JP2602494B2 - Ｎｍｒ走査装置 - Google Patents

Ｎｍｒ走査装置

Info

Publication number
JP2602494B2
JP2602494B2 JP60237809A JP23780985A JP2602494B2 JP 2602494 B2 JP2602494 B2 JP 2602494B2 JP 60237809 A JP60237809 A JP 60237809A JP 23780985 A JP23780985 A JP 23780985A JP 2602494 B2 JP2602494 B2 JP 2602494B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
coil
matching
nmr
coil means
scanning apparatus
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
JP60237809A
Other languages
English (en)
Other versions
JPS61113308A (ja
Inventor
パトリツク・リー・ジヤスコルスキイ
マシユウ・ジー・イアシユ
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
General Electric Co
Original Assignee
General Electric Co
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by General Electric Co filed Critical General Electric Co
Publication of JPS61113308A publication Critical patent/JPS61113308A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP2602494B2 publication Critical patent/JP2602494B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N24/00—Investigating or analyzing materials by the use of nuclear magnetic resonance, electron paramagnetic resonance or other spin effects
    • G01N24/08—Investigating or analyzing materials by the use of nuclear magnetic resonance, electron paramagnetic resonance or other spin effects by using nuclear magnetic resonance
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
    • G01R33/3642—Mutual coupling or decoupling of multiple coils, e.g. decoupling of a receive coil from a transmission coil, or intentional coupling of RF coils, e.g. for RF magnetic field amplification
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
    • G01R33/34046—Volume type coils, e.g. bird-cage coils; Quadrature bird-cage coils; Circularly polarised coils
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
    • G01R33/3628—Tuning/matching of the transmit/receive coil
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/42—Screening
    • G01R33/422—Screening of the radio frequency field
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S505/00—Superconductor technology: apparatus, material, process
    • Y10S505/825—Apparatus per se, device per se, or process of making or operating same
    • Y10S505/842—Measuring and testing
    • Y10S505/843—Electrical
    • Y10S505/844—Nuclear magnetic resonance, NMR, system or device

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ この発明は核磁気共鳴（NMR）装置に関する。更に具
体的にいえば、この発明は、NMR走査装置（scanner）の
一部分を形成するRF電力増幅器及びRF受信器前置増幅器
にNMR無線周波（RF）コイルを結合するために相互イン
ダクタンスを利用するインピーダンス整合装置に関す
る。
［従来の技術］ 核磁気共鳴現象は、化学的な組成物の構造を解析する
ために、従来構造化学者によて解像度の高いNMR分光装
置で利用されている。更に最近になって、NMRは解剖学
的な部分の作像（イメージング）並びに生体内の非侵入
形の分光分析を行なうのに用途を持つ医療診断様式が開
発された。現在では周知のように、核磁気共鳴現象は、
患者のようなサンプル物体を分極用磁界の中に配置し、
ラーモア周波数のRFエネルギーでこの物体を照射するこ
とにより、励振することが出来る。医療診断の用途で
は、これは典型的には検査する患者を円筒形のRFコイル
の中に位置決めし、RFコイルをRF電力増幅器で付勢する
ことによって行なわれるのが典型的である。RF励振が止
むと、同じRFコイル又は異なるRFコイルとRF前置増幅器
を用いて、RFコイルの場の中にある患者の容積から出る
NMR信号を受信する。NMR信号は、この信号に空間情報を
符号化するために使われる直線的な磁界勾配の存在の下
に観測するのが普通である。完全なNMR走査の過程出、
複数個のNMR信号を観測するのが典型的である。この
後、この信号を使って検査する物体のNMR作像情報又は
分光情報を取出す。
RF電力増幅器とRFコイルの間、並びにコイルとNMR受
信器の前置増幅器の間のエネルギーの伝達を最大にする
ため、コイルの入力インピーダンスが電力増幅器の出力
インピーダンス及び前置増幅器の入力インピーダンスと
整合していなければならない。更にRFコイルのインピー
ダンスは、RFコイルをRF電力増幅器又は前置増幅器の何
れかに結合する伝送線路の特性インピーダンスと整合し
ていなければならない。これは調節自在のインピーダン
ス整合回路を使うことによって達成することが出来る。
従来のNMR用RFコイル整合回路で起こる問題は、こうい
う回路が適正に動作するためには、コイルの良さの係数
Ｑに依存することである。このＱがコイルの中にある物
体の寸法と共に変化する。このため、大きな人（例えば
体重が220ポンドを越える人）は小さい人よりも、余計
にコイルのＱを下げる。一般的に、Ｑ値が小さいと、Ｑ
値の下降に伴ってコイルの入力インピーダンスが同じ様
に減少するために、インピーダンス不整合が起こる。
［従来技術の問題点］ 最適の入力インピーダンスに戻すために、普通の整合
回路は電気接続部を動かしたり、コンデンサの値を取替
えたり、或いは可変コンデンサ又はインダクタを調節す
ることを必要とする。然し、別々の値を持つ部品に置換
えることは又は電気接続部を移動することは、有限の数
のNMR用RFコイルの負荷しかインピーダンス整合するこ
とが出来ない。磁界の均質性に対する影響があるため、
NMR用磁石の中孔の近くに調節自在の容量及びインダク
タンス素子を使うことも同じ様に望ましくない。
［発明の目的］ 従って、この発明の主な目的は、上に述べた従来の装
置の欠点を解決するNMR用RFコイル・インピーダンス整
合装置を提供することである。
この発明の別の目的は、複数個の負荷を広い範囲の負
荷インピーダンスにわたって有効に整合させるために可
変相互インダクタンスを用いたNMR用RFコイル・インピ
ーダンス整合装置を提供することである。
［発明の構成］ 無線周波信号を発信及び受信するRFコイル手段と、発
信モードで動作する時にRFコイル手段を付勢する付勢手
段と、受信モードで動作する時に無線周波信号を受信す
る受信手段を含むNMR走査装置において、RFコイル手段
を付勢手段及び受信手段に結合する整合コイル手段が設
けられる。整合コイル手段は、動作中、該整合コイル手
段とRFコイル手段とが相互インダクタンスによって結合
されるようにRFコイル手段の磁界の中に配置されてい
て、RFコイル手段を付勢手段並びに受信手段にインピー
ダンス整合させるために用いられる。
この発明の新規と考えられる特徴は特許請求の範囲に
具体的に記載してあるが、この発明自体の構成、作用並
びにその他の目的及び利点は、以下図面について説明す
るところから最も良く理解されよう。
［好ましい実施例の説明］ 本発明を説明する前に、先ず従来のNMR装置について
簡略に説明する。第１図は分極用磁界を発生するNMR磁
石10の側面断面図である。以下の説明では、磁石を超導
電形の設計として説明するが、これは例に過ぎず、この
他の磁石の設計も利用することが出来る。磁石はソレノ
イド構造であって、縦軸線14を中心とする円筒形の中孔
12を持っていて、一組の主コイル巻線16を持っている。
主コイル巻線は、付勢された時、分極用磁界すなわち静
磁界を発生する。超導電形磁石では、コイルに使われる
材料に特有の超導電温度に巻線を保つために、液体ヘリ
ウム及び窒素の様な適当な極低温剤を入れた極低温槽18
の中にコイルが配置される。主コイル巻線に隣接して、
一組又は更に多くの抵抗形又は超導電形シム・コイル20
を配置するのが有利である。シム・コイルが、巻線16に
よって発生された分極用磁界の固有な非均質性を補正す
るように作用する。勿論超導電形シム・コイルは極低温
槽18の中に収容される。RFコイル集成体22が、シム・コ
イルに隣接して配置された勾配コイル集成体24の内側に
同軸に配置される。RF減結合遮蔽体26がRF及び勾配コイ
ル集成体の間に同軸に配置され、両方のコイルを減結合
するように作用する。実質的に遮蔽体は低域フィルタと
して作用し、可聴範囲の周波数を持つ勾配磁界パルスが
妨げられずにその中を通過することが出来るようにしな
がら、RF周波数では実質的に短絡回路として作用し、こ
うしてRFコイルに対する勾配コイルの結合の望ましくな
い影響を避けるようになっている。使う時、患者（図に
示してない）の検査領域を磁石の中孔の全体的に球状の
容積28とを整合させる。この容積では分極用磁界及びRF
磁界が均質であって、コイル集成体によって発生される
勾配磁界が直線的である。
NMR走査装置の全体的な構造を第１図を参照して一般
的に説明した。次に第２図を参照して、RFコイル及びRF
遮蔽体の構成、並びにRFコイルを直接的に付勢する従来
の１つの方法について説明する。RFコイルは全体的に参
照数学30で示してあるが、RF遮蔽体32によって囲まれる
ものとして示されている。このRF遮蔽体の一部分を破断
して、図面を判り易くしている。RFコイルは、８個の軸
方向導電セグメント37乃至44によって相互接続された１
対の導電ループ素子34,36で構成される。各々の軸方向
導電セグメントは、セグメント37乃至44に夫々対応する
コンデンサ46乃至53として示すような少なくとも１つの
容量素子を持っている。導電ループ素子34は、軸方向導
電セグメント37の両側で該導電ループ素子中に配置され
た第１対の直列接続されたコンデンサ54,55を持ってい
る。また導電セグメント37と直径上で向かい合って配置
された軸方向導電セグメント41の両側で、第２対の直列
接続されたコンデンサ56,57が導電ループ素子34中に接
続されている。同様に、導電ループ素子36は、軸方向導
電セグメント37及び41の両側に夫々接続された対のコン
デンサ62,63及び64,65を持っている。コンデンサ54乃至
57及び62乃至65の作用は、NMR作像の用途に使われる磁
界勾配パルス状に印加されることによる導電ループ素子
中の渦電流の循環を防止すること、並びに正しい駆動点
インピーダンスを作ることである。第２図には別個に示
してないが、ループ素子34,36の導電部分には固有のイ
ンダクタンスが関係しており、コイルの適正な動作を達
成するためには、このインダクタンスを軸方向導電セグ
メントに配置された容量素子と組合せるのが必要であ
る。更に、第２図に示すRFコイルは８個の軸方向導電セ
グメントを持つものとして示してある。しかし、実際に
は、コイルはこの様に制限されず、セグメントはこれよ
り多くても少なくても良いが、セグメントの数が多けれ
ば多い程、その結果出来るRF磁界の均質性が高くなる。
RFコイルはRF電力増幅器66によって付勢される。RF電
力増幅器66は発信器（図に示してない）から入力RF信号
を受取る。RF増幅器の出力が、例えば同軸ケーブル68、
発信／受信（T/R）スイッチ70及び第２の同軸ケーブル7
2を介して、容量素子54,55の両端に印加される。同軸ケ
ーブル72の中心導体が直列接続されたコンデンサ54,55
の片側に接続され、そのシールドが反対側に接続される
と共に、点74でRF遮蔽体32に接地されている。RFコイル
が受信アンテナとして動作する時、受信NMR信号が同軸
ケーブル72及び発信／受信スイッチ70を介してRF前置増
幅器76に印加され、そこからRF受信器（図に示していな
い）に印加される。
第２図について説明したRFコイルを付勢する直接的な
駆動方法は多くの用途で満足に作用する。然し、それに
は欠点が伴っている。前に述べたように、コイルのイン
ピーダンスが作像する物体の寸法に応じて変化し、物体
が大きくなるにつれてインピーダンスが減少する。この
結果、コイルとRF電力増幅器の間のインピーダンス不整
合が生じ、コイルに電力が結合される時の効率が低下す
る。更に、RF電力増幅器の出力インピーダンスは業界の
標準の50オームのインピーダンスに定められているか
ら、コイルの入力インピーダンスはこの値に極く近い状
態に保たなければならない。その目的のため、その両端
でRFコイルを付勢するコンデンサ54,55は、静電容量の
減少につれてインピーダンスが増加することから、小さ
く（100乃至200ピコファラッド程度）しなければならな
い。コイルの所望のインピーダンスを得るためにこうい
うコンデンサを小さくしなければならないという条件
は、大きいRF電流によってコンデンサの両端に誘起され
る高い電圧の結果として起こるコイルの早期の故障を避
けるために、コンデンサを出来るだけ大きくする条件と
相反する。この様な高い電圧は、コンデンサの誘電体絶
縁破壊により、RFコイルの早期の故障を起こす原因にな
ることがある。RFコイルを励振する直接的な駆動方法に
伴う別の欠点は、RFコイル及び勾配コイルを減結合する
ためにRFコイルをRF遮蔽体の中に封じ込めなければなら
ないという条件、並びにケーブルの配置並びに移動によ
るインピーダンスの変化を最小限に抑えるために、RFコ
イル及び遮蔽体を同軸駆動ケーブルに（第２図の74に示
すような点で）接地しなければならないという条件によ
って起こる。遮蔽体及びRFコイルが同軸ケーブルに接続
されている結果、RFコイルを付勢した時、RFコイルと遮
蔽体が互いに接近していることによってRFコイルと遮蔽
体との間に形成される標遊静電容量により、電流の不平
衡が起こる。この電流の不平衡により、RF磁界が非均質
になり、それによって像にアーチファクトが生じること
がある。電流の不平衡は普通の平衡不平衡変成器によっ
て除くことが出来るが、こういう装置はNMR装置内で保
守が困難であることが判っている。RFコイルの共振周波
数が、RF増幅器から供給されるRF励振周波数と若干異な
る場合も電流の不平衡が起こり得る。電流の不平衡によ
り、コイルの１つ部分でより大きな電圧が発生する。こ
れが像のアーチファクトを招き、過大な電圧による誘電
体の早期の故障を招く。
この発明は、前述の従来のNMR用RFコイル駆動方法に
伴うの欠点を解決する。この発明では、無線周波信号を
発信及び受信するRFコイル手段（例えば、前述のRFコイ
ル30で構成される）と、発信モードで動作する時にRFコ
イル手段を付勢する第１の付勢手段（例えば、前述の要
素66,68,70,72で構成される）と、受信モードで動作す
る時に無線周波信号を受信する受信手段（例えば、前述
の要素76,70,72で構成される）を含むNMR走査装置にお
いて、RFコイル手段を付勢手段及び受信手段に結合する
第１の整合コイル手段が設けられる。第１の整合コイル
手段は、動作中、該整合コイル手段とRFコイル手段とが
相互インダクタンスによって結合されるようにRFコイル
手段の磁界の中に配置されていて、RFコイル手段を付勢
手段並びに受信手段にインピーダンス整合させるために
用いられる。第１の整合コイル手段とRFコイル手段との
間の相互インダクタンスによる結合度は第１の調節手段
により調節される。第１の調節手段は、前記RFコイルの
磁界に結合される前記第１の整合コイル手段の面積を変
えるように前記第１の整合コイル手段を動かす手段で構
成される。第１の整合コイル手段は遮蔽手段（例えば、
遮蔽体30または後述の第５図の遮蔽体90）に電気的に接
地される。
この発明による解決法を次に第３図及び第４図を参照
して更に詳しく説明する。第３図には、第２図について
前に述べた遮蔽体及びコイルと略同一の遮蔽体32及びRF
コイル30が示されている。第３図でも、同様の部分には
同じ参照数字を用いている。更に、第３図には、本発明
の第１の整合コイル手段を構成する整合コイル80が示さ
れている。整合コイル80は、RFコイルと遮蔽体の間に配
置されていて、その１端がコンデンサC1を介して同軸給
電ケーブル72の中心導体に結合され、他端がRF遮蔽体
（点75で）並びに同軸ケーブルの外側導体に結合された
細長い導電ループで構成されている。整合コイル80はRF
コイル30に対し、矢印82で例示するように、RFコイルの
共振周波数でRF磁束密度が最大である場所に配置され
る。これにより、同軸ケーブル72を介して整合コイルに
印加されたRFエネルギは、可変相互インダクタンス（す
なわち整合コイルとRFコイルとの間の変成器作用）によ
ってRFコイルに結合される。整合コイルと磁束（従って
RFコイル）との間の結合度は、磁束に対する結合のため
に利用し得る整合コイルの実効面積と、整合コイルとRF
コイルの間の結合係数に関係する。整合コイルの平面が
矢印82で示したRF磁束に対して垂直である時、結合が最
大になる。
この発明の１実施例では、結合度を変える、すなわち
調節する第１の調節手段として、両方向の矢印86で示す
方向に、整合コイル80を縦軸線84の周りに回転させて、
磁束が結合し得る整合コイルの面積を可変にする手段
（図示ぜず）を設ける。一般的に、整合コイルとRFコイ
ルの間に高い結合度を生ずる位に大きな面積を持つ整合
コイルを作ることが望ましい。
次にRFコイル、整合コイル及びRF電力増幅器を略図で
示す第４図について、可変相互インダクタンスを利用し
てRFコイルを付勢するこの発明の動作方法を詳しく説明
する。第４図では、整合コイルがインダクタンスL1を持
つものとして表わされており、これがコンデンサC1及び
抵抗R1と直列に接続されている。この説明では、抵抗R1
は無視し得る位に小さいと仮定する。NMR用RFコイルに
関係する静電容量及びインダクタンスが夫々集中定数C2
及びL2で示されている。インダクタンスL1及びL2が相互
インダクタンスＭによって結合される。可変抵抗R2がイ
ンダクタンスL2及び容量C2と直列に接続されている。抵
抗R2を可変素子として示してあるが、これはNMR用RFコ
イルの良さの係数Ｑが患者の寸法の変化により変わるこ
とを示すためである。例えば、大きな患者では、コイル
のＱが低下する。これは抵抗R2の値の増加に相当する。
RF電力源88の出力インピーダンスR5が整合コイルの両端
のインピーダンスZinに等しい時、電力の伝達が最大に
なる。この状態により、NMR用RFコイルに最大の電流I2
が流れる。即ち、 RS＝ω2M2/R2 （１） である時に、電流I2が最大である。この式でωはRFコイ
ルの共振周波数、Ｍは整合コイルとNMR用RFコイルの間
の相互インダクタンスの結合係数である。普通の動作の
場合のように、コイルの容量及びインダクタンスが共振
状態にある時、この式が成立する。この時、整合コイル
及びRFコイルは、関心が持たれる原子核のラーモア周波
数で共振するように設計されており、RF電力源の周波数
は所望の共振周波数に等しい。
式（１）から、インピーダンスZinが抵抗R2の値に関
係することは明らかである。前に述べたように、抵抗R2
はコイルの良さの係数Ｑに関係する。従って、良さの係
数Ｑが変化すると、RF電力源から見た入力インピーダン
スZinが変化し、この結果インピーダンス不整合が起こ
る。この発明では、前に挙げた式から明らかなように、
整合コイルのインダクタンスL1とNMR用RFコイルのイン
ダクタンスL2の間の結合を変えることにより、インピー
ダンスZinの値を調節することが出来る。結合度が相互
インダクタンスの結合係数Ｍによって表わされている。
前に述べたように、第３図で整合コイル80を回転して、
RF磁束との結合のために利用し得るコイル・ループによ
って囲まれた面積を変えることにより、結合度を調節す
ることが出来る。整合コイルを回転することは、相互イ
ンダクタンスＭを変える効果があるが、回転運動の結果
として、整合コイルの長さ及び形状が変化しないため
に、整合コイル自己インダクタンスL1にはほとんど影響
がない。このため、整合コイルの自己インダクタンスを
平衡させるために使われるコンデンサC1は、NMR用RFコ
イルの中に色々な身長の患者が配置される時、調節する
必要がない。
NMR用RFコイルと整合コイルとの間の結合を、整合コ
イルを回転させることによって変える上述の方法は、一
例に過ぎず、整合コイルとRFコイルの間の距離をRF磁束
密度が一層大きく又は一層小さくなる位置に変えるとい
うようなこの他の方法も有利に用いることが出来ること
が理解されよう。
第5A図は、同軸に配置されたRF遮蔽体90とRFコイルコ
イル92の端面図である。RFコイル92は、そのうちの２つ
を参照数字94で示すような16個の軸方向導電セグメント
を持っている。第5A図には、特にNMR作像に役立つ直線
偏波RF磁界を発生するようにRFコイルを付勢するための
整合コイル96の好ましい位置も示されている。整合コイ
ル96は、RFコイルと遮蔽体の間の、磁束線98が相対的に
接近していることによって図示されているように、RF磁
束密度が最大である領域に配置される。第5A図に示す磁
束の形は、軸方向導電セグメントの電流が（第5A図の角
度に対し）正弦状分布を持つコイルの共振様式の場合で
あり、この結果、RFコイルの内側のRF磁束は、磁束線部
分100で示すように一様である。
第5B図は実質的に第5A図と同じであり、同じ部分には
同じ参照数字を付けてある。第5B図は、円偏波磁界を発
生するようにRFコイルを付勢するために可変相互インダ
クタンスを利用するこの発明の実施例を示す。公知のよ
うに、円偏波磁界は、NMRの用途では、電力を減少する
と共に、信号対雑音比を改善するという利点がある。第
5A図及び第5B図の主な違いは、第5B図では、RFコイルか
ら円偏波磁界を発生させるために、第１の整合コイル手
段すなわち第１の整合コイル96に加えて、第２の整合コ
イル手段すなわち第２の整合コイル102が設けられてい
ることである。整合コイル96,102は第5B図に示すよう
に、夫々垂直から45゜変位しており、このため整合コイ
ル96,102はRFコイルの円周に沿って互いに90゜離れてい
る。この構成では、非対称な被検体を検査する時にRFコ
イルの不均一な負荷が避けられる。整合コイル102の場
所は、第5A図について説明し、第5B図で実線で示した共
振モードに対して直交する共振モードに関連する最大の
RF磁束密度と一致するように選ばれる。直交モードに関
連する磁束が第5B図では破線で示されており、整合コイ
ル102は参照数字104で示した最大磁束密度の領域に配置
される。直交共振モードに結合するため、第１及び第２
の整合コイル96,102はそれぞれ、互いに電気角で90゜ず
れた位相を持つRF電力源を含む第１及び第２の付勢手段
（図に示してない）により、整合コイル及びRFコイルの
共振周波数で付勢される。好ましい実施例では、このた
めの付勢手段としては、第６図に示す直角ハイブリッド
装置106のような幾つかの公知の４ポート装置の内の１
つを用いる。
次に第６図について説明すると、RF電力増幅器110の
出力が発信／受信スイッチ110aを介して直角ハイブリッ
ド装置のポート１に印加され、そこで互いに90゜位相が
ずれている、大きさの略等しい２つの信号に分割され
る。この電力の分割によって得られた２つの信号がポー
ト３及び４に現れ、第5B図について説明した96,112に示
すような整合コイルに印加される。このように第１及び
第２の整合コイルを付勢する第１及び第２の付勢手段
は、要素110,110a,106で構成される。受信モードでは、
RFコイルが受信したNMR信号がポート3,4に印加され、直
角ハイブリッド装置で正しい位相にされて、略全部の信
号がポート２に現れるようにし、このポートから発信／
受信スイッチ110bを介してRF前置増幅器112に印加さ
れ、その後NMR受信器（図に示してない）に印加され
る。整合負荷抵抗114が発信／受信スイッチを介して直
角ハイブリッド装置のポート２に結合されて、発信サイ
クルの間の適正な動作を保証することが示されている。
このように第１及び第２の整合コイルから信号を受信す
る受信手段は、要素106,110b,112で構成される。この他
の適当な４ポート装置の例としては、これに限らない
が、リング・ハイブリッド装置、対称形カップラ、被対
称形カップラ、テーパつき整合カップラ及び集中定数カ
ップラがある。
第5A図及び第5B図において、NMR用RFコイル92と第１
及び第２の整合コイル96,102のそれぞれとの間の結合を
変えて調節するためのそれぞれの第１及び第２の調節手
段の各々は、第３図について整合コイル80を回転させる
ための手段と同様なもので構成することが出来る。
この発明の別の実施例の整合コイルが第７図に示され
ている。このコイルはアングル形導電素子116を持ち、
この導電素子の長い部分がRF遮蔽体118と平行に配置さ
れ、一層短い垂直セグメントによってそれと電気的に接
続されている。第２アングル形導電素子120の長い部分
が導線素子116と平行に配置されていて、それから隔た
って狭いすき間を作る。導電素子120の垂直の短い部分
が同軸ケーブル122の中心導体に接続される。この同軸
ケーブルがRF電力源（図に示してない）に結合されてお
り、その外側導体が遮蔽体118に接地されている。導電
素子116,120が、その長い部分とRF遮蔽体との間に、破
線で示す区域124を作る。この区域124は、RFコイルの磁
束と結合する整合コイルの面積であり、整合コイルとRF
との間の結合度を決定する。導電素子116,120の間のす
き間が前に第４図につい説明したコンデンサC1に対応
し、導電素子がインダクタンスL1に対応する。導電素子
を取替えずに区域（すなわち面積）124を調節する１つ
の方法は、両方向の矢印126a,126bで示すように、遮蔽
体に対するその高さを調節することである。このように
区域を調整するための調節手段は、導電素子を保持して
動かすことの出来る任意の適当な手段で構成しうる。コ
ンデンサC1の容量値は、例えば１対のねじ128,130を調
節して、導電素子116,120の間のすき間を狭くしたり広
げることによって変えることが出来る。実際には、正確
なインピーダンス整合状態からの若干の偏差があっても
差支えないので、この区域及び静電容量は、走査が予想
される大抵の患者にとって許容し難い程のインピーダン
ス不整合を生じないような経験的に設定された値に調節
される。
この発明では、可変相互インダクタンスを用いてRFコ
イルを付勢する結果として、幾つかの利点が得られる。
例えば、第２図に示す導電ループ素子34,36に夫々配置
された容量素子54乃至57及び62乃至65は、一層大きく作
ることができ、このため、その両端間に生じる電圧降下
が一層小さくなり、従って誘電体の絶縁破壊の恐れが小
さくなる。このことは、通常これらの容量素子がRFコイ
ルにおいて（入力インピーダンスを高くするために必要
である）最も小さな値を持ち、そのため高電圧状態の下
で最初に故障するので、それを防止する点で有利であ
る。更に、この発明の方法を利用することによって得ら
れるインピーダンスが（RFコイルを正しく励振するため
に必要な共振状態のために）実数（real）の性格を持っ
ており、磁界の磁束と結合するための整合コイルの面積
を増加することにより、高いレベルに設定することが出
来る。もう１つの利点は、RFコイルが点74で遮蔽体に結
合されている第２図に示した従来の駆動装置の場合と比
べて、NMR用RFコイルをもはやどの点でも遮蔽体に直接
的に接続する必要がないことである。これにより、RFコ
イルは電気的に「浮動状態（floating）」すなわちアー
スや電源回路などに何ら接続されていない状態にするこ
とができ、従って隣接の要素との間の漂遊静電容量（st
ray capacitance）に応じて自動的に平衡する、すなわ
ちRFコイルの電位が漂遊静電容量に応じて自動的に定ま
る。この発明では、整合コイルは遮蔽体が誘導駆動装置
の一体的な部分として使用されるように第３図の点75で
遮蔽体に接地されており、これによりRF電力増幅器に対
して安定な入力インピーダンスが形成されると共に、平
衡不平衡変成器を設ける必要がなくなる。この整合コイ
ルの周波数外れの動作では、電力増幅器からRFコイルへ
のエネルギの伝達が共振磁束パターンによって最小限に
抑えられる。即ち、コイルが共振していない場合（即
ち、RFコイルの共振周波数とは異なる周波数を持つRF電
力源によって付勢されている場合）、増幅器はコイルに
電力を結合することが出来ない。これは、コイルが整合
コイルと結合するのに必要な磁界の磁束パターンを持た
ないからである。これは、RFコイルを付勢する従来の直
接的な駆動方法では得られない自己保護機構として望ま
しい。
こヽで説明したRFコイルに役立つ１実施例のNMR用RF
遮蔽体が第８図に示されている。この遮蔽体1983年12月
16日出願の米国特許出願通し番号562121号に記載されて
いる。簡単にいうと、第８図は、誘電体材料によって隔
てられた両面印刷配線板の２つの導電面に使われる食刻
パターンを示している。実線（例えば140）は、印刷配
線板の内側の導電シート（即ち、遮蔽体の内側内筒面と
なる導電シート）に食刻すべき区域を表わし、破線（例
えば142）は外側導電シートに食刻すべき区域を表わ
す。食刻された印刷配線板を円筒の形にし、内側導電シ
ートの縁Ａ−Ｂ及びＣ−Ｄはんだ付けすることにより、
NMR用RFコイルをその中に受入れるようにする。外側導
電シートの縁は電気的に接続せず、点Ａ−Ｂ及びＣ−Ｄ
を結ぶ破線144で示すように、すき間を形成する。内側
及び外側導電シートの文字EFGHで示した中心矩形領域を
食刻して、NMR用RFコイルの軸方向導電セグメントと平
行な複数個の垂直導電条片146,148を作る。内側及び外
側導電面の各々に食刻した線は例えば条片の幅の半分だ
け変位していて、一方の導電シートのすき間が他方の導
電シートの同じ場所にある導電条片によって架橋される
ようになっている。内側導電シートの導電条片150,152,
154及び導電条片156,158,160が、夫々第３図に示しNMR
用RFコイルの導電ループ素子34,36に流れる電流に対応
する電流を通す。導電ループ素子34は条片154を中心と
し、導電ループ素子36は導電条片156を中心とする。こ
れらの通路には切れ目がない。これは、線の末端が文字
Ｊ及びＫ、Ｌ及びＭで表わされた線に沿って配置された
食刻区域は、ループ素子の電流が最低であるループ周辺
に沿った点に配置することが出来るからである。食刻線
162,164が垂直方向の電流の流れを妨げる。然し、こう
いう切れ目は遮蔽体に誘起させる渦電流を防止するため
に必要である。然し、コイルのこの区域では、コイル電
流が広い区域に渡って広がっていて、条片154,156より
も線162,164の前後では電流密度が一層小さい。更に、
一層大きな容量結合の区域が線162,164を架橋してい
る。外側導電シートの食刻線166,168,170が内側導電シ
ートの対応する食刻線162,164から遠く離れた位置にあ
って、線162,164の間の容量性架橋を最大にする。食刻
線144,172が、完成された遮蔽体で外側導電シートにす
き間を形成する。このすき間が勾配によって誘起された
渦電流ループを防止するが、遮蔽体の効率には何の悪影
響もない。内側導電シートに設けられたどの食刻線も、
外側導電シートの食刻線と交差しないことに注意された
い。しかし、例えば線162,164を結合して点Ｎ及びＰの
間の１本の連続的な食刻線を形成することにより、この
様な交差部を作れるようにすることが望ましいことがあ
る。この場合、146に示すような、遮蔽体のすべての導
電素子は、内面に誘起された電流に対して略同じインピ
ーダンスを持つ。
この発明を特定の実施例及び例について説明したが、
当業者には、以上の説明からこの他の変更が容易に考え
られよう。従って、この発明は、特許請求の範囲内で、
こヽに具体的に説明しなかった形で実施することが出来
ることを承知されたい。
【図面の簡単な説明】
第１図はRFコイル集成体、勾配コイル集成体、シム・コ
イル集成体及びRF遮蔽体を含むNMR走査装置用の磁石の
断面図、第２図はNMR用RFコイルを直接的に励振する従
来の１つの方法を示す図で、RF遮蔽体を一部破断して示
す概略図、第３図は第２図と同様であるが、可変相互イ
ンダクタンスを用いたこの発明のNMR用RFコイル・イン
ピーダンス整合装置の１実施例を示す概略図、第４図は
この発明に従って可変相互インダクタンスを利用してRF
コイルを励振する様子を示す等価回路図、第5A図はRF磁
束の分布と、直線偏波RF磁界を発生するためのこの発明
の整合コイルの好ましい位置を示した、第３図に示され
ているようなNMR用RFコイルの端面図、第5B図は第5A図
と同様であるが、更に直交共振モードの磁束分布と、円
偏波RF磁界を励振するためのこの発明の整合コイルの好
ましい位置とを示すRFコイルの端面図、第６図は円偏波
RF磁界を発生するために直角励振を利用した好ましい実
施例のブロック図、第７図は第5A図及び第5B図に示した
実施例に有利に用いることが出来るこの発明の別の実施
例のインピーダンス整合コイルを詳しく示す図、第８図
はRFコイルを付勢するためにこの発明に利用できる１実
施例のRF遮蔽体を示す図である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 マシユウ・ジー・イアシユ アメリカ合衆国、ウイスコンシン州、オ コノモワク、ウエスト・ウイスコンシ ン・アベニユー、805番 (56)参考文献 特開 昭58−39939（ＪＰ，Ａ) 実公 昭58−4284（ＪＰ，Ｙ２)

Claims (8)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】無線周波信号を発信及び受信するRFコイル
    手段（30）と、発信モードで動作する時に前記RFコイル
    手段を付勢する第１の付勢手段（66,68,70,72）と、受
    信モードで動作する時に無線周波信号を受信する受信手
    段（72,70,76）を含むNMR走査装置において、 前記RFコイル手段を前記付勢手段及び前記受信手段に結
    合する第１の整合コイル手段（80,96）であって、当該
    整合コイル手段は、動作中、当該整合コイル手段と前記
    RFコイル手段とが相互インダクタンスによって結合され
    るように前記RFコイル手段の磁界の中に配置されてい
    て、前記RFコイル手段を前記付勢手段並びに前記受信手
    段にインピーダンス整合させるための当該第１の整合コ
    イル手段を有することを特徴とするNMR走査装置。
  2. 【請求項２】特許請求の範囲第１項に記載したNMR走査
    装置に於て、前記第１の整合コイル手段と前記RFコイル
    手段との間の相互インダクタンスによる結合度を調節す
    る第１の調節手段を有するNMR走査装置。
  3. 【請求項３】特許請求の範囲第２項に記載したNMR走査
    装置に於て、前記第１の調節手段が、前記RFコイルの磁
    界に結合される前記第１の整合コイル手段の面積を変え
    るように前記第１の整合コイル手段を動かす手段で構成
    されているNMR走査装置。
  4. 【請求項４】特許請求の範囲第１又は２項に記載したNM
    R走査装置に於て、遮蔽手段（32,90）を有し、前記第１
    の整合コイル手段が該遮蔽手段に電気的に接地されて、
    前記RFコイル手段を前記第１の整合コイル手段及び前記
    遮蔽手段に対して電気的に浮動状態にするようにしたNM
    R走査装置。
  5. 【請求項５】特許請求の範囲第１、２又は３項に記載し
    たNMR走査装置に於て、前記RFコイルを前記受信手段に
    結合する第２の整合コイル手段（102）を有し、該第２
    の整合コイル手段は前記RFコイル手段の磁界の中に配置
    されていて物理的には前記RFコイルの周縁に沿って前記
    第１の整合コイル手段から90゜だけずれて配置されてお
    り、更に前記第２の整合コイル手段を付勢する第２の付
    勢手段を有し、該第２の付勢手段の出力が前記第１の整
    合コイル手段を付勢する前記第１の付勢手段から電気的
    に90゜ずれているNMR走査装置。
  6. 【請求項６】特許請求の範囲第５項に記載したNMR走査
    装置に於て、前記第２の整合コイル手段と前記RFコイル
    手段との間の相互インダクタンスによる結合度を調節す
    る第２の調節手段を有するNMR走査装置。
  7. 【請求項７】特許請求の範囲第６項に記載したNMR走査
    装置に於て、前記第２の調節手段は、前記RFコイルの磁
    界に結合される前記第２の整合コイル手段の面積を変え
    るように前記第２の整合コイル手段を動かす手段で構成
    されているNMR走査装置。
  8. 【請求項８】特許請求の範囲第７項に記載したNMR走査
    装置に於て、遮蔽手段（32,90）を有し、前記第１及び
    第２の整合コイル手段が該遮蔽手段に電気的に接地され
    て、前記RFコイル手段を前記第１及び第２の整合コイル
    手段並びに前記遮蔽手段に対して電気的に浮動状態にす
    るようにしたNMR走査装置。
JP60237809A 1984-10-29 1985-10-25 Ｎｍｒ走査装置 Expired - Fee Related JP2602494B2 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US06/665,487 US4638253A (en) 1984-10-29 1984-10-29 Mutual inductance NMR RF coil matching device
US665487 1984-10-29

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPS61113308A JPS61113308A (ja) 1986-05-31
JP2602494B2 true JP2602494B2 (ja) 1997-04-23

Family

ID=24670314

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP60237809A Expired - Fee Related JP2602494B2 (ja) 1984-10-29 1985-10-25 Ｎｍｒ走査装置

Country Status (8)

Country Link
US (1) US4638253A (ja)
EP (1) EP0180121B1 (ja)
JP (1) JP2602494B2 (ja)
KR (1) KR890000411B1 (ja)
CN (1) CN1005932B (ja)
DE (1) DE3576207D1 (ja)
FI (1) FI853151L (ja)
IL (1) IL76252A (ja)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN100498368C (zh) * 2002-10-10 2009-06-10 特斯拉工程有限公司 梯度线圈结构及包括它的磁共振成像和光谱学仪器

Families Citing this family (81)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4725780A (en) * 1984-10-19 1988-02-16 Mitsubishi Denki Kabushiki Kaisha RF field generator and detector
US4721915A (en) * 1985-03-06 1988-01-26 Siemens Aktiengesellschaft High frequency antenna system for nuclear magnetic resonance tomography devices
US4684895A (en) * 1985-08-05 1987-08-04 Picker International, Inc. Interface system for NMR spectrometer and quadrature probe
US5045792A (en) * 1985-08-14 1991-09-03 Picker International, Inc. Split and non-circular magnetic resonance probes with optimum field uniformity
US4731584A (en) * 1985-08-14 1988-03-15 Picker International, Inc. Magnetic resonance probe for operation at frequencies above self resonance
US4879516A (en) * 1985-08-14 1989-11-07 Picker International, Inc. Precision electrical adjustment of quadrature coil isolation
US4918388A (en) * 1985-08-14 1990-04-17 Picker International, Inc. Quadrature surface coils for magnetic resonance imaging
NL8502273A (nl) * 1985-08-19 1987-03-16 Philips Nv Magnetisch resonantie apparaat met bird cage r.f. spoel.
IL78767A (en) * 1986-05-13 1989-09-10 Elscint Ltd Probe for nuclear magnetic resonance systems
DE3763625D1 (de) * 1986-05-20 1990-08-16 Siemens Ag Antenneneinrichtung zum anregen und/oder empfangen hochfrequenter felder in einer kernspintomographie-apparatur.
US4752736A (en) * 1986-07-22 1988-06-21 The Regents Of The University Of California Center fed QD MRI RF coil
NL8603252A (nl) * 1986-12-22 1988-07-18 Philips Nv Magnetisch resonantie-apparaat met verstemde rf-spoel.
US4751464A (en) * 1987-05-04 1988-06-14 Advanced Nmr Systems, Inc. Cavity resonator with improved magnetic field uniformity for high frequency operation and reduced dielectric heating in NMR imaging devices
JPS63277049A (ja) * 1987-05-08 1988-11-15 Toshiba Corp Ｍｒｉ装置のインピ−ダンス自動調整装置
US4783641A (en) * 1987-08-13 1988-11-08 General Electric Company NMR radio frequecny field coil with distributed current
JP2594975B2 (ja) * 1987-09-21 1997-03-26 三菱電機株式会社 Ｎｍｒ用高周波プローブ
US4820985A (en) * 1988-04-06 1989-04-11 General Electric Company Apparatus for tuning an NMR field coil
US4885539A (en) * 1988-06-06 1989-12-05 General Electric Company Volume NMR coil for optimum signal-to-noise ratio
US4926125A (en) * 1988-08-22 1990-05-15 General Electric Company Surface gradient assembly for high speed nuclear magnetic resonance imaging
US4871969A (en) * 1988-12-22 1989-10-03 General Electric Company RF shield for RF coil contained within gradient coils of NMR imaging device
NL8903066A (nl) * 1989-12-14 1991-07-01 Philips Nv Magnetisch resonantie apparaat met beeldfout reductie.
US5081418A (en) * 1990-04-30 1992-01-14 General Electric Company Method and apparatus for tuning an nmr field coil
DE69116556T2 (de) * 1990-06-06 1996-09-19 Advanced Nmr Systems Abgeschirmte gradientspule für nmr-abbildung
US5243286A (en) * 1990-06-06 1993-09-07 Advanced Nmr Systems, Inc. Split shield for magnetic resonance imaging
US5159929A (en) * 1990-06-14 1992-11-03 Morris G Ronald Insulated rf shield
US5172061A (en) * 1990-09-18 1992-12-15 The Regents Of The University Of California Q control for capacitively coupled MRI/MRSI RF coil
US5196797A (en) * 1990-10-31 1993-03-23 Toshiba America Mri, Inc. Method of correcting an asymmetry in an NMR radio frequency coil and an improved radio frequency coil having N-fold symmetry and reduced eddy current
GB2266775B (en) * 1992-05-05 1996-01-31 Marconi Gec Ltd Magnetic resonance apparatus
GB9209625D0 (en) * 1992-05-05 1992-06-17 Marconi Gec Ltd Magnetic resonance apparatus
US5365173A (en) * 1992-07-24 1994-11-15 Picker International, Inc. Technique for driving quadrature dual frequency RF resonators for magnetic resonance spectroscopy/imaging by four-inductive loop over coupling
EP0705271B1 (en) 1993-06-25 2002-11-13 Affymetrix, Inc. (a Delaware Corporation) Hybridization and sequencing of nucleic acids
DE4322352C2 (de) * 1993-07-05 1996-09-05 Siemens Ag Hochfrequenz-System einer Anlage zur Kernspintomographie mit einer galvanisch entkoppelten Lokalspuleneinrichtung
US5483163A (en) * 1993-08-12 1996-01-09 The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services MRI coil using inductively coupled individually tuned elements arranged as free-pivoting components
GB9319921D0 (en) * 1993-09-27 1998-03-18 British Tech Group Method of and apparatus for testing a sample
US5483158A (en) * 1993-10-21 1996-01-09 The Regents Of The University Of California Method and apparatus for tuning MRI RF coils
US5461314A (en) * 1993-10-21 1995-10-24 The Regents Of The University Of California MRI front end apparatus and method of operation
AUPN124595A0 (en) * 1995-02-21 1995-03-16 University Of Queensland, The An RF resonator for NMR
US5791648A (en) * 1996-02-20 1998-08-11 Hohl; G. Burnell Inductive sensory apparatus
US5998999A (en) * 1996-12-12 1999-12-07 Picker International, Inc. Volume RF coils with integrated high resolution focus coils for magnetic resonance imaging
US6107798A (en) * 1997-04-10 2000-08-22 National Research Council Of Canada Tuning and matching an impedance
US6011395A (en) * 1997-12-11 2000-01-04 Varian, Inc. Shielded drive for balanced quadrature bird cage coil
US6501274B1 (en) * 1999-10-15 2002-12-31 Nova Medical, Inc. Magnetic resonance imaging system using coils having paraxially distributed transmission line elements with outer and inner conductors
US6538442B2 (en) * 2000-12-22 2003-03-25 Ge Medical Systems Global Technology Company MRI system having RF shielding gradient coil structure
US6771070B2 (en) * 2001-03-30 2004-08-03 Johns Hopkins University Apparatus for magnetic resonance imaging having a planar strip array antenna including systems and methods related thereto
US6552544B2 (en) * 2001-04-05 2003-04-22 Varian, Inc. Detunable coil assembly and method of detuning RF coil for MRI
US7088104B2 (en) * 2001-12-31 2006-08-08 The John Hopkins University MRI tunable antenna and system
DE10213565B3 (de) * 2002-03-26 2004-01-08 Siemens Ag Hochfrequenzantenne für eine Magnetresonanzanlage
US6853193B2 (en) * 2002-05-10 2005-02-08 Mayo Foundation For Medical Education And Research Simultaneous MR data acquisition with multiple mutually desensitized RF coils
AUPS295002A0 (en) * 2002-06-13 2002-07-04 Thorlock International Limited A receive system for high q antennas in nqr
DE10244173B4 (de) * 2002-09-23 2005-11-03 Siemens Ag Antennenanordnung für ein Magnetresonanzgerät, Magnetresonanz-Antennensystem, Magnetresonanzgerät sowie Verfahren zur Verkopplung zweier Antennengruppen
AU2003272059A1 (en) * 2002-10-17 2004-05-04 Ramot At Tel Aviv University Ltd. A radiofrequency magnetic field resonator and a method of designing the same
US6940466B2 (en) * 2003-11-25 2005-09-06 Starkey Laboratories, Inc. Enhanced magnetic field communication system
US7088100B2 (en) * 2004-03-11 2006-08-08 General Electric Company Method and apparatus to generate a circular polarized RF field independent of subject asymmetry
WO2006076738A1 (en) * 2005-01-14 2006-07-20 Invivo Corporation High-field mode-stable resonator for mri comprising additional resonant structure
WO2007030832A2 (en) * 2005-09-09 2007-03-15 State Or Oregon Acting By And Through The State Board Of Higher Education Of Behalf Of The University Of Oregon High impedance differential input preamplifier and antenna for magnetic resonance systems
US7932721B2 (en) * 2006-04-07 2011-04-26 The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services Inductive decoupling of a RF coil array
DE102006018158A1 (de) * 2006-04-19 2007-10-25 Siemens Ag Zylindrische Magnetresonanzantenne
US8022706B2 (en) * 2006-06-15 2011-09-20 Koninklijke Philips Electronics N.V. Silent and thin RF body coil
US7816918B2 (en) * 2007-05-24 2010-10-19 The Johns Hopkins University Optimized MRI strip array detectors and apparatus, systems and methods related thereto
DE102007046082B4 (de) * 2007-09-26 2009-06-10 Siemens Ag Hochfrequenzsendesystem, Magnetresonanzanlage und Verfahren zur Steuerung einer Magnetresonanzanlage
WO2009061481A1 (en) 2007-11-06 2009-05-14 T2 Biosystems, Inc. Small magnet and rf coil for magnetic resonance relaxometry
DE102010041202B4 (de) 2010-09-22 2014-03-06 Siemens Aktiengesellschaft Magnetresonanzgerät, Reflektor-Array und Hochfrequenzschirmsystem für ein Magnetresonanzgerät
DE112012003755T5 (de) * 2011-09-09 2014-09-18 Knowles Electronics, Llc HF-Abschirmung für akustische Einrichtungen
EP2618171A1 (en) * 2012-01-17 2013-07-24 Koninklijke Philips Electronics N.V. Multi-resonant T/R antenna for MR image generation
BR112014018601A8 (pt) * 2012-02-01 2017-07-11 Koninklijke Philips Nv Blindagem de radiofrequência (rf) para utilização em um digitalizador de imagem de ressonância magnética (rm)
DE102012203450B4 (de) * 2012-03-05 2015-03-12 Siemens Aktiengesellschaft Magnetresonanzeinrichtung mit einer zylindrischen Patientenaufnahme und Patientenkapsel
EP2825897B1 (en) 2012-03-14 2021-08-25 Max-Planck-Gesellschaft zur Förderung der Wissenschaften e.V. A method for multi-mode, multi-load, and multi-domain optimization of a multi-channel near-field rf transmitter
US9885766B2 (en) 2012-04-17 2018-02-06 Transarray LLC Magnetic-resonance transceiver-phased array that compensates for reactive and resistive components of mutual impedance between array elements and circuit and method thereof
EP2936184A1 (en) * 2012-12-20 2015-10-28 Koninklijke Philips N.V. Automated decoupling of rf receive coil elements
CN103344927B (zh) * 2013-06-26 2015-09-23 深圳市特深电气有限公司 磁共振射频线圈以及磁共振成像系统
EP3248024B1 (en) * 2015-01-21 2024-04-03 Koninklijke Philips N.V. Automated impedance adjustment of a multichannel rf coil assembly
CN105223526A (zh) 2015-09-25 2016-01-06 沈阳东软医疗系统有限公司 一种射频发射线圈阻抗匹配电路及方法
EP3387456B1 (en) * 2015-12-08 2024-02-28 Koninklijke Philips N.V. Radio frequency coil-array for magnetic resonance examination system
CN106646023A (zh) * 2016-10-25 2017-05-10 深圳安科高技术股份有限公司 一种射频发射线圈谐振点的检测方法和系统
JP7232185B2 (ja) * 2016-12-22 2023-03-02 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ 異なるｍｒｉモードのためのｒｆコイル装置及びｒｆ遮蔽装置
CN108627783B (zh) * 2017-03-23 2022-01-14 通用电气公司 射频线圈阵列及磁共振成像发射阵列
DE102017207500A1 (de) * 2017-05-04 2018-11-08 Siemens Healthcare Gmbh Spulenanordnung zum Senden von Hochfrequenzstrahlung
EP3531156B1 (de) * 2018-02-21 2024-03-27 Siemens Healthineers AG Einstellen einer feldverteilung einer antennenanordnung einer magnetresonanzanlage
CN110398704B (zh) * 2018-04-25 2021-09-17 西门子(深圳)磁共振有限公司 射频系统及其磁共振系统
US10804871B1 (en) 2019-05-14 2020-10-13 Honeywell International Inc. Cryogenic radio-frequency resonator for surface ion traps
CN114167321B (zh) * 2021-11-04 2022-08-30 华中科技大学 一种超导量子磁力梯度仪及磁场梯度值测量方法

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE2225899C3 (de) * 1972-05-27 1975-01-30 Spectrospin Ag, Faellanden (Schweiz) Empfangskreis im Probenkopf eines Spinresonanzspektrometers
US4075552A (en) * 1975-04-24 1978-02-21 Traficante Daniel D Wide-band nuclear magnetic resonance spectrometer
US4129822A (en) * 1975-04-24 1978-12-12 Traficante D Wide-band nuclear magnetic resonance spectrometer
DE2840178A1 (de) * 1978-09-15 1980-03-27 Philips Patentverwaltung Magnetspulenanordnung zur erzeugung von linearen magnetischen gradientenfeldern
JPS584284U (ja) * 1981-06-30 1983-01-12 日野自動車株式会社 自動スポツト溶接装置
DE3133432A1 (de) * 1981-08-24 1983-03-03 Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München Hochfrequenzfeld-einrichtung in einer kernspinresonanz-apparatur
US5274332A (en) * 1983-11-14 1993-12-28 General Electric Company Inductively coupled multi-section radio frequency field coil for NMR
FI73320C (fi) * 1984-01-20 1987-09-10 Instrumentarium Oy Nmr-spolarrangemang.
FI853150L (fi) * 1984-10-09 1986-04-10 Gen Electric Radiofrekvensfaelt foer nmr.

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN100498368C (zh) * 2002-10-10 2009-06-10 特斯拉工程有限公司 梯度线圈结构及包括它的磁共振成像和光谱学仪器

Also Published As

Publication number Publication date
DE3576207D1 (de) 1990-04-05
IL76252A (en) 1989-07-31
EP0180121A2 (en) 1986-05-07
US4638253A (en) 1987-01-20
EP0180121A3 (en) 1986-10-22
CN85106858A (zh) 1986-07-23
EP0180121B1 (en) 1990-02-28
FI853151L (fi) 1986-04-30
IL76252A0 (en) 1986-01-31
KR890000411B1 (ko) 1989-03-16
JPS61113308A (ja) 1986-05-31
CN1005932B (zh) 1989-11-29
KR860003509A (ko) 1986-05-26
FI853151A0 (fi) 1985-08-16

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP2602494B2 (ja) Ｎｍｒ走査装置
US5610521A (en) Gradient and RF coil system without RF shield
US7023209B2 (en) Method and apparatus for magnetic resonance imaging and spectroscopy using microstrip transmission line coils
US7012429B1 (en) Magnetic resonance imaging system using coils having distributed transmission line elements with outer and inner conductors
US5680047A (en) Multipl-tuned radio frequency coil for simultaneous magnetic resonance imaging and spectroscopy
EP0151745B1 (en) Radio frequency field coil for nmr
JP3295851B2 (ja) 磁気共鳴装置
US5198768A (en) Quadrature surface coil array
US6608480B1 (en) RF coil for homogeneous quadrature transmit and multiple channel receive
Isaac et al. A design for a double-tuned birdcage coil for use in an integrated MRI/MRS examination
JP2659626B2 (ja) Ｎｍｒ無線周波コイル
US20070007964A1 (en) RF coil for imaging system
EP0580327B1 (en) Magnetic resonance apparatus
US5179332A (en) NMR radio frequency coil with disable circuit
JPS6162454A (ja) 核磁気共鳴写像用無線周波アンテナ装置
EP0388451A1 (en) SURFACE QUADRATURE DEPHASING COILS FOR MAGNETIC RESONANCE IMAGING.
JPH06502491A (ja) 核磁気共鳴のための高周波体積共鳴器
JPH0820496B2 (ja) Ｎｍｒ磁界コイルを同調させる方法
US6927575B2 (en) Surface coil decoupling means for MRI systems
US6175237B1 (en) Center-fed paralleled coils for MRI
US6788059B2 (en) RF detector array for magnetic resonance imaging
US4731584A (en) Magnetic resonance probe for operation at frequencies above self resonance
Dürr et al. A dual‐frequency circularly polarizing whole‐body MR antenna for 69/170 MHz
JP3504968B2 (ja) 核磁気共鳴イメージング用の局部コイル
Avdievich et al. High‐field actively detuneable transverse electromagnetic (TEM) coil with low‐bias voltage for high‐power RF transmission

Legal Events

Date Code Title Description
LAPS Cancellation because of no payment of annual fees