JP2659626B2 - Ｎｍｒ無線周波コイル - Google Patents

Ｎｍｒ無線周波コイル

Info

Publication number
JP2659626B2
JP2659626B2 JP3117876A JP11787691A JP2659626B2 JP 2659626 B2 JP2659626 B2 JP 2659626B2 JP 3117876 A JP3117876 A JP 3117876A JP 11787691 A JP11787691 A JP 11787691A JP 2659626 B2 JP2659626 B2 JP 2659626B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
radio frequency
conductive
conductive segment
nmr
frequency coil
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 - Lifetime
Application number
JP3117876A
Other languages
English (en)
Other versions
JPH05113473A (ja
Inventor
ユーン−ウォン・カン
マシュー・ジィ・イーシュ
ケネス・ウォーレス・ベルト
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.)
JENERARU EREKUTORITSUKU CO
Original Assignee
JENERARU EREKUTORITSUKU 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 JENERARU EREKUTORITSUKU CO filed Critical JENERARU EREKUTORITSUKU CO
Publication of JPH05113473A publication Critical patent/JPH05113473A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP2659626B2 publication Critical patent/JP2659626B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Lifetime legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • 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
    • 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
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/5659—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of the RF magnetic field, e.g. spatial inhomogeneities of the RF magnetic field

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は核磁気共鳴（ＮＭＲ）イ
メージング方法およびそのシステムに関するものであ
る。更に詳しく述べると、本発明は無線周波（ＲＦ）信
号を送受信するためにこのような装置と一緒に使用され
る無線周波（ＲＦ）コイルに関するものである。
【０００２】
【従来の技術】ＮＭＲイメージングでは、デカルト座標
系のＺ軸に沿ってイメージング対象に一様な磁界Ｂ0 が
印加される。このデカルト座標系の原点はイメージング
対象の中心になっている。磁界Ｂ0 の効果は対象の核ス
ピンをＺ軸に沿ってそろえることである。Ｘ−Ｙ平面内
に配向された適正な周波数のＲＦ磁界信号に応答して、
核は次式に従ってラーモア周波数でＺ軸を中心として歳
差運動する。
【０００３】ω＝γＢ0 但し、ωはラーモア周波数であり、γは定数であり、特
定の核に固有の磁気回転比である。このようなイメージ
ングでは水分が主要な関心事である。水分が生物組織の
中に比較的多く含まれていることとその核の性質からで
ある。水に対する磁気回転比γの値は４．２６KHz ／ガ
ウスであるので、１．５テスラの分極磁界Ｂ0 では水の
共鳴周波数すなわちラーモア周波数は約６３．９MHz で
ある。
【０００４】通常のイメージング・シーケンスでは、ラ
ーモア周波数ωを中心とするＲＦ信号が無線周波（Ｒ
Ｆ）コイルによってイメージング対象に印加される。こ
のＲＦ信号の印加時に磁界勾配ＧZ が印加されることに
より、共鳴周波数ωを持つ、Ｘ−Ｙ平面に沿って対象を
切ったスライス中の核だけが励起されて共鳴する。
【０００５】このスライス中の核の励起の後、Ｘ軸とＹ
軸に沿って磁界勾配が印加される。Ｘ軸に沿った勾配Ｇ
X によって、核はＸ軸に沿った核の位置できまる異なる
共振周波数で歳差運動する。すなわち、ＧX は歳差運動
する核を周波数で符号化する。同様に、Ｙ軸の勾配ＧY
は一連の値に順次変えられて、Ｙ位置を勾配振幅の関数
として位相変化速度に符号化する。このプロセスは通
常、位相符号化と呼ばれる。
【０００６】歳差運動する核により発生される弱いＲＦ
信号はＲＦコイルが検知してＮＭＲ信号として記録する
ことができる。このＮＭＲ信号から、周知の再構成技術
に従ってスライス画像を得ることができる。ＮＭＲ画像
の再構成についてはデイー・エヌ・キーン（D.N.Kean）
およびエム・エー・スミス（M.A.Smith ）の著書「磁気
共鳴イメージング、原理と応用」（“Magnetic Resonan
ce Imaging,Principles and Applications”）に概説さ
れている。
【０００７】ＮＭＲイメージング技術によって作成され
る画像の品質は幾分、核を励起するために使用されるＲ
Ｆ信号の強さと一様性によって左右される。ＲＦ磁界信
号の強さは結果として得られる画像の信号対雑音比に直
接影響を与える。ＲＦ磁界の強さは実際上、ＲＦ発生器
からＲＦコイルへの電力転送効率、ＮＭＲ励起の最適レ
ベル、およびＲＦ電力の堆積に対する患者の許容度によ
って制限される。磁界の一様性はＧz 勾配のスライス選
択性に影響を及ぼすとともに、ＲＦ信号の変化による励
起核の位相差によって生じ得る画像アーチファクトの激
しさにも影響を及ぼす。
【０００８】図１に示すように、核１０は磁気モーメン
ト１２を有しており、ＲＦ磁気信号によりこれが励起さ
れて静磁界Ｂ0 を中心とした歳差運動１８を行ない、こ
の結果、静磁界Ｂ0 に対して垂直な平面に沿って磁気ベ
クトル１４が生じる。
【０００９】励起用ＲＦ磁界１４はＸ−Ｙ平面内の単一
の軸に沿って振動することができる。このような振動磁
界は、当業者には既知のように振動軸に沿って静磁界Ｂ
0 に垂直に配置された２つの導電性ループで構成された
「サドル」形コイル（図示しない）によって作ることが
できる。
【００１０】核モーメント１２のより有効な励起は円偏
波ＲＦ磁界すなわち回転する磁気ベクトル１４を生じる
ＲＦ磁界で達成することができる。磁気ベクトル１４は
図１の矢印２０で示すようにラーモア周波数ωに等しい
角速度でＸ−Ｙ平面内で回転することが好ましい。
【００１１】コイル構造をその「共鳴」周波数で励振し
たとき、ＲＦコイル構造により回転するＲＦ磁気ベクト
ルが生じることが知られている。図２に２８で示すよう
な、回転磁界を作成するためのこのようなコイル構造の
１つは静磁界Ｂ0 の軸に沿って間隔を置いて配置された
１対の導電性ループ２２を有する。ループ２２は静磁界
Ｂ0 の軸に平行な一連の導電性セグメント２４に結合さ
れる。ループ２２および導電性セグメント２４は固有イ
ンダクタンスを有しており、長さ方向に容量性素子３０
で分割することにより、コイルを外部ＲＦ発生器２６で
駆動したとき導電性セグメント２４を通る電流を所望の
パターンにすることができる。
【００１２】コイル構造２８を特定の周波数で駆動した
とき、各軸方向セグメント２４の電流分布の位相は静磁
界Ｂ0 の軸のまわりで測定したセグメント２４の横方向
角度θに等しくなる。この位相分布はループ素子２２の
固有インダクタンスと軸方向のセグメント２４のキャパ
シタンスの「遅延線」効果の結果である。駆動周波数
で、導電性セグメント２４の角度変位θが３６０°の場
合、遅延線効果により導電性セグメント２４に流れる電
流に３６０°の位相変移が生ずる。当業者には理解され
るように、この電流分布は上記のように円偏波のＲＦ磁
界１４を作る。
【００１３】所定の周波数で種々のコイル形状の位相変
移特性を使用するＲＦコイル構造の詳細な説明が、米国
特許第４，６８０，５４８号明細書、米国特許第４，６
９２，７０５号明細書および米国特許第４，６９４，２
５５号明細書に記載されている。これらのＲＦコイルは
包括的に「共鳴ＲＦコイル」と呼ばれている。
【００１４】やはり図２に示すように、導電性セグメン
ト２４の１つの容量性素子３０の両端間に直接接続され
たＲＦ発生器によりコイル構造２８を駆動することがで
きる。代案として米国特許第４，６３８，２５３号明細
書に記載のようにＲＦ発生源２６をコイル構造２８に誘
導結合することができる。
【００１５】重畳の法則の適用により、共鳴コイルの設
計では導電性セグメントを接続する導電性ループ２２を
通って円周方向にかなりの電流が流れることは明らかで
ある。この電流はコイル２８の両側の各導電性セグメン
ト２４を通って流れる電流の和である。円周方向の電流
によって、所望の横方向の回転磁界１４とは異なり、Ｂ
0 軸（図示しない）に沿った縦方向の磁界成分が生じ
る。これらの縦方向の磁界成分は発生する横方向磁界１
４の軸方向の均一性に悪影響を与えることがある。
【００１６】ＭＲイメージング・シーケンスの間、イメ
ージング対象（これも図示されていない）がループ２２
および導電性セグメント２４によって規定されるように
コイル体積の中に配置されている。イメージング対象が
コイル構造に近接している結果、コイル２８とイメージ
ング対象との間に容量性結合が生じるので、誘電加熱に
よりイメージング対象内でのＲＦ電力損失が大きくな
る。
【００１７】イメージング対象の横断面が一様でない
か、またはＲＦコイル２８との中心合わせが不均一であ
ると、これらの異なるコイル構造に結合された誘電損失
と同様に、異なるコイル素子間でイメージング対象に対
する容量結合が変化する。ＲＦコイル２８に対してこの
一様でない負荷が及ぼす影響はコイル構造を離調してコ
イル構造の遅延線を混乱させ、その結果、導電性セグメ
ント２４の中の電流の位相分布をゆがませることであ
る。軸方向電流の位相分布の変化によって、再構成され
たＮＭＲ画像に歪みが生じ、またＲＦ発生器２６から結
合されるＲＦ電力が小さくなる。
【００１８】
【発明の概要】本発明では、回転する横方向磁界を送出
するかまたは受けるためのＮＭＲ用ＲＦコイルは、縦軸
に平行で、縦軸のまわりに角度θの間隔を置いて配置さ
れた複数の導電性セグメントとこれらのセグメントを囲
むＲＦシールドを含む。電力スプリッタから軸方向の各
導電性セグメントに別々のＲＦ信号を供給することによ
り各セグメントに電流ｉ（ｔ）＝ｓｉｎ（ωｔ＋θ）を
誘導する。ここでθは電流が流れるセグメントの横方向
角度である。
【００１９】本発明の１つの目的はコイルとイメージン
グ対象との間の結合損失の影響に一層耐える円偏波磁界
を発生することができるＲＦコイルを作成することであ
る。コイル構造とは別個に電力スプリッタを使用するこ
とにより、コイルとイメージング対象との間の容量性結
合が各導電性セグメントに分布されたＲＦ信号の位相に
及ぼす影響を小さくする。電力スプリッタは各セグメン
トを他のセグメントから電気的に隔離するので、イメー
ジング対象に対する容量性結合が大きくなった結果とし
て１つのセグメントの負荷が増大した場合でも、他のセ
グメントに対する電流の位相は実質的に変らない。コイ
ル近傍から電力スプリッタを除くことにより、軸方向セ
グメントの電流分布を損なう恐れのあるイメージング対
象と電力スプリッタとの間の相互作用が防止される。
【００２０】本発明のもう１つの目的は軸方向の磁界の
均一性を改良したＲＦコイルを作成することである。従
来の共振ＲＦコイル設計で使用されているような軸方向
素子の両端を接続するループ素子をなくすことによっ
て、それらのループ素子を通る円周方向の電流が除去さ
れる。これにより、ＲＦコイルにより発生される横方向
磁界の均一性を損なう恐れのある円周方向の電流による
縦方向磁界成分がなくなる。軸方向のセグメントの長さ
方向に沿って配置された容量性素子はこれらのセグメン
トにおける定在波の振幅を小さくする。
【００２１】本発明の更にもう１つの目的は核スピンの
励起の間、イメージング対象に失なわれるＲＦ電力を小
さくし、イメージング対象のＲＦ加熱を小さくすること
である。ＲＦコイルは電界と磁界の両方を作成する。電
界の強さはイメージング対象に対するＲＦコイルの容量
性結合によって生じる誘電損失の量に影響を及ぼす。通
常、誘電損失はＲＦコイルから失なわれるＲＦエネルギ
を支配する。
【００２２】本発明では、容量性素子が軸方向のセグメ
ントに沿って配置され、軸方向のセグメントと同調して
直列共振するように調整される。これにより、軸方向の
セグメントのインピーダンスが小さくなるので、該セグ
メントを通る電流が大きくなり、セグメント両端間の電
圧が小さくなる。電圧が低いと、ＲＦコイルの発生する
電界が小さくなるので誘電損失が小さくなる。イメージ
ング対象内でのＲＦ電力の堆積もそれに応じて小さくな
る。電流が大きくなると、コイルの発生する磁界が大き
くなり、イメージング対象の核スピンを励起する際のＲ
Ｆコイルの有効性が増大する。
【００２３】本発明の更にもう１つの目的はＲＦコイル
内に配置されるイメージング対象の寸法、組成または位
置の変化に対するＲＦコイル入力インピーダンスの感度
を小さくすることである。ＲＦコイルの入力インピーダ
ンスがＲＦ発生器の出力インピーダンスに等しいとき、
ＲＦ発生器から最大電力がＲＦコイルに結合される。直
列共振のために容量性素子を使用して軸方向のセグメン
ト両端間の電圧を小さくすることにより、各セグメント
の入力のリアクタンスが最小となる。したがって、イメ
ージング対象との容量性結合によって生じるＲＦコイル
・インピーダンスの変動が小さくなり、異なるイメージ
ング対象に対するＲＦ発生器とＲＦコイルとの間のイン
ピーダンス整合が改善される。
【００２４】本発明の更にもう１つの目的はＲＦコイル
の外側に生じる電界を抑圧するための改善されたＲＦシ
ールドを提供することである。ほぼ円筒形のシールドは
導電性セグメントを囲んでおり、また、ＲＦコイルの縦
軸を中心とし、かつ半径が軸方向のセグメントの半径に
等しい開口を含む導電性の端板をかぶせられている。こ
のシールド構造により、イメージング装置の支持用内腔
管を通すことなく電力スプリッタを軸方向のセグメント
に接続することができ、電力スプリッタをシールドの外
側に配置することができる。その結果得られる階段状の
シールド構造によって、ＲＦシールドを改善することが
できる。
【００２５】本発明の上記および他の目的および利点は
以下の説明から明らかとなろう。以下、付図を参照して
説明するが、付図は説明のための本発明の実施例を示し
ている。しかし、このような実施例は必らずしも本発明
の範囲全体を表わすものではないので、発明の範囲の解
釈にあたっては請求の範囲を参照しなければならない。
【００２６】
【実施例の説明】図３に示すように、本発明によるＲＦ
コイルは４つの部分で構成される。第１の部分は入力ポ
ート４０に接続された単一のＲＦ発生器２６から信号を
受けて１組のフェーズド（phased）信号（すなわち位相
調整された信号）を作成する、Ｎ個のポート３３を持つ
Ｎ路電力スプリッタ／組合わせ器３２である。第２の部
分は入力がポート３３に接続されたＮ個の整合回路網３
４の組である。第３の部分は整合回路網３４の出力に接
続された一連のＮ個の軸方向に伸びる導電性セグメント
である。第４の部分には、コイルのアースまたは共通電
位を形成することにより導電性セグメント２４を通るＲ
Ｆ信号をＲＦ発生器に戻すための図８に８６で示すよう
な導電性シールドが含まれている。
【００２７】以下の本発明の説明では静磁界Ｂ0 １６は
標準の右手座標系のＺ軸とそろっているものとする。
【００２８】Ｎ路電力スプリッタ／組合わせ器
【００２９】
【全体的な説明】やはり図３に示すように、Ｎ路電力ス
プリッタ／組合わせ器３２は信号流の方向に応じてスプ
リッタまたは組合わせ器としての役目を果す。スプリッ
タとしてこれを使うことにより、ＲＦ発生器２６からの
単一入力信号が分割されてポート３３のＮ個の別々の出
力信号となる。Ｎ個の出力信号は振幅が等しく、位相が
２π／Ｎラジアンずつ隔てられている。Ｎ路電力スプリ
ッタ／組合わせ器３２はＮ個のポート３３の相互間の電
気的隔離も行なう。これにより、１つのポート３３とそ
れに対応する導電性セグメント２４との間のインピーダ
ンス不整合によって生じた反射エネルギが他のポート３
３に存在するどの信号にも悪影響を及ぼさない。
【００３０】振幅が等しく位相間隔の等しいこれらのＮ
個の信号がＮ個の整合回路網３４に印加され、Ｎ個の整
合回路網３４はこれらの信号をＮ個の導電性セグメント
２４に印加する。各信号の位相はそれが印加される導電
性セグメント２４の角度位置に対応するので、導電性セ
グメント２４に流れる電流はその角度位置に従って位相
調整される。これにより、当業者には理解されるよう
に、横方向の円偏波されたＲＦ磁界ベクトルが生じ、こ
れが核スピンを励起する。
【００３１】信号の逆方向の流れでは、Ｎ個のポート３
３は入力ポートとして動作し、Ｎ個の個別入力信号を結
合して出力ポート８０の単一出力信号とするために使用
される。Ｎ個の入力ポートの信号が２π／Ｎラジアンず
つ位相が隔てられているとき、それらの結合された電力
が出力ポート８０に向けられ、その間、隔離されたポー
ト４０からは何ら電力は流れない。
【００３２】前記の動作と同様に、歳差運動する核スピ
ンは各導電性セグメントに信号を誘導する。これらの誘
導された信号の位相は導電性セグメントの角度位置に等
しくなる。このようにして、誘導された信号は組合わさ
れて、Ｎ路電力スプリッタ／組合わせ器３２の出力ポー
ト８０に向けられる。
【００３３】
【実施例】図４に示すように、第１の実施例では、１６
個の導電性セグメント２４を駆動するための１６路電力
スプリッタ／組合わせ器３２は位相差間隔が２２．５°
で振幅と周波数が等しい１６個のＲＦ信号を発生する。
ＲＦ発生器２６からのＲＦ信号は入力ポート４０に入力
され、そしてまずハイブリッド回路網４１によって振幅
と位相の等しい２つの信号に分割される。これらの信号
のうち一方は２ポートの４５°位相遅延回路網４４によ
って位相変移され、次に０°のハイブリッド回路網５０
および５４によって両方の信号が等しい部分に分割され
る。次に、このように作成された４つの信号のうち２つ
の信号は１対の２ポートの２２．５°位相遅延回路網５
８および６２によってそれぞれ位相変移される。次に、
４個の信号すべてが９０°ハイブリッド回路網６４−７
０によりそれぞれ等しい振幅信号に分割される。その結
果得られた８個の信号は１８０°ハイブリッド７２によ
って１８０°対向する信号に分割される。１８０°ハイ
ブリッド回路網７２の第３の使用されていないポートは
抵抗７４によってアースに終端される。抵抗７４は装置
の特性インピーダンス（５０オーム）に等しい。抵抗７
４は１８０°ハイブリッド回路網７２と整合回路網３４
との間のインピーダンス不整合、または１８０°ハイブ
リッド回路網７２と導電性セグメント２４との間のイン
ピーダンス不整合によって生じるハイブリッド回路網の
出力ポートに戻る反射エネルギを吸収する役目を果す。
これにより、導電性セグメント２４に接続された信号相
互の間の隔離が行なわれる。
【００３４】以下に更に説明するように、１６個の信号
はそれぞれインピーダンス整合回路網３４を介して導電
性セグメント２４に結合されている。
【００３５】ＲＦ駆動信号４０が終了したとき、歳差運
動する核スピン１２により生じるＲＦ信号を導電性セグ
メント２４が受けて、整合回路網３４を介してＮ路電力
スプリッタ／組合わせ器３２に送ることができる。やは
り図４に示すように、１８０°ハイブリッド回路網７２
は位相が１８０°隔った信号を受けて組み合わせる。こ
れらの受信信号の位相間隔は受信しているセグメントの
横方向角度変位の関数である。
【００３６】１８０°ハイブリッドからの組み合わされ
た信号は再び９０°ハイブリッド回路網６４−７０によ
って組み合わされる。組み合わされた信号は９０°ハイ
ブリッド回路網中の前に使用しなかったポートから取り
出される。その結果得られる４つの信号のうち２つの信
号は２個の２ポートの２２．５°位相遅延回路網６０お
よび５６に与えられ、４個の信号は０°ハイブリッド回
路網５２および４８によって対ずつ組み合わされる。そ
の結果得られる信号のうちの１つの信号は２ポート位相
遅延回路網４６によって位相変移され、０°ハイブリッ
ド回路網４２で残りの同相信号と組み合わされることに
よりＮＭＲ信号が作成される。したがって、スプリッタ
／組合わせ器３２の入力と出力との間でＲＦ隔離が行な
われる。
【００３７】図５に示すように、第２の実施例では、８
個の導電性セグメント２４を駆動するための８路電力ス
プリッタ／組合わせ器が位相差４５°の間隔で振幅と周
波数が等しい８つのＲＦ信号を発生する。上記の１６路
電力スプリッタ／組合わせ器と同様、ＲＦ発生器２６か
らのＲＦ信号４０はまず０°ハイブリッド回路網４１に
よって振幅と位相が等しい２つの信号に分割される。こ
れらの信号のうち一方が２ポートの４５°位相遅延回路
網４４によって位相変移された後、両方の信号が９０°
ハイブリッド回路網６４および７０によって等しい部分
に分割される。このように作成された４個の信号はそれ
ぞれ４個の１８０°ハイブリッド回路網７２によって分
割され、位相変移される。この場合も、１８０°ハイブ
リッド回路網７２の第３の使用されていないポートは抵
抗７４によって終端されている。これにより、インピー
ダンス不整合によって生じるハイブリッド回路網出力ポ
ートに戻る反射エネルギが吸収される。
【００３８】歳差運動する核スピン１２により生じるＲ
Ｆ信号は逆の動作をする１８０°ハイブリッド回路網が
受けて組み合わせる。１８０°ハイブリッドからの組み
合わされた信号は次に９０°ハイブリッド回路網６４お
よび７０によって組み合わされる。組み合わされた信号
は９０°ハイブリッド回路網の前は使用されていなかっ
たポートから取り出される。その結果得られる２つの信
号のうちの一方の信号は２ポートの４５°の位相遅延回
路網４６に与えられ、次にこの２つの信号が０°ハイブ
リッド回路網７２によって組み合わされることにより、
スプリッタ／組み合わせ器回路網３２の他方のポートを
介してＮＭＲ信号が作成される。
【００３９】図６ａ−６ｃに示すように、上記のＮ路電
力スプリッタ／組合わせ器３２を形成するハイブリッド
回路網は個別の無効素子および抵抗素子で構成される。
【００４０】ハイブリッド回路網は４個のポートを正し
く終端したとき１つのポートへのエネルギ入力が残りの
３個のポートのうちの２個のポートに分割され、分割さ
れた信号には相対的な位相変移を与えることができると
いう性質をそなえた４ポート回路網である。逆に、適切
な大きさと位相で２個のポートにエネルギが入力された
とき、エネルギは組み合わされて残りの２個のポートの
うちの１つのポートから出力される。
【００４１】ハイブリッド回路網のもう１つの性質は１
つの出力ポートのインピーダンス不整合、たとえばポー
トの不適切な終端または取り付けた装置のインピーダン
スの変化によって生じる反射エネルギが部分的に第３の
未使用ポートに送られるということである。その結果、
分割された信号の間にある程度の電気的隔離が生じる。
【００４２】ここで使用しているように、ハイブリッド
に関連する位相角とは、１つの信号を分割したときに生
じる２つの信号の相対位相、または２つの信号のうちの
一方に対して零度の変移の単一の信号を形成するように
組み合わせるべき２つの信号の間に必要とされる位相角
を意味する。
【００４３】ハイブリッド回路網を使用してＲＦ信号を
分割して組み合わせること、および分割された信号に位
相変移を与えることは当業者には知られている。このよ
うな装置はマイクロ波装置の場合は導波管により、ある
いは本発明のようにもっと低い周波数の場合には回路網
内に配置された個別の誘導性素子、容量性素子および抵
抗素子の組み合わせから作ることができる。このような
回路網の設計の例はジュローム・エル・アルトマン（Je
rome L.Altman ）著「マイクロ波回路（Microwave Circ
uits）」に示されている。
【００４４】次に図６ａに示すように、０°ハイブリッ
ド回路網４２はコンデンサＣ１およびＣ３ならびにイン
ダクタＬ１およびＬ２の片側に接続されたポートＰ１を
そなえている。Ｃ１およびＣ３の残りの側はアースに接
続されている。インダクタＬ１の残りの側はポートＰ
２、コンデンサＣ２の片側、および抵抗Ｒ１の片側に接
続されている。インダクタＬ２の残りの側はポートＰ
３、コンデンサＣ４の片側、および抵抗Ｒ１の残りの側
に接続されている。Ｃ２およびＣ４の残りの側はアース
に接続されている。各コンデンサの値はＲＦ発生器２６
から整合回路網３４までの伝送線の特性インピーダンス
Ｚ0 （約５０オーム）に整合する値すなわち＋ｊｚ
0 （但しｊ＝（−１）1/2 である。各インダクタの値は
−ｊｚ0 であり、抵抗Ｒ１の値は２ｚ0 である。
【００４５】次に図６ｂに示すように、９０°ハイブリ
ッド回路網６４はインダクタＬ３およびＬ４ならびにコ
ンデンサＣ５に接続されたポートＰ１をそなえている。
Ｌ４の残りの側はコンデンサＣ６およびインダクタＬ６
の片側ならびにポートＰ２に接続されている。ポートＰ
３はインダクタＬ３の残りの側ならびにインダクタＬ５
およびコンデンサＣ７の片側に接続されている。Ｌ５の
残りの側はコンデンサＣ８の片側、Ｌ６の残りの側、お
よびポートＰ４に接続されている。コンデンサＣ５，Ｃ
６，Ｃ７およびＣ８の残りの側はアースに接続されてい
る。各コンデンサの値は−ｊｚ0 ／［１＋（２）1/2 ］
である。インダクタＬ４およびＬ５の値はｊｚ0 ／
（２）1/2であり、インダクタＬ３およびＬ６の値はｊ
ｚ0 である。
【００４６】次に図６Ｃに示すように、１８０°ハイブ
リッド回路網７２はインダクタＬ７およびコンデンサＣ
９の片側に接続されたポートＰ１をそなえている。Ｌ７
の残りの側はコンデンサＣ１０およびインダクタＬ８の
片側ならびにポートＰ４に接続されている。ポートＰ２
はコンデンサＣ９の残りの側およびインダクタＬ９の片
側に接続されている。Ｌ９の残りの側はコンデンサＣ１
１の片側、Ｌ８の残りの側、およびポートＰ３に接続さ
れている。コンデンサＣ１０およびＣ１１の残りの側は
アースに接続されている。コンデンサＣ９の値は−ｊｚ
0 （２）1/2 であり、コンデンサＣ１０およびＣ１１の
値は−ｊｚ0 ／（２）1/2 である。各インダクタの値は
ｊｚ0 （２）1/2 である。
【００４７】上記の４４のような２ポート位相遅延回路
網はラーモア周波数で正しい位相遅延を与えるような長
さの伝送線で構成される。このような位相遅延回路網を
構成する他の方法も当業者には明らかであろう。
【００４８】整合回路網 図３に示すように、Ｎ個の整合回路網３４はＮ路電力
スプリッタ／組合わせ器３２のＮ個のポート３３をＮ個
の導電性セグメント２４に結びつける。整合回路網はＲ
Ｆ発生器２６からのＲＦ信号の周波数においてＮ路電力
スプリッタ／組合わせ器３２の出力インピーダンス（５
０オーム）を導電性セグメント２４の入力インピーダン
スに整合させる役目を果す。ここで注意すべき点は、導
電性セグメント２４の入力インピーダンスが導電性セグ
メント２４とイメージング対象（図示しない）との間の
結合の関数として若干変わるということである。したが
って、整合回路網３４は測定によって定められた平均的
なイメージング状況に対して導電性セグメント２４の入
力インピーダンスに整合するように調整される。インピ
ーダンス整合回路網の構成は当業者には明らかである。
【００４９】導電性セグメント
【００５０】
【全体的な説明】図３に示すように、導電性セグメント
２４はＺ軸に平行な軸を持つ円筒の円周に沿って等間隔
に配置されている。各セグメントはＺ方向に伸びてい
る。Ｚ軸を横切る平面（Ｘ−Ｙ平面）で測定されたセグ
メントの角度位置はθで表わされ、Ｘ軸に沿って任意に
０とすることができる。各セグメント２４の一端は１つ
の整合回路網３４の出力に結合され、他端はコイルのシ
ールド（図３には示されていない）を介してアースに結
合されている。コイルのシールドはＲＦ発生器２６に対
する帰還電流路を提供する。ここで注意すべき点は本発
明では従来技術のＲＦコイル設計におけるループ素子が
使用されないということである。
【００５１】図７ａに示すように、導電性セグメント２
４はそれらの長さ方向に沿って容量性素子３０によって
分割される。ＲＦコイルの動作周波数で、セグメントは
インダクタ８４として作用する。容量性素子は導電性セ
グメント２４の誘導性の作用を同調により打消すために
使用される。この直列共振の状態によって導電性セグメ
ント２４の全インピーダンスが最小限となる。導電性セ
グメント２４のインピーダンスを最小にすることによ
り、図７ｂおよび７ｃに示すように導電性セグメント２
４両端間の電圧が最小となり、セグメントを通る電流が
最大となる。セグメント２４の電流の増加によって、コ
イルの発生するＲＦ磁界の大きさが大きくなり、核スピ
ンの励起がより効率的になる。電圧が最小になると、発
生する電界の大きさが小さくなり、イメージング対象内
のＲＦエネルギの誘電損失が小さくなるので、イメージ
ング対象の吸収する電力が低下する。
【００５２】容量性素子３０の追加の付加的な効果は導
電性セグメント２４に沿った電圧と電流の分布のリップ
ルを小さくし、これによりイメージング体積内の磁界の
一様性を改良することである。
【００５３】当業者には明らかなように、任意の数の導
電性セグメント２４を使用することができ、下限は磁界
の一様さできまり、上限は実際的なスプリッタ３２の構
成と対応する電力損失できまる。更に、電力スプリッタ
の設計を容易にするため導電性セグメント２４の数は４
の倍数であることが望ましい。本発明の趣旨と範囲の中
にとどまる実施例の他の多くの変形および変更は当業者
には明らかであろう。たとえば、導電性セグメント２４
は内腔軸から均等な距離になくてもよいし、角度間隔が
等しくなくてもよいことは明らかである。たとえば、導
電性セグメントを楕円形等の横断面の形状をなすように
配列してもよい。この場合、Ｎ路電力スプリッタ／組み
合わせ器の位相および振幅を調整することにより所望の
円形分極磁界を形成することができる。
【００５４】図８に示すように、導電性セグメント２４
は必要な寸法、剛性を与える非導電性のガラス繊維の内
腔管９０の外表面に設けた導電性の箔条片８８で作られ
る。箔条片は軸方向に配列され、ガラス繊維内腔管９０
の長さに対して中心合わせして配置される。内腔管は箔
条片を越えて両側に伸びる。容量性素子３０は箔条片８
８の長さに沿った一連の重ね接続部９２によって作成さ
れる。重ね接続部９２は非導電性の誘電体によって隔て
られている。説明したように、容量性素子３０の全キャ
パシタンスはＲＦコイルの動作周波数で箔条片８８のイ
ンダクタンスと整合して、セグメント２４に沿って直列
共振を生ずるような値にする。この全キャパシタンスを
生ずるために使用される容量性重ね接続部９２の数は充
分に大きくして説明した箔条片８８に沿った定在波の振
幅が小さくなるようにすることが好ましいが、実際には
容量性重ね接続部９２の数は各容量性重ね接続部９２に
生じる誘電損失によって制限される。全誘電損失が大き
過ぎると、導電性セグメント２４の品質係数Ｑが小さく
なり、ＲＦエネルギの送信または受信の効率が低下す
る。
【００５５】導電性シールド 図８および９に示すように、導電性シールド８６はほ
ぼ箔条片８８を囲む導電性の管である。この導電性の管
は、前に述べたような箔条片８８の端を接地するための
帰還路を提供し、またＲＦ発生器２６からのＲＦ信号の
送信の際に発生するＲＦエネルギを閉じ込め、イメージ
ング対象からのＲＦエネルギの検出の際に受けるＲＦ雑
音を制限するシールドを構成する。シールド８６はまっ
すぐな管であってもよいし、後述するように階段状構造
であってもよい。
【００５６】実施例のＲＦシールド８６は共通の縦軸１
６に沿って端同士が接続された３つの導電性管９８，９
４および９９で形成される。外側の導電性管９８および
９９は内側の導電性管９４より直径が小さい。これによ
り直径の小さくなったシールドが箔条片８８の領域の外
側に作成される。箔条片８８は内側の導電性管９４の両
端内に中心合わせされる。この階段状設計によって、結
果として得られる構造のシールド性能が改良され、後述
するように箔条片８８に対して容易に接続できるように
することによってＲＦコイルの構成が簡略化される。
【００５７】導電性セグメント２４を支持する絶縁性の
ガラス繊維の管９０の両端に外側の導電性管９８および
９９が直接形成される。
【００５８】内側の導電性管９４は絶縁ガラス繊維の管
９０より直径が大きく、それが取り囲んでいる箔条片８
８に対するアース面としての役目を果す。内側の導電性
管９４は第１および第２の端環９６および９７で閉じら
れており、これらの端環は内側の導電性管９４を直径が
より小さい外側の管９８および９９に接続する。端環９
６および９７は中心に円形の開口が設けられており、そ
の半径はガラス繊維の管９０の外側半径に等しく、した
がってガラス繊維の内腔管９０の表面上に配置したとき
の箔条片８８の半径にほぼ等しい。第１の端環９６は内
側の導電性管９４に接続されているが、箔条片８８には
接続されていない。第２の端環９７は内側の導電性管９
４および箔条片８８の端に接続されているので、整合回
路網３４から箔条片８８の他端に供給された電流の帰還
路を形成する。箔条片と端環との間のこの接続は直接的
な「直流」電気接続であってもよいし、コンデンサを介
した電気接続であってもよい。
【００５９】整合回路網３４からの信号はこの端環９６
を介して、すなわち端環９６の開口を通る直接接続によ
り導電性セグメント２４に与えられる。
【００６０】３つの管９８，９４および９９は銅または
銀めっきした銅のような良導体で構成される。当業者に
は理解されるように、内側の導電性管９４ならびに外側
の導電性管９８および９９には縦方向のスロット１００
が設けられている。これはＮＭＲイメージング・シーケ
ンスで使用される勾配磁界により表面渦電流が形成され
ることを防止するためのものである。
【００６１】上記の説明は本発明の実施例についての説
明であった。本発明の趣旨と範囲を逸脱することなく多
数の変更を行なえることは当業者には明らかであろう。
たとえば、導電性セグメント２４を駆動するためのフェ
ーズド（phased）ＲＦ信号はハイブリッド回路以外の手
段で作成してもよく、ここに述べた位相でディジタル的
に合成された波形によって駆動される多数の増幅器で作
成してもよい。
【図面の簡単な説明】
【図１】ＲＦ磁界信号によって励起されて歳差運動する
核スピンの模式図であって、静磁界Ｂ0 およびＲＦ磁界
ベクトルの方向も示す図である。
【図２】互いに対向する導電性の環を用いる従来の共鳴
ＲＦコイルの概略構成図である。
【図３】本発明のＲＦコイルの概略構成図であって、Ｎ
路電力スプリッタ／組合わせ器の接続をも示す図であ
る。
【図４】１６路電力スプリッタ／組合わせ器のブロック
図であって、ハイブリッド回路網の相互接続を示す図で
ある。
【図５】８路電力スプリッタ／組合わせ器のブロック図
であって、ハイブリッド回路網の相互接続を示す図であ
る。
【図６】６ａは図４および５のスプリッタ／組合わせ器
で使用される０°ハイブリッド回路網の集中素子を用い
た構成を図式的に表わした回路図であり、６ｂは図４お
よび５のスプリッタ／組合わせ器で使用される９０°ハ
イブリッド回路網の集中素子を用いた構成を図式的に表
わした回路図であり、６ｃは図４および５のスプリッタ
／組合わせ器で使用される１８０°ハイブリッド回路網
の集中素子を用いた構成を図式的に表わした回路図であ
る。
【図７】７ａは図３のＲＦコイルの１つの導電性セグメ
ントを集中素子で表わし、かつシールドで帰還電流路を
構成した回路図であり、７ｂは導電性セグメントに沿っ
た距離の関数として図７ａの導電性セグメントの電流の
大きさを示すグラフであり、７ｃは導電性セグメントに
沿った距離の関数として図７ａの導電性セグメントの電
圧の大きさを示すグラフである。
【図８】図３のＲＦコイルの構成の斜視図である。
【図９】図８の線２−２に沿った横断面図であり、階段
状シールドに対する軸方向セグメントの位置を示す図で
ある。
【符号の説明】
１６ 静磁界 ２４ 導電性セグメント ２６ ＲＦ発生器 ３０ 容量性素子 ３２ Ｎ路電力スプリッタ／組合わせ器 ３４ インピーダンス整合回路網 ４１，４２，４８，５０，５２，５４，６４，６６，６
９，７０，７２ ハイブリッド回路網 ８６ ＲＦシールド ８８ 導電性の箔条片 ９２ 容量性の重ね接続部 ９４ 内側の導電性管 ９６，９７ 端環 ９８，９９ 外側の導電性管
フロントページの続き (72)発明者 マシュー・ジィ・イーシュ アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、オ コノモウォック、ウエスト・ウィスコン シン、805番 (72)発明者 ケネス・ウォーレス・ベルト アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、フ ォート・アトキンソン、クロイツ・ロー ド、エヌ2835（番地なし) (56)参考文献 特開 昭58−39939（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−235851（ＪＰ，Ａ) 特開 昭64−43240（ＪＰ，Ａ)

Claims (16)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 ＲＦ信号から縦軸を中心として周波数ω
    の回転する横方向磁界を発生するＮＭＲ無線周波コイル
    であって、 ＲＦ信号ｓ（ｔ）＝ｓｉｎ（ωｔ）を発生するＲＦ発生
    手段と、 縦軸と垂直な横軸に関して異なる角度θを成した位置に
    おいて前記縦軸に対して平行に且つ該縦軸の周りに隔設
    されていると共に、互いに電気的に隔離されている少な
    くとも３つの導電性セグメント手段と、 ＲＦ信号を受け取ると共に、ｓｉｎ（ωｔ＋θ）に比例
    した電流ｉ（ｔ）を前記導電性セグメント手段にそれぞ
    れ誘導するように、前記横軸に関して対応する角度θを
    成した位置におけるそれぞれの導電性セグメント手段に
    結合されている複数のフェーズド信号を発生する複数の
    電力スプリッタ手段とを備えたＮＭＲ無線周波コイル。
  2. 【請求項２】 前記導電性セグメント手段の各々は、前
    記縦軸から等距離にあり、誘導された前記電流は、Ａを
    定数としたときに、Ａ・ｓｉｎ（ωｔ＋θ）に等しい請
    求項１に記載のＮＭＲ無線周波コイル。
  3. 【請求項３】 前記電力スプリッタ手段は、導電性無線
    周波シールドにより前記導電性セグメント手段から隔て
    られている請求項１に記載のＮＭＲ無線周波コイル。
  4. 【請求項４】 前記導電性セグメント手段の一端は、前
    記導電性無線周波シールドに接続されており、該導電性
    無線周波シールドは、前記電力スプリッタ手段への帰還
    導体として作用している請求項３に記載のＮＭＲ無線周
    波コイル。
  5. 【請求項５】 前記電力スプリッタ手段は、直列接続さ
    れたハイブリッド回路網で構成されている請求項１に記
    載のＮＭＲ無線周波コイル。
  6. 【請求項６】 前記複数のフェーズド信号は、周波数ω
    に同調されたインピーダンス整合回路網により前記複数
    の導電性セグメント手段に接続されている請求項１に記
    載のＮＭＲ無線周波コイル。
  7. 【請求項７】 縦軸を中心として周波数ωで回転する横
    方向ＲＦ磁界をイメージング対象から受け取るＮＭＲ無
    線周波コイルであって、 縦軸と垂直な横軸に関して異なる角度θを成した位置に
    おいて前記縦軸に対して平行に且つ該縦軸の周りに隔設
    されていると共に、互いに電気的に隔離されている少な
    くとも３つの導電性セグメント手段と、 該導電性セグメント手段のそれぞれに接続されており、
    前記横軸に関して対応する角度θを成した位置における
    それぞれの導電性セグメント手段から受け取ったｓｉｎ
    （ωｔ＋θ）に比例する複数のフェーズド電流ｉ（ｔ）
    から信号ｓ（ｔ）＝ｓｉｎ（ωｔ）を発生する複数の電
    力組合わせ手段とを備えたＮＭＲ無線周波コイル。
  8. 【請求項８】 前記導電性セグメント手段の各々は、縦
    軸から等距離にあり、前記フェーズド電流には等しい重
    みが与えられている請求項７に記載のＮＭＲ無線周波コ
    イル。
  9. 【請求項９】 前記電力組合わせ手段は、導電性無線周
    波シールドにより前記導電性セグメント手段から隔てら
    れている請求項７に記載のＮＭＲ無線周波コイル。
  10. 【請求項１０】 前記導電性セグメント手段の一端は、
    前記導電性無線周波シールドに接続されており、該導電
    性無線周波シールドは、前記電力組合わせ手段に対する
    帰還導体として作用している請求項９に記載のＮＭＲ無
    線周波コイル。
  11. 【請求項１１】 前記電力組合わせ手段は、直列接続さ
    れたハイブリッド回路網で構成されている請求項７に記
    載のＮＭＲ無線周波コイル。
  12. 【請求項１２】 前記電力組合わせ手段は、周波数ωに
    同調されたインピーダンス整合回路網により前記複数の
    導電性セグメント手段に接続されている請求項７に記載
    のＮＭＲ無線周波コイル。
  13. 【請求項１３】 前記導電性セグメント手段は、該導電
    性セグメントが同調されて周波数ωで直列共振するよう
    な大きさの直列コンデンサを含んでいる請求項１又は請
    求項７に記載のＮＭＲ無線周波コイル。
  14. 【請求項１４】 前記導電性セグメント手段は、２つ以
    上の金属ストリップを含んでおり、前記直列コンデンサ
    は、該金属ストリップの重なり部分で構成されている請
    求項１３に記載のＮＭＲ無線周波コイル。
  15. 【請求項１５】 前記導電性セグメント手段は、導電性
    無線周波シールドにより取り囲まれており、該シールド
    は、 縦軸と同軸である全体的に円筒形の第１の導体手段と、 縦軸と同軸であると共に前記第１の導体手段の両端から
    外側に延在しており、前記第１の導体手段の半径よりも
    小さい半径を有している全体的に円筒形の第２及び第３
    の導体手段と、 前記第１の導体手段の端を前記第２及び第３の導体手段
    の端に結合するために該第２及び第３の導体手段の端を
    受け入れるような大きさの開口を有している導電性端環
    手段とを含んでいる請求項１又は請求項７に記載のＮＭ
    Ｒ無線周波コイル。
  16. 【請求項１６】 第１の導電性端環が、前記第１の導体
    手段に電気的に接続されているが、前記導電性セグメン
    ト手段には接続されておらず、第２の導電性端環が、前
    記第１の導体手段と、前記導電性セグメント手段とに電
    気的に接続されている請求項１５に記載のＮＭＲ無線周
    波コイル。
JP3117876A 1990-04-24 1991-04-23 Ｎｍｒ無線周波コイル Expired - Lifetime JP2659626B2 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US513,921 1990-04-24
US07/513,921 US5132621A (en) 1990-04-24 1990-04-24 Radio frequency field coil and power splitter for nmr

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPH05113473A JPH05113473A (ja) 1993-05-07
JP2659626B2 true JP2659626B2 (ja) 1997-09-30

Family

ID=24045121

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP3117876A Expired - Lifetime JP2659626B2 (ja) 1990-04-24 1991-04-23 Ｎｍｒ無線周波コイル

Country Status (4)

Country Link
US (1) US5132621A (ja)
EP (1) EP0454370A3 (ja)
JP (1) JP2659626B2 (ja)
IL (1) IL97835A (ja)

Families Citing this family (26)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3110741B2 (ja) * 1990-07-18 2000-11-20 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
US5327898A (en) * 1991-10-11 1994-07-12 Hitachi Medical Corp. Signal receiving coil device for MRI apparatus
US5576622A (en) * 1991-11-14 1996-11-19 Fonar Corporation Shielded NMR radio frequency coil and method of performing an NMR experiment
US5367261A (en) * 1992-07-02 1994-11-22 General Electric Company Shield for a magnetic resonance imaging coil
AU4374993A (en) * 1992-07-10 1994-01-31 Doty Scientific, Inc. Solenoidal, octopolar, transverse gradient coils
US5554929A (en) * 1993-03-12 1996-09-10 Doty Scientific, Inc. Crescent gradient coils
US5530355A (en) * 1993-05-13 1996-06-25 Doty Scientific, Inc. Solenoidal, octopolar, transverse gradient coils
US5757187A (en) * 1993-06-24 1998-05-26 Wollin Ventures, Inc. Apparatus and method for image formation in magnetic resonance utilizing weak time-varying gradient fields
US5412322A (en) * 1993-06-24 1995-05-02 Wollin Ventures, Inc. Apparatus and method for spatially ordered phase encoding and for determining complex permittivity in magnetic resonance by using superimposed time-varying electric fields
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
US20010045832A1 (en) 1997-11-26 2001-11-29 Kenneth W. Belt Peripheral vascular array
US6107974A (en) * 1998-10-21 2000-08-22 Fonar Corporation Apparatus and method of generating an RF field
DE19928452A1 (de) * 1999-06-23 2000-12-28 Siemens Ag Antennensystem zum Empfang von Magnetresonanzsignalen
WO2006076739A2 (en) * 2005-01-14 2006-07-20 Invivo Corporation High field rf head coil for homogeneous transmit and phased array receive mode operation in magnetic resonance imaging
WO2006076738A1 (en) * 2005-01-14 2006-07-20 Invivo Corporation High-field mode-stable resonator for mri comprising additional resonant structure
EP1999479A1 (en) * 2006-03-22 2008-12-10 Koninklijke Philips Electronics N.V. Shielded multix coil array for parallel high field mri
US7714581B2 (en) * 2006-04-19 2010-05-11 Wisconsin Alumni Research Foundation RF coil assembly for magnetic resonance imaging and spectroscopy systems
US7508212B2 (en) 2007-03-22 2009-03-24 Wisconsin Alumni Research Foundation RF coil assembly and method for practicing magnetization transfer on magnetic resonance imaging and spectroscopy systems
DE102008005994B4 (de) * 2008-01-24 2012-03-29 Siemens Aktiengesellschaft Anordnung zur Ansteuerung einer Antennenanordnung
CN102124603B (zh) * 2008-08-20 2014-11-05 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于磁共振系统的rf功率分配器
US8710839B2 (en) * 2008-12-12 2014-04-29 Yale University O-space imaging: highly efficient parallel imaging using complementary nonlinear encoding gradient fields and receive coil geometries
US9423476B2 (en) * 2011-04-13 2016-08-23 New York University Apparatus, systems and methods for facilitating signal excitation and/or reception in a magnetic resonance system
RU2595798C2 (ru) * 2011-10-18 2016-08-27 Конинклейке Филипс Н.В. Катушечная сборка ядерного магнитного резонанса с радиочастотным экраном, переключаемым между блокирующим состоянием и прозрачным состоянием
BR112014028136A2 (pt) * 2012-05-14 2017-06-27 Koninklijke Philips Nv disposição de circuito de alimentação, sistema transmissor paralelo, e, método de comutação dos elementos de bobina de um sistema transmissor paralelo
CN104755950B (zh) * 2012-10-25 2019-03-22 皇家飞利浦有限公司 在磁共振(mr)成像系统中使用的具有单独控制的环形构件和横档的射频(rf)鸟笼式线圈
CN112230171B (zh) * 2020-09-08 2022-11-25 上海联影医疗科技股份有限公司 磁共振接收机、磁共振系统和信号接收方法

Family Cites Families (19)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE3133432A1 (de) * 1981-08-24 1983-03-03 Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München Hochfrequenzfeld-einrichtung in einer kernspinresonanz-apparatur
US4694255A (en) * 1983-11-04 1987-09-15 General Electric Company Radio frequency field coil for NMR
US4692705A (en) * 1983-12-23 1987-09-08 General Electric Company Radio frequency field coil for NMR
FR2567647B1 (fr) * 1984-07-10 1987-12-18 Thomson Cgr Dispositif de creation et/ou de reception d'un champ magnetique alternatif pour appareil exploitant la resonance magnetique nucleaire
US4680548A (en) * 1984-10-09 1987-07-14 General Electric Company Radio frequency field coil for NMR
DE3522401A1 (de) * 1985-06-22 1987-01-02 Bruker Medizintech Probenkopf fuer die nmr-tomographie
US4918388A (en) * 1985-08-14 1990-04-17 Picker International, Inc. Quadrature surface coils for magnetic resonance imaging
IL77937A (en) * 1986-02-20 1989-03-31 Elscint Ltd Hybrid resonator
US4752736A (en) * 1986-07-22 1988-06-21 The Regents Of The University Of California Center fed QD MRI RF coil
JPS6443240A (en) * 1987-08-11 1989-02-15 Mitsubishi Electric Corp High frequency coil apparatus
US4857849A (en) * 1987-03-25 1989-08-15 Mitsubishi Denki Kabushiki Kaisha High frequency magnetic field generator for nuclear magnetic resonance
JPS63235851A (ja) * 1987-03-25 1988-09-30 Mitsubishi Electric Corp 磁気共鳴用高周波磁界発生装置
US4763074A (en) * 1987-04-01 1988-08-09 Kabushiki Kaisha Toshiba Automatic tuning circuit for magnetic resonance quadrature antenna system
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
US4799016A (en) * 1987-07-31 1989-01-17 General Electric Company Dual frequency NMR surface coil
NL8701949A (nl) * 1987-08-19 1989-03-16 Philips Nv Magnetisch resonantie apparaat met geintegreerde gradient-rf spoelen.
IL85785A (en) * 1988-03-18 1991-07-18 Elscint Ltd Quadrature surface coil for resonance spectroscopy or imaging system
EP0361190A1 (de) * 1988-09-23 1990-04-04 Siemens Aktiengesellschaft Oberflächenspulenanordnung für Untersuchungen mit Hilfe der kernnmagnetischen Resonanz
NL8802608A (nl) * 1988-10-24 1990-05-16 Philips Nv Magnetisch resonantie apparaat met verbeterde rf spoel.

Also Published As

Publication number Publication date
US5132621A (en) 1992-07-21
EP0454370A3 (en) 1992-01-22
JPH05113473A (ja) 1993-05-07
IL97835A0 (en) 1992-06-21
IL97835A (en) 1994-04-12
EP0454370A2 (en) 1991-10-30

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP2659626B2 (ja) Ｎｍｒ無線周波コイル
US5179332A (en) NMR radio frequency coil with disable circuit
JP2602494B2 (ja) Ｎｍｒ走査装置
US4751464A (en) Cavity resonator with improved magnetic field uniformity for high frequency operation and reduced dielectric heating in NMR imaging devices
US4686473A (en) Device for creating and/or receiving an alternating magnetic field for an apparatus using nuclear magnetic resonance
JP4490966B2 (ja) 高周波ｍｒｉ用コイル
JP4170658B2 (ja) Ｒｆ受信コイル装置
US6608480B1 (en) RF coil for homogeneous quadrature transmit and multiple channel receive
JP2572457B2 (ja) 平衡不平衡変成器なしに無線周波アンテナに多重同軸ケーブルを接続する方法と装置
US5680047A (en) Multipl-tuned radio frequency coil for simultaneous magnetic resonance imaging and spectroscopy
US5424645A (en) Doubly broadband triple resonance or quad resonance NMR probe circuit
WO2012141106A1 (ja) 高周波コイルユニット及び磁気共鳴イメージング装置
KR20010062132A (ko) 개방형 자기 공명 촬상 시스템을 위한 라디오 주파수 코일
JPS58124936A (ja) 分布位相型高周波コイル装置
JPH0775601B2 (ja) 磁気共鳴イメ−ジング装置
JPH0769410B2 (ja) 無線周波ｎｍｒコイル・アセンブリ
US4987370A (en) Rf quadrature coil system for an MRI apparatus
JPH06502491A (ja) 核磁気共鳴のための高周波体積共鳴器
JPH06504622A (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
US5329233A (en) Cylindrical local coil for nuclear magnetic resonance imaging
JPS6195234A (ja) Ｎｍｒ用無線周波コイル
US4752736A (en) Center fed QD MRI RF coil
US6788059B2 (en) RF detector array for magnetic resonance imaging
US6175237B1 (en) Center-fed paralleled coils for MRI

Legal Events

Date Code Title Description
A02 Decision of refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02

Effective date: 19950711