JP3645368B2 - 磁気共鳴イメージングシステム - Google Patents
磁気共鳴イメージングシステム Download PDFInfo
- Publication number
- JP3645368B2 JP3645368B2 JP22901096A JP22901096A JP3645368B2 JP 3645368 B2 JP3645368 B2 JP 3645368B2 JP 22901096 A JP22901096 A JP 22901096A JP 22901096 A JP22901096 A JP 22901096A JP 3645368 B2 JP3645368 B2 JP 3645368B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- sides
- coil
- loops
- loop
- imaging region
- 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
Links
Images
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
- G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
- G01R33/3806—Open magnet assemblies for improved access to the sample, e.g. C-type or U-type magnets
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は磁気共鳴イメージングシステム（ＭＲＩシステム）に好適であって、ＭＲＩプロシジャ中にＲＦ磁場を生成するための装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
今日ではよく知られているように、ＭＲＩにおいて画像化されるべき物体（例えば人体）は静磁場中に配置される。選択された被検体の領域において被検体のある種の原子核はその有極性により、静磁場の方向に整列しようとする。被検体を横切る傾斜磁場を印加し、そしてラーモア周波数でＲＦ磁場を適用することにより、これらの原子核は、磁気的に整列した状態から９０もしくは１８０度傾斜した状態に励起される。ＲＦ送信信号を取り去ることにより、選択された原子核は再び整列した状態に戻ろうとする。再び整列する間に、原子核はＲＦ信号を発生し、このＲＦ信号はＲＦ受信コイルにより検出することができる。ＲＦ受信コイルにより受信されたＲＦ信号の結果は、頭部、脊柱あるいはその他の被検体の部分の断層像を導出するために処理される。
【０００３】
ＭＲＩデバイスにおいては、静磁場やＲＦ磁場の両者を生成する幾つかの装置および方法が案出された。静磁場は、例えば管状コイル（ここでは被検体は、管の内側に通される）や、横磁石（ここでは被検体は、対向するパンケーキ形状磁石の間に配置される）を使用して生成される。横磁石配列は、“Ｃ”型，“Ｈ”型，“４本柱”配列といった横磁石を支持するする構造体の型によって一般に知られている。これら横磁石配列は撮影中における被検体への改善されたアクセスを提供することにおいて管状コイル配列よりも有益である。このことは、例えば、撮影される人がＭＲ撮影中において医学的処置を受けるために物理的な接触を必要とする場合に有利となり得る。
【０００４】
またＲＦ磁場はＭＲＩプロセス中に生成される必要があり、一般に、ＭＲＩ装置内に配置されたコイルによって生成される。その一例として、サドル形コイルもしくは撮影される被検体の周囲に配置されるソレノイドがある。サドル形コイルもしくはソレノイドは、ＲＦ磁場を公知の作法にしたがって生成する。しかしながら、これらの装置は、被検体へのアクセスを制限するという問題がある。この欠点は特に横磁石システムにいおいて例証される。ここでは（静磁場のための）横磁石により得られるオープンアクセスは、少なくとも部分的には、被検体の近傍や周囲に配置される（ＲＦ磁場送信のための）サドル形コイルもしくはソレノイドの存在により阻害される。
【０００５】
被検体への改善されたアクセスを提供するＲＦアンテナが、アクン（Akgun ）による米国特許第４，９６８，９３７号明細書に開示されている。アクンは、撮影される被検体に対向する側に配置された導電性ストリップ（細長部）の２枚のシートをなすＲＦアンテナを開示する。導電性ストリップのための戻り電流パスを提供する追加的なシートは、導電性ストリップシートと複合して配置される。オペレーションにおいては、アクンは、ストリップを通過し、整合ネットワークにより所望の共鳴周波数に整合された送信線としてシートを作用させる電流について述べている。
【０００６】
アクンの装置は、ＭＲＩプロシジャにおける患者への改善されたアクセス能を提供する一方、複合シート上のストリップを伝導する電流に関する複雑さの問題を被っている。ストリップ付きの複合導電性シートおよび戻りパスは、製造コストを増加させ、不都合であるとされている。加えて、各々の導電性ストリップを伝導する電流が慎重に制御されない場合には、ＲＦ磁場の均等性が低下する。
【０００７】
別のＲＦ送信装置が、本願と同一の譲渡人に譲渡されたマカーテン（McCarten）らによる米国特許出願第０８／０２５，４１８号に記載されている。マカーテンの装置は、直列に接続され互いに反対方向の巻線を成す平らで細長い導電性部材により形成されたＲＦコイルを開示する。導電性部材は、患者と反対側の静磁場磁石の近傍に配置される。特に、導電性部材は、静磁場磁石と関連するマグネティック・シムにより生成された環状のくぼみに形成される。この装置においては、ＭＲＩプロシジャ中における患者への物理的なアクセスに対して如何なる特別な障害をも追加しない。しかしながら、マカーテンのＲＦコイルにおける導電性部材の構成およびその位置選定に起因し、マカーテンの装置は、選択され磁気的に整列された被検体内の原子核を傾斜させるために送信器において相当のＲＦパワーを要求する。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は上述した事情に対処すべくなされたもので、その目的は患者への良いアクセスを提供し、低いパワーレベルで動作するＲＦ送信器を備えた磁気共鳴イメージングシステムを提供することである。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
本発明のＲＦコイルペアは、いわゆる“フォーポスト”横磁石イメージャと共に用いられる。このＭＲＩ構造によれば、四つの磁石柱がイメージング領域のそれぞれの隅に設けられ、対向する横磁石を支持し、静磁場の戻りフラックスのパスを提供する。四つの“柱”は、撮影される被検体のそれぞれ上および下の横磁石を支持する。また本発明のＲＦコイルは、四つの磁石柱の間において、イメージング領域を斜めに横切る直交平面内に形成される。
【００１０】
また、本発明のＲＦコイルペアは、撮影される被検体の周囲に、二つ又は一般的にそれ以上の矩形ループを形成する。各々のループは整合ネットワークで始まり、四つの磁石柱の一つの近傍にそって伸び、上部横磁石構造体の近傍のイメージャの反対隅に向かって伸び、反対隅の磁石柱に沿って伸び、下部横磁石構造体の近傍の元の磁石柱に戻る。かくしてＲＦコイルは撮影される被検体の周囲に、連続する二つのＲＦ導電パスを形成し、これは直交位相検波（ＱＤ：quadrature detection）のために使用され得る。
【００１１】
特に、非−ＱＤモードに応用した本発明のＲＦコイルペアは、隣接する単一の導電性ストリップから形成された二つの直交矩形コイルを提供する。隣接ストリップは一の柱で始まり、下部横磁石構造体の下方に伸び、下部横磁石構造体のほぼ中央に到達したら隣接する柱に向かって９０゜ターンし、上部横磁石構造体に向かって上方の隣接する柱をたどって上部横磁石構造体を横切り、反対の柱に向かって下方に伸び、最後に下部横磁石構造体の中央まで戻る。さらに、残りの柱に向かって９０゜ターンし、残りの柱に向かって上方に伸び、上部横磁石構造体を横切って元の開始点まで伸びる。かくして、対向配置された柱のペア間を走行する隣接した導電性ストリップにより二つの矩形ループが形成される。
【００１２】
各々の発明において、当該ＲＦコイルペアは、イメージング処理中における患者へのアクセスを許容する一方でＲＦ送信パワーの要求を低下させるコンパクトな構造を提供する。また、当該ＲＦコイルは、比較的に低いパワーレベルで良好なＲＦ磁場の均一性を作り出す。
【００１３】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施形態を説明する。なお図１に示す従来例と同一の要素部品には同一の符号を付してある。図１はいわゆるフォーポスト横断ＭＲＩシステムを示している。本システムにおいて静磁場を生成するために、磁石柱１０６および１０８により相互結合されたブロック１０２および１０４を含む強度の透磁性構造体は、上部横磁極１１０および下部横磁極１１２を有する永久磁石（または電磁石）の間で磁束のパスを規定する。患者は、患者用寝台１２０を利用して撮影領域１１８に対し送入され、そして送出される。
【００１４】
図１に見られるように、静磁場に関係する構造体は比較的オープンでアクセスしやすい撮影領域１１８を提供する。磁極１１０および１１２は、寝台１２０のそれぞれ上部および下部の空間のみを占有し、支柱１０６および１０８は寝台１２０の隅の空間のみを占有する。かくしてＭＲＩプロシジャ中における寝台１２０上の患者へのアクセスは、静磁場磁石によっては阻害されることがない。
【００１５】
しかしながら図１に示される従来装置においては、ＲＦ送信コイル構造体により患者へのアクセスが阻害される。特に図１に示される様な従来のシステムでは比較的大きなＲＦコイル１００が一般に用いられる。当業者にとって明かであるが、被検体内の原子核が磁場Ｂ0 により整列された後は、ＲＦ送信コイルはＭＲＩプロセス中において原子核を９０又は１８０度傾斜させるために比較的高出力のＲＦパルスを生成しなければならない。このプロセス中は、極めて均一な送信ＲＦ磁場分布を得ることが望まれる。従来装置では、比較的大型のサドル形コイルまたはソレノイドがＲＦ磁場分布を生成するＲＦ送信器として用いられてきた。図１に示すように、サドル形コイルは、ＭＲＩプロシジャ中における被検体の周囲への比較的大型で邪魔な構造物を与える。このことは、たとえＭＲＩプロシジャ中における患者へのアクセスを改善すべく開口部１１４をＲＦ送信コイル１００に形成したとしても同じことである。
【００１６】
良好なＲＦ磁場の均一かつ高感度性を、図１のＭＲＩ装置において患者を取り囲むＲＦコイル１００を用いることなく作り出すことが望ましい。
【００１７】
図１のＲＦシステムを完結し、比較的小さいＲＦ受信コイル１２２は、一般に、比較的微弱なＲＦ応答信号を受信するため、患者の診断部位の適所に結合される。図１に示された受信コイル１２２は、特に脊柱部のイメージングのために適合されており、患者支持パッドの中に組み込まれている。
【００１８】
横磁石ＭＲＩシステムでの使用のための如何なる望ましい構成の他のＲＦ受信コイルも、本発明のＲＦ送信コイルとともに使用することができる。
【００１９】
図２のフォーポストＭＲＩ構造物は、図２のＲＦ送信コイルがいわゆる“Ｘ−ウイング”装置内に配置されていることを除いては図１と同様である。
【００２０】
図２に見られるように、イメージング領域１１８は、図１の従来例に係るフォーポスト横磁石ＭＲＩ構造体のＲＦ送信コイル１００によって制限されることがない。代わりに、図２のＭＲＩシステムにおいて、ＲＦ送信コイルは銅製ストリップ１４０の内にあって、対向する柱１０８／１２２および１０６／１２４のそれぞれの間に伸びる二つのループとして形成されている。
【００２１】
特に、第１のＲＦ送信ループは、柱１０８の内側の近傍で鉛直方向に伸びる銅製ストリップ１４０によって形成されている。それは、下部ポール１１２および上部ポール１１０の表面１４４および１４６近傍のそれぞれの終端に沿って、それぞれが続いている。ループは支柱１０８に準じて示されるものと同様のやり方で、支柱１２２の鉛直内側の近傍に伸びて終わる。
【００２２】
第２のＲＦ送信ループは、柱１０６および１２４の鉛直内側近傍に伸び、面１４４および１４６の内側および水平近傍に伸びる銅製ストリップ１４０により形成されている。図２は等距離図法により示されているので、銅製ストリップ１４０の二つのループの一部しか見られないが、銅製ストリップが対向する柱のそれぞれの間で二つのループを形成することは図３において明かにする。
【００２３】
図３において、柱１０６、１０８、１２２、及び１２４（これらは図２にも示されている）は一点鎖線で示されている。加えて、面１４４及び１４６（図２）は、それぞれ一般的な平面１４５及び１４７（図３）に相当する。図３に示されるシステムは、導電性ストリップ１４０が形成する二つのＲＦ送信ループ１５０および１５２以外の構造体が省略されるかあるいは一点鎖線で示されることを除いては、図２に示されたものと同じである。
【００２４】
図３に見られるように第１のＲＦ送信ループ１５０は支柱１０８と１２２との間に伸びている。第２のＲＦ送信ループ１５２は支柱１０６と１２４との間に伸びている。二つのループ１５０および１５２は導電性ストリップ１４０から構成される。導電性ストリップは、具合のよい場所にて長手方向に開口し、整合回路１６０又は１６２に電気的に接続されている。第１および第２のループ１５０および１５２は、不可欠というわけではないが好ましくは、図３に示されるように、互いに９０度をなす平面上に配置される。ループ１５０および１５２は、非−ＱＤモードにおいて０゜から１８０゜を基準としていかなるアングルをも取り得る。
【００２５】
図４は本発明に係るＲＦ送信コイルの実施形態の具体的構造を示している。図４に見られるように、二つのループ１５０および１５２を形成する導電性ストリップ１４０は、透明ポリマー物質１４２に収められている。イメージング領域１１８（図２）において二つのループ１５０および１５２をマウントする適切なマウント構造体１５１は、特にＭＲＩ装置に対しループ１５０および１５２を固定するために提供される。
【００２６】
ループ１５０および１５２の各々は、整合回路１６０および１６２に接続するためのリード線１５４を含んでいる。
【００２７】
好ましい実施形態においては、コイル１５０および１５２は、互いに９０゜をなして配置される同一の矩形コイルループである。各々の矩形ループの一般的な寸法は、長さが５５インチ、高さが１９．５インチである。導電性ストリップの幅は２インチである。導電性ストリップは薄銅から構成されるが、他の導電性物質であっても良く、イメージング領域へのアクセスを阻害することのない程度の厚さを有していても良い。
【００２８】
図５は本発明の他の実施形態を示している。ここでは、二つのループ１５０および１５２は、単一の連続する導電性ストリップ１４０から形成されている。図５の実施形態が交差部を一つだけ（矢視“Ａ”）をもつ点を除いては、図５は図４の全てについて同一である。
【００２９】
図５の矢印“Ｂ”の位置では、ループ１５０および１５２を構成する導電性ストリップ１４０は、お互いに交差することも接触することもない。これは後述する図７において詳細に示されている。
【００３０】
図６は、図４または図５におけるループ１５０および１５２の“Ａ”方向から見た交差部１５３を示している。図４の実施形態においては、ループ１５０および１５２は、同図に見られるように二つの交差部を有している。そのような交差部の一つのみをここでは述べるが、これは各々の交差点に等価的にいえることである。図５の実施形態では図６に示したような一つの交差点を有する。
【００３１】
先ず最初に、図６の左隅上部のループ１５２を参照する。導電性ストリップ１４０は、交差点１５３に到達し、はんだ１８２により導電性ストリップ１４０に電気的に取り付けられた二つのキャパシタ１８０Ａで終端している。次にキャパシタ１８０Ａは、はんだ１８２により、上部導電層１５５の一つの終端に電気的に取り付けられる。上部導電層１５５の反対の終端においては、キャパシタ１８０Ｃが、はんだ１８２により電気的に取り付けられる。そしてキャパシタンス１８０Ｃはループ１５２の導電性ストリップ１４０にはんだ付けされる。そして導電性ストリップ１４０は、図６の右隅下部に続く。かくして図６に示されるループ１５２は、図６の左隅上部から図６の右隅の下部まで、導電性ストリップ１４０、キャパシタ１８０Ａ、上部導電層１５５、キャパシタ１８０Ｃ、そして導電性ストリップ１４０の一連の接続を介して電気的に連続するものとなる。
【００３２】
上部導電層１５５は、二つの導電層１５５および１５７にはさまれた上側半分を形成する。上部導電層１５５は、薄いテフロン片により下部導電層１５７から隔離される。下部導電層１５７は、上述したように上部導電層１５５がループ１５２のための電気的な交差点を形成したのと同じ様にループ１５０のための電気的な交差点を形成する。特に、ループ１５０は、導電性ストリップ１４０、キャパシタ１８０Ｂ、下部導電層１５７、キャパシタ１８０Ｄ、そして導電性ストリップ１４０の一連の接続を介して図６の右隅上部から図６の左隅下部へ電気的に連続するものとなる。
【００３３】
キャパシタ１８０Ａ〜１８０Ｄは、各々の矩形コイルの間の容量性カップリングを低減するための低い値のキャパシタである。各々の矩形コイル（シングルターン）のインダクタンスは、およそ２．５μＨである。コイルは整合回路１６０および１６２を通じて１５ＭＨｚに整合され、５０Ωに整合される。
【００３４】
あるいはまた、キャパシタンスは、導電性ストリップ１４０の長さに沿って如何なる場所にも直列に配置され得る。例えば、ＲＦ送信コイルループに沿った等距離に配置され得る。
【００３５】
図４では、矩形コイル１５０および１５２は磁気的にも電気的にも孤立している（何故なら二つのコイルは互いに直交するから）。このことは、直交送信コイルの用途に適している。あるいはまた、二つの矩形コイルは、図５に示したように、非−直交送信コイル装置を形成すべく直列もしくは並列に配線される。直交送信コイル装置の利点は、２のファクターによるＲＦ送信パワーを節約することができる点にある。また、直交コイルの構成の不利な点は、コイルの間の絶縁を維持する必要があることである。直交および非直交の適用例の両者が、本発明のスコープ内でイメージされる。非直交送信コイルは電気回路が簡単であり、カップリング要求も少ないが、より大きいＲＦパワーを必要とする。
【００３６】
図７は図５から送信点“Ｂ”を示している。図７の左隅上部で始まり、導電性ストリップ１４０はループ１５２として始まり、中央点１５５の近傍にて図７の右隅下部のループ１５０に向けてターンする。
【００３７】
（図７の右隅上部からの）ループ１５０の導電性ストリップは、図７の左隅下部まで図示外でループする。ここからは、導電性ストリップ１４０はループ１５２の一部を形成するために図７の右隅下部に向かってターンする。導電性ストリップ１４０は図示外で再度ループし、図７の左隅上部に続く。
【００３８】
図８は、図４の実施形態に従ったＸ−ウイングＲＦ送信コイルを備えたＭＲＩシステムを示している。特に、寝台天板１２０（図２参照）は、静磁場磁石２００、傾斜磁場磁石２１０、そしてＲＦ送信コイルループ１５０および１５２の間のイメージング領域１６８に挿入されることが示されている。本実施形態におけるループ１５０および１５２は、ＲＦ信号を送信するために配置され、一方、ＲＦ受信コイル１２２は、放出されるＲＦ信号を受信するために配置される。ループ１５０および１５２には、それぞれ、整合回路１６０および１６２が取り付けられる。静磁場磁石２００、傾斜磁場磁石２１０、ループ１５０および１５２、そしてＲＦ受信コイル１２２は全て、コンピュータ２２０に対し接続されている。コンピュータ２２０はＲＦ磁場の送受信を制御する。このコンピュータ２２は、撮影領域の可視画像を提供するためのモニタ（video display tube）２３０に接続される。
【００３９】
図９は、ＲＦ送信コイル１５０および１５２が図４よりもむしろ図５に示されるコイルに相当することを除いては図８と同様である。図８と同様に図９は、ループ１５０／１５２、傾斜磁場コイル２１０そして静磁場磁石２００により規定されるイメージング領域１６８に挿入される寝台１２０を含んでいる。
【００４０】
本発明のＸ−ウイングコイルは、イメージングされる物体へのアクセスを制限することがないため、先のＲＦコイルよりも有利な点を提供する。正規でインタベンショナルな画像利用にとって、Ｘ−ウイングコイルは、撮影される患者に対し、上述した米国特許出願第０８／０２５，４１８号に記載された平型断層送信コイルと事実上同じ開放性を提供する。
【００４１】
Ｘ−ウイングコイルはまた、ＲＦパワー効率の面で平型断層送信コイルよりも利点を有している。とりわけ、ＲＦパワー効率は、所要のＲＦ磁場強度を得るためのＲＦパワー入力によりＲＦ磁場強度Ｂを除算することで定義される。Ｘ−ウイングコイルは、平型断層送信コイルで同一の共鳴周波数を得る場合に比較し、同一のフリップ角を得るためのＲＦパワーが十分の一で済む。
【００４２】
例えばマカーテン（米国特許出願第０８／０２５，４１８号）のＲＦ送信コイル（上部および下部の横磁石構造体の近傍パンケーキ形状のコイルとして提供される）と、本発明のＸ−ウイング送信コイルとを仮に比較すれば、本発明により得られるパワー効率に関する利点が実証される。
【００４３】
例えば、マカーテンのパンケーキ形送信コイルは、２．７４ＭＨｚにおいて、送信フィールドの望ましい均一性を得るためにおよそ３ｋＷの送信パワーを必要とする。パワー要求は使用周波数に比例するので、仮にマカーテンの装置が１５ＭＨｚで動作した場合、送信コイルはおよそ２０ｋＷものパワーを必要とするであろう。これらのパワー要求は、マカーテンのパンケーキ形送信コイルが仮にＱＤモードで動作すれば半分に低減され、１５ＭＨｚで１０ｋＷのパワー要求に抑えることができる。しかし、これでも相対的にみれば高い。
【００４４】
２．７４ＭＨｚ、非ＱＤモードで本発明のＸ−ウイングコイルを動作させる場合と比較すると、マカーテンのパンケーキ形送信コイルと同じ送信フィールドの均一性を得るために、わずかに３００Ｗ程度しか必要としない。本発明のＸ−ウイング送信コイルの３００Ｗに比べ、マカーテンの装置では３０００Ｗの要求となる。
【００４５】
図１０〜図１２は、コイル中央の垂直方向における磁場の均一性を改善した本発明の他の実施形態を示している。図１０〜図１２の改善点は、図２〜図８のコイルに存在する垂直磁場の不均一性を補償する点にある。
【００４６】
例えば図３に示される型のＸ−ウイングコイルを備えたＭＲＩシステムにおいて、Ｘ−ウイングコイルの中央から１５ｃｍ垂直上部においては、コイルの中央の磁場強度Ｂ1 に比べ、Ｂ1 は７０％から１００％の磁場強度の増加を示す。この垂直方向の磁場不均一性は、Ｘ−ウイングコイルの中央下部でも等価に存在する。比較によれば、図１０〜図１２のＸ−ウイングコイルは、中央のフィールドと、これに対し１５ｃｍ上部又は下部のフィールドとの比較によれば、Ｂ1 フィールド強度において１２％から１５％の増加のみを示す。図１０〜図１２のコイルは、かくして垂直方向において改善されたＢ1 の均一性を提供する。
【００４７】
垂直方向において増加されたＢ1 フィールドの不均一性は、恐らくは図５に示される２つのコイルの交差部“Ａ”により生成される強力な磁場によるものである。図９〜１２の改善されたコイルにおいて交差部は、外見上、イメージング領域１１８の重要な中央部におけるＢ1 フィールドの均一性の悪影響がより少ない場所に移動している。特に、重要なイメージング領域は３０ｃｍのＤＳＶである。交差点をイメージング領域の外に移動する（あるいは少なくともその中心から離す）ことにより、垂直磁場Ｂ1 の均一性は改善される。
【００４８】
図９〜図１２は、改善されたＸ−ウイングコイル構造を示している。特にコイルは、電気的に連続した二つの“Ｕ”字形の導電性ループ（例えば、図９の上方又は下方からみればループは“Ｕ”字形をなすことがわかる）により作り出される。ストリップは、“Ｘ−ウイング”構成を形成する曲げ方法を除き、図３〜図７に関して述べた全ての方法により実現される。すなわち、例えば図５においてＸ−ウイングにおける“Ｘ”は、“＼”ループにオーバーループする“／”ループ（上方から見て）として形成されるか、一方、“＜”ループに並んでいる“＞”ループとして形成された二つのオーバーループするループにより形成される。
【００４９】
いずれの場合においても、結果として“Ｘ”が構成される。図９〜図１２のＸ−ウイングコイルは、また、同様に位置づけ、マウントされ、図３〜図７に関して述べたＸ−ウイングコイルとしてＭＲＩシステムにおいて使用される。
【００５０】
“Ｕ字形ループ”なる語は略矩形ループを意味し、この矩形ループは上方または下方から見て、１８０゜より少ない角度で曲げられ、あるいは丸められ、あるいは中央部から遷移されて構成される。この際、曲率の度合い、スムースさ、曲線の対称的直角度または“点対称性”はどのように決めても構わない。これによりＵ字型は、“Ｖ”字形ループおよび不定型のループを含む。加えて、“略矩形ループ”は、厳密な矩形でなくてもよく、例えば４５゜の切欠き部（図１０の“ｄ“）を含んでいても良い。
【００５１】
図１０のＸ−ウイングコイルにおいては、概して連続的な導電性ストリップ１４０は、四つのハーフループ５０１Ａ〜Ｄを形成し、それぞれのハーフループはイメージング領域１１８の中央部分から外側に伸びる。図１０に示されるように、ハーフループ５０１Ａ及び５０１Ｄは“Ｕ”字型の完全なループを形成するために結合される。ハーフループ５０１Ｂおよび５０１Ｃもこれと同様である。一実施形態においては、ループ５０１Ａ／Ｄおよび５０１Ｂ／Ｃを次のように位置させても良い。すなわち、ループ５０１Ａ／Ｄを、フォーポストＭＲＩシステムの一の柱から近傍の柱（例えば図３の柱１０６と１２２）に伸び、一方で、ループ５０１Ｂ／Ｃを、隣接する残り二つの柱（図３の柱１０８および１２３）から伸びるように位置させても良い。他の実施形態では、Ｘ−ウイングコイルを柱の整列から離れるように所定角度だけ回転させても良い。
【００５２】
導電性ストリップ１４０は一般に整合回路１６０の電極端子（＋）から始まる。そこからループ５０１Ａ／Ｄが始まる。ループ５０１Ａ／Ｄがほぼ完全に形成されると、ストリップは送信エリア５０２のループ５０１Ｂ／Ｃにクロスオーバーする。送信エリアにおいては、ストリップ５０２の一部５０２Ａは、ループ５０１Ａ／Ｄからループ５０１Ｂ／Ｃを横切る。ストリップがループ５０１Ｂ／Ｃを形成した後は、部分５０２Ｂは、ループ５０１／Ｄに戻り、さらに整合回路１６０の（−）の端子において完全なループ５０１Ａ／Ｄを完結するためにストリップ５０２Ａの経路（必然的ではないが、好ましくは部分５０２Ａの下）を引き返す。部分５０２Ａおよび５０２Ｂは、お互いに電気的に絶縁されている。
【００５３】
図１０のＸ−ウイングコイルのための有用な寸法を以下に示すが、本発明はこれら特定の寸法に限定されることはない。
【００５４】
ａ＝１７０ｍｍ
ｂ＝２４０ｍｍ
ｃ＝２５．４ｍｍ
ｄ＝４５゜
ｅ＝４９５．３ｍｍ
ｆ＝１４０９．７ｍｍ
ストリップ１４０は“連続”するものとして説明したが、望ましくは図１１に示すように分散されたキャパシタＣ１〜Ｃ１１により断続している。“連続”なる語は、分散されたキャパシタンスを含んでいる。キャパシタンスＣ１〜Ｃ１１はＲＦループの間の容量性カップリングを低減させるための低い値を有するキャパシタンスである。図１１の矢印は、ＲＦ電流の流れを示している。すなわち、整合回路から始まり、ループ５０１Ｂ／Ｃを介して進み、ループ５０１Ａ／Ｄを介して進み、整合回路に戻る。
【００５５】
図１２はＲＦ送信コイル１５０および１５２が図４よりもむしろ図１０に示されるコイルに相当することを除いては図８と同様である。図１２は、図８と同様に、ループ１５０／１５２、傾斜磁場コイル２１０、そして静磁場磁石２００によって規定されるイメージング領域１６８に入れられる寝台１２０を含んでいる。
【００５６】
本発明は、現時点で最も実用的であり好ましいと考慮される実施形態に関連して説明されたが、本発明は、開示された実施形態に限定されず、特許請求の範囲及び技術的範囲内に含まれた種々の変形および等価な構成を含むことを意図している。
【００５７】
【発明の効果】
以上説明したように本発明によれば、患者への良いアクセスを提供し、低いパワーレベルで動作するＲＦ送信器を備えた磁気共鳴イメージングシステムを提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】従来のフォーポストＭＲＩを示す図。
【図２】本発明の第１実施形態に係るフォーポスト寝台ＭＲＩを示す図。
【図３】図２に示されるＭＲＩのＲＦコイルを簡潔に示す図。
【図４】本発明の第１実施形態に係るＲＦコイルを示す図。
【図５】本発明の第２実施形態に係るＲＦコイルを示す図。
【図６】図４及び図５のＡ方向から見た図４のＲＦコイルの一部を示す図。
【図７】図５のＢ方向から見た図５のＲＦコイルの一部を示す図。
【図８】図４のＭＲＩの構成を模式的に示すブロック図。
【図９】図５のＭＲＩの構成を模式的に示すブロック図。
【図１０】本発明の他の実施形態に係るＲＦコイルを示す図。
【図１１】図１０におけるＲＦ電流および分散されたキャパシタンスをより詳細に示す図。
【図１２】図９のＭＲＩの構成を模式的に示すブロック図。
【符号の説明】
１００…ＲＦコイル
１０６、１０８…支柱
１１０…上部横磁極
１１２…下部横磁極
１１８…撮影領域
１２０…寝台天板
１２２…ＲＦ受信コイル
１４０…導電性ストリップ
【発明の属する技術分野】
本発明は磁気共鳴イメージングシステム（ＭＲＩシステム）に好適であって、ＭＲＩプロシジャ中にＲＦ磁場を生成するための装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
今日ではよく知られているように、ＭＲＩにおいて画像化されるべき物体（例えば人体）は静磁場中に配置される。選択された被検体の領域において被検体のある種の原子核はその有極性により、静磁場の方向に整列しようとする。被検体を横切る傾斜磁場を印加し、そしてラーモア周波数でＲＦ磁場を適用することにより、これらの原子核は、磁気的に整列した状態から９０もしくは１８０度傾斜した状態に励起される。ＲＦ送信信号を取り去ることにより、選択された原子核は再び整列した状態に戻ろうとする。再び整列する間に、原子核はＲＦ信号を発生し、このＲＦ信号はＲＦ受信コイルにより検出することができる。ＲＦ受信コイルにより受信されたＲＦ信号の結果は、頭部、脊柱あるいはその他の被検体の部分の断層像を導出するために処理される。
【０００３】
ＭＲＩデバイスにおいては、静磁場やＲＦ磁場の両者を生成する幾つかの装置および方法が案出された。静磁場は、例えば管状コイル（ここでは被検体は、管の内側に通される）や、横磁石（ここでは被検体は、対向するパンケーキ形状磁石の間に配置される）を使用して生成される。横磁石配列は、“Ｃ”型，“Ｈ”型，“４本柱”配列といった横磁石を支持するする構造体の型によって一般に知られている。これら横磁石配列は撮影中における被検体への改善されたアクセスを提供することにおいて管状コイル配列よりも有益である。このことは、例えば、撮影される人がＭＲ撮影中において医学的処置を受けるために物理的な接触を必要とする場合に有利となり得る。
【０００４】
またＲＦ磁場はＭＲＩプロセス中に生成される必要があり、一般に、ＭＲＩ装置内に配置されたコイルによって生成される。その一例として、サドル形コイルもしくは撮影される被検体の周囲に配置されるソレノイドがある。サドル形コイルもしくはソレノイドは、ＲＦ磁場を公知の作法にしたがって生成する。しかしながら、これらの装置は、被検体へのアクセスを制限するという問題がある。この欠点は特に横磁石システムにいおいて例証される。ここでは（静磁場のための）横磁石により得られるオープンアクセスは、少なくとも部分的には、被検体の近傍や周囲に配置される（ＲＦ磁場送信のための）サドル形コイルもしくはソレノイドの存在により阻害される。
【０００５】
被検体への改善されたアクセスを提供するＲＦアンテナが、アクン（Akgun ）による米国特許第４，９６８，９３７号明細書に開示されている。アクンは、撮影される被検体に対向する側に配置された導電性ストリップ（細長部）の２枚のシートをなすＲＦアンテナを開示する。導電性ストリップのための戻り電流パスを提供する追加的なシートは、導電性ストリップシートと複合して配置される。オペレーションにおいては、アクンは、ストリップを通過し、整合ネットワークにより所望の共鳴周波数に整合された送信線としてシートを作用させる電流について述べている。
【０００６】
アクンの装置は、ＭＲＩプロシジャにおける患者への改善されたアクセス能を提供する一方、複合シート上のストリップを伝導する電流に関する複雑さの問題を被っている。ストリップ付きの複合導電性シートおよび戻りパスは、製造コストを増加させ、不都合であるとされている。加えて、各々の導電性ストリップを伝導する電流が慎重に制御されない場合には、ＲＦ磁場の均等性が低下する。
【０００７】
別のＲＦ送信装置が、本願と同一の譲渡人に譲渡されたマカーテン（McCarten）らによる米国特許出願第０８／０２５，４１８号に記載されている。マカーテンの装置は、直列に接続され互いに反対方向の巻線を成す平らで細長い導電性部材により形成されたＲＦコイルを開示する。導電性部材は、患者と反対側の静磁場磁石の近傍に配置される。特に、導電性部材は、静磁場磁石と関連するマグネティック・シムにより生成された環状のくぼみに形成される。この装置においては、ＭＲＩプロシジャ中における患者への物理的なアクセスに対して如何なる特別な障害をも追加しない。しかしながら、マカーテンのＲＦコイルにおける導電性部材の構成およびその位置選定に起因し、マカーテンの装置は、選択され磁気的に整列された被検体内の原子核を傾斜させるために送信器において相当のＲＦパワーを要求する。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は上述した事情に対処すべくなされたもので、その目的は患者への良いアクセスを提供し、低いパワーレベルで動作するＲＦ送信器を備えた磁気共鳴イメージングシステムを提供することである。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
本発明のＲＦコイルペアは、いわゆる“フォーポスト”横磁石イメージャと共に用いられる。このＭＲＩ構造によれば、四つの磁石柱がイメージング領域のそれぞれの隅に設けられ、対向する横磁石を支持し、静磁場の戻りフラックスのパスを提供する。四つの“柱”は、撮影される被検体のそれぞれ上および下の横磁石を支持する。また本発明のＲＦコイルは、四つの磁石柱の間において、イメージング領域を斜めに横切る直交平面内に形成される。
【００１０】
また、本発明のＲＦコイルペアは、撮影される被検体の周囲に、二つ又は一般的にそれ以上の矩形ループを形成する。各々のループは整合ネットワークで始まり、四つの磁石柱の一つの近傍にそって伸び、上部横磁石構造体の近傍のイメージャの反対隅に向かって伸び、反対隅の磁石柱に沿って伸び、下部横磁石構造体の近傍の元の磁石柱に戻る。かくしてＲＦコイルは撮影される被検体の周囲に、連続する二つのＲＦ導電パスを形成し、これは直交位相検波（ＱＤ：quadrature detection）のために使用され得る。
【００１１】
特に、非−ＱＤモードに応用した本発明のＲＦコイルペアは、隣接する単一の導電性ストリップから形成された二つの直交矩形コイルを提供する。隣接ストリップは一の柱で始まり、下部横磁石構造体の下方に伸び、下部横磁石構造体のほぼ中央に到達したら隣接する柱に向かって９０゜ターンし、上部横磁石構造体に向かって上方の隣接する柱をたどって上部横磁石構造体を横切り、反対の柱に向かって下方に伸び、最後に下部横磁石構造体の中央まで戻る。さらに、残りの柱に向かって９０゜ターンし、残りの柱に向かって上方に伸び、上部横磁石構造体を横切って元の開始点まで伸びる。かくして、対向配置された柱のペア間を走行する隣接した導電性ストリップにより二つの矩形ループが形成される。
【００１２】
各々の発明において、当該ＲＦコイルペアは、イメージング処理中における患者へのアクセスを許容する一方でＲＦ送信パワーの要求を低下させるコンパクトな構造を提供する。また、当該ＲＦコイルは、比較的に低いパワーレベルで良好なＲＦ磁場の均一性を作り出す。
【００１３】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施形態を説明する。なお図１に示す従来例と同一の要素部品には同一の符号を付してある。図１はいわゆるフォーポスト横断ＭＲＩシステムを示している。本システムにおいて静磁場を生成するために、磁石柱１０６および１０８により相互結合されたブロック１０２および１０４を含む強度の透磁性構造体は、上部横磁極１１０および下部横磁極１１２を有する永久磁石（または電磁石）の間で磁束のパスを規定する。患者は、患者用寝台１２０を利用して撮影領域１１８に対し送入され、そして送出される。
【００１４】
図１に見られるように、静磁場に関係する構造体は比較的オープンでアクセスしやすい撮影領域１１８を提供する。磁極１１０および１１２は、寝台１２０のそれぞれ上部および下部の空間のみを占有し、支柱１０６および１０８は寝台１２０の隅の空間のみを占有する。かくしてＭＲＩプロシジャ中における寝台１２０上の患者へのアクセスは、静磁場磁石によっては阻害されることがない。
【００１５】
しかしながら図１に示される従来装置においては、ＲＦ送信コイル構造体により患者へのアクセスが阻害される。特に図１に示される様な従来のシステムでは比較的大きなＲＦコイル１００が一般に用いられる。当業者にとって明かであるが、被検体内の原子核が磁場Ｂ0 により整列された後は、ＲＦ送信コイルはＭＲＩプロセス中において原子核を９０又は１８０度傾斜させるために比較的高出力のＲＦパルスを生成しなければならない。このプロセス中は、極めて均一な送信ＲＦ磁場分布を得ることが望まれる。従来装置では、比較的大型のサドル形コイルまたはソレノイドがＲＦ磁場分布を生成するＲＦ送信器として用いられてきた。図１に示すように、サドル形コイルは、ＭＲＩプロシジャ中における被検体の周囲への比較的大型で邪魔な構造物を与える。このことは、たとえＭＲＩプロシジャ中における患者へのアクセスを改善すべく開口部１１４をＲＦ送信コイル１００に形成したとしても同じことである。
【００１６】
良好なＲＦ磁場の均一かつ高感度性を、図１のＭＲＩ装置において患者を取り囲むＲＦコイル１００を用いることなく作り出すことが望ましい。
【００１７】
図１のＲＦシステムを完結し、比較的小さいＲＦ受信コイル１２２は、一般に、比較的微弱なＲＦ応答信号を受信するため、患者の診断部位の適所に結合される。図１に示された受信コイル１２２は、特に脊柱部のイメージングのために適合されており、患者支持パッドの中に組み込まれている。
【００１８】
横磁石ＭＲＩシステムでの使用のための如何なる望ましい構成の他のＲＦ受信コイルも、本発明のＲＦ送信コイルとともに使用することができる。
【００１９】
図２のフォーポストＭＲＩ構造物は、図２のＲＦ送信コイルがいわゆる“Ｘ−ウイング”装置内に配置されていることを除いては図１と同様である。
【００２０】
図２に見られるように、イメージング領域１１８は、図１の従来例に係るフォーポスト横磁石ＭＲＩ構造体のＲＦ送信コイル１００によって制限されることがない。代わりに、図２のＭＲＩシステムにおいて、ＲＦ送信コイルは銅製ストリップ１４０の内にあって、対向する柱１０８／１２２および１０６／１２４のそれぞれの間に伸びる二つのループとして形成されている。
【００２１】
特に、第１のＲＦ送信ループは、柱１０８の内側の近傍で鉛直方向に伸びる銅製ストリップ１４０によって形成されている。それは、下部ポール１１２および上部ポール１１０の表面１４４および１４６近傍のそれぞれの終端に沿って、それぞれが続いている。ループは支柱１０８に準じて示されるものと同様のやり方で、支柱１２２の鉛直内側の近傍に伸びて終わる。
【００２２】
第２のＲＦ送信ループは、柱１０６および１２４の鉛直内側近傍に伸び、面１４４および１４６の内側および水平近傍に伸びる銅製ストリップ１４０により形成されている。図２は等距離図法により示されているので、銅製ストリップ１４０の二つのループの一部しか見られないが、銅製ストリップが対向する柱のそれぞれの間で二つのループを形成することは図３において明かにする。
【００２３】
図３において、柱１０６、１０８、１２２、及び１２４（これらは図２にも示されている）は一点鎖線で示されている。加えて、面１４４及び１４６（図２）は、それぞれ一般的な平面１４５及び１４７（図３）に相当する。図３に示されるシステムは、導電性ストリップ１４０が形成する二つのＲＦ送信ループ１５０および１５２以外の構造体が省略されるかあるいは一点鎖線で示されることを除いては、図２に示されたものと同じである。
【００２４】
図３に見られるように第１のＲＦ送信ループ１５０は支柱１０８と１２２との間に伸びている。第２のＲＦ送信ループ１５２は支柱１０６と１２４との間に伸びている。二つのループ１５０および１５２は導電性ストリップ１４０から構成される。導電性ストリップは、具合のよい場所にて長手方向に開口し、整合回路１６０又は１６２に電気的に接続されている。第１および第２のループ１５０および１５２は、不可欠というわけではないが好ましくは、図３に示されるように、互いに９０度をなす平面上に配置される。ループ１５０および１５２は、非−ＱＤモードにおいて０゜から１８０゜を基準としていかなるアングルをも取り得る。
【００２５】
図４は本発明に係るＲＦ送信コイルの実施形態の具体的構造を示している。図４に見られるように、二つのループ１５０および１５２を形成する導電性ストリップ１４０は、透明ポリマー物質１４２に収められている。イメージング領域１１８（図２）において二つのループ１５０および１５２をマウントする適切なマウント構造体１５１は、特にＭＲＩ装置に対しループ１５０および１５２を固定するために提供される。
【００２６】
ループ１５０および１５２の各々は、整合回路１６０および１６２に接続するためのリード線１５４を含んでいる。
【００２７】
好ましい実施形態においては、コイル１５０および１５２は、互いに９０゜をなして配置される同一の矩形コイルループである。各々の矩形ループの一般的な寸法は、長さが５５インチ、高さが１９．５インチである。導電性ストリップの幅は２インチである。導電性ストリップは薄銅から構成されるが、他の導電性物質であっても良く、イメージング領域へのアクセスを阻害することのない程度の厚さを有していても良い。
【００２８】
図５は本発明の他の実施形態を示している。ここでは、二つのループ１５０および１５２は、単一の連続する導電性ストリップ１４０から形成されている。図５の実施形態が交差部を一つだけ（矢視“Ａ”）をもつ点を除いては、図５は図４の全てについて同一である。
【００２９】
図５の矢印“Ｂ”の位置では、ループ１５０および１５２を構成する導電性ストリップ１４０は、お互いに交差することも接触することもない。これは後述する図７において詳細に示されている。
【００３０】
図６は、図４または図５におけるループ１５０および１５２の“Ａ”方向から見た交差部１５３を示している。図４の実施形態においては、ループ１５０および１５２は、同図に見られるように二つの交差部を有している。そのような交差部の一つのみをここでは述べるが、これは各々の交差点に等価的にいえることである。図５の実施形態では図６に示したような一つの交差点を有する。
【００３１】
先ず最初に、図６の左隅上部のループ１５２を参照する。導電性ストリップ１４０は、交差点１５３に到達し、はんだ１８２により導電性ストリップ１４０に電気的に取り付けられた二つのキャパシタ１８０Ａで終端している。次にキャパシタ１８０Ａは、はんだ１８２により、上部導電層１５５の一つの終端に電気的に取り付けられる。上部導電層１５５の反対の終端においては、キャパシタ１８０Ｃが、はんだ１８２により電気的に取り付けられる。そしてキャパシタンス１８０Ｃはループ１５２の導電性ストリップ１４０にはんだ付けされる。そして導電性ストリップ１４０は、図６の右隅下部に続く。かくして図６に示されるループ１５２は、図６の左隅上部から図６の右隅の下部まで、導電性ストリップ１４０、キャパシタ１８０Ａ、上部導電層１５５、キャパシタ１８０Ｃ、そして導電性ストリップ１４０の一連の接続を介して電気的に連続するものとなる。
【００３２】
上部導電層１５５は、二つの導電層１５５および１５７にはさまれた上側半分を形成する。上部導電層１５５は、薄いテフロン片により下部導電層１５７から隔離される。下部導電層１５７は、上述したように上部導電層１５５がループ１５２のための電気的な交差点を形成したのと同じ様にループ１５０のための電気的な交差点を形成する。特に、ループ１５０は、導電性ストリップ１４０、キャパシタ１８０Ｂ、下部導電層１５７、キャパシタ１８０Ｄ、そして導電性ストリップ１４０の一連の接続を介して図６の右隅上部から図６の左隅下部へ電気的に連続するものとなる。
【００３３】
キャパシタ１８０Ａ〜１８０Ｄは、各々の矩形コイルの間の容量性カップリングを低減するための低い値のキャパシタである。各々の矩形コイル（シングルターン）のインダクタンスは、およそ２．５μＨである。コイルは整合回路１６０および１６２を通じて１５ＭＨｚに整合され、５０Ωに整合される。
【００３４】
あるいはまた、キャパシタンスは、導電性ストリップ１４０の長さに沿って如何なる場所にも直列に配置され得る。例えば、ＲＦ送信コイルループに沿った等距離に配置され得る。
【００３５】
図４では、矩形コイル１５０および１５２は磁気的にも電気的にも孤立している（何故なら二つのコイルは互いに直交するから）。このことは、直交送信コイルの用途に適している。あるいはまた、二つの矩形コイルは、図５に示したように、非−直交送信コイル装置を形成すべく直列もしくは並列に配線される。直交送信コイル装置の利点は、２のファクターによるＲＦ送信パワーを節約することができる点にある。また、直交コイルの構成の不利な点は、コイルの間の絶縁を維持する必要があることである。直交および非直交の適用例の両者が、本発明のスコープ内でイメージされる。非直交送信コイルは電気回路が簡単であり、カップリング要求も少ないが、より大きいＲＦパワーを必要とする。
【００３６】
図７は図５から送信点“Ｂ”を示している。図７の左隅上部で始まり、導電性ストリップ１４０はループ１５２として始まり、中央点１５５の近傍にて図７の右隅下部のループ１５０に向けてターンする。
【００３７】
（図７の右隅上部からの）ループ１５０の導電性ストリップは、図７の左隅下部まで図示外でループする。ここからは、導電性ストリップ１４０はループ１５２の一部を形成するために図７の右隅下部に向かってターンする。導電性ストリップ１４０は図示外で再度ループし、図７の左隅上部に続く。
【００３８】
図８は、図４の実施形態に従ったＸ−ウイングＲＦ送信コイルを備えたＭＲＩシステムを示している。特に、寝台天板１２０（図２参照）は、静磁場磁石２００、傾斜磁場磁石２１０、そしてＲＦ送信コイルループ１５０および１５２の間のイメージング領域１６８に挿入されることが示されている。本実施形態におけるループ１５０および１５２は、ＲＦ信号を送信するために配置され、一方、ＲＦ受信コイル１２２は、放出されるＲＦ信号を受信するために配置される。ループ１５０および１５２には、それぞれ、整合回路１６０および１６２が取り付けられる。静磁場磁石２００、傾斜磁場磁石２１０、ループ１５０および１５２、そしてＲＦ受信コイル１２２は全て、コンピュータ２２０に対し接続されている。コンピュータ２２０はＲＦ磁場の送受信を制御する。このコンピュータ２２は、撮影領域の可視画像を提供するためのモニタ（video display tube）２３０に接続される。
【００３９】
図９は、ＲＦ送信コイル１５０および１５２が図４よりもむしろ図５に示されるコイルに相当することを除いては図８と同様である。図８と同様に図９は、ループ１５０／１５２、傾斜磁場コイル２１０そして静磁場磁石２００により規定されるイメージング領域１６８に挿入される寝台１２０を含んでいる。
【００４０】
本発明のＸ−ウイングコイルは、イメージングされる物体へのアクセスを制限することがないため、先のＲＦコイルよりも有利な点を提供する。正規でインタベンショナルな画像利用にとって、Ｘ−ウイングコイルは、撮影される患者に対し、上述した米国特許出願第０８／０２５，４１８号に記載された平型断層送信コイルと事実上同じ開放性を提供する。
【００４１】
Ｘ−ウイングコイルはまた、ＲＦパワー効率の面で平型断層送信コイルよりも利点を有している。とりわけ、ＲＦパワー効率は、所要のＲＦ磁場強度を得るためのＲＦパワー入力によりＲＦ磁場強度Ｂを除算することで定義される。Ｘ−ウイングコイルは、平型断層送信コイルで同一の共鳴周波数を得る場合に比較し、同一のフリップ角を得るためのＲＦパワーが十分の一で済む。
【００４２】
例えばマカーテン（米国特許出願第０８／０２５，４１８号）のＲＦ送信コイル（上部および下部の横磁石構造体の近傍パンケーキ形状のコイルとして提供される）と、本発明のＸ−ウイング送信コイルとを仮に比較すれば、本発明により得られるパワー効率に関する利点が実証される。
【００４３】
例えば、マカーテンのパンケーキ形送信コイルは、２．７４ＭＨｚにおいて、送信フィールドの望ましい均一性を得るためにおよそ３ｋＷの送信パワーを必要とする。パワー要求は使用周波数に比例するので、仮にマカーテンの装置が１５ＭＨｚで動作した場合、送信コイルはおよそ２０ｋＷものパワーを必要とするであろう。これらのパワー要求は、マカーテンのパンケーキ形送信コイルが仮にＱＤモードで動作すれば半分に低減され、１５ＭＨｚで１０ｋＷのパワー要求に抑えることができる。しかし、これでも相対的にみれば高い。
【００４４】
２．７４ＭＨｚ、非ＱＤモードで本発明のＸ−ウイングコイルを動作させる場合と比較すると、マカーテンのパンケーキ形送信コイルと同じ送信フィールドの均一性を得るために、わずかに３００Ｗ程度しか必要としない。本発明のＸ−ウイング送信コイルの３００Ｗに比べ、マカーテンの装置では３０００Ｗの要求となる。
【００４５】
図１０〜図１２は、コイル中央の垂直方向における磁場の均一性を改善した本発明の他の実施形態を示している。図１０〜図１２の改善点は、図２〜図８のコイルに存在する垂直磁場の不均一性を補償する点にある。
【００４６】
例えば図３に示される型のＸ−ウイングコイルを備えたＭＲＩシステムにおいて、Ｘ−ウイングコイルの中央から１５ｃｍ垂直上部においては、コイルの中央の磁場強度Ｂ1 に比べ、Ｂ1 は７０％から１００％の磁場強度の増加を示す。この垂直方向の磁場不均一性は、Ｘ−ウイングコイルの中央下部でも等価に存在する。比較によれば、図１０〜図１２のＸ−ウイングコイルは、中央のフィールドと、これに対し１５ｃｍ上部又は下部のフィールドとの比較によれば、Ｂ1 フィールド強度において１２％から１５％の増加のみを示す。図１０〜図１２のコイルは、かくして垂直方向において改善されたＢ1 の均一性を提供する。
【００４７】
垂直方向において増加されたＢ1 フィールドの不均一性は、恐らくは図５に示される２つのコイルの交差部“Ａ”により生成される強力な磁場によるものである。図９〜１２の改善されたコイルにおいて交差部は、外見上、イメージング領域１１８の重要な中央部におけるＢ1 フィールドの均一性の悪影響がより少ない場所に移動している。特に、重要なイメージング領域は３０ｃｍのＤＳＶである。交差点をイメージング領域の外に移動する（あるいは少なくともその中心から離す）ことにより、垂直磁場Ｂ1 の均一性は改善される。
【００４８】
図９〜図１２は、改善されたＸ−ウイングコイル構造を示している。特にコイルは、電気的に連続した二つの“Ｕ”字形の導電性ループ（例えば、図９の上方又は下方からみればループは“Ｕ”字形をなすことがわかる）により作り出される。ストリップは、“Ｘ−ウイング”構成を形成する曲げ方法を除き、図３〜図７に関して述べた全ての方法により実現される。すなわち、例えば図５においてＸ−ウイングにおける“Ｘ”は、“＼”ループにオーバーループする“／”ループ（上方から見て）として形成されるか、一方、“＜”ループに並んでいる“＞”ループとして形成された二つのオーバーループするループにより形成される。
【００４９】
いずれの場合においても、結果として“Ｘ”が構成される。図９〜図１２のＸ−ウイングコイルは、また、同様に位置づけ、マウントされ、図３〜図７に関して述べたＸ−ウイングコイルとしてＭＲＩシステムにおいて使用される。
【００５０】
“Ｕ字形ループ”なる語は略矩形ループを意味し、この矩形ループは上方または下方から見て、１８０゜より少ない角度で曲げられ、あるいは丸められ、あるいは中央部から遷移されて構成される。この際、曲率の度合い、スムースさ、曲線の対称的直角度または“点対称性”はどのように決めても構わない。これによりＵ字型は、“Ｖ”字形ループおよび不定型のループを含む。加えて、“略矩形ループ”は、厳密な矩形でなくてもよく、例えば４５゜の切欠き部（図１０の“ｄ“）を含んでいても良い。
【００５１】
図１０のＸ−ウイングコイルにおいては、概して連続的な導電性ストリップ１４０は、四つのハーフループ５０１Ａ〜Ｄを形成し、それぞれのハーフループはイメージング領域１１８の中央部分から外側に伸びる。図１０に示されるように、ハーフループ５０１Ａ及び５０１Ｄは“Ｕ”字型の完全なループを形成するために結合される。ハーフループ５０１Ｂおよび５０１Ｃもこれと同様である。一実施形態においては、ループ５０１Ａ／Ｄおよび５０１Ｂ／Ｃを次のように位置させても良い。すなわち、ループ５０１Ａ／Ｄを、フォーポストＭＲＩシステムの一の柱から近傍の柱（例えば図３の柱１０６と１２２）に伸び、一方で、ループ５０１Ｂ／Ｃを、隣接する残り二つの柱（図３の柱１０８および１２３）から伸びるように位置させても良い。他の実施形態では、Ｘ−ウイングコイルを柱の整列から離れるように所定角度だけ回転させても良い。
【００５２】
導電性ストリップ１４０は一般に整合回路１６０の電極端子（＋）から始まる。そこからループ５０１Ａ／Ｄが始まる。ループ５０１Ａ／Ｄがほぼ完全に形成されると、ストリップは送信エリア５０２のループ５０１Ｂ／Ｃにクロスオーバーする。送信エリアにおいては、ストリップ５０２の一部５０２Ａは、ループ５０１Ａ／Ｄからループ５０１Ｂ／Ｃを横切る。ストリップがループ５０１Ｂ／Ｃを形成した後は、部分５０２Ｂは、ループ５０１／Ｄに戻り、さらに整合回路１６０の（−）の端子において完全なループ５０１Ａ／Ｄを完結するためにストリップ５０２Ａの経路（必然的ではないが、好ましくは部分５０２Ａの下）を引き返す。部分５０２Ａおよび５０２Ｂは、お互いに電気的に絶縁されている。
【００５３】
図１０のＸ−ウイングコイルのための有用な寸法を以下に示すが、本発明はこれら特定の寸法に限定されることはない。
【００５４】
ａ＝１７０ｍｍ
ｂ＝２４０ｍｍ
ｃ＝２５．４ｍｍ
ｄ＝４５゜
ｅ＝４９５．３ｍｍ
ｆ＝１４０９．７ｍｍ
ストリップ１４０は“連続”するものとして説明したが、望ましくは図１１に示すように分散されたキャパシタＣ１〜Ｃ１１により断続している。“連続”なる語は、分散されたキャパシタンスを含んでいる。キャパシタンスＣ１〜Ｃ１１はＲＦループの間の容量性カップリングを低減させるための低い値を有するキャパシタンスである。図１１の矢印は、ＲＦ電流の流れを示している。すなわち、整合回路から始まり、ループ５０１Ｂ／Ｃを介して進み、ループ５０１Ａ／Ｄを介して進み、整合回路に戻る。
【００５５】
図１２はＲＦ送信コイル１５０および１５２が図４よりもむしろ図１０に示されるコイルに相当することを除いては図８と同様である。図１２は、図８と同様に、ループ１５０／１５２、傾斜磁場コイル２１０、そして静磁場磁石２００によって規定されるイメージング領域１６８に入れられる寝台１２０を含んでいる。
【００５６】
本発明は、現時点で最も実用的であり好ましいと考慮される実施形態に関連して説明されたが、本発明は、開示された実施形態に限定されず、特許請求の範囲及び技術的範囲内に含まれた種々の変形および等価な構成を含むことを意図している。
【００５７】
【発明の効果】
以上説明したように本発明によれば、患者への良いアクセスを提供し、低いパワーレベルで動作するＲＦ送信器を備えた磁気共鳴イメージングシステムを提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】従来のフォーポストＭＲＩを示す図。
【図２】本発明の第１実施形態に係るフォーポスト寝台ＭＲＩを示す図。
【図３】図２に示されるＭＲＩのＲＦコイルを簡潔に示す図。
【図４】本発明の第１実施形態に係るＲＦコイルを示す図。
【図５】本発明の第２実施形態に係るＲＦコイルを示す図。
【図６】図４及び図５のＡ方向から見た図４のＲＦコイルの一部を示す図。
【図７】図５のＢ方向から見た図５のＲＦコイルの一部を示す図。
【図８】図４のＭＲＩの構成を模式的に示すブロック図。
【図９】図５のＭＲＩの構成を模式的に示すブロック図。
【図１０】本発明の他の実施形態に係るＲＦコイルを示す図。
【図１１】図１０におけるＲＦ電流および分散されたキャパシタンスをより詳細に示す図。
【図１２】図９のＭＲＩの構成を模式的に示すブロック図。
【符号の説明】
１００…ＲＦコイル
１０６、１０８…支柱
１１０…上部横磁極
１１２…下部横磁極
１１８…撮影領域
１２０…寝台天板
１２２…ＲＦ受信コイル
１４０…導電性ストリップ
Claims (18)
- 撮影領域内の被検体を磁気的に画像化するシステムにおいて、
前記撮影領域の上下に分極された静磁場磁石と、傾斜磁場コイルとを有し、前記撮影領域の上下それぞれに設けられたハウジングと、
２つのＵ字形ループを形成するＲＦ送信コイルストリップであって、各Ｕ字形ループは前記撮影領域の外に向かって凹状に設けられ、かつそれぞれのハウジングによりその位置が概ね定められる２つの辺と、面が異なる２つのハーフループとを有するＲＦ送信コイルストリップと、
隣り合う２本の支柱の２組として配置される４本の支柱であって、各ハーフループは３つの辺を有し、前記２つのハーフループは、それぞれのハウジングにより定められる２つの辺を有し、Ｕ字形ループの一方を形成する２つのハーフループの辺のうち、ハウジングにより定められる辺以外の残りの辺は、隣り合う２本の支柱のそれぞれの辺に対応して定められており、Ｕ字形ループの他方を形成する別の２つのハーフループの辺のうち、ハウジングにより定められる辺以外の残りの辺は、隣り合う別の２本の支柱のそれぞれの辺に対応して定められる４本の支柱と、
前記傾斜磁場コイルの磁束と前記ＲＦ送信コイルストリップとを制御するコンピュータと、
を具備するシステム。 - 前記支柱は、磁束導体からなり、前記撮影領域の上下のハウジングを構造的に支える請求項１記載のシステム。
- 撮影領域内の被検体を磁気的に画像化するシステムにおいて、
前記撮影領域の上下に分極された静磁場磁石と、傾斜磁場コイルとを有し、前記撮影領域の上下それぞれに設けられたハウジングと、
前記撮影領域を囲む電気的に連続な単一の導電性ストリップからなるＲＦ送信コイルであって、前記撮影領域の周囲にＸ字状に並列配置され、かつ面が異なる２つのハーフループを形成する２つのＵ字形ループを形成するＲＦ送信コイルと、
隣り合う２本の支柱２組として配置された４本の支柱であって、各ハーフループは３つの辺を有し、前記２つ１組のハーフループは、それぞれのハウジングにより定められる２つの辺を有し、Ｕ字形ループの一方を形成する２つのハーフループの辺のうち、ハウジングにより定められる辺以外の残りの辺は、隣り合う２本の支柱のそれぞれの辺に対応して定められており、Ｕ字形ループの他方を形成する別の２つのハーフループの辺のうち、ハウジングにより定められる辺以外の残りの辺は、隣り合う別の２本の支柱のそれぞれの辺に対応して定められている４本の支柱と、
傾斜磁場コイルの磁束とＲＦ送信コイルとを制御するコンピュータとを具備するシステム。 - 前記支柱は、磁束導体からなり、前記撮影領域の上下のハウジングを構造的に支える請求項３のシステム。
- 垂直支柱と水平ハウジングとで定められる撮影領域を有する横磁石型ＭＲＩシステムで用いられるＲＦ送信コイルにおいて、
接続されたトップ、ボトム、および辺ストリップを有する矩形ループを形成し、トップおよびボトムストリップは、前記撮影領域の中心に近い第１の部分と、この第１の部分から延長して、２つの異なる垂直支柱に向けた異なる２つの向きに設けられる２つの終端部分とを有する第１の導電性ストリップと、
接続されたトップ、ボトム、および辺ストリップを有する別の矩形ループを形成し、トップおよびボトムストリップは、前記撮影領域の中心に近い第１の部分と、この第１の部分から延長して、別の２つの異なる垂直支柱に向けたさらに異なる２つの向きに設けられる２つの終端部分とを有する第２の導電性ストリップと
を具備するＲＦ送信コイル。 - 前記異なる４本の向きは、少なくとも１つの面において互いに直交する請求項５記載のＲＦ送信コイル。
- 前記矩形ループは、第１の導電性ストリップと第２の導電性ストリップとを接続する付加的な導電性ストリップのトランジション部分を介して電気的に接触される請求項５記載のＲＦ送信コイル。
- 前記トランジション部分は、前記撮影領域の中心から少なくとも１５ｃｍは離れている請求項７記載のＲＦ送信コイル。
- 前記導電性ストリップの全てを支える電気的絶縁フレームをさらに備える請求項５記載のＲＦ送信コイル。
- 上面を定める上部ポールと下面を定める下部ポールとを有する静磁場磁石と、
上部および下部ポールを構造的に接続し、磁気的導体を有する支持構造と、
電気的に接続され、それぞれが上面、下面、および支持構造に近い各辺を有する２つの矩形ハーフループにより形成される第１のＲＦコイルとを具備し、
２つの矩形ハーフループの一方は上面と下面にほぼ直交する第１の面内にあり、２つの矩形ハーフループの他方は上面と下面にほぼ直交するが第１の面とは異なる第２の面内にある磁気システム。 - 電気的に接続され、それぞれが上面、下面、および支持構造に近い各辺を有する他の２つの矩形ハーフループにより形成される第２のＲＦコイルをさらに具備し、
他の２つの矩形ハーフループの一方は上面と下面にほぼ直交するが第１の面及び第２の面とは異なる第３の面内にあり、他の２つの矩形ハーフループの他方は上面と下面にほぼ直交するが第１の面、第２の面および第３の面とは異なる第４の面内にある請求項１０記載の磁気システム。 - 第１、第２、第３、第４の面のうちの２つの面は、第１、第２、第３、第４の面のうちの他の２つの面とほぼ直交する請求項１１記載の磁気システム。
- 前記支持構造が４本の支柱から成る請求項１１記載の磁気システム。
- 第１および第３の面は前記４本の支柱のうちの２つと概ね交差し、第２と第４の面は前記４本の支柱のうちの他の２つと概ね交差する請求項１３記載の磁気システム。
- 撮影領域内の被検体を磁気的に画像化するシステムにおいて、
前記撮影領域の上下に分極された静磁場磁石と、傾斜磁場コイルとを有し、前記撮影領域の上下それぞれに設けられたハウジングと、
２つのＵ字形ループを形成する単一ＲＦ送信コイルであって、一方のループは他方から見るとＵ字形であり、各Ｕ字形ループは前記撮影領域の外に向かって凹状に設けられ、かつそれぞれのハウジングによりその位置が定められる２つの辺を有する単一のＲＦ送信コイルストリップと、
傾斜磁場コイルの磁束とＲＦ送信コイルストリップとを制御するコンピュータとを具備するシステム。 - ２つのＵ字形ループそれぞれは、面が異なる２つのハーフループを有する請求項１５記載のシステム。
- 磁束導体からなり、前記撮影領域の上下にハウジングを構造的に支える支柱をさらに備える請求項１５記載のシステム。
- 隣り合う２本の支柱２組として配置された４本の支柱であって、各ハーフループは３つの辺を有し、前記２つ１組のハーフループは、それぞれのハウジングにより定められる２つの辺を有し、Ｕ字形ループの一方を形成する２つのハーフループの辺のうち、ハウジングにより定められる辺以外の残りの辺は、隣り合う２本の支柱のそれぞれの辺に対応して定められており、Ｕ字形ループの他方を形成する別の２つのハーフループの辺のうち、ハウジングにより定められる辺以外の残りの辺は、隣り合う別の２本の支柱のそれぞれの辺に対応して定められている４本の支柱をさらに有する請求項１６記載のシステム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US520748 | 1995-08-29 | ||
| US08/520,748 US5663645A (en) | 1994-08-02 | 1995-08-29 | Spatially orthogonal rectangular coil pair suitable for vertical magnetic field MRI system |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH09164126A JPH09164126A (ja) | 1997-06-24 |
| JP3645368B2 true JP3645368B2 (ja) | 2005-05-11 |
Family
ID=24073907
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP22901096A Expired - Fee Related JP3645368B2 (ja) | 1995-08-29 | 1996-08-29 | 磁気共鳴イメージングシステム |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5663645A (ja) |
| JP (1) | JP3645368B2 (ja) |
| GB (1) | GB2304900A (ja) |
Families Citing this family (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5939883A (en) * | 1996-07-17 | 1999-08-17 | Fonar Corporation | Magnetic resonance imaging excitation and reception methods and apparatus |
| US6011393A (en) * | 1997-06-26 | 2000-01-04 | Toshiba America Mri, Inc. | Self-supporting RF coil for MRI |
| US5977771A (en) * | 1997-11-03 | 1999-11-02 | Picker International, Inc. | Single gradient coil configuration for MRI systems with orthogonal directed magnetic fields |
| US6144203A (en) * | 1997-11-28 | 2000-11-07 | Hitachi Medical Corporation | Coil harness assembly for interventional MRI application |
| US6029081A (en) * | 1998-03-19 | 2000-02-22 | Picker International, Inc. | Movable magnets for magnetic resonance surgery |
| US6249121B1 (en) | 1999-05-17 | 2001-06-19 | General Electric Company | RF body coil |
| DE10116802C1 (de) * | 2001-04-04 | 2002-10-02 | Siemens Ag | RF-Antenne für ein offenes MR-System |
| JP3727601B2 (ja) * | 2002-03-05 | 2005-12-14 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 磁気共鳴イメージング装置 |
| DE102004003535B3 (de) * | 2004-01-23 | 2005-10-13 | Siemens Ag | Erzeuger eines zeitvariablen Magnetfelds eines Magnetresonanzgeräts und Magnetresonanzgerät mit einem derartigen Erzeuger eines zeitvariablen Magnetfelds |
| US8823221B1 (en) | 2012-09-26 | 2014-09-02 | The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Navy | Optimized galfenol-type magnetostrictive actuator |
| US10976389B2 (en) * | 2014-01-03 | 2021-04-13 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Radiofrequency coil |
Family Cites Families (21)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB8321295D0 (en) * | 1983-08-08 | 1983-09-07 | Redpath T W T | Magnetic coils |
| GB8321308D0 (en) * | 1983-08-08 | 1983-09-07 | M & D Technology Ltd | Radio frequency coil |
| DE3579773D1 (de) * | 1984-07-31 | 1990-10-25 | Oxford Research Systems Ltd | Verfahren und vorrichtung zur ermittlung von magnetischen kernresonanzspektren und darin verwendbare spulen. |
| US4918388A (en) * | 1985-08-14 | 1990-04-17 | Picker International, Inc. | Quadrature surface coils for magnetic resonance imaging |
| US4784146A (en) * | 1986-08-14 | 1988-11-15 | University Of Florida | Angled segment receiver coil for NMR imaging of a human head |
| US4766383A (en) * | 1987-02-24 | 1988-08-23 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Quadrature antenna for magnetic resonance imaging using elliptical coils |
| JPH0197443A (ja) * | 1987-10-12 | 1989-04-14 | Hitachi Ltd | Ｎｍｒ用高周波コイル装置 |
| GB2221995B (en) * | 1988-08-19 | 1992-12-09 | Picker Int Ltd | Magnetic resonance methods and apparatus |
| US5134374A (en) * | 1989-06-01 | 1992-07-28 | Applied Superconetics | Magnetic field control apparatus |
| US5003276A (en) * | 1989-08-11 | 1991-03-26 | General Atomics | Method of site shimming on permanent magnets |
| DE4024582C2 (de) * | 1989-08-16 | 1996-08-14 | Siemens Ag | Hochfrequenz-Antenne eines Kernspintomographen |
| EP0430103B1 (en) * | 1989-11-24 | 1995-06-14 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Receiver coil for nuclear magnetic resonance imaging apparatus |
| US5245286A (en) * | 1991-04-18 | 1993-09-14 | The Regents Of The University Of California | Apparatus and method for stabilizing the background magnetic field during mri |
| US5510714A (en) * | 1991-08-09 | 1996-04-23 | Hitachi, Ltd. | Magnetic resonance imaging apparatus and RF coil employed therein |
| DE4128323C2 (de) * | 1991-08-27 | 1995-08-24 | Siemens Ag | Zirkular polarisierende Lokalantenne für ein Kernspinresonanz-Bildgerät |
| US5457386A (en) * | 1991-11-26 | 1995-10-10 | Hitachi, Ltd. | Multiple-coil adopting a quadrature detection method applied thereto and a signal processing circuit employing the same in an MRI apparatus in a vertical magnetic system |
| US5270656A (en) * | 1992-04-24 | 1993-12-14 | The Trustees Of The University Of Pennsylvania | Biplanar RF coils for magnetic resonance imaging or spectroscopy |
| DE4232884C2 (de) * | 1992-09-30 | 1997-10-16 | Siemens Ag | Antennenanordnung für ein Kernspinresonanzgerät |
| US5517120A (en) * | 1993-11-24 | 1996-05-14 | Medrad, Inc. | Quadrature coil for neurovascular imaging and spectroscopy of the human anatomy |
| US5370118A (en) * | 1993-12-23 | 1994-12-06 | Medical Advances, Inc. | Opposed loop-pair quadrature NMR coil |
| US5539314A (en) * | 1994-12-01 | 1996-07-23 | The Regents Of The University Of California | RF shield for four-post vertical field magnet used for MRI |
-
1995
- 1995-08-29 US US08/520,748 patent/US5663645A/en not_active Expired - Lifetime
-
1996
- 1996-08-08 GB GB9616687A patent/GB2304900A/en not_active Withdrawn
- 1996-08-29 JP JP22901096A patent/JP3645368B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| GB2304900A (en) | 1997-03-26 |
| JPH09164126A (ja) | 1997-06-24 |
| GB9616687D0 (en) | 1996-09-25 |
| US5663645A (en) | 1997-09-02 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US6437567B1 (en) | Radio frequency coil for open magnetic resonance imaging system | |
| EP0151745B1 (en) | Radio frequency field coil for nmr | |
| US5185576A (en) | Local gradient coil | |
| US6847210B1 (en) | MRI antenna | |
| US4694255A (en) | Radio frequency field coil for NMR | |
| US8035382B2 (en) | Coil decoupling in magnetic resonance imaging | |
| EP0301232B1 (en) | Dual frequency NMR surface coil | |
| US4985678A (en) | Horizontal field iron core magnetic resonance scanner | |
| JPH02249531A (ja) | 核磁気共鳴方法および装置 | |
| JP3645368B2 (ja) | 磁気共鳴イメージングシステム | |
| US6404199B1 (en) | Quadrature RF coil for vertical field MRI systems | |
| US8179136B2 (en) | Radio frequency (RF) coil array with double asymmetric saddle coil pairs | |
| EP0201084A2 (en) | A local probe for use in NMR imaging | |
| US6650118B2 (en) | RF coil system for an MR apparatus | |
| US6534983B1 (en) | Multi-channel phased array coils having minimum mutual inductance for magnetic resonance systems | |
| US8188737B2 (en) | MRI compatible radio frequency (RF) coil, with each rung of the RF coil containing a plurality of individual parallel wires internally | |
| JPS60257352A (ja) | 核磁気共鳴装置 | |
| JPH1156814A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置用の自立型高周波コイル | |
| EP1113285A2 (en) | Crossed-ladder RF coils for MRI systems | |
| US6661229B2 (en) | RF birdcage coil with reduced acoustic noise | |
| US4784146A (en) | Angled segment receiver coil for NMR imaging of a human head | |
| EP0620922B1 (en) | Local transverse mri gradient coil | |
| GB2151791A (en) | RF Field coils for NMR apparatus | |
| US7602188B2 (en) | System of electric coils for transmitting and receiving radio-frequency magnetic fields in a magnetic-resonance imaging apparatus, and magnetic-resonance imaging apparatus provided with such a system of electric coils | |
| JP2002119495A (ja) | Ｒｆコイルアセンブリ |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20041216 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20050104 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20050203 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20080210 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090210 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090210 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100210 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110210 Year of fee payment: 6 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |