JP4205194B2 - 磁気共鳴コイルシステムを含む磁気共鳴装置 - Google Patents

磁気共鳴コイルシステムを含む磁気共鳴装置 Download PDF

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Description

【0001】
【発明の属する技術分野】
本発明は、検査ゾーンから磁気共鳴信号を受信するよう動作し、導線によって相互接続される2つの同様の導線ループからなる磁気共鳴コイルシステムにおいて、上記導線は幾つかの容量を含み、上記導線ループは容量を含み、隣接する2本ずつの上記導線と、その間に配置される導線ループの部分とは夫々のメッシュを構成する磁気共鳴コイルシステムを含む磁気共鳴装置に関し、また、上記目的に適した磁気共鳴システムに関する。
【0002】
【従来の技術】
上述の種類の磁気共鳴(MR)コイルシステムは米国特許第4,680,548号によって知られている。磁気共鳴コイルシステムの2つのループは概して導線によって相互接続された2つの等しい大きさの同軸円として形成される。この構造は、磁気共鳴コイルシステムに鳥かご(バードケージ)状の外観を与え、それによりこのコイルシステムはバードケージコイルとしても知られている。
【0003】
【発明が解決しようとする課題】
この種類のバードケージコイルは、導線の数と同じ数の異なる共鳴周波数を有する。各共鳴周波数は異なる共鳴モードに関連し、バードケージコイルはコイル内にできる限り均一な磁界分布(送信コイルとしての動作の場合)又は位置無依存の一定感度が獲得される(受信コイルとしての動作の場合)共鳴モードで常に動作する。特にコイル軸に対して垂直な平面上の、この感度の位置無依存性は、磁気共鳴コイルシステムによって受信された磁気共鳴信号からの磁気共鳴画像の再構築を容易にするため有利である。しかしながら、通常平坦な複数のサブコイルからなり、上記のバードケージコイルの信号対雑音比よりも高い信号対雑音比を有するコイルアレーが存在する。
【0004】
【課題を解決するための手段】
従って本発明は、この面において上述の種類の磁気共鳴装置を改善することを目的とする。この目的は、本発明によれば、容量が単一の共鳴周波数のみが生ずるような値とされ、様々なメッシュ内で生ずる磁気共鳴信号を別々に処理し、検査ゾーン内で核磁化分布を表わす磁気共鳴データを発生するよう、少なくとも2つの処理チャネルが設けられており、処理チャネルからの磁気共鳴データから磁気共鳴全体画像を形成する再構築ユニットが設けられていることによって達成される。
【0005】
本発明は、磁気共鳴コイルシステムは、2つの導線ループ及びこれらを相互接続する導線が所与の方法で釣り合わされているときに単一の周波数のみを有しており、この共鳴周波数において、磁気共鳴コイルシステムを構成する個々のメッシュ(メッシュは2つの隣接する導線と、その間に配置される2つの導線ループの部分とからなる)が互いに減結合されることの認識に基づく。減結合により、個々のメッシュから受信される信号は、コイルアレーの中と同様の磁気共鳴画像を形成するよう個々に処理されうる。共通の磁気共鳴画像は個々の磁気共鳴画像から再構築されえ、上記共通の磁気共鳴画像は、特にコイルシステム内のメッシュに隣接する領域において、特に高い信号対雑音比を有する。個々のメッシュは、位置依存性の強い、即ちメッシュに隣接する領域からの信号に対して非常に高い感度であり、より遠隔の領域からの信号に対して比較的低い感度である感度を有する。外側の領域全体に亘ってそのような高い信号対雑音比を有する磁気共鳴画像を獲得するため、従って、磁気共鳴全体画像を形成するために個々のメッシュから獲得される磁気共鳴データ又は磁気共鳴画像を組み合わせることが必要である。しかしながら、「磁気共鳴全体画像」という用語は広義に解釈されるべきである。これは空間的な分布だけでなく、分光学的な分布を表すことを意味することが理解されるべきである。
【0006】
従って、容量を含む複数の導線によって相互接続され、容量を含む2つの同様の導線ループを有する磁気共鳴コイルシステムでは、コイルシステムによって包囲される領域内で位置依存の感度を有する複数の磁気共鳴信号を受信するために、容量を単一の共鳴周波数が生ずるような値とすることによって、改善された信号対雑音比が達成される。
【0007】
本発明の更なる実施例では、夫々の処理チャネルは、2つの導線ループのうちの1つの各容量のために設けられる。このように各メッシュに対して別々の処理チャネルが設けられるため、個々の処理チャネルからの磁気共鳴データから再構築された磁気共鳴全体画像は、可能な限り最もよい信号対雑音比を有する。しかしながら、処理チャネルは各メッシュに対して設けられねばならないため、実質的な手段が必要とされる。
【0008】
本発明の他の実施例では、しかしながら、夫々の組合せ回路は、導線ループ内の隣接する2つの容量につき1つ設けられ、夫々の処理チャネルは各組合せ回路に接続される。その場合、2つの隣接するメッシュからの各信号は組合せ回路を通じて組み合わせられるため、処理チャネルは2つのメッシュにつき1つのみ必要である。
【0009】
上述のように、個々のメッシュは、最適な磁気共鳴全体画像の再構築のために決定されねばならない強い位置依存の感度を有する。これは検査ゾーン全体に亘って略位置無依存の感度を有する磁気共鳴コイルを必要とすることが既知である。従って、本発明の更なる実施例では、第1の動作モードと第2の動作モードとの間で磁気共鳴コイルシステムの容量を切り換える切換ユニットが設けられており、磁気共鳴コイルシステムは、第1の動作モードでは単一の共鳴周波数のみを有し、第2の動作モードでは異なる共鳴周波数を有する幾つかの共鳴モードを有しており、局部的に均一なコイル感度を有する共鳴モードは、第1の動作モードの単一の共鳴周波数に対応する共鳴周波数にある。
【0010】
このように、磁気共鳴コイルシステムは、第1の動作モードでは、局部的には高く、全体的には強く位置依存である感度を有するコイルアレーとして動作し、第2の動作モードでは、略位置無依存の平均感度を有する従来のバードケージコイルとして動作する。
【0011】
【発明の実施の形態】
以下図面を参照して本発明を詳述する。
図1は、検査されるべき対象が配置される検査ゾーン2の中に、例えば1.5テスラの強度を有する均一の一定の磁界を発生する主界磁石1を示す。RFコイル3は、RF送信器4に接続され、検査ゾーンの中に2つの磁気RFパルスを発生し、これらのパルスは磁界の強度によって所定のラーモア周波数を有する。この周波数は、1.5テスラの強度を有する磁界に対して約63.8MHz(メガヘルツ)に達する。
【0012】
3つの傾斜コイル5,6及び7もまた設けられており、これらは主界磁石によって発生した一定の磁界と同じ方向に延びるが、x、y又はz方向に傾斜を有する磁界を検査ゾーンの中に発生させることが可能である。これらの傾斜コイルを使用し、RFコイル3によって発生される核磁化の励起が所与の量に制限されるか、又は発生する磁気共鳴信号はこのように位相又は周波数に関して符号化されえ、検査ゾーンの磁気共鳴画像の形成を可能にする。
【0013】
発生する磁気共鳴信号は磁気共鳴コイルシステム8によって受信される。この磁気共鳴コイルシステムは8つのセクション又はメッシュに細分化され、各メッシュは破線によって示されるように、別々の処理チャネル9へ接続される。各処理チャネル9内で磁気共鳴信号は復調、復号化及びディジタル化され、例えばフーリエ変換によって磁気共鳴データが発生され、この磁気共鳴データは夫々のメッシュ、即ちこの領域の夫々の磁気共鳴画像によって覆われる範囲内の核磁化分布を表わす。個々の磁気共鳴画像は、磁気共鳴コイルシステム8によって包囲される領域内の核磁化分布を表わす磁気共鳴全体画像を形成するよう、再構築ユニット10によって結合されうる。この磁気共鳴全体画像の中央における信号対雑音比は、同じ形状のバードケージコイルによって形成された磁気共鳴画像内の信号対雑音比と略同じであるが、縁の領域では2乃至4倍良い信号対雑音比となる。
【0014】
図2は、図1において概略的にのみ示される磁気共鳴コイルシステム8の詳細図である。このコイルシステムは、対称軸88に対して回転的に対称であるよう構成され、対称軸88と同軸に、この軸に垂直に延びる平面上に配置される、2つの等しい大きさの、望ましくは円形の導線ループ81及び82を含む。2つの導線ループ81及び82は例えば8本(又は他の偶数の)の導線80を通じて電気的に相互接続される。これらの直線的な各導体は容量CA を有するコンデンサを含み、2つずつの導線80の間の導線ループ81及び82の各セグメントもまた容量CT を有する夫々のコンデンサを含む。
【0015】
導線及び導線ループは、幅10mmで、例えばプレキシグラスからなる適当に絶縁された支持部材上に配置された銅片からなるものでありうる。この種類のヘッドコイルの場合、導線80は120mmの長さを有し、導線ループ81,82は直径250mmを有しうる。そのような形状構造を有する磁気共鳴コイルは、それ自体として米国特許第4,680,548号明細書によって既知である。
【0016】
以下、様々な共鳴周波数(縦座標)及び共鳴モード(横座標)を示す図3を参照して、これらのコイルの電気的性質を詳述する。原理的に、そのようなコイルは、現時の導線80の数の半分の数の共鳴モード又は共鳴周波数を有することが適用できる。8本の導線を含む本実施例は従って、(異なる磁界分布又は異なる位置依存の感度を有する)4つの異なる共鳴周波数と、4つの異なる共鳴モードを有する。コイルの所与の釣り合わせに関連する共鳴周波数及び共鳴モードは、破線の曲線によって相互接続されている。2つの異なるコイルの型は区別されうる。
【0017】
(a)低域型は、導線ループ81,82は容量CT を有さず、それにより導線ループの個々のセグメントの局部的に分布されたインダクタンスのみが作用することを特徴とする。4つの異なる共鳴周波数が存在し、このうち最も低い共鳴周波数は、コイルによって包囲される領域内で均一な磁界分布又は感度が生じ、また従って推奨される共鳴モードに関連する。より高い共鳴周波数における他の共鳴モードは、あまり適当でなく、従って使用されない磁界分布を有する。この型の曲線は、図3において参照符号LPによって示されている。所与の形状のコイルパラメータでは、この型に対する最も低い共鳴周波数は、導線80内の容量CA が18pF(ピコファラド)の値を有するときに、63.8MHzで生ずる。
【0018】
(b)高域型は、コンデンサが現時において導線ループ81及び82の中にあり、一方導線80はコンデンサを含まず、個々の導線の局部的に分布されたインダクタンスのみが作用するよう連続する導線からなる。(8本の導線の場合)この型もまた4つの共鳴モードで4つの共鳴周波数を有するが、望ましい共鳴モードは最も高い周波数にある。この型の曲線は図3において参照符号HPで示され、所与のコイル寸法に対して、最も高い共鳴周波数は、容量CT が61pFの値を有するとき、63.8MHzで生ずる。
【0019】
(c)図2から明らかであるように、帯域通過型は、導線と導線ループとの中にコンデンサを含む。引用された米国特許に従って、容量CA を有する導線、又は容量CT を有する導線ループのセグメントが誘導的に作用する(夫々の他の部分の作用は容量性である)かによって、この帯域通過型に対して「高域」又は「低域」作用が割り当てられうる。
【0020】
低域作用を有するそのような帯域通過型に対する曲線は、図3において参照符号BP1 によって示され、(局部的な均一の感度を有する)望ましい共鳴モードは最も低い共鳴周波数にある。コイルの所与の寸法に対して、容量CA が21pFの値を有し、容量CT が420pFの値を有するとき、この共鳴周波数は63.8MHzにある。
【0021】
高域作用を有する帯域通過型は、図3においてBPh によって表わされる。この型に対して、望ましい共鳴モードは最も高い共鳴周波数にある。コイルの所与の寸法に対して、容量CA が325pFの値を有し、容量CT が65pFの値を有するとき、この共鳴周波数は63.8MHzにある。
本発明はまた、帯域通過型を構成する。これは、本発明が導線と導線ループとの中に容量を含むが、容量は釣り合わされており、高域作用及び低域作用のいずれも生じないが、全ての共鳴モードが同じ周波数で生ずる図3で線BPd によって表わされる作用のみが生ずるためである。コイルの所与の寸法に対して、容量CA が118pFの値を有し、容量CT が72pFの値を有するとき、この共鳴周波数は63.8MHzにある。
【0022】
Troopによる発表(1992年、第11回SMRM議事録、4009頁)によれば、この作用は「縮退」と称される。しかしながら発明者は、そのような釣り合わせの場合、2つの隣接する導線及び導線ループ81及び82の相互接続する部分によって形成される個々のメッシュは、隣接する導線ループから減結合されることを認めた。この性質は、コイルアレーとしてのコイルシステムの動作と、個々のメッシュの磁気共鳴画像からの磁気共鳴全体画像の再構築とを可能にする。個々のメッシュはその近傍に配置された検査ゾーンの部分では高い感度を有するが、より遠隔の領域の感度は低い。しかしながら、個々のメッシュの磁気共鳴画像から磁気共鳴全体画像が再構築されるとき、外側の領域では、従来の動作のバードケージコイルと比較して2乃至4倍高い信号対雑音比が獲得され、一方中央では従来のコイルによって与えられる値と同じ値を有する。
【0023】
図4は、いかにしてメッシュから信号が得られるかを示す図である。図4は、高インピーダンス増幅器によって各コンデンサCT から信号が得られることを示す。これらのコンデンサは常に夫々のメッシュにのみ関連されるため、このコンデンサの電圧はメッシュ内で誘導された磁気共鳴信号を表わす。コンデンサCT から得られる信号は、増幅器12の夫々を通じて処理チャネル9へ与えられる。図2中、これは2つのメッシュについてのみ示されているが、全てのメッシュからの信号がこの方法で処理される。
【0024】
(磁気共鳴コイルが8つのメッシュ又は8本の導線80からなる場合)8つの処理チャネルが必要とされることは、この処理原理の欠点である。より少ない処理チャネルからなる磁気共鳴装置は従って、この方法で磁気共鳴信号を処理し得ない。従って、図5は半分の数のチャネルのみを必要とする方法を示す。このため、2つの隣接するメッシュからの各信号は、夫々の増幅器12を通じて組合せ回路13の入力へ与えられる。組合せ回路は、その2つの入力に存在する信号を、調節可能な位相シフトと加える。組合せ回路13の出力信号は、この場合8つのメッシュに対して4つの処理チャネルのみが必要とされるよう、処理チャネル9によって処理される。個々の処理チャネルからの磁気共鳴データから形成される磁気共鳴全体画像は、その位置が2つのメッシュからの信号が組み合わせられる位相に依存する領域内で最もよい達成可能な信号対雑音比を有する。従って、この最適は、位相位置を変化させることによって望ましい領域へシフトされうる。
【0025】
多くの場合、強い位置依存の感度を有するコイルアレーに加え、例えば従来のバードケージコイルといった、検査ゾーンの中で略均一な感度を有するコイルが使用可能であることが望ましい。そのようなコイルを使用して、欧州特許出願第695 947号で説明されるようにコイルアレーの感度の変化が測定されうる。
【0026】
このため、導線及び導線ループの中の全てのコンデンサは、切換ユニットによって切り換えられる。図6中、これは導線80の中のコンデンサのうちの1つ、及び導線ループ81の中のコンデンサのうちの1つに対して示されている。容量CA は、例えばピンダイオードである制御可能なスイッチ83によってブリッジされ、スイッチ83が閉じているとき、容量を短絡する。個々の容量CT に直列に、スイッチ84によってブリッジされる夫々の容量CO が接続される。
【0027】
第1の動作モードでは、スイッチ83は開いており、スイッチ84は閉じている。容量CA 及びCT は作動され、隣接するメッシュが互いに減結合される本発明による動作のモードが獲得される。第2の動作モードでは、スイッチ83は閉じており、スイッチ84は開いている。容量CA は(高域作用を有するバードケージが獲得されるよう)短絡され、容量CO は夫々の容量CT と直列になる。直列接続が61pFの値を有するよう容量CO が釣り合わされるとき(所望の共鳴モードのとき)、最も高い共鳴周波数は63.8MHzとなる。
【0028】
このようにして、異なる電気的作用を有する2つの磁気共鳴コイルは、容量を切り換えることによって獲得されうる。1つの型から他の型へ切り換えることは、コイルを交換する必要なしに実行されうる。
本発明は、8本の導線80又は8つのメッシュを含む実施例に基づいて説明された。しかしながら、例えば16個の、異なる偶数個の導線又はメッシュを使用することが可能である。更に、円形の導線ループが仮定されたが、例えば多角形(導線の数と同じ数の角を有する)又は楕円状の形状といった他の形状もまた可能である。導線ループは必ずしも閉じている必要はなく、メッシュのうちの1つは除去されうる。2つの導線ループのうちの1つはまた、頭部の領域への応用のために磁界集中を与えるよう追加的な導線構造を含みうる。
【図面の簡単な説明】
【図1】本発明による磁気共鳴装置のブロック図を示す図である。
【図2】図1の磁気共鳴装置で使用される磁気共鳴コイルシステムの構造を示す図である。
【図3】様々な共鳴周波数又は共鳴モードを導くことができるグラフを示す図である。
【図4】第1の信号処理の可能な形を示す図である。
【図5】第2の信号処理の可能な形を示す図である。
【図6】第1及び第2の動作モードの間で切り替えられ得る共鳴コイルシステムの一部を示す図である。
【符号の説明】
1 主界磁石
2 検査ゾーン
3 RFコイル
4 RF送信器
5 x方向傾斜コイル
6 y方向傾斜コイル
7 z方向傾斜コイル
8 磁気共鳴コイルシステム
9 処理チャネル
10 再構築ユニット
12 増幅器
80 導線
81,82 導線ループ
83,84 スイッチ
88 対称軸

Claims (5)

  1. 検査ゾーンから磁気共鳴信号を受信するよう動作し、導線によって相互接続される2つの同様の導線ループからなる磁気共鳴コイルシステムにおいて、該導線は幾つかの容量(C)を含み、該導線ループは容量(C)を含み、隣接する2本ずつの該導線と、その間に配置される導線ループの部分とは夫々のメッシュを構成する磁気共鳴コイルシステムを含む磁気共鳴装置であって、
    導線の各々は容量(C)を含み、且つ全ての隣接する2本の導線間の導線ループの部分の各々は容量(C)を含み、
    容量(C,C)は磁気共鳴コイルシステムの全ての共鳴モードに対して単一の共鳴周波数のみが生ずるような値とされ、
    様々なメッシュ内で生ずる磁気共鳴信号を別々に処理し、検査ゾーン内核磁化分布を表わす磁気共鳴データを発生するよう、少なくとも2つの処理チャネルが設けられており、
    処理チャネルからの磁気共鳴データから磁気共鳴全体画像を形成する再構築ユニットが設けられていることを特徴とする磁気共鳴装置。
  2. 夫々の処理チャネルは、2つの導線ループのうちの1つの各容量(C)のために設けられることを特徴とする、請求項1記載の磁気共鳴装置。
  3. 夫々の組合せ回路は、導線ループ内の隣接する2つの容量(C)に1つ設けられ、
    夫々の処理チャネルは各組合せ回路に接続されることを特徴とする、請求項1記載の磁気共鳴装置。
  4. 第1の動作モードと第2の動作モードとの間で磁気共鳴コイルシステムの容量(C,C)を切り換える切換ユニットが設けられており、磁気共鳴コイルシステムは、第1の動作モードでは単一の共鳴周波数のみを有し、第2の動作モードでは異なる共鳴周波数を有する幾つかの共鳴モードを有しており、局部的に均一なコイル感度を有する共鳴モードは、第1の動作モードの単一の共鳴周波数に対応する共鳴周波数にあることを特徴とする、請求項1記載の磁気共鳴装置。
  5. 導線によって相互接続される2つの同様の導線ループを有し、該導線は容量(C)を含み、該導線ループは容量(C)を含む磁気共鳴コイルシステムであって、
    導線の各々は容量(C)を含み、且つ全ての隣接する2本の導線間の導線ループの部分の各々は容量(C)を含み、
    コイルシステムによって包囲される領域内において位置依存の感度を有する複数の磁気共鳴信号を受信するため、容量(C,C)は磁気共鳴コイルシステムの全ての共鳴モードに対して単一の共鳴周波数のみが生ずるような値とされていることを特徴とする磁気共鳴コイルシステム。
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Families Citing this family (38)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6404199B1 (en) * 1998-11-25 2002-06-11 Philips Medical Systems (Cleveland), Inc. Quadrature RF coil for vertical field MRI systems
US6396271B1 (en) * 1999-09-17 2002-05-28 Philips Medical Systems (Cleveland), Inc. Tunable birdcage transmitter 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
US6441615B1 (en) * 1999-12-28 2002-08-27 Koninklijke Philips Electronics, Nv Crossed-ladder RF coils for vertical field MRI systems
GB2360137A (en) * 2000-03-06 2001-09-12 Marconi Caswell Ltd Guides for RF magnetic flux
GB2360094A (en) * 2000-03-06 2001-09-12 Marconi Caswell Ltd RF screens for MRI
US6466018B1 (en) * 2000-04-03 2002-10-15 General Electric Company Rotating body coil apparatus for interventional magnetic resonance imaging
US6369570B1 (en) * 2000-12-21 2002-04-09 Varian, Inc. B1 gradient coils
US6788058B1 (en) * 2001-03-08 2004-09-07 General Electric Company Asymmetric ring dome radio frequency coil
US6822448B2 (en) * 2001-04-20 2004-11-23 General Electric Company RF coil for very high field magnetic resonance imaging
DE10124465A1 (de) * 2001-05-19 2002-11-21 Philips Corp Intellectual Pty Sende- und Empfangsspule für MR-Gerät
DE10211567C1 (de) * 2002-03-15 2003-10-23 Siemens Ag Hochfrequenzantenne für eine Magnetresonanzanlage
DE10213565B3 (de) * 2002-03-26 2004-01-08 Siemens Ag Hochfrequenzantenne für eine Magnetresonanzanlage
US6825660B2 (en) * 2002-04-26 2004-11-30 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Degenerate birdcage resonator for magnetic resonance imaging
US6791321B2 (en) * 2002-06-18 2004-09-14 Koninklijke Philips Electronics N.V. Birdcage coils for simultaneous acquisition of spatial harmonics
CN100526906C (zh) * 2002-11-27 2009-08-12 皇家飞利浦电子股份有限公司 退化的笼式线圈和使用该线圈的磁共振成像系统及方法
JP2006507913A (ja) * 2002-11-27 2006-03-09 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 縮退型のかご型コイル及び送信/受信装置、並びにその方法
JP4091521B2 (ja) 2003-10-22 2008-05-28 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 Rfコイルおよびmri装置
JP2007511315A (ja) * 2003-11-18 2007-05-10 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ Mri用のハイブリッドtem/バードケージコイル
JP4768627B2 (ja) * 2003-11-18 2011-09-07 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 超高磁場(shf)mri用のrfコイル
DE102004053777B4 (de) 2003-11-19 2010-09-02 Siemens Ag Verfahren zum Bestimmen eines Einstellparameters einer Hochfrequenzsendeanordnung für eine Magnetresonanzanlage
WO2005081973A2 (en) 2004-02-22 2005-09-09 Medrad, Inc. Head coil and neurovascular array for parallel imaging capable magnetic resonance systems
US7227360B2 (en) * 2005-01-14 2007-06-05 Invivo Corporation Phased array MRI coil with controllable coupled ring resonator
US7135864B1 (en) * 2005-07-20 2006-11-14 General Electric Company System and method of elliptically driving an MRI Coil
DE102005049229B3 (de) * 2005-10-14 2007-05-03 Siemens Ag Verfahren zur Ermittlung von Flipwinkelverteilungen in einer Magnetresonanzanlage, Magnetresonanzanlage und Computerprogrammprodukt
WO2007049166A1 (en) 2005-10-27 2007-05-03 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Active decoupling of transmitters in mri
CN101297211A (zh) * 2005-10-28 2008-10-29 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于进行mri的非圆柱形rf线圈
JP4740009B2 (ja) * 2006-03-28 2011-08-03 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 磁気共鳴撮像装置、rfコイル及び磁気共鳴撮像装置の制御方法
DE102006017439B3 (de) * 2006-04-13 2007-10-11 Siemens Ag Verfahren und System zur Steuerung einer Magnetresonanzanlage
DE102006018158A1 (de) * 2006-04-19 2007-10-25 Siemens Ag Zylindrische Magnetresonanzantenne
CN101520497B (zh) * 2008-02-29 2012-06-27 西门子(中国)有限公司 一种鸟笼式多通道体线圈
JP5248557B2 (ja) * 2010-07-29 2013-07-31 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
US8766636B2 (en) * 2010-12-15 2014-07-01 Agilent Technologies, Inc. MRI short coils
JP5685476B2 (ja) * 2011-04-11 2015-03-18 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置
US9547056B2 (en) * 2011-09-07 2017-01-17 Koninklijke Philips N.V. Dynamic modification of RF array coil/antenna impedance
DE102011086964B4 (de) 2011-11-23 2013-06-13 Siemens Aktiengesellschaft Magnetresonanz-Antennenanordnung, Magnetresonanzanlage und Verwendung einer Magnetresonanz-Antennenanordnung
WO2014053289A1 (en) 2012-10-02 2014-04-10 Koninklijke Philips N.V. Birdcage body coil for parallel transmit mri
WO2016058841A1 (en) 2014-10-16 2016-04-21 Koninklijke Philips N.V. Mri birdcage coil with distributed excitation

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4680548A (en) * 1984-10-09 1987-07-14 General Electric Company Radio frequency field coil for NMR
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
GB9508635D0 (en) * 1995-04-28 1995-06-14 Mansfield Peter Method and apparatus for elimination of mutual coupling in magnetic coils
US5777474A (en) * 1996-11-08 1998-07-07 Advanced Imaging Research, Inc. Radio-frequency coil and method for resonance imaging/analysis

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