JP4347590B2 - 磁気共鳴装置用の高周波アンテナ - Google Patents

磁気共鳴装置用の高周波アンテナ Download PDF

Info

Publication number
JP4347590B2
JP4347590B2 JP2003079851A JP2003079851A JP4347590B2 JP 4347590 B2 JP4347590 B2 JP 4347590B2 JP 2003079851 A JP2003079851 A JP 2003079851A JP 2003079851 A JP2003079851 A JP 2003079851A JP 4347590 B2 JP4347590 B2 JP 4347590B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
conductor
antenna
conductors
phase
frequency
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
JP2003079851A
Other languages
English (en)
Other versions
JP2003299632A (ja
JP2003299632A5 (ja
Inventor
ハイト オリファー
フェスター マルクス
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.)
Siemens AG
Original Assignee
Siemens AG
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 Siemens AG filed Critical Siemens AG
Publication of JP2003299632A publication Critical patent/JP2003299632A/ja
Publication of JP2003299632A5 publication Critical patent/JP2003299632A5/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP4347590B2 publication Critical patent/JP4347590B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/34Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
    • G01R33/34046Volume type coils, e.g. bird-cage coils; Quadrature bird-cage coils; Circularly polarised coils

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
  • Variable-Direction Aerials And Aerial Arrays (AREA)

Description

【0001】
【発明の属する技術分野】
本発明は、2つのエンドリングおよび複数のアンテナロッドを備え、2つのエンドリングがアンテナ軸線に対して同心的にかつ軸線方向に互いに向かい合ってずらされて配置され、アンテナロッドがアンテナ軸線の周りに配置されエンドリングを互いに結合し、結合要素により、送信時に高周波の電磁エネルギーがエンドリングおよびアンテナロッドに入射し、受信時にそのエンドリングおよびアンテナロッドから出射する磁気共鳴装置用の高周波アンテナに関する。
【0002】
【従来の技術】
この種の高周波アンテナは鳥かご形共鳴器として一般的に公知である。この種の高周波アンテナでは通常、アンテナロッドはアンテナ軸線に対して平行に配置されている。
【0003】
鳥かご形共鳴器は、それぞれの固有の共鳴周波数を有することができるような多数の振動モードを有する。磁気共鳴装置へ適用する際には通常、個々の振動モードが同一の共鳴周波数に同調されているのが有利である。これは、ある専門家会議論文に記載されているような適正な同調手段により達成される(例えば非特許文献1参照)。
【0004】
同じ共鳴周波数(すなわちラーモア周波数)へのこのような同調に基づいて、周波数に依存するインピーダンスによってもはやモード分離が、送信時にも受信時にも不可能となる。
【0005】
【非特許文献1】
Christoph Leussler, Jaro StimmaおよびPeter Roeschmann著 「The Bandpass Birdcage Resonator Modified as a Coil Array for Simultaneous MR Acquisition(同時MR捕捉用コイルアレイとして変形された帯域通過鳥かご形共鳴器)」、ISMRM 1997年発行、p176
【0006】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の課題は、個々の振動モードの共鳴周波数が同一であるかあるいは互いに異なっているか否かに無関係に、常に予め決定されたモードのみが励起される結合要素を提供することにある。
【0007】
【課題を解決するための手段】
この課題は、結合要素が、アンテナ軸線をアンテナロッドの領域で接線方向に取り囲む導体システムとして形成され、送信時にこの導体システムへ給電モジュールから高周波電流が入力され、受信時にこの導体システムから高周波電流が出力され、この導体システムがエンドリングおよびアンテナロッドに専ら誘導結合され、導体システムがアンテナ軸線の周りを周回する少なくとも1つの導体を有し、この導体がエンドリングの1つから、接線角により変化する距離を有することにより解決される。
【0008】
本発明において、1つのどのモードが励起されるかないしは複数のどのモードが励起されるかは、結合要素の幾何学的構成により決定される。
【0009】
導体システムの最小の構成は、導体システムがアンテナ軸線の周りを周回する単一の導体を有し、この導体がエンドリングの1つから、接線角により変化する距離を有することにある。この場合、結合要素は比較的大きな磁界をアンテナ軸線に対して平行に発生させる。従って、2つ以上の導体を有する導体システムが望ましい。
【0010】
アンテナ軸線方向での磁界成分の補償は例えば、導体システムが2つの導体を備えた基本導体群を有し、2つの導体がアンテナ軸線の周りを周回し、交差接線角で交差し、その間に導体が偶数のウインドウを形成するような相互距離を有し、送信時には位相が180°電気的にずれた電流が導体に入力されないしは受信時には位相が180°電気的にずれた電流が導体から出力されることによって達成される。
【0011】
この構成により、高い励起効率が達成される。どのモードが励起されるかは導体の具体的な構成に依存する。
【0012】
最後に記載された実施態様により、励起された1つのモードないしは複数のモードは直線偏波を有する。しかし、磁気共鳴装置への適用には、円偏波を有するモードが望ましい。これを達成するために、導体システムが補助導体群を有し、補助導体群が基本導体群と同様に形成され、そのウインドウが基本導体群のウインドウに対して交互に設置され、送信時に位相が180°電気的にずれた電流が補助導体群の導体に入力されないしは受信時に位相が180°電気的にずれた電流がその導体から出力され、補助導体群の導体に流れる電流の位相が、基本導体群の導体に流れる電流の位相に対して90°電気的にずれている。
【0013】
この実施態様では、円偏波の励起を達成するために4つの導体が必要である。しかし、導体システムが複数の導体を有し、これらの導体がずれ角で周期的にアンテナ軸線の周りを周回し、導体がエンドリングの1つから、接線角により変化する距離を有し、ずれ角と導体の数および導体の周期の数との積が360°となり、送信時には位相が位相角だけ電気的にずれた電流が導体に入力されないしは受信時には位相が位相角だけ電気的にずれた電流が導体から出力され、位相角と導体の数との積が電気的に360°となる場合、導体の数を3つに減らすこともできる。
【0014】
導体がアンテナ軸線の周りを周回する周回端部で互いに短絡される場合、導体システムは構造上特に簡単に形成される。
【0015】
1つの導体ないしは複数の導体がアンテナ軸線をエンドリング間の中央で垂直に切断している中央面に対して対称的に配置されている場合、より小さい容量結合が生じる。
【0016】
1つの導体ないしは複数の導体に短絡コンデンサが配置されている場合、導体システムは、励起周波数が高くかつ導体が比較的長くても、適用可能である。
【0017】
1つの導体からエンドリングまでの距離ないしは複数の導体間の相互距離ないしは複数の導体からエンドリングまでの距離がほぼ正弦状に接線角に依存している場合、主として1つのモードのみが励起される。
【0018】
導体からエンドリングまでの距離ないしは複数の導体間の相互距離ないしは複数の導体からエンドリングまでの距離が最大値および最小値をとり、最小値と最大値との差がエンドリング間のずれの少なくとも30%、望ましくは50〜90%である場合、特に高い励起効率が生じる。
【0019】
【発明の実施の形態】
別の利点および詳細について、以下の実施例の記述に基づいて図面と関連させて説明する。図面は原理図である。
【0020】
図1によれば、磁気共鳴装置は検査スペース1を有する。患者寝台板2を用いて、人間つまり患者3(一般的には検査対象物)は検査スペース1内へ挿入可能である。検査スペース1はほぼ円筒状に形成されている。
【0021】
検査スペース1は種々の磁石および磁石システムによって取り囲まれている。これは先ず基本磁石4である。この基本磁石4は均質な基本磁界を発生させるために働く。さらに、勾配磁石システム5が存在する。この勾配磁石システム5により、有意と評価できる磁気共鳴信号を発生させるために必要な勾配磁界が発生させられる。次に、磁石システムは全身コイル6も有する。この全身コイル6は高周波アンテナ6として形成されている。全身コイル6は送信アンテナとして動作する際には、検査対象物3において磁気共鳴信号を励起するために働く。全身コイル6は受信アンテナとして動作する際には予め励起された検査対象物3の磁気共鳴信号を受信するために働く。
【0022】
検査スペース1の内部には通常、さらに少なくとも1つの局部コイル7が取付け可能である。この局部コイル7は同様に高周波アンテナとして形成されている。局部コイル7は通常、全身コイル6により予め励起された磁気共鳴信号を局部的に受信するために働く。しかし、局部コイル7は個々のケースでは全身コイル6と同様に送信アンテナとして動作することもできる。局部コイル7の構造は、かなり小さな寸法であることを除いて、全身コイル6の構造と同様にすることができる。この種の局部コイルの例としては頭部コイルおよび膝コイルが挙げられる。
【0023】
基本磁石4、勾配磁石システム5およびコイル6,7は最終的に遮蔽磁石8によっても取り囲まれている。勾配磁石システム5およびコイル6,7は制御・評価ユニット9と接続している。この制御・評価ユニット9は公知のように勾配磁石システム5およびコイル6,7を適正に制御して、磁気共鳴信号を励起し、受信しかつ評価する。
【0024】
図2および3によれば、高周波アンテナ6,7は、全身コイル6の形であれ局部コイル7の形であれ、複数のアンテナロッド10ならびに2つのエンドリング11を有する。さらに、アンテナロッド10及び/又はエンドリング11には、高周波アンテナ6,7を特定の作動周波数に同調させているコンデンサCが配置されている。図2によれば、このコンデンサCはエンドリング11だけでなく、アンテナロッド10にも配置されている。というのは、それによって同じ共鳴周波数への高周波アンテナのモードの同調が達成されるからである。しかし、本発明ではこのことはたいして重要ではない。従って、コンデンサCはエンドリング11にのみもしくはアンテナロッド10にのみ配置することもできる。
【0025】
アンテナロッド10はアンテナ軸線12に対して平行に延びている。アンテナロッド10はアンテナ軸線の周りに均等に配分されて配置され、その上部ないしは下部のロッド端部で各エンドリング11に結合されている。従って、エンドリング11はアンテナ軸線12に対して同心的に配置され、軸線方向に対して互いに向かい合ってずらされている。
【0026】
高周波アンテナ6,7には結合要素13が付設されている。この結合要素13は給電モジュール14と接続されている。結合要素13を介して、送信時には給電モジュール14から高周波電流を結合要素13に入力し、それにより高周波の電磁エネルギーをエンドリング11およびアンテナロッド10に入射させることが可能である。逆に、受信時には結合要素13を介して高周波の電磁エネルギーをエンドリング11およびアンテナロッド10から出射させ、高周波電流として給電モジュール14に供給することができる。
【0027】
結合要素13はアンテナ軸線12をアンテナロッド10の領域で接線方向に取り囲んでいる。より正確に言えば、結合要素13はアンテナロッド10の内側もしくは外側で半径方向へアンテナ軸線12の周りを接線方向に周回(一巡)する導体システムとして形成されている。この導体システムはエンドリング11およびアンテナロッド10から直流電気的に分離されている。寧ろ、この導体システムはエンドリング11およびアンテナロッド10に専ら誘導結合されている。
【0028】
以下において導体システム13の種々の構成例について図4〜6と関連させて説明する。
【0029】
図4によれば、導体システムは単一の導体15を有する。導体15はアンテナ軸線12の周りを周回している。エンドリング11の1つから導体15までの距離aは接線角αにより変化する。
【0030】
距離aは最大値Mおよび最小値mをとる。図4によれば、最大値Mと最大値mとの差はエンドリング11相互のずれVの70%である。すなわち、この差はエンドリング11のずれVの特に50〜90%である。しかし、場合によってはこの差はこれよりも小さくすることもできる。しかし、ずれVの30%を下回らない方がよい。
【0031】
図4からはそのほかに、距離aがほぼ正弦状に接線角に依存すること、および導体15が、アンテナ軸線12を2つのエンドリング11間の中央で垂直に切断している中央面16に対して対称的に配置されていることが見てとれる。
【0032】
導体15へ入力されたないしは導体15から出力された電流の周波数および導体15の全長に応じて、導体15に短絡コンデンサC´を配置して、導体15の各部位でほぼ一定の電流負荷を達成することが必要となることがある。短絡コンデンサC´の寸法および間隔は公知である。
【0033】
図5による実施例では、まず第1に基本導体群が設けられている。この基本導体群は、アンテナ軸線12の周りを周回する2つの導体17を有する。導体17は交差接線角αで交差する。図5では、交差接線角αは交差点により示されている。しかし、導体17は交差点で電気的に互いに接続されていない。導体17は交差点間で相互距離bを有する。この結果、導体17は偶数のウインドウ18を形成している。
【0034】
送信時には導体17に位相が180°電気的に互いにずれた電流が供給される。これは図5で導体17における逆向きの2つの矢印により示されている。受信時に導体17から出力された電流の位相は180°互いにずれている。
【0035】
180°の位相ずれに基づいて、導体17をアンテナ軸線12の周りを周回する周回端部で互いに短絡させることができる。図5の左側においてこれは2つの導体17を直接接続することにより示されている。
【0036】
導体17は中央面16の周りを正弦状に延びている。従って、導体17の相互距離bは同様に接線角αに正弦状に依存している。また、導体17は中央面16に対して対称的に配置されている。
【0037】
導体17間の相互距離bは最大値Mをとる。最小値は(普通に考えて導体17が交差するので)0である。最大値Mはエンドリング11のずれVの30%を下回らない方がよい。特に、最大値はここでもずれVの50〜90%、例えば70%である。
【0038】
導体17には、図4の導体15と同様に短絡コンデンサが、導体17の長さおよび電流の周波数に基づいて必要である場合、配置されていてもよい。しかし、図5では短絡コンデンサは見やすくするために図示されていない。
【0039】
基本導体群の導体17により、アンテナ軸線12に対して平行に向いている磁界成分の相互補償が可能である。しかし、高周波アンテナ6,7の励起モードは直線偏波であるが、磁気共鳴装置へ適用する場合は円偏波の磁界が望ましい。
【0040】
モードを円偏波で励起するために、図5の導体システム13は補助導体群を有する。この補助導体群も基本導体群と同様に形成されている。つまり、補助導体群は特に、導体17へ同様に案内される2つの導体19を有する。しかし、この導体19はそれらによって形成されるウインドウ20が基本導体群のウインドウに対して交互に設置されるように案内される。
【0041】
送信時に導体19に入力され受信時に導体19から出力される、導体19を流れる電流は位相が互いに向かい合って180°電気的にずれている。図5ではこれは導体19の逆向きの矢印により示されている。しかし、導体19を流れる電流の位相は導体17を流れる電流の位相に対して90°電気的にずれている。図5では、これは導体19の矢印が上向きおよび下向きを示し、一方、導体17の矢印は左向きおよび右向きを示すことにより表わされている。また、導体19は導体17と同様にアンテナ軸線12の周りを周回する周回端部で互いに短絡されている。この場合、導体17および19の供給が種々の接線角αで行われるという事情に基づいて、場合によっては互いに種々の接続を用いることができる。また、アンテナ軸線12の周りを周回する周回端部が同じ接線角αである場合、4つのすべての導体17,19を互いに短絡させることも可能である。
【0042】
後者の場合は導体17,19を有する両方の導体群は、ずれ角βで周期的にアンテナ軸線12の周りを周回する複数の導体17、19ともみなされる。ずれ角βは、ずれ角βと導体17,19の数(この場合4個)および導体17,19の周期の数(この場合2回)との積が360°となることにより決定されている。従って、図5によるずれ角βは45°である。導体17,19に入力されるないしは導体17,19から出力される電流は位相がそれぞれ90°電気的に互いにずれている。
【0043】
図5による実施例では、導体システム13の磁界は、アンテナ軸線12に対して平行な磁界成分をほとんど有しておらず、円偏波を有している。しかし、この磁界は合計4つの導体17,19が必要である。
【0044】
図6による実施例でもやはり円偏波の磁界が発生させられる。しかし、この実施例は3つの導体21のみを必要とするにすぎない。図6による導体システムは図5の導体システムとほぼ同じである。差異は主として図6ではずれ角βが60°であり(60°×周期数2×導体数3=360°)、導体21に入力されるないしは導体21から出力される電流の位相が120°(360°÷導体数3)電気的に互いにずれていることにある。図6による導体システムのその他の構成は図5による導体システムと同じである。図6では、電気的な位相ずれは、図6における個々の電流相が導体21のフェーザ図に共に記入されることにより示されている。導体21もアンテナ軸線12の周りを周回する周回端部で互いに短絡されている。
【0045】
特に図5および6による実施例では、本発明による結合要素13により、給電モジュール14とエンドリング11およびアンテナロッド10との良好かつ有効でしかもモード規定された接続が可能である。導体システム13を相応に形成すると、純粋モード的な入射ないしは出射を達成することも可能である。この場合、結合要素13とアンテナロッド10との相互作用だけでなく、結合要素13とエンドリング11との相互作用に基づいて、単一のモードとの結合のためには、導体15,17,19,21の正弦偏位をその最大値範囲内でごくわずか減少させることが必要である。
【0046】
さらに、例えば、複数の結合要素13を設け、それらにより励起される磁界の周期数及び/又は回転方向が異なるようにすることも可能である。この場合、相応の入射ないしは出射により1つのどのモードが入射ないしは出射されるか、あるいは複数のどのモードが入射ないしは出射されるかを的確に選定することもできる。
【図面の簡単な説明】
【図1】磁気共鳴装置を示す概略図。
【図2】高周波アンテナの斜視図。
【図3】図2の高周波アンテナをアンテナ軸線に沿って見た図。
【図4】導体システムを有する図2の高周波アンテナの展開図。
【図5】導体システムを有する図2の高周波アンテナの展開図。
【図6】導体システムを有する図2の高周波アンテナの展開図。
【符号の説明】
1 検査スペース
2 患者寝台板
3 人間、患者、検査対象物
4 基本磁石
5 勾配磁石システム
6 全身コイル、高周波アンテナ
7 局部コイル、高周波アンテナ
8 遮蔽磁石
9 制御・評価ユニット
10 アンテナロッド
11 エンドリング
12 アンテナ軸線
13 結合要素
14 給電モジュール
15,17,19,21 導体
16 中央面
18,20 ウインドウ
a,b 距離
C,C´コンデンサ
M 最大値
m 最小値
V ずれ
α 接線角
β ずれ角

Claims (11)

  1. 2つのエンドリング(11)および複数のアンテナロッド(10)を備え、エンドリング(11)がアンテナ軸線(12)に対して同心的にかつ軸線方向に互いに向かい合ってずらされて配置され、アンテナロッド(10)がアンテナ軸線(12)の周りに配置されエンドリング(11)を互いに結合し、結合要素(13)により、送信時に高周波の電磁エネルギーがエンドリング(11)およびアンテナロッド(10)に入射し、受信時にそのエンドリング(11)およびアンテナロッド(10)から出射し、
    結合要素(13)が、アンテナ軸線(12)をアンテナロッド(10)の領域で接線方向に取り囲む導体システム(13)として形成され、送信時にこの導体システム(13)へ給電モジュール(14)から高周波電流が入力され、受信時にこの導体システム(13)から高周波電流が出力され、この導体システム(13)がエンドリング(11)およびアンテナロッド(10)に誘導結合され、
    導体システム(13)がアンテナ軸線(12)の周りを周回する少なくとも1つの導体(15,17,19,21)を有し、この導体(15)がエンドリング(11)の1つから、接線角(α)により変化する距離(a)を有することを特徴とする磁気共鳴装置用の高周波アンテナ。
  2. アンテナロッド(10)がアンテナ軸線(12)に対して平行に延びていることを特徴とする請求項1記載の高周波アンテナ。
  3. 導体システム(13)が2つの導体(17)を備えた基本導体群を有し、2つの導体(17)がアンテナ軸線(12)の周りを周回し、交差接線角(α)で交差し、その間に導体(17)が偶数のウインドウ(18)を形成するような相互距離(b)を有し、送信時には位相が180°電気的にずれた電流が導体(17)に入力されないしは受信時には位相が180°電気的にずれた電流が導体(17)から出力されることを特徴とする請求項1又は2記載の高周波アンテナ。
  4. 導体システム(13)が補助導体群を有し、補助導体群が基本導体群と同様に形成され、そのウインドウ(20)が基本導体群のウインドウに対して交互に設置され、送信時には位相が180°電気的にずれた電流が補助導体群の導体(19)に入力されないしは受信時には位相が180°電気的にずれた電流がその導体(19)から出力され、補助導体群の導体(19)に流れる電流の位相が基本導体群の導体(17)に流れる電流の位相に対して90°電気的にずれていることを特徴とする請求項記載の高周波アンテナ。
  5. 導体システム(13)が複数の導体(21)を有し、これらの導体(21)がずれ角(β)で周期的にアンテナ軸線(12)の周りを周回し、ずれ角(β)と導体(21)の数および導体(21)の周期の数との積が360°となり、送信時には位相が位相角だけ電気的にずれた電流が導体(21)に入力されないしは受信時には位相が位相角だけ電気的にずれた電流が導体(21)から出力され、位相角と導体(21)の数との積が電気的に360°となることを特徴とする請求項1又は2記載の高周波アンテナ。
  6. 導体(21)の数が少なくとも3個であることを特徴とする請求項記載の高周波アンテナ。
  7. 導体(17,19,21)がアンテナ軸線(12)の周りを周回する周回端部で互いに短絡されていることを特徴とする請求項乃至の1つに記載の高周波アンテナ。
  8. 1つの導体(15)ないしは複数の導体(17,19,21)がアンテナ軸線(12)をエンドリング(11)間の中央で垂直に切断している中央面(16)に対して対称的に配置されていることを特徴とする請求項乃至の1つに記載の高周波アンテナ。
  9. 1つの導体(15)ないしは複数の導体(17,19,21)に短絡コンデンサ(C´)が配置されていることを特徴とする請求項乃至の1つに記載の高周波アンテナ。
  10. 1つの距離(a,b)ないしは複数の距離(a)がほぼ正弦状に接線角(α)に依存することを特徴とする請求項乃至の1つに記載の高周波アンテナ。
  11. 1つの距離(a,b)ないしは複数の距離(a)が最大値(M)および最小値(m)をとり、最大値(M)と最小値(m)との差がエンドリング(11)のずれ(V)の少なくとも30%であることを特徴とする請求項乃至10の1つに記載の高周波アンテナ。
JP2003079851A 2002-03-26 2003-03-24 磁気共鳴装置用の高周波アンテナ Expired - Fee Related JP4347590B2 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE10213565.7 2002-03-26
DE10213565A DE10213565B3 (de) 2002-03-26 2002-03-26 Hochfrequenzantenne für eine Magnetresonanzanlage

Publications (3)

Publication Number Publication Date
JP2003299632A JP2003299632A (ja) 2003-10-21
JP2003299632A5 JP2003299632A5 (ja) 2006-04-06
JP4347590B2 true JP4347590B2 (ja) 2009-10-21

Family

ID=28050878

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2003079851A Expired - Fee Related JP4347590B2 (ja) 2002-03-26 2003-03-24 磁気共鳴装置用の高周波アンテナ

Country Status (4)

Country Link
US (1) US6842003B2 (ja)
JP (1) JP4347590B2 (ja)
CN (1) CN100386644C (ja)
DE (1) DE10213565B3 (ja)

Families Citing this family (25)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
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
AU2003284964A1 (en) * 2002-10-24 2004-05-13 The University Of Houston System Superconducting array of surface mri probes
DE10316557B4 (de) * 2003-04-10 2007-12-27 Siemens Ag Antennenelement für Magnetresonanzanwendungen und Antennenanordnung mit mehreren derartigen Antennenelementen
DE10345766B3 (de) * 2003-10-01 2005-08-11 Siemens Ag Erzeuger zeitvariabler Magnetfelder eines Magnetresonanzgeräts und Magnetresonanzgerät mit dem Erzeuger
DE10345767B4 (de) * 2003-10-01 2006-05-18 Siemens Ag Magnetresonanzgerät mit einer Höhlung und mit einem in der Höhlung angeordneten Gradientenspulensystem
DE10353343B3 (de) * 2003-11-14 2005-08-25 Siemens Ag Magnetresonanzgerät mit einem auf einem Bezugspotential liegenden Hochfrequenzschirm
US7345482B2 (en) * 2005-01-14 2008-03-18 Invivo Corporation High-field mode-stable resonator for magnetic resonance imaging
DE102005008048B4 (de) * 2005-02-22 2009-08-27 Siemens Ag Antennenanordnung für eine Magnetresonanzanlage
US8212554B2 (en) * 2005-05-11 2012-07-03 The University Of Houston System Intraluminal magneto sensor system and method of use
WO2006122202A1 (en) * 2005-05-11 2006-11-16 The University Of Houston System An intraluminal mutlifunctional sensor system and method of use
US20090295385A1 (en) * 2005-05-11 2009-12-03 Audrius Brazdeikis Magneto Sensor System and Method of Use
DE102006050069B4 (de) * 2006-10-24 2011-07-07 Siemens AG, 80333 Birdcage-Resonator mit Koppelringen zusätzlich zu den Endringen
DE102006055386B4 (de) * 2006-11-22 2011-08-25 Siemens AG, 80333 Ganzkörperantenne für eine Magnetresonanzanlage und Magnetresonanzanlage mit einer solchen Ganzkörperantenne
DE102006059137B3 (de) * 2006-12-14 2008-07-31 Siemens Ag Arrayantenne für Magnetresonanzanwendungen
DE102007054744B4 (de) * 2007-11-16 2009-09-10 Universitätsklinikum Freiburg NMR-Tomographieverfahren auf Basis von NBSEM mit 2D-Ortskodierung durch zwei gegeneinander verdrehte Multipol-Gradientenfelder
WO2011065532A1 (ja) * 2009-11-30 2011-06-03 株式会社 日立メディコ 高周波コイルユニット及び磁気共鳴撮像装置
US8598877B2 (en) * 2009-12-14 2013-12-03 General Electric Company System and method for coil disabling in magnetic resonance imaging
CN102958432B (zh) * 2010-08-17 2015-06-10 株式会社日立医疗器械 高频线圈及使用了该高频线圈的磁共振摄像装置
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
DE102014201118A1 (de) * 2014-01-22 2015-07-23 Siemens Aktiengesellschaft Duales Antennensystem zum Laden eines oder mehrerer Hörgeräte
EP3274732B1 (en) 2015-03-27 2021-09-29 Koninklijke Philips N.V. Magnetic resonance volume coil with multiple independent transmit receive channels and method of operation thereof
DE102016225793B3 (de) * 2016-12-21 2018-02-08 Siemens Healthcare Gmbh Kalibrierung einer Magnetresonanzvorrichtung
EP3382410A1 (en) * 2017-03-30 2018-10-03 Koninklijke Philips N.V. Mri system with optimized rf transmit and receive capabilities
US11399733B2 (en) 2017-09-22 2022-08-02 Advanced Imaging Research, Inc. Advanced safe infant MRI system comprising MRI compatible infant warming mattress

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE342745C (ja) *
US4638253A (en) * 1984-10-29 1987-01-20 General Electric Company Mutual inductance NMR RF coil matching device
DE3816831A1 (de) * 1988-05-18 1989-11-30 Philips Patentverwaltung Kernspinuntersuchungsgeraet mit einer hochfrequenzspulenanordnung
DE4024599C2 (de) * 1989-08-16 1996-08-14 Siemens Ag Hochfrequenz-Antenne eines Kernspintomographen
DE4035844A1 (de) * 1990-11-10 1992-05-14 Philips Patentverwaltung Quadraturspulenanordnung
US5585721A (en) * 1991-06-24 1996-12-17 Fonar Corporation Inductively coupled dedicated RF coils for MRI
DE4226814A1 (de) * 1992-08-13 1994-02-17 Philips Patentverwaltung Spulenanordnung für MR-Untersuchungen der Mamma
DE19515586A1 (de) * 1995-04-27 1996-10-31 Siemens Ag Hochfrequenz-Antennensystem eines Gerätes zur magnetischen Kernresonanz
DE19702256A1 (de) * 1997-01-23 1998-07-30 Philips Patentverwaltung MR-Gerät mit einer MR-Spulenanordnung
WO2000072033A2 (en) * 1999-05-21 2000-11-30 The General Hospital Corporation Tem resonator for magnetic resonance imaging
US6522143B1 (en) * 1999-09-17 2003-02-18 Koninklijke Philips Electronics, N. V. Birdcage RF coil employing an end ring resonance mode for quadrature operation in magnetic resonance imaging
US6316941B1 (en) * 2000-02-24 2001-11-13 Marconi Medical Systems, Inc. Open view quadrature birdcage coil
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

Also Published As

Publication number Publication date
DE10213565B3 (de) 2004-01-08
US6842003B2 (en) 2005-01-11
JP2003299632A (ja) 2003-10-21
CN100386644C (zh) 2008-05-07
CN1447126A (zh) 2003-10-08
US20030184298A1 (en) 2003-10-02

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP4347590B2 (ja) 磁気共鳴装置用の高周波アンテナ
EP0180121B1 (en) Mutual inductance nmr rf coil matching device
KR880001528B1 (ko) 핵자기 공명용 rf코일
EP2807497B1 (en) Multi-resonant t/r antenna for mr image generation
JP4844310B2 (ja) 高周波コイルおよび磁気共鳴撮像装置
EP0554388B1 (en) A radio frequency volume resonator for nuclear magnetic resonance
US7477056B2 (en) Birdcage resonator with coupling rings in addition to the ferrules
US20150054506A1 (en) Magnetic Resonance Coil, Device and System
US5202635A (en) Radio frequency volume resonator for nuclear magnetic resonance
US4602234A (en) Coil arrangements
US7239139B2 (en) RF coil system for a magnetic resonance imaging apparatus
KR900002467B1 (ko) Nmr용 라디오 주파수 장 코일
US5329233A (en) Cylindrical local coil for nuclear magnetic resonance imaging
JP5963490B2 (ja) 2重同調rf共振器
US4752736A (en) Center fed QD MRI RF coil
EP0829019A1 (en) Magnetic coil
EP3598158B1 (en) Radio-frequency coil for magnetic resonance device
US6795037B2 (en) Radio-frequency antenna for a magnetic resonance system
US7012431B2 (en) Radio-frequency antenna for a magnetic resonance system
US5281918A (en) Sample head for NMR tomography
JP2016503704A (ja) 磁気共鳴撮像システムに対するtem共振器型rfアンテナ
US6781378B2 (en) Radio-frequency antenna for a magnetic resonance system
JP6456865B2 (ja) Nmr送信/受信コイルの構成
US5969527A (en) Rf coil assembly
US9829552B2 (en) Transmission arrangement for a tomograph

Legal Events

Date Code Title Description
A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20060214

A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20060214

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: 20090616

A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20090716

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: 20120724

Year of fee payment: 3

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130724

Year of fee payment: 4

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees