JPH024329A - 無線周波ｎｍｒコイル・アセンブリ - Google Patents
無線周波ｎｍｒコイル・アセンブリInfo
- Publication number
- JPH024329A JPH024329A JP63320801A JP32080188A JPH024329A JP H024329 A JPH024329 A JP H024329A JP 63320801 A JP63320801 A JP 63320801A JP 32080188 A JP32080188 A JP 32080188A JP H024329 A JPH024329 A JP H024329A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- impedance
- shield
- coil
- coaxial cable
- nmr
- 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.)
- Granted
Links
- 239000004020 conductor Substances 0.000 claims description 14
- 230000008878 coupling Effects 0.000 claims 3
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 claims 3
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 claims 3
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 claims 2
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 35
- 238000005481 NMR spectroscopy Methods 0.000 description 33
- 238000000034 method Methods 0.000 description 9
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 8
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 6
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 4
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 3
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 3
- 230000010287 polarization Effects 0.000 description 3
- NMFHJNAPXOMSRX-PUPDPRJKSA-N [(1r)-3-(3,4-dimethoxyphenyl)-1-[3-(2-morpholin-4-ylethoxy)phenyl]propyl] (2s)-1-[(2s)-2-(3,4,5-trimethoxyphenyl)butanoyl]piperidine-2-carboxylate Chemical group C([C@@H](OC(=O)[C@@H]1CCCCN1C(=O)[C@@H](CC)C=1C=C(OC)C(OC)=C(OC)C=1)C=1C=C(OCCN2CCOCC2)C=CC=1)CC1=CC=C(OC)C(OC)=C1 NMFHJNAPXOMSRX-PUPDPRJKSA-N 0.000 description 2
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 2
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 2
- 230000003213 activating effect Effects 0.000 description 1
- 210000003484 anatomy Anatomy 0.000 description 1
- 230000000712 assembly Effects 0.000 description 1
- 238000000429 assembly Methods 0.000 description 1
- 230000015556 catabolic process Effects 0.000 description 1
- 238000013016 damping Methods 0.000 description 1
- 230000000593 degrading effect Effects 0.000 description 1
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 230000005279 excitation period Effects 0.000 description 1
- 230000004807 localization Effects 0.000 description 1
- 230000005415 magnetization Effects 0.000 description 1
- 238000013421 nuclear magnetic resonance imaging Methods 0.000 description 1
- 230000010363 phase shift Effects 0.000 description 1
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 1
- 230000003068 static effect Effects 0.000 description 1
- 210000001835 viscera Anatomy 0.000 description 1
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
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
- G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
- G01R33/3642—Mutual coupling or decoupling of multiple coils, e.g. decoupling of a receive coil from a transmission coil, or intentional coupling of RF coils, e.g. for RF magnetic field amplification
- G01R33/3657—Decoupling of multiple RF coils wherein the multiple RF coils do not have the same function in MR, e.g. decoupling of a transmission coil from a 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
- G01R33/32—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
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
発明の背景
本発明の分野は核磁気共鳴映像（ｉｍａｇｉｎｇ ）方
法と装置である。更に詳しくは、本発明は無線周波磁界
励起パルスを発生するように作動された、次いで不作動
にされて別の１つの局部コイルがＮＭＲ（核磁気共鳴）
信号を受信できるようにする共鳴コイルに関するもので
ある。
法と装置である。更に詳しくは、本発明は無線周波磁界
励起パルスを発生するように作動された、次いで不作動
にされて別の１つの局部コイルがＮＭＲ（核磁気共鳴）
信号を受信できるようにする共鳴コイルに関するもので
ある。
磁気モーメントを有する原子核はそれに加えられている
磁界の方向にそれ自身を整列させようとする。しかし、
そうする際、原子核は磁界の強さおよび特定の核種の性
質（核の磁気回転比ｑ）によってきまる固有の角周波（
ラーモア″周波数）で上記の方向のまわりに歳差運動す
る。この現象を示す核をここでは「スピン」と呼ぶ。
磁界の方向にそれ自身を整列させようとする。しかし、
そうする際、原子核は磁界の強さおよび特定の核種の性
質（核の磁気回転比ｑ）によってきまる固有の角周波（
ラーモア″周波数）で上記の方向のまわりに歳差運動す
る。この現象を示す核をここでは「スピン」と呼ぶ。
人体組織のような物質が−様な静磁界（分極磁界Ｂ２）
を受けたとき、組織内のスピンの個々の磁気モーメント
はこの分極磁界と整列しようとするが、固有のラーモア
周波数で不規則な秩序でそのまわりを歳差運動する。こ
の場合、分極磁界の方向の正味の磁気モーメントＭ２が
作られるが、垂直すなわち横断面（ｘ−ｙ平面）内にあ
る不規則な方向を向いた磁気成分は互いに打ち消される
。
を受けたとき、組織内のスピンの個々の磁気モーメント
はこの分極磁界と整列しようとするが、固有のラーモア
周波数で不規則な秩序でそのまわりを歳差運動する。こ
の場合、分極磁界の方向の正味の磁気モーメントＭ２が
作られるが、垂直すなわち横断面（ｘ−ｙ平面）内にあ
る不規則な方向を向いた磁気成分は互いに打ち消される
。
しかし、物質または組織がｘ−ｙ平面内にあってラーモ
ア周波数に等しい周波数の磁界（無線周波励起磁界Ｂ＋
）を受けた場合は、正味の磁気モーメントＭ２がｘ−ｙ
平面内へと回転させ、すなわち傾けさせて、ラーモア周
波数でｘ−ｙ平面内で回転する正味の横磁気モーメント
を作ることができる。正味の磁気モーメントＭ：！を傾
ける程度、したがって正味の横磁気モーメントＭ１の大
きさは主として印加したＲＦ励起磁界Ｂ、の大きさおよ
び時間の長さによってきまる。
ア周波数に等しい周波数の磁界（無線周波励起磁界Ｂ＋
）を受けた場合は、正味の磁気モーメントＭ２がｘ−ｙ
平面内へと回転させ、すなわち傾けさせて、ラーモア周
波数でｘ−ｙ平面内で回転する正味の横磁気モーメント
を作ることができる。正味の磁気モーメントＭ：！を傾
ける程度、したがって正味の横磁気モーメントＭ１の大
きさは主として印加したＲＦ励起磁界Ｂ、の大きさおよ
び時間の長さによってきまる。
この現象の実用的な値はＲＦ励起信号Ｂ１が終了した後
、励起されたスピンによって放出される信号により得ら
れる。簡単なシステムでは、励起されたスピンは受信コ
イルに振動する正弦波信号を誘導する。この信号の周波
数はラーモア周波数であり、その初期振幅Ａｏは横磁気
モーメントＭ１の大きさによって定められる。放出信号
の振幅Ａは次式に従って時間ｔとともに指数関数的に減
衰する。
、励起されたスピンによって放出される信号により得ら
れる。簡単なシステムでは、励起されたスピンは受信コ
イルに振動する正弦波信号を誘導する。この信号の周波
数はラーモア周波数であり、その初期振幅Ａｏは横磁気
モーメントＭ１の大きさによって定められる。放出信号
の振幅Ａは次式に従って時間ｔとともに指数関数的に減
衰する。
Ａ−ＡＯｅ （ｔ／Ｔ２ ” ）
減衰定数１／Ｔ２ｔは磁界の均一性、ならびに「スピン
−スピン緩和時間」または「横緩和時間」と呼ばれる時
定数Ｔ２によって定まる。時定数Ｔ２は完全に均一な磁
界の中でＲＦ励起信号Ｂ１を除去した後にスピンのそろ
った歳差運動が位相にずれを生じる指数速度に逆比例す
る。
−スピン緩和時間」または「横緩和時間」と呼ばれる時
定数Ｔ２によって定まる。時定数Ｔ２は完全に均一な磁
界の中でＲＦ励起信号Ｂ１を除去した後にスピンのそろ
った歳差運動が位相にずれを生じる指数速度に逆比例す
る。
ＮＭＲ信号の振幅へに寄与するもう１つの重要な要素は
スピン−格子緩和過程と呼ばれるものであり、これは時
定数Ｔ１で表わされている。これは縦緩和過程とも呼ば
れていて、磁気分極軸（ｚ）に沿った正味の磁気モーメ
ントＭがその平衡値に回復するまでの時間を表わす。一
般に時定数Ｔ１はＴ２より長い。
スピン−格子緩和過程と呼ばれるものであり、これは時
定数Ｔ１で表わされている。これは縦緩和過程とも呼ば
れていて、磁気分極軸（ｚ）に沿った正味の磁気モーメ
ントＭがその平衡値に回復するまでの時間を表わす。一
般に時定数Ｔ１はＴ２より長い。
本発明に特に関連するＮＭＲ測定は「パルスＮＭ Ｒｅ
Ｊ定」と呼ばれる。このようなＮＭＲ測定では励起期間
と信号放出期間に分けられる。このような測定は循環的
に行なわれ、ＮＭＲ測定を多数回繰り返すことにより各
サイクルの間の異なるデータを蓄積するか、または物体
内の互いに異なる位置で同じ測定を行なう。様々の予備
励起手法が知られており、これらの手法では大きさと持
続時間の異なる１つ以上のＲＦ励起パルス（Ｂ＋ ）が
印加される。このようなＲＦ励起パルスは周波数スペク
トルが狭い場合（選択的励起パルス）と、共振周波数範
囲にわたって横磁化Ｍ１を生じさせる広い周波数スペク
トルを持つ場合（非選択励起パルス）がある。従来技術
には特定のＮＭＲ現象を利用するように設計され、Ｎ
Ｍ Ｒ／ｌ１ｌＪ定過程の特定の問題を解消する励起方
式が多数ある。
Ｊ定」と呼ばれる。このようなＮＭＲ測定では励起期間
と信号放出期間に分けられる。このような測定は循環的
に行なわれ、ＮＭＲ測定を多数回繰り返すことにより各
サイクルの間の異なるデータを蓄積するか、または物体
内の互いに異なる位置で同じ測定を行なう。様々の予備
励起手法が知られており、これらの手法では大きさと持
続時間の異なる１つ以上のＲＦ励起パルス（Ｂ＋ ）が
印加される。このようなＲＦ励起パルスは周波数スペク
トルが狭い場合（選択的励起パルス）と、共振周波数範
囲にわたって横磁化Ｍ１を生じさせる広い周波数スペク
トルを持つ場合（非選択励起パルス）がある。従来技術
には特定のＮＭＲ現象を利用するように設計され、Ｎ
Ｍ Ｒ／ｌ１ｌＪ定過程の特定の問題を解消する励起方
式が多数ある。
ＮＭＲを利用して画像を作るとき、対象物内の特定の位
置からのＮＭＲ信号を得るための方式が用いられる。通
常、像を作ろうとする領域（関心領域）には一連のＮＭ
Ｒ測定サイクルが加えられ、この一連のＮＭＲ測定サイ
クルは使用される特定の局在化（１ｏｃａｌ １ｚａｔ
ｔｏｎ）法に応じて変る。受信したＮＭＲ信号はディ
ジタル化されて、多くの周知の像再構成法のうちの１つ
を使って処理されることにより、画像が再構成される。
置からのＮＭＲ信号を得るための方式が用いられる。通
常、像を作ろうとする領域（関心領域）には一連のＮＭ
Ｒ測定サイクルが加えられ、この一連のＮＭＲ測定サイ
クルは使用される特定の局在化（１ｏｃａｌ １ｚａｔ
ｔｏｎ）法に応じて変る。受信したＮＭＲ信号はディ
ジタル化されて、多くの周知の像再構成法のうちの１つ
を使って処理されることにより、画像が再構成される。
このような走査を行なうためには、もちろん対象物内の
特定の位置からのＮＭＲ信号を引き出す必要がある。こ
れは分極磁界Ｂｏと同じ方向を持つが、Ｘ軸とｙ軸と２
軸のそれぞれに沿って勾配を持つ磁界（ＧＸＧｙおよび
Ｇｚ）を用いることによって行なわれる。各ＮＭＲサイ
クルの間にこれらの勾配の強度を制御することによって
、スピン励起の空間分布を制御することができ、ＮＭＲ
信号の位置を特定することができる。
特定の位置からのＮＭＲ信号を引き出す必要がある。こ
れは分極磁界Ｂｏと同じ方向を持つが、Ｘ軸とｙ軸と２
軸のそれぞれに沿って勾配を持つ磁界（ＧＸＧｙおよび
Ｇｚ）を用いることによって行なわれる。各ＮＭＲサイ
クルの間にこれらの勾配の強度を制御することによって
、スピン励起の空間分布を制御することができ、ＮＭＲ
信号の位置を特定することができる。
ＮＭＲ技術は映像の分野で急速に発展して、生体対象物
の解剖学的特徴の断層撮影像、投影像および体積像を得
るために利用されている。このような像はスピン−格子
緩和時間（Ｔ１）およびスピン−スピン緩和時間（Ｔ２
）のような、組織の特定のＮＭＲ特性によって修正され
た、核スピン（典型的には水および脂肪に関連した陽子
）の分布を描いたものである。このような像は解剖学的
構造を描き、また組織の特徴を表わすことができるので
医療診断上有益である。
の解剖学的特徴の断層撮影像、投影像および体積像を得
るために利用されている。このような像はスピン−格子
緩和時間（Ｔ１）およびスピン−スピン緩和時間（Ｔ２
）のような、組織の特定のＮＭＲ特性によって修正され
た、核スピン（典型的には水および脂肪に関連した陽子
）の分布を描いたものである。このような像は解剖学的
構造を描き、また組織の特徴を表わすことができるので
医療診断上有益である。
ＲＦ励起磁界（Ｂ１）を作り、ＮＭＲ信号を受けるため
に用いられる多数の技術がある。別々の特別に設計され
た励起フィルおよび受信コイルを用いるのが非常に一般
的である。多くの用途では、大きな領域全体に均一なＲ
Ｆ磁界を作るために大量のＲＦｉｉ力を扱うことができ
る大形のコイルによって励起が行なわれる。このとき対
象物の局在化された部分からＮＭＲ信号を受けるために
、より小さな「表面」コイルが使用される。たとえば、
患者の頭と首、脚と腕、または種々の内部器官を映像す
るために別々の表面コイルを用いてもよい。
に用いられる多数の技術がある。別々の特別に設計され
た励起フィルおよび受信コイルを用いるのが非常に一般
的である。多くの用途では、大きな領域全体に均一なＲ
Ｆ磁界を作るために大量のＲＦｉｉ力を扱うことができ
る大形のコイルによって励起が行なわれる。このとき対
象物の局在化された部分からＮＭＲ信号を受けるために
、より小さな「表面」コイルが使用される。たとえば、
患者の頭と首、脚と腕、または種々の内部器官を映像す
るために別々の表面コイルを用いてもよい。
表面コイルは関心領域全体にわたつて送信または受信Ｎ
ＭＲ信号に対して比較的高い感度を有する。
ＭＲ信号に対して比較的高い感度を有する。
前述したように、励起信号および受信すべき信号はとも
にラーモア周波数の信号である。したがって、励起コイ
ルと受信コイルはともにこの周波数で共振するように同
調させなければならない。
にラーモア周波数の信号である。したがって、励起コイ
ルと受信コイルはともにこの周波数で共振するように同
調させなければならない。
同一領域で同一周波数に同調した２つのコイルを使うと
きは困難が生ずる。というのは、これらの２つのコイル
が相互に干渉するからである。これにより励起磁界に非
一様性が生じ、両方のコイルに周波数とインピーダンス
のずれが生じ、表面コイルの信号が劣化する。
きは困難が生ずる。というのは、これらの２つのコイル
が相互に干渉するからである。これにより励起磁界に非
一様性が生じ、両方のコイルに周波数とインピーダンス
のずれが生じ、表面コイルの信号が劣化する。
発明の要約
本発明によれば、ＮＭＲ無線周波界磁コイルが接地され
たシールドによって部分的に囲まれる。
たシールドによって部分的に囲まれる。
コイルは中心軸に沿って配置された２つの導電性の端部
ループを含む＝２つの端部ループの間には複数の導電性
のセグメントが一定間隔で伸びている。導電性セグメン
トは、所定の無線周波数でコイルが共振するように所定
の値のリアクタンス素子を含む。
ループを含む＝２つの端部ループの間には複数の導電性
のセグメントが一定間隔で伸びている。導電性セグメン
トは、所定の無線周波数でコイルが共振するように所定
の値のリアクタンス素子を含む。
各々導電性の端部ループと接地されたシールドとの間に
スイッチング可能なインピーダンス回路が接続される。
スイッチング可能なインピーダンス回路が接続される。
この回路のインピーダンスを変えることにより、界磁コ
イルをその共振周波数から離調することができる。ＮＭ
Ｒ映像システムに於けるコイルの動作中、インピーダン
ス回路は各端部ループとアースとの間に高インピーダン
ス径路を形成して、コイルが所定の周波数で共振できる
ようにする。この状態の際、コイルは付勢されて、ＮＭ
Ｒ映像のための励起磁界を発生する。ＮＭＲ映像システ
ムが受信モードにされたとき、コイルとアースとの間に
低インピーダンス径路を形成するようにインピーダンス
回路がスイッチングされる。この低インピーダンス径路
によって界磁コイルは所定の周波数から離調し、このた
めＮＭＲ映像システムの他のコイルが、界磁コイルと相
互作用することなく、局在化された励起を発生するが、
或いは映像しようとする対象物からの放出をピックアッ
プすることができる。
イルをその共振周波数から離調することができる。ＮＭ
Ｒ映像システムに於けるコイルの動作中、インピーダン
ス回路は各端部ループとアースとの間に高インピーダン
ス径路を形成して、コイルが所定の周波数で共振できる
ようにする。この状態の際、コイルは付勢されて、ＮＭ
Ｒ映像のための励起磁界を発生する。ＮＭＲ映像システ
ムが受信モードにされたとき、コイルとアースとの間に
低インピーダンス径路を形成するようにインピーダンス
回路がスイッチングされる。この低インピーダンス径路
によって界磁コイルは所定の周波数から離調し、このた
めＮＭＲ映像システムの他のコイルが、界磁コイルと相
互作用することなく、局在化された励起を発生するが、
或いは映像しようとする対象物からの放出をピックアッ
プすることができる。
本発明の１つの目的はＮＭＲ映像システムのＲＦ界磁コ
イルを選択的に離調するための手段を提供することであ
る。
イルを選択的に離調するための手段を提供することであ
る。
もう１つの目的は同調状態と離調状態との間でコイルを
高速スイッチングできるこのような離調手段を提供する
ことである。また、ＲＦ倍信号電圧と比べて比較的低い
電圧のスイッチング信号でこのスイッチングを行なうこ
とも本発明の意図するところである。
高速スイッチングできるこのような離調手段を提供する
ことである。また、ＲＦ倍信号電圧と比べて比較的低い
電圧のスイッチング信号でこのスイッチングを行なうこ
とも本発明の意図するところである。
更にもう１つの目的はコイルに直接印加されるかまたは
隣接コイルの励磁によってコイルに誘導される高電力励
起信号に耐え得るコイル離調回路を提供することである
。
隣接コイルの励磁によってコイルに誘導される高電力励
起信号に耐え得るコイル離調回路を提供することである
。
図面を参照した発明の詳細な説明
第１．図を参照すると、ＮＭＲ映像システムのコイル−
アセンブリ１０が示され、これは励起界磁コイル１２お
よびシールド１４を含む。シールドは従来のＮＭＲ映像
システムの場合と同様に界磁コイル１２および（図示し
ない）他のコイルを囲む接地された管状の導電性要素で
ある。シールド１４は界磁コイル１２からの磁界を閉じ
込めるように作用する。界磁フィルは共通の中心軸に沿
って間隔を置いて配置された２つの導電性の端部ループ
１５および１６を有する。２つの端部ループ１５および
１６は８つの軸方向の導電性セグメント２１乃至２８に
よって相互接続され、円筒形の鳥かご形のコイル構造が
形成される。例示した界磁コイル１２は８つの導電性セ
グメントを有するが、本発明はこれより多い数のセグメ
ントや少ない数のセグメントを有する鳥かご形コイルに
も使うことができる。この型式の界磁コイルについては
米国特許筒４．６８０，５４８号に詳細に記載されてお
り、その記載を本明細書で引用する。
アセンブリ１０が示され、これは励起界磁コイル１２お
よびシールド１４を含む。シールドは従来のＮＭＲ映像
システムの場合と同様に界磁コイル１２および（図示し
ない）他のコイルを囲む接地された管状の導電性要素で
ある。シールド１４は界磁コイル１２からの磁界を閉じ
込めるように作用する。界磁フィルは共通の中心軸に沿
って間隔を置いて配置された２つの導電性の端部ループ
１５および１６を有する。２つの端部ループ１５および
１６は８つの軸方向の導電性セグメント２１乃至２８に
よって相互接続され、円筒形の鳥かご形のコイル構造が
形成される。例示した界磁コイル１２は８つの導電性セ
グメントを有するが、本発明はこれより多い数のセグメ
ントや少ない数のセグメントを有する鳥かご形コイルに
も使うことができる。この型式の界磁コイルについては
米国特許筒４．６８０，５４８号に詳細に記載されてお
り、その記載を本明細書で引用する。
導電性セグメント２１乃至２８はそれぞれコンデンサ３
１乃至３８として表わした少なくとも１つのリアクタン
ス素子を含む。例示したコイルの導電性の端部ループ１
５および１６の各々は、導電性セグメント２１乃至２８
の隣り合うセグメントの間のその各部分に１つずつ全部
で８つの直列接続されたインダクタンス素子３９および
４０を有する。これらのインダクタンス素子は、各ルー
プの導体に固有の分布インダクタンスを表わしたもので
ある。これらのインダクタンスは正しいコイル動作のた
めの所望の位相シフトを達成するために必要である。導
電性セグメント２１乃至２８はそれぞれ同様な分布イン
ダクタンスを有するが、これらの分布インダクタンスは
第１図には描かれていない。一般に、導電性セグメント
２１乃至２８によるインダクタンスは各セグメントに設
けられた個別のコンデンサ３１乃至３８による容量効果
よりも小さい効果を示す。第１図に示された特定の型式
の鳥かご形界磁コイルは「低域通過」と呼ばれる。とい
うのは低い信号周波数が端部ループのインダクタンス素
子を通過するのに対して、高い周波数がインダクタンス
素子によって阻止され、かつコンデンサ３１乃至３８を
通って分路されるからである。本発明は前記米国特許に
述べられている高域通過コイルのような他の型式のコイ
ルにも利用することができる。
１乃至３８として表わした少なくとも１つのリアクタン
ス素子を含む。例示したコイルの導電性の端部ループ１
５および１６の各々は、導電性セグメント２１乃至２８
の隣り合うセグメントの間のその各部分に１つずつ全部
で８つの直列接続されたインダクタンス素子３９および
４０を有する。これらのインダクタンス素子は、各ルー
プの導体に固有の分布インダクタンスを表わしたもので
ある。これらのインダクタンスは正しいコイル動作のた
めの所望の位相シフトを達成するために必要である。導
電性セグメント２１乃至２８はそれぞれ同様な分布イン
ダクタンスを有するが、これらの分布インダクタンスは
第１図には描かれていない。一般に、導電性セグメント
２１乃至２８によるインダクタンスは各セグメントに設
けられた個別のコンデンサ３１乃至３８による容量効果
よりも小さい効果を示す。第１図に示された特定の型式
の鳥かご形界磁コイルは「低域通過」と呼ばれる。とい
うのは低い信号周波数が端部ループのインダクタンス素
子を通過するのに対して、高い周波数がインダクタンス
素子によって阻止され、かつコンデンサ３１乃至３８を
通って分路されるからである。本発明は前記米国特許に
述べられている高域通過コイルのような他の型式のコイ
ルにも利用することができる。
コンデンサ３４のような１つの導電性セグメントのコン
デンサの両端間のリード２９および３０を介して印加さ
れる無線周波（ＲＦ）エネルギーによって界磁コイル１
２は励振される。たとえば、医療用のＮＭＲシステムの
励起周波数は、１．５テスラの磁界Ｂｏ内での陽子のラ
ーモア周波数である約６４ＭＨｚにされる。界磁コイル
１２は２つの直交モードに於いてこの励起周波数で共振
するように設計されている。
デンサの両端間のリード２９および３０を介して印加さ
れる無線周波（ＲＦ）エネルギーによって界磁コイル１
２は励振される。たとえば、医療用のＮＭＲシステムの
励起周波数は、１．５テスラの磁界Ｂｏ内での陽子のラ
ーモア周波数である約６４ＭＨｚにされる。界磁コイル
１２は２つの直交モードに於いてこの励起周波数で共振
するように設計されている。
導電性の端部ループ１５および１６の各々は、第１のル
ープ１５については４つのスイッチング可能なインピー
ダンス回路４１乃至４４により、また第２のループ１６
については同様なインピーダンス回路４５−４８により
、シールド１４に結合される。端部ループ１５および１
６の各々に対する４つのインピーダンス回路は各ループ
のまわりに等間隔に配置される。界磁コイル１２に結合
された８つのインピーダンス回路４１乃至４８は一致し
てスイッチングされて、コイルとシールド１４との間に
高インピーダンス径路または低インピーダンス径路を形
成する。
ープ１５については４つのスイッチング可能なインピー
ダンス回路４１乃至４４により、また第２のループ１６
については同様なインピーダンス回路４５−４８により
、シールド１４に結合される。端部ループ１５および１
６の各々に対する４つのインピーダンス回路は各ループ
のまわりに等間隔に配置される。界磁コイル１２に結合
された８つのインピーダンス回路４１乃至４８は一致し
てスイッチングされて、コイルとシールド１４との間に
高インピーダンス径路または低インピーダンス径路を形
成する。
これらのインピーダンス回路４１乃至４８の各々の好適
実施例が第２図に示されている。この回路は同軸ケーブ
ル５０を含み、その長さは界磁コイル１２の共振周波数
の波長（λ）の１／４に等しい。そのかわりに、ケーブ
ル５０の長さは共振周波数の波長の１／４の奇数倍に等
しい長さ（すなわちλ／４，３λ／４，５λ／４等）に
してもよい。同軸ケーブル５０の特性インピーダンスは
５０オームより大きく、７５オームが公称インピーダン
スである。ケーブル５０の中心導体はその第１の端５１
が対応するコイルの端部ループ１５または１６に直接接
続される。第１の端５１の外側の同軸導体はシールド１
４に接続される。
実施例が第２図に示されている。この回路は同軸ケーブ
ル５０を含み、その長さは界磁コイル１２の共振周波数
の波長（λ）の１／４に等しい。そのかわりに、ケーブ
ル５０の長さは共振周波数の波長の１／４の奇数倍に等
しい長さ（すなわちλ／４，３λ／４，５λ／４等）に
してもよい。同軸ケーブル５０の特性インピーダンスは
５０オームより大きく、７５オームが公称インピーダン
スである。ケーブル５０の中心導体はその第１の端５１
が対応するコイルの端部ループ１５または１６に直接接
続される。第１の端５１の外側の同軸導体はシールド１
４に接続される。
同軸ケーブル５０の第２の端５２では、中心導体が節点
５６でＰＩＮダイオード５３のアノードに接続される。
５６でＰＩＮダイオード５３のアノードに接続される。
ＰＩＮダイオード５３のカソードはシールド１４に接続
される。ＰＩＮダイオード５３のアノードはまたＲＦチ
ョーク５４によってスイッチング可能な直流バイアス電
圧源５５に結合されている。ＮＭＲシステム制御回路か
らの信号に応じて、電圧源５５は節点５６にアースに対
して正の電圧または負の電圧を印加する。界磁コイル１
２の共振周波数ではＰＩＮダイオードは可変抵抗のよう
に動作し、その抵抗は直流バイアス電圧によって制御さ
れる。直流バイアス電圧源５５によってＰＩＮダイオー
ド５３が順方向バイアスされたとき、節点５６とシール
ド１４との間のインピーダンスは非常に小さくなり、た
とえば１７４オームより小さくなる。この小さなインピ
ーダンスはケーブル５０の第２の端５２を短絡終端した
ことに近似する。他方、Ｐ Ｉ Ｎダイオード５３が直
流電圧源５５によって逆バイアスされたとき、節点５６
とシールドとの間のインピーダンスは順方向バイアスさ
れたときの抵抗と比べて比較的大きく、たとえば２００
０オームより大きくなる。ＰＩＮダイオードのこの状態
はケーブル５０の第２の端５２を開放回路で終端した効
果を近似したものである。
される。ＰＩＮダイオード５３のアノードはまたＲＦチ
ョーク５４によってスイッチング可能な直流バイアス電
圧源５５に結合されている。ＮＭＲシステム制御回路か
らの信号に応じて、電圧源５５は節点５６にアースに対
して正の電圧または負の電圧を印加する。界磁コイル１
２の共振周波数ではＰＩＮダイオードは可変抵抗のよう
に動作し、その抵抗は直流バイアス電圧によって制御さ
れる。直流バイアス電圧源５５によってＰＩＮダイオー
ド５３が順方向バイアスされたとき、節点５６とシール
ド１４との間のインピーダンスは非常に小さくなり、た
とえば１７４オームより小さくなる。この小さなインピ
ーダンスはケーブル５０の第２の端５２を短絡終端した
ことに近似する。他方、Ｐ Ｉ Ｎダイオード５３が直
流電圧源５５によって逆バイアスされたとき、節点５６
とシールドとの間のインピーダンスは順方向バイアスさ
れたときの抵抗と比べて比較的大きく、たとえば２００
０オームより大きくなる。ＰＩＮダイオードのこの状態
はケーブル５０の第２の端５２を開放回路で終端した効
果を近似したものである。
コイル・アセンブリ１０を含むＮＭＲ映像システムの動
作中に、界磁コイル１２を付勢して励起ＲＦ磁界を作ら
なければならないとき、ＰＩＮダイオード５３を順方向
バイアスして、節点５６とシールド１４との間を実質的
に短絡する。これは直流電圧源５５によってシールド１
４に対して節点５６に正の１ボルトの電位を印加するこ
とによって達成される。長さが１／４波長の同軸ケーブ
ル５０はインピーダンス変換器として作用し、ケーブル
５０の第１の端５１におけるインピーダンスＺ１は次式
で与えられる。
作中に、界磁コイル１２を付勢して励起ＲＦ磁界を作ら
なければならないとき、ＰＩＮダイオード５３を順方向
バイアスして、節点５６とシールド１４との間を実質的
に短絡する。これは直流電圧源５５によってシールド１
４に対して節点５６に正の１ボルトの電位を印加するこ
とによって達成される。長さが１／４波長の同軸ケーブ
ル５０はインピーダンス変換器として作用し、ケーブル
５０の第１の端５１におけるインピーダンスＺ１は次式
で与えられる。
（Ｚｏ）２
ｌ−
ここでＺｏは同軸ケーブルの特性インピーダンスであり
、Ｚ２はＰＩＮダイオード５３のバイアスによる節点５
６とシールド１４との間のインピーダンスである。同軸
ケーブル５０には定在波が生じるので、第２の端５２の
短絡インピーダンスは反転されて第１の端５１に開放回
路、すなわち高インピーダンスとして現われる。この状
態では、コイルの共振周波数において界磁コイル１２と
シールド１４との間に高インピーダンスが存在すること
になる。これにより界磁コイル１２は励起周波数で共振
することができ、ＮＭＲシステムで映像する対象物の所
望の磁気励起が行なわれる。この高インピーダンスの結
果、インピーダンス回路４１乃至４８がコイル・アセン
ブリ１０の動作に及ぼす影響は無視できる。
、Ｚ２はＰＩＮダイオード５３のバイアスによる節点５
６とシールド１４との間のインピーダンスである。同軸
ケーブル５０には定在波が生じるので、第２の端５２の
短絡インピーダンスは反転されて第１の端５１に開放回
路、すなわち高インピーダンスとして現われる。この状
態では、コイルの共振周波数において界磁コイル１２と
シールド１４との間に高インピーダンスが存在すること
になる。これにより界磁コイル１２は励起周波数で共振
することができ、ＮＭＲシステムで映像する対象物の所
望の磁気励起が行なわれる。この高インピーダンスの結
果、インピーダンス回路４１乃至４８がコイル・アセン
ブリ１０の動作に及ぼす影響は無視できる。
ＮＭＲ映像サイクルのうちの界磁コイル励振部分が完了
したとき、ＲＦ励起信号はもはや端子２９および３０に
印加されない。同時に、電圧源５５から負の直流バイア
スがインピーダンス回路４１乃至４８の各々に印加され
て、ＰＩＮダイオード５３が逆バイアスされる。必要な
逆バイアス電圧の大きさは、ＮＭＲシステムの他のコイ
ルにより界磁コイル１２の中に誘導される電圧に応じて
きめられる。ＮＭＲサイクルの次の部分が映像対象物か
らの信号を受信している場合、比較的小さな電圧が誘導
される。したがって、シールド１４に対して節点５６に
印加される負の１ボルトの電位はＰＩＮダイオード５３
を逆バイアスするのに充分である。しかし、ＮＭＲサイ
クルの次の部分の間に別の１つのコイルが励起磁界を作
らなければならない場合には、１００ボルトから３００
ボルト以上のオーダーの電圧が界磁コイル１２に誘導さ
れ得る。この場合、ＰＩＮダイオード５３を逆バイアス
状態に維持するため、ＰＩＮダイオードに印加される逆
バイアスはこの大きい方の誘導電圧より大きくなければ
ならない。
したとき、ＲＦ励起信号はもはや端子２９および３０に
印加されない。同時に、電圧源５５から負の直流バイア
スがインピーダンス回路４１乃至４８の各々に印加され
て、ＰＩＮダイオード５３が逆バイアスされる。必要な
逆バイアス電圧の大きさは、ＮＭＲシステムの他のコイ
ルにより界磁コイル１２の中に誘導される電圧に応じて
きめられる。ＮＭＲサイクルの次の部分が映像対象物か
らの信号を受信している場合、比較的小さな電圧が誘導
される。したがって、シールド１４に対して節点５６に
印加される負の１ボルトの電位はＰＩＮダイオード５３
を逆バイアスするのに充分である。しかし、ＮＭＲサイ
クルの次の部分の間に別の１つのコイルが励起磁界を作
らなければならない場合には、１００ボルトから３００
ボルト以上のオーダーの電圧が界磁コイル１２に誘導さ
れ得る。この場合、ＰＩＮダイオード５３を逆バイアス
状態に維持するため、ＰＩＮダイオードに印加される逆
バイアスはこの大きい方の誘導電圧より大きくなければ
ならない。
ＰＩＮダイオードを逆バイアスすることにより共振周波
数においてケーブル５０の第２の端の節点５６とシール
ド１４との間に高インピーダンスが生じる。第２の端５
２のこの高インピーダンスは、共振周波数においてケー
ブルの第１の端５１には反転されて非常に低いインピー
ダンスとして現われる。この場合、インピーダンス回路
４１乃至４８はそれぞれ界磁コイル１２とシールド１４
との間の短絡回路として作用する。これらの実質上の短
絡回路は電流をシールド１４の方へ転流させることによ
り界磁コイル１２を離調させて、コイルがもはや励起周
波数では共振しないようにする。この離調によって、通
常の表面コイルが映像対象物からラーモア信号を受ける
ことができ、２つのコイルおよびそれらの磁界が相互作
用することはない。
数においてケーブル５０の第２の端の節点５６とシール
ド１４との間に高インピーダンスが生じる。第２の端５
２のこの高インピーダンスは、共振周波数においてケー
ブルの第１の端５１には反転されて非常に低いインピー
ダンスとして現われる。この場合、インピーダンス回路
４１乃至４８はそれぞれ界磁コイル１２とシールド１４
との間の短絡回路として作用する。これらの実質上の短
絡回路は電流をシールド１４の方へ転流させることによ
り界磁コイル１２を離調させて、コイルがもはや励起周
波数では共振しないようにする。この離調によって、通
常の表面コイルが映像対象物からラーモア信号を受ける
ことができ、２つのコイルおよびそれらの磁界が相互作
用することはない。
代案として、スイッチング可能なインピーダンス回路４
１乃至４８の代りに他の型式のスイッチを使うことがで
きる。第３図に示す基本的な代案では、界磁コイル１５
または１６と接地されたシールド１４との間にＰＩＮダ
イオード５７を直接接続することによりインピーダンス
変換器が省略される。この設計では、コイルが付勢され
るとき、ＰＩＮダイオード５７を逆バイアスする。この
実施例では、ＰＩＮダイオードに印加される逆バイアス
電圧は少なくともコイルの励振信号の電圧より大きくな
ければならない。したがって、この逆バイアス電圧は、
インピーダンス変換器を含む前記実施例に印加される逆
バイアス電圧より著しく大きくしなければならない。Ｎ
ＭＲの用途によっては励振電圧が現在利用できるＰＩＮ
ダイオードの逆降伏電圧より大きいこともあり、この場
合は後者の実施例を利用できない。
１乃至４８の代りに他の型式のスイッチを使うことがで
きる。第３図に示す基本的な代案では、界磁コイル１５
または１６と接地されたシールド１４との間にＰＩＮダ
イオード５７を直接接続することによりインピーダンス
変換器が省略される。この設計では、コイルが付勢され
るとき、ＰＩＮダイオード５７を逆バイアスする。この
実施例では、ＰＩＮダイオードに印加される逆バイアス
電圧は少なくともコイルの励振信号の電圧より大きくな
ければならない。したがって、この逆バイアス電圧は、
インピーダンス変換器を含む前記実施例に印加される逆
バイアス電圧より著しく大きくしなければならない。Ｎ
ＭＲの用途によっては励振電圧が現在利用できるＰＩＮ
ダイオードの逆降伏電圧より大きいこともあり、この場
合は後者の実施例を利用できない。
本発明の対象とするＮＭＲシステムでは、数十マイクロ
秒のオーダーのインピーダンス回路スイッチング時間が
必要とされる。しかし、このように短いスイッチング時
間を必要としないシステムまたは用途の場合は、電磁的
に作動するスイッチを用いることができる。
秒のオーダーのインピーダンス回路スイッチング時間が
必要とされる。しかし、このように短いスイッチング時
間を必要としないシステムまたは用途の場合は、電磁的
に作動するスイッチを用いることができる。
本発明の原理に従って種々のコイル・アセンブリを構成
することができる。前記米国特許に開示された異なるコ
イルに本発明による離調回路を刊込むことができる。界
磁コイルとアースとの間に結合されるスイッチング可能
なインピーダンス回路の数は所望の離調度が得られるよ
うに変えることができる。更に、前記のように、これら
の回路の異なる型式のものを用いることもできる。
することができる。前記米国特許に開示された異なるコ
イルに本発明による離調回路を刊込むことができる。界
磁コイルとアースとの間に結合されるスイッチング可能
なインピーダンス回路の数は所望の離調度が得られるよ
うに変えることができる。更に、前記のように、これら
の回路の異なる型式のものを用いることもできる。
第１図は本発明によるＮＭＲコイル・アセンブリの概略
構成図である。第２図は第１図のアセンブリに用いられ
るスイッチング可能なインピーダンス回路の概略構成図
である。第３図は別のスイッチング可能なインピーダン
ス回路の概略構成図である。 ［主な符号の説明］ １０・・・コイル・アセンブリ、 １２・・・励起界磁コイル、 １４・・・シールド、 １５．１６・・・導電性の端部ループ、２１乃至２８・
・・導電性セグメント、３１乃至３８・・・コンデンサ
、 ４１乃至４８・・・スイッチング可能なインピーダンス
回路、 ５０・・・同軸ケーブル、 ５３・・・ＰＩＮダイオード。
構成図である。第２図は第１図のアセンブリに用いられ
るスイッチング可能なインピーダンス回路の概略構成図
である。第３図は別のスイッチング可能なインピーダン
ス回路の概略構成図である。 ［主な符号の説明］ １０・・・コイル・アセンブリ、 １２・・・励起界磁コイル、 １４・・・シールド、 １５．１６・・・導電性の端部ループ、２１乃至２８・
・・導電性セグメント、３１乃至３８・・・コンデンサ
、 ４１乃至４８・・・スイッチング可能なインピーダンス
回路、 ５０・・・同軸ケーブル、 ５３・・・ＰＩＮダイオード。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １、無線周波ＮＭＲコイル・アセンブリに於いて、 中心軸に沿って間隔を置いて配置された１対の導電性ル
ープ素子、および上記１対のループ素子の各々に沿った
間隔をおいた複数の点で上記１対のループ素子を電気的
に相互接続する複数の導電性セグメントを有する円筒形
の鳥かご形の界磁コイルであって、上記導電性セグメン
トが所定の周波数で当該コイルを共振させるのに必要な
リアクタンス値を持つリアクタンス素子を含んでいる当
該円筒形の鳥かご形の界磁コイル、 上記コイルのまわりに配置されて、上記コイルにより発
生される磁界を閉じ込めるシールド、ならびに 上記１対の導電性ループ素子に結合されて、上記所定周
波数でのコイルの共振をスイッチング可能に離調させる
手段、を含むことを特徴とする無線周波ＮＭＲコイル・
アセンブリ。 ２、上記のスイッチング可能に離調させる手段が、上記
１対の導電性ループ素子の各々とアース電位との間に結
合された、スイッチング可能な２つのインピーダンス値
を有する複数のインピーダンス素子を含んでいる請求項
１記載のＮＭＲコイル・アセンブリ。 ３、上記インピーダンス素子の各々がインピーダンス変
換器を含んでいる請求項２記載のＮＭＲコイル・アセン
ブリ。 ４、上記インピーダンス素子の各々が、 上記所定の周波数の波長の１／４の奇数倍に等しい長さ
を持ち、一方の端で上記導電性ループ素子のうちの関連
する１つに結合された伝送媒体、ならびに 比較的大きなインピーダンスと比較的小さなインピーダ
ンスで上記伝送媒体の他方の端を交互に終端するように
上記伝送媒体の他方の端に結合されたスイッチ手段、で
構成されている請求項２記載のＮＭＲコイル・アセンブ
リ。 ５、上記シールドがアース電位に接続され、上記インピ
ーダンス素子により上記導電性ループ素子の各々が上記
シールドに結合されている請求項２記載のＮＭＲコイル
・アセンブリ。 ６、上記インピーダンス素子の各々が、 上記所定の周波数の波長の１／４の奇数倍にほぼ等しい
長さの同軸ケーブルであって、当該同軸ケーブルの一方
の端が上記導電性ループ素子のうちの関連する１つに結
合された第１の導体および上記シールドに結合された第
２の導体を有する同軸ケーブル、ならびに 上記同軸ケーブルの他端で上記第１の導体を上記シール
ドに選択的に結合するためのスイッチ手段、で構成され
ている請求項５記載のＮＭＲコイル・アセンブリ。 ７、上記インピーダンス素子の各々の上記スイッチ手段
が、 上記同軸ケーブルの他端で上記第１の導体と上記シール
ドとの間に接続されたＰＩＮダイオード、ならびに 上記ＰＩＮダイオードを交互に順方向バイアスおよび逆
方向バイアスする手段、で構成されている請求項６記載
のＮＭＲコイル・アセンブリ。 ８、上記インピーダンス素子の各々が、 上記所定の周波数の波長の１／４の奇数倍にほぼ等しい
長さの同軸ケーブルであって、当該同軸ケーブルの一方
の端で上記導電性ループ素子のうちの関連する１つに結
合された第１の導体および上記シールドに結合された第
２の導体を有する同軸ケーブル、ならびに 上記同軸ケーブルの他端で上記第１の導体を上記第２の
導体に選択的に結合するためのスイッチ手段、で構成さ
れている請求項５記載のＮＭＲコイル・アセンブリ。 ９、上記インピーダンス素子の各々の上記スイッチ手段
が、 上記同軸ケーブルの他端で上記第１の導体と上記第２の
導体との間に接続されたＰＩＮダイオード、ならびに 上記ＰＩＮダイオードを交互に順方向バイアスおよび逆
方向バイアスする手段、で構成されている請求項８記載
のＮＭＲコイル・アセンブリ。 １０、上記導電性ループ素子の各々に沿った実質的に等
間隔の４つの位置にそれぞれ１つずつ上記インピーダン
ス素子が結合されている請求項２記載のＮＭＲコイル・
アセンブリ。 １１、上記の比較的大きいインピーダンスが５００オー
ムより大きく、上記の比較的小さいインピーダンスが１
オームより小さい請求項４記載のＮＭＲコイル・アセン
ブリ。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US07/135,975 US4833409A (en) | 1987-12-21 | 1987-12-21 | Apparatus for dynamically disabling an NMR field coil |
| US135,975 | 1987-12-21 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH024329A true JPH024329A (ja) | 1990-01-09 |
| JPH0417654B2 JPH0417654B2 (ja) | 1992-03-26 |
Family
ID=22470648
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63320801A Granted JPH024329A (ja) | 1987-12-21 | 1988-12-21 | 無線周波ｎｍｒコイル・アセンブリ |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4833409A (ja) |
| EP (1) | EP0322192B1 (ja) |
| JP (1) | JPH024329A (ja) |
| DE (1) | DE3850559T2 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002306442A (ja) * | 2001-04-05 | 2002-10-22 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁気共鳴撮像用コイル |
| WO2009133700A1 (ja) | 2008-04-28 | 2009-11-05 | ダイキン工業株式会社 | インバータ制御装置および電力変換装置 |
Families Citing this family (42)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4820985A (en) * | 1988-04-06 | 1989-04-11 | General Electric Company | Apparatus for tuning an NMR field coil |
| US4916418A (en) * | 1989-03-31 | 1990-04-10 | Varian Associates, Inc. | Double tuned bird cage coil |
| US5081418A (en) * | 1990-04-30 | 1992-01-14 | General Electric Company | Method and apparatus for tuning an nmr field coil |
| US5075624A (en) * | 1990-05-29 | 1991-12-24 | North American Philips Corporation | Radio frequency quadrature coil construction for magnetic resonance imaging (mri) apparatus |
| DE4030878A1 (de) * | 1990-09-29 | 1992-04-02 | Siemens Ag | Doppel-oberflaechenspule fuer ein kernspinresonanzgeraet |
| 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 |
| US5304931A (en) * | 1991-08-09 | 1994-04-19 | Flamig Duane P | Magnetic resonance imaging techniques |
| US5202631A (en) * | 1991-08-09 | 1993-04-13 | Steven E. Harms | Magnetic resonance imaging techniques utilizing multiple shaped radiofrequency pulse sequences |
| US5510714A (en) * | 1991-08-09 | 1996-04-23 | Hitachi, Ltd. | Magnetic resonance imaging apparatus and RF coil employed therein |
| US5179332A (en) * | 1991-08-16 | 1993-01-12 | General Electric Company | NMR radio frequency coil with disable circuit |
| US5576622A (en) * | 1991-11-14 | 1996-11-19 | Fonar Corporation | Shielded NMR radio frequency coil and method of performing an NMR experiment |
| US5243287A (en) * | 1992-04-27 | 1993-09-07 | General Electric Company | Dynamically detuned NMR field coil |
| US5432449A (en) * | 1993-02-25 | 1995-07-11 | General Electric Company | Test apparatus for magnetic resonance imaging systems |
| 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 |
| US5777474A (en) * | 1996-11-08 | 1998-07-07 | Advanced Imaging Research, Inc. | Radio-frequency coil and method for resonance imaging/analysis |
| US6177797B1 (en) | 1996-12-19 | 2001-01-23 | Advanced Imaging Research, Inc. | Radio-frequency coil and method for resonance/imaging analysis |
| AU6182798A (en) * | 1997-02-25 | 1998-09-09 | Advanced Imaging Research, Inc. | Radio-frequency coil array for resonance analysis |
| US6512374B1 (en) * | 1999-04-26 | 2003-01-28 | Medrad, Inc. | MR local imaging coil operable as a receive only or a transmit/receive coil |
| WO2000072033A2 (en) * | 1999-05-21 | 2000-11-30 | The General Hospital Corporation | Tem resonator for magnetic resonance imaging |
| US7598739B2 (en) * | 1999-05-21 | 2009-10-06 | Regents Of The University Of Minnesota | Radio frequency gradient, shim and parallel imaging coil |
| US6232779B1 (en) * | 1999-08-25 | 2001-05-15 | General Electric Company | NMR RF coil with improved resonant tuning and field containment |
| US6847210B1 (en) | 1999-12-17 | 2005-01-25 | Fonar Corporation | MRI antenna |
| US6727698B1 (en) | 1999-12-17 | 2004-04-27 | Fonar Corporation | MRI antennas including electrically connected inner and outer conductors, and MRI systems including such antennas |
| US6636040B1 (en) | 1999-12-17 | 2003-10-21 | Fonar Corporation | MRI antenna |
| GB2360093A (en) * | 2000-03-06 | 2001-09-12 | Marconi Caswell Ltd | NMR system with magnetic flux guide |
| CN1466691A (zh) * | 2000-07-31 | 2004-01-07 | �����մ��ѧ����� | 射频磁场装置 |
| US6552544B2 (en) | 2001-04-05 | 2003-04-22 | Varian, Inc. | Detunable coil assembly and method of detuning RF coil for MRI |
| US6661229B2 (en) * | 2001-04-30 | 2003-12-09 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | RF birdcage coil with reduced acoustic noise |
| WO2003036318A1 (en) * | 2001-10-24 | 2003-05-01 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Radio-frequency coil with two parallel end conductors |
| US7088104B2 (en) * | 2001-12-31 | 2006-08-08 | The John Hopkins University | MRI tunable antenna and system |
| AU2003254414B2 (en) * | 2002-08-30 | 2009-02-05 | The University Of Queensland | Coil array for magnetic resonance imaging |
| AU2002951096A0 (en) * | 2002-08-30 | 2002-09-12 | The University Of Queensland | A rotary phased array coil for magnetic resonance imaging |
| US6791328B1 (en) | 2003-06-06 | 2004-09-14 | General Electric Company | Method and apparatus for very high field magnetic resonance imaging systems |
| DE10356274B4 (de) * | 2003-11-28 | 2007-06-14 | Siemens Ag | Verstimmschaltungseinheit |
| KR20070030208A (ko) * | 2004-05-07 | 2007-03-15 | 리전츠 오브 더 유니버스티 오브 미네소타 | 자기 공명 무선 주파수 코일용 다중 전류 요소 |
| JP4327119B2 (ja) * | 2005-04-22 | 2009-09-09 | 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 | 切換装置、ｒｆコイル及び磁気共鳴撮像装置 |
| CN101427150B (zh) * | 2006-04-24 | 2012-09-05 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 多元件rf线圈的去耦系统以及方法 |
| US7501828B1 (en) | 2007-12-19 | 2009-03-10 | Varian, Inc. | Switchable birdcage coil |
| US8598877B2 (en) * | 2009-12-14 | 2013-12-03 | General Electric Company | System and method for coil disabling in magnetic resonance imaging |
| US10274555B2 (en) | 2014-03-24 | 2019-04-30 | Koninklijke Philips N.V. | Magnetic resonance imaging RF antenna |
| CN110088640A (zh) * | 2016-12-15 | 2019-08-02 | 皇家飞利浦有限公司 | 与带电粒子加速器系统兼容的磁共振天线 |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5839939A (ja) * | 1981-08-24 | 1983-03-08 | シ−メンス・アクチエンゲゼルシヤフト | 核スピン共鳴装置用の高周波発生又は受信装置 |
| JPS6150046A (ja) * | 1984-08-20 | 1986-03-12 | Shimadzu Corp | Ｎｍｒ−ｃｔ装置の受信装置 |
| JPS61288848A (ja) * | 1985-06-17 | 1986-12-19 | 株式会社日立製作所 | Ｎｍｒイメ−ジング装置用プロ−ブ |
| JPS63115550A (ja) * | 1986-10-31 | 1988-05-20 | 横河メディカルシステム株式会社 | 核磁気共鳴断層撮像装置用バ−ドケ−ジ型ｒｆコイル |
Family Cites Families (17)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4408162A (en) * | 1980-12-22 | 1983-10-04 | Varian Associates, Inc. | Sensitivity NMR probe |
| US4694255A (en) * | 1983-11-04 | 1987-09-15 | General Electric Company | Radio frequency field coil for NMR |
| US4642569A (en) * | 1983-12-16 | 1987-02-10 | General Electric Company | Shield for decoupling RF and gradient coils in an NMR apparatus |
| 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 |
| EP0170514B1 (en) * | 1984-07-31 | 1990-09-19 | Oxford Research Systems Limited | Method and apparatus for obtaining n.m.r. spectra and coils for use therein |
| US4620155A (en) * | 1984-08-16 | 1986-10-28 | General Electric Company | Nuclear magnetic resonance imaging antenna subsystem having a plurality of non-orthogonal surface coils |
| US4636730A (en) * | 1984-08-16 | 1987-01-13 | General Electric Company | NMR spectroscopy body probes with at least one surface coil |
| US4649348A (en) * | 1984-08-20 | 1987-03-10 | Technicare Corporation | Radio frequency coils for nuclear magnetic resonance imaging systems |
| US4680548A (en) * | 1984-10-09 | 1987-07-14 | General Electric Company | Radio frequency field coil for NMR |
| FI853150L (fi) * | 1984-10-09 | 1986-04-10 | Gen Electric | Radiofrekvensfaelt foer nmr. |
| FR2583172B1 (fr) * | 1985-06-07 | 1987-11-20 | Thomson Cgr | Antenne haute frequence pour appareil mesurant la resonance magnetique nucleaire |
| US4684895A (en) * | 1985-08-05 | 1987-08-04 | Picker International, Inc. | Interface system for NMR spectrometer and quadrature probe |
| NL8502273A (nl) * | 1985-08-19 | 1987-03-16 | Philips Nv | Magnetisch resonantie apparaat met bird cage r.f. spoel. |
| US4740752A (en) * | 1986-08-06 | 1988-04-26 | The Regents Of The University Of California | Non-overlapping qd MRI RF coil |
| NL8603251A (nl) * | 1986-12-22 | 1988-07-18 | Philips Nv | Magnetisch resonantie-apparaat met inschakelbare bird-cage r.f.-spoel. |
| US4763076A (en) * | 1987-09-01 | 1988-08-09 | The Regents Of The University Of California | MRI transmit coil disable switching via RF in/out cable |
-
1987
- 1987-12-21 US US07/135,975 patent/US4833409A/en not_active Expired - Lifetime
-
1988
- 1988-12-20 EP EP88312065A patent/EP0322192B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1988-12-20 DE DE3850559T patent/DE3850559T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1988-12-21 JP JP63320801A patent/JPH024329A/ja active Granted
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5839939A (ja) * | 1981-08-24 | 1983-03-08 | シ−メンス・アクチエンゲゼルシヤフト | 核スピン共鳴装置用の高周波発生又は受信装置 |
| JPS6150046A (ja) * | 1984-08-20 | 1986-03-12 | Shimadzu Corp | Ｎｍｒ−ｃｔ装置の受信装置 |
| JPS61288848A (ja) * | 1985-06-17 | 1986-12-19 | 株式会社日立製作所 | Ｎｍｒイメ−ジング装置用プロ−ブ |
| JPS63115550A (ja) * | 1986-10-31 | 1988-05-20 | 横河メディカルシステム株式会社 | 核磁気共鳴断層撮像装置用バ−ドケ−ジ型ｒｆコイル |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002306442A (ja) * | 2001-04-05 | 2002-10-22 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁気共鳴撮像用コイル |
| WO2009133700A1 (ja) | 2008-04-28 | 2009-11-05 | ダイキン工業株式会社 | インバータ制御装置および電力変換装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0322192B1 (en) | 1994-07-06 |
| EP0322192A2 (en) | 1989-06-28 |
| DE3850559T2 (de) | 1995-03-09 |
| DE3850559D1 (de) | 1994-08-11 |
| EP0322192A3 (en) | 1990-12-27 |
| JPH0417654B2 (ja) | 1992-03-26 |
| US4833409A (en) | 1989-05-23 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US4833409A (en) | Apparatus for dynamically disabling an NMR field coil | |
| US4799016A (en) | Dual frequency NMR surface coil | |
| US7683623B2 (en) | RF volume coil with selectable field of view | |
| US7180291B2 (en) | Degenerate birdcage coil and transmit/receive apparatus and method for same | |
| EP0336728B1 (en) | Apparatus for tuning an NMR field coil | |
| US5680047A (en) | Multipl-tuned radio frequency coil for simultaneous magnetic resonance imaging and spectroscopy | |
| Isaac et al. | A design for a double-tuned birdcage coil for use in an integrated MRI/MRS examination | |
| JP2004526547A (ja) | Ｍｒ装置用の送信及び受信コイル | |
| US5339035A (en) | MR imaging with rectangular magnetization transfer pulse | |
| EP2132583B1 (en) | Coil decoupling | |
| JP2001149331A (ja) | 磁気共鳴信号受信装置および磁気共鳴撮像装置 | |
| EP0568225A1 (en) | Dynamically detuned NMR field coil | |
| US5309104A (en) | Asymmetric radio frequency coil for magnetic resonance imaging | |
| US7446528B2 (en) | Coil array for magnetic resonance imaging | |
| US6487436B1 (en) | Switchable field of view apparatus and method for magnetic resonance imaging | |
| US20230078150A1 (en) | Double-resonant coil, array of double-resonant coils, and use thereof | |
| US5564421A (en) | VHF applicator for magnetic resonance imaging | |
| US5221901A (en) | Double surface coil for a nuclear magnetic resonance apparatus | |
| JP3504968B2 (ja) | 核磁気共鳴イメージング用の局部コイル | |
| Mansfield et al. | RF cavity resonator and split‐resonator designs | |
| AU2003254414A1 (en) | Coil array for magnetic resonance imaging |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| 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 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090326 Year of fee payment: 17 |
|
| EXPY | Cancellation because of completion of term | ||
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090326 Year of fee payment: 17 |