JPH04231028A - 磁気共鳴画像装置用無線周波数直交コイル構成 - Google Patents

磁気共鳴画像装置用無線周波数直交コイル構成

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JPH04231028A
JPH04231028A JP3123967A JP12396791A JPH04231028A JP H04231028 A JPH04231028 A JP H04231028A JP 3123967 A JP3123967 A JP 3123967A JP 12396791 A JP12396791 A JP 12396791A JP H04231028 A JPH04231028 A JP H04231028A
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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。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、本体コイルが磁界を発
生し、コイル構成がその応答を拡大する直交ｒｆ信号を
発生する本体の磁界応答を感知するＭＲＩ装置に使用す
るコイル構成に係る。
【０００２】
【従来の技術】両出願願書、ロイスラー他により「ＭＲ
Ｉ装置用ｒｆ直交コイルシステム」の名称で１９８９年
，６月１３日に出願した願番ＳＮ第３６６，１０１号の
出願と「磁気画像装置用直交表面コイル」の名称で１９
９０年，２月２０日にボスカンプ他により出願され本出
願人に譲渡された願番ＳＮ第４８３，１８７号は興味が
ある。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】直交コイルはＭＲＩ装
置で特定の身体部分を検査するのに広く用いられている
。磁気共鳴画像装置は公知であり、例えば欧州特許出願
第０１４２７６０号に開示されている。関連する現象は
、陽子及び中性子のスピンにより、磁気モーメントが示
される原子核で生じる。試料が静止均一磁界に置かれる
時、該磁気モーメントは磁界の方向に純磁化を発生する
よう磁界と整列する。励起磁界の影響で、試料の原子の
磁気モーメントは、印加された磁界の強度及び核の特性
に依存する周波数で磁界の軸の回りに歳差運動する。
【０００４】核モーメントはコイルにより印加されたｒ
ｆパルスにより作用される。パルスが印加された後、モ
ーメントは磁界と再整列する。再整列時核モーメントは
核の磁界の磁界特性を発生する。同じ又は異なるコイル
は無線周波数信号をコイル内に発生するよう核により発
生した磁界を感知するのに用いられる。核磁気共鳴（Ｎ
ＭＲ）画像において、ＮＭＲ信号は検査の対象の像を再
構成するのに用いられる。
【０００５】特に頭部を検査するのに、１つの公知のコ
イル構成はいわゆる鳥籠形コイルからなる。コイルは複
数の平行に離間したロッドにより結合された２つの離間
した円形リングからなる。コンデンサはコイルを所定の
無線周波数に同調させるようロッドと共に回路に接続さ
れる。典型的には、これらのコンデンサのあるものは、
例えば前記欧州特許出願及び、ジャーナルオブマグネテ
ィックレゾナンス６３巻，６２２−６２８頁（１９８５
年）のヘイーズ他による「１．５Ｔでの全身ＮＭＲ画像
用効果的、高均一無線周波数コイル」という題の論文に
示される如く、ロッドの中央に位置する。コンデンサは
開示された構造のロッドの中央に位置される。その理由
は最適の応答を与えるよう装置が対称であるべきと一般
的に考えられるからである。しかし、このコイルが本体
コイル円に位置した局部ユニットである時、局部ユニッ
トは本体から減結合される必要があり、さもなければ、
磁気減結合は両コイルを離調し、装置は動作しない。局
部コイルを減結合するのに、ＰＩＮダイオードが典型的
に用いられ、ダイオードは各ロッドに対して用いられる
。これらのダイオードは又ロッドに対称的に中央で結合
される。ダイオードは、コイルが同調する時ダイオード
をバイアスオンし、コイルが離調さるべき時ダイオード
を逆バイアスオフする直流を必要とする。直流バイアス
網はｒｆチョークがコイルのｒｆエネルギーでバイアス
網のｒｆ減結合を阻止することを必要とする。バイアス
網は、バルクを装置に加え、構成を閉じるよう鳥籠形コ
イルを一般に必要とするロッド間に空間を設ける傾向が
ある。
【０００６】しかし、膝及び小児頭部用に最適化された
コイルは１．５ｔで研究することが望ましい。鳥籠形コ
イル構成はかかるコイルが最適均一を提供すると考えら
れるので、頭部研究に対して最適と考えられる。１つの
目標はコイルが受信モードだけで動作することである。 このモードでは、コイルの全てのロッドは、システムの
他のコイルの送信位相中又は他の受信したコイルが能動
である時離調されなければならない。鳥籠形コイルが他
のコイルの送信位相中又は他の受信したコイルが能動で
ある時離調されない場合、コイルの交差減結合は不良動
作を生じる装置の全てのコイルの離調を生じうる。コイ
ルの減結合は、核の磁気モーメントで生じた所定の周波
数の信号に応答しないコイルの全ての部品が感知される
ことを必要とする。コイルに対して、コイルの雑音比感
度への信号を最大にするための直交動作することも重要
である。前記欧州特許出願第０，１４２，７６０号に示
す如く、頭部コイルが２つの半体に分離されることが望
まれる。これは患者が下半体上に横になるのを可能にし
、次に、上半体は患者の頭部上で下半体と組合わされる
。医者は、コイルが最適使用の為、この方法で分割され
ることを好む。
【０００７】欧州特許出願に示す如く、セグメントとし
て開示された各ロッドは端部導電ループの回りに等しく
離間した点で接続される。各セグメントは少なくとも１
つの容量性素子を含む。コイルは容量性素子の１つに亘
って端子間に接続された電流源により駆動される。図３
に示す如く、容量性素子はロッド（セグメント）の略中
間に位置する。ヘイーズ他による前記論文では、鳥籠形
コイルはセグメントの中間に容量性素子と共に円形端部
リングに接続するロッドからなる。この構造物の問題は
、ロッドセグメントの容量性素子の中間位置及び付随の
回路が構成を一体円筒として形成る傾向にあるというこ
とである。
【０００８】コイルの離調は各ロッドの各コンデンサに
亘るインダクターを切換えることにより達成される。し
かし、この実施例は、減結合素子としてＰＩＮダイオー
ドを用いるより更に大きいインダクターを必要とする。 ＰＩＮダイオード用論理位置は、典型的に、ロッドの領
域が他のロッドの中央と同じ電位であるので各ロッドの
中間にある。離間回路を結合するに必要なその結果の回
路及び結線はロッド間の空間を典型的に効果的に閉じる
。本発明は、患者頭部上に位置した一体円筒体が患者を
快適にせず、医者の使用には最適でないことが分かった
。例えば、医者は、検査中管及び他の装置を含む種々の
医療器具を人に接続又は接続しないよう人の頭部へアク
セスする必要がある。従って、本発明によると鳥籠形コ
イル構成が大気に開口する少なくとも１つの半体を設け
られることが望ましい。
【０００９】これは、検査中患者の快適性を増すよう人
がコイルからのぞくことを可能にすると同様にコイルに
囲まれた人の顔に医者がアクセスできるようにする。 又、コイルに開いた半体を設けることにより、頭部画像
中患者用通気が増加される。しかし、上記のような従来
技術のコイルでは、囲まれる必要がある構造物を提供す
るセグメントの中間に容量性素子を用いるかかる鳥籠形
構成を示す。外囲器はコイルを動作させるコイルと関連
する付随の回路及び素子用支持を提供する。これらの素
子及び回路は典型的にロッドに隣接する領域に固定され
る。
【００１０】
【課題を解決するための手段】本発明になる磁気共鳴画
像システムに使用される無線周波数直交コイル構成は、
第１の導電性環状リングと、第１の環状リングから離間
した第２及び第３の導電性環状リングとからなる。第２
及び第３の環状リングは、互いに相対的に接近して離間
し、回路で単一リングとして動作するよう第１のリング
と実質的に同じインダクタンスの結合インダクタンスを
有する。複数の離間した導電性ロッドはその一端で第１
のリングに又他端で第２及び第３のリングに結合される
。コイル同調及び離調手段は、感知した所定の磁界に応
答して、所定の無線周波数の直交信号が同調される時だ
け構成体内で誘起されるよう所定の無線周波数に対して
ロッド及びリングで形成された構成体を選択的に同調及
び離調するロッド及びリングに結合される。
【００１１】この構成体は、同調及び離調手段がコイル
を選択的に同調及び離調する第２及び第３のリングに隣
接したロッドの一端でロッドのそれぞれに結合されたス
イッチ手段、例えばＰＩＮダイオードを含むことを許容
する。この構成体において、ロッドの端部にＰＩＮダイ
オードを位置させ、第２及び第３のリングを用いること
により、ダイオード用バイアスはコイルの動作モードに
応じてダイオードをバイアスオン及びオフする第２及び
第３のリングに結合されうる。ダイオード直流電流でバ
イアスされるので、別のバイアス電流は第３のリングに
印加されたバイアスと比較されるよう第２のリングに供
給されうる。
【００１２】本構成体の利点は、２つのチョークだけが
全てのＰＩＮダイオードにバイアスを与えるよう用いら
れる必要があることである。本発明の特徴によれば、各
リングはｒｆ信号用環状導電性リング及び直流バイアス
信号用直流素子を与えるよう分割され、容量的に結合さ
れる。ダイオードが励起パルス中順バイアスされないこ
とを確実にするようダイオードに増加した逆バイアスを
与えるよう分割リングに別な直流バイアスが与えられる
。
【００１３】
【実施例】図１において、コイル構成体１０は上半体組
立体１２及び下半体組立体１４からなる。各組立体１２
及び１４は半円筒であり、ラッチ１６により円筒状コイ
ルと共にラッチされる。下半体組立体１４は図示しない
クレイドルを介して作動モード時患者台に固定される。 クレイドルは例えば患者の足又は頭部を検査するのに使
用するコイルを位置決めする。係合された上及び下半体
を有する円形コイル構成体１０は構成体の一端で円形導
電性リング１８と、他端でリング１８と同じ寸法で、そ
れに図面の一対の離間した円形リング２０及び２２とか
らなる。リング１８は長手方向ロッド２４を介してリン
グ２０及び２２に電気的に結合される。ロッド２４は、
構成体の囲りに同一な寸法で、等しく離間している。
【００１４】本実施例では、上半体組立体１２に固定さ
れる６本のロッドと下半体組立体１４に固定される６本
のロッドとの１２本のロッド２４がある。下半体組立体
は筐体２６により囲まれる。上半体組立体では、ロッド
２４は夫々管状円筒２８で囲まれる。円筒２８間の間隔
は大気にさらされており、構成体１０のコア内に位置し
、図中上部に向いた患者の頭部は管状円筒２８間の空間
にのぞきうる。更に、医者は、患者の顔を観察し、指を
コイル構成体１０から取外さないで患者の頭部から管又
は他の装置を挿入又は取出しうる。構成体１０の機械的
構成の更なる詳細は図５，６，７の説明に関連して後述
する。
【００１５】図２において、図１の構成体１０の回路の
系統図が示されるが、リング１８，２０及び２２は実際
にそれらに等しい直径のリングよりむしろ同心円として
示される。系統図は図の簡単のためにこの寸法で示され
る。しかし、リング１８，２０及び２２は同じ直径であ
り、リング１８は結合されたリング２０及び２２と同じ
インダクタンスを実質的に有することが分かる。各ロッ
ド２４は一端でキャパシタンス３０を介してリング８に
容量的に結合される。各ロッド２４の他端は同調及び離
調回路Ｔによりリング２０及び２２に選択的に容量的に
結合される。
【００１６】図３において、同調及び離調回路ＴはＰＩ
Ｎダイオード３４を介してリング２２に結合されるキャ
パシタンス３２からなる。ダイオードのカソードはキャ
パシタンス３２に結合され、アノードはリング２２に接
続される。ロッド２４は同じ端部でキャパシタンス３６
及びＰＩＮダイオード３８を介してリング２０に接続さ
れる。キャパシタンス３６はダイオード３８のアノード
に結合され、リング２０はダイオード３８のカソードに
接続される。ダイオード３４及び３８は、順バイアスさ
れる時、即ちターンオンされる時、問題の例えば６４ｍ
ｈｚの周波数のｒｆ信号に対して双方向である特性を有
する。ダイオードが逆バイアスされ、即ちターンオフさ
れる時、これらのダイオードは同じｒｆ信号を阻止する
。従って、ダイオードが逆バイアスされる時、ダイオー
ドはコイル構成体の同調特性を変え、即ちコイルを離調
する。電流制限抵抗４０は一端でキャパシタンス３６と
ダイオード３８との間の接合点に、他端でキャパシタン
ス３２とダイオード３４との間の接合点に接続される。
【００１７】典型的に同様なコイル構成体での従来技術
では、キャパシタンス３２及び３６に等しいキャパシタ
ンスがリング２０及び２２に対応する単一リングを結合
するロッド２４に置かれる。しかし、二重リング２０及
び２２で用いられる単一コンデンサはシステムにおいて
インピーダンス不均衡を生じ、最適動作を与えない。
【００１８】普通、受信アンテナとしてコイルを動作す
るのに、患者を囲む本体コイルは前記の如く励起磁界を
発生する。図２のコイルがＭＲＩシステムの６４ＭＨｚ
　ｒｆ周波数に同調された場合、コイルは本体コイルの
磁界に結合され、本体コイル同調を受入れ、最適信号が
発生しない点に装置の誤動作をさせる。これは、本体コ
イルが局部アンテナに結合される時、例えば構成体１０
、装置の６４ＭＨｚ　周波数から両コイルを離調する両
アンテナの周波数のシフトが生じるからである。その結
果、これはコイルへの電力の印加を減少させる。従って
、送信するのに、装置は送信する前に局部コイルを離調
できなければならず、受信できる前に局部コイルを同調
しなければらない。局部コイルをターンオン及びオフす
ることに関して、本体コイルをターンオン及びオフする
時間フレームが５００ミリ秒の期間内に生じなければな
らないことが分かる。即ち、ダイオード３４又は３８は
最適方法で動作するよう装置に対して５００ミリ秒の期
間内で順にスイッチオン及びオフされなければならない
。普通、本体コイルで印加された典型的無線周波数パル
スは送信モード中１０ミリ秒内で生じる。送信モード中
、そのパルスが印加される時、局部的コイル構成体１０
は離調されなければならない。局部コイルが受信する用
意のある時本体コイルはターンオフされ、局部コイルは
５００ミリ秒内でターンオンされなければならない。
【００１９】図３のキャパシタンス３２及び３６はロッ
ド２４及びリング２０及び２２に及びそれらから印加さ
れた信号に対し対称をなすよう整合される。電流制限抵
抗４０を図示の位置に置くことにより、回路の対称はロ
ッド２４とリング２０及び２２との間を流れる信号の値
に平衡があるよう維持される。信号値のこの平衡はコイ
ルの信号対雑音比感度を最適化するのに重要である。
【００２０】図２において、リング１８は直流とｒｆ電
流の両方に対し導電性である。しかし、リング２０及び
２２は夫々２つの整合する半体に形成される。例えば、
リング２０は対称的半円形リング２０’及び２０”から
なる。リング半体２０’及び２０”は実質的に同じ値の
一対の整合コンデンサ４４により結合される。コンデン
サ４４はｒｆエネルギーに関してリング半体２０’及び
２０”を結合するが、それぞれのリング半体を流れる直
流電流により直流阻止を与える。同様に、リング２２は
２つのリング半体２２’及び２２”から形成される。半
体２２’及び２２”は半体２０’及び２０”の如く対称
的鏡像である。半体２２’及び２２”は整合結合コンデ
ンサ４６により接続される。コンデンサ４６は直流阻止
を与える一方、半体２２’及び２２”のｒｆ結合を与え
る。
【００２１】直流バイアス制御回路４２は、第１のバイ
アス部のリング半体２０’及び２２’からなるコイルの
セグメント及び第２のバイアス部のリング半体２０”及
び２２”に直流バイアスを印加する。バイアス制御回路
４２は、直流バイアス電圧を第１の対のチョーク４８を
介して半体２０’及び２２’にまた第２の対のチョーク
５０を介してリング半体２０”及び２２”に印加する。 チョーク４８及び５０は制御回路４２とリング２０及び
２２との間に直流結合及びｒｆ阻止を与える。リング半
体２０”及び２２”は半体２０”及び２２”に結合され
た同調及び離調回路Ｔにチョーク５０を介して印加され
た直流バイアス電圧用直流バスとして作用する。同様に
、リング半体２０’及び２２’は制御回路４２によりチ
ョーク４８を介して印加された直流電圧用直流電圧バス
として作用する。キャパシタ４４及び４６は半体２０’
及び２２’の直流バイアスが半体２０”及び２２”の直
流バイアスに結合されるのを防ぐ。制御回路４２は、図
３に関して上記の如くＰＩＮダイオードを適切に順又は
逆バイアスすることにより同調及び離調回路Ｔを同時に
ターンオフ及びターンオフするタイミング用の手段（図
示せず）を含む。
【００２２】リング２０及び２２は同一であり、その結
合インダクタンスが実質的にリング１８のインダクタン
スと同じである円形リングを共に形成する。例として、
リング１８は所定の幅及び厚さの長方形断面の銅導体か
らなる。リング２０及び２２は、リング１８の様な同じ
リングから形成されるが、２つの整合する同一リングを
形成するようリングの周りを半分に分割する。別な例と
して、リング１８は幅が１ｃｍの銅導体でよく、リング
２０及び２２は夫々幅が０．５ｃｍであり、略３．５ｍ
ｍ離間している。リングは１ｍｍの厚さの銅導体から形
成される。かかる銅導体は市販されているものである。 リング２０及び２２の間隔は、これらの２つのリングが
それで回路のリング１８と同じ結合インダクタンスを形
成するよう十分に小さくすべきである。リング２０及び
２２の結合インダクタンスはコイルの動作を最適化する
ようリング１８のインダクタンスに整合しなければなら
ない。 リング１８，２０及び２２が一つの実施例に関して記載
される一方、他の断面の環状リングが所定の実施に応じ
て用いられてもよいことが分かる。例えば、断面円形又
は別な形の環状リングが用いられてもよい。
【００２３】図３のキャパシタンス３０，３２及び３６
の値は所定の説明でリング１８，２０及び２２により示
されたインダクタンスに応じてコイル装置を同調するよ
う決定される。単一直流バイアス制御回路４２を設ける
利点及び２つのリングの使用はＰＩＮダイオードをバイ
アスするのに回路で用いられうる必要があるチョーク４
８及び５０のようなｒｆチョークの数を最小化する。従
来技術の装置では、鳥籠形コイルを同調及び離調するＰ
ＩＮダイオードが各ロッドと協同して用いられ、従って
、直流バイアス回路は各ロッドに対して一対のチョーク
を必要とする。１２本のロッドを用いる装置では、現在
の４つのチョークと比較して２４のチョークが用いられ
た。
【００２４】単一リング２０又は２２を用いるにおいて
、ダイオードは装置の損失を減少するようダイオードを
オンに保つよう十分に順バイアスされないことが分かる
。その結果、リング２０及び２２は夫々上記の２つの半
円形部２０’，２０”と２２’，２２”に分割される。 各半円形部２０’，２０”，２２’及び２２”はそれに
印加された別の直流バイアスを有し、それにより所定の
印加されたバイアス電圧に対してその部分に結合された
ＰＩＮダイオードに印加されたバイアスを二倍にする。 本発明のコイル構成体１０はロッド５２’及び５４’に
夫々結合された、図２の２つの前置増幅器５２及び５４
と受信モードで直交して動作される。増幅器５２及び５
４は受信信号の対称を確実にするようロッド５２’及び
５４’の中央に接続される。増幅器５２及び５４は下部
組立体１４で囲まれるそれらのロッドに接続される。増
幅器５２及び５４は直交して動作するよう装置に対して
互いに対して正しく９０°の方向に向いたそれらのロッ
ドに接続されることが重要である。増幅器５２及び５４
の出力は、直交受信９０°位相外れ信号を組合せ、同軸
ケーブル（図示せず）を介して組合せ信号をＭＲＩ画像
装置に印加する組合せ回路５６に結合される。
【００２５】図４において、増幅器５２が示され、これ
は増幅器５４を表わすことが分かる。ロッド５４’は２
つの同一ロッド部分５６からなる。部分５６は中央キャ
パシタンス５８を介して結合される。キャパシタンス５
８は、インピーダンスを提供し、それに亘って電圧降下
が発生し、それから出力信号がコイル構成体において検
出される。普通、ロッド５４’は感知される必要がある
信号を受信する。他の増幅器５２用ロッド５２’はロッ
ド５４’での信号を有する９０°位相外れ信号を示す。 コンデンサ６０は装置を平衡するようロッド５６を接地
に接続する。２つの結合キャパシタンス６２は直列に接
続され、一つはロード５６の他方へ接続され、他はＦＥ
Ｔトランジスタ６４のゲート電極に接続される。減結合
網６６はキャパシタンスの接合部と接地との接続点に接
続される。網６６は、接地に逆向きに結合された一対の
並列ダイオードと、トランジスタ６４からの励起パスに
より発生した高電圧パルスを減結合するようダイオード
に並列に結合された抵抗とを含む。トランジスタ６４の
ドレーン電極は、受信信号を図２の組合せ回路５６に印
加する同軸ケーブル６８に接続される。トランジスタ６
４のソース電極は並列キャパシタンス及び抵抗を介して
接地に結合される。
【００２６】図２の回路の動作において、励起パルスは
図１のコイル構造物１０内に位置した患者の身体部分を
励起するようシステムコイル（図示せず）により供給さ
れる。励起パルスのターンオフの５００ミリ秒内に、図
３のダイオード３４及び３８の逆バイアスは図２の制御
回路４２を介してリング２０及び２２に印加された直流
バイアスで除去される。ダイオードは、チョーク４８及
び５０を通って各リング半体２０’，２２’及び２０”
，２２”に同時に印加された直流電圧を介してこの期間
に順バイアスされる。チョーク４８及び５０は励起パル
ス中ｒｆエネルギーを直流バイアス制御回路４２に印加
されるのを阻止する。各同調及び離調回路Ｔのダイオー
ド３４及び３８は、上記の５００ミリ秒期間内に同時に
順バイアスされ、コイルからの信号が感知さるべき期間
中バイアスされたままでいる。感知された９０°位相外
れ信号は検出され、前置増幅器５２及び５４で増幅され
る。感知された信号は、それらが同相結合される組合せ
回路５６に印加され、その結果の同相信号はＭＲＩ装置
に印加される。
【００２７】増幅器５２及び５４は、高入力インピーダ
ンスを設け、従って、コイルに対してケーブル６８用の
別な整合網を設ける必要性を排除する。次の励起パルス
が印加される時、直流バイアス制御回路４２は、励起パ
ルスが始まり、同期が繰り返される５００ミリ秒期間内
にＰＩＮダイオードをターンオフする回路ＴのＰＩＮダ
イオードを逆バイアスする。
【００２８】図５において、構成体１０は一対の半円形
中空長方形断面ｒｆ透明熱可塑性筐体７０及び７２を含
む。複数の中空熱可塑性管２８は筐体７０及び７２間に
接続され、各管はロッド２４を囲む。筐体７２は同調及
び離調回路Ｔと、リング２０及び２２と、関連キャパシ
タンス及びリングとロッドをロッドの一端で支持する支
持構成体と同様にロッド２４を同調及び離調回路Ｔに接
続する電気的接続手段とを含む回路素子を含む。典型的
同調回路Ｔは回路板３１上に設けられる。回路板３１は
、一端がロッド２４の一端に、他端がリング２０及び２
２に機械的に及び電気的に接続される。筐体７０は、リ
ング１８と、夫々キャパシタンス３０を取付ける複数の
回路板３３と、ロッド２４用取付構成体とを囲む。典型
的板３３は、各ロッド２４の他端及びリング１８に機械
的にかつ電気的に結合される。熱可塑性管３５は、コイ
ルを同調させるよう選択された板３３上の可変キャパシ
タンス（図示せず）にアクセスを許容するようリング１
８の回りの選択された位置にある。
【００２９】下部組立体１４は、関連したロッド２４を
収容する長方形断面半円筒中空構成体とリング１８，２
０及び２２の下部半円形部分とからなる。各上部及び下
部組立体１２及び１４のリング１８，２０及び２２は夫
々図６のコイルの一側の接触部７４とコイルの他側の接
触部７６とを含む。接触部は下部及び上部組立体１２及
び１４のリング間に電気的連続性を与える。一つの接触
部はこれらの組立体の各リング半体の端部に接続される
。複数の柱７８はロッド２４の端部、回路板及び筐体組
立体１２内の管２８に対する支持部を提供する。長い湾
曲支持構造物８０及び柱８１及び８３は、その端部で下
部半体ロッド及び関連した回路板を支持する下部組立体
１４内に設けられる。回路板８６は，、図２の回路５６
の組合せ回路及びＭＲＩ装置への接続用ケーブルを接続
する同軸ケーブル接続手段を含む。回路板８２及び８４
は増幅器５２及び５４の各増幅回路を含む。
【００３０】図７において、下部組立体１４のコイル組
立体を囲む筐体２６は、長方形断面であり、全ての筐体
材のようなｒｆエネルギー透明材からなる。典型的ロッ
ド２４’は円形管状中央部８８は平坦な端部９０及び９
２を有する。キャパシタンス３０，３２及び３６は各板
に固定された表面取付装置（ＳＭＤ）（図示せず）であ
る。回路板リング及びロッドは互いにネジにより支持柱
に締付けられる。コイル構成体は剛体であるが、実施及
び使用が更に簡単である。
【００３１】使用には下部組立体１４はクレイドル（図
示せず）に組立てられ、患者テーブルに適所に固定され
る。患者は下部組立体１４上に肢部、例えば膝又は頭部
をのせる。次に上部組立体１２はラッチ１６により適所
にラッチされる。整合する各接触部７６及び７４、上部
及び下部組立体１２及び１４の図１に示される単に数個
の接触部７６はリング１８，２０及び２２を互いに電気
的に解放自在に結合するよう係合される。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の１実施例によるコイル構成の斜視図で
ある。
【図２】図１のコイル構成の回路系統図である。
【図３】典型的同調及び離調回路を用いる図２の回路図
の環状リングへの典型的ロッドの接続を示す回路図であ
る。
【図４】図１の実施例で発生した信号を増幅する典型的
前置増幅器回路の回路図である。
【図５】図１の実施例による構成の側面図である。
【図６】６−６線で切截した図５の構成の断面図である
。
【図７】コイル構成の上半体の図１の実施例のロッドの
１つを通る断面図である。
【符号の説明】
１０　　コイル構成体 １２，１４　　半体組立体 １６　　ラッチ １８，２０，２２　　リング ２４　　ロッド ２６，７０，７２　　筐体 ２８　　管状円筒 ３０，３２，３６，５８，６２　　キャパシタンス３４
，３８　　ダイオード ４０　　電流制限抵抗 ４２　　制御回路 ４４，４６，６０　　コンデンサ ４８，５０　　チョーク ５２，５４　　増幅器 ５６　　セグメント ６４　　ＦＥＴトランジスタ ６６　　網 ６８　　同軸ケーブル ７４，７６　　接触部 ７８，８１，８３　　柱 ８０　　支持構成体 ８２，８４，８６　　回路板 ８８　　中央部 ９０，９２　　端部

Claims (21)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】　　第１の導電性の環状リングと；第１の
    環状リングから離間し、互いに相対的に接近して離間し
    、結合インダクタンスは単一リングとして回路で動作す
    るよう第１のリングと実質的に同じインダクタンスを有
    する第２および第３の離間した導電性環状リングと；そ
    の一端で該第１のリングに、他端で該第２及び第３のリ
    ングに結合された複数の離間した導電性ロッドと；感知
    した所定の磁界に応答して、該所定の無線周波数の直交
    信号が同調した時だけ該構造物に誘起されるよう所定の
    無線周波数に対して該ロッド及びリングで形成された構
    造物を選択的に同調及び離調する該ロッド及びリングに
    結合されたコイル同調及び離調手段とからなる磁気共鳴
    画像（ＭＲＩ）装置用無線周波数（ｒｆ）直交コイル構
    成。
  2. 【請求項２】　　該同調及び離調手段は、それらの状態
    に応じて構成を選択的に同調及び離調する該第２及び第
    ３のリングに隣接してその一端でロッドに夫々結合され
    た開成及び閉成状態を有するスイッチ手段を含む請求項
    １記載の構成。
  3. 【請求項３】　　該スイッチ手段は、第２のリングと各
    ロッドの一端間及び第３のリングと各ロッドの一端間に
    結合されたＰＩＮダイオードと、該構成を夫々同調及び
    離調するよう該ダイオードのオン，オフを選択的にバイ
    アスする該第２及び第３のリングに電気的に接続された
    ダイオードバイアス手段を含む請求項２記載の構成。
  4. 【請求項４】　　該同調及び離調手段は、該一端に対向
    する各ロッドの端部と該第１のリングとの間に接続され
    た第１のコンデンサと、該スイッチ手段と各該ロッドと
    の間に該ロッドの一端で接続されたキャパシタンス手段
    とからなる請求項２記載の構成。
  5. 【請求項５】　　該キャパシタンス手段は、それぞれが
    異なるダイオードと該１つのロッド端部との間に接続さ
    れた実質的に同じ値の第２及び第３のキャパシタンスと
    、該第２のキャパシンタンスと該異なるダイオードの一
    との間の接合部及び該第３のキャパシタンスと該異なる
    ダイオードの他方との間の接合部に接続された電流制限
    抵抗とからなる請求項４記載の構成。
  6. 【請求項６】　　該第２及び第３のキャパシタンスは第
    １のキャパシタンスと実質的に同じ結合された回路キャ
    パシタンス値を有する請求項５記載の構成。
  7. 【請求項７】　　該感知した磁界に応じて生成された受
    信信号を受信及び増幅するある該ロッドに結合された増
    幅手段を更に含む請求項６記載の構成。
  8. 【請求項８】　　該ダイオードバイアス手段は各該第２
    及び第３のリングに結合されたｒｆチョークと、各該チ
    ョークに結合された直流バイアス供給手段とからなる請
    求項３記載の構成。
  9. 【請求項９】　　該第２及び第３のリングは夫々、ｒｆ
    結合により結合された第１及び第２の半体と、ｒｆ電流
    が各リングを通って流れるのを許容し、直流（ＤＣ）電
    流が１つの半体から他の半体に流れるのを阻止するＤＣ
    阻止手段とからなり、該構成は一対の該バイアス手段を
    含み、一つの対は該第１の半体に結合され、他の対は第
    ２の半体に結合される請求項８記載の構成。
  10. 【請求項１０】　　該リングは円形であり、該リング及
    びロッドは、第１及び第２の開放自在円筒形半体からな
    る円筒を形成し、更に組立状態でリングと電気的に係合
    する接触手段と、該組立状態で該接触手段と半体を係合
    させるラッチ手段とを含む請求項１記載の構成。
  11. 【請求項１１】　　該半体の１つのロッド間の空間は該
    １つの半体のロッドの間の空間を通って該円筒の内部を
    可視観察できるよう大気に開口している請求項１０記載
    の構成。
  12. 【請求項１２】　　同調及び離調手段は該ロッド一端で
    囲まれている請求項１０記載の構成。
  13. 【請求項１３】　　２つの鏡像半体に分割された第１の
    導電性円形リングと；第１の環状リングから離間し、夫
    々が鏡像半体に分割され、互いに相対的に接近して離間
    し、第１のリングのインダクタンスと実質的に同じ結合
    インダクタンスを有する第２及び第３の離間した導電性
    円形リングと；その一端で該第１のリング及び他端で該
    第２及び第３のリングに結合された複数の離間した導電
    性ロッドと；感知した所定の磁界に応答して該所定の無
    線周波数の信号が該構造物に誘起されるよう、所定の無
    線周波数へ該ロッド及びリングで形成された構造物を同
    調させるよう該ロッド及びリングに結合された容量性同
    調手段と；対向する端部で該ロッド及び該所定の周波数
    信号に関してそれにより構造物を各同調及び離調するよ
    う該ロッドを該第２及び第３のリングに選択的に結合及
    び減結合する該第２及び第３のリングに結合されたスイ
    ッチ手段とからなる磁気共鳴画像（ＭＲＩ）装置に使用
    する無線周波数（ｒｆ）直交コイル構成。
  14. 【請求項１４】　　該スイッチ手段は、該第２のリング
    に接続されたカソードと第１のキャパシタンスを介して
    ロッドの対向端部に接続されたアノードとを有する第１
    のダイオードと、第２のキャパシタンスを介して該後者
    のロッドの対向端部に接続されたカソードと該第３のリ
    ングに接続されたアノードとを有する第２のダイオード
    とを含み、該同調手段は各該ロッドの他の対向する端部
    と第１のリングとの間に接続された第３のキャパシタン
    スを含み、該第１及び第２のキャパシタンスは第３のキ
    ャパシタンスの値に整合する接合回路値を有する請求項
    １３記載の構成。
  15. 【請求項１５】　　該所定の無線周波数で該ロッドを該
    第２及び第３のリングに選択的に結合する該第２及び第
    ３のリングに接続されたダイオードバイアス手段を含む
    請求項１４記載の構成。
  16. 【請求項１６】　　該ロッドは等しく離間し、該分割リ
    ングは第１及び第２の組を形成し、該ロッド半体は第１
    の半円筒を形成するよう該分割リングの１つの組に結合
    され、該ロッドの他の半体は、円筒構造物と分割リング
    を電気的に接続する接触手段と、第１及び第２の円筒を
    解放自在に固定し該接触手段を係合させるラッチ手段と
    を形成する第１の半円筒と整合する第２の半円筒を形成
    するよう他の組に結合される請求項１２記載の構成。
  17. 【請求項１７】　　該半円筒の１つを囲み、他の該半円
    筒のロッド間の大気に開口空間を与える手段を含む請求
    項１６記載の構成。
  18. 【請求項１８】　　ロッドはその端部間の断面で円形で
    該ロッド端部での領域で平面であり、該同調手段は該平
    面ロッド端部と該リングとの間に接続された平面キャパ
    シタンスを含む請求項１３記載の構成。
  19. 【請求項１９】　　該感知した磁界に応答して発生した
    ９０°位相シフトされた信号を受信し増幅するある該ロ
    ッドに結合された増幅手段を含む請求項１３記載の構成
    。
  20. 【請求項２０】　　所定のインダクタンスの第１の環状
    リングと；該第２のリングと実質的に同じインダクタン
    スの少なくとも１つの第２の環状リングと；互いに等し
    く離間し、ロッドの一端で第１のリングに同調回路にコ
    イルを形成するようロッドの他端で少なくとも１つの第
    ２のリングに容量的に結合された複数のロッドと；各ロ
    ッドの一端と少なくとも１つのリングからロッドを選択
    的にｒｆ減結合する少なくとも１つの第２の環状リング
    との間に結合された離調回路とからなる磁気共鳴画像装
    置に使用される無線周波数（ｒｆ）直交コイル構成。
  21. 【請求項２１】　　該離調回路は、該ロッドの端と、該
    少なくとも１つのリング間に結合されたＰＩＮダイオー
    ドと、該ダイオードをバイアスする該少なくとも１つの
    リングに結合された直交バイアス手段とを含む請求項２
    ０記載の構成。
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DE (1) DE69125209T2 (ja)

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH06261878A (ja) * 1992-09-02 1994-09-20 Univ California ゼロ−ピッチのソレノイド巻線を用いたｍｒｉ−ｒｆコイル
JP2008119214A (ja) * 2006-11-10 2008-05-29 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置およびｒｆ照射コイル
JP2014515284A (ja) * 2011-05-23 2014-06-30 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ Ｍｒｉｒｆコイルに対する離調回路としてのｆｅｔスイッチ

Families Citing this family (36)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5144240A (en) * 1985-08-14 1992-09-01 Picker International, Inc. Nmr spectroscopy and imaging coil
EP0471509A3 (en) * 1990-08-17 1992-09-09 General Electric Company Split nmr coil with improved connector
DE4030877A1 (de) * 1990-09-29 1992-04-02 Siemens Ag Doppel-oberflaechenspule fuer ein kernspinresonanzgeraet
US5196796A (en) * 1991-08-06 1993-03-23 Medrad, Inc. Anatomically conformal quadrature mri surface coil
EP0565178B1 (en) * 1992-04-09 1997-08-06 Koninklijke Philips Electronics N.V. Quadrature coil system for use in a magnetic resonance apparatus
US5243287A (en) * 1992-04-27 1993-09-07 General Electric Company Dynamically detuned NMR field coil
US5457387A (en) * 1993-07-06 1995-10-10 Picker International, Inc. Magnetic resonance imager with removable element RF coil
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
DE4333182A1 (de) * 1993-09-29 1995-03-30 Siemens Ag Doppeltresonante Antennenanordnung für ein Magnetresonanzgerät
US5389909A (en) * 1993-11-08 1995-02-14 General Electric Company Open architecture magnetic resonance imaging passively shimmed superconducting magnet assembly
US5381122A (en) * 1994-01-14 1995-01-10 General Electric Company Open MRI magnet having a support structure
US6211677B1 (en) * 1998-05-08 2001-04-03 Picker International, Inc. Lung coil for imaging hyper-polarized gas in an MRI scanner
US6512374B1 (en) * 1999-04-26 2003-01-28 Medrad, Inc. MR local imaging coil operable as a receive only or a transmit/receive coil
US7598739B2 (en) * 1999-05-21 2009-10-06 Regents Of The University Of Minnesota Radio frequency gradient, shim and parallel imaging coil
US6316941B1 (en) * 2000-02-24 2001-11-13 Marconi Medical Systems, Inc. Open view quadrature birdcage coil
DE10016229B4 (de) * 2000-03-31 2005-12-22 Siemens Ag Polarisierende Antenne für ein Magnetresonanzgerät
JP3842520B2 (ja) * 2000-04-26 2006-11-08 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コイルおよび磁気共鳴撮影装置
AU2001277234A1 (en) 2000-07-31 2002-02-13 Regents Of The University Of Minnesota Open TEM resonators for MRI
AU2003302444A1 (en) 2002-11-27 2004-06-18 Koninklijke Philips Electronics N.V. Degenerate birdcage coil and transmit/receive apparatus and method for same
US6927575B2 (en) * 2003-01-21 2005-08-09 General Electric Company Surface coil decoupling means for MRI systems
CN100516922C (zh) 2003-06-13 2009-07-22 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于磁共振成像的顶部拼合射频线圈及磁共振成像设备
US6951139B2 (en) * 2003-12-05 2005-10-04 The Goodyear Tire & Rubber Company Tire sensor and method of assembly
US20050264291A1 (en) * 2004-05-07 2005-12-01 Vaughan J T Multi-current elements for magnetic resonance radio frequency coils
CN100372500C (zh) * 2004-07-02 2008-03-05 西门子（中国）有限公司 磁共振成像系统阵列接收线圈
US20060212176A1 (en) 2005-02-18 2006-09-21 Corum James F Use of electrical power multiplication for power smoothing in power distribution
US20060190511A1 (en) * 2005-02-18 2006-08-24 Corum James F Electrical power multiplication
CN1940587B (zh) * 2005-09-30 2012-06-13 西门子公司 磁共振设备的线圈装置
CA2793101C (en) 2010-02-16 2019-03-19 Duke University Systems, methods, compositions and devices for in vivo magnetic resonance imaging of lungs using perfluorinated gas mixtures
DE102010033322A1 (de) * 2010-08-04 2012-02-09 Siemens Aktiengesellschaft Mechanisch flexible MR Spule mit öffnungsfähigen Leiterstrukturen für insbesondere interventionelle MRT
GB201217782D0 (en) * 2012-10-04 2012-11-14 Tesla Engineering Ltd Magnet apparatus
US9983279B2 (en) * 2012-10-25 2018-05-29 Koninklijke Philips N.V. Radio frequency (RF) birdcage coil with separately controlled ring members and rungs for use in a magnetic resonance (MR) imaging system
WO2014174396A1 (en) * 2013-04-23 2014-10-30 Koninklijke Philips N.V. Single coaxial interface for magnetic resonance (mr) coils
US11609291B2 (en) * 2019-03-25 2023-03-21 Promaxo, Inc. Single-sided fast MRI gradient field coils and applications thereof
CN112763953B (zh) * 2020-12-10 2021-10-26 复旦大学 基于7.0t磁共振成像系统的头/膝关节多用途射频线圈装置
CN114910840B (zh) * 2021-02-10 2024-04-23 清华大学 磁场增强组件及磁场增强器件
CN114910841B (zh) * 2021-02-10 2024-04-19 清华大学 磁场增强组件和磁场增强器件

Family Cites Families (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5274332A (en) * 1983-11-14 1993-12-28 General Electric Company Inductively coupled multi-section 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
US4634980A (en) * 1984-08-16 1987-01-06 Picker International, Inc. Nuclear magnetic resonance radio frequency antenna
US4918388A (en) * 1985-08-14 1990-04-17 Picker International, Inc. Quadrature surface coils for magnetic resonance imaging
US4879516A (en) * 1985-08-14 1989-11-07 Picker International, Inc. Precision electrical adjustment of quadrature coil isolation
NL8603005A (nl) * 1986-11-27 1988-06-16 Philips Nv Magnetisch resonantie apparaat met flexibele quadratuur spoelenstelsel.
US4766383A (en) * 1987-02-24 1988-08-23 Kabushiki Kaisha Toshiba Quadrature antenna for magnetic resonance imaging using elliptical coils
US4763074A (en) * 1987-04-01 1988-08-09 Kabushiki Kaisha Toshiba Automatic tuning circuit for magnetic resonance quadrature antenna system
IL82716A (en) * 1987-05-29 1992-08-18 Elscint Ltd Quadrature combiner
US4855680A (en) * 1987-11-02 1989-08-08 The Regents Of The University Of California Enhanced decoupling of MRI RF coil pairs during RF tuning of MRI RF transmit coil
US4833409A (en) * 1987-12-21 1989-05-23 General Electric Company Apparatus for dynamically disabling an NMR field coil
NL8801079A (nl) * 1988-04-26 1989-11-16 Philips Nv Magnetisch resonantie apparaat met een quadratuur rf-spoelenstelsel.
US4885539A (en) * 1988-06-06 1989-12-05 General Electric Company Volume NMR coil for optimum signal-to-noise ratio
DE3820169A1 (de) * 1988-06-14 1989-12-21 Philips Patentverwaltung Hochfrequenz-quadraturspulenanordnung fuer ein kernresonanzuntersuchungsgeraet
DE3820168A1 (de) * 1988-06-14 1989-12-21 Philips Patentverwaltung Kernspinuntersuchungsgeraet mit einer schaltung zum entkoppeln der beiden spulensysteme einer quadraturspulenanordnung
US4882540A (en) * 1988-06-28 1989-11-21 Resonex, Inc. Magnetic resonance imaging (MRI)apparatus with quadrature radio frequency (RF) coils
US5030915A (en) * 1990-02-20 1991-07-09 U.S. Philips Corporation Quadrature surface coil construction for magnetic resonance imaging apparatus

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH06261878A (ja) * 1992-09-02 1994-09-20 Univ California ゼロ−ピッチのソレノイド巻線を用いたｍｒｉ−ｒｆコイル
JP2008119214A (ja) * 2006-11-10 2008-05-29 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置およびｒｆ照射コイル
JP2014515284A (ja) * 2011-05-23 2014-06-30 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ Ｍｒｉｒｆコイルに対する離調回路としてのｆｅｔスイッチ

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