JPH11233333A - Ｍｒｉ空洞内コイル - Google Patents
Ｍｒｉ空洞内コイルInfo
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- JPH11233333A JPH11233333A JP10335577A JP33557798A JPH11233333A JP H11233333 A JPH11233333 A JP H11233333A JP 10335577 A JP10335577 A JP 10335577A JP 33557798 A JP33557798 A JP 33557798A JP H11233333 A JPH11233333 A JP H11233333A
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- JP
- Japan
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- lid
- outer cover
- coil assembly
- probe
- coil
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- 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
- G01R33/285—Invasive instruments, e.g. catheters or biopsy needles, specially adapted for tracking, guiding or visualization by NMR
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- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】 （修正有）
【課題】 ＭＲＩ装置のための空洞内ＲＦコイル組立体
を提供する。 【解決手段】 ＭＲＩ装置のための空洞内ＲＦコイル組
立体は、再使用可能なプローブを備えている。この再使
用可能なプローブは、閉じた遠方端と、開いた接近端と
を有する中空の外部カバーを備えている。遠方端は、検
査される対象物の空洞に適合するように形成される。外
部カバーの遠方端内に配置された内部スリーブの周りに
能動的なＲＦコイル素子が堅牢に形成される。この能動
的なＲＦコイル素子の接近端側で外部カバー内に同調及
び整合回路が配置される。この同調及び整合回路は、プ
リント回路板上に配置されて能動的なＲＦコイル素子に
取り付けられる。外部カバーの接近端には蓋が接続さ
れ、外部カバーの接近端を閉じた状態にシールする。
を提供する。 【解決手段】 ＭＲＩ装置のための空洞内ＲＦコイル組
立体は、再使用可能なプローブを備えている。この再使
用可能なプローブは、閉じた遠方端と、開いた接近端と
を有する中空の外部カバーを備えている。遠方端は、検
査される対象物の空洞に適合するように形成される。外
部カバーの遠方端内に配置された内部スリーブの周りに
能動的なＲＦコイル素子が堅牢に形成される。この能動
的なＲＦコイル素子の接近端側で外部カバー内に同調及
び整合回路が配置される。この同調及び整合回路は、プ
リント回路板上に配置されて能動的なＲＦコイル素子に
取り付けられる。外部カバーの接近端には蓋が接続さ
れ、外部カバーの接近端を閉じた状態にシールする。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴像形成に
係る。本発明は、医療用磁気共鳴像形成システムに関連
して特に適用でき、これについて特に説明する。しかし
ながら、本発明は、他の形式の磁気共鳴像形成システ
ム、磁気共鳴分光システム等にも適用できることが明ら
かである。
係る。本発明は、医療用磁気共鳴像形成システムに関連
して特に適用でき、これについて特に説明する。しかし
ながら、本発明は、他の形式の磁気共鳴像形成システ
ム、磁気共鳴分光システム等にも適用できることが明ら
かである。
【０００２】
【従来の技術】磁気共鳴像形成においては、実質的に均
一な主磁界が検査領域内に発生される。この主磁界は、
検査領域内の像形成される対象物の核スピン系統を分極
する。高周波励起信号を検査領域へ送信することにより
主磁界に整列するダイポールにおいて磁気共鳴が励起さ
れる。より詳細には、高周波コイル組立体を経て送信さ
れる高周波パルスは、主磁界と整列ずれするようにダイ
ポールを傾斜させ、そして主磁界に平行な軸の周りで巨
視的な磁気モーメントベクトルを歳差運動させる。この
歳差磁気モーメントは、次いで、それが弛緩するときに
それに対応する高周波磁気信号を発生し、そして主磁界
との前の整列状態に復帰する。高周波磁気応答信号が高
周波コイル組立体により受信され、そしてその受信信号
から、人間に見えるディスプレイに表示するために像表
示が再構成される。
一な主磁界が検査領域内に発生される。この主磁界は、
検査領域内の像形成される対象物の核スピン系統を分極
する。高周波励起信号を検査領域へ送信することにより
主磁界に整列するダイポールにおいて磁気共鳴が励起さ
れる。より詳細には、高周波コイル組立体を経て送信さ
れる高周波パルスは、主磁界と整列ずれするようにダイ
ポールを傾斜させ、そして主磁界に平行な軸の周りで巨
視的な磁気モーメントベクトルを歳差運動させる。この
歳差磁気モーメントは、次いで、それが弛緩するときに
それに対応する高周波磁気信号を発生し、そして主磁界
との前の整列状態に復帰する。高周波磁気応答信号が高
周波コイル組立体により受信され、そしてその受信信号
から、人間に見えるディスプレイに表示するために像表
示が再構成される。
【０００３】ある医療用ＭＲＩの用途においては、検査
される患者の特定領域の限定された視野及び貫通深さに
わたって像形成走査を実行するのが効果的である。この
ような領域は、肛門、前立腺、子宮頚、及び患者の内部
空洞に関連した他の領域を含む。これらの領域を像形成
するために、腔内又は空洞内形式のＲＦ受信コイルが一
般に使用される。というのは、このような用途では、こ
れらコイルの近傍が、限定された視野及び貫通深さに対
して改良された信号対雑音比を与えるからである。
される患者の特定領域の限定された視野及び貫通深さに
わたって像形成走査を実行するのが効果的である。この
ような領域は、肛門、前立腺、子宮頚、及び患者の内部
空洞に関連した他の領域を含む。これらの領域を像形成
するために、腔内又は空洞内形式のＲＦ受信コイルが一
般に使用される。というのは、このような用途では、こ
れらコイルの近傍が、限定された視野及び貫通深さに対
して改良された信号対雑音比を与えるからである。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】従来、腔内又は空洞内
ＲＦ受信コイルは、膨張可能な非浸透性の風船内に収容
された能動的なＲＦコイル素子を使用している。電気ケ
ーブルが能動的なＲＦコイルを外部の電気回路にインタ
ーフェイスし、この回路は、コイルを磁気共鳴像形成シ
ステムにインターフェイスするのに使用される。この装
置が、当該領域に関連した空洞、例えば、患者の直腸に
挿入され、そして風船が膨らまされる。最終的に、外部
の電気的インターフェイスを使用して、コイルをＭＲＩ
システムに同調及び整合させる。通常、このような空洞
内コイルは、使い捨てであり、多数の走査に再使用され
ない。更に、能動的なＲＦコイル素子は、堅牢に形成さ
れず、従って、各個々のプローブを同調及び整合しなけ
ればならない。空洞内プローブの別の従来の形式は、廃
棄までに限定された回数だけ使用できる。この形式は、
患者に使用するたびに廃棄できる付加的なラテックスシ
ースを使用している。しかしながら、装置は、限定され
た回数だけ再使用される。
ＲＦ受信コイルは、膨張可能な非浸透性の風船内に収容
された能動的なＲＦコイル素子を使用している。電気ケ
ーブルが能動的なＲＦコイルを外部の電気回路にインタ
ーフェイスし、この回路は、コイルを磁気共鳴像形成シ
ステムにインターフェイスするのに使用される。この装
置が、当該領域に関連した空洞、例えば、患者の直腸に
挿入され、そして風船が膨らまされる。最終的に、外部
の電気的インターフェイスを使用して、コイルをＭＲＩ
システムに同調及び整合させる。通常、このような空洞
内コイルは、使い捨てであり、多数の走査に再使用され
ない。更に、能動的なＲＦコイル素子は、堅牢に形成さ
れず、従って、各個々のプローブを同調及び整合しなけ
ればならない。空洞内プローブの別の従来の形式は、廃
棄までに限定された回数だけ使用できる。この形式は、
患者に使用するたびに廃棄できる付加的なラテックスシ
ースを使用している。しかしながら、装置は、限定され
た回数だけ再使用される。
【０００５】従来の空洞内ＲＦコイルプローブは、ＭＲ
Ｉシステムとのインターフェイスの一部分として外部の
同調及び整合回路を使用している。コイルが使用された
各個々の患者に対して電子的な同調手順が実行される。
能動的なＲＦコイル素子は、プローブ内の位置に固定さ
れず、そして像形成される解剖学的部位に対する位置に
繰り返し固定できないので、像性能は再現性がない。
Ｉシステムとのインターフェイスの一部分として外部の
同調及び整合回路を使用している。コイルが使用された
各個々の患者に対して電子的な同調手順が実行される。
能動的なＲＦコイル素子は、プローブ内の位置に固定さ
れず、そして像形成される解剖学的部位に対する位置に
繰り返し固定できないので、像性能は再現性がない。
【０００６】
【課題を解決するための手段】本発明は、上記欠点を克
服するＭＲＩ装置のための空洞内ＲＦコイル組立体に関
する。本発明の１つの特徴によれば、ＭＲＩ装置のため
の空洞内ＲＦコイル組立体が提供される。空洞内ＲＦコ
イル組立体は、再使用可能なプローブを備えている。こ
の再使用可能なプローブは、閉じた遠方端と、開いた接
近端とを有する中空の外部カバーを備えている。遠方端
は、検査される対象物の空洞に適合するように形成され
る。外部カバーの遠方端内に配置された内部スリーブの
周りに能動的なＲＦコイル素子が堅牢に形成される。こ
の能動的なＲＦコイル素子の接近端側で外部カバー内に
配置された同調及び整合回路は、プリント回路板上に配
置されて能動的なＲＦコイル素子に取り付けられる。外
部カバーの接近端にはオーバーモールドされた枠が接続
される。このオーバーモールドされた枠は、外部カバー
の接近端を閉じた状態にシールするように構成される。
服するＭＲＩ装置のための空洞内ＲＦコイル組立体に関
する。本発明の１つの特徴によれば、ＭＲＩ装置のため
の空洞内ＲＦコイル組立体が提供される。空洞内ＲＦコ
イル組立体は、再使用可能なプローブを備えている。こ
の再使用可能なプローブは、閉じた遠方端と、開いた接
近端とを有する中空の外部カバーを備えている。遠方端
は、検査される対象物の空洞に適合するように形成され
る。外部カバーの遠方端内に配置された内部スリーブの
周りに能動的なＲＦコイル素子が堅牢に形成される。こ
の能動的なＲＦコイル素子の接近端側で外部カバー内に
配置された同調及び整合回路は、プリント回路板上に配
置されて能動的なＲＦコイル素子に取り付けられる。外
部カバーの接近端にはオーバーモールドされた枠が接続
される。このオーバーモールドされた枠は、外部カバー
の接近端を閉じた状態にシールするように構成される。
【０００７】
【発明の実施の形態】以下、添付図面を参照して、本発
明を一例として説明する。図１を参照すれば、主磁界制
御器１０は、検査領域１４を通るｚ軸に沿って実質的に
均一の時間的に一定の主磁界が形成されるように超伝導
又は抵抗性磁石１２を制御する。磁気共鳴エコー手段
は、一連の高周波（ＲＦ）及び磁界勾配パルスを付与し
て、磁気スピンを反転又は励起し、磁気共鳴を誘起し、
磁気共鳴を再収束し、磁気共鳴を操作し、磁気共鳴を空
間的及び他のやり方でエンコードし、スピンを飽和し、
等々を行って、磁気共鳴像形成及び分光シーケンスを発
生する。より詳細には、勾配パルス増幅器２０は、全身
勾配コイル２２の選択されたコイル又はコイル対に電流
パルスを付与して、検査領域１４のｘ、ｙ及びｚ軸に沿
って磁界勾配を形成する。デジタル高周波送信器２４
は、高周波パルス又はパルスパケットを全身ＲＦコイル
に２６に送信して、ＲＦパルスを検査領域へ送りこむ。
典型的な高周波パルスは、短い時間巾の直接的に隣接す
るパルスセグメントのパケットより成り、これらを互い
に且つ勾配を付与して取り出すと、磁気共鳴操作が達成
される。ＲＦパルスは、検査領域の選択された部分にお
いて、飽和、共鳴の励起、磁化の反転、共鳴の収束又は
共鳴の操作を行うのに使用される。全身の用途の場合に
は、共鳴信号が全身ＲＦコイル２６により共通にピック
アップされる。
明を一例として説明する。図１を参照すれば、主磁界制
御器１０は、検査領域１４を通るｚ軸に沿って実質的に
均一の時間的に一定の主磁界が形成されるように超伝導
又は抵抗性磁石１２を制御する。磁気共鳴エコー手段
は、一連の高周波（ＲＦ）及び磁界勾配パルスを付与し
て、磁気スピンを反転又は励起し、磁気共鳴を誘起し、
磁気共鳴を再収束し、磁気共鳴を操作し、磁気共鳴を空
間的及び他のやり方でエンコードし、スピンを飽和し、
等々を行って、磁気共鳴像形成及び分光シーケンスを発
生する。より詳細には、勾配パルス増幅器２０は、全身
勾配コイル２２の選択されたコイル又はコイル対に電流
パルスを付与して、検査領域１４のｘ、ｙ及びｚ軸に沿
って磁界勾配を形成する。デジタル高周波送信器２４
は、高周波パルス又はパルスパケットを全身ＲＦコイル
に２６に送信して、ＲＦパルスを検査領域へ送りこむ。
典型的な高周波パルスは、短い時間巾の直接的に隣接す
るパルスセグメントのパケットより成り、これらを互い
に且つ勾配を付与して取り出すと、磁気共鳴操作が達成
される。ＲＦパルスは、検査領域の選択された部分にお
いて、飽和、共鳴の励起、磁化の反転、共鳴の収束又は
共鳴の操作を行うのに使用される。全身の用途の場合に
は、共鳴信号が全身ＲＦコイル２６により共通にピック
アップされる。
【０００８】対象物の限定された領域の像を発生するた
めに、局部的なコイルがその選択された領域に隣接して
共通に配置される。例えば、空洞内ＲＦコイル組立体プ
ローブ３０のような受信専用の局部的高周波コイルを使
用して、身体―コイルのＲＦ送信により導入される共鳴
信号を受信することができる。それにより得られる高周
波信号は、全身ＲＦコイル２６又は他の特殊なＲＦコイ
ルによってピックアップされ、そして好ましくは前置増
幅器（図示せず）を含む受信器３２により復調される。
シーケンス制御回路４０は、エコー平面像形成、エコー
体積像形成、勾配及びスピンエコー像形成、高速スピン
エコー像形成、等の複数のマルチエコーシーケンスのい
ずれかを発生するように勾配パルス増幅器２０及び送信
器２４を制御する。選択されたシーケンスに対して、受
信器３２は、各ＲＦ励起パルスに続いて素早く次々に複
数のデータ線を受信する。アナログ―デジタルコンバー
タ４２は、各データ線をデジタルフォーマットに変換す
る。アナログ―デジタルコンバータは、高周波受信コイ
ルとデジタル受信用の受信器との間に配置されると共
に、アナログ受信用の受信器から下流に配置される。最
終的に、高周波信号は、再構成プロセッサ５０により像
表示へと復調及び再構成され、該プロセッサは、二次元
フーリエ変換又は他の適当な再構成アルゴリズムを適用
する。像は、患者の平面切片、平行な平面切片の配列、
三次元体積、等を表わす。次いで、像は、像メモリ５２
に記憶され、そこで、ビデオモにタ５４のようなディス
プレイによりアクセスされ、該ディスプレイは、得られ
た像の人間に分かる表示を形成する。
めに、局部的なコイルがその選択された領域に隣接して
共通に配置される。例えば、空洞内ＲＦコイル組立体プ
ローブ３０のような受信専用の局部的高周波コイルを使
用して、身体―コイルのＲＦ送信により導入される共鳴
信号を受信することができる。それにより得られる高周
波信号は、全身ＲＦコイル２６又は他の特殊なＲＦコイ
ルによってピックアップされ、そして好ましくは前置増
幅器（図示せず）を含む受信器３２により復調される。
シーケンス制御回路４０は、エコー平面像形成、エコー
体積像形成、勾配及びスピンエコー像形成、高速スピン
エコー像形成、等の複数のマルチエコーシーケンスのい
ずれかを発生するように勾配パルス増幅器２０及び送信
器２４を制御する。選択されたシーケンスに対して、受
信器３２は、各ＲＦ励起パルスに続いて素早く次々に複
数のデータ線を受信する。アナログ―デジタルコンバー
タ４２は、各データ線をデジタルフォーマットに変換す
る。アナログ―デジタルコンバータは、高周波受信コイ
ルとデジタル受信用の受信器との間に配置されると共
に、アナログ受信用の受信器から下流に配置される。最
終的に、高周波信号は、再構成プロセッサ５０により像
表示へと復調及び再構成され、該プロセッサは、二次元
フーリエ変換又は他の適当な再構成アルゴリズムを適用
する。像は、患者の平面切片、平行な平面切片の配列、
三次元体積、等を表わす。次いで、像は、像メモリ５２
に記憶され、そこで、ビデオモにタ５４のようなディス
プレイによりアクセスされ、該ディスプレイは、得られ
た像の人間に分かる表示を形成する。
【０００９】図２ａないし２ｃを参照すれば、空洞内Ｒ
Ｆコイル組立体は、弛緩する磁気ダイポールにより発生
された高周波信号をピックアップするのに使用される。
空洞内ＲＦコイル組立体は、当該領域に隣接するように
検査される対象物の空洞、例えば、肛門、前立腺、子宮
頚等に挿入される再使用可能なプローブ３０を備えてい
る。当該領域に対するコイルの接近性が比較的高い信号
対雑音比を与える。１つの好ましい実施形態では、再使
用可能なプローブ３０は、閉じた遠方端６２及び開いた
接近端６４を有する中空の外部カバー６０から形成さ
れ、閉じた遠方端６２は、検査される対象物の空洞に適
合するように形成される。外部カバー６０の接近端６４
においては、その外面に多数のグルーブ６６が切られて
いる。グルーブ６６は、外部カバー６０の外面の周りに
完全に延びている。更に、外部カバー６０の外面には、
平らなグルーブ付きの象限６８が接近端６４から切られ
ている。好ましくは、外部カバー６０は、医療グレード
のＡＢＳプラスチックで形成される。ＡＢＳ材料は、適
切な防火性のもので、粘膜又は血液バリア接触部への限
定された露出に特に意図されている。これも好ましくは
医療グレードのＡＢＳ材料で作られた内部スリーブ７０
は、中空の外部カバー６０内に安住するように形成され
る。能動的なＲＦコイル素子７２は、外部カバー６０の
遠方端６２内に位置する端において内部スリーブ７０に
沿った加工グルーブ内に配置される。外部カバー６０の
接近端６４内に位置する内部スリーブの端は、プリント
回路板７４に配置される同調及び整合回路を保持する。
プリント回路板７４は、能動的なＲＦコイル素子７２に
取り付けられる。プリント回路板７４に取り付けられる
電子部品であって、同調及び整合回路を形成する部品
は、非磁気又は最小限の磁気部品であるのが好ましい。
電子部品配置のためのプリント回路板レイアウト及び能
動的なコイル素子７２からプリント回路板７４までの距
離は、使用電子部品の磁気含有物により生じる像の異常
を減少又は排除するように特に設計される。
Ｆコイル組立体は、弛緩する磁気ダイポールにより発生
された高周波信号をピックアップするのに使用される。
空洞内ＲＦコイル組立体は、当該領域に隣接するように
検査される対象物の空洞、例えば、肛門、前立腺、子宮
頚等に挿入される再使用可能なプローブ３０を備えてい
る。当該領域に対するコイルの接近性が比較的高い信号
対雑音比を与える。１つの好ましい実施形態では、再使
用可能なプローブ３０は、閉じた遠方端６２及び開いた
接近端６４を有する中空の外部カバー６０から形成さ
れ、閉じた遠方端６２は、検査される対象物の空洞に適
合するように形成される。外部カバー６０の接近端６４
においては、その外面に多数のグルーブ６６が切られて
いる。グルーブ６６は、外部カバー６０の外面の周りに
完全に延びている。更に、外部カバー６０の外面には、
平らなグルーブ付きの象限６８が接近端６４から切られ
ている。好ましくは、外部カバー６０は、医療グレード
のＡＢＳプラスチックで形成される。ＡＢＳ材料は、適
切な防火性のもので、粘膜又は血液バリア接触部への限
定された露出に特に意図されている。これも好ましくは
医療グレードのＡＢＳ材料で作られた内部スリーブ７０
は、中空の外部カバー６０内に安住するように形成され
る。能動的なＲＦコイル素子７２は、外部カバー６０の
遠方端６２内に位置する端において内部スリーブ７０に
沿った加工グルーブ内に配置される。外部カバー６０の
接近端６４内に位置する内部スリーブの端は、プリント
回路板７４に配置される同調及び整合回路を保持する。
プリント回路板７４は、能動的なＲＦコイル素子７２に
取り付けられる。プリント回路板７４に取り付けられる
電子部品であって、同調及び整合回路を形成する部品
は、非磁気又は最小限の磁気部品であるのが好ましい。
電子部品配置のためのプリント回路板レイアウト及び能
動的なコイル素子７２からプリント回路板７４までの距
離は、使用電子部品の磁気含有物により生じる像の異常
を減少又は排除するように特に設計される。
【００１０】特殊構造のＲＦケーブル８０は、同調及び
整合回路の出力をＭＲＩシステムの前置増幅器に接続す
る。ケーブル８０は、標準的なＲＧ１７４ケーブルの非
磁性形態で構成されるのが好ましい。外部ケーブル絶縁
材の上には、非毒性ＰＶＣの外部ジャケットがモールド
される。このＰＶＣジャケットは、患者との適切な非毒
性接触を与えると共に、患者とケーブルの外部電気シー
ルドとの間に電界絶縁距離を与え、ＲＦ火傷の危険性を
防止する。オーバーモールドされた枠（蓋状の枠）９０
は、中空外部カバーの開いた接近端をシールする。好ま
しくは、オーバーモールドされた枠９０は、ＰＶＣプラ
スチックで形成され、そして適当な技術によりモールド
又は成形することができる。オーバーモールドされた枠
９０は、接近端６４の外面上に形成され、そしてグルー
ブ６６及び平らなグルーブ付き象限６８をカバーする。
ＲＦケーブル８０は、同調及び整合回路から延びるもの
で、開いた接近端６４から、それとの流体密シールを形
成するオーバーモールドされた枠９０を通して延びる。
オーバーモールドされた枠９０の一部分は、中空外部カ
バー６０の外面に形成された周囲グルーブ６６に埋めら
れるので、それらの間には流体の侵入を適切に防ぐ密接
な機械的シールが形成される。オーバーモールドされた
枠９０とＲＦケーブル８０との間の界面は、それらの間
に形成される化学的なＰＶＣ―ＰＶＣシールにより流体
の侵入を適切に防止する。更に、オーバーモールドされ
た枠９０が平らなグルーブ付き象限６８の回りに形成さ
れるので、オーバーモールドされた枠９０が外部カバー
６０に対して回転することはない。
整合回路の出力をＭＲＩシステムの前置増幅器に接続す
る。ケーブル８０は、標準的なＲＧ１７４ケーブルの非
磁性形態で構成されるのが好ましい。外部ケーブル絶縁
材の上には、非毒性ＰＶＣの外部ジャケットがモールド
される。このＰＶＣジャケットは、患者との適切な非毒
性接触を与えると共に、患者とケーブルの外部電気シー
ルドとの間に電界絶縁距離を与え、ＲＦ火傷の危険性を
防止する。オーバーモールドされた枠（蓋状の枠）９０
は、中空外部カバーの開いた接近端をシールする。好ま
しくは、オーバーモールドされた枠９０は、ＰＶＣプラ
スチックで形成され、そして適当な技術によりモールド
又は成形することができる。オーバーモールドされた枠
９０は、接近端６４の外面上に形成され、そしてグルー
ブ６６及び平らなグルーブ付き象限６８をカバーする。
ＲＦケーブル８０は、同調及び整合回路から延びるもの
で、開いた接近端６４から、それとの流体密シールを形
成するオーバーモールドされた枠９０を通して延びる。
オーバーモールドされた枠９０の一部分は、中空外部カ
バー６０の外面に形成された周囲グルーブ６６に埋めら
れるので、それらの間には流体の侵入を適切に防ぐ密接
な機械的シールが形成される。オーバーモールドされた
枠９０とＲＦケーブル８０との間の界面は、それらの間
に形成される化学的なＰＶＣ―ＰＶＣシールにより流体
の侵入を適切に防止する。更に、オーバーモールドされ
た枠９０が平らなグルーブ付き象限６８の回りに形成さ
れるので、オーバーモールドされた枠９０が外部カバー
６０に対して回転することはない。
【００１１】図３を参照すれば、別の好ましい実施形態
において、空洞内ＲＦコイル組立体は、前立腺を検査す
るためのプローブ３０を備えている。この前立腺プロー
ブは、好ましくは医療グレードのＡＢＳプラスチックで
形成された内部シェル１００を含み、これは、共鳴用キ
ャパシタ１０２を取り付けるための小さなプリント回路
板（図示せず）を配置しそして取り付けると共に、能動
的なＲＦコイル素子７２を配置しそして取り付ける形態
である。又、好ましくはこれも医療グレードのＡＢＳプ
ラスチックで作られたカバー１０４は、内部シェル１０
０をシールし、内部シェル１００に形成された部品と外
部との間にバリアを与える。シャフト組立体１０６は、
内部シェル１００に対する接着ボンディング又は溶媒ボ
ンディングのような方法でねじ込まれて接合される。シ
ャフト組立体１０６は、中空であって、内部シェル１０
０をプリント回路板の外部カバー１０８に接続する。半
堅牢の同軸ケーブル１１０は、中空シャフト組立体１０
６を経て延び、そして能動的なＲＦコイル組立体７２
を、プリント回路板外部カバー１０８に存在するプリン
ト回路板７４に接続する。プリント回路板７４は、同調
及び整合回路を保持する。図示されていないが、プリン
ト回路板外部カバー１０８は、前記の好ましい実施形態
と同様に、グルーブ及びフラットなグルーブ付き象限、
オーバーモールドされた枠、及び特別に形成されたＲＦ
ケーブルを備えている。
において、空洞内ＲＦコイル組立体は、前立腺を検査す
るためのプローブ３０を備えている。この前立腺プロー
ブは、好ましくは医療グレードのＡＢＳプラスチックで
形成された内部シェル１００を含み、これは、共鳴用キ
ャパシタ１０２を取り付けるための小さなプリント回路
板（図示せず）を配置しそして取り付けると共に、能動
的なＲＦコイル素子７２を配置しそして取り付ける形態
である。又、好ましくはこれも医療グレードのＡＢＳプ
ラスチックで作られたカバー１０４は、内部シェル１０
０をシールし、内部シェル１００に形成された部品と外
部との間にバリアを与える。シャフト組立体１０６は、
内部シェル１００に対する接着ボンディング又は溶媒ボ
ンディングのような方法でねじ込まれて接合される。シ
ャフト組立体１０６は、中空であって、内部シェル１０
０をプリント回路板の外部カバー１０８に接続する。半
堅牢の同軸ケーブル１１０は、中空シャフト組立体１０
６を経て延び、そして能動的なＲＦコイル組立体７２
を、プリント回路板外部カバー１０８に存在するプリン
ト回路板７４に接続する。プリント回路板７４は、同調
及び整合回路を保持する。図示されていないが、プリン
ト回路板外部カバー１０８は、前記の好ましい実施形態
と同様に、グルーブ及びフラットなグルーブ付き象限、
オーバーモールドされた枠、及び特別に形成されたＲＦ
ケーブルを備えている。
【００１２】図４を参照すれば、別の好ましい実施形態
において、空洞内ＲＦコイル組立体は、子宮頚プローブ
３０を含む。この子宮頚プローブ３０は、能動的なＲＦ
コイル素子７２がしっかり固定される中空環状部分１２
０を備えている。この実施形態において、能動的なＲＦ
コイル素子７２は、柔軟なプリント回路板１２２に敷設
される。この柔軟なプリント回路板１２２は、内部リン
グカバー１２４と外部のリング―シャフト組立体１２６
との間にしっかりと固定される。内部リングカバー１２
４及び外部のリング―シャフト組立体１２６は、医療グ
レードのＡＢＳプラスチックで構成されるのが好まし
い。外部のリング―シャフト組立体１２６は、同調及び
整合回路を含むプリント回路板７４を収容するシャフト
組立体１２８に接続される。２本の１８ＡＷＧのワイヤ
１３０がプリント回路板に取り付けられ、そこから外部
のリング―シャフト組立体１２６を経て能動的なＲＦコ
イル素子へと延びる。好ましくは、絶縁スリーブが２本
のワイヤの上に配置される。内部リングカバー１２４、
外部のリング―シャフト組立体１２６、及びシャフト組
立体１２８は、流体の侵入からプローブ３０を守るため
に全て適切にのり付けされる。又、図示されていない
が、この実施形態も、上記実施形態の特別に構成された
ＲＦケーブル、グルーブ及び平らなグルーブ付き象限を
使用する。図５を参照すれば、子宮頚プローブ３０は、
外部ラテックス１３２も備えている。この外部ラテック
スカバー１３２は、選択的に伸ばしたり（１３４）又は
つぶしたり（１３６）して、子宮頚解剖学的部位を選択
的にそのポケットに入れ、その解剖学的部位をプローブ
の環状部分で形成されたリング内に配置することができ
る。ラテックスカバー１３２は、これを膨張したり収縮
したりすることにより伸ばしたりつぶしたりすることが
できる。
において、空洞内ＲＦコイル組立体は、子宮頚プローブ
３０を含む。この子宮頚プローブ３０は、能動的なＲＦ
コイル素子７２がしっかり固定される中空環状部分１２
０を備えている。この実施形態において、能動的なＲＦ
コイル素子７２は、柔軟なプリント回路板１２２に敷設
される。この柔軟なプリント回路板１２２は、内部リン
グカバー１２４と外部のリング―シャフト組立体１２６
との間にしっかりと固定される。内部リングカバー１２
４及び外部のリング―シャフト組立体１２６は、医療グ
レードのＡＢＳプラスチックで構成されるのが好まし
い。外部のリング―シャフト組立体１２６は、同調及び
整合回路を含むプリント回路板７４を収容するシャフト
組立体１２８に接続される。２本の１８ＡＷＧのワイヤ
１３０がプリント回路板に取り付けられ、そこから外部
のリング―シャフト組立体１２６を経て能動的なＲＦコ
イル素子へと延びる。好ましくは、絶縁スリーブが２本
のワイヤの上に配置される。内部リングカバー１２４、
外部のリング―シャフト組立体１２６、及びシャフト組
立体１２８は、流体の侵入からプローブ３０を守るため
に全て適切にのり付けされる。又、図示されていない
が、この実施形態も、上記実施形態の特別に構成された
ＲＦケーブル、グルーブ及び平らなグルーブ付き象限を
使用する。図５を参照すれば、子宮頚プローブ３０は、
外部ラテックス１３２も備えている。この外部ラテック
スカバー１３２は、選択的に伸ばしたり（１３４）又は
つぶしたり（１３６）して、子宮頚解剖学的部位を選択
的にそのポケットに入れ、その解剖学的部位をプローブ
の環状部分で形成されたリング内に配置することができ
る。ラテックスカバー１３２は、これを膨張したり収縮
したりすることにより伸ばしたりつぶしたりすることが
できる。
【００１３】図６を参照すれば、空洞内ＲＦコイル組立
体は、プローブの外部カバーを殺菌するための汚染除去
容器１４０を備えている。この汚染除去容器１４０は、
種々のプローブの全ての実施形態に適合し得る。上部リ
ップ１４２は、オーバーモールドされた枠９０をのせる
ように容器の上部に配置される。上部リップ１４２は、
同じ形状をもつことによりオーバーモールドされた枠９
０と協働するように構成することができる。上部リップ
１４２は、プローブを規定の高さに保持し、汚染除去容
器１４０の貯留部１４４に存在する汚染除去流体に外部
カバーが完全に浸漬されるようにする。殺菌流体は、グ
ルタルアルデヒド、アルコール、過酸化水素又は同様の
殺菌剤である。長方形ののど１４６は、プローブ３０の
外部カバーが殺菌流体へと延びることができるが、オー
バーモールドされた枠９０はこれを通過できないように
する。汚染除去容器１４０を使用しないときにこれをシ
ールするためのキャップ１４８も設けられる。又、汚染
除去容器１４０は、オーバーフロー放出路１５０も有
し、これは、汚染除去流体が規定レベルより上に上昇し
ないようにする。即ち、プローブ３０を挿入したとき
に、プローブ３０が流体を押しのけてそのレベルが上昇
するために、汚染除去流体のレベルがあまりに高くなっ
た場合に、所定レベルより上昇するのではなくオーバー
フロー放出路を通してこぼれる。これは、汚染除去流体
が、オーバーモールドされた枠９０又は特別に形成され
たＲＦケーブル８０に接触するのを防止し、ＰＶＣプラ
スチック部分が汚染除去流体に露出されて該流体がダメ
ージを及ぼすのを防止すると共に、更に、オーバーモー
ルドされた枠９０と外部カバーとの間のシール、及びオ
ーバーモールドされた枠９０と特別に構成されたＲＦケ
ーブル８０との間のシールを流体の考えられる侵入から
保護する。
体は、プローブの外部カバーを殺菌するための汚染除去
容器１４０を備えている。この汚染除去容器１４０は、
種々のプローブの全ての実施形態に適合し得る。上部リ
ップ１４２は、オーバーモールドされた枠９０をのせる
ように容器の上部に配置される。上部リップ１４２は、
同じ形状をもつことによりオーバーモールドされた枠９
０と協働するように構成することができる。上部リップ
１４２は、プローブを規定の高さに保持し、汚染除去容
器１４０の貯留部１４４に存在する汚染除去流体に外部
カバーが完全に浸漬されるようにする。殺菌流体は、グ
ルタルアルデヒド、アルコール、過酸化水素又は同様の
殺菌剤である。長方形ののど１４６は、プローブ３０の
外部カバーが殺菌流体へと延びることができるが、オー
バーモールドされた枠９０はこれを通過できないように
する。汚染除去容器１４０を使用しないときにこれをシ
ールするためのキャップ１４８も設けられる。又、汚染
除去容器１４０は、オーバーフロー放出路１５０も有
し、これは、汚染除去流体が規定レベルより上に上昇し
ないようにする。即ち、プローブ３０を挿入したとき
に、プローブ３０が流体を押しのけてそのレベルが上昇
するために、汚染除去流体のレベルがあまりに高くなっ
た場合に、所定レベルより上昇するのではなくオーバー
フロー放出路を通してこぼれる。これは、汚染除去流体
が、オーバーモールドされた枠９０又は特別に形成され
たＲＦケーブル８０に接触するのを防止し、ＰＶＣプラ
スチック部分が汚染除去流体に露出されて該流体がダメ
ージを及ぼすのを防止すると共に、更に、オーバーモー
ルドされた枠９０と外部カバーとの間のシール、及びオ
ーバーモールドされた枠９０と特別に構成されたＲＦケ
ーブル８０との間のシールを流体の考えられる侵入から
保護する。
【００１４】図７を参照すれば、オーバーモールドされ
た枠９０に選択的に係合されるジョー１６２を有する調
整可能なクランプ１６０は、検査される対象物の空洞内
に一定関係でプローブ３０を保持するのに使用される。
調整可能なクランプのジョー１６２は、バックナット１
６４を回転することにより選択的に係合される。ジョー
は、プローブ３０の位置設定に最大の自由度を許すため
に、オーバーモールドされた枠９０の形状に作られる。
図８を参照すれば、１つの好ましい実施形態において、
プローブは、特殊構造のＲＦケーブルを含まない。むし
ろ、オーバーモールドされた枠９０が、中空外部カバー
の開いた端を完全にシールする。オーバーモールドされ
た枠９０内の誘導性コイルのような電気部品１７０は、
同調及び整合回路に接続され、この回路は、次いで、プ
ローブ３０の能動的なＲＦコイル素子７２に接続され
る。オーバーモールドされた枠９０の電気部品１７０
は、調整可能なクランプ１６０のジョー１６２内に収容
された誘導性コイルのような電気部品１７２に電子的に
接続される。調整可能なクランプ１６０のジョー１６２
内の電気部品１７２は、次いで、ケーブル１７４を経て
ＭＲＩ装置の前置増幅器に接続される。このように、プ
ローブは、余計なＲＦケーブルを使用せずにＭＲＩ装置
の前置増幅器に接続される。
た枠９０に選択的に係合されるジョー１６２を有する調
整可能なクランプ１６０は、検査される対象物の空洞内
に一定関係でプローブ３０を保持するのに使用される。
調整可能なクランプのジョー１６２は、バックナット１
６４を回転することにより選択的に係合される。ジョー
は、プローブ３０の位置設定に最大の自由度を許すため
に、オーバーモールドされた枠９０の形状に作られる。
図８を参照すれば、１つの好ましい実施形態において、
プローブは、特殊構造のＲＦケーブルを含まない。むし
ろ、オーバーモールドされた枠９０が、中空外部カバー
の開いた端を完全にシールする。オーバーモールドされ
た枠９０内の誘導性コイルのような電気部品１７０は、
同調及び整合回路に接続され、この回路は、次いで、プ
ローブ３０の能動的なＲＦコイル素子７２に接続され
る。オーバーモールドされた枠９０の電気部品１７０
は、調整可能なクランプ１６０のジョー１６２内に収容
された誘導性コイルのような電気部品１７２に電子的に
接続される。調整可能なクランプ１６０のジョー１６２
内の電気部品１７２は、次いで、ケーブル１７４を経て
ＭＲＩ装置の前置増幅器に接続される。このように、プ
ローブは、余計なＲＦケーブルを使用せずにＭＲＩ装置
の前置増幅器に接続される。
【００１５】ここに示すオーバーモールドされた枠９０
は、球状として説明したが、他の適当な形状をとること
もできる。例えば、１つの好ましい実施形態では、オー
バーモールドされた枠９０は多面体の形状をとる。多面
体の各面は、適当な指示でマークされる。このように、
オーバーモールドされた枠９０は、プローブ３０及びそ
こにしっかり固定された能動的なＲＦコイル素子７２の
相対的な向きを患者に対して指示するのに使用できる。
別の実施形態では、プローブ３０は、限定された核磁気
共鳴信号を放射する材料をその構造体に含む。この場合
も、これは、対象物内におけるプローブ３０の相対的な
位置及び方向を、像形成される解剖学的部位に対して決
定できるようにする。本発明の１つの効果的な特徴は、
流体の侵入を防ぐようにプローブ３０がシールされるこ
とである。オーバーモールドされた枠９０が機械的なシ
ールを形成するように埋められるグルーブ６６を参照し
て説明したが、超音波溶接のような他の手段や、又は構
造体内に医療グレードの接着剤を使用しても、適当なシ
ールが形成されることが明らかである。又、プローブの
他の２つの界面間のシールも、超音波溶接、溶媒ボンデ
ィング又は医療グレード接着剤での接着剤ボンディング
されて、流体の侵入を防止するバリアを形成することが
できる。
は、球状として説明したが、他の適当な形状をとること
もできる。例えば、１つの好ましい実施形態では、オー
バーモールドされた枠９０は多面体の形状をとる。多面
体の各面は、適当な指示でマークされる。このように、
オーバーモールドされた枠９０は、プローブ３０及びそ
こにしっかり固定された能動的なＲＦコイル素子７２の
相対的な向きを患者に対して指示するのに使用できる。
別の実施形態では、プローブ３０は、限定された核磁気
共鳴信号を放射する材料をその構造体に含む。この場合
も、これは、対象物内におけるプローブ３０の相対的な
位置及び方向を、像形成される解剖学的部位に対して決
定できるようにする。本発明の１つの効果的な特徴は、
流体の侵入を防ぐようにプローブ３０がシールされるこ
とである。オーバーモールドされた枠９０が機械的なシ
ールを形成するように埋められるグルーブ６６を参照し
て説明したが、超音波溶接のような他の手段や、又は構
造体内に医療グレードの接着剤を使用しても、適当なシ
ールが形成されることが明らかである。又、プローブの
他の２つの界面間のシールも、超音波溶接、溶媒ボンデ
ィング又は医療グレード接着剤での接着剤ボンディング
されて、流体の侵入を防止するバリアを形成することが
できる。
【００１６】プローブ３０の同調及び整合回路を磁気共
鳴像形成システムの前置増幅器に接続するものとして特
別な構造のＲＦケーブル８０を説明したが、１つの好ま
しい実施形態では、前置増幅器がプローブ３０に一体化
され、そして同調及び整合回路と同じプリント回路板７
４に取り付けられる。
鳴像形成システムの前置増幅器に接続するものとして特
別な構造のＲＦケーブル８０を説明したが、１つの好ま
しい実施形態では、前置増幅器がプローブ３０に一体化
され、そして同調及び整合回路と同じプリント回路板７
４に取り付けられる。
【００１７】
【発明の効果】上記空洞内コイルの１つの効果は、プロ
ーブが再使用可能なことである。別の効果は、それらが
ＵＬ５４４及びＩＥＣ６０１のような必要な電気的及び
機械的な適用規格に合致するように製造できることであ
る。更に別の効果は、能動的なＲＦコイル素子の位置
が、像形成される解剖学的部位に対して固定されること
である。更に別の効果は、患者ごとに同調及び整合調整
を実行するための外部回路が排除されることである。更
に別の効果は、走査を実行する間にプローブを固定位置
にクランプすることにより動きの影響が減少されること
である。更に別の特徴は、再使用可能なプローブの内部
への流体の侵入が防止されることである。別の効果は、
対象物がＲＦ火傷から保護されることである。
ーブが再使用可能なことである。別の効果は、それらが
ＵＬ５４４及びＩＥＣ６０１のような必要な電気的及び
機械的な適用規格に合致するように製造できることであ
る。更に別の効果は、能動的なＲＦコイル素子の位置
が、像形成される解剖学的部位に対して固定されること
である。更に別の効果は、患者ごとに同調及び整合調整
を実行するための外部回路が排除されることである。更
に別の効果は、走査を実行する間にプローブを固定位置
にクランプすることにより動きの影響が減少されること
である。更に別の特徴は、再使用可能なプローブの内部
への流体の侵入が防止されることである。別の効果は、
対象物がＲＦ火傷から保護されることである。
【図1 】本発明によるＭＲＩ装置の概略図である。
【図２ａ】本発明の空洞内ＲＦコイル組立体による肛門
プローブを示す図である。
プローブを示す図である。
【図２ｂ】本発明による肛門プローブの外部カバーを示
す図である。
す図である。
【図２ｃ】本発明による肛門プローブの内部スリーブを
示す図である。
示す図である。
【図３】本発明の空洞内ＲＦコイル組立体による前立腺
プローブを示す分解図である。
プローブを示す分解図である。
【図４】本発明の空洞内ＲＦコイル組立体による子宮頚
プローブを示す分解図である。
プローブを示す分解図である。
【図５】本発明による子宮頚プローブに使用するための
ラテックスカバーを示す図である。
ラテックスカバーを示す図である。
【図６】本発明の空洞内ＲＦコイル組立体による汚染除
去容器を示す図である。
去容器を示す図である。
【図７】本発明の空洞内ＲＦコイル組立体による調整可
能なクランプを示す図である。
能なクランプを示す図である。
【図８】本発明によるプローブとクランプとの間の電子
的カプリングを示す図である。
的カプリングを示す図である。
１０ 主磁界制御器 １２ 磁石 １４ 検査領域 ２０ 勾配パルス増幅器 ２２ 全身勾配コイル ２４ デジタル高周波送信器 ２６ 全身ＲＦコイル ３０ 再使用可能なプローブ ３２ 受信器 ４０ シーケンス制御回路 ４２ アナログ―デジタルコンバータ ５０ 再構成プロセッサ ５２ 像メモリ ５４ ビデオモニタ ６０ 中空の外部カバー ６２ 閉じた遠方端 ６４ 開いた接近端 ６６ グルーブ ７０ 内部スリーブ ７２ 能動的なＲＦコイル素子 ７４ プリント回路板 ８０ 特殊構造のＲＦケーブル ９０ オーバーモールドされた枠（蓋状の枠） １００ 内部シェル １０２ キャパシタ １０４ カバー
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ディヴィッド エイ モリノー アメリカ合衆国 オハイオ州 44060 メ ントー カーター ブールヴァード 6454 (72)発明者 ジョン ティー カーロン アメリカ合衆国 オハイオ州 44057 マ ディソン タウンライン ロード 2763 (72)発明者 ベンジャミン アール スターン アメリカ合衆国 オハイオ州 44094 ウ ィロービー ヒルズ パー レーン 2255 −806 (72)発明者 ウィリアム オー ブローム アメリカ合衆国 オハイオ州 44139 ソ ーロン ボールドウィン ロード 33444
Claims (13)
- 【請求項１】 再使用可能なプローブ(30)を備え、該プ
ローブは、検査される対象物の空洞に適合するように形
成された閉じた遠方端(62)と、開いた接近端(64)とを含
む中空外部カバー(60)と；この外部カバー(60)の遠方端
(62)内に配置された内部スリーブ(70)の周りに堅牢に形
成された能動的なＲＦコイル素子(72)と；この能動的な
ＲＦコイル素子(72)の接近端側で上記外部カバー(60)内
に配置された同調及び整合回路であって、プリント回路
板(74)上に配置されて能動的なＲＦコイル素子(72)に取
り付けられる同調及び整合回路と；上記外部カバー(60)
の接近端(64)に接続された蓋(90)であって、上記外部カ
バー(60)の接近端(64)を閉じた状態にシールするように
構成された蓋(90)とを備えたことを特徴とするＭＲＩ装
置のための空洞内ＲＦコイル組立体。 - 【請求項２】 上記同調及び整合回路に接続されて、上
記外部カバー(60)の開いた接近端(64)から上記蓋(90)を
通してＭＲＩ装置の前置増幅器へと延びる非磁気ＲＦケ
ーブル(80)を更に備え、このＲＦケーブル(80)は、外部
ケーブル絶縁材と、この外部ケーブル絶縁材上にモール
ドされたＭＲ適合及び生体適合の外部ジャケットとを有
する請求項１に記載の空洞内ＲＦコイル組立体。 - 【請求項３】 上記接近端(64)において上記外部カバー
(60)の外面に切られた複数のグルーブ(66)を更に備え、
これらグルーブ(66)は、外部カバー(60)を完全に取り巻
くように配置され、上記蓋(90)の一部分がそこに埋め込
まれて、蓋(90)と外部カバー(60)との間の接続部をシー
ルする請求項１又は２に記載の空洞内ＲＦコイル組立
体。 - 【請求項４】 上記プローブ(30)の外部カバー(60)を殺
菌するための汚染除去容器(140) を更に備え、この汚染
除去容器(140) は、上部リップ(142) と、汚染除去流体
を規定レベルに保持する貯溜器とを有し、上記リップ
は、規定の高さにおいて蓋(90)をのせるように構成され
て、上記外部カバー(60)が汚染除去流体に完全に沈み且
つ上記蓋(90)が汚染除去流体に接触しないようにする請
求項１ないし３のいずれかに記載の空洞内ＲＦコイル組
立体。 - 【請求項５】 上記汚染除去容器(140) は、汚染除去流
体が規定レベルより上昇するのを防止するようにオーバ
ーフロー放出路(150) を有する請求項４に記載の空洞内
ＲＦコイル組立体。 - 【請求項６】 検査される対象物の空洞内で上記プロー
ブ(30)が一定関係に保持されるように上記蓋(90)に選択
的に係合されるジョー(162) を有する調整可能なクラン
プ(160) を更に備えた請求項１ないし５のいずれかに記
載の空洞内ＲＦコイル組立体。 - 【請求項７】 上記蓋(90)は、上記同調及び整合回路に
接続された少なくとも１つの電気部品(170) を備え、上
記蓋(90)が調整可能なクランプ(160) に係合するとき
に、上記蓋(90)の電気部品(170) は、ＭＲＩ装置の前置
増幅器に接続された調整可能なクランプ(160) のジョー
(162) における少なくとも１つの電気部品(172) に電子
的に接続される請求項６に記載の空洞内ＲＦコイル組立
体。 - 【請求項８】 上記プローブ(30)は、制限された磁気共
鳴信号を放出する材料を含み、上記信号は、検査される
対象物に対するプローブ(30)の位置を追跡するのに使用
される請求項１ないし６のいずれかに記載の空洞内ＲＦ
コイル組立体。 - 【請求項９】 発生する像の異常を排除するように上記
プリント回路板(74)が配置されそしてそこに電子部品が
位置される請求項１ないし８のいずれかに記載の空洞内
ＲＦコイル組立体。 - 【請求項１０】 上記蓋(90)は、外部カバー(60)の端部
の上に延びる請求項１ないし９のいずれかに記載の空洞
内ＲＦコイル組立体。 - 【請求項１１】 上記蓋は、モールドされた枠である請
求項１０に記載の空洞内ＲＦコイル組立体。 - 【請求項１２】 上記蓋は、球根状である請求項１０又
は１１に記載の空洞内ＲＦコイル組立体。 - 【請求項１３】 請求項１ないし１２のいずれかに記載
の空洞内ＲＦコイル組立体を使用する方法において、 （ａ）検査される対象物の空洞内に再使用可能なプロー
ブを配置し； （ｂ）上記対象物のダイポールにおいて磁気共鳴を励起
し； （ｃ）励起されたダイポールが弛緩するときにそこから
放出される磁気共鳴信号を上記再使用可能なプローブを
経て受信し；そして （ｄ）その受信した磁気共鳴信号から人間に見える像を
発生する；という段階を備えたことを特徴とする方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/979053 | 1997-11-26 | ||
| US08/979,053 US6051974A (en) | 1997-11-26 | 1997-11-26 | MRI endocavitary coils and decontamination |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11233333A true JPH11233333A (ja) | 1999-08-27 |
| JP4307603B2 JP4307603B2 (ja) | 2009-08-05 |
Family
ID=25526652
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP33557798A Expired - Fee Related JP4307603B2 (ja) | 1997-11-26 | 1998-11-26 | Ｍｒｉ空洞内コイル |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6051974A (ja) |
| EP (1) | EP0919824B1 (ja) |
| JP (1) | JP4307603B2 (ja) |
| DE (1) | DE69832950T2 (ja) |
Families Citing this family (22)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6898454B2 (en) * | 1996-04-25 | 2005-05-24 | The Johns Hopkins University | Systems and methods for evaluating the urethra and the periurethral tissues |
| US7236816B2 (en) * | 1996-04-25 | 2007-06-26 | Johns Hopkins University | Biopsy and sampling needle antennas for magnetic resonance imaging-guided biopsies |
| US6675033B1 (en) | 1999-04-15 | 2004-01-06 | Johns Hopkins University School Of Medicine | Magnetic resonance imaging guidewire probe |
| US6263229B1 (en) | 1998-11-13 | 2001-07-17 | Johns Hopkins University School Of Medicine | Miniature magnetic resonance catheter coils and related methods |
| US6549800B1 (en) | 1996-04-25 | 2003-04-15 | Johns Hopkins Unversity School Of Medicine | Methods for in vivo magnetic resonance imaging |
| EP1130999A4 (en) * | 1998-11-18 | 2006-03-22 | Cardiac M R I Inc | EXPANDABLE MRI RECEIVER COIL |
| US6798206B2 (en) | 1998-11-25 | 2004-09-28 | Medrad, Inc. | Neurovascular coil system and interface and system therefor and method of operating same in a multitude of modes |
| US6356081B1 (en) | 1998-11-25 | 2002-03-12 | Medrad, Inc. | Multimode operation of quadrature phased array MR coil systems |
| US6344745B1 (en) | 1998-11-25 | 2002-02-05 | Medrad, Inc. | Tapered birdcage resonator for improved homogeneity in MRI |
| US7848788B2 (en) | 1999-04-15 | 2010-12-07 | The Johns Hopkins University | Magnetic resonance imaging probe |
| WO2001073461A2 (en) | 2000-03-24 | 2001-10-04 | Surgi-Vision | Endoluminal mri probe |
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