JPS6349149A - 磁気共鳴装置 - Google Patents
磁気共鳴装置Info
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- JPS6349149A JPS6349149A JP62197234A JP19723487A JPS6349149A JP S6349149 A JPS6349149 A JP S6349149A JP 62197234 A JP62197234 A JP 62197234A JP 19723487 A JP19723487 A JP 19723487A JP S6349149 A JPS6349149 A JP S6349149A
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- G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
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-
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- G01R33/341—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils
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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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
ａ、産業上の利用分野
本発明は磁気共鳴装置に関する。
さらに詳しくは、本発明は中電界および高電界用、特に
１．５テスラの磁気共鳴影像用全身共振器に関する。し
かしながら、本発明はまた高い磁界強度および低い磁界
強度で、スペクトロメータ用共振器、人体部分を結像す
るように構成した結像装置等としても適用することがで
きる。
１．５テスラの磁気共鳴影像用全身共振器に関する。し
かしながら、本発明はまた高い磁界強度および低い磁界
強度で、スペクトロメータ用共振器、人体部分を結像す
るように構成した結像装置等としても適用することがで
きる。
ｂ、従来の技術
しかしながら、全身磁気共鳴結像装置は、患者身体の領
域内において磁気共鳴を誘導する無線周波数共振コイル
を利用していた。従来、共振器は分布位相コイルまたは
サドルコイルを含んでいた。代表的な分布位相コイルお
よびサドルコイルは、１９８４年３月２７日に発行され
たワルド・ニス・ヒンシャウ（Ｗａ（ｄｏ Ｓ 、 Ｈ
ｉｎｓｈａｗ ）等の米国特許第４，４５９，７５５号
に述べられている。
域内において磁気共鳴を誘導する無線周波数共振コイル
を利用していた。従来、共振器は分布位相コイルまたは
サドルコイルを含んでいた。代表的な分布位相コイルお
よびサドルコイルは、１９８４年３月２７日に発行され
たワルド・ニス・ヒンシャウ（Ｗａ（ｄｏ Ｓ 、 Ｈ
ｉｎｓｈａｗ ）等の米国特許第４，４５９，７５５号
に述べられている。
１．０〜２．０テスラの範囲内において陽子磁気共鳴結
像を実施する時、４０〜９０メガヘルツの対応する動作
周波数まだは共振周波数が必要となる。理解されるよう
に、従来のコイルの共振周波数はそのコイル自体の大き
さおよび形状によって異なる。高電界強度で陽子結像す
るのに必要な４０メガヘルツ周波数より大きな値に達す
るためには、サドルコイルおよび分布位相コイルを分布
キャパシタンスと組合わせるが、または上記各コイルを
比較的小さな直径まで縮小していた。分布キャパシタン
ス技術はコイルの品質を低下させた。コイルの直径を減
少させると、コイルに人の患者の全身または胴を収納す
ることができなくなった。
像を実施する時、４０〜９０メガヘルツの対応する動作
周波数まだは共振周波数が必要となる。理解されるよう
に、従来のコイルの共振周波数はそのコイル自体の大き
さおよび形状によって異なる。高電界強度で陽子結像す
るのに必要な４０メガヘルツ周波数より大きな値に達す
るためには、サドルコイルおよび分布位相コイルを分布
キャパシタンスと組合わせるが、または上記各コイルを
比較的小さな直径まで縮小していた。分布キャパシタン
ス技術はコイルの品質を低下させた。コイルの直径を減
少させると、コイルに人の患者の全身または胴を収納す
ることができなくなった。
別の直径の小さなコイル製品は、４０メガヘルツ以上の
共振周波を得るのに利用されてきた。
共振周波を得るのに利用されてきた。
しかしながら、患者の胴を収納することのできる太きさ
までこれら小直径共振器を拡大すると、共振周波数は降
下する。例えば、エッチ・ジエー・シュナイダー（Ｈ，
Ｊ、 ５ｃｈｎｅｉｄｅｒ ） オよびピー・デュＶ
７ コア （Ｐ、 Ｄｕｌｌｅｎｋｏｐｆ ）共著、「
スロット管共振器：高観測周波数における新規なＮＭＲ
プローブへ７ ）’ Ｊ （５ｌｏｔｔｅｄ Ｔｕｂｅ
Ｒｅ５ｏｎａｔｏｒ ： Ａ ｎｅｗＮＭＲＰｒｏｂ
ｅ Ｈｅａｄ ａｔ Ｈｉｇｈ Ｏｂｓｅｒｖｉｎｇ
Ｆｒｅｑｕｅｎ−ｃｉｅｓ）、′ｆＬｅｖ、 Ｓｃｉ、
Ｉｎ５ｔ、、４８巻、１号、６８〜７３頁、１９７７
年１月の文献は、直径が約１０−のスロット管共振器を
開示している。しかしながら、この場合、直径に対する
長さの比が１０：１を越えるので、このようなコイルは
患者全身の直ヱまで拡大することが困難である。シュナ
イダーおよびデュレンコフはまた「交差スロット管共振
器（Ｃ３ＴＲ） ：新規な二重共振Ｎ Ｍ Ｒプローブ
ヘッドＪ （Ｃｒｏｓｓｅｄ ５ｌｏｔｔｅｄ Ｔｕｂ
ｅ Ｒｅ５ｏ−ｎａｔｏｒ （Ｃ８ＴＲ） ： Ａ Ｎ
ｅｗ Ｄｏｕｂｌｅ ＲｅｓｏｎａｎｃｅＮＭＲＰｒｏ
ｂｅ Ｈｅａｄ）、Ｒｅｖ、 Ｓｃｉ、 Ｉｎ５ｔ、、
４８巻、７号、８５２〜８３４頁、１９７７年７月の文
献において交差スロット管共振器を開示している。さら
に磁気共振器については、ディー・アイ・ホルト（Ｄ、
１． ＨｏｕＨ）著、［ＮＭＲレシーバ：設計ニつい
ての説明および分析ｊ （Ｔｈｅ ＮＭＲＲｅｃｅｉｖ
ｅｒ：Ａ Ｄｅｓｃｒｉｐｔｉｏｎ ａｎｄ Ａｎａ
ｌｙｓｉｓ ｏｆ Ｄｅｓｉｇｎ）、ＮＭＲ分光分析法
の進歩（Ｐｒｏｇｒｅｓｓ ｉｎ ＮＭＲ５ｐｅｃｔｒ
ｏｓ−ｃｏｐｙ ）、１２巻、４１〜７７頁、１９７８
年の文献に述べられている。ホルトの記事は、高周波を
有するが非対称で且つ不平衡なコイルを開示している。
までこれら小直径共振器を拡大すると、共振周波数は降
下する。例えば、エッチ・ジエー・シュナイダー（Ｈ，
Ｊ、 ５ｃｈｎｅｉｄｅｒ ） オよびピー・デュＶ
７ コア （Ｐ、 Ｄｕｌｌｅｎｋｏｐｆ ）共著、「
スロット管共振器：高観測周波数における新規なＮＭＲ
プローブへ７ ）’ Ｊ （５ｌｏｔｔｅｄ Ｔｕｂｅ
Ｒｅ５ｏｎａｔｏｒ ： Ａ ｎｅｗＮＭＲＰｒｏｂ
ｅ Ｈｅａｄ ａｔ Ｈｉｇｈ Ｏｂｓｅｒｖｉｎｇ
Ｆｒｅｑｕｅｎ−ｃｉｅｓ）、′ｆＬｅｖ、 Ｓｃｉ、
Ｉｎ５ｔ、、４８巻、１号、６８〜７３頁、１９７７
年１月の文献は、直径が約１０−のスロット管共振器を
開示している。しかしながら、この場合、直径に対する
長さの比が１０：１を越えるので、このようなコイルは
患者全身の直ヱまで拡大することが困難である。シュナ
イダーおよびデュレンコフはまた「交差スロット管共振
器（Ｃ３ＴＲ） ：新規な二重共振Ｎ Ｍ Ｒプローブ
ヘッドＪ （Ｃｒｏｓｓｅｄ ５ｌｏｔｔｅｄ Ｔｕｂ
ｅ Ｒｅ５ｏ−ｎａｔｏｒ （Ｃ８ＴＲ） ： Ａ Ｎ
ｅｗ Ｄｏｕｂｌｅ ＲｅｓｏｎａｎｃｅＮＭＲＰｒｏ
ｂｅ Ｈｅａｄ）、Ｒｅｖ、 Ｓｃｉ、 Ｉｎ５ｔ、、
４８巻、７号、８５２〜８３４頁、１９７７年７月の文
献において交差スロット管共振器を開示している。さら
に磁気共振器については、ディー・アイ・ホルト（Ｄ、
１． ＨｏｕＨ）著、［ＮＭＲレシーバ：設計ニつい
ての説明および分析ｊ （Ｔｈｅ ＮＭＲＲｅｃｅｉｖ
ｅｒ：Ａ Ｄｅｓｃｒｉｐｔｉｏｎ ａｎｄ Ａｎａ
ｌｙｓｉｓ ｏｆ Ｄｅｓｉｇｎ）、ＮＭＲ分光分析法
の進歩（Ｐｒｏｇｒｅｓｓ ｉｎ ＮＭＲ５ｐｅｃｔｒ
ｏｓ−ｃｏｐｙ ）、１２巻、４１〜７７頁、１９７８
年の文献に述べられている。ホルトの記事は、高周波を
有するが非対称で且つ不平衡なコイルを開示している。
これらコイルの変更例については、ディー・ダブリュ・
アルダ−マン（Ｄ、 Ｗ、 Ａｌｄｅｒ−ｍａｎ）およ
びディー・エム・グランド（Ｄ、 Ｍ、 ０ｒａ−ｎｔ
）共著、「超電導分光計における伝導試料内で加熱を低
減させる効率的なデヵップラの設計」（Ａｎ Ｅｆｆｉ
ｃｊｅｎｔ Ｄｅｃｏｕｐｌｅｒ Ｃｏ１１ ＤｅｓＩ
ｇｎ ＷｈｉｃｈＲｅｄｕｃｅｓ Ｈｅａｔｉｎｇ ｉ
ｎ Ｃｏｎｄｕｃｔｉｖｅ Ｓａｍｐｌｅｓ ｉｎ Ｓ
ｕｐｅｒ−Ｃｏｎｄｕｃｔｉｎｇ Ｓｐｅｃｔｒｏｍｅ
ｔｅｒｓ）、Ｊ、 Ｍａｇ、 Ｒｅｓ、 、３６巻、４
４７〜４５１頁、１９７９年の文献に示されている。エ
イ・レロイーウィリグ（Ａ、 Ｌｅｒｏｙ −Ｗｉｌｌ
ｉｇ）等著、「スロットシリンダ：ＮＭ几結像用高効率
共振器Ｊ （Ｔｈｅ ５ｌｏｔｔｅｄ Ｃｙｌｉｎｄｅ
ｒ ；ＡｎＥｆｆｉｃｉｅｎｔ ｆｏｒ ＮＭＲＩｍａ
ｇｉｎｇ ）、１９８４年の文献は、４分の１波長アル
ダー−ｑ ：ｙ （Ａｌｄｅｒｍａｎ ）およびグラン
） （Ｇｒａｎｔ）スロット管共振器を半波長コイルに
変換する構成を開示している。もう１つの半波長共振器
は、ピー・ロシュマン（Ｐ。
アルダ−マン（Ｄ、 Ｗ、 Ａｌｄｅｒ−ｍａｎ）およ
びディー・エム・グランド（Ｄ、 Ｍ、 ０ｒａ−ｎｔ
）共著、「超電導分光計における伝導試料内で加熱を低
減させる効率的なデヵップラの設計」（Ａｎ Ｅｆｆｉ
ｃｊｅｎｔ Ｄｅｃｏｕｐｌｅｒ Ｃｏ１１ ＤｅｓＩ
ｇｎ ＷｈｉｃｈＲｅｄｕｃｅｓ Ｈｅａｔｉｎｇ ｉ
ｎ Ｃｏｎｄｕｃｔｉｖｅ Ｓａｍｐｌｅｓ ｉｎ Ｓ
ｕｐｅｒ−Ｃｏｎｄｕｃｔｉｎｇ Ｓｐｅｃｔｒｏｍｅ
ｔｅｒｓ）、Ｊ、 Ｍａｇ、 Ｒｅｓ、 、３６巻、４
４７〜４５１頁、１９７９年の文献に示されている。エ
イ・レロイーウィリグ（Ａ、 Ｌｅｒｏｙ −Ｗｉｌｌ
ｉｇ）等著、「スロットシリンダ：ＮＭ几結像用高効率
共振器Ｊ （Ｔｈｅ ５ｌｏｔｔｅｄ Ｃｙｌｉｎｄｅ
ｒ ；ＡｎＥｆｆｉｃｉｅｎｔ ｆｏｒ ＮＭＲＩｍａ
ｇｉｎｇ ）、１９８４年の文献は、４分の１波長アル
ダー−ｑ ：ｙ （Ａｌｄｅｒｍａｎ ）およびグラン
） （Ｇｒａｎｔ）スロット管共振器を半波長コイルに
変換する構成を開示している。もう１つの半波長共振器
は、ピー・ロシュマン（Ｐ。
Ｒｏｓｈｍａｎ ）著、「１テスラを越える値で陽子結
像するＲＦプローブ用環状共振器ｊ （Ｒｉｎｇ Ｒｅ
５ｏｎａ−ｔｏｒ ｆｏｒ ＲＦ Ｐｒｏｂｅｓ ｆｏ
ｒ Ｐｒｏｔｏｎ ＩｍａｇｉｎｇＡｂｏｖｅ Ｉ
Ｔｅ５ｌａ）、Ｓ、 Ｍ、 Ｒ，Ｎ、第３回年次総会
の要約、６３４〜６３５頁、１９８４年の文献に開示さ
れている。
像するＲＦプローブ用環状共振器ｊ （Ｒｉｎｇ Ｒｅ
５ｏｎａ−ｔｏｒ ｆｏｒ ＲＦ Ｐｒｏｂｅｓ ｆｏ
ｒ Ｐｒｏｔｏｎ ＩｍａｇｉｎｇＡｂｏｖｅ Ｉ
Ｔｅ５ｌａ）、Ｓ、 Ｍ、 Ｒ，Ｎ、第３回年次総会
の要約、６３４〜６３５頁、１９８４年の文献に開示さ
れている。
Ｃ０発明が解決しようとする問題点
本発明の目的は、上記問題点および欠点を解消する磁気
共鳴装置を提供することである。
共鳴装置を提供することである。
本発明の第１態様によれば、影像領域を通して長手方向
に磁界を発生する手段と、第１コイル部分および第２コ
イル部分を含む共振コイル部材とから成る磁気共鳴結像
装置において、第１および第２容量性ネツトワークをさ
らに含み、第１容量性ネツトワークが第１コイル部分と
接地手段との間で電気的に接続し、且つ第２容量性ネツ
トワークが第２コイル部分と接地手段との間で電気的に
接続していることを特徴とする磁気共鳴結像装置が提供
される。
に磁界を発生する手段と、第１コイル部分および第２コ
イル部分を含む共振コイル部材とから成る磁気共鳴結像
装置において、第１および第２容量性ネツトワークをさ
らに含み、第１容量性ネツトワークが第１コイル部分と
接地手段との間で電気的に接続し、且つ第２容量性ネツ
トワークが第２コイル部分と接地手段との間で電気的に
接続していることを特徴とする磁気共鳴結像装置が提供
される。
本発明の第２態様によれば、影像領域を通って長手方向
に磁界を発生する手段と；共振コイルと；このコイルか
ら磁気共鳴信号を受信するレシーバ手段と；受信した磁
気共鳴信号から影像を再現する影像再現手段とから成る
磁気共鳴結像装置において；この装置がさらに影像領域
の周りに長手方向に延びている電気伝導ライナと；コイ
ルの第１端およびライナの間で電気的に接続しているイ
ンピーダンスネットワークと；コイルの第２端およびラ
イナの間で電気的キャパシタンスを形成する容量性手段
と；上記インピーダンスネットワークおよび受信手段の
間で操作可能に接続している無線周波数リードとを含み
；上記コイルは上記ライナ内に配置され且つそこから取
出されることを特徴とする磁気共鳴結像装置が提供され
る。
に磁界を発生する手段と；共振コイルと；このコイルか
ら磁気共鳴信号を受信するレシーバ手段と；受信した磁
気共鳴信号から影像を再現する影像再現手段とから成る
磁気共鳴結像装置において；この装置がさらに影像領域
の周りに長手方向に延びている電気伝導ライナと；コイ
ルの第１端およびライナの間で電気的に接続しているイ
ンピーダンスネットワークと；コイルの第２端およびラ
イナの間で電気的キャパシタンスを形成する容量性手段
と；上記インピーダンスネットワークおよび受信手段の
間で操作可能に接続している無線周波数リードとを含み
；上記コイルは上記ライナ内に配置され且つそこから取
出されることを特徴とする磁気共鳴結像装置が提供され
る。
本発明の第３態様によれば、長さ：長手方向直径が通常
１°１である誘電スリーブと；この誘電スリーブの表面
に清って延びている第１金属箔部分と；誘電スリーブの
表面に涜って延びている第２金属箔部分と；第１および
第２箔部分のそれぞれの一端を大地に容量的に結合させ
る第１および第２キャパシタンスネットワークと；第１
および第２キャパシタンスネットワークの間で接続して
いる半波長ケーブルと；第１および第２箔部分のそれぞ
れの第２端を容量的に結合させるキャパシタンス結合手
段から成す、上記第１および第２箔部分は相互の且つ相
互に電気的に分離している鏡映影像であることを特徴と
する半波長平衡送電線共振器が提供される。
１°１である誘電スリーブと；この誘電スリーブの表面
に清って延びている第１金属箔部分と；誘電スリーブの
表面に涜って延びている第２金属箔部分と；第１および
第２箔部分のそれぞれの一端を大地に容量的に結合させ
る第１および第２キャパシタンスネットワークと；第１
および第２キャパシタンスネットワークの間で接続して
いる半波長ケーブルと；第１および第２箔部分のそれぞ
れの第２端を容量的に結合させるキャパシタンス結合手
段から成す、上記第１および第２箔部分は相互の且つ相
互に電気的に分離している鏡映影像であることを特徴と
する半波長平衡送電線共振器が提供される。
ｄ０問題点を解決するための手段
次に、添付図面に従って本発明の磁気共鳴装置を実施例
として説明する。
として説明する。
第１図において、本発明の結像装置は、影像領域を通過
して通常長手方向に分極磁界を発生する磁界発生手段Ａ
を含んでいる。この磁界はスライス選定用、位相コード
化用および立体コード化用の横方向勾配を含んでいる。
して通常長手方向に分極磁界を発生する磁界発生手段Ａ
を含んでいる。この磁界はスライス選定用、位相コード
化用および立体コード化用の横方向勾配を含んでいる。
無線周波数伝送受信手段Ｂは、影像領域内において水素
ダイポールまたは他のダイポールの磁気共鳴を選択的に
励起し、且つこれによシ生じた共鳴信号を受信する。影
像再現手段Ｃはフーリエ変換技術または他の影像再現手
段を用いて影像を再現する。影像はモニタＤに表示され
、メモリに記録され、テープに記憶され、さらにその後
の工程で処理される。
ダイポールまたは他のダイポールの磁気共鳴を選択的に
励起し、且つこれによシ生じた共鳴信号を受信する。影
像再現手段Ｃはフーリエ変換技術または他の影像再現手
段を用いて影像を再現する。影像はモニタＤに表示され
、メモリに記録され、テープに記憶され、さらにその後
の工程で処理される。
好ましい具体例の場合、磁界手段Ａは、主要磁界制御手
段１２の制御の下で作動する複数の主要磁界磁石１０を
含んでいる。主要磁界磁石は影像領域を通過して長手方
向にほぼ均一な磁界を発生する。この磁界は通常Ｚ軸に
沿うように表示される。勾配コイル２０および勾配界磁
制御手段２２は、主要磁界中において好ましくは相互に
直交するｙ軸およびｙ軸に対して選択的に勾配を生じる
。
段１２の制御の下で作動する複数の主要磁界磁石１０を
含んでいる。主要磁界磁石は影像領域を通過して長手方
向にほぼ均一な磁界を発生する。この磁界は通常Ｚ軸に
沿うように表示される。勾配コイル２０および勾配界磁
制御手段２２は、主要磁界中において好ましくは相互に
直交するｙ軸およびｙ軸に対して選択的に勾配を生じる
。
無線周波数信号Ｂは無線周波数発生器３０を含んでおり
、この発生器３０は適切な無線周波数信号を発生し、こ
の信号は磁気共鳴を励起し、スピン角度を逆転させ、例
えば９０’〜１８０° のパルスにする。無線周波数信
号は半波長平衡伝送共振部材３２によって影像領域内に
おける水素ダイポールまたは他のダイポールに伝送され
る。この例示具体例において、共振コイル部材３２はさ
らに無線周波数レシーバ３４向けのダイポール発生磁気
共鳴信号をピックアップするアンテナとしても作用する
。
、この発生器３０は適切な無線周波数信号を発生し、こ
の信号は磁気共鳴を励起し、スピン角度を逆転させ、例
えば９０’〜１８０° のパルスにする。無線周波数信
号は半波長平衡伝送共振部材３２によって影像領域内に
おける水素ダイポールまたは他のダイポールに伝送され
る。この例示具体例において、共振コイル部材３２はさ
らに無線周波数レシーバ３４向けのダイポール発生磁気
共鳴信号をピックアップするアンテナとしても作用する
。
共振部材３２は共振コイル形成体４０を含んでおシ、こ
の形成体４０は、この例示具体例の場合、Ｚ軸に沿って
長手方向に延びている断面円形のプラスチックまたは他
の誘電スリーブである。好ましくは、形成体は長さ：直
径が約１：１である。人の患者の全身を収納するため、
直径は約６０副である。任意であるが、形成体にはテー
パがかけられていてもよく、またはその直径が肩の大き
な値から頭または足先の小さな値に向って減少していて
もよい。
の形成体４０は、この例示具体例の場合、Ｚ軸に沿って
長手方向に延びている断面円形のプラスチックまたは他
の誘電スリーブである。好ましくは、形成体は長さ：直
径が約１：１である。人の患者の全身を収納するため、
直径は約６０副である。任意であるが、形成体にはテー
パがかけられていてもよく、またはその直径が肩の大き
な値から頭または足先の小さな値に向って減少していて
もよい。
共振部材５２はさらに第１電気伝導共振コイル部分４２
および第２コイル部分４４を含んでいる。好ましい具体
例の場合、コイル部分は誘電形成体４０の表面に接着ま
たは積層されている薄い銅箔から構成されている。第１
および第２コイル部分は、好ましくはこれらの中間に水
平に延びる面に対して相互に鏡映影像のように、同様に
サドル状に形成されている。各コイル部分はＺ軸に沿っ
て共振部材の直径にほぼ等しい長さを有している。
および第２コイル部分４４を含んでいる。好ましい具体
例の場合、コイル部分は誘電形成体４０の表面に接着ま
たは積層されている薄い銅箔から構成されている。第１
および第２コイル部分は、好ましくはこれらの中間に水
平に延びる面に対して相互に鏡映影像のように、同様に
サドル状に形成されている。各コイル部分はＺ軸に沿っ
て共振部材の直径にほぼ等しい長さを有している。
内側ライナ５０はプラスチックまたは他の誘電シリンダ
５２を含んでおシ、このシリンダ５２には電気伝導ライ
ナ５４が接着または積層されている。この伝導ライナ５
４は大地に電気的に接続されている薄い銅箔であること
が好ましい。
５２を含んでおシ、このシリンダ５２には電気伝導ライ
ナ５４が接着または積層されている。この伝導ライナ５
４は大地に電気的に接続されている薄い銅箔であること
が好ましい。
第１インピーダンス整合ネットワーク６０および第２イ
ンピーダンス整合ネットワーク６２は、第１および第２
共振コイル部分のそれぞれと接地部材、特に電気伝導ラ
イナ５４との間に設けられている。インピーダンス整合
ネットワークは第１および第２同調キヤパシタンス６４
および６６を含んでおり、これらキャパシタンスは第１
および第２コイル部分にそれぞれ接続されている。第１
および第２整合キャパシタンス６８および７０は、第１
および第２同調キヤパシタンスと電気伝導ライナとの間
でそれぞれ相互に接続されている。第１接合部は第１同
調および整合キャパシタンスの相互接続部に形成され、
且つ第２接合部は第２同調および整合キャパシタンスの
相互接続部に形成されている。
ンピーダンス整合ネットワーク６２は、第１および第２
共振コイル部分のそれぞれと接地部材、特に電気伝導ラ
イナ５４との間に設けられている。インピーダンス整合
ネットワークは第１および第２同調キヤパシタンス６４
および６６を含んでおり、これらキャパシタンスは第１
および第２コイル部分にそれぞれ接続されている。第１
および第２整合キャパシタンス６８および７０は、第１
および第２同調キヤパシタンスと電気伝導ライナとの間
でそれぞれ相互に接続されている。第１接合部は第１同
調および整合キャパシタンスの相互接続部に形成され、
且つ第２接合部は第２同調および整合キャパシタンスの
相互接続部に形成されている。
半波長同軸バラン回路は同軸ケーブル７２から構成され
且つ第１および第２接合部の間で接続されている。５０
オームの同軸フィーダ７４は接合部の一方と、無線周波
数発生器３０と、レシーバ６４とに相互に接続されてい
る。
且つ第１および第２接合部の間で接続されている。５０
オームの同軸フィーダ７４は接合部の一方と、無線周波
数発生器３０と、レシーバ６４とに相互に接続されてい
る。
整合キャパシタンス６８．７０はそれぞれ可変キャパシ
タンスであシ、両者が同時に調節できるように機械的ま
たは電気的に相互に接続されティる。同様に、同調キャ
パシタンス６４Ｉ６６は可変キャパシタンスであり、同
時に調節できるように相互に接続されている。各ネット
ワークの同調および整合キャパシタンスは、電気伝導ラ
イナ５４および各コイル部分の中心端縁置点の間で直列
に接続されている。即ち各ネットワークは共振コイル部
分と直径方向に向かい合って対称的に接続されている。
タンスであシ、両者が同時に調節できるように機械的ま
たは電気的に相互に接続されティる。同様に、同調キャ
パシタンス６４Ｉ６６は可変キャパシタンスであり、同
時に調節できるように相互に接続されている。各ネット
ワークの同調および整合キャパシタンスは、電気伝導ラ
イナ５４および各コイル部分の中心端縁置点の間で直列
に接続されている。即ち各ネットワークは共振コイル部
分と直径方向に向かい合って対称的に接続されている。
各整合ネットワークのキャパシタは直線状に且つコイル
部分に対して垂直に延びており、例えば水平軸またはＸ
軸に清って、若しくは垂直にまたはｙ軸に溢って図示さ
れているように延びている。任意であるが、各整合ネッ
トワークは中央にテーパを有する調節可能キャパシタを
含んでいてもよい。
部分に対して垂直に延びており、例えば水平軸またはＸ
軸に清って、若しくは垂直にまたはｙ軸に溢って図示さ
れているように延びている。任意であるが、各整合ネッ
トワークは中央にテーパを有する調節可能キャパシタを
含んでいてもよい。
第１および第２自由端容量性部材８０．８２は整合ネッ
トワークから各コイル部分の向い合う端部によシ区画さ
れている。第１図および第２図の具体例において、各自
由端容量性部材は第１および第２コイル部分の端部から
半径方向に延びている一対の翼８４．８６を含んでいる
。銅箔または他の電気伝導セグメント８８は、形成体４
０が誘電体として作用するように各員と部分的に重なり
合って、形成体４０の内面上に取付けられている。翼８
４．８６の長さに対する伝導帯８８の長さを選定するこ
とにより、重り合いの量、つまり容量性結合を定めるこ
とができる。大量のキャパシタンスを要求する場合、２
つの別々の内部素子８８は内面全体に渡る環の形に拡大
延長させることができる。理解されるように、内部素子
即ち環状素子８８は、共振素子が対称であるために轟然
大地電位にある。自由端キャパシタンス部材は多数のキ
ャパシタンス素子を含むことができる。
トワークから各コイル部分の向い合う端部によシ区画さ
れている。第１図および第２図の具体例において、各自
由端容量性部材は第１および第２コイル部分の端部から
半径方向に延びている一対の翼８４．８６を含んでいる
。銅箔または他の電気伝導セグメント８８は、形成体４
０が誘電体として作用するように各員と部分的に重なり
合って、形成体４０の内面上に取付けられている。翼８
４．８６の長さに対する伝導帯８８の長さを選定するこ
とにより、重り合いの量、つまり容量性結合を定めるこ
とができる。大量のキャパシタンスを要求する場合、２
つの別々の内部素子８８は内面全体に渡る環の形に拡大
延長させることができる。理解されるように、内部素子
即ち環状素子８８は、共振素子が対称であるために轟然
大地電位にある。自由端キャパシタンス部材は多数のキ
ャパシタンス素子を含むことができる。
最適主要界磁を均質にするためには、第１および第２コ
イル部分のゼロ電圧地点がこれらの物理的中心になるよ
うに、共振コイルの各端部における容量性装荷を調節す
る。このことは結像面の中心における誘電損失を最小限
に押える傾向がある。任意であるが、単独のピックアッ
プコイルを利用することもでき、このピックアップコイ
ルは無線周波数信号を受信する無線周波数レシーバ３４
と接続される。整合ネットワークがｙ軸に沿って延び且
つＲＦ励磁がＸ軸に涜って発生するならば、即ちｘ、ｙ
面を区画するならば、第２ピツクアツプがｘ、ｙ面のｙ
軸に沿う無線周波数界磁に応答するように配向される時
、最小の結合および相互作用が共振部材および第２ピツ
クアツプの間に生じる。
イル部分のゼロ電圧地点がこれらの物理的中心になるよ
うに、共振コイルの各端部における容量性装荷を調節す
る。このことは結像面の中心における誘電損失を最小限
に押える傾向がある。任意であるが、単独のピックアッ
プコイルを利用することもでき、このピックアップコイ
ルは無線周波数信号を受信する無線周波数レシーバ３４
と接続される。整合ネットワークがｙ軸に沿って延び且
つＲＦ励磁がＸ軸に涜って発生するならば、即ちｘ、ｙ
面を区画するならば、第２ピツクアツプがｘ、ｙ面のｙ
軸に沿う無線周波数界磁に応答するように配向される時
、最小の結合および相互作用が共振部材および第２ピツ
クアツプの間に生じる。
第１図の具体例において、選ばれた界磁パターンは伝導
コイル部分４２．４４の広い中心部分によって生成され
る。しかしながら、少量の電流が容量性部材８０．８２
によって設けられる循環路を通って通過または漏出する
。このキャパシタ電流は、影像領域中でその均質化を妨
害する磁界中にｘ、ｚ成分およびｙ、ｚ成分を生成する
。
コイル部分４２．４４の広い中心部分によって生成され
る。しかしながら、少量の電流が容量性部材８０．８２
によって設けられる循環路を通って通過または漏出する
。このキャパシタ電流は、影像領域中でその均質化を妨
害する磁界中にｘ、ｚ成分およびｙ、ｚ成分を生成する
。
均質な減退性磁界成分は、循環電流路を遮断する第３図
の具体例の容量性部材で除去される。
の具体例の容量性部材で除去される。
第３図において、交番容量性結合部材が明示されている
。第１および第２整合ネットワーク６０および６２は、
コイル部分４２および４４の一端と電気伝導ライナ５４
または他の接地部材との間で相互に接続されている。第
１キヤパシタンス９０は両端部において第１コイル部分
４２の他端をライナ５４と接続させている。第２キヤパ
シタンス９２は第１キヤパシタンス９０に対して直径方
向反対側に設けられており、第２コイル部分４４を内側
ライナ５４と相互に接続させている。この方法によシ、
内側ライナ５４は、第１および第２共振コイル部分が大
地と容量的に結合し、相互に直接容量的に結合しないよ
うに、帰り路を構成している。この配列によれば、はぼ
ｘ、ｙ面にあシ且つ従ってｘ、ｚおよびｙ＋ ２界磁酸
分を有する第１図の具体例よりスピン変化を引起こすの
に効果的な界磁を生じる。コイル部分に対する内側ライ
ナの容量性結合は、共振器の下方半分のみを使用するラ
ンバースピン表面コイルにも適用することができる。
。第１および第２整合ネットワーク６０および６２は、
コイル部分４２および４４の一端と電気伝導ライナ５４
または他の接地部材との間で相互に接続されている。第
１キヤパシタンス９０は両端部において第１コイル部分
４２の他端をライナ５４と接続させている。第２キヤパ
シタンス９２は第１キヤパシタンス９０に対して直径方
向反対側に設けられており、第２コイル部分４４を内側
ライナ５４と相互に接続させている。この方法によシ、
内側ライナ５４は、第１および第２共振コイル部分が大
地と容量的に結合し、相互に直接容量的に結合しないよ
うに、帰り路を構成している。この配列によれば、はぼ
ｘ、ｙ面にあシ且つ従ってｘ、ｚおよびｙ＋ ２界磁酸
分を有する第１図の具体例よりスピン変化を引起こすの
に効果的な界磁を生じる。コイル部分に対する内側ライ
ナの容量性結合は、共振器の下方半分のみを使用するラ
ンバースピン表面コイルにも適用することができる。
第４図においては、長円形共振部材３ノが示されている
。人間の胴は通常断面長円形であるので、人間の胴を結
像する時、長円形共振器は大きな充満率、即ち共振器内
部における胴の大きな占有率を得る。この大きな充満率
は磁気共鳴スピンに大きな感度を付与する。長円形共振
部材は長円形誘電形成体即ちスリーブ４０′を含んでお
り、このスリーブ４０′上には第１および第２電気伝導
コイル部分４２′および４４′が接着されている。好ま
しくは、コイル部分は通常長方形の銅箔から切シ離され
ている。翼はまた端部に隣接して対称的に設けることも
できる。対称的に配置された窓９４は、磁界均質化に影
響を及ぼす第１コイル部分の中央を取り除くことにより
形成されている。同じような窓（図示せず）が第２コイ
ル部分を切シ取って形成されている。任意であるが、複
数の小さな窓、複数のスロッと、他の形の窓等のような
別の窓構造を設けることもできる。整合ネットワーク６
０′および６２′のそれぞれは、各コイル部分の一端部
および接地部材の間で相互に接続されている。
。人間の胴は通常断面長円形であるので、人間の胴を結
像する時、長円形共振器は大きな充満率、即ち共振器内
部における胴の大きな占有率を得る。この大きな充満率
は磁気共鳴スピンに大きな感度を付与する。長円形共振
部材は長円形誘電形成体即ちスリーブ４０′を含んでお
り、このスリーブ４０′上には第１および第２電気伝導
コイル部分４２′および４４′が接着されている。好ま
しくは、コイル部分は通常長方形の銅箔から切シ離され
ている。翼はまた端部に隣接して対称的に設けることも
できる。対称的に配置された窓９４は、磁界均質化に影
響を及ぼす第１コイル部分の中央を取り除くことにより
形成されている。同じような窓（図示せず）が第２コイ
ル部分を切シ取って形成されている。任意であるが、複
数の小さな窓、複数のスロッと、他の形の窓等のような
別の窓構造を設けることもできる。整合ネットワーク６
０′および６２′のそれぞれは、各コイル部分の一端部
および接地部材の間で相互に接続されている。
容量性カップリング８０′および８２′は各コイル部分
の両端と容量的に結合している。
の両端と容量的に結合している。
第５図および第６図において、接地部材の他の具体例が
例示されている。理解されるように、上記接地部材は長
円形共振器材と共に図示されているけれども、同様に円
形の共振部材に適用することもできる。誘電形成体即ち
スリーブ４０′は長手方向に沿って即ちｚ＠に溢って延
びている。第１および第２共振コイル部分４２′および
４４′は誘電形成体の一端に隣接して対称的に配置され
ている。環状短絡カラー９６は形成体の他端に隣接して
、この形成体の周囲に延びており、且つ大地と接続して
いる。平行に接続している第１同調および整合キャパシ
タンス６４′、６Ｂ’を含む第１整合ネットワーク６０
′は、第１コイル部分の一端を短絡カラーと接続させて
いる。直列に接続している同調および整合キャパシタン
ス６６′、７０’の他の一対は、別のコイル部分の同じ
端部を短絡カラーと接続させている。各整合ネットワー
クは直径方向反対側に配置され且つ長手方向即ちｚ軸方
向に平行に延びている。容量性結合手段（図示せず）は
、コイル部分の両端を相互に、または大地と容量的に結
合させている。
例示されている。理解されるように、上記接地部材は長
円形共振器材と共に図示されているけれども、同様に円
形の共振部材に適用することもできる。誘電形成体即ち
スリーブ４０′は長手方向に沿って即ちｚ＠に溢って延
びている。第１および第２共振コイル部分４２′および
４４′は誘電形成体の一端に隣接して対称的に配置され
ている。環状短絡カラー９６は形成体の他端に隣接して
、この形成体の周囲に延びており、且つ大地と接続して
いる。平行に接続している第１同調および整合キャパシ
タンス６４′、６Ｂ’を含む第１整合ネットワーク６０
′は、第１コイル部分の一端を短絡カラーと接続させて
いる。直列に接続している同調および整合キャパシタン
ス６６′、７０’の他の一対は、別のコイル部分の同じ
端部を短絡カラーと接続させている。各整合ネットワー
クは直径方向反対側に配置され且つ長手方向即ちｚ軸方
向に平行に延びている。容量性結合手段（図示せず）は
、コイル部分の両端を相互に、または大地と容量的に結
合させている。
第７図および第８図において、ランバースビン表面コイ
ルの配列を示している。弓形形成体部分４０’は患者の
背中と一致するように形成されている。コイル部分４４
“は形成体の一方の面に接着されている。伝送ケーブル
７４ は一端においてインピーダンス整合ネットワー
ク６２ と接続している。なお、このネットワーク６２
は同調キャパシタンス６６および整合キャパシタンス７
０“を含んでいる。容量性カップリング９２“はコイル
部分の他端を内側ライナ５４′′と接続させている。任
意であるが、第９図および第１０図に例示されているよ
うに、ランバー表面コイルは平坦な形成体およびコイル
部分を含んでおシ、または上記コイルは下向き弓形であ
ってもよい。横方向弓形部材は、選ばれた均質特性にふ
されしい円形の弓形セグメンと、長円形の弓形セグメン
ト等のような形状を取ることができる。
ルの配列を示している。弓形形成体部分４０’は患者の
背中と一致するように形成されている。コイル部分４４
“は形成体の一方の面に接着されている。伝送ケーブル
７４ は一端においてインピーダンス整合ネットワー
ク６２ と接続している。なお、このネットワーク６２
は同調キャパシタンス６６および整合キャパシタンス７
０“を含んでいる。容量性カップリング９２“はコイル
部分の他端を内側ライナ５４′′と接続させている。任
意であるが、第９図および第１０図に例示されているよ
うに、ランバー表面コイルは平坦な形成体およびコイル
部分を含んでおシ、または上記コイルは下向き弓形であ
ってもよい。横方向弓形部材は、選ばれた均質特性にふ
されしい円形の弓形セグメンと、長円形の弓形セグメン
ト等のような形状を取ることができる。
第１図は本発明による磁気共鳴結像装置の概略図である
。 第２図は本発明による共振コイルの容量性結合配列を例
示する背面図である。 第３図は本発明による他の共振コイルの容量性結合配列
を例示している。 第４図は共振コイルが断面長円形である本発明による共
振コイルの他の具体例の斜視図である。 第５図および第６図はそれぞれ本発明による他の長円形
共振コイルの平面図および側面図である。 第７図は本発明によるランバー支持コイル配列を例示す
る断面側面図である。 第８図は第７図の背面図である。 第９図およびｇ１０図は本発明による他のランバー支持
コイル配列を例示している背面図でちる。 ３２・・・共振コイル部材 ４２・・・第１コイル部分
４４・・・第２コイル部分 ５４・・・接地手段６０・
・・第１容１性ネソ ６２・・・第２容量性ネトワーク
ットワーク ６４・・・第１同調キヤバ ６６・・・第２同調キヤシ
タンス パシタンス ６８・・・第１整合キャパ ７０・・・第２整合キャシ
タンス パシタンス ７２・・・無線周波数リード ８８・・・結合手段特許
出願人 ビカー インターナショナルインコーホレ
イテッド 代 理 人 飯 １） 伸 行 □
特許庁長官 小 川 邦 夫 殿 １．事件の表示 特願昭６２− １９７２３４号 ２、発明の名称 磁気共ＩＩＩ装置 ３、補正をする者 事件との関係 特許出願人 名称 とカー インターナショナル インコーホレイテッド ４、代理人 住所 〒１００東京都千代田区丸の内２丁目４番１号
九ノ内ビルヂング ７５２区 補 正 の 内 容 ｔ 明細書中、特許請求の範囲を下記の通り訂正する。 「２、特許請求の範囲 ｔ 影像領域を通して長手方向に磁界穴を発生する手段
と、第１コイル部分（４２および第２コイル部分（４４
）ｋ含む共振コイル部材（３２とから成る磁気共鳴結像
装置において、第１および第２容量性ネツトワーク（６
ｏ、６２）’にさらに含み、第１容量性ネットワーク例
が第１コイル部分（４２と接地手段（５４）との間で電
気的に接続し、且つ第２容量性ネツトワークりが第２コ
イル部分（２）と接地手段６．０との間で電気的に接続
していることを特徴とする磁気共鳴結像装置。 ２、 上記接地手段（Ｂ）が影像領域の周りで長手方向
に延びている電気伝導ライナ６４）から成す；上記第１
容名工性ネットワーク軸が第１コイル部分りと電気的に
接続している第１同調キヤバシメンス（財）と、第１同
調キヤパシタンス６４Ｊおよび電気伝導ライナ５４）の
間で電気的に接続している第１整合キャパシタンス報と
から成り；上記第２容量性ネツトワーク伯２が第２コイ
ル部分（４４）と電気的に接続している第２同調キヤパ
シタンス軸と、第２同調キヤパシタンス６Ｑおよび電気
伝導ライナ６４）の間で電気的に接続している第２整合
キャパシタンス６Ｑとから成シ；下記装置がさらに無線
周波数リードｆｆ２ｔ−含んでおり、このリードσ２は
第１整合キャパシタンス報および第１同調キヤパシタン
ス（（Ｂ）の間の第１接合部と、第２整合キャパシタン
スσａおよび第２同調キヤパシタンス（Ｂ６）の間の第
２接合部と電気的に接続していることを特徴とする特許
請求の範囲第１項記載の装置。 ３、 第１および第２同調キヤパシタンス〔６４゜６６
〕が第１および第２コイル部分（４２，４４）の一端と
電気的に接続しており、且つ下記装置がさらに第１およ
び第２コイル部分（４２，４４）の両端（８４，８６）
と操作可能に接続している容量性結合手段（ハ）を含む
ことを特徴とする特許請求の範囲第２項記載の装置。 ４、 共振コイル部材Ｇａがさらに誘電スリーブ（４Ｇ
を含んでお夕、第１および第２コイル部分（４２゜４４
）がスリーブ（４Ｇの一万の面に取付けられ、且つ容Ｍ
性結合手段（ハ）が誘電スリーブ１４０の他方の面上に
伝導セグメントヲ含み、上記スリーブ！４Ｇは第１およ
び第２コイル部分（４２，４４）のそｎぞｎと部分的に
重なり、こｔらの間に容量性カップリングを形成するこ
と全特徴とする特許請求の範囲第３項記載の装置。 ＆ 容量性カップリング手段（９０，９２）が、第１コ
イル部分自４およびライナ（Ｂ）の間で電気的に接続し
ている第１キヤパシタンス翰と、第２コイル部分（４養
およびライナＩ５１の間で電気的に接続している第２キ
ヤパシタンス＠とを含むこと全特徴とする特許請求の範
囲第３項記載の装置。 ６、 第１および第２コイル部分（４２，４４）がと几
らの間に位置する長手刀向延伸面の周って対称的であり
、且つ第１および第２同調キヤパシタンス（６４，６６
）並びに第１および第２整合キャパシタンス（６８，７
０）が、無線周波数ピックアップコイルＣ３２ｔ［１長
手方向延伸面と平行に配置して、第１および第２コイル
部分（４２，４４）により干渉さｎずに磁気共鳴信号全
受信するように、第１長手方向延伸面に対して垂直な線
に沿って第１および第２コイル部分（４２，４４）と接
触していることを特徴とする特許請求の範囲第５項記載
の装置。 ｌ 上記無線周波数リード（７７）が半波長同軸ケーブ
ルバラン回路から成ることを特徴とする特許請求の範囲
第３項から第６項のいすｎかに記載の装置。 ８、 第１および第２同調キヤパシタンス（６４゜６６
）が同時に調節可能であることに特徴とする特許請求の
範囲第７項記載の装置。 ９ 第１および第２整合キャパシタンス（６８゜７０）
が同時に調節可能であること全特徴とする特許請求の範
囲第７項ま友は第８項記載の装置。 １０、第１および第２コイル部分（４２，４４）が円筒
形スリーブ顛に沿って配置されていることを特徴とする
特許請求の範囲第３項から第９項のいずｆ′Ｌかに記載
の装置。 １ｔ 第１および第２コイル部分（４２，４４）が長
円形スリーブ（４０’）に沿って配置されていること全
特徴とする特許請求の範囲第３項から第９項のいずれか
に記載の装置。 １２、人間の患者の胴を収納する大きさの誘電材料製ス
リーブを有する共振コイル形成体（４０’）？さらに含
み、上記形成体（４０’）は磁界に沿って長手方向に延
びており；且つ上記第１および第２コイル部分（４２′
、 ４４’）が上記形成体（４０’）に沿って配置さｎ
ていることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の装
置。 １３ 接地手段が形成体（４０’）の周りに延びてい
る接地した環状カラー（９６１ｋ含むことを特徴とする
特許請求の範囲第１２２項記載装置。 １４、形成体（４０’）が断面長円形であることを特徴
とする特許請求の範囲第１２項または第１３項記載の装
置。 １５、第１および第２コイル部分（４２′、 ４４’）
が、形成体（４０’）の一方の面に接着している金属箔
からＷｔ放されていること全特徴とする特許請求の範囲
第１２項から第１４項のいずれかに記載の装置。 １６、形成体（４０’）が横断面円形であることを特徴
とする特許請求の範囲第１２項から第１５項のいずｎか
に記載の装置。 １ｚ 第１および第２コイル部分（４２′、 ４４’
）がそｎぞれ金属箔に少なくとも１つの愈（財）を形成
していることを特徴とする特許請求の範囲第１５項記載
の装置。 １８、第１容量性ネツトワーク（６０’）が第１：２イ
ル部分（４２’）と電気的に接触している第１同調キヤ
パシタンス（６４’）と、第１同調キヤパシタンス（６
４’）および接地手段（ＯＡの間で操作可能に接続され
ている＠１１整キャパシタンス（６Ｂ’）と全含み；第
２容量性ネツトワーク（６２’）が第２コイル部分（４
４′）と電気的に接続している第２同調キヤパシタンス
（６６′）と、第２同調キャパシタンス（５６’）およ
び接地手段弼の間で操作可能に接続している第２整合キ
ャパシタンス（７０’）と全含み；下記装置がさらに半
波長ケーブルを含み、この半波長ケーブルはその一端で
第１整合キャパシタンス（６８’）および第１同調キヤ
パシタンス（６４’）の間の接合部と接続しており、且
つその他端で第２整合キャパシタンス（７０’）および
第２同調キヤパシタンス（６６’）（７）間Ｏ接合部と
接続していることを特徴とする特許請求の範囲第１２項
から第１７項のいずｎかに記載の装置。 １９ 同調および整合キャパシタンス（１５４′、５
６’。 ６Ｂ′、 ７０’）が調節可能であることを特徴とする
特許請求の範囲第１８項記載の装置。 ２０、接地手段が金属スリーブ１５４）’に含み、この
スリーブ（Ｂ）は磁界に沿って長手方向に延びており且
つ誘電形成体（４０’）並びに第１および第２コイル部
分（４２′、 ４４’） ′！ｉｌ−包囲していること
を特徴とする特許請求の範囲第１２項から第１９項のい
ずｎかに記載の装置。 ２１、影像領域ＣＡ）ｔ−通って長手方向に磁界全発生
する手段と；共振コイル（４ｅ）と：このコイル（４４
”）から磁気共鳴信号を受信するレシーバ手段の〕と；
受信しｔ磁気共鳴信号から影像を再現する影像再現手段
Ｌ’）とから成る磁気共鳴結像装置において：この装置
がさらに影像領域の周りで長手方向に延びている電気伝
導ライナ（５４“）と：コイル（４４“）の第１端およ
びライナ（５４“〕の間で電気的に接続しているインビ
ーダンスネダンスネットワーク（６２“）および受信手
段（至）の間で操作可能に接続している無線周波数リー
ド（７４“）とを含み；上記コイル（４４“）は上記ラ
イナ（５４“）内に配置嘔ｎ且つそこから取出されるこ
とを特徴とする磁気共鳴結像装置。 ２２、インピーダンスネットワーク（６２“）が、無線
周波数リード（７４“）をコイル（４４“）に容量的に
結合させる同調キャパシタンス手段（６６“）と、無線
周波数リード（７４“）を伝導ライナ（５４“）に容量
的に結合させる整合キャパシタンス手段（７０″）とを
含むこ、と全特徴とする特許請求の範囲第２１項記載の
装置。 ２３ 長さ：長手方向直径が通常に１である誘電スリ
ーブ（４１と；この誘電スリーブ（４ＣＩの表面に沿っ
て延びている第１金属箔部分０（４２）と；誘電ス部分
（２）と；第１および第２箔部分（４２，４４）のそれ
ぞれの一端上大地６４）に容量的に結合でせる第１およ
び第２キャパシタンスネットワーク（６６，６２）と；
第１および第２キャパシタンスネットワーク（６０，６
２）の間で接続している半波長ケーブルσ４と；第１お
よび第２箔部分（４２゜４４）のそｎぞｎの第２端全容
量的に結合させるキャパシタンス結合手段（８８）がら
成り、上記第１および第２箔部分（４２，４４）は相互
の且つ相互に電気的に分離している鏡映影像であること
全特徴とする半波長平衡送′ｒＩＬ線共振器。 ２４ 上記共振コイル（４４″ ）がランバーコイル
であり、下記装置がさらに伝導ライナ（５４“）内に配
置さｎているランバー支持形成体（４０“）全含み、上
記ランバーコイル（４４“）はランバー支持形成体（ａ
ｏ” ）と操作可能に接続されていることを特徴とす
る特許請求の範囲第２１項記載の装置。 ２５、ランバー支持形成体（ａ Ｏ″ ）が患者の背中
に適合していることを特徴とする特許請求の範囲第２４
項記載の装置。 ２６、ランバーコイル（４４“）が通常平坦であること
を特徴とする特許請求の範囲第２４項ま念は第２５項記
載の装置。 ２７ ランバーコイル（４４“）が横断面弓形である
ことを特徴とする特許請求の範囲第２４項または第２５
項記載の装置。 ２８、インピーダンスネットワーク（６２“）が無線周
波数リード（７４“）およびランバーコイル（４４“）
の間に接続している同調キャパシタンス（６６“〕と、
無線周波数リード（７４“）およびライナ（５４“）の
間に接続している整合キャパシタンス（７０“）とを含
むことを特徴とする特許請求の範囲第２４項から第２７
項のいず汎かに記載の装置。 ２９ ランバーコイル（４４“）が形成体（４０“）
に付着した金属箔のシート？含むことを特徴とする特許
ｇ４求の範囲第２４項から第２８項のいずれかに記載の
装置。」 ２、 明細書中、１４頁、１５行目から最下行までを削
除し、下記の通り挿入する。 「Ｗｉｌｌｉｇ）等著、アカデミツク・プレス（Ａｃａ
ｄｅｍｉｃＰｒｅｓｓ ）から発行のアメリカン・ジャ
ーナル（Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｊｏｕｒｎａｌ ）の「医
学における磁気共鳴Ｊ （Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅ５ｏ
ｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ）に１９８４年２
月に提出し′ｆｃ表題「スロットシＩＪンダ： ＮＭＲ
結像用高効率プローブＪ （Ｔｈｅ ５ｌｏｔｔｅｄＣ
ｙｌ １ｎｄｅｒ ； Ａｎ Ｅｆｆｉｃｉｅｎｔ Ｐ
ｒｏｂｅ ｆｏｒ ＮＭＲＩｍａｇｉｎｇ ）の論文は
、４分の１波長アルダーマ：ｙ （Ａｌｄｅｒｍａｎ
） オよびグランド（Ｇｒａｎｔ ） ス。 ット管共振器を半波長コイルに変換する構成について述
べている。もう」 同、２２頁、１４行目の「半径」ケ「周囲」と訂正。 同、２５頁、６行目の「を位にある。」の後に、「別の
態様の場合１．！全挿入します。
。 第２図は本発明による共振コイルの容量性結合配列を例
示する背面図である。 第３図は本発明による他の共振コイルの容量性結合配列
を例示している。 第４図は共振コイルが断面長円形である本発明による共
振コイルの他の具体例の斜視図である。 第５図および第６図はそれぞれ本発明による他の長円形
共振コイルの平面図および側面図である。 第７図は本発明によるランバー支持コイル配列を例示す
る断面側面図である。 第８図は第７図の背面図である。 第９図およびｇ１０図は本発明による他のランバー支持
コイル配列を例示している背面図でちる。 ３２・・・共振コイル部材 ４２・・・第１コイル部分
４４・・・第２コイル部分 ５４・・・接地手段６０・
・・第１容１性ネソ ６２・・・第２容量性ネトワーク
ットワーク ６４・・・第１同調キヤバ ６６・・・第２同調キヤシ
タンス パシタンス ６８・・・第１整合キャパ ７０・・・第２整合キャシ
タンス パシタンス ７２・・・無線周波数リード ８８・・・結合手段特許
出願人 ビカー インターナショナルインコーホレ
イテッド 代 理 人 飯 １） 伸 行 □
特許庁長官 小 川 邦 夫 殿 １．事件の表示 特願昭６２− １９７２３４号 ２、発明の名称 磁気共ＩＩＩ装置 ３、補正をする者 事件との関係 特許出願人 名称 とカー インターナショナル インコーホレイテッド ４、代理人 住所 〒１００東京都千代田区丸の内２丁目４番１号
九ノ内ビルヂング ７５２区 補 正 の 内 容 ｔ 明細書中、特許請求の範囲を下記の通り訂正する。 「２、特許請求の範囲 ｔ 影像領域を通して長手方向に磁界穴を発生する手段
と、第１コイル部分（４２および第２コイル部分（４４
）ｋ含む共振コイル部材（３２とから成る磁気共鳴結像
装置において、第１および第２容量性ネツトワーク（６
ｏ、６２）’にさらに含み、第１容量性ネットワーク例
が第１コイル部分（４２と接地手段（５４）との間で電
気的に接続し、且つ第２容量性ネツトワークりが第２コ
イル部分（２）と接地手段６．０との間で電気的に接続
していることを特徴とする磁気共鳴結像装置。 ２、 上記接地手段（Ｂ）が影像領域の周りで長手方向
に延びている電気伝導ライナ６４）から成す；上記第１
容名工性ネットワーク軸が第１コイル部分りと電気的に
接続している第１同調キヤバシメンス（財）と、第１同
調キヤパシタンス６４Ｊおよび電気伝導ライナ５４）の
間で電気的に接続している第１整合キャパシタンス報と
から成り；上記第２容量性ネツトワーク伯２が第２コイ
ル部分（４４）と電気的に接続している第２同調キヤパ
シタンス軸と、第２同調キヤパシタンス６Ｑおよび電気
伝導ライナ６４）の間で電気的に接続している第２整合
キャパシタンス６Ｑとから成シ；下記装置がさらに無線
周波数リードｆｆ２ｔ−含んでおり、このリードσ２は
第１整合キャパシタンス報および第１同調キヤパシタン
ス（（Ｂ）の間の第１接合部と、第２整合キャパシタン
スσａおよび第２同調キヤパシタンス（Ｂ６）の間の第
２接合部と電気的に接続していることを特徴とする特許
請求の範囲第１項記載の装置。 ３、 第１および第２同調キヤパシタンス〔６４゜６６
〕が第１および第２コイル部分（４２，４４）の一端と
電気的に接続しており、且つ下記装置がさらに第１およ
び第２コイル部分（４２，４４）の両端（８４，８６）
と操作可能に接続している容量性結合手段（ハ）を含む
ことを特徴とする特許請求の範囲第２項記載の装置。 ４、 共振コイル部材Ｇａがさらに誘電スリーブ（４Ｇ
を含んでお夕、第１および第２コイル部分（４２゜４４
）がスリーブ（４Ｇの一万の面に取付けられ、且つ容Ｍ
性結合手段（ハ）が誘電スリーブ１４０の他方の面上に
伝導セグメントヲ含み、上記スリーブ！４Ｇは第１およ
び第２コイル部分（４２，４４）のそｎぞｎと部分的に
重なり、こｔらの間に容量性カップリングを形成するこ
と全特徴とする特許請求の範囲第３項記載の装置。 ＆ 容量性カップリング手段（９０，９２）が、第１コ
イル部分自４およびライナ（Ｂ）の間で電気的に接続し
ている第１キヤパシタンス翰と、第２コイル部分（４養
およびライナＩ５１の間で電気的に接続している第２キ
ヤパシタンス＠とを含むこと全特徴とする特許請求の範
囲第３項記載の装置。 ６、 第１および第２コイル部分（４２，４４）がと几
らの間に位置する長手刀向延伸面の周って対称的であり
、且つ第１および第２同調キヤパシタンス（６４，６６
）並びに第１および第２整合キャパシタンス（６８，７
０）が、無線周波数ピックアップコイルＣ３２ｔ［１長
手方向延伸面と平行に配置して、第１および第２コイル
部分（４２，４４）により干渉さｎずに磁気共鳴信号全
受信するように、第１長手方向延伸面に対して垂直な線
に沿って第１および第２コイル部分（４２，４４）と接
触していることを特徴とする特許請求の範囲第５項記載
の装置。 ｌ 上記無線周波数リード（７７）が半波長同軸ケーブ
ルバラン回路から成ることを特徴とする特許請求の範囲
第３項から第６項のいすｎかに記載の装置。 ８、 第１および第２同調キヤパシタンス（６４゜６６
）が同時に調節可能であることに特徴とする特許請求の
範囲第７項記載の装置。 ９ 第１および第２整合キャパシタンス（６８゜７０）
が同時に調節可能であること全特徴とする特許請求の範
囲第７項ま友は第８項記載の装置。 １０、第１および第２コイル部分（４２，４４）が円筒
形スリーブ顛に沿って配置されていることを特徴とする
特許請求の範囲第３項から第９項のいずｆ′Ｌかに記載
の装置。 １ｔ 第１および第２コイル部分（４２，４４）が長
円形スリーブ（４０’）に沿って配置されていること全
特徴とする特許請求の範囲第３項から第９項のいずれか
に記載の装置。 １２、人間の患者の胴を収納する大きさの誘電材料製ス
リーブを有する共振コイル形成体（４０’）？さらに含
み、上記形成体（４０’）は磁界に沿って長手方向に延
びており；且つ上記第１および第２コイル部分（４２′
、 ４４’）が上記形成体（４０’）に沿って配置さｎ
ていることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の装
置。 １３ 接地手段が形成体（４０’）の周りに延びてい
る接地した環状カラー（９６１ｋ含むことを特徴とする
特許請求の範囲第１２２項記載装置。 １４、形成体（４０’）が断面長円形であることを特徴
とする特許請求の範囲第１２項または第１３項記載の装
置。 １５、第１および第２コイル部分（４２′、 ４４’）
が、形成体（４０’）の一方の面に接着している金属箔
からＷｔ放されていること全特徴とする特許請求の範囲
第１２項から第１４項のいずれかに記載の装置。 １６、形成体（４０’）が横断面円形であることを特徴
とする特許請求の範囲第１２項から第１５項のいずｎか
に記載の装置。 １ｚ 第１および第２コイル部分（４２′、 ４４’
）がそｎぞれ金属箔に少なくとも１つの愈（財）を形成
していることを特徴とする特許請求の範囲第１５項記載
の装置。 １８、第１容量性ネツトワーク（６０’）が第１：２イ
ル部分（４２’）と電気的に接触している第１同調キヤ
パシタンス（６４’）と、第１同調キヤパシタンス（６
４’）および接地手段（ＯＡの間で操作可能に接続され
ている＠１１整キャパシタンス（６Ｂ’）と全含み；第
２容量性ネツトワーク（６２’）が第２コイル部分（４
４′）と電気的に接続している第２同調キヤパシタンス
（６６′）と、第２同調キャパシタンス（５６’）およ
び接地手段弼の間で操作可能に接続している第２整合キ
ャパシタンス（７０’）と全含み；下記装置がさらに半
波長ケーブルを含み、この半波長ケーブルはその一端で
第１整合キャパシタンス（６８’）および第１同調キヤ
パシタンス（６４’）の間の接合部と接続しており、且
つその他端で第２整合キャパシタンス（７０’）および
第２同調キヤパシタンス（６６’）（７）間Ｏ接合部と
接続していることを特徴とする特許請求の範囲第１２項
から第１７項のいずｎかに記載の装置。 １９ 同調および整合キャパシタンス（１５４′、５
６’。 ６Ｂ′、 ７０’）が調節可能であることを特徴とする
特許請求の範囲第１８項記載の装置。 ２０、接地手段が金属スリーブ１５４）’に含み、この
スリーブ（Ｂ）は磁界に沿って長手方向に延びており且
つ誘電形成体（４０’）並びに第１および第２コイル部
分（４２′、 ４４’） ′！ｉｌ−包囲していること
を特徴とする特許請求の範囲第１２項から第１９項のい
ずｎかに記載の装置。 ２１、影像領域ＣＡ）ｔ−通って長手方向に磁界全発生
する手段と；共振コイル（４ｅ）と：このコイル（４４
”）から磁気共鳴信号を受信するレシーバ手段の〕と；
受信しｔ磁気共鳴信号から影像を再現する影像再現手段
Ｌ’）とから成る磁気共鳴結像装置において：この装置
がさらに影像領域の周りで長手方向に延びている電気伝
導ライナ（５４“）と：コイル（４４“）の第１端およ
びライナ（５４“〕の間で電気的に接続しているインビ
ーダンスネダンスネットワーク（６２“）および受信手
段（至）の間で操作可能に接続している無線周波数リー
ド（７４“）とを含み；上記コイル（４４“）は上記ラ
イナ（５４“）内に配置嘔ｎ且つそこから取出されるこ
とを特徴とする磁気共鳴結像装置。 ２２、インピーダンスネットワーク（６２“）が、無線
周波数リード（７４“）をコイル（４４“）に容量的に
結合させる同調キャパシタンス手段（６６“）と、無線
周波数リード（７４“）を伝導ライナ（５４“）に容量
的に結合させる整合キャパシタンス手段（７０″）とを
含むこ、と全特徴とする特許請求の範囲第２１項記載の
装置。 ２３ 長さ：長手方向直径が通常に１である誘電スリ
ーブ（４１と；この誘電スリーブ（４ＣＩの表面に沿っ
て延びている第１金属箔部分０（４２）と；誘電ス部分
（２）と；第１および第２箔部分（４２，４４）のそれ
ぞれの一端上大地６４）に容量的に結合でせる第１およ
び第２キャパシタンスネットワーク（６６，６２）と；
第１および第２キャパシタンスネットワーク（６０，６
２）の間で接続している半波長ケーブルσ４と；第１お
よび第２箔部分（４２゜４４）のそｎぞｎの第２端全容
量的に結合させるキャパシタンス結合手段（８８）がら
成り、上記第１および第２箔部分（４２，４４）は相互
の且つ相互に電気的に分離している鏡映影像であること
全特徴とする半波長平衡送′ｒＩＬ線共振器。 ２４ 上記共振コイル（４４″ ）がランバーコイル
であり、下記装置がさらに伝導ライナ（５４“）内に配
置さｎているランバー支持形成体（４０“）全含み、上
記ランバーコイル（４４“）はランバー支持形成体（ａ
ｏ” ）と操作可能に接続されていることを特徴とす
る特許請求の範囲第２１項記載の装置。 ２５、ランバー支持形成体（ａ Ｏ″ ）が患者の背中
に適合していることを特徴とする特許請求の範囲第２４
項記載の装置。 ２６、ランバーコイル（４４“）が通常平坦であること
を特徴とする特許請求の範囲第２４項ま念は第２５項記
載の装置。 ２７ ランバーコイル（４４“）が横断面弓形である
ことを特徴とする特許請求の範囲第２４項または第２５
項記載の装置。 ２８、インピーダンスネットワーク（６２“）が無線周
波数リード（７４“）およびランバーコイル（４４“）
の間に接続している同調キャパシタンス（６６“〕と、
無線周波数リード（７４“）およびライナ（５４“）の
間に接続している整合キャパシタンス（７０“）とを含
むことを特徴とする特許請求の範囲第２４項から第２７
項のいず汎かに記載の装置。 ２９ ランバーコイル（４４“）が形成体（４０“）
に付着した金属箔のシート？含むことを特徴とする特許
ｇ４求の範囲第２４項から第２８項のいずれかに記載の
装置。」 ２、 明細書中、１４頁、１５行目から最下行までを削
除し、下記の通り挿入する。 「Ｗｉｌｌｉｇ）等著、アカデミツク・プレス（Ａｃａ
ｄｅｍｉｃＰｒｅｓｓ ）から発行のアメリカン・ジャ
ーナル（Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｊｏｕｒｎａｌ ）の「医
学における磁気共鳴Ｊ （Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅ５ｏ
ｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ）に１９８４年２
月に提出し′ｆｃ表題「スロットシＩＪンダ： ＮＭＲ
結像用高効率プローブＪ （Ｔｈｅ ５ｌｏｔｔｅｄＣ
ｙｌ １ｎｄｅｒ ； Ａｎ Ｅｆｆｉｃｉｅｎｔ Ｐ
ｒｏｂｅ ｆｏｒ ＮＭＲＩｍａｇｉｎｇ ）の論文は
、４分の１波長アルダーマ：ｙ （Ａｌｄｅｒｍａｎ
） オよびグランド（Ｇｒａｎｔ ） ス。 ット管共振器を半波長コイルに変換する構成について述
べている。もう」 同、２２頁、１４行目の「半径」ケ「周囲」と訂正。 同、２５頁、６行目の「を位にある。」の後に、「別の
態様の場合１．！全挿入します。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １、影像領域を通して長手方向に磁界（Ａ）を発生する
手段と、第１コイル部分（４２）および第２コイル部分
（４４）を含む共振コイル部材（３２）とから成る磁気
共鳴結像装置において、第１および第２容量性ネットワ
ーク（６０、６２）をさらに含み、第１容量性ネットワ
ーク（６０）が第１コイル部分（４２）と接地手段（５
４）との間で電気的に接続し、且つ第２容量性ネットワ
ーク（６２）が第２コイル部分（４４）と接地手段（５
４）との間で電気的に接続していることを特徴とする磁
気共鳴結像装置。 ２、上記接地手段（５４）が影像領域の周りで長手方向
に延びている電気伝導ライナ（５４）から成り；上記第
１容量性ネットワーク（６０）が第１コイル部分（４２
）と電気的に接続している第１同調キャパシタンス（６
４）と、第１同調キャパシタンス（６４）および電気伝
導ライナ（５４）の間で電気的に接続している第１整合
キャパシタンス（６８）とから成り；上記第２容量性ネ
ツトワーク（６２）が第２コイル部分（４４）と電気的
に接続している第２同調キヤパシタンス（６６）と、第
２同調キャパシタンス（６６）および電気伝導ライナ（
５４）の間で電気的に接続している第２整合キャパシタ
ンス（７０）とから成り；下記装置がさらに無線周波数
リード（７２）を含んでおり、このリード（７２）は第
１整合キャパシタンス（６８）および第１同調キャパシ
タンス（６４）の間の第１接合部と、第２整合キャパシ
タンス（７０）および第２同調キャパシタンス（６６）
の間の第２接合部と電気的に接続していることを特徴と
する特許請求の範囲第１項記載の装置。 ３、第１および第２同調キャパシタンス（６４、６６）
が第１および第２コイル部分（４２、４４）の一端と電
気的に接続しており、且つ下記装置が、さらに第１およ
び第２コイル部分（４２、４４）の両端（８４、８６）
と操作可能に接続している容量性結合手段（８８）を含
むことを特徴とする特許請求の範囲第２項記載の装置。 ４、共振コイル部材（３２）がさらに誘電スリーブ（４
０）を含んでおり、第１および第２コイル部分（４２、
４４）がスリーブ（４０）の一方の面に取付けられ、且
つ容量性結合手段（８８）が誘電スリーブ（４０）の他
方の面上に伝導セグメントを含み、上記スリーブ（４０
）は第１および第２コイル部分（４２、４４）のそれぞ
れと部分的に重なり、これらの間に容量性カップリング
を形成することを特徴とする特許請求の範囲第５項記載
の装置。 ５、容量性カップリング手段（９０、９２）が、第１コ
イル部分（４２）およびライナ（５４）の間で電気的に
接続している第１キャパシタンス（９０）と、第２コイ
ル部分（４４）およびライナ（５４）の間で電気的に接
続している第２キヤパシタンス（９２）とを含むことを
特徴とする特許請求の範囲第３項記載の装置。 ６、第１および第２コイル部分（４２、４４）がこれら
の間に位置する長手方向延伸面の周りで対称的であり、
且つ第１および第２同調キャパシタンス（６４、６６）
並びに第１および第２整合キャパシタンス（６８、７０
）が、無線周波数ピックアップコイル（３２）を第１長
手方向延伸面と平行に配置して、第１および第２コイル
部分（４２、４４）により干渉されずに磁気共鳴信号を
受信するように、第１長手方向延伸面に対して垂直な線
に沿つて第１および第２コイル部分（４２、４４）と接
続していることを特徴とする特許請求の範囲第５項記載
の装置。 ７、上記無線周波数リード（７７）が半波長同軸ケーブ
ルバラン回路から成ることを特徴とする特許請求の範囲
第３項から第６項のいずれかに記載の装置。 ８、第１および第２同調キャパシタンス（６４、６６）
が同時に調節可能であることを特徴とする特許請求の範
囲第７項記載の装置。 ９、第１および第２整合キャパシタンス（６８、７０）
が同時に調節可能であることを特徴とする特許請求の範
囲第７項または第８項記載の装置。 １０、第１および第２コイル部分（４２、４４）が円筒
形スリーブ（４０）に沿つて配置されていることを特徴
とする特許請求の範囲第３項から第９項のいずれかに記
載の装置。 １１、第１および第２コイル部分（４２、４４）が長円
形スリーブ（４０′）に沿つて配置されていることを特
徴とする特許請求の範囲第３項から第９項のいずれかに
記載の装置。 １２、人間の患者の胴を収納する大きさの誘電材料製ス
リーブを有する共振コイル形成体（４０′）をさらに含
み、上記形成体（４０′）は磁界に沿つて長手方向に延
びており；且つ上記第１および第２コイル部分（４２′
、４４′）が上記形成体（４０′）に沿つて配置されて
いることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の装置
。 １３、接地手段が形成体（４０′）の周りに延びている
接地した環状カラー（９６）を含むことを特徴とする特
許請求の範囲第１２項記載の装置。 １４、形成体（４０′）が断面長円形であることを特徴
とする特許請求の範囲第１２項または第１３項記載の装
置。 １５、第１および第２コイル部分（４２′、４４′）が
、形成体（４０′）の一方の面に接着している金属箔か
ら構成されていることを特徴とする特許請求の範囲第１
２項から第１４項のいずれかに記載の装置。 １６、形成体（４０′）が横断面円形であることを特徴
とする特許請求の範囲第１２項から第１５項のいずれか
に記載の装置。 １７、第１および第２コイル部分（４２′、４４′）が
それぞれ金属箔に少なくとも１つの窓（９４）を形成し
ていることを特徴とする特許請求の範囲第１５項記載の
装置。 １８、第１容量性ネットワーク（６０′）が第１コイル
部分（４２′）と電気的に接続している第１同調キャパ
シタンス（６４′）と、第１同調キャパシタンス（６４
′）および接地手段（９６）の間で操作可能に接続され
ている第１整合キャパシタンス（６８′）とを含み；第
２容量性ネットワーク（６２′）が第２コイル部分（４
４′）と電気的に接続している第２同調キャパシタンス
（６６′）と、第２同調キャパシタンス（６６′）およ
び接地手段（９６）の間で操作可能に接続している第２
整合キャパシタンス（７０′）とを含み；下記装置がさ
らに半波長ケーブルを含み、この半波長ケーブルはその
一端で第１整合キャパシタンス（６８′）および第１同
調キャパシタンス（６４′）の間の接合部と接続してお
り、且つその他端で第２整合キャパシタンス（７０′）
および第２同調キャパシタンス（６６′）の間の接合部
と接続していることを特徴とする特許請求の範囲第１２
項から第１７項のいずれかに記載の装置。 １９、同調および整合キャパシタンス（６４′、６６′
、６８′、７０′）が調節可能であることを特徴とする
特許請求の範囲第１８項記載の装置。 ２０、接地手段が金属スリーブ（５４）を含み、このス
リーブ（５４）は磁界に沿つて長手方向に延びており且
つ誘電形成体（４０′）並びに第１および第２コイル部
分（４２′、４４′）を包囲していることを特徴とする
特許請求の範囲第１２項から第１９項のいずれかに記載
の装置。 ２１、影像領域（Ａ）を通つて長手方向に磁界を発生す
る手段と；共振コイル（４４″）と；このコイル（４４
″）から磁気共鳴信号を受信するレシーバ手段（Ｂ）と
；受信した磁気共鳴信号から影像を再現する影像再現手
段（Ｃ）とから成る磁気共鳴結像装置において：この装
置がさらに影像領域の周りで長手方向に延びている電気
伝導ライナ（５４″）と；コイル（４４″）の第１端お
よびライナ（５４″）の間で電気的に接続しているイン
ピーダンスネットワーク（６２″）と；このインピーダ
ンスネットワーク（６２″）および受信手段（Ｂ）の間
で操作可能に接続している無線周波数リード（７４″）
とを含み；上記コイル（４４″）は上記ライナ（５４″
）内に配置され且つそこから取出されることを特徴とす
る磁気共鳴結像装置。 ２２、インピーダンスネットワーク（６２″）が、無線
周波数リード（７４″）をコイル（４４″）に容量的に
結合させる同調キャパシタンス手段（６６″）と、無線
周波数リード（７４″）を伝導ライナ（５４″）に容量
的に結合させる整合キャパシタンス手段（７０″）とを
含むことを特徴とする特許請求の範囲第２１項記載の装
置。 ２３、長さ：長手方向直径が通常１：１である誘電スリ
ーブ（４０）；この誘電スリーブ（４０）の表面に沿つ
て延びている第１金属箔部分（４２）と；第１および第
２箔部分（４２、４４）のそれぞれの一端を大地（５４
）に容量的に結合させる第１および第２キャパシタンス
ネットワーク（６６、６２）と；第１および第２キャパ
シタンスネットワーク（６０、６２）の間で接続してい
る半波長ケーブル（７２）と；第１および第２箔部分（
４２、４４）のそれぞれの第２端を容量的に結合させる
キャパシタンス結合手段（８８）から成り、上記第１お
よび第２箔部分（４２、４４）は相互の且つ相互に電気
的に分離している鏡映影像であることを特徴とする半波
長平衡送電線共振器。 ２４、上記共振コイル（４４″）がランバーコイルであ
り、下記装置がさらに伝導ライナ（５４″）内に配置さ
れているランバー支持形成体（４０″）を含み、上記ラ
ンバーコイル（４４″）はランバー支持形成体（４０″
）と操作可能に接続されていることを特徴とする特許請
求の範囲第１２項記載の装置。 ２５、ランバー支持形成体（４０″）が患者の背中に適
合していることを特徴とする特許請求の範囲第２４項記
載の装置。 ２６、ランバーコイル（４４″）が通常平坦であること
を特徴とする特許請求の範囲第２４項または第２５項記
載の装置。 ２７、ランバーコイル（４４″）が横断面弓形であるこ
とを特徴とする特許請求の範囲第２４項または第２５項
記載の装置。 ２８、インピーダンスネットワーク（６２″）が無線周
波数リード（７４″）およびランバーコイル（４４″）
の間に接続している同調キャパシタンス（６６″）と、
無線周波数リード（７４″）およびライナ（５４″）の
間に接続している整合キャパシタンス（７０″）とを含
むことを特徴とする特許請求の範囲第２４項から第２７
項のいずれかに記載の装置。 ２９、ランバーコイル（４４″）が形成体（４０″）に
付着した金属箔のシートを含むことを特徴とする特許請
求の範囲第２４項から第２８項のいずれかに記載の装置
。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US894313 | 1986-08-07 | ||
| US06/894,313 US4740751A (en) | 1984-08-16 | 1986-08-07 | Whole body MRI resonator |
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| Publication Number | Publication Date |
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| JPS6349149A true JPS6349149A (ja) | 1988-03-01 |
Family
ID=25402899
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
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| JP62197234A Pending JPS6349149A (ja) | 1986-08-07 | 1987-08-06 | 磁気共鳴装置 |
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| Country | Link |
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| US (1) | US4740751A (ja) |
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| JP (1) | JPS6349149A (ja) |
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|---|---|---|---|---|
| US4841248A (en) * | 1985-08-14 | 1989-06-20 | Picker International, Inc. | Transverse field limited localized coil for magnetic resonance imaging |
| US4875013A (en) * | 1987-03-13 | 1989-10-17 | Hitachi, Ltd. | High-frequency coil for nuclear magnetic imaging |
| US5261403A (en) * | 1987-03-30 | 1993-11-16 | Hitachi, Ltd. | Magnetic resonance imaging apparatus |
| US4825163A (en) * | 1987-07-31 | 1989-04-25 | Hitachi, Ltd. | Quadrature probe for nuclear magnetic resonance |
| NL8701949A (nl) * | 1987-08-19 | 1989-03-16 | Philips Nv | Magnetisch resonantie apparaat met geintegreerde gradient-rf spoelen. |
| US5139024A (en) * | 1987-11-16 | 1992-08-18 | The University Of Rochester | Resonators for magnetic resonance imaging |
| US4833412A (en) * | 1988-04-08 | 1989-05-23 | Varian Associates, Inc. | Double tuned circuit for distributed lumped capacitance observe coils |
| GB2221995B (en) * | 1988-08-19 | 1992-12-09 | Picker Int Ltd | Magnetic resonance methods and apparatus |
| US4878022A (en) * | 1988-10-14 | 1989-10-31 | The Regents Of The University Of California | Widened and shaped MRI surface coil having increased signal-to-noise ratio |
| EP0389868B1 (de) * | 1989-03-29 | 1995-09-13 | Siemens Aktiengesellschaft | Kernspintomograph |
| FR2648569B1 (fr) * | 1989-05-12 | 1991-08-30 | Commissariat Energie Atomique | Resonateur parallelepipedique rectangulaire pour la creation d'un champ magnetique rf |
| US5023554A (en) * | 1989-05-22 | 1991-06-11 | The Reagents Of The University Of California | Fringe field MRI |
| US5177441A (en) * | 1989-06-16 | 1993-01-05 | Picker International, Inc. | Elliptical cross section gradient oil |
| DE4008202A1 (de) * | 1990-03-15 | 1991-09-19 | Philips Patentverwaltung | Anordnung zur erzeugung resonanzueberhoehter hochfrequenz-magnetfelder in einem kernspinuntersuchungsgeraet |
| US5327898A (en) * | 1991-10-11 | 1994-07-12 | Hitachi Medical Corp. | Signal receiving coil device for MRI apparatus |
| DE4301557C2 (de) * | 1993-01-21 | 1995-07-06 | Siemens Ag | Antennenanordnung mit Abschirmung für ein Kernspintomographiegerät |
| US5433717A (en) * | 1993-03-23 | 1995-07-18 | The Regents Of The University Of California | Magnetic resonance imaging assisted cryosurgery |
| US5542424A (en) * | 1993-03-25 | 1996-08-06 | Rochester Institute Of Technology | Resonator for magnetic resonance imaging |
| US5361765A (en) * | 1993-05-07 | 1994-11-08 | Medical Advances, Inc. | Two-part quadrature NMR coil |
| US5990681A (en) * | 1997-10-15 | 1999-11-23 | Picker International, Inc. | Low-cost, snap-in whole-body RF coil with mechanically switchable resonant frequencies |
| US6008650A (en) * | 1998-05-15 | 1999-12-28 | Varian, Inc. | Slotted RF shields for NMR probes |
| 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 |
| US6344745B1 (en) | 1998-11-25 | 2002-02-05 | Medrad, Inc. | Tapered birdcage resonator for improved homogeneity in MRI |
| US6356081B1 (en) | 1998-11-25 | 2002-03-12 | Medrad, Inc. | Multimode operation of quadrature phased array MR coil systems |
| WO2004036229A2 (en) * | 2002-10-17 | 2004-04-29 | Ramot At Tel Aviv University Ltd. | A radiofrequency magnetic field resonator and a method of designing the same |
| US7084629B2 (en) | 2002-11-27 | 2006-08-01 | Medrad, Inc. | Parallel imaging compatible birdcage resonator |
| NO20053093D0 (no) * | 2005-06-23 | 2005-06-23 | Radiumhospitalets Forskningsst | A device for MRI soleniod coils and method for adjusting same. |
| US9079043B2 (en) * | 2011-11-21 | 2015-07-14 | Thoratec Corporation | Transcutaneous power transmission utilizing non-planar resonators |
| KR101454663B1 (ko) * | 2013-03-26 | 2014-10-27 | 삼성전자주식회사 | 무선 주파수 공진기, 무선 주파수 코일 및 자기 공명 영상 장치 |
| EP3063549A1 (en) * | 2013-10-28 | 2016-09-07 | Technical University of Denmark | Waveguide volume probe for magnetic resonance imaging and spectroscopy |
| US10522384B2 (en) * | 2015-09-23 | 2019-12-31 | Tokyo Electron Limited | Electromagnetic wave treatment of a substrate at microwave frequencies using a wave resonator |
Family Cites Families (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3427532A (en) * | 1966-02-14 | 1969-02-11 | Varian Associates | Nuclear magnetic resonance probe for spectrometers having an internal reference nuclei different than the nuclei under observation |
| FR2140744A5 (ja) * | 1971-06-07 | 1973-01-19 | Thomson Csf | |
| US4439733A (en) * | 1980-08-29 | 1984-03-27 | Technicare Corporation | Distributed phase RF coil |
| DE3133432A1 (de) * | 1981-08-24 | 1983-03-03 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Hochfrequenzfeld-einrichtung in einer kernspinresonanz-apparatur |
| US4388601A (en) * | 1981-09-30 | 1983-06-14 | Varian Associates, Inc. | Symmetrizing means for RF coils in a microwave cavity |
| US4641097A (en) * | 1984-05-10 | 1987-02-03 | General Electrtic Company | Elliptical cross-section slotted-tube radio-frequency resonator for nuclear magnetic resonance imaging |
| NL8402380A (nl) * | 1984-07-30 | 1986-02-17 | Philips Nv | Kernspin resonantie apparaat met een zend-meetspoel voor hoge frequenties. |
| DE3579773D1 (de) * | 1984-07-31 | 1990-10-25 | Oxford Research Systems Ltd | Verfahren und vorrichtung zur ermittlung von magnetischen kernresonanzspektren und darin verwendbare spulen. |
-
1986
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