JPH0351173B2 - - Google Patents

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JPH0351173B2
JPH0351173B2 JP60178700A JP17870085A JPH0351173B2 JP H0351173 B2 JPH0351173 B2 JP H0351173B2 JP 60178700 A JP60178700 A JP 60178700A JP 17870085 A JP17870085 A JP 17870085A JP H0351173 B2 JPH0351173 B2 JP H0351173B2
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antenna
coil
antenna device
excitation
switching element
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Aran Iderusutain Uiriamu
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General Electric Co
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    • G08B—SIGNALLING SYSTEMS, e.g. PERSONAL CALLING SYSTEMS; ORDER TELEGRAPHS; ALARM SYSTEMS
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    • G08B13/18—Actuation by interference with heat, light, or radiation of shorter wavelength; Actuation by intruding sources of heat, light, or radiation of shorter wavelength
    • G08B13/189—Actuation by interference with heat, light, or radiation of shorter wavelength; Actuation by intruding sources of heat, light, or radiation of shorter wavelength using passive radiation detection systems
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    • 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
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Description

【発明の詳細な説明】 本発明は核磁気共鳴作像用の表面コイルアンテ
ナに関するものであつて、更に詳細には、非直交
関係で、好適には同一面内に、配設した複数個の
表面コイルを持つた新規な核磁気共鳴作像アンテ
ナサブシステム装置に関するものである。
インビボ、即ち生体内の核磁気共鳴（NMR）
検査において受信アンテナとして表面コイルを使
用することは知られている。表面コイルは、通
常、典型的に頭部及び／又は胴体作像NMR装置
に使用されるかなり大きな体積のコイルよりも一
層小さな体積に対してより感度が良い。典型的な
NMR装置において、解析すべきサンプルを実質
的に均一な静的な磁界B0内に、典型的には３次
元の直交座標系の１つの軸、例えばＺ軸に沿つて
指向させて位置させる。磁界B0の影響下におい
て、奇数個の核子を持つた原子の核（従つて正味
の磁化Ｍ）は磁界の該軸の回りを歳差運動乃至回
転する。核が歳差運動する速度乃至周波数は印加
磁界の強度と核特性に依存する。歳差運動の角周
波数ωはラーモア（Larmor）周波数として定義
され、ω＝γB0で与えられ、γは磁気回転化（核
の各タイプに対して一定）である。従つて、核が
歳差運動する周波数は実質的に磁界B0の強度に
依存し、且つ磁界強度が増加すると共に増加す
る。歳差運動をする核は電磁エネルギを吸収した
り再放出したりすることが可能であるから、ラー
モア周波数における無線周波数（RF）磁界を使
用して核を励起させ且つそれから作像応答信号を
受信することが可能である。充分な強度の１つ又
はそれ以上の磁界勾配を重畳させることによつ
て、サンプルのNMR信号スペクトルを展開さ
せ、その際に夫夫の共鳴周波数に基づいてサンプ
ル内の異なつた空間位置から発生するNMR信号
を識別することが可能である。NMR信号の空間
位置はフーリエ解析及び印加した磁界勾配の形状
の情報によつて決定可能であり、一方化学シフト
情報を得ることによつて作像するサンプル内の特
定の核種の分布の分光画像を与えることが可能で
ある。
比較的高い静的磁界B0の大きさ（典型的に、
0.5テスラ（Ｔ）を越えている）でのNMR作像で
あつて関連するラーモア周波数が約10MHzを越え
るものである場合、作像乃至は分光受信アンテナ
として使用される表面コイルは比較的高いクワリ
テイーフアクタＱで構成することが可能であり、
その場合には受信回路内の抵抗性損失の多くはイ
ンビボ組織サンプル内で発生する。このことは特
に重要である。というのは、NMR検査の感度
は、受信アンテナがサンプルの特定の小さな励起
した体積からのNMR応答信号を好む一方、受信
コイルの全受波体積を介して流れるノイズ電流に
比較的影響されないことを要求するからである。
又、単一ループ又は螺旋表面コイルによつて発
生される無線周波数（RF）磁界は高度に非一様
性であることが知られている。表面コイル受信感
度は基本的にはサンプル照射の間に発生される励
起磁界の逆数であるが同様に非一様である。従つ
て、より一様な照射RF磁界を発生させる為にサ
ンプルの励起を送信する為に比較的大きなRFア
ンテナが必要である。比較的小さいが感度の良い
表面受信コイルはより大きな直径の励起表面コイ
ルと共に使用される。
従来、比較的小さな直径の受信表面コイル及び
比較的大きな直径の励起表面コイルに対する条件
は、典型的に、NMRシステムアンテナ装置１０
（第１図参照）が第１面、例えばＹ−Ｚ面（Ｚ方
向に指向したNMR静的作像磁界B0を持つた３次
元直交座標系に対して）内に大きな半径Ｒの励起
アンテナ１１を位置させ、且つ励起アンテナ半径
Ｒの半分よりも大きくない直径ｒを持つた受信ア
ンテナ１２を第２面、例えば励起送信第１面の例
えばＹ−Ｚ面に基本的に直交するＸ−Ｚ面内に位
置させることを必要としていた。励起及び受信コ
イル１１と１２とを基本的に直交配置させること
は幾つかの現像に基づいている。即ち、受信コイ
ル端子１２ａ及び１２ｂにおいて誘起受信信号電
圧Vrを受けとる為に該端子に典型的に接続され
てる感度の良い受信プレアンプが電流（Ｙ−Ｚ面
内の図示した送信コイルの場合に、例えばＸ方向
に照射RF磁界Bxが存在する間に受信コイルに誘
起される）によつて損傷されないことの必要性、
受信コイル１２がＸ−Ｚ面に正確に位置されてい
ない場合にＸ方向における成分を持ち且つ励起磁
界Bxの一部を相殺するRF磁界Byを表面コイル
１２内に誘起された電流が発生することを防止す
るすることの必要性、サンプルの励起後送信コイ
ル１１を受信コイル１２へ電気的に結合させるこ
とを回避することの必要性である。端子１２ａ及
び１２ｂにおいて共鳴回路を使用して送信アンテ
ナの端子１１ａ及び１１ｂに大きな大きさの励起
電圧Vtが存在する間の期間中爾後のプレアンプ
（不図示）を分離することによつて受信コイル１
２内に誘起された電流が受信コイルプレアンプを
損傷することを防止することが可能である。然し
乍ら、誘起RF磁界の発生は従来前述した２つの
表面コイル１１及び１２を基本的に直交配置する
ことによつて減少されるのみであり、従来技術で
は、コイル１１及び１２の相対的な配向に起因し
て受信コイル１２の同調調節内に臨界性を発生し
且つ送信コイル１１内のノイズ電流によつて発生
される受信アンテナ１２内に付加的なノイズを誘
起することが可能な受信モードにおける表面コイ
ル対表面コイルの結合の問題を考慮していない。
人体の一部のインビボ作像中におけるアンテナ
の配置を容易とする為に、例えば、本願の基礎と
なつている対応の米国特許出願と同日に米国に出
願した本願出願人と同一の出願人の出願になる米
国特許出願（RD−14829）に記録再生されてい
る如く、送信励起表面コイルアンテナ１１と応答
信号受信アンテナ１２の両方を実質的に平面形態
にすることが特に望ましい。高度に望ましい
NMR作像アンテナは少なくとも２つの表面コイ
ルを持つており、少なくともその内の１つは励起
信号送信の為に使用され且つ少なくともその内の
他の１つは応答信号受信の為に使用されるが、そ
れらは励起照射期間中は誘起対抗磁界が存在せず
且つ作像信号受信の期間中は減衰及びその他の有
害な効果が存在しない様に脱離されている。
本発明に拠れば、NMRアンテナサブシステム
は複数個の同一面で且つ実質的に同心状の表面コ
イルを持つており、その各々は複数個のセグメン
トから構成されており、該セグメントはセグメン
ト間に介装されており分布されている容量と共に
該表面コイルを調査すべき核種のラーモア周波数
で共鳴すべく同調させる手段を持つている。各コ
イルは、一対の連続するセグメントの隣接する端
部間に介装されており、該複数個の表面コイルの
少なくとも他の１つが使用中である場合にその表
面コイルを選択的に非同調とさせる手段を持つて
おり、該非同調とされたコイルは該少なくとも１
つの他の同一面状コイルには実質的に何等影響を
与えることはない。
現在の好適実施例においては、本サブシステム
は一対の同一面状の表面コイルを有している。よ
り小さな実効半径の第１表面コイルは信号受信の
為に使用され、且つ並列共鳴非同調回路を有して
おり、該非同調回路は、スイツチング信号が印加
されるか又は該第１表面コイルよりも大きな実効
半径を持つており且つ第１表面コイルを取り囲ん
でいる第２表面コイル内の励起信号によつて比較
的大きな大きさのRF信号が第１表面コイル内に
誘起されるかした時にのみ動作する。該第２表面
コイルは、外部的に与えられる信号が存在する時
以外はそのコイルを非同調とさせる手段を有して
おり、この信号はRF励起信号自身とするか又は
RF励起信号と同時的に供給される別の信号とす
ることが可能である。
従つて、本発明は、複数個の非直交性同一面状
表面コイルを持つた新規なNMR作像アンテナサ
ブシステムを提供することを目的とする。
以下、添付の図面を参考に本発明の具体的実施
の態様に付いて詳細に説明する。
第２図及び第３図を参照すると、表面コイルア
ンテナサブシステム２０又は２０′は、第１表面
コイル２１や第２表面コイル２２の如き少なくと
も２つの別体の表面コイルを有している。これら
の表面コイルは適宜の絶縁性基板２０′ａ上に形
成することが可能であり、該基板は、同一面状の
表面コイル２１及び２２がNMR検査によつて調
査されるべきサンプルの外部表面に沿つた輪郭と
なることを可能とする様に構成された柔軟性を持
つものとすることが可能である。各表面コイル２
１又は２２はＮ複数個のセグメントで形成されて
おり、夫夫の表面コイル導体セグメント２３又は
２４は直線状の角を付けた周辺部又は連続的に湾
曲する周辺部を持つており、即ち図示した如く、
８角形の形状をした第１の外側表面コイル２１は
角を付けたセグメント２３ａ−２３ｈ（Ｎ＝８）
を有しており、又第２の内側表面コイル２２は連
続的に湾曲した円弧状セグメント２４ａ−２４ｄ
（Ｎ＝４）を有している。好適には、第２表面コ
イル２２によつて受信される再放出信号を与える
核種に対する励起送信アンテナとして作用する第
１表面コイル２１と共に使用する為に、より大き
な表面コイルの平均等価半径Ｒはより小さな表面
コイル２２の平均等価半径ｒの少なくとも２倍で
ある。
Ｎ個の表面コイルセグメント２３又は２４の
各々はその両端を同じ表面コイルの他のセグメン
ト２３又は２４の隣接する端部から離隔させてい
る。受信コイルとして使用することを意図したコ
イル２１及び２２の１つは、その隣接するセグメ
ント間のＮ個の間隙の各々を横断して結合されて
いるＮ複数個の容量性結合要素の１つを持つてい
る。従つて、受信コイル２２はＮ＝４セグメント
２２ａ−２２ｄの異なつたものの隣接端部間に個
別的に結合されている（Ｎ＝４）結合コンデンサ
２５ａ−２５ｄを持つている。コンデンサ２５の
各々は好適には可変なものであつて、コイル２２
を調査すべき核のラーモア周波数に共鳴同調させ
る為に選択されている。それ自身ランダムに変化
させることが可能であり寄生容量２６ａ−２６ｄ
の効果を打ち消す為の複数個の容量要素が望まし
い。受信信号はコネクタ２２ｃへのコイル端部２
２ａ及び２２ｂ間に与えられる。
励起コイルとして使用する為に意図されている
表面コイルはセグメント間間隙の１つを除いて全
てものを横断して個別的に接続されているＭ＝Ｎ
−１複数個の容量要素２７ａ−２７ｇの１つを持
つている。従つて、結合要素２７ａ−２７ｇの
各々は、セグメント２３ａ及び２３ｈの隣接端部
間の間隙を除いて、コイル２１の夫夫のセグメン
ト２３ａ−２３ｈの隣接端部間の間隙の１つを横
断して接続されている。付加的な乃至はＮ番目の
等価容量要素、例えば容量要素２７ｈ（点線で図
示）は、第１スイツチング手段２８の寄生容量の
みによつて与えることが可能である。容量２７は
固定又は可変とすることが可能であり、且つ、手
段２８がセグメント２３ａ及び２３ｈの端部間に
実質的に低インピーダンス、例えば短絡回路を与
える場合には、該コイルを、第２コイルセグメン
ト寄生容量２９ａ−２９ｈと関連して、所望の励
起周波数へ同調する様に選択される。寄生間隙容
量２７は、好適には、比較的小さな値であり、手
段２８が非導通（高インピーダンス乃至は開回
路）状態にある場合に、所望の周波数から大きな
表面コイルを非同調とさせる。
例えば単一方向導通性要素２８ａ及び２８ｂに
よつて例示的に与えられる如く、手段２８は任意
の選択性導通回路とすることが可能である。ダイ
オード間に予測されるRF励起信号電圧の大きさ
が充分に大きく且つ各ダイオードをRF信号半サ
イクルの幾分かの部分に対して導通させる程度に
ダイオード速度が充分に早い場合には、要素２８
ａ及び２８ｂを一対の非並列接続したダイオード
とすることが可能である。インビボ検査において
使用されるRF励起信号の大きさを減少させるこ
とがNMR研究の継続する１つの目的であるの
で、作像シーケンスの励起部分中にダイオード２
８ａ及び２８ｂを自己導通状態とさせるのに或る
励起シーケンス乃至は電力レベルは不適当な大き
さである場合がある。従つて、励起信号送信の間
は２つの隣接セグメントの端部間に低インピーダ
ンス状態を与え且つその他の時には高インピーダ
ンス状態を与える為に、別の選択性導通回路２
８′が必要である。回路２８′が存在すると、手段
２８及び容量２７ｂは除去され、且つ容量２７ｈ
が与えられる。手段２８′は一対のRFスイツチン
グ要素２８′ａ及び２８′ｂを使用し、これらはバ
ラクタダイオード等の如く電圧制御型とするか又
はPINダイオード等の如く電流制御型とすること
が可能であり、励起信号がコネクタ２１ｃを介し
て表面コイル端部２１ａ及び２１ｂへ印加される
時に各期間中に少なくとも与えられる例えばスイ
ツチング信号Vs等の外部信号に応答して、選択
した一対のセグメント、例えば図示例においては
セグメント２３ｂ及び２３ｃ、の２つの隣接端、
部間に所要の低インピーダンス接続を与える。例
示的には、手段２８′はセグメント２３ｂ及び２
３ｃの端部間に直列接続された一対のPINダイオ
ード２８′ａ及び２８′ｂを持つており、該２個の
ダイオードの共通カソードは第1RFチヨークコイ
ル２８′ｃを介してD.C.共通電位を帰還させ、一
方各ダイオードアノードは別のRFチヨークコイ
ル２８′ｄ又は２８′ｅを介して正のスイツチング
制御電圧Vs入力２８′ｆへ接続されている。負の
Vs入力電圧を使用することを所望する場合には、
両方のダイオード２８′ａ及び２８′ｂの極性は反
転せねばならない。何れの場合にも、信号Vsが
存在しないと、該ダイオードは基本的に非導通状
態にあり、すると容量２７ｂは非導通ダイオード
の小さな寄生容量に過ぎないので、より大きな表
面コイル２１は共鳴状態になく且つより小さな表
面コイル２２と認知される程度に結合されない。
信号Vsが存在すると、セグメント２３ｂ及び２
３ｃの端部間に低インピーダンスが現われて、実
効的にコイルを完成し、容量２７ａ，２７ｃ−２
７ｈ及び２９ａ−２９ｈは今や完成したコイルを
励起信号のラーモア周波数に共鳴させるべく同調
させる。
信号受信の為に使用されている各表面コイルの
１つのセグメント間間隙を横断して存在している
手段３０は並列共鳴「トラツプ」回路を与えてお
り、該受信表面コイルを非同調とさせ、且つトラ
ツプ回路の共鳴ラーモア周波数での受信表面コイ
ル内の信号の誘起に応答して、受信表面コイル出
力において励起周波数信号が存在することを実質
的に防止する。手段３０′は、手段３０の代替物
として、外部信号に応答して、同一の「トラツ
プ」作用を与える。従つて、受信表面コイル２２
は２つの隣接セグメント、例えばセグメント２４
ｂと２４ｃ又はセグメント２４ｃと２４ｄとの間
の間隙を横断する非同調手段３０又は３０′を持
つている。手段３０は、表面コイル２２内に充分
に危険な大きさ（例えば、ピークで１ボルトの10
分の幾つかよりも大きな）の信号が誘起される場
合にのみ低インピーダンス回路を与える為に、非
並列接続したダイオード３０ａ及び３０ｂの如
き、誘起信号検知手段を有している。手段３０は
又リアクタンス要素を有しており、それは検知用
ダイオード３０ａ及び３０ｂ内に得られる低イン
ピーダンス状態に応答して該間隙を横断する並列
接続にスイツチされる。このリアクタンスは同一
のセグメント間間隙を横断するる同様要素のリア
クタンスと符号が反対であり、且つ関連する励起
表面コイルアンテナのラーモア周波数における間
隙間インピーダンスで並列的に共鳴する様に選択
された値を持つている。手段３０′は外部的に制
御された非同調手段、例えばPINダイオード３
０′ａ、を使用しており、それは容量２５ａを横
断するリアクタンス要素３０′ｃとRF直列接続さ
れており、一対のRFチヨークコイル３０′ｄ及び
３０′ｅは実効的に接地電位と入力端子３０′ｆと
の間のダイオードと直列接続されて該ダイオード
を入力端子３０′ｆに与えられる外部的に供給さ
れる信号、例えば電圧＋V1、に応答して導通す
る（且つ要素３０′ｃをコンデンサ２５ａを横断
して位置させる）ことを可能とさせる。従つて、
（図示した如く）関連する間隙を横断同調用イン
ピーダンス要素がコンデンサ２５ｃ又は２５ａで
ある場合、インピーダンス要素３０ｃ又は３０′
ｃはインダクタンスであつて、Ｌ（2πf0）-2／Ｃで
略あたえらえる値Ｌであり、尚f0は関連する励起
表面コイル２１で励起されるべきラーモア周波数
であり且つＣはコンデンサ２５ｃ又は２５ａの値
である。インダクタ３０ｃ又は３０′ｃは、それ
が受信又は励起表面コイルの何れかに対し最小の
結合を持つている様な位置及び値であることが好
適であり、この不所望の誘導性結合を回避する為
に同軸ケーブルの短絡させた長さによつて形成さ
れる環状インダクタ又はインダクタンスが好適で
ある。理解される如く、コンデンサ２５ｃ又は２
５ａ及びインダクタ３０ｃ又は３０′ｃの実際の
値は、要素３０ａ及び３０ｂ又は要素３０′ａを
スイツチングする為に使用される非理想的ダイオ
ードの寄生インピーダンスの効果を反映させる為
に、励起が存在しない状態及びコイル２１内に励
起が存在する状態で夫夫現場で調節されねばなら
ない。同様に、非理想的スイツチングダイオード
２８ａ及び２８ｂ，２８′ａ及び２８′ｂ又は３
０′ａの寄生インピーダンスに起因して励起コイ
ル２１の容量２７の少なくとも１つの値は調節を
必要とすることがある。更に理解される如く、幾
つかの異なつた周波数用の表面コイルが「積み重
ね」（前掲した同日出願の米国特許出願に記載さ
れる如く）て異なつた核種の同時的な又は逐次的
なNMR検査を行うことが可能である場合には、
各コイル（励起用又は受信用の何れの場合も）
は、コイル位置とラーモア周波数とが結合が可能
である様なものである場合に種々のコイル間の誘
起効果を防止する為に、関与するラーモア周波数
の全数の各々に対して並列共鳴トラツプ回路を必
要とすることがある。この様な付加的なトラツプ
回路は、各々がコンデンサ２７ａ，２７ｃ，２７
ｅ及び／又は２７ｇの関連する１つと並列接続し
所要の周波数に同調されている、１つ又はそれ以
上の付加的なインダクタンス３２ａ−３２ｄによ
つて与えることが可能である。コイル２１及び／
又は２２の何れか一方又は両方は付加的なトラツ
プ回路を持つことが可能であり、各トラツプイン
ダクタンス３２と並列な容量の値は、必要という
ことではないが、同様の大きさとすることが可能
であり、且つトラツプインダクタンスによつて架
橋されていないこれらのコンデンサの値は、トラ
ツプコンデンサの両方と同一か又は互いに異なる
ものとすることが可能である。概略、各表面コイ
ルアンテナへ対称的な照射／感度パターンを与え
る為に同様の値を使用することが可能であるが、
或るNMR検査では、特定の所要のアンテナ特性
を得る為に、インピーダンス要素２５，２７，３
０及び／又は３２の何れにおいても非同一インピ
ーダンスを使用することを必要とする場合がある
ことを理解すべきである。
次に、第４図を参照すると、人間の軸方向断面
を本発明に基づく表面コイルサブシステムで作像
した場合の1H画像の写真を示している。この４
mmの薄いスライス内に、人間の目及び脳の詳細が
明確に示されており、それは本発明の同一面状ア
ンテナが実質的に非干渉であることを表してい
る。単一ループ受信コイル２２から構成された作
像アンテナサブシステムは、約５cmの平均半径ｒ
であり、約190ナノヘンリーのインダクタンスと
４個のセグメント２４を持つており、約1.5テス
ラの静的磁界B0を持つたシステム内で約63.5MHz
のラーモア周波数で1H作像を行う為に各々が約
130ピコフアラツドの４つのコンデンサ２５を使
用した。1N4608型のダイオードを使用し、２巻
の12mm直径インダクタンス３０ｃをその軸が表面
コイルの共通面に実質的に垂直である様に位置さ
せた。励起コイルは８個のセグメントからなる８
角形形状であり、対向側部間に約25cmの平均間隙
があり且つループインダクタンスは約60ナノヘン
リーであつた。コンデンサ２７は約82ピコフアラ
ツドであつた。手段２８は一対のユニトロード
（Unitrode）UM6201−ＢのPINダイオードから
構成されたものであつた。
以上、本発明の具体的実施の態様に付いて詳細
に説明したが、本発明はこれら具体例にのみ限定
されるべきものでは無く、本発明の技術的範囲を
逸脱すること無しに種々の変形が可能であること
は勿論である。例えば、その他の非直交コイルシ
ステム、例えば体積励起コイル及び表面受信コイ
ルを持つたもの、を本発明の非同調手段と共に同
様に使用することが可能である。
【図面の簡単な説明】
第１図は従来技術において使用される直交型の
２つの表面コイルアンテナ装置を示した概略図、
第２図は本発明の原理に基づく複数個の非直交表
面コイルを持つた実質的に同一面状NMR表面コ
イルアンテナサブシステムの概略図、第３図は第
２図の非直交性表面コイルアンテナサブシステム
の現在の好適実施例で代替的スイツチング、同調
及びその他の機能的特徴の幾つかの原理を理解す
るのに有用な実施例の概略斜視図、第４図は本発
明の新規な表面コイルアンテナサブシステムで得
られた人間の接眼区域の画像を示した写真図、で
ある。 符合の説明、２０，２０′：表面コイルアンテ
ナサブシステム、２１：第１表面コイル、２２：
第２表面コイル、２３，２４：コイルセグメン
ト、２５：結合コンデンサ、２６：寄生容量、２
７：容量要素、２８：第１スイツチング要素。

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 １ サンプル内の選択した核の磁気共鳴作像に使
    用するアンテナ装置において、表面励起コイル２
    １アンテナと表面受信コイル２２アンテナとが非
    直交整合関係で配設されており、各表面コイルア
    ンテナは複数個の導電性セグメント２３ａ〜２３
    ｈ，２４ａ〜２４ｄを有しており、同複数個のセ
    グメント間間隙の各々が隣接する対のセグメント
    間に設けられており、コイルアンテナを選択した
    核のラーモア周波数に同調させるために少なくと
    も１個の容量要素が少なくとも１個のセグメント
    間間隙を横断して結合されており、誘導要素３０
    ｃ，３０′ｃ，２８′が前記容量要素の少なくとも
    １つと並列に結合されており、前記誘導要素は所
    定周波数で関連する容量要素のリアクタンスと共
    鳴すべく選択された誘導性リアクタンスを有する
    ことを特徴とするアンテナ装置。 ２ 特許請求の範囲第１項において、前記容量要
    素が可変容量リアクタンスを有することを特徴と
    するアンテナ装置。 ３ 特許請求の範囲第１項又は第２項において、
    前記所定周波数が、前記表面コイルアンテナが同
    調される前記ラーモア周波数と異なることを特徴
    とするアンテナ装置。 ４ 特許請求の範囲第１項乃至第３項の内のいず
    れか１項において、少なくとも１個のスイツチン
    グ要素２８′ａ，２８′ｂが前記励起アンテナの選
    択したセグメント間間隙を横断して接続されてお
    り、前記スイツチング要素は外部的に供給される
    スイツチング信号の存在に応答して低インピーダ
    ンス状態とされると共に、前記外部的に供給され
    るスイツチング信号の不存在の場合に高インピー
    ダンス状態とされることを特徴とするアンテナ装
    置。 ５ 特許請求の範囲第４項において、前記少なく
    とも１個のスイツチング要素が、前記間隙を横断
    して結合されており且つ反並行接続した一対のダ
    イオードを有することを特徴とするアンテナ装
    置。 ６ 特許請求の範囲第４項において、前記少なく
    とも１個のスイツチング要素が、少なくとも１個
    のバラクタダイオードを有することを特徴とする
    アンテナ装置。 ７ 特許請求の範囲第４項において、前記少なく
    とも１個のスイツチング要素が少なくとも１個の
    PINダイオードであることを特徴とするアンテナ
    装置。 ８ 特許請求の範囲第１項乃至第３項の内のいず
    れか１項において、前記受信アンテナの導電性セ
    グメント２４ｃの一方の間隙形成端部と誘導性要
    素３０ｃの端部との間に単一方向に接続した一対
    のスイツチング要素３０ａ，３０ｂが反並行状態
    に結合されていることを特徴とするアンテナ装
    置。 ９ 特許請求の範囲第１項乃至第３項の内のいず
    れか１項において、少なくとも１個のスイツチン
    グ要素３０′ａが前記受信アンテナの導電性セグ
    メント２４ｃの一方の間隙形成用端部と誘導性要
    素３０′ｃの端部との間に結合されており且つ制
    御信号Ｖ，３０′ｆの有無に応答して前記導電性
    セグメントの端部間に関連する低インピーダンス
    又は高インピーダンス状態を与えることを特徴と
    するアンテナ装置。
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Families Citing this family (99)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FI73320C (fi) * 1984-01-20 1987-09-10 Instrumentarium Oy Nmr-spolarrangemang.
NL8401671A (nl) * 1984-05-25 1985-12-16 Philips Nv Kernspinresonantie apparaat met oppervlaktespoel detectie.
DE3427666A1 (de) * 1984-07-26 1986-02-06 Max-Planck-Gesellschaft zur Förderung der Wissenschaften e.V., 3400 Göttingen Schaltungsanordnung fuer einen messkopf eines kernspinresonanzgeraetes
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
US4636730A (en) * 1984-08-16 1987-01-13 General Electric Company NMR spectroscopy body probes with at least one surface coil
FR2583172B1 (fr) * 1985-06-07 1987-11-20 Thomson Cgr Antenne haute frequence pour appareil mesurant la resonance magnetique nucleaire
US4918388A (en) * 1985-08-14 1990-04-17 Picker International, Inc. Quadrature surface coils for magnetic resonance imaging
US4839594A (en) * 1987-08-17 1989-06-13 Picker International, Inc. Faraday shield localized coil for magnetic resonance imaging
US4717881A (en) * 1985-11-15 1988-01-05 Technicare Corporation Radio frequency coils for nuclear magnetic resonance imaging systems
DE3762925D1 (de) * 1986-02-07 1990-06-28 Gen Electric Cgr Empfangsantenne fuer ein bilderzeugungsgeraet mittels kernmagnetischer resonanz.
US4720680A (en) * 1986-02-18 1988-01-19 Mitsubishi Denki Kabushiki Kaisha Adjustable radio frequency coil for nuclear magnetic resonance imaging
DE3619970A1 (de) * 1986-06-13 1987-12-17 Philips Patentverwaltung Oberflaechenspule fuer hochfrequenzmagnetfelder bei kernspinuntersuchungen
JPS6379645A (ja) * 1986-09-22 1988-04-09 株式会社日立メディコ Ｍｒイメ−ジング装置用サ−フエスコイル
US4752728A (en) * 1986-09-22 1988-06-21 The United States Of America As Represented By The United States Department Of Energy Tunable resonant sensing means to sense a particular frequency in a high energy charged particle beam and generate a frequency-domain signal in response
JPS63111843A (ja) * 1986-10-29 1988-05-17 株式会社　日立メデイコ Ｍｒｉ装置
NL8603006A (nl) * 1986-11-27 1988-06-16 Philips Nv Magnetisch resonantie apparaat met gestapeld oppervlakte spoelenstelsel.
NL8801018A (nl) * 1988-04-20 1989-11-16 Philips Nv Magnetisch resonantie apparaat met ontkoppelde rf-spoelen.
NL8603005A (nl) * 1986-11-27 1988-06-16 Philips Nv Magnetisch resonantie apparaat met flexibele quadratuur spoelenstelsel.
JPS63154170A (ja) * 1986-12-19 1988-06-27 株式会社東芝 磁気共鳴イメ−ジング装置
NL8603250A (nl) * 1986-12-22 1988-07-18 Philips Nv Magnetisch resonantie-apparaat met pin-diode ontkoppelde detektiespoel.
NL8603252A (nl) * 1986-12-22 1988-07-18 Philips Nv Magnetisch resonantie-apparaat met verstemde rf-spoel.
DE3863201D1 (de) * 1987-02-17 1991-07-18 Siemens Ag Oberflaechenspule fuer ein kernspin-resonanzgeraet.
US4731585A (en) * 1987-02-24 1988-03-15 Kabushiki Kaisha Toshiba Antenna coupling circuit for magnetic resonance imaging
FR2615040B1 (fr) * 1987-05-07 1990-02-16 Thomson Cgr Antenne de reception a decouplage passif notamment pour appareil d'imagerie par resonnance magnetique nucleaire
JPH0616076B2 (ja) * 1987-07-27 1994-03-02 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
JPS6443241A (en) * 1987-08-10 1989-02-15 Toshiba Corp Probe coil apparatus for magnetic resonance imaging apparatus
DE3727056A1 (de) * 1987-08-13 1989-03-09 Siemens Ag Oberflaechenspule fuer die untersuchung eines objektes mit hilfe der kernmagnetischen resonanz
US4782298A (en) * 1987-09-01 1988-11-01 The Regents Of The University Of California MRI QD RF coil having diode switched detuning circuit producing reduced artifact
DE3853902D1 (de) * 1987-09-08 1995-07-06 Univ California Ausschaltungssystem einer MRI-Transmissionsspule über ein RF Ein-/Aus-Kabel.
US4812761A (en) * 1987-09-24 1989-03-14 Board Of Regents, The University Of Texas System Electrically parallel equal phase resonant loops for nuclear magnetic resonance surface coils
US4783629A (en) * 1987-10-07 1988-11-08 The Regents Of The University Of California RF coil for MRI with self-tracking ganged coupling capacitors
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
US4881034A (en) * 1988-01-19 1989-11-14 The Regents Of The University Of California Switchable MRI RF coil array with individual coils having different and overlapping fields of view
JPH01207044A (ja) * 1988-02-15 1989-08-21 Yokogawa Medical Syst Ltd 核磁気共鳴画像診断装置の受信装置
US4812764A (en) * 1988-03-31 1989-03-14 Varian Associates, Inc. Calibrated decoupling of tightly coupled concentric surface coils
DE3811983A1 (de) * 1988-04-11 1989-10-19 Siemens Ag Anordnung zum betrieb einer symmetrischen hochfrequenz-antenne
DE3816831A1 (de) * 1988-05-18 1989-11-30 Philips Patentverwaltung Kernspinuntersuchungsgeraet mit einer hochfrequenzspulenanordnung
GB8814187D0 (en) * 1988-06-15 1988-07-20 Mansfield P Improvements in/relating to surface electrical coil structures
JPH0616760B2 (ja) * 1988-09-09 1994-03-09 ザ・トラステイズ・オブ・ザ・ユーニバァスィティ・オブ・ペンシルバニア 核磁気共鳴映像法で使用するためのコイル組立体
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
US5348010A (en) * 1989-02-24 1994-09-20 Medrea, Inc., Pennsylvania Corp., Pa. Intracavity probe and interface device for MRI imaging and spectroscopy
EP0389868B1 (de) * 1989-03-29 1995-09-13 Siemens Aktiengesellschaft Kernspintomograph
EP0394508A1 (de) * 1989-04-24 1990-10-31 Siemens Aktiengesellschaft Oberflächenspule für ein Kernspin-Resonanzgerät
EP0396804A1 (de) * 1989-05-11 1990-11-14 Siemens Aktiengesellschaft Oberflächenspule für ein Kernspin-Resonanzgerät
US4996481A (en) * 1989-08-07 1991-02-26 Washington University Magnetic resonance RF probe with electromagnetically isolated transmitter and receiver coils
DE9012639U1 (de) * 1989-09-18 1990-10-31 Siemens AG, 8000 München Fehlersichere Entkopplung von Sende- und Empfangsantennen bei Kernspinresonanzgeräten
US5256972A (en) * 1990-01-30 1993-10-26 Elscint, Ltd. Body coil decoupling circuit
NL9001298A (nl) * 1990-06-08 1992-01-02 Philips Nv Rf spoelenstelsel in magnetisch resonantie apparaat.
US5168230A (en) * 1990-08-17 1992-12-01 General Electric Dual frequency nmr surface coil pair with interleaved lobe areas
US5258718A (en) * 1990-12-04 1993-11-02 Siemens Aktiengesellschaft Nuclear magnetic resonance tomography apparatus
US5302901A (en) * 1991-08-26 1994-04-12 U.S. Philips Corporation Magnetic resonance apparatus comprising decoupled receiver coils
US5621323A (en) * 1991-11-29 1997-04-15 Magnetic Research, Inc. Surface coil elements
US5243287A (en) * 1992-04-27 1993-09-07 General Electric Company Dynamically detuned NMR field coil
US5751146A (en) * 1994-12-01 1998-05-12 Magnetic Vision Technologies, Inc. Surface coil for high resolution imaging
US6011393A (en) * 1997-06-26 2000-01-04 Toshiba America Mri, Inc. Self-supporting RF coil for MRI
US6201392B1 (en) * 1997-11-07 2001-03-13 Varian, Inc. Coplanar RF probe coil arrangement for multifrequency excitation
US6284971B1 (en) 1998-11-25 2001-09-04 Johns Hopkins University School Of Medicine Enhanced safety coaxial cables
DE19914989C2 (de) * 1999-04-01 2002-04-18 Siemens Ag Magnetresonanz-Antenne
US7598739B2 (en) * 1999-05-21 2009-10-06 Regents Of The University Of Minnesota Radio frequency gradient, shim and parallel imaging coil
JP2003500133A (ja) * 1999-05-21 2003-01-07 ザ ゼネラル ホスピタル コーポレーション 撮像システム用ｒｆコイル
US6493572B1 (en) 1999-09-30 2002-12-10 Toshiba America Mri, Inc. Inherently de-coupled sandwiched solenoidal array coil
WO2002010786A2 (en) * 2000-07-31 2002-02-07 Regents Of The University Of Minnesota Open tem resonators for mri
US7023209B2 (en) * 2000-10-09 2006-04-04 Regents Of The University Of Minnesota Method and apparatus for magnetic resonance imaging and spectroscopy using microstrip transmission line coils
GB0115023D0 (en) * 2001-06-20 2001-08-08 Univ Belfast Improvements relating to antennas
JP3455530B1 (ja) * 2001-12-14 2003-10-14 株式会社東芝 Ｍｒ信号受信装置及び磁気共鳴イメージング装置
US7747310B2 (en) * 2002-05-16 2010-06-29 Medrad, Inc. System and method of obtaining images and spectra of intracavity structures using 3.0 Tesla magnetic resonance systems
US6850067B1 (en) 2002-05-17 2005-02-01 General Electric Company Transmit mode coil detuning for MRI systems
US6927575B2 (en) * 2003-01-21 2005-08-09 General Electric Company Surface coil decoupling means for MRI systems
DE10316557B4 (de) * 2003-04-10 2007-12-27 Siemens Ag Antennenelement für Magnetresonanzanwendungen und Antennenanordnung mit mehreren derartigen Antennenelementen
US6791328B1 (en) 2003-06-06 2004-09-14 General Electric Company Method and apparatus for very high field magnetic resonance imaging systems
ATE414336T1 (de) * 2003-09-30 2008-11-15 Koninkl Philips Electronics Nv Elektroakustisches kabel für magnetresonanzanwendungen
US7084630B2 (en) * 2004-01-28 2006-08-01 Worcester Polytechnic Institute Multi-modal RF coil for magnetic resonance imaging
DE102004006322B4 (de) * 2004-02-10 2013-09-12 RAPID Biomedizinische Geräte RAPID Biomedical GmbH Abbildungsvorrichtung zur Nutzung der kernmagnetischen Resonanz
WO2005111645A2 (en) * 2004-05-07 2005-11-24 Regents Of The University Of Minnesota Multi-current elements for magnetic resonance radio frequency coils
ATE373878T1 (de) * 2004-07-13 2007-10-15 Tdk Corp Pxm-antenne für leistungsstarke, breitbandige anwendungen
JP4848377B2 (ja) * 2004-11-15 2011-12-28 メドラッド インコーポレーテッド 高領域磁気共振システムを用いて腔内構造の画像とスペクトルを得るのに用いる腔内用プローブ及びその為のインターフェイス
DE102005013293B4 (de) * 2005-03-22 2008-10-02 Siemens Ag Magnetresonanzanlage mit einer Hochfrequenzquelle
US7446529B2 (en) * 2005-07-21 2008-11-04 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus and radio frequency coil unit
EP1929321A2 (en) * 2005-09-20 2008-06-11 Koninklijke Philips Electronics N.V. Rf traps for radio frequency coils used in mri
US7945308B2 (en) * 2005-12-27 2011-05-17 General Electric Company Systems, methods and apparatus for an endo-rectal receive-only probe
DE502007006948D1 (de) * 2007-09-28 2011-05-26 Max Planck Gesellschaft Streifenleiter-Antenne und Antennenanordnung für ein Magnetresonanzgerät
JP5247214B2 (ja) * 2008-04-04 2013-07-24 株式会社日立製作所 高周波磁場コイル及び磁気共鳴撮影装置
KR100964189B1 (ko) 2008-08-08 2010-06-17 한국전자통신연구원 탈부착 가능한 자기 공진기를 이용한 자기장 검출 또는 송출 방법 및 그 장치
EP2381532B1 (en) * 2008-12-19 2018-09-05 Hitachi Metals, Ltd. Resonant receiving antenna and reception device
CN101782635A (zh) * 2009-01-20 2010-07-21 西门子迈迪特(深圳)磁共振有限公司 磁共振信号的接收器和接收方法
GB0905769D0 (en) * 2009-04-03 2009-05-20 Siemens Ag Microwave connection
JPWO2011122084A1 (ja) * 2010-03-31 2013-07-08 株式会社日立製作所 Ｒｆコイル及び磁気共鳴撮像装置
US8269499B2 (en) * 2010-06-01 2012-09-18 Quality Electrodynamics, Llc Failsafe protection from induced RF current for MRI RF coil assembly having transmit functionality
GB2490548B (en) * 2011-05-06 2016-08-17 Renishaw Plc RF coil assembly for magnetic resonance apparatus
US10215818B2 (en) * 2013-04-23 2019-02-26 Koninklijke Philips N.V. Single coaxial interface for magnetic resonace (MR) coils
EP3022571B1 (en) * 2013-07-18 2022-06-22 Koninklijke Philips N.V. Laminate design-based radio frequency coil unit for mri
US10120045B2 (en) 2016-09-12 2018-11-06 Quality Electrodynamics, Llc Magnetic resonance imaging (MRI) coil with pin diode decoupling circuit
CN107632278A (zh) * 2017-08-31 2018-01-26 上海联影医疗科技有限公司 磁共振系统和磁共振成像方法
DE102018201476A1 (de) * 2018-01-31 2019-08-01 Siemens Healthcare Gmbh Lokalspule für Magnetresonanztomograph
EP3844518A4 (en) * 2018-08-30 2022-08-24 Fluoid Inc. DECOUPLED COIL ARRANGEMENTS, MAGNETIC RESONANCE SYSTEMS AND METHODS OF USE
JP7321487B2 (ja) 2018-09-13 2023-08-07 国立研究開発法人理化学研究所 磁気共鳴測定装置
US10859648B2 (en) * 2019-04-01 2020-12-08 GE Precision Healthcare LLC Systems and methods for a configurable radio frequency coil for MR imaging
CN114280516B (zh) * 2021-12-15 2024-10-29 深圳市联影高端医疗装备创新研究院 线圈、双频线圈及磁共振系统

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
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
GB1518541A (en) * 1975-05-14 1978-07-19 Perkin Elmer Ltd Nuclear magnetic resonance
FR2475282B1 (fr) * 1980-02-05 1985-10-04 Radiologie Cie Gle Systeme de bobines electromagnetiques pour l'examen de corps volumineux par resonance magnetique nucleaire, et appareil d'imagerie du corps humain utilisant un tel systeme
WO1984000214A1 (en) * 1982-06-28 1984-01-19 Oxford Res Syst Radiofrequency transducer and method of using same
NL8401671A (nl) * 1984-05-25 1985-12-16 Philips Nv Kernspinresonantie apparaat met oppervlaktespoel detectie.

Also Published As

Publication number Publication date
IL76015A0 (en) 1985-12-31
FI853014A7 (fi) 1986-02-17
JPS61124854A (ja) 1986-06-12
EP0175129A3 (en) 1987-05-06
DE3576570D1 (de) 1990-04-19
KR860002115A (ko) 1986-03-26
EP0175129B1 (en) 1990-03-14
FI853014A0 (fi) 1985-08-06
US4620155A (en) 1986-10-28
EP0175129A2 (en) 1986-03-26
FI853014L (fi) 1986-02-17

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