JPH0528136B2 - - Google Patents
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- Publication number
- JPH0528136B2 JPH0528136B2 JP62214949A JP21494987A JPH0528136B2 JP H0528136 B2 JPH0528136 B2 JP H0528136B2 JP 62214949 A JP62214949 A JP 62214949A JP 21494987 A JP21494987 A JP 21494987A JP H0528136 B2 JPH0528136 B2 JP H0528136B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- mri
- magnetic field
- coil
- loop
- response
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
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Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/42—Screening
- G01R33/422—Screening of the radio frequency field
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Epidemiology (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
［産業上の利用分野］
本発明は、核磁気共鳴（NMR：nuclear
magnetic resonance）現象を利用した磁気共鳴
イメージング（MRI）の分野に係り、特に、人
体または他の被検体内に位置する選択された比較
的小さな内部領域に対するMRIシステムの撮像
領域を効果的に限定するためのRFコイルの有利
な配置（および方法）に関するものである。
magnetic resonance）現象を利用した磁気共鳴
イメージング（MRI）の分野に係り、特に、人
体または他の被検体内に位置する選択された比較
的小さな内部領域に対するMRIシステムの撮像
領域を効果的に限定するためのRFコイルの有利
な配置（および方法）に関するものである。
［従来の技術］
本発明は、米国特許第4297637；4318043；
4471305；4599565および4607225号を含むクルツ
クス等による先願におおむね関連がある。
4471305；4599565および4607225号を含むクルツ
クス等による先願におおむね関連がある。
MRIは、今や広く商業的に利用されつつある。
それにもかかわらず、多くの改良すべき領域が残
されている。例えば、NMRのレスポンスのＳ／
Ｎ比（信号対ノイズ比）を改善するため、モーシ
ヨンアーテイフアクトを低減するため、そしてそ
の他のNMR画像を改善するための望ましい改良
が求められている。
それにもかかわらず、多くの改良すべき領域が残
されている。例えば、NMRのレスポンスのＳ／
Ｎ比（信号対ノイズ比）を改善するため、モーシ
ヨンアーテイフアクトを低減するため、そしてそ
の他のNMR画像を改善するための望ましい改良
が求められている。
MRIを達成するための従来のいくつかの試み
においては、一度にたつた１つの点（すなわち非
常に小さなピクセルつまり画素）にNMRカツプ
リング（結合）を達成し、かかるセンシテイブポ
イント（検出点）部分を撮像すべき大きな領域全
体にわたつて選択的にスキヤンするため高集束磁
場および／またはRF磁場を用いることが行なわ
れていた。このアプローチは、フーリエ変換方式
の発展により、今では（完全にではないにして
も）ほとんど見捨てられている。該フーリエ変換
方式では、完全に結合された領域（典型的には撮
像されるべき生体または他の被検体の完全な断層
面）から抽出される受信されたNMR応答信号に
対して実施される複雑なシーケンスの信号処理操
作により、集合的に配列されて、MR画像を生成
する基本的なピクセルまたはボクセル（すなわち
３次元ピクセルつまり点領域要素）のNMR計測
が行われる。
においては、一度にたつた１つの点（すなわち非
常に小さなピクセルつまり画素）にNMRカツプ
リング（結合）を達成し、かかるセンシテイブポ
イント（検出点）部分を撮像すべき大きな領域全
体にわたつて選択的にスキヤンするため高集束磁
場および／またはRF磁場を用いることが行なわ
れていた。このアプローチは、フーリエ変換方式
の発展により、今では（完全にではないにして
も）ほとんど見捨てられている。該フーリエ変換
方式では、完全に結合された領域（典型的には撮
像されるべき生体または他の被検体の完全な断層
面）から抽出される受信されたNMR応答信号に
対して実施される複雑なシーケンスの信号処理操
作により、集合的に配列されて、MR画像を生成
する基本的なピクセルまたはボクセル（すなわち
３次元ピクセルつまり点領域要素）のNMR計測
が行われる。
不幸にして、送受信されるRF信号が撮像され
るべき被検体の完全な断層面に結合していると
き、最終画像の有効なＳ／Ｎ比がしばしば阻害さ
れる。特に、実際に該当しないまたは関心のない
断層面領域に混入する可能性のあるモーシヨンア
ーテイフアクトまたは他のノイズ源は、それにか
かわらず送受信されるRF信号に結合され、そし
て必然的に且つ避けられずに、完全な断層像を導
出するために用いられる抽出されたMRIデータ
の有効なＳ／Ｎ比を劣化させる。
るべき被検体の完全な断層面に結合していると
き、最終画像の有効なＳ／Ｎ比がしばしば阻害さ
れる。特に、実際に該当しないまたは関心のない
断層面領域に混入する可能性のあるモーシヨンア
ーテイフアクトまたは他のノイズ源は、それにか
かわらず送受信されるRF信号に結合され、そし
て必然的に且つ避けられずに、完全な断層像を導
出するために用いられる抽出されたMRIデータ
の有効なＳ／Ｎ比を劣化させる。
関心のある選択された領域だけの画像に有効に
結合させるために、いわゆる面RFコイルが用い
られ得ることは知られている。それにより、被検
体の他の要素に含まれるモーシヨンアーテイフア
クトまたは他のノイズ源からの可能性のある不要
なノイズ混入を回避する。（例として、先に引用
した関連出願を参照されたい。） ［発明が解決しようとする問題点］ 先に述べたように、イメージングのための
MRI装置内部で処理される断面の選択された部
分領域を、イメージング処理からなんとかして切
離す（デカツプルする）ことにより、MRI撮像
出力における（例えば腹部からの）モーシヨンア
ーテイフアクトを低減することがしばしば望まれ
る。先に引用したクルツクス等の他の関連出願は
このようなデカツプリング（切離し）をアクテイ
ブRF送受信コイルの賢明な利用により解決して
いる。本発明は、このデカツプリングをパツシブ
導電構造を用いて達成する。
結合させるために、いわゆる面RFコイルが用い
られ得ることは知られている。それにより、被検
体の他の要素に含まれるモーシヨンアーテイフア
クトまたは他のノイズ源からの可能性のある不要
なノイズ混入を回避する。（例として、先に引用
した関連出願を参照されたい。） ［発明が解決しようとする問題点］ 先に述べたように、イメージングのための
MRI装置内部で処理される断面の選択された部
分領域を、イメージング処理からなんとかして切
離す（デカツプルする）ことにより、MRI撮像
出力における（例えば腹部からの）モーシヨンア
ーテイフアクトを低減することがしばしば望まれ
る。先に引用したクルツクス等の他の関連出願は
このようなデカツプリング（切離し）をアクテイ
ブRF送受信コイルの賢明な利用により解決して
いる。本発明は、このデカツプリングをパツシブ
導電構造を用いて達成する。
すなわち、本発明の目的とするところは、パツ
シブ導電RFデカツプリング構造（passive
conductive RF decoupling structures）のみを
用いて、撮像断層面の選択された部分領域をイメ
ージング処理から切離すことを可能とするMRI
装置およびその調整方法を提供することにある。
シブ導電RFデカツプリング構造（passive
conductive RF decoupling structures）のみを
用いて、撮像断層面の選択された部分領域をイメ
ージング処理から切離すことを可能とするMRI
装置およびその調整方法を提供することにある。
［問題点を解決するための手段および作用］
本発明においては、例えば、イメージングが回
避されるべき部分領域（例えば、モーシヨンアー
テイフアクト等が回避されるべき領域）に最も近
接した位置に導電シートまたは短絡された導電ル
ープを配設することにより、かかる領域から生ず
るMRIのRFレスポンスを実質的に抑制すること
ができる。このような抑制が達成されることによ
る正確なメカニズムは、完全に理解されないかも
しれないが、該メカニズムには、例えば、短絡ル
ープ、導電シート等の比較的低インピーダンス回
路に誘起される電流による低レベルRFレスポン
スの消失が含まれるであろう。パツシブデカツプ
リング要素とアクテイブRF送受信コイルとの相
対的な配置に依存して、パツシブデカツプラは、
上述にようにしてMRIイメージング処理から断
層面の選択された部分領域を有効に切離すため、
反射および／またはシールド効果を呈するであろ
う。
避されるべき部分領域（例えば、モーシヨンアー
テイフアクト等が回避されるべき領域）に最も近
接した位置に導電シートまたは短絡された導電ル
ープを配設することにより、かかる領域から生ず
るMRIのRFレスポンスを実質的に抑制すること
ができる。このような抑制が達成されることによ
る正確なメカニズムは、完全に理解されないかも
しれないが、該メカニズムには、例えば、短絡ル
ープ、導電シート等の比較的低インピーダンス回
路に誘起される電流による低レベルRFレスポン
スの消失が含まれるであろう。パツシブデカツプ
リング要素とアクテイブRF送受信コイルとの相
対的な配置に依存して、パツシブデカツプラは、
上述にようにしてMRIイメージング処理から断
層面の選択された部分領域を有効に切離すため、
反射および／またはシールド効果を呈するであろ
う。
［実施例］
第１図に示されるように、典型的なMRI装置
は、従来のMRI制御回路１０を備えている。
は、従来のMRI制御回路１０を備えている。
該MRI制御回路１０は、主として、スイツチ
される傾斜磁場コイル回路１２を制御する。該傾
斜磁場コイル回路１２は、ほぼオーデイオ周波数
のレートで静磁場１４内に変動磁場勾配を生成す
る。さらに、MRI制御回路１０は、MRI送受信
回路１６を制御する。該送受信回路１６は、伝送
線１８を介して、アクテイブRFコイル（あるい
はクオドラチヤーコイル検波方式の場合のような
コイル群）Ｌ１と通信する（典型的には並列結合
コンデンサCpおよび１つ以上の直列結合コンデ
ンサCsを介して）。第１図にも示されるように、
アクテイブRFコイル（群）Ｌ１は、静磁場１４
内に存在し且つ変動する傾斜磁場コイル１２の影
響下に置かれる。さらに、アクテイブRFコイル
（群）Ｌ１は、（モーシヨンアーテイフアクトの原
因となる）肺および心臓組織ならびに（おそらく
撮像の目的のために特殊な関心のある）脊柱のよ
うな解剖学上の要素を内包する被検体（例えば人
体の胴体部）の断層面２０を部分的にまたは完全
に取囲む。したがつて、既に述べた理由により、
実際の撮像領域２２を関心のある部分領域に限定
することが望まれる。
される傾斜磁場コイル回路１２を制御する。該傾
斜磁場コイル回路１２は、ほぼオーデイオ周波数
のレートで静磁場１４内に変動磁場勾配を生成す
る。さらに、MRI制御回路１０は、MRI送受信
回路１６を制御する。該送受信回路１６は、伝送
線１８を介して、アクテイブRFコイル（あるい
はクオドラチヤーコイル検波方式の場合のような
コイル群）Ｌ１と通信する（典型的には並列結合
コンデンサCpおよび１つ以上の直列結合コンデ
ンサCsを介して）。第１図にも示されるように、
アクテイブRFコイル（群）Ｌ１は、静磁場１４
内に存在し且つ変動する傾斜磁場コイル１２の影
響下に置かれる。さらに、アクテイブRFコイル
（群）Ｌ１は、（モーシヨンアーテイフアクトの原
因となる）肺および心臓組織ならびに（おそらく
撮像の目的のために特殊な関心のある）脊柱のよ
うな解剖学上の要素を内包する被検体（例えば人
体の胴体部）の断層面２０を部分的にまたは完全
に取囲む。したがつて、既に述べた理由により、
実際の撮像領域２２を関心のある部分領域に限定
することが望まれる。
本発明によれば、少なくとも１つのパツシブ導
電RFデカツプリング構造Ｌ２は、撮像領域部位
の周囲であつて、しかもMRIのRFレスポンスが
抑制されるべき部分領域に最も近接した位置に配
設される。換言すれば、もしも撮像領域２２の部
分領域のみに対するカツプリングが望まれるなら
ば、パツシブ導電RFデカツプリング構造Ｌ２は、
断層面２０の残りの部分領域に近接して配設され
る。模範的な実施例においては、パツシブ導電
RFデカツプリング構造Ｌ２は、（第３図に示され
るように）導電材料の連続シート、または（第４
図に示されるように）導電材料のRF短絡ループ
であつてもよい。現在望ましい模範的な実施例
は、第４図に示されるように、RF結合コンデン
サ３２により連結されたギヤツプ３０を含む導電
材料からなる少なくとも１つの閉ループを有す
る。RF結合コンデンサ３２により連結されたギ
ヤツプ３０は、制御された傾斜磁場コイル２０か
らの変動傾斜磁場により該ループに生ずる低周波
（例えば、オーデイオ周波数）の渦電流の通過に
対するインピーダンスを増大させる。
電RFデカツプリング構造Ｌ２は、撮像領域部位
の周囲であつて、しかもMRIのRFレスポンスが
抑制されるべき部分領域に最も近接した位置に配
設される。換言すれば、もしも撮像領域２２の部
分領域のみに対するカツプリングが望まれるなら
ば、パツシブ導電RFデカツプリング構造Ｌ２は、
断層面２０の残りの部分領域に近接して配設され
る。模範的な実施例においては、パツシブ導電
RFデカツプリング構造Ｌ２は、（第３図に示され
るように）導電材料の連続シート、または（第４
図に示されるように）導電材料のRF短絡ループ
であつてもよい。現在望ましい模範的な実施例
は、第４図に示されるように、RF結合コンデン
サ３２により連結されたギヤツプ３０を含む導電
材料からなる少なくとも１つの閉ループを有す
る。RF結合コンデンサ３２により連結されたギ
ヤツプ３０は、制御された傾斜磁場コイル２０か
らの変動傾斜磁場により該ループに生ずる低周波
（例えば、オーデイオ周波数）の渦電流の通過に
対するインピーダンスを増大させる。
第２図に若干現実的に（依然として模式的では
あるけれども）示されるように、パツシブRFデ
カツプリング構造Ｌ２は、人体の胴体部２０の関
心のない（あるいはモーシヨンアーテイフアクト
または他のノイズ源となる）組織の領域に最も近
接する一側部に配置される。同時に、（画像を得
たい所望の部分領域２２に選択的なRFカツプリ
ングを固有的に与える１つ以上の面コイル群であ
る）アクテイブRFコイル（群）は、撮像の目的
のために実際に関心のある組織の部位に近接して
配設される。（もちろん、アクテイブコイルは、
全てのまたは実質的に全ての断層面領域を囲むよ
うに設けても良いことはいうまでもない。）作用
効果としては、パツシブ短絡ループまたは導電シ
ートは、MRIのRFレスポンスを抑制することが
所望される部分、すなわち（第２図に示される）
デカツプル領域２４内のRF磁場を短絡により消
失（short out）させるように作用する。
あるけれども）示されるように、パツシブRFデ
カツプリング構造Ｌ２は、人体の胴体部２０の関
心のない（あるいはモーシヨンアーテイフアクト
または他のノイズ源となる）組織の領域に最も近
接する一側部に配置される。同時に、（画像を得
たい所望の部分領域２２に選択的なRFカツプリ
ングを固有的に与える１つ以上の面コイル群であ
る）アクテイブRFコイル（群）は、撮像の目的
のために実際に関心のある組織の部位に近接して
配設される。（もちろん、アクテイブコイルは、
全てのまたは実質的に全ての断層面領域を囲むよ
うに設けても良いことはいうまでもない。）作用
効果としては、パツシブ短絡ループまたは導電シ
ートは、MRIのRFレスポンスを抑制することが
所望される部分、すなわち（第２図に示される）
デカツプル領域２４内のRF磁場を短絡により消
失（short out）させるように作用する。
本発明を、試験するために、単純な銅のシート
（15インチ×12インチ、厚み0.005インチ）を、５
ガロンの塩の溶液を収容したテスト標本の近傍に
配置した。従来のアクテイブクオドラチヤー検波
RFコイルは、名目上は完全な断層面に結合させ
るために利用され、そしてこの結果として第６図
に示されるような完全な断層面（すなわち、５ガ
ロンの円筒体の容器の直径に沿い且つ軸方向に延
びる「サジタル」ビユー）のMRI画像を得る。
しかしながら、該容器の１つの部分的な円周に沿
つて銅のシートを配置すれば、最終MRI画像は、
第５図に示されるように、断層面のデカツプル領
域を効果的に排除するように変わる。
（15インチ×12インチ、厚み0.005インチ）を、５
ガロンの塩の溶液を収容したテスト標本の近傍に
配置した。従来のアクテイブクオドラチヤー検波
RFコイルは、名目上は完全な断層面に結合させ
るために利用され、そしてこの結果として第６図
に示されるような完全な断層面（すなわち、５ガ
ロンの円筒体の容器の直径に沿い且つ軸方向に延
びる「サジタル」ビユー）のMRI画像を得る。
しかしながら、該容器の１つの部分的な円周に沿
つて銅のシートを配置すれば、最終MRI画像は、
第５図に示されるように、断層面のデカツプル領
域を効果的に排除するように変わる。
この試験では、デカツプリング構造が存在する
場合に計測されるＳ／Ｎ比は若干悪化する。
（18.1に対して16.4）。Ｓ／Ｎ比のこの注目すべき
低下は、上記デカツプリング構造が試験に用いら
れたアクテイブクオドラチヤー検波コイルの同調
を若干ずらすように作用するために生じているか
らであろう。一層の試験およびシステム全体の調
整により、デカツプリング処理それ自体による
Ｓ／Ｎ比の実質的な固有の低下なしに、選択され
た部分領域のMRIイメージングの可能性を生ず
るであろう。しかも、同時に、デカツプルされた
部分領域がモーシヨンアーテイフアクトまたは他
のノイズ源を内包するという事実によつて有効な
Ｓ／Ｎ比に有意義な改善を提供する。
場合に計測されるＳ／Ｎ比は若干悪化する。
（18.1に対して16.4）。Ｓ／Ｎ比のこの注目すべき
低下は、上記デカツプリング構造が試験に用いら
れたアクテイブクオドラチヤー検波コイルの同調
を若干ずらすように作用するために生じているか
らであろう。一層の試験およびシステム全体の調
整により、デカツプリング処理それ自体による
Ｓ／Ｎ比の実質的な固有の低下なしに、選択され
た部分領域のMRIイメージングの可能性を生ず
るであろう。しかも、同時に、デカツプルされた
部分領域がモーシヨンアーテイフアクトまたは他
のノイズ源を内包するという事実によつて有効な
Ｓ／Ｎ比に有意義な改善を提供する。
以上においては、本発明のいくつかの模範的な
実施例のみについて詳細に述べたが、当業者であ
れば、多くの新規な構成を維持しつつ多くの変形
および変更を模範的な実施例に加えることがで
き、そして本発明が有用であることを認めるであ
ろう。したがつて、そのような全ての変形および
変更は本発明の技術範囲内に含まれる。
実施例のみについて詳細に述べたが、当業者であ
れば、多くの新規な構成を維持しつつ多くの変形
および変更を模範的な実施例に加えることがで
き、そして本発明が有用であることを認めるであ
ろう。したがつて、そのような全ての変形および
変更は本発明の技術範囲内に含まれる。
［発明の効果］
本発明によれば、パツシブ導電RFデカツプリ
ング構造のみに用いて、撮像断層面の選択された
部分領域をイメージング処理から切離すことを可
能とするMRI装置およびその調整方法を提供す
ることができる。
ング構造のみに用いて、撮像断層面の選択された
部分領域をイメージング処理から切離すことを可
能とするMRI装置およびその調整方法を提供す
ることができる。
第１図は本発明の一実施例に係るパツシブ導電
RFデカツプリング構造を含むMRI装置の構成を
示す模式図、第２図は同実施例をより具体的に説
明するため人体の胴体部の断面およびアクテイブ
RFコイルとパツシブ導電RFデカツプリング構造
との相対的な配置を示す詳細な模式図、第３図お
よび第４図は第１図および第２図の実施例に用い
得る模範的なパツシブ導電RFデカツプリング構
造を示す図、第５図および第６図は、第３図に示
されるパツシブ導電RFデカツプリング構造を用
いた場合（第５図）および用いない場合（第６
図）の試験用標本の比較用MRI画像出力を示す
写真である。 １０……MRI制御回路、１２……傾斜磁場コ
イル、１４……静磁場、１６……MRI送受信回
路、１８……伝送線、L1……アクテイブRFコイ
ル構造、L2……パツシブ導電RFデカツプリング
構造。
RFデカツプリング構造を含むMRI装置の構成を
示す模式図、第２図は同実施例をより具体的に説
明するため人体の胴体部の断面およびアクテイブ
RFコイルとパツシブ導電RFデカツプリング構造
との相対的な配置を示す詳細な模式図、第３図お
よび第４図は第１図および第２図の実施例に用い
得る模範的なパツシブ導電RFデカツプリング構
造を示す図、第５図および第６図は、第３図に示
されるパツシブ導電RFデカツプリング構造を用
いた場合（第５図）および用いない場合（第６
図）の試験用標本の比較用MRI画像出力を示す
写真である。 １０……MRI制御回路、１２……傾斜磁場コ
イル、１４……静磁場、１６……MRI送受信回
路、１８……伝送線、L1……アクテイブRFコイ
ル構造、L2……パツシブ導電RFデカツプリング
構造。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 変動磁場勾配を生成する手段を有する静磁場
内に配置されたRFコイル回路に結合されたRF送
受信回路を含むMRI装置であつて、前記RFコイ
ル回路が、伝送線を介して前記RF送受信回路１
６に接続され且つ少なくとも撮像領域部位の近傍
に配置されてMRIのRFレスポンスを提供する少
なくとも１つのアクテイブRFコイル構造Ｌ１と、
上記撮像領域部位の周囲でしかもMRIのRFレス
ポンスが抑制されるべき部分領域に最も近接した
位置に配置される少なくとも１つのパツシブ導電
RFデカツプリング構造Ｌ２とを具備することを
特徴とするMRI装置。 ２ 上記デカツプリング構造が、導電材料の連続
シートで構成されたことを特徴とする特許請求の
範囲第１項記載のMRI装置。 ３ 上記デカツプリング構造が、少なくとも１つ
の短絡された導電材料のループで構成されたこと
を特徴とする特許請求の範囲第１項記載のMRI
装置。 ４ 上記ループが、導電部分に少なくとも１つの
ギヤツプを有し、該ギヤツプが上記変動磁場勾配
により上記ループに誘起される低周波の渦電流の
通過に対するインピーダンスを増大させるRFカ
ツプリング容量により橋架されていることを特徴
とする特許請求の範囲第３項記載のMRI装置。 ５ 変動磁場勾配を生成する手段を有する静磁場
内に配置されたRFコイル回路に結合されたRF送
受信回路を用いた磁気共鳴イメージング方法にお
いて、伝送線を介して前起RF送受信回路１６に
接続される少なくとも１つのアクテイブRFコイ
ル構造Ｌ１を少なくとも撮像領域部位の近傍に配
置して、MRIのRFレスポンスを提供し、上記撮
像領域部位の周囲でしかもMRIのRFレスポンス
が抑制されるべき部分領域に最も近接した位置に
少なくとも１つのパツシブ導電RFデカツプリン
グ構造Ｌ２を配置することにより、上記撮像領域
部位の選択された部分領域からMRIのRFレスポ
ンスを抑制することを特徴とする磁気共鳴イメー
ジング方法。 ６ 上記デカツプリング構造が、導電材料の連続
シートで構成されたことを特徴とする特許請求の
範囲第５項記載の磁気共鳴イメージング方法。 ７ 上記デカツプリング構造が、少なくとも１つ
の短絡された導電材料のループで構成されたこと
を特徴とする特許請求の範囲第５項記載の磁気共
鳴イメージング方法。 ８ 上記ループが、導電部分に少なくとも１つの
ギヤツプを有し、該ギヤツプが上記変動磁場勾配
により上記ループに誘起される低周波の渦電流の
通過に対するインピーダンスを増大させるRFカ
ツプリング容量により橋架されることを特徴とす
る特許請求の範囲第７項記載の磁気共鳴イメージ
ング方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US901596 | 1986-08-29 | ||
| US06/901,596 US4703272A (en) | 1986-08-29 | 1986-08-29 | Apparatus and method for decoupling MRI RF coil from selected body portions using passive components |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63132643A JPS63132643A (ja) | 1988-06-04 |
| JPH0528136B2 true JPH0528136B2 (ja) | 1993-04-23 |
Family
ID=25414489
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62214949A Granted JPS63132643A (ja) | 1986-08-29 | 1987-08-28 | Ｍｒｉ装置及びその調整方法 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4703272A (ja) |
| JP (1) | JPS63132643A (ja) |
| DE (1) | DE3724962A1 (ja) |
| GB (1) | GB2194342B (ja) |
Families Citing this family (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4851777A (en) * | 1986-04-21 | 1989-07-25 | Stanford University | Reduced noise NMR localization system |
| JP2572218B2 (ja) * | 1986-12-26 | 1997-01-16 | 株式会社日立メディコ | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
| DE3730148A1 (de) * | 1987-09-09 | 1989-03-30 | Bruker Medizintech | Verfahren zum erzeugen von spin-echo-impulsfolgen mit einem kernspin-tomographen und zur durchfuehrung des verfahrens ausgebildeter kernspin-tomograph |
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