JP2000185021A - Ｍｒｉ用ｒｆコイル - Google Patents
Ｍｒｉ用ｒｆコイルInfo
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- JP2000185021A JP2000185021A JP10354355A JP35435598A JP2000185021A JP 2000185021 A JP2000185021 A JP 2000185021A JP 10354355 A JP10354355 A JP 10354355A JP 35435598 A JP35435598 A JP 35435598A JP 2000185021 A JP2000185021 A JP 2000185021A
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- ring
- coils
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Abstract
(57)【要約】 （修正有）
【解決手段】 ２つのＲＦコイルと、鞍型のＲＦコイル
のどちらかを選択的に形成でき、どちらのＲＦコイルを
選択した場合にも同一の共鳴周波数で共振する。第１の
コンデンサＣα〜第４のコンデンサＣδは、同一の共鳴
角周波数に対して、リングコイル１とリングコイル２の
間の相互インダクタンスが実質的に無視でき、且つ、Ｒ
Ｆコイルとして機能する第１の鞍型コイル（エレメント
導体３，５およびリングコイル１，２の一部により形成
される）と第２の鞍型コイル（エレメント導体４，６と
リングコイル１，２の一部により形成される）の間の相
互インダクタンスが実質的に無視できる値に調整されて
いる。 【効果】 感度方向を切換可能なＭＲＩ用フェーズドア
レイコイルを容易に構成できる。
のどちらかを選択的に形成でき、どちらのＲＦコイルを
選択した場合にも同一の共鳴周波数で共振する。第１の
コンデンサＣα〜第４のコンデンサＣδは、同一の共鳴
角周波数に対して、リングコイル１とリングコイル２の
間の相互インダクタンスが実質的に無視でき、且つ、Ｒ
Ｆコイルとして機能する第１の鞍型コイル（エレメント
導体３，５およびリングコイル１，２の一部により形成
される）と第２の鞍型コイル（エレメント導体４，６と
リングコイル１，２の一部により形成される）の間の相
互インダクタンスが実質的に無視できる値に調整されて
いる。 【効果】 感度方向を切換可能なＭＲＩ用フェーズドア
レイコイルを容易に構成できる。
Description
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、ＭＲＩ（Magnetic
Resonance Imaging）用ＲＦ（Radio Frequency）コイ
ルに関し、さらに詳しくは、コイルを動かしたり，配置
し直す手間を掛けずに感度方向を変えることができるＭ
ＲＩ用ＲＦコイルに関する。特に、垂直磁場型ＭＲＩ装
置に有用である。
Resonance Imaging）用ＲＦ（Radio Frequency）コイ
ルに関し、さらに詳しくは、コイルを動かしたり，配置
し直す手間を掛けずに感度方向を変えることができるＭ
ＲＩ用ＲＦコイルに関する。特に、垂直磁場型ＭＲＩ装
置に有用である。
【０００２】
【従来の技術】ＭＲＩ装置に用いるＲＦコイルとして、
複数の独立したコイルを列設し、各コイルで受信したＮ
ＭＲ信号を別個に処理することで、感度方向を変えられ
るようにしたフェーズドアレイコイル（phased array c
oil）が知られている。
複数の独立したコイルを列設し、各コイルで受信したＮ
ＭＲ信号を別個に処理することで、感度方向を変えられ
るようにしたフェーズドアレイコイル（phased array c
oil）が知られている。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】しかし、単独のコイル
で、感度方向を変えられるＭＲＩ用ＲＦコイルは知られ
ていない。すなわち、従来は、感度方向がコイル形状に
より一定方向に決まっており、感度方向を変えるために
はコイルをいちいち動かしたり，配置し直す必要があ
り、操作者（医師や操作技師）の負担が重かった。そこ
で、本発明の目的は、コイルを動かしたり，配置し直す
手間を掛けずに感度方向を変えることができるＭＲＩ用
ＲＦコイルを提供することにある。
で、感度方向を変えられるＭＲＩ用ＲＦコイルは知られ
ていない。すなわち、従来は、感度方向がコイル形状に
より一定方向に決まっており、感度方向を変えるために
はコイルをいちいち動かしたり，配置し直す必要があ
り、操作者（医師や操作技師）の負担が重かった。そこ
で、本発明の目的は、コイルを動かしたり，配置し直す
手間を掛けずに感度方向を変えることができるＭＲＩ用
ＲＦコイルを提供することにある。
【０００４】
【課題を解決するための手段】第１の観点では、本発明
は、２つのリングコイルの間に複数のエレメント導体を
介設したＭＲＩ用ＲＦコイルであって、前記２つのリン
グコイルからなるＲＦコイルと、互いに隣接する前記エ
レメント導体および当該エレメント導体と前記リングコ
イルの接続点に挟まれたリングコイル部分からなる鞍型
のＲＦコイルのどちらかを選択的に形成でき、どちらの
ＲＦコイルを選択した場合にも同一の共鳴周波数で共振
することを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルを提供する。
上記第１の観点によるＭＲＩ用ＲＦコイルでは、同一の
共鳴周波数に対して、２つのリングコイルからなるＲＦ
コイルと、エレメント導体およびリングコイルの一部か
らなる鞍型のＲＦコイルのどちらかを選択的に形成でき
るので、その選択により、コイルを動かしたり配置し直
す手間を掛けずに感度方向を９０°変えることが出来
る。
は、２つのリングコイルの間に複数のエレメント導体を
介設したＭＲＩ用ＲＦコイルであって、前記２つのリン
グコイルからなるＲＦコイルと、互いに隣接する前記エ
レメント導体および当該エレメント導体と前記リングコ
イルの接続点に挟まれたリングコイル部分からなる鞍型
のＲＦコイルのどちらかを選択的に形成でき、どちらの
ＲＦコイルを選択した場合にも同一の共鳴周波数で共振
することを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルを提供する。
上記第１の観点によるＭＲＩ用ＲＦコイルでは、同一の
共鳴周波数に対して、２つのリングコイルからなるＲＦ
コイルと、エレメント導体およびリングコイルの一部か
らなる鞍型のＲＦコイルのどちらかを選択的に形成でき
るので、その選択により、コイルを動かしたり配置し直
す手間を掛けずに感度方向を９０°変えることが出来
る。
【０００５】第２の観点では、本発明は、第１のリング
コイルと、第２のリングコイルと、前記第１のリングコ
イルと前記第２のリングコイルの間に介設された第１〜
第４のエレメント導体と、前記第１のエレメント導体と
前記第１のリングコイルの接続点および前記第２のエレ
メント導体と前記第１のリングコイルの接続点の間に介
設された第１のコンデンサと、前記第１のエレメント導
体と前記第２のリングコイルの接続点および前記第２の
エレメント導体と前記第２のリングコイルの接続点の間
に介設された第２のコンデンサと、前記第１のエレメン
ト導体に介設された第３のコンデンサと、前記第２のエ
レメント導体に介設された第４のコンデンサと、前記第
３のエレメント導体と前記第１のリングコイルの接続点
および前記第４のエレメント導体と前記第１のリングコ
イルの接続点の間に介設された第１の給電用コンデンサ
および第１の制御信号に応じて電流路を遮断しうる第１
のディセイブルスイッチと、前記第３のエレメント導体
と前記第２のリングコイルの接続点および前記第４のエ
レメント導体と前記第２のリングコイルの接続点の間に
介設された第２の給電用コンデンサおよび第２の制御信
号に応じて電流路を遮断しうる第２のディセイブルスイ
ッチと、前記第３のエレメント導体に介設された第３の
給電用コンデンサおよび第３の制御信号に応じて電流路
を遮断しうる第３のディセイブルスイッチと、前記第４
のエレメント導体に介設された第４の給電用コンデンサ
および第４の制御信号に応じて電流路を遮断しうる第４
のディセイブルスイッチとを具備し、前記第１〜第４の
コンデンサは、同一の共鳴周波数に対して、前記第１の
リングコイルと前記第２のリングコイルの間の相互イン
ダクタンスが実質的に無視できるように、且つ、前記第
１，第３のエレメント導体およびそれらエレメント導体
と前記第１，第２のリングコイルの接続点に挟まれたリ
ングコイル部分により形成される第１の鞍型コイルと、
前記第２，第４のエレメント導体およびそれらエレメン
ト導体と前記第１，第２のリングコイルの接続点に挟ま
れたリングコイル部分により形成される第２の鞍型コイ
ルの間の相互インダクタンスが実質的に無視できるよう
に容量が調整されていることを特徴とするＭＲＩ用ＲＦ
コイルを提供する。上記構成において、「給電」は、励
起用ＲＦパルスの送信，ＮＭＲ信号の受信のための電力
の供給，取り出しのどちらか一方または両方を意味す
る。上記第２の観点によるＭＲＩ用ＲＦコイルでは、第
３のディセイブルスイッチにより第３のエレメント導体
を流れる電流路を遮断すると共に第４のディセイブルス
イッチにより第４のエレメント導体を流れる電流路を遮
断することで、第３，第４のエレメント導体が実質的に
切り離され、第１のリングコイルと第２のリングコイル
がＲＦコイルとして機能する。ここで、第１〜第４のコ
ンデンサの容量の条件より、第１のリングコイルと第２
のリングコイルの間の相互インダクタンスを実質的に無
視できるから、前記第１リングコイルと第２のリングコ
イルの間の相互干渉を実質的に無くし、ＳＮＲ（Signal
to Noise Ratio）を十分に高めることが出来る。一
方、第１のディセイブルスイッチにより第１のリングコ
イルを流れる電流路を遮断すると共に第２のディセイブ
ルスイッチにより第２のリングコイルを流れる電流路を
遮断することで、第３，第４のエレメント導体と第１の
リングコイルの接続点間および第３，第４のエレメント
導体と第２のリングコイルの接続点間が実質的に切り離
され、第１，第３のエレメント導体および第１，第２の
リングコイルの一部により形成された第１の鞍型コイル
と、第２，第４のエレメント導体および第１，第２のリ
ングコイルの一部により形成された第２の鞍型コイルと
が、ＲＦコイルとして機能する。ここで、第１〜第４の
コンデンサの容量の条件より、第１の鞍型コイルと第２
の鞍型コイルの間の相互インダクタンスを実質的に無視
できるから、前記第１の鞍型コイルと前記第２の鞍型コ
イルの間の相互干渉を実質的に無くし、ＳＮＲを十分に
高めることが出来る。以上より、同一の共鳴周波数に対
して、感度方向が９０°異なったＲＦコイルとして機能
する。
コイルと、第２のリングコイルと、前記第１のリングコ
イルと前記第２のリングコイルの間に介設された第１〜
第４のエレメント導体と、前記第１のエレメント導体と
前記第１のリングコイルの接続点および前記第２のエレ
メント導体と前記第１のリングコイルの接続点の間に介
設された第１のコンデンサと、前記第１のエレメント導
体と前記第２のリングコイルの接続点および前記第２の
エレメント導体と前記第２のリングコイルの接続点の間
に介設された第２のコンデンサと、前記第１のエレメン
ト導体に介設された第３のコンデンサと、前記第２のエ
レメント導体に介設された第４のコンデンサと、前記第
３のエレメント導体と前記第１のリングコイルの接続点
および前記第４のエレメント導体と前記第１のリングコ
イルの接続点の間に介設された第１の給電用コンデンサ
および第１の制御信号に応じて電流路を遮断しうる第１
のディセイブルスイッチと、前記第３のエレメント導体
と前記第２のリングコイルの接続点および前記第４のエ
レメント導体と前記第２のリングコイルの接続点の間に
介設された第２の給電用コンデンサおよび第２の制御信
号に応じて電流路を遮断しうる第２のディセイブルスイ
ッチと、前記第３のエレメント導体に介設された第３の
給電用コンデンサおよび第３の制御信号に応じて電流路
を遮断しうる第３のディセイブルスイッチと、前記第４
のエレメント導体に介設された第４の給電用コンデンサ
および第４の制御信号に応じて電流路を遮断しうる第４
のディセイブルスイッチとを具備し、前記第１〜第４の
コンデンサは、同一の共鳴周波数に対して、前記第１の
リングコイルと前記第２のリングコイルの間の相互イン
ダクタンスが実質的に無視できるように、且つ、前記第
１，第３のエレメント導体およびそれらエレメント導体
と前記第１，第２のリングコイルの接続点に挟まれたリ
ングコイル部分により形成される第１の鞍型コイルと、
前記第２，第４のエレメント導体およびそれらエレメン
ト導体と前記第１，第２のリングコイルの接続点に挟ま
れたリングコイル部分により形成される第２の鞍型コイ
ルの間の相互インダクタンスが実質的に無視できるよう
に容量が調整されていることを特徴とするＭＲＩ用ＲＦ
コイルを提供する。上記構成において、「給電」は、励
起用ＲＦパルスの送信，ＮＭＲ信号の受信のための電力
の供給，取り出しのどちらか一方または両方を意味す
る。上記第２の観点によるＭＲＩ用ＲＦコイルでは、第
３のディセイブルスイッチにより第３のエレメント導体
を流れる電流路を遮断すると共に第４のディセイブルス
イッチにより第４のエレメント導体を流れる電流路を遮
断することで、第３，第４のエレメント導体が実質的に
切り離され、第１のリングコイルと第２のリングコイル
がＲＦコイルとして機能する。ここで、第１〜第４のコ
ンデンサの容量の条件より、第１のリングコイルと第２
のリングコイルの間の相互インダクタンスを実質的に無
視できるから、前記第１リングコイルと第２のリングコ
イルの間の相互干渉を実質的に無くし、ＳＮＲ（Signal
to Noise Ratio）を十分に高めることが出来る。一
方、第１のディセイブルスイッチにより第１のリングコ
イルを流れる電流路を遮断すると共に第２のディセイブ
ルスイッチにより第２のリングコイルを流れる電流路を
遮断することで、第３，第４のエレメント導体と第１の
リングコイルの接続点間および第３，第４のエレメント
導体と第２のリングコイルの接続点間が実質的に切り離
され、第１，第３のエレメント導体および第１，第２の
リングコイルの一部により形成された第１の鞍型コイル
と、第２，第４のエレメント導体および第１，第２のリ
ングコイルの一部により形成された第２の鞍型コイルと
が、ＲＦコイルとして機能する。ここで、第１〜第４の
コンデンサの容量の条件より、第１の鞍型コイルと第２
の鞍型コイルの間の相互インダクタンスを実質的に無視
できるから、前記第１の鞍型コイルと前記第２の鞍型コ
イルの間の相互干渉を実質的に無くし、ＳＮＲを十分に
高めることが出来る。以上より、同一の共鳴周波数に対
して、感度方向が９０°異なったＲＦコイルとして機能
する。
【０００６】
【発明の実施の形態】以下、図に示す発明の実施の形態
により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これによ
り本発明が限定されるものではない。
により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これによ
り本発明が限定されるものではない。
【０００７】本発明の実施の形態について説明する前
に、本発明にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルの基本原理につ
いて説明する。図１は、本発明にかかるＭＲＩ用ＲＦコ
イル１００を示す斜視図である。このＭＲＩ用ＲＦコイ
ル１００は、リングコイル１と、リングコイル２と、前
記リングコイル１と前記リングコイル２の間に介設され
たエレメント導体３，４，５，６と、前記エレメント導
体３と前記リングコイル１の接続点と前記エレメント導
体４と前記リングコイル１の接続点の間に介設された第
１コンデンサＣαと、前記エレメント導体３と前記リン
グコイル２の接続点と前記エレメント導体４と前記リン
グコイル２の接続点の間に介設された第２コンデンサＣ
βと、前記エレメント導体３に介設された第３コンデン
サＣγと、前記エレメント導体４に介設された第４コン
デンサＣδとを具備している。また、前記エレメント導
体５と前記リングコイル１の接続点および前記エレメン
ト導体６と前記リングコイル１の接続点の間に介設され
た給電用コンデンサＣ１および制御用バイアス電圧Ｖ１
に応じて電流路を遮断しうるディセイブルスイッチ（di
sable switch）１０１と、前記エレメント導体５と前記
リングコイル２の接続点および前記エレメント導体６と
前記リングコイル２の接続点の間に介設された給電用コ
ンデンサＣ２および制御用バイアス電圧Ｖ２に応じて電
流路を遮断しうるディセイブルスイッチ１０２と、前記
エレメント導体５に介設された給電用コンデンサＣ３お
よび制御用バイアス電圧Ｖ３に応じて電流路を遮断しう
るディセイブルスイッチ１０３と、前記エレメント導体
６に介設された給電用コンデンサＣ４および制御用バイ
アス電圧Ｖ４に応じて電流路を遮断しうるディセイブル
スイッチ１０４とを具備している。前記第１コンデンサ
Ｃα，第２コンデンサＣβ，第３コンデンサＣγ，第４
コンデンサＣδは、同一の共鳴角周波数（対象核種のラ
ーモア角周波数）ωｏに対して、前記リングコイル１，
２の間の相互インダクタンス（図２のＭ１）が実質的に
無視できるように、且つ、エレメント導体３，５および
それらエレメント導体３，５とリングコイル１，２の接
続点に挟まれたリングコイル部分により形成される鞍型
コイル（図３のＫ１）と，エレメント導体４，６および
それらエレメント導体４，６とリングコイル１，２の接
続点に挟まれたリングコイル部分により形成される鞍型
コイル（図３のＫ２）の間の相互インダクタンス（図３
のＭ２）が実質的に無視できるように、容量が調整され
ている。ただし、リングコイル１と，リングコイル２を
等価にする見地から、一般に、容量Ｃαと容量Ｃβは等
しい。また、２つの鞍型コイルを等価にする見地から、
一般に、容量Ｃγと容量Ｃδは等しい。
に、本発明にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルの基本原理につ
いて説明する。図１は、本発明にかかるＭＲＩ用ＲＦコ
イル１００を示す斜視図である。このＭＲＩ用ＲＦコイ
ル１００は、リングコイル１と、リングコイル２と、前
記リングコイル１と前記リングコイル２の間に介設され
たエレメント導体３，４，５，６と、前記エレメント導
体３と前記リングコイル１の接続点と前記エレメント導
体４と前記リングコイル１の接続点の間に介設された第
１コンデンサＣαと、前記エレメント導体３と前記リン
グコイル２の接続点と前記エレメント導体４と前記リン
グコイル２の接続点の間に介設された第２コンデンサＣ
βと、前記エレメント導体３に介設された第３コンデン
サＣγと、前記エレメント導体４に介設された第４コン
デンサＣδとを具備している。また、前記エレメント導
体５と前記リングコイル１の接続点および前記エレメン
ト導体６と前記リングコイル１の接続点の間に介設され
た給電用コンデンサＣ１および制御用バイアス電圧Ｖ１
に応じて電流路を遮断しうるディセイブルスイッチ（di
sable switch）１０１と、前記エレメント導体５と前記
リングコイル２の接続点および前記エレメント導体６と
前記リングコイル２の接続点の間に介設された給電用コ
ンデンサＣ２および制御用バイアス電圧Ｖ２に応じて電
流路を遮断しうるディセイブルスイッチ１０２と、前記
エレメント導体５に介設された給電用コンデンサＣ３お
よび制御用バイアス電圧Ｖ３に応じて電流路を遮断しう
るディセイブルスイッチ１０３と、前記エレメント導体
６に介設された給電用コンデンサＣ４および制御用バイ
アス電圧Ｖ４に応じて電流路を遮断しうるディセイブル
スイッチ１０４とを具備している。前記第１コンデンサ
Ｃα，第２コンデンサＣβ，第３コンデンサＣγ，第４
コンデンサＣδは、同一の共鳴角周波数（対象核種のラ
ーモア角周波数）ωｏに対して、前記リングコイル１，
２の間の相互インダクタンス（図２のＭ１）が実質的に
無視できるように、且つ、エレメント導体３，５および
それらエレメント導体３，５とリングコイル１，２の接
続点に挟まれたリングコイル部分により形成される鞍型
コイル（図３のＫ１）と，エレメント導体４，６および
それらエレメント導体４，６とリングコイル１，２の接
続点に挟まれたリングコイル部分により形成される鞍型
コイル（図３のＫ２）の間の相互インダクタンス（図３
のＭ２）が実質的に無視できるように、容量が調整され
ている。ただし、リングコイル１と，リングコイル２を
等価にする見地から、一般に、容量Ｃαと容量Ｃβは等
しい。また、２つの鞍型コイルを等価にする見地から、
一般に、容量Ｃγと容量Ｃδは等しい。
【０００８】まず、図２に示すように、前記制御用バイ
アス電圧Ｖ１，Ｖ２によりディセイブルスイッチ１０
１，１０２を導通状態とし、前記制御用バイアス電圧Ｖ
３，Ｖ４によりディセイブルスイッチ１０３，１０４を
不通状態とし、リングコイル１にＲＦ電圧源Ｖｒ（これ
は、励起用ＲＦパルスの印加電圧またはＮＭＲ信号によ
る誘起電圧に相当する）から共鳴角周波数ωの電流Ｉを
流した場合を想定する。このとき、前記リングコイル
１，２は、図のＸ軸方向の振動磁場ｂｘを発生したり検
出するＲＦコイルとして機能する。図中、ループＡＢＤ
Ｅ（第３コンデンサＣγ→第２コンデンサＣβ→第４コ
ンデンサＣδの経路）を流れる電流をＩｍとすると、こ
の電流Ｉｍにより図のＡＢ間に現れる電圧ＶBAは、Ｃβ
＝Ｃαとすれば、
アス電圧Ｖ１，Ｖ２によりディセイブルスイッチ１０
１，１０２を導通状態とし、前記制御用バイアス電圧Ｖ
３，Ｖ４によりディセイブルスイッチ１０３，１０４を
不通状態とし、リングコイル１にＲＦ電圧源Ｖｒ（これ
は、励起用ＲＦパルスの印加電圧またはＮＭＲ信号によ
る誘起電圧に相当する）から共鳴角周波数ωの電流Ｉを
流した場合を想定する。このとき、前記リングコイル
１，２は、図のＸ軸方向の振動磁場ｂｘを発生したり検
出するＲＦコイルとして機能する。図中、ループＡＢＤ
Ｅ（第３コンデンサＣγ→第２コンデンサＣβ→第４コ
ンデンサＣδの経路）を流れる電流をＩｍとすると、こ
の電流Ｉｍにより図のＡＢ間に現れる電圧ＶBAは、Ｃβ
＝Ｃαとすれば、
【０００９】一方、リングコイル１とリングコイル２の
間の相互インダクタンスをＭ１とし、図２のように、リ
ングコイル１における電流Ｉの正の向きとリングコイル
２における電流Ｉ２の正の向きとを同方向に決め、Ｍ１
＞０と規定すると、相互インダクタンスＭ１により図の
ＡＢ間に誘起される電圧ＶBAは、
間の相互インダクタンスをＭ１とし、図２のように、リ
ングコイル１における電流Ｉの正の向きとリングコイル
２における電流Ｉ２の正の向きとを同方向に決め、Ｍ１
＞０と規定すると、相互インダクタンスＭ１により図の
ＡＢ間に誘起される電圧ＶBAは、
【００１０】上記(１)式で表される電圧ＶBAと，上記
(２)式で表される電圧ＶBAが等しくなると、相互干渉の
影響により、リングコイル２に誘導電流が流れることが
防止されるから、
(２)式で表される電圧ＶBAが等しくなると、相互干渉の
影響により、リングコイル２に誘導電流が流れることが
防止されるから、
【００１１】一方、ループＡＢＤＥにおけるキルヒホッ
フの法則より、
フの法則より、
【００１２】上記(３)式と上記(４)式よりリングコイル
１とリングコイル２間の相互干渉を打ち消す条件は、
１とリングコイル２間の相互干渉を打ち消す条件は、
【００１３】次に、図３に示すように、前記制御用バイ
アス電圧Ｖ１，Ｖ２によりディセイブルスイッチ１０
１，１０２を不通状態とし、前記制御用バイアス電圧Ｖ
３，Ｖ４によりディセイブルスイッチ１０３，１０４を
導通状態とし、エレメント導体６にＲＦ電圧源Ｖｒによ
り共鳴角周波数ωの電流Ｉを流した場合を想定する。こ
のとき、鞍型コイルＫ１，Ｋ２は、図のＹ軸方向の振動
磁場ｂｙを発生したり検出するＲＦコイルとして機能す
る。この場合、鞍型コイルＫ１と，鞍型コイルＫ２の間
の相互インダクタンスをＭ２とし、図３のように、エレ
メント導体５における電流Ｉ５の正の向きとエレメント
導体６における電流Ｉの正の向きとを同方向に決め、Ｍ
２＞０と規定すると、鞍型コイルＫ１と，鞍型コイルＫ
２の間の相互干渉を打ち消す条件は、Ｃδ＝Ｃγとすれ
ば、
アス電圧Ｖ１，Ｖ２によりディセイブルスイッチ１０
１，１０２を不通状態とし、前記制御用バイアス電圧Ｖ
３，Ｖ４によりディセイブルスイッチ１０３，１０４を
導通状態とし、エレメント導体６にＲＦ電圧源Ｖｒによ
り共鳴角周波数ωの電流Ｉを流した場合を想定する。こ
のとき、鞍型コイルＫ１，Ｋ２は、図のＹ軸方向の振動
磁場ｂｙを発生したり検出するＲＦコイルとして機能す
る。この場合、鞍型コイルＫ１と，鞍型コイルＫ２の間
の相互インダクタンスをＭ２とし、図３のように、エレ
メント導体５における電流Ｉ５の正の向きとエレメント
導体６における電流Ｉの正の向きとを同方向に決め、Ｍ
２＞０と規定すると、鞍型コイルＫ１と，鞍型コイルＫ
２の間の相互干渉を打ち消す条件は、Ｃδ＝Ｃγとすれ
ば、
【００１４】上記(５)式を上記(６)式に代入して、Ｃα
について整理すると、
について整理すると、
【００１５】上記(５)式より、ＣγがＣγ＞０の解を持
つための条件は、Ｍ１＞０ゆえ、
つための条件は、Ｍ１＞０ゆえ、
【００１６】［１］Ｍ１−Ｍ２＝０のとき、 従って、上記(５)式，上記(６)式を同時に満たす物理的
に意味のある解が存在する。
に意味のある解が存在する。
【００１７】［２］Ｍ１−Ｍ２≠０のとき、 とおくと、 従って、ｆ（Ｃα）＝０は、 の範囲で解を持ち、物理的に意味のある解が存在する。
【００１８】上記［１］［２］より、第１コンデンサの
容量Ｃα，第２コンデンサの容量Ｃβ（＝Ｃα），第３
コンデンサの容量Ｃγ，第４コンデンサの容量Ｃδ（＝
Ｃγ）を、上記（５）式，上記（６）式を満足するよう
に調整することが可能であることが証明された。このと
き、共鳴角周波数ωに対して、リングコイル１，２間の
相互インダクタンスＭ１（図２参照）を実質的に無視で
き、前記リングコイル１，２を相互干渉の無いＲＦコイ
ルとして使用することが出来る。また、共鳴角周波数ω
に対して、鞍型コイルＫ１と，鞍型コイルＫ２の間の相
互インダクタンスＭ２（図３参照）を実質的に無視で
き、鞍型コイルＫ１，Ｋ２を相互干渉の無いＲＦコイル
として使用することが出来る。
容量Ｃα，第２コンデンサの容量Ｃβ（＝Ｃα），第３
コンデンサの容量Ｃγ，第４コンデンサの容量Ｃδ（＝
Ｃγ）を、上記（５）式，上記（６）式を満足するよう
に調整することが可能であることが証明された。このと
き、共鳴角周波数ωに対して、リングコイル１，２間の
相互インダクタンスＭ１（図２参照）を実質的に無視で
き、前記リングコイル１，２を相互干渉の無いＲＦコイ
ルとして使用することが出来る。また、共鳴角周波数ω
に対して、鞍型コイルＫ１と，鞍型コイルＫ２の間の相
互インダクタンスＭ２（図３参照）を実質的に無視で
き、鞍型コイルＫ１，Ｋ２を相互干渉の無いＲＦコイル
として使用することが出来る。
【００１９】−第１の実施形態− 図４は、本発明の第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦ
コイル１００を含む送受信回路１１０の構成図である。
図中、Ｂｚは、垂直方向の静磁場を示す。この送受信回
路１１０は、図１に示したＭＲＩ用ＲＦコイル１００
と、パワーアンプ１１と、感度方向切換スイッチ１２
と、送信／受信切換スイッチ１３−１〜１３−４と、バ
ラン（balun）１４−１〜１４−４と、プリアンプ１５
−１〜１５−４とを具備して構成されている。なお、各
送信／受信切換スイッチ１３−１〜１４−４と前記バラ
ン１４−１〜１４−４とを結ぶ伝送路の長さは、共鳴角
周波数ωｏに対応する波長をλｏとするとき、λｏ／４
である。
コイル１００を含む送受信回路１１０の構成図である。
図中、Ｂｚは、垂直方向の静磁場を示す。この送受信回
路１１０は、図１に示したＭＲＩ用ＲＦコイル１００
と、パワーアンプ１１と、感度方向切換スイッチ１２
と、送信／受信切換スイッチ１３−１〜１３−４と、バ
ラン（balun）１４−１〜１４−４と、プリアンプ１５
−１〜１５−４とを具備して構成されている。なお、各
送信／受信切換スイッチ１３−１〜１４−４と前記バラ
ン１４−１〜１４−４とを結ぶ伝送路の長さは、共鳴角
周波数ωｏに対応する波長をλｏとするとき、λｏ／４
である。
【００２０】図５は、前記ディセイブルスイッチ１０１
（１０２，１０３，１０４も同じ構成）を示す回路図で
ある。このディセイブルスイッチ１０１は、前記リング
コイル１に介設されたコンデンサＣと，そのコンデンサ
Ｃと並列に接続されたインダクタＬおよびダイオードＤ
の直列回路と，前記ダイオードＤのアノードに一端が接
続された帯域消去フィルタ（band reject filter）Ｆ１
と，前記ダイオードＤのカソードに一端が接続された帯
域消去フィルタＦ２と、前記帯域消去フィルタＦ１，Ｆ
２の他端に接続されたローパルフィルタＦＬとを具備し
て構成されている。前記インダクタのインダクタンスＬ
および前記コンデンサの容量Ｃは、両素子の並列共振角
周波数を前記共鳴角周波数ωｏとするために、 を満たすように調整されている。正の制御用バイアス電
圧Ｖ１を印加して前記ダイオードＤを順バイアスする
と、前記インダクタＬおよび前記コンデンサＣが並列共
振回路を形成して、並列共振状態（＝インピーダンス無
限大）となり、リングコイル１を流れる電流路が遮断さ
れる。一方、負の制御用バイアス電圧を印加して前記ダ
イードＤを逆バイアスすると、前記コンデンサＣの容量
のみが実質的に電流路に介設される（リングコイル１を
流れる電流路は遮断されない）。
（１０２，１０３，１０４も同じ構成）を示す回路図で
ある。このディセイブルスイッチ１０１は、前記リング
コイル１に介設されたコンデンサＣと，そのコンデンサ
Ｃと並列に接続されたインダクタＬおよびダイオードＤ
の直列回路と，前記ダイオードＤのアノードに一端が接
続された帯域消去フィルタ（band reject filter）Ｆ１
と，前記ダイオードＤのカソードに一端が接続された帯
域消去フィルタＦ２と、前記帯域消去フィルタＦ１，Ｆ
２の他端に接続されたローパルフィルタＦＬとを具備し
て構成されている。前記インダクタのインダクタンスＬ
および前記コンデンサの容量Ｃは、両素子の並列共振角
周波数を前記共鳴角周波数ωｏとするために、 を満たすように調整されている。正の制御用バイアス電
圧Ｖ１を印加して前記ダイオードＤを順バイアスする
と、前記インダクタＬおよび前記コンデンサＣが並列共
振回路を形成して、並列共振状態（＝インピーダンス無
限大）となり、リングコイル１を流れる電流路が遮断さ
れる。一方、負の制御用バイアス電圧を印加して前記ダ
イードＤを逆バイアスすると、前記コンデンサＣの容量
のみが実質的に電流路に介設される（リングコイル１を
流れる電流路は遮断されない）。
【００２１】次に、この送受信回路１１１の動作を説明
する。説明の都合上、撮像シーケンスは、ＳＥ（Spin E
cho）法とする。 ［１］リングコイル１，２を送信コイルとして用いる場
合、感度方向切換スイッチ１２の選択出力端子を〔１〕
の側に切り換える。図６に、制御用バイアス電圧Ｖ１〜
Ｖ４の状態と、励起用ＲＦパルスおよび受信リードのタ
イミングを例示する。励起用ＲＦパルスの送信時には、
負の制御用バイアス電圧Ｖ１，Ｖ２を供給してディセイ
ブルスイッチ１０１，１０２を単なる容量Ｃとして働か
せると共に、正の制御用バイアス電圧Ｖ３，Ｖ４を供給
してディセイブルスイッチ１０３，１０４で電流路を遮
断する（これにより、図２の状態となる）。リングコイ
ル１，２によりＸ軸方向の振動磁場ｂｘが発生する。Ｎ
ＭＲ信号の受信時には、前記制御用バイアス電圧Ｖ１〜
Ｖ４を正電圧に反転してＲＦコイルとしての機能を停止
し、別のコイル（例えば受信コイル）との相互干渉を低
減した状態で、受信コイルによりＮＭＲ信号を受信し、
受信器へ送る。 ［２］エレメント導体３，５およびリングコイル１，２
の一部からなる鞍型コイル（図３のＫ１）と，エレメン
ト導体４，６およびリングコイル１，２の一部からなる
鞍型コイルＫ２を送信コイルとして用いる場合、感度方
向切換スイッチ１２の選択出力端子を〔２〕の側に切り
換える。図７に、制御用バイアス電圧Ｖ１〜Ｖ４の状態
と、励起用ＲＦパルスおよび受信リードのタイミングを
例示する。励起用ＲＦパルスの送信時には、鞍型コイル
Ｋ１，Ｋ２によりＹ軸方向の振動磁場ｂｙが発生する。 ［３］リングコイル１，２を送信受信兼用コイルとして
用いる場合、感度方向切換スイッチ１２の選択出力端子
を〔１〕の側に切り換える。図８に、制御用バイアス電
圧Ｖ１〜Ｖ４の状態と、励起用ＲＦパルスおよび受信リ
ードのタイミングを例示する。励起用ＲＦパルスの送信
時およびＮＭＲ信号の受信時には、負の制御用バイアス
電圧Ｖ１，Ｖ２を供給してディセイブルスイッチ１０
１，１０２を単なる容量として働かせると共に、正の制
御用バイアス電圧Ｖ３，Ｖ４を供給してディセイブルス
イッチ１０３，１０４で電流路を遮断する（これによ
り、図２の状態となる）。リングコイル１，２は、Ｘ軸
方向の振動磁場ｂｘを発生し、検出する。なお、各受信
器に送られたＮＭＲ信号を処理すれば、前記リングコイ
ル１，２をフェーズドアレイコイルとして使用できる。 ［４］前記鞍型コイルＫ１，Ｋ２を送信受信兼用コイル
として用いる場合、感度方向切換スイッチ１２の選択出
力端子を〔２〕の側に切り換える。図９に、制御用バイ
アス電圧Ｖ１〜Ｖ４の状態と、励起用ＲＦパルスおよび
受信リードのタイミングを例示する。これにより、鞍型
コイルＫ１，Ｋ２は、Ｙ軸方向の振動磁場ｂｙを発生
し、受信する。なお、各受信器に送られたＮＭＲ信号を
処理すれば、前記鞍型コイルＫ１，Ｋ２をフェーズドア
レイコイルとして使用できる。
する。説明の都合上、撮像シーケンスは、ＳＥ（Spin E
cho）法とする。 ［１］リングコイル１，２を送信コイルとして用いる場
合、感度方向切換スイッチ１２の選択出力端子を〔１〕
の側に切り換える。図６に、制御用バイアス電圧Ｖ１〜
Ｖ４の状態と、励起用ＲＦパルスおよび受信リードのタ
イミングを例示する。励起用ＲＦパルスの送信時には、
負の制御用バイアス電圧Ｖ１，Ｖ２を供給してディセイ
ブルスイッチ１０１，１０２を単なる容量Ｃとして働か
せると共に、正の制御用バイアス電圧Ｖ３，Ｖ４を供給
してディセイブルスイッチ１０３，１０４で電流路を遮
断する（これにより、図２の状態となる）。リングコイ
ル１，２によりＸ軸方向の振動磁場ｂｘが発生する。Ｎ
ＭＲ信号の受信時には、前記制御用バイアス電圧Ｖ１〜
Ｖ４を正電圧に反転してＲＦコイルとしての機能を停止
し、別のコイル（例えば受信コイル）との相互干渉を低
減した状態で、受信コイルによりＮＭＲ信号を受信し、
受信器へ送る。 ［２］エレメント導体３，５およびリングコイル１，２
の一部からなる鞍型コイル（図３のＫ１）と，エレメン
ト導体４，６およびリングコイル１，２の一部からなる
鞍型コイルＫ２を送信コイルとして用いる場合、感度方
向切換スイッチ１２の選択出力端子を〔２〕の側に切り
換える。図７に、制御用バイアス電圧Ｖ１〜Ｖ４の状態
と、励起用ＲＦパルスおよび受信リードのタイミングを
例示する。励起用ＲＦパルスの送信時には、鞍型コイル
Ｋ１，Ｋ２によりＹ軸方向の振動磁場ｂｙが発生する。 ［３］リングコイル１，２を送信受信兼用コイルとして
用いる場合、感度方向切換スイッチ１２の選択出力端子
を〔１〕の側に切り換える。図８に、制御用バイアス電
圧Ｖ１〜Ｖ４の状態と、励起用ＲＦパルスおよび受信リ
ードのタイミングを例示する。励起用ＲＦパルスの送信
時およびＮＭＲ信号の受信時には、負の制御用バイアス
電圧Ｖ１，Ｖ２を供給してディセイブルスイッチ１０
１，１０２を単なる容量として働かせると共に、正の制
御用バイアス電圧Ｖ３，Ｖ４を供給してディセイブルス
イッチ１０３，１０４で電流路を遮断する（これによ
り、図２の状態となる）。リングコイル１，２は、Ｘ軸
方向の振動磁場ｂｘを発生し、検出する。なお、各受信
器に送られたＮＭＲ信号を処理すれば、前記リングコイ
ル１，２をフェーズドアレイコイルとして使用できる。 ［４］前記鞍型コイルＫ１，Ｋ２を送信受信兼用コイル
として用いる場合、感度方向切換スイッチ１２の選択出
力端子を〔２〕の側に切り換える。図９に、制御用バイ
アス電圧Ｖ１〜Ｖ４の状態と、励起用ＲＦパルスおよび
受信リードのタイミングを例示する。これにより、鞍型
コイルＫ１，Ｋ２は、Ｙ軸方向の振動磁場ｂｙを発生
し、受信する。なお、各受信器に送られたＮＭＲ信号を
処理すれば、前記鞍型コイルＫ１，Ｋ２をフェーズドア
レイコイルとして使用できる。
【００２２】以上のＭＲＩ用ＲＦコイル１００によれ
ば、ディセイブルスイッチ１０１〜１０４で電流路を選
択的に遮断することで、リングコイル１，２と、鞍型コ
イルＫ１，Ｋ２のどちらかを共鳴角周波数ωｏで同調す
る送信コイル（または送信受信兼用コイル）として形成
できる。したがって、例えば、受信コイルとして、Ｙ軸
方向に感度を持つ表面コイル（コイル面はＸＺ面に平
行）を使用する場合には、Ｙ軸方向と直交するＸ軸方向
に感度を持つリングコイル１，２を送信コイルとするこ
とで、受信コイルとの相互干渉を十分に低減し、受信コ
イルのブロッキング回路の個数を節減できる。また、Ｘ
軸方向に感度を持つ表面コイル（コイル面はＹＺ面に平
行）を使用する場合には、Ｘ軸方向と直交するＹ軸方向
の感度を持つ鞍型コイルＫ１，Ｋ２を送信コイルとする
ことで、受信コイルとの相互干渉を十分に低減できる。
ば、ディセイブルスイッチ１０１〜１０４で電流路を選
択的に遮断することで、リングコイル１，２と、鞍型コ
イルＫ１，Ｋ２のどちらかを共鳴角周波数ωｏで同調す
る送信コイル（または送信受信兼用コイル）として形成
できる。したがって、例えば、受信コイルとして、Ｙ軸
方向に感度を持つ表面コイル（コイル面はＸＺ面に平
行）を使用する場合には、Ｙ軸方向と直交するＸ軸方向
に感度を持つリングコイル１，２を送信コイルとするこ
とで、受信コイルとの相互干渉を十分に低減し、受信コ
イルのブロッキング回路の個数を節減できる。また、Ｘ
軸方向に感度を持つ表面コイル（コイル面はＹＺ面に平
行）を使用する場合には、Ｘ軸方向と直交するＹ軸方向
の感度を持つ鞍型コイルＫ１，Ｋ２を送信コイルとする
ことで、受信コイルとの相互干渉を十分に低減できる。
【００２３】−第２の実施形態− 図１０は、本発明の第２の実施形態にかかるＭＲＩ用Ｒ
Ｆコイル２００を含む受信専用回路２１０の構成図であ
る。図中、Ｃα，Ｃβ，Ｃγ，Ｃδは、上記第１の実施
形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル１００のコンデンサＣ
α，Ｃβ，Ｃγ，Ｃδと同じ容量である。Ｃｐ，Ｃｑ，
Ｃｒ，Ｃｓは、各部に介設されたコンデンサである。
Ｆコイル２００を含む受信専用回路２１０の構成図であ
る。図中、Ｃα，Ｃβ，Ｃγ，Ｃδは、上記第１の実施
形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル１００のコンデンサＣ
α，Ｃβ，Ｃγ，Ｃδと同じ容量である。Ｃｐ，Ｃｑ，
Ｃｒ，Ｃｓは、各部に介設されたコンデンサである。
【００２４】図１１は、前記ＭＲＩ用ＲＦコイル２００
のディセイブルスイッチ２０１（２０２，２０３，２０
４も同じ構成）を示す回路図である。このディセイブル
スイッチ２０１は、リングコイル１’に介設された給電
用コンデンサＣ１と，その給電用コンデンサＣ１と並列
に接続されたインダクタＬおよびダイオードＤの直列回
路と，前記ダイオードＤのアノードおよびカソードに一
端側が接続されたバラン２１−１と、そのバラン２１−
１の他端側に接続された送信／受信切換スイッチ２２−
１とを具備して構成されている。前記インダクタＬおよ
び前記共振用コンデンサＣ１は、両素子の並列共振角周
波数が前記共鳴角周波数ωｏとなるようにインダクタン
スおよび容量が調整されている。正の制御用バイアス電
圧Ｖ１を印加して前記ダイオードＤを順バイアスする
と、前記インダクタＬおよび前記給電用コンデンサＣ１
が並列共振回路を形成して、並列共振状態（＝インピー
ダンス無限大）となり、リングコイル１’を流れる電流
路が遮断される。一方、負の制御用バイアス電圧を印加
して前記ダイードＤを逆バイアスすると、前記給電用コ
ンデンサＣ１の容量のみが実質的に電流路に介設される
（リングコイル１’を流れる電流路は遮断されない）。
なお、前記送信／受信切換スイッチ２２−１は、前記制
御用バイアス電圧Ｖ１を前記リングコイル１の側のみに
伝え、プリアンプ２３−１の側には伝えない働きを有す
る。このために、前記送信／受信切換スイッチ２２−１
におけるインダクタのインダクタンスＬ’、コンデンサ
の容量Ｃ’は、 を満たすように調整されている。
のディセイブルスイッチ２０１（２０２，２０３，２０
４も同じ構成）を示す回路図である。このディセイブル
スイッチ２０１は、リングコイル１’に介設された給電
用コンデンサＣ１と，その給電用コンデンサＣ１と並列
に接続されたインダクタＬおよびダイオードＤの直列回
路と，前記ダイオードＤのアノードおよびカソードに一
端側が接続されたバラン２１−１と、そのバラン２１−
１の他端側に接続された送信／受信切換スイッチ２２−
１とを具備して構成されている。前記インダクタＬおよ
び前記共振用コンデンサＣ１は、両素子の並列共振角周
波数が前記共鳴角周波数ωｏとなるようにインダクタン
スおよび容量が調整されている。正の制御用バイアス電
圧Ｖ１を印加して前記ダイオードＤを順バイアスする
と、前記インダクタＬおよび前記給電用コンデンサＣ１
が並列共振回路を形成して、並列共振状態（＝インピー
ダンス無限大）となり、リングコイル１’を流れる電流
路が遮断される。一方、負の制御用バイアス電圧を印加
して前記ダイードＤを逆バイアスすると、前記給電用コ
ンデンサＣ１の容量のみが実質的に電流路に介設される
（リングコイル１’を流れる電流路は遮断されない）。
なお、前記送信／受信切換スイッチ２２−１は、前記制
御用バイアス電圧Ｖ１を前記リングコイル１の側のみに
伝え、プリアンプ２３−１の側には伝えない働きを有す
る。このために、前記送信／受信切換スイッチ２２−１
におけるインダクタのインダクタンスＬ’、コンデンサ
の容量Ｃ’は、 を満たすように調整されている。
【００２５】次に、この受信専用回路２１０の動作を説
明する。説明の都合上、撮像シーケンスは、ＳＥ法とす
る。 ［１］図１２は、リングコイル１’，２’を受信コイル
として用いる場合について、制御用バイアス電圧Ｖ１〜
Ｖ４の状態と、励起用ＲＦパルスおよび受信リードのタ
イミングを例示する。励起用ＲＦパルスの送信時には、
正の制御用バイアス電圧Ｖ１，Ｖ２，Ｖ３，Ｖ４を供給
してディセイブルスイッチ２０１，２０２，２０３，２
０４で電流路を遮断する（これにより、ＲＦコイルとし
ての機能を停止し、送信コイルとの相互干渉を低減でき
る）。ＮＭＲ信号の受信時には、制御用バイアス電圧Ｖ
１，Ｖ２のみを負電圧に反転してディセイブルスイッチ
２０１，２０２を単なる容量Ｃとして働かせる（これに
より、図２の状態となる）。リングコイル１’，２’
は、Ｘ軸方向の振動磁場ｂｘを検出する。［２］図１３
は、エレメント導体３，５’およびリングコイル１’，
２’の一部からなる鞍型コイル（図３のＫ１）と，エレ
メント導体４，６’およびリングコイル１’，２’の一
部からなる鞍型コイルＫ２を受信コイルとして用いる場
合について、制御用バイアス電圧Ｖ１〜Ｖ４の状態と、
励起用ＲＦパルスおよび受信リードのタイミングを例示
する。ＮＭＲ信号の受信時には、制御用バイアス電圧Ｖ
３，Ｖ４のみを負電圧に反転してディセイブルスイッチ
２０３，２０４を単なる容量Ｃとして働かせる（これに
より、図３の状態となる）。鞍型コイルＫ１，Ｋ２は、
Ｙ軸方向の振動磁場ｂｙを検出する。
明する。説明の都合上、撮像シーケンスは、ＳＥ法とす
る。 ［１］図１２は、リングコイル１’，２’を受信コイル
として用いる場合について、制御用バイアス電圧Ｖ１〜
Ｖ４の状態と、励起用ＲＦパルスおよび受信リードのタ
イミングを例示する。励起用ＲＦパルスの送信時には、
正の制御用バイアス電圧Ｖ１，Ｖ２，Ｖ３，Ｖ４を供給
してディセイブルスイッチ２０１，２０２，２０３，２
０４で電流路を遮断する（これにより、ＲＦコイルとし
ての機能を停止し、送信コイルとの相互干渉を低減でき
る）。ＮＭＲ信号の受信時には、制御用バイアス電圧Ｖ
１，Ｖ２のみを負電圧に反転してディセイブルスイッチ
２０１，２０２を単なる容量Ｃとして働かせる（これに
より、図２の状態となる）。リングコイル１’，２’
は、Ｘ軸方向の振動磁場ｂｘを検出する。［２］図１３
は、エレメント導体３，５’およびリングコイル１’，
２’の一部からなる鞍型コイル（図３のＫ１）と，エレ
メント導体４，６’およびリングコイル１’，２’の一
部からなる鞍型コイルＫ２を受信コイルとして用いる場
合について、制御用バイアス電圧Ｖ１〜Ｖ４の状態と、
励起用ＲＦパルスおよび受信リードのタイミングを例示
する。ＮＭＲ信号の受信時には、制御用バイアス電圧Ｖ
３，Ｖ４のみを負電圧に反転してディセイブルスイッチ
２０３，２０４を単なる容量Ｃとして働かせる（これに
より、図３の状態となる）。鞍型コイルＫ１，Ｋ２は、
Ｙ軸方向の振動磁場ｂｙを検出する。
【００２６】以上のＭＲＩ用ＲＦコイル２００によれ
ば、ディセイブルスイッチ１０１〜１０４で電流路を選
択的に遮断することで、リングコイル１，２と、鞍型コ
イルＫ１，Ｋ２のどちらかを共鳴角周波数ωｏで同調す
る受信コイルとして形成できる。したがって、例えば、
図１４に示すように、Ｙ軸の正方向側にある関心領域を
撮像するため、Ｙ軸方向の振動磁場ｂｙ’に対して感度
を持つ受信コイルＲ１（コイル面はＸＺ面に平行）を併
用する場合には、Ｙ軸方向に直交するＸ軸方向の感度を
持つリングコイル１’，２’を受信コイルとすること
で、受信コイルＲ１との相互干渉を十分に低減できる。
また、図１５に示すように、Ｘ軸方向の振動磁場ｂｘ’
に対して感度を持つ受信コイルＲ２（コイル面はＹＺ面
に平行）を併用する場合には、Ｘ軸方向に直交するＹ軸
方向の感度を持つ鞍型コイルＫ１，Ｋ２を受信コイルと
することで受信コイルＲ２との相互干渉を十分に低減で
きる。どちらの場合も、相関ノイズを十分に低減でき、
ＳＮＲの高いＭＲ画像を得ることが出来る。なお、相互
干渉を低減する見地からは、プリアンプ２３−１〜２３
−４の入力インピーダンスはできる限り小さくすること
が好ましい。
ば、ディセイブルスイッチ１０１〜１０４で電流路を選
択的に遮断することで、リングコイル１，２と、鞍型コ
イルＫ１，Ｋ２のどちらかを共鳴角周波数ωｏで同調す
る受信コイルとして形成できる。したがって、例えば、
図１４に示すように、Ｙ軸の正方向側にある関心領域を
撮像するため、Ｙ軸方向の振動磁場ｂｙ’に対して感度
を持つ受信コイルＲ１（コイル面はＸＺ面に平行）を併
用する場合には、Ｙ軸方向に直交するＸ軸方向の感度を
持つリングコイル１’，２’を受信コイルとすること
で、受信コイルＲ１との相互干渉を十分に低減できる。
また、図１５に示すように、Ｘ軸方向の振動磁場ｂｘ’
に対して感度を持つ受信コイルＲ２（コイル面はＹＺ面
に平行）を併用する場合には、Ｘ軸方向に直交するＹ軸
方向の感度を持つ鞍型コイルＫ１，Ｋ２を受信コイルと
することで受信コイルＲ２との相互干渉を十分に低減で
きる。どちらの場合も、相関ノイズを十分に低減でき、
ＳＮＲの高いＭＲ画像を得ることが出来る。なお、相互
干渉を低減する見地からは、プリアンプ２３−１〜２３
−４の入力インピーダンスはできる限り小さくすること
が好ましい。
【００２７】−他の実施形態− （１）上記実施形態ではＭＲＩ用ＲＦコイル１００また
はＭＲＩ用ＲＦコイル２００を単独で用いたが、図１６
に示すように、複数のＭＲＩ用ＲＦコイル１００−１，
１００−２，１００−３（２００−１，２００−２，２
００−３でもよい）を縦方向に配列した場合にも、各コ
イル間の相互干渉を十分に低減することが出来る。例え
ば、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００−１のみをＲＦコイルと
して用いる場合、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００−１の感度
方向をＸ軸方向とし、他のＭＲＩ用ＲＦコイル１００−
２，１００−３の感度方向をＹ軸方向とする。ＭＲＩ用
ＲＦコイル１００−２のみをＲＦコイルとして用いる場
合、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００−２の感度方向をＸ軸方
向とし、他のＭＲＩ用ＲＦコイル１００−１，１００−
３の感度方向をＹ軸方向とする。ＭＲＩ用ＲＦコイル１
００−１，１００−２またはＭＲＩ用ＲＦコイル１００
−１，１００−３を同時にＲＦコイルとして用いる場
合、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００−１の感度方向をＸ軸方
向とし、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００−２の感度方向をＹ
軸方向とし、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００−３の感度方向
をＸ軸方向とする（この場合、１００−１と１００−３
との感度方向が一致するが、距離が離れているので、両
者間の相互干渉は無視できる）。なお、前記構成で、Ｘ
軸方向とＹ軸方向とを入れ換えてもよい。 （２）上記ＭＲＩ用ＲＦコイル１００における給電用コ
ンデンサＣ１，Ｃ２，Ｃ３，Ｃ４、または、上記ＭＲＩ
用ＲＦコイル２００におけるコンデンサＣｐ，Ｃｑ，Ｃ
ｒ，Ｃｓにも、ディセイブルスイッチを設けることで、
ディセイブル時の電流路遮断性能をさらに向上でき、コ
イル間の相互干渉をいっそう低減することが出来る。
はＭＲＩ用ＲＦコイル２００を単独で用いたが、図１６
に示すように、複数のＭＲＩ用ＲＦコイル１００−１，
１００−２，１００−３（２００−１，２００−２，２
００−３でもよい）を縦方向に配列した場合にも、各コ
イル間の相互干渉を十分に低減することが出来る。例え
ば、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００−１のみをＲＦコイルと
して用いる場合、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００−１の感度
方向をＸ軸方向とし、他のＭＲＩ用ＲＦコイル１００−
２，１００−３の感度方向をＹ軸方向とする。ＭＲＩ用
ＲＦコイル１００−２のみをＲＦコイルとして用いる場
合、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００−２の感度方向をＸ軸方
向とし、他のＭＲＩ用ＲＦコイル１００−１，１００−
３の感度方向をＹ軸方向とする。ＭＲＩ用ＲＦコイル１
００−１，１００−２またはＭＲＩ用ＲＦコイル１００
−１，１００−３を同時にＲＦコイルとして用いる場
合、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００−１の感度方向をＸ軸方
向とし、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００−２の感度方向をＹ
軸方向とし、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００−３の感度方向
をＸ軸方向とする（この場合、１００−１と１００−３
との感度方向が一致するが、距離が離れているので、両
者間の相互干渉は無視できる）。なお、前記構成で、Ｘ
軸方向とＹ軸方向とを入れ換えてもよい。 （２）上記ＭＲＩ用ＲＦコイル１００における給電用コ
ンデンサＣ１，Ｃ２，Ｃ３，Ｃ４、または、上記ＭＲＩ
用ＲＦコイル２００におけるコンデンサＣｐ，Ｃｑ，Ｃ
ｒ，Ｃｓにも、ディセイブルスイッチを設けることで、
ディセイブル時の電流路遮断性能をさらに向上でき、コ
イル間の相互干渉をいっそう低減することが出来る。
【００２８】
【発明の効果】本発明のＭＲＩ用ＲＦコイルによれば、
相互干渉を無視しうる１組のリングコイルをＲＦコイル
として用いるか、エレメント導体およびリングコイルの
一部からなる１組の鞍型コイルをＲＦコイルとして用い
るかを選択できるので、コイルを動かしたり，配置し直
したりすることなく感度方向を変更可能なフェーズドア
レイコイルを容易に構成できる。このため、近傍に、他
のコイル（送信コイルや受信コイル）を併設する場合で
も、当該コイルとの相互干渉を十分に低減できる。
相互干渉を無視しうる１組のリングコイルをＲＦコイル
として用いるか、エレメント導体およびリングコイルの
一部からなる１組の鞍型コイルをＲＦコイルとして用い
るかを選択できるので、コイルを動かしたり，配置し直
したりすることなく感度方向を変更可能なフェーズドア
レイコイルを容易に構成できる。このため、近傍に、他
のコイル（送信コイルや受信コイル）を併設する場合で
も、当該コイルとの相互干渉を十分に低減できる。
【図１】本発明にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルの基本回路
を示す斜視図である。
を示す斜視図である。
【図２】図１のＭＲＩ用ＲＦコイルのリングコイルをＲ
Ｆコイルとして機能させるときの状態を示す説明図であ
る。
Ｆコイルとして機能させるときの状態を示す説明図であ
る。
【図３】図１のＭＲＩ用ＲＦコイルに鞍型コイルを形成
するときの状態を示す説明図である。
するときの状態を示す説明図である。
【図４】本発明の第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦ
コイルを含む送受信回路の構成図である。
コイルを含む送受信回路の構成図である。
【図５】第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルの
ディセイブルスイッチを示す回路図である。
ディセイブルスイッチを示す回路図である。
【図６】第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルの
リングコイルを送信コイルとして用いる場合の各部の状
態を示すタイムチャートである。
リングコイルを送信コイルとして用いる場合の各部の状
態を示すタイムチャートである。
【図７】第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルに
形成された鞍型コイルを送信コイルとして用いる場合の
各部の状態を示すタイムチャートである。
形成された鞍型コイルを送信コイルとして用いる場合の
各部の状態を示すタイムチャートである。
【図８】第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルの
リングコイルを送信受信兼用コイルとして用いる場合の
各部の状態を示すタイムチャートである。
リングコイルを送信受信兼用コイルとして用いる場合の
各部の状態を示すタイムチャートである。
【図９】第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルに
形成された鞍型コイルを送信受信兼用コイルとして用い
る場合の各部の状態を示す別のタイムチャートである。
形成された鞍型コイルを送信受信兼用コイルとして用い
る場合の各部の状態を示す別のタイムチャートである。
【図１０】本発明の第２の実施形態にかかるＭＲＩ用Ｒ
Ｆコイルを含む受信専用回路の構成図である。
Ｆコイルを含む受信専用回路の構成図である。
【図１１】第２の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル
のディセイブルスイッチを示す回路図である。
のディセイブルスイッチを示す回路図である。
【図１２】第２の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル
のリングコイルを受信コイルとして用いる場合の各部の
状態を示すタイムチャートである。
のリングコイルを受信コイルとして用いる場合の各部の
状態を示すタイムチャートである。
【図１３】第２の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル
に形成された鞍型コイルを受信コイルとして用いる場合
の各部の状態を示すタイムチャートである。
に形成された鞍型コイルを受信コイルとして用いる場合
の各部の状態を示すタイムチャートである。
【図１４】第２の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル
と、Ｙ軸方向の感度を持つ受信コイルとを併用した状態
を示す斜視図である。
と、Ｙ軸方向の感度を持つ受信コイルとを併用した状態
を示す斜視図である。
【図１５】第２の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル
と、Ｘ軸方向の感度を持つ受信コイルとを併用した状態
を示す斜視図である。
と、Ｘ軸方向の感度を持つ受信コイルとを併用した状態
を示す斜視図である。
【図１６】複数のＭＲＩ用ＲＦコイルを縦方向に配列し
た状態を示す斜視図である。
た状態を示す斜視図である。
【符号の説明】 １００，２００ ＭＲＩ用ＲＦコイル １，２，１’，２’ リングコイル ３，４，５，６，５’，６’ エレメント導体 １０１〜１０４ ディセイブルスイッチ ２０１〜２０４ ディセイブルスイッチ Ｃ１〜Ｃ４ 給電用コンデンサ Ｋ１，Ｋ２ 鞍型コイル Ｖ１〜Ｖ４ 制御用バイアス電圧
Claims (2)
- 【請求項１】 ２つのリングコイルの間に複数のエレメ
ント導体を介設したＭＲＩ用ＲＦコイルであって、 前記２つのリングコイルからなるＲＦコイルと、互いに
隣接する前記エレメント導体および当該エレメント導体
と前記リングコイルの接続点に挟まれたリングコイル部
分からなる鞍型のＲＦコイルのどちらかを選択的に形成
でき、どちらのＲＦコイルを選択した場合にも同一の共
鳴周波数で共振することを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイ
ル。 - 【請求項２】 第１のリングコイルと、第２のリングコ
イルと、前記第１のリングコイルと前記第２のリングコ
イルの間に介設された第１〜第４のエレメント導体と、
前記第１のエレメント導体と前記第１のリングコイルの
接続点および前記第２のエレメント導体と前記第１のリ
ングコイルの接続点の間に介設された第１のコンデンサ
と、前記第１のエレメント導体と前記第２のリングコイ
ルの接続点および前記第２のエレメント導体と前記第２
のリングコイルの接続点の間に介設された第２のコンデ
ンサと、前記第１のエレメント導体に介設された第３の
コンデンサと、前記第２のエレメント導体に介設された
第４のコンデンサと、前記第３のエレメント導体と前記
第１のリングコイルの接続点および前記第４のエレメン
ト導体と前記第１のリングコイルの接続点の間に介設さ
れた第１の給電用コンデンサおよび第１の制御信号に応
じて電流路を遮断しうる第１のディセイブルスイッチ
と、前記第３のエレメント導体と前記第２のリングコイ
ルの接続点および前記第４のエレメント導体と前記第２
のリングコイルの接続点の間に介設された第２の給電用
コンデンサおよび第２の制御信号に応じて電流路を遮断
しうる第２のディセイブルスイッチと、前記第３のエレ
メント導体に介設された第３の給電用コンデンサおよび
第３の制御信号に応じて電流路を遮断しうる第３のディ
セイブルスイッチと、前記第４のエレメント導体に介設
された第４の給電用コンデンサおよび第４の制御信号に
応じて電流路を遮断しうる第４のディセイブルスイッチ
とを具備し、 前記第１〜第４のコンデンサは、同一の共鳴周波数に対
して、前記第１のリングコイルと前記第２のリングコイ
ルの間の相互インダクタンスが実質的に無視できるよう
に、且つ、前記第１，第３のエレメント導体およびそれ
らエレメント導体と前記第１，第２のリングコイルの接
続点に挟まれたリングコイル部分により形成される第１
の鞍型コイルと、前記第２，第４のエレメント導体およ
びそれらエレメント導体と前記第１，第２のリングコイ
ルの接続点に挟まれたリングコイル部分により形成され
る第２の鞍型コイルの間の相互インダクタンスが実質的
に無視できるように容量が調整されていることを特徴と
するＭＲＩ用ＲＦコイル。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP35435598A JP3847019B2 (ja) | 1998-12-14 | 1998-12-14 | Ｍｒｉ用ｒｆコイル |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP35435598A JP3847019B2 (ja) | 1998-12-14 | 1998-12-14 | Ｍｒｉ用ｒｆコイル |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2000185021A true JP2000185021A (ja) | 2000-07-04 |
| JP3847019B2 JP3847019B2 (ja) | 2006-11-15 |
Family
ID=18437005
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP35435598A Expired - Fee Related JP3847019B2 (ja) | 1998-12-14 | 1998-12-14 | Ｍｒｉ用ｒｆコイル |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3847019B2 (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003070764A (ja) * | 2001-08-31 | 2003-03-11 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｒｆ信号受信コイルおよび磁気共鳴撮像装置 |
| JP2006014987A (ja) * | 2004-07-02 | 2006-01-19 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁気共鳴用コイル、マグネットシステムおよび磁気共鳴撮影装置 |
| CN113835053A (zh) * | 2020-06-23 | 2021-12-24 | 通用电气精准医疗有限责任公司 | 射频功率放大器的功率控制装置和mri***的射频发射*** |
-
1998
- 1998-12-14 JP JP35435598A patent/JP3847019B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003070764A (ja) * | 2001-08-31 | 2003-03-11 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｒｆ信号受信コイルおよび磁気共鳴撮像装置 |
| JP2006014987A (ja) * | 2004-07-02 | 2006-01-19 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁気共鳴用コイル、マグネットシステムおよび磁気共鳴撮影装置 |
| JP4531462B2 (ja) * | 2004-07-02 | 2010-08-25 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 磁気共鳴用コイル、マグネットシステムおよび磁気共鳴撮影装置 |
| CN113835053A (zh) * | 2020-06-23 | 2021-12-24 | 通用电气精准医疗有限责任公司 | 射频功率放大器的功率控制装置和mri***的射频发射*** |
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| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3847019B2 (ja) | 2006-11-15 |
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