JP3549633B2

JP3549633B2 - Quadrature coil for MRI

Info

Publication number: JP3549633B2
Application number: JP20591095A
Authority: JP
Inventors: 徹男荻野
Original assignee: ジーイー横河メディカルシステム株式会社
Priority date: 1995-08-11
Filing date: 1995-08-11
Publication date: 2004-08-04
Anticipated expiration: 2015-08-11
Also published as: JPH0951887A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ（ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅＩｍａｇｉｎｇ））装置に用いるＭＲＩ用クォドラチャコイルに関し、特に、ＭＲＩ用クォドラチャコイルを構成する２つのループの結合の関係に配慮されたＭＲＩ用クォドラチャコイルに関する。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲＩ装置は、核磁気共鳴現象を利用して被検体中の所望の検査部位における原子核スピンの密度分布，緩和時間分布等を計測して、その計測データから被検体の断面を画像表示するものである。
【０００３】
均一で強力な静磁場発生装置内に置かれた被検体の原子核スピンは、静磁場の強さによって定まる周波数（ラーモア周波数）で静磁場の方向を軸として歳差運動を行う。そこで、このラーモア周波数に等しい周波数の高周波パルスを外部より照射すると、スピンが励起されて高いエネルギー状態に遷移する。これを核磁気共鳴現象と言う。この高周波パルスの照射を打ち切ると、スピンはそれぞれの状態に応じた時定数で元の低いエネルギー状態に戻り、この時に外部に電磁波を照射する。これをその周波数に同調した高周波受信コイル（ＭＲＩ用クォドラチャコイル）で検出する。このとき、空間内に位置情報を付加する目的で、三軸の傾斜磁場を静磁場空間に印加する。この結果、空間内の位置情報を周波数情報として捕らえることができる。
【０００４】
このようなＭＲＩ装置において、被検体に高周波回転磁場を印加するため、または被検体で発生する電磁波を受信するために用いられるＭＲＩ用ＲＦ（ＲａｄｉｏＦｒｅｑｕｅｎｃｙ：高周波）コイルは、その中に被検体を収容して被検体の周囲の線輪（エレメント（ｅｌｅｍｅｎｔ））部分に高周波電流を流している。
【０００５】
このようなＭＲＩ用ＲＦコイルとして、送信の際には直交配置した２つのループコイルのそれぞれに９０°位相が異なる高周波電流を供給し、受信の際には２つのループコイルで受信した信号を位相合わせして加算した後に信号処理するＭＲＩ用クォドラチャコイルを使用することがある。
【０００６】
すなわち、図１８に示すように、互いに直交配置された二つの独立したループ状コイル１０１，１０２を考える。ここで、一方のコイル１０１から発生された磁束が他方のコイル１０２を通り抜けない状態、すなわち相互結合を最小（鎖交磁束が零、若しくは零に近い最小値にある状態）とすることができる。このことは、それぞれのコイル１０１，１０２から発生したノイズが独立しており、他方のコイルから影響を受けないことを示している。
【０００７】
ここで受信の場合を考えると、コイル１０１で検出された信号と、コイル１０２で検出された信号とは、それぞれの位相は９０°ずれたものとなっている。そこで、位相を合わせた後に、それぞれの検出信号を加算する。
【０００８】
このように加算を行った場合、信号は振幅が２倍（＋６ｄＢ）になるが、ノイズはランダムな位相であるために振幅が√２倍（＋３ｄＢ）になる。従って、加算された出力では信号対雑音比（以下、ＳＮ比という）が３ｄＢアップ（（＋６ｄＢ）−（＋３ｄＢ））することになり、ノイズ成分を相対的に低減させることが可能になる。
【０００９】
このように相互結合を最小にするＭＲＩ用クォドラチャコイルとしては、上述したものの他に、図１９に示すようなループコイル１０３と８の字コイル１０４との組み合わせもある。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】
以上のようなＭＲＩ用クォドラチャコイルを実現するためには、相互結合を小さな値にする必要がある。すなわち、互いの鎖交磁束を０に近づける必要がある。
【００１１】
しかし、実際には互いのコイル間で誘導結合を生じており、鎖交磁束を０に近づけることは極めて困難である。すなわち、この誘導結合を減らすためには、２つの電気的にも機械的にも独立したコイルの配置や位置関係を微妙に調整しなければならなかった。
【００１２】
従って、ＭＲＩ用クォドラチャコイルとしての動作を実現するためには、製造時に機械的精度が要求されることに加え、その後の調整においても機械的に行う必要があった。
【００１３】
また、ＭＲＩ用クォドラチャコイルにおいて、給電線の一方が接地された状態の非平衡給電を行う場合、電流のバランスが崩れることにより、位相差を正確に９０度に保つことが難しいことも知られている。
【００１４】
本発明は上記の問題点に鑑みてなされたもので、以下の目的を達成するものである。
第１の目的は、互いの鎖交磁束を極めて小さくした状態に製造することが可能なＭＲＩ用クォドラチャコイルを実現することである。
【００１５】
第２の目的は、互いの鎖交磁束を極めて小さい状態に調整をすることが可能なＭＲＩ用クォドラチャコイルを実現することである。
第３の目的は、非平衡給電を行なった場合でも不要な電流が流れることなく性能を保つことが可能なＭＲＩ用クォドラチャコイルを実現することである。
【００１６】
【課題を解決するための手段】
本件出願の発明者は、従来のＭＲＩ用クォドラチャコイルの相互結合に関する問題を改良すべく鋭意研究を行った結果、相互結合を生じないエレメントの接続を新たに見い出して本発明を完成させたものである。
【００１７】
すなわち、課題を解決する手段である本発明は基本的に以下の（１）〜（６）に説明するようなものである。
（１）第１の発明は、インダクタを構成する４つのエレメントがループ状に接続され、互いに対向する接続点同士のそれぞれが近づけられてキャパシタを介して電気的に接続され、ブリッジとして構成されたＭＲＩ用クォドラチャコイルであって、それぞれのキャパシタの両端から９０°位相の異なる給電をすることを特徴とするＭＲＩ用クォドラチャコイルである。
【００１８】
この第１の発明のＭＲＩ用クォドラチャコイルでは、インダクタを構成する４つのエレメントがループ状に接続され、互いに対向する接続点同士のそれぞれが近づけられてキャパシタを介して電気的に接続され、ブリッジとして構成されている。そして、それぞれのキャパシタの両端から９０°位相の異なる給電がなされることで、ＭＲＩ用クォドラチャコイルとして動作する。
【００１９】
このＭＲＩ用クォドラチャコイルではブリッジが平衡することで、互いの鎖交磁束を極めて小さくした状態に製造することが可能になる。
（２）第２の発明は、２つのループを９０°ずらした状態で重ね合わせて配置した形状の導体ループであって、２つのループが交差するそれぞれの部分に９０°ずらした状態でループを電気的に切断するようなスリットを設け、このスリット間にキャパシタを配置し、それぞれのスリット間から９０°位相の異なる給電をすることを特徴とするＭＲＩ用クォドラチャコイルである。
【００２０】
この第２の発明のＭＲＩ用クォドラチャコイルでは、２つのループを９０°ずらした状態で重ね合わせて配置した形状の導体ループであって、２つのループが交差するそれぞれの部分に９０°ずらした状態でループを電気的に切断するようなスリットを設けられた結果、電気的には、インダクタを構成する４つのエレメントがループ状に接続されている。また、各スリット間にキャパシタが配置されているので、電気的にはブリッジを構成している。そして、ブリッジの互いに対向する接続点同士のそれぞれが近づけられてキャパシタを介して電気的に接続された状態になっている。そして、それぞれのキャパシタの両端から９０°位相の異なる給電がなされることで、ＭＲＩ用クォドラチャコイルとして動作する。
【００２１】
このＭＲＩ用クォドラチャコイルではブリッジが平衡することで、互いの鎖交磁束を極めて小さくした状態に製造することが可能になる。
（３）第３の発明は、インダクタを構成する４つのエレメントがループ状に接続され、互いに対向する接続点同士のそれぞれが近づけられてキャパシタを介して電気的に接続され、ブリッジとして構成されたＭＲＩ用クォドラチャコイルであって、少なくとも１つのエレメント中に調整用のキャパシタを配置し、互いに対向する接続点同士の間のそれぞれのキャパシタの両端から９０°位相の異なる給電をすることを特徴とするＭＲＩ用クォドラチャコイルである。
【００２２】
この第３の発明のＭＲＩ用クォドラチャコイルでは、インダクタを構成する４つのエレメントがループ状に接続され、互いに対向する接続点同士のそれぞれが近づけられてキャパシタを介して電気的に接続され、ブリッジとして構成されている。そして、それぞれのキャパシタの両端から９０°位相の異なる給電がなされることで、ＭＲＩ用クォドラチャコイルとして動作する。
【００２３】
そして、少なくとも１つのエレメント中に配置された調整用のキャパシタの容量により９０°異なる鎖交磁束が最小になるように調整される。
このＭＲＩ用クォドラチャコイルではブリッジが平衡することで、互いの鎖交磁束を極めて小さくした状態に調整することが可能になる。
【００２４】
（４）第４の発明は、２つのループを９０°ずらした状態で重ね合わせて配置した形状の導体ループであって、２つのループが交差するそれぞれの部分に９０°ずらした状態でループを電気的に切断するようなスリットを設け、このスリット間にキャパシタを配置し、少なくとも１つのエレメント中に調整用のキャパシタを配置し、それぞれのスリット間から９０°位相の異なる給電をすることを特徴とするＭＲＩ用クォドラチャコイルである。
【００２５】
この第４の発明のＭＲＩ用クォドラチャコイルでは、２つのループを９０°ずらした状態で重ね合わせて配置した形状の導体ループであって、２つのループが交差するそれぞれの部分に９０°ずらした状態でループを電気的に切断するようなスリットを設けられた結果、電気的には、インダクタを構成する４つのエレメントがループ状に接続されている。また、各スリット間にキャパシタが配置されているので、電気的にはブリッジを構成している。そして、ブリッジの互いに対向する接続点同士のそれぞれが近づけられてキャパシタを介して電気的に接続された状態になっている。そして、それぞれのキャパシタの両端から９０°位相の異なる給電がなされることで、ＭＲＩ用クォドラチャコイルとして動作する。
【００２６】
そして、少なくとも１つのエレメント中に配置された調整用のキャパシタの容量により９０°異なる鎖交磁束が最小になるように調整される。
このＭＲＩ用クォドラチャコイルではブリッジが平衡することで、互いの鎖交磁束を極めて小さくした状態に調整することが可能になる。
【００２７】
（５）第５の発明は、インダクタを構成する４つのエレメントがループ状に接続され、互いに対向する接続点同士のそれぞれが近づけられてキャパシタを介して電気的に接続され、ブリッジとして構成されたＭＲＩ用クォドラチャコイルであって、それぞれのキャパシタの両端からバランを介して９０°位相の異なる給電をすることを特徴とするＭＲＩ用クォドラチャコイルである。
【００２８】
この第５の発明のＭＲＩ用クォドラチャコイルでは、インダクタを構成する４つのエレメントがループ状に接続され、互いに対向する接続点同士のそれぞれが近づけられてキャパシタを介して電気的に接続され、ブリッジとして構成されている。そして、それぞれのキャパシタの両端からバランを介して９０°位相の異なる給電がなされることで、不平衡給電にも対応したＭＲＩ用クォドラチャコイルとして動作する。
【００２９】
このＭＲＩ用クォドラチャコイルでは、非平衡給電を行なった場合でも不要な電流が流れることなく性能を維持することが可能である。
（６）第６の発明は、インダクタを構成する４つのエレメントがループ状に接続され、互いに対向する接続点同士のそれぞれが近づけられて直列接続された複数のキャパシタ群を介して電気的に接続され、ブリッジとして構成されたＭＲＩ用クォドラチャコイルであって、それぞれのキャパシタ群は直列接続された複数のキャパシタから構成されており、それぞれのキャパシタ群を介して９０°位相の異なる非平衡給電をする際に、接地側の給電線をキャパシタ群の中間点に接続することを特徴とするＭＲＩ用クォドラチャコイルである。
【００３０】
この第６の発明のＭＲＩ用クォドラチャコイルでは、インダクタを構成する４つのエレメントがループ状に接続され、互いに対向する接続点同士のそれぞれが近づけられてキャパシタ群を介して電気的に接続され、ブリッジとして構成されている。そして、それぞれのキャパシタ群に対して接地側給電線が中間点になるようにして９０°位相の異なる給電がなされることで、不平衡給電にも対応したＭＲＩ用クォドラチャコイルとして動作する。
【００３１】
このＭＲＩ用クォドラチャコイルでは、非平衡給電を行なった場合でも不要な電流が流れることなく性能を維持することが可能である。
【００３２】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。
図１は本発明のＭＲＩ用クォドラチャコイルの構成を斜視図で示す構成図である。この図１に示すＭＲＩ用クォドラチャコイルは以下のようなものである。
【００３３】
まず、インダクタを構成する４つのエレメントＬ１〜Ｌ４が１つのループを形成するように接続される。そして、ループの互いに対向する接続点同士のそれぞれが近づけられてキャパシタＣ１，Ｃ２が接続されて、ブリッジとして構成される。更に、それぞれのキャパシタＣ１，Ｃ２の両端から９０°位相の異なる給電がなされるように構成されている。
【００３４】
ここで、Ｌ１〜Ｌ４はコイルのエレメントにより生じるインダクタを表しており、他のエレメントとの接続点から更に他のエレメントとの接続点までが１つのエレメントである。
【００３５】
また、キャパシタＣ１，Ｃ２は前記Ｌ１〜Ｌ４と共振回路を構成してラーモア周波数に同調するための容量を有するように構成されている。
このような図１に示したＭＲＩ用クォドラチャコイルを電気的な等価回路で表すと、図２に示すようになる。また、この図２の回路は図３のように表すこともできる。すなわち、Ｌ１〜Ｌ４及びＣ１，Ｃ２で構成されるブリッジ回路である。
【００３６】
従って、この図１〜図３の構成を電気的に表現するならば、インダクタを構成する４つのエレメントＬ１〜Ｌ４がループ状に接続され、互いに対向する接続点同士のそれぞれが近づけられてキャパシタＣ１，Ｃ２が接続されてブリッジとして構成されたＭＲＩ用クォドラチャコイルであって、それぞれのキャパシタの両端のポートＰ１，Ｐ２から９０°位相の異なる給電がなされるＭＲＩ用クォドラチャコイル、と言うことができる。
【００３７】
また、図１の形状に注目した場合、２つのループを９０°ずらした状態で重ね合わせて配置した形状の導体ループであって、２つのループが交差するそれぞれの部分に９０°ずらした状態でループを電気的に切断するようなスリットを設け、このスリット間にキャパシタＣ１，Ｃ２を配置し、それぞれのスリット間（＝キャパシタＣ１，Ｃ２の両端）から９０°位相の異なる給電をするＭＲＩ用クォドラチャコイル、と言うことができる。
【００３８】
このようなＭＲＩ用クォドラチャコイルは、図１からも明らかなようにエレメントが連続した１本の導体で構成されている。そして、従来のような交差する部分が存在していない。従って、機械的精度を向上させることが容易である。
【００３９】
従って、対向する位置のエレメントのインダクタンスが同一、すなわち、Ｌ１＝Ｌ３，Ｌ２＝Ｌ４であったとすると、このブリッジ回路はバランスがとれた状態になる。従って、ポートＰ１から信号を供給している場合には、ポートＰ２の端子間は同電位になっており、ポートＰ１からの信号がポートＰ２に漏れ出すことはない。同様に、ポートＰ２から信号を供給している場合には、ポートＰ１の端子間は同電位になっており、ポートＰ２からの信号がポートＰ１に漏れ出すことはない。すなわち、各ポートＰ１，Ｐ２から見た場合に、相互結合の無い２つの直交するコイルが存在していることになり、ＭＲＩ用クォドラチャコイルとして使用することに適している。従って、機械的な調整が不要になる。
【００４０】
尚、図１の場合には各エレメントを９０°ずつ折り曲げるようにしていたが、これに代えて、各エレメントを半円状に曲げるようにしても良い。図４は各エレメントを半円状に屈曲させた変形例を示す構成図であり、動作及び得られる効果の点では図１〜図３に示したものと同一である。
【００４１】
尚、図１に示したＭＲＩ用クォドラチャコイルのスリットは上面では図５（ａ）のようになっており、底面では図５（ｂ）に示すようなっているため、互いに直交している。そして、それぞれのスリット間にはキャパシタＣ１及びＣ２が配置されている。
【００４２】
このようなスリットの形状を上面と底面とで図６（ａ），（ｂ）のように変形することも可能である。この場合も、電気的には図５に示した場合と同様に互いに直交する方向にスリットが設けられている。このため、上述した構成のＭＲＩ用クォドラチャコイルと同じ効果が得られる。
【００４３】
すなわち、各ポートから給電した場合の互いの鎖交磁束を極めて小さく製造することが可能なＭＲＩ用クォドラチャコイルを実現することができる。
ところで、上述のＭＲＩ用クォドラチャコイルでは機械的精度が出しやすいために相互結合が小さい状態であることを説明したが、機械的寸法の精度の制約により充分な性能が得られないことも考えられる。そのような場合には、少なくともいずれか１つのエレメント中にキャパシタを配置して、ブリッジの平衡状態を調整すれば良い。この場合も、機械的な調整をすることなく、電気的に容易に調整ができるため、調整の作業が極めて容易になる。
【００４４】
この結果、各ポートから給電した場合の互いの鎖交磁束を極めて小さくするために更に細かい調整を行うことが可能なＭＲＩ用クォドラチャコイルを実現することができる。
【００４５】
例えば、図７の斜視図に示すように、エレメントＬ１中にキャパシタＣ３を配置しておく。そして、このキャパシタＣ３を可変容量のバリコンなどで構成して最適値に調整することが可能である。尚、この場合の前述の図２及び図３相当の図面を図８及び図９として示す。
【００４６】
この場合の調整としては、通常のブリッジ回路の平衡調整と同じであり、一方のポートからラーモア周波数の信号を加え、他方のポートに信号が現れないように、キャパシタＣ３の容量を調整すれば良い。この場合、調整された値を保持し続けるように、バリコンの調整部分を固定するか、そのバリコンの調整値と同値の固定のキャパシタに交換すれば良い。
【００４７】
また、図１０は他の構成例の等価回路を示す回路図である。この場合、各エレメントＬ１〜Ｌ４のそれぞれにキャパシタＣ１１〜Ｃ１４が配置されている。このような構成のＭＲＩ用クォドラチャコイルでは、少なくとも何れか１つのキャパシタと並列に調整用のキャパシタＣ２１を配置して、ブリッジの平衡調整を行なえば良い。
【００４８】
図１１はＭＲＩ用クォドラチャコイルの他の例の等価回路を示す構成図である。この図１１に示すものは、形態としては、従来例として図１９で説明したループコイルと８の字コイルとの組み合わせによる平面のＭＲＩ用クォドラチャコイルを改良したものに相当する。また、電気的には図１３に示すようなブリッジ状の回路であり、図１０のＭＲＩ用クォドラチャコイルからキャパシタＣ２１を除いたものと同じである。
【００４９】
すなわち、２つのループ１１１及び１１２が電気的に組み合わされて『日』字状に形成されたループコイル１１０において一方のループ１１２を他方のループ１１１より大きくしておき、大きい方のループ１１２をメインループと呼ぶ。また、メインループ１１２の中心部付近に、ループ１１１と１１２とを分離するエレメントと垂直なエレメントを設け、ループ１１２Ａと１１２Ｂとに分ける。そして、小ループ１１１の端部にキャパシタＣ１を設けて、そのキャパシタ両端をポートＰ１とする。また、ループ１１２Ａと１１２Ｂとを分けるエレメント中にキャパシタＣ２を設けて、このキャパシタ両端をポートＰ２とする。また、各エレメント中には必要に応じてキャパシタＣ１１〜Ｃ１４を配置する。
【００５０】
そして、ポートＰ１から給電をした場合には、ループ１１１及び１１２に図１２（ａ）に示したような電流が流れ、結果として紙面垂直な磁場を発生する。一方、ポートＰ２から給電をした場合には、図１２（ｂ）に示したような電流がループ１１２Ａ及び１１２Ｂに流れ、コイルから少し離れた平行平面において紙面に水平な磁場を発生する。従って、この図１１及び図１２に示したＭＲＩ用クォドラチャコイルも、前述の各実施の形態と同じように、機械的には単一のループであって電気的にも各部が接続された単一のループとして構成できるために精度をだしやすく、相互結合を充分小さな値に抑えることが可能である。
【００５１】
このため、各ポートから給電した場合の互いの鎖交磁束を極めて小さく製造することが可能なＭＲＩ用クォドラチャコイルを実現することができる。すなわち、機械的な位置調整は不要になる。
【００５２】
また、必要に応じて、いずれかのキャパシタＣ１１〜Ｃ１４と並列に調整用のキャパシタを設けて、各ポートから給電した場合の互いの鎖交磁束を極めて小さくするために更に細かい調整を電気的に行うことも可能である。
【００５３】
ところで、各ポートから給電を行う場合に、接続機器や同軸ケーブルの関係で非平衡給電を行う場合がある。この非平衡給電の場合、各ポートの一方の給電線側が接地された状態になっている。図１４は非平衡給電の際の等価回路を示す回路図である。この場合、各ポートの一方側が共通電位に接続された状態である。このため、Ｚ４（前述のＬ４やＬ４＋Ｃ１４が相当する）が共通電位により短絡された状態になり、結果としてブリッジの平衡条件を満たさなくなる。
【００５４】
このような場合には、図１５に示すようにバランを介して給電を行うことで、非平衡給電を行なった場合でも不要な電流が流れることなく性能を保つことが可能になる。
【００５５】
また、同様に、図１６に示すように、上述のキャパシタＣ１をＣ１１とＣ１２とからなるキャパシタ群で構成し、上述のキャパシタＣ２をＣ２１とＣ２２とからなるキャパシタ群で構成する。そして、接地側給電線をキャパシタ群の中間点になるように接続する。
【００５６】
この場合、各キャパシタの容量は、
（１／Ｃ１１）＋（１／Ｃ１２）＝１／Ｃ１，
（１／Ｃ２１）＋（１／Ｃ２２）＝１／Ｃ２となる。
【００５７】
また、キャパシタの容量とブリッジのインピーダンスとの関係は、
（１／Ｃ１１）：（１／Ｃ１２）＝Ｚ１：Ｚ２
（１／Ｃ２１）：（１／Ｃ２２）＝Ｚ３：Ｚ４となる。
【００５８】
ここで、キャパシタＣ１１に電位差Ｖ１が存在している場合には、共振状態のエレメントでは、
｜Ｖ１｜：｜Ｖ２｜＝（１／Ｃ１１）：（１／Ｃ１２）＝Ｚ１：Ｚ２となる結果、
Ｖ３＝Ｖ４＝０となってバランスがとれ、アイソレートされた状態になる。
【００５９】
同様にして、Ｃ２１側から非平衡の給電を行う場合には、Ｖ１＝Ｖ２＝０となってバランスがとれ、アイソレートされた状態になる。
従って、図１６に示すようにキャパシタ群を介して給電を行うことでも、非平衡給電を行なった場合でも不要な電流が流れることなく性能を保つことが可能になる。
【００６０】
尚、従来のＭＲＩ用クォドラチャコイルでは、図１７に示すように、エレメント間で浮遊容量を生じることがあった。この図１７ではエレメントＬ１０とＬ２０との交差部分で浮遊容量が生じる様子を示している。また、この部分では、浮遊容量のみならず、一方のエレメントの発生する磁場が他方のエレメントで渦電流を発生させることもあり、損失を生じる結果であった。
【００６１】
これに対し、以上の説明の各実施形態において、位相差給電されるエレメントは交差する部分は存在していない。従って、浮遊容量や渦電流が発生することはなく、無駄な損失も発生しない。従って、従来のコイルより効率を高めることが可能である。
【００６２】
【発明の効果】
以上詳細に説明したように本発明では、インダクタを構成する４つのエレメントがループ状に接続され、互いに対向する接続点同士のそれぞれが近づけられてキャパシタを介して電気的に接続され、ブリッジとして構成されたＭＲＩ用クォドラチャコイルであって、それぞれのキャパシタの両端から９０°位相の異なる給電をするようにしたことで、互いの鎖交磁束を極めて小さく製造することが可能なＭＲＩ用クォドラチャコイルを実現することができる。
【００６３】
また、２つのループを９０°ずらした状態で重ね合わせて配置した形状の導体ループであって、２つのループが交差するそれぞれの部分に９０°ずらした状態でループを電気的に切断するようなスリットを設け、このスリット間にキャパシタを配置し、それぞれのスリット間から９０°位相の異なる給電をするようにしたことで、互いの鎖交磁束を極めて小さく製造することが可能なＭＲＩ用クォドラチャコイルを実現することができる。
【００６４】
また、インダクタを構成する４つのエレメントがループ状に接続され、互いに対向する接続点同士のそれぞれが近づけられてキャパシタを介して電気的に接続され、ブリッジとして構成されたＭＲＩ用クォドラチャコイルであって、少なくとも１つのエレメント中に調整用のキャパシタを配置し、互いに対向する接続点同士の間のそれぞれのキャパシタの両端から９０°位相の異なる給電をするようにしたことで、互いの鎖交磁束を極めて小さくするために更に細かい調整を行うことが可能なＭＲＩ用クォドラチャコイルを実現することができる。
【００６５】
そして、２つのループを９０°ずらした状態で重ね合わせて配置した形状の導体ループであって、２つのループが交差するそれぞれの部分に９０°ずらした状態でループを電気的に切断するようなスリットを設け、このスリット間にキャパシタを配置し、少なくとも１つのエレメント中に調整用のキャパシタを配置し、それぞれのスリット間から９０°位相の異なる給電をするようにしたことで、互いの鎖交磁束を極めて小さくするために更に細かい調整を行うことが可能なＭＲＩ用クォドラチャコイルを実現することができる。
【００６６】
また、インダクタを構成する４つのエレメントがループ状に接続され、互いに対向する接続点同士のそれぞれが近づけられてキャパシタを介して電気的に接続され、ブリッジとして構成されたＭＲＩ用クォドラチャコイルであって、それぞれのキャパシタの両端からバランを介して９０°位相の異なる給電をするようにしたことで、不平衡給電にも性能を維持することが可能なＭＲＩ用クォドラチャコイルとして動作する。
【００６７】
更に、インダクタを構成する４つのエレメントがループ状に接続され、互いに対向する接続点同士のそれぞれが近づけられて直列接続された複数のキャパシタ群を介して電気的に接続され、ブリッジとして構成されたＭＲＩ用クォドラチャコイルであって、それぞれのキャパシタ群は直列接続された複数のキャパシタから構成されており、それぞれのキャパシタ群を介して９０°位相の異なる非平衡給電をする際に、接地側の給電線をキャパシタ群の中間点に接続するようにしたことで、不平衡給電にも性能を維持することが可能なＭＲＩ用クォドラチャコイルとして動作する。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のＭＲＩ用クォドラチャコイルの原理的構成を示す構成図である。
【図２】本発明のＭＲＩ用クォドラチャコイルの等価回路の構成を示す構成図である。
【図３】本発明のＭＲＩ用クォドラチャコイルの等価回路の構成を示す構成図である。
【図４】本発明のＭＲＩ用クォドラチャコイルの変形例を示す構成図である。
【図５】図１に示したＭＲＩ用クォドラチャコイルの上面及び底面の構成を示した構成図である。
【図６】ＭＲＩ用クォドラチャコイルの上面及び底面の構成の他の例を示した構成図である。
【図７】本発明のＭＲＩ用クォドラチャコイルの他の例の原理的構成を示す構成図である。
【図８】本発明のＭＲＩ用クォドラチャコイルの他の例の等価回路の構成を示す構成図である。
【図９】本発明のＭＲＩ用クォドラチャコイルの他の例の等価回路の構成を示す構成図である。
【図１０】本発明のＭＲＩ用クォドラチャコイルの他の例の等価回路の構成を示す構成図である。
【図１１】本発明のＭＲＩ用クォドラチャコイルの他の例の原理的構成を示す構成図である。
【図１２】本発明のＭＲＩ用クォドラチャコイルの他の例の等価回路の構成を示す構成図である。
【図１３】本発明のＭＲＩ用クォドラチャコイルの他の例の等価回路の構成を示す構成図である。
【図１４】ＭＲＩ用クォドラチャコイルにおける非平衡給電の様子を示す説明図である。
【図１５】本発明のＭＲＩ用クォドラチャコイルの非平衡給電に対応可能な例の等価回路の構成を示す構成図である。
【図１６】本発明のＭＲＩ用クォドラチャコイルの非平衡給電に対応可能な例の等価回路の構成を示す構成図である。
【図１７】ＭＲＩ用クォドラチャコイルにおけるエレメント間浮遊容量の様子を示す説明図である。
【図１８】従来のＭＲＩ用クォドラチャコイルの構成例を示す構成図である。
【図１９】従来のＭＲＩ用クォドラチャコイルの構成例を示す構成図である。
【符号の説明】
Ｌ１〜Ｌ４エレメント
Ｃ１，Ｃ２同調用キャパシタ
Ｐ１，Ｐ２ポート[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to an MRI quadrature coil used in a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus, and more particularly to an MRI quadrature coil that takes into account the coupling between two loops constituting an MRI quadrature coil. About.
[0002]
[Prior art]
An MRI apparatus uses a nuclear magnetic resonance phenomenon to measure a nuclear spin density distribution, a relaxation time distribution, and the like at a desired examination site in a subject, and displays an image of a cross section of the subject from the measurement data. is there.
[0003]
The nuclear spin of the subject placed in a uniform and strong static magnetic field generator performs precession about the direction of the static magnetic field at a frequency (Larmor frequency) determined by the strength of the static magnetic field. Therefore, when a high-frequency pulse having a frequency equal to the Larmor frequency is irradiated from the outside, spins are excited and transit to a high energy state. This is called a nuclear magnetic resonance phenomenon. When the irradiation of the high-frequency pulse is stopped, the spin returns to the original low energy state with a time constant corresponding to each state, and at this time, the electromagnetic wave is irradiated to the outside. This is detected by a high frequency receiving coil (MRI quadrature coil) tuned to that frequency. At this time, a triaxial gradient magnetic field is applied to the static magnetic field space in order to add positional information in the space. As a result, position information in space can be captured as frequency information.
[0004]
In such an MRI apparatus, an RF (Radio Frequency: high frequency) coil for MRI used for applying a high-frequency rotating magnetic field to a subject or receiving an electromagnetic wave generated in the subject includes a subject in which the subject is placed. A high-frequency current is applied to a wire loop (element) around the subject.
[0005]
As such an MRI RF coil, a high-frequency current having a 90 ° phase difference is supplied to each of two orthogonally arranged loop coils at the time of transmission, and a signal received by the two loop coils is phased at the time of reception. In some cases, a quadrature coil for MRI that performs signal processing after addition and addition is used.
[0006]
That is, as shown in FIG. 18, consider two independent loop-shaped coils 101 and 102 arranged orthogonally to each other. Here, a state in which the magnetic flux generated from one coil 101 does not pass through the other coil 102, that is, a mutual coupling can be minimized (a state in which the linkage flux is zero or a minimum value close to zero). This indicates that the noise generated from each of the coils 101 and 102 is independent and is not affected by the other coil.
[0007]
Considering the case of reception, the phase of the signal detected by the coil 101 and the phase of the signal detected by the coil 102 are shifted by 90 °. Therefore, after adjusting the phases, the respective detection signals are added.
[0008]
When the addition is performed in this manner, the signal has twice the amplitude (+6 dB), but the noise has a random phase, so that the amplitude becomes √2 (+3 dB). Therefore, in the added output, the signal-to-noise ratio (hereinafter, referred to as SN ratio) increases by 3 dB ((+6 dB)-(+ 3 dB)), and the noise component can be relatively reduced.
[0009]
As the MRI quadrature coil for minimizing mutual coupling as described above, there is a combination of a loop coil 103 and a figure-eight coil 104 as shown in FIG.
[0010]
[Problems to be solved by the invention]
In order to realize the MRI quadrature coil as described above, it is necessary to reduce mutual coupling. That is, it is necessary to make the interlinkage magnetic flux close to zero.
[0011]
However, actually, inductive coupling occurs between the coils, and it is extremely difficult to make the linkage flux close to zero. That is, in order to reduce this inductive coupling, the arrangement and positional relationship of the two electrically and mechanically independent coils must be finely adjusted.
[0012]
Therefore, in order to realize the operation as the MRI quadrature coil, in addition to the requirement of the mechanical accuracy at the time of manufacture, it is necessary to perform the mechanical adjustment in the subsequent adjustment.
[0013]
It is also known that when performing unbalanced power supply in a quadrature coil for MRI with one of the power supply lines being grounded, it is difficult to accurately maintain the phase difference at 90 degrees due to a current imbalance. ing.
[0014]
The present invention has been made in view of the above problems, and has the following objects.
A first object is to realize an MRI quadrature coil that can be manufactured in a state where the mutual linkage magnetic flux is extremely small.
[0015]
A second object is to realize an MRI quadrature coil capable of adjusting the interlinkage magnetic flux to an extremely small state.
A third object is to realize an MRI quadrature coil capable of maintaining performance without flowing unnecessary current even when unbalanced power is supplied.
[0016]
[Means for Solving the Problems]
The inventor of the present application has conducted intensive studies to improve the problem of mutual coupling of the conventional MRI quadrature coils, and as a result, newly found a connection of elements that do not cause mutual coupling, and completed the present invention. It is.
[0017]
That is, the present invention, which is means for solving the problem, is basically as described in the following (1) to (6).
(1) In the first invention, the four elements constituting the inductor are connected in a loop shape, and the connection points facing each other are brought closer to each other and electrically connected via a capacitor, thereby forming a bridge. An MRI quadrature coil characterized in that power is supplied from both ends of each capacitor with a phase difference of 90 °.
[0018]
In the MRI quadrature coil according to the first aspect of the invention, the four elements constituting the inductor are connected in a loop shape, the connection points facing each other are brought close to each other, and electrically connected via a capacitor, and the bridge is formed. It is configured as Then, power is supplied with a phase difference of 90 ° from both ends of each capacitor, thereby operating as an MRI quadrature coil.
[0019]
In this MRI quadrature coil, since the bridges are balanced, it is possible to manufacture the coil in a state in which the interlinkage magnetic flux is extremely small.
(2) A second invention is a conductor loop having a shape in which two loops are superimposed and arranged at a position shifted by 90 °, and the loops are shifted by 90 ° at respective portions where the two loops intersect. An MRI quadrature coil characterized by providing slits for electrically cutting, arranging capacitors between the slits, and supplying power with a phase difference of 90 ° between the slits.
[0020]
In the quadrature coil for MRI according to the second aspect of the invention, the conductor loop has a shape in which the two loops are overlapped with each other while being shifted by 90 °, and are shifted by 90 ° to respective portions where the two loops intersect. As a result of providing a slit for electrically cutting the loop in the state, the four elements constituting the inductor are electrically connected in a loop. Also, since the capacitors are arranged between the slits, they electrically form a bridge. Then, the connection points of the bridge facing each other are brought closer to each other and are in a state of being electrically connected via a capacitor. Then, power is supplied with a phase difference of 90 ° from both ends of each capacitor, thereby operating as an MRI quadrature coil.
[0021]
In this MRI quadrature coil, since the bridges are balanced, it is possible to manufacture the coil in a state in which the interlinkage magnetic flux is extremely small.
(3) In the third invention, the four elements constituting the inductor are connected in a loop, and the connection points facing each other are brought closer to each other and electrically connected via a capacitor, thereby forming a bridge. A quadrature coil for MRI, wherein a capacitor for adjustment is arranged in at least one element, and power is supplied with a phase difference of 90 ° from both ends of each capacitor between connection points facing each other. This is a quadrature coil for MRI.
[0022]
In the MRI quadrature coil according to the third aspect of the invention, the four elements constituting the inductor are connected in a loop, and the mutually opposing connection points are brought close to each other and electrically connected via a capacitor, thereby forming a bridge. It is configured as Then, power is supplied with a phase difference of 90 ° from both ends of each capacitor, thereby operating as an MRI quadrature coil.
[0023]
Then, adjustment is performed such that the interlinkage magnetic flux that differs by 90 ° is minimized by the capacitance of the adjustment capacitor arranged in at least one element.
In this quadrature coil for MRI, since the bridges are balanced, it is possible to adjust the mutual linkage flux to an extremely small state.
[0024]
(4) A fourth invention is a conductor loop having a shape in which two loops are superimposed and arranged while being shifted by 90 °, and the loops are shifted by 90 ° to respective portions where the two loops intersect. A slit for electrically cutting is provided, a capacitor is arranged between the slits, a capacitor for adjustment is arranged in at least one element, and power is supplied from each slit with a phase difference of 90 °. MRI quadrature coil.
[0025]
In the quadrature coil for MRI according to the fourth aspect of the invention, the conductor loop has a shape in which the two loops are overlapped with each other while being shifted by 90 °, and are shifted by 90 ° to respective portions where the two loops intersect. As a result of providing a slit for electrically cutting the loop in the state, the four elements constituting the inductor are electrically connected in a loop. Also, since the capacitors are arranged between the slits, they electrically form a bridge. Then, the connection points of the bridge facing each other are brought closer to each other and are in a state of being electrically connected via a capacitor. Then, power is supplied with a phase difference of 90 ° from both ends of each capacitor, thereby operating as an MRI quadrature coil.
[0026]
Then, adjustment is performed such that the interlinkage magnetic flux that differs by 90 ° is minimized by the capacitance of the adjustment capacitor arranged in at least one element.
In this quadrature coil for MRI, since the bridges are balanced, it is possible to adjust the mutual linkage flux to an extremely small state.
[0027]
(5) In the fifth invention, the four elements constituting the inductor are connected in a loop shape, and the connection points facing each other are brought close to each other and electrically connected via a capacitor, thereby forming a bridge. An MRI quadrature coil, wherein power is supplied from both ends of each capacitor with a phase difference of 90 ° via baluns.
[0028]
In the MRI quadrature coil according to the fifth aspect of the invention, the four elements constituting the inductor are connected in a loop, and the mutually opposing connection points are brought close to each other and electrically connected via a capacitor, thereby forming a bridge. It is configured as Then, power is supplied from both ends of each capacitor through a balun with a phase difference of 90 °, so that the capacitor operates as an MRI quadrature coil that also supports unbalanced power supply.
[0029]
In this MRI quadrature coil, even when unbalanced power is supplied, it is possible to maintain performance without flowing unnecessary current.
(6) According to a sixth aspect of the present invention, the four elements constituting the inductor are connected in a loop, and the mutually opposing connection points are brought close to each other and electrically connected via a plurality of series-connected capacitor groups. And an MRI quadrature coil configured as a bridge, wherein each capacitor group is composed of a plurality of capacitors connected in series, and supplies unbalanced power having a phase difference of 90 ° through each capacitor group. In this case, the MRI quadrature coil is characterized in that a ground-side power supply line is connected to an intermediate point of the capacitor group.
[0030]
In the MRI quadrature coil according to the sixth aspect of the invention, the four elements constituting the inductor are connected in a loop, and the mutually opposing connection points are brought close to each other and electrically connected via a capacitor group. Configured as a bridge. Then, power is supplied to each capacitor group with a phase difference of 90 ° so that the ground-side power supply line is located at an intermediate point, thereby operating as an MRI quadrature coil that also supports unbalanced power supply.
[0031]
In this MRI quadrature coil, even when unbalanced power is supplied, it is possible to maintain performance without flowing unnecessary current.
[0032]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
FIG. 1 is a perspective view showing a configuration of the MRI quadrature coil of the present invention. The MRI quadrature coil shown in FIG. 1 is as follows.
[0033]
First, four elements L1 to L4 constituting the inductor are connected so as to form one loop. Then, the connection points of the loop facing each other are brought closer to each other, and the capacitors C1 and C2 are connected to each other to form a bridge. Further, power is supplied from the both ends of each of the capacitors C1 and C2 with a phase difference of 90 °.
[0034]
Here, L1 to L4 represent inductors generated by coil elements, and one element is from a connection point with another element to a connection point with another element.
[0035]
The capacitors C1 and C2 form a resonance circuit with the L1 to L4 and have a capacitance for tuning to the Larmor frequency.
FIG. 2 shows such an MRI quadrature coil shown in FIG. 1 as an electric equivalent circuit. The circuit shown in FIG. 2 can be represented as shown in FIG. That is, it is a bridge circuit composed of L1 to L4 and C1 and C2.
[0036]
Therefore, if the configuration of FIGS. 1 to 3 is to be expressed electrically, the four elements L1 to L4 constituting the inductor are connected in a loop, and the opposing connection points are brought closer to each other so that the capacitor C1 , C2 connected to each other and configured as a bridge, the MRI quadrature coil being supplied with power having a phase difference of 90 ° from ports P1 and P2 at both ends of each capacitor. it can.
[0037]
When attention is paid to the shape of FIG. 1, the conductor loop is a conductor loop having a shape in which two loops are superimposed and shifted by 90 °, and each loop where the two loops intersect is shifted by 90 °. A slit for electrically cutting the loop is provided, capacitors C1 and C2 are arranged between the slits, and a quadrature for MRI for supplying power having a 90 ° phase difference between the slits (= both ends of the capacitors C1 and C2). Racha coil.
[0038]
Such an MRI quadrature coil is composed of a single conductor having continuous elements, as is clear from FIG. And there is no crossing part as in the related art. Therefore, it is easy to improve the mechanical accuracy.
[0039]
Therefore, if the inductances of the elements at the opposing positions are the same, that is, L1 = L3 and L2 = L4, the bridge circuit is in a balanced state. Therefore, when a signal is supplied from the port P1, the potential between the terminals of the port P2 is the same, and the signal from the port P1 does not leak to the port P2. Similarly, when a signal is supplied from the port P2, the terminals of the port P1 are at the same potential, and the signal from the port P2 does not leak to the port P1. That is, when viewed from each of the ports P1 and P2, there are two orthogonal coils having no mutual coupling, which is suitable for use as an MRI quadrature coil. Therefore, no mechanical adjustment is required.
[0040]
In addition, in the case of FIG. 1, each element is bent by 90 °, but instead, each element may be bent in a semicircular shape. FIG. 4 is a configuration diagram showing a modification in which each element is bent in a semicircular shape, and is the same as that shown in FIGS. 1 to 3 in terms of operation and obtained effects.
[0041]
Note that the slits of the MRI quadrature coil shown in FIG. 1 are as shown in FIG. 5A on the upper surface and as shown in FIG. The capacitors C1 and C2 are arranged between the slits.
[0042]
It is also possible to change the shape of such a slit between the top surface and the bottom surface as shown in FIGS. In this case as well, electrically, slits are provided in directions orthogonal to each other as in the case shown in FIG. For this reason, the same effect as the MRI quadrature coil having the above-described configuration can be obtained.
[0043]
That is, it is possible to realize an MRI quadrature coil that can manufacture the flux linkage of each other extremely small when power is supplied from each port.
By the way, in the above-described quadrature coil for MRI, it has been described that the mutual coupling is small because the mechanical accuracy is easily obtained. . In such a case, a capacitor may be arranged in at least one of the elements to adjust the balance of the bridge. Also in this case, since the adjustment can be performed electrically easily without performing the mechanical adjustment, the adjustment operation becomes extremely easy.
[0044]
As a result, it is possible to realize an MRI quadrature coil capable of performing further fine adjustment in order to extremely reduce mutual flux linkage when power is supplied from each port.
[0045]
For example, as shown in the perspective view of FIG. 7, the capacitor C3 is arranged in the element L1. Then, it is possible to adjust the capacitor C3 to an optimum value by using a variable capacitor with a variable capacitance or the like. The drawings corresponding to FIGS. 2 and 3 in this case are shown in FIGS. 8 and 9.
[0046]
The adjustment in this case is the same as the balance adjustment of a normal bridge circuit. A signal of the Larmor frequency is added from one port, and the capacitance of the capacitor C3 may be adjusted so that no signal appears at the other port. . In this case, the adjustment portion of the variable capacitor may be fixed or replaced with a fixed capacitor having the same value as the adjustment value of the variable capacitor so as to keep the adjusted value.
[0047]
FIG. 10 is a circuit diagram showing an equivalent circuit of another configuration example. In this case, capacitors C11 to C14 are arranged in each of the elements L1 to L4. In the MRI quadrature coil having such a configuration, an adjustment capacitor C21 may be arranged in parallel with at least one of the capacitors to adjust the balance of the bridge.
[0048]
FIG. 11 is a configuration diagram illustrating an equivalent circuit of another example of the MRI quadrature coil. The form shown in FIG. 11 corresponds to an improved version of the planar MRI quadrature coil formed by combining the loop coil and the figure eight coil described in FIG. 19 as a conventional example. Further, it is electrically a bridge-shaped circuit as shown in FIG. 13 and is the same as the MRI quadrature coil shown in FIG. 10 except that the capacitor C21 is removed.
[0049]
That is, in the loop coil 110 formed in a “Japanese” shape by electrically combining the two loops 111 and 112, one loop 112 is made larger than the other loop 111, and the larger loop 112 is Call it a loop. Further, an element perpendicular to the element separating the loops 111 and 112 is provided near the center of the main loop 112, and divided into loops 112A and 112B. Then, a capacitor C1 is provided at an end of the small loop 111, and both ends of the capacitor are used as ports P1. In addition, a capacitor C2 is provided in an element that separates the loops 112A and 112B, and both ends of the capacitor are used as ports P2. Further, capacitors C11 to C14 are arranged in each element as needed.
[0050]
When power is supplied from the port P1, a current as shown in FIG. 12A flows through the loops 111 and 112, and as a result, a magnetic field perpendicular to the paper surface is generated. On the other hand, when power is supplied from the port P2, a current as shown in FIG. 12B flows through the loops 112A and 112B, and generates a horizontal magnetic field on a plane parallel to the plane slightly away from the coil. Therefore, the quadrature coil for MRI shown in FIGS. 11 and 12 is also a single loop mechanically and electrically connected to each other, as in the above-described embodiments. Since it can be configured as one loop, accuracy can be easily obtained, and mutual coupling can be suppressed to a sufficiently small value.
[0051]
For this reason, it is possible to realize a quadrature coil for MRI that can be manufactured with extremely small interlinkage magnetic flux when power is supplied from each port. That is, mechanical position adjustment becomes unnecessary.
[0052]
Further, if necessary, a capacitor for adjustment is provided in parallel with any one of the capacitors C11 to C14, and further fine adjustment is performed electrically in order to extremely reduce the interlinkage magnetic flux when power is supplied from each port. It is also possible to do.
[0053]
By the way, when power is supplied from each port, there is a case where unbalanced power is supplied due to a connection device or a coaxial cable. In the case of this unbalanced power supply, one power supply line side of each port is in a grounded state. FIG. 14 is a circuit diagram showing an equivalent circuit at the time of unbalanced power supply. In this case, one side of each port is connected to the common potential. For this reason, Z4 (corresponding to L4 and L4 + C14 described above) is short-circuited by the common potential, and as a result, the balance condition of the bridge is not satisfied.
[0054]
In such a case, by performing power supply via a balun as shown in FIG. 15, even when unbalanced power supply is performed, performance can be maintained without flowing unnecessary current.
[0055]
Similarly, as shown in FIG. 16, the above-mentioned capacitor C1 is configured by a capacitor group including C11 and C12, and the above-described capacitor C2 is configured by a capacitor group including C21 and C22. Then, the ground-side power supply line is connected so as to be at an intermediate point of the capacitor group.
[0056]
In this case, the capacity of each capacitor is
(1 / C11) + (1 / C12) = 1 / C1,
(1 / C21) + (1 / C22) = 1 / C2.
[0057]
The relationship between the capacitance of the capacitor and the impedance of the bridge is
(1 / C11): (1 / C12) = Z1: Z2
(1 / C21): (1 / C22) = Z3: Z4.
[0058]
Here, when the potential difference V1 exists in the capacitor C11, in the element in the resonance state,
| V1 |: | V2 | = (1 / C11) :( 1 / C12) = Z1: Z2
V3 = V4 = 0 so that the balance is achieved and an isolated state is obtained.
[0059]
Similarly, when non-equilibrium power is supplied from the C21 side, V1 = V2 = 0, and the balance is achieved and an isolated state is established.
Therefore, as shown in FIG. 16, power can be supplied through the capacitor group, and even when unbalanced power is supplied, performance can be maintained without flowing unnecessary current.
[0060]
In the conventional MRI quadrature coil, as shown in FIG. 17, stray capacitance may be generated between elements. FIG. 17 shows a state where a stray capacitance is generated at the intersection of the elements L10 and L20. In this portion, not only the stray capacitance but also the magnetic field generated by one element may generate an eddy current in the other element, resulting in a loss.
[0061]
On the other hand, in each of the embodiments described above, there is no intersecting portion between the elements to be fed with the phase difference. Therefore, no stray capacitance or eddy current is generated, and no useless loss is generated. Therefore, it is possible to increase the efficiency over the conventional coil.
[0062]
【The invention's effect】
As described above in detail, according to the present invention, four elements constituting the inductor are connected in a loop, and the connection points facing each other are brought close to each other and electrically connected via a capacitor, thereby forming a bridge. A quadrature coil for MRI which is capable of producing a very small interlinkage magnetic flux by supplying powers having a phase difference of 90 ° from both ends of each capacitor. Can be realized.
[0063]
Also, a conductor loop having a shape in which two loops are overlapped and arranged at a position shifted by 90 °, such that the loop is electrically cut at a position shifted by 90 ° to each of the intersections of the two loops. Slits are provided, capacitors are arranged between the slits, and power is supplied with a phase difference of 90 ° between the slits, so that a magnetic flux for MRI can be manufactured with extremely small interlinkage magnetic flux. A coil can be realized.
[0064]
Also, the MRI quadrature coil configured as a bridge is formed by connecting the four elements constituting the inductor in a loop shape, bringing the mutually opposing connection points close to each other, electrically connecting them via a capacitor, and forming a bridge. In this case, the adjusting capacitors are arranged in at least one element, and power is supplied from the both ends of each capacitor between the opposing connection points with a phase difference of 90 °. Can be realized to realize an MRI quadrature coil capable of performing more detailed adjustments to make the value extremely small.
[0065]
A conductor loop having a shape in which two loops are overlapped with each other while being shifted by 90 °, and the loop is electrically cut in a state where each of the two loops intersects by being shifted by 90 °. By providing slits, arranging capacitors between the slits, arranging capacitors for adjustment in at least one element, and supplying power with a phase difference of 90 ° between the respective slits, the mutual linkage is achieved. An MRI quadrature coil capable of performing finer adjustments to minimize the magnetic flux can be realized.
[0066]
Also, the MRI quadrature coil configured as a bridge is formed by connecting the four elements constituting the inductor in a loop, bringing the connection points facing each other close to each other, and electrically connecting them via a capacitor. In addition, since power is supplied from the both ends of each capacitor through a balun with a phase difference of 90 °, the capacitor operates as an MRI quadrature coil capable of maintaining performance even in unbalanced power supply.
[0067]
Further, the four elements constituting the inductor are connected in a loop, and the connection points facing each other are brought close to each other and electrically connected via a plurality of series-connected capacitor groups to form a bridge. In the MRI quadrature coil, each capacitor group is composed of a plurality of capacitors connected in series, and when unbalanced power supply with a phase difference of 90 ° is performed through each capacitor group, Since the power supply line is connected to the middle point of the capacitor group, it operates as an MRI quadrature coil capable of maintaining performance even in unbalanced power supply.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a configuration diagram showing a principle configuration of an MRI quadrature coil of the present invention.
FIG. 2 is a configuration diagram showing a configuration of an equivalent circuit of the MRI quadrature coil of the present invention.
FIG. 3 is a configuration diagram showing a configuration of an equivalent circuit of the MRI quadrature coil of the present invention.
FIG. 4 is a configuration diagram showing a modified example of the MRI quadrature coil of the present invention.
5 is a configuration diagram showing a configuration of an upper surface and a bottom surface of the MRI quadrature coil shown in FIG. 1;
FIG. 6 is a configuration diagram showing another example of the configuration of the top and bottom surfaces of the MRI quadrature coil.
FIG. 7 is a configuration diagram showing a principle configuration of another example of the MRI quadrature coil of the present invention.
FIG. 8 is a configuration diagram showing a configuration of an equivalent circuit of another example of the MRI quadrature coil of the present invention.
FIG. 9 is a configuration diagram showing a configuration of an equivalent circuit of another example of the MRI quadrature coil of the present invention.
FIG. 10 is a configuration diagram showing a configuration of an equivalent circuit of another example of the MRI quadrature coil of the present invention.
FIG. 11 is a configuration diagram showing a basic configuration of another example of the MRI quadrature coil of the present invention.
FIG. 12 is a configuration diagram showing a configuration of an equivalent circuit of another example of the MRI quadrature coil of the present invention.
FIG. 13 is a configuration diagram showing a configuration of an equivalent circuit of another example of the MRI quadrature coil of the present invention.
FIG. 14 is an explanatory diagram showing a state of unbalanced power feeding in the quadrature coil for MRI.
FIG. 15 is a configuration diagram showing a configuration of an equivalent circuit of an example capable of supporting unbalanced power supply of the MRI quadrature coil of the present invention.
FIG. 16 is a configuration diagram showing a configuration of an equivalent circuit of an example capable of supporting unbalanced power supply of the MRI quadrature coil of the present invention.
FIG. 17 is an explanatory diagram showing a state of stray capacitance between elements in a quadrature coil for MRI.
FIG. 18 is a configuration diagram showing a configuration example of a conventional MRI quadrature coil.
FIG. 19 is a configuration diagram showing a configuration example of a conventional MRI quadrature coil.
[Explanation of symbols]
L1 to L4 elements
C1, C2 tuning capacitor
P1, P2 port

Claims

インダクタを構成する４つのエレメントがループ状に接続され、互いに対向する接続点同士のそれぞれが近づけられてキャパシタを介して電気的に接続され、ブリッジとして構成されたＭＲＩ用クォドラチャコイルであって、それぞれのキャパシタの両端から９０°位相の異なる給電をすることを特徴とするＭＲＩ用クォドラチャコイル。An MRI quadrature coil configured as a bridge, in which four elements constituting an inductor are connected in a loop, and connection points facing each other are brought close to each other and electrically connected via a capacitor. A quadrature coil for MRI, characterized in that power is supplied from both ends of each capacitor with a phase difference of 90 °.

２つのループを９０°ずらした状態で重ね合わせて配置した形状の導体ループであって、２つのループが交差するそれぞれの部分に９０°ずらした状態でループを電気的に切断するようなスリットを設け、このスリット間にキャパシタを配置し、それぞれのスリット間から９０°位相の異なる給電をすることを特徴とするＭＲＩ用クォドラチャコイル。A conductor loop having a shape in which two loops are superimposed and arranged at a position shifted by 90 °, and a slit is formed at each portion where the two loops intersect to electrically cut the loop at a position shifted by 90 °. A quadrature coil for MRI, wherein a capacitor is arranged between the slits and power is supplied with a phase difference of 90 ° from between the slits.

インダクタを構成する４つのエレメントがループ状に接続され、互いに対向する接続点同士のそれぞれが近づけられてキャパシタを介して電気的に接続され、ブリッジとして構成されたＭＲＩ用クォドラチャコイルであって、少なくとも１つのエレメント中に調整用のキャパシタを配置し、互いに対向する接続点同士の間のそれぞれのキャパシタの両端から９０°位相の異なる給電をすることを特徴とするＭＲＩ用クォドラチャコイル。An MRI quadrature coil configured as a bridge, in which four elements constituting an inductor are connected in a loop, and connection points facing each other are brought close to each other and electrically connected via a capacitor. A quadrature coil for MRI, wherein a capacitor for adjustment is arranged in at least one element, and power is supplied with a phase difference of 90 ° from both ends of each capacitor between connection points facing each other.

２つのループを９０°ずらした状態で重ね合わせて配置した形状の導体ループであって、２つのループが交差するそれぞれの部分に９０°ずらした状態でループを電気的に切断するようなスリットを設け、このスリット間にキャパシタを配置し、少なくとも１つのエレメント中に調整用のキャパシタを配置し、それぞれのスリット間から９０°位相の異なる給電をすることを特徴とするＭＲＩ用クォドラチャコイル。A conductor loop having a shape in which two loops are superimposed and arranged at a position shifted by 90 °, and a slit is formed at each portion where the two loops intersect to electrically cut the loop at a position shifted by 90 °. A quadrature coil for MRI, wherein a capacitor is arranged between the slits, a capacitor for adjustment is arranged in at least one element, and power is supplied from each slit with a phase difference of 90 °.

インダクタを構成する４つのエレメントがループ状に接続され、互いに対向する接続点同士のそれぞれが近づけられてキャパシタを介して電気的に接続され、ブリッジとして構成されたＭＲＩ用クォドラチャコイルであって、それぞれのキャパシタの両端からバランを介して９０°位相の異なる給電をすることを特徴とするＭＲＩ用クォドラチャコイル。An MRI quadrature coil configured as a bridge, in which four elements constituting an inductor are connected in a loop, and connection points facing each other are brought close to each other and electrically connected via a capacitor. A quadrature coil for MRI, wherein power is supplied from both ends of each capacitor via a balun with a phase difference of 90 °.

インダクタを構成する４つのエレメントがループ状に接続され、互いに対向する接続点同士のそれぞれが近づけられて直列接続された複数のキャパシタ群を介して電気的に接続され、ブリッジとして構成されたＭＲＩ用クォドラチャコイルであって、それぞれのキャパシタ群は直列接続された複数のキャパシタから構成されており、それぞれのキャパシタ群を介して９０°位相の異なる非平衡給電をする際に、接地側の給電線をキャパシタ群の中間点に接続することを特徴とするＭＲＩ用クォドラチャコイル。Four elements constituting an inductor are connected in a loop, and the mutually opposing connection points are brought close to each other and electrically connected through a plurality of series-connected capacitor groups, for an MRI configured as a bridge. A quadrature coil, wherein each capacitor group is composed of a plurality of capacitors connected in series. When unbalanced power supply having a phase difference of 90 ° is performed through each capacitor group, a ground-side power supply line is provided. Is connected to an intermediate point of a group of capacitors.