JP3549633B2 - Ｍｒｉ用クォドラチャコイル - Google Patents
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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（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ））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（Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ：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
【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（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ））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（Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ：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
Claims (6)
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
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