JP3549633B2 - Mri用クォドラチャコイル - Google Patents
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Description
【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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