JPH09276245A - Mri用rfコイル及びmri装置 - Google Patents
Mri用rfコイル及びmri装置Info
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- JPH09276245A JPH09276245A JP8096792A JP9679296A JPH09276245A JP H09276245 A JPH09276245 A JP H09276245A JP 8096792 A JP8096792 A JP 8096792A JP 9679296 A JP9679296 A JP 9679296A JP H09276245 A JPH09276245 A JP H09276245A
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Abstract
く、充分な大きさの阻止インピーダンスを得ることが可
能な有効/無効切替回路を備え、インピーダンス整合に
も配慮されたMRI用RFコイル及びMRI装置を実現
する。 【解決手段】 第1及び第2のコンデンサが直列接続さ
れた同調用キャパシタと、前記第1のコンデンサと並列
共振回路を構成するように設けられたインダクタと、導
通状態では前記第1のコンデンサと前記インダクタとで
並列共振回路を構成させ、非導通状態では前記第1及び
第2のコンデンサをエレメント中で直列接続させるスイ
ッチング手段と、からなる送受信の際の有効/無効切替
回路をエレメント中に備え、前記第2のコンデンサの両
端から信号の入力若しくは出力を行うように構成した。
Description
グ(MRI(Magnetic Resonance Imaging))装置に用
いるMRI用RFコイル及びMRI装置に関し、特に、
送受信の際にMRI用RFコイルの動作の有効/無効を
切替える有効/無効切替回路を有するMRI用RFコイ
ル並びに有効/無効切替回路を備えたMRI用RFコイ
ルを用いたMRI装置に関する。
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。
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。
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RFコイル)で検出す
る。
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。
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コイ
ルは、その中に被検体を収容し、被検体の周囲の線輪
(エレメント)部分に高周波電流を流している。
送受信兼用に使用する送受信コイル、送信のみに使用す
る送信専用コイル、及び受信のみに使用する受信専用コ
イルがある。
パルスの照射)が終了した後には被検体からのラーモア
周波数のパルスが送信専用コイルに吸収されないように
するために、送信専用コイルが動作しないように切替え
る必要がある。
(高周波パルスの照射)の際には送信専用コイルからの
高周波パルスを直接受信しないようにするために、受信
専用コイルが動作しないように切替える必要がある。
レメント中に有効/無効切替回路を有するように構成し
ている。図11はこのような有効/無効切替回路として
のブロッキング回路60の詳細構成の一例を示す構成図
である。尚、ここではブロッキング回路60としてダイ
オードDにより構成された場合を示している。
Fコイルのエレメントが有するインダクタL0 とキャパ
シタC0 の容量分とで前述したラーモア周波数に同調す
るように調整されている。実際には、インダクタンス分
はエレメントの形状等により決定されるため、これによ
りキャパシタC0 の容量も決定される。
合、受信コイル50の受信時には、ダイオードDにバイ
アス回路61より順方向のバイアス電流を流すことでダ
イオードDを導通状態にする。
響がなくなってC0 とL0 の成分だけになり、受信コイ
ル50がラーモア周波数に同調する状態になる。一方、
送信コイル40の送信時には、ダイオードDへの順方向
のバイアス電流を停止して(若しくは、逆方向のバイア
スをかけて)、ダイオードDを非導通状態にする。
エレメントのループが切断されて、MRI用RFコイル
として動作しない状態になる。以上のような場合、受信
コイル50の受信時においてダイオードDの導通抵抗
(順方向のバイアスがかけられているときの抵抗)は完
全に零になっておらず、微小な抵抗値により損失が発生
する。
ためには、ダイオードに対して大きな逆バイアス電圧を
かける必要があり、ダイオードの切替制御が面倒である
という問題を有している。
なブロッキング回路が使用されることがある。この図1
2の回路では、ブロッキング同調用のインダクタL1 と
ダイオードDの直列接続回路をキャパシタC0 と並列に
配置している。そして、ダイオードDの両端から受信信
号を取り出すように構成している。
の状態にダイオードDの導通/非導通の状態を制御す
る。すなわち、送信コイル40の送信時にダイオードD
を導通状態に制御してL1 とC0 とが並列共振するよう
にする。
が切断された状態になり、送信された高周波パルスが受
信コイル50に励起されなくなる。また、この状態では
ダイオードDのオンは並列共振のためだけであるので損
失や発熱の問題は発生しない。
イオードDを非導通状態にするので、受信信号に対する
損失の問題も発生しない。ところで、この受信アンプ7
0の雑音指数(以下、NFと呼ぶ)を最適値にするため
には、MRI装置の使用時(コイル内に被検体を装着し
た時)に受信コイル50の給電点からみたインピーダン
スが50オームになっていることが好ましい。しかし、
実際にはキャパシタC0 の容量の関係で数キロΩ程度に
なっている場合が多い。
キャパシタC0 を小容量のC1 と大容量のC2 とに分割
し、C1 とC2 との合成容量はC0 に等しくなるように
設定しておく。この回路構成を、この明細書内ではC分
割型ブロッキング回路と呼ぶ。
タC2 の影響で給電点のインピーダンスを下げることが
可能になり、受信アンプ70の入力インピーダンスとの
整合が取れるようになり、NFを最適値にすることがで
きるようになる。
さとラーモア周波数とは比例関係にあるため、静磁場が
小さい低磁場型のMRI装置では、ラーモア周波数も低
下する。この場合にMRI用RFコイルの大きさが一定
であればインダクタ分L0 は一定であるため、ラーモア
周波数に同調させるためにキャパシタC0 の容量が大き
くなる。
分割する場合のキャパシタC2 の容量は低磁場のMRI
装置では更に大きくなる。この結果、ブロッキング回路
60としてはインダクタL1 の値が小さくなり、共振時
のブロッキングインピーダンスが低下することが問題と
なる。
なると、並列共振回路の同調状態におけるインピーダン
スZB (ZB =L/(CR),このZB を阻止インピー
ダンスと呼ぶ)が充分大きくならないという問題を生じ
る。
0の各部品を流れる電流が大きくなるため、各部品の熱
的な負荷が大きくなる。また、受信コイルにおける上述
した問題と同様に、送信コイルにおいても同様の問題が
発生しており、解決が望まれていた。
で、第1の目的は、切替に際して損失等の問題を生じる
ことなく、充分な大きさの阻止インピーダンスを得るこ
とが可能な有効/無効切替回路を備え、インピーダンス
整合にも配慮されたMRI用RFコイルを実現すること
である。
で、第2の目的は、切替に際して損失等の問題を生じる
ことなく、充分な大きさの阻止インピーダンスを得るこ
とが可能な有効/無効切替回路を備え、インピーダンス
整合にも配慮されたMRI装置を実現することである。
来のMRI用RFコイルの送受信の際の有効/無効切替
回路に関する問題を改良すべく鋭意研究を行った結果、
受信系のインピーダンス整合や阻止インピーダンスの両
立を可能ならしめる各素子の最適な配置を新たに見い出
して本発明を完成させたものである。
明は基本的に以下の(1)〜(7)に説明するようなも
のである。 (1)第1の発明は、第1及び第2のコンデンサが直列
接続された同調用キャパシタと、前記第1のコンデンサ
と並列共振回路を構成するように設けられたインダクタ
と、導通状態では前記第1のコンデンサと前記インダク
タとで並列共振回路を構成させ、非導通状態では前記第
1及び第2のコンデンサをエレメント中で直列接続させ
るスイッチング手段と、からなる送受信の際の有効/無
効切替回路をエレメント中に備え、前記第2のコンデン
サの両端から信号の入力若しくは出力を行うことを特徴
とするMRI用RFコイルである。
は、スイッチング素子が導通状態にあるときには第1の
コンデンサとインダクタとで並列共振回路を構成し、並
列共振状態となって高インピーダンスになるため、MR
I用RFコイルとしての動作は停止する。
あるが、共振回路が並列共振状態となってMRI用RF
コイルを流れる電流を阻止する。また、第1のコンデン
サは、給電部に要求されるインピーダンスに影響されず
に容量を選択することができるため、充分な大きさの阻
止インピーダンスを得るようにすることが可能になる。
あるときには第1のコンデンサと第2のコンデンサとの
直列接続回路が同調用キャパシタとして働く。このた
め、合成容量が同調用のキャパシタに適した値になれ
ば、夫々の容量は自由に選択することができる。
ち、並列共振回路を構成する第1のコンデンサを小さな
値とし、給電部を構成する第2のコンデンサは受信信号
を出力するのに適したインピーダンスになるような大き
な値に選ぶことができる。
ダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピ
ーダンスを適正な値に保つことが可能になる。また、こ
の場合にはスイッチング素子は非導通状態にあってMR
I用RFコイルを流れる電流には関係ないので、スイッ
チング素子の損失が動作に影響することはない。
デンサが直列接続された同調用キャパシタと、第1のス
イッチング手段を介して前記第1のコンデンサと並列共
振回路を構成するように設けられたインダクタと、前記
第1のスイッチング手段と直列接続されて前記第2のコ
ンデンサと並列になるように配置された第2のスイッチ
ング手段と、からなる送受信の際の有効/無効切替回路
をエレメント中に備え、前記第2のコンデンサの両端か
ら信号の入力若しくは出力を行うことを特徴とするMR
I用RFコイルである。
は、第1のスイッチング素子が導通状態にあるときには
第1のコンデンサとインダクタとで並列共振回路を構成
し、並列共振状態となって高インピーダンスになるた
め、MRI用RFコイルとしての動作は停止する。
状態であるが、共振回路が並列共振状態となってMRI
用RFコイルを流れる電流を阻止する。このため、第1
のスイッチング素子の導通抵抗はMRI用RFコイルの
損失にはならない。
されるインピーダンスに影響されずに容量を選択するこ
とができるため、充分な大きさの阻止インピーダンスを
得るようにすることが可能になる。また、第2のコンデ
ンサの両端の第2のスイッチング素子が導通状態になる
ため、不要な信号が供給若しくは出力されることはな
い。
あるときには第1のコンデンサと第2のコンデンサとの
直列接続回路が同調用キャパシタとして働く。このた
め、合成容量が同調用のキャパシタに適した値になれ
ば、夫々の容量は自由に選択することができる。
ち、並列共振回路を構成する第1のコンデンサを小さな
値とし、給電部を構成する第2のコンデンサは受信信号
を出力するのに適したインピーダンスになるような大き
な値に選ぶことができる。
ダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピ
ーダンスを適正な値に保つことが可能になる。また、こ
の場合にはスイッチング素子は非導通状態にあってMR
I用RFコイルを流れる電流には関係ないので、スイッ
チング素子の損失が動作に影響することはない。
のコンデンサと第2のコンデンサとから構成された同調
用キャパシタと、前記第1のコンデンサ及び前記第2の
コンデンサの接続点に一端が接続された第1のスイッチ
ング手段と、一端が前記キャパシタにおける前記第1の
コンデンサ側の一端に接続され、他端が前記第1のスイ
ッチング手段の他端に接続され、高周波磁場の周波数に
おいて前記第1のコンデンサと並列共振するインダクタ
と、一端が前記同調用キャパシタの他端に接続され、他
端が前記第1のスイッチング手段と前記インダクタとの
接続点に接続され、前記第1のスイッチング手段と共に
オン/オフするように配置された第2のスイッチング手
段と、からなる送受信の際の有効/無効切替回路をエレ
メント中に備え、前記第2のコンデンサの両端から信号
の入力若しくは出力を行うことを特徴とするMRI用R
Fコイルである。
は、第1のスイッチング素子が導通状態にあるときには
第1のコンデンサとインダクタとで並列共振回路を構成
し、並列共振状態となって高インピーダンスになるた
め、MRI用RFコイルとしての動作は停止する。
状態であるが、共振回路が並列共振状態となってMRI
用RFコイルを流れる電流を阻止する。このため、第1
のスイッチング素子の導通抵抗はMRI用RFコイルの
損失にはならない。
されるインピーダンスに影響されずに容量を選択するこ
とができるため、充分な大きさの阻止インピーダンスを
得るようにすることが可能になる。また、第2のコンデ
ンサの両端の第2のスイッチング素子が導通状態になる
ため、不要な信号が供給若しくは出力されることはな
い。
あるときには第1のコンデンサと第2のコンデンサとの
直列接続回路が同調用キャパシタとして働く。このた
め、合成容量が同調用のキャパシタに適した値になれ
ば、夫々の容量は自由に選択することができる。
ち、並列共振回路を構成する第1のコンデンサを小さな
値とし、給電部を構成する第2のコンデンサは受信信号
を出力するのに適したインピーダンスになるような大き
な値に選ぶことができる。
ダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピ
ーダンスを適正な値に保つことが可能になる。また、こ
の場合にはスイッチング素子は非導通状態にあってMR
I用RFコイルを流れる電流には関係ないので、スイッ
チング素子の損失が動作に影響することはない。
デンサが直列接続された同調用キャパシタと、前記第1
のコンデンサと並列共振回路を構成するように設けられ
たインダクタと、導通状態では前記第1のコンデンサと
前記インダクタとで並列共振回路を構成させ、非導通状
態では前記第1乃至第3のコンデンサをエレメント中で
直列接続させるスイッチング手段と、からなる送受信の
際の有効/無効切替回路をエレメント中に備え、前記同
調用キャパシタとして、前記第1のコンデンサと前記第
2のコンデンサとの合成容量が第3のコンデンサの容量
と等しくなるように構成され、前記第2のコンデンサの
両端から信号の入力若しくは出力を行うことを特徴とす
るMRI用RFコイルである。
は、スイッチング素子が導通状態にあるときには第1の
コンデンサとインダクタとで並列共振回路を構成し、並
列共振状態となって高インピーダンスになるため、MR
I用RFコイルとしての動作は停止する。
あるが、共振回路が並列共振状態となってMRI用RF
コイルを流れる電流を阻止する。また、第1のコンデン
サは、給電部に要求されるインピーダンスに影響されず
に容量を選択することができるため、充分な大きさの阻
止インピーダンスを得るようにすることが可能になる。
あるときには第1のコンデンサ〜第3のコンデンサとの
直列接続回路が同調用キャパシタとして働く。このた
め、合成容量が同調用のキャパシタに適した値になれ
ば、夫々の容量は自由に選択することができる。
ち、並列共振回路を構成する第1のコンデンサを小さな
値とし、給電部を構成する第2のコンデンサは受信信号
を出力するのに適したインピーダンスになるような大き
な値に選ぶことができる。
ダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピ
ーダンスを適正な値に保つことが可能になる。また、こ
の場合にはスイッチング素子は非導通状態にあってMR
I用RFコイルを流れる電流には関係ないので、スイッ
チング素子の損失が動作に影響することはない。
共に、第1のコンデンサ〜第3のコンデンサの容量を所
定の関係に保つことで、コイル上で対GND電位を最小
にすることができ、浮遊容量を通して被検体に流れる電
流も最小に抑えられ、コイルの損失や被検体の発熱も最
小限に抑えられるようになる。
路を構成するインダクタと、この並列共振回路を動作さ
せるスイッチング素子を設けることも可能であり、更に
大きな阻止インピーダンスを実現することが可能にな
る。
デンサが直列接続された同調用キャパシタと、前記第1
のコンデンサと並列共振回路を構成するように設けられ
たインダクタと、導通状態では前記第1のコンデンサと
前記インダクタとで並列共振回路を構成させ、非導通状
態では前記第1乃至第3のコンデンサをエレメント中で
直列接続させるスイッチング手段と、からなる送受信の
際の有効/無効切替回路をエレメント中に備え、前記同
調用キャパシタとして、前記第2のコンデンサと前記第
3のコンデンサとの合成容量が第1のコンデンサの容量
と等しくなるように構成され、前記第2のコンデンサの
両端から信号の入力若しくは出力を行うことを特徴とす
るMRI用RFコイルである。
は、スイッチング素子が導通状態にあるときには第1の
コンデンサとインダクタとで並列共振回路を構成し、並
列共振状態となって高インピーダンスになるため、MR
I用RFコイルとしての動作は停止する。
あるが、共振回路が並列共振状態となってMRI用RF
コイルを流れる電流を阻止する。また、第1のコンデン
サは、給電部に要求されるインピーダンスに影響されず
に容量を選択することができるため、充分な大きさの阻
止インピーダンスを得るようにすることが可能になる。
あるときには第1のコンデンサ〜第3のコンデンサとの
直列接続回路が同調用キャパシタとして働く。このた
め、合成容量が同調用のキャパシタに適した値になれ
ば、夫々の容量は自由に選択することができる。
ち、並列共振回路を構成する第1のコンデンサを小さな
値とし、給電部を構成する第2のコンデンサは受信信号
を出力するのに適したインピーダンスになるような大き
な値に選ぶことができる。
ダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピ
ーダンスを適正な値に保つことが可能になる。また、こ
の場合にはスイッチング素子は非導通状態にあってMR
I用RFコイルを流れる電流には関係ないので、スイッ
チング素子の損失が動作に影響することはない。
共に、第1のコンデンサ〜第3のコンデンサの容量を所
定の関係に保つことで、コイル上で対GND電位を最小
にすることができ、浮遊容量を通して被検体に流れる電
流も最小に抑えられ、コイルの損失や被検体の発熱も最
小限に抑えられるようになる。
路を構成するインダクタと、この並列共振回路を動作さ
せるスイッチング素子を設けることも可能であり、更に
大きな阻止インピーダンスを実現することが可能にな
る。
I用RFコイルにおけるスイッチング手段はPINダイ
オードであることが、逆バイアス時に高周波インピーダ
ンスが高く、順バイアス時に順方向抵抗が低く、かつ高
周波的にも純抵抗となる性質から、好ましい。
信の際の有効/無効を切り替える有効/無効切替回路を
備えたMRI用RFコイルと、前記有効/無効切替回路
の動作を切り替える切替制御回路とを備えたMRI装置
であって、前記有効/無効切替回路は、並列共振回路用
の第1のコンデンサ及び給電部用の第2のコンデンサが
直列接続された同調用キャパシタと、前記第1のコンデ
ンサと並列共振回路を構成するように設けられたインダ
クタと、導通状態では前記第1のコンデンサと前記イン
ダクタとで並列共振回路を構成させ、非導通状態では前
記第1及び第2のコンデンサをエレメント中で直列接続
させるスイッチング手段と、から構成されたものである
ことを特徴とするMRI装置である。
チング素子が導通状態にあるときには第1のコンデンサ
とインダクタとで並列共振回路を構成し、並列共振状態
となって高インピーダンスになるため、MRI用RFコ
イルとしての動作は停止する。
あるが、共振回路が並列共振状態となってMRI用RF
コイルを流れる電流を阻止する。また、第1のコンデン
サは、給電部に要求されるインピーダンスに影響されず
に容量を選択することができるため、充分な大きさの阻
止インピーダンスを得るようにすることが可能になる。
あるときには第1のコンデンサと第2のコンデンサとの
直列接続回路が同調用キャパシタとして働く。このた
め、合成容量が同調用のキャパシタに適した値になれ
ば、夫々の容量は自由に選択することができる。
ち、並列共振回路を構成する第1のコンデンサを小さな
値とし、給電部を構成する第2のコンデンサは受信信号
を出力するのに適したインピーダンスになるような大き
な値に選ぶことができる。
ダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピ
ーダンスを適正な値に保つことが可能になる。また、こ
の場合にはスイッチング素子は非導通状態にあってMR
I用RFコイルを流れる電流には関係ないので、スイッ
チング素子の損失が動作に影響することはない。
イッチング手段はPINダイオードであることが、逆バ
イアス時に高周波インピーダンスが高く、順バイアス時
に順方向抵抗が低く、かつ高周波的にも純抵抗となる性
質から、好ましい。
上述の(4)及び(5)のように、第1〜第3のコンデ
ンサを用いることも可能であり、MRI装置として良好
な結果が得られる。
Fコイル及び(7)のMRI装置に使用するMRI用R
Fコイルは、送信コイル,受信コイル,送受信コイルで
送信のみを行う場合,送受信コイルで受信のみを行う場
合のそれぞれの場合において使用することができる。
明の実施の形態例を詳細に説明する。図1は本発明のM
RI用RFコイルとしての受信コイル並びにMRI装置
の原理的構成を示す構成図である。
に有効/無効切替回路としてのブロッキング回路を備え
たMRI用RFコイル、並びにこのようなMRI用RF
コイルを用いたMRI装置の構成を例にして説明を行
う。尚、既に説明したものと同一物については同一番号
を付してある。
コイル50のエレメントにより生じるインダクタを等価
的に表したもの、C0 は前記インダクタL0 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
るキャパシタである。
動作の有効/無効切替を行うと共に受信信号を出力する
給電部を兼ね備えたものである。そして、スイッチング
制御手段(切替制御回路)としてのバイアス回路61が
バイアスを供給することで有効/無効切替を実現してい
る。
信アンプ70で増幅した後に受信回路で各種受信処理を
実行する。尚、このブロッキング回路62は直列接続さ
れた第1のコンデンサC1 ′と第2のコンデンサC2 ′
とから構成された同調用キャパシタ(合成容量C0 )を
備えている。そして、第2のコンデンサC2 ′の両端か
ら受信信号を取り出すように接続されている。
2のコンデンサC2 ′の接続点に一端が接続された第1
のスイッチング手段としてのダイオードD1と、一端が
第1のコンデンサC1 ′のエレメント側の一端に接続さ
れ、他端がダイオードD1の他端に接続され、ラーモア
周波数において第1のコンデンサC1 ′と並列共振する
インダクタL1 ′を有している。
レメント側に接続され、他端がダイオードD1とインダ
クタL1 ′との接続点に接続され、ダイオードD1と共
にオン/オフするように配置された第2のスイッチング
手段としてのダイオードD2を備えている。
電流若しくはバイアス電圧によりダイオードD1及びダ
イオードD2の導通/非導通が制御されるように構成さ
れている。
手段の両端に接続されており、このバイアス回路61は
CPU10からの送受信のタイミングについての指示を
受けている。
置の送受信に合わせてスイッチング手段を構成するダイ
オードD1及びダイオードD2の導通/非導通を制御す
るものである。
ダンスが高く、順バイアス時に順方向抵抗が低く、かつ
高周波的にも純抵抗となる性質から、PINダイオード
を用いることが望ましい。
イッチング手段に関しては、ここに示したダイオードD
1及びダイオードD2以外にも各種の構成を用いること
が可能である。
タなどの半導体スイッチの他、各種スイッチを用いるこ
とが可能である。また、バイアス回路61も各種スイッ
チング手段に適した状態で導通/非導通を制御可能な各
種の回路(トリガパルス発生回路等)を用いることがで
きる。
と第2のスイッチング手段とを共通のバイアス電流で制
御するような構成にしているが、第1のスイッチング手
段と第2のスイッチング手段とを個別にスイッチング制
御する構成でも構わない。
デンサC1 ′は、インダクタL1 ′と並列共振回路を構
成した場合に充分な阻止インピーダンスを有することが
できるように、小さな値に設定することが好ましい。
C2 ′については、受信信号を出力するのに適したイン
ピーダンスになるように、大きな値に選ぶことが好まし
い。 <送信時>図2は図1に示した受信コイル50におい
て、バイアス回路61からの順バイアスによりダイオー
ドD1及びダイオードD2が導通状態にある場合(送信
時)の等価回路を示す回路図である。
って、第1のコンデンサC1 ′とインダクタL1 ′とで
並列共振回路を構成している。従って、この並列共振回
路が共振状態となって受信コイル50を流れる電流を阻
止する。
効状態になる。この場合、第1のコンデンサC1 ′は、
給電部に要求されるインピーダンスに影響されずに容量
を選択することができるため、充分な大きさの阻止イン
ピーダンスを得るようにすることが可能である。
ていない状態であるので、スイッチング素子を構成する
ダイオードD1及びD2の導通抵抗は受信コイル50の
損失にはならない。
通状態にあるときには第1のコンデンサと第2のコンデ
ンサとの直列接続回路が同調用キャパシタとして働く。
このため、合成容量が同調用のキャパシタに適した値に
なれば、夫々の容量は自由に選択することができる。
ち、並列共振回路を構成する第1のコンデンサを小さな
値とし、給電部を構成する第2のコンデンサは受信信号
を出力するのに適したインピーダンスになるような大き
な値に選ぶことができる。
ダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピ
ーダンスを適正な値に保つことが可能になる。また、第
2のコンデンサC2 ′はダイオードD1及びD2により
短絡されている。従って、上述した並列共振回路による
エレメントの切断に加え、受信アンプ70の入力が短絡
状態になるため、送信時に誘導される大きな電圧が受信
系にかかることを防ぐことができる。
50において、バイアス回路61からの逆バイアスによ
りダイオードD1及びダイオードD2が非導通状態にあ
る場合(受信動作時)の等価回路を示す回路図である。
非導通によって、第1のコンデンサC1 ′と第2のコン
デンサC2 ′とで直列回路を構成している。従って、こ
の直列回路の合成キャパシタがインダクタL0 と共にラ
ーモア周波数で共振状態となって受信動作を行う。これ
により、受信時に受信コイル50が有効状態になる。
デンサC2 ′とは直列接続であるため、合成容量は上述
したような小さな容量の第1のコンデンサC1 ′の小さ
な値に近づく。
電部に要求されるインピーダンスを適切な値(例えば、
50Ω)にするための大きな容量を選択することが可能
になる。
状態であるが、スイッチング素子を構成するダイオード
D1及びD2は非導通状態であり、スイッチング素子の
導通抵抗が受信の際の損失になることはない。
導通状態にあってMRI用RFコイルを流れる電流には
関係ないので、スイッチング素子の損失が動作に影響す
ることはない。
上詳細に説明したように、上述の実施の形態例によれ
ば、以下のような効果が得られる。
同調用のキャパシタに適した値になれば、第1のコンデ
ンサC1 ′と第2のコンデンサC2 ′の夫々の容量は自
由に選択することができる。
振回路を構成する第1のコンデンサを小さな値とし、給
電部を構成する第2のコンデンサC2 ′は受信信号を出
力するのに適したインピーダンスになるような大きな値
に選ぶことができる。
ダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピ
ーダンスを低い値に保つといった、従来は不可能であっ
た2つのことを両立することが可能になる。
と、図13に示した従来のC分割型と比較すると、出力
インピーダンスZc を低インピーダンス(50Ω等)に
できる点では同じであるものの、ブロッキング回路を小
容量のC1 ′で構成できて充分な阻止インピーダンスZ
B ′が得られる点で大きな効果が得られる。
1及びD2が導通状態になり、受信コイル50の有効時
にダイオードD1及びD2が非導通状態になるため、ダ
イオードD1及びD2は受信時にMRI用RFコイルを
流れる電流(受信信号)には関係なくなる。従って、ダ
イオードD1及びD2の導通抵抗は受信コイル50の動
作に影響しない。
ることなく、充分な大きさの阻止インピーダンスを得る
ことが可能な有効/無効切替回路を備え、受信系とのイ
ンピーダンス整合にも配慮されたMRI用RFコイルを
実現できる。
ことなく、充分な大きさの阻止インピーダンスを得るこ
とが可能な有効/無効切替回路を備え、受信系とのイン
ピーダンス整合にも配慮されたMRI装置を実現でき
る。
では受信コイルでの送受信の切替の際の有効/無効切替
を例にして説明してきたが、以下のものにも使用するこ
とが可能である。
有効/無効切替:この場合には図5に示すように、送信
の際に有効/無効切替回路としてのブロッキング回路6
4をバイアス回路63により有効状態(ダイオードD1
及びD2は非導通)になるように制御し、また、受信の
際にブロッキング回路64を無効状態(ダイオードD1
及びD2は導通)になるように制御する。
ンピーダンスの送信回路(パワーアンプ30)と送信コ
イル40とのインピーダンスマッチングをとることがで
き、送信電力を有効に用いることができる。
阻止インピーダンスを得ることが可能になり、微弱な受
信信号が送信コイル40側に励起されることがなくな
る。更に、受信時には給電部のコンデンサC2 ′と並列
なダイオードD2が導通しているので、送信系から不要
な高周波が輻射されることを確実に防止できる。
方を行う場合にも同じ様な動作が可能であり、インピー
ダンスマッチングと阻止インピーダンスとの両立を図る
ことが可能になる。
て使用する場合には上述の受信専用のMRI用RFコイ
ルと同じ動作を行えば良い。また、送受信コイルを送信
コイルとしてい使用する場合には上述の送信専用のMR
I用RFコイルと同じ動作を行えば良い。
として、有効/無効切替回路を備えたMRI装置の全体
構成を示す構成図である。ここでは、受信コイルに有効
/無効切替回路としてのブロッキング回路を備えた構成
を例にして説明を行う。
的に制御するものであり、送受信の制御や有効/無効切
替の制御を行う。送信回路20はMRIに必要な高周波
パルスを生成し、この高周波パルスをパワーアンプ30
で増幅して送信コイル40に供給する。
た信号を受信アンプ70で増幅した後に受信回路80で
各種受信処理を実行する。そして、その受信処理結果を
CPU10がディスプレイ90に画像表示する。
パルスを受信しないように、ブロッキング回路62が設
けられている。このブロッキング回路62はCPU10
で制御されるバイアス回路61により、有効/無効切替
が行われる。
にはループを電気的に切断することで受信コイル50の
動作を停止させるためにブロッキング回路62が配置さ
れている。
効切替を行うMRI装置を示したが、送受信コイルや送
信コイルにおいても同様な有効/無効切替を行うことが
可能である。
形態例としてのMRI用RFコイル(受信コイル)並
びにMRI装置の原理的構成を示す構成図である。
路としてのブロッキング回路を備えたMRI用RFコイ
ル、並びにこのようなMRI用RFコイルを用いたMR
I装置の構成を例にして説明を行う。尚、既に説明した
ものと同一物については同一番号を付してある。
ング回路62は直列接続された第1のコンデンサC1
′,第2のコンデンサC2 ′及び第3のコンデンサC3
とから構成された同調用キャパシタ(合成容量C0 )
を備えている。そして、第2のコンデンサC2 ′の両端
から受信信号を取り出すように接続されている。
のものに、第3のコンデンサC3 を付加したことを特徴
としている。従って、インダクタL1 ′やダイオードD
1,D2に関しては同等な構成となっている。
デンサC1 ′は、インダクタL1 ′と並列共振回路を構
成した場合に充分な阻止インピーダンスを有することが
できるように、小さな値に設定することが好ましい。ま
た、給電部を構成する第2のコンデンサC2 ′について
は、受信信号を出力するのに適したインピーダンスにな
るように、大きな値に選ぶことが好ましい。
デンサC2 ′及び第3のコンデンサC3 の夫々の容量の
比率については、以下に説明する条件を満たすように設
定しておくことが好ましい。
していると、被検体(略GND電位と考えられる)との
浮遊容量を通してコイル〜被検体に電流が流れることに
なる。この電流がコイルの損失となったり、また、被検
体の発熱の原因になる。そこで、コイル上で対GND電
位ができるだけ低くなるようにすることが、電流を最低
限に抑える上で好ましい。
部付近とその対向する位置付近との2ヶ所に容量が集中
しているような構成の場合、対GND電位を最小にする
には、2ヶ所の容量を等しくする、1ヶ所のコンデ
ンサの両端の電位が大きさが等しく符号が逆になるよう
にする、の2点を実現すれば良い。
ンデンサC3 を給電部の第2のコンデンサC2 ′の隣
(第1のコンデンサC1 ′の反対側)に設け、以下の
(1) 及び(2) 式を満たすようにする。 C3 =2C0 …(1) 1/((1/C1 ′)+(1/C2 ′))=2C0 …(2) 尚、以上の式は第2のコンデンサC2 ′と第3のコンデ
ンサC3 との接続点に給電する同軸ケーブルの外被側
(GND電位)が接続されている場合である。同軸ケー
ブルの外被側(GND)が、第1のコンデンサC1 ′と
第2のコンデンサC2 ′との接続点に接続されている場
合には、以下の(1) ′及び(2) ′式を満たすようにす
る。 C1 =2C0 …(1) ′ 1/((1/C2 ′)+(1/C3 ))=2C0 …(2) ′ これにより、上記及びの条件が満たされ、対GND
電位が最小に抑えられるようになる。従って、浮遊容量
を通して被検体に流れる電流も最小に抑えられ、コイル
の損失や被検体の発熱も最小限に抑えられるようにな
る。
1 ′とC2 ′との容量の比は自由に選択することが可能
であるため、上述した阻止インピーダンスや送受信回路
とのマッチングに適した値を選択することが可能であ
る。
50において、バイアス回路61からの順バイアスによ
りダイオードD1及びダイオードD2が導通状態にある
場合(送信時)の等価回路を示す回路図である。
って、第1のコンデンサC1 ′とインダクタL1 ′とで
並列共振回路を構成している。従って、この並列共振回
路が共振状態となって受信コイル50を流れる電流を阻
止する。
効状態になる。この場合、第1のコンデンサC1 ′は、
給電部に要求されるインピーダンスに影響されずに容量
を選択することができるため、充分な大きさの阻止イン
ピーダンスを得るようにすることが可能である。
ていない状態であるので、スイッチング素子を構成する
ダイオードD1及びD2の導通抵抗は受信コイル50の
損失にはならない。
通状態にあるときには第1のコンデンサ〜第3のコンデ
ンサとの直列接続回路が同調用キャパシタとして働く。
このため、合成容量が同調用のキャパシタに適した値に
なれば、夫々の容量は自由に選択することができる。
ち、並列共振回路を構成する第1のコンデンサを小さな
値とし、給電部を構成する第2のコンデンサは受信信号
を出力するのに適したインピーダンスになるような大き
な値に選ぶことができる。
ダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピ
ーダンスを適正な値に保つことが可能になる。また、第
2のコンデンサC2 ′はダイオードD1及びD2により
短絡されている。従って、上述した並列共振回路による
エレメントの切断に加え、受信アンプ70の入力が短絡
状態になるため、送信時に誘導される大きな電圧が受信
系にかかることを防ぐことができる。
50において、バイアス回路61からの逆バイアスによ
りダイオードD1及びダイオードD2が非導通状態にあ
る場合(受信動作時)の等価回路を示す回路図である。
非導通によって、第1のコンデンサC1 ′〜第3のコン
デンサC3 で直列回路を構成している。従って、この直
列回路の合成キャパシタがインダクタL0 と共にラーモ
ア周波数で共振状態となって受信動作を行う。これによ
り、受信時に受信コイル50が有効状態になる。
デンサC2 ′とは直列接続であるため、合成容量は上述
したような小さな容量の第1のコンデンサC1 ′の小さ
な値に近づく。
電部に要求されるインピーダンスを適切な値(例えば、
50Ω)にするための大きな容量を選択することが可能
になる。
状態であるが、スイッチング素子を構成するダイオード
D1及びD2は非導通状態であり、スイッチング素子の
導通抵抗が受信の際の損失になることはない。
導通状態にあってMRI用RFコイルを流れる電流には
関係ないので、スイッチング素子の損失が動作に影響す
ることはない。
上詳細に説明したように、上述の実施の形態例によれ
ば、以下のような効果が得られる。
同調用のキャパシタに適した値になれば、第1のコンデ
ンサC1 ′と第2のコンデンサC2 ′の夫々の容量は自
由に選択することができる。
振回路を構成する第1のコンデンサを小さな値とし、給
電部を構成する第2のコンデンサC2 ′は受信信号を出
力するのに適したインピーダンスになるような大きな値
に選ぶことができる。
たように、阻止インピーダンスを大きくすることがで
き、かつ、給電部のインピーダンスを低い値に保つとい
った、従来は不可能であった2つのことを両立すること
が可能になる。
1及びD2が導通状態になり、受信コイル50の有効時
にダイオードD1及びD2が非導通状態になるため、ダ
イオードD1及びD2は受信時にMRI用RFコイルを
流れる電流(受信信号)には関係なくなる。従って、ダ
イオードD1及びD2の導通抵抗は受信コイル50の動
作に影響しない。
ることなく、充分な大きさの阻止インピーダンスを得る
ことが可能な有効/無効切替回路を備え、受信系とのイ
ンピーダンス整合にも配慮されたMRI用RFコイルを
実現できる。
ことなく、充分な大きさの阻止インピーダンスを得るこ
とが可能な有効/無効切替回路を備え、受信系とのイン
ピーダンス整合にも配慮されたMRI装置を実現でき
る。
第1のコンデンサ〜第3のコンデンサの容量を所定の関
係に保つことで、コイル上で対GND電位を最小にする
ことができる。従って、浮遊容量を通して被検体に流れ
る電流も最小に抑えられ、コイルの損失や被検体の発熱
も最小限に抑えられるようになる。
における第3のコンデンサC3 と並列共振回路を構成す
るインダクタL3 ′を設け、第3のスイッチング手段と
してD3 を設けることで、第2の並列共振回路を構成す
ることも可能である。この様子を図10に示す。
の並列共振回路(L1 ′−C1 ′,L3 ′−C3 )によ
り更に大きな阻止インピーダンスを得ることができると
いう利点がある。また、スイッチング素子に逆バイアス
が加わっている場合には、前述の図9と同様な等価回路
になり、実施の形態例と同じ動作をする。
態例及びでは受信コイルでの送受信の切替の際の有
効/無効切替を例にして説明してきたが、以下のものに
も使用することが可能である。
有効/無効切替: 送受信コイルで送信か受信かの一方を行う場合の有効
/無効切替:以上の2つの場合にも同じ様な動作が可能
であり、インピーダンスマッチングと阻止インピーダン
スとの両立を図ることが可能になる。
ような効果が得られる。 (1)第1の発明のMRI用RFコイルでは、第1及び
第2のコンデンサが直列接続された同調用キャパシタ
と、前記第1のコンデンサと並列共振回路を構成するよ
うに設けられたインダクタと、導通状態では前記第1の
コンデンサと前記インダクタとで並列共振回路を構成さ
せ、非導通状態では前記第1及び第2のコンデンサをエ
レメント中で直列接続させるスイッチング手段と、から
なる送受信の際の有効/無効切替回路をエレメント中に
備え、前記第2のコンデンサの両端から信号の入力若し
くは出力を行うように構成した。
あるときには第1のコンデンサとインダクタとで並列共
振回路を構成し、並列共振状態となって高インピーダン
スになるため、MRI用RFコイルとしての動作は停止
する。
あるが、共振回路が並列共振状態となってMRI用RF
コイルを流れる電流を阻止する。また、第1のコンデン
サは、給電部に要求されるインピーダンスに影響されず
に容量を選択することができるため、充分な大きさの阻
止インピーダンスを得るようにすることが可能になる。
あるときには第1のコンデンサと第2のコンデンサとの
直列接続回路が同調用キャパシタとして働く。このた
め、合成容量が同調用のキャパシタに適した値になれ
ば、夫々の容量は自由に選択することができる。
ち、並列共振回路を構成する第1のコンデンサを小さな
値とし、給電部を構成する第2のコンデンサは受信信号
を出力するのに適したインピーダンスになるような大き
な値に選ぶことができる。
ダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピ
ーダンスを適正な値に保つことが可能になる。 (2)第2の発明のMRI用RFコイルでは、第1及び
第2のコンデンサが直列接続された同調用キャパシタ
と、第1のスイッチング手段を介して前記第1のコンデ
ンサと並列共振回路を構成するように設けられたインダ
クタと、前記第1のスイッチング手段と直列接続されて
前記第2のコンデンサと並列になるように配置された第
2のスイッチング手段と、からなる送受信の際の有効/
無効切替回路をエレメント中に備え、前記第2のコンデ
ンサの両端から信号の入力若しくは出力を行うように構
成した。
状態にあるときには第1のコンデンサとインダクタとで
並列共振回路を構成し、並列共振状態となって高インピ
ーダンスになるため、MRI用RFコイルとしての動作
は停止する。
状態であるが、共振回路が並列共振状態となってMRI
用RFコイルを流れる電流を阻止する。このため、第1
のスイッチング素子の導通抵抗はMRI用RFコイルの
損失にはならない。
されるインピーダンスに影響されずに容量を選択するこ
とができるため、充分な大きさの阻止インピーダンスを
得るようにすることが可能になる。また、第2のコンデ
ンサの両端の第2のスイッチング素子が導通状態になる
ため、不要な信号が供給若しくは出力されることはな
い。
あるときには第1のコンデンサと第2のコンデンサとの
直列接続回路が同調用キャパシタとして働く。このた
め、合成容量が同調用のキャパシタに適した値になれ
ば、夫々の容量は自由に選択することができる。
ち、並列共振回路を構成する第1のコンデンサを小さな
値とし、給電部を構成する第2のコンデンサは受信信号
を出力するのに適したインピーダンスになるような大き
な値に選ぶことができる。
ダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピ
ーダンスを適正な値に保つことが可能になる。 (3)第3の発明のMRI用RFコイルは、直列接続さ
れた第1のコンデンサと第2のコンデンサとから構成さ
れた同調用キャパシタと、前記第1のコンデンサ及び前
記第2のコンデンサの接続点に一端が接続された第1の
スイッチング手段と、一端が前記キャパシタにおける前
記第1のコンデンサ側の一端に接続され、他端が前記第
1のスイッチング手段の他端に接続され、高周波磁場の
周波数において前記第1のコンデンサと並列共振するイ
ンダクタと、一端が前記同調用キャパシタの他端に接続
され、他端が前記第1のスイッチング手段と前記インダ
クタとの接続点に接続され、前記第1のスイッチング手
段と共にオン/オフするように配置された第2のスイッ
チング手段と、からなる送受信の際の有効/無効切替回
路をエレメント中に備え、前記第2のコンデンサの両端
から信号の入力若しくは出力を行うように構成した。
状態にあるときには第1のコンデンサとインダクタとで
並列共振回路を構成し、並列共振状態となって高インピ
ーダンスになるため、MRI用RFコイルとしての動作
は停止する。
状態であるが、共振回路が並列共振状態となってMRI
用RFコイルを流れる電流を阻止する。このため、第1
のスイッチング素子の導通抵抗はMRI用RFコイルの
損失にはならない。
されるインピーダンスに影響されずに容量を選択するこ
とができるため、充分な大きさの阻止インピーダンスを
得るようにすることが可能になる。また、第2のコンデ
ンサの両端の第2のスイッチング素子が導通状態になる
ため、不要な信号が供給若しくは出力されることはな
い。
あるときには第1のコンデンサと第2のコンデンサとの
直列接続回路が同調用キャパシタとして働く。このた
め、合成容量が同調用のキャパシタに適した値になれ
ば、夫々の容量は自由に選択することができる。
ち、並列共振回路を構成する第1のコンデンサを小さな
値とし、給電部を構成する第2のコンデンサは受信信号
を出力するのに適したインピーダンスになるような大き
な値に選ぶことができる。
ダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピ
ーダンスを適正な値に保つことが可能になる。 (4)第4の発明のMRI用RFコイルでは、第1乃至
第3のコンデンサが直列接続された同調用キャパシタ
と、前記第1のコンデンサと並列共振回路を構成するよ
うに設けられたインダクタと、導通状態では前記第1の
コンデンサと前記インダクタとで並列共振回路を構成さ
せ、非導通状態では前記第1乃至第3のコンデンサをエ
レメント中で直列接続させるスイッチング手段と、から
なる送受信の際の有効/無効切替回路をエレメント中に
備え、前記同調用キャパシタとして、前記第1のコンデ
ンサと前記第2のコンデンサとの合成容量が第3のコン
デンサの容量と等しくなるように構成され、前記第2の
コンデンサの両端から信号の入力若しくは出力を行うよ
うに構成した。
あるときには第1のコンデンサとインダクタとで並列共
振回路を構成し、並列共振状態となって高インピーダン
スになるため、MRI用RFコイルとしての動作は停止
する。
あるが、共振回路が並列共振状態となってMRI用RF
コイルを流れる電流を阻止する。また、第1のコンデン
サは、給電部に要求されるインピーダンスに影響されず
に容量を選択することができるため、充分な大きさの阻
止インピーダンスを得るようにすることが可能になる。
あるときには第1のコンデンサ〜第3のコンデンサとの
直列接続回路が同調用キャパシタとして働く。このた
め、合成容量が同調用のキャパシタに適した値になれ
ば、夫々の容量は自由に選択することができる。
ち、並列共振回路を構成する第1のコンデンサを小さな
値とし、給電部を構成する第2のコンデンサは受信信号
を出力するのに適したインピーダンスになるような大き
な値に選ぶことができる。
ダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピ
ーダンスを適正な値に保つことが可能になる。そして、
第3のコンデンサC3 を設けると共に、第1のコンデン
サ〜第3のコンデンサの容量を所定の関係に保つこと
で、コイル上で対GND電位を最小にすることができ、
浮遊容量を通して被検体に流れる電流も最小に抑えら
れ、コイルの損失や被検体の発熱も最小限に抑えられる
ようになる。
路を構成するインダクタと、この並列共振回路を動作さ
せるスイッチング素子を設けることも可能であり、更に
大きな阻止インピーダンスを実現することが可能にな
る。
は、第1乃至第3のコンデンサが直列接続された同調用
キャパシタと、前記第1のコンデンサと並列共振回路を
構成するように設けられたインダクタと、導通状態では
前記第1のコンデンサと前記インダクタとで並列共振回
路を構成させ、非導通状態では前記第1乃至第3のコン
デンサをエレメント中で直列接続させるスイッチング手
段と、からなる送受信の際の有効/無効切替回路をエレ
メント中に備え、前記同調用キャパシタとして、前記第
2のコンデンサと前記第3のコンデンサとの合成容量が
第1のコンデンサの容量と等しくなるように構成され、
前記第2のコンデンサの両端から信号の入力若しくは出
力を行うように構成した。
あるときには第1のコンデンサとインダクタとで並列共
振回路を構成し、並列共振状態となって高インピーダン
スになるため、MRI用RFコイルとしての動作は停止
する。
あるが、共振回路が並列共振状態となってMRI用RF
コイルを流れる電流を阻止する。また、第1のコンデン
サは、給電部に要求されるインピーダンスに影響されず
に容量を選択することができるため、充分な大きさの阻
止インピーダンスを得るようにすることが可能になる。
あるときには第1のコンデンサ〜第3のコンデンサとの
直列接続回路が同調用キャパシタとして働く。このた
め、合成容量が同調用のキャパシタに適した値になれ
ば、夫々の容量は自由に選択することができる。
ち、並列共振回路を構成する第1のコンデンサを小さな
値とし、給電部を構成する第2のコンデンサは受信信号
を出力するのに適したインピーダンスになるような大き
な値に選ぶことができる。
ダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピ
ーダンスを適正な値に保つことが可能になる。そして、
第3のコンデンサC3 を設けると共に、第1のコンデン
サ〜第3のコンデンサの容量を所定の関係に保つこと
で、コイル上で対GND電位を最小にすることができ、
浮遊容量を通して被検体に流れる電流も最小に抑えら
れ、コイルの損失や被検体の発熱も最小限に抑えられる
ようになる。
路を構成するインダクタと、この並列共振回路を動作さ
せるスイッチング素子を設けることも可能であり、更に
大きな阻止インピーダンスを実現することが可能にな
る。
I用RFコイルにおけるスイッチング手段をPINダイ
オードで構成することで、逆バイアス時に高周波インピ
ーダンスが高く、順バイアス時に順方向抵抗が低く、か
つ高周波的にも純抵抗となる性質から、良好なスイッチ
ングの効果が得られる。
ト中に送受信の際の有効/無効を切り替える有効/無効
切替回路を備えたMRI用RFコイルと、前記有効/無
効切替回路の動作を切り替える切替制御回路とを備え、
前記有効/無効切替回路は、並列共振回路用の第1のコ
ンデンサ及び給電部用の第2のコンデンサが直列接続さ
れた同調用キャパシタと、前記第1のコンデンサと並列
共振回路を構成するように設けられたインダクタと、導
通状態では前記第1のコンデンサと前記インダクタとで
並列共振回路を構成させ、非導通状態では前記第1及び
第2のコンデンサをエレメント中で直列接続させるスイ
ッチング手段と、から構成した。
あるときには第1のコンデンサとインダクタとで並列共
振回路を構成し、並列共振状態となって高インピーダン
スになるため、MRI用RFコイルとしての動作は停止
する。
あるが、共振回路が並列共振状態となってMRI用RF
コイルを流れる電流を阻止する。また、第1のコンデン
サは、給電部に要求されるインピーダンスに影響されず
に容量を選択することができるため、充分な大きさの阻
止インピーダンスを得るようにすることが可能になる。
あるときには第1のコンデンサと第2のコンデンサとの
直列接続回路が同調用キャパシタとして働く。このた
め、合成容量が同調用のキャパシタに適した値になれ
ば、夫々の容量は自由に選択することができる。
ち、並列共振回路を構成する第1のコンデンサを小さな
値とし、給電部を構成する第2のコンデンサは受信信号
を出力するのに適したインピーダンスになるような大き
な値に選ぶことができる。
ダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピ
ーダンスを適正な値に保つことが可能になる。
びMRI装置の要部の原理的回路構成を示す構成図であ
る。
原理的回路構成におけるスイッチング手段導通時の等価
回路を示す構成図である。
原理的回路構成におけるスイッチング手段非導通時の等
価回路を示す構成図である。
構成を従来のMRI用RFコイルと比較した説明図であ
る。
びMRI装置の要部の原理的回路構成を示す構成図であ
る。
を用いたMRI装置の全体構成を示す構成図である。
に3つのコンデンサを備えたMRI用RFコイル及びM
RI装置の要部の原理的回路構成を示す構成図である。
に3つのコンデンサを備えたMRI用RFコイルの原理
的回路構成におけるスイッチング手段導通時の等価回路
を示す構成図である。
に3つのコンデンサを備えたMRI用RFコイルの原理
的回路構成におけるスイッチング手段非導通時の等価回
路を示す構成図である。
路に3つのコンデンサを備え、2つの並列共振回路を備
えたMRI用RFコイル及びMRI装置の要部の原理的
回路構成を示す構成図である。
Fコイルの原理的回路構成を示す構成図である。
Fコイルの原理的回路構成を示す構成図である。
MRI用RFコイルの原理的回路構成を示す構成図であ
る。
Claims (7)
- 【請求項1】 第1及び第2のコンデンサが直列接続さ
れた同調用キャパシタと、前記第1のコンデンサと並列
共振回路を構成するように設けられたインダクタと、導
通状態では前記第1のコンデンサと前記インダクタとで
並列共振回路を構成させ、非導通状態では前記第1及び
第2のコンデンサをエレメント中で直列接続させるスイ
ッチング手段と、からなる送受信の際の有効/無効切替
回路をエレメント中に備え、 前記第2のコンデンサの両端から信号の入力若しくは出
力を行うことを特徴とするMRI用RFコイル。 - 【請求項2】 第1及び第2のコンデンサが直列接続さ
れた同調用キャパシタと、第1のスイッチング手段を介
して前記第1のコンデンサと並列共振回路を構成するよ
うに設けられたインダクタと、前記第1のスイッチング
手段と直列接続されて前記第2のコンデンサと並列にな
るように配置された第2のスイッチング手段と、からな
る送受信の際の有効/無効切替回路をエレメント中に備
え、 前記第2のコンデンサの両端から信号の入力若しくは出
力を行うことを特徴とするMRI用RFコイル。 - 【請求項3】 直列接続された第1のコンデンサと第2
のコンデンサとから構成された同調用キャパシタと、 前記第1のコンデンサ及び前記第2のコンデンサの接続
点に一端が接続された第1のスイッチング手段と、 一端が前記キャパシタにおける前記第1のコンデンサ側
の一端に接続され、他端が前記第1のスイッチング手段
の他端に接続され、高周波磁場の周波数において前記第
1のコンデンサと並列共振するインダクタと、 一端が前記同調用キャパシタの他端に接続され、他端が
前記第1のスイッチング手段と前記インダクタとの接続
点に接続され、前記第1のスイッチング手段と共にオン
/オフするように配置された第2のスイッチング手段
と、 からなる送受信の際の有効/無効切替回路をエレメント
中に備え、 前記第2のコンデンサの両端から信号の入力若しくは出
力を行うことを特徴とするMRI用RFコイル。 - 【請求項4】 第1乃至第3のコンデンサが直列接続さ
れた同調用キャパシタと、前記第1のコンデンサと並列
共振回路を構成するように設けられたインダクタと、導
通状態では前記第1のコンデンサと前記インダクタとで
並列共振回路を構成させ、非導通状態では前記第1乃至
第3のコンデンサをエレメント中で直列接続させるスイ
ッチング手段と、からなる送受信の際の有効/無効切替
回路をエレメント中に備え、 前記同調用キャパシタとして、前記第1のコンデンサと
前記第2のコンデンサとの合成容量が第3のコンデンサ
の容量と等しくなるように構成され、 前記第2のコンデンサの両端から信号の入力若しくは出
力を行うことを特徴とするMRI用RFコイル。 - 【請求項5】 第1乃至第3のコンデンサが直列接続さ
れた同調用キャパシタと、前記第1のコンデンサと並列
共振回路を構成するように設けられたインダクタと、導
通状態では前記第1のコンデンサと前記インダクタとで
並列共振回路を構成させ、非導通状態では前記第1乃至
第3のコンデンサをエレメント中で直列接続させるスイ
ッチング手段と、からなる送受信の際の有効/無効切替
回路をエレメント中に備え、 前記同調用キャパシタとして、前記第2のコンデンサと
前記第3のコンデンサとの合成容量が第1のコンデンサ
の容量と等しくなるように構成され、 前記第2のコンデンサの両端から信号の入力若しくは出
力を行うことを特徴とするMRI用RFコイル。 - 【請求項6】 前記スイッチング手段はPINダイオー
ドであることを特徴とする請求項1乃至請求項5のいず
れかに記載のMRI用RFコイル。 - 【請求項7】 エレメント中に送受信の際の有効/無効
を切り替える有効/無効切替回路を備えたMRI用RF
コイルと、 前記有効/無効切替回路の動作を切り替える切替制御回
路とを備えたMRI装置であって、 前記有効/無効切替回路は、並列共振回路用の第1のコ
ンデンサ及び給電部用の第2のコンデンサが直列接続さ
れた同調用キャパシタと、前記第1のコンデンサと並列
共振回路を構成するように設けられたインダクタと、導
通状態では前記第1のコンデンサと前記インダクタとで
並列共振回路を構成させ、非導通状態では前記第1及び
第2のコンデンサをエレメント中で直列接続させるスイ
ッチング手段と、から構成されたものであることを特徴
とするMRI装置。
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- 1996-04-18 JP JP09679296A patent/JP3615617B2/ja not_active Expired - Lifetime
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