JPH09276245A - Ｍｒｉ用ｒｆコイル及びｍｒｉ装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 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

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明が属する技術分野】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。

【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。

【０００４】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ＲＦコイル）で検出す
る。

【０００５】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。

【０００６】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。

【０００７】このようなＭＲＩ用ＲＦコイルとしては、
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。

【０００８】この送信専用コイルの場合、送信（高周波
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。

【０００９】同様にして、受信専用コイルの場合、送信
（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。

【００１０】以上のような切替のためには、コイルのエ
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。

【００１１】このような回路構成において、ＭＲＩ用Ｒ
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。

【００１２】この図１１の構成の受信コイル５０の場
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。

【００１３】これにより、見掛け上はダイオードＤの影
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。

【００１４】これにより、見掛け上は受信コイル５０の
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。

【００１５】また、コイルとして動作しないようにする
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。

【００１６】以上のような問題に鑑みて、図１２のよう
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。

【００１７】この場合には、前述の図１１の場合とは逆
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。

【００１８】これにより、受信コイル５０のエレメント
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。

【００１９】そして、受信コイル５０での受信時にはダ
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。

【００２０】そこで、図１３に示すように、給電点側の
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。

【００２１】このようにすることで、大容量のキャパシ
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。

【００２２】

【発明が解決しようとする課題】ところで、静磁場の強
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。

【００２３】従って、キャパシタＣ0 をＣ1 とＣ2 とに
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。

【００２４】すなわち、キャパシタの容量Ｃ0 が大きく
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。

【００２５】これにより、送信時において受信コイル５
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。

【００２６】本発明は上記の点に鑑みてなされたもの
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。

【００２７】本発明は上記の点に鑑みてなされたもの
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。

【００２８】

【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。

【００２９】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）〜（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。

【００３０】第１の発明であるＭＲＩ用ＲＦコイルで
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。

【００３１】この場合、スイッチング素子は導通状態で
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。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。

【００３２】そして、スイッチング素子が非導通状態に
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。

【００３３】従って、直列接続されたコンデンサのう
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。

【００３４】このように構成することで、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。

【００３５】（２）第２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、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。

【００３６】第２の発明であるＭＲＩ用ＲＦコイルで
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。

【００３７】この場合、第１のスイッチング素子は導通
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。

【００３８】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。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。

【００３９】そして、スイッチング素子が非導通状態に
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。

【００４０】従って、直列接続されたコンデンサのう
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。

【００４１】このように構成することで、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。

【００４２】（３）第３の発明は、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ことを特徴とするＭＲＩ用Ｒ
Ｆコイルである。

【００４３】第３の発明であるＭＲＩ用ＲＦコイルで
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。

【００４４】この場合、第１のスイッチング素子は導通
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。

【００４５】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。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。

【００４６】そして、スイッチング素子が非導通状態に
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。

【００４７】従って、直列接続されたコンデンサのう
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。

【００４８】このように構成することで、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。

【００４９】（４）第４の発明は、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ことを特徴とす
るＭＲＩ用ＲＦコイルである。

【００５０】第４の発明であるＭＲＩ用ＲＦコイルで
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。

【００５１】この場合、スイッチング素子は導通状態で
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。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。

【００５２】そして、スイッチング素子が非導通状態に
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。

【００５３】従って、直列接続されたコンデンサのう
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。

【００５４】このように構成することで、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。

【００５５】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。

【００５６】尚、以上の第３のコンデンサと並列共振回
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。

【００５７】（５）第５の発明は、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ことを特徴とす
るＭＲＩ用ＲＦコイルである。

【００５８】第５の発明であるＭＲＩ用ＲＦコイルで
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。

【００５９】この場合、スイッチング素子は導通状態で
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。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。

【００６０】そして、スイッチング素子が非導通状態に
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。

【００６１】従って、直列接続されたコンデンサのう
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。

【００６２】このように構成することで、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。

【００６３】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。

【００６４】尚、以上の第３のコンデンサと並列共振回
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。

【００６５】（６）以上の（１）〜（５）に示したＭＲ
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。

【００６６】（７）第７の発明は、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装置である。

【００６７】第７の発明であるＭＲＩ装置では、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、ＭＲＩ用ＲＦコ
イルとしての動作は停止する。

【００６８】この場合、スイッチング素子は導通状態で
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。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。

【００６９】そして、スイッチング素子が非導通状態に
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。

【００７０】従って、直列接続されたコンデンサのう
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。

【００７１】このように構成することで、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。

【００７２】尚、以上のＭＲＩ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。

【００７３】また、直列接続されたコンデンサとして、
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。

【００７４】（８）以上の（１）〜（６）のＭＲＩ用Ｒ
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。

【００７５】

【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明の発
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。

【００７６】＜実施の形態例＞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。

【００７７】この図１において、インダクタＬ0 は受信
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。

【００７８】ブロッキング回路６２は受信コイル５０の
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。

【００７９】ブロッキング回路６２からの受信信号を受
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。

【００８０】また、第１のコンデンサＣ1 ′及び前記第
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。

【００８１】また、一端が第１のコンデンサＣ2 ′のエ
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。

【００８２】そして、バイアス回路６１からのバイアス
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。

【００８３】すなわちバイアス回路６１がスイッチング
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。

【００８４】そして、このバイアス回路６１はＭＲＩ装
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。

【００８５】ここでは、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、ＰＩＮダイオード
を用いることが望ましい。

【００８６】尚、第１のスイッチング手段及び第２のス
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。

【００８７】例えば、トランジスタ，ＦＥＴ，サイリス
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。

【００８８】また、ここでは、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。

【００８９】このような回路構成において、第１のコン
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。

【００９０】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。 ＜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。

【００９１】この場合には、ダイオードＤ１の導通によ
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。

【００９２】これにより、送信時に受信コイル５０が無
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。

【００９３】尚、この状態では受信コイル５０は動作し
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。

【００９４】そして、受信時にスイッチング素子が非導
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。

【００９５】従って、直列接続されたコンデンサのう
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。

【００９６】このように構成することで、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。

【００９７】＜受信時＞図３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。

【００９８】この場合には、ダイオードＤ１及びＤ２の
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。

【００９９】尚、第１のコンデンサＣ1 ′と第２のコン
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。

【０１００】このため、第２のコンデンサＣ2 ′は、給
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。

【０１０１】また、この状態では受信コイル５０は動作
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。

【０１０２】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。

【０１０３】＜実施の形態例により得られる効果＞以
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。

【０１０４】直列接続されたコンデンサの合成容量が
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。

【０１０５】従って、ブロッキング回路としての並列共
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。

【０１０６】このように構成することで、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。

【０１０７】すなわち、この状態を図４により説明する
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。

【０１０８】受信コイル５０の無効時にダイオードＤ
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。

【０１０９】従って、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、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。

【０１１０】また、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、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。

【０１１１】＜実施の形態例＞以上の実施の形態例
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。

【０１１２】送信コイルにおける送受信の切替の際の
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。

【０１１３】このようにすることで、例えば５０Ωのイ
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。

【０１１４】また、これと同時に、受信時には十分高い
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。

【０１１５】また、送受信コイルで送信か受信かの一
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。

【０１１６】この場合、送受信コイルを受信コイルとし
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。

【０１１７】＜実施の形態例＞図６は実施の形態例
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。

【０１１８】ＣＰＵ１０はＭＲＩ装置全体の動作を統括
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。

【０１１９】受信の際には、受信コイル５０で検出され
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。

【０１２０】尚、受信専用コイル５０で送信中の高周波
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。

【０１２１】すなわち、受信コイル５０のエレメント中
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。

【０１２２】尚、ここでは、受信コイル５０で有効／無
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。

【０１２３】＜実施の形態例＞図７は本発明の実施の
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。

【０１２４】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。

【０１２５】この図７に示したものでは、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
′，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。

【０１２６】すなわち、前述の実施の形態例（図１）
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。

【０１２７】このような回路構成において、第１のコン
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。

【０１２８】尚、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 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。

【０１２９】コイル上で対ＧＮＤ電位の高い部分が存在
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。

【０１３０】以上の実施の形態例で示したように、給電
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。

【０１３１】このような関係を満たすために、第３のコ
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。

【０１３２】尚、上記(2) 式を満たす範囲であれば、Ｃ
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。

【０１３３】＜送信時＞図８は図７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。

【０１３４】この場合には、ダイオードＤ１の導通によ
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。

【０１３５】これにより、送信時に受信コイル５０が無
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。

【０１３６】尚、この状態では受信コイル５０は動作し
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。

【０１３７】そして、受信時にスイッチング素子が非導
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。

【０１３８】従って、直列接続されたコンデンサのう
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。

【０１３９】このように構成することで、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。

【０１４０】＜受信時＞図９は図７に示した受信コイル
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。

【０１４１】この場合には、ダイオードＤ１及びＤ２の
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。

【０１４２】尚、第１のコンデンサＣ1 ′と第２のコン
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。

【０１４３】このため、第２のコンデンサＣ2 ′は、給
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。

【０１４４】また、この状態では受信コイル５０は動作
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。

【０１４５】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。

【０１４６】＜実施の形態例により得られる効果＞以
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。

【０１４７】直列接続されたコンデンサの合成容量が
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。

【０１４８】従って、ブロッキング回路としての並列共
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。

【０１４９】このように構成することで、図４で説明し
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。

【０１５０】受信コイル５０の無効時にダイオードＤ
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。

【０１５１】従って、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、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。

【０１５２】また、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、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。

【０１５３】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。

【０１５４】＜実施の形態例＞以上の実施の形態例
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。

【０１５５】この図１０のように構成することで、２つ
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。

【０１５６】＜実施の形態例＞また、以上の実施の形
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。

【０１５７】送信コイルにおける送受信の切替の際の
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。

【０１５８】

【発明の効果】以上詳細に説明した発明によれば以下の
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。

【０１５９】このため、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。

【０１６０】この場合、スイッチング素子は導通状態で
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。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。

【０１６１】そして、スイッチング素子が非導通状態に
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。

【０１６２】従って、直列接続されたコンデンサのう
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。

【０１６３】このように構成することで、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。

【０１６４】このため、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。

【０１６５】この場合、第１のスイッチング素子は導通
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。

【０１６６】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。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。

【０１６７】そして、スイッチング素子が非導通状態に
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。

【０１６８】従って、直列接続されたコンデンサのう
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。

【０１６９】このように構成することで、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。

【０１７０】このため、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。

【０１７１】この場合、第１のスイッチング素子は導通
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。

【０１７２】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。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。

【０１７３】そして、スイッチング素子が非導通状態に
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。

【０１７４】従って、直列接続されたコンデンサのう
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。

【０１７５】このように構成することで、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。

【０１７６】このため、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。

【０１７７】この場合、スイッチング素子は導通状態で
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。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。

【０１７８】そして、スイッチング素子が非導通状態に
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。

【０１７９】従って、直列接続されたコンデンサのう
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。

【０１８０】このように構成することで、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。

【０１８１】尚、以上の第３のコンデンサと並列共振回
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。

【０１８２】（５）第５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
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。

【０１８３】このため、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。

【０１８４】この場合、スイッチング素子は導通状態で
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。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。

【０１８５】そして、スイッチング素子が非導通状態に
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。

【０１８６】従って、直列接続されたコンデンサのう
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。

【０１８７】このように構成することで、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。

【０１８８】尚、以上の第３のコンデンサと並列共振回
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。

【０１８９】（６）以上の（１）〜（５）に示したＭＲ
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。

【０１９０】（７）この発明のＭＲＩ装置は、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、
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。

【０１９１】このため、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。

【０１９２】この場合、スイッチング素子は導通状態で
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。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。

【０１９３】そして、スイッチング素子が非導通状態に
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。

【０１９４】従って、直列接続されたコンデンサのう
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。

【０１９５】このように構成することで、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
ーダンスを適正な値に保つことが可能になる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の実施の形態例の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。

【図２】本発明の実施の形態例の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。

【図３】本発明の実施の形態例の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。

【図４】本発明の実施の形態例のＭＲＩ用ＲＦコイルの
構成を従来のＭＲＩ用ＲＦコイルと比較した説明図であ
る。

【図５】本発明の実施の形態例の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。

【図６】ブロッキング回路を備えたＭＲＩ用ＲＦコイル
を用いたＭＲＩ装置の全体構成を示す構成図である。

【図７】本発明の実施の形態例としてブロッキング回路
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。

【図８】本発明の実施の形態例としてブロッキング回路
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。

【図９】本発明の実施の形態例としてブロッキング回路
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。

【図１０】本発明の実施の形態例としてブロッキング回
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。

【図１１】従来のブロッキング回路を備えたＭＲＩ用Ｒ
Ｆコイルの原理的回路構成を示す構成図である。

【図１２】従来のブロッキング回路を備えたＭＲＩ用Ｒ
Ｆコイルの原理的回路構成を示す構成図である。

【図１３】従来のＣ分割型のブロッキング回路を備えた
ＭＲＩ用ＲＦコイルの原理的回路構成を示す構成図であ
る。

【符号の説明】

５０ 受信コイル ６１ バイアス回路 ６２ ブロッキング回路 ７０ 受信アンプ Ｃ1 ′第１のコンデンサ（並列共振用） Ｃ2 ′第２のコンデンサ Ｃ3 第３のコンデンサ Ｌ1 ′インダクタ（並列共振用） Ｌ3 ′インダクタ（並列共振用） Ｄ１ ダイオード（スイッチング素子） Ｄ２ ダイオード（スイッチング素子） Ｄ３ ダイオード（スイッチング素子）

Claims (7)

【特許請求の範囲】
1. 【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。
2. 【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。
3. 【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。
4. 【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。
5. 【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。
6. 【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。
7. 【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。