JP3510361B2 - Ｍｒｉ用バードケージコイル - Google Patents
Ｍｒｉ用バードケージコイルInfo
- Publication number
- JP3510361B2 JP3510361B2 JP00182595A JP182595A JP3510361B2 JP 3510361 B2 JP3510361 B2 JP 3510361B2 JP 00182595 A JP00182595 A JP 00182595A JP 182595 A JP182595 A JP 182595A JP 3510361 B2 JP3510361 B2 JP 3510361B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- capacitor
- mri
- diode
- series circuit
- ring
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は、ＭＲＩ（Ｍagnetic
Ｒesonance Imaging）用バードケージコイルに関し、さ
らに詳しくは、外部から電気的にコイルとしての機能を
オン・オフすることができるＭＲＩ用バードケージコイ
ルに関する。特に、受信専用バードケージコイルとして
有用である。
Ｒesonance Imaging）用バードケージコイルに関し、さ
らに詳しくは、外部から電気的にコイルとしての機能を
オン・オフすることができるＭＲＩ用バードケージコイ
ルに関する。特に、受信専用バードケージコイルとして
有用である。
【０００２】
【従来の技術】図７は、従来のＭＲＩ用バードケージコ
イルの一例を示す構成図である。このＭＲＩ用バードケ
ージコイル５００は、多数のエレメントＥを第１リング
Ｒ５１と第２リングＲ２の間に介設し、前記第１リング
Ｒ５１と前記エレメントＥの複数の接続点間および前記
第２リングＲ２と前記エレメントＥの複数の接続点間に
それぞれコンデンサＣを介設してなる。そして、前記第
１リングＲ５１に介設されたコンデンサＣのそれぞれに
は、コンデンサＣとの並列共振周波数がＭＲＩ用ＲＦパ
ルスの周波数に略合うようにインダクタンスを定めたイ
ンダクタＬおよび逆並列接続された２つのダイオードＤ
（バリスタでもよい）の直列回路を、並列に接続する。
したがって、別の送信コイル（例えばボディコイル）か
らのＭＲＩ用ＲＦパルスの送信時には、大きな誘導起電
力によりダイオードＤがオンして、前記コンデンサＣお
よびインダクタＬが並列共振することとなり、コイルと
しての機能をオフして、別の送信コイルとデカップリン
グ（Decoupling）することが出来る。一方、ＮＭＲ信号
の受信時には、誘導起電力は極めて微弱なので、ダイオ
ードＤがオンすることはなく、コイル（受信コイル）と
して機能する。なお、上記のＭＲＩ用バードケージコイ
ル５００の基本構成は、特願平１−２８２４７７号にか
かる公開公報に開示されている。この種のデカップリン
グ回路は、一般に、パッシブ（Ｐassive；受動）型デカ
ップリング回路と呼ばれる。
イルの一例を示す構成図である。このＭＲＩ用バードケ
ージコイル５００は、多数のエレメントＥを第１リング
Ｒ５１と第２リングＲ２の間に介設し、前記第１リング
Ｒ５１と前記エレメントＥの複数の接続点間および前記
第２リングＲ２と前記エレメントＥの複数の接続点間に
それぞれコンデンサＣを介設してなる。そして、前記第
１リングＲ５１に介設されたコンデンサＣのそれぞれに
は、コンデンサＣとの並列共振周波数がＭＲＩ用ＲＦパ
ルスの周波数に略合うようにインダクタンスを定めたイ
ンダクタＬおよび逆並列接続された２つのダイオードＤ
（バリスタでもよい）の直列回路を、並列に接続する。
したがって、別の送信コイル（例えばボディコイル）か
らのＭＲＩ用ＲＦパルスの送信時には、大きな誘導起電
力によりダイオードＤがオンして、前記コンデンサＣお
よびインダクタＬが並列共振することとなり、コイルと
しての機能をオフして、別の送信コイルとデカップリン
グ（Decoupling）することが出来る。一方、ＮＭＲ信号
の受信時には、誘導起電力は極めて微弱なので、ダイオ
ードＤがオンすることはなく、コイル（受信コイル）と
して機能する。なお、上記のＭＲＩ用バードケージコイ
ル５００の基本構成は、特願平１−２８２４７７号にか
かる公開公報に開示されている。この種のデカップリン
グ回路は、一般に、パッシブ（Ｐassive；受動）型デカ
ップリング回路と呼ばれる。
【０００３】図８は、従来のバードケージコイルの別の
一例を示す構成図である。このバードケージコイル６０
０は、多数のエレメントＥを第１リングＲ５１と第２リ
ングＲ２の間に介設し、前記第１リングＲ５１と前記エ
レメントＥの複数の接続点間および前記第２リングＲ２
と前記エレメントＥの複数の接続点間にそれぞれコンデ
ンサＣを介設してなる。そして、前記第１リングＲ５１
に介設されたコンデンサＣのいずれかの両端からＭＲＩ
用ＲＦパルスを給電するためのＭＲＩ用ＲＦパルス伝送
ケーブルＫ５１を導出する（コンデンサＣの両端にＭＲ
Ｉ用ＲＦパルス伝送ケーブルＫ５１の心線および外部導
体を接続する）。さらに、前記第２リングＲ２に介設さ
れたコンデンサＣのそれぞれには、ＮＭＲ信号の周波数
と略同じ並列共振周波数を持つ並列共振回路を形成しう
るＬＣ回路が並列に接続されている。すなわち、インダ
クタＬ５２とコンデンサＣ５２の直列回路の２つを１組
として、各直列回路の一端をそれぞれ前記コンデンサＣ
の両端に接続し、各直列回路の他端をダイオードＤを介
して接続する。
一例を示す構成図である。このバードケージコイル６０
０は、多数のエレメントＥを第１リングＲ５１と第２リ
ングＲ２の間に介設し、前記第１リングＲ５１と前記エ
レメントＥの複数の接続点間および前記第２リングＲ２
と前記エレメントＥの複数の接続点間にそれぞれコンデ
ンサＣを介設してなる。そして、前記第１リングＲ５１
に介設されたコンデンサＣのいずれかの両端からＭＲＩ
用ＲＦパルスを給電するためのＭＲＩ用ＲＦパルス伝送
ケーブルＫ５１を導出する（コンデンサＣの両端にＭＲ
Ｉ用ＲＦパルス伝送ケーブルＫ５１の心線および外部導
体を接続する）。さらに、前記第２リングＲ２に介設さ
れたコンデンサＣのそれぞれには、ＮＭＲ信号の周波数
と略同じ並列共振周波数を持つ並列共振回路を形成しう
るＬＣ回路が並列に接続されている。すなわち、インダ
クタＬ５２とコンデンサＣ５２の直列回路の２つを１組
として、各直列回路の一端をそれぞれ前記コンデンサＣ
の両端に接続し、各直列回路の他端をダイオードＤを介
して接続する。
【０００４】ＭＲＩ用ＲＦパルスの送信時には、バイア
スケーブルＢ１，Ｂ２を通じて前記ダイオードＤに逆方
向電圧（すなわちアノード電圧Ｖａ＜カソード電圧Ｖ
ｋ）を加えてダイオードＤをオフし、前記直列回路を電
気的に切り離す。この結果、送信コイルとして動作でき
る。一方、別の受信コイル（例えばサーフェイスコイ
ル）によるＮＭＲ信号の受信時には、バイアスケーブル
Ｂ１，Ｂ２を通じて前記ダイオードＤに順方向電圧（す
なわちアノード電圧Ｖａ＞カソード電圧Ｖｋ）を加えて
ダイオードＤをオンし、並列共振回路を形成する。この
結果、コイルとしての機能をオフして、別の受信コイル
とデカップリングすることが出来る。なお、この種のデ
カップリング回路は、一般に、アクティブ（Ａctive；
能動）型デカップリング回路と呼ばれる。
スケーブルＢ１，Ｂ２を通じて前記ダイオードＤに逆方
向電圧（すなわちアノード電圧Ｖａ＜カソード電圧Ｖ
ｋ）を加えてダイオードＤをオフし、前記直列回路を電
気的に切り離す。この結果、送信コイルとして動作でき
る。一方、別の受信コイル（例えばサーフェイスコイ
ル）によるＮＭＲ信号の受信時には、バイアスケーブル
Ｂ１，Ｂ２を通じて前記ダイオードＤに順方向電圧（す
なわちアノード電圧Ｖａ＞カソード電圧Ｖｋ）を加えて
ダイオードＤをオンし、並列共振回路を形成する。この
結果、コイルとしての機能をオフして、別の受信コイル
とデカップリングすることが出来る。なお、この種のデ
カップリング回路は、一般に、アクティブ（Ａctive；
能動）型デカップリング回路と呼ばれる。
【０００５】図９は、従来のバードケージコイルのさら
に別の一例を示す模式的外観図である。このバードケー
ジコイル７００は、多数のエレメントＥａ，Ｅｂ，…を
第１リングＲ６１と第２リングＲ６２の間に介設し、前
記エレメントＥａ，Ｅｂ，…の中央にスイッチ回路Ｓ
ａ，Ｓｂ，…を介設した構成である。
に別の一例を示す模式的外観図である。このバードケー
ジコイル７００は、多数のエレメントＥａ，Ｅｂ，…を
第１リングＲ６１と第２リングＲ６２の間に介設し、前
記エレメントＥａ，Ｅｂ，…の中央にスイッチ回路Ｓ
ａ，Ｓｂ，…を介設した構成である。
【０００６】スイッチ回路Ｓａは、図１０に示すよう
に、エレメントＥａの前端側にコンデンサＣ６１ａの一
端とコンデンサＣ６２ａの一端を接続し、コンデンサＣ
６１ａの他端とダイオードＤ６１ａのアノードを接続
し、コンデンサＣ６２ａの他端とダイオードＤ６２ａの
カソードを接続し、ダイオードＤ６１ａのカソードとダ
イオードＤ６２ａのアノードとコンデンサＣ６３ａの一
端を接続し、コンデンサＣ６３ａの他端をエレメントＥ
ａの後端側に接続し、ダイオードＤ６１ａのアノードを
一つのバイアス端子とし、ダイオードＤ６２ａのカソー
ドにコンデンサＣ６４ａとコイルＬａの並列回路からな
るブロッキング回路の一端を接続してそのブロッキング
回路の他端をもう一つのバイアス端子としたものであ
る。他のスイッチ回路Ｓｂ，…も上記スイッチ回路Ｓａ
と同様の構成である。
に、エレメントＥａの前端側にコンデンサＣ６１ａの一
端とコンデンサＣ６２ａの一端を接続し、コンデンサＣ
６１ａの他端とダイオードＤ６１ａのアノードを接続
し、コンデンサＣ６２ａの他端とダイオードＤ６２ａの
カソードを接続し、ダイオードＤ６１ａのカソードとダ
イオードＤ６２ａのアノードとコンデンサＣ６３ａの一
端を接続し、コンデンサＣ６３ａの他端をエレメントＥ
ａの後端側に接続し、ダイオードＤ６１ａのアノードを
一つのバイアス端子とし、ダイオードＤ６２ａのカソー
ドにコンデンサＣ６４ａとコイルＬａの並列回路からな
るブロッキング回路の一端を接続してそのブロッキング
回路の他端をもう一つのバイアス端子としたものであ
る。他のスイッチ回路Ｓｂ，…も上記スイッチ回路Ｓａ
と同様の構成である。
【０００７】そして、スイッチ回路Ｓａのブロッキング
回路側のバイアス端子が外部からの制御線βに接続さ
れ、スイッチ回路Ｓａのブロッキング回路がない側のバ
イアス端子がスイッチ回路Ｓｂのブロッキング回路側の
バイアス端子に接続されている。以下同様にして各スイ
ッチ回路は直列に接続され、最後のスイッチ回路からも
う一つの制御線αが導出される。
回路側のバイアス端子が外部からの制御線βに接続さ
れ、スイッチ回路Ｓａのブロッキング回路がない側のバ
イアス端子がスイッチ回路Ｓｂのブロッキング回路側の
バイアス端子に接続されている。以下同様にして各スイ
ッチ回路は直列に接続され、最後のスイッチ回路からも
う一つの制御線αが導出される。
【０００８】これらのスイッチ回路Ｓａ，Ｓｂ，…は、
制御線αに正，制御線βに負の電圧を印加するときは、
オンとなる。また、制御線αに負，制御線βに正の電圧
を印加するときはオフとなる。すなわち、上記のＭＲＩ
用バードケージコイル７００の機能を、電気的にオン・
オフすることが出来る。なお、上記のバードケージコイ
ル７００の基本構成は、実開平４−５０００６号公報に
開示されている。
制御線αに正，制御線βに負の電圧を印加するときは、
オンとなる。また、制御線αに負，制御線βに正の電圧
を印加するときはオフとなる。すなわち、上記のＭＲＩ
用バードケージコイル７００の機能を、電気的にオン・
オフすることが出来る。なお、上記のバードケージコイ
ル７００の基本構成は、実開平４−５０００６号公報に
開示されている。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】上記従来のＭＲＩ用バ
ードケージコイル５００では、ＭＲＩ用ＲＦパルスの送
信時には、大きな誘導起電力によりダイオードＤが自律
的にオンして送信コイルとデカップリングされるので、
動作が自己完結的であり、構成を比較的簡素にできる利
点がある。しかし、動作の確実性を担保するためには、
ＭＲＩ用ＲＦパルスの送信時の誘導起電力が十分に大き
い必要があるので、小型のバードケージコイルへの適用
が困難な問題点がある。
ードケージコイル５００では、ＭＲＩ用ＲＦパルスの送
信時には、大きな誘導起電力によりダイオードＤが自律
的にオンして送信コイルとデカップリングされるので、
動作が自己完結的であり、構成を比較的簡素にできる利
点がある。しかし、動作の確実性を担保するためには、
ＭＲＩ用ＲＦパルスの送信時の誘導起電力が十分に大き
い必要があるので、小型のバードケージコイルへの適用
が困難な問題点がある。
【００１０】また、上記従来のＭＲＩ用バードケージコ
イル６００では、バイアスケーブルＢ１，Ｂ２を通じて
外部からコイルの機能をオン・オフするので、小型形状
であっても、オン・オフを確実に行える利点がある。し
かし、ＭＲＩ用ＲＦパルス伝送ケーブルＫ５１とは別
に、多数のバイアスケーブルＳ１，Ｓ２（図８参照）を
導出する必要があるので、構成が複雑化したり，コイル
特性が劣化したりする問題点がある。
イル６００では、バイアスケーブルＢ１，Ｂ２を通じて
外部からコイルの機能をオン・オフするので、小型形状
であっても、オン・オフを確実に行える利点がある。し
かし、ＭＲＩ用ＲＦパルス伝送ケーブルＫ５１とは別
に、多数のバイアスケーブルＳ１，Ｓ２（図８参照）を
導出する必要があるので、構成が複雑化したり，コイル
特性が劣化したりする問題点がある。
【００１１】さらに、上記従来のバードケージコイル７
００では、エレメントＥａ，Ｅｂ，…の中央にスイッチ
回路Ｓａ，Ｓｂ，…を介設し、それらスイッチ回路の２
つから制御線α，βを導出するので、上記従来のＭＲＩ
用バードケージコイル６００と同じ問題点を生じる。ま
た、スイッチ回路Ｓａには、７つの回路素子（２つのダ
イオードＤ６１ａ，Ｄ６２ａと、４つのコンデンサＣ６
１ａ，Ｃ６２ａ，Ｃ６３ａ，Ｃ６４ａと、コイルＬａ）
を用いるので、回路構成が複雑化する問題点がある。
００では、エレメントＥａ，Ｅｂ，…の中央にスイッチ
回路Ｓａ，Ｓｂ，…を介設し、それらスイッチ回路の２
つから制御線α，βを導出するので、上記従来のＭＲＩ
用バードケージコイル６００と同じ問題点を生じる。ま
た、スイッチ回路Ｓａには、７つの回路素子（２つのダ
イオードＤ６１ａ，Ｄ６２ａと、４つのコンデンサＣ６
１ａ，Ｃ６２ａ，Ｃ６３ａ，Ｃ６４ａと、コイルＬａ）
を用いるので、回路構成が複雑化する問題点がある。
【００１２】そこで、この発明の目的は、他のコイルと
のデカップリングを確実に行え、本来のコイル特性を損
わず、しかも、回路構成が比較的に簡単なＭＲＩ用バー
ドケージコイルを提供することにある。
のデカップリングを確実に行え、本来のコイル特性を損
わず、しかも、回路構成が比較的に簡単なＭＲＩ用バー
ドケージコイルを提供することにある。
【００１３】
【課題を解決するための手段】第１の観点では、この発
明は、第１リングと第２リングの間に複数のエレメント
を介設してなるＭＲＩ用バードケージコイルにおいて、
前記第１リングと前記エレメントの複数の接続点間の一
つに介設された第１コンデンサおよび第２コンデンサの
コンデンサ直列回路と、前記第１コンデンサと並列接続
され且つ第１コンデンサとの並列共振周波数がＭＲＩ用
ＲＦパルスまたはＮＭＲ信号の周波数に略合うようにイ
ンダクタンスを定めた第１インダクタおよび第１ダイオ
ードの直列回路と、前記第１リングと前記エレメントの
他の接続点間にそれぞれ介設され且つ前記コンデンサ直
列回路と略同じ容量を持つ複数の第３コンデンサと、そ
れら第３コンデンサと並列接続され且つ第３コンデンサ
との並列共振周波数がＭＲＩ用ＲＦパルスまたはＮＭＲ
信号の周波数に略合うようにインダクタンスを定めた第
２インダクタおよび前記第１ダイオードと同じ向きの第
２ダイオードの直列回路と、前記第２リングと前記エレ
メントの接続点間にそれぞれ介設された複数の第４コン
デンサと、前記第２コンデンサの両端から外部へ導出さ
れ且つ前記第１ダイオードおよび第２ダイオードをオン
／オフする順方向電圧／逆方向電圧を供給すると共にＮ
ＭＲ信号を取り出すか又はＭＲＩ用ＲＦパルスを給電す
るための信号伝送ケーブルとを具備したことを特徴とす
るＭＲＩ用バードケージコイルを提供する。
明は、第１リングと第２リングの間に複数のエレメント
を介設してなるＭＲＩ用バードケージコイルにおいて、
前記第１リングと前記エレメントの複数の接続点間の一
つに介設された第１コンデンサおよび第２コンデンサの
コンデンサ直列回路と、前記第１コンデンサと並列接続
され且つ第１コンデンサとの並列共振周波数がＭＲＩ用
ＲＦパルスまたはＮＭＲ信号の周波数に略合うようにイ
ンダクタンスを定めた第１インダクタおよび第１ダイオ
ードの直列回路と、前記第１リングと前記エレメントの
他の接続点間にそれぞれ介設され且つ前記コンデンサ直
列回路と略同じ容量を持つ複数の第３コンデンサと、そ
れら第３コンデンサと並列接続され且つ第３コンデンサ
との並列共振周波数がＭＲＩ用ＲＦパルスまたはＮＭＲ
信号の周波数に略合うようにインダクタンスを定めた第
２インダクタおよび前記第１ダイオードと同じ向きの第
２ダイオードの直列回路と、前記第２リングと前記エレ
メントの接続点間にそれぞれ介設された複数の第４コン
デンサと、前記第２コンデンサの両端から外部へ導出さ
れ且つ前記第１ダイオードおよび第２ダイオードをオン
／オフする順方向電圧／逆方向電圧を供給すると共にＮ
ＭＲ信号を取り出すか又はＭＲＩ用ＲＦパルスを給電す
るための信号伝送ケーブルとを具備したことを特徴とす
るＭＲＩ用バードケージコイルを提供する。
【００１４】第２の観点では、この発明は、第１リング
と第２リングの間に複数のエレメントを介設してなるＭ
ＲＩ用バードケージコイルにおいて、前記第１リングと
前記エレメントの複数の接続点間の一つおきに介設され
た複数の第１直流カット用コンデンサと、前記第２リン
グと前記エレメントの複数の接続点間の一つおきに前記
第１直流カット用コンデンサとは互違いに介設された複
数の第２直流カット用コンデンサと、前記複数のエレメ
ントの一つの略中央に介設された第３コンデンサおよび
第４コンデンサのコンデンサ直列回路と、前記第３コン
デンサと並列接続され且つ第３コンデンサとの並列共振
周波数がＭＲＩ用ＲＦパルスまたはＮＭＲ信号の周波数
に略合うようにインダクタンスを定めた第１インダクタ
および第１ダイオードの直列回路と、前記コンデンサ直
列回路が設けられたエレメントに隣接したエレメントお
よびそれらから一つおきのエレメントの略中央にそれぞ
れ介設され且つ前記コンデンサ直列回路と略同じ容量を
持つ複数の第５コンデンサと、それら第５コンデンサと
並列接続され且つ第５コンデンサとの並列共振周波数が
ＭＲＩ用ＲＦパルスまたはＮＭＲ信号の周波数に略合う
ようにインダクタンスを定めた第２インダクタおよび前
記第１ダイオードとは逆向きの第２ダイオードの直列回
路と、他のエレメントの略中央にそれぞれ介設され且つ
前記コンデンサ直列回路と略同じ容量を持つ複数の第６
コンデンサと、それら第６コンデンサと並列接続され且
つ第６コンデンサとの並列共振周波数がＭＲＩ用ＲＦパ
ルスまたはＮＭＲ信号の周波数に略合うようにインダク
タンスを定めた第３インダクタおよび前記第１ダイオー
ドと同じ向きの第３ダイオードの直列回路と、前記第４
コンデンサの両端から外部へ導出され且つ前記第１，第
２，第３ダイオードをオン／オフする順方向電圧／逆方
向電圧を供給すると共にＮＭＲ信号を取り出すか又はＭ
ＲＩ用ＲＦパルスを給電するための信号伝送ケーブルと
を具備したことを特徴とするＭＲＩ用バードケージコイ
ルを提供する。
と第２リングの間に複数のエレメントを介設してなるＭ
ＲＩ用バードケージコイルにおいて、前記第１リングと
前記エレメントの複数の接続点間の一つおきに介設され
た複数の第１直流カット用コンデンサと、前記第２リン
グと前記エレメントの複数の接続点間の一つおきに前記
第１直流カット用コンデンサとは互違いに介設された複
数の第２直流カット用コンデンサと、前記複数のエレメ
ントの一つの略中央に介設された第３コンデンサおよび
第４コンデンサのコンデンサ直列回路と、前記第３コン
デンサと並列接続され且つ第３コンデンサとの並列共振
周波数がＭＲＩ用ＲＦパルスまたはＮＭＲ信号の周波数
に略合うようにインダクタンスを定めた第１インダクタ
および第１ダイオードの直列回路と、前記コンデンサ直
列回路が設けられたエレメントに隣接したエレメントお
よびそれらから一つおきのエレメントの略中央にそれぞ
れ介設され且つ前記コンデンサ直列回路と略同じ容量を
持つ複数の第５コンデンサと、それら第５コンデンサと
並列接続され且つ第５コンデンサとの並列共振周波数が
ＭＲＩ用ＲＦパルスまたはＮＭＲ信号の周波数に略合う
ようにインダクタンスを定めた第２インダクタおよび前
記第１ダイオードとは逆向きの第２ダイオードの直列回
路と、他のエレメントの略中央にそれぞれ介設され且つ
前記コンデンサ直列回路と略同じ容量を持つ複数の第６
コンデンサと、それら第６コンデンサと並列接続され且
つ第６コンデンサとの並列共振周波数がＭＲＩ用ＲＦパ
ルスまたはＮＭＲ信号の周波数に略合うようにインダク
タンスを定めた第３インダクタおよび前記第１ダイオー
ドと同じ向きの第３ダイオードの直列回路と、前記第４
コンデンサの両端から外部へ導出され且つ前記第１，第
２，第３ダイオードをオン／オフする順方向電圧／逆方
向電圧を供給すると共にＮＭＲ信号を取り出すか又はＭ
ＲＩ用ＲＦパルスを給電するための信号伝送ケーブルと
を具備したことを特徴とするＭＲＩ用バードケージコイ
ルを提供する。
【００１５】
【作用】上記第１の観点のＭＲＩ用バードケージコイル
では、第１リングに介設された第１コンデンサ，第３コ
ンデンサに、並列共振周波数がＭＲＩ用ＲＦパルス又は
ＮＭＲ信号の周波数に略合うようにインダクタンスを定
めた第１，第２インダクタおよび第１，第２ダイオード
（同じ向き）の直列回路を並列に接続する。したがっ
て、信号伝送ケーブルを通じて第１ダイオードおよび第
２ダイオードをオンする順方向電圧を加えることで、第
１リングに沿って複数の並列共振回路（高インピーダン
ス状態）が形成され、コイルとしての機能をオフでき
る。また、信号伝送ケーブルを通じて第１ダイオードお
よび第２ダイオードをオフする逆方向電圧を加えること
で、第１，第２インダクタおよび第１，第２ダイオード
の直列回路を電気的に切り離し、ハイパス型バードケー
ジコイルとして動作できる。以上のように、信号伝送ケ
ーブルに、本来の伝送信号（ＮＭＲ信号またはＭＲＩ用
ＲＦパルス）の伝送と、コイルとしての機能をオン・オ
フするための直流電圧の供給とを兼用させるので、回路
構成を簡単化でき、本来のコイル特性を損わずにすむ。
また、アクティブ型のデカップリング回路を用いるか
ら、他のコイルとのデカップリングを確実に行える。
では、第１リングに介設された第１コンデンサ，第３コ
ンデンサに、並列共振周波数がＭＲＩ用ＲＦパルス又は
ＮＭＲ信号の周波数に略合うようにインダクタンスを定
めた第１，第２インダクタおよび第１，第２ダイオード
（同じ向き）の直列回路を並列に接続する。したがっ
て、信号伝送ケーブルを通じて第１ダイオードおよび第
２ダイオードをオンする順方向電圧を加えることで、第
１リングに沿って複数の並列共振回路（高インピーダン
ス状態）が形成され、コイルとしての機能をオフでき
る。また、信号伝送ケーブルを通じて第１ダイオードお
よび第２ダイオードをオフする逆方向電圧を加えること
で、第１，第２インダクタおよび第１，第２ダイオード
の直列回路を電気的に切り離し、ハイパス型バードケー
ジコイルとして動作できる。以上のように、信号伝送ケ
ーブルに、本来の伝送信号（ＮＭＲ信号またはＭＲＩ用
ＲＦパルス）の伝送と、コイルとしての機能をオン・オ
フするための直流電圧の供給とを兼用させるので、回路
構成を簡単化でき、本来のコイル特性を損わずにすむ。
また、アクティブ型のデカップリング回路を用いるか
ら、他のコイルとのデカップリングを確実に行える。
【００１６】上記第２の観点のＭＲＩ用バードケージコ
イルでは、第１リングとエレメントの複数の接続点間の
一つおきに複数の第１直流カット用コンデンサを介設
し、第２リングと複数のエレメントの接続点間に第１直
流カット用コンデンサとは互違いに第２直流カット用コ
ンデンサを介設する。そして、複数のエレメントの一つ
に第３コンデンサおよび第４コンデンサのコンデンサ直
列回路を介設し、第３コンデンサに、並列共振周波数が
ＭＲＩ用ＲＦパルスまたはＮＭＲ信号の周波数に略合う
ようにインダクタンスを定めた第１インダクタおよび第
１ダイオードの直列回路を並列に接続する。さらに、他
のエレメントの略中央には、前記コンデンサ直列回路と
略同じ容量をもつ第５，第６コンデンサを介設し、それ
ら第５，第６コンデンサには、並列共振周波数がＭＲＩ
用ＲＦパルスまたはＮＭＲ信号の周波数に略合うように
インダクタンスを定めた第２，第３インダクタおよび第
２，第３ダイオード（隣り合うエレメントごとに向きが
逆）の直列回路を、並列に接続する。したがって、信号
伝送ケーブルを通じて第１，第２，第３ダイオードをオ
ンする順方向電圧を加えることで、各エレメントに並列
共振回路（高インピーダンス状態）が形成され、コイル
としての機能をオフできる。また、信号伝送ケーブルを
通じて第１，第２，第３ダイオードをオフする逆方向電
圧を加えることで、第１，第２，第３インダクタおよび
第１，第２，第３ダイオードの直列回路を電気的に切り
離し、ローパス型バードケージコイルとして動作でき
る。以上のように、信号伝送ケーブルに本来の伝送信号
（ＮＭＲ信号またはＭＲＩ用ＲＦパルス）の伝送と、コ
イルとしての機能をオン・オフするための直流電圧の供
給とを兼用させるので、回路構成を簡単化でき、本来の
コイル特性を損わずにすむ。また、アクティブ型のデカ
ップリング回路を用いるから、他のコイルとのデカップ
リングを確実に行える。
イルでは、第１リングとエレメントの複数の接続点間の
一つおきに複数の第１直流カット用コンデンサを介設
し、第２リングと複数のエレメントの接続点間に第１直
流カット用コンデンサとは互違いに第２直流カット用コ
ンデンサを介設する。そして、複数のエレメントの一つ
に第３コンデンサおよび第４コンデンサのコンデンサ直
列回路を介設し、第３コンデンサに、並列共振周波数が
ＭＲＩ用ＲＦパルスまたはＮＭＲ信号の周波数に略合う
ようにインダクタンスを定めた第１インダクタおよび第
１ダイオードの直列回路を並列に接続する。さらに、他
のエレメントの略中央には、前記コンデンサ直列回路と
略同じ容量をもつ第５，第６コンデンサを介設し、それ
ら第５，第６コンデンサには、並列共振周波数がＭＲＩ
用ＲＦパルスまたはＮＭＲ信号の周波数に略合うように
インダクタンスを定めた第２，第３インダクタおよび第
２，第３ダイオード（隣り合うエレメントごとに向きが
逆）の直列回路を、並列に接続する。したがって、信号
伝送ケーブルを通じて第１，第２，第３ダイオードをオ
ンする順方向電圧を加えることで、各エレメントに並列
共振回路（高インピーダンス状態）が形成され、コイル
としての機能をオフできる。また、信号伝送ケーブルを
通じて第１，第２，第３ダイオードをオフする逆方向電
圧を加えることで、第１，第２，第３インダクタおよび
第１，第２，第３ダイオードの直列回路を電気的に切り
離し、ローパス型バードケージコイルとして動作でき
る。以上のように、信号伝送ケーブルに本来の伝送信号
（ＮＭＲ信号またはＭＲＩ用ＲＦパルス）の伝送と、コ
イルとしての機能をオン・オフするための直流電圧の供
給とを兼用させるので、回路構成を簡単化でき、本来の
コイル特性を損わずにすむ。また、アクティブ型のデカ
ップリング回路を用いるから、他のコイルとのデカップ
リングを確実に行える。
【００１７】
【実施例】以下、図に示す実施例によりこの発明をさら
に詳細に説明する。なお、これによりこの発明が限定さ
れるものではない。
に詳細に説明する。なお、これによりこの発明が限定さ
れるものではない。
【００１８】−第１実施例−
図１は、この発明の第１実施例のＭＲＩ用バードケージ
コイルを示す構成図である。説明の都合上、コンデンサ
とインダクタンスについては、容量やインダクタンスが
等しい限り同じ参照符号を用いる。このＭＲＩ用バード
ケージコイル１００は、多数のエレメントＥを第１リン
グＲ１と第２リングＲ２の間に介設し、前記第１リング
Ｒ１と前記エレメントＥの複数の接続点間の一つに第１
コンデンサＣ１および第２コンデンサＣ２のコンデンサ
直列回路を介設してなる。そして、前記第１コンデンサ
Ｃ１には、第１コンデンサＣ１との並列共振周波数がＭ
ＲＩ用ＲＦパルスに略合うようにインダクタンスを定め
た第１インダクタＬ１および第１ダイオードＤ１の直列
回路を並列に接続する。また、前記第１リングＲ１と前
記エレメントＥの他の接続点間には、第３コンデンサＣ
を介設する。前記第３コンデンサＣの容量は、上記従来
のＭＲＩ用バードケージコイル５００（図７参照）にか
かるコンデンサＣの容量と同じである。なお、前記コン
デンサ直列回路の容量は、コンデンサＣの容量に等しい
（すなわち、１／Ｃ＝１／Ｃ１＋１／Ｃ２を満たす）。
そして、前記第３コンデンサＣには、第３コンデンサＣ
との並列共振周波数がＭＲＩ用ＲＦパルスの周波数に略
合うようにインダクタンスを定めた第２インダクタＬお
よび前記第１ダイオードＤ１と同じ向きの第２ダイオー
ドＤ２の直列回路を並列に接続する。さらに、前記第２
リングＲ２と前記エレメントＥの複数の接続点間には、
第４コンデンサＣをそれぞれ介設する。さらにまた、前
記第２コンデンサＣ２の両端から、ＮＭＲ信号を取り出
すためのＮＭＲ信号伝送ケーブルＫ１を導出する（第２
コンデンサＣ２の両端にＮＭＲ信号伝送ケーブルＫ１の
心線および外部導体を接続する）。なお、前記ＮＭＲ信
号伝送ケーブルＫ１は、本来の伝送信号に加えて、正ま
たは負の直流電圧を重畳され得る。
コイルを示す構成図である。説明の都合上、コンデンサ
とインダクタンスについては、容量やインダクタンスが
等しい限り同じ参照符号を用いる。このＭＲＩ用バード
ケージコイル１００は、多数のエレメントＥを第１リン
グＲ１と第２リングＲ２の間に介設し、前記第１リング
Ｒ１と前記エレメントＥの複数の接続点間の一つに第１
コンデンサＣ１および第２コンデンサＣ２のコンデンサ
直列回路を介設してなる。そして、前記第１コンデンサ
Ｃ１には、第１コンデンサＣ１との並列共振周波数がＭ
ＲＩ用ＲＦパルスに略合うようにインダクタンスを定め
た第１インダクタＬ１および第１ダイオードＤ１の直列
回路を並列に接続する。また、前記第１リングＲ１と前
記エレメントＥの他の接続点間には、第３コンデンサＣ
を介設する。前記第３コンデンサＣの容量は、上記従来
のＭＲＩ用バードケージコイル５００（図７参照）にか
かるコンデンサＣの容量と同じである。なお、前記コン
デンサ直列回路の容量は、コンデンサＣの容量に等しい
（すなわち、１／Ｃ＝１／Ｃ１＋１／Ｃ２を満たす）。
そして、前記第３コンデンサＣには、第３コンデンサＣ
との並列共振周波数がＭＲＩ用ＲＦパルスの周波数に略
合うようにインダクタンスを定めた第２インダクタＬお
よび前記第１ダイオードＤ１と同じ向きの第２ダイオー
ドＤ２の直列回路を並列に接続する。さらに、前記第２
リングＲ２と前記エレメントＥの複数の接続点間には、
第４コンデンサＣをそれぞれ介設する。さらにまた、前
記第２コンデンサＣ２の両端から、ＮＭＲ信号を取り出
すためのＮＭＲ信号伝送ケーブルＫ１を導出する（第２
コンデンサＣ２の両端にＮＭＲ信号伝送ケーブルＫ１の
心線および外部導体を接続する）。なお、前記ＮＭＲ信
号伝送ケーブルＫ１は、本来の伝送信号に加えて、正ま
たは負の直流電圧を重畳され得る。
【００１９】さて、別の送信コイルからのＭＲＩ用ＲＦ
パルスの送信時には、ＮＭＲ信号伝送ケーブルＫ１に正
の直流電圧を重畳する（この場合、本来の伝送信号はな
いので、単に直流電圧を供給すればよい）。すると、第
１ダイオードＤ１および第２ダイオードＤ２がオンし
て、並列共振回路が形成される。図２に、この時の実質
的な回路構成を示す（点線は、第１リングＲ１とインダ
クタＬを通じて流れる直流ループ電流ｉを示す）。この
結果、第１リングＲ１がＭＲＩ用ＲＦパルスに対して高
インピーダンス状態となり、コイルとしての機能がオフ
され、別の送信コイルとデカップリングすることが出来
る。
パルスの送信時には、ＮＭＲ信号伝送ケーブルＫ１に正
の直流電圧を重畳する（この場合、本来の伝送信号はな
いので、単に直流電圧を供給すればよい）。すると、第
１ダイオードＤ１および第２ダイオードＤ２がオンし
て、並列共振回路が形成される。図２に、この時の実質
的な回路構成を示す（点線は、第１リングＲ１とインダ
クタＬを通じて流れる直流ループ電流ｉを示す）。この
結果、第１リングＲ１がＭＲＩ用ＲＦパルスに対して高
インピーダンス状態となり、コイルとしての機能がオフ
され、別の送信コイルとデカップリングすることが出来
る。
【００２０】一方、ＮＭＲ信号の受信時には、ＮＭＲ信
号伝送ケーブルＫ１に負の直流電圧を重畳する。する
と、第１ダイオードＤ１および第２ダイオードＤ２がオ
フするので、第１ダイオードＤ１および第１インダクタ
Ｌの直列回路と，第２インダクタＬ２および第２ダイオ
ードＤ２の直列回路が、電気的に切り離される。図３
に、この時の実質的な回路構成を示す。この結果、受信
用のハイパス型バードケージコイルとして動作できる
（この場合、ＮＭＲ信号が負の直流電圧に重畳され
る）。
号伝送ケーブルＫ１に負の直流電圧を重畳する。する
と、第１ダイオードＤ１および第２ダイオードＤ２がオ
フするので、第１ダイオードＤ１および第１インダクタ
Ｌの直列回路と，第２インダクタＬ２および第２ダイオ
ードＤ２の直列回路が、電気的に切り離される。図３
に、この時の実質的な回路構成を示す。この結果、受信
用のハイパス型バードケージコイルとして動作できる
（この場合、ＮＭＲ信号が負の直流電圧に重畳され
る）。
【００２１】上記第１実施例のＭＲＩ用バードケージコ
イル１００によれば、ＮＭＲ信号伝送ケーブルＫ１に本
来の伝送信号すなわちＮＭＲ信号の伝送と、コイルとし
ての機能をオン・オフするための直流電圧の供給とを兼
用させるので、回路構成を簡単化でき、本来のコイル特
性を損わずにすむ。また、アクティブ型のデカップリン
グ回路を用いるから、他のコイルとのデカップリングを
確実に行える。
イル１００によれば、ＮＭＲ信号伝送ケーブルＫ１に本
来の伝送信号すなわちＮＭＲ信号の伝送と、コイルとし
ての機能をオン・オフするための直流電圧の供給とを兼
用させるので、回路構成を簡単化でき、本来のコイル特
性を損わずにすむ。また、アクティブ型のデカップリン
グ回路を用いるから、他のコイルとのデカップリングを
確実に行える。
【００２２】−第２実施例−
図４は、この発明の第２実施例のＭＲＩ用バードケージ
コイルを示す構成図である。説明の都合上、コンデンサ
とインダクタンスについては、容量やインダクタンスが
等しい限り同じ参照符号を用いる。このＭＲＩ用バード
ケージコイル２００は、多数のエレメントＥを第１リン
グＲ１１と第２リングＲ１２の間に介設し、前記第１リ
ングＲ１１と前記エレメントＥの複数の接続点間の一つ
おきに複数の第１直流カット用コンデンサ（高周波的な
インピーダンスを小さくするため一般に大容量）Ｃｘを
介設し、前記第２リングＲ１２と前記エレメントＥの複
数の接続点間の一つおきに前記第１直流カット用コンデ
ンサＣｘとは互違いに第２直流カット用コンデンサＣｘ
を介設してなる。また、前記エレメントＥの一つの略中
央には、第３コンデンサＣａおよび第４コンデンサＣｂ
のコンデンサ直列回路を介設し、前記第３コンデンサＣ
ａには、第３コンデンサＣａとの並列共振容量がＭＲＩ
用ＲＦパルスの周波数に略合うようにインダクタンスを
定めた第１インダクタＬａおよび第１ダイオードＤ１の
直列回路を、並列に接続する。
コイルを示す構成図である。説明の都合上、コンデンサ
とインダクタンスについては、容量やインダクタンスが
等しい限り同じ参照符号を用いる。このＭＲＩ用バード
ケージコイル２００は、多数のエレメントＥを第１リン
グＲ１１と第２リングＲ１２の間に介設し、前記第１リ
ングＲ１１と前記エレメントＥの複数の接続点間の一つ
おきに複数の第１直流カット用コンデンサ（高周波的な
インピーダンスを小さくするため一般に大容量）Ｃｘを
介設し、前記第２リングＲ１２と前記エレメントＥの複
数の接続点間の一つおきに前記第１直流カット用コンデ
ンサＣｘとは互違いに第２直流カット用コンデンサＣｘ
を介設してなる。また、前記エレメントＥの一つの略中
央には、第３コンデンサＣａおよび第４コンデンサＣｂ
のコンデンサ直列回路を介設し、前記第３コンデンサＣ
ａには、第３コンデンサＣａとの並列共振容量がＭＲＩ
用ＲＦパルスの周波数に略合うようにインダクタンスを
定めた第１インダクタＬａおよび第１ダイオードＤ１の
直列回路を、並列に接続する。
【００２３】前記コンデンサ直列回路が介設されたエレ
メントに隣接するエレメントおよびそれから一つおきの
エレメントの略中央には、前記コンデンサ直列回路と略
同じ容量をもつ第５コンデンサＣを介設する（すなわち
１／Ｃ＝１／Ｃａ＋１／Ｃｂを満たす）。それら第５コ
ンデンサＣには、第５コンデンサＣとの並列共振容量が
ＭＲＩ用ＲＦパルスの周波数に略合うようにインダクタ
ンスを定めた第２インダクタＬｂおよび前記第１ダイオ
ードＤ１とは逆向きの第２ダイオードＤ２の直列回路
を、並列に接続する。また、他のエレメント（前記コン
デンサ直列回路が設けられたエレメントから一つおきの
エレメント）の略中央には、前記コンデンサ直列回路と
略同じ容量をもつ第６コンデンサＣを介設する。それら
第６コンデンサＣには、第６コンデンサＣとの並列共振
容量がＭＲＩ用ＲＦパルスの周波数に略合うようにイン
ダクタンスを定めた第３インダクタＬｂおよび前記第１
ダイオードＤ１と同じ向きの第３ダイオードＤ３の直列
回路を、並列に接続する。さらに、前記第４コンデンサ
Ｃｂの両端から、ＮＭＲ信号を取り出すためのＮＭＲ信
号伝送ケーブルＫ１を導出する（第４コンデンサＣｂの
両端にＮＭＲ信号伝送ケーブルＫ１の心線および外部導
体を接続する）。なお、前記ＮＭＲ信号伝送ケーブルＫ
１は、本来の伝送信号に加えて、正または負の直流電圧
を重畳され得る。
メントに隣接するエレメントおよびそれから一つおきの
エレメントの略中央には、前記コンデンサ直列回路と略
同じ容量をもつ第５コンデンサＣを介設する（すなわち
１／Ｃ＝１／Ｃａ＋１／Ｃｂを満たす）。それら第５コ
ンデンサＣには、第５コンデンサＣとの並列共振容量が
ＭＲＩ用ＲＦパルスの周波数に略合うようにインダクタ
ンスを定めた第２インダクタＬｂおよび前記第１ダイオ
ードＤ１とは逆向きの第２ダイオードＤ２の直列回路
を、並列に接続する。また、他のエレメント（前記コン
デンサ直列回路が設けられたエレメントから一つおきの
エレメント）の略中央には、前記コンデンサ直列回路と
略同じ容量をもつ第６コンデンサＣを介設する。それら
第６コンデンサＣには、第６コンデンサＣとの並列共振
容量がＭＲＩ用ＲＦパルスの周波数に略合うようにイン
ダクタンスを定めた第３インダクタＬｂおよび前記第１
ダイオードＤ１と同じ向きの第３ダイオードＤ３の直列
回路を、並列に接続する。さらに、前記第４コンデンサ
Ｃｂの両端から、ＮＭＲ信号を取り出すためのＮＭＲ信
号伝送ケーブルＫ１を導出する（第４コンデンサＣｂの
両端にＮＭＲ信号伝送ケーブルＫ１の心線および外部導
体を接続する）。なお、前記ＮＭＲ信号伝送ケーブルＫ
１は、本来の伝送信号に加えて、正または負の直流電圧
を重畳され得る。
【００２４】さて、別の送信コイルからのＭＲＩ用ＲＦ
パルスの送信時には、ＮＭＲ信号伝送ケーブルＫ１に正
の直流電圧を重畳する（この場合、本来の伝送信号はな
いので、単に直流電圧を供給すればよい）。すると、第
１，第２，第３ダイオードＤ１，Ｄ２，Ｄ３がオンし
て、並列共振回路が形成される。図５に、この時の実質
的な回路構成を示す（点線は、第１，第２リングＲ１
１，Ｒ１２とインダクタＬａ，Ｌｂを通じて流れる直流
ループ電流ｉを示す）。この結果、各エレメントＥがＭ
ＲＩ用ＲＦパルスに対して高インピーダンス状態とな
り、コイルとしての機能がオフされ、別の送信コイルと
デカップリングすることが出来る。
パルスの送信時には、ＮＭＲ信号伝送ケーブルＫ１に正
の直流電圧を重畳する（この場合、本来の伝送信号はな
いので、単に直流電圧を供給すればよい）。すると、第
１，第２，第３ダイオードＤ１，Ｄ２，Ｄ３がオンし
て、並列共振回路が形成される。図５に、この時の実質
的な回路構成を示す（点線は、第１，第２リングＲ１
１，Ｒ１２とインダクタＬａ，Ｌｂを通じて流れる直流
ループ電流ｉを示す）。この結果、各エレメントＥがＭ
ＲＩ用ＲＦパルスに対して高インピーダンス状態とな
り、コイルとしての機能がオフされ、別の送信コイルと
デカップリングすることが出来る。
【００２５】一方、ＮＭＲ信号の受信時には、ＮＭＲ信
号伝送ケーブルＫ１に負の直流電圧を重畳する。する
と、第１，第２，第３ダイオードＤ１，Ｄ２，Ｄ３がオ
フするので、第１，第２，第３インダクタＬａ，Ｌｂ，
Ｌｃおよび第１，第２，第３ダイオードＤ１，Ｄ２，Ｄ
３の直列回路が、電気的に切り離される。図６に、この
時の実質的な回路構成を示す。この結果、受信用のロー
パス型バードケージコイルとして動作できる（この場
合、ＮＭＲ信号が負の直流電圧に重畳される）。
号伝送ケーブルＫ１に負の直流電圧を重畳する。する
と、第１，第２，第３ダイオードＤ１，Ｄ２，Ｄ３がオ
フするので、第１，第２，第３インダクタＬａ，Ｌｂ，
Ｌｃおよび第１，第２，第３ダイオードＤ１，Ｄ２，Ｄ
３の直列回路が、電気的に切り離される。図６に、この
時の実質的な回路構成を示す。この結果、受信用のロー
パス型バードケージコイルとして動作できる（この場
合、ＮＭＲ信号が負の直流電圧に重畳される）。
【００２６】上記第２実施例のＭＲＩ用バードケージコ
イル２００によれば、ローパス型のＭＲＩ用バードケー
ジコイルについても、上記第１実施例と同じ効果を得る
ことが出来る。
イル２００によれば、ローパス型のＭＲＩ用バードケー
ジコイルについても、上記第１実施例と同じ効果を得る
ことが出来る。
【００２７】なお、上記第１，第２実施例では、受信用
のＭＲＩ用バードケージコイルについて説明したが、送
信用のＭＲＩ用バードケージコイルにも同様に適用でき
る。この場合には、ダイオードとしては、ＭＲＩ用ＲＦ
パルスの給電時の破損を防止するため、耐電力が十分に
大きいものを用いる。
のＭＲＩ用バードケージコイルについて説明したが、送
信用のＭＲＩ用バードケージコイルにも同様に適用でき
る。この場合には、ダイオードとしては、ＭＲＩ用ＲＦ
パルスの給電時の破損を防止するため、耐電力が十分に
大きいものを用いる。
【００２８】
【発明の効果】この発明のＭＲＩ用バードケージコイル
によれば、小型形状の場合でも、ＭＲＩ用ＲＦパルスの
送信時またはＮＭＲ信号の受信時に他のコイルと確実に
デカップリングできるようになる。また、比較的簡単な
構成になる。したがって、均一性の高いＲＦ磁場を形成
したり、高いＳＮＲ（Ｓignal To Ｎoise Ｒatio；信号
対雑音比）を得るのに有用となる。
によれば、小型形状の場合でも、ＭＲＩ用ＲＦパルスの
送信時またはＮＭＲ信号の受信時に他のコイルと確実に
デカップリングできるようになる。また、比較的簡単な
構成になる。したがって、均一性の高いＲＦ磁場を形成
したり、高いＳＮＲ（Ｓignal To Ｎoise Ｒatio；信号
対雑音比）を得るのに有用となる。
【図１】この発明の第１実施例のＭＲＩ用バードケージ
コイルを示す構成図である。
コイルを示す構成図である。
【図２】コイルの機能をオフする時の実質的な回路構成
を示す説明図である。
を示す説明図である。
【図３】コイルの機能をオンする時の実質的な回路構成
を示す説明図である。
を示す説明図である。
【図４】この発明の第２実施例のＭＲＩ用バードケージ
コイルを示す構成図である。
コイルを示す構成図である。
【図５】コイルの機能をオフする時の実質的な回路構成
を示す別の説明図である。
を示す別の説明図である。
【図６】コイルの機能をオンする時の実質的な回路構成
を示す説明図である。
を示す説明図である。
【図７】従来のＭＲＩ用バードケージコイルの一例を示
す構成図である。
す構成図である。
【図８】従来のＭＲＩ用バードケージコイルの別の一例
を示す構成図である。
を示す構成図である。
【図９】従来のＭＲＩ用バードケージコイルのさらに別
の一例を示す構成図である。
の一例を示す構成図である。
【図１０】図９のＭＲＩ用バードケージコイルのスイッ
チ回路の説明図である。
チ回路の説明図である。
１００，２００ ＭＲＩ用バードケ
ージコイル Ｒ１，Ｒ２，Ｒ１１，Ｒ１２ リング Ｅ エレメント Ｃ１，Ｃ２，Ｃ，Ｃａ，Ｃｂ，Ｃｘ コンデンサ Ｌ，Ｌ１，Ｌａ，Ｌｂ インダクタ Ｄ１，Ｄ２，Ｄ３ ダイオード Ｋ１ ＮＭＲ信号伝送ケ
ーブル
ージコイル Ｒ１，Ｒ２，Ｒ１１，Ｒ１２ リング Ｅ エレメント Ｃ１，Ｃ２，Ｃ，Ｃａ，Ｃｂ，Ｃｘ コンデンサ Ｌ，Ｌ１，Ｌａ，Ｌｂ インダクタ Ｄ１，Ｄ２，Ｄ３ ダイオード Ｋ１ ＮＭＲ信号伝送ケ
ーブル
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
A61B 5/055
Claims (2)
- 【請求項１】 第１リングと第２リングとの間に複数の
エレメントを介設してなるＭＲＩ用バードケージコイル
において、 前記第１リングと前記エレメントとの複数の接続点間の
一つに介設された第１コンデンサおよび第２コンデンサ
のコンデンサ直列回路と、 前記第１コンデンサと並列接続され且つ第１コンデンサ
との並列共振周波数がＭＲＩ用ＲＦパルスの周波数に略
合うようにインダクタンスを定めた第１インダクタおよ
び第１ダイオードの直列回路と、 前記第１リングと前記エレメントとの他の接続点間にそ
れぞれ介設され且つ前記コンデンサ直列回路と略同じ容
量を持つ複数の第３コンデンサと、 それら第３コンデンサと並列接続され且つ第３コンデン
サとの並列共振周波数がＭＲＩ用ＲＦパルスの周波数に
略合うようにインダクタンスを定めた第２インダクタお
よび前記第１ダイオードと同じ向きの第２ダイオードの
直列回路と、 前記第２リングと前記エレメントとの接続点間にそれぞ
れ介設された複数の第４コンデンサと、 前記第２コンデンサの両端から外部へ導出され且つ前記
第１ダイオードおよび第２ダイオードをオン／オフする
順方向電圧／逆方向電圧を供給すると共にＮＭＲ信号を
取り出すための信号伝送ケーブルとを具備したことを特
徴とするＭＲＩ用バードケージコイル。 - 【請求項２】 第１リングと第２リングとの間に複数の
エレメントを介設してなるＭＲＩ用バードケージコイル
において、 前記第１リングと前記エレメントとの複数の接続点間の
一つおきに介設された複数の第１直流カット用コンデン
サと、 前記第２リングと前記エレメントとの複数の接続点間の
一つおきに前記第１直流カット用コンデンサとは互い違
いに介設された複数の第２直流カット用コンデンサと、 前記複数のエレメントの一つの略中央に介設された第３
コンデンサおよび第４コンデンサのコンデンサ直列回路
と、 前記第３コンデンサと並列接続され且つ第３コンデンサ
との並列共振周波数がＭＲＩ用ＲＦパルスまたはＮＭＲ
信号の周波数に略合うようにインダクタンスを定めた第
１インダクタおよび第１ダイオードの直列回路と、 前記コンデンサ直列回路が設けられたエレメントに隣接
したエレメントおよびそれらから一つおきのエレメント
の略中央にそれぞれ介設され且つ前記コンデンサ直列回
路と略同じ容量を持つ複数の第５コンデンサと、 それら第５コンデンサと並列接続され且つ第５コンデン
サとの並列共振周波数がＭＲＩ用ＲＦパルスまたはＮＭ
Ｒ信号の周波数に略合うようにインダクタンスを定めた
第２インダクタおよび前記第１ダイオードとは逆向きの
第２ダイオードの直列回路と、 他のエレメントの略中央にそれぞれ介設され且つ前記コ
ンデンサ直列回路と略同じ容量を持つ複数の第６コンデ
ンサと、 それら第６コンデンサと並列接続され且つ第６コンデン
サとの並列共振周波数がＭＲＩ用ＲＦパルスまたはＮＭ
Ｒ信号の周波数に略合うようにインダクタンスを定めた
第３インダクタおよび前記第１ダイオードと同じ向きの
第３ダイオードの直列回路と、 前記第４コンデンサの両端から外部へ導出され且つ前記
第１、第２、第３ダイオードをオン／オフする順方向電
圧／逆方向電圧を供給すると共にＮＭＲ信号を取り出す
か又はＭＲＩ用ＲＦパルスを給電するための信号伝送ケ
ーブルとを具備したことを特徴とするＭＲＩ用バードケ
ージコイル。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP00182595A JP3510361B2 (ja) | 1995-01-10 | 1995-01-10 | Ｍｒｉ用バードケージコイル |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP00182595A JP3510361B2 (ja) | 1995-01-10 | 1995-01-10 | Ｍｒｉ用バードケージコイル |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08187235A JPH08187235A (ja) | 1996-07-23 |
| JP3510361B2 true JP3510361B2 (ja) | 2004-03-29 |
Family
ID=11512348
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP00182595A Expired - Fee Related JP3510361B2 (ja) | 1995-01-10 | 1995-01-10 | Ｍｒｉ用バードケージコイル |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3510361B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN101520497B (zh) * | 2008-02-29 | 2012-06-27 | 西门子（中国）有限公司 | 一种鸟笼式多通道体线圈 |
Families Citing this family (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6414488B1 (en) * | 2000-03-01 | 2002-07-02 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Method and apparatus for decoupling magnetic resonance receive coils |
| DE10314215B4 (de) * | 2003-03-28 | 2006-11-16 | Siemens Ag | Magnetresonanzantenne und Verfahren zur Verstimmung deren Eigenresonanzfrequenz |
| US6791328B1 (en) * | 2003-06-06 | 2004-09-14 | General Electric Company | Method and apparatus for very high field magnetic resonance imaging systems |
| DE10356274B4 (de) * | 2003-11-28 | 2007-06-14 | Siemens Ag | Verstimmschaltungseinheit |
| US8390287B2 (en) | 2007-03-26 | 2013-03-05 | The University Of Queensland | Coil decoupling |
| US7501828B1 (en) * | 2007-12-19 | 2009-03-10 | Varian, Inc. | Switchable birdcage coil |
| US20220349965A1 (en) * | 2021-04-28 | 2022-11-03 | Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. | Coil assembly and magnetic resonance system |
-
1995
- 1995-01-10 JP JP00182595A patent/JP3510361B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN101520497B (zh) * | 2008-02-29 | 2012-06-27 | 西门子（中国）有限公司 | 一种鸟笼式多通道体线圈 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH08187235A (ja) | 1996-07-23 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| EP0305830B1 (en) | MRI QD RF coil having diode switched detuning circuit producing reduced artifact | |
| JP2812983B2 (ja) | 対称な高周波アンテナの作動装置 | |
| US7248051B2 (en) | Receiver coil array for a magnetic resonance imaging system | |
| JP4491347B2 (ja) | Ｍｒｉシステムの電気的付属装置用の接続リード | |
| US6943551B2 (en) | Magnetic resonance antenna | |
| CN106932743B (zh) | 用于磁共振成像的射频线圈单元和射频线圈 | |
| EP2073033B1 (en) | A switchable birdcage coil | |
| JP3510361B2 (ja) | Ｍｒｉ用バードケージコイル | |
| EP2926156B1 (en) | Transmit/receive switching circuitry with improved radio frequency isolation | |
| JP2006507913A (ja) | 縮退型のかご型コイル及び送信／受信装置、並びにその方法 | |
| NL9202194A (nl) | Zelf-opheffende rf-ontvangspoel, welke wordt gebruikt voor het ontkoppelen van mri zend-/ontvang-rf-spoelen. | |
| JP3061854B2 (ja) | 磁気共鳴装置の受信回路 | |
| CN111090064B (zh) | 射频收发链路、装置和磁共振设备 | |
| US5575287A (en) | Inductively coupled RF coils for magnetic resonance studies | |
| US6469509B2 (en) | Inherently decoupled magnetic resonance reception coil arrangement | |
| US20050036638A1 (en) | Transmission coil system and remote control for a hearing aid | |
| JPH06242202A (ja) | Ｒｆプロ−ブ | |
| JP3147418B2 (ja) | Ｍｒｉ用ｒｆコイル | |
| JP3628450B2 (ja) | Ｍｒｉ用ハイパス型バードケージコイル | |
| CN101086525B (zh) | 感性耦合接收线圈 | |
| JP3549641B2 (ja) | Ｍｒｉ用ｒｆコイル | |
| JP3512897B2 (ja) | Ｍｒｉ用バードケージコイル | |
| JPH02261428A (ja) | Ｍｒｉ用表面コイルのデカップリング回路 | |
| Wilcox et al. | Double-tuned cable traps for multinuclear MRI and MRS | |
| JPH0531008Y2 (ja) |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20031225 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20080109 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090109 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090109 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100109 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100109 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100109 Year of fee payment: 6 |
|
| S533 | Written request for registration of change of name |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100109 Year of fee payment: 6 |
|
| R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100109 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110109 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110109 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120109 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120109 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120109 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130109 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130109 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130109 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20140109 Year of fee payment: 10 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |