JP3647156B2 - Ｍｒｉ用ｒｆコイル、クアドラチャ合成方法およびクアドラチャ給電方法 - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、ＭＲＩ（Ｍagnetic Ｒesonance Imaging）用ＲＦ（Ｒadio Ｆrequency）コイル、クアドラチャ（Ｑuadrature）合成方法、クアドラチャ給電方法、クアドラチャ合成装置およびクアドラチャ給電装置に関する。
さらに詳しくは、本発明は、直交性を向上しうるＭＲＩ用ＲＦコイル、設計上の制約がなく自由な合成比率にすることができるクアドラチャ合成方法、自由な給電比率にすることができるクアドラチャ給電方法、それらクアドラチャ合成方法およびクアドラチャ給電方法を好適に実施しうるクアドラチャ合成装置およびクアドラチャ給電装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
図１６は、従来のクアドラチャ合成方法の説明図である。
ＭＲＩ用ＲＦコイル９５０は、コイル面を直角にして配置された２つのコイル９５２，９５３からなっている。前記コイル９５２のコイル面をｙｚ面とし、前記コイル９５３のコイル面をｘｙ面とする。そして、前記コイル９５２に介設されたコンデンサＣの一つの両側の導出点Ｄａ，Ｄｂを第１の導出部とし、前記コイル９５３に介設されたコンデンサＣの一つの両側の導出点Ｄｃ，Ｄｄを第２の導出部としている。
このＭＲＩ用ＲＦコイル９５０をｙ軸方向の静磁場Ｂｏ中で使用すると、前記コイル９５２はｘ軸方向の磁場を検出し、前記コイル９５３はｚ軸方向の磁場を検出する。そこで、前記第１の導出部における出力電圧Ｖ０は、ＮＭＲ（Nuclear Magnetic Resonance）信号の０°成分に相当する。また、前記第２の導出部における出力電圧Ｖ90は、前記ＮＭＲ信号の０°成分に対して９０°の位相差を持つＮＭＲ信号の９０°成分に相当する。
【０００３】
前記出力電圧Ｖ０は、バラン（BALance to UNbalance transformer）９５４ａおよびケーブルＫａを介して、ＮＭＲ信号処理部９８２に送られる。また、前記出力電圧Ｖ90は、バラン９５４ｂおよびケーブルＫｂを介して、ＮＭＲ信号処理部９８２に送られる。
ＮＭＲ信号処理部９８２では、前記出力電圧Ｖ０，Ｖ90をプリアンプ９８３ａ，９８３ｂで増幅する。次に、前記プリアンプ９８３ｂで増幅した前記出力電圧Ｖ90を可変アッテネータ９８４により制御信号ＣＡに応じた減衰度で減衰させる。そして、クアドラチャハイブリッド（Ｑuadrature Hybrid）９８５は、前記プリアンプ９８３ｂで増幅した信号と前記可変アッテネータ９８４で減衰させた信号の９０°の位相差を解消してから両者を加算し、合成出力ＶｃをＭＲＩ処理部（図示省略）へ送る。
合成出力Ｖｃは、プリアンプ９８３ａ，９８３ｂの増幅率をｋとし、可変アッテネータ９８４での減衰率をβ（０≦β≦１）とするとき、
Ｖｃ＝ｋ・（Ｖ０＋β・ｊ・Ｖ90） …(１)
となる。前記可変アッテネータ９８４を入れる理由は、最適に近いＳＮＲ（Ｓignal to Ｎoise Ｒatio）が得られるような合成比率１：αで前記コイル９５２の出力電圧Ｖ０と前記コイル９５３の出力電圧Ｖ90を合成するためである。
【０００４】
従来のクアドラチャ給電方法では、上述のクアドラチャ合成方法とは逆の信号の流れで、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分と，そのＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分に対して９０°の位相差を持ったＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分とをＭＲＩ用ＲＦコイルにそれぞれ給電している。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
従来の技術では、ＮＭＲ信号の０°成分とＮＭＲ信号の９０°成分をＭＲＩ用ＲＦコイルから取り出している。また、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分とＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分をＭＲＩ用ＲＦコイルにそれぞれ給電している。
しかし、ＮＭＲ信号の０°成分とＮＭＲ信号の９０°成分をＭＲＩ用ＲＦコイルからそれぞれ取り出すためのＭＲＩ用ＲＦコイルへの配線が非対称となってしまうため、ＮＭＲ信号の０°成分に対応する出力電圧とＮＭＲ信号の９０°成分に対応する出力電圧の間の直交性が低下する問題点がある。例えば、図１６の例では、コイル９５２，９５３は対称性を有しているが、第１の導出部（Ｄａ，Ｄｂ）と第２の導出部（Ｄｃ，Ｄｄ）は非対称となっているため、コイル９５２，９５３の間の直交性が劣化し、出力電圧Ｖ０，Ｖ90の間の直交性が低下してしまう。
また、同様に、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分とＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分をＭＲＩ用ＲＦコイルにそれぞれ給電するためのＭＲＩ用ＲＦコイルへの配線が非対称となってしまうため、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分に対応する出力磁場とＮＭＲ信号の９０°成分に対応する出力磁場の間の直交性が低下する問題点がある。
そこで、本発明の第１の目的は、上記直交性を向上しうるＭＲＩ用ＲＦコイルを提供することにある。
【０００６】
次に、図１６のＮＭＲ信号処理部９８２では、可変アッテネータ９８４により電圧Ｖ90を減衰させて合成比率を調整している。
しかし、信号の損失を考慮すると、プリアンプ９８３ｂの後段に可変アッテネータ９８４を設ける必要があり、設計上の制約となる問題点がある。また、可変アッテネータを入れた側のＮＭＲ信号を減衰させる調整しかできない問題点がある。なお、従来のクアドラチャ給電の場合も同じ問題点がある。
そこで、本発明の第２の目的は、設計上の制約がなく、ＮＭＲ信号の０°成分とＮＭＲ信号の９０°成分のどちらでも任意に減衰させて自由な合成比率にすることができるクアドラチャ合成方法を提供することにある。また、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分とＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分のどちらでも任意に減衰させて自由な給電比率にすることができるクアドラチャ給電方法を提供することにある。
【０００７】
さらに、本発明の第３の目的は、上記クアドラチャ合成方法およびクアドラチャ給電方法を好適に実施しうるクアドラチャ合成装置およびクアドラチャ給電装置を提供することにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
第１の観点では、本発明は、一つの対称面に対してそれぞれが対称な形状であり且つ前記対称面内に設けた接続点で相互に接続された第１のＲＦコイルおよび第２のＲＦコイルと、前記第１のＲＦコイル上にある第１の導出点および前記第２のＲＦコイル上にある第２の導出点からなる第１の導出部と、前記対称面を挟んで前記第１の導出部に対称な位置に設けた第２の導出部とを具備したことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルを提供する。
ＮＭＲ信号の０°成分による誘起電圧をＶ０とし、ＮＭＲ信号の９０°成分による誘起電圧をＶ90とするとき、後述する第１の実施形態で詳細に説明するように、上記第１の観点のＭＲＩ用ＲＦコイルの第１の導出部からの出力電圧ＶＡは、
ＶＡ＝Ｖ０＋Ｖ90 …(２)
となる。すなわち、ＮＭＲ信号の０°成分とＮＭＲ信号の９０°成分の和信号となる。
一方、上記第１の観点のＭＲＩ用ＲＦコイルの第２の導出部からの出力電圧ＶＢは、
ＶＢ＝Ｖ０−Ｖ90 …(３)
となる。すなわち、ＮＭＲ信号の０°成分とＮＭＲ信号の９０°成分の差信号となる。
上記(２)式，(３)式より、
Ｖ０＝｛ＶＡ＋ＶＢ｝／２ …(４)
Ｖ90＝｛ＶＡ−ＶＢ｝／２ …(５)
であるから、出力電圧ＶＡ，ＶＢに適当な信号処理を施すことによって、クアドラチャ合成すべきＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分を得ることができる。
そして、上記第１の観点によるＭＲＩ用ＲＦコイルでは、第１のＲＦコイルと第２のＲＦコイルが対称性を有しており、さらに、第１の導出部と第２の導出部も対称になっているため、第１のＲＦコイルと第２のＲＦコイルの間の直交性が向上し、出力電圧ＶＡ，ＶＢの間の直交性が向上する。従って、ＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分の間の直交性を向上することが出来る。また、同様に、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分とＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分の間の直交性を向上することが出来る。
【０００９】
第２の観点では、本発明は、ＮＭＲ信号の０°成分と、そのＮＭＲ信号の０°成分に対して９０°の位相差を持ったＮＭＲ信号の９０°成分をクアドラチャ合成するクアドラチャ合成方法において、前記ＮＭＲ信号の０°成分と前記ＮＭＲ信号の９０°成分の和信号および差信号をそれぞれ取得し、合成比率を１：αとするとき、θ＝arctan｛α｝となる位相角θを選び、前記和信号と差信号を相対的に２θだけずらして合成することを特徴とするクアドラチャ合成方法を提供する。
上記第２の観点によるクアドラチャ合成方法では、ＮＭＲ信号の０°成分（Ｖ０）とＮＭＲ信号の９０°成分（Ｖ90）の和信号（ＶＡ）および差信号（ＶＢ）を取得し、それら和信号（ＶＡ）と差信号（ＶＢ）を相対的に２θだけずらして合成する。説明の都合上、和信号（ＶＡ）を＋θだけずらし、差信号（ＶＢ）を−θだけずらしたものを合成する場合を想定すると、合成後の信号Ｖｃは、
となる。上記（７）式は前記(１)式と等価であり、クアドラチャ合成が行われたこととなる。
そして、上記第２の観点によるクアドラチャ合成方法では、移相器を用いればよく、可変アッテネータを用いる必要がないため、設計上の制約が少なくなる。また、上記(６)式から判るように、ＮＭＲ信号の０°成分（Ｖ０）とＮＭＲ信号の９０°成分（Ｖ90）のどちらでも任意に減衰させて自由な合成比率にすることができる。
【００１０】
第３の観点では、本発明は、ＮＭＲ信号の０°成分と、そのＮＭＲ信号の０°成分に対して９０°の位相差を持ったＮＭＲ信号の９０°成分をクアドラチャ合成するクアドラチャ合成方法において、上記第１の観点によるＭＲＩ用ＲＦコイルの第１の導出部からの出力信号および第２の導出部からの出力信号を取得し、合成比率を１：αとするとき、θ＝arctan｛α｝となる位相角θを選び、前記第１の導出部からの出力信号および第２の導出部からの出力信号を相対的に２θだけずらして合成することを特徴とするクアドラチャ合成方法を提供する。
上記第３の観点によるクアドラチャ合成方法では、第１の導出部からの出力信号（ＶＡ）と第２の導出部からの出力信号（ＶＢ）を取得し、それら信号（ＶＡ，ＶＢ）を相対的に２θだけずらして合成する。説明の都合上、第１の導出部からの出力電圧ＶＡを＋θだけずらし、第２の導出部からの出力電圧ＶＢを−θだけずらしたものを合成する場合を想定すると、前記(２)(３)式を考慮して、合成後の信号Ｖｃは、
となる。上記（7'）式は前記(１)式と等価であり、クアドラチャ合成が行われたこととなる。
そして、上記第３の観点によるクアドラチャ合成方法では、移相器を用いればよく、可変アッテネータを用いる必要がないため、設計上の制約が少なくなる。また、上記(6')式から判るように、ＮＭＲ信号の０°成分（Ｖ０）とＮＭＲ信号の９０°成分（Ｖ90）のどちらでも任意に減衰させて自由な合成比率にすることができる。
【００１１】
第４の観点では、本発明は、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分と、そのＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分に対して９０°の位相差を持ったＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分をＭＲＩ用ＲＦコイルにクアドラチャ給電するクアドラチャ給電方法において、前記ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分と前記ＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分の和信号および差信号をそれぞれ生成し、給電比率を１：αとするとき、θ＝arctan｛α｝となる位相角θを選び、前記和信号と差信号を相対的に２θだけずらしてＭＲＩ用ＲＦコイルにそれぞれ給電することを特徴とするクアドラチャ給電方法を提供する。
上記第４の観点によるクアドラチャ給電方法は、上記第２の観点によるクアドラチャ合成方法の逆であり、同様の作用によって、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分とＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分のどちらでも任意に減衰させて自由な給電比率にすることができる。
【００１２】
第５の観点では、本発明は、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分と、そのＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分に対して９０°の位相差を持ったＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分をＭＲＩ用ＲＦコイルにクアドラチャ給電するクアドラチャ給電方法において、前記ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分と前記ＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分の和信号および差信号をそれぞれ生成し、給電比率を１：αとするとき、θ＝arctan｛α｝となる位相角θを選び、前記和信号と差信号を相対的に２θだけずらして請求項１に記載のＭＲＩ用ＲＦコイルの第１の導出部および第２の導出部にそれぞれ給電することを特徴とするクアドラチャ給電方法を提供する。
上記第５の観点によるクアドラチャ給電方法は、上記第３の観点によるクアドラチャ合成方法の逆であり、同様の作用によって、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分とＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分のどちらでも任意に減衰させて自由な給電比率にすることができる。
【００１３】
第６の観点では、本発明は、ＮＭＲ信号の０°成分と、そのＮＭＲ信号の０°成分に対して９０°の位相差を持ったＮＭＲ信号の９０°成分をクアドラチャ合成するクアドラチャ合成装置において、合成比率を１：αとするとき、θ＝arctan｛α｝となる位相角θを選び、前記ＮＭＲ信号の０°成分と前記ＮＭＲ信号の９０°成分の和信号および差信号を相対的に２θだけずらせる位相調整手段と、相対的に２θだけずらせた和信号および差信号を合成する信号合成手段とを具備したことを特徴とするクアドラチャ合成装置を提供する。
上記第６の観点によるクアドラチャ合成装置は、上記第２の観点によるクアドラチャ合成方法を好適に実施でき、設計上の制約が少なくなると共に、ＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分のどちらでも任意に減衰させて自由な合成比率にすることができる。
【００１４】
第７の観点では、本発明は、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分と、そのＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分に対して９０°の位相差を持ったＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分をＭＲＩ用ＲＦコイルにクアドラチャ給電するクアドラチャ給電装置において、前記ＮＭＲ信号の０°成分と前記ＮＭＲ信号の９０°成分の和信号および差信号を生成する信号生成手段と、給電比率を１：αとするとき、θ＝arctan｛α｝となる位相角θを選び、前記和信号および前記差信号を相対的に２θだけずらせる位相調整手段とを具備し、相対的に２θだけずらせた和信号および差信号をＭＲＩ用ＲＦコイルに給電することを特徴とするクアドラチャ給電装置を提供する。
上記第７の観点によるクアドラチャ給電装置は、上記第４の観点によるクアドラチャ給電方法を好適に実施でき、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分と９０°成分のどちらでも任意に減衰させて自由な給電比率にすることができる。
【００１５】
【発明の実施の形態】
以下、図に示す実施形態により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
【００１６】
−第１の実施形態−
図１は、本発明の第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す構成図である。
このＭＲＩ用ＲＦコイル１００は、対称面Ｓ１に対してそれぞれが対称な形状の第１のＲＦコイル１および第２のＲＦコイル２からなっている。第１のＲＦコイル１は８の字形であり、第２のＲＦコイル２はループ形であり、それぞれのコイル面を平行にして重ねられている。両ＲＦコイル１，２のコイル面をｘｙ面とする。Ｃは、両ＲＦコイル１，２に介設されたコンデンサである。また、両ＲＦコイル１，２は、対称面Ｓ１内に設けた接続点Ｑ１，Ｑ２で相互に接続されている。そして、前記第１のＲＦコイル１上にある第１の導出点Ｄ１および前記第２のＲＦコイル２上にある第２の導出点Ｄ２を第１の導出部（Ａ１，Ａ２）とし、前記対称面Ｓ１を挟んで前記導出点Ｄ１，Ｄ２に対称な位置に設けた導出点Ｄ１’，Ｄ２’を第２の導出部（Ｂ１，Ｂ２）としている。ＶＡは、第１の導出部（Ａ１，Ａ２）の出力電圧であり、導出端子Ａ２を基準とした導出端子Ａ１の電位である。ＶＢは、第２の導出部（Ｂ１，Ｂ２）の出力電圧であり、導出端子Ｂ２を基準とした導出端子Ｂ１の電位である。
このＭＲＩ用ＲＦコイル１００は、ｙ軸方向の静磁場Ｂｏ中で使用される。
【００１７】
図２に示すように、ｙ軸方向の静磁場Ｂｏ中では、ＮＭＲ信号は、ｘｚ面に含まれる回転磁場ＢＲとなる。この回転磁場ＢＲは、ｘ軸方向の振動磁場Ｂｘとｚ軸方向の振動磁場Ｂｚとに分解できる。なお、μは、歳差運動する磁気モーメントを表している。
【００１８】
図３，図４は、上記ＭＲＩ用ＲＦコイル１００の等価回路図である。図中、Ｌは、ＲＦコイル１，２のインダクタンスを表している。
図３に示す磁場Ｂｘ（紙面に平行で矢印の向き）に対して、第１のＲＦコイル１の各ループにはそれぞれループ電流ｉｘが流れ、コンデンサＣが充電される。そして、コンデンサＣの端子間電圧は、磁場Ｂｘの強度に応じた電圧値Ｖｘとなる。従って、接続点Ｑ１の電位を“０”とすると、導出端子Ａ１の電位は＋Ｖｘとなり、導出端子Ｂ１の電位は＋Ｖｘとなる。
一方、第２のＲＦコイル２では、図３の上辺と下辺で打ち消し合って電流が流れないから、コンデンサＣの端子間電圧は“０”である。したがって、導出端子Ａ２，Ｂ２の電位は“０”である。
この結果、磁場Ｂｘに対しては、電圧ＶＡ＝＋Ｖｘとなり、電圧ＶＢ＝＋Ｖｘとなる。
【００１９】
次に、図４に示す磁場Ｂｚ（紙面に垂直で表面から裏面への向き）に対して、第１のＲＦコイル１には、ループ電流ｉｚが流れ、コンデンサＣが充電される。そして、コンデンサＣの端子間電圧は、磁場Ｂｚの強度に応じた電圧値Ｖｚとなる。従って、接続点Ｑ１の電位を“０”とすると、導出端子Ａ１の電位は＋Ｖｚとなり、導出端子Ｂ１の電位は−Ｖｚとなる。
一方、第２のＲＦコイル２には、ループ電流ｉｚ’が流れ、コンデンサＣが充電される。そして、コンデンサＣの端子間電圧は、磁場Ｂｚの強度に応じた電圧Ｅｚとなる。従って、接続点Ｑ１の電位を“０”とすると、導出端子Ａ２の電位は−Ｅｚとなり、導出端子Ｂ２の電位は＋Ｅｚとなる。
この結果、磁場Ｂｚに対しては、電圧ＶＡ＝＋｛Ｖｚ＋Ｅｚ｝となり、電圧ＶＢ＝−｛Ｖｚ＋Ｅｚ｝となる。
【００２０】
そこで、磁場Ｂｘおよび磁場Ｂｚが同時に加わると、
ＶＡ＝＋Ｖｘ＋｛Ｖｚ＋Ｅｚ｝ …(８)
ＶＢ＝＋Ｖｘ−｛Ｖｚ＋Ｅｚ｝ …(９)
で表される電圧ＶＡ，ＶＢが出力される。
【００２１】
ここで、振動磁場ＢｘをＮＭＲ信号の０°成分と見なして電圧Ｖｘを電圧Ｖ０と置き換え、振動磁場ＢｚをＮＭＲ信号の９０°成分と見なして電圧｛Ｖｚ＋Ｅｚ｝を電圧Ｖ90と置き換えれば、上記(８)(９)式は、
ＶＡ＝＋Ｖ０＋Ｖ90 …(2')
ＶＢ＝＋Ｖ０−Ｖ90 …(3')
となり、先述の(２)(３)になる。すなわち、ＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分の和信号および差信号になる。
上記(2')(3')式より、
Ｖ０＝｛ＶＡ＋ＶＢ｝／２ …(4')
Ｖ90＝｛ＶＡ−ＶＢ｝／２ …(5')
であるから、出力電圧ＶＡ，ＶＢに適当な信号処理を施すことによって、クアドラチャ合成すべきＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分を得ることができる。
【００２２】
そして、上記第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル１００では、第１のＲＦコイル１と第２のＲＦコイル２が対称性を有しており、さらに、第１の導出部（Ａ１，Ａ２）と第２の導出部（Ｂ１，Ｂ２）も対称になっているため、第１のＲＦコイル１と第２のＲＦコイル２の間の直交性が向上し、出力電圧ＶＡ，ＶＢの間の直交性が向上する。従って、ＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分の間の直交性を向上することが出来る。
【００２３】
−第２の実施形態−
図５は、本発明の第２の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す構成図である。
このＭＲＩ用ＲＦコイル２００は、前記ＭＲＩ用ＲＦコイル１００の構成に加えて、第１のＲＦコイル１の２つのループに介設されたコンデンサに跨がらせてインダクタＬｐを並列接続した構成である。このインダクタＬｐのインダクタンスは、直列接続された２つのコンデンサＣとの並列共振周波数がＮＭＲ信号の周波数に略合うようにを定められている。
【００２４】
このＭＲＩ用ＲＦコイル２００では、２つのコンデンサＣとインダクタＬｐの並列回路が並列共振状態となって高インピーダンスとなるので、磁場Ｂｚに対するループ電流ｉｚ（図４）が流れなくなる。従って、磁場Ｂｚに対して、接続点Ｑ１の電位を“０”とすると、導出端子Ａ１，Ｂ１の電位は“０”である。
この結果、上記(８)(９)式から電圧Ｖｚの項が無くなり、
ＶＡ＝＋Ｖｘ＋Ｅｚ …(8')
ＶＢ＝＋Ｖｘ−Ｅｚ …(9')
となる。ここで、振動磁場ＢｘをＮＭＲ信号の０°成分と見なして電圧Ｖｘを電圧Ｖ０と置き換え、振動磁場ＢｚをＮＭＲ信号の９０°成分と見なして電圧Ｅｚを電圧Ｖ90と置き換えれば、上記(8')(9')式は、(２)(３)式になる。
【００２５】
上記第２の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル２００によれば、ＮＭＲ信号の０°成分には第１のＲＦコイル１を割り当てると共にＮＭＲ信号の９０°成分には第２のＲＦコイル２を割り当てるように担当を分離できるから、直交性を向上することが出来る。
【００２６】
−第３の実施形態−
図６は、本発明の第３の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す構成図である。
このＭＲＩ用ＲＦコイル３００は、対称面Ｓ２に対してそれぞれが対称な形状の第１のＲＦコイル３１および第２のＲＦコイル３２からなっている。これらＲＦコイル３１，３２は、ループ形であり、それぞれのコイル面を直角にして組み合わされている。第１のＲＦコイル３１のコイル面をｙｚ面とする。また、第２のＲＦコイル３２のコイル面をｘｙ面とする。Ｃは、両ＲＦコイル３１，３２に介設されたコンデンサである。また、両ＲＦコイル３１，３２は、対称面Ｓ２内に設けた接続点Ｑｏで相互に接続されている。そして、前記第１のＲＦコイル３１上にある第１の導出点Ｄ１および前記第２のＲＦコイル３２上にある第２の導出点Ｄ２を第１の導出部（Ａ１，Ａ２）とし、前記対称面Ｓ２を挟んで前記導出点Ｄ１，Ｄ２に対称な位置に設けた導出点Ｄ１’，Ｄ２’を第２の導出部（Ｂ１，Ｂ２）としている。ＶＡは、第１の導出部（Ａ１，Ａ２）の出力電圧であり、導出端子Ａ２を基準とした導出端子Ａ１の電位である。ＶＢは、第２の導出部（Ｂ１，Ｂ２）の出力電圧であり、導出端子Ｂ２を基準とした導出端子Ｂ１の電位である。
このＭＲＩ用ＲＦコイル３００は、ｙ軸方向の静磁場Ｂｏ中で使用される。
【００２７】
次に、図７，図８を参照して、このＭＲＩ用ＲＦコイル３００の原理を説明する。
図７に示すように、磁場Ｂｘ（矢印の向き）に対しては、第１のＲＦコイル３１には、ループ電流ｉｙが流れ、コンデンサＣが充電される。これにより、コンデンサＣの端子間電圧は、磁場Ｂｘの強度に応じた電圧値Ｖｘとなる。従って、接続点Ｑｏの電位を“０”とすると、導出端子Ａ１（Ｂ１）の電位は＋Ｖｘとなる。
一方、第２のＲＦコイル３２には、電流が流れないから、コンデンサＣの端子間電圧は“０”である。従って、接続点Ｑｏの電位を“０”とすると、導出端子Ａ２，Ｂ２の電位は“０”である。
この結果、磁場Ｂｘに対しては、電圧ＶＡ＝＋Ｖｘとなり、電圧ＶＢ＝＋Ｖｘとなる。
【００２８】
図８に示すように、磁場Ｂｚ（矢印の向き）に対しては、第１のＲＦコイル３１には電流が流れないから、コンデンサＣの端子間電圧は“０”である。従って、接続点Ｑｏの電位を“０”とすると、導出端子Ａ１（Ｂ１）の電位は“０”である。
一方、第２のＲＦコイル３２にはループ電流ｉｚが流れ、コンデンサＣが充電される。そして、コンデンサＣの端子間電圧は、磁場Ｂｚの強度に応じた電圧値Ｅｚとなる。従って、接続点Ｑｏの電位を“０”とすると、導出端子Ａ２の電位は−Ｅｚとなり、導出端子Ｂ２の電位は＋Ｅｚとなる。
この結果、磁場Ｂｚに対しては、電圧ＶＡ＝＋Ｅｚとなり、電圧ＶＢ＝−Ｅｚとなる。
【００２９】
そこで、磁場Ｂｘおよび磁場Ｂｚが同時に加わると、
ＶＡ＝＋Ｖｘ＋Ｅｚ …(10)
ＶＢ＝＋Ｖｘ−Ｅｚ …(11)
で表される電圧ＶＡ，ＶＢが取り出される。
ここで、振動磁場ＢｘをＮＭＲ信号の０°成分と見なして電圧Ｖｘを電圧Ｖ０と置き換え、振動磁場ＢｚをＮＭＲ信号の９０°成分と見なして電圧Ｅｚを電圧Ｖ90と置き換えれば、上記(11)(12)式は、
ＶＡ＝＋Ｖ０＋Ｖ90 …(2")
ＶＢ＝＋Ｖ０−Ｖ90 …(3")
となり、先述の(２)(３)になる。すなわち、ＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分の和信号および差信号になる。
上記(2")(3")式より、
Ｖ０＝｛ＶＡ＋ＶＢ｝／２ …(4")
Ｖ90＝｛ＶＡ−ＶＢ｝／２ …(5")
であるから、出力電圧ＶＡ，ＶＢに適当な信号処理を施すことによって、クアドラチャ合成すべきＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分を得ることができる。
【００３０】
そして、上記第３の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル３００では、第１のＲＦコイル３１と第２のＲＦコイル３２が対称性を有しており、さらに、第１の導出部（Ａ１，Ａ２）と第２の導出部（Ｂ１，Ｂ２）も対称になっているため、第１のＲＦコイル３１と第２のＲＦコイル３２の間の直交性が向上し、出力電圧ＶＡ，ＶＢの間の直交性が向上する。従って、ＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分の間の直交性を向上することが出来る。
【００３１】
−第４の実施形態−
図９は、本発明の第４の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す構成図である。
このＭＲＩ用ＲＦコイル４００は、対称面Ｓ３に対してそれぞれが対称な形状のバードケージコイル４１および１ターンコイル４２からなっている。これらコイル４１，４２は、１ターンコイル４２がバードケージコイル４の中央の外周を取り巻くように組み合わされている。バードケージコイル４１のエレメントｅの方向をｙ軸方向とする。また、１ターンコイル４２のコイル面をｘｚ面とする。Ｒ１，Ｒ２は、バードケージコイル４１のリングであり、ＣはリングＲ１，Ｒ２に介設されたコンデンサである。また、両コイル４１，４２は、対称面Ｓ３内に設けた接続点Ｑａ，Ｑｂで相互に接続されている。そして、前記バードケージコイル４１上にある第１の導出点Ｄ１および前記１ターンコイル４２上にある第２の導出点Ｄ２を第１の導出部（Ａ１，Ａ２）とし、前記対称面Ｓ３を挟んで前記導出点Ｄ１，Ｄ２に対称な位置に設けた導出点Ｄ１’，Ｄ２’を第２の導出部（Ｂ１，Ｂ２）としている。ＶＡは、第１の導出部（Ａ１，Ａ２）の出力電圧であり、導出端子Ａ２を基準とした導出端子Ａ１の電位である。ＶＢは、第２の導出部（Ｂ１，Ｂ２）の出力電圧であり、導出端子Ｂ２を基準とした導出端子Ｂ１の電位である。
このＭＲＩ用ＲＦコイル４００は、ｚ軸方向の静磁場Ｂｏ中で使用される。
【００３２】
図１０に示すように、ｚ軸方向の静磁場Ｂｏ中では、ＮＭＲ信号は、ｘｙ面に含まれる回転磁場ＢＲとなる。この回転磁場ＢＲは、ｘ軸方向の振動磁場Ｂｘとｙ軸方向の振動磁場Ｂｙとに分解できる。なお、μは、歳差運動する磁気モーメントを表している。
【００３３】
このＭＲＩ用ＲＦコイル４００では、振動磁場ＢｘをＮＭＲ信号の０°成分と見なし、振動磁場ＢｙをＮＭＲ信号の９０°成分と見なせば、ＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分の和信号および差信号が出力電圧ＶＡ，ＶＢとして取り出される。そこで、出力電圧ＶＡ，ＶＢに適当な信号処理を施すことによって、クアドラチャ合成すべきＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分を得ることができる。
【００３４】
そして、上記第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル４００では、バードケージコイル４１と１ターンコイル４２が対称性を有しており、さらに、第１の導出部（Ａ１，Ａ２）と第２の導出部（Ｂ１，Ｂ２）も対称になっているため、バードケージコイル４１と１ターンコイル４２の間の直交性が向上し、出力電圧ＶＡ，ＶＢの間の直交性が向上する。従って、ＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分の間の直交性を向上することが出来る。
【００３５】
−第５の実施形態−
図１１は、本発明の第５の実施形態にかかるクアドラチャ合成装置を示す構成図である。
このクアドラチャ合成装置５０１において、上記第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル１００の第１の導出部からの出力電圧ＶＡは、バラン５３ａ（バランは必要に応じて使用すればよい）およびケーブルＫａを介して、移相器５４ａに入力される。また、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００の第２の導出部からの出力電圧ＶＢは、バラン５３ｂおよびケーブルＫｂを介して、移相器５４ｂに入力される。
【００３６】
移相器５４ａは、前記出力電圧ＶＡの位相を“＋θ”だけずらしてＮＭＲ信号処理部５０２に入力する。また、移相器５４ｂは、前記出力電圧ＶＢの位相を“−θ”だけずらしてＮＭＲ信号処理部５０２に入力する。ここで、位相角θは、ＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分の合成比率を１：αとするとき、θ＝arctan｛α｝となるθである。
前記移相器５４ａの出力信号をＶａとし、前記移相器５４ｂの出力信号をＶｂとするとき、
Ｖａ＝ＶＡ・exp｛＋ｊθ｝
Ｖｂ＝ＶＢ・exp｛−ｊθ｝
である。
【００３７】
ＮＭＲ信号処理部５０２では、前記移相器５４ａおよび前記移相器５４ｂの出力信号Ｖａ，Ｖｂをプリアンプ５５ａ，５５ｂで増幅する。次に、前記プリアンプ５５ａ，５５ｂの出力信号を０°コンバイナ（combiner）５６で加算し、合成出力ＶｃをＭＲＩ処理部（図示省略）へ送る。
合成出力Ｖｃは、プリアンプ５５ａ，５５ｂの増幅率をｋとするとき、
である。第１の実施形態で述べたように、
ＶＡ＝＋Ｖ０＋Ｖ90
ＶＢ＝＋Ｖ０−Ｖ90
であるから、
となる。上記（7"）式は前記(１)式と等価であり、クアドラチャ合成が行われたこととなる。
そして、上記クアドラチャ合成装置５０１では、可変アッテネータを用いる必要がないため、設計上の制約が少なくなり、位相器５４ａ，５４ｂをＮＭＲ信号処理部５０２より前段に設置できる。また、上記(6")式から判るように、ＮＭＲ信号の０°成分（Ｖ０）とＮＭＲ信号の９０°成分（Ｖ90）のどちらでも任意に減衰させて自由な合成比率にすることができる。
なお、合成比率１：１にしたい場合は、α＝１、従って、θ＝arctan｛１｝＝４５°とすればよい。
【００３８】
−第６の実施形態−
図１２は、本発明の第６の実施形態にかかるクアドラチャ合成装置の構成図である。
このクアドラチャ合成装置６０１において、上記第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル１００の第１の導出部からの出力電圧ＶＡは、バラン５３ａおよびケーブルＫａを介して、ＮＭＲ信号処理部６０２に入力される。また、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００の第２の導出部からの出力電圧ＶＢは、バラン５３ｂおよびケーブルＫｂを介して、ＮＭＲ信号処理部６０２に入力される。
【００３９】
ＮＭＲ信号処理部６０２では、移相器６４は、前記出力電圧ＶＡの位相を“＋２θ”だけずらして０°コンバイナ５６に入力する。また、前記出力電圧ＶＢは、そのまま０°コンバイナ５６に入力される。ここで、位相角θは、ＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分の合成比率を１：αとするとき、θ＝arctan｛α｝となるθである。
前記移相器６４の出力信号をＶａ’とするとき、
Ｖａ’＝ＶＡ・exp｛＋ｊ２θ｝
である。
次に、０°コンバイナ５６は、前記出力信号Ｖａ，ＶＢを加算し、合成出力Ｖｃをアンプ６６に入力する。アンプ６６は、合成出力Ｖｃを増幅し、ＭＲＩ処理部（図示省略）へ送る。
合成出力Ｖｃは、
である。第１の実施形態で述べたように、
ＶＡ＝＋Ｖ０＋Ｖ90
ＶＢ＝＋Ｖ０−Ｖ90
であるから、
となる。上式は前記(１)式と等価であり、クアドラチャ合成が行われたこととなる。
そして、上記クアドラチャ合成装置６０１では、可変アッテネータを用いる必要がないため、設計上の制約が少なくなる。また、上式から判るように、ＮＭＲ信号の０°成分（Ｖ０）とＮＭＲ信号の９０°成分（Ｖ90）のどちらでも任意に減衰させて自由な合成比率にすることができる。
なお、合成比率１：１にしたい場合は、α＝１、従って、θ＝arctan｛１｝＝４５°とすればよい。
【００４０】
−第７の実施形態−
図１３は、本発明の第７の実施形態にかかるクアドラチャ合成装置を示す構成図である。
このクアドラチャ合成装置７０１は、基本的には前記第６の実施形態にかかるクアドラチャ合成装置６０１（図１２）と同じ構成であるが、（＋ｊ２θ）の移相器６４の代りに（ｊ２θ＋９０°）の移相器７４を用いると共に、０°コンバイナ５６の代りにクアドラチャハイブリッド７６を用いている。また、移相器７４をＮＭＲ信号処理部７０２の前段に設けている。
上記クアドラチャ合成装置７０１によれば、可変アッテネータを用いる必要がないため、設計上の制約が少なくなる。また、ＮＭＲ信号の０°成分（Ｖ０）とＮＭＲ信号の９０°成分（Ｖ90）のどちらでも任意に減衰させて自由な合成比率でクアドラチャ合成することができる。
【００４１】
−第８の実施形態−
図１４は、本発明の第８の実施形態にかかるクアドラチャ合成装置を示す構成図である。
このクアドラチャ合成装置８０１は、基本的には前記第５の実施形態にかかるクアドラチャ合成装置５０１（図１１）と同じ構成であるが、（＋θ），（−θ）の移相器５４ａ，５４ｂの代りに（＋θ＋４５°），（−θ−４５°）の移相器８４ａ，８４ｂを用いると共に、０°コンバイナ５６の代りにクアドラチャハイブリッド７６を用いている。また、移相器８４ａ，８４ｂをＮＭＲ信号処理部８０２に設けている。
上記クアドラチャ合成装置８０１によれば、可変アッテネータを用いる必要がないため、設計上の制約が少なくなる。また、ＮＭＲ信号の０°成分（Ｖ０）とＮＭＲ信号の９０°成分（Ｖ90）のどちらでも任意に減衰させて自由な合成比率でクアドラチャ合成することができる。
【００４２】
−第９の実施形態−
図１５は、本発明の第９の実施形態にかかるクアドラチャ給電装置を示す構成図である。
このクアドラチャ給電装置９０１のＭＲＩ用ＲＦ信号生成部９０２において、シーケンスコントローラ（図示省略）により作成されたＭＲＩ用ＲＦ信号は、その０°成分Ｐ０として和信号生成部９２および差信号生成部９３に入力される。移相器９１は、前記ＭＲＩ用ＲＦ信号の位相を９０°だけずらしてＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分Ｐ90として和信号生成部９２および差信号生成部９３に入力する。前記和信号生成部９２は、前記ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分Ｐ０と９０°成分Ｐ90の和信号を生成し、移相器９４に入力する。その移相器９４は、前記和信号の位相を“＋２θ”だけずらして、パワーアンプ９５ａに入力する。なお、位相角ｊθは、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分Ｐ０と９０°成分Ｐ90の給電比率を１：αとするとき、θ＝arctan｛α｝となるθである。前記差信号生成部９３は、前記ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分Ｐ０と９０°成分Ｐ90の差信号を生成し、パワーアンプ９５ｂに入力する。
前記パワーアンプ９５ａで増幅された前記和信号は、ケーブルＫａおよびバラン９６ａを介して、前記第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル１００の第１の導出部に給電される。また、前記パワーアンプ９５ｂで増幅された前記差信号は、ケーブルＫｂおよびバラン９６ｂを介して、前記ＭＲＩ用ＲＦコイル１００の第２の導出部に給電される。
上記第９の実施形態にかかるクアドラチャ給電装置９０１によれば、上記第１の実施形態および第６の実施形態の説明と逆のプロセス（移相関係も逆になる）により、クアドラチャ給電を行うことができる。また、可変アッテネータを用いる必要がないため、設計上の制約が少なくなる。さらに、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分（Ｐ０）とＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分（Ｐ90）のどちらでも任意に減衰させて自由な給電比率にすることができる。
【００４３】
【発明の効果】
本発明のＭＲＩ用ＲＦコイルによれば、コイル形状に加えて２つの導出部の位置および配線についても対称にできるから、ＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分の間の直交性を向上することが出来る。また、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分とＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分の間の直交性を向上することが出来る。
また、本発明のクアドラチャ合成方法およびクアドラチャ合成装置によれば、可変アッテネータを用いる必要がないため、設計上の制約が少なくなる。また、ＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分のどちらでも任意に減衰させて自由な合成比率でクアドラチャ合成することができる。
本発明のクアドラチャ給電方法およびクアドラチャ給電装置によれば、可変アッテネータを用いる必要がないため、設計上の制約が少なくなる。さらに、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分と９０°成分のどちらでも任意に減衰させて自由な給電比率でクアドラチャ給電することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す構成図である。
【図２】静磁場と回転磁場と振動磁場の関係を示す説明図である。
【図３】図１のＭＲＩ用ＲＦコイルのｘ軸方向の振動磁場に対する動作を説明するための等価回路図である。
【図４】図１のＭＲＩ用ＲＦコイルのｚ軸方向の振動磁場に対する動作を説明するための等価回路図である。
【図５】本発明の第２の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す構成図である。
【図６】本発明の第３の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す構成図である。
【図７】図６のＭＲＩ用ＲＦコイルのｘ軸方向の振動磁場に対する動作を説明するための等価回路図である。
【図８】図６のＭＲＩ用ＲＦコイルのｚ軸方向の振動磁場に対する動作を説明するための等価回路図である。
【図９】本発明の第４の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す構成図である。
【図１０】静磁場と回転磁場と振動磁場の関係を示す説明図である。
【図１１】本発明の第５の実施形態に係るクアドラチャ合成装置を示す構成図である。
【図１２】本発明の第６の実施形態にかかるクアドラチャ合成装置の構成図である。
【図１３】本発明の第７の実施形態に係るクアドラチャ合成装置を示す構成図である。
【図１４】本発明の第８の実施形態にかかるクアドラチャ合成装置の構成図である。
【図１５】本発明の第９の実施形態に係るクアドラチャ給電装置を示す構成図である。
【図１６】従来のクアドラチャ合成方法の説明図である。
【符号の説明】
１，３１ 第１のＲＦコイル
２，３２ 第２のＲＦコイル
４１ バードケージコイル
４２ １ターンコイル
Ａ１，Ａ２，Ｂ１，Ｂ２ 導出端子
Ｄ１，Ｄ２，Ｄ１’，Ｄ２’ 導出点
Ｑ１，Ｑ２ 接続点
Ｓ１，Ｓ２，Ｓ３ 対称面
５４ａ，５４ｂ，６４，７４，８４ａ，８４ｂ，９１，９４ 移相器
５６ ０°コンバイナ
７６ クアドラチャハイブリッド
９２ 和信号生成部
９３ 差信号生成部
１００，２００，３００，４００ ＭＲＩ用ＲＦコイル
５０１，６０１，７０１，８０１ クアドラチャ合成装置
９０１ クアドラチャ給電装置
【発明の属する技術分野】
本発明は、ＭＲＩ（Ｍagnetic Ｒesonance Imaging）用ＲＦ（Ｒadio Ｆrequency）コイル、クアドラチャ（Ｑuadrature）合成方法、クアドラチャ給電方法、クアドラチャ合成装置およびクアドラチャ給電装置に関する。
さらに詳しくは、本発明は、直交性を向上しうるＭＲＩ用ＲＦコイル、設計上の制約がなく自由な合成比率にすることができるクアドラチャ合成方法、自由な給電比率にすることができるクアドラチャ給電方法、それらクアドラチャ合成方法およびクアドラチャ給電方法を好適に実施しうるクアドラチャ合成装置およびクアドラチャ給電装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
図１６は、従来のクアドラチャ合成方法の説明図である。
ＭＲＩ用ＲＦコイル９５０は、コイル面を直角にして配置された２つのコイル９５２，９５３からなっている。前記コイル９５２のコイル面をｙｚ面とし、前記コイル９５３のコイル面をｘｙ面とする。そして、前記コイル９５２に介設されたコンデンサＣの一つの両側の導出点Ｄａ，Ｄｂを第１の導出部とし、前記コイル９５３に介設されたコンデンサＣの一つの両側の導出点Ｄｃ，Ｄｄを第２の導出部としている。
このＭＲＩ用ＲＦコイル９５０をｙ軸方向の静磁場Ｂｏ中で使用すると、前記コイル９５２はｘ軸方向の磁場を検出し、前記コイル９５３はｚ軸方向の磁場を検出する。そこで、前記第１の導出部における出力電圧Ｖ０は、ＮＭＲ（Nuclear Magnetic Resonance）信号の０°成分に相当する。また、前記第２の導出部における出力電圧Ｖ90は、前記ＮＭＲ信号の０°成分に対して９０°の位相差を持つＮＭＲ信号の９０°成分に相当する。
【０００３】
前記出力電圧Ｖ０は、バラン（BALance to UNbalance transformer）９５４ａおよびケーブルＫａを介して、ＮＭＲ信号処理部９８２に送られる。また、前記出力電圧Ｖ90は、バラン９５４ｂおよびケーブルＫｂを介して、ＮＭＲ信号処理部９８２に送られる。
ＮＭＲ信号処理部９８２では、前記出力電圧Ｖ０，Ｖ90をプリアンプ９８３ａ，９８３ｂで増幅する。次に、前記プリアンプ９８３ｂで増幅した前記出力電圧Ｖ90を可変アッテネータ９８４により制御信号ＣＡに応じた減衰度で減衰させる。そして、クアドラチャハイブリッド（Ｑuadrature Hybrid）９８５は、前記プリアンプ９８３ｂで増幅した信号と前記可変アッテネータ９８４で減衰させた信号の９０°の位相差を解消してから両者を加算し、合成出力ＶｃをＭＲＩ処理部（図示省略）へ送る。
合成出力Ｖｃは、プリアンプ９８３ａ，９８３ｂの増幅率をｋとし、可変アッテネータ９８４での減衰率をβ（０≦β≦１）とするとき、
Ｖｃ＝ｋ・（Ｖ０＋β・ｊ・Ｖ90） …(１)
となる。前記可変アッテネータ９８４を入れる理由は、最適に近いＳＮＲ（Ｓignal to Ｎoise Ｒatio）が得られるような合成比率１：αで前記コイル９５２の出力電圧Ｖ０と前記コイル９５３の出力電圧Ｖ90を合成するためである。
【０００４】
従来のクアドラチャ給電方法では、上述のクアドラチャ合成方法とは逆の信号の流れで、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分と，そのＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分に対して９０°の位相差を持ったＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分とをＭＲＩ用ＲＦコイルにそれぞれ給電している。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
従来の技術では、ＮＭＲ信号の０°成分とＮＭＲ信号の９０°成分をＭＲＩ用ＲＦコイルから取り出している。また、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分とＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分をＭＲＩ用ＲＦコイルにそれぞれ給電している。
しかし、ＮＭＲ信号の０°成分とＮＭＲ信号の９０°成分をＭＲＩ用ＲＦコイルからそれぞれ取り出すためのＭＲＩ用ＲＦコイルへの配線が非対称となってしまうため、ＮＭＲ信号の０°成分に対応する出力電圧とＮＭＲ信号の９０°成分に対応する出力電圧の間の直交性が低下する問題点がある。例えば、図１６の例では、コイル９５２，９５３は対称性を有しているが、第１の導出部（Ｄａ，Ｄｂ）と第２の導出部（Ｄｃ，Ｄｄ）は非対称となっているため、コイル９５２，９５３の間の直交性が劣化し、出力電圧Ｖ０，Ｖ90の間の直交性が低下してしまう。
また、同様に、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分とＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分をＭＲＩ用ＲＦコイルにそれぞれ給電するためのＭＲＩ用ＲＦコイルへの配線が非対称となってしまうため、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分に対応する出力磁場とＮＭＲ信号の９０°成分に対応する出力磁場の間の直交性が低下する問題点がある。
そこで、本発明の第１の目的は、上記直交性を向上しうるＭＲＩ用ＲＦコイルを提供することにある。
【０００６】
次に、図１６のＮＭＲ信号処理部９８２では、可変アッテネータ９８４により電圧Ｖ90を減衰させて合成比率を調整している。
しかし、信号の損失を考慮すると、プリアンプ９８３ｂの後段に可変アッテネータ９８４を設ける必要があり、設計上の制約となる問題点がある。また、可変アッテネータを入れた側のＮＭＲ信号を減衰させる調整しかできない問題点がある。なお、従来のクアドラチャ給電の場合も同じ問題点がある。
そこで、本発明の第２の目的は、設計上の制約がなく、ＮＭＲ信号の０°成分とＮＭＲ信号の９０°成分のどちらでも任意に減衰させて自由な合成比率にすることができるクアドラチャ合成方法を提供することにある。また、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分とＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分のどちらでも任意に減衰させて自由な給電比率にすることができるクアドラチャ給電方法を提供することにある。
【０００７】
さらに、本発明の第３の目的は、上記クアドラチャ合成方法およびクアドラチャ給電方法を好適に実施しうるクアドラチャ合成装置およびクアドラチャ給電装置を提供することにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
第１の観点では、本発明は、一つの対称面に対してそれぞれが対称な形状であり且つ前記対称面内に設けた接続点で相互に接続された第１のＲＦコイルおよび第２のＲＦコイルと、前記第１のＲＦコイル上にある第１の導出点および前記第２のＲＦコイル上にある第２の導出点からなる第１の導出部と、前記対称面を挟んで前記第１の導出部に対称な位置に設けた第２の導出部とを具備したことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルを提供する。
ＮＭＲ信号の０°成分による誘起電圧をＶ０とし、ＮＭＲ信号の９０°成分による誘起電圧をＶ90とするとき、後述する第１の実施形態で詳細に説明するように、上記第１の観点のＭＲＩ用ＲＦコイルの第１の導出部からの出力電圧ＶＡは、
ＶＡ＝Ｖ０＋Ｖ90 …(２)
となる。すなわち、ＮＭＲ信号の０°成分とＮＭＲ信号の９０°成分の和信号となる。
一方、上記第１の観点のＭＲＩ用ＲＦコイルの第２の導出部からの出力電圧ＶＢは、
ＶＢ＝Ｖ０−Ｖ90 …(３)
となる。すなわち、ＮＭＲ信号の０°成分とＮＭＲ信号の９０°成分の差信号となる。
上記(２)式，(３)式より、
Ｖ０＝｛ＶＡ＋ＶＢ｝／２ …(４)
Ｖ90＝｛ＶＡ−ＶＢ｝／２ …(５)
であるから、出力電圧ＶＡ，ＶＢに適当な信号処理を施すことによって、クアドラチャ合成すべきＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分を得ることができる。
そして、上記第１の観点によるＭＲＩ用ＲＦコイルでは、第１のＲＦコイルと第２のＲＦコイルが対称性を有しており、さらに、第１の導出部と第２の導出部も対称になっているため、第１のＲＦコイルと第２のＲＦコイルの間の直交性が向上し、出力電圧ＶＡ，ＶＢの間の直交性が向上する。従って、ＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分の間の直交性を向上することが出来る。また、同様に、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分とＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分の間の直交性を向上することが出来る。
【０００９】
第２の観点では、本発明は、ＮＭＲ信号の０°成分と、そのＮＭＲ信号の０°成分に対して９０°の位相差を持ったＮＭＲ信号の９０°成分をクアドラチャ合成するクアドラチャ合成方法において、前記ＮＭＲ信号の０°成分と前記ＮＭＲ信号の９０°成分の和信号および差信号をそれぞれ取得し、合成比率を１：αとするとき、θ＝arctan｛α｝となる位相角θを選び、前記和信号と差信号を相対的に２θだけずらして合成することを特徴とするクアドラチャ合成方法を提供する。
上記第２の観点によるクアドラチャ合成方法では、ＮＭＲ信号の０°成分（Ｖ０）とＮＭＲ信号の９０°成分（Ｖ90）の和信号（ＶＡ）および差信号（ＶＢ）を取得し、それら和信号（ＶＡ）と差信号（ＶＢ）を相対的に２θだけずらして合成する。説明の都合上、和信号（ＶＡ）を＋θだけずらし、差信号（ＶＢ）を−θだけずらしたものを合成する場合を想定すると、合成後の信号Ｖｃは、
そして、上記第２の観点によるクアドラチャ合成方法では、移相器を用いればよく、可変アッテネータを用いる必要がないため、設計上の制約が少なくなる。また、上記(６)式から判るように、ＮＭＲ信号の０°成分（Ｖ０）とＮＭＲ信号の９０°成分（Ｖ90）のどちらでも任意に減衰させて自由な合成比率にすることができる。
【００１０】
第３の観点では、本発明は、ＮＭＲ信号の０°成分と、そのＮＭＲ信号の０°成分に対して９０°の位相差を持ったＮＭＲ信号の９０°成分をクアドラチャ合成するクアドラチャ合成方法において、上記第１の観点によるＭＲＩ用ＲＦコイルの第１の導出部からの出力信号および第２の導出部からの出力信号を取得し、合成比率を１：αとするとき、θ＝arctan｛α｝となる位相角θを選び、前記第１の導出部からの出力信号および第２の導出部からの出力信号を相対的に２θだけずらして合成することを特徴とするクアドラチャ合成方法を提供する。
上記第３の観点によるクアドラチャ合成方法では、第１の導出部からの出力信号（ＶＡ）と第２の導出部からの出力信号（ＶＢ）を取得し、それら信号（ＶＡ，ＶＢ）を相対的に２θだけずらして合成する。説明の都合上、第１の導出部からの出力電圧ＶＡを＋θだけずらし、第２の導出部からの出力電圧ＶＢを−θだけずらしたものを合成する場合を想定すると、前記(２)(３)式を考慮して、合成後の信号Ｖｃは、
そして、上記第３の観点によるクアドラチャ合成方法では、移相器を用いればよく、可変アッテネータを用いる必要がないため、設計上の制約が少なくなる。また、上記(6')式から判るように、ＮＭＲ信号の０°成分（Ｖ０）とＮＭＲ信号の９０°成分（Ｖ90）のどちらでも任意に減衰させて自由な合成比率にすることができる。
【００１１】
第４の観点では、本発明は、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分と、そのＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分に対して９０°の位相差を持ったＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分をＭＲＩ用ＲＦコイルにクアドラチャ給電するクアドラチャ給電方法において、前記ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分と前記ＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分の和信号および差信号をそれぞれ生成し、給電比率を１：αとするとき、θ＝arctan｛α｝となる位相角θを選び、前記和信号と差信号を相対的に２θだけずらしてＭＲＩ用ＲＦコイルにそれぞれ給電することを特徴とするクアドラチャ給電方法を提供する。
上記第４の観点によるクアドラチャ給電方法は、上記第２の観点によるクアドラチャ合成方法の逆であり、同様の作用によって、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分とＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分のどちらでも任意に減衰させて自由な給電比率にすることができる。
【００１２】
第５の観点では、本発明は、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分と、そのＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分に対して９０°の位相差を持ったＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分をＭＲＩ用ＲＦコイルにクアドラチャ給電するクアドラチャ給電方法において、前記ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分と前記ＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分の和信号および差信号をそれぞれ生成し、給電比率を１：αとするとき、θ＝arctan｛α｝となる位相角θを選び、前記和信号と差信号を相対的に２θだけずらして請求項１に記載のＭＲＩ用ＲＦコイルの第１の導出部および第２の導出部にそれぞれ給電することを特徴とするクアドラチャ給電方法を提供する。
上記第５の観点によるクアドラチャ給電方法は、上記第３の観点によるクアドラチャ合成方法の逆であり、同様の作用によって、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分とＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分のどちらでも任意に減衰させて自由な給電比率にすることができる。
【００１３】
第６の観点では、本発明は、ＮＭＲ信号の０°成分と、そのＮＭＲ信号の０°成分に対して９０°の位相差を持ったＮＭＲ信号の９０°成分をクアドラチャ合成するクアドラチャ合成装置において、合成比率を１：αとするとき、θ＝arctan｛α｝となる位相角θを選び、前記ＮＭＲ信号の０°成分と前記ＮＭＲ信号の９０°成分の和信号および差信号を相対的に２θだけずらせる位相調整手段と、相対的に２θだけずらせた和信号および差信号を合成する信号合成手段とを具備したことを特徴とするクアドラチャ合成装置を提供する。
上記第６の観点によるクアドラチャ合成装置は、上記第２の観点によるクアドラチャ合成方法を好適に実施でき、設計上の制約が少なくなると共に、ＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分のどちらでも任意に減衰させて自由な合成比率にすることができる。
【００１４】
第７の観点では、本発明は、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分と、そのＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分に対して９０°の位相差を持ったＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分をＭＲＩ用ＲＦコイルにクアドラチャ給電するクアドラチャ給電装置において、前記ＮＭＲ信号の０°成分と前記ＮＭＲ信号の９０°成分の和信号および差信号を生成する信号生成手段と、給電比率を１：αとするとき、θ＝arctan｛α｝となる位相角θを選び、前記和信号および前記差信号を相対的に２θだけずらせる位相調整手段とを具備し、相対的に２θだけずらせた和信号および差信号をＭＲＩ用ＲＦコイルに給電することを特徴とするクアドラチャ給電装置を提供する。
上記第７の観点によるクアドラチャ給電装置は、上記第４の観点によるクアドラチャ給電方法を好適に実施でき、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分と９０°成分のどちらでも任意に減衰させて自由な給電比率にすることができる。
【００１５】
【発明の実施の形態】
以下、図に示す実施形態により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
【００１６】
−第１の実施形態−
図１は、本発明の第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す構成図である。
このＭＲＩ用ＲＦコイル１００は、対称面Ｓ１に対してそれぞれが対称な形状の第１のＲＦコイル１および第２のＲＦコイル２からなっている。第１のＲＦコイル１は８の字形であり、第２のＲＦコイル２はループ形であり、それぞれのコイル面を平行にして重ねられている。両ＲＦコイル１，２のコイル面をｘｙ面とする。Ｃは、両ＲＦコイル１，２に介設されたコンデンサである。また、両ＲＦコイル１，２は、対称面Ｓ１内に設けた接続点Ｑ１，Ｑ２で相互に接続されている。そして、前記第１のＲＦコイル１上にある第１の導出点Ｄ１および前記第２のＲＦコイル２上にある第２の導出点Ｄ２を第１の導出部（Ａ１，Ａ２）とし、前記対称面Ｓ１を挟んで前記導出点Ｄ１，Ｄ２に対称な位置に設けた導出点Ｄ１’，Ｄ２’を第２の導出部（Ｂ１，Ｂ２）としている。ＶＡは、第１の導出部（Ａ１，Ａ２）の出力電圧であり、導出端子Ａ２を基準とした導出端子Ａ１の電位である。ＶＢは、第２の導出部（Ｂ１，Ｂ２）の出力電圧であり、導出端子Ｂ２を基準とした導出端子Ｂ１の電位である。
このＭＲＩ用ＲＦコイル１００は、ｙ軸方向の静磁場Ｂｏ中で使用される。
【００１７】
図２に示すように、ｙ軸方向の静磁場Ｂｏ中では、ＮＭＲ信号は、ｘｚ面に含まれる回転磁場ＢＲとなる。この回転磁場ＢＲは、ｘ軸方向の振動磁場Ｂｘとｚ軸方向の振動磁場Ｂｚとに分解できる。なお、μは、歳差運動する磁気モーメントを表している。
【００１８】
図３，図４は、上記ＭＲＩ用ＲＦコイル１００の等価回路図である。図中、Ｌは、ＲＦコイル１，２のインダクタンスを表している。
図３に示す磁場Ｂｘ（紙面に平行で矢印の向き）に対して、第１のＲＦコイル１の各ループにはそれぞれループ電流ｉｘが流れ、コンデンサＣが充電される。そして、コンデンサＣの端子間電圧は、磁場Ｂｘの強度に応じた電圧値Ｖｘとなる。従って、接続点Ｑ１の電位を“０”とすると、導出端子Ａ１の電位は＋Ｖｘとなり、導出端子Ｂ１の電位は＋Ｖｘとなる。
一方、第２のＲＦコイル２では、図３の上辺と下辺で打ち消し合って電流が流れないから、コンデンサＣの端子間電圧は“０”である。したがって、導出端子Ａ２，Ｂ２の電位は“０”である。
この結果、磁場Ｂｘに対しては、電圧ＶＡ＝＋Ｖｘとなり、電圧ＶＢ＝＋Ｖｘとなる。
【００１９】
次に、図４に示す磁場Ｂｚ（紙面に垂直で表面から裏面への向き）に対して、第１のＲＦコイル１には、ループ電流ｉｚが流れ、コンデンサＣが充電される。そして、コンデンサＣの端子間電圧は、磁場Ｂｚの強度に応じた電圧値Ｖｚとなる。従って、接続点Ｑ１の電位を“０”とすると、導出端子Ａ１の電位は＋Ｖｚとなり、導出端子Ｂ１の電位は−Ｖｚとなる。
一方、第２のＲＦコイル２には、ループ電流ｉｚ’が流れ、コンデンサＣが充電される。そして、コンデンサＣの端子間電圧は、磁場Ｂｚの強度に応じた電圧Ｅｚとなる。従って、接続点Ｑ１の電位を“０”とすると、導出端子Ａ２の電位は−Ｅｚとなり、導出端子Ｂ２の電位は＋Ｅｚとなる。
この結果、磁場Ｂｚに対しては、電圧ＶＡ＝＋｛Ｖｚ＋Ｅｚ｝となり、電圧ＶＢ＝−｛Ｖｚ＋Ｅｚ｝となる。
【００２０】
そこで、磁場Ｂｘおよび磁場Ｂｚが同時に加わると、
ＶＡ＝＋Ｖｘ＋｛Ｖｚ＋Ｅｚ｝ …(８)
ＶＢ＝＋Ｖｘ−｛Ｖｚ＋Ｅｚ｝ …(９)
で表される電圧ＶＡ，ＶＢが出力される。
【００２１】
ここで、振動磁場ＢｘをＮＭＲ信号の０°成分と見なして電圧Ｖｘを電圧Ｖ０と置き換え、振動磁場ＢｚをＮＭＲ信号の９０°成分と見なして電圧｛Ｖｚ＋Ｅｚ｝を電圧Ｖ90と置き換えれば、上記(８)(９)式は、
ＶＡ＝＋Ｖ０＋Ｖ90 …(2')
ＶＢ＝＋Ｖ０−Ｖ90 …(3')
となり、先述の(２)(３)になる。すなわち、ＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分の和信号および差信号になる。
上記(2')(3')式より、
Ｖ０＝｛ＶＡ＋ＶＢ｝／２ …(4')
Ｖ90＝｛ＶＡ−ＶＢ｝／２ …(5')
であるから、出力電圧ＶＡ，ＶＢに適当な信号処理を施すことによって、クアドラチャ合成すべきＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分を得ることができる。
【００２２】
そして、上記第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル１００では、第１のＲＦコイル１と第２のＲＦコイル２が対称性を有しており、さらに、第１の導出部（Ａ１，Ａ２）と第２の導出部（Ｂ１，Ｂ２）も対称になっているため、第１のＲＦコイル１と第２のＲＦコイル２の間の直交性が向上し、出力電圧ＶＡ，ＶＢの間の直交性が向上する。従って、ＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分の間の直交性を向上することが出来る。
【００２３】
−第２の実施形態−
図５は、本発明の第２の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す構成図である。
このＭＲＩ用ＲＦコイル２００は、前記ＭＲＩ用ＲＦコイル１００の構成に加えて、第１のＲＦコイル１の２つのループに介設されたコンデンサに跨がらせてインダクタＬｐを並列接続した構成である。このインダクタＬｐのインダクタンスは、直列接続された２つのコンデンサＣとの並列共振周波数がＮＭＲ信号の周波数に略合うようにを定められている。
【００２４】
このＭＲＩ用ＲＦコイル２００では、２つのコンデンサＣとインダクタＬｐの並列回路が並列共振状態となって高インピーダンスとなるので、磁場Ｂｚに対するループ電流ｉｚ（図４）が流れなくなる。従って、磁場Ｂｚに対して、接続点Ｑ１の電位を“０”とすると、導出端子Ａ１，Ｂ１の電位は“０”である。
この結果、上記(８)(９)式から電圧Ｖｚの項が無くなり、
ＶＡ＝＋Ｖｘ＋Ｅｚ …(8')
ＶＢ＝＋Ｖｘ−Ｅｚ …(9')
となる。ここで、振動磁場ＢｘをＮＭＲ信号の０°成分と見なして電圧Ｖｘを電圧Ｖ０と置き換え、振動磁場ＢｚをＮＭＲ信号の９０°成分と見なして電圧Ｅｚを電圧Ｖ90と置き換えれば、上記(8')(9')式は、(２)(３)式になる。
【００２５】
上記第２の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル２００によれば、ＮＭＲ信号の０°成分には第１のＲＦコイル１を割り当てると共にＮＭＲ信号の９０°成分には第２のＲＦコイル２を割り当てるように担当を分離できるから、直交性を向上することが出来る。
【００２６】
−第３の実施形態−
図６は、本発明の第３の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す構成図である。
このＭＲＩ用ＲＦコイル３００は、対称面Ｓ２に対してそれぞれが対称な形状の第１のＲＦコイル３１および第２のＲＦコイル３２からなっている。これらＲＦコイル３１，３２は、ループ形であり、それぞれのコイル面を直角にして組み合わされている。第１のＲＦコイル３１のコイル面をｙｚ面とする。また、第２のＲＦコイル３２のコイル面をｘｙ面とする。Ｃは、両ＲＦコイル３１，３２に介設されたコンデンサである。また、両ＲＦコイル３１，３２は、対称面Ｓ２内に設けた接続点Ｑｏで相互に接続されている。そして、前記第１のＲＦコイル３１上にある第１の導出点Ｄ１および前記第２のＲＦコイル３２上にある第２の導出点Ｄ２を第１の導出部（Ａ１，Ａ２）とし、前記対称面Ｓ２を挟んで前記導出点Ｄ１，Ｄ２に対称な位置に設けた導出点Ｄ１’，Ｄ２’を第２の導出部（Ｂ１，Ｂ２）としている。ＶＡは、第１の導出部（Ａ１，Ａ２）の出力電圧であり、導出端子Ａ２を基準とした導出端子Ａ１の電位である。ＶＢは、第２の導出部（Ｂ１，Ｂ２）の出力電圧であり、導出端子Ｂ２を基準とした導出端子Ｂ１の電位である。
このＭＲＩ用ＲＦコイル３００は、ｙ軸方向の静磁場Ｂｏ中で使用される。
【００２７】
次に、図７，図８を参照して、このＭＲＩ用ＲＦコイル３００の原理を説明する。
図７に示すように、磁場Ｂｘ（矢印の向き）に対しては、第１のＲＦコイル３１には、ループ電流ｉｙが流れ、コンデンサＣが充電される。これにより、コンデンサＣの端子間電圧は、磁場Ｂｘの強度に応じた電圧値Ｖｘとなる。従って、接続点Ｑｏの電位を“０”とすると、導出端子Ａ１（Ｂ１）の電位は＋Ｖｘとなる。
一方、第２のＲＦコイル３２には、電流が流れないから、コンデンサＣの端子間電圧は“０”である。従って、接続点Ｑｏの電位を“０”とすると、導出端子Ａ２，Ｂ２の電位は“０”である。
この結果、磁場Ｂｘに対しては、電圧ＶＡ＝＋Ｖｘとなり、電圧ＶＢ＝＋Ｖｘとなる。
【００２８】
図８に示すように、磁場Ｂｚ（矢印の向き）に対しては、第１のＲＦコイル３１には電流が流れないから、コンデンサＣの端子間電圧は“０”である。従って、接続点Ｑｏの電位を“０”とすると、導出端子Ａ１（Ｂ１）の電位は“０”である。
一方、第２のＲＦコイル３２にはループ電流ｉｚが流れ、コンデンサＣが充電される。そして、コンデンサＣの端子間電圧は、磁場Ｂｚの強度に応じた電圧値Ｅｚとなる。従って、接続点Ｑｏの電位を“０”とすると、導出端子Ａ２の電位は−Ｅｚとなり、導出端子Ｂ２の電位は＋Ｅｚとなる。
この結果、磁場Ｂｚに対しては、電圧ＶＡ＝＋Ｅｚとなり、電圧ＶＢ＝−Ｅｚとなる。
【００２９】
そこで、磁場Ｂｘおよび磁場Ｂｚが同時に加わると、
ＶＡ＝＋Ｖｘ＋Ｅｚ …(10)
ＶＢ＝＋Ｖｘ−Ｅｚ …(11)
で表される電圧ＶＡ，ＶＢが取り出される。
ここで、振動磁場ＢｘをＮＭＲ信号の０°成分と見なして電圧Ｖｘを電圧Ｖ０と置き換え、振動磁場ＢｚをＮＭＲ信号の９０°成分と見なして電圧Ｅｚを電圧Ｖ90と置き換えれば、上記(11)(12)式は、
ＶＡ＝＋Ｖ０＋Ｖ90 …(2")
ＶＢ＝＋Ｖ０−Ｖ90 …(3")
となり、先述の(２)(３)になる。すなわち、ＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分の和信号および差信号になる。
上記(2")(3")式より、
Ｖ０＝｛ＶＡ＋ＶＢ｝／２ …(4")
Ｖ90＝｛ＶＡ−ＶＢ｝／２ …(5")
であるから、出力電圧ＶＡ，ＶＢに適当な信号処理を施すことによって、クアドラチャ合成すべきＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分を得ることができる。
【００３０】
そして、上記第３の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル３００では、第１のＲＦコイル３１と第２のＲＦコイル３２が対称性を有しており、さらに、第１の導出部（Ａ１，Ａ２）と第２の導出部（Ｂ１，Ｂ２）も対称になっているため、第１のＲＦコイル３１と第２のＲＦコイル３２の間の直交性が向上し、出力電圧ＶＡ，ＶＢの間の直交性が向上する。従って、ＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分の間の直交性を向上することが出来る。
【００３１】
−第４の実施形態−
図９は、本発明の第４の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す構成図である。
このＭＲＩ用ＲＦコイル４００は、対称面Ｓ３に対してそれぞれが対称な形状のバードケージコイル４１および１ターンコイル４２からなっている。これらコイル４１，４２は、１ターンコイル４２がバードケージコイル４の中央の外周を取り巻くように組み合わされている。バードケージコイル４１のエレメントｅの方向をｙ軸方向とする。また、１ターンコイル４２のコイル面をｘｚ面とする。Ｒ１，Ｒ２は、バードケージコイル４１のリングであり、ＣはリングＲ１，Ｒ２に介設されたコンデンサである。また、両コイル４１，４２は、対称面Ｓ３内に設けた接続点Ｑａ，Ｑｂで相互に接続されている。そして、前記バードケージコイル４１上にある第１の導出点Ｄ１および前記１ターンコイル４２上にある第２の導出点Ｄ２を第１の導出部（Ａ１，Ａ２）とし、前記対称面Ｓ３を挟んで前記導出点Ｄ１，Ｄ２に対称な位置に設けた導出点Ｄ１’，Ｄ２’を第２の導出部（Ｂ１，Ｂ２）としている。ＶＡは、第１の導出部（Ａ１，Ａ２）の出力電圧であり、導出端子Ａ２を基準とした導出端子Ａ１の電位である。ＶＢは、第２の導出部（Ｂ１，Ｂ２）の出力電圧であり、導出端子Ｂ２を基準とした導出端子Ｂ１の電位である。
このＭＲＩ用ＲＦコイル４００は、ｚ軸方向の静磁場Ｂｏ中で使用される。
【００３２】
図１０に示すように、ｚ軸方向の静磁場Ｂｏ中では、ＮＭＲ信号は、ｘｙ面に含まれる回転磁場ＢＲとなる。この回転磁場ＢＲは、ｘ軸方向の振動磁場Ｂｘとｙ軸方向の振動磁場Ｂｙとに分解できる。なお、μは、歳差運動する磁気モーメントを表している。
【００３３】
このＭＲＩ用ＲＦコイル４００では、振動磁場ＢｘをＮＭＲ信号の０°成分と見なし、振動磁場ＢｙをＮＭＲ信号の９０°成分と見なせば、ＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分の和信号および差信号が出力電圧ＶＡ，ＶＢとして取り出される。そこで、出力電圧ＶＡ，ＶＢに適当な信号処理を施すことによって、クアドラチャ合成すべきＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分を得ることができる。
【００３４】
そして、上記第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル４００では、バードケージコイル４１と１ターンコイル４２が対称性を有しており、さらに、第１の導出部（Ａ１，Ａ２）と第２の導出部（Ｂ１，Ｂ２）も対称になっているため、バードケージコイル４１と１ターンコイル４２の間の直交性が向上し、出力電圧ＶＡ，ＶＢの間の直交性が向上する。従って、ＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分の間の直交性を向上することが出来る。
【００３５】
−第５の実施形態−
図１１は、本発明の第５の実施形態にかかるクアドラチャ合成装置を示す構成図である。
このクアドラチャ合成装置５０１において、上記第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル１００の第１の導出部からの出力電圧ＶＡは、バラン５３ａ（バランは必要に応じて使用すればよい）およびケーブルＫａを介して、移相器５４ａに入力される。また、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００の第２の導出部からの出力電圧ＶＢは、バラン５３ｂおよびケーブルＫｂを介して、移相器５４ｂに入力される。
【００３６】
移相器５４ａは、前記出力電圧ＶＡの位相を“＋θ”だけずらしてＮＭＲ信号処理部５０２に入力する。また、移相器５４ｂは、前記出力電圧ＶＢの位相を“−θ”だけずらしてＮＭＲ信号処理部５０２に入力する。ここで、位相角θは、ＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分の合成比率を１：αとするとき、θ＝arctan｛α｝となるθである。
前記移相器５４ａの出力信号をＶａとし、前記移相器５４ｂの出力信号をＶｂとするとき、
Ｖａ＝ＶＡ・exp｛＋ｊθ｝
Ｖｂ＝ＶＢ・exp｛−ｊθ｝
である。
【００３７】
ＮＭＲ信号処理部５０２では、前記移相器５４ａおよび前記移相器５４ｂの出力信号Ｖａ，Ｖｂをプリアンプ５５ａ，５５ｂで増幅する。次に、前記プリアンプ５５ａ，５５ｂの出力信号を０°コンバイナ（combiner）５６で加算し、合成出力ＶｃをＭＲＩ処理部（図示省略）へ送る。
合成出力Ｖｃは、プリアンプ５５ａ，５５ｂの増幅率をｋとするとき、
ＶＡ＝＋Ｖ０＋Ｖ90
ＶＢ＝＋Ｖ０−Ｖ90
であるから、
そして、上記クアドラチャ合成装置５０１では、可変アッテネータを用いる必要がないため、設計上の制約が少なくなり、位相器５４ａ，５４ｂをＮＭＲ信号処理部５０２より前段に設置できる。また、上記(6")式から判るように、ＮＭＲ信号の０°成分（Ｖ０）とＮＭＲ信号の９０°成分（Ｖ90）のどちらでも任意に減衰させて自由な合成比率にすることができる。
なお、合成比率１：１にしたい場合は、α＝１、従って、θ＝arctan｛１｝＝４５°とすればよい。
【００３８】
−第６の実施形態−
図１２は、本発明の第６の実施形態にかかるクアドラチャ合成装置の構成図である。
このクアドラチャ合成装置６０１において、上記第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル１００の第１の導出部からの出力電圧ＶＡは、バラン５３ａおよびケーブルＫａを介して、ＮＭＲ信号処理部６０２に入力される。また、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００の第２の導出部からの出力電圧ＶＢは、バラン５３ｂおよびケーブルＫｂを介して、ＮＭＲ信号処理部６０２に入力される。
【００３９】
ＮＭＲ信号処理部６０２では、移相器６４は、前記出力電圧ＶＡの位相を“＋２θ”だけずらして０°コンバイナ５６に入力する。また、前記出力電圧ＶＢは、そのまま０°コンバイナ５６に入力される。ここで、位相角θは、ＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分の合成比率を１：αとするとき、θ＝arctan｛α｝となるθである。
前記移相器６４の出力信号をＶａ’とするとき、
Ｖａ’＝ＶＡ・exp｛＋ｊ２θ｝
である。
次に、０°コンバイナ５６は、前記出力信号Ｖａ，ＶＢを加算し、合成出力Ｖｃをアンプ６６に入力する。アンプ６６は、合成出力Ｖｃを増幅し、ＭＲＩ処理部（図示省略）へ送る。
合成出力Ｖｃは、
ＶＡ＝＋Ｖ０＋Ｖ90
ＶＢ＝＋Ｖ０−Ｖ90
であるから、
そして、上記クアドラチャ合成装置６０１では、可変アッテネータを用いる必要がないため、設計上の制約が少なくなる。また、上式から判るように、ＮＭＲ信号の０°成分（Ｖ０）とＮＭＲ信号の９０°成分（Ｖ90）のどちらでも任意に減衰させて自由な合成比率にすることができる。
なお、合成比率１：１にしたい場合は、α＝１、従って、θ＝arctan｛１｝＝４５°とすればよい。
【００４０】
−第７の実施形態−
図１３は、本発明の第７の実施形態にかかるクアドラチャ合成装置を示す構成図である。
このクアドラチャ合成装置７０１は、基本的には前記第６の実施形態にかかるクアドラチャ合成装置６０１（図１２）と同じ構成であるが、（＋ｊ２θ）の移相器６４の代りに（ｊ２θ＋９０°）の移相器７４を用いると共に、０°コンバイナ５６の代りにクアドラチャハイブリッド７６を用いている。また、移相器７４をＮＭＲ信号処理部７０２の前段に設けている。
上記クアドラチャ合成装置７０１によれば、可変アッテネータを用いる必要がないため、設計上の制約が少なくなる。また、ＮＭＲ信号の０°成分（Ｖ０）とＮＭＲ信号の９０°成分（Ｖ90）のどちらでも任意に減衰させて自由な合成比率でクアドラチャ合成することができる。
【００４１】
−第８の実施形態−
図１４は、本発明の第８の実施形態にかかるクアドラチャ合成装置を示す構成図である。
このクアドラチャ合成装置８０１は、基本的には前記第５の実施形態にかかるクアドラチャ合成装置５０１（図１１）と同じ構成であるが、（＋θ），（−θ）の移相器５４ａ，５４ｂの代りに（＋θ＋４５°），（−θ−４５°）の移相器８４ａ，８４ｂを用いると共に、０°コンバイナ５６の代りにクアドラチャハイブリッド７６を用いている。また、移相器８４ａ，８４ｂをＮＭＲ信号処理部８０２に設けている。
上記クアドラチャ合成装置８０１によれば、可変アッテネータを用いる必要がないため、設計上の制約が少なくなる。また、ＮＭＲ信号の０°成分（Ｖ０）とＮＭＲ信号の９０°成分（Ｖ90）のどちらでも任意に減衰させて自由な合成比率でクアドラチャ合成することができる。
【００４２】
−第９の実施形態−
図１５は、本発明の第９の実施形態にかかるクアドラチャ給電装置を示す構成図である。
このクアドラチャ給電装置９０１のＭＲＩ用ＲＦ信号生成部９０２において、シーケンスコントローラ（図示省略）により作成されたＭＲＩ用ＲＦ信号は、その０°成分Ｐ０として和信号生成部９２および差信号生成部９３に入力される。移相器９１は、前記ＭＲＩ用ＲＦ信号の位相を９０°だけずらしてＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分Ｐ90として和信号生成部９２および差信号生成部９３に入力する。前記和信号生成部９２は、前記ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分Ｐ０と９０°成分Ｐ90の和信号を生成し、移相器９４に入力する。その移相器９４は、前記和信号の位相を“＋２θ”だけずらして、パワーアンプ９５ａに入力する。なお、位相角ｊθは、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分Ｐ０と９０°成分Ｐ90の給電比率を１：αとするとき、θ＝arctan｛α｝となるθである。前記差信号生成部９３は、前記ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分Ｐ０と９０°成分Ｐ90の差信号を生成し、パワーアンプ９５ｂに入力する。
前記パワーアンプ９５ａで増幅された前記和信号は、ケーブルＫａおよびバラン９６ａを介して、前記第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル１００の第１の導出部に給電される。また、前記パワーアンプ９５ｂで増幅された前記差信号は、ケーブルＫｂおよびバラン９６ｂを介して、前記ＭＲＩ用ＲＦコイル１００の第２の導出部に給電される。
上記第９の実施形態にかかるクアドラチャ給電装置９０１によれば、上記第１の実施形態および第６の実施形態の説明と逆のプロセス（移相関係も逆になる）により、クアドラチャ給電を行うことができる。また、可変アッテネータを用いる必要がないため、設計上の制約が少なくなる。さらに、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分（Ｐ０）とＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分（Ｐ90）のどちらでも任意に減衰させて自由な給電比率にすることができる。
【００４３】
【発明の効果】
本発明のＭＲＩ用ＲＦコイルによれば、コイル形状に加えて２つの導出部の位置および配線についても対称にできるから、ＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分の間の直交性を向上することが出来る。また、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分とＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分の間の直交性を向上することが出来る。
また、本発明のクアドラチャ合成方法およびクアドラチャ合成装置によれば、可変アッテネータを用いる必要がないため、設計上の制約が少なくなる。また、ＮＭＲ信号の０°成分と９０°成分のどちらでも任意に減衰させて自由な合成比率でクアドラチャ合成することができる。
本発明のクアドラチャ給電方法およびクアドラチャ給電装置によれば、可変アッテネータを用いる必要がないため、設計上の制約が少なくなる。さらに、ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分と９０°成分のどちらでも任意に減衰させて自由な給電比率でクアドラチャ給電することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す構成図である。
【図２】静磁場と回転磁場と振動磁場の関係を示す説明図である。
【図３】図１のＭＲＩ用ＲＦコイルのｘ軸方向の振動磁場に対する動作を説明するための等価回路図である。
【図４】図１のＭＲＩ用ＲＦコイルのｚ軸方向の振動磁場に対する動作を説明するための等価回路図である。
【図５】本発明の第２の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す構成図である。
【図６】本発明の第３の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す構成図である。
【図７】図６のＭＲＩ用ＲＦコイルのｘ軸方向の振動磁場に対する動作を説明するための等価回路図である。
【図８】図６のＭＲＩ用ＲＦコイルのｚ軸方向の振動磁場に対する動作を説明するための等価回路図である。
【図９】本発明の第４の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを示す構成図である。
【図１０】静磁場と回転磁場と振動磁場の関係を示す説明図である。
【図１１】本発明の第５の実施形態に係るクアドラチャ合成装置を示す構成図である。
【図１２】本発明の第６の実施形態にかかるクアドラチャ合成装置の構成図である。
【図１３】本発明の第７の実施形態に係るクアドラチャ合成装置を示す構成図である。
【図１４】本発明の第８の実施形態にかかるクアドラチャ合成装置の構成図である。
【図１５】本発明の第９の実施形態に係るクアドラチャ給電装置を示す構成図である。
【図１６】従来のクアドラチャ合成方法の説明図である。
【符号の説明】
１，３１ 第１のＲＦコイル
２，３２ 第２のＲＦコイル
４１ バードケージコイル
４２ １ターンコイル
Ａ１，Ａ２，Ｂ１，Ｂ２ 導出端子
Ｄ１，Ｄ２，Ｄ１’，Ｄ２’ 導出点
Ｑ１，Ｑ２ 接続点
Ｓ１，Ｓ２，Ｓ３ 対称面
５４ａ，５４ｂ，６４，７４，８４ａ，８４ｂ，９１，９４ 移相器
５６ ０°コンバイナ
７６ クアドラチャハイブリッド
９２ 和信号生成部
９３ 差信号生成部
１００，２００，３００，４００ ＭＲＩ用ＲＦコイル
５０１，６０１，７０１，８０１ クアドラチャ合成装置
９０１ クアドラチャ給電装置
Claims (3)
- 一つの対称面に対してそれぞれ対称な形状であり且つ前記対称面内に設けた接続点で相互に接続された第１のＲＦコイルおよび第２のＲＦコイルと、
前記第１のＲＦコイル上にある第１の導出点および前記第２のＲＦコイル上にある第２の導出点からなる第１の導出部と、
前記対称面を挟んで前記第１の導出部に対称な位置に設けた第２の導出部とを具備したことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。 - ＮＭＲ信号の０°成分と、そのＮＭＲ信号の０°成分に対して９０°の位相差を持ったＮＭＲ信号の９０°成分をクアドラチャ合成するクアドラチャ合成方法において、
請求項１に記載のＭＲＩ用ＲＦコイルの第１の導出部からの出力信号および第２の導出部からの出力信号を取得し、合成比率を１：αとするとき、θ＝arctan｛α｝となる位相角θを選び、前記第１の導出部からの出力信号および前記第２の導出部からの出力信号を相対的に２θだけずらして合成することを特徴とするクアドラチャ合成方法。 - ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分と、そのＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分に対して９０°の位相差を持ったＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分をＭＲＩ用ＲＦコイルにクアドラチャ給電するクアドラチャ給電方法において、
前記ＭＲＩ用ＲＦ信号の０°成分と前記ＭＲＩ用ＲＦ信号の９０°成分の和信号および差信号をそれぞれ生成し、給電比率を１：αとするとき、θ＝arctan｛α｝となる位相角θを選び、前記和信号と差信号を相対的に２θだけずらして請求項１に記載のＭＲＩ用ＲＦコイルの第１の導出部および第２の導出部にそれぞれ給電することを特徴とするクアドラチャ給電方法。
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- 1996-08-16 JP JP21623096A patent/JP3647156B2/ja not_active Expired - Fee Related
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