JPH08322816A - Ｍｒｉ用ｒｆコイル - Google Patents
Ｍｒｉ用ｒｆコイルInfo
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- JPH08322816A JPH08322816A JP7137895A JP13789595A JPH08322816A JP H08322816 A JPH08322816 A JP H08322816A JP 7137895 A JP7137895 A JP 7137895A JP 13789595 A JP13789595 A JP 13789595A JP H08322816 A JPH08322816 A JP H08322816A
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- coil
- circuit
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 送受信の際の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
る有効／無効切替回路を備えたＭＲＩ用ＲＦコイルを実
現する。 【構成】 互いにインダクタ同士及びキャパシタ同士が
対向するようにインダクタとキャパシタとがブリッジ回
路として配置され、このブリッジ回路の２つの中点間に
スイッチング素子Ｄが配置され、このスイッチング素子
Ｄが非導通状態にあるときには２組の直列共振回路が並
列接続された状態となり、このスイッチング素子Ｄが導
通状態にあるときには２組の並列共振回路が直列接続さ
れた状態となる直並列切替型共振回路１０を、送受信の
際の有効／無効切替回路としてエレメント中に備えたこ
とを特徴とする。
じることなく、充分な大きさの阻止インピーダンスを得
る有効／無効切替回路を備えたＭＲＩ用ＲＦコイルを実
現する。 【構成】 互いにインダクタ同士及びキャパシタ同士が
対向するようにインダクタとキャパシタとがブリッジ回
路として配置され、このブリッジ回路の２つの中点間に
スイッチング素子Ｄが配置され、このスイッチング素子
Ｄが非導通状態にあるときには２組の直列共振回路が並
列接続された状態となり、このスイッチング素子Ｄが導
通状態にあるときには２組の並列共振回路が直列接続さ
れた状態となる直並列切替型共振回路１０を、送受信の
際の有効／無効切替回路としてエレメント中に備えたこ
とを特徴とする。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】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コイルに関し、特に、送受信の際にＭＲ
Ｉ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コイルに関する。
（ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging））装置に用い
るＭＲＩ用ＲＦコイルに関し、特に、送受信の際にＭＲ
Ｉ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。
て被検体中の所望の検査部位における原子核スピンの密
度分布，緩和時間分布等を計測して、その計測データか
ら被検体の断面を画像表示するものである。
【０００３】均一で強力な静磁場発生装置内に置かれた
被検体の原子核スピンは、静磁場の強さによって定まる
周波数（ラーモア周波数）で静磁場の方向を軸として歳
差運動を行う。そこで、このラーモア周波数に等しい周
波数の高周波パルスを外部より照射すると、スピンが励
起されて高いエネルギー状態に遷移する。これを核磁気
共鳴現象と言う。この高周波パルスの照射を打ち切る
と、スピンはそれぞれの状態に応じた時定数で元の低い
エネルギー状態に戻り、この時に外部に電磁波を照射す
る。これをその周波数に同調した高周波受信コイル（Ｍ
ＲＩ用ＲＦコイル）で検出する。このとき、空間内に位
置情報を付加する目的で、三軸の傾斜磁場を静磁場空間
に印加する。この結果、空間内の位置情報を周波数情報
として捕らえることができる。
被検体の原子核スピンは、静磁場の強さによって定まる
周波数（ラーモア周波数）で静磁場の方向を軸として歳
差運動を行う。そこで、このラーモア周波数に等しい周
波数の高周波パルスを外部より照射すると、スピンが励
起されて高いエネルギー状態に遷移する。これを核磁気
共鳴現象と言う。この高周波パルスの照射を打ち切る
と、スピンはそれぞれの状態に応じた時定数で元の低い
エネルギー状態に戻り、この時に外部に電磁波を照射す
る。これをその周波数に同調した高周波受信コイル（Ｍ
ＲＩ用ＲＦコイル）で検出する。このとき、空間内に位
置情報を付加する目的で、三軸の傾斜磁場を静磁場空間
に印加する。この結果、空間内の位置情報を周波数情報
として捕らえることができる。
【０００４】このようなＭＲＩ装置において、被検体に
高周波回転磁場を印加するため、または被検体で発生す
る電磁波を受信するために用いられるＭＲＩ用ＲＦ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。
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。
【０００５】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。
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。
【０００６】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。
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。
【０００７】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。
（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。
【０００８】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７はこのような有効／無効切替回路を有する
ＭＲＩ用ＲＦコイルの一例を示す回路図である。
レメント中に有効／無効切替回路を有するように構成し
ている。図７はこのような有効／無効切替回路を有する
ＭＲＩ用ＲＦコイルの一例を示す回路図である。
【０００９】このような回路において、ＭＲＩ用ＲＦ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。
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。
【００１０】この図７の構成のＭＲＩ用ＲＦコイルの場
合、送信専用コイルの送信時及び受信専用コイルの受信
時には、ダイオードＤに図外の回路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。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 だけになり、ラーモア周波数に同調するよう
になる。
合、送信専用コイルの送信時及び受信専用コイルの受信
時には、ダイオードＤに図外の回路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。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 だけになり、ラーモア周波数に同調するよう
になる。
【００１１】一方、送信専用コイルの受信時及び受信専
用コイルの送信時には、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、逆バイアスをかけ
て）、ダイオードＤを非導通状態にする。これにより、
見掛け上は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くなる。
用コイルの送信時には、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、逆バイアスをかけ
て）、ダイオードＤを非導通状態にする。これにより、
見掛け上は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くなる。
【００１２】以上のような場合、送信専用コイルの送信
時及び受信専用コイルの受信時にはダイオード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）
により損失が発生する。特に、送信専用コイルの送信時
には大電力を扱うために発熱する問題を有している。更
に、受信専用コイルとしての送信時にも、コイルとして
動作しないように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有り、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。
時及び受信専用コイルの受信時にはダイオード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）
により損失が発生する。特に、送信専用コイルの送信時
には大電力を扱うために発熱する問題を有している。更
に、受信専用コイルとしての送信時にも、コイルとして
動作しないように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有り、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。
【００１３】以上のような問題に鑑みて、図８のような
有効／無効切替回路が使用されることがある。この図８
の回路では、同調用インダクタＬ0´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。
この場合には、前述の図７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
信専用コイルの送信時及び受信専用コイルの受信時には
ダイオードＤを非導通状態に制御してＬ0 とＣ0 とが動
作するようにする。これにより、ダイオードの損失や発
熱の問題は発生しない。
有効／無効切替回路が使用されることがある。この図８
の回路では、同調用インダクタＬ0´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。
この場合には、前述の図７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
信専用コイルの送信時及び受信専用コイルの受信時には
ダイオードＤを非導通状態に制御してＬ0 とＣ0 とが動
作するようにする。これにより、ダイオードの損失や発
熱の問題は発生しない。
【００１４】そして、送信専用コイルの受信時及び受信
専用コイルの送信時にはダイオードＤを導通状態にして
キャパシタＣ0 と同調用コイルＬ0´とで並列共振回路
を構成させる。すなわち、ラーモア周波数に同調して高
インピーダンスになった並列共振回路がＭＲＩ用ＲＦコ
イルのエレメントを分断した状態になり、ＭＲＩ用ＲＦ
コイルとしての動作が停止する。
専用コイルの送信時にはダイオードＤを導通状態にして
キャパシタＣ0 と同調用コイルＬ0´とで並列共振回路
を構成させる。すなわち、ラーモア周波数に同調して高
インピーダンスになった並列共振回路がＭＲＩ用ＲＦコ
イルのエレメントを分断した状態になり、ＭＲＩ用ＲＦ
コイルとしての動作が停止する。
【００１５】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Ｍ
ＲＩ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。そして、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Ｚ（Ｚ＝Ｌ／（ＣＲ），
このＺ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。
とは比例関係にあるため、静磁場が小さい低磁場型のＭ
ＲＩ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。そして、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Ｚ（Ｚ＝Ｌ／（ＣＲ），
このＺ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。
【００１６】
【発明が解決しようとする課題】以上のように、スイッ
チング素子としてのダイオードの損失や発熱の問題を回
避しつつ、かつ、充分な大きさの阻止インピーダンスを
得る有効／無効切替回路を備えたＭＲＩ用ＲＦコイルを
実現することは困難であった。
チング素子としてのダイオードの損失や発熱の問題を回
避しつつ、かつ、充分な大きさの阻止インピーダンスを
得る有効／無効切替回路を備えたＭＲＩ用ＲＦコイルを
実現することは困難であった。
【００１７】本発明は上記の点に鑑みてなされたもの
で、その目的は、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有効
／無効切替回路を備えたＭＲＩ用ＲＦコイルを実現する
ことである。
で、その目的は、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有効
／無効切替回路を備えたＭＲＩ用ＲＦコイルを実現する
ことである。
【００１８】
【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、
切替のためのスイッチング素子や同調回路の各素子の最
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。
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、
切替のためのスイッチング素子や同調回路の各素子の最
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。
【００１９】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）〜（３）に説明するようなも
のである。 （１）前記の課題を解決する第１の手段は、スイッチン
グ素子とインダクタ及びキャパシタとからなり、このス
イッチング素子が非導通状態にあるときには直列共振状
態となり、このスイッチング素子が導通状態にあるとき
には並列共振状態となるよう配置された共振回路を、送
受信の際の有効／無効切替回路としてエレメント中に備
えたことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルである。
明は基本的に以下の（１）〜（３）に説明するようなも
のである。 （１）前記の課題を解決する第１の手段は、スイッチン
グ素子とインダクタ及びキャパシタとからなり、このス
イッチング素子が非導通状態にあるときには直列共振状
態となり、このスイッチング素子が導通状態にあるとき
には並列共振状態となるよう配置された共振回路を、送
受信の際の有効／無効切替回路としてエレメント中に備
えたことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルである。
【００２０】（２）前記の課題を解決する第２の手段
は、互いにインダクタ同士及びキャパシタ同士が対向す
るようにインダクタとキャパシタとがブリッジ回路とし
て配置され、このブリッジ回路の２つの中点間にスイッ
チング素子が配置され、このスイッチング素子が非導通
状態にあるときには２組の直列共振回路が並列接続され
た状態となり、このスイッチング素子が導通状態にある
ときには２組の並列共振回路が直列接続された状態とな
る直並列切替型共振回路を、送受信の際の有効／無効切
替回路としてエレメント中に備えたことを特徴とするＭ
ＲＩ用ＲＦコイルである。
は、互いにインダクタ同士及びキャパシタ同士が対向す
るようにインダクタとキャパシタとがブリッジ回路とし
て配置され、このブリッジ回路の２つの中点間にスイッ
チング素子が配置され、このスイッチング素子が非導通
状態にあるときには２組の直列共振回路が並列接続され
た状態となり、このスイッチング素子が導通状態にある
ときには２組の並列共振回路が直列接続された状態とな
る直並列切替型共振回路を、送受信の際の有効／無効切
替回路としてエレメント中に備えたことを特徴とするＭ
ＲＩ用ＲＦコイルである。
【００２１】（３）前記の課題を解決する第３の手段
は、インダクタとキャパシタとの直列共振回路のインダ
クタ若しくはキャパシタのいずれか一方の素子と並列に
スイッチング素子が接続され、前記スイッチング素子が
接続された素子と同一定数の素子が前記直列共振回路と
並列に接続され、前記スイッチング素子が非導通状態に
あるときには直列共振回路として共振状態となり、前記
スイッチング素子が導通状態にあるときには並列共振回
路として共振状態となる直並列切替型共振回路を、送受
信の際の有効／無効切替回路としてエレメント中に備え
たことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルである。
は、インダクタとキャパシタとの直列共振回路のインダ
クタ若しくはキャパシタのいずれか一方の素子と並列に
スイッチング素子が接続され、前記スイッチング素子が
接続された素子と同一定数の素子が前記直列共振回路と
並列に接続され、前記スイッチング素子が非導通状態に
あるときには直列共振回路として共振状態となり、前記
スイッチング素子が導通状態にあるときには並列共振回
路として共振状態となる直並列切替型共振回路を、送受
信の際の有効／無効切替回路としてエレメント中に備え
たことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルである。
【００２２】
【作用】課題を解決する第１の手段であるＭＲＩ用ＲＦ
コイルでは、スイッチング素子が非導通状態にあるとき
には共振回路が直列共振状態となって低インピーダンス
になるため、ＭＲＩ用ＲＦコイルとして通常の動作をす
る。この場合、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は動作に影響しない。そして、ス
イッチング素子が導通状態にあるときには共振回路が並
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。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。
コイルでは、スイッチング素子が非導通状態にあるとき
には共振回路が直列共振状態となって低インピーダンス
になるため、ＭＲＩ用ＲＦコイルとして通常の動作をす
る。この場合、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は動作に影響しない。そして、ス
イッチング素子が導通状態にあるときには共振回路が並
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。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。
【００２３】また、インダクタ及びキャパシタ共に、Ｍ
ＲＩ用ＲＦコイルの有するインダクタに影響されずに定
数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。
ＲＩ用ＲＦコイルの有するインダクタに影響されずに定
数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。
【００２４】課題を解決する第２の手段であるＭＲＩ用
ＲＦコイルでは、スイッチング素子が非導通状態にある
ときには直並列切替型共振回路が直列共振状態となって
低インピーダンスになるため、ＭＲＩ用ＲＦコイルとし
て通常の動作をする。この場合、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は動作に影響し
ない。そして、スイッチング素子が導通状態にあるとき
には直並列切替型共振回路が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。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。
ＲＦコイルでは、スイッチング素子が非導通状態にある
ときには直並列切替型共振回路が直列共振状態となって
低インピーダンスになるため、ＭＲＩ用ＲＦコイルとし
て通常の動作をする。この場合、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は動作に影響し
ない。そして、スイッチング素子が導通状態にあるとき
には直並列切替型共振回路が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。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。
【００２５】また、インダクタ及びキャパシタ共に、Ｍ
ＲＩ用ＲＦコイルの有するインダクタに影響されずに定
数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。
ＲＩ用ＲＦコイルの有するインダクタに影響されずに定
数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。
【００２６】課題を解決する第３の手段であるＭＲＩ用
ＲＦコイルでは、スイッチング素子が非導通状態にある
ときには直並列切替型共振回路が直列共振状態となって
低インピーダンスになるため、ＭＲＩ用ＲＦコイルとし
て通常の動作をする。この場合、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は動作に影響し
ない。そして、スイッチング素子が導通状態にあるとき
には直並列切替型共振回路が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。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。
ＲＦコイルでは、スイッチング素子が非導通状態にある
ときには直並列切替型共振回路が直列共振状態となって
低インピーダンスになるため、ＭＲＩ用ＲＦコイルとし
て通常の動作をする。この場合、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は動作に影響し
ない。そして、スイッチング素子が導通状態にあるとき
には直並列切替型共振回路が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。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。
【００２７】また、インダクタ及びキャパシタ共に、Ｍ
ＲＩ用ＲＦコイルの有するインダクタに影響されずに定
数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。
ＲＩ用ＲＦコイルの有するインダクタに影響されずに定
数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。
【００２８】
【実施例】以下、図面を参照して本発明の実施例を詳細
に説明する。図１は本発明のＭＲＩ用ＲＦコイルの原理
的構成を示す構成図である。この図１において、Ｌ0 は
エレメントにより生じるインダクタ、Ｃ0 は前記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、直並列切替型共振回路１０はス
イッチングによりラーモア周波数に対して直列共振状態
と並列共振状態が切り替わるよう構成された共振回路で
ある。スイッチング部２０は直並列切替型共振回路１０
のスイッチング用の制御端子に接続されて導通／非導通
を切替えるスイッチング手段である。
に説明する。図１は本発明のＭＲＩ用ＲＦコイルの原理
的構成を示す構成図である。この図１において、Ｌ0 は
エレメントにより生じるインダクタ、Ｃ0 は前記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、直並列切替型共振回路１０はス
イッチングによりラーモア周波数に対して直列共振状態
と並列共振状態が切り替わるよう構成された共振回路で
ある。スイッチング部２０は直並列切替型共振回路１０
のスイッチング用の制御端子に接続されて導通／非導通
を切替えるスイッチング手段である。
【００２９】図２は本発明のＭＲＩ用ＲＦコイルの一実
施例を示す回路図であり、前述の図１に対応する回路で
ある。ここで、Ｌ1 ，Ｃ1 ，Ｌ2 ，Ｃ2 でブリッジ回路
が構成されており、２つの中点間にスイッチング素子と
してのダイオードＤが配置されている。ここで、Ｌ1 ＝
Ｌ2 ，Ｃ1 ＝Ｃ2 であり、Ｌ1 ，Ｃ1 ，Ｌ2 ，Ｃ2 によ
り直列共振でも並列共振でもラーモア周波数に同調する
ように設定されている。
施例を示す回路図であり、前述の図１に対応する回路で
ある。ここで、Ｌ1 ，Ｃ1 ，Ｌ2 ，Ｃ2 でブリッジ回路
が構成されており、２つの中点間にスイッチング素子と
してのダイオードＤが配置されている。ここで、Ｌ1 ＝
Ｌ2 ，Ｃ1 ＝Ｃ2 であり、Ｌ1 ，Ｃ1 ，Ｌ2 ，Ｃ2 によ
り直列共振でも並列共振でもラーモア周波数に同調する
ように設定されている。
【００３０】また、ダイオードＤのスイッチング状態を
制御するためにバイアス回路２１がダイオードＤの両端
に接続されている。尚、このバイアス回路２１は図示し
ていないＭＲＩ装置の制御回路などから送受信のタイミ
ングについての指示を受けており、このバイアス回路２
１はＭＲＩ装置の送受信に合わせてダイオードＤのスイ
ッチングを制御するものである。
制御するためにバイアス回路２１がダイオードＤの両端
に接続されている。尚、このバイアス回路２１は図示し
ていないＭＲＩ装置の制御回路などから送受信のタイミ
ングについての指示を受けており、このバイアス回路２
１はＭＲＩ装置の送受信に合わせてダイオードＤのスイ
ッチングを制御するものである。
【００３１】この場合、直並列切替型共振回路１０は図
２の回路構成から明らかなようにインピーダンス変換回
路として動作する。従って、ダイオードＤの抵抗値をＲ
D とし、ＬによるインピーダンスをＺ1 ＝ωＬとし、Ｃ
によるインピーダンスをＺ2 ＝１／ωＣとした場合、Ｍ
ＲＩ用ＲＦコイルのエレメントから見た直並列切替型共
振回路１０のインピーダンスＺ′は、 Ｚ′＝Ｚ1 ・Ｚ2 ／ＲD となる。
２の回路構成から明らかなようにインピーダンス変換回
路として動作する。従って、ダイオードＤの抵抗値をＲ
D とし、ＬによるインピーダンスをＺ1 ＝ωＬとし、Ｃ
によるインピーダンスをＺ2 ＝１／ωＣとした場合、Ｍ
ＲＩ用ＲＦコイルのエレメントから見た直並列切替型共
振回路１０のインピーダンスＺ′は、 Ｚ′＝Ｚ1 ・Ｚ2 ／ＲD となる。
【００３２】すなわち、ダイオードＤが導通／非導通し
て抵抗値が変化することで直並列切替型共振回路１０の
インピーダンスＺ′も大きく変化することを意味してい
る。ここで、直並列切替型共振回路１０の動作につい
て、共振状態を場合分けして説明する。まず、図２に示
した回路からバイアス回路２１を省略して簡略して示す
と図３のようになる。そして、ダイオードＤの導通／非
導通に応じて等価回路にすると、図４及び図５のように
示すことができる。
て抵抗値が変化することで直並列切替型共振回路１０の
インピーダンスＺ′も大きく変化することを意味してい
る。ここで、直並列切替型共振回路１０の動作につい
て、共振状態を場合分けして説明する。まず、図２に示
した回路からバイアス回路２１を省略して簡略して示す
と図３のようになる。そして、ダイオードＤの導通／非
導通に応じて等価回路にすると、図４及び図５のように
示すことができる。
【００３３】図４はダイオードＤが導通した状態を示し
ており、導通したダイオードＤのために２組の並列共振
回路（Ｌ1 −Ｃ1 による並列共振回路、Ｌ2 −Ｃ2 によ
る並列共振回路）が直列接続された状態になっている。
従って、並列共振回路単体の場合より更に高い阻止イン
ピーダンスを得ることができる。
ており、導通したダイオードＤのために２組の並列共振
回路（Ｌ1 −Ｃ1 による並列共振回路、Ｌ2 −Ｃ2 によ
る並列共振回路）が直列接続された状態になっている。
従って、並列共振回路単体の場合より更に高い阻止イン
ピーダンスを得ることができる。
【００３４】すなわち、直並列切替型共振回路１０が共
振状態になって高インピーダンスになるためＭＲＩ用Ｒ
Ｆコイルを流れる電流を阻止して、ＭＲＩ用ＲＦコイル
としての動作は停止する。
振状態になって高インピーダンスになるためＭＲＩ用Ｒ
Ｆコイルを流れる電流を阻止して、ＭＲＩ用ＲＦコイル
としての動作は停止する。
【００３５】一方、ダイオードＤが非導通状態にあると
きには直並列切替型共振回路１０が直列共振状態となっ
て低インピーダンスになるため、ＭＲＩ用ＲＦコイルと
して通常の動作をする。この場合、２組の直列共振回路
（Ｌ1 −Ｃ2 による直列共振回路、Ｌ2 −Ｃ1 による直
列共振回路）が並列接続された状態であるため、単体の
直列共振回路より更に損失を少なくすることができる。
きには直並列切替型共振回路１０が直列共振状態となっ
て低インピーダンスになるため、ＭＲＩ用ＲＦコイルと
して通常の動作をする。この場合、２組の直列共振回路
（Ｌ1 −Ｃ2 による直列共振回路、Ｌ2 −Ｃ1 による直
列共振回路）が並列接続された状態であるため、単体の
直列共振回路より更に損失を少なくすることができる。
【００３６】また、ダイオードＤ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、ダ
イオードＤの損失（抵抗）がＭＲＩ用ＲＦコイルの動作
に影響することはない。
ＭＲＩ用ＲＦコイルを流れる電流には関係ないので、ダ
イオードＤの損失（抵抗）がＭＲＩ用ＲＦコイルの動作
に影響することはない。
【００３７】また、インダクタ及びキャパシタ共に、Ｍ
ＲＩ用ＲＦコイルの有するインダクタＬ0 に影響されず
に定数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Ｚ′を得るようにすることが可能にな
る。
ＲＩ用ＲＦコイルの有するインダクタＬ0 に影響されず
に定数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Ｚ′を得るようにすることが可能にな
る。
【００３８】次に、本発明の他の実施例について説明す
る。図６は本発明の他の実施例の構成を示す回路図であ
り、前述の図１に対応する回路図である。ここで、Ｌ1
，Ｃ1 ，Ｃ2 でπ型のＬＣ回路を構成しており、ダイ
オードＤが導通した場合には並列共振回路（Ｌ1 −Ｃ1
）になる。すなわち、直並列切替型共振回路１０が共
振状態になって高インピーダンスになるためＭＲＩ用Ｒ
Ｆコイルを流れる電流を阻止して、ＭＲＩ用ＲＦコイル
としての動作は停止する。
る。図６は本発明の他の実施例の構成を示す回路図であ
り、前述の図１に対応する回路図である。ここで、Ｌ1
，Ｃ1 ，Ｃ2 でπ型のＬＣ回路を構成しており、ダイ
オードＤが導通した場合には並列共振回路（Ｌ1 −Ｃ1
）になる。すなわち、直並列切替型共振回路１０が共
振状態になって高インピーダンスになるためＭＲＩ用Ｒ
Ｆコイルを流れる電流を阻止して、ＭＲＩ用ＲＦコイル
としての動作は停止する。
【００３９】一方、ダイオードＤが非導通状態にあると
きには直並列切替型共振回路１０が直列共振状態（Ｌ1
−Ｃ2 ）となって低インピーダンスになるため、ＭＲＩ
用ＲＦコイルとして通常の動作をする。また、ダイオー
ドＤ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、ダイオードＤの損失（抵抗）が
ＭＲＩ用ＲＦコイルの動作に影響することはない。
きには直並列切替型共振回路１０が直列共振状態（Ｌ1
−Ｃ2 ）となって低インピーダンスになるため、ＭＲＩ
用ＲＦコイルとして通常の動作をする。また、ダイオー
ドＤ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、ダイオードＤの損失（抵抗）が
ＭＲＩ用ＲＦコイルの動作に影響することはない。
【００４０】また、インダクタ及びキャパシタ共に、Ｍ
ＲＩ用ＲＦコイルの有するインダクタＬ0 に影響されず
に定数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Ｚ′を得るようにすることが可能にな
る。
ＲＩ用ＲＦコイルの有するインダクタＬ0 に影響されず
に定数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Ｚ′を得るようにすることが可能にな
る。
【００４１】尚、ここでは、キャパシタＣ2 にダイオー
ドＤを並列接続したが、π型回路のＬとＣとを逆に構成
してインダクタＬにダイオードＤを並列接続するような
構成にすることも可能であり、同様な効果が得られる。
ドＤを並列接続したが、π型回路のＬとＣとを逆に構成
してインダクタＬにダイオードＤを並列接続するような
構成にすることも可能であり、同様な効果が得られる。
【００４２】以上詳細に説明したように、スイッチング
素子とインダクタ及びキャパシタとからなり、このスイ
ッチング素子が非導通状態にあるときには直列共振状態
となり、このスイッチング素子が導通状態にあるときに
は並列共振状態となるよう配置された共振回路を、送受
信の際の有効／無効切替回路としてエレメント中に備え
たことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルによれば、スイ
ッチング素子が非導通状態にあるときには共振回路が直
列共振状態となって低インピーダンスになるため、ＭＲ
Ｉ用ＲＦコイルとして通常の動作をし、スイッチング素
子が導通状態にあるときには共振回路が並列共振状態と
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。この直列共振状態の場合、
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
の損失は動作に影響しない。また、この並列共振の場
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。そして、インダクタ及びキャパシタ共に、
ＭＲＩ用ＲＦコイルの有するインダクタに影響されずに
定数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。
素子とインダクタ及びキャパシタとからなり、このスイ
ッチング素子が非導通状態にあるときには直列共振状態
となり、このスイッチング素子が導通状態にあるときに
は並列共振状態となるよう配置された共振回路を、送受
信の際の有効／無効切替回路としてエレメント中に備え
たことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルによれば、スイ
ッチング素子が非導通状態にあるときには共振回路が直
列共振状態となって低インピーダンスになるため、ＭＲ
Ｉ用ＲＦコイルとして通常の動作をし、スイッチング素
子が導通状態にあるときには共振回路が並列共振状態と
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。この直列共振状態の場合、
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
の損失は動作に影響しない。また、この並列共振の場
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。そして、インダクタ及びキャパシタ共に、
ＭＲＩ用ＲＦコイルの有するインダクタに影響されずに
定数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。
【００４３】また、互いにインダクタ同士及びキャパシ
タ同士が対向するようにインダクタとキャパシタとがブ
リッジ回路として配置され、このブリッジ回路の２つの
中点間にスイッチング素子が配置され、このスイッチン
グ素子が非導通状態にあるときには２組の直列共振回路
が並列接続された状態となり、このスイッチング素子が
導通状態にあるときには２組の並列共振回路が直列接続
された状態となる直並列切替型共振回路を、送受信の際
の有効／無効切替回路としてエレメント中に備えたこと
を特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルによれば、スイッチン
グ素子が非導通状態にあるときには直並列切替型共振回
路が直列共振状態となって低インピーダンスになるた
め、ＭＲＩ用ＲＦコイルとして通常の動作をし、スイッ
チング素子が導通状態にあるときには直並列切替型共振
回路が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。
タ同士が対向するようにインダクタとキャパシタとがブ
リッジ回路として配置され、このブリッジ回路の２つの
中点間にスイッチング素子が配置され、このスイッチン
グ素子が非導通状態にあるときには２組の直列共振回路
が並列接続された状態となり、このスイッチング素子が
導通状態にあるときには２組の並列共振回路が直列接続
された状態となる直並列切替型共振回路を、送受信の際
の有効／無効切替回路としてエレメント中に備えたこと
を特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルによれば、スイッチン
グ素子が非導通状態にあるときには直並列切替型共振回
路が直列共振状態となって低インピーダンスになるた
め、ＭＲＩ用ＲＦコイルとして通常の動作をし、スイッ
チング素子が導通状態にあるときには直並列切替型共振
回路が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】この直列共振状態の場合、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は動作に
影響しない。また、並列共振状態の場合、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。ここ
で、インダクタ及びキャパシタ共に、ＭＲＩ用ＲＦコイ
ルの有するインダクタに影響されずに定数を選択するこ
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。
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は動作に
影響しない。また、並列共振状態の場合、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。ここ
で、インダクタ及びキャパシタ共に、ＭＲＩ用ＲＦコイ
ルの有するインダクタに影響されずに定数を選択するこ
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。
【００４５】そして、インダクタとキャパシタとの直列
共振回路のインダクタ若しくはキャパシタのいずれか一
方の素子と並列にスイッチング素子が接続され、前記ス
イッチング素子が接続された素子と同一定数の素子が前
記直列共振回路と並列に接続され、前記スイッチング素
子が非導通状態にあるときには直列共振回路として共振
状態となり、前記スイッチング素子が導通状態にあると
きには並列共振回路として共振状態となる直並列切替型
共振回路を、送受信の際の有効／無効切替回路としてエ
レメント中に備えたことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイ
ルによれば、スイッチング素子が非導通状態にあるとき
には直並列切替型共振回路が直列共振状態となって低イ
ンピーダンスになるため、ＭＲＩ用ＲＦコイルとして通
常の動作をし、スイッチング素子が導通状態にあるとき
には直並列切替型共振回路が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。
共振回路のインダクタ若しくはキャパシタのいずれか一
方の素子と並列にスイッチング素子が接続され、前記ス
イッチング素子が接続された素子と同一定数の素子が前
記直列共振回路と並列に接続され、前記スイッチング素
子が非導通状態にあるときには直列共振回路として共振
状態となり、前記スイッチング素子が導通状態にあると
きには並列共振回路として共振状態となる直並列切替型
共振回路を、送受信の際の有効／無効切替回路としてエ
レメント中に備えたことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイ
ルによれば、スイッチング素子が非導通状態にあるとき
には直並列切替型共振回路が直列共振状態となって低イ
ンピーダンスになるため、ＭＲＩ用ＲＦコイルとして通
常の動作をし、スイッチング素子が導通状態にあるとき
には直並列切替型共振回路が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。
【００４６】この直列共振状態の場合、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は動作に
影響しない。また、並列共振状態の場合、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。そし
て、インダクタ及びキャパシタ共に、ＭＲＩ用ＲＦコイ
ルの有するインダクタに影響されずに定数を選択するこ
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。
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は動作に
影響しない。また、並列共振状態の場合、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。そし
て、インダクタ及びキャパシタ共に、ＭＲＩ用ＲＦコイ
ルの有するインダクタに影響されずに定数を選択するこ
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。
【００４７】
【発明の効果】以上詳細に説明したように本発明では、
直並列切替型共振回路をＭＲＩ用ＲＦコイルのエレメン
ト中に配置して、この直並列切替型共振回路をスイッチ
ング素子で切替えるようにしているために、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できる。
直並列切替型共振回路をＭＲＩ用ＲＦコイルのエレメン
ト中に配置して、この直並列切替型共振回路をスイッチ
ング素子で切替えるようにしているために、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できる。
【００４８】そして、スイッチング素子が非導通状態の
ときにＭＲＩ用ＲＦコイルを流れる電流は直列共振状態
の直並列切替型共振回路を流れるため、スイッチング素
子の抵抗成分は動作に影響しない。また、並列共振状態
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
電流を阻止するため、充分な阻止インピーダンスを得る
ことができる。更に、インダクタ及びキャパシタ共に、
ＭＲＩ用ＲＦコイルの有するインダクタに影響されずに
定数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。
ときにＭＲＩ用ＲＦコイルを流れる電流は直列共振状態
の直並列切替型共振回路を流れるため、スイッチング素
子の抵抗成分は動作に影響しない。また、並列共振状態
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
電流を阻止するため、充分な阻止インピーダンスを得る
ことができる。更に、インダクタ及びキャパシタ共に、
ＭＲＩ用ＲＦコイルの有するインダクタに影響されずに
定数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。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のＭＲＩ用ＲＦコイルの原理的構成を示
す構成図である。
す構成図である。
【図２】本発明のＭＲＩ用ＲＦコイルの一実施例の構成
を示す回路図である。
を示す回路図である。
【図３】図２に示したＭＲＩ用ＲＦコイルの回路の主要
部を示した回路図である。
部を示した回路図である。
【図４】図３に示したＭＲＩ用ＲＦコイルの回路につい
てダイオードの導通状態の場合の等価回路を示した回路
図である。
てダイオードの導通状態の場合の等価回路を示した回路
図である。
【図５】図３に示したＭＲＩ用ＲＦコイルの回路につい
てダイオードの非導通状態の場合の等価回路を示した回
路図である。
てダイオードの非導通状態の場合の等価回路を示した回
路図である。
【図６】本発明のＭＲＩ用ＲＦコイルの他の実施例の構
成を示す回路図である。
成を示す回路図である。
【図７】従来のＭＲＩ用ＲＦコイルの構成例を示す構成
図である。
図である。
【図８】従来のＭＲＩ用ＲＦコイルの構成例を示す構成
図である。
図である。
１０ 直並列切替型共振回路 ２０ スイッチング部 ２１ バイアス回路
Claims (3)
- 【請求項１】 スイッチング素子とインダクタ及びキャ
パシタとからなり、このスイッチング素子が非導通状態
にあるときには直列共振状態となり、このスイッチング
素子が導通状態にあるときには並列共振状態となるよう
配置された共振回路を、送受信の際の有効／無効切替回
路としてエレメント中に備えたことを特徴とするＭＲＩ
用ＲＦコイル。 - 【請求項２】 互いにインダクタ同士及びキャパシタ同
士が対向するようにインダクタとキャパシタとがブリッ
ジ回路として配置され、このブリッジ回路の２つの中点
間にスイッチング素子が配置され、このスイッチング素
子が非導通状態にあるときには２組の直列共振回路が並
列接続された状態となり、このスイッチング素子が導通
状態にあるときには２組の並列共振回路が直列接続され
た状態となる直並列切替型共振回路を、送受信の際の有
効／無効切替回路としてエレメント中に備えたことを特
徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。 - 【請求項３】 インダクタとキャパシタとの直列共振回
路のインダクタ若しくはキャパシタのいずれか一方の素
子と並列にスイッチング素子が接続され、前記スイッチ
ング素子が接続された素子と同一定数の素子が前記直列
共振回路と並列に接続され、前記スイッチング素子が非
導通状態にあるときには直列共振回路として共振状態と
なり、前記スイッチング素子が導通状態にあるときには
並列共振回路として共振状態となる直並列切替型共振回
路を、送受信の際の有効／無効切替回路としてエレメン
ト中に備えたことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP13789595A JP3502696B2 (ja) | 1995-06-05 | 1995-06-05 | Ｍｒｉ用ｒｆコイル |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP13789595A JP3502696B2 (ja) | 1995-06-05 | 1995-06-05 | Ｍｒｉ用ｒｆコイル |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08322816A true JPH08322816A (ja) | 1996-12-10 |
| JP3502696B2 JP3502696B2 (ja) | 2004-03-02 |
Family
ID=15209191
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP13789595A Expired - Fee Related JP3502696B2 (ja) | 1995-06-05 | 1995-06-05 | Ｍｒｉ用ｒｆコイル |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3502696B2 (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP1150134A2 (en) * | 2000-04-26 | 2001-10-31 | GE Medical Systems Global Technology Company LLC | RF coil and magnetic resonance imaging apparatus |
| JP2003325475A (ja) * | 2002-05-16 | 2003-11-18 | Hitachi Medical Corp | カテーテルｒｆアンテナ |
| JP2008194180A (ja) * | 2007-02-09 | 2008-08-28 | Hitachi Medical Corp | ハイパワーｒｆ回路のためのスイッチング回路および磁気共鳴イメージング装置 |
| EP2447732A1 (en) * | 2010-10-26 | 2012-05-02 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | RF antenna arrangement including a decoupling circuit especially for an MR imaging system |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8269499B2 (en) * | 2010-06-01 | 2012-09-18 | Quality Electrodynamics, Llc | Failsafe protection from induced RF current for MRI RF coil assembly having transmit functionality |
-
1995
- 1995-06-05 JP JP13789595A patent/JP3502696B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP1150134A2 (en) * | 2000-04-26 | 2001-10-31 | GE Medical Systems Global Technology Company LLC | RF coil and magnetic resonance imaging apparatus |
| EP1150134A3 (en) * | 2000-04-26 | 2001-12-19 | GE Medical Systems Global Technology Company LLC | RF coil and magnetic resonance imaging apparatus |
| US6580274B2 (en) | 2000-04-26 | 2003-06-17 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | RF coil and magnetic resonance imaging apparatus |
| JP2003325475A (ja) * | 2002-05-16 | 2003-11-18 | Hitachi Medical Corp | カテーテルｒｆアンテナ |
| JP2008194180A (ja) * | 2007-02-09 | 2008-08-28 | Hitachi Medical Corp | ハイパワーｒｆ回路のためのスイッチング回路および磁気共鳴イメージング装置 |
| EP2447732A1 (en) * | 2010-10-26 | 2012-05-02 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | RF antenna arrangement including a decoupling circuit especially for an MR imaging system |
| WO2012056396A1 (en) * | 2010-10-26 | 2012-05-03 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Rf antenna arrangement for mri comprising a trap circuit |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3502696B2 (ja) | 2004-03-02 |
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