JPH1057338A - Ｍｒｉ用ハイパス型バードケージコイル - Google Patents
Ｍｒｉ用ハイパス型バードケージコイルInfo
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- JPH1057338A JPH1057338A JP8216231A JP21623196A JPH1057338A JP H1057338 A JPH1057338 A JP H1057338A JP 8216231 A JP8216231 A JP 8216231A JP 21623196 A JP21623196 A JP 21623196A JP H1057338 A JPH1057338 A JP H1057338A
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- capacitor
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 デカップリング回路に起因するＳＮＲの低下
を防止する。 【解決手段】 第１のリング部１１と第２のリング部１
２の間に多数のエレメント１３を張設し、第１のリング
部１１とエレメント１３の複数の接続点間および第２の
リング部１２とエレメント１３の複数の接続点間にそれ
ぞれコンデンサＣを介設する。第１のリング部１１の各
コンデンサＣの両端に、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およびダイオードＤの直
列回路を接続する。隣り合うエレメント１３の略中央間
に、コンデンサＣに蓄積された電荷を放電する放電用抵
抗Ｒ１を接続する。 【効果】 コンデンサＣに蓄積されていた電荷によるＳ
ＮＲの低下の問題点と放電用抵抗によるＳＮＲの低下の
問題点とを同時に解決できる。
を防止する。 【解決手段】 第１のリング部１１と第２のリング部１
２の間に多数のエレメント１３を張設し、第１のリング
部１１とエレメント１３の複数の接続点間および第２の
リング部１２とエレメント１３の複数の接続点間にそれ
ぞれコンデンサＣを介設する。第１のリング部１１の各
コンデンサＣの両端に、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およびダイオードＤの直
列回路を接続する。隣り合うエレメント１３の略中央間
に、コンデンサＣに蓄積された電荷を放電する放電用抵
抗Ｒ１を接続する。 【効果】 コンデンサＣに蓄積されていた電荷によるＳ
ＮＲの低下の問題点と放電用抵抗によるＳＮＲの低下の
問題点とを同時に解決できる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、ＭＲＩ（Ｍagneti
c Ｒesonance Imaging）用ハイパス型バードケージコイ
ルに関し、さらに詳しくは、デカップリング（Decoupli
ng）回路に起因するＳＮＲ（Ｓignal To Ｎoise Ｒati
o）の低下を防止することが出来るＭＲＩ用ハイパス型
バードケージコイルに関する。
c Ｒesonance Imaging）用ハイパス型バードケージコイ
ルに関し、さらに詳しくは、デカップリング（Decoupli
ng）回路に起因するＳＮＲ（Ｓignal To Ｎoise Ｒati
o）の低下を防止することが出来るＭＲＩ用ハイパス型
バードケージコイルに関する。
【０００２】
【従来の技術】図６は、従来のＭＲＩ用ハイパス型バー
ドケージコイルの一例を示す構成図である。このＭＲＩ
用ハイパス型バードケージコイル６００は、第１のリン
グ部１１と第２のリング部１２の間に、多数のエレメン
ト１３を張設し、前記第１のリング部１１と前記エレメ
ント１３の複数の接続点間および前記第２のリング部１
２と前記エレメント１３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のリング
部１１の各コンデンサＣの両端に、前記コンデンサＣと
の並列共振周波数がＭＲＩ用ＲＦ（Ｒadio Ｆrequenc
y）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およびダイオードＤの直列回路を接続
している。また、前記第１のリング部１１に介設された
コンデンサＣのうちの一つの両端にケーブルＫを接続し
ている（コンデンサＣの両端に、ケーブルＫの心線およ
び外部導体を接続している）。
ドケージコイルの一例を示す構成図である。このＭＲＩ
用ハイパス型バードケージコイル６００は、第１のリン
グ部１１と第２のリング部１２の間に、多数のエレメン
ト１３を張設し、前記第１のリング部１１と前記エレメ
ント１３の複数の接続点間および前記第２のリング部１
２と前記エレメント１３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のリング
部１１の各コンデンサＣの両端に、前記コンデンサＣと
の並列共振周波数がＭＲＩ用ＲＦ（Ｒadio Ｆrequenc
y）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およびダイオードＤの直列回路を接続
している。また、前記第１のリング部１１に介設された
コンデンサＣのうちの一つの両端にケーブルＫを接続し
ている（コンデンサＣの両端に、ケーブルＫの心線およ
び外部導体を接続している）。
【０００３】このＭＲＩ用ハイパス型バードケージコイ
ル６００を受信専用コイルとして利用し、別の送信コイ
ルからＲＦパルスを送信する場合の動作を説明する。別
の送信コイルからＭＲＩ用ＲＦパルスを送信する時に
は、ケーブルＫから正の直流電圧（ダイオードＤに順方
向電圧がかかる極性の直流電圧）を入力する。すると、
ダイオードＤがオンして、コンデンサＣとインダクタＬ
により並列共振回路が形成される。この結果、第１のリ
ング部１１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し、前記送
信コイルとのカップリングを遮断する（デカップリング
する）ことが出来る。一方、ＮＭＲ（Ｎuclear Ｍagnet
ic Resonance）信号の受信時には、ケーブルＫから負の
直流電圧（ダイオードＤに逆方向電圧がかかる極性の直
流電圧）を入力する。すると、ダイオードＤがオフし
て、コンデンサＣとインダクタＬによる並列共振回路が
形成されなくなる。この結果、ＭＲＩ用ハイパス型バー
ドケージコイル６００は、受信用コイルとして動作しう
る。
ル６００を受信専用コイルとして利用し、別の送信コイ
ルからＲＦパルスを送信する場合の動作を説明する。別
の送信コイルからＭＲＩ用ＲＦパルスを送信する時に
は、ケーブルＫから正の直流電圧（ダイオードＤに順方
向電圧がかかる極性の直流電圧）を入力する。すると、
ダイオードＤがオンして、コンデンサＣとインダクタＬ
により並列共振回路が形成される。この結果、第１のリ
ング部１１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し、前記送
信コイルとのカップリングを遮断する（デカップリング
する）ことが出来る。一方、ＮＭＲ（Ｎuclear Ｍagnet
ic Resonance）信号の受信時には、ケーブルＫから負の
直流電圧（ダイオードＤに逆方向電圧がかかる極性の直
流電圧）を入力する。すると、ダイオードＤがオフし
て、コンデンサＣとインダクタＬによる並列共振回路が
形成されなくなる。この結果、ＭＲＩ用ハイパス型バー
ドケージコイル６００は、受信用コイルとして動作しう
る。
【０００４】次に、図７は、従来のＭＲＩ用ハイパス型
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ＭＲＩ用ハイパス型バードケージコイル７００は、第
１のリング部１１と第２のリング部１２の間に多数のエ
レメント１３を張設し、前記第１のリング部１１と前記
エレメント１３の複数の接続点間および前記第２のリン
グ部１２と前記エレメント１３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の
リング部１１の各コンデンサＣの両端に、前記コンデン
サＣとの並列共振周波数がＮＭＲ信号の周波数に略合う
ようにインダクタンスおよびキャパシタンスを定めたイ
ンダクタＬ１，コンデンサＣ１およびダイオードＤの直
列回路を接続している。また、一つのダイオードＤのア
ノードにバイアスケーブルＢ１を接続し、それと隣接す
るダイオードＤのカソードにバイアスケーブルＢ２を接
続している。さらに、ＭＲＩ用ＲＦパルスの周波数で高
インピーダンス状態となるブロッキング回路５１を、前
記バイアスケーブルＢ１，Ｂ２を接続している箇所を除
いて、隣接するダイオードＤのアノードとカソードの間
にそれぞれ接続している。また、前記第２のリング部１
２に介設されたコンデンサＣのうちの一つの両端にケー
ブルＫを接続する（コンデンサＣの両端に、ケーブルＫ
の心線および外部導体を接続する）。
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ＭＲＩ用ハイパス型バードケージコイル７００は、第
１のリング部１１と第２のリング部１２の間に多数のエ
レメント１３を張設し、前記第１のリング部１１と前記
エレメント１３の複数の接続点間および前記第２のリン
グ部１２と前記エレメント１３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の
リング部１１の各コンデンサＣの両端に、前記コンデン
サＣとの並列共振周波数がＮＭＲ信号の周波数に略合う
ようにインダクタンスおよびキャパシタンスを定めたイ
ンダクタＬ１，コンデンサＣ１およびダイオードＤの直
列回路を接続している。また、一つのダイオードＤのア
ノードにバイアスケーブルＢ１を接続し、それと隣接す
るダイオードＤのカソードにバイアスケーブルＢ２を接
続している。さらに、ＭＲＩ用ＲＦパルスの周波数で高
インピーダンス状態となるブロッキング回路５１を、前
記バイアスケーブルＢ１，Ｂ２を接続している箇所を除
いて、隣接するダイオードＤのアノードとカソードの間
にそれぞれ接続している。また、前記第２のリング部１
２に介設されたコンデンサＣのうちの一つの両端にケー
ブルＫを接続する（コンデンサＣの両端に、ケーブルＫ
の心線および外部導体を接続する）。
【０００５】このＭＲＩ用ハイパス型バードケージコイ
ル７００を送信専用コイルとして利用し、別の受信コイ
ルでＮＭＲ信号を受信する場合の動作を説明する。この
ＭＲＩ用ハイパス型バードケージコイル７００からＲＦ
パルスを送信する時には、バイアスケーブルＢ１，Ｂ２
および各ブロッキング回路５１を通じて、各ダイオード
Ｄに逆方向電圧がかかる極性の直流電圧を入力する。す
ると、各ダイオードＤがオフして、コンデンサＣとイン
ダクタＬ１とコンデンサＣ１とによる並列共振回路が形
成されなくなる。この結果、ＭＲＩ用ハイパス型バード
ケージコイル７００は、送信用コイルとして動作しう
る。一方、別の受信コイル（例えばサーフェイスコイ
ル）によりＮＭＲ信号の受信を行う時には、バイアスケ
ーブルＢ１，Ｂ２および各ブロッキング回路５１を通じ
て、各ダイオードＤに順方向電圧がかかる極性の直流電
圧を入力する。すると、各ダイオードＤがオンして、コ
ンデンサＣとインダクタＬ１とコンデンサＣ１とによる
並列共振回路が形成される。この結果、第１のリング部
１１がＮＭＲ信号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し、前記受信コイルとの
カップリングを遮断する（デカップリングする）ことが
出来る。
ル７００を送信専用コイルとして利用し、別の受信コイ
ルでＮＭＲ信号を受信する場合の動作を説明する。この
ＭＲＩ用ハイパス型バードケージコイル７００からＲＦ
パルスを送信する時には、バイアスケーブルＢ１，Ｂ２
および各ブロッキング回路５１を通じて、各ダイオード
Ｄに逆方向電圧がかかる極性の直流電圧を入力する。す
ると、各ダイオードＤがオフして、コンデンサＣとイン
ダクタＬ１とコンデンサＣ１とによる並列共振回路が形
成されなくなる。この結果、ＭＲＩ用ハイパス型バード
ケージコイル７００は、送信用コイルとして動作しう
る。一方、別の受信コイル（例えばサーフェイスコイ
ル）によりＮＭＲ信号の受信を行う時には、バイアスケ
ーブルＢ１，Ｂ２および各ブロッキング回路５１を通じ
て、各ダイオードＤに順方向電圧がかかる極性の直流電
圧を入力する。すると、各ダイオードＤがオンして、コ
ンデンサＣとインダクタＬ１とコンデンサＣ１とによる
並列共振回路が形成される。この結果、第１のリング部
１１がＮＭＲ信号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し、前記受信コイルとの
カップリングを遮断する（デカップリングする）ことが
出来る。
【０００６】さて、上記ＭＲＩ用ハイパス型バードケー
ジコイル６００，７００において、ダイオードＤをオン
からオフに切り換える時、コンデンサＣに蓄積されてい
た電荷が放電され終わるまで、ダイオードＤが完全には
オフ状態とならない。このため、損失が生じ、コイルと
してのＳＮＲが低下してしまう問題点がある。
ジコイル６００，７００において、ダイオードＤをオン
からオフに切り換える時、コンデンサＣに蓄積されてい
た電荷が放電され終わるまで、ダイオードＤが完全には
オフ状態とならない。このため、損失が生じ、コイルと
してのＳＮＲが低下してしまう問題点がある。
【０００７】そこで、図８に示すＭＲＩ用ハイパス型バ
ードケージコイル８００や図９に示すＭＲＩ用ハイパス
型バードケージコイル９００のように、第１のリング部
１１の各コンデンサＣに並列に放電用抵抗Ｒ５１を接続
することがある。また、ダイオードＤに並列に放電用抵
抗Ｒ５１を接続することもある。
ードケージコイル８００や図９に示すＭＲＩ用ハイパス
型バードケージコイル９００のように、第１のリング部
１１の各コンデンサＣに並列に放電用抵抗Ｒ５１を接続
することがある。また、ダイオードＤに並列に放電用抵
抗Ｒ５１を接続することもある。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】しかし、放電用抵抗Ｒ
５１を接続すると、コイルとして機能している時に、そ
の放電用抵抗Ｒ５１が損失となり、コイルとしてのＳＮ
Ｒが低下してしまう問題点がある。そこで、本発明の目
的は、コンデンサＣに蓄積されていた電荷によるＳＮＲ
の低下の問題点と放電用抵抗Ｒ５１によるＳＮＲの低下
の問題点とを同時に解決できるＭＲＩ用ハイパス型バー
ドケージコイルを提供することにある。
５１を接続すると、コイルとして機能している時に、そ
の放電用抵抗Ｒ５１が損失となり、コイルとしてのＳＮ
Ｒが低下してしまう問題点がある。そこで、本発明の目
的は、コンデンサＣに蓄積されていた電荷によるＳＮＲ
の低下の問題点と放電用抵抗Ｒ５１によるＳＮＲの低下
の問題点とを同時に解決できるＭＲＩ用ハイパス型バー
ドケージコイルを提供することにある。
【０００９】
【課題を解決するための手段】本発明のＭＲＩ用ハイパ
ス型バードケージコイルは、複数のコンデンサを介設し
た第１のリング部と、複数のコンデンサを介設した第２
のリング部と、前記第１のリング部と前記第２のリング
部の間に張設された複数のエレメントと、少なくとも前
記第１のリング部に介設されたコンデンサと並列接続さ
れ且つ当該コンデンサとの並列共振周波数がＭＲＩ用Ｒ
Ｆ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インダクタおよびダイオードを含む
直列回路と、前記複数のエレメントの隣り合うエレメン
トの略中央間に接続され且つ前記コンデンサに蓄積され
た電荷を放電する放電用抵抗とを具備したことを構成上
の特徴とするものである。
ス型バードケージコイルは、複数のコンデンサを介設し
た第１のリング部と、複数のコンデンサを介設した第２
のリング部と、前記第１のリング部と前記第２のリング
部の間に張設された複数のエレメントと、少なくとも前
記第１のリング部に介設されたコンデンサと並列接続さ
れ且つ当該コンデンサとの並列共振周波数がＭＲＩ用Ｒ
Ｆ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インダクタおよびダイオードを含む
直列回路と、前記複数のエレメントの隣り合うエレメン
トの略中央間に接続され且つ前記コンデンサに蓄積され
た電荷を放電する放電用抵抗とを具備したことを構成上
の特徴とするものである。
【００１０】本発明のＭＲＩ用ハイパス型バードケージ
コイルでは、複数のエレメントのうち隣り合うエレメン
トの略中央間に放電用抵抗を接続する。この放電用抵抗
がコンデンサに蓄積された電荷を放電するため、ダイオ
ードが高速にオンからオフに切り替わり、コンデンサに
蓄積されていた電荷によるＳＮＲの低下の問題点を解消
できる。さらに、コイルとして機能する時は、定在波の
電位分布から各エレメントの略中央の電位は略等しくな
る。したがって、放電用抵抗は損失とならず、放電用抵
抗によるＳＮＲの低下の問題点を解消できる。
コイルでは、複数のエレメントのうち隣り合うエレメン
トの略中央間に放電用抵抗を接続する。この放電用抵抗
がコンデンサに蓄積された電荷を放電するため、ダイオ
ードが高速にオンからオフに切り替わり、コンデンサに
蓄積されていた電荷によるＳＮＲの低下の問題点を解消
できる。さらに、コイルとして機能する時は、定在波の
電位分布から各エレメントの略中央の電位は略等しくな
る。したがって、放電用抵抗は損失とならず、放電用抵
抗によるＳＮＲの低下の問題点を解消できる。
【００１１】
【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。
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。
【００１２】−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用ハイ
パス型バードケージコイルを示す構成図である。このＭ
ＲＩ用ハイパス型バードケージコイル１００は、第１の
リング部１１と第２のリング部１２の間に、多数のエレ
メント１３を張設し、前記第１のリング部１１と前記エ
レメント１３の複数の接続点間および前記第２のリング
部１２と前記エレメント１３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のリ
ング部１１の各コンデンサＣの両端に、前記コンデンサ
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
びダイオードＤの直列回路を接続している。さらに、隣
り合うエレメント１３の略中央間には、前記コンデンサ
Ｃに蓄積された電荷を放電する放電用抵抗Ｒ１を接続し
ている。また、前記第１のリング部１１に介設されたコ
ンデンサＣのうちの一つの両端にケーブルＫを接続して
いる（コンデンサＣの両端に、ケーブルＫの心線および
外部導体を接続している）。
パス型バードケージコイルを示す構成図である。このＭ
ＲＩ用ハイパス型バードケージコイル１００は、第１の
リング部１１と第２のリング部１２の間に、多数のエレ
メント１３を張設し、前記第１のリング部１１と前記エ
レメント１３の複数の接続点間および前記第２のリング
部１２と前記エレメント１３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のリ
ング部１１の各コンデンサＣの両端に、前記コンデンサ
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
びダイオードＤの直列回路を接続している。さらに、隣
り合うエレメント１３の略中央間には、前記コンデンサ
Ｃに蓄積された電荷を放電する放電用抵抗Ｒ１を接続し
ている。また、前記第１のリング部１１に介設されたコ
ンデンサＣのうちの一つの両端にケーブルＫを接続して
いる（コンデンサＣの両端に、ケーブルＫの心線および
外部導体を接続している）。
【００１３】このＭＲＩ用ハイパス型バードケージコイ
ル１００を受信専用コイルとして利用し、別の送信コイ
ルからＲＦパルスを送信する場合の動作を説明する。別
の送信コイルからＭＲＩ用ＲＦパルスを送信する時に
は、ケーブルＫから正の直流電圧（ダイオードＤに順方
向電圧がかかる極性の直流電圧）を入力する。すると、
ダイオードＤがオンして、コンデンサＣとインダクタＬ
により並列共振回路が形成される。図２に、この時の等
価的な回路構成を示す。点線は、第１のリング部１１
と，ダイオードＤと，インダクタＬを通じて流れる直流
電流Ｉｄを示す。この結果、第１のリング部１１がＭＲ
Ｉ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し、前記送信コイルとのカッ
プリングを遮断する（デカップリングする）ことが出来
る。
ル１００を受信専用コイルとして利用し、別の送信コイ
ルからＲＦパルスを送信する場合の動作を説明する。別
の送信コイルからＭＲＩ用ＲＦパルスを送信する時に
は、ケーブルＫから正の直流電圧（ダイオードＤに順方
向電圧がかかる極性の直流電圧）を入力する。すると、
ダイオードＤがオンして、コンデンサＣとインダクタＬ
により並列共振回路が形成される。図２に、この時の等
価的な回路構成を示す。点線は、第１のリング部１１
と，ダイオードＤと，インダクタＬを通じて流れる直流
電流Ｉｄを示す。この結果、第１のリング部１１がＭＲ
Ｉ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し、前記送信コイルとのカッ
プリングを遮断する（デカップリングする）ことが出来
る。
【００１４】一方、ＮＭＲ信号の受信時には、ケーブル
Ｋから負の直流電圧（ダイオードＤに逆方向電圧がかか
る極性の直流電圧）を入力する。ダイオードＤに逆方向
電圧がかかると、図３に示すように、コンデンサＣに蓄
積された電荷が放電用抵抗Ｒ１を流れる放電電流ｉによ
り放電される。このため、ダイオードＤを速やかにオフ
状態に遷移させることが出来る。ダイオードＤがオフ状
態に遷移すると、図４に示すように、コンデンサＣとイ
ンダクタＬによる並列共振回路が形成されなくなる。こ
の結果、ＭＲＩ用ハイパス型バードケージコイル１００
は、受信用コイルとして動作しうる。このとき、定在波
の電位分布により隣り合うエレメント１３の略中央のＲ
Ｆ的な電位Ｖｍ，Ｖｍ’は略等しいから、ＲＦ的に見る
と、放電用抵抗Ｒ１（破線で示す）の存在は無視でき
る。従って、放電用抵抗Ｒ１による損失は無視できる。
Ｋから負の直流電圧（ダイオードＤに逆方向電圧がかか
る極性の直流電圧）を入力する。ダイオードＤに逆方向
電圧がかかると、図３に示すように、コンデンサＣに蓄
積された電荷が放電用抵抗Ｒ１を流れる放電電流ｉによ
り放電される。このため、ダイオードＤを速やかにオフ
状態に遷移させることが出来る。ダイオードＤがオフ状
態に遷移すると、図４に示すように、コンデンサＣとイ
ンダクタＬによる並列共振回路が形成されなくなる。こ
の結果、ＭＲＩ用ハイパス型バードケージコイル１００
は、受信用コイルとして動作しうる。このとき、定在波
の電位分布により隣り合うエレメント１３の略中央のＲ
Ｆ的な電位Ｖｍ，Ｖｍ’は略等しいから、ＲＦ的に見る
と、放電用抵抗Ｒ１（破線で示す）の存在は無視でき
る。従って、放電用抵抗Ｒ１による損失は無視できる。
【００１５】上記ＭＲＩ用ハイパス型バードケージコイ
ル１００によれば、放電用抵抗Ｒ１がコンデンサＣに蓄
積された電荷を放電するため、ダイオードＤが高速にオ
ンからオフに切り替わり、コンデンサＣに蓄積されてい
た電荷によるＳＮＲの低下を防止できる。さらに、コイ
ルとして機能する時は、放電用抵抗Ｒ１は損失となら
ず、放電用抵抗Ｒ１によるＳＮＲの低下を防止できる。
ル１００によれば、放電用抵抗Ｒ１がコンデンサＣに蓄
積された電荷を放電するため、ダイオードＤが高速にオ
ンからオフに切り替わり、コンデンサＣに蓄積されてい
た電荷によるＳＮＲの低下を防止できる。さらに、コイ
ルとして機能する時は、放電用抵抗Ｒ１は損失となら
ず、放電用抵抗Ｒ１によるＳＮＲの低下を防止できる。
【００１６】−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用ハイ
パス型バードケージコイルを示す構成図である。このＭ
ＲＩ用ハイパス型バードケージコイル２００は、第１の
リング部１１と第２のリング部１２の間に多数のエレメ
ント１３を張設し、前記第１のリング部１１と前記エレ
メント１３の複数の接続点間および前記第２のリング部
１２と前記エレメント１３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のリン
グ部１１の各コンデンサＣの両端に、前記コンデンサＣ
との並列共振周波数がＮＭＲ信号の周波数に略合うよう
にインダクタンスおよびキャパシタンスを定めたインダ
クタＬ１およびダイオードＤの直列回路を接続してい
る。また、一つのダイオードＤのアノードにバイアスケ
ーブルＢ１を接続し、それと隣接するダイオードＤのカ
ソードにバイアスケーブルＢ２を接続している。さら
に、ＭＲＩ用ＲＦパルスの周波数で高インピーダンス状
態となるブロッキング回路５１を、前記バイアスケーブ
ルＢ１，Ｂ２を接続している箇所を除いて、隣接するダ
イオードＤのアノードとカソードの間にそれぞれ接続し
ている。さらに、隣り合うエレメント１３の略中央間に
は、前記コンデンサＣに蓄積された電荷を放電する放電
用抵抗Ｒ１を接続している。また、前記第２のリング部
１２に介設されたコンデンサＣのうちの一つの両端にケ
ーブルＫを接続する（コンデンサＣの両端に、ケーブル
Ｋの心線および外部導体を接続する）。
パス型バードケージコイルを示す構成図である。このＭ
ＲＩ用ハイパス型バードケージコイル２００は、第１の
リング部１１と第２のリング部１２の間に多数のエレメ
ント１３を張設し、前記第１のリング部１１と前記エレ
メント１３の複数の接続点間および前記第２のリング部
１２と前記エレメント１３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のリン
グ部１１の各コンデンサＣの両端に、前記コンデンサＣ
との並列共振周波数がＮＭＲ信号の周波数に略合うよう
にインダクタンスおよびキャパシタンスを定めたインダ
クタＬ１およびダイオードＤの直列回路を接続してい
る。また、一つのダイオードＤのアノードにバイアスケ
ーブルＢ１を接続し、それと隣接するダイオードＤのカ
ソードにバイアスケーブルＢ２を接続している。さら
に、ＭＲＩ用ＲＦパルスの周波数で高インピーダンス状
態となるブロッキング回路５１を、前記バイアスケーブ
ルＢ１，Ｂ２を接続している箇所を除いて、隣接するダ
イオードＤのアノードとカソードの間にそれぞれ接続し
ている。さらに、隣り合うエレメント１３の略中央間に
は、前記コンデンサＣに蓄積された電荷を放電する放電
用抵抗Ｒ１を接続している。また、前記第２のリング部
１２に介設されたコンデンサＣのうちの一つの両端にケ
ーブルＫを接続する（コンデンサＣの両端に、ケーブル
Ｋの心線および外部導体を接続する）。
【００１７】このＭＲＩ用ハイパス型バードケージコイ
ル２００を送信専用コイルとして利用し、別の受信コイ
ルでＮＭＲ信号を受信する場合の動作を説明する。この
ＭＲＩ用ハイパス型バードケージコイル２００からＲＦ
パルスを送信する時には、バイアスケーブルＢ１，Ｂ２
および各ブロッキング回路５１を通じて、各ダイオード
Ｄに逆方向電圧がかかる極性の直流電圧を入力する。ダ
イオードＤに逆方向電圧がかかると、コンデンサＣに蓄
積された電荷が放電用抵抗Ｒ１を流れる放電電流ｉによ
り放電される。このため、ダイオードＤを速やかにオフ
状態に遷移させることが出来る。ダイオードＤがオフ状
態に遷移すると、コンデンサＣとインダクタＬ１とによ
る並列共振回路が形成されなくなり、ＭＲＩ用ハイパス
型バードケージコイル２００は、送信用コイルとして動
作しうる。一方、別の受信コイル（例えばサーフェイス
コイル）によりＮＭＲ信号の受信を行う時には、バイア
スケーブルＢ１，Ｂ２および各ブロッキング回路５１を
通じて、各ダイオードＤに順方向電圧がかかる極性の直
流電圧を入力する。すると、各ダイオードＤがオンし
て、コンデンサＣとインダクタＬ１とによる並列共振回
路が形成される。この結果、ＭＲＩ用ハイパス型バード
ケージコイル２００は、受信用コイルとして動作しう
る。このとき、定在波の電位分布により隣り合うエレメ
ント１３の略中央のＲＦ的な電位Ｖｍ，Ｖｍ’は略等し
いから、ＲＦ的に見ると、放電用抵抗Ｒ１（破線で示
す）の存在は無視できる。従って、放電用抵抗Ｒ１によ
る損失は無視できる。
ル２００を送信専用コイルとして利用し、別の受信コイ
ルでＮＭＲ信号を受信する場合の動作を説明する。この
ＭＲＩ用ハイパス型バードケージコイル２００からＲＦ
パルスを送信する時には、バイアスケーブルＢ１，Ｂ２
および各ブロッキング回路５１を通じて、各ダイオード
Ｄに逆方向電圧がかかる極性の直流電圧を入力する。ダ
イオードＤに逆方向電圧がかかると、コンデンサＣに蓄
積された電荷が放電用抵抗Ｒ１を流れる放電電流ｉによ
り放電される。このため、ダイオードＤを速やかにオフ
状態に遷移させることが出来る。ダイオードＤがオフ状
態に遷移すると、コンデンサＣとインダクタＬ１とによ
る並列共振回路が形成されなくなり、ＭＲＩ用ハイパス
型バードケージコイル２００は、送信用コイルとして動
作しうる。一方、別の受信コイル（例えばサーフェイス
コイル）によりＮＭＲ信号の受信を行う時には、バイア
スケーブルＢ１，Ｂ２および各ブロッキング回路５１を
通じて、各ダイオードＤに順方向電圧がかかる極性の直
流電圧を入力する。すると、各ダイオードＤがオンし
て、コンデンサＣとインダクタＬ１とによる並列共振回
路が形成される。この結果、ＭＲＩ用ハイパス型バード
ケージコイル２００は、受信用コイルとして動作しう
る。このとき、定在波の電位分布により隣り合うエレメ
ント１３の略中央のＲＦ的な電位Ｖｍ，Ｖｍ’は略等し
いから、ＲＦ的に見ると、放電用抵抗Ｒ１（破線で示
す）の存在は無視できる。従って、放電用抵抗Ｒ１によ
る損失は無視できる。
【００１８】上記ＭＲＩ用ハイパス型バードケージコイ
ル２００によれば、放電用抵抗Ｒ１がコンデンサＣに蓄
積された電荷を放電するため、ダイオードＤが高速にオ
ンからオフに切り替わり、コンデンサＣに蓄積されてい
た電荷によるＳＮＲの低下を防止できる。さらに、コイ
ルとして機能する時は、放電用抵抗Ｒ１は損失となら
ず、放電用抵抗Ｒ１によるＳＮＲの低下を防止できる。
ル２００によれば、放電用抵抗Ｒ１がコンデンサＣに蓄
積された電荷を放電するため、ダイオードＤが高速にオ
ンからオフに切り替わり、コンデンサＣに蓄積されてい
た電荷によるＳＮＲの低下を防止できる。さらに、コイ
ルとして機能する時は、放電用抵抗Ｒ１は損失となら
ず、放電用抵抗Ｒ１によるＳＮＲの低下を防止できる。
【００１９】
【発明の効果】本発明のＭＲＩ用ハイパス型バードケー
ジコイルによれば、放電用抵抗がコンデンサに蓄積され
た電荷を放電するため、ダイオードが高速にオンからオ
フに切り替わり、コンデンサに蓄積されていた電荷によ
るＳＮＲの低下を防止できる。さらに、コイルとして機
能する時は、放電用抵抗は損失とならないため、放電用
抵抗Ｒ１によるＳＮＲの低下を防止できる。
ジコイルによれば、放電用抵抗がコンデンサに蓄積され
た電荷を放電するため、ダイオードが高速にオンからオ
フに切り替わり、コンデンサに蓄積されていた電荷によ
るＳＮＲの低下を防止できる。さらに、コイルとして機
能する時は、放電用抵抗は損失とならないため、放電用
抵抗Ｒ１によるＳＮＲの低下を防止できる。
【図１】本発明の第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ハイ
パス型バードケージコイルを示す構成図である。
パス型バードケージコイルを示す構成図である。
【図２】ダイオードをオンした時の等価的な回路構成を
示す説明図である。
示す説明図である。
【図３】ダイオードをオンからオフに切り換えた直後の
等価的な回路構成を示す説明図である。
等価的な回路構成を示す説明図である。
【図４】ダイオードをオフした時の等価的な回路構成を
示す説明図である。
示す説明図である。
【図５】本発明の第２の実施形態にかかるＭＲＩ用ハイ
パス型バードケージコイルを示す構成図である。
パス型バードケージコイルを示す構成図である。
【図６】従来のＭＲＩ用ハイパス型バードケージコイル
の第１例の構成図である。
の第１例の構成図である。
【図７】従来のＭＲＩ用ハイパス型バードケージコイル
の第２例の構成図である。
の第２例の構成図である。
【図８】従来のＭＲＩ用ハイパス型バードケージコイル
の第３例の構成図である。
の第３例の構成図である。
【図９】従来のＭＲＩ用ハイパス型バードケージコイル
の第４例の構成図である。
の第４例の構成図である。
１００，２００ ＭＲＩ用ハイパス型バードケージコイ
ル １１ 第１のリング部 １２ 第２のリング部 １３ エレメント Ｃ コンデンサ Ｄ ダイオード Ｋ ケーブル Ｌ インダクタ Ｒ１ 放電用抵抗
ル １１ 第１のリング部 １２ 第２のリング部 １３ エレメント Ｃ コンデンサ Ｄ ダイオード Ｋ ケーブル Ｌ インダクタ Ｒ１ 放電用抵抗
Claims (1)
- 【請求項１】 複数のコンデンサを介設した第１のリン
グ部と、複数のコンデンサを介設した第２のリング部
と、前記第１のリング部と前記第２のリング部の間に張
設された複数のエレメントと、少なくとも前記第１のリ
ング部に介設されたコンデンサと並列接続され且つ当該
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
を定めたインダクタおよびダイオードを含む直列回路
と、前記複数のエレメントの隣り合うエレメントの略中
央間に接続され且つ前記コンデンサに蓄積された電荷を
放電する放電用抵抗とを具備したことを特徴とするＭＲ
Ｉ用ハイパス型バードケージコイル。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP21623196A JP3628450B2 (ja) | 1996-08-16 | 1996-08-16 | Ｍｒｉ用ハイパス型バードケージコイル |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP21623196A JP3628450B2 (ja) | 1996-08-16 | 1996-08-16 | Ｍｒｉ用ハイパス型バードケージコイル |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH1057338A true JPH1057338A (ja) | 1998-03-03 |
| JP3628450B2 JP3628450B2 (ja) | 2005-03-09 |
Family
ID=16685339
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP21623196A Expired - Lifetime JP3628450B2 (ja) | 1996-08-16 | 1996-08-16 | Ｍｒｉ用ハイパス型バードケージコイル |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3628450B2 (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001346777A (ja) * | 2000-03-01 | 2001-12-18 | Marconi Medical Systems Inc | 減結合磁気共鳴ｒｆ受信コイル |
| EP2073033A1 (en) * | 2007-12-19 | 2009-06-24 | Varian, Inc. | A switchable birdcage coil |
| WO2010039362A1 (en) * | 2008-09-30 | 2010-04-08 | General Electric Company | Circuit and apparatus for decoupling rf surface coils |
Families Citing this family (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 |
-
1996
- 1996-08-16 JP JP21623196A patent/JP3628450B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001346777A (ja) * | 2000-03-01 | 2001-12-18 | Marconi Medical Systems Inc | 減結合磁気共鳴ｒｆ受信コイル |
| EP2073033A1 (en) * | 2007-12-19 | 2009-06-24 | Varian, Inc. | A switchable birdcage coil |
| WO2010039362A1 (en) * | 2008-09-30 | 2010-04-08 | General Electric Company | Circuit and apparatus for decoupling rf surface coils |
| US7855559B2 (en) | 2008-09-30 | 2010-12-21 | General Electric Co. | Circuit and apparatus for decoupling RF surface coils |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3628450B2 (ja) | 2005-03-09 |
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