(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
第１及び第２のコンデンサが直列接続された同調用キャパシタと、前記第１のコンデンサと並列共振回路を構成するように設けられたインダクタと、導通状態では前記第１のコンデンサと前記インダクタとで並列共振回路を構成させ、非導通状態では前記第１及び第２のコンデンサをエレメント中で直列接続させるスイッチング手段と、からなる送受信の際の有効／無効切替回路をエレメント中に備え、
前記第２のコンデンサの両端から信号の入力若しくは出力を行うことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。
【請求項２】
第１及び第２のコンデンサが直列接続された同調用キャパシタと、第１のスイッチング手段を介して前記第１のコンデンサと並列共振回路を構成するように設けられたインダクタと、前記第１のスイッチング手段と直列接続されて前記第２のコンデンサと並列になるように配置された第２のスイッチング手段と、からなる送受信の際の有効／無効切替回路をエレメント中に備え、
前記第２のコンデンサの両端から信号の入力若しくは出力を行うことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。
【請求項３】
直列接続された第１のコンデンサと第２のコンデンサとから構成された同調用キャパシタと、
前記第１のコンデンサ及び前記第２のコンデンサの接続点に一端が接続された第１のスイッチング手段と、
一端が前記キャパシタにおける前記第１のコンデンサ側の一端に接続され、他端が前記第１のスイッチング手段の他端に接続され、高周波磁場の周波数において前記第１のコンデンサと並列共振するインダクタと、
一端が前記同調用キャパシタの他端に接続され、他端が前記第１のスイッチング手段と前記インダクタとの接続点に接続され、前記第１のスイッチング手段と共にオン／オフするように配置された第２のスイッチング手段と、
からなる送受信の際の有効／無効切替回路をエレメント中に備え、
前記第２のコンデンサの両端から信号の入力若しくは出力を行うことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。
【請求項４】
第１乃至第３のコンデンサが直列接続された同調用キャパシタと、前記第１のコンデンサと並列共振回路を構成するように設けられたインダクタと、導通状態では前記第１のコンデンサと前記インダクタとで並列共振回路を構成させ、非導通状態では前記第１乃至第３のコンデンサをエレメント中で直列接続させるスイッチング手段と、からなる送受信の際の有効／無効切替回路をエレメント中に備え、
前記同調用キャパシタとして、前記第１のコンデンサと前記第２のコンデンサとの合成容量が第３のコンデンサの容量と等しくなるように構成され、
前記第２のコンデンサの両端から信号の入力若しくは出力を行うことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。
【請求項５】
第１乃至第３のコンデンサが直列接続された同調用キャパシタと、前記第１のコンデンサと並列共振回路を構成するように設けられたインダクタと、導通状態では前記第１のコンデンサと前記インダクタとで並列共振回路を構成させ、非導通状態では前記第１乃至第３のコンデンサをエレメント中で直列接続させるスイッチング手段と、からなる送受信の際の有効／無効切替回路をエレメント中に備え、
前記同調用キャパシタとして、前記第２のコンデンサと前記第３のコンデンサとの合成容量が第１のコンデンサの容量と等しくなるように構成され、
前記第２のコンデンサの両端から信号の入力若しくは出力を行うことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。
【請求項６】
前記スイッチング手段はＰＩＮダイオードであることを特徴とする請求項１乃至請求項５のいずれかに記載のＭＲＩ用ＲＦコイル。
【請求項７】
エレメント中に送受信の際の有効／無効を切り替える有効／無効切替回路を備えたＭＲＩ用ＲＦコイルと、
前記有効／無効切替回路の動作を切り替える切替制御回路とを備えたＭＲＩ装置であって、
前記有効／無効切替回路は、並列共振回路用の第１のコンデンサ及び給電部用の第２のコンデンサが直列接続された同調用キャパシタと、前記第１のコンデンサと並列共振回路を構成するように設けられたインダクタと、導通状態では前記第１のコンデンサと前記インダクタとで並列共振回路を構成させ、非導通状態では前記第１及び第２のコンデンサをエレメント中で直列接続させるスイッチング手段と、から構成されたものであることを特徴とするＭＲＩ装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明が属する技術分野】
本発明は磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ））装置に用いるＭＲＩ用ＲＦコイル及びＭＲＩ装置に関し、特に、送受信の際にＭＲＩ用ＲＦコイルの動作の有効／無効を切替える有効／無効切替回路を有するＭＲＩ用ＲＦコイル並びに有効／無効切替回路を備えたＭＲＩ用ＲＦコイルを用いたＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲＩ装置は、核磁気共鳴現象を利用して被検体中の所望の検査部位における原子核スピンの密度分布，緩和時間分布等を計測して、その計測データから被検体の断面を画像表示するものである。
【０００３】
均一で強力な静磁場発生装置内に置かれた被検体の原子核スピンは、静磁場の強さによって定まる周波数（ラーモア周波数）で静磁場の方向を軸として歳差運動を行う。そこで、このラーモア周波数に等しい周波数の高周波パルスを外部より照射すると、スピンが励起されて高いエネルギー状態に遷移する。
【０００４】
これを核磁気共鳴現象と言う。この高周波パルスの照射を打ち切ると、スピンはそれぞれの状態に応じた時定数で元の低いエネルギー状態に戻り、この時に外部に電磁波を照射する。これをその周波数に同調した高周波受信コイル（ＭＲＩ用ＲＦコイル）で検出する。
【０００５】
このとき、空間内に位置情報を付加する目的で、三軸の傾斜磁場を静磁場空間に印加する。この結果、空間内の位置情報を周波数情報として捕らえることができる。
【０００６】
このようなＭＲＩ装置において、被検体に高周波回転磁場を印加するため、または被検体で発生する電磁波を受信するために用いられるＭＲＩ用ＲＦコイルは、その中に被検体を収容し、被検体の周囲の線輪（エレメント）部分に高周波電流を流している。
【０００７】
このようなＭＲＩ用ＲＦコイルとしては、送受信兼用に使用する送受信コイル、送信のみに使用する送信専用コイル、及び受信のみに使用する受信専用コイルがある。
【０００８】
この送信専用コイルの場合、送信（高周波パルスの照射）が終了した後には被検体からのラーモア周波数のパルスが送信専用コイルに吸収されないようにするために、送信専用コイルが動作しないように切替える必要がある。
【０００９】
同様にして、受信専用コイルの場合、送信（高周波パルスの照射）の際には送信専用コイルからの高周波パルスを直接受信しないようにするために、受信専用コイルが動作しないように切替える必要がある。
【００１０】
以上のような切替のためには、コイルのエレメント中に有効／無効切替回路を有するように構成している。
図１１はこのような有効／無効切替回路としてのブロッキング回路６０の詳細構成の一例を示す構成図である。尚、ここではブロッキング回路６０としてダイオードＤにより構成された場合を示している。
【００１１】
このような回路構成において、ＭＲＩ用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。
【００１２】
この図１１の構成の受信コイル５０の場合、受信コイル５０の受信時には、ダイオードＤにバイアス回路６１より順方向のバイアス電流を流すことでダイオードＤを導通状態にする。
【００１３】
これにより、見掛け上はダイオードＤの影響がなくなってＣ０  とＬ０  の成分だけになり、受信コイル５０がラーモア周波数に同調する状態になる。
一方、送信コイル４０の送信時には、ダイオードＤへの順方向のバイアス電流を停止して（若しくは、逆方向のバイアスをかけて）、ダイオードＤを非導通状態にする。
【００１４】
これにより、見掛け上は受信コイル５０のエレメントのループが切断されて、ＭＲＩ用ＲＦコイルとして動作しない状態になる。
以上のような場合、受信コイル５０の受信時においてダイオードＤの導通抵抗（順方向のバイアスがかけられているときの抵抗）は完全に零になっておらず、微小な抵抗値により損失が発生する。
【００１５】
また、コイルとして動作しないようにするためには、ダイオードに対して大きな逆バイアス電圧をかける必要があり、ダイオードの切替制御が面倒であるという問題を有している。
【００１６】
以上のような問題に鑑みて、図１２のようなブロッキング回路が使用されることがある。この図１２の回路では、ブロッキング同調用のインダクタＬ１  とダイオードＤの直列接続回路をキャパシタＣ０  と並列に配置している。そして、ダイオードＤの両端から受信信号を取り出すように構成している。
【００１７】
この場合には、前述の図１１の場合とは逆の状態にダイオードＤの導通／非導通の状態を制御する。すなわち、送信コイル４０の送信時にダイオードＤを導通状態に制御してＬ１  とＣ０  とが並列共振するようにする。
【００１８】
これにより、受信コイル５０のエレメントが切断された状態になり、送信された高周波パルスが受信コイル５０に励起されなくなる。また、この状態ではダイオードＤのオンは並列共振のためだけであるので損失や発熱の問題は発生しない。
【００１９】
そして、受信コイル５０での受信時にはダイオードＤを非導通状態にするので、受信信号に対する損失の問題も発生しない。
ところで、この受信アンプ７０の雑音指数（以下、ＮＦと呼ぶ）を最適値にするためには、ＭＲＩ装置の使用時（コイル内に被検体を装着した時）に受信コイル５０の給電点からみたインピーダンスが５０オームになっていることが好ましい。しかし、実際にはキャパシタＣ０  の容量の関係で数キロΩ程度になっている場合が多い。
【００２０】
そこで、図１３に示すように、給電点側のキャパシタＣ０  を小容量のＣ１  と大容量のＣ２  とに分割し、Ｃ１  とＣ２  との合成容量はＣ０  に等しくなるように設定しておく。この回路構成を、この明細書内ではＣ分割型ブロッキング回路と呼ぶ。
【００２１】
このようにすることで、大容量のキャパシタＣ２  の影響で給電点のインピーダンスを下げることが可能になり、受信アンプ７０の入力インピーダンスとの整合が取れるようになり、ＮＦを最適値にすることができるようになる。
【００２２】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、静磁場の強さとラーモア周波数とは比例関係にあるため、静磁場が小さい低磁場型のＭＲＩ装置では、ラーモア周波数も低下する。この場合にＭＲＩ用ＲＦコイルの大きさが一定であればインダクタ分Ｌ０  は一定であるため、ラーモア周波数に同調させるためにキャパシタＣ０  の容量が大きくなる。
【００２３】
従って、キャパシタＣ０  をＣ１  とＣ２  とに分割する場合のキャパシタＣ２  の容量は低磁場のＭＲＩ装置では更に大きくなる。この結果、ブロッキング回路６０としてはインダクタＬ１  の値が小さくなり、共振時のブロッキングインピーダンスが低下することが問題となる。
【００２４】
すなわち、キャパシタの容量Ｃ０  が大きくなると、並列共振回路の同調状態におけるインピーダンスＺＢ  （ＺＢ  ＝Ｌ／（ＣＲ），このＺＢ  を阻止インピーダンスと呼ぶ）が充分大きくならないという問題を生じる。
【００２５】
これにより、送信時において受信コイル５０の各部品を流れる電流が大きくなるため、各部品の熱的な負荷が大きくなる。
また、受信コイルにおける上述した問題と同様に、送信コイルにおいても同様の問題が発生しており、解決が望まれていた。
【００２６】
本発明は上記の点に鑑みてなされたもので、第１の目的は、切替に際して損失等の問題を生じることなく、充分な大きさの阻止インピーダンスを得ることが可能な有効／無効切替回路を備え、インピーダンス整合にも配慮されたＭＲＩ用ＲＦコイルを実現することである。
【００２７】
本発明は上記の点に鑑みてなされたもので、第２の目的は、切替に際して損失等の問題を生じることなく、充分な大きさの阻止インピーダンスを得ることが可能な有効／無効切替回路を備え、インピーダンス整合にも配慮されたＭＲＩ装置を実現することである。
【００２８】
【課題を解決するための手段】
本件出願の発明者は、従来のＭＲＩ用ＲＦコイルの送受信の際の有効／無効切替回路に関する問題を改良すべく鋭意研究を行った結果、受信系のインピーダンス整合や阻止インピーダンスの両立を可能ならしめる各素子の最適な配置を新たに見い出して本発明を完成させたものである。
【００２９】
すなわち、課題を解決する手段である本発明は基本的に以下の（１）〜（７）に説明するようなものである。
（１）第１の発明は、第１及び第２のコンデンサが直列接続された同調用キャパシタと、前記第１のコンデンサと並列共振回路を構成するように設けられたインダクタと、導通状態では前記第１のコンデンサと前記インダクタとで並列共振回路を構成させ、非導通状態では前記第１及び第２のコンデンサをエレメント中で直列接続させるスイッチング手段と、からなる送受信の際の有効／無効切替回路をエレメント中に備え、前記第２のコンデンサの両端から信号の入力若しくは出力を行うことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルである。
【００３０】
第１の発明であるＭＲＩ用ＲＦコイルでは、スイッチング素子が導通状態にあるときには第１のコンデンサとインダクタとで並列共振回路を構成し、並列共振状態となって高インピーダンスになるため、ＭＲＩ用ＲＦコイルとしての動作は停止する。
【００３１】
この場合、スイッチング素子は導通状態であるが、共振回路が並列共振状態となってＭＲＩ用ＲＦコイルを流れる電流を阻止する。
また、第１のコンデンサは、給電部に要求されるインピーダンスに影響されずに容量を選択することができるため、充分な大きさの阻止インピーダンスを得るようにすることが可能になる。
【００３２】
そして、スイッチング素子が非導通状態にあるときには第１のコンデンサと第２のコンデンサとの直列接続回路が同調用キャパシタとして働く。このため、合成容量が同調用のキャパシタに適した値になれば、夫々の容量は自由に選択することができる。
【００３３】
従って、直列接続されたコンデンサのうち、並列共振回路を構成する第１のコンデンサを小さな値とし、給電部を構成する第２のコンデンサは受信信号を出力するのに適したインピーダンスになるような大きな値に選ぶことができる。
【００３４】
このように構成することで、阻止インピーダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピーダンスを適正な値に保つことが可能になる。
また、この場合にはスイッチング素子は非導通状態にあってＭＲＩ用ＲＦコイルを流れる電流には関係ないので、スイッチング素子の損失が動作に影響することはない。
【００３５】
（２）第２の発明は、第１及び第２のコンデンサが直列接続された同調用キャパシタと、第１のスイッチング手段を介して前記第１のコンデンサと並列共振回路を構成するように設けられたインダクタと、前記第１のスイッチング手段と直列接続されて前記第２のコンデンサと並列になるように配置された第２のスイッチング手段と、からなる送受信の際の有効／無効切替回路をエレメント中に備え、前記第２のコンデンサの両端から信号の入力若しくは出力を行うことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルである。
【００３６】
第２の発明であるＭＲＩ用ＲＦコイルでは、第１のスイッチング素子が導通状態にあるときには第１のコンデンサとインダクタとで並列共振回路を構成し、並列共振状態となって高インピーダンスになるため、ＭＲＩ用ＲＦコイルとしての動作は停止する。
【００３７】
この場合、第１のスイッチング素子は導通状態であるが、共振回路が並列共振状態となってＭＲＩ用ＲＦコイルを流れる電流を阻止する。このため、第１のスイッチング素子の導通抵抗はＭＲＩ用ＲＦコイルの損失にはならない。
【００３８】
また、第１のコンデンサは、給電部に要求されるインピーダンスに影響されずに容量を選択することができるため、充分な大きさの阻止インピーダンスを得るようにすることが可能になる。また、第２のコンデンサの両端の第２のスイッチング素子が導通状態になるため、不要な信号が供給若しくは出力されることはない。
【００３９】
そして、スイッチング素子が非導通状態にあるときには第１のコンデンサと第２のコンデンサとの直列接続回路が同調用キャパシタとして働く。このため、合成容量が同調用のキャパシタに適した値になれば、夫々の容量は自由に選択することができる。
【００４０】
従って、直列接続されたコンデンサのうち、並列共振回路を構成する第１のコンデンサを小さな値とし、給電部を構成する第２のコンデンサは受信信号を出力するのに適したインピーダンスになるような大きな値に選ぶことができる。
【００４１】
このように構成することで、阻止インピーダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピーダンスを適正な値に保つことが可能になる。
また、この場合にはスイッチング素子は非導通状態にあってＭＲＩ用ＲＦコイルを流れる電流には関係ないので、スイッチング素子の損失が動作に影響することはない。
【００４２】
（３）第３の発明は、直列接続された第１のコンデンサと第２のコンデンサとから構成された同調用キャパシタと、前記第１のコンデンサ及び前記第２のコンデンサの接続点に一端が接続された第１のスイッチング手段と、一端が前記キャパシタにおける前記第１のコンデンサ側の一端に接続され、他端が前記第１のスイッチング手段の他端に接続され、高周波磁場の周波数において前記第１のコンデンサと並列共振するインダクタと、一端が前記同調用キャパシタの他端に接続され、他端が前記第１のスイッチング手段と前記インダクタとの接続点に接続され、前記第１のスイッチング手段と共にオン／オフするように配置された第２のスイッチング手段と、からなる送受信の際の有効／無効切替回路をエレメント中に備え、前記第２のコンデンサの両端から信号の入力若しくは出力を行うことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルである。
【００４３】
第３の発明であるＭＲＩ用ＲＦコイルでは、第１のスイッチング素子が導通状態にあるときには第１のコンデンサとインダクタとで並列共振回路を構成し、並列共振状態となって高インピーダンスになるため、ＭＲＩ用ＲＦコイルとしての動作は停止する。
【００４４】
この場合、第１のスイッチング素子は導通状態であるが、共振回路が並列共振状態となってＭＲＩ用ＲＦコイルを流れる電流を阻止する。このため、第１のスイッチング素子の導通抵抗はＭＲＩ用ＲＦコイルの損失にはならない。
【００４５】
また、第１のコンデンサは、給電部に要求されるインピーダンスに影響されずに容量を選択することができるため、充分な大きさの阻止インピーダンスを得るようにすることが可能になる。また、第２のコンデンサの両端の第２のスイッチング素子が導通状態になるため、不要な信号が供給若しくは出力されることはない。
【００４６】
そして、スイッチング素子が非導通状態にあるときには第１のコンデンサと第２のコンデンサとの直列接続回路が同調用キャパシタとして働く。このため、合成容量が同調用のキャパシタに適した値になれば、夫々の容量は自由に選択することができる。
【００４７】
従って、直列接続されたコンデンサのうち、並列共振回路を構成する第１のコンデンサを小さな値とし、給電部を構成する第２のコンデンサは受信信号を出力するのに適したインピーダンスになるような大きな値に選ぶことができる。
【００４８】
このように構成することで、阻止インピーダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピーダンスを適正な値に保つことが可能になる。
また、この場合にはスイッチング素子は非導通状態にあってＭＲＩ用ＲＦコイルを流れる電流には関係ないので、スイッチング素子の損失が動作に影響することはない。
【００４９】
（４）第４の発明は、第１乃至第３のコンデンサが直列接続された同調用キャパシタと、前記第１のコンデンサと並列共振回路を構成するように設けられたインダクタと、導通状態では前記第１のコンデンサと前記インダクタとで並列共振回路を構成させ、非導通状態では前記第１乃至第３のコンデンサをエレメント中で直列接続させるスイッチング手段と、からなる送受信の際の有効／無効切替回路をエレメント中に備え、前記同調用キャパシタとして、前記第１のコンデンサと前記第２のコンデンサとの合成容量が第３のコンデンサの容量と等しくなるように構成され、前記第２のコンデンサの両端から信号の入力若しくは出力を行うことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルである。
【００５０】
第４の発明であるＭＲＩ用ＲＦコイルでは、スイッチング素子が導通状態にあるときには第１のコンデンサとインダクタとで並列共振回路を構成し、並列共振状態となって高インピーダンスになるため、ＭＲＩ用ＲＦコイルとしての動作は停止する。
【００５１】
この場合、スイッチング素子は導通状態であるが、共振回路が並列共振状態となってＭＲＩ用ＲＦコイルを流れる電流を阻止する。
また、第１のコンデンサは、給電部に要求されるインピーダンスに影響されずに容量を選択することができるため、充分な大きさの阻止インピーダンスを得るようにすることが可能になる。
【００５２】
そして、スイッチング素子が非導通状態にあるときには第１のコンデンサ〜第３のコンデンサとの直列接続回路が同調用キャパシタとして働く。このため、合成容量が同調用のキャパシタに適した値になれば、夫々の容量は自由に選択することができる。
【００５３】
従って、直列接続されたコンデンサのうち、並列共振回路を構成する第１のコンデンサを小さな値とし、給電部を構成する第２のコンデンサは受信信号を出力するのに適したインピーダンスになるような大きな値に選ぶことができる。
【００５４】
このように構成することで、阻止インピーダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピーダンスを適正な値に保つことが可能になる。
また、この場合にはスイッチング素子は非導通状態にあってＭＲＩ用ＲＦコイルを流れる電流には関係ないので、スイッチング素子の損失が動作に影響することはない。
【００５５】
そして、第３のコンデンサＣ３  を設けると共に、第１のコンデンサ〜第３のコンデンサの容量を所定の関係に保つことで、コイル上で対ＧＮＤ電位を最小にすることができ、浮遊容量を通して被検体に流れる電流も最小に抑えられ、コイルの損失や被検体の発熱も最小限に抑えられるようになる。
【００５６】
尚、以上の第３のコンデンサと並列共振回路を構成するインダクタと、この並列共振回路を動作させるスイッチング素子を設けることも可能であり、更に大きな阻止インピーダンスを実現することが可能になる。
【００５７】
（５）第５の発明は、第１乃至第３のコンデンサが直列接続された同調用キャパシタと、前記第１のコンデンサと並列共振回路を構成するように設けられたインダクタと、導通状態では前記第１のコンデンサと前記インダクタとで並列共振回路を構成させ、非導通状態では前記第１乃至第３のコンデンサをエレメント中で直列接続させるスイッチング手段と、からなる送受信の際の有効／無効切替回路をエレメント中に備え、前記同調用キャパシタとして、前記第２のコンデンサと前記第３のコンデンサとの合成容量が第１のコンデンサの容量と等しくなるように構成され、前記第２のコンデンサの両端から信号の入力若しくは出力を行うことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルである。
【００５８】
第５の発明であるＭＲＩ用ＲＦコイルでは、スイッチング素子が導通状態にあるときには第１のコンデンサとインダクタとで並列共振回路を構成し、並列共振状態となって高インピーダンスになるため、ＭＲＩ用ＲＦコイルとしての動作は停止する。
【００５９】
この場合、スイッチング素子は導通状態であるが、共振回路が並列共振状態となってＭＲＩ用ＲＦコイルを流れる電流を阻止する。
また、第１のコンデンサは、給電部に要求されるインピーダンスに影響されずに容量を選択することができるため、充分な大きさの阻止インピーダンスを得るようにすることが可能になる。
【００６０】
そして、スイッチング素子が非導通状態にあるときには第１のコンデンサ〜第３のコンデンサとの直列接続回路が同調用キャパシタとして働く。このため、合成容量が同調用のキャパシタに適した値になれば、夫々の容量は自由に選択することができる。
【００６１】
従って、直列接続されたコンデンサのうち、並列共振回路を構成する第１のコンデンサを小さな値とし、給電部を構成する第２のコンデンサは受信信号を出力するのに適したインピーダンスになるような大きな値に選ぶことができる。
【００６２】
このように構成することで、阻止インピーダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピーダンスを適正な値に保つことが可能になる。
また、この場合にはスイッチング素子は非導通状態にあってＭＲＩ用ＲＦコイルを流れる電流には関係ないので、スイッチング素子の損失が動作に影響することはない。
【００６３】
そして、第３のコンデンサＣ３  を設けると共に、第１のコンデンサ〜第３のコンデンサの容量を所定の関係に保つことで、コイル上で対ＧＮＤ電位を最小にすることができ、浮遊容量を通して被検体に流れる電流も最小に抑えられ、コイルの損失や被検体の発熱も最小限に抑えられるようになる。
【００６４】
尚、以上の第３のコンデンサと並列共振回路を構成するインダクタと、この並列共振回路を動作させるスイッチング素子を設けることも可能であり、更に大きな阻止インピーダンスを実現することが可能になる。
【００６５】
（６）以上の（１）〜（５）に示したＭＲＩ用ＲＦコイルにおけるスイッチング手段はＰＩＮダイオードであることが、逆バイアス時に高周波インピーダンスが高く、順バイアス時に順方向抵抗が低く、かつ高周波的にも純抵抗となる性質から、好ましい。
【００６６】
（７）第７の発明は、エレメント中に送受信の際の有効／無効を切り替える有効／無効切替回路を備えたＭＲＩ用ＲＦコイルと、前記有効／無効切替回路の動作を切り替える切替制御回路とを備えたＭＲＩ装置であって、前記有効／無効切替回路は、並列共振回路用の第１のコンデンサ及び給電部用の第２のコンデンサが直列接続された同調用キャパシタと、前記第１のコンデンサと並列共振回路を構成するように設けられたインダクタと、導通状態では前記第１のコンデンサと前記インダクタとで並列共振回路を構成させ、非導通状態では前記第１及び第２のコンデンサをエレメント中で直列接続させるスイッチング手段と、から構成されたものであることを特徴とするＭＲＩ装置である。
【００６７】
第７の発明であるＭＲＩ装置では、スイッチング素子が導通状態にあるときには第１のコンデンサとインダクタとで並列共振回路を構成し、並列共振状態となって高インピーダンスになるため、ＭＲＩ用ＲＦコイルとしての動作は停止する。
【００６８】
この場合、スイッチング素子は導通状態であるが、共振回路が並列共振状態となってＭＲＩ用ＲＦコイルを流れる電流を阻止する。
また、第１のコンデンサは、給電部に要求されるインピーダンスに影響されずに容量を選択することができるため、充分な大きさの阻止インピーダンスを得るようにすることが可能になる。
【００６９】
そして、スイッチング素子が非導通状態にあるときには第１のコンデンサと第２のコンデンサとの直列接続回路が同調用キャパシタとして働く。このため、合成容量が同調用のキャパシタに適した値になれば、夫々の容量は自由に選択することができる。
【００７０】
従って、直列接続されたコンデンサのうち、並列共振回路を構成する第１のコンデンサを小さな値とし、給電部を構成する第２のコンデンサは受信信号を出力するのに適したインピーダンスになるような大きな値に選ぶことができる。
【００７１】
このように構成することで、阻止インピーダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピーダンスを適正な値に保つことが可能になる。
また、この場合にはスイッチング素子は非導通状態にあってＭＲＩ用ＲＦコイルを流れる電流には関係ないので、スイッチング素子の損失が動作に影響することはない。
【００７２】
尚、以上のＭＲＩ用ＲＦコイルにおけるスイッチング手段はＰＩＮダイオードであることが、逆バイアス時に高周波インピーダンスが高く、順バイアス時に順方向抵抗が低く、かつ高周波的にも純抵抗となる性質から、好ましい。
【００７３】
また、直列接続されたコンデンサとして、上述の（４）及び（５）のように、第１〜第３のコンデンサを用いることも可能であり、ＭＲＩ装置として良好な結果が得られる。
【００７４】
（８）以上の（１）〜（６）のＭＲＩ用ＲＦコイル及び（７）のＭＲＩ装置に使用するＭＲＩ用ＲＦコイルは、送信コイル，受信コイル，送受信コイルで送信のみを行う場合，送受信コイルで受信のみを行う場合のそれぞれの場合において使用することができる。
【００７５】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の発明の実施の形態例を詳細に説明する。図１は本発明のＭＲＩ用ＲＦコイルとしての受信コイル並びにＭＲＩ装置の原理的構成を示す構成図である。
【００７６】
＜実施の形態例▲１▼＞
ここでは、受信コイルに有効／無効切替回路としてのブロッキング回路を備えたＭＲＩ用ＲＦコイル、並びにこのようなＭＲＩ用ＲＦコイルを用いたＭＲＩ装置の構成を例にして説明を行う。尚、既に説明したものと同一物については同一番号を付してある。
【００７７】
この図１において、インダクタＬ０  は受信コイル５０のエレメントにより生じるインダクタを等価的に表したもの、Ｃ０  は前記インダクタＬ０  と共振回路を構成してラーモア周波数に同調するための容量を有するキャパシタである。
【００７８】
ブロッキング回路６２は受信コイル５０の動作の有効／無効切替を行うと共に受信信号を出力する給電部を兼ね備えたものである。そして、スイッチング制御手段（切替制御回路）としてのバイアス回路６１がバイアスを供給することで有効／無効切替を実現している。
【００７９】
ブロッキング回路６２からの受信信号を受信アンプ７０で増幅した後に受信回路で各種受信処理を実行する。
尚、このブロッキング回路６２は直列接続された第１のコンデンサＣ１  ′と第２のコンデンサＣ２  ′とから構成された同調用キャパシタ（合成容量Ｃ０  ）を備えている。そして、第２のコンデンサＣ２  ′の両端から受信信号を取り出すように接続されている。
【００８０】
また、第１のコンデンサＣ１  ′及び前記第２のコンデンサＣ２  ′の接続点に一端が接続された第１のスイッチング手段としてのダイオードＤ１と、一端が第１のコンデンサＣ１  ′のエレメント側の一端に接続され、他端がダイオードＤ１の他端に接続され、ラーモア周波数において第１のコンデンサＣ１  ′と並列共振するインダクタＬ１  ′を有している。
【００８１】
また、一端が第１のコンデンサＣ２  ′のエレメント側に接続され、他端がダイオードＤ１とインダクタＬ１  ′との接続点に接続され、ダイオードＤ１と共にオン／オフするように配置された第２のスイッチング手段としてのダイオードＤ２を備えている。
【００８２】
そして、バイアス回路６１からのバイアス電流若しくはバイアス電圧によりダイオードＤ１及びダイオードＤ２の導通／非導通が制御されるように構成されている。
【００８３】
すなわちバイアス回路６１がスイッチング手段の両端に接続されており、このバイアス回路６１はＣＰＵ１０からの送受信のタイミングについての指示を受けている。
【００８４】
そして、このバイアス回路６１はＭＲＩ装置の送受信に合わせてスイッチング手段を構成するダイオードＤ１及びダイオードＤ２の導通／非導通を制御するものである。
【００８５】
ここでは、逆バイアス時に高周波インピーダンスが高く、順バイアス時に順方向抵抗が低く、かつ高周波的にも純抵抗となる性質から、ＰＩＮダイオードを用いることが望ましい。
【００８６】
尚、第１のスイッチング手段及び第２のスイッチング手段に関しては、ここに示したダイオードＤ１及びダイオードＤ２以外にも各種の構成を用いることが可能である。
【００８７】
例えば、トランジスタ，ＦＥＴ，サイリスタなどの半導体スイッチの他、各種スイッチを用いることが可能である。また、バイアス回路６１も各種スイッチング手段に適した状態で導通／非導通を制御可能な各種の回路（トリガパルス発生回路等）を用いることができる。
【００８８】
また、ここでは、第１のスイッチング手段と第２のスイッチング手段とを共通のバイアス電流で制御するような構成にしているが、第１のスイッチング手段と第２のスイッチング手段とを個別にスイッチング制御する構成でも構わない。
【００８９】
このような回路構成において、第１のコンデンサＣ１  ′は、インダクタＬ１  ′と並列共振回路を構成した場合に充分な阻止インピーダンスを有することができるように、小さな値に設定することが好ましい。
【００９０】
また、給電部を構成する第２のコンデンサＣ２  ′については、受信信号を出力するのに適したインピーダンスになるように、大きな値に選ぶことが好ましい。
＜送信時＞
図２は図１に示した受信コイル５０において、バイアス回路６１からの順バイアスによりダイオードＤ１及びダイオードＤ２が導通状態にある場合（送信時）の等価回路を示す回路図である。
【００９１】
この場合には、ダイオードＤ１の導通によって、第１のコンデンサＣ１  ′とインダクタＬ１  ′とで並列共振回路を構成している。従って、この並列共振回路が共振状態となって受信コイル５０を流れる電流を阻止する。
【００９２】
これにより、送信時に受信コイル５０が無効状態になる。この場合、第１のコンデンサＣ１  ′は、給電部に要求されるインピーダンスに影響されずに容量を選択することができるため、充分な大きさの阻止インピーダンスを得るようにすることが可能である。
【００９３】
尚、この状態では受信コイル５０は動作していない状態であるので、スイッチング素子を構成するダイオードＤ１及びＤ２の導通抵抗は受信コイル５０の損失にはならない。
【００９４】
そして、受信時にスイッチング素子が非導通状態にあるときには第１のコンデンサと第２のコンデンサとの直列接続回路が同調用キャパシタとして働く。このため、合成容量が同調用のキャパシタに適した値になれば、夫々の容量は自由に選択することができる。
【００９５】
従って、直列接続されたコンデンサのうち、並列共振回路を構成する第１のコンデンサを小さな値とし、給電部を構成する第２のコンデンサは受信信号を出力するのに適したインピーダンスになるような大きな値に選ぶことができる。
【００９６】
このように構成することで、阻止インピーダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピーダンスを適正な値に保つことが可能になる。
また、第２のコンデンサＣ２  ′はダイオードＤ１及びＤ２により短絡されている。従って、上述した並列共振回路によるエレメントの切断に加え、受信アンプ７０の入力が短絡状態になるため、送信時に誘導される大きな電圧が受信系にかかることを防ぐことができる。
【００９７】
＜受信時＞
図３は図１に示した受信コイル５０において、バイアス回路６１からの逆バイアスによりダイオードＤ１及びダイオードＤ２が非導通状態にある場合（受信動作時）の等価回路を示す回路図である。
【００９８】
この場合には、ダイオードＤ１及びＤ２の非導通によって、第１のコンデンサＣ１  ′と第２のコンデンサＣ２  ′とで直列回路を構成している。従って、この直列回路の合成キャパシタがインダクタＬ０  と共にラーモア周波数で共振状態となって受信動作を行う。これにより、受信時に受信コイル５０が有効状態になる。
【００９９】
尚、第１のコンデンサＣ１  ′と第２のコンデンサＣ２  ′とは直列接続であるため、合成容量は上述したような小さな容量の第１のコンデンサＣ１  ′の小さな値に近づく。
【０１００】
このため、第２のコンデンサＣ２  ′は、給電部に要求されるインピーダンスを適切な値（例えば、５０Ω）にするための大きな容量を選択することが可能になる。
【０１０１】
また、この状態では受信コイル５０は動作状態であるが、スイッチング素子を構成するダイオードＤ１及びＤ２は非導通状態であり、スイッチング素子の導通抵抗が受信の際の損失になることはない。
【０１０２】
また、この場合にはスイッチング素子は非導通状態にあってＭＲＩ用ＲＦコイルを流れる電流には関係ないので、スイッチング素子の損失が動作に影響することはない。
【０１０３】
＜実施の形態例▲１▼により得られる効果＞
以上詳細に説明したように、上述の実施の形態例によれば、以下のような効果が得られる。
【０１０４】
▲１▼直列接続されたコンデンサの合成容量が同調用のキャパシタに適した値になれば、第１のコンデンサＣ１  ′と第２のコンデンサＣ２  ′の夫々の容量は自由に選択することができる。
【０１０５】
従って、ブロッキング回路としての並列共振回路を構成する第１のコンデンサを小さな値とし、給電部を構成する第２のコンデンサＣ２  ′は受信信号を出力するのに適したインピーダンスになるような大きな値に選ぶことができる。
【０１０６】
このように構成することで、阻止インピーダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピーダンスを低い値に保つといった、従来は不可能であった２つのことを両立することが可能になる。
【０１０７】
すなわち、この状態を図４により説明すると、図１３に示した従来のＣ分割型と比較すると、出力インピーダンスＺｃ  を低インピーダンス（５０Ω等）にできる点では同じであるものの、ブロッキング回路を小容量のＣ１  ′で構成できて充分な阻止インピーダンスＺＢ  ′が得られる点で大きな効果が得られる。
【０１０８】
▲２▼受信コイル５０の無効時にダイオードＤ１及びＤ２が導通状態になり、受信コイル５０の有効時にダイオードＤ１及びＤ２が非導通状態になるため、ダイオードＤ１及びＤ２は受信時にＭＲＩ用ＲＦコイルを流れる電流（受信信号）には関係なくなる。従って、ダイオードＤ１及びＤ２の導通抵抗は受信コイル５０の動作に影響しない。
【０１０９】
従って、切替に際して損失等の問題を生じることなく、充分な大きさの阻止インピーダンスを得ることが可能な有効／無効切替回路を備え、受信系とのインピーダンス整合にも配慮されたＭＲＩ用ＲＦコイルを実現できる。
【０１１０】
また、切替に際して損失等の問題を生じることなく、充分な大きさの阻止インピーダンスを得ることが可能な有効／無効切替回路を備え、受信系とのインピーダンス整合にも配慮されたＭＲＩ装置を実現できる。
【０１１１】
＜実施の形態例▲２▼＞
以上の実施の形態例▲１▼では受信コイルでの送受信の切替の際の有効／無効切替を例にして説明してきたが、以下のものにも使用することが可能である。
【０１１２】
▲１▼送信コイルにおける送受信の切替の際の有効／無効切替：
この場合には図５に示すように、送信の際に有効／無効切替回路としてのブロッキング回路６４をバイアス回路６３により有効状態（ダイオードＤ１及びＤ２は非導通）になるように制御し、また、受信の際にブロッキング回路６４を無効状態（ダイオードＤ１及びＤ２は導通）になるように制御する。
【０１１３】
このようにすることで、例えば５０Ωのインピーダンスの送信回路（パワーアンプ３０）と送信コイル４０とのインピーダンスマッチングをとることができ、送信電力を有効に用いることができる。
【０１１４】
また、これと同時に、受信時には十分高い阻止インピーダンスを得ることが可能になり、微弱な受信信号が送信コイル４０側に励起されることがなくなる。更に、受信時には給電部のコンデンサＣ２  ′と並列なダイオードＤ２が導通しているので、送信系から不要な高周波が輻射されることを確実に防止できる。
【０１１５】
▲２▼また、送受信コイルで送信か受信かの一方を行う場合にも同じ様な動作が可能であり、インピーダンスマッチングと阻止インピーダンスとの両立を図ることが可能になる。
【０１１６】
この場合、送受信コイルを受信コイルとして使用する場合には上述の受信専用のＭＲＩ用ＲＦコイルと同じ動作を行えば良い。また、送受信コイルを送信コイルとしてい使用する場合には上述の送信専用のＭＲＩ用ＲＦコイルと同じ動作を行えば良い。
【０１１７】
＜実施の形態例▲３▼＞
図６は実施の形態例▲３▼として、有効／無効切替回路を備えたＭＲＩ装置の全体構成を示す構成図である。ここでは、受信コイルに有効／無効切替回路としてのブロッキング回路を備えた構成を例にして説明を行う。
【０１１８】
ＣＰＵ１０はＭＲＩ装置全体の動作を統括的に制御するものであり、送受信の制御や有効／無効切替の制御を行う。送信回路２０はＭＲＩに必要な高周波パルスを生成し、この高周波パルスをパワーアンプ３０で増幅して送信コイル４０に供給する。
【０１１９】
受信の際には、受信コイル５０で検出された信号を受信アンプ７０で増幅した後に受信回路８０で各種受信処理を実行する。そして、その受信処理結果をＣＰＵ１０がディスプレイ９０に画像表示する。
【０１２０】
尚、受信専用コイル５０で送信中の高周波パルスを受信しないように、ブロッキング回路６２が設けられている。このブロッキング回路６２はＣＰＵ１０で制御されるバイアス回路６１により、有効／無効切替が行われる。
【０１２１】
すなわち、受信コイル５０のエレメント中にはループを電気的に切断することで受信コイル５０の動作を停止させるためにブロッキング回路６２が配置されている。
【０１２２】
尚、ここでは、受信コイル５０で有効／無効切替を行うＭＲＩ装置を示したが、送受信コイルや送信コイルにおいても同様な有効／無効切替を行うことが可能である。
【０１２３】
＜実施の形態例▲４▼＞
図７は本発明の実施の形態例▲４▼としてのＭＲＩ用ＲＦコイル（受信コイル）並びにＭＲＩ装置の原理的構成を示す構成図である。
【０１２４】
ここでは、受信コイルに有効／無効切替回路としてのブロッキング回路を備えたＭＲＩ用ＲＦコイル、並びにこのようなＭＲＩ用ＲＦコイルを用いたＭＲＩ装置の構成を例にして説明を行う。尚、既に説明したものと同一物については同一番号を付してある。
【０１２５】
この図７に示したものでは、このブロッキング回路６２は直列接続された第１のコンデンサＣ１  ′，第２のコンデンサＣ２  ′及び第３のコンデンサＣ３  とから構成された同調用キャパシタ（合成容量Ｃ０  ）を備えている。そして、第２のコンデンサＣ２  ′の両端から受信信号を取り出すように接続されている。
【０１２６】
すなわち、前述の実施の形態例▲１▼（図１）のものに、第３のコンデンサＣ３  を付加したことを特徴としている。従って、インダクタＬ１  ′やダイオードＤ１，Ｄ２に関しては同等な構成となっている。
【０１２７】
このような回路構成において、第１のコンデンサＣ１  ′は、インダクタＬ１  ′と並列共振回路を構成した場合に充分な阻止インピーダンスを有することができるように、小さな値に設定することが好ましい。また、給電部を構成する第２のコンデンサＣ２  ′については、受信信号を出力するのに適したインピーダンスになるように、大きな値に選ぶことが好ましい。
【０１２８】
尚、第１のコンデンサＣ１  ′，第２のコンデンサＣ２  ′及び第３のコンデンサＣ３  の夫々の容量の比率については、以下に説明する条件を満たすように設定しておくことが好ましい。
【０１２９】
コイル上で対ＧＮＤ電位の高い部分が存在していると、被検体（略ＧＮＤ電位と考えられる）との浮遊容量を通してコイル〜被検体に電流が流れることになる。この電流がコイルの損失となったり、また、被検体の発熱の原因になる。そこで、コイル上で対ＧＮＤ電位ができるだけ低くなるようにすることが、電流を最低限に抑える上で好ましい。
【０１３０】
以上の実施の形態例で示したように、給電部付近とその対向する位置付近との２ヶ所に容量が集中しているような構成の場合、対ＧＮＤ電位を最小にするには、▲１▼２ヶ所の容量を等しくする、▲２▼１ヶ所のコンデンサの両端の電位が大きさが等しく符号が逆になるようにする、の２点を実現すれば良い。
【０１３１】
このような関係を満たすために、第３のコンデンサＣ３  を給電部の第２のコンデンサＣ２  ′の隣（第１のコンデンサＣ１  ′の反対側）に設け、以下の（１）  及び（２）  式を満たすようにする。
Ｃ３  ＝２Ｃ０  …（１）
１／（（１／Ｃ１  ′）＋（１／Ｃ２  ′））＝２Ｃ０  …（２）
尚、以上の式は第２のコンデンサＣ２  ′と第３のコンデンサＣ３  との接続点に給電する同軸ケーブルの外被側（ＧＮＤ電位）が接続されている場合である。同軸ケーブルの外被側（ＧＮＤ）が、第１のコンデンサＣ１  ′と第２のコンデンサＣ２  ′との接続点に接続されている場合には、以下の（１）  ′及び（２）  ′式を満たすようにする。
Ｃ１  ＝２Ｃ０  …（１）  ′
１／（（１／Ｃ２  ′）＋（１／Ｃ３  ））＝２Ｃ０  …（２）  ′
これにより、上記▲１▼及び▲２▼の条件が満たされ、対ＧＮＤ電位が最小に抑えられるようになる。従って、浮遊容量を通して被検体に流れる電流も最小に抑えられ、コイルの損失や被検体の発熱も最小限に抑えられるようになる。
【０１３２】
尚、上記（２）  式を満たす範囲であれば、Ｃ１  ′とＣ２  ′との容量の比は自由に選択することが可能であるため、上述した阻止インピーダンスや送受信回路とのマッチングに適した値を選択することが可能である。
【０１３３】
＜送信時＞
図８は図７に示した受信コイル５０において、バイアス回路６１からの順バイアスによりダイオードＤ１及びダイオードＤ２が導通状態にある場合（送信時）の等価回路を示す回路図である。
【０１３４】
この場合には、ダイオードＤ１の導通によって、第１のコンデンサＣ１  ′とインダクタＬ１  ′とで並列共振回路を構成している。従って、この並列共振回路が共振状態となって受信コイル５０を流れる電流を阻止する。
【０１３５】
これにより、送信時に受信コイル５０が無効状態になる。この場合、第１のコンデンサＣ１  ′は、給電部に要求されるインピーダンスに影響されずに容量を選択することができるため、充分な大きさの阻止インピーダンスを得るようにすることが可能である。
【０１３６】
尚、この状態では受信コイル５０は動作していない状態であるので、スイッチング素子を構成するダイオードＤ１及びＤ２の導通抵抗は受信コイル５０の損失にはならない。
【０１３７】
そして、受信時にスイッチング素子が非導通状態にあるときには第１のコンデンサ〜第３のコンデンサとの直列接続回路が同調用キャパシタとして働く。このため、合成容量が同調用のキャパシタに適した値になれば、夫々の容量は自由に選択することができる。
【０１３８】
従って、直列接続されたコンデンサのうち、並列共振回路を構成する第１のコンデンサを小さな値とし、給電部を構成する第２のコンデンサは受信信号を出力するのに適したイ
ンピーダンスになるような大きな値に選ぶことができる。
【０１３９】
このように構成することで、阻止インピーダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピーダンスを適正な値に保つことが可能になる。
また、第２のコンデンサＣ２  ′はダイオードＤ１及びＤ２により短絡されている。従って、上述した並列共振回路によるエレメントの切断に加え、受信アンプ７０の入力が短絡状態になるため、送信時に誘導される大きな電圧が受信系にかかることを防ぐことができる。
【０１４０】
＜受信時＞
図９は図７に示した受信コイル５０において、バイアス回路６１からの逆バイアスによりダイオードＤ１及びダイオードＤ２が非導通状態にある場合（受信動作時）の等価回路を示す回路図である。
【０１４１】
この場合には、ダイオードＤ１及びＤ２の非導通によって、第１のコンデンサＣ１  ′〜第３のコンデンサＣ３  で直列回路を構成している。従って、この直列回路の合成キャパシタがインダクタＬ０  と共にラーモア周波数で共振状態となって受信動作を行う。これにより、受信時に受信コイル５０が有効状態になる。
【０１４２】
尚、第１のコンデンサＣ１  ′と第２のコンデンサＣ２  ′とは直列接続であるため、合成容量は上述したような小さな容量の第１のコンデンサＣ１  ′の小さな値に近づく。
【０１４３】
このため、第２のコンデンサＣ２  ′は、給電部に要求されるインピーダンスを適切な値（例えば、５０Ω）にするための大きな容量を選択することが可能になる。
【０１４４】
また、この状態では受信コイル５０は動作状態であるが、スイッチング素子を構成するダイオードＤ１及びＤ２は非導通状態であり、スイッチング素子の導通抵抗が受信の際の損失になることはない。
【０１４５】
また、この場合にはスイッチング素子は非導通状態にあってＭＲＩ用ＲＦコイルを流れる電流には関係ないので、スイッチング素子の損失が動作に影響することはない。
【０１４６】
＜実施の形態例▲４▼により得られる効果＞
以上詳細に説明したように、上述の実施の形態例▲４▼によれば、以下のような効果が得られる。
【０１４７】
▲１▼直列接続されたコンデンサの合成容量が同調用のキャパシタに適した値になれば、第１のコンデンサＣ１  ′と第２のコンデンサＣ２  ′の夫々の容量は自由に選択することができる。
【０１４８】
従って、ブロッキング回路としての並列共振回路を構成する第１のコンデンサを小さな値とし、給電部を構成する第２のコンデンサＣ２  ′は受信信号を出力するのに適したインピーダンスになるような大きな値に選ぶことができる。
【０１４９】
このように構成することで、図４で説明したように、阻止インピーダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピーダンスを低い値に保つといった、従来は不可能であった２つのことを両立することが可能になる。
【０１５０】
▲２▼受信コイル５０の無効時にダイオードＤ１及びＤ２が導通状態になり、受信コイル５０の有効時にダイオードＤ１及びＤ２が非導通状態になるため、ダイオードＤ１及びＤ２は受信時にＭＲＩ用ＲＦコイルを流れる電流（受信信号）には関係なくなる。従って、ダイオードＤ１及びＤ２の導通抵抗は受信コイル５０の動作に影響しない。
【０１５１】
従って、切替に際して損失等の問題を生じることなく、充分な大きさの阻止インピーダンスを得ることが可能な有効／無効切替回路を備え、受信系とのインピーダンス整合にも配慮されたＭＲＩ用ＲＦコイルを実現できる。
【０１５２】
また、切替に際して損失等の問題を生じることなく、充分な大きさの阻止インピーダンスを得ることが可能な有効／無効切替回路を備え、受信系とのインピーダンス整合にも配慮されたＭＲＩ装置を実現できる。
【０１５３】
▲３▼第３のコンデンサＣ３  を設けると共に、第１のコンデンサ〜第３のコンデンサの容量を所定の関係に保つことで、コイル上で対ＧＮＤ電位を最小にすることができる。従って、浮遊容量を通して被検体に流れる電流も最小に抑えられ、コイルの損失や被検体の発熱も最小限に抑えられるようになる。
【０１５４】
＜実施の形態例▲５▼＞
以上の実施の形態例▲４▼における第３のコンデンサＣ３  と並列共振回路を構成するインダクタＬ３  ′を設け、第３のスイッチング手段としてＤ３  を設けることで、第２の並列共振回路を構成することも可能である。この様子を図１０に示す。
【０１５５】
この図１０のように構成することで、２つの並列共振回路（Ｌ１  ′−Ｃ１  ′，Ｌ３  ′−Ｃ３  ）により更に大きな阻止インピーダンスを得ることができるという利点がある。また、スイッチング素子に逆バイアスが加わっている場合には、前述の図９と同様な等価回路になり、実施の形態例▲４▼と同じ動作をする。
【０１５６】
＜実施の形態例▲６▼＞
また、以上の実施の形態例▲４▼及び▲５▼では受信コイルでの送受信の切替の際の有効／無効切替を例にして説明してきたが、以下のものにも使用することが可能である。
【０１５７】
▲１▼送信コイルにおける送受信の切替の際の有効／無効切替：
▲２▼送受信コイルで送信か受信かの一方を行う場合の有効／無効切替：
以上の２つの場合にも同じ様な動作が可能であり、インピーダンスマッチングと阻止インピーダンスとの両立を図ることが可能になる。
【０１５８】
【発明の効果】
以上詳細に説明した発明によれば以下のような効果が得られる。
（１）第１の発明のＭＲＩ用ＲＦコイルでは、第１及び第２のコンデンサが直列接続された同調用キャパシタと、前記第１のコンデンサと並列共振回路を構成するように設けられたインダクタと、導通状態では前記第１のコンデンサと前記インダクタとで並列共振回路を構成させ、非導通状態では前記第１及び第２のコンデンサをエレメント中で直列接続させるスイッチング手段と、からなる送受信の際の有効／無効切替回路をエレメント中に備え、前記第２のコンデンサの両端から信号の入力若しくは出力を行うように構成した。
【０１５９】
このため、スイッチング素子が導通状態にあるときには第１のコンデンサとインダクタとで並列共振回路を構成し、並列共振状態となって高インピーダンスになるため、ＭＲＩ用ＲＦコイルとしての動作は停止する。
【０１６０】
この場合、スイッチング素子は導通状態であるが、共振回路が並列共振状態となってＭＲＩ用ＲＦコイルを流れる電流を阻止する。
また、第１のコンデンサは、給電部に要求されるインピーダンスに影響されずに容量を選択することができるため、充分な大きさの阻止インピーダンスを得るようにすることが可能になる。
【０１６１】
そして、スイッチング素子が非導通状態にあるときには第１のコンデンサと第２のコンデンサとの直列接続回路が同調用キャパシタとして働く。このため、合成容量が同調用のキャパシタに適した値になれば、夫々の容量は自由に選択することができる。
【０１６２】
従って、直列接続されたコンデンサのうち、並列共振回路を構成する第１のコンデンサを小さな値とし、給電部を構成する第２のコンデンサは受信信号を出力するのに適したインピーダンスになるような大きな値に選ぶことができる。
【０１６３】
このように構成することで、阻止インピーダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピーダンスを適正な値に保つことが可能になる。
（２）第２の発明のＭＲＩ用ＲＦコイルでは、第１及び第２のコンデンサが直列接続された同調用キャパシタと、第１のスイッチング手段を介して前記第１のコンデンサと並列共振回路を構成するように設けられたインダクタと、前記第１のスイッチング手段と直列接続されて前記第２のコンデンサと並列になるように配置された第２のスイッチング手段と、からなる送受信の際の有効／無効切替回路をエレメント中に備え、前記第２のコンデンサの両端から信号の入力若しくは出力を行うように構成した。
【０１６４】
このため、第１のスイッチング素子が導通状態にあるときには第１のコンデンサとインダクタとで並列共振回路を構成し、並列共振状態となって高インピーダンスになるため、ＭＲＩ用ＲＦコイルとしての動作は停止する。
【０１６５】
この場合、第１のスイッチング素子は導通状態であるが、共振回路が並列共振状態となってＭＲＩ用ＲＦコイルを流れる電流を阻止する。このため、第１のスイッチング素子の導通抵抗はＭＲＩ用ＲＦコイルの損失にはならない。
【０１６６】
また、第１のコンデンサは、給電部に要求されるインピーダンスに影響されずに容量を選択することができるため、充分な大きさの阻止インピーダンスを得るようにすることが可能になる。また、第２のコンデンサの両端の第２のスイッチング素子が導通状態になるため、不要な信号が供給若しくは出力されることはない。
【０１６７】
そして、スイッチング素子が非導通状態にあるときには第１のコンデンサと第２のコンデンサとの直列接続回路が同調用キャパシタとして働く。このため、合成容量が同調用のキャパシタに適した値になれば、夫々の容量は自由に選択することができる。
【０１６８】
従って、直列接続されたコンデンサのうち、並列共振回路を構成する第１のコンデンサを小さな値とし、給電部を構成する第２のコンデンサは受信信号を出力するのに適したインピーダンスになるような大きな値に選ぶことができる。
【０１６９】
このように構成することで、阻止インピーダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピーダンスを適正な値に保つことが可能になる。
（３）第３の発明のＭＲＩ用ＲＦコイルは、直列接続された第１のコンデンサと第２のコンデンサとから構成された同調用キャパシタと、前記第１のコンデンサ及び前記第２のコンデンサの接続点に一端が接続された第１のスイッチング手段と、一端が前記キャパシタにおける前記第１のコンデンサ側の一端に接続され、他端が前記第１のスイッチング手段の他端に接続され、高周波磁場の周波数において前記第１のコンデンサと並列共振するインダクタと、一端が前記同調用キャパシタの他端に接続され、他端が前記第１のスイッチング手段と前記インダクタとの接続点に接続され、前記第１のスイッチング手段と共にオン／オフするように配置された第２のスイッチング手段と、からなる送受信の際の有効／無効切替回路をエレメント中に備え、前記第２のコンデンサの両端から信号の入力若しくは出力を行うように構成した。
【０１７０】
このため、第１のスイッチング素子が導通状態にあるときには第１のコンデンサとインダクタとで並列共振回路を構成し、並列共振状態となって高インピーダンスになるため、ＭＲＩ用ＲＦコイルとしての動作は停止する。
【０１７１】
この場合、第１のスイッチング素子は導通状態であるが、共振回路が並列共振状態となってＭＲＩ用ＲＦコイルを流れる電流を阻止する。このため、第１のスイッチング素子の導通抵抗はＭＲＩ用ＲＦコイルの損失にはならない。
【０１７２】
また、第１のコンデンサは、給電部に要求されるインピーダンスに影響されずに容量を選択することができるため、充分な大きさの阻止インピーダンスを得るようにすることが可能になる。また、第２のコンデンサの両端の第２のスイッチング素子が導通状態になるため、不要な信号が供給若しくは出力されることはない。
【０１７３】
そして、スイッチング素子が非導通状態にあるときには第１のコンデンサと第２のコンデンサとの直列接続回路が同調用キャパシタとして働く。このため、合成容量が同調用のキャパシタに適した値になれば、夫々の容量は自由に選択することができる。
【０１７４】
従って、直列接続されたコンデンサのうち、並列共振回路を構成する第１のコンデンサを小さな値とし、給電部を構成する第２のコンデンサは受信信号を出力するのに適したインピーダンスになるような大きな値に選ぶことができる。
【０１７５】
このように構成することで、阻止インピーダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピーダンスを適正な値に保つことが可能になる。
（４）第４の発明のＭＲＩ用ＲＦコイルでは、第１乃至第３のコンデンサが直列接続された同調用キャパシタと、前記第１のコンデンサと並列共振回路を構成するように設けられたインダクタと、導通状態では前記第１のコンデンサと前記インダクタとで並列共振回路を構成させ、非導通状態では前記第１乃至第３のコンデンサをエレメント中で直列接続させるスイッチング手段と、からなる送受信の際の有効／無効切替回路をエレメント中に備え、前記同調用キャパシタとして、前記第１のコンデンサと前記第２のコンデンサとの合成容量が第３のコンデンサの容量と等しくなるように構成され、前記第２のコンデンサの両端から信号の入力若しくは出力を行うように構成した。
【０１７６】
このため、スイッチング素子が導通状態にあるときには第１のコンデンサとインダクタとで並列共振回路を構成し、並列共振状態となって高インピーダンスになるため、ＭＲＩ用ＲＦコイルとしての動作は停止する。
【０１７７】
この場合、スイッチング素子は導通状態であるが、共振回路が並列共振状態となってＭＲＩ用ＲＦコイルを流れる電流を阻止する。
また、第１のコンデンサは、給電部に要求されるインピーダンスに影響されずに容量を選択することができるため、充分な大きさの阻止インピーダンスを得るようにすることが可能になる。
【０１７８】
そして、スイッチング素子が非導通状態にあるときには第１のコンデンサ〜第３のコンデンサとの直列接続回路が同調用キャパシタとして働く。このため、合成容量が同調用のキャパシタに適した値になれば、夫々の容量は自由に選択することができる。
【０１７９】
従って、直列接続されたコンデンサのうち、並列共振回路を構成する第１のコンデンサを小さな値とし、給電部を構成する第２のコンデンサは受信信号を出力するのに適したインピーダンスになるような大きな値に選ぶことができる。
【０１８０】
このように構成することで、阻止インピーダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピーダンスを適正な値に保つことが可能になる。
そして、第３のコンデンサＣ３  を設けると共に、第１のコンデンサ〜第３のコンデンサの容量を所定の関係に保つことで、コイル上で対ＧＮＤ電位を最小にすることができ、浮遊容量を通して被検体に流れる電流も最小に抑えられ、コイルの損失や被検体の発熱も最小限に抑えられるようになる。
【０１８１】
尚、以上の第３のコンデンサと並列共振回路を構成するインダクタと、この並列共振回路を動作させるスイッチング素子を設けることも可能であり、更に大きな阻止インピーダンスを実現することが可能になる。
【０１８２】
（５）第５の発明のＭＲＩ用ＲＦコイルでは、第１乃至第３のコンデンサが直列接続された同調用キャパシタと、前記第１のコンデンサと並列共振回路を構成するように設けられたインダクタと、導通状態では前記第１のコンデンサと前記インダクタとで並列共振回路を構成させ、非導通状態では前記第１乃至第３のコンデンサをエレメント中で直列接続させるスイッチング手段と、からなる送受信の際の有効／無効切替回路をエレメント中に備え、前記同調用キャパシタとして、前記第２のコンデンサと前記第３のコンデンサとの合成容量が第１のコンデンサの容量と等しくなるように構成され、前記第２のコンデンサの両端から信号の入力若しくは出力を行うように構成した。
【０１８３】
このため、スイッチング素子が導通状態にあるときには第１のコンデンサとインダクタとで並列共振回路を構成し、並列共振状態となって高インピーダンスになるため、ＭＲＩ用ＲＦコイルとしての動作は停止する。
【０１８４】
この場合、スイッチング素子は導通状態であるが、共振回路が並列共振状態となってＭＲＩ用ＲＦコイルを流れる電流を阻止する。
また、第１のコンデンサは、給電部に要求されるインピーダンスに影響されずに容量を選択することができるため、充分な大きさの阻止インピーダンスを得るようにすることが可能になる。
【０１８５】
そして、スイッチング素子が非導通状態にあるときには第１のコンデンサ〜第３のコンデンサとの直列接続回路が同調用キャパシタとして働く。このため、合成容量が同調用のキャパシタに適した値になれば、夫々の容量は自由に選択することができる。
【０１８６】
従って、直列接続されたコンデンサのうち、並列共振回路を構成する第１のコンデンサを小さな値とし、給電部を構成する第２のコンデンサは受信信号を出力するのに適したインピーダンスになるような大きな値に選ぶことができる。
【０１８７】
このように構成することで、阻止インピーダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピーダンスを適正な値に保つことが可能になる。
そして、第３のコンデンサＣ３  を設けると共に、第１のコンデンサ〜第３のコンデンサの容量を所定の関係に保つことで、コイル上で対ＧＮＤ電位を最小にすることができ、浮遊容量を通して被検体に流れる電流も最小に抑えられ、コイルの損失や被検体の発熱も最小限に抑えられるようになる。
【０１８８】
尚、以上の第３のコンデンサと並列共振回路を構成するインダクタと、この並列共振回路を動作させるスイッチング素子を設けることも可能であり、更に大きな阻止インピーダンスを実現することが可能になる。
【０１８９】
（６）以上の（１）〜（５）に示したＭＲＩ用ＲＦコイルにおけるスイッチング手段をＰＩＮダイオードで構成することで、逆バイアス時に高周波インピーダンスが高く、順バイアス時に順方向抵抗が低く、かつ高周波的にも純抵抗となる性質から、良好なスイッチングの効果が得られる。
【０１９０】
（７）この発明のＭＲＩ装置は、エレメント中に送受信の際の有効／無効を切り替える有効／無効切替回路を備えたＭＲＩ用ＲＦコイルと、前記有効／無効切替回路の動作を切り替える切替制御回路とを備え、前記有効／無効切替回路は、並列共振回路用の第１のコンデンサ及び給電部用の第２のコンデンサが直列接続された同調用キャパシタと、前記第１のコンデンサと並列共振回路を構成するように設けられたインダクタと、導通状態では前記第１のコンデンサと前記インダクタとで並列共振回路を構成させ、非導通状態では前記第１及び第２のコンデンサをエレメント中で直列接続させるスイッチング手段と、から構成した。
【０１９１】
このため、スイッチング素子が導通状態にあるときには第１のコンデンサとインダクタとで並列共振回路を構成し、並列共振状態となって高インピーダンスになるため、ＭＲＩ用ＲＦコイルとしての動作は停止する。
【０１９２】
この場合、スイッチング素子は導通状態であるが、共振回路が並列共振状態となってＭＲＩ用ＲＦコイルを流れる電流を阻止する。
また、第１のコンデンサは、給電部に要求されるインピーダンスに影響されずに容量を選択することができるため、充分な大きさの阻止インピーダンスを得るようにすることが可能になる。
【０１９３】
そして、スイッチング素子が非導通状態にあるときには第１のコンデンサと第２のコンデンサとの直列接続回路が同調用キャパシタとして働く。このため、合成容量が同調用のキャパシタに適した値になれば、夫々の容量は自由に選択することができる。
【０１９４】
従って、直列接続されたコンデンサのうち、並列共振回路を構成する第１のコンデンサを小さな値とし、給電部を構成する第２のコンデンサは受信信号を出力するのに適したインピーダンスになるような大きな値に選ぶことができる。
【０１９５】
このように構成することで、阻止インピーダンスを大きくすることができ、かつ、給電部のインピーダンスを適正な値に保つことが可能になる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態例のＭＲＩ用ＲＦコイル及びＭＲＩ装置の要部の原理的回路構成を示す構成図である。
【図２】本発明の実施の形態例のＭＲＩ用ＲＦコイルの原理的回路構成におけるスイッチング手段導通時の等価回路を示す構成図である。
【図３】本発明の実施の形態例のＭＲＩ用ＲＦコイルの原理的回路構成におけるスイッチング手段非導通時の等価回路を示す構成図である。
【図４】本発明の実施の形態例のＭＲＩ用ＲＦコイルの構成を従来のＭＲＩ用ＲＦコイルと比較した説明図である。
【図５】本発明の実施の形態例のＭＲＩ用ＲＦコイル及びＭＲＩ装置の要部の原理的回路構成を示す構成図である。
【図６】ブロッキング回路を備えたＭＲＩ用ＲＦコイルを用いたＭＲＩ装置の全体構成を示す構成図である。
【図７】本発明の実施の形態例としてブロッキング回路に３つのコンデンサを備えたＭＲＩ用ＲＦコイル及びＭＲＩ装置の要部の原理的回路構成を示す構成図である。
【図８】本発明の実施の形態例としてブロッキング回路に３つのコンデンサを備えたＭＲＩ用ＲＦコイルの原理的回路構成におけるスイッチング手段導通時の等価回路を示す構成図である。
【図９】本発明の実施の形態例としてブロッキング回路に３つのコンデンサを備えたＭＲＩ用ＲＦコイルの原理的回路構成におけるスイッチング手段非導通時の等価回路を示す構成図である。
【図１０】本発明の実施の形態例としてブロッキング回路に３つのコンデンサを備え、２つの並列共振回路を備えたＭＲＩ用ＲＦコイル及びＭＲＩ装置の要部の原理的回路構成を示す構成図である。
【図１１】従来のブロッキング回路を備えたＭＲＩ用ＲＦコイルの原理的回路構成を示す構成図である。
【図１２】従来のブロッキング回路を備えたＭＲＩ用ＲＦコイルの原理的回路構成を示す構成図である。
【図１３】従来のＣ分割型のブロッキング回路を備えたＭＲＩ用ＲＦコイルの原理的回路構成を示す構成図である。
【符号の説明】
５０  受信コイル
６１  バイアス回路
６２  ブロッキング回路
７０  受信アンプ
Ｃ１  ′第１のコンデンサ（並列共振用）
Ｃ２  ′第２のコンデンサ
Ｃ３    第３のコンデンサ
Ｌ１  ′インダクタ（並列共振用）
Ｌ３  ′インダクタ（並列共振用）
Ｄ１  ダイオード（スイッチング素子）
Ｄ２  ダイオード（スイッチング素子）
Ｄ３  ダイオード（スイッチング素子）
【図１】
0003615617.tif 000002
【図２】
0003615617.tif 000003
【図３】
0003615617.tif 000004
【図４】
0003615617.tif 000005
【図５】
0003615617.tif 000006
【図６】
0003615617.tif 000007
【図７】
0003615617.tif 000008
【図８】
0003615617.tif 000009
【図９】
0003615617.tif 000010
【図１０】
0003615617.tif 000011
【図１１】
0003615617.tif 000012
【図１２】
0003615617.tif 000013
【図１３】
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