(57)【要約】コンバイナ／スプリッタ装置（１００）は、螺旋コイル（５５）を形成するために巻かれた２つの伝送ライン（２３、２４）を有し、この螺旋コイルは、トロイダル形状に曲げられる。更に、２つの伝送ライン（２３、２４）の２つの外部導体（２５、２６）と並列に接続されたキャパシタ（５１）が設けられる。前記巻かれた伝送ラインと前記キャパシタとの組み合わせは、並列共振器（５６）を形成する。前記コンバイナ／スプリッタ装置は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムにおいて使用するのに適していて、前記ＭＲＩシステムにおいて使用される受信コイルシステムの出力信号を結合し、及び／又は送信コイルシステムの入力信号を分離する。
2005520658.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
第１端部及び第２端部を持つ内部導体及び外部導体を持つ第１伝送ラインと、第１端部及び第２端部を持つ内部導体及び外部導体を持つ第２伝送ラインとを有するコンバイナ／スプリッタ装置であり、２つの前記伝送ラインの２つの前記第１端部が、互いに電気的に接続され、２つの前記伝送ラインの２つの前記第２端部が、互いに電気的に接続されるコンバイナ／スプリッタ装置であって、２つの前記伝送ラインの少なくとも一部が、平行に巻かれ、螺旋コイルを形成することを特徴とするコンバイナ／スプリッタ装置。
【請求項２】
前記コンバイナ／スプリッタ装置が、更に、２つの前記伝送ラインの前記外部導体の前記第１端部に接続された一方の電極と、２つの前記伝送ラインの前記外部導体の前記第２端部に接続された他方の電極を持つキャパシタを有することを特徴とする、請求項１に記載のコンバイナ／スプリッタ装置。
【請求項３】
前記螺旋コイルは、力線を実質的に閉じ込めるために、前記螺旋コイルの２つの反対側の端部が互いに向き合うように曲げられることを特徴とする、請求項１に記載のコンバイナ／スプリッタ装置。
【請求項４】
前記螺旋コイルの曲げ半径が、全長にわたり一定であり、これにより前記螺旋コイルが、トロイダル形状をとることを特徴とする、請求項３に記載のコンバイナ／スプリッタ装置。
【請求項５】
前記キャパシタが、前記トロイダル形状の内部空間の中に位置することを特徴とする、請求項２及び請求項４の何れか一項に記載のコンバイナ／スプリッタ装置。
【請求項６】
２つの前記伝送ラインが、完全に平行であることを特徴とする、請求項１に記載のコンバイナ／スプリッタ装置。
【請求項７】
２つの前記伝送ラインが、互いにより合わせられることを特徴とする、請求項１に記載のコンバイナ／スプリッタ装置。
【請求項８】
２巻が１つの完全なねじれに対応するように、より合わせる速度が、巻く速度に対応することを特徴とする、請求項７に記載のコンバイナ／スプリッタ装置。
【請求項９】
前記コンバイナ／スプリッタ装置が、更に、前記内部導体の第１端部間に結合される第１キャパシタと、前記内部導体の第２端部間に結合される第２キャパシタとを有することを特徴とする、請求項１に記載のコンバイナ／スプリッタ装置。
【請求項１０】
前記コンバイナ／スプリッタ装置が、更に、前記第２伝送ラインの第２端部に接続された内部導体の第１端部を持ち、且つ２つの前記伝送ラインの前記第２端部に接続された外部導体の第１端部を持つ第３同軸伝送ラインを有し、前記螺旋コイルが、前記第３同軸伝送ラインの少なくとも一部により形成された巻線を有することを特徴とする、請求項１に記載のコンバイナ／スプリッタ装置。
【請求項１１】
検査体積と、前記検査体積において主磁場を生成する主磁場システムと、前記主磁場の勾配を生成する勾配磁場システムと、送信及び／又は受信コイルシステムと、前記コイルシステムの少なくとも２つの出力信号を結合する及び／又は前記コイルシステムの入力信号を分離するコンバイナ／スプリッタ装置とを有する磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムであって、前記コンバイナ／スプリッタ装置が、請求項１、２、３、４、５、６、７、８、９又は１０に記載のコンバイナ／スプリッタ装置であることを特徴とする磁気共鳴イメージングシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、第１端部及び第２端部を持つ内部導体及び外部導体を持つ第１伝送ラインと、第１端部及び第２端部を持つ内部導体及び外部導体を持つ第２伝送ラインとを有するコンバイナ／スプリッタ装置であって、２つの前記伝送ラインの２つの前記第１端部が、互いに電気的に接続され、２つの前記伝送ラインの２つの前記第２端部が、互いに電気的に接続される当該コンバイナ／スプリッタ装置に関する。
【０００２】
本発明は、更に、検査体積（examination volume）と、前記検査体積における主磁場を生成する主磁場システムと、前記主磁場の勾配を生成する勾配磁場システムと、送信及び／又は受信コイルシステムと、前記コイルシステムの少なくとも２つの出力信号を結合する及び／又は前記コイルシステムの入力信号を分離するコンバイナ／スプリッタ装置とを有する磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムに関する。
【０００３】
以下、本発明は、第一に、特にコンバイナ装置について説明されるだろう。しかしながら、明らかにされるように、同じ発明の原理が、スプリッタ装置にもあてはまる。
【背景技術】
【０００４】
磁気共鳴イメージング技術において、高周波磁場は、前記ＭＲＩシステムの送信コイルシステムを使用して、例えば人間の肉体のような検査中の肉体に印加される。この肉体の組織の核は励起される。励起後に、前記核は平衡状態に戻り、この過程において、前記核は、自由誘導減衰（ＦＩＤ）信号として示される電磁場を伝播させる。このＦＩＤ信号は、前記ＭＲＩシステムの受信コイルシステムにより受信され、この受信されたＦＩＤ信号から、ＭＲ画像が得られることができる。前記ＭＲイメージング技術は周知であるので、加えて、本発明は前記ＭＲイメージング技術自体には関係しないので、前記ＭＲイメージング技術及び前記ＭＲＩシステムの既知の部分、特に検査体積、主磁場システム、及び勾配磁場システムは、ここでは、より詳細には説明されないだろう。
【０００５】
送信コイルにより励起された核のみが、ＦＩＤ信号を生成するわけではない。熱エネルギにより、前記肉体の中の全ての核は、ＦＩＤ信号を生成するだろうが、しかしながら、前記ＦＩＤ信号は、送信された場の信号とは相関が無く、ノイズと見なされることができる。信号／ノイズ比を改良するために、送信及び受信の両方のためにクワドラチャコイルを使用することは、通常のやり方である。クワドラチャコイル・システムは、互いに対して垂直な向きのコイル軸を持つ２つのコイルを有する。クワドラチャ送信コイルシステムにおいて、交流が両方のコイルに印加され、これら２つの電流は、同じ周波数を持つが、互いに対して９０°の位相関係を持つ。従って、回転磁場は、前記クワドラチャ送信コイルシステムにより生成される。同様に、この回転磁場により励起された核は、減衰すると、クワドラチャ受信コイルシステムの２つのコイル素子において起電力を誘導し、これらの起電力も、互いに対して９０°の位相関係を持つ。対照的に、熱的な核（thermal nuclei）は、両方の受信コイル素子においてランダムノイズを誘導するだろう。
【０００６】
クワドラチャ受信コイルシステムの２つの受信コイルの出力信号を処理するために、先行信号は９０°遅延され、遅延された前記先行信号は、追跡信号に加えられる。９０°の位相関係を持つ信号成分は、ここで、加算され、２倍の信号強度になるだろう。ランダムな位相関係を持つノイズ成分は、加算において実質的に平均されるだろう。このように２つの出力信号を結合するために、ＭＲＩ装置は、コンバイナ装置を有する。
【０００７】
図１Ａ−Ｃは、幾つかの先行技術のコンバイナ装置を図示する。図１Ａに図示された先行技術のコンバイナ装置１は、分離した構成要素、即ちインダクタ、レジスタ及びキャパシタから構成される。第１入力部２は、第１受信コイル（図示されていない）からの第１入力信号を受信することを目的とし、第２入力部３は、第２受信コイル（図示されていない）からの出力信号を受信することを目的とし、第２信号は、前記第１信号と同じ周波数を持つが、前記第１信号に対して９０°の位相シフトを持つ。コンバイナ装置１は、向上された出力信号を供給する第１出力部４と、５０オームの固有抵抗を持つ第１レジスタ６を介してアースに結合された第２出力部５とを持つ。
【０００８】
第１入力部２、第２入力部３、第１出力部４、及び第２出力部５は、対応するキャパシタ７、８、９、１０を介してアースに結合される。第１及び第２入力部２及び３は、キャパシタ１１を介して互いに結合される。前記第１及び第２出力部は、キャパシタ１２を介して互いに結合される。第１入力部２は、第１インダクタ１３を介して第２出力部５に結合される。第２入力部３は、第２インダクタ１４を介して第１出力部４に結合される。
【０００９】
図１Ｂに図示された先行技術のコンバイナ装置２０も、キャパシタ２１を介して互いに結合された第１及び第２入力部２、３と、第２キャパシタ２２を介して互いに結合された第１及び第２出力部４及び５とを持つ。このコンバイナ装置２０は、更に、５０オームの固有インビーダンス及び１／８λの長さを持つ同軸ケーブルとして実施される２つの伝送ライン２３、２４を有する。各伝送ライン２３、２４は、遮蔽導体、即ち外部導体２５、２６に囲まれた心線導体、即ち内部導体を持つ。第１入力部２は、第１伝送ライン２３の内部導体を介して第２出力部５に結合され、第２入力部３は、第２伝送ライン２４の内部導体を介して第１出力部４に結合される。第１伝送ライン２３は、入力側端部２３ａ及び出力側端部２３ｂを持ち、同様に、第２伝送ライン２４は、入力側端部２４ａ及び出力側端部２４ｂを持つ。対応する入力及び出力側端部２３ａ、２３ｂ、２４ａ、２４ｂにおいて、両方の伝送ライン２３、２４の外部導体は、アースに接続される。
【００１０】
動作中に、２つの受信コイル（図示されていない）は、対応する導体（図示されていない）により２つの入力部２、３に接続され、前記導体は、典型的には、両方の導体の周囲に延在する通常の円筒形の遮蔽導体（図示されていない）により遮蔽され、前記遮蔽導体は、伝送ライン２３、２４の外部導体の入力側端部に接続される。
【００１１】
これらの先行技術のコンバイナ装置は、様々な欠点を持つ。１つの欠点は、これらが相対的に大きな空間を占めることである。第２の欠点は、これらが、前記２つの受信コイルからの２つの信号導体を包む前記遮蔽導体において誘導されるマントル電流（mantle current）を遮ることができないことである。従って、これらの不所望な電流を効果的に遮るために、必要な空間の量を増加し、追加コストを伴う追加の要素が必要である。更に、電気的な経路の増加された全長を考慮して、回路は、全体として、より多くのノイズを受けるだろう。
【００１２】
図１Ｃは、第１出力部４と受信器（図示されていない）との間に接続された第３伝送ライン３５により拡張された図１Ｂに図示された先行技術のコンバイナ装置２０を有する先行技術のアセンブリ３０を図示する。より詳細には、この第３伝送ライン３５は、入力側端部３６ａ及び出力側端部３６ｂを持つ外部導体３６と、入力側端部３７ａ及び出力側端部３７ｂを持つ内部導体３７とを持つ。外部導体３６の入力及び出力側端部３６ａ、３６ｂは、アースに接続される。内部導体３７の入力側端部３７ａは、先行技術のコンバイナ装置２０の第１出力部４に接続される。この第３伝送ライン３５の長さの一部は、上述のマントル電流を遮るトラップを形成するために使用される。この先行技術のアセンブリ３０において、円筒形導体３８は、第３伝送ライン３５の周囲に同軸上に配置される。円筒形導体３８は、第３伝送ライン３５の外部導体に電気的に接続された出力側端部３８ｂを持つ。入力側端部３８ａにおいて、円筒形導体３８は、キャパシタ３４を介して第３伝送ライン３５の外部導体３６に結合される。この設計も、幾つかの欠点を持つ。第一に、一方で伝送ライン３５の可とう性と、他方で前記円筒形導体の中心における前記伝送ラインの正確な配置との間で適切な妥協点を見つけることは非常に難しい。第二に、動作中に、非常に高い電場が、キャパシタ３４の両端間で生じ、これは、検査中の人間に対して潜在的に危険でありうる。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１３】
本発明の目的は、上述の不利点の全て又は少なくとも一部を克服する冒頭の段落で述べられた種類の改良されたコンバイナ／スプリッタ装置と、冒頭の段落で述べられた種類の改良されたＭＲＩシステムとを提供することである。特に、本発明は、より少ない空間を占め、追加の要素無しで（又は減少された数の追加の要素を用いて）マントル電流に対する良い保護を与えることができるコンバイナ／スプリッタ装置及びＭＲＩシステムを提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１４】
前記目的を達成するために、本発明によるコンバイナ／スプリッタ装置は、２つの伝送ラインの少なくとも一部が、螺旋コイルを形成するために平行に巻かれる（wound）ことを特徴とする。
【００１５】
前記目的を達成するために、本発明によるＭＲＩシステムは、使用されるコンバイナ／スプリッタ装置が、本発明によるコンバイナ／スプリッタ装置であることを特徴とする。
【００１６】
本発明は、図１Ｂに図示された前記先行技術のコンバイナ装置と同様に、２つの伝送ラインに基づいているコンバイナ装置を提供する。本発明の重要な態様によると、これら２つの伝送ラインは、螺旋コイルを形成するように巻かれ、この螺旋コイルは、力線を閉じ込めるために一端が他端に接続されるように曲げられる。更に、前記２つの伝送ラインの２つの外部導体と並列に接続されたキャパシタが設けられる。巻かれた前記伝送ラインと前記キャパシタとの組み合わせは、並列共振器を形成する。
【００１７】
本発明のこれら及び他の態様、フィーチャ及び利点は、同じ参照符号が同じ又は同様な部分を示す図面を参照して本発明によるコンバイナ装置の好適な実施例の以下の記述により更に説明されるだろう。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１８】
図２は、本発明によるコンバイナ装置１００の実施例を表す電気回路図を概略的に示す。コンバイナ装置１００は、本発明による磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムにおいて使用され、前記ＭＲＩシステムの無線周波数（ＲＦ）受信コイルシステムの２つの出力信号を結合する。検査されるべき患者が配置されることができる検査体積、前記検査体積において主磁場を生成する主磁場システム、及び前記主磁場の勾配を生成する勾配磁場システムのような前記ＭＲＩシステムの他の部分は、前記図に示されていないことに注意する。これらの部分は、当業者に既知の通常のものであることができる。図２に図示される本発明の実施例１００を図１Ｂに図示される先行技術の実施例２０と比較すると、電気的に、本発明のコンバイナ装置１００は、好ましくは及び図示されるように、コンバイナ装置１００が２つの同軸伝送ライン２３、２４の外部導体２５、２６の入力側端部２５ａ、２６ａに接続された一方の電極を持ち、２つの同軸伝送ライン２３、２４の２つの外部導体２５、２６の出力側端部２５ｂ、２６ｂに接続された他方の電極を持つキャパシタ５１を含むが、図１Ｂの前記コンバイナ装置と類似していることは、容易に明らかである。図２は、クワドラチャ受信コイルの対（図示されていない）からの信号ケーブル４０をも概略的に示し、前記ケーブルは、２つの信号ライン４２、４３と、遮蔽マントルとして機能する通常の外部導体４１とを有する。第１信号ライン４２は、コンバイナ装置１００の第１入力部２に接続され、第２信号ライン４３は、コンバイナ装置１００の第２入力部３に接続される。信号ケーブル４０の通常の外部導体４１は、コンバイナ装置１００の２つの同軸伝送ライン２３、２４の外部導体２５、２６の入力側端部２５ａ、２６ａに接続される。信号ケーブル４０の信号ライン４１、４２上を伝送される信号に関して、本発明のコンバイナ装置１００は、前記先行技術のコンバイナ装置と正確に同じく機能し、より詳細には、これらの信号に関して、キャパシタ５１は、何れの役割も果たさない。
【００１９】
図３Ａに概略的に示される本発明の重要な態様によると、２つの同軸伝送ライン２３、２４は、実質的に円筒形の構成を形成するように一緒に巻かれ、各伝送ライン２３、２４は、ここで、螺旋の形状を持つ。この場合、各外部導体２５、２６は、螺旋インダクタ又はコイルインダクタとして機能する。好ましくは、各外部導体２５、２６には、隣接した２巻（neighboring windings）の間のショートを防ぐために電気的な絶縁カバーが設けられるが、しかしながら、これは、単純のために図面には示されていない。２つの外部導体２５、２６は、一緒に接続された入力側端部２５ａ、２６ａと出力側端部２５ｂ、２６ｂとを持つので、且つ２つの外部導体２５、２６は、平行に巻かれ、この故に同じ磁束を閉じ込めるので、２つの外部導体２５、２６は、非常に強くカップリングし、実際に１つの螺旋インダクタ又はコイルインダクタとして機能する。図３Ｂは、図２の回路図の代替電気回路図であり、２つの同軸伝送ライン２３、２４の２つの外部導体２５、２６が、インダクタ５３、５４として表され、前記２つの内部導体は、２７、２８で示される。図３Ｂは、一方で２つのインダクタ５３、５４の入力側端部２５ａ、２６ａと、他方で２つのインダクタ５３、５４の出力側端部２５ｂ、２６ｂとの間に接続された上述の追加キャパシタ５１をも示す。この追加キャパシタ５１及び２つのインダクタ５３、５４により与えられた自己インダクタンスが、一緒に並列共振回路を形成することは、容易に明らかであろう。この並列共振回路は、マントル電流、即ち前記伝送コイル（図示されていない）との誘導結合又は容量結合により信号ケーブル４０の通常の外部導体４１において流れうる電流に対する非常に高いインピーダンスを与える。従って、本発明の重要な態様によると、このようなマントル電流は、これらの外部導体２５、２６が、円筒形の形状に巻くことによりインダクタ５３、５４として構成されるという事実のために、伝送ライン２３、２４の外部導体２５、２６自体により効果的に遮られる。
【００２０】
２つの同軸伝送ライン２３、２４の２つの外部導体２５、２６が、円筒形の構成に巻かれるという事実は、このような円筒形構成が、（１／８λである）前記同軸伝送ラインの物理的な長さと比較して相対的に小さい空間を占めることにより、更なる利点を提供する。
【００２１】
下記において、２つの同軸伝送ライン２３、２４の２つの外部導体５３、５４の巻かれた組み合わせは、伝送ラインコイル５５として示されるだろう。この伝送ラインコイル５５と追加キャパシタ５１との並列接続は、マントル電流バリヤ５６として示されるだろう。
【００２２】
マントル電流バリヤ５６のインピーダンスは、とりわけ、伝送ラインコイル５５のインダクタンスに依存する。当業者に明らかになるように、このインダクタンスは、とりわけ、伝送ラインコイル５５の直径及び巻数に依存する。設計に関して、ある制限内で、伝送ライン２３、２４の長さが関連した装置において使用されるＭＲ周波数に依存することを念頭に置き、所望の直径を選択することは自由である。更に、この伝送ラインコイル５５の直径は、全長にわたり一定であるが、これは不可欠ではない。
【００２３】
伝送ラインコイル５５を巻くために伝送ライン２３、２４の全長を使用する必要がないことが認められる。設計者は、伝送ラインコイル５５を巻くために伝送ライン２３、２４の長さの特定の部分のみを使用し、伝送ライン２３、２４の残りの部分を線形にしておくことを選択することができる。これを行う１つの理由は、前記伝送ラインの一部を信号処理装置（図示されていない）までの特定の距離を橋渡しするために使用することが望ましいことであってもよい。これを行う他の理由は、前記伝送ラインの全長が使用される場合よりも小さいインダクタンスを持つ伝送ラインコイルを得るためである。これに対して、もし前記同軸伝送ラインの長さが、特定の所望のインダクタンスを得るのに不十分であると見なされるならば、前記伝送ラインコイルの長さは、前記伝送ラインコイルの延長として、出力部４に接続された同軸出力伝送ラインの少なくとも一部を使用することにより増加されることができる。
【００２４】
これまで論じられたように円筒形状の伝送ラインコイル５５は、端が開いていて、これは、伝送ラインコイル５５が、例えば伝送コイルにより生成された電磁場を受けうる場合に、電磁力線が外界に達するだろうということを意味する。図４Ａに図示された本発明の更に他の重要な態様によると、これは、端部が互いに接し、前記電磁力線が閉じられ、伝送ラインコイル５５の巻線内に閉じこめられるように伝送ラインコイル５５を曲げることにより避けられる。好ましくは、前記伝送ラインコイルの曲げ半径は、全長にわたり一定であり、これにより伝送ラインコイル５５は、トロイダル形状をとるだろう。このトロイダル形状の更に他の利点は、依然として、より小さい空間を占めることである。
【００２５】
図４Ａは、伝送ラインコイル５５の前記端部に直接接続された電極５１ａ、５１ｂを持ち、且つ伝送ラインコイル５５により囲まれた円形の内部空間５９に配置された本体を持つ追加キャパシタ５１をも示す。従って、伝送ラインコイル５５の内部空間５９は、効率的に使用され、追加キャパシタ５１は、追加の空間をとらない。追加キャパシタ５１の本体は、有利に、磁束に対して利用可能な内部空間５９の面積を減少する。これに関して、既知であるように相互に平行なキャパシタ板を持つキャパシタの型を使用することは有利であり、前記キャパシタ板が、図面の面に実質的に垂直に向いた伝送ラインコイル５５の中心軸に実質的に垂直に向くように、追加キャパシタ５１を配置することは有利である。
【００２６】
有利に、伝送ラインコイル５５と追加キャパシタ５１との組み合わせは、適切なプラスチック等に成形され、１つの一体のユニットを形成することができる。
【００２７】
もし以前に論じられたように前記伝送ラインコイルの形状が円筒形であれば、前記伝送ラインコイルの後の巻（subsequent windings）は、互いに接触し、これにより漂遊磁場は、前記後の２巻間でほとんど又は全く逃げないだろう。しかしながら、もし形状がトロイダルであれば、前記巻線の内側の部分は、図４Ａに示されるように互いに接触するであろうが、前記巻線の外側の部分（即ち前記トロイダル形状の外半径において）は、ある距離で離れることができる。換言すると、前記トロイダル形状の外半径において、間隔５７が、隣接した２巻の間に存在することができ、前記間隔を通って、漂遊磁場は逃げることができる。本発明の更に他の改良によると、これは、伝送ライン２３、２４を巻く（winding）前に互いにより合わせる（twisting）ことにより避けられることができ、より合わせられた前記伝送ラインが巻かれる場合に、２巻（windings）が、１つの完全なねじれ（twist）に対応するように、より合わせる速度は、巻く速度に対応する。結果として、図４Ｂに図示されるように、トロイダル形状を得ることが可能であり、前記トロイダル形状の内半径において、伝送ライン２３、２４が、互いの内側に、即ち実質的に同じ動径方向の線上に配置され、前記トロイダル形状の外半径において、伝送ライン２３、２４が、同じ半径においてギャップ無しで互いに隣に配置され、これにより逃げる漂遊磁場の量は減少される。
【００２８】
図４Ｂにおいて、トロイダルコイル５５の内半径は、Ｒｉで示され、トロイダルコイル５５の外半径は、Ｒｏで示される。３巻５８、５８’、５８’’のみが示される。トロイダルコイル５５の外半径Ｒｏにおいて、一巻５８の伝送ライン２３、２４は、同じ半径Ｒｏに配置され、一巻５８の円周の大きさは、伝送ライン２３、２４の直径の２倍である。一巻５８の伝送ライン２３は、隣接した一巻５８’の逆方向の伝送ライン２４’に接触する。トロイダルコイル５５の内半径Ｒｉにおいて、一巻５８の伝送ライン２３、２４は、動径方向の線上に配置され、従って、異なる半径において、一巻５８の円周の大きさは、ここで、伝送ライン２３、２４の１倍である。一巻５８の最も内側の伝送ライン２４は、隣接した一巻５８’の逆方向の伝送ライン２３’に接触し、前記一巻５８の他の伝送ライン２３は、隣接した一巻５８’の逆方向の他の伝送ライン２４’にほとんど接触する。
【００２９】
本発明は、上で論じられた模範的な実施例に制限されないが、様々な変更及び修正が添付請求項で定められる本発明の保護範囲内で可能であることは、当業者に明らかであるべきである。
【００３０】
例えば、上で論じられた例において、伝送ライン２３、２４は、外部導体２５、２６の出力側端部２５ｂ、２６ｂが伝送ラインコイル５５の出力側端部になるように、全長にわたり巻かれる。しかしながら、上で述べられたように、伝送ライン２３、２４の長さの一部のみを巻くことが望ましいこともありうる。この場合、伝送ラインコイル５５の入力側端部及び／又は出力側端部は、外部導体２５、２６の出力側端部２５ｂ、２６ｂとは一致しないだろう。追加キャパシタ５１は、好ましくは、伝送ラインコイル５５と並列に接続されるべきであり、即ち追加キャパシタ５１の電極は、それぞれ伝送ラインコイル５５の前記巻線の実際の入力側端部と、伝送ラインコイル５５の前記巻線の実際の出力側端部とに接続されるべきであることは、理解されるべきである。
【００３１】
更に、伝送ラインコイル５５は、第２伝送ライン２４の信号出力部４に接続された内部導体の入力側端部を持ち、２つの伝送ライン２３、２４の出力側端部２５ｂ、２６ｂに接続された外部導体の入力側端部を持つ同軸出力伝送ラインにより延長されることができる。この場合、螺旋形伝送ラインコイル５５の前記巻線の一部は、伝送ライン２３、２４を巻くことにより形成されることができ、螺旋形伝送ラインコイル５５の前記巻線の一部は、前記出力伝送ラインの少なくとも一部を巻くことにより形成されることができる。同様に、追加キャパシタ５１が好ましくは伝送ラインコイル５５と並列に接続されるべきであり、この場合にキャパシタ５１が、前記出力伝送ラインの巻線が終わる場所で前記出力伝送ラインの外部導体に接続された１つの電極を持つことは、理解されるべきである。
【００３２】
上記のことにおいて、装置１００は、ＭＲＩシステムのクワドラチャ受信コイルシステムの出力信号を受信し、入力部２、３において受信されたこれらの出力信号を結合して第１出力部４において改良された出力信号を供給するコンバイナ装置として記述された。しかしながら、同じ装置１００は、前記ＭＲＩシステムの制御ユニットから駆動信号を受信し、クワドラチャ送信コイルシステムのコイルに２つの９０°駆動出力信号を供給するスプリッタ装置としても使用されることができる。この場合、端子４は、前記駆動信号を受信する入力部として結合され、端子２、３は、前記２つの駆動出力信号を供給する出力部として結合されるだろう。装置１００の設計に変更を加える必要はない。事実、ユーザのオプションで、前記同じ装置が、コンバイナ装置及びスプリッタ装置の両方として使用されることができ、違いは、何れの（複数の）端子が（複数の）入力部として接続されなければならず、何れの（複数の）端子が（複数の）出力部として接続されなければならないかにのみ存在する。従って、装置１００は、接続されていない場合、コンバイナ／スプリッタ装置とも呼ばれるだろう。
【図面の簡単な説明】
【００３３】
【図１Ａ】先行技術のコンバイナ装置を概略的に図示する電気回路図である。
【図１Ｂ】先行技術のコンバイナ装置を概略的に図示する電気回路図である。
【図１Ｃ】先行技術のコンバイナ装置を概略的に図示する電気回路図である。
【図２】本発明によるコンバイナ装置の実施例を概略的に示す電気回路図である。
【図３Ａ】螺旋構成において一緒に巻かれた２つの同軸伝送ラインの一部を図示する概略的な斜視図である。
【図３Ｂ】巻かれた同軸伝送ラインの誘導的性質を示す図２と比較可能な電気回路図である。
【図４Ａ】トロイダルに曲げられた伝送ラインコイルの実施例の断面の概略図である。
【図４Ｂ】トロイダルに曲げられた伝送ラインコイルの実施例の断面の概略図である。
【図１Ａ】
2005520658.tif 000003
【図１Ｂ】
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【図１Ｃ】
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【図２】
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【図３Ａ】
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【図３Ｂ】
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【図４Ａ】
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【図４Ｂ】
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【国際調査報告】
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