ＲＦコイル装置および磁気共鳴イメージング装置
【課題】架台上に設置された局所送信用ＲＦコイルのコネクタをＭＲＩ装置に接続し忘れた状態で、ＭＲＩ装置に内蔵の全身用ＲＦコイルからＲＦ信号を送信しても、局所送信用ＲＦコイル内で誘導電流が流れないようにする。
【解決手段】一実施形態では、ＲＦコイル装置は、磁気共鳴イメージング装置に対して着脱自在に接続され、磁気共鳴イメージング装置から供給されるＲＦ信号電流がコイルエレメントを流れることで被検体にＲＦ信号を送信するものであり、トラップ回路を有する。このトラップ回路は、コイルエレメントにおけるＲＦ信号電流の経路内に挿入されており、入力電圧に応じてラーモア周波数を含む周波数帯を選択的に遮断する。
【解決手段】一実施形態では、ＲＦコイル装置は、磁気共鳴イメージング装置に対して着脱自在に接続され、磁気共鳴イメージング装置から供給されるＲＦ信号電流がコイルエレメントを流れることで被検体にＲＦ信号を送信するものであり、トラップ回路を有する。このトラップ回路は、コイルエレメントにおけるＲＦ信号電流の経路内に挿入されており、入力電圧に応じてラーモア周波数を含む周波数帯を選択的に遮断する。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、ＲＦコイル装置（ｒａｄｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｃｏｉｌ ｄｅｖｉｃｅ）および磁気共鳴イメージング装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数のＲＦ信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ信号から画像を再構成する撮像法である。なお、上記ＭＲＩは磁気共鳴イメージング（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）の意味であり、ＲＦ信号は高周波信号（ｒａｄｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｓｉｇｎａｌ）の意味であり、ＭＲ信号は核磁気共鳴信号（ｎｕｃｌｅａｒ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｓｉｇｎａｌ）の意味である。
【０００３】
ＭＲＩでは、被検体にＲＦ信号を送信し、被検体からのＭＲ信号を検出するＲＦコイルが用いられる（例えば、特許文献１参照）。ＲＦコイルには、ＲＦ信号を送信する送信専用のものと、ＭＲ信号を検出する受信専用のものと、ＲＦ信号の送信およびＭＲ信号の検出を行う送受信兼用のものとがある。
【０００４】
ＲＦ信号の送信は、例えば、ＭＲＩ装置本体に内蔵された全身用ＲＦコイルから行われる場合や、移動可能な局所送信用ＲＦコイルから行われる場合がある。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開２００９−１４２６４６号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
ＭＲＩ装置内の制御部において、ＭＲＩ装置とは別個の局所受信用ＲＦコイルや局所送信用ＲＦコイルの存在は、コネクタ接続によって認識される。即ち、局所送信用ＲＦコイルのコネクタをＭＲＩ装置に接続している場合、ＭＲＩ装置の制御部によって、局所送信用ＲＦコイルの存在が正常に認識される。
【０００７】
この状態で、ＭＲＩ装置に内蔵の全身用ＲＦコイルからＲＦ信号を送信する場合、ＭＲＩ装置の制御部は、全身用ＲＦコイル内のカップリング防止回路を機能させる。この場合、全身用ＲＦコイル内のカップリング防止回路が機能することによって、局所送信用ＲＦコイル内で大きな誘導電流が流れることが防止され、局所送信用ＲＦコイルの破損のおそれもない。
【０００８】
しかし、架台上に設置された局所送信用ＲＦコイルのコネクタをＭＲＩ装置に接続し忘れた状態では、局所送信用ＲＦコイルの存在は、ＭＲＩ装置内の制御部では認識されない。この状態でＭＲＩ装置に内蔵の全身用ＲＦコイル側からＲＦ信号が送信する場合、ＭＲＩ装置の制御部は、保護すべき他のＲＦコイル装置が存在しないものと判定し、全身用ＲＦコイル内のカップリング防止回路を機能させない。この場合、高周波磁場による相互インダクタンスによって局所送信用ＲＦコイル内に誘導電流が流れ、局所送信用ＲＦコイルが破損するおそれがあった。
【０００９】
このため、架台上に設置された局所送信用ＲＦコイルのコネクタをＭＲＩ装置に接続し忘れた状態で、ＭＲＩ装置に内蔵の全身用ＲＦコイルからＲＦ信号を送信しても、局所送信用ＲＦコイル内で誘導電流が流れないようにする技術が要望されていた。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
一実施形態では、ＲＦコイル装置は、磁気共鳴イメージング装置に対して着脱自在に接続され、磁気共鳴イメージング装置から供給されるＲＦ信号電流がコイルエレメントを流れることで被検体にＲＦ信号を送信するものであり、トラップ回路を有する。このトラップ回路は、コイルエレメントにおけるＲＦ信号電流の経路内に挿入されており、入力電圧に応じてラーモア周波数を含む周波数帯を選択的に遮断する。
【００１１】
一実施形態では、ＭＲＩ装置は、被検体が置かれる撮像空間に静磁場および傾斜磁場を印加すると共に核磁気共鳴を起こすためのＲＦ信号を送信し、核磁気共鳴によって発せられるエコー信号を受信して、エコー信号に基づいて被検体の画像データを生成するものであり、ＲＦ信号の送信を担う上記のＲＦコイル装置を有する。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１】一実施形態に係るＲＦコイル装置の全体構成を示す回路的に示すブロック図。
【図２】図１のＲＦコイル装置において、保護回路を含む部分の詳細を示す回路図。
【図３】図１のＲＦコイル装置において、入力用コネクタが非接続状態における保護回路を含む部分の等価回路図。
【図４】図１のＲＦコイル装置において、入力用コネクタをＭＲＩ装置に接続した状態における保護回路を含む部分の等価回路図。
【図５】図１のＲＦコイル装置の変形例として、全てのラング部に保護回路を設けた構成を示すブロック図。
【図６】図５のＲＦコイル装置の変形例として、各保護回路間で入力電源の配線を共通にした構成を示すブロック図。
【図７】図６のＲＦコイル装置の変形例として、各保護回路間にさらに並列共振回路を追加した構成を示すブロック図。
【図８】図１のＲＦコイル装置の変形例として、リング部に保護回路を設けた構成を示すブロック図。
【図９】一実施形態に係るＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図。
【発明を実施するための形態】
【００１３】
以下、本発明の実施形態について、添付図面に基づいて説明する。なお、各図において同一要素には同一符号を付し、重複する説明を省略する。
【００１４】
（ＲＦコイル装置の構成例）
図１は、本実施形態における局所送信用のＲＦコイル装置の全体構成を回路的に示すブロック図である。なお、ここでは一例として、バードケージ型のコイルを用いる場合について説明する。
【００１５】
図１に示すように、ＲＦコイル１００Ａは、点線で示すコイル支持部１０４と、太線で示す環状の２つのリング部１０６、１０８と、４つのラング部１１２ａ、１１２ｂ、１１２ｃ、１１２ｄとを有する。リング部１０６、１０８と、ラング部１１２ａ〜１１２ｄとによってコイルエレメントが構成される。なお、ここでは簡単化のためラング部の数を４としたが、これは一例にすぎず、ラング部は例えば４以上であってもよい。
【００１６】
コイル支持部１０４は、円筒状に形成された支持部材であり、リング部１０８やラング部１１２ａ〜１１２ｄなどをそれぞれ所定の位置で保たれるように支持している。
【００１７】
各リング部１０６、１０８はそれぞれ、例えば銅箔を用いてリング状に形成された導電部材である。各リング部１０６、１０８は、リングの直径および中心軸が一致し、かつ、所定の距離だけ間が離れるように、それぞれ設けられている。
【００１８】
各ラング部１１２ａ〜１１２ｄはそれぞれ、例えば銅箔を用いて矩形状に形成された導電部材である。各ラング部１１２ａ〜１１２ｄはそれぞれ、二つのリング部１０６、１０８の間を接続するように、所定の間隔で設けられている。
【００１９】
リング部１０６には、４つのコンデンサＣ１、Ｃ２、Ｃ３、Ｃ４が直列に挿入（接続）されている。即ち、ラング部１１２ａ−１１２ｄ間にはコンデンサＣ１が、ラング部１１２ｄ−１１２ｃ間にはコンデンサＣ２が、ラング部１１２ｃ−１１２ｂ間にはコンデンサＣ３が、ラング部１１２ｂ−１１２ａ間にはコンデンサＣ４が、直列に挿入されている。
【００２０】
ＲＦコイル装置１００Ａは、ここでは一例としてコンデンサＣ１−Ｃ２間の接続ノードおよびコンデンサＣ２−Ｃ３間の接続ノードに接続された入力用コネクタ（図示せず）を有する。図１において一点鎖線で配線を示すように、この入力用コネクタを介して、コンデンサＣ１−Ｃ２間の接続ノードは後述のＭＲＩ装置のＲＦ送信器４６からＲＦ信号電流の供給を受け、コンデンサＣ２−Ｃ３間の接続ノードは例えば接地電位にされる。なお、以上の入力電圧の方式は一例にすぎず、他の形態であってもよい。
【００２１】
本実施形態の特徴として、ＲＦコイル装置１００Ａは、ラング部１１２ａに直列に挿入された保護回路１２０を有する。
【００２２】
図２は、ＲＦコイル装置１００Ａにおいて、保護回路１２０を含む部分の詳細を示す回路図である。図２に示すように、保護回路１２０は、並列共振回路１２４、１２６と、トラップ回路１２８と、第１入力端子１３０と、第２入力端子１３２とを有する。
【００２３】
並列共振回路１２４は、コイルＬ１と、コンデンサＣ９とを有する。コイルＬ１のインダクタンス値と、コンデンサＣ９の容量値は、並列共振回路１２４の共振周波数がラーモア周波数となるように、即ち、ラーモア周波数において並列共振回路１２４のインピーダンスが最大となるように選択されている。ラーモア周波数は、ＲＦコイル装置１００Ａの接続先となるＭＲＩ装置の静磁場強度等を考慮して決定される。これにより、ラーモア周波数を含む周波数帯の電流が第１入力端子１３０の接続先となる電源側に流入することが防止される。即ち、電源が保護される。
【００２４】
並列共振回路１２６は、コイルＬ２と、コンデンサＣ１０とを有する。コイルＬ２のインダクタンス値と、コンデンサＣ１０の容量値も、前記ラーモア周波数において並列共振回路１２４のインピーダンスが最大となるように選択されている。これにより、ラーモア周波数を含む周波数帯の電流が第２入力端子１３２の接続先に流入することが防止される。
【００２５】
トラップ回路１２８は、所定の周波数帯の電流を選択的に遮断する回路である。トラップ回路１２８は、コイルＬ３と、コンデンサＣ１１と、ＰＩＮ（Ｐ−Ｉｎｔｒｉｎｓｉｃ−Ｎ）ダイオードＤ１と、ＰＩＮダイオードＤ２とを並列接続し、さらにコンデンサＣ１２、Ｃ１３を所定箇所に挿入した構成である。
【００２６】
具体的には、ＰＩＮダイオードＤ１のアノード−ＰＩＮダイオードＤ２のカソード間に、直流カット用のコンデンサＣ１３が直列に挿入されている。また、ＰＩＮダイオードＤ１のカソード−コンデンサＣ１１間に直流カット用のコンデンサＣ１２が直列に挿入されている。
【００２７】
また、保護回路１２０におけるトラップ回路１２８の部分がラング部１１２ａ内で直列に挿入されるように配線され、ＰＩＮダイオードＤ１、Ｄ２により、ラング部１１２ａに対してクロスダイオードが構成される。即ち、ＰＩＮダイオードＤ１−Ｄ２間を接続するノードＮ１が一方のリング部１０６に接続され、ＰＩＮダイオードＤ１−コンデンサＣ１３間を接続するノードＮ２が他方のリング部１０８に接続される。
【００２８】
ＲＦコイル装置１００Ａの入力用コネクタがＭＲＩ装置に接続されると、図１に示したようにリング部１０６の２箇所がＲＦ送信器４６や所定電圧線に接続されると共に、第１および第２入力端子１３０、１３２はそれぞれ、ＭＲＩ装置を介して所定の電圧線に接続される。具体的には例えば、第２入力端子１３２には、第１入力端子１３０より低い一定電圧（例えば接地電圧ＧＮＤ）が供給され、第１入力端子１３０には、ＰＩＮダイオードＤ１、Ｄ２をオン（導通）状態にする一定の正電圧ＶＣＣが供給される。
【００２９】
図３は、ＲＦコイル装置１００Ａの入力用コネクタが非接続状態における保護回路１２０を含む部分の等価回路図である。入力用コネクタがＭＲＩ装置に接続されていない状態では、第１入力端子１３０、第２入力端子１３２の電圧は、解放状態となる。この場合、ＰＩＮダイオードＤ１、Ｄ２はオフ（非導通）状態であるため、それぞれ容量Ｃｄ１および抵抗成分Ｒｄ１と、容量Ｃｄ２および抵抗成分Ｒｄ２とに分けて考えることができる。
【００３０】
ここで、コンデンサＣ１１、Ｃ１２、Ｃ１３の各容量値と、ＰＩＮダイオードＤ１、Ｄ２の逆方向電圧印加時の各容量値（Ｃｄ１、Ｃｄ２の容量値）および抵抗値（Ｒｄ１、Ｒｄ２の抵抗値）と、コイルＬ３のインダクタンス値は、以下のように選択されている。
【００３１】
即ち、図２、図３のノードＮ１を入力端子、ノードＮ２を出力端子とした場合に、ラーモア周波数において並列共振回路１２４のインピーダンスが最大となるように（トラップ回路の共振周波数がラーモア周波数に合致するように）選択されている。これにより、ＰＩＮダイオードＤ１、Ｄ２がオフ状態では、トラップ回路１２８は、ラーモア周波数を含む周波数帯の電流を選択的に遮断する。
【００３２】
なお、ＭＲＩ装置の動作状態における一定条件下でのラーモア周波数のみではなく、前記一定条件下でのラーモア周波数を含む所定の周波数帯の電流を選択的に遮断するように、トラップ回路１２８の遮断周波数帯には、ある程度の幅を持たせることが望ましい。ＭＲＩ装置の動作状態では、例えば時間経過による鉄シムの温度上昇に伴ってＲＦ信号の送信周波数を変える場合もあるので、送信周波数の若干の変化分も包含させることが望ましいからである。従って、トラップ回路１２８の共振周波数は、ラーモア周波数に完全一致させる必要はなく、ラーモア周波数を含む所定の周波数帯の電流を選択的に遮断可能な程度に、ラーモア周波数に近ければよい。
【００３３】
ここで、架台上に置かれたＲＦコイル装置１００Ａの入力用コネクタが非接続状態において、ＭＲＩ装置に内蔵の全身用ＲＦコイルからラーモア周波数のＲＦ信号を送信した場合を考える。この場合、相互インダクタンスによって、ラーモア周波数の誘導電流が例えば図３中の太線矢印の経路で流れようとする。しかし、入力用コネクタが非接続状態の場合、即ち、第１および第２入力端子１３０、１３２が解放状態の場合、トラップ回路１２８は、上記のようにラーモア周波数を含む周波数帯に対してインピーダンス最大（共振状態）となる。このため、ＲＦコイル装置１００Ａ内で誘導電流が流れることは防止され、ＲＦコイル装置１００Ａが破損するおそれはない。
【００３４】
図４は、ＲＦコイル装置１００Ａの入力用コネクタをＭＲＩ装置に接続した状態における、保護回路１２０を含む部分の等価回路図である。この場合、第１入力端子１３０には例えば正の一定電圧ＶＣＣが供給され、第２入力端子１３２には接地電圧ＧＮＤが供給される。これにより、ＰＩＮダイオードＤ１、Ｄ２は、どちらも順バイアスを印加された状態となるので、オン（導通）状態となる。このため、第１入力端子１３０、コイルＬ１、ＰＩＮダイオードＤ１、ＰＩＮダイオードＤ２、コイルＬ２、第２入力端子１３２の経路で直流電流が流れる。
【００３５】
そうすると、ＰＩＮダイオードＤ１、Ｄ２の各容量Ｃｄ１、Ｃｄ２および各抵抗成分Ｒｄ１、Ｒｄ２の値は、図３に示す場合（第１入力端子１３０、第２入力端子１３２が解放の場合）とは異なる値となる。これにより、トラップ回路１２８のインピーダンス最大となる周波数帯および共振周波数は、ラーモア周波数を含む周波数帯から、ずれる。
【００３６】
即ち、ＰＩＮダイオードＤ１、Ｄ２がオン状態の場合、トラップ回路１２８は、ラーモア周波数を含む周波数帯の電流を通す。従って、この場合にＲＦ送信器４６からラーモア周波数のＲＦ信号電流が供給されれば、図４の太線矢印で示す経路をＲＦ信号電流が流れるため、これにより、ＲＦコイル装置１００Ａが全体として高周波磁場を発生させ、送信用ＲＦコイルとして機能する。
【００３７】
なお、トラップ回路１２８に用いるクロスダイオードは、通常のＰＮ接合のダイオードでもよいが、上記のようにＰＩＮダイオードの方が望ましい。通常のＰＮ接合のダイオードよりもＰＩＮダイオードの方が、スイッチング速度が速いから（高周波信号のスイッチング特性が良好なため）である。
【００３８】
このように本実施形態では、ＲＦコイル装置１００Ａの入力用コネクタをＭＲＩ装置本体に接続し忘れた状態において、第１および第２入力端子１３０、１３２が解放状態となり、トラップ回路１２８は、ラーモア周波数を含む周波数帯を選択的に遮断する。このトラップ回路１２８はＲＦ信号電流の経路に挿入されているため、周囲で全身用コイルからのＲＦ信号の磁場が発生しても、ＲＦコイル装置１００Ａ内では誘導電流が流れない。即ち、ＲＦコイル装置１００Ａの破損のおそれはない。
【００３９】
一方、ＲＦコイル装置１００Ａの入力用コネクタをＭＲＩ装置に接続した状態では、ＰＩＮダイオードＤ１、Ｄ２がオン状態となってトラップ回路１２８の共振周波数がずれる。この場合、トラップ回路１２８はラーモア周波数のＲＦ信号電流を通し、ＲＦコイル装置１００Ａは送信用のＲＦコイルとして正常に機能する。
【００４０】
即ち、本実施形態によれば、架台上に設置された送信用ＲＦコイル（１００Ａ）のコネクタをＭＲＩ装置に接続し忘れた状態で、ＭＲＩ装置に内蔵の全身用ＲＦコイルからＲＦ信号を送信しても、送信用ＲＦコイル（１００Ａ）内で誘導電流が流れないようにすることができる。なお、従来技術では、ＭＲＩ装置に非内蔵の（ＭＲＩ装置に着脱自在に接続される）送信ＲＦコイル装置として、トラップ回路を有するものはなかった。
【００４１】
（ＲＦコイル装置の変形例）
図５は、上記ＲＦコイル装置１００Ａの変形例として、全てのラング部１１２ａ〜１１２ｄにそれぞれ保護回路１２０を直列に挿入した構成のＲＦコイル装置１００Ｂを示すブロック図である。この場合、図２に示したように、各保護回路１２０内のトラップ回路１２８のノードＮ１、Ｎ２がラング部１１２ａ〜１１２ｄの導体にそれぞれ直接接続されるように配線する。
【００４２】
各保護回路１２０の第１および第２入力端子１３０、１３２は、ＲＦコイル装置１００Ｂのように個別に電源電圧線ＶＣＣおよび接地電圧線ＧＮＤに接続してもよいが、図６に示すように共通にしてもよい。図６は、ＲＦコイル装置１００Ｂの変形例として、各保護回路間で第１および第２入力端子１３０、１３２に対する入力電源の配線を共通にしたＲＦコイル装置１００Ｃを示すブロック図である。
この場合、４つの保護回路１２０内の合計８つのＰＩＮダイオードＤ１、Ｄ２を順方向電流が流れるので、図６の最も右側の正の電圧源の供給電圧ＶＣＣ２は、図５に示す個別接続の場合の例えば４倍以上にする。
【００４３】
ここで、並列共振回路（１２４または１２６）と、トラップ回路１２８との接続箇所の間隔（配線長）は、小さくすることが望ましい。ラーモア周波数の周波数帯の誘導電流の発生を極力遮断するためである。従って、一方の保護回路１２０の第１入力端子１３０と、これに接続される他方の保護回路１２０の第２入力端子１３２との間の配線長が長い場合、図７に示すように、各保護回路１２０同士の間と、保護回路１２０―電源線の間にさらに並列共振回路１４１、１４２、１４３、１４４、１４５を設けてもよい。
【００４４】
図７は、図６のＲＦコイル装置１００Ｃの変形例として、並列共振回路を追加したＲＦコイル装置１００Ｄを示すブロック図である。図７に示す並列共振回路１４１〜１４５の回路構成は、並列共振回路１２４、１２６と同じである。並列共振回路１４１〜１４５内の各コンデンサの容量値や各コイルのインダクタンス値は、ラーモア周波数の周波数帯の誘導電流の発生を極力遮断するように、各保護回路１２０同士の配線長や、保護回路１２０―電源線間の配線長などに応じて選択すればよい。
【００４５】
なお、全てのラング部１１２ａ〜１１２ｄにそれぞれ保護回路１２０を直列に挿入しなくとも、ラング部１１２ａ〜１１２ｄの内の２つ或いは３つに対して保護回路１２０を直列に挿入してもよい（図示せず）。
【００４６】
図８は、ＲＦコイル装置１００Ａ〜１００Ｄの変形例として、ラング部１１２ａ〜１１２ｄの代わりにリング部１０６、１０８内に保護回路１２０をそれぞれ直列に挿入したＲＦコイル装置１００Ｅの構成を示す等価回路図である。この場合、図８に示すように、各保護回路１２０内のノードＮ１、Ｎ２がリング部１０６、１０８の導体にそれぞれ直接接続されるように配線する。
【００４７】
なお、一方のリング部（１０６または１０８）のみに対して、保護回路１２０をそれぞれ直列に挿入してもよい（図示せず）。或いは、ラング部１１２ａ〜１１２ｄおよびリング部１０６、１０８の双方に保護回路１２０をそれぞれ挿入してもよい。ＲＦコイル装置１００Ｂ〜１００Ｅを含めて、以上説明した各変形例のＲＦコイル装置においても、上記のＲＦコイル装置１００Ａと同様の効果が得られる。
【００４８】
（ＭＲＩ装置の構成例）
図９は、一実施形態に係るＭＲＩ装置２０の全体構成を示すブロック図である。図９に示すように、ＭＲＩ装置２０は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石２２と、静磁場用磁石２２の内側において軸を同じにして設けられた筒状のシムコイル２４と、傾斜磁場コイル２６と、ＲＦコイル２８と、制御系３０と、被検体Ｐが乗せられる架台（寝台）３２とを備える。
【００４９】
ここでは一例として、装置座標系の互いに直交するＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸を以下のように定義する。まず、静磁場用磁石２２およびシムコイル２４は、それらの軸方向が鉛直方向に直交するように配置されているものとし、静磁場用磁石２２およびシムコイル２４の軸方向をＺ軸方向とする。また、鉛直方向をＹ軸方向とし、架台３２は、その天板の載置用の面の法線方向がＹ軸方向となるように配置されているものとする。
【００５０】
制御系３０は、静磁場電源４０と、シムコイル電源４２と、傾斜磁場電源４４と、ＲＦ送信器４６と、ＲＦ受信器４８と、寝台駆動装置５０と、シーケンスコントローラ５６と、コンピュータ５８とを備える。
【００５１】
傾斜磁場電源４４は、Ｘ軸傾斜磁場電源４４ｘと、Ｙ軸傾斜磁場電源４４ｙと、Ｚ軸傾斜磁場電源４４ｚとで構成されている。また、コンピュータ５８は、演算装置６０と、入力装置６２と、表示装置６４と、記憶装置６６とで構成されている。
【００５２】
静磁場用磁石２２は、静磁場電源４０に接続され、静磁場電源４０から供給される電流により撮像空間に静磁場を形成させる。シムコイル２４は、シムコイル電源４２に接続され、シムコイル電源４２から供給される電流により、この静磁場を均一化する。静磁場用磁石２２は、超伝導コイルで構成される場合が多く、励磁の際に静磁場電源４０に接続されて電流が供給されるが、一旦励磁された後は非接続状態とされるのが一般的である。なお、静磁場電源４０を設けずに、静磁場用磁石２２を永久磁石で構成してもよい。
【００５３】
傾斜磁場コイル２６は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２６ｘと、Ｙ軸傾斜磁場コイル２６ｙと、Ｚ軸傾斜磁場コイル２６ｚとを有し、静磁場用磁石２２の内側で筒状に形成されている。Ｘ軸傾斜磁場コイル２６ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２６ｙ、Ｚ軸傾斜磁場コイル２６ｚはそれぞれ、Ｘ軸傾斜磁場電源４４ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源４４ｙ、Ｚ軸傾斜磁場電源４４ｚに接続される。
【００５４】
Ｘ軸傾斜磁場電源４４ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源４４ｙ、Ｚ軸傾斜磁場電源４４ｚからＸ軸傾斜磁場コイル２６ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２６ｙ、Ｚ軸傾斜磁場コイル２６ｚにそれぞれ供給される電流により、Ｘ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸方向の傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場Ｇｚが撮像空間にそれぞれ形成される。
【００５５】
即ち、装置座標系の３軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを合成して、論理軸としてのスライス選択方向傾斜磁場Ｇｓｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅ、および、読み出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒｏの各方向を任意に設定できる。スライス選択方向、位相エンコード方向、および、読み出し方向の各傾斜磁場は、静磁場に重畳される。
【００５６】
ＲＦ送信器４６は、シーケンスコントローラ５６から入力される制御情報に基づいて、核磁気共鳴を起こすためのラーモア周波数のＲＦパルス（ＲＦ電流パルス）を生成する。ＲＦ送信器４６は、生成したＲＦパルスを送信用のＲＦコイル２８や、ＭＲＩ装置２０に接続される他の送信用ＲＦコイル装置に送信する。
【００５７】
ＲＦコイル２８には、ガントリに内蔵されたＲＦパルスの送受信用の全身用コイル２８ａ（図９では破線の枠で示す）や、架台３２または被検体Ｐの近傍に設けられるＲＦパルスの受信用の局所コイルなどがある。本実施形態では、ＭＲＩ装置２０は、局所送信用としてＲＦコイル装置１００Ａ〜１００Ｅをさらに有する。
【００５８】
送信用のＲＦコイル２８、ＲＦコイル装置１００Ａ〜１００Ｅは、ＲＦ送信器４６からＲＦパルスを受けて、これをＲＦ信号として被検体Ｐに送信する。受信用のＲＦコイル２８は、被検体Ｐの内部の原子核スピンがＲＦ信号によって励起されることで発生したＭＲ信号（高周波のエコー信号）を受信し、このＭＲ信号は、ＲＦ受信器４８により検出される。
【００５９】
ＲＦ受信器４８は、検出したＭＲ信号に前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ（ａｎａｌｏｇ ｔｏ ｄｉｇｉｔａｌ）変換を施すことで、デジタル化された複素データである生データ（ｒａｗ ｄａｔａ）を生成する。ＲＦ受信器４８は、生成したＭＲ信号の生データをシーケンスコントローラ５６に入力する。
演算装置６０は、ＭＲＩ装置２０全体のシステム制御を行うものである。
【００６０】
シーケンスコントローラ５６は、演算装置６０の指令に従って、傾斜磁場電源４４、ＲＦ送信器４６およびＲＦ受信器４８を駆動させるために必要な制御情報を記憶する。ここでの制御情報とは、例えば、傾斜磁場電源４４に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報である。
【００６１】
シーケンスコントローラ５６は、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源４４、ＲＦ送信器４６およびＲＦ受信器４８を駆動させることにより、Ｘ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸傾斜磁場ＧｚおよびＲＦパルスを発生させる。また、シーケンスコントローラ５６は、ＲＦ受信器４８から入力されるＭＲ信号の生データ（ｒａｗ ｄａｔａ）を受けて、これを演算装置６０に入力する。
【００６２】
寝台駆動装置５０は、シーケンスコントローラ５６を介して演算装置６０に接続される。シーケンスコントローラ５６は、演算装置６０の指令に従って寝台駆動装置５０を制御することで架台３２の天板を移動させ、これにより例えば、ｍｏｖｉｎｇ ｔａｂｌｅ法やｓｔｅｐｐｉｎｇ−ｔａｂｌｅ法による撮像を行う。
【００６３】
以下、上記ＭＲＩ装置２０のＲＦコイル装置１００Ａ〜１００Ｅのいずれかが使用されて、イメージングが行われる場合の動作の一例について説明する。
【００６４】
局所送信用のＲＦコイル装置１００Ａ〜１００Ｅのいずれかが不図示のコネクタを介してＭＲＩ装置に対して接続され、架台３２で被検者Ｐにセットされる。これにより、ＭＲＩ装置２０の演算装置６０は、ＲＦコイル装置（１００Ａ〜１００Ｅのいずれか）の存在を認識する。次に、静磁場電源４０により励磁された静磁場用磁石２２によって撮像空間に静磁場が形成される。また、シムコイル電源４２からシムコイル２４に電流が供給されて、撮像空間に形成された静磁場が均一化される。
【００６５】
そして、入力装置６２から演算装置６０に撮像開始指示が入力されると、演算装置６０は、パルスシーケンスを含む撮像条件をシーケンスコントローラ５６に入力する。シーケンスコントローラ５６は、入力されたパルスシーケンスに従って傾斜磁場電源４４を駆動させることで、撮像空間に傾斜磁場を形成させると共に、ＲＦ送信器４６からＲＦコイル装置１００Ａ〜１００ＥにＲＦパルスを供給させ、これにより、被検体ＰにＲＦ信号を送信する。
【００６６】
このため、被検者Ｐの内部の核磁気共鳴により生じたＭＲ信号（エコー信号）が、ＲＦコイル２８により受信され、ＲＦ受信器４８により検出される。ＲＦ受信器４８は、検出したＭＲ信号に所定の信号処理を施した後、これをＡ／Ｄ変換することで、デジタル化したＭＲ信号である生データを生成する。ＲＦ受信器４８は、生成した生データをシーケンスコントローラ５６に入力する。
【００６７】
シーケンスコントローラ５６は、生データを演算装置６０に入力し、演算装置６０は、その内部のｋ空間データベースにおいて、生データをｋ空間データとして配置する。演算装置６０は、ｋ空間データにフーリエ変換を含む画像再構成処理を施すことで画像データを再構成し、これを一旦保存後、これに所定の画像処理を施すことで表示用画像データを生成し、この表示用画像データを記憶装置６６に保存する。
【００６８】
このように本実施形態のＭＲＩ装置２０では、局所送信用としてＲＦコイル装置１００Ａ〜１００Ｅのいずれかを用いる。このため、仮に、架台３２上に設置されたＲＦコイル装置（１００Ａ〜１００Ｅのいずれか）のコネクタをＭＲＩ装置２０に接続し忘れた状態で、送受信用の全身用コイル２８ａからＲＦ信号を送信しても、ＲＦコイル装置（１００Ａ〜１００Ｅのいずれか）が破損するおそれはない。
【００６９】
（実施形態の補足事項）
［１］上記実施形態では、ＲＦコイル装置１００Ａ〜１００Ｅとしてバードケージ型のものを一例として説明した。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。コネクタ不接続時における誘導電流をトラップ回路によって防止する上記実施形態の技術的思想は、サドルコイル、ソレノイドコイル、表面ＱＤ（Ｑｕａｄｒａｔｕｒｅ Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ）コイルなどの他の送信用ＲＦコイル装置にも適用可能である。
【００７０】
［２］ＲＦコイル装置１００Ａ〜１００Ｅを局所送信用のものとして説明したが、本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。例えば被検体が乳幼児のように小さい場合などにおいて、上記ＲＦコイル装置１００Ａ〜１００Ｅは、全身用の送信ＲＦコイルとしても用いることができる。即ち、本発明の実施形態は、局所送信用のＲＦコイル装置には限定されず、全身用の送信ＲＦコイル装置にも適用可能である。
【００７１】
また、コネクタ不接続時における誘導電流をトラップ回路によって防止する上記実施形態の技術的思想は、送信専用のＲＦコイル装置に限定されるものではなく、送受信兼用のＲＦコイル装置にも適用可能である。
【００７２】
［３］本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
【符号の説明】
【００７３】
２０ ＭＲＩ装置
２２ 静磁場用磁石
２４ シムコイル
２６ 傾斜磁場コイル
２６ｘ Ｘ軸傾斜磁場コイル
２６ｙ Ｙ軸傾斜磁場コイル
２６ｚ Ｚ軸傾斜磁場コイル
２８ ＲＦコイル
３０ 制御系
３２ 架台
４０ 静磁場電源
４２ シムコイル電源
４４ 傾斜磁場電源
４４ｘ Ｘ軸傾斜磁場電源
４４ｙ Ｙ軸傾斜磁場電源
４４ｚ Ｚ軸傾斜磁場電源
４６ ＲＦ送信器
４８ ＲＦ受信器
５０ 寝台駆動装置
５６ シーケンスコントローラ
５８ コンピュータ
６０ 演算装置
６２ 入力装置
６４ 表示装置
６６ 記憶装置
１００Ａ〜１００Ｅ ＲＦコイル装置
１０４ コイル支持部
１０６、１０８ リング部
１１２ａ〜１１２ｄ ラング部
１２０ 保護回路
１２４、１２６、１４１〜１４５ 並列共振回路
１２８ トラップ回路
１３０ 第１入力端子
１３２ 第２入力端子
Ｃ１〜Ｃ１３ コンデンサ
Ｄ１、Ｄ２ ＰＩＮダイオード
Ｌ１〜Ｌ３ コイル
Ｐ 被検体
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、ＲＦコイル装置（ｒａｄｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｃｏｉｌ ｄｅｖｉｃｅ）および磁気共鳴イメージング装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数のＲＦ信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ信号から画像を再構成する撮像法である。なお、上記ＭＲＩは磁気共鳴イメージング（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）の意味であり、ＲＦ信号は高周波信号（ｒａｄｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｓｉｇｎａｌ）の意味であり、ＭＲ信号は核磁気共鳴信号（ｎｕｃｌｅａｒ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｓｉｇｎａｌ）の意味である。
【０００３】
ＭＲＩでは、被検体にＲＦ信号を送信し、被検体からのＭＲ信号を検出するＲＦコイルが用いられる（例えば、特許文献１参照）。ＲＦコイルには、ＲＦ信号を送信する送信専用のものと、ＭＲ信号を検出する受信専用のものと、ＲＦ信号の送信およびＭＲ信号の検出を行う送受信兼用のものとがある。
【０００４】
ＲＦ信号の送信は、例えば、ＭＲＩ装置本体に内蔵された全身用ＲＦコイルから行われる場合や、移動可能な局所送信用ＲＦコイルから行われる場合がある。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開２００９−１４２６４６号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
ＭＲＩ装置内の制御部において、ＭＲＩ装置とは別個の局所受信用ＲＦコイルや局所送信用ＲＦコイルの存在は、コネクタ接続によって認識される。即ち、局所送信用ＲＦコイルのコネクタをＭＲＩ装置に接続している場合、ＭＲＩ装置の制御部によって、局所送信用ＲＦコイルの存在が正常に認識される。
【０００７】
この状態で、ＭＲＩ装置に内蔵の全身用ＲＦコイルからＲＦ信号を送信する場合、ＭＲＩ装置の制御部は、全身用ＲＦコイル内のカップリング防止回路を機能させる。この場合、全身用ＲＦコイル内のカップリング防止回路が機能することによって、局所送信用ＲＦコイル内で大きな誘導電流が流れることが防止され、局所送信用ＲＦコイルの破損のおそれもない。
【０００８】
しかし、架台上に設置された局所送信用ＲＦコイルのコネクタをＭＲＩ装置に接続し忘れた状態では、局所送信用ＲＦコイルの存在は、ＭＲＩ装置内の制御部では認識されない。この状態でＭＲＩ装置に内蔵の全身用ＲＦコイル側からＲＦ信号が送信する場合、ＭＲＩ装置の制御部は、保護すべき他のＲＦコイル装置が存在しないものと判定し、全身用ＲＦコイル内のカップリング防止回路を機能させない。この場合、高周波磁場による相互インダクタンスによって局所送信用ＲＦコイル内に誘導電流が流れ、局所送信用ＲＦコイルが破損するおそれがあった。
【０００９】
このため、架台上に設置された局所送信用ＲＦコイルのコネクタをＭＲＩ装置に接続し忘れた状態で、ＭＲＩ装置に内蔵の全身用ＲＦコイルからＲＦ信号を送信しても、局所送信用ＲＦコイル内で誘導電流が流れないようにする技術が要望されていた。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
一実施形態では、ＲＦコイル装置は、磁気共鳴イメージング装置に対して着脱自在に接続され、磁気共鳴イメージング装置から供給されるＲＦ信号電流がコイルエレメントを流れることで被検体にＲＦ信号を送信するものであり、トラップ回路を有する。このトラップ回路は、コイルエレメントにおけるＲＦ信号電流の経路内に挿入されており、入力電圧に応じてラーモア周波数を含む周波数帯を選択的に遮断する。
【００１１】
一実施形態では、ＭＲＩ装置は、被検体が置かれる撮像空間に静磁場および傾斜磁場を印加すると共に核磁気共鳴を起こすためのＲＦ信号を送信し、核磁気共鳴によって発せられるエコー信号を受信して、エコー信号に基づいて被検体の画像データを生成するものであり、ＲＦ信号の送信を担う上記のＲＦコイル装置を有する。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１】一実施形態に係るＲＦコイル装置の全体構成を示す回路的に示すブロック図。
【図２】図１のＲＦコイル装置において、保護回路を含む部分の詳細を示す回路図。
【図３】図１のＲＦコイル装置において、入力用コネクタが非接続状態における保護回路を含む部分の等価回路図。
【図４】図１のＲＦコイル装置において、入力用コネクタをＭＲＩ装置に接続した状態における保護回路を含む部分の等価回路図。
【図５】図１のＲＦコイル装置の変形例として、全てのラング部に保護回路を設けた構成を示すブロック図。
【図６】図５のＲＦコイル装置の変形例として、各保護回路間で入力電源の配線を共通にした構成を示すブロック図。
【図７】図６のＲＦコイル装置の変形例として、各保護回路間にさらに並列共振回路を追加した構成を示すブロック図。
【図８】図１のＲＦコイル装置の変形例として、リング部に保護回路を設けた構成を示すブロック図。
【図９】一実施形態に係るＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図。
【発明を実施するための形態】
【００１３】
以下、本発明の実施形態について、添付図面に基づいて説明する。なお、各図において同一要素には同一符号を付し、重複する説明を省略する。
【００１４】
（ＲＦコイル装置の構成例）
図１は、本実施形態における局所送信用のＲＦコイル装置の全体構成を回路的に示すブロック図である。なお、ここでは一例として、バードケージ型のコイルを用いる場合について説明する。
【００１５】
図１に示すように、ＲＦコイル１００Ａは、点線で示すコイル支持部１０４と、太線で示す環状の２つのリング部１０６、１０８と、４つのラング部１１２ａ、１１２ｂ、１１２ｃ、１１２ｄとを有する。リング部１０６、１０８と、ラング部１１２ａ〜１１２ｄとによってコイルエレメントが構成される。なお、ここでは簡単化のためラング部の数を４としたが、これは一例にすぎず、ラング部は例えば４以上であってもよい。
【００１６】
コイル支持部１０４は、円筒状に形成された支持部材であり、リング部１０８やラング部１１２ａ〜１１２ｄなどをそれぞれ所定の位置で保たれるように支持している。
【００１７】
各リング部１０６、１０８はそれぞれ、例えば銅箔を用いてリング状に形成された導電部材である。各リング部１０６、１０８は、リングの直径および中心軸が一致し、かつ、所定の距離だけ間が離れるように、それぞれ設けられている。
【００１８】
各ラング部１１２ａ〜１１２ｄはそれぞれ、例えば銅箔を用いて矩形状に形成された導電部材である。各ラング部１１２ａ〜１１２ｄはそれぞれ、二つのリング部１０６、１０８の間を接続するように、所定の間隔で設けられている。
【００１９】
リング部１０６には、４つのコンデンサＣ１、Ｃ２、Ｃ３、Ｃ４が直列に挿入（接続）されている。即ち、ラング部１１２ａ−１１２ｄ間にはコンデンサＣ１が、ラング部１１２ｄ−１１２ｃ間にはコンデンサＣ２が、ラング部１１２ｃ−１１２ｂ間にはコンデンサＣ３が、ラング部１１２ｂ−１１２ａ間にはコンデンサＣ４が、直列に挿入されている。
【００２０】
ＲＦコイル装置１００Ａは、ここでは一例としてコンデンサＣ１−Ｃ２間の接続ノードおよびコンデンサＣ２−Ｃ３間の接続ノードに接続された入力用コネクタ（図示せず）を有する。図１において一点鎖線で配線を示すように、この入力用コネクタを介して、コンデンサＣ１−Ｃ２間の接続ノードは後述のＭＲＩ装置のＲＦ送信器４６からＲＦ信号電流の供給を受け、コンデンサＣ２−Ｃ３間の接続ノードは例えば接地電位にされる。なお、以上の入力電圧の方式は一例にすぎず、他の形態であってもよい。
【００２１】
本実施形態の特徴として、ＲＦコイル装置１００Ａは、ラング部１１２ａに直列に挿入された保護回路１２０を有する。
【００２２】
図２は、ＲＦコイル装置１００Ａにおいて、保護回路１２０を含む部分の詳細を示す回路図である。図２に示すように、保護回路１２０は、並列共振回路１２４、１２６と、トラップ回路１２８と、第１入力端子１３０と、第２入力端子１３２とを有する。
【００２３】
並列共振回路１２４は、コイルＬ１と、コンデンサＣ９とを有する。コイルＬ１のインダクタンス値と、コンデンサＣ９の容量値は、並列共振回路１２４の共振周波数がラーモア周波数となるように、即ち、ラーモア周波数において並列共振回路１２４のインピーダンスが最大となるように選択されている。ラーモア周波数は、ＲＦコイル装置１００Ａの接続先となるＭＲＩ装置の静磁場強度等を考慮して決定される。これにより、ラーモア周波数を含む周波数帯の電流が第１入力端子１３０の接続先となる電源側に流入することが防止される。即ち、電源が保護される。
【００２４】
並列共振回路１２６は、コイルＬ２と、コンデンサＣ１０とを有する。コイルＬ２のインダクタンス値と、コンデンサＣ１０の容量値も、前記ラーモア周波数において並列共振回路１２４のインピーダンスが最大となるように選択されている。これにより、ラーモア周波数を含む周波数帯の電流が第２入力端子１３２の接続先に流入することが防止される。
【００２５】
トラップ回路１２８は、所定の周波数帯の電流を選択的に遮断する回路である。トラップ回路１２８は、コイルＬ３と、コンデンサＣ１１と、ＰＩＮ（Ｐ−Ｉｎｔｒｉｎｓｉｃ−Ｎ）ダイオードＤ１と、ＰＩＮダイオードＤ２とを並列接続し、さらにコンデンサＣ１２、Ｃ１３を所定箇所に挿入した構成である。
【００２６】
具体的には、ＰＩＮダイオードＤ１のアノード−ＰＩＮダイオードＤ２のカソード間に、直流カット用のコンデンサＣ１３が直列に挿入されている。また、ＰＩＮダイオードＤ１のカソード−コンデンサＣ１１間に直流カット用のコンデンサＣ１２が直列に挿入されている。
【００２７】
また、保護回路１２０におけるトラップ回路１２８の部分がラング部１１２ａ内で直列に挿入されるように配線され、ＰＩＮダイオードＤ１、Ｄ２により、ラング部１１２ａに対してクロスダイオードが構成される。即ち、ＰＩＮダイオードＤ１−Ｄ２間を接続するノードＮ１が一方のリング部１０６に接続され、ＰＩＮダイオードＤ１−コンデンサＣ１３間を接続するノードＮ２が他方のリング部１０８に接続される。
【００２８】
ＲＦコイル装置１００Ａの入力用コネクタがＭＲＩ装置に接続されると、図１に示したようにリング部１０６の２箇所がＲＦ送信器４６や所定電圧線に接続されると共に、第１および第２入力端子１３０、１３２はそれぞれ、ＭＲＩ装置を介して所定の電圧線に接続される。具体的には例えば、第２入力端子１３２には、第１入力端子１３０より低い一定電圧（例えば接地電圧ＧＮＤ）が供給され、第１入力端子１３０には、ＰＩＮダイオードＤ１、Ｄ２をオン（導通）状態にする一定の正電圧ＶＣＣが供給される。
【００２９】
図３は、ＲＦコイル装置１００Ａの入力用コネクタが非接続状態における保護回路１２０を含む部分の等価回路図である。入力用コネクタがＭＲＩ装置に接続されていない状態では、第１入力端子１３０、第２入力端子１３２の電圧は、解放状態となる。この場合、ＰＩＮダイオードＤ１、Ｄ２はオフ（非導通）状態であるため、それぞれ容量Ｃｄ１および抵抗成分Ｒｄ１と、容量Ｃｄ２および抵抗成分Ｒｄ２とに分けて考えることができる。
【００３０】
ここで、コンデンサＣ１１、Ｃ１２、Ｃ１３の各容量値と、ＰＩＮダイオードＤ１、Ｄ２の逆方向電圧印加時の各容量値（Ｃｄ１、Ｃｄ２の容量値）および抵抗値（Ｒｄ１、Ｒｄ２の抵抗値）と、コイルＬ３のインダクタンス値は、以下のように選択されている。
【００３１】
即ち、図２、図３のノードＮ１を入力端子、ノードＮ２を出力端子とした場合に、ラーモア周波数において並列共振回路１２４のインピーダンスが最大となるように（トラップ回路の共振周波数がラーモア周波数に合致するように）選択されている。これにより、ＰＩＮダイオードＤ１、Ｄ２がオフ状態では、トラップ回路１２８は、ラーモア周波数を含む周波数帯の電流を選択的に遮断する。
【００３２】
なお、ＭＲＩ装置の動作状態における一定条件下でのラーモア周波数のみではなく、前記一定条件下でのラーモア周波数を含む所定の周波数帯の電流を選択的に遮断するように、トラップ回路１２８の遮断周波数帯には、ある程度の幅を持たせることが望ましい。ＭＲＩ装置の動作状態では、例えば時間経過による鉄シムの温度上昇に伴ってＲＦ信号の送信周波数を変える場合もあるので、送信周波数の若干の変化分も包含させることが望ましいからである。従って、トラップ回路１２８の共振周波数は、ラーモア周波数に完全一致させる必要はなく、ラーモア周波数を含む所定の周波数帯の電流を選択的に遮断可能な程度に、ラーモア周波数に近ければよい。
【００３３】
ここで、架台上に置かれたＲＦコイル装置１００Ａの入力用コネクタが非接続状態において、ＭＲＩ装置に内蔵の全身用ＲＦコイルからラーモア周波数のＲＦ信号を送信した場合を考える。この場合、相互インダクタンスによって、ラーモア周波数の誘導電流が例えば図３中の太線矢印の経路で流れようとする。しかし、入力用コネクタが非接続状態の場合、即ち、第１および第２入力端子１３０、１３２が解放状態の場合、トラップ回路１２８は、上記のようにラーモア周波数を含む周波数帯に対してインピーダンス最大（共振状態）となる。このため、ＲＦコイル装置１００Ａ内で誘導電流が流れることは防止され、ＲＦコイル装置１００Ａが破損するおそれはない。
【００３４】
図４は、ＲＦコイル装置１００Ａの入力用コネクタをＭＲＩ装置に接続した状態における、保護回路１２０を含む部分の等価回路図である。この場合、第１入力端子１３０には例えば正の一定電圧ＶＣＣが供給され、第２入力端子１３２には接地電圧ＧＮＤが供給される。これにより、ＰＩＮダイオードＤ１、Ｄ２は、どちらも順バイアスを印加された状態となるので、オン（導通）状態となる。このため、第１入力端子１３０、コイルＬ１、ＰＩＮダイオードＤ１、ＰＩＮダイオードＤ２、コイルＬ２、第２入力端子１３２の経路で直流電流が流れる。
【００３５】
そうすると、ＰＩＮダイオードＤ１、Ｄ２の各容量Ｃｄ１、Ｃｄ２および各抵抗成分Ｒｄ１、Ｒｄ２の値は、図３に示す場合（第１入力端子１３０、第２入力端子１３２が解放の場合）とは異なる値となる。これにより、トラップ回路１２８のインピーダンス最大となる周波数帯および共振周波数は、ラーモア周波数を含む周波数帯から、ずれる。
【００３６】
即ち、ＰＩＮダイオードＤ１、Ｄ２がオン状態の場合、トラップ回路１２８は、ラーモア周波数を含む周波数帯の電流を通す。従って、この場合にＲＦ送信器４６からラーモア周波数のＲＦ信号電流が供給されれば、図４の太線矢印で示す経路をＲＦ信号電流が流れるため、これにより、ＲＦコイル装置１００Ａが全体として高周波磁場を発生させ、送信用ＲＦコイルとして機能する。
【００３７】
なお、トラップ回路１２８に用いるクロスダイオードは、通常のＰＮ接合のダイオードでもよいが、上記のようにＰＩＮダイオードの方が望ましい。通常のＰＮ接合のダイオードよりもＰＩＮダイオードの方が、スイッチング速度が速いから（高周波信号のスイッチング特性が良好なため）である。
【００３８】
このように本実施形態では、ＲＦコイル装置１００Ａの入力用コネクタをＭＲＩ装置本体に接続し忘れた状態において、第１および第２入力端子１３０、１３２が解放状態となり、トラップ回路１２８は、ラーモア周波数を含む周波数帯を選択的に遮断する。このトラップ回路１２８はＲＦ信号電流の経路に挿入されているため、周囲で全身用コイルからのＲＦ信号の磁場が発生しても、ＲＦコイル装置１００Ａ内では誘導電流が流れない。即ち、ＲＦコイル装置１００Ａの破損のおそれはない。
【００３９】
一方、ＲＦコイル装置１００Ａの入力用コネクタをＭＲＩ装置に接続した状態では、ＰＩＮダイオードＤ１、Ｄ２がオン状態となってトラップ回路１２８の共振周波数がずれる。この場合、トラップ回路１２８はラーモア周波数のＲＦ信号電流を通し、ＲＦコイル装置１００Ａは送信用のＲＦコイルとして正常に機能する。
【００４０】
即ち、本実施形態によれば、架台上に設置された送信用ＲＦコイル（１００Ａ）のコネクタをＭＲＩ装置に接続し忘れた状態で、ＭＲＩ装置に内蔵の全身用ＲＦコイルからＲＦ信号を送信しても、送信用ＲＦコイル（１００Ａ）内で誘導電流が流れないようにすることができる。なお、従来技術では、ＭＲＩ装置に非内蔵の（ＭＲＩ装置に着脱自在に接続される）送信ＲＦコイル装置として、トラップ回路を有するものはなかった。
【００４１】
（ＲＦコイル装置の変形例）
図５は、上記ＲＦコイル装置１００Ａの変形例として、全てのラング部１１２ａ〜１１２ｄにそれぞれ保護回路１２０を直列に挿入した構成のＲＦコイル装置１００Ｂを示すブロック図である。この場合、図２に示したように、各保護回路１２０内のトラップ回路１２８のノードＮ１、Ｎ２がラング部１１２ａ〜１１２ｄの導体にそれぞれ直接接続されるように配線する。
【００４２】
各保護回路１２０の第１および第２入力端子１３０、１３２は、ＲＦコイル装置１００Ｂのように個別に電源電圧線ＶＣＣおよび接地電圧線ＧＮＤに接続してもよいが、図６に示すように共通にしてもよい。図６は、ＲＦコイル装置１００Ｂの変形例として、各保護回路間で第１および第２入力端子１３０、１３２に対する入力電源の配線を共通にしたＲＦコイル装置１００Ｃを示すブロック図である。
この場合、４つの保護回路１２０内の合計８つのＰＩＮダイオードＤ１、Ｄ２を順方向電流が流れるので、図６の最も右側の正の電圧源の供給電圧ＶＣＣ２は、図５に示す個別接続の場合の例えば４倍以上にする。
【００４３】
ここで、並列共振回路（１２４または１２６）と、トラップ回路１２８との接続箇所の間隔（配線長）は、小さくすることが望ましい。ラーモア周波数の周波数帯の誘導電流の発生を極力遮断するためである。従って、一方の保護回路１２０の第１入力端子１３０と、これに接続される他方の保護回路１２０の第２入力端子１３２との間の配線長が長い場合、図７に示すように、各保護回路１２０同士の間と、保護回路１２０―電源線の間にさらに並列共振回路１４１、１４２、１４３、１４４、１４５を設けてもよい。
【００４４】
図７は、図６のＲＦコイル装置１００Ｃの変形例として、並列共振回路を追加したＲＦコイル装置１００Ｄを示すブロック図である。図７に示す並列共振回路１４１〜１４５の回路構成は、並列共振回路１２４、１２６と同じである。並列共振回路１４１〜１４５内の各コンデンサの容量値や各コイルのインダクタンス値は、ラーモア周波数の周波数帯の誘導電流の発生を極力遮断するように、各保護回路１２０同士の配線長や、保護回路１２０―電源線間の配線長などに応じて選択すればよい。
【００４５】
なお、全てのラング部１１２ａ〜１１２ｄにそれぞれ保護回路１２０を直列に挿入しなくとも、ラング部１１２ａ〜１１２ｄの内の２つ或いは３つに対して保護回路１２０を直列に挿入してもよい（図示せず）。
【００４６】
図８は、ＲＦコイル装置１００Ａ〜１００Ｄの変形例として、ラング部１１２ａ〜１１２ｄの代わりにリング部１０６、１０８内に保護回路１２０をそれぞれ直列に挿入したＲＦコイル装置１００Ｅの構成を示す等価回路図である。この場合、図８に示すように、各保護回路１２０内のノードＮ１、Ｎ２がリング部１０６、１０８の導体にそれぞれ直接接続されるように配線する。
【００４７】
なお、一方のリング部（１０６または１０８）のみに対して、保護回路１２０をそれぞれ直列に挿入してもよい（図示せず）。或いは、ラング部１１２ａ〜１１２ｄおよびリング部１０６、１０８の双方に保護回路１２０をそれぞれ挿入してもよい。ＲＦコイル装置１００Ｂ〜１００Ｅを含めて、以上説明した各変形例のＲＦコイル装置においても、上記のＲＦコイル装置１００Ａと同様の効果が得られる。
【００４８】
（ＭＲＩ装置の構成例）
図９は、一実施形態に係るＭＲＩ装置２０の全体構成を示すブロック図である。図９に示すように、ＭＲＩ装置２０は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石２２と、静磁場用磁石２２の内側において軸を同じにして設けられた筒状のシムコイル２４と、傾斜磁場コイル２６と、ＲＦコイル２８と、制御系３０と、被検体Ｐが乗せられる架台（寝台）３２とを備える。
【００４９】
ここでは一例として、装置座標系の互いに直交するＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸を以下のように定義する。まず、静磁場用磁石２２およびシムコイル２４は、それらの軸方向が鉛直方向に直交するように配置されているものとし、静磁場用磁石２２およびシムコイル２４の軸方向をＺ軸方向とする。また、鉛直方向をＹ軸方向とし、架台３２は、その天板の載置用の面の法線方向がＹ軸方向となるように配置されているものとする。
【００５０】
制御系３０は、静磁場電源４０と、シムコイル電源４２と、傾斜磁場電源４４と、ＲＦ送信器４６と、ＲＦ受信器４８と、寝台駆動装置５０と、シーケンスコントローラ５６と、コンピュータ５８とを備える。
【００５１】
傾斜磁場電源４４は、Ｘ軸傾斜磁場電源４４ｘと、Ｙ軸傾斜磁場電源４４ｙと、Ｚ軸傾斜磁場電源４４ｚとで構成されている。また、コンピュータ５８は、演算装置６０と、入力装置６２と、表示装置６４と、記憶装置６６とで構成されている。
【００５２】
静磁場用磁石２２は、静磁場電源４０に接続され、静磁場電源４０から供給される電流により撮像空間に静磁場を形成させる。シムコイル２４は、シムコイル電源４２に接続され、シムコイル電源４２から供給される電流により、この静磁場を均一化する。静磁場用磁石２２は、超伝導コイルで構成される場合が多く、励磁の際に静磁場電源４０に接続されて電流が供給されるが、一旦励磁された後は非接続状態とされるのが一般的である。なお、静磁場電源４０を設けずに、静磁場用磁石２２を永久磁石で構成してもよい。
【００５３】
傾斜磁場コイル２６は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２６ｘと、Ｙ軸傾斜磁場コイル２６ｙと、Ｚ軸傾斜磁場コイル２６ｚとを有し、静磁場用磁石２２の内側で筒状に形成されている。Ｘ軸傾斜磁場コイル２６ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２６ｙ、Ｚ軸傾斜磁場コイル２６ｚはそれぞれ、Ｘ軸傾斜磁場電源４４ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源４４ｙ、Ｚ軸傾斜磁場電源４４ｚに接続される。
【００５４】
Ｘ軸傾斜磁場電源４４ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源４４ｙ、Ｚ軸傾斜磁場電源４４ｚからＸ軸傾斜磁場コイル２６ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２６ｙ、Ｚ軸傾斜磁場コイル２６ｚにそれぞれ供給される電流により、Ｘ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸方向の傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場Ｇｚが撮像空間にそれぞれ形成される。
【００５５】
即ち、装置座標系の３軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを合成して、論理軸としてのスライス選択方向傾斜磁場Ｇｓｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅ、および、読み出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒｏの各方向を任意に設定できる。スライス選択方向、位相エンコード方向、および、読み出し方向の各傾斜磁場は、静磁場に重畳される。
【００５６】
ＲＦ送信器４６は、シーケンスコントローラ５６から入力される制御情報に基づいて、核磁気共鳴を起こすためのラーモア周波数のＲＦパルス（ＲＦ電流パルス）を生成する。ＲＦ送信器４６は、生成したＲＦパルスを送信用のＲＦコイル２８や、ＭＲＩ装置２０に接続される他の送信用ＲＦコイル装置に送信する。
【００５７】
ＲＦコイル２８には、ガントリに内蔵されたＲＦパルスの送受信用の全身用コイル２８ａ（図９では破線の枠で示す）や、架台３２または被検体Ｐの近傍に設けられるＲＦパルスの受信用の局所コイルなどがある。本実施形態では、ＭＲＩ装置２０は、局所送信用としてＲＦコイル装置１００Ａ〜１００Ｅをさらに有する。
【００５８】
送信用のＲＦコイル２８、ＲＦコイル装置１００Ａ〜１００Ｅは、ＲＦ送信器４６からＲＦパルスを受けて、これをＲＦ信号として被検体Ｐに送信する。受信用のＲＦコイル２８は、被検体Ｐの内部の原子核スピンがＲＦ信号によって励起されることで発生したＭＲ信号（高周波のエコー信号）を受信し、このＭＲ信号は、ＲＦ受信器４８により検出される。
【００５９】
ＲＦ受信器４８は、検出したＭＲ信号に前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ（ａｎａｌｏｇ ｔｏ ｄｉｇｉｔａｌ）変換を施すことで、デジタル化された複素データである生データ（ｒａｗ ｄａｔａ）を生成する。ＲＦ受信器４８は、生成したＭＲ信号の生データをシーケンスコントローラ５６に入力する。
演算装置６０は、ＭＲＩ装置２０全体のシステム制御を行うものである。
【００６０】
シーケンスコントローラ５６は、演算装置６０の指令に従って、傾斜磁場電源４４、ＲＦ送信器４６およびＲＦ受信器４８を駆動させるために必要な制御情報を記憶する。ここでの制御情報とは、例えば、傾斜磁場電源４４に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報である。
【００６１】
シーケンスコントローラ５６は、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源４４、ＲＦ送信器４６およびＲＦ受信器４８を駆動させることにより、Ｘ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸傾斜磁場ＧｚおよびＲＦパルスを発生させる。また、シーケンスコントローラ５６は、ＲＦ受信器４８から入力されるＭＲ信号の生データ（ｒａｗ ｄａｔａ）を受けて、これを演算装置６０に入力する。
【００６２】
寝台駆動装置５０は、シーケンスコントローラ５６を介して演算装置６０に接続される。シーケンスコントローラ５６は、演算装置６０の指令に従って寝台駆動装置５０を制御することで架台３２の天板を移動させ、これにより例えば、ｍｏｖｉｎｇ ｔａｂｌｅ法やｓｔｅｐｐｉｎｇ−ｔａｂｌｅ法による撮像を行う。
【００６３】
以下、上記ＭＲＩ装置２０のＲＦコイル装置１００Ａ〜１００Ｅのいずれかが使用されて、イメージングが行われる場合の動作の一例について説明する。
【００６４】
局所送信用のＲＦコイル装置１００Ａ〜１００Ｅのいずれかが不図示のコネクタを介してＭＲＩ装置に対して接続され、架台３２で被検者Ｐにセットされる。これにより、ＭＲＩ装置２０の演算装置６０は、ＲＦコイル装置（１００Ａ〜１００Ｅのいずれか）の存在を認識する。次に、静磁場電源４０により励磁された静磁場用磁石２２によって撮像空間に静磁場が形成される。また、シムコイル電源４２からシムコイル２４に電流が供給されて、撮像空間に形成された静磁場が均一化される。
【００６５】
そして、入力装置６２から演算装置６０に撮像開始指示が入力されると、演算装置６０は、パルスシーケンスを含む撮像条件をシーケンスコントローラ５６に入力する。シーケンスコントローラ５６は、入力されたパルスシーケンスに従って傾斜磁場電源４４を駆動させることで、撮像空間に傾斜磁場を形成させると共に、ＲＦ送信器４６からＲＦコイル装置１００Ａ〜１００ＥにＲＦパルスを供給させ、これにより、被検体ＰにＲＦ信号を送信する。
【００６６】
このため、被検者Ｐの内部の核磁気共鳴により生じたＭＲ信号（エコー信号）が、ＲＦコイル２８により受信され、ＲＦ受信器４８により検出される。ＲＦ受信器４８は、検出したＭＲ信号に所定の信号処理を施した後、これをＡ／Ｄ変換することで、デジタル化したＭＲ信号である生データを生成する。ＲＦ受信器４８は、生成した生データをシーケンスコントローラ５６に入力する。
【００６７】
シーケンスコントローラ５６は、生データを演算装置６０に入力し、演算装置６０は、その内部のｋ空間データベースにおいて、生データをｋ空間データとして配置する。演算装置６０は、ｋ空間データにフーリエ変換を含む画像再構成処理を施すことで画像データを再構成し、これを一旦保存後、これに所定の画像処理を施すことで表示用画像データを生成し、この表示用画像データを記憶装置６６に保存する。
【００６８】
このように本実施形態のＭＲＩ装置２０では、局所送信用としてＲＦコイル装置１００Ａ〜１００Ｅのいずれかを用いる。このため、仮に、架台３２上に設置されたＲＦコイル装置（１００Ａ〜１００Ｅのいずれか）のコネクタをＭＲＩ装置２０に接続し忘れた状態で、送受信用の全身用コイル２８ａからＲＦ信号を送信しても、ＲＦコイル装置（１００Ａ〜１００Ｅのいずれか）が破損するおそれはない。
【００６９】
（実施形態の補足事項）
［１］上記実施形態では、ＲＦコイル装置１００Ａ〜１００Ｅとしてバードケージ型のものを一例として説明した。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。コネクタ不接続時における誘導電流をトラップ回路によって防止する上記実施形態の技術的思想は、サドルコイル、ソレノイドコイル、表面ＱＤ（Ｑｕａｄｒａｔｕｒｅ Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ）コイルなどの他の送信用ＲＦコイル装置にも適用可能である。
【００７０】
［２］ＲＦコイル装置１００Ａ〜１００Ｅを局所送信用のものとして説明したが、本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。例えば被検体が乳幼児のように小さい場合などにおいて、上記ＲＦコイル装置１００Ａ〜１００Ｅは、全身用の送信ＲＦコイルとしても用いることができる。即ち、本発明の実施形態は、局所送信用のＲＦコイル装置には限定されず、全身用の送信ＲＦコイル装置にも適用可能である。
【００７１】
また、コネクタ不接続時における誘導電流をトラップ回路によって防止する上記実施形態の技術的思想は、送信専用のＲＦコイル装置に限定されるものではなく、送受信兼用のＲＦコイル装置にも適用可能である。
【００７２】
［３］本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
【符号の説明】
【００７３】
２０ ＭＲＩ装置
２２ 静磁場用磁石
２４ シムコイル
２６ 傾斜磁場コイル
２６ｘ Ｘ軸傾斜磁場コイル
２６ｙ Ｙ軸傾斜磁場コイル
２６ｚ Ｚ軸傾斜磁場コイル
２８ ＲＦコイル
３０ 制御系
３２ 架台
４０ 静磁場電源
４２ シムコイル電源
４４ 傾斜磁場電源
４４ｘ Ｘ軸傾斜磁場電源
４４ｙ Ｙ軸傾斜磁場電源
４４ｚ Ｚ軸傾斜磁場電源
４６ ＲＦ送信器
４８ ＲＦ受信器
５０ 寝台駆動装置
５６ シーケンスコントローラ
５８ コンピュータ
６０ 演算装置
６２ 入力装置
６４ 表示装置
６６ 記憶装置
１００Ａ〜１００Ｅ ＲＦコイル装置
１０４ コイル支持部
１０６、１０８ リング部
１１２ａ〜１１２ｄ ラング部
１２０ 保護回路
１２４、１２６、１４１〜１４５ 並列共振回路
１２８ トラップ回路
１３０ 第１入力端子
１３２ 第２入力端子
Ｃ１〜Ｃ１３ コンデンサ
Ｄ１、Ｄ２ ＰＩＮダイオード
Ｌ１〜Ｌ３ コイル
Ｐ 被検体
【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁気共鳴イメージング装置に対して着脱自在に接続され、前記磁気共鳴イメージング装置から供給されるＲＦ信号電流がコイルエレメントを流れることで被検体にＲＦ信号を送信するＲＦコイル装置であって、
前記コイルエレメントにおける前記ＲＦ信号電流の経路内に挿入されており、入力電圧に応じてラーモア周波数を含む周波数帯を選択的に遮断するトラップ回路を有することを特徴とするＲＦコイル装置。
【請求項２】
請求項１記載のＲＦコイル装置において、
前記トラップ回路は、前記トラップ回路に対する前記入力電圧が解放状態の場合に、前記ラーモア周波数を含む周波数帯を選択的に遮断することを特徴とするＲＦコイル装置。
【請求項３】
請求項１記載のＲＦコイル装置において、
前記トラップ回路に対する前記入力電圧に応じてオフ状態からオン状態に切り替わることで、前記トラップ回路の共振周波数を前記ラーモア周波数から離す方向にずらすクロスダイオードを、前記トラップ回路は有することを特徴とするＲＦコイル装置。
【請求項４】
請求項３記載のＲＦコイル装置において、
前記クロスダイオードは２つのＰＩＮダイオードから構成されることを特徴とするＲＦコイル装置。
【請求項５】
被検体が置かれる撮像空間に静磁場および傾斜磁場を印加すると共に核磁気共鳴を起こすためのＲＦ信号を送信し、核磁気共鳴によって発せられるエコー信号を受信して、前記エコー信号に基づいて前記被検体の画像データを生成する磁気共鳴イメージング装置であって、
前記ＲＦ信号の送信を担う請求項１〜請求項４のいずれかのＲＦコイル装置を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１】
磁気共鳴イメージング装置に対して着脱自在に接続され、前記磁気共鳴イメージング装置から供給されるＲＦ信号電流がコイルエレメントを流れることで被検体にＲＦ信号を送信するＲＦコイル装置であって、
前記コイルエレメントにおける前記ＲＦ信号電流の経路内に挿入されており、入力電圧に応じてラーモア周波数を含む周波数帯を選択的に遮断するトラップ回路を有することを特徴とするＲＦコイル装置。
【請求項２】
請求項１記載のＲＦコイル装置において、
前記トラップ回路は、前記トラップ回路に対する前記入力電圧が解放状態の場合に、前記ラーモア周波数を含む周波数帯を選択的に遮断することを特徴とするＲＦコイル装置。
【請求項３】
請求項１記載のＲＦコイル装置において、
前記トラップ回路に対する前記入力電圧に応じてオフ状態からオン状態に切り替わることで、前記トラップ回路の共振周波数を前記ラーモア周波数から離す方向にずらすクロスダイオードを、前記トラップ回路は有することを特徴とするＲＦコイル装置。
【請求項４】
請求項３記載のＲＦコイル装置において、
前記クロスダイオードは２つのＰＩＮダイオードから構成されることを特徴とするＲＦコイル装置。
【請求項５】
被検体が置かれる撮像空間に静磁場および傾斜磁場を印加すると共に核磁気共鳴を起こすためのＲＦ信号を送信し、核磁気共鳴によって発せられるエコー信号を受信して、前記エコー信号に基づいて前記被検体の画像データを生成する磁気共鳴イメージング装置であって、
前記ＲＦ信号の送信を担う請求項１〜請求項４のいずれかのＲＦコイル装置を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【公開番号】特開２０１２−１８３２１１（Ｐ２０１２−１８３２１１Ａ）
【公開日】平成２４年９月２７日（２０１２．９．２７）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１１−４８６６４（Ｐ２０１１−４８６６４）
【出願日】平成２３年３月７日（２０１１．３．７）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【出願人】（５９４１６４５３１）東芝医用システムエンジニアリング株式会社 (892)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２４年９月２７日（２０１２．９．２７）
【国際特許分類】
【出願日】平成２３年３月７日（２０１１．３．７）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【出願人】（５９４１６４５３１）東芝医用システムエンジニアリング株式会社 (892)
【Ｆターム（参考）】
[ Back to top ]