JP2013042901A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】複数チャンネルのRF送信系統におけるSARの測定誤差の解消が可能なMRI装置を提供する。
【解決手段】送信部は、複数の送信コイル14aa、14ab、14acを有し、高周波磁場の発生のために複数の送信コイル14aa、14ab、14acへ伝達する進行電力と複数の送信コイル14aa、14ab、14acからの反射電力の各電力を一方の方向のみに伝達するために設けられる複数のサーキュレータと、前記複数のサーキュレータに取り付けられ、前記複数のサーキュレータを恒温制御する複数の恒温器404aと、を備える。
【選択図】図２

Description

本発明は磁気共鳴イメージング(以下、「MRI」という)装置に係り、特に高周波コイルから被検体に高周波磁場を照射した時に影響を表す指標(Specific Absorption Rate、以下、「SAR」と略記する)を正確に測定する技術に関する。

MRI装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生するNMR信号を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を2次元的に或いは3次元的に画像化する装置である。撮影においては、NMR信号には、傾斜磁場によって異なる位相エンコードが付与されるとともに周波数エンコードされて、時系列データとして計測される。計測されたNMR信号は、2次元又は3次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。

一般に、被検体を配置して、高周波パルスの強度が定まった時のSARを正確に求められれば、MRIのシーケンスのパラメータを、被検体への高周波磁場の印加が許容できる限界まで使いたいという要望があるため、SARを正確に求めたい。

そこで、MRI装置のSARの測定法は、国際規格(IEC60601-2-33)に規定されている。SARの測定法は、非特許文献1の第99頁の下から2行〜第104頁の下から5行に開示される。

SARを測定する回路構成は、例えば、非特許文献1の図105に示されるように、クワドラチャRF送信コイルと、クワドラチャRF送信コイルがクワドラチャRFスプリッタ、双方向性カプラを介し、それぞれ伝送ケーブルによりRFパワーアンプに接続されている。

近年、高磁場用のMRI装置では、RF送信コイル(以下、送信コイルと略記する。)への複数ある給電点位置へのRFパルスの振幅制御あるいは位相制御することによりRF送信コイルの感度分布を制御するRFシミングが行われる。RFシミングを行うための電気回路の構成は、RFパワーアンプとクワドラチャ送信コイルを1チャンネルとするRF送信系統が複数チャンネル化されたものである。RFシミングは、複数チャンネル化されたRF送信系統においてそれらの複数チャンネル間で、それぞれのチャンネルで強度差、位相差を異ならせて送信信号を発生することで作動させる。また、クワドラチャRF送信コイルにはRFシミングの動作中にインピーダンス不整合を生じることがある。クワドラチャRF送信コイルにインピーダンス不整合が生じた場合は、インピーダンス不整合の度合いに応じて反射電力が生じてRFパワーアンプに戻り、戻った反射電力はRFパワーアンプを破壊する場合がある。

上記説明したRFパワーアンプの破壊は、インピーダンス整合用のサーキュレータをRFパワーアンプとクワドラチャ送信コイルの間に挿入することで回避可能である(特許文献1の段落0031参照)。

特表2009-513217号公報

上野照剛 外11名，「MRの最近の進歩と安全性」，日本磁気共鳴医学会安全性評価委員会(2008年2月29日発行)

しかしながら、特許文献1では、複数のサーキュレータ同士の温度変化がSARの測定誤差を生じさせる観点の検討がなされていなかった。

つまり、特許文献1と非特許文献1では、複数チャンネルのRF送信系統のSARの測定誤差の解消については、依然として未解決の問題であった。

そこで、本発明の目的は、複数チャンネルのRF送信系統におけるSARの測定誤差の解消が可能なMRI装置を提供することにある。

上記目的を達成するために、本発明に係るMRI装置は、被検体を収容する空間に均一な静磁場を発生させる静磁場発生部と、前記静磁場へ重畳して傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生部と、前記被検体へ照射する高周波磁場を発生する送信部と、前記被検体から発生するNMR信号を受信する受信部と、前記受信された信号を画像化する信号処理部と、を備えた磁気共鳴イメージング装置であって、前記送信部は、複数の送信コイルを有し、前記高周波磁場の発生のために前記複数の送信コイルへ伝達する進行電力と前記複数の送信コイルからの反射電力の各電力を一方の方向のみに伝達するために設けられる複数のサーキュレータと、前記複数のサーキュレータに取り付けられ、前記複数のサーキュレータを恒温制御する複数の恒温器と、を備えたことを特徴とする。

本発明によれば、複数チャンネルのRF送信系統におけるSARの測定誤差の解消が可能なMRI装置を提供するという効果を奏する。

本発明に係るMRI装置の一実施例の全体構成を示すブロック図。 各実施例で共通するMRI装置の送信部の高周波増幅器から送信コイルへの伝送路部分を示すブロック図。 サーキュレータの構造例、動作原理の説明図。 実施例1のサーキュレータユニットの構成例を示すブロック図。 サーキュレータユニットの恒温器の一態様の構成例を示すブロック図。 図5と異なる恒温器の態様の構成例を示すブロック図。 図5及び図6と異なる恒温器の態様の構成例を示すブロック図。 実施例2のサーキュレータユニットの構成例を示すブロック図。

以下、添付図面に従って本発明のMRI装置の好ましい実施形態について詳説する。なお、発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。

最初に、本発明に係るMRI装置の一例の全体概要を図1に基づいて説明する。MRI装置は、磁気共鳴(NMR)現象を利用して被検体の断層画像を得るものである。図1は、本発明に係るMRI装置の一実施例の全体構成を示すブロック図である。

MRI装置は、図1に示すように、静磁場発生部2と、傾斜磁場発生部3と、シーケンサ4と、送信部5と、受信部6と、信号処理部7と、中央処理装置(CPU)8とを備えて構成される。

静磁場発生部2は、垂直磁場方式であれば、被検体1の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば、体軸方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体1の周りに永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源が配置されている。

傾斜磁場発生部3は、MRI装置の座標系(静止座標系)であるX，Y，Zの3軸方向に傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイル9と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源10とから成り、後述のシ−ケンサ4からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源10を駆動することにより、X，Y，Zの3軸方向に傾斜磁場Gx，Gy，Gzを印加する。撮影時には、スライス面(撮影断面)に直交する方向にスライス方向傾斜磁場パルス(Gs)を印加して被検体1に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交して且つ互いに直交する残りの2つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス(Gf)を印加して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。

シーケンサ4は、高周波磁場パルス(以下、「RFパルス」という)と傾斜磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段で、CPU8の制御で動作し、被検体1の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信部5、傾斜磁場発生部3、および受信部6に送る。

送信部5は、被検体1の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために、被検体1にRFパルスを照射するもので、RFパワーアンプ(高周波発振器)11と変調器12と高周波増幅器13と送信側の高周波コイル(送信コイル)14aとから成る。高周波発振器11から出力されたRFパルスをシーケンサ4からの指令によるタイミングで変調器12により振幅変調し、この振幅変調されたRFパルスを高周波増幅器13で増幅した後に被検体1に近接して配置された高周波コイル(送信コイル)14aに供給することにより、RFパルスが被検体1に照射される。

受信部6は、被検体1の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号(NMR信号)を検出するもので、受信側の高周波コイル(受信コイル)14bと信号増幅器15と直交位相検波器16と、A/D変換器17とから成る。送信側の高周波コイル14aから照射された電磁波によって誘起された被検体1の応答のNMR信号が被検体1に近接して配置された高周波コイル(受信コイル)14bで検出され、信号増幅器15で増幅された後、シーケンサ4からの指令によるタイミングで直交位相検波器16により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがA／D変換器17でディジタル量に変換されて、信号処理部7に送られる。

信号処理部7は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等を行うもので、磁気ディスク18、光ディスク19等の外部記憶装置と、CRT等からなるディスプレイ20とを有する。受信部6からのデータがCPU8に入力されると、CPU8が信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体1の断層画像をディスプレイ20に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク18等に記録する。

操作部25は、MRI装置の各種制御情報や上記信号処理部7で行う処理の制御情報を入力するもので、トラックボール又はマウスなどのポインティングデバイス23、及び、キーボード24から成る。この操作部25はディスプレイ20に近接して配置され、操作者がディスプレイ20を見ながら操作部25を通して対話的にMRI装置の各種処理を制御する。

なお、図1において、送信側の高周波コイル(送信コイル)14aと傾斜磁場コイル9は、被検体1が挿入される静磁場発生部2の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体1に対向して、水平磁場方式であれば被検体1を取り囲むようにして設置されている。また、受信側の高周波コイル(受信コイル)14bは、被検体1に対向して、或いは取り囲むように設置されている。

現在MRI装置の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質である水素原子核(プロトン)である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮像する。

次に、各実施例について説明する。

実施例1は、MRI装置の送信部の高周波増幅器から送信コイルへの伝送路部分に、サーキュレータと恒温器と双方向性結合器(カプラ)を取り付けてサーキュレータの温度制御を行う例について図面を用いて説明する。

図2は、各実施例で共通するMRI装置の送信部の高周波増幅器から送信コイルへの伝送路部分を示すブロック図である。

送信部の高周波増幅器から送信コイルへの伝送路は、図2に示すように、複数チャンネルを有する。図2の例では、複数チャンネルを3チャンネルで説明する。

上記3チャンネルの伝送路は、変調器12からの出力電力が次に示す順序で伝達されるようにそれぞれ接続する。第1チャンネルでは高周波増幅器13a、サーキュレータユニット200a、送信コイル14aaの順序で接続する。第2チャンネルでは高周波増幅器13b、サーキュレータユニット200b、送信コイル14abの順序で接続する。第3チャンネルでは高周波増幅器13c、サーキュレータユニット200c、送信コイル14acの順序で接続する。

図2の例では、複数チャンネルを3チャンネルで説明したが、もちろん3チャネル以外の2チャンネルや4チャンネル以上を含んでもよい。

次に、サーキュレータの構造と動作原理について図3を用いて説明する。
図3は、サーキュレータの構造例、動作原理の説明図である。図3では、サーキュレータは三端子サーキュレータを例示する。

サーキュレータを用いる理由の1つは、個々の高周波磁場コイル等による出力側の負荷が異なっても、それぞれ独立してアイソレート可能であるからである。

まず、サーキュレータの構造は、図3(a)に示すように、図示中の最下層に設けられる放熱板301と、放熱板301の上層に設けられるマグネット302と、マグネット302の上層に設けられるフェライト303と、フェライト303の上層に設けられるスリップライン304と、スリップライン305の上層にフェライト303及びマグネット302がサンドイッチ構造となるように積層されている。

ここでサーキュレータの構造は、後に説明する恒温器404aの取り付け位置を放熱板301に接するように設置すること示すために説明した。サーキュレータの構造は、図3のように平たいフィライトの構造を有しているが、これが発熱して温まったりするなど温度変化があると、特性が変わりSARが正確に求められなくなる問題に対し恒温器404aを取り付けることで回避する。

次に、サーキュレータの動作原理は、図3(b)に示すように、PortIから入力した信号は矢印の方向に沿ってPortIIへ出力される。PortIIから入力した信号はPortIIIへ出力される。PortIIIから入力した信号はPortIへ出力される。サーキュレータはその動作原理を利用してPortIIを高周波増幅器の保護抵抗(ダミーロード)で終端してアイソレータとして利用する。アイソレータとは、非可逆回路であって一方向のみ信号が伝送される回路である。

次に、サーキュレータユニットの構成と動作について図4を用いて説明する。
図4は、実施例1のサーキュレータユニットの構成例を示すブロック図である。

図2では、サーキュレータユニット200a、200b、200cを説明した。サーキュレータユニット200a、200b、200cは全て同じ構成であるので、サーキュレータユニット200aを説明に用いる。

サーキュレータユニット200aは、サーキュレータ300a、双方向性カプラ402a、ダミーロード403a、恒温器404aの各構成要素を有している。サーキュレータユニット200aの各構成要素は、次に示すとおり接続されている。サーキュレータ300aのPortIは高周波増幅器13aから出力電力を供給するために接続する。サーキュレータ300aのPortIIは双方向性カプラ402aの一端を接続する。双方向性カプラ402aの他端は送信コイル14aaの入力端を接続する。サーキュレータ300aのPortIIIはダミーロード403aの一端を接続する。ダミーロード403aの他端はアースに接地する。また、恒温器404aは、図3で説明したように、放熱板301に接して取り付けられる。

サーキュレータユニット200aは上記構成及び接続状態となっているため、次のように動作する。
つまり、高周波増幅器13aから出力電力を進行電力(P_FWD)とし、送信コイル14aaから高周波増幅器13aの方向に戻る電力を反射電力(P_RFL)とすれば、進行電力(P_FWD)と反射電力(P_RFL)は次のように伝達される。

まず、進行電力(P_FWD)は、サーキュレータ300aのPortI、PortII、双方向性カプラ402aの一端(入力端として機能する)、他端(出力端として機能する)を経由して送信コイル14aaに伝達される。

次に、反射電力(P_RFL)は、送信コイル14aa、双方向性カプラ402aの他端(入力端として機能する)、一端(出力端として機能する)、サーキュレータ300aのPortII、PortIII、ダミーロード403aの一端、他端を経由してアースに伝達される。ダミーロード403aの一端、他端を経由してアースに伝達されることは、反射電力の伝達路は、保護抵抗で終端されているということであり、この結果、サーキュレータ300aはアイソレータとして機能するため、反射電力の伝達路は高周波増幅器13aに戻ることはない。

つまり、進行電力(P_FWD)は、高周波増幅器13aから上記経由点を通って送信コイル14aaに伝達されるが、反射電力(P_RFL)は、送信コイル14aaから上記経由点を通ってアースに伝達される。

次に、恒温器404aの構成例について、図5〜図7を用いて説明する。
図5はサーキュレータユニットの恒温器404aの一態様の構成例を示すブロック図、図6は図5と異なる恒温器404aの態様の構成例を示すブロック図、図7は図5及び図6と異なる恒温器404aの態様の構成例を示すブロック図である。

まず、サーキュレータユニットの恒温器404aの一態様の構成例は、図5に示すように、サーキュレータ300aの放熱板301に取り付けられる温度センサ501と、温度センサ501の出力端に接続され温度制御器502と、温度制御器502に制御可能に接続される冷却FAN(ファン)503とを備える。

温度センサ501はサーキュレータ300aの放熱板301の温度を測定するもので、フェライトなどの温度計測に好適な検出素子であるサーモパイル等が用いられる。温度制御器502はCPU若しくはFPGAを備えるもので、温度センサ501のサーキュレータ300aの放熱板301の温度をCPU若しくはFPGAが有するレジスタに記憶すると共に、温度制御器502は冷却ファン503の作動及び停止を制御する。冷却ファン503はサーキュレータ300aの放熱板301に取り付けられるもので、コンピュータなどの冷却に用いられる公知のものであり、冷却ファン503の作動及び停止は温度制御器502によって制御される。

次に、サーキュレータユニットの図5と異なる恒温器404aの態様の構成例は、図6に示すように、図5で説明した温度センサ501、温度制御器502と、冷却ファン503に代えて電源601、リレー602及びヒータ603を備える。

ここでは、図5との相違点のみを説明することとする。温度制御器502はリレー602を用いてヒータ603の作動及び停止を制御する。電源601はリレー602を介してヒータ603に供給するもので、電源の種類はAC(交流)、DC(直流)の何れであってもよい。リレー602は温度制御器502によってヒータ603への電源601からの電源の供給をオン／オフする。ヒータ603はサーキュレータ300aの放熱板301に取り付けられるもので、サーキュレータ300aの放熱板301に取り付けられ、サーキュレータ300aを同時に使用する、図2で示されるサーキュレータユニット200bで用いられるサーキュレータなどがサーキュレータ300aよりも高い温度であったときに、サーキュレータ同士のインピーダンスを同じにするために、サーキュレータ300aを暖める。

次に、サーキュレータユニットの図5、図6と異なる恒温器404aの態様の構成例は、図7に示すように、図5で説明した温度センサ501、温度制御器502と、冷却ファン503に代えてチラー701及び冷却水バルブ702を備える。

ここでは、図5との相違点のみを説明することとする。温度制御器502は冷却水バルブ702を用いてチラー701の作動及び停止を制御する。チラー701はサーキュレータ300aの放熱板301に取り付けられるもので、公知の水等の液体を循環された恒温器で、近年は冷却器に加え加熱器の機能を含めてチラーと称されている。冷却水バルブ702は、チラー701と流体の循環が可能となるようにパイプで接続され、温度制御器502によってチラー701の作動及び停止が制御される。

ここでは、図5の冷却ファン503、ヒータ603、チラー701を個別に説明しているが、各恒温器の機能は適宜組合せが可能である。

通常、MRI装置が設置される部屋は例えば18〜25℃に空調器により室温が調整されているため、冷却ファン503、ヒータ603及びチラー701の作動及び停止の制御は、次の条件で行われる。

まず、作動の制御の条件は、サーキュレータ300aの温度が室温の範囲外になったとき、サーキュレータ300aとサーキュレータユニット200bで用いられるサーキュレータなどの他のサーキュレータとの温度に偏差が生じたとき、の少なくとも一方である。

次に、停止の制御の条件は、サーキュレータ300aの温度が室温の範囲内になって、サーキュレータ300aと他のサーキュレータとの温度に偏差が解消されたときの双方を満たす場合である。

以上説明した実施例1では、被検体を収容する空間に均一な静磁場を発生させる静磁場発生部と、前記静磁場へ重畳して傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生部と、前記被検体へ照射する高周波磁場を発生する送信部と、前記被検体から発生するNMR信号を受信する受信部と、前記受信された信号を画像化する信号処理部と、を備えた磁気共鳴イメージング装置であって、前記送信部は、複数の送信コイルを有し、前記高周波磁場の発生のために前記複数の送信コイルへ伝達する進行電力と前記複数の送信コイルからの反射電力の各電力を一方の方向のみに伝達するために設けられる複数のサーキュレータと、前記複数のサーキュレータに取り付けられ、前記複数のサーキュレータを恒温制御する複数の恒温器と、を備えているので、恒温器404aにより、サーキュレータ300aと他のサーキュレータの温度が一様に保たれることが可能となるため、複数チャンネルのRF送信系統に従来の国際規格(IEC60601-2-33)に規定されているSARの測定法を採用できるので、複数チャンネルのRF送信系統におけるSARの測定誤差の解消が可能なMRI装置を提供することが可能となる。

また、前記進行電力と前記反射電力のそれぞれの伝達路と前記サーキュレータと前記恒温器は、前記送信コイルと同数有しても、複数チャンネルのRF送信系統におけるSARの測定誤差の解消が可能なMRI装置を提供することが可能となる。

また、前記サーキュレータは放熱板を有し、前記恒温器は放熱板に接して設けられても、複数チャンネルのRF送信系統におけるSARの測定誤差の解消が可能なMRI装置を提供することが可能となる。

また、前記恒温器は、冷却ファン、ヒータ、チラーの少なくとも1つであっても、複数チャンネルのRF送信系統におけるSARの測定誤差の解消が可能なMRI装置を提供することが可能となる。

また、実施例1の特有の効果は、サーキュレータ300aによって反射電力がダミーロード403aを介してアースに流れるので、高周波増幅器13aに戻ることがないため、反射電力が高周波増幅器13aの破壊の原因となることが回避できる。

また、前記進行電力と反射電力の伝達路の共通部分に双方向性結合器が配置されているので、双方向性カプラ402aはサーキュレータ300aと送信コイル14aaの間に1つだけ設ければ済むので、部品点数を少なくすることができる。

実施例2は、MRI装置の送信部の高周波増幅器から送信コイルへの伝送路部分に、サーキュレータと恒温器と進行電力方向性カプラと反射電力方向性カプラを取り付けてサーキュレータの温度制御を行う例について図面を用いて説明する。

実施例1と実施例2の相違点は、実施例1では双方向性カプラ402aを用いていたが、実施例2では進行電力方向性カプラ801aと反射電力方向性カプラ802aを用いることである。実施例2では実施例1との相違点のみ説明し、実施例1と共通する点の説明は省楽する。

次に、実施例2のサーキュレータユニットの構成と動作について図8を用いて説明する。
図8は、実施例2のサーキュレータユニットの構成例を示すブロック図である。
サーキュレータユニット200aは、進行電力方向性カプラ801a、サーキュレータ300a、反射電力方向性カプラ802a、ダミーロード403a、恒温器404aの各構成要素を有している。サーキュレータユニット200aの各構成要素は、次に示すとおり接続されている。

進行電力方向性カプラ801aの入力端は高周波増幅器13aから出力電力を供給するために接続する。進行電力方向性カプラ801aの出力端はサーキュレータ300aのPortIに接続する。サーキュレータ300aのPortIIは送信コイル14aaの入力端を接続する。サーキュレータ300aのPortIIIは反射電力方向性カプラ802aの入力端に接続する。反射電力方向性カプラ802aの出力端はダミーロード403aの一端を接続する。ダミーロード403aの他端はアースに接地する。

サーキュレータユニット200aは上記構成及び接続状態となっているため、次のように動作する。

まず、進行電力(P_FWD)は、進行電力方向性カプラ801aの入力端、出力端、サーキュレータ300aのPortI、PortII、を経由して送信コイル14aaに伝達される。

次に、反射電力(P_RFL)は、送信コイル14aa、サーキュレータ300aのPortII、PortIII、反射電力方向性カプラ802aの入力端、出力端、ダミーロード403aの一端、他端を経由してアースに伝達される。

つまり、進行電力(P_FWD)は、高周波増幅器13aから上記経由点を通って送信コイル14aaに伝達されるが、反射電力(P_RFL)は、送信コイル14aaから上記経由点を通ってアースに伝達されるため、高周波増幅器13aに戻ることはない。

以上説明した実施例2では、実施例1と同じ構成を有するため、複数チャンネルのRF送信系統におけるSARの測定誤差の解消が可能なMRI装置を提供することが可能となる。

また、前記進行電力の伝達路の前記サーキュレータの入力段には進行電力方向性結合器が、前記反射電力の伝達路の前記サーキュレータの出力段には反射電力方向性結合器が、配置されていても、複数チャンネルのRF送信系統におけるSARの測定誤差の解消が可能なMRI装置を提供することが可能となる。

なお、静磁場強度が3T以上の高磁場のMRI装置では、SARを正確に見積もれれば、装置を安全に限界まで使えるようになる。
また、静磁場強度が1．5T以上の高磁場のMRI装置でも適用してもよい。

14aa、14ab、14ac 送信コイル、300a サーキュレータ、404a 恒温器

Claims (6)

1. 被検体を収容する空間に均一な静磁場を発生させる静磁場発生部と、前記静磁場へ重畳して傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生部と、前記被検体へ照射する高周波磁場を発生する送信部と、前記被検体から発生するＮＭＲ信号を受信する受信部と、前記受信された信号を画像化する信号処理部と、を備えた磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記送信部は、複数の送信コイルを有し、前記高周波磁場の発生のために前記複数の送信コイルへ伝達する進行電力と前記複数の送信コイルからの反射電力の各電力を一方の方向のみに伝達するために設けられる複数のサーキュレータと、
   前記複数のサーキュレータに取り付けられ、前記複数のサーキュレータを恒温制御する複数の恒温器と、を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記進行電力と前記反射電力のそれぞれの伝達路と前記サーキュレータと前記恒温器は、前記送信コイルと同数有することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記サーキュレータは放熱板を有し、前記恒温器は放熱板に接して設けられることを特徴とする請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記恒温器は、冷却ファン、ヒータ、チラーの少なくとも1つであることを特徴とする請求項１乃至３の何れか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記進行電力と反射電力の伝達路の共通部分に双方向性結合器が配置されていることを特徴とする請求項１乃至４の何れか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記進行電力の伝達路の前記サーキュレータの入力段には進行電力方向性結合器が、前記反射電力の伝達路の前記サーキュレータの出力段には反射電力方向性結合器が、配置されていることを特徴とする請求項１乃至４の何れか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。

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