JP7410597B2 - Ｍｒｉ装置用補助トランスデューサー及びｍｒｉ装置の制御方法 - Google Patents

Description

本発明はＭＲＩ装置用補助トランスデューサー及びＭＲＩ装置の制御方法に関する。

診断用ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置は、強く均一な静磁場中の被検体である被検者にＬａｒｍｏｒの歳差運動周波数である高周波の振動または回転磁場を与え、人体内の原子核に共鳴現象を起こさせる際に発生する巨視的な核磁化の減衰として現れる高周波電磁波を受信コイルで取得し、得られた信号データを画像再構成する非侵襲撮像装置である。

ＭＲＩ装置は大きな磁石による強い静磁場とＡＭ／ＦＭラジオに使われているような電磁波を使って画像を撮像するので、放射線による被ばくがなく、小児や健常な人も安心して検査を受けることができる。

現在、世界中で普及している診断用ＭＲＩ装置は、最も検出感度が高い水素原子核（１Ｈプロトン）を標的とし、１Ｈプロトンに共鳴現象を起こさせて発生するＮＭＲ（Nuclear Magnetic Resonance）信号から被写体のプロトン分布画像を構成している。撮像パラメタを調節することによって、１Ｈプロトンの密度分布画像だけでなく、信号の減衰時間（緩和時間）を反映した、様々なコントラスト画像が得られ、疾患描出能や診断能が高められている。

ＭＲＩ装置には、一般に、検出コイルは送信パルスと受信パルスを１つの高周波コイルで扱う「送受信兼用ＲＦコイル」方式のＭＲＩ装置の機能と、送信コイルと受信コイルを分離して役割分担させた「送受信分離型ＲＦコイル」方式のＭＲＩ装置の機能がある。「送受信分離型ＲＦコイル」方式のＭＲＩ装置の構成の場合、送信コイルは、大きな筐体であるＭＲＩ装置本体の大筒に内蔵されていて共通であるが、受信コイルは、被検体の被検部の形状に適したものであることが望ましい。

しかしながら、ＭＲＩ装置への受信コイルの接続は、ＭＲＩ装置メーカーが使用する専用の接続コネクタを介して行われる。このため、そのＭＲＩ装置メーカーが用意した受信コイルしか利用することができない。また、ＭＲＩ装置メーカー間で接続コネクタの互換性はないため、他のＭＲＩ装置メーカーの受信コイルを使用することはできない。更に、ＭＲＩ装置の利用者が、被検体の被検部に最適な形状の受信コイルを考案しても、専用の接続コネクタの仕様が公開されていないため、ＭＲＩ装置に接続することができない。

本発明の目的は、ＭＲＩ装置の受信コイルを変更することができるＭＲＩ装置用補助トランスデューサー及びＭＲＩ装置の制御方法を提供することにある。

本発明の一態様によるＭＲＩ装置用補助トランスデューサーは、ＭＲＩ装置の受信コイルを変更するためのＭＲＩ装置用補助トランスデューサーであって、前記ＭＲＩ装置のＭＲＩ装置送信コイルから出力される励起パルスを検出する励起パルス検出コイルと、前記励起パルスにより被検体から発せられる共鳴信号を受信する共鳴信号受信コイルと、前記共鳴信号受信コイルにより受信された前記共鳴信号を調整する信号調整部と、前記信号調整部により調整された前記共鳴信号を前記ＭＲＩ装置のＭＲＩ装置受信コイルに送信する共鳴信号送信コイルとを有することを特徴とする。

上述したＭＲＩ装置用補助トランスデューサーにおいて、前記共鳴信号受信コイルが前記励起パルスに基づいてデカップルされるようにしてもよい。

上述したＭＲＩ装置用補助トランスデューサーにおいて、前記共鳴信号送信コイルを包囲して電磁波をシールドするシールド部を更に有するようにしてもよい。

上述したＭＲＩ装置用補助トランスデューサーにおいて、前記信号調整部は、前記共鳴信号の位相とゲインを調整するようにしてもよい。

上述したＭＲＩ装置用補助トランスデューサーにおいて、前記信号調整部により調整された前記共鳴信号を観察するモニタを更に有するようにしてもよい。

上述したＭＲＩ装置用補助トランスデューサーにおいて、電力を供給する電源が、非磁性であってもよい。

上述したＭＲＩ装置用補助トランスデューサーにおいて、前記共鳴信号受信コイルと前記信号調整部と前記共鳴信号送信コイルとを複数組有するようにしてもよい。

本発明の一態様によるＭＲＩ装置の制御方法は、ＭＲＩ装置から出力される励起パルスを検出する励起パルス検出コイルと、前記励起パルスにより被検体から発せられる共鳴信号を受信する共鳴信号受信コイルと、前記共鳴信号受信コイルにより受信された前記共鳴信号を調整する信号調整部と、前記信号調整部により調整された前記共鳴信号を前記ＭＲＩ装置のＭＲＩ装置受信コイルに送信する共鳴信号送信コイルとを有するＭＲＩ装置用補助トランスデューサーを設けたＭＲＩ装置の制御方法であって、前記ＭＲＩ装置のＭＲＩ装置送信コイルにより前記励起パルスを送信し、前記励起パルス検出コイルにより、前記励起パルスを検出し、前記共鳴信号受信コイルにより、前記被検体から発せられる前記共鳴信号を受信し、前記信号調整部により、前記共鳴信号受信コイルにより受信された前記共鳴信号を調整し、前記共鳴信号送信コイルにより、前記信号調整部により調整された前記共鳴信号を送信し、前記ＭＲＩ装置のＭＲＩ装置受信コイルにより、前記共鳴信号を受信することを特徴とする。

上述したＭＲＩ装置の制御方法において、前記ＭＲＩ装置用補助トランスデューサーの前記共鳴信号受信コイルを前記励起パルスに基づいてデカップルするようにしてもよい。

上述したＭＲＩ装置の制御方法において、前記ＭＲＩ装置用補助トランスデューサーは、前記共鳴信号送信コイルを包囲して電磁波をシールドするシールド部を更に有するようにしてもよい。

上述したＭＲＩ装置の制御方法において、前記ＭＲＩ装置用補助トランスデューサーの前記信号調整部は、前記共鳴信号の位相とゲインを調整するようにしてもよい。

上述したＭＲＩ装置の制御方法において、前記ＭＲＩ装置用補助トランスデューサーは、前記信号調整部により調整された前記共鳴信号を観察するモニタを更に有するようにしてもよい。

上述したＭＲＩ装置の制御方法において、前記ＭＲＩ装置用補助トランスデューサーに電力を供給する電源が、非磁性であるようにしてもよい。

上述したＭＲＩ装置の制御方法において、前記ＭＲＩ装置が、複数のＭＲＩ装置受信コイルを有し、 前記ＭＲＩ装置用補助トランスデューサーが、前記共鳴信号受信コイルと前記信号調整部と前記共鳴信号送信コイルとを複数組有し、前記複数組の各共鳴信号受信コイルにより、前記被検体から発せられる前記共鳴信号を受信し、前記複数組の各信号調整部により、各共鳴信号受信コイルにより受信された前記共鳴信号を調整し、前記複数組の各共鳴信号送信コイルにより、各信号調整部により調整された前記共鳴信号を送信し、前記ＭＲＩ装置の各ＭＲＩ装置受信コイルにより、各共鳴信号を受信するようにしてもよい。

以上の通り、本発明によれば、ＭＲＩ装置の受信コイルを変更するためのＭＲＩ装置用補助トランスデューサーであって、ＭＲＩ装置のＭＲＩ装置送信コイルから出力される励起パルスを検出する励起パルス検出コイルと、励起パルスにより被検体から発せられる共鳴信号を受信する共鳴信号受信コイルと、共鳴信号受信コイルにより受信された共鳴信号を調整する信号調整部と、信号調整部により調整された共鳴信号をＭＲＩ装置のＭＲＩ装置受信コイルに送信する共鳴信号送信コイルとを有するようにしたので、ＭＲＩ装置の受信コイルを任意のものに変更することができる。

従来のＭＲＩ装置の一例を示す図である。 本発明の第１の実施形態によるＭＲＩ装置用補助トランスデューサーを示す図である。 本発明の第１の実施形態によるＭＲＩ装置用補助トランスデューサーにおける補助トランスデューサー制御部を示す図である。 本発明の第１の実施形態によるＭＲＩ装置用補助トランスデューサーにおける受信専用コイルの詳細を示す図である。 本発明の第１の実施形態によるＭＲＩ装置用補助トランスデューサーを従来のＭＲＩ装置の一例に装着した一態様を示す図である。 本発明の第１の実施形態によるＭＲＩ装置用補助トランスデューサーを従来のＭＲＩ装置に装着した一態様での各部の信号を示す図である。 従来のＭＲＩ装置の他の例を示す図である。 本発明の第２の実施形態によるＭＲＩ装置用補助トランスデューサーを示す図である。 本発明の第２の実施形態によるＭＲＩ装置用補助トランスデューサーにおける補助トランスデューサー制御部を示す図である。 本発明の第２の実施形態によるＭＲＩ装置用補助トランスデューサーを従来のＭＲＩ装置の他の例に装着した一態様を示す図である。 本発明の第２の実施形態によるＭＲＩ装置用補助トランスデューサーを従来のＭＲＩ装置の他の例に装着した一態様での各部の信号を示す図である。

［本発明の原理］
本発明の原理について説明する。

世界中で普及している磁気共鳴診断装置ＭＲＩは、核磁気共鳴（ＮＭＲ）の原理を用いて、被写体の内部の断層を非侵襲で可視化する。ＮＭＲ対象原子核は最も検出感度の高い１Ｈプロトンが標的とされている。

検出コイルは送信パルスと受信信号検出を１つの高周波コイルで扱う「送受信兼用ＲＦコイル」、送信コイルと受信コイルを役割分担した「送受信分離型ＲＦコイル」がある。後者の場合、送信ＲＦコイルは大きな筐体であるＭＲＩ本体の大筒に内蔵されていることがほとんどで、受信ＲＦコイルを、被検部の形状に合わせて使用する。これはＭＲＩ信号が微弱な高周波磁場であり、もっとも効率よく高周波磁場を検出するには、小口径の受信専用ＲＦコイルを１つあるいは複数個組み合わせればよいことが科学的に証明されているからである。

いっぽうで、受信専用ＲＦコイルのＭＲＩ本体への接続は、ＭＲＩ装置メーカーが使用する独自の専用コネクタを介して行われるため、メーカー間での接続互換性は無い。

受信専用コイルは、受信専用とは言っても、送信パルスの発生時にはその照射から受信回路を保護する必要があり、また受信回路に残留してしまう照射パルスのエネルギーを、０．１ミリ秒に満たない時間内で、ＭＲＩ信号の取り込みを開始するまでに速やかに廃棄する必要がある。

受動的な保護をパッシブデカップル、能動的な保護をアクティブデカップルと呼ぶ。

パッシブデカップルはＲＦコイル内にダイオードとインダクタを組み込めばよいが、デカップル効果は、高画質化のためには不十分である。このためにアクティブデカップルが不可欠であり、通常は、専用の接続コネクタを介して受信専用コイル内に配置されているダイオードにデカップル電流を流すことで、受信ＬＣ共振回路を離調させて実現している。

このことから、ＭＲＩメーカーに合致した専用コネクタへの接続を行えなければ、通常は、アクティブデカップルが行えない。

いっぽうで、基礎研究のためにハードウェア仕様を公開したり、電気的な接続を開放したりするのは、臨床用ＭＲＩ装置の安全性の観点から懸念すべきであることも指摘されている。このような状況で、検出感度を最も決定づける初段のアンプともいえる受信専用ＲＦコイルを、ＭＲＩ装置へ自由に接続する方法が求められている。

そこで、本発明は、任意の受信専用ＲＦコイルが、ＭＲＩ本体から独立してワイヤレスで動作しつつも、アクティブデカップル機能を具備する方法を提案する。

デカップルのタイミングは、送信パルス検出コイルをＭＲＩ本体内側に配置することで、いち早く検出しこれをＧＡＴＥ信号化する。デカップル電流は、電池駆動等の電気回路によって、受信専用ＲＦコイルに給電される。

被写体から検出されたＭＲＩ信号は、電気回路で、例えば、１０ｄＢから２０ｄＢ増幅されて、送信コイルへと送られる。送信コイルは、ＭＲＩ本体の受信専用コイルの近傍に配置されて、あたかも被写体からＭＲＩ信号が出てきたかのように、ＭＲＩ本体へＭＲＩ信号を送る。

このように本発明を実施することで、ＭＲＩ装置本体へは電気的な変更を加えないで、アクティブデカップルが可能な任意の受信専用ＲＦコイルを、使用することができる。

［第１の実施形態］
本発明の第１の実施形態によるＭＲＩ装置用補助トランスデューサーについて図１乃至図６を用いて説明する。

（ＭＲＩ装置）
本実施形態によるＭＲＩ装置用補助トランスデューサーを装着するＭＲＩ装置について図１を用いて説明する。

ＭＲＩ装置は、ＮＭＲ（Nuclear Magnetic Resonance）現象を利用した、核磁気共鳴画像法（Magnetic Resonance Imaging; ＭＲＩ）による撮像システムである。ＭＲＩ装置では、均一な強磁場中の被検体内部の主に１Ｈプロトンつまり水素原子核に電磁波を共鳴的手法で与えて観測可能な核磁化を発生させ、三軸傾斜磁場で位置情報を付与し、前記核磁化の緩和の際に発生する電磁波を受信コイルで取得し、得られた信号データを主にＦｏｕｒｉｅｒ変換を用いて画像に再構成する。ＭＲＩ装置の送信コイル及び受信コイルの空間的な配置は、被写体の位置情報の弁別にも利用される。

本実施形態におけるＭＲＩ装置１２には、図１に示すように、水平方向、すなわち、被検体１０の体軸の方向に静磁場を発生する静磁場コイル１４が設けられている。静磁場コイル１４内には、被検体１０に三軸傾斜磁場を発生する三軸傾斜磁場コイル１６が設けられている。三軸傾斜磁場コイル１６内には、静磁場コイル１４が発する静磁場強度に対応した、計測対象のＮＭＲ共鳴周波数に等しいＲＦ（Radio Frequency）帯域の電磁波を送信する送信コイル１８が設けられている。

なお、送信コイル１８は送受信兼用であってもよい。また、送信コイル１８は、小型で、被検体１０の一部を覆うものであってもよい。

三軸傾斜磁場コイル１６内の被検体１０の近傍には、磁気共鳴により生じた被検体１０からの電磁波を受信する受信コイル２０が設けられている。受信コイル２０は接続コネクタ２０Ｃにより受信ヘッド２２に接続されている。

送信コイル１８内の検査位置に被検体１０を移動させるためのベッド２４が設けられている。被検体１０は、ベッド２４に載せられて、ＭＲＩ装置１２の検査位置に移動する。

ＭＲＩ装置１２には、ＭＲＩ装置１２を制御するためのＭＲＩ装置制御部２６と、ＭＲＩ画像等を表示するためのモニタ２８が設けられている。

ＭＲＩ装置制御部２６は、ＭＲＩ装置全体を制御するための制御用ＰＣ２６Ａと、被検体１０に照射する一連の高周波パルス磁場および三軸傾斜磁場を表すパルスシーケンスを生成するパルスシーケンサ２６Ｂと、受信コイル２０の受信ヘッド２２に接続され、電磁波を検波する高周波トランシーバ２６Ｃと、送信コイル１８に接続され、送信コイル１８にＲＦ電力を供給するＲＦ電力アンプ２６Ｄと、三軸傾斜磁場コイル１６に接続され、三軸傾斜磁場コイル１６に電力を供給する磁場コイル電源２６Ｅ等から構成されている。

このＭＲＩ装置１２は、１Ｈプロトンを標的としている。静磁場コイル１４により、例えば、磁場強度が３．０テスラの静磁場を印加する。３．０テスラの静磁場強度での１Ｈプロトンの共鳴周波数は１２８ＭＨｚ程度であるので、送信コイル１８と受信コイル２０は、コヒーレントな１２８ＭＨｚの共鳴周波数に適合するように調整されている。

このＭＲＩ装置１２を用いることにより、被検体１０の体内の１Ｈプロトンの分布状態を示すＭＲＩ画像を得ることができる。撮像パラメタを調整することによって、１Ｈプロトンの状態の信号減衰時間を反映した、Ｔ１（ティーワン）緩和時間強調画像、Ｔ２（ティーツー）緩和時間強調画像、拡散強調画像等も得ることができる。

このＭＲＩ装置１２では、受信コイル２０は接続コネクタ２０Ｃにより受信ヘッド２２に接続されている。この接続コネクタ２０Ｃは、このＭＲＩ装置メーカー専用であり、その仕様も公開されていない。そのため、他のＭＲＩ装置メーカーの受信コイルや、利用者が考案した受信コイルを受信ヘッド２２に接続することはできない。

（ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー）
本実施形態によるＭＲＩ装置用補助トランスデューサーについて図２乃至図４を用いて説明する。

図２は本実施形態によるＭＲＩ装置用補助トランスデューサーを示す図であり、図３は本実施形態によるＭＲＩ装置用補助トランスデューサーにおける受信専用コイルの詳細を示す図であり、図４は本実施形態によるＭＲＩ装置用補助トランスデューサーにおける補助トランスデューサー制御部を示す図である。

本実施形態によるＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０は、従来のＭＲＩ装置１２に装着することにより、任意の受信コイルにより被検体１０からの共鳴信号を受信することを可能にするものである。

ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０には、非磁性電源４６から動作電力が供給される。ＭＲＩ装置１２の近傍で使用するため磁力で吸引されない非磁性であることが好ましい。非磁性電源４６は一次電池でも、二次電池でもよく、あるいは商用交流電源から変換した直流電源であってもよい。

ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０には、ＭＲＩ装置１２の送信コイル１８からの励起パルスを検出するための検出コイル３２が設けられている。これにより、ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０をＭＲＩ装置１２の励起パルスに同期させて稼働させることができる。

ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０には、ＭＲＩ装置１２の送信コイル１８からの励起パルスにより被検体１０内の１Ｈプロトンからの電磁波を受信する受信専用コイル３４が設けられている。受信専用コイル３４には、接続コネクタ３４Ｃを介して高周波ヘッド３６が接続されている。

受信専用コイル３４を、被検体１０の計測対象となる臓器等に適した形状とし、その臓器等の近くに配置することによって，臓器等に特異なＮＭＲ信号を抽出することができる。さらに受信専用コイル３４を適切な大きさおよび配置にすることで、被写体が被る不必要な励起パルスの照射・吸収を避けることに寄与する。これでＳＡＲ比吸収率（Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ Ｒａｔｅ）の低下が期待できる。

ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０には、磁気的なカップリングによりＭＲＩ装置１２にＭＲＩ信号を磁気的に送信するための送信コイル３８が設けられている。

送信コイル３８を包囲するシールド部４０が設けられ、送信コイル３８を局所的にシールドする。このシールド部４０によって、送信コイル３８と受信専用コイル３４の磁気的なカップリングの漏洩と外部から混入する外乱信号を取り除くことができる。

ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０には、ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０を制御するための補助トランスデューサー制御部４２と、制御時の各種波形をモニタするための３つの波形モニタ４４Ａ、４４Ｂ、４４Ｃが設けられている。

補助トランスデューサー制御部４２は、ゲイン調整器４２Ａと、ゲート発生器４２Ｂと、ＲＦ微小信号アンプ４２Ｃとから構成されている。

ゲイン調整器４２Ａは、ＭＲＩ装置１２の送信コイル１８からの励起パルスを検出する検出コイル３２に接続され、検出コイル３２のゲインを調整する。波形モニタ４４Ａ、４４Ｂは、ゲイン調整器４２Ａに設けられている。

ゲート発生器４２Ｂは、ゲイン調整器４２Ａに接続され、検出コイル３２が検出した励起パルスに応じて動作モードを切り替えるゲート信号を出力する。

受信専用コイル３４により受信された共鳴信号は高周波ヘッド３６で初段の受信がなされ、ＲＦ微小信号アンプ４２Ｃにより増幅され、ＭＲＩ装置１２にＭＲＩ信号を送信するための送信コイル３８に接続コネクタ３８Ｃを介して出力される。波形モニタ４４Ｃは、ＲＦ微小信号アンプ４２Ｃに設けられている。

補助トランスデューサー制御部４２の詳細を図３に示す。

検出コイル３２は減衰器４２Ｄに接続されている。減衰器４２Ｄはゲイン調整器４２Ａに接続されている。減衰器４２Ｄの入力端に波形モニタ４４Ａが接続されている。

ＭＲＩ装置１２の送信コイル１８からの励起パルスは、検出コイル３２により検出され、減衰器４２Ｄにより減衰され、ＬＯＧアンプ等のゲイン調整器４２Ａによりゲインが調整される。波形モニタ４４Ａにより、送信コイル１８からの励起パルス信号がモニタされる。

ゲイン調整器４２Ａの出力端にはゲート発生器４２Ｂが接続されている。ゲート発生器４２Ｂは、アンプ４２Ｂａと、ワンショット回路４２Ｂｂにより構成されている。ワンショット回路４２Ｂｂの出力端には波形モニタ４４Ｂが接続されている。

ゲイン調整器４２Ａから出力された励起パルス信号は、アンプ４２Ｂａにより増幅され、ワンショット回路４２Ｂｂにより、励起パルス信号に基づくゲート信号が生成される。

ワンショット回路４２Ｂｂは、送信コイル１８からの励起パルスが検出コイルで検出されれば速やかにゲート出力をオンとして、一度オン状態になった場合は、送信コイル１８からの励起パルスが検出コイルで検出されなくなったタイミングから余分に１μ秒から１ｍ秒の持続時間で余分にゲート出力をオンとする。ワンショット回路４２Ｂｂは、この動作を繰り返す。

波形モニタ４４Ｂによりゲート信号がモニタされる。波形モニタ４４Ａの励起パルス波形と波形モニタ４４Ｂのゲート信号を比較しながら、上述の延長時間１μ秒から１ｍ秒を調整する。最終的には装置システム全体を動作させ、ＭＲＩ装置１２が出力するＭＲＩ画像を評価しながら、または波形モニタ４４ＣのＭＲＩ波形を確認しながら、ワンショット回路４２Ｂｂのゲート信号の余分の持続時間を最適化してもよい。

このゲート信号により、後述する高周波ヘッド３６、ＲＦ微小信号アンプ４２Ｃの動作モードが切り替えられる。

受信専用コイル３４は、接続コネクタ３４Ｃを介して高周波ヘッド３６に接続されている。高周波ヘッド３６は、ＲＦ微小信号アンプ４２Ｃに接続されている。ＲＦ微小信号アンプ４２Ｃは、位相及びゲイン調整器４２Ｅに接続されている。位相及びゲイン調整器４２Ｅは、接続コネクタ３８Ｃを介して送信コイル３８に接続されている。送信コイル３８は、ＭＲＩ装置１２の受信コイル２０と磁気的なカップリングを構成する。位相及びゲイン調整器４２Ｅの出力端に波形モニタ４４Ｃが接続されている。

被検体１０からの１２８ＭＨｚのＭＲＩ信号は、受信専用コイル３４により受信され、高周波ヘッド３６に入力される。高周波ヘッド３６からのＭＲＩ信号は、ＲＦ微小信号アンプ４２Ｃに出力される。ＲＦ微小信号アンプ４２Ｃは、高周波ヘッド３６からのＭＲＩ信号を増幅して、位相及びゲイン調整器４２Ｅに出力する。

位相及びゲイン調整器４２Ｅは、ＲＦ微小信号アンプ４２Ｃにより増幅されたＭＲＩ信号の位相及びゲインを調整して、接続コネクタ３８Ｃを介して送信コイル３８に出力する。送信コイル３８に出力されたＭＲＩ信号は、磁気的なカップリングを介してＭＲＩ装置１２の受信コイル２０に送信される。送信コイル３８に出力されるＭＲＩ信号は、波形モニタ４４Ｃによりモニタされる。

位相及びゲイン調整器４２Ｅは、送信コイル３８が送信するＭＲＩ信号の位相及びゲインを、ＭＲＩ装置１２の受信コイル２０が想定している範囲となるように、ＭＲＩ装置１２を動作させながら調整する。この時、被検体１０の代わりに、ＪＩＳ等の規格で定められた疑似試料であるＭＲＩファントーム等を用いてもよい。

本実施形態では、励起パルス信号に基づくゲート信号により高周波ヘッド３６の動作モードが切り替えられ、それにより、受信専用コイル３４のアクティブデカップル機能をオンオフさせる。

受信専用コイル３４の詳細を図４に示す。

受信専用コイル３４は、図４に示すように、ＬＣ並列共振型であり、共鳴周波数ｆ＝１／２π√（ＬＣ）＝１／２π√ＬＣとなる。送信パルスのエネルギーが共振回路に溜まってしまうと、共鳴信号の受診時に問題となるので、パッシブデカップル回路３４Ａとアクティブデカップル回路３４Ｂが設けられている。

図４では、受信専用コイル３４の左側のキャパシタ４Ｃｔにパッシブデカップル回路３４Ａを設け、受信専用コイル３４の右側、すなわち、接続コネクタ３４Ｃ側のキャパシタ８Ｃｔにアクティブデカップル回路３４Ｂを設けている。

なお、パッシブデカップル回路３４Ａとアクティブデカップル回路３４Ｂは、共振回路への影響を避けつつインダクタを適切に使い、受信専用コイル３４内のいずれのキャパシタに設けてもよい。パッシブデカップル回路３４Ａとアクティブデカップル回路３４Ｂはいくつ設けてもよい。

なお、パッシブデカップル回路３４Ａとアクティブデカップル回路３４Ｂは、受信専用コイル３４内のいずれのキャパシタに設けてもよい。パッシブデカップル回路３４Ａとアクティブデカップル回路３４Ｂはいくつ設けてもよい。

パッシブデカップル回路３４Ａは、図４に示すように、並列接続したダイオード３４Ａ１とダイオード３４Ａ２にインダクタ３４Ａ３を直列接続した回路として構成され、そのように構成したパッシブデカップル回路３４Ａを受信専用コイル３４のキャパシタ４Ｃｔに並列接続している。

パッシブデカップル回路３４Ａは、送信パルスが発生する高周波磁場を受信専用コイルの中心ループあるいはインダクタ３４Ａ３で捉え、ダイオード３４Ａ１又はダイオード３４Ａ２にパッシブデカップル電流を流して導通させ、近接するキャパシタ４Ｃｔを受信専用コイル３４から受動的に除外することにより、共鳴周波数ｆ＝１／２π√ＬＣの共振条件から受信専用コイル３４を離調して、ＭＲＩ信号の信号検出系からデカップリング（decoupling）する。

アクティブデカップル回路３４Ｂは、図４に示すように、受信専用コイル３４のキャパシタ８Ｃｔの両端にダイオード３４Ｂ１を並列接続し、キャパシタ８Ｃｔの一端を同軸ケーブル３４Ｃ１のシールドと同電位とし、キャパシタ８Ｃｔの他端に、並列接続したインダクタ３４Ｂ２とキャパシタ３４Ｂ３を直列接続している。

アクティブデカップル回路３４Ｂは、高周波ヘッド３６から接続コネクタ３４Ｃを介し、同軸ケーブル３４Ｃ１を介して供給されるアクティブデカップル電流をアクティブデカップル回路３４Ｂのダイオード３４Ｂ１に流し、近接するキャパシタ８Ｃｔを受信専用コイル３４から能動的に除外することにより、共鳴周波数ｆ＝１／２π√ＬＣの共振条件から受信専用コイル３４を離調して、ＭＲＩの信号検出系からデカップリング（decoupling）する。同時に、共振回路内の余剰エネルギーをキャパシタ８Ｃｔの一端から同軸ケーブル３４Ｃ１のシールド外側へ流して捨てる。

高周波ヘッド３６は、励起パルス信号に基づくゲート信号により動作モードが切り替えられる。ゲート信号がハイレベルのオンのとき、アクティブデカップル回路３４Ｂにアクティブデカップル電流を供給する。ゲート信号がローレベルのオフのとき、アクティブデカップル回路３４Ｂにアクティブデカップル電流を供給されない。これにより、励起パルス信号に基づくゲート信号により受信専用コイル３４のアクティブデカップル機能をオンオフさせる。

（ＭＲＩ装置用補助トランスデューサーを装着したＭＲＩ装置）
本実施形態によるＭＲＩ装置用補助トランスデューサーを装着したＭＲＩ装置について図５を用いて説明する。

図１に示す従来のＭＲＩ装置１２に、図２に示す本実施形態のＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０を装着する。ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０のシールド部４０内にＭＲＩ装置１２の受信コイル２０を挿入し、ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の送信コイル３８と磁気的なカップリングを構成する。ＭＲＩ装置１２の受信コイル２０とＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の送信コイル３８とはシールド部４０によりシールドされる。

なお、シールド部４０を取り付けるという遮蔽の代わりに、受信コイル２０と送信コイル３８の磁気的なカップリング構成を被検体１０から遠ざけることでも、ＭＲＩ装置１２により計測することが可能である。

被検体１０を、ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０のシールド部４０上の適切の位置に載置するために補助ベッド５０を新たに設ける。補助ベッド５０は、ＭＲＩ装置１２のベッド２４上に設けられ、被検体１０を載置する。ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の受信専用コイル３４は、被検体１０の近傍に載置される。受信専用コイル３４は、被検体１０の撮像しようとする部位および位置に応じて、様々な位置に載置される。

本実施形態によるＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０を装着したＭＲＩ装置１２の動作の概要について説明する。

ＭＲＩ装置１２は、１Ｈプロトンの磁気共鳴現象を測定するものして１２８ＭＨｚの励起パルスを送信コイル１８から出力する。１２８ＭＨｚの励起パルスは、ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の検出コイル３２により検出される。

１２８ＭＨｚの励起パルスは被検体１０に到達し、被検体１０からは共鳴信号であるＮＭＲ信号あるいはＭＲＩ信号が発せられる。被検体１０からの共鳴信号はＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の受信専用コイル３４により受信される。

ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の受信専用コイル３４により受信された共鳴信号は、ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の補助トランスデューサー制御部４２のＲＦ微小信号アンプ４２Ｃにより増幅され、ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の位相及びゲイン調整器４２Ｅにより位相及びゲインが調整され、送信コイル３８から出力される。

ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の送信コイル３８から出力された共鳴信号は、磁気的なカップリングにより、ＭＲＩ装置１２の受信コイル２０に伝達される。ＭＲＩ装置１２は、受信コイル２０に伝達された共鳴信号であるＮＭＲ信号あるいはＭＲＩ信号により、ＮＭＲスペクトルを測定したりＭＲＩ画像を構成したりする。

このように動作するＭＲＩ装置１２及びＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の各部の波形を図６に示す。

図６（１）は、従来のＭＲＩ装置１２の送信コイル１８から出力される励起パルス（１２８ＭＨｚ）の波形の一例である。図６（２）は、本実施形態のＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の検出コイル３２で検出される検出信号（１２８ＭＨｚ）の波形である。図６（３）は、本実施形態のＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の補助トランスデューサー制御部４２のゲート発生器４２Ｂから出力されるゲート信号の波形である。図６（４）は、本実施形態のＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の高周波ヘッド３６がアクティブデカップル回路３４Ｂに供給するアクティブデカップル電流の波形である。

図６（５）は、被検体１０から発せられ受信専用コイル３４により受信されるＭＲＩ信号（１２８ＭＨｚ）の波形である。図６（６）は、ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の送信コイル３８から出力されるＭＲＩ信号（１２８ＭＨｚ）の波形である。図６（７）は、従来のＭＲＩ装置１２の受信コイル２０で受信されるＭＲＩ信号（１２８ＭＨｚ）の波形である。

図６（１）～（３）に示すように、従来のＭＲＩ装置１２の送信コイル１８から出力される励起パルス（１２８ＭＨｚ）に基づいて、ゲート信号がオンレベル／オフレベルとなるように、波形モニタ４４Ａと波形モニタ４４Ｂと波形モニタ４４Ｃとを見ながらゲート発生器４２Ｂの閾値レベルを調整する。

図６（４）に示すように、図６（３）のゲート信号に同期して、アクティブデカップル回路３４Ｂに供給するアクティブデカップル電流がオンオフされる。アクティブデカップル回路３４Ｂの構成によっては、マイナス極性の電流であってもよい。

図６（５）に示すように、ゲート信号のオンの場合でもオフの場合でも、図６（１）の励起パルスが存在する時間帯では、被検体１０から混濁したＭＲＩ信号（１２８ＭＨｚ）が出力されている状態がある。図６（５）の右端のように励起パルス（１２８ＭＨｚ）から充分に時間がたった場合ではＭＲＩ信号は減衰してしまって観測できない。

図６（６）、（７）に示すように、ゲート信号がオフレベルのときに、ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の送信コイル３８からＭＲＩ信号（１２８ＭＨｚ）が出力され、従来のＭＲＩ装置１２の受信コイル２０で受信される。

受信コイル２０はＭＲＩ装置１２によるアクティブデカップルが実施されている場合があるが、ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０は、ＭＲＩ装置１２側のアクティブデカップルのタイミングを知り得なくてもよく、図７（７）は便宜上のものである。

なお、ゲート信号がオフレベルのときにＭＲＩ信号（１２８ＭＨｚ）が減衰してしまって存在していないかのような時間もあるが、そのまま送信コイル３８からＭＲＩ信号（１２８ＭＨｚ）があるものとして出力して問題ない。ＭＲＩ装置１２の信号収集のタイミングはあらかじめ決められているもので、図６（７）の受信コイル２０により受信されるＭＲＩ信号（１２８ＭＨｚ）の波形の一部分が適切に信号処理される。送信コイル３８の出力はシールド部４０により遮蔽されているので計測に影響を与えない。一方で、大電力の励起パルスの発生時には微弱なＭＲＩ信号は発生していても検出できないので、ＭＲＩ装置１２の励起パルス（１２８ＭＨｚ）が断続的に抑制されるのと同じタイミングで、励起パルス（１２８ＭＨｚ）からＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０を保護する必要がある。これがゲート信号によるオンオフ制御が必要な理由である。

このようにして、本実施形態のＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０を装着することにより、従来のＭＲＩ装置１２を用いて、任意の受信専用コイル３４により被検体１０からの共鳴信号を計測することができる。

［第２の実施形態］
本発明の第２の実施形態によるＭＲＩ装置用補助トランスデューサーについて図７乃至図１２を用いて説明する。

（ＭＲＩ装置）
本実施形態によるＭＲＩ装置用補助トランスデューサーを装着するＭＲＩ装置について図７を用いて説明する。

本実施形態におけるＭＲＩ装置１２は、複数組の受信コイルと受信ヘッドを有する点が図１に示すＭＲＩ装置と異なる。その他の構成は基本的に同じである。

三軸傾斜磁場コイル１６内の被検体１０の近傍には、磁気共鳴により生じた被検体１０からの電磁波を受信する、例えば、３個の受信コイル２０１、２０３、２０３が設けられている。

３個の受信コイル２０１、２０３、２０３は、それぞれ、接続コネクタ２０１Ｃ、２０２Ｃ、２０３Ｃを介して、受信ヘッド２２１、２２２、２２３に接続されている。なお、接続コネクタ２０１Ｃ、２０２Ｃ、２０３Ｃを、ひとつあるいは複数のコネクタとしてまとめてもよい。

ＭＲＩ装置１２には、ＭＲＩ装置１２を制御するためのＭＲＩ装置制御部２６と、ＭＲＩ画像等を表示するためのモニタ２８が設けられている。３個の受信ヘッド２２１、２２２、２２３は、高周波トランシーバ２６Ｃに接続されている。

このＭＲＩ装置１２を用いることにより、３個の受信コイル２０１、２０３、２０３により、被検体１０の体内の３つの領域の１Ｈプロトンの分布状態を示すＭＲＩ画像を得ることができる。３個の受信コイル２０１、２０３、２０３の受信信号強度と受信信号位相の相対関係は、必要に応じて、ＭＲＩ装置制御部２６に記憶され、適宜参照される。

このＭＲＩ装置１２では、３個の受信コイル２０１、２０３、２０３は、それぞれ、接続コネクタ２０１Ｃ、２０２Ｃ、２０３Ｃを介して、受信ヘッド２２１、２２２、２２３に接続されている。これら接続コネクタ２０１Ｃ、２０２Ｃ、２０３Ｃは、このＭＲＩ装置メーカー専用であり、その仕様も公開されていない。そのため、他のＭＲＩ装置メーカーの受信コイルや、利用者が考案した受信コイルを受信ヘッド２２１、２２２、２２３に接続することはできない。

（ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー）
本実施形態によるＭＲＩ装置用補助トランスデューサーについて図８及び図９を用いて説明する。

図８は本実施形態によるＭＲＩ装置用補助トランスデューサーを示す図であり、図９は本実施形態によるＭＲＩ装置用補助トランスデューサーにおける補助トランスデューサー制御部を示す図である。

本実施形態によるＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０は、従来のＭＲＩ装置１２に装着することにより、複数の任意の受信コイルにより被検体１０からの共鳴信号の受信することを可能にするものである。

本実施形態によるＭＲＩ装置用補助トランスデューサーは、複数組の受信専用コイルと信号調整部と送信コイルを有する点が、図２乃至図４に示すＭＲＩ装置用補助トランスデューサーと異なる。その他の構成は基本的に同じである。

ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０には、ＭＲＩ装置１２の送信コイル１８からの励起パルスを検出するための検出コイル３２が設けられている。この構成は、複数組の受信専用コイルと信号調整部と送信コイルに対して共通である。これにより、ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０をＭＲＩ装置１２の励起パルスに同期させて稼働させることができる。

ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０には、ＭＲＩ装置１２の送信コイル１８からの励起パルスにより被検体１０内の１Ｈプロトンからの電磁波を受信する、例えば、３個の受信専用コイル３４１、３４２、３４３が設けられている。受信専用コイル３４１、３４２、３４３には、それぞれ、図４に示すような、パッシブデカップル回路（図示せず）とアクティブデカップル回路（図示せず）が設けられている。

受信専用コイル３４１、３４２、３４３には、それぞれ、接続コネクタ３４１Ｃ、３４２Ｃ、３４３Ｃを介して高周波ヘッド３６１、３６２、３６３が接続されている。

３個の受信専用コイル３４１、３４２、３４３を、被検体１０の計測対象となる、例えば、臓器等に適した形状とし、臓器等の近くに網羅的に配置することによって，臓器等の形状に応じた位置に特異的なＮＭＲ信号もしくはＭＲＩ信号を抽出することができる。さらに受信専用コイル３４１、３４２、３４３を適切な大きさおよび配置にすることで、被写体が被る不必要な励起パルスの照射・吸収を避けることができる。

ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０には、磁気的なカップリングによりＭＲＩ装置１２にＭＲＩ信号を送信するための３個の送信コイル３８１、３８２、３８３が設けられている。

送信コイル３８１、３８２、３８３をそれぞれ包囲する３個のシールド部４０１、４０２、４０３が設けられ、送信コイル３８１、３８２、３８３を局所的にシールドする。このシールド部４０１、４０２、４０３によって、送信コイル３８１、３８２、３８３と受信専用コイル３４１、３４２、３４３の磁気的なカップリングの漏洩と外部から混入する外乱信号を取り除くことができる。

ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０には、ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０を制御するための補助トランスデューサー制御部４２と、制御時の各種波形をモニタするための２個の波形モニタ４４Ａ、４４Ｂと、３個の波形モニタ４４Ｃ１、４４Ｃ２、４４Ｃ３が設けられている。

補助トランスデューサー制御部４２は、共通のゲイン調整器４２Ａ及びゲート発生器４２Ｂと、３個のＲＦ微小信号アンプ４２Ｃ１、４２Ｃ２、４２Ｃ３とから構成されている。

ゲイン調整器４２Ａは、ＭＲＩ装置１２の送信コイル１８からの励起パルスを検出する検出コイル３２に接続され、検出コイル３２のゲインを調整する。波形モニタ４４Ａ、４４Ｂは、ゲイン調整器４２Ａに設けられている。

ゲート発生器４２Ｂは、ゲイン調整器４２Ａに接続され、検出コイル３２が検出した励起パルスに応じて動作モードを切り替えるゲート信号を出力する。

受信専用コイル３４１、３４２、３４３により受信された共鳴信号は、それぞれ、高周波ヘッド３６１、３６２、３６３で受信され、それぞれ、ＲＦ微小信号アンプ４２Ｃ１、４２Ｃ２、４２Ｃ３により増幅され、ＭＲＩ装置１２にＭＲＩ信号を送信するための送信コイル３８１、３８２、３８２に接続コネクタ３８Ｃ１、３８Ｃ２、３８Ｃ３を介して、それぞれ出力される。波形モニタ４４Ｃ１、４４Ｃ２、４４Ｃ３は、それぞれ、ＲＦ微小信号アンプ４２Ｃ１、４２Ｃ２、４２Ｃ３に設けられている。

補助トランスデューサー制御部４２の詳細を図９に示す。

検出コイル３２は減衰器４２Ｄに接続されている。減衰器４２ＤはＬＯＧアンプ等のゲイン調整器４２Ａに接続されている。減衰器４２Ｄの入力端に波形モニタ４４Ａが接続されている。

ＭＲＩ装置１２の送信コイル１８からの励起パルスは、検出コイル３２により検出され、減衰器４２Ｄにより減衰され、ゲイン調整器４２Ａによりゲインが調整される。波形モニタ４４Ａにより、送信コイル１８からの励起パルス信号がモニタされる。

ゲイン調整器４２Ａの出力端にはゲート発生器４２Ｂが接続されている。ゲート発生器４２Ｂは、アンプ４２Ｂａと、ワンショット回路４２Ｂｂにより構成されている。ワンショット回路４２Ｂｂの出力端には波形モニタ４４Ｂが接続されている。

ゲイン調整器４２Ａから出力された励起パルス信号は、アンプ４２Ｂａにより増幅され、ワンショット回路４２Ｂｂにより、励起パルス信号に基づくゲート信号が生成される。波形モニタ４４Ｂによりゲート信号をモニタされる。

このゲート信号により、後述する高周波ヘッド３６１、３６２、３６３、ＲＦ微小信号アンプ４２Ｃ１、４２Ｃ２、４２Ｃ３の動作モードが切り替えられる。

受信専用コイル３４１は、接続コネクタ３４Ｃ１を介して高周波ヘッド３６１に接続されている。高周波ヘッド３６１は、ＲＦ微小信号アンプ４２Ｃ１に接続されている。ＲＦ微小信号アンプ４２Ｃ１は、位相及びゲイン調整器４２Ｅ１に接続されている。位相及びゲイン調整器４２Ｅ１は、接続コネクタ３８Ｃ１を介して送信コイル３８１に接続されている。送信コイル３８１は、ＭＲＩ装置１２の受信コイル２０１と磁気的なカップリングを構成する。位相及びゲイン調整器４２Ｅ１の出力端に波形モニタ４４Ｃ１が接続されている。

被検体１０からの１２８ＭＨｚのＭＲＩ信号は、受信専用コイル３４１により受信され、高周波ヘッド３６１に入力される。高周波ヘッド３６１からのＭＲＩ信号は、ＲＦ微小信号アンプ４２Ｃ１に出力される。ＲＦ微小信号アンプ４２Ｃ１は、高周波ヘッド３６１からのＭＲＩ信号を増幅して、位相及びゲイン調整器４２Ｅ１に出力する。

位相及びゲイン調整器４２Ｅ１は、ＲＦ微小信号アンプ４２Ｃ１により増幅されたＭＲＩ信号の位相及びゲインを調整して、接続コネクタ３８Ｃ１を介して送信コイル３８１に出力する。送信コイル３８１に出力されたＭＲＩ信号は、磁気的なカップリングを介してＭＲＩ装置１２の受信コイル２０１に送信される。送信コイル３８１に出力されるＭＲＩ信号は、波形モニタ４４Ｃ１によりモニタされる。

受信専用コイル３４２は、接続コネクタ３４Ｃ２を介して高周波ヘッド３６２に接続されている。高周波ヘッド３６２は、ＲＦ微小信号アンプ４２Ｃ２に接続されている。ＲＦ微小信号アンプ４２Ｃ２は、位相及びゲイン調整器４２Ｅ２に接続されている。位相及びゲイン調整器４２Ｅ２は、接続コネクタ３８Ｃ２を介して送信コイル３８２に接続されている。送信コイル３８２は、ＭＲＩ装置１２の受信コイル２０２と磁気的なカップリングを構成する。位相及びゲイン調整器４２Ｅ２の出力端に波形モニタ４４Ｃ２が接続されている。

被検体１０からの１２８ＭＨｚのＭＲＩ信号は、受信専用コイル３４２により受信され、高周波ヘッド３６２に入力される。高周波ヘッド３６２からのＭＲＩ信号は、ＲＦ微小信号アンプ４２Ｃ２に出力される。ＲＦ微小信号アンプ４２Ｃ２は、高周波ヘッド３６２からのＭＲＩ信号を増幅して、位相及びゲイン調整器４２Ｅ２に出力する。

位相及びゲイン調整器４２Ｅ２は、ＲＦ微小信号アンプ４２Ｃ２により増幅されたＭＲＩ信号の位相及びゲインを調整して、接続コネクタ３８Ｃ２を介して送信コイル３８２に出力する。送信コイル３８２に出力されたＭＲＩ信号は、磁気的なカップリングを介してＭＲＩ装置１２の受信コイル２０２に送信される。送信コイル３８２に出力されるＭＲＩ信号は、波形モニタ４４Ｃ２によりモニタされる。

受信専用コイル３４３は、接続コネクタ３４Ｃ３を介して高周波ヘッド３６３に接続されている。高周波ヘッド３６３は、ＲＦ微小信号アンプ４２Ｃ３に接続されている。ＲＦ微小信号アンプ４２Ｃ３は、位相及びゲイン調整器４２Ｅ３に接続されている。位相及びゲイン調整器４２Ｅ３は、接続コネクタ３８Ｃ３を介して送信コイル３８３に接続されている。送信コイル３８３は、ＭＲＩ装置１２の受信コイル２０３と磁気的なカップリングを構成する。位相及びゲイン調整器４２Ｅ３の出力端に波形モニタ４４Ｃ３が接続されている。

被検体１０からの１２８ＭＨｚのＭＲＩ信号は、受信専用コイル３４３により受信され、高周波ヘッド３６３に入力される。高周波ヘッド３６３からのＭＲＩ信号は、ＲＦ微小信号アンプ４２Ｃ３に出力される。ＲＦ微小信号アンプ４２Ｃ３は、高周波ヘッド３６３からのＭＲＩ信号を増幅して、位相及びゲイン調整器４２Ｅ３に出力する。

位相及びゲイン調整器４２Ｅ３は、ＲＦ微小信号アンプ４２Ｃ３により増幅されたＭＲＩ信号の位相及びゲインを調整して、接続コネクタ３８Ｃ３を介して送信コイル３８３に出力する。送信コイル３８３に出力されたＭＲＩ信号は、磁気的なカップリングを介してＭＲＩ装置１２の受信コイル２０３に送信される。送信コイル３８３に出力されるＭＲＩ信号は、波形モニタ４４Ｃ３によりモニタされる。

位相及びゲイン調整器４２Ｅ１は、送信コイル３８１が送信するＭＲＩ信号の位相及びゲインを、ＭＲＩ装置１２の受信コイル２０１が想定している範囲となるように、ＭＲＩ装置１２を動作させ、波形モニタ４４Ｃ１を適宜確認しながら調整する。

位相及びゲイン調整器４２Ｅ２は、送信コイル３８２が送信するＭＲＩ信号の位相及びゲインを、ＭＲＩ装置１２の受信コイル２０２が想定している範囲となるように、ＭＲＩ装置１２を動作させ、波形モニタ４４Ｃ２を適宜確認しながら調整する。

位相及びゲイン調整器４２Ｅ３は、送信コイル３８３が送信するＭＲＩ信号の位相及びゲインを、ＭＲＩ装置１２の受信コイル２０３が想定している範囲となるように、ＭＲＩ装置１２を動作させ、波形モニタ４４Ｃ３を適宜確認しながら調整する。

ＭＲＩ装置１２の受信コイル２０１と受信コイル２０２と受信コイル２０３とが一体となって設計されている場合には、そもそもの位相及びゲインの相対関係は予期されているものの範囲内に納まっている必要があり、この調整が必要となる。

本実施形態では、励起パルス信号に基づくゲート信号により高周波ヘッド３６１、３６２、３６３の動作モードが切り替えられ、それにより、受信専用コイル３４１、３４２、３４３のアクティブデカップル機能をオンオフさせる。

受信専用コイル３４１、３４２、３４３には、それぞれ、図４に示すような、パッシブデカップル回路（図示せず）とアクティブデカップル回路（図示せず）が設けられている。

受信専用コイル３４１、３４２、３４３にそれぞれ設けられたアクティブデカップル回路（図示せず）は、高周波ヘッド３６１、３６２、３６３から接続コネクタ３４１Ｃ、３４２Ｃ、３４３Ｃを介して、それぞれ供給されるアクティブデカップル電流をアクティブデカップル回路（図示せず）内のダイオード（図示せず）に流し、近接するキャパシタを受信専用コイル３４１、３４２、３４３から機能的に除外することにより、共鳴周波数ｆ＝１／２π√ＬＣの共振条件から受信専用コイル３４１、３４２、３４３をデカップリング（decoupling）する。同時に、共振回路内の余剰エネルギーを受信専用コイル３４１、３４２、３４３のキャパシの一端から接地に流して捨てる。

高周波ヘッド３６１、３６２、３６３は、励起パルス信号に基づくゲート信号により動作モードが切り替えられる。ゲート信号がハイレベルのオンのとき、受信専用コイル３４１、３４２、３４３のアクティブデカップル回路（図示せず）にアクティブデカップル電流を供給する。ゲート信号がローレベルのオフのとき、受信専用コイル３４１、３４２、３４３のアクティブデカップル回路（図示せず）にアクティブデカップル電流を供給されない。これにより、励起パルス信号に基づくゲート信号により受信専用コイル３４１、３４２、３４３のアクティブデカップル機能をオンオフさせる。

（ＭＲＩ装置用補助トランスデューサーを装着したＭＲＩ装置）
本実施形態によるＭＲＩ装置用補助トランスデューサーを装着したＭＲＩ装置について図１０を用いて説明する。

図７に示す従来のＭＲＩ装置１２に、図８に示す本実施形態のＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０を装着する。

ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０のシールド部４０１内にＭＲＩ装置１２の受信コイル２０１を挿入し、ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の送信コイル３８１と磁気的なカップリングを構成する。ＭＲＩ装置１２の受信コイル２０１とＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の送信コイル３８１とはシールド部４０１によりシールドされる。

ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０のシールド部４０２内にＭＲＩ装置１２の受信コイル２０２を挿入し、ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の送信コイル３８２と磁気的なカップリングを構成する。ＭＲＩ装置１２の受信コイル２０２とＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の送信コイル３８２とはシールド部４０２によりシールドされる。

ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０のシールド部４０３内にＭＲＩ装置１２の受信コイル２０３を挿入し、ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の送信コイル３８３と磁気的なカップリングを構成する。ＭＲＩ装置１２の受信コイル２０３とＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の送信コイル３８３とはシールド部４０３によりシールドされる。

被検体１０を、ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０のシールド部４０上の適切の位置に載置するために補助ベッド５０を新たに設ける。補助ベッド５０は、ＭＲＩ装置１２のベッド２４上に設けられ、被検体１０を載置する。ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の受信専用コイル３４１、３４２、３４３は、被検体１０の近傍に載置される。受信専用コイル３４１、３４２、３４３は、被検体１０の撮像しようとする部位および位置に応じて、様々な位置に載置される。

本実施形態によるＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０を装着したＭＲＩ装置１２の動作の概要について説明する。

ＭＲＩ装置１２は、１Ｈプロトンの磁気共鳴現象を測定するものして１２８ＭＨｚの励起パルスを送信コイル１８から出力する。１２８ＭＨｚの励起パルスは、ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の検出コイル３２により検出される。

１２８ＭＨｚの励起パルスは被検体１０に到達し、被検体１０からは共鳴信号であるＮＭＲ信号あるいはＭＲＩ信号が発せられる。被検体１０からの共鳴信号はＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の受信専用コイル３４１、３４２、３４３により受信される。

ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の受信専用コイル３４１、３４２、３４３により受信された共鳴信号は、ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の補助トランスデューサー制御部４２のＲＦ微小信号アンプ４２Ｃ１、４２Ｃ２、４２Ｃ３により増幅され、ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の位相及びゲイン調整器４２Ｅ１、４２Ｅ２、４２Ｅ３により位相及びゲインが調整され、それぞれ、送信コイル３８１、３８２、３８３から出力される。

ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の送信コイル３８１、３８２、３８３から出力された共鳴信号は、磁気的なカップリングにより、それぞれ、ＭＲＩ装置１２の受信コイル２０１、２０２、２０３に伝達される。ＭＲＩ装置１２は、受信コイル２０１、２０３、２０３に伝達された共鳴信号であるＮＭＲ信号あるいはＭＲＩ信号により、３種類のＮＭＲスペクトルを測定したりＭＲＩ画像を構成したりする。

このように動作するＭＲＩ装置１２及びＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の各部の波形を図１１に示す。

図１１（１）は、従来のＭＲＩ装置１２の送信コイル１８から出力される励起パルス（１２８ＭＨｚ）の波形の一例である。図１１（２）は、本実施形態のＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の検出コイル３２で検出される検出信号（１２８ＭＨｚ）の波形である。図１１（３）は、本実施形態のＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の補助トランスデューサー制御部４２のゲート発生器４２Ｂから出力されるゲート信号の波形である。図１１（４）は、本実施形態のＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の高周波ヘッド３６１、３６２、３６３が受信専用コイル３４１、３４２、３４３のアクティブデカップル回路（図示せず）に供給するアクティブデカップル電流の波形である。

図１１（５）は、被検体１０から発せられ受信専用コイル３４１により受信されるＭＲＩ信号（１２８ＭＨｚ）の波形である。図１１（６）は、ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の送信コイル３８１から出力されるＭＲＩ信号（１２８ＭＨｚ）の波形である。図１１（７）は、従来のＭＲＩ装置１２の受信コイル２０１で受信されるＭＲＩ信号（１２８ＭＨｚ）の波形である。

図１１（８）は、被検体１０から発せられ受信専用コイル３４２により受信されるＭＲＩ信号（１２８ＭＨｚ）の波形である。図１１（９）は、ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の送信コイル３８２から出力されるＭＲＩ信号（１２８ＭＨｚ）の波形である。図１１（１０）は、従来のＭＲＩ装置１２の受信コイル２０２で受信されるＭＲＩ信号（１２８ＭＨｚ）の波形である。

図１１（１１）は、被検体１０から発せられ受信専用コイル３４３により受信されるＭＲＩ信号（１２８ＭＨｚ）の波形である。図１１（１２）は、ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の送信コイル３８３から出力されるＭＲＩ信号（１２８ＭＨｚ）の波形である。図１１（１３）は、従来のＭＲＩ装置１２の受信コイル２０３で受信されるＭＲＩ信号（１２８ＭＨｚ）の波形である。

図１１（５）～（７）はチャンネル１の波形、図１１（８）～（１０）はチャンネル２の波形、図１１（１１）～（１３）はチャンネル３の波形である。図１１では同じ波形で示されているが、受信するＭＲＩ信号の発生源と受信コイルの配置によって信号位相及びゲインも特徴的な波形となる。

図１１（１）～（３）に示すように、従来のＭＲＩ装置１２の送信コイル１８から出力される励起パルス（１２８ＭＨｚ）に基づいて、ゲート信号がオンレベル／オフレベルとなるように、波形モニタ４４Ａおよび波形モニタ４４Ｂを見ながら、波形モニタ４４Ｃ１、波形モニタ４４Ｃ２、波形モニタ４４Ｃ３のＭＲＩ信号を確認して、ゲート発生器４２Ｂの閾値レベルを調整する。

図１１（４）に示すように、図１１（３）のゲート信号に同期して、受信専用コイル３４１、３４２、３４３のアクティブデカップル回路（図示せず）に供給するアクティブデカップル電流がオンオフされる。

図１１（５）、（８）、（１１）に示すように、ゲート信号のオンの場合でもオフの場合でも、図１１（１）の励起パルスが存在する時間帯では、被検体１０から混濁したＭＲＩ信号（１２８ＭＨｚ）が出力されている状態がある。図１１（５）、（８）、（１１）の右端のように励起パルス（１２８ＭＨｚ）から充分に時間がたった場合ではＭＲＩ信号は減衰してしまって観測できない。

図１１（６）、（７）、（９）、（１０）、（１２）、（１３）に示すように、ゲート信号がオフレベルのときに、ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０の送信コイル３８１、３８２、３８３からＭＲＩ信号（１２８ＭＨｚ）が出力され、従来のＭＲＩ装置１２の受信コイル２０１、２０２、２０３で受信される。

このようにして、本実施形態のＭＲＩ装置用補助トランスデューサー３０を装着することにより、従来のＭＲＩ装置１２を用いて、任意の受信専用コイル３４により被検体１０からの共鳴信号を計測することができる。

［変形実施形態］
本発明は上記実施形態に限らず種々の変形が可能である。

例えば、上記実施形態のＭＲＩ装置用補助トランスデューサー及びＭＲＩ装置の構成は一例であって、これに限定されるものではない。

また、最適化の調整が完了したＭＲＩ装置用補助トランスデューサーから波形モニタをすべて取り除いたものを、電気的絶縁のためにプラスチック樹脂等の筐体に内蔵して、ＭＲＩ計測の際に使用するようにしてもよい。

また、ＭＲＩ装置用補助トランスデューサーの補助トランスデューサー制御部にコンピュータとＷｉｆｉ機能を内蔵させ、ＭＲＩ装置用補助トランスデューサーを遠隔で制御できるようにしてもよい。

１０…被検体
１２…ＭＲＩ装置
１４…静磁場コイル
１６…三軸傾斜磁場コイル
１８…送信コイル
２０、２０１、２０２、２０３…受信コイル
２０Ｃ、２０１Ｃ、２０２Ｃ、２０３Ｃ…接続コネクタ
２２、２２１、２２２、２２３…受信ヘッド
２４…ベッド
２６…ＭＲＩ装置制御部
２６Ａ…制御用ＰＣ
２６Ｂ…パルスシーケンサ
２６Ｃ…高周波トランシーバ
２６Ｄ…ＲＦ電力アンプ
２６Ｅ…磁場コイル電源
２８…モニタ
３０…ＭＲＩ装置用補助トランスデューサー
３２…検出コイル
３４、３４１、３４２、３４３…受信専用コイル
３４Ａ…パッシブデカップル回路
３４Ａ１、３４Ａ２…ダイオード
３４Ａ３…インダクタ
３４Ｂ…アクティブデカップル回路
３４Ｂ１…ダイオード
３４Ｂ２…インダクタ
３４Ｂ３…キャパシタ
３４Ｃ、３４１Ｃ、３４２Ｃ、３４３Ｃ…接続コネクタ
３４Ｃ１…同軸ケーブル
３６、３６１、３６２、３６３…高周波ヘッド
３８、３８１、３８２、３８３…送信コイル
３８Ｃ、３８１Ｃ、３８２Ｃ、３８３Ｃ…接続コネクタ
４０、４０１、４０２、４０３…シールド部
４２…補助トランスデューサー制御部
４２Ａ…ゲイン調整器
４２Ｂ…ゲート発生器
４２Ｂａ…アンプ
４２Ｂｂ…ワンショット回路
４２Ｃ、４２Ｃ１、４２Ｃ２、４２Ｃ３…ＲＦ微小信号アンプ
４２Ｄ…減衰器
４２Ｅ、４２Ｅ１、４２Ｅ２、４２Ｅ３…位相及びゲイン調整器
４４Ａ、４４Ｂ…波形モニタ
４４Ｃ、４４Ｃ１、４４Ｃ２、４４Ｃ３…波形モニタ
４６…非磁性電源
５０…補助ベッド

本発明は、核磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）による画像撮像システムの分野においてその利用が可能である。

Claims (14)

1. ＭＲＩ装置の受信コイルを変更するためのＭＲＩ装置用補助トランスデューサーであって、
   前記ＭＲＩ装置のＭＲＩ装置送信コイルから出力される励起パルスを検出する励起パルス検出コイルと、
   前記励起パルスにより被検体から発せられる共鳴信号を受信する共鳴信号受信コイルと、
   前記共鳴信号受信コイルにより受信された前記共鳴信号を調整する信号調整部と、
   前記信号調整部により調整された前記共鳴信号を前記ＭＲＩ装置のＭＲＩ装置受信コイルに送信する共鳴信号送信コイルと
   を有する
   ことを特徴とするＭＲＩ装置用補助トランスデューサー。
2. 請求項１記載のＭＲＩ装置用補助トランスデューサーにおいて、
   前記共鳴信号受信コイルが前記励起パルスに基づいてデカップルされる
   ことを特徴とするＭＲＩ装置用補助トランスデューサー。
3. 請求項１又は２記載のＭＲＩ装置用補助トランスデューサーにおいて、
   前記共鳴信号送信コイルを包囲して電磁波をシールドするシールド部を更に有する
   ことを特徴とするＭＲＩ装置用補助トランスデューサー。
4. 請求項１乃至３のいずれか１項に記載のＭＲＩ装置用補助トランスデューサーにおいて、
   前記信号調整部は、前記共鳴信号の位相とゲインを調整する
   ことを特徴とするＭＲＩ装置用補助トランスデューサー。
5. 請求項１乃至４のいずれか１項に記載のＭＲＩ装置用補助トランスデューサーにおいて、
   前記信号調整部により調整された前記共鳴信号を観察するモニタを更に有する
   ことを特徴とするＭＲＩ装置用補助トランスデューサー。
6. 請求項１乃至５のいずれか１項に記載のＭＲＩ装置用補助トランスデューサーにおいて、
   電力を供給する電源が、非磁性である
   ことを特徴とするＭＲＩ装置用補助トランスデューサー。
7. 請求項１乃至６のいずれか１項に記載のＭＲＩ装置用補助トランスデューサーにおいて、
   前記共鳴信号受信コイルと前記信号調整部と前記共鳴信号送信コイルとを複数組有する
   ことを特徴とするＭＲＩ装置用補助トランスデューサー。
8. ＭＲＩ装置から出力される励起パルスを検出する励起パルス検出コイルと、前記励起パルスにより被検体から発せられる共鳴信号を受信する共鳴信号受信コイルと、前記共鳴信号受信コイルにより受信された前記共鳴信号を調整する信号調整部と、前記信号調整部により調整された前記共鳴信号を前記ＭＲＩ装置のＭＲＩ装置受信コイルに送信する共鳴信号送信コイルとを有するＭＲＩ装置用補助トランスデューサーを設けたＭＲＩ装置の制御方法であって、
   前記ＭＲＩ装置のＭＲＩ装置送信コイルにより前記励起パルスを送信し、
   前記励起パルス検出コイルにより、前記励起パルスを検出し、
   前記共鳴信号受信コイルにより、前記被検体から発せられる前記共鳴信号を受信し、
   前記信号調整部により、前記共鳴信号受信コイルにより受信された前記共鳴信号を調整し、
   前記共鳴信号送信コイルにより、前記信号調整部により調整された前記共鳴信号を送信し、
   前記ＭＲＩ装置のＭＲＩ装置受信コイルにより、前記共鳴信号を受信する
   ことを特徴とするＭＲＩ装置の制御方法。
9. 請求項８記載のＭＲＩ装置の制御方法において、
   前記ＭＲＩ装置用補助トランスデューサーの前記共鳴信号受信コイルを前記励起パルスに基づいてデカップルする
   ことを特徴とするＭＲＩ装置の制御方法。
10. 請求項８又は９記載のＭＲＩ装置の制御方法において、
    前記ＭＲＩ装置用補助トランスデューサーは、前記共鳴信号送信コイルを包囲して電磁波をシールドするシールド部を更に有する
    ことを特徴とするＭＲＩ装置の制御方法。
11. 請求項８乃至１０のいずれか１項に記載のＭＲＩ装置の制御方法において、
    前記ＭＲＩ装置用補助トランスデューサーの前記信号調整部は、前記共鳴信号の位相とゲインを調整する
    ことを特徴とするＭＲＩ装置の制御方法。
12. 請求項８乃至１１のいずれか１項に記載のＭＲＩ装置の制御方法において、
    前記ＭＲＩ装置用補助トランスデューサーは、前記信号調整部により調整された前記共鳴信号を観察するモニタを更に有する
    ことを特徴とするＭＲＩ装置の制御方法。
13. 請求項８乃至１２のいずれか１項に記載のＭＲＩ装置の制御方法において、
    前記ＭＲＩ装置用補助トランスデューサーに電力を供給する電源が、非磁性である
    ことを特徴とするＭＲＩ装置の制御方法。
14. 請求項８乃至１３のいずれか１項に記載のＭＲＩ装置の制御方法において、
    前記ＭＲＩ装置が、複数のＭＲＩ装置受信コイルを有し、
    前記ＭＲＩ装置用補助トランスデューサーが、前記共鳴信号受信コイルと前記信号調整部と前記共鳴信号送信コイルとを複数組有し、
    前記複数組の各共鳴信号受信コイルにより、前記被検体から発せられる前記共鳴信号を受信し、
    前記複数組の各信号調整部により、各共鳴信号受信コイルにより受信された前記共鳴信号を調整し、
    前記複数組の各共鳴信号送信コイルにより、各信号調整部により調整された前記共鳴信号を送信し、
    前記ＭＲＩ装置の各ＭＲＩ装置受信コイルにより、各共鳴信号を受信する
    ことを特徴とするＭＲＩ装置の制御方法。

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