JP6222814B2

JP6222814B2 - Magnetic resonance imaging system

Info

Publication number: JP6222814B2
Application number: JP2013160314A
Authority: JP
Inventors: 治貴中村; 和幸副島; 荘十郎加藤; 堀　雅志; 雅志堀; 史一高橋
Original assignee: Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2012-08-23
Filing date: 2013-08-01
Publication date: 2017-11-01
Anticipated expiration: 2033-08-01
Also published as: JP2014057833A

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング(MRI: Magnetic Resonance Imaging)装置に関する。 Embodiments described herein relate generally to a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus.

MRI装置は、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高周波(RF: radio frequency)信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する磁気共鳴(MR: magnetic resonance)信号から画像を再構成する画像診断装置である。 The MRI apparatus magnetically excites the nuclear spin of the subject placed in a static magnetic field with a radio frequency (RF) signal of Larmor frequency, and generates magnetic resonance (MR) generated by this excitation. An image diagnostic apparatus that reconstructs an image from a signal.

MRI装置において、RF信号を生成するためのRF波形生成回路及びRFアンプ(増幅器)は、静磁場磁石を含む架台（ガントリ）が設置される撮影室の外部の機械室に配置される。そして、RF波形生成回路から出力されたRF信号は、RFアンプにおいて増幅された後、撮影室と機械室との間に設けられたフィルタパネルを経由して全身用(WB: whole body)コイルに印加される。これによりWBコイルから撮像領域にRF信号がRF磁場として照射される。 In an MRI apparatus, an RF waveform generation circuit and an RF amplifier (amplifier) for generating an RF signal are arranged in a machine room outside a radiographing room where a gantry including a static magnetic field magnet is installed. The RF signal output from the RF waveform generation circuit is amplified by an RF amplifier and then passed through a filter panel provided between the imaging room and the machine room to a whole body (WB) coil. Applied. As a result, an RF signal is emitted as an RF magnetic field from the WB coil to the imaging region.

RFアンプには、一般的に、交流(AC: Alternating Current)電源が接続され、内部には交流/直流スイッチング電源が設けられる。そして、RFアンプに供給されるAC電圧が所望の直流(DC: Direct Current)電圧に変換され、DC電圧によってRFアンプが動作する。 In general, an AC (Alternating Current) power supply is connected to the RF amplifier, and an AC / DC switching power supply is provided therein. Then, the AC voltage supplied to the RF amplifier is converted into a desired direct current (DC) voltage, and the RF amplifier is operated by the DC voltage.

特開２０１１−７２３９０号公報JP 2011-72390 A

従来のRF信号の生成系では、機械室内に設置されるRFアンプと撮影室内に設置されるWBコイル間の距離が長く、多数のケーブルやコネクタを介してRFアンプとWBコイルとを接続する必要がある。このため、RF信号のレベルがケーブルやコネクタにおいて減衰するという問題がある。その結果、定格出力の高いRFアンプが必要となる。 In the conventional RF signal generation system, the distance between the RF amplifier installed in the machine room and the WB coil installed in the shooting room is long, and it is necessary to connect the RF amplifier and the WB coil via a number of cables and connectors. There is. For this reason, there exists a problem that the level of RF signal attenuates in a cable or a connector. As a result, an RF amplifier with a high rated output is required.

一方、MR信号の受信系においても受信用のRFコイルから出力されるMR信号を増幅させるためのプリアンプの後段には、可変ゲインとしてのRFアンプを備えた受信基板が接続される。従って、受信基板のRFアンプとプリアンプとの間における距離に応じてMR信号が減衰することとなる。 On the other hand, also in the MR signal receiving system, a receiving board having an RF amplifier as a variable gain is connected to the subsequent stage of the preamplifier for amplifying the MR signal output from the receiving RF coil. Therefore, the MR signal is attenuated according to the distance between the RF amplifier and the preamplifier on the receiving board.

そこで、本発明は、RFコイルから出力されるMR信号の減衰を低減させることが可能な磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的とする。 Accordingly, an object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of reducing attenuation of MR signals output from an RF coil.

本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、静磁場用磁石、傾斜磁場コイル、受信用の高周波コイル、架台、受信基板、信号処理系、送信用の高周波コイル及び増幅器を備える。静磁場用磁石は、撮像領域に静磁場を形成する。傾斜磁場コイルは、前記撮像領域に傾斜磁場を形成する。受信用の高周波コイルは、前記静磁場及び前記傾斜磁場が形成された前記撮像領域において被検体から生じた磁気共鳴信号を受信する。架台は、前記傾斜磁場コイル及び前記静磁場用磁石を収納する筒状のケーシングを有する。受信基板は、前記ケーシング内に収納され、前記受信用の高周波コイルで受信された前記磁気共鳴信号を周波数変換せずにA/D変換するA/D変換器を含む。信号処理系は、前記A/D変換後の前記磁気共鳴信号に基づいて磁気共鳴画像データを生成する。送信用の高周波コイルは、撮像領域に高周波磁場を印加する。増幅器は、前記架台が設置される撮影室に設置され、高周波信号を増幅して前記送信用の高周波コイルに出力する。前記増幅器を構成するコイル素子は、空芯コイル及び透磁率が所定の値以下のコア付コイルの少なくとも一方を用いて構成される。
また、本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、静磁場用磁石、傾斜磁場コイル、受信用の高周波コイル、架台、受信基板、信号処理系、送信用の高周波コイル、増幅器及び信号分配器を備える。静磁場用磁石は、撮像領域に静磁場を形成する。傾斜磁場コイルは、前記撮像領域に傾斜磁場を形成する。高周波コイルは、前記静磁場及び前記傾斜磁場が形成された前記撮像領域において被検体から生じた磁気共鳴信号を受信する。架台は、前記傾斜磁場コイル及び前記静磁場用磁石を収納する筒状のケーシングを有する。受信基板は、前記ケーシング内に収納され、前記高周波コイルで受信された前記磁気共鳴信号を周波数変換せずにA/D変換するA/D変換器を含む。信号処理系は、前記A/D変換後の前記磁気共鳴信号に基づいて磁気共鳴画像データを生成する。送信用の高周波コイルは、撮像領域に高周波磁場を印加する。増幅器は、前記架台が設置される撮影室に設置され、高周波信号を増幅して前記送信用の高周波コイルに出力する。信号分配器は、前記増幅器に出力される前記高周波信号を分配する。前記増幅器は、分配された複数の信号の差分信号を増幅するように構成される。
また、本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、静磁場用磁石、傾斜磁場コイル、受信用の高周波コイル、架台、受信基板、信号処理系、送信用の高周波コイル及び増幅器を備える。静磁場用磁石は、撮像領域に静磁場を形成する。傾斜磁場コイルは、前記撮像領域に傾斜磁場を形成する。受信用の高周波コイルは、前記静磁場及び前記傾斜磁場が形成された前記撮像領域において被検体から生じた磁気共鳴信号を受信する。架台は、前記傾斜磁場コイル及び前記静磁場用磁石を収納する筒状のケーシングを有する。受信基板は、前記ケーシング内に収納され、前記受信用の高周波コイルで受信された前記磁気共鳴信号を周波数変換せずにA/D変換するA/D変換器を含む。信号処理系は、前記A/D変換後の前記磁気共鳴信号に基づいて磁気共鳴画像データを生成する。送信用の高周波コイルは、前記撮像領域に高周波磁場を印加する。増幅器は、前記ケーシング内に配置され、高周波信号を増幅して前記送信用の高周波コイルに出力する。鉛直方向において前記受信基板を前記増幅器の上方に配置した。
また、本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、静磁場用磁石、傾斜磁場コイル、受信用の高周波コイル、架台、受信基板、信号処理系、送信用の高周波コイル及び増幅器を備える。静磁場用磁石は、撮像領域に静磁場を形成する。傾斜磁場コイルは、前記撮像領域に傾斜磁場を形成する。受信用の高周波コイルは、前記静磁場及び前記傾斜磁場が形成された前記撮像領域において被検体から生じた磁気共鳴信号を受信する。架台は、前記傾斜磁場コイル及び前記静磁場用磁石を収納する筒状のケーシングを有する。受信基板は、前記ケーシング内に収納され、前記受信用の高周波コイルで受信された前記磁気共鳴信号を周波数変換せずにA/D変換するA/D変換器を含む。信号処理系は、前記A/D変換後の前記磁気共鳴信号に基づいて磁気共鳴画像データを生成する。送信用の高周波コイルは、前記撮像領域に高周波磁場を印加する。増幅器は、前記架台が設置される撮影室に設置され、高周波信号を増幅して前記送信用の高周波コイルに出力する。前記増幅器を構成する基板の長手方向が前記静磁場の磁束の向きと垂直にならないように前記基板を配置した。
また、本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、静磁場用磁石、傾斜磁場コイル、受信用の高周波コイル、架台、受信基板、信号処理系、送信用の高周波コイル及び増幅器を備える。静磁場用磁石は、撮像領域に静磁場を形成する。傾斜磁場コイルは、前記撮像領域に傾斜磁場を形成する。受信用の高周波コイルは、前記静磁場及び前記傾斜磁場が形成された前記撮像領域において被検体から生じた磁気共鳴信号を受信する。架台は、前記傾斜磁場コイル及び前記静磁場用磁石を収納する筒状のケーシングを有する。受信基板は、前記ケーシング内に収納され、前記受信用の高周波コイルで受信された前記磁気共鳴信号を周波数変換せずにA/D変換するA/D変換器を含む。信号処理系は、前記A/D変換後の前記磁気共鳴信号に基づいて磁気共鳴画像データを生成する。送信用の高周波コイルは、前記撮像領域に高周波磁場を印加する。増幅器は、高周波信号を増幅して前記送信用の高周波コイルに出力する。前記増幅器を、前記架台を構成する前記ケーシングの内部に、前記増幅器を構成するケーシングの厚さ方向が鉛直方向及び水平方向に対して傾斜するように配置した。 A magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention includes a static magnetic field magnet, a gradient magnetic field coil, a reception high-frequency coil, a gantry, a reception substrate , a signal processing system , a transmission high-frequency coil, and an amplifier . The static magnetic field magnet forms a static magnetic field in the imaging region. The gradient coil forms a gradient magnetic field in the imaging area. The receiving high-frequency coil receives a magnetic resonance signal generated from the subject in the imaging region where the static magnetic field and the gradient magnetic field are formed. The gantry has a cylindrical casing that houses the gradient magnetic field coil and the static magnetic field magnet. Receiving substrate is housed in the casing, it comprises an A / D converter for A / D conversion of the magnetic resonance signal received without frequency conversion by the high-frequency coil for the reception. The signal processing system generates magnetic resonance image data based on the magnetic resonance signal after the A / D conversion. The high-frequency coil for transmission applies a high-frequency magnetic field to the imaging region. The amplifier is installed in a photographing room where the mount is installed, amplifies a high frequency signal, and outputs it to the high frequency coil for transmission. The coil element constituting the amplifier is configured using at least one of an air-core coil and a cored coil having a magnetic permeability of a predetermined value or less.
In addition, a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention includes a static magnetic field magnet, a gradient magnetic field coil, a reception high frequency coil, a gantry, a reception substrate, a signal processing system, a transmission high frequency coil, an amplifier, and a signal distributor. Is provided. The static magnetic field magnet forms a static magnetic field in the imaging region. The gradient coil forms a gradient magnetic field in the imaging area. The high frequency coil receives a magnetic resonance signal generated from the subject in the imaging region where the static magnetic field and the gradient magnetic field are formed. The gantry has a cylindrical casing that houses the gradient magnetic field coil and the static magnetic field magnet. The receiving board includes an A / D converter that is housed in the casing and performs A / D conversion without frequency conversion of the magnetic resonance signal received by the high-frequency coil. The signal processing system generates magnetic resonance image data based on the magnetic resonance signal after the A / D conversion. The high-frequency coil for transmission applies a high-frequency magnetic field to the imaging region. The amplifier is installed in a photographing room where the mount is installed, amplifies a high frequency signal, and outputs it to the high frequency coil for transmission. The signal distributor distributes the high-frequency signal output to the amplifier. The amplifier is configured to amplify a differential signal of the distributed signals.
A magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention includes a static magnetic field magnet, a gradient magnetic field coil, a reception high-frequency coil, a gantry, a reception substrate, a signal processing system, a transmission high-frequency coil, and an amplifier. The static magnetic field magnet forms a static magnetic field in the imaging region. The gradient coil forms a gradient magnetic field in the imaging area. The receiving high-frequency coil receives a magnetic resonance signal generated from the subject in the imaging region where the static magnetic field and the gradient magnetic field are formed. The gantry has a cylindrical casing that houses the gradient magnetic field coil and the static magnetic field magnet. The reception board includes an A / D converter that is housed in the casing and performs A / D conversion without frequency conversion of the magnetic resonance signal received by the reception high-frequency coil. The signal processing system generates magnetic resonance image data based on the magnetic resonance signal after the A / D conversion. The high-frequency coil for transmission applies a high-frequency magnetic field to the imaging region. The amplifier is disposed in the casing, amplifies a high frequency signal, and outputs the amplified high frequency signal to the high frequency coil for transmission. The receiving board is arranged above the amplifier in the vertical direction.
A magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention includes a static magnetic field magnet, a gradient magnetic field coil, a reception high-frequency coil, a gantry, a reception substrate, a signal processing system, a transmission high-frequency coil, and an amplifier. The static magnetic field magnet forms a static magnetic field in the imaging region. The gradient coil forms a gradient magnetic field in the imaging area. The receiving high-frequency coil receives a magnetic resonance signal generated from the subject in the imaging region where the static magnetic field and the gradient magnetic field are formed. The gantry has a cylindrical casing that houses the gradient magnetic field coil and the static magnetic field magnet. The reception board includes an A / D converter that is housed in the casing and performs A / D conversion without frequency conversion of the magnetic resonance signal received by the reception high-frequency coil. The signal processing system generates magnetic resonance image data based on the magnetic resonance signal after the A / D conversion. The high-frequency coil for transmission applies a high-frequency magnetic field to the imaging region. The amplifier is installed in a photographing room where the mount is installed, amplifies a high frequency signal, and outputs it to the high frequency coil for transmission. The substrate is arranged so that the longitudinal direction of the substrate constituting the amplifier is not perpendicular to the direction of the magnetic flux of the static magnetic field.
A magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention includes a static magnetic field magnet, a gradient magnetic field coil, a reception high-frequency coil, a gantry, a reception substrate, a signal processing system, a transmission high-frequency coil, and an amplifier. The static magnetic field magnet forms a static magnetic field in the imaging region. The gradient coil forms a gradient magnetic field in the imaging area. The receiving high-frequency coil receives a magnetic resonance signal generated from the subject in the imaging region where the static magnetic field and the gradient magnetic field are formed. The gantry has a cylindrical casing that houses the gradient magnetic field coil and the static magnetic field magnet. The reception board includes an A / D converter that is housed in the casing and performs A / D conversion without frequency conversion of the magnetic resonance signal received by the reception high-frequency coil. The signal processing system generates magnetic resonance image data based on the magnetic resonance signal after the A / D conversion. The high-frequency coil for transmission applies a high-frequency magnetic field to the imaging region. The amplifier amplifies the high frequency signal and outputs it to the high frequency coil for transmission. The amplifier is arranged inside the casing constituting the mount so that the thickness direction of the casing constituting the amplifier is inclined with respect to the vertical direction and the horizontal direction.

本発明の第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成図。1 is a configuration diagram of a magnetic resonance imaging apparatus according to a first embodiment of the present invention. 図１に示す第１の増幅器及び第２の増幅器の内部にそれぞれ備えられる基板の向きと磁束線の向きとの好適な関係の一例を示す図。The figure which shows an example of the suitable relationship between the direction of the board | substrate with which each is provided in the inside of the 1st amplifier shown in FIG. 1, and the 2nd amplifier, and the direction of a magnetic flux line. 図１に示す第２の信号増幅システムを含むMR信号の受信系の詳細構成例を示す図。The figure which shows the detailed structural example of the receiving system of MR signal containing the 2nd signal amplification system shown in FIG. 本発明の第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成図。The block diagram of the magnetic resonance imaging apparatus which concerns on the 2nd Embodiment of this invention. 本発明の第３の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成図。The block diagram of the magnetic resonance imaging apparatus which concerns on the 3rd Embodiment of this invention. 図５に示す第１の増幅器の詳細構成を示す図。The figure which shows the detailed structure of the 1st amplifier shown in FIG. 本発明の第４の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成図。The block diagram of the magnetic resonance imaging apparatus which concerns on the 4th Embodiment of this invention. 本発明の第５の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成図。The block diagram of the magnetic resonance imaging apparatus which concerns on the 5th Embodiment of this invention. 本発明の第６の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成図。The block diagram of the magnetic resonance imaging apparatus which concerns on the 6th Embodiment of this invention. 図９に示す第１の増幅器及び第２の増幅器の配置位置の一例を示す架台の側面図。The side view of the mount frame which shows an example of the arrangement position of the 1st amplifier and 2nd amplifier which are shown in FIG. 本発明の第７の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成図。The block diagram of the magnetic resonance imaging apparatus which concerns on the 7th Embodiment of this invention. 図１１に示す架台の左側面図。The left view of the mount frame shown in FIG.

本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置について添付図面を参照して説明する。 A magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention will be described with reference to the accompanying drawings.

（第１の実施形態）
図１は本発明の第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成図である。 (First embodiment)
FIG. 1 is a configuration diagram of a magnetic resonance imaging apparatus according to the first embodiment of the present invention.

磁気共鳴イメージング装置１は、送信側の第１の信号増幅システム２、受信側の第２の信号増幅システム３及びイメージングシステム４を備えている。イメージングシステム４は、送信側の第１の信号増幅システム２により増幅されたRF信号を被検体Ｏに送信することによってMRイメージングを行うシステムである。そして、イメージングシステム４は、MRイメージングにおいて、受信側の第２の信号増幅システム３により増幅されたMR信号に基づいてMR画像データを生成するように構成されている。 The magnetic resonance imaging apparatus 1 includes a first signal amplification system 2 on the transmission side, a second signal amplification system 3 on the reception side, and an imaging system 4. The imaging system 4 is a system that performs MR imaging by transmitting the RF signal amplified by the first signal amplification system 2 on the transmission side to the subject O. The imaging system 4 is configured to generate MR image data based on the MR signal amplified by the second signal amplification system 3 on the receiving side in MR imaging.

そのために、イメージングシステム４は、RF信号の送信用のRFコイルであるWBコイル５、傾斜磁場コイル６、静磁場用磁石７、MR信号の受信用のRFコイル８、寝台９、制御系１０及び信号処理系１１を備えている。円筒状のWBコイル５、傾斜磁場コイル６及び静磁場用磁石７は、撮影室に設置される架台１２に内蔵される。また、受信用のRFコイル８は、架台１２のボア内に形成される撮像領域Ｒに設置される。 For this purpose, the imaging system 4 includes an WB coil 5 which is an RF coil for transmitting an RF signal, a gradient magnetic field coil 6, a static magnetic field magnet 7, an RF coil 8 for receiving MR signals, a bed 9, a control system 10, and A signal processing system 11 is provided. The cylindrical WB coil 5, the gradient magnetic field coil 6, and the static magnetic field magnet 7 are built in a gantry 12 installed in the photographing room. The receiving RF coil 8 is installed in an imaging region R formed in the bore of the gantry 12.

WBコイル５は、撮像領域ＲにRF磁場を印加するための送信用のRFコイルである。但し、架台１２のボア内に、WBコイル５とは別に送信用のRFコイルが設けられる場合もある。ここでは、送信用のRFコイルがWBコイル５である場合について説明するが、WBコイル５とは別の送信用のRFコイルが設けられる場合においても同様である。 The WB coil 5 is a transmission RF coil for applying an RF magnetic field to the imaging region R. However, an RF coil for transmission may be provided in the bore of the gantry 12 in addition to the WB coil 5. Here, the case where the RF coil for transmission is the WB coil 5 will be described, but the same applies to the case where a transmission RF coil different from the WB coil 5 is provided.

一方、制御系１０及び信号処理系１１は、磁気共鳴イメージング装置１の機械室やコンソールが設置される操作室等の磁場の影響が低減された撮影室の外部に設置される。ここでは、撮影室の外部に設置される磁気共鳴イメージング装置１の構成要素が、機械室に設置される場合を例に説明する。 On the other hand, the control system 10 and the signal processing system 11 are installed outside the imaging room in which the influence of the magnetic field is reduced, such as the machine room of the magnetic resonance imaging apparatus 1 and the operation room in which the console is installed. Here, an example will be described in which the components of the magnetic resonance imaging apparatus 1 installed outside the imaging room are installed in the machine room.

送信側の第１の信号増幅システム２は、制御系１０からの制御信号に従って送信用のRF信号を生成し、生成したRF信号を増幅してWBコイル５に印加するシステムである。一方、受信側の第２の信号増幅システム３は、制御系１０からの制御信号に従って受信用のRFコイル８からMR信号を取得し、取得したMR信号を増幅して信号処理系１１に出力するシステムである。 The first signal amplification system 2 on the transmission side is a system that generates an RF signal for transmission in accordance with a control signal from the control system 10, amplifies the generated RF signal, and applies it to the WB coil 5. On the other hand, the second signal amplification system 3 on the reception side acquires the MR signal from the RF coil 8 for reception according to the control signal from the control system 10, amplifies the acquired MR signal, and outputs it to the signal processing system 11. System.

そのために第１の信号増幅システム２は、RF信号を増幅して送信用のRFコイルに出力する第１の増幅器１３及び第１の増幅器１３に電力を供給する第１の電源１４を備えている。同様に、第２の信号増幅システム３は、MR信号を増幅する第２の増幅器１５及び第２の増幅器１５に電力を供給する第２の電源１６を備えている。これらの電源には、好適にはスイッチング電源が用いられるが、これに限定されず、リニア電源等が用いられてもよい。 For this purpose, the first signal amplification system 2 includes a first amplifier 13 that amplifies an RF signal and outputs the amplified RF signal to a transmission RF coil, and a first power supply 14 that supplies power to the first amplifier 13. . Similarly, the second signal amplification system 3 includes a second amplifier 15 that amplifies the MR signal and a second power supply 16 that supplies power to the second amplifier 15. A switching power supply is preferably used as these power supplies, but the power supply is not limited to this, and a linear power supply or the like may be used.

第１の増幅器１３及び第２の増幅器１５は、それぞれ磁気共鳴イメージング装置１の撮影室に設置することができるように構成されている。例えば、第１の増幅器１３及び第２の増幅器１５は、それぞれ撮影室内における磁気の影響を十分に回避できるように磁気シールドで保護される。このため、第１の増幅器１３及び第２の増幅器１５は、それぞれ架台１２が設置される撮影室に設置される。一例として、第１の増幅器１３及び第２の増幅器１５を、それぞれ架台１２に横付けして設置することができる。第１の増幅器１３及び第２の増幅器１５はまた、それぞれ撮影室内におけるRF信号の影響を十分に回避できるようにRFシールドで保護されうる。 The first amplifier 13 and the second amplifier 15 are each configured to be installed in the imaging room of the magnetic resonance imaging apparatus 1. For example, the first amplifier 13 and the second amplifier 15 are each protected by a magnetic shield so that the influence of magnetism in the photographing room can be sufficiently avoided. For this reason, the first amplifier 13 and the second amplifier 15 are each installed in a photographing room in which the gantry 12 is installed. As an example, the first amplifier 13 and the second amplifier 15 can be installed side by side on the gantry 12. The first amplifier 13 and the second amplifier 15 can also be protected by an RF shield so that the influence of the RF signal in the photographing room can be sufficiently avoided.

また、第１の増幅器１３及び第２の増幅器１５を構成する各コイル素子を、空芯コイル及び透磁率が所定の値以下のコア付コイルの少なくとも一方を用いて構成することが磁気飽和を回避する観点から望ましい。特に、空芯コイルを用いれば、確実に磁気飽和を回避することができる。但し、透磁率が十分に小さいコア付コイルを使用しても磁気飽和を回避することができる。 Further, each coil element constituting the first amplifier 13 and the second amplifier 15 is constituted by using at least one of an air-core coil and a cored coil having a magnetic permeability of a predetermined value or less to avoid magnetic saturation. It is desirable from the viewpoint of In particular, if an air-core coil is used, magnetic saturation can be reliably avoided. However, magnetic saturation can be avoided even when a cored coil having a sufficiently small magnetic permeability is used.

更に、第１の増幅器１３及び第２の増幅器１５を構成する鉄芯等の磁性体を含むコイル素子及びトランスの少なくとも一方に磁気シールドを設けることも、磁気飽和を回避する観点から望ましい。 Furthermore, it is also desirable from the viewpoint of avoiding magnetic saturation to provide at least one of a coil element including a magnetic material such as an iron core and a transformer constituting the first amplifier 13 and the second amplifier 15.

また、第１の増幅器１３及び第２の増幅器１５を構成する平板状の各基板の長手方向が静磁場磁石によって形成される磁束の向きと垂直にならないように、各基板を配置することも撮影室内における磁気の影響を回避する観点から好適である。最も好適なのは、第１の増幅器１３及び第２の増幅器１５を構成する各基板の長手方向が磁束の向きに沿う方向となるように各基板を配置することである。これにより、効率的な磁気遮蔽を行うことができる。 It is also possible to photograph each substrate so that the longitudinal direction of each flat substrate constituting the first amplifier 13 and the second amplifier 15 is not perpendicular to the direction of the magnetic flux formed by the static magnetic field magnet. This is preferable from the viewpoint of avoiding the influence of magnetism in the room. Most preferably, the substrates are arranged so that the longitudinal directions of the substrates constituting the first amplifier 13 and the second amplifier 15 are aligned with the direction of the magnetic flux. Thereby, efficient magnetic shielding can be performed.

図２は、図１に示す第１の増幅器１３及び第２の増幅器１５の内部にそれぞれ備えられる基板の向きと磁束線の向きとの好適な関係の一例を示す図である。 FIG. 2 is a diagram illustrating an example of a preferable relationship between the direction of the substrate and the direction of the magnetic flux lines provided in each of the first amplifier 13 and the second amplifier 15 illustrated in FIG.

静磁場用磁石７の周囲には、図２に示すように、磁束線Φが直線とみなせる領域が存在する。そこで、第１の増幅器１３及び第２の増幅器１５を構成する平板状の各基板１７の長手方向Ｌを磁束線Φと平行にすることができる。これにより、基板１７をカバーする磁気シールドに向かう磁束線Φの数を低減させることができる。 As shown in FIG. 2, there is an area around the static magnetic field magnet 7 where the magnetic flux line Φ can be regarded as a straight line. Therefore, the longitudinal direction L of each flat substrate 17 constituting the first amplifier 13 and the second amplifier 15 can be made parallel to the magnetic flux line Φ. As a result, the number of magnetic flux lines Φ toward the magnetic shield covering the substrate 17 can be reduced.

一方、第１の電源１４及び第２の電源１６は、それぞれ撮影室の外部である機械室に設置される。第１の電源１４は、第１の増幅器１３と信号ケーブル１８を介して接続される。同様に、第２の電源１６は、第２の増幅器１５と信号ケーブル１８を介して接続される。そして、第１の電源１４及び第２の電源１６は、それぞれ、AC商用電源１９から供給されるAC電圧をDC電圧に変換して第１の増幅器１３及び第２の増幅器１５に電力を供給するように構成されている。 On the other hand, the first power supply 14 and the second power supply 16 are each installed in a machine room outside the photographing room. The first power supply 14 is connected to the first amplifier 13 via the signal cable 18. Similarly, the second power supply 16 is connected to the second amplifier 15 via the signal cable 18. The first power supply 14 and the second power supply 16 convert the AC voltage supplied from the AC commercial power supply 19 into a DC voltage, and supply power to the first amplifier 13 and the second amplifier 15, respectively. It is configured as follows.

尚、第１の電源１４及び第２の電源１６を、それぞれ信号ケーブル１８における電圧の降下量に応じて出力電圧を調整できるように構成することが望ましい。その場合、第１の増幅器１３側及び第２の増幅器１５側の各信号ケーブル１８端に、それぞれ電圧計２０Ａ，２０Ｂを設け、電圧計２０Ａ，２０Ｂの値が制御値となるように第１の電源１４及び第２の電源１６をフィードバック制御することができる。尚、第１の電源１４及び第２の電源１６として、それぞれ電圧調整機能付の電源が用いられることとなる。 It is desirable that the first power supply 14 and the second power supply 16 be configured so that the output voltage can be adjusted according to the amount of voltage drop in the signal cable 18, respectively. In that case, voltmeters 20A and 20B are provided at the ends of the signal cables 18 on the first amplifier 13 side and the second amplifier 15 side, respectively, so that the values of the voltmeters 20A and 20B become control values. The power supply 14 and the second power supply 16 can be feedback-controlled. In addition, as the first power supply 14 and the second power supply 16, a power supply with a voltage adjustment function is used.

第１の信号増幅システム２は、RF信号の送信系を構成する。従って、第１の信号増幅システム２には、RF信号の送信波形を生成して第１の増幅器１３に出力する送信波形生成部２１が備えられる。送信波形生成部２１は、機械室に設置される。そして、第１の増幅器１３は、RF信号を送信用のRFコイルであるWBコイル５に出力するように構成される。 The first signal amplification system 2 constitutes an RF signal transmission system. Accordingly, the first signal amplification system 2 includes a transmission waveform generation unit 21 that generates a transmission waveform of an RF signal and outputs the transmission waveform to the first amplifier 13. The transmission waveform generation unit 21 is installed in the machine room. The first amplifier 13 is configured to output an RF signal to the WB coil 5 that is an RF coil for transmission.

一方、第２の信号増幅システム３は、MR信号の受信系を構成する。従って、第２の信号増幅システム３に備えられる第２の増幅器１５は、受信用のRFコイル８から出力されるMR信号を増幅して信号処理系１１に出力するように構成される。 On the other hand, the second signal amplification system 3 constitutes an MR signal reception system. Therefore, the second amplifier 15 provided in the second signal amplification system 3 is configured to amplify the MR signal output from the reception RF coil 8 and output the amplified MR signal to the signal processing system 11.

但し、典型的な例では、受信用のRFコイル８から出力されるMR信号が単一又は複数のプリアンプで予め数dB程度以上の電圧まで増幅され、そのMR信号が第２の増幅器１５によって増幅される。 However, in a typical example, the MR signal output from the receiving RF coil 8 is amplified to a voltage of about several dB or more in advance by a single or a plurality of preamplifiers, and the MR signal is amplified by the second amplifier 15. Is done.

磁気共鳴イメージング装置１の撮影室と機械室との間には、フィルタパネル２２が設けられる。従って、第１の電源１４と第１の増幅器１３とを接続する信号ケーブル１８及び第２の電源１６と第２の増幅器１５とを接続する信号ケーブル１８は、いずれもフィルタパネル２２を貫通して設けられることとなる。 A filter panel 22 is provided between the imaging room and the machine room of the magnetic resonance imaging apparatus 1. Therefore, the signal cable 18 that connects the first power supply 14 and the first amplifier 13 and the signal cable 18 that connects the second power supply 16 and the second amplifier 15 both pass through the filter panel 22. Will be provided.

フィルタパネル２２には、所望のフィルタが取付けられる。例えば、コイルやコンデンサ等の回路素子で構成されるノイズ除去用のLPF (low pass filter)をフィルタパネル２２に取付けることができる。そこで、図１に示すように、第１の電源１４から出力されるDC電圧のノイズを除去するフィルタ２３をフィルタパネル２２に設けることができる。 A desired filter is attached to the filter panel 22. For example, an LPF (low pass filter) for noise removal composed of circuit elements such as coils and capacitors can be attached to the filter panel 22. Therefore, as shown in FIG. 1, a filter 23 for removing noise of the DC voltage output from the first power supply 14 can be provided in the filter panel 22.

また、フィルタパネル２２は接地される。そこで、第１の増幅器１３及び第２の増幅器１５の各アース線２４をそれぞれ撮影室と機械室との間に設けられるフィルタパネル２２に接続し、フィルタパネル２２を介して接地することができる。この場合、接地数の増加を抑制できるため、RF信号及びMR信号に生じるノイズを低減することができる。 The filter panel 22 is grounded. Therefore, the ground wires 24 of the first amplifier 13 and the second amplifier 15 can be connected to the filter panel 22 provided between the imaging room and the machine room and grounded via the filter panel 22. In this case, since the increase in the number of grounds can be suppressed, noise generated in the RF signal and MR signal can be reduced.

第１の信号増幅システム２では、送信波形生成部２１と第１の増幅器１３とを接続する信号ケーブル１８もフィルタパネル２２を経由することとなる。従って、信号ケーブル１８によって伝送されるRF信号の送信波形のレベルは、制御系１０に備えられる傾斜磁場電源から傾斜磁場コイル６に出力される制御信号のレベルと比較して極めて小さい。このため、傾斜磁場コイル６に出力される制御信号に起因してRF信号の送信波形にノイズが生じる恐れがある。 In the first signal amplification system 2, the signal cable 18 that connects the transmission waveform generation unit 21 and the first amplifier 13 also passes through the filter panel 22. Therefore, the level of the transmission waveform of the RF signal transmitted by the signal cable 18 is extremely small as compared with the level of the control signal output from the gradient magnetic field power source provided in the control system 10 to the gradient magnetic field coil 6. For this reason, noise may occur in the transmission waveform of the RF signal due to the control signal output to the gradient magnetic field coil 6.

そこで、送信波形生成部２１と第１の増幅器１３とを接続する信号ケーブル１８を、磁気シールドで保護することが有効である。すなわち、送信波形生成部２１から出力されるRF信号の送信波形への、傾斜磁場電源からの出力信号による影響を抑止するための磁気シールドを設けることができる。これは、他の信号ケーブル１８についても同様である。 Therefore, it is effective to protect the signal cable 18 connecting the transmission waveform generation unit 21 and the first amplifier 13 with a magnetic shield. That is, a magnetic shield for suppressing the influence of the output signal from the gradient magnetic field power supply on the transmission waveform of the RF signal output from the transmission waveform generation unit 21 can be provided. The same applies to the other signal cables 18.

一方、MR信号の受信系を構成する第２の信号増幅システム３は、第２の増幅器１５以外にも様々な回路も備えている。そこで、第２の増幅器１５に限らず、他の構成要素を撮影室に設置することができる。 On the other hand, the second signal amplification system 3 constituting the MR signal reception system includes various circuits in addition to the second amplifier 15. Therefore, not only the second amplifier 15 but also other components can be installed in the photographing room.

図３は、図１に示す第２の信号増幅システム３を含むMR信号の受信系の詳細構成例を示す図である。 FIG. 3 is a diagram showing a detailed configuration example of an MR signal receiving system including the second signal amplification system 3 shown in FIG.

MR信号の受信系を構成する第２の信号増幅システム３は、図３に示すようにプリアンプ群２５、スイッチ回路２６及び受信基板２７を設けて構成することができる。プリアンプ群２５は、受信用のRFコイル８を構成する複数のコイルエレメント８Ａの出力側に設けられる。 The second signal amplifying system 3 constituting the MR signal receiving system can be configured by providing a preamplifier group 25, a switch circuit 26 and a receiving substrate 27 as shown in FIG. The preamplifier group 25 is provided on the output side of the plurality of coil elements 8 </ b> A constituting the reception RF coil 8.

プリアンプ群２５の出力側には、必要に応じてスイッチ回路２６を接続することができる。スイッチ回路２６では、プリアンプ群２５において増幅された各コイルエレメント８ＡからのMR信号を分配合成して所定の受信チャンネル数のMR信号を出力することができる。スイッチ回路２６内にも必要に応じてMR信号を増幅するためのプリアンプを設けることができる。 A switch circuit 26 can be connected to the output side of the preamplifier group 25 as necessary. The switch circuit 26 can distribute and synthesize MR signals from the coil elements 8A amplified in the preamplifier group 25 and output MR signals of a predetermined number of reception channels. A preamplifier for amplifying the MR signal can be provided in the switch circuit 26 as necessary.

スイッチ回路２６から出力されるMR信号は、受信基板２７に入力される。MR信号の受信基板２７には、第２の増幅器１５及びA/D(analog to digital)変換器２８が設けられる。典型的な例では、複数の第２の増幅器１５が受信基板２７に設けられる。そして、各増幅器１５の電源をそれぞれ切換えることによって複数の第２の増幅器１５は、MR信号を増幅してA/D変換器２８に出力する可変ゲインとして機能する。A/D変換器２８においてデジタル化されたMR信号は、後段の信号処理系１１に出力される。 The MR signal output from the switch circuit 26 is input to the reception board 27. The MR signal receiving board 27 is provided with a second amplifier 15 and an A / D (analog to digital) converter 28. In a typical example, a plurality of second amplifiers 15 are provided on the reception board 27. Then, by switching the power supply of each amplifier 15, the plurality of second amplifiers 15 function as variable gains that amplify the MR signal and output it to the A / D converter 28. The MR signal digitized by the A / D converter 28 is output to the signal processing system 11 at the subsequent stage.

このような構成を有する第２の信号増幅システム３において、A/D変換器２８を含むMR信号の受信基板２７を、撮影室に設置することができるように構成することができる。そして、受信基板２７を撮影室に設置し、受信基板２７と信号処理系１１とを、フィルタパネル２２を経由する信号ケーブルによって接続することができる。 In the second signal amplification system 3 having such a configuration, the MR signal receiving substrate 27 including the A / D converter 28 can be installed in the imaging room. Then, the receiving board 27 can be installed in the photographing room, and the receiving board 27 and the signal processing system 11 can be connected by a signal cable passing through the filter panel 22.

上述の例の他、受信基板２７全体を撮影室に配置する代わりに、少なくともMR信号のA/D変換器２８を撮影室に設置することができるように構成し、A/D変換器２８よりも前段の回路を撮影室に配置することもできる。或いは、単一の第２の増幅器１５がMR信号を増幅してA/D変換器２８に出力する固定ゲインとして第２の信号増幅システム３に設けられている場合には、少なくとも第２の増幅器１５を撮影室に設置することができるように構成してもよい。また、複数の第２の増幅器１５が可変ゲインとして第２の信号増幅システム３に設けられている場合においても、少なくとも第２の増幅器１５を撮影室に設置することができるように構成することができる。 In addition to the above-described example, at least the MR signal A / D converter 28 can be installed in the imaging room instead of placing the entire receiving board 27 in the imaging room. However, it is also possible to place the previous circuit in the photo studio. Alternatively, when the single second amplifier 15 is provided in the second signal amplification system 3 as a fixed gain for amplifying the MR signal and outputting it to the A / D converter 28, at least the second amplifier You may comprise so that 15 can be installed in a photo studio. Further, even when a plurality of second amplifiers 15 are provided in the second signal amplification system 3 as variable gains, at least the second amplifiers 15 can be installed in the imaging room. it can.

つまり以上のような磁気共鳴イメージング装置１は、送信用のRFコイルに印加されるRF信号を増幅させるための増幅器及び受信用のRFコイル８から出力されるMR信号を増幅させるための増幅器の少なくとも一方を、撮影室内に設置するようにしたものである。 That is, the magnetic resonance imaging apparatus 1 as described above includes at least an amplifier for amplifying an RF signal applied to a transmission RF coil and an amplifier for amplifying an MR signal output from the reception RF coil 8. One is installed in the photographing room.

このため、磁気共鳴イメージング装置１によれば、第１の増幅器１３とWBコイル５との間における信号ケーブル１８の長さ及び第２の増幅器１５と受信用のRFコイル８との間における信号ケーブル１８の長さを短くすることができる。この結果、増幅器とRFコイルとを接続する信号ケーブル１８における信号の減衰を低減することができる。 Therefore, according to the magnetic resonance imaging apparatus 1, the length of the signal cable 18 between the first amplifier 13 and the WB coil 5 and the signal cable between the second amplifier 15 and the receiving RF coil 8 are set. The length of 18 can be shortened. As a result, signal attenuation in the signal cable 18 connecting the amplifier and the RF coil can be reduced.

加えて、第１の電源１４及び第２の電源１６が撮影室外である機械室内に設置される。従って、第１の電源１４及び第２の電源１６のトランスが磁気飽和することによる誤動作を回避することができる。すなわち、第１の増幅器１３及び第２の増幅器１５を撮影室に設置した状態で正常に動作させることができる。 In addition, the first power supply 14 and the second power supply 16 are installed in a machine room outside the photographing room. Therefore, malfunction due to magnetic saturation of the transformers of the first power supply 14 and the second power supply 16 can be avoided. That is, the first amplifier 13 and the second amplifier 15 can be normally operated in a state where they are installed in the photographing room.

尚、送信波形生成部２１と第１の増幅器１３とを接続する際には、チューニングが必要である。そこで、送信波形生成部２１と第１の増幅器１３とをチューニングして接続した状態を１つのユニットとして交換するようにすれば、交換後におけるチューニングが不要となる。逆に、送信波形生成部２１と第１の増幅器１３とを個別に交換することもできる。 Note that tuning is necessary when connecting the transmission waveform generator 21 and the first amplifier 13. Therefore, if the state in which the transmission waveform generation unit 21 and the first amplifier 13 are tuned and connected is exchanged as one unit, tuning after the exchange becomes unnecessary. Conversely, the transmission waveform generator 21 and the first amplifier 13 can be individually exchanged.

（第２の実施形態）
図４は本発明の第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成図である。 (Second Embodiment)
FIG. 4 is a configuration diagram of a magnetic resonance imaging apparatus according to the second embodiment of the present invention.

第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１Ａでは、第１の電源１４及び第２の電源１６を撮影室に設置した点が図１に示す第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１と相違する。他の構成および作用については図１に示す磁気共鳴イメージング装置１と実質的に異ならないため同一の構成については同符号を付して説明を省略する。 The magnetic resonance imaging apparatus 1A according to the second embodiment is different from the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the first embodiment shown in FIG. 1 in that the first power supply 14 and the second power supply 16 are installed in the imaging room. Is different. Since other configurations and operations are not substantially different from those of the magnetic resonance imaging apparatus 1 shown in FIG. 1, the same components are denoted by the same reference numerals and description thereof is omitted.

図４に示すように、第１の電源１４及び第１の増幅器１３を、それぞれ磁気共鳴イメージング装置１Ａの撮影室に設置することができる。この場合においても第１の実施形態と同様に、フィルタ２３を第１の電源１４と第１の増幅器１３との間に設けることができる。この場合、フィルタ２３も撮影室内に設置されることとなる。 As shown in FIG. 4, the first power supply 14 and the first amplifier 13 can be installed in the imaging room of the magnetic resonance imaging apparatus 1A, respectively. Also in this case, the filter 23 can be provided between the first power supply 14 and the first amplifier 13 as in the first embodiment. In this case, the filter 23 is also installed in the photographing room.

同様に、第２の電源１６及び第２の増幅器１５についても、それぞれ磁気共鳴イメージング装置１Ａの撮影室に設置することができる。また、フィルタ２３を第２の電源１６と第２の増幅器１５との間に設けることができる。 Similarly, the second power supply 16 and the second amplifier 15 can also be installed in the imaging room of the magnetic resonance imaging apparatus 1A, respectively. Further, the filter 23 can be provided between the second power supply 16 and the second amplifier 15.

このような第２の実施形態における第１の信号増幅システム２Ａ、第２の信号増幅システム３Ａ及び磁気共鳴イメージング装置１Ａによれば、第１の実施形態と同様に、増幅器とRFコイルとを接続する信号ケーブル１８の長さを短くすることによって、信号ケーブル１８における信号の減衰を低減することができる。また、撮影室外に設置すべき設備を減らし、省スペース化を図ることができる。 According to the first signal amplification system 2A, the second signal amplification system 3A, and the magnetic resonance imaging apparatus 1A in the second embodiment as described above, the amplifier and the RF coil are connected as in the first embodiment. By shortening the length of the signal cable 18 to be reduced, the signal attenuation in the signal cable 18 can be reduced. In addition, the number of facilities to be installed outside the photographing room can be reduced to save space.

（第３の実施形態）
図５は本発明の第３の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成図である。 (Third embodiment)
FIG. 5 is a block diagram of a magnetic resonance imaging apparatus according to the third embodiment of the present invention.

第３の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１Ｂでは、第１の増幅器１３に入力信号として光信号を入力させるようにした点が図１に示す第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１と相違する。他の構成および作用については図１に示す磁気共鳴イメージング装置１と実質的に異ならないため同一の構成については同符号を付して説明を省略する。 In the magnetic resonance imaging apparatus 1B according to the third embodiment, an optical signal is input to the first amplifier 13 as an input signal. The magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the first embodiment shown in FIG. Is different. Since other configurations and operations are not substantially different from those of the magnetic resonance imaging apparatus 1 shown in FIG. 1, the same components are denoted by the same reference numerals and description thereof is omitted.

図５に示すように送信波形生成部２１から第１の増幅器１３に出力されるRF信号の波形情報をアナログの電気信号としてではなく、光信号とすることができる。この場合、送信波形生成部２１と第１の増幅器１３とを接続する信号ケーブル１８として光ケーブル３０が用いられる。また、第１の増幅器１３の入力側には、デジタル／アナログ(D/A: digital to analog)変換器３１が設けられる。そして、第１の増幅器１３に入力した光信号は、D/A変換器３１においてアナログ信号に変換される。続いて、アナログ信号となったRF信号が増幅された後、WBコイル５に印加される。 As shown in FIG. 5, the waveform information of the RF signal output from the transmission waveform generation unit 21 to the first amplifier 13 can be an optical signal instead of an analog electrical signal. In this case, an optical cable 30 is used as the signal cable 18 that connects the transmission waveform generator 21 and the first amplifier 13. A digital / analog (D / A) converter 31 is provided on the input side of the first amplifier 13. The optical signal input to the first amplifier 13 is converted into an analog signal by the D / A converter 31. Subsequently, the RF signal that has become an analog signal is amplified and then applied to the WB coil 5.

更に、第１の増幅器１３に、第１の増幅器１３の制御信号の少なくとも１つを光信号として伝送する光ケーブルを設けることもできる。 Furthermore, the first amplifier 13 may be provided with an optical cable that transmits at least one of the control signals of the first amplifier 13 as an optical signal.

図６は、図５に示す第１の増幅器１３の詳細構成を示す図である。 FIG. 6 is a diagram showing a detailed configuration of the first amplifier 13 shown in FIG.

図６に示すように第１の増幅器１３には、制御回路４０及び複数の増幅回路４１が備えられる。各増幅回路４１は、制御回路４０からの制御信号によって動作させることができる。また、機械室に設けられる第１の増幅器１３の制御装置４２からも制御信号を出力することによって第１の増幅器１３内の各増幅回路４１を制御することができる。 As shown in FIG. 6, the first amplifier 13 includes a control circuit 40 and a plurality of amplifier circuits 41. Each amplifier circuit 41 can be operated by a control signal from the control circuit 40. Further, each amplifier circuit 41 in the first amplifier 13 can be controlled by outputting a control signal also from the control device 42 of the first amplifier 13 provided in the machine room.

制御回路４０及び制御装置４２から出力される制御信号の例としては、ON/OFFの切換信号、RF信号のレベルを測定するための信号、エラー等のステータスを示す信号及びゲート信号等の信号が挙げられる。 Examples of control signals output from the control circuit 40 and the control device 42 include ON / OFF switching signals, signals for measuring RF signal levels, signals indicating status such as errors, and signals such as gate signals. Can be mentioned.

そこで、制御信号の一部又は全部を光信号とすることができる。すなわち、第１の増幅器１３の制御を、光信号で行うことができる。この場合、制御信号として光信号を伝送するための光ケーブル４３が第１の増幅器１３内に設けられる。また、制御装置４２から出力される制御信号を光信号とする場合には、制御装置４２が光ケーブル４３を介して第１の増幅器１３と接続される。 Therefore, part or all of the control signal can be an optical signal. That is, the first amplifier 13 can be controlled by an optical signal. In this case, an optical cable 43 for transmitting an optical signal as a control signal is provided in the first amplifier 13. When the control signal output from the control device 42 is an optical signal, the control device 42 is connected to the first amplifier 13 via the optical cable 43.

尚、第２の信号増幅システム３Ｂに備えられる第２の増幅器１５の制御についても同様に光信号を制御信号として用いることができる。更に、第２の増幅器１５から信号処理系１１に出力されるMR信号を光信号としてもよい。 Note that an optical signal can be used as a control signal in the same manner for controlling the second amplifier 15 provided in the second signal amplification system 3B. Further, the MR signal output from the second amplifier 15 to the signal processing system 11 may be an optical signal.

このような構成を有する第３の実施形態における第１の信号増幅システム２Ｂ、第２の信号増幅システム３Ｂ及び磁気共鳴イメージング装置１Ｂによれば、第１の実施形態と同様な効果が得られる。加えて、増幅された信号から漏れる信号が第１の増幅器１３又は第２の増幅器１５の入力側に入り込むことにより生じる第１の増幅器１３又は第２の増幅器１５の発振を防止することができる。 According to the first signal amplification system 2B, the second signal amplification system 3B, and the magnetic resonance imaging apparatus 1B in the third embodiment having such a configuration, the same effects as in the first embodiment can be obtained. In addition, oscillation of the first amplifier 13 or the second amplifier 15 caused by a signal leaking from the amplified signal entering the input side of the first amplifier 13 or the second amplifier 15 can be prevented.

（第４の実施形態）
図７は本発明の第４の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成図である。 (Fourth embodiment)
FIG. 7 is a configuration diagram of a magnetic resonance imaging apparatus according to the fourth embodiment of the present invention.

第４の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１Ｃでは、第１の増幅器１３に入力させるRF送信波形情報を２つの信号に分配するようにした点が図１に示す第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１と相違する。他の構成および作用については図１に示す磁気共鳴イメージング装置１と実質的に異ならないため送信波形生成部２１と第１の増幅器１３との間における構成のみ図示し、同一の構成については同符号を付して説明を省略する。 In the magnetic resonance imaging apparatus 1C according to the fourth embodiment, the RF transmission waveform information to be input to the first amplifier 13 is distributed to two signals. The magnetic according to the first embodiment shown in FIG. This is different from the resonance imaging apparatus 1. Since other configurations and operations are not substantially different from those of the magnetic resonance imaging apparatus 1 shown in FIG. 1, only the configuration between the transmission waveform generating unit 21 and the first amplifier 13 is illustrated, and the same components are denoted by the same reference numerals. The description is omitted.

磁気共鳴イメージング装置１Ｃの第１の信号増幅システム２Ｃでは、送信波形生成部２１と第１の増幅器１３との間、例えばフィルタパネル２２に入力信号分配器５０が設けられる。そして、送信波形生成部２１から第１の増幅器１３への入力信号として出力されるアナログのRF信号が入力信号分配器５０において２つの信号に分配される。一方、第１の増幅器１３として差動増幅器５１が設けられる。そして、差動増幅器５１において分配された複数の入力信号の差分信号が増幅される。 In the first signal amplification system 2C of the magnetic resonance imaging apparatus 1C, an input signal distributor 50 is provided between the transmission waveform generation unit 21 and the first amplifier 13, for example, in the filter panel 22. Then, an analog RF signal output as an input signal from the transmission waveform generation unit 21 to the first amplifier 13 is distributed into two signals in the input signal distributor 50. On the other hand, a differential amplifier 51 is provided as the first amplifier 13. Then, the differential signal of the plurality of input signals distributed in the differential amplifier 51 is amplified.

このため、第４の実施形態における第１の信号増幅システム２Ｃ及び磁気共鳴イメージング装置１Ｃによれば、２つに分配された入力信号に重畳するノイズを入力信号間における差分処理によってキャンセルすることができる。また、第１の増幅器１３への各入力信号の波形が第１の増幅器１３からの出力信号と異なる波形になる。このため、第１の増幅器１３から出力される増幅後のRF信号から漏れる信号が第１の増幅器１３の入力側に回り込んで第１の増幅器１３が発振するという事態を防ぐことができる。 For this reason, according to the first signal amplification system 2C and the magnetic resonance imaging apparatus 1C in the fourth embodiment, the noise superimposed on the input signal distributed in two can be canceled by the difference processing between the input signals. it can. Further, the waveform of each input signal to the first amplifier 13 is different from that of the output signal from the first amplifier 13. Therefore, it is possible to prevent a situation in which a signal leaking from the amplified RF signal output from the first amplifier 13 wraps around the input side of the first amplifier 13 and the first amplifier 13 oscillates.

（第５の実施形態）
図８は本発明の第５の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成図である。 (Fifth embodiment)
FIG. 8 is a block diagram of a magnetic resonance imaging apparatus according to the fifth embodiment of the present invention.

第５の実施形態に係る第１の信号増幅システム２Ｄを含む磁気共鳴イメージング装置１Ｄでは、第１の増幅器１３の出力側におけるRF信号の進行波と反射波とをモニタするための検波システム６０を設けた点及びRF信号をWBコイル５に分配して出力するようにした点が図１に示す第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１と相違する。他の構成および作用については図１に示す磁気共鳴イメージング装置１と実質的に異ならないため第１の増幅器１３とWBコイル５との間における構成のみ図示し、同一の構成については同符号を付して説明を省略する。 In the magnetic resonance imaging apparatus 1D including the first signal amplification system 2D according to the fifth embodiment, the detection system 60 for monitoring the traveling wave and the reflected wave of the RF signal on the output side of the first amplifier 13 is provided. The difference between the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the first embodiment shown in FIG. 1 is that the provided point and the RF signal are distributed and output to the WB coil 5. Since other configurations and operations are not substantially different from those of the magnetic resonance imaging apparatus 1 shown in FIG. 1, only the configuration between the first amplifier 13 and the WB coil 5 is illustrated, and the same components are denoted by the same reference numerals. Therefore, the description is omitted.

WBコイル５には、複数の入力チャンネルを備えるものがある。図８は、２つの入力チャンネルを備えたWBコイル５の例を示している。この場合、第１の増幅器１３の出力側には、第１の増幅器１３から出力される増幅後のRF信号を分配してWBコイル５に出力するための90°ハイブリッド等の出力信号分配器６１が接続される。90°ハイブリッドは、入力信号を位相が90°異なる信号に分配して出力する回路である。 Some WB coils 5 include a plurality of input channels. FIG. 8 shows an example of the WB coil 5 having two input channels. In this case, an output signal distributor 61 such as a 90 ° hybrid for distributing the amplified RF signal output from the first amplifier 13 and outputting it to the WB coil 5 is provided on the output side of the first amplifier 13. Is connected. The 90 ° hybrid is a circuit that divides an input signal into signals that are 90 ° out of phase and outputs them.

検波システム６０は、方向性結合器６２、A/D変換器６３及び検波器６４を有する。方向性結合器６２は、信号ケーブルを流れる一方向のRF信号の波形のみを非接触で検出する装置である。このため、第１の増幅器１３から出力されたRF信号が反射して反射波が生じた場合には、RF信号の進行波用及び反射波用の方向性結合器６２をそれぞれ設けることによってRF信号の進行波のみ及び反射波のみを検出することができる。 The detection system 60 includes a directional coupler 62, an A / D converter 63, and a detector 64. The directional coupler 62 is a device that detects only the waveform of the RF signal in one direction flowing through the signal cable in a non-contact manner. For this reason, when an RF signal output from the first amplifier 13 is reflected and a reflected wave is generated, a directional coupler 62 for a traveling wave and a reflected wave of the RF signal is provided to provide an RF signal. Only the traveling wave and the reflected wave can be detected.

そこで、方向性結合器６２を、第１の増幅器１３よりも後段に配置することによって第１の増幅器１３からWBコイル５側へのRF信号の進行波及びWBコイル５側からのRF信号の反射波の少なくとも一方を計測することができる。 Therefore, by arranging the directional coupler 62 at a stage subsequent to the first amplifier 13, the traveling wave of the RF signal from the first amplifier 13 to the WB coil 5 side and the reflection of the RF signal from the WB coil 5 side. At least one of the waves can be measured.

尚、方向性結合器６２を第１の増幅器１３と出力信号分配器６１との間に配置することによって、WBコイル５への入力チャンネル間において方向性結合器６２を共通にすることができる。また、 In addition, by arranging the directional coupler 62 between the first amplifier 13 and the output signal distributor 61, the directional coupler 62 can be made common between the input channels to the WB coil 5. Also,

方向性結合器６２の出力側には、A/D変換器６３を介して検波器６４が接続される。A/D変換器６３及び検波器６４を、機械室に設置することにより、磁気による悪影響を回避することができる。但し、必要な回路素子を適切な磁気シールドで保護することによってA/D変換器６３及び検波器６４の一方又は双方を撮影室内に設置してもよい。 A detector 64 is connected to the output side of the directional coupler 62 via an A / D converter 63. By installing the A / D converter 63 and the detector 64 in the machine room, adverse effects due to magnetism can be avoided. However, one or both of the A / D converter 63 and the detector 64 may be installed in the imaging room by protecting necessary circuit elements with an appropriate magnetic shield.

検波器６４は、方向性結合器６２から出力されたデジタル化後の検出信号に基づいてRF信号の進行波及び反射波の波形を取得する演算装置である。検波器６４において取得されるRF信号の進行波及び反射波の波形情報は、SAR (specific absorption rate)の計算等のために用いることができる。 The detector 64 is an arithmetic device that acquires the traveling wave and reflected wave waveforms of the RF signal based on the digitized detection signal output from the directional coupler 62. The waveform information of the traveling wave and reflected wave of the RF signal acquired by the detector 64 can be used for calculation of SAR (specific absorption rate) and the like.

尚、出力信号分配器６１に、WBコイル５側からの反射波を消費するダミーロード６５を接続することが好適である。ダミーロード６５は、良好な定在波比(SWR: standing wave ratio)特性を有する抵抗器であり、RF信号を熱に変換する回路素子である。このダミーロード６５の接続によってRF信号の反射波の発生を防止することができる。 It is preferable to connect a dummy load 65 that consumes a reflected wave from the WB coil 5 side to the output signal distributor 61. The dummy load 65 is a resistor having a good standing wave ratio (SWR) characteristic, and is a circuit element that converts an RF signal into heat. The connection of the dummy load 65 can prevent the reflected wave of the RF signal from being generated.

（第６の実施形態）
図９は本発明の第６の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成図であり、図１０は図９に示す第１の増幅器１３及び第２の増幅器１５の配置位置の一例を示す架台１２の側面図である。 (Sixth embodiment)
FIG. 9 is a configuration diagram of a magnetic resonance imaging apparatus according to the sixth embodiment of the present invention, and FIG. 10 is a table 12 showing an example of arrangement positions of the first amplifier 13 and the second amplifier 15 shown in FIG. FIG.

第６の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１Ｅでは、架台１２の内部に第１の増幅器１３及び第２の増幅器１５を設置した点が図１に示す第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１と相違する。他の構成および作用については図１に示す磁気共鳴イメージング装置１と実質的に異ならないため、架台１２内における第１の増幅器１３及び第２の増幅器１５の配置例のみ図示し、同一の構成については同符号を付して説明を省略する。 In the magnetic resonance imaging apparatus 1E according to the sixth embodiment, the magnetic resonance imaging apparatus according to the first embodiment shown in FIG. 1 is that the first amplifier 13 and the second amplifier 15 are installed inside the gantry 12. 1 and different. Since other configurations and operations are not substantially different from those of the magnetic resonance imaging apparatus 1 shown in FIG. 1, only an arrangement example of the first amplifier 13 and the second amplifier 15 in the gantry 12 is illustrated, and the same configuration is illustrated. Are denoted by the same reference numerals and description thereof is omitted.

第１の増幅器１３及び第２の増幅器１５は、それぞれ図９に示すようにイメージングシステム４に備えられる架台１２の内部に配置することができる。一方、第１の増幅器１３の出力先となるRF信号送信ユニット７０及び第２の増幅器１５にMR信号を出力するプリアンプやスイッチ回路等を含むMR信号受信ユニット７１についても架台１２の内部に配置することができる。これにより、信号ケーブルの長さを一層短くし、信号の減衰を低減することができる。 The first amplifier 13 and the second amplifier 15 can be arranged inside the gantry 12 provided in the imaging system 4 as shown in FIG. On the other hand, an RF signal transmission unit 70 that is an output destination of the first amplifier 13 and an MR signal reception unit 71 including a preamplifier, a switch circuit, and the like that output MR signals to the second amplifier 15 are also arranged inside the gantry 12. be able to. Thereby, the length of the signal cable can be further shortened, and signal attenuation can be reduced.

更に、第１の増幅器１３及び第２の増幅器１５を、図９に示すように架台１２を構成するケーシングの内部に、ボアに沿って傾斜させて配置することができる。この結果、第１の信号増幅システム及び第２の信号増幅システムを含む磁気共鳴イメージング装置１Ｅをコンパクトにすることができる。尚、架台１２の側面についても架台１２のボア、第１の増幅器１３及び第２の増幅器１５に沿って設置側の端部に傾斜面を形成することができる。 Further, the first amplifier 13 and the second amplifier 15 can be disposed inside the casing constituting the gantry 12 and inclined along the bore as shown in FIG. As a result, the magnetic resonance imaging apparatus 1E including the first signal amplification system and the second signal amplification system can be made compact. Note that an inclined surface can be formed on the side of the gantry 12 along the bore of the gantry 12, the first amplifier 13, and the second amplifier 15 at the end on the installation side.

更に、図１０に示すように、静磁場用磁石７の軸方向Ｚにおける中心位置に第１の増幅器１３及び第２の増幅器１５を配置することによって静磁場の影響を低減させることができる。 Furthermore, as shown in FIG. 10, the influence of the static magnetic field can be reduced by arranging the first amplifier 13 and the second amplifier 15 at the center position in the axial direction Z of the static magnetic field magnet 7.

また、機械室等の撮影室の外部には、第２の増幅器１５から出力されるMR信号に基づいてMR画像データを生成する信号処理系１１が設けられる。MR信号のA/D変換は、撮影室内又は撮影室外のいずれかにおいて行うことができる。 In addition, a signal processing system 11 that generates MR image data based on the MR signal output from the second amplifier 15 is provided outside a photographing room such as a machine room. MR signal A / D conversion can be performed either inside or outside the imaging room.

（第７の実施形態）
図１１は本発明の第７の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成図であり、図１２は図１１に示す架台１２の左側面図である。 (Seventh embodiment)
FIG. 11 is a block diagram of a magnetic resonance imaging apparatus according to the seventh embodiment of the present invention, and FIG. 12 is a left side view of the gantry 12 shown in FIG.

第７の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１Ｆでは、架台１２の内部に第１の増幅器１３及び第２の増幅器１５に加えて他の回路を設置した点が図９に示す第６の実施形態における磁気共鳴イメージング装置１Ｅと相違する。他の構成および作用については図９に示す第６の実施形態における磁気共鳴イメージング装置１Ｅと実質的に異ならないため、同一の構成については同符号を付して説明を省略する。 In the magnetic resonance imaging apparatus 1F according to the seventh embodiment, the sixth embodiment shown in FIG. 9 is that another circuit is installed in the gantry 12 in addition to the first amplifier 13 and the second amplifier 15. This is different from the magnetic resonance imaging apparatus 1E in FIG. Since other configurations and operations are not substantially different from those of the magnetic resonance imaging apparatus 1E according to the sixth embodiment shown in FIG. 9, the same components are denoted by the same reference numerals and description thereof is omitted.

磁気共鳴イメージング装置１Ｆも、第６の実施形態と同様に、撮像領域Ｒに静磁場を形成する静磁場用磁石７、撮像領域Ｒに傾斜磁場を形成する傾斜磁場コイル６及び撮像領域ＲにRF磁場を印加する送信用のRFコイルとしてのWBコイル５を、イメージングシステム４の架台１２が備える筒状のケーシングに収納して構成される。 Similarly to the sixth embodiment, the magnetic resonance imaging apparatus 1F also includes a static magnetic field magnet 7 that forms a static magnetic field in the imaging region R, a gradient magnetic field coil 6 that forms a gradient magnetic field in the imaging region R, and an RF in the imaging region R. The WB coil 5 serving as a transmission RF coil for applying a magnetic field is housed in a cylindrical casing provided in the gantry 12 of the imaging system 4.

また、撮像領域Ｒには、静磁場及び傾斜磁場が形成された撮像領域Ｒにおいて被検体Ｏから生じたMR信号を受信する受信用のRFコイル８が設けられる。加えて、被検体Ｏをセットして撮像領域Ｒに送り込むための寝台９が設けられる。 The imaging region R is provided with a receiving RF coil 8 that receives MR signals generated from the subject O in the imaging region R in which a static magnetic field and a gradient magnetic field are formed. In addition, a bed 9 for setting the subject O and sending it to the imaging region R is provided.

更に、架台１２を構成するケーシング内には、受信用のRFコイル８で受信されたMR信号を周波数変換せずにA/D変換するA/D変換器２８を含む受信基板２７が収納される。尚、MR信号を低い周波数に周波数変換（ダウンコンバージョン）せずにA/D変換するサンプリング法は、ダイレクトサンプリングと呼ばれる。従って、架台１２のケーシング内には、MR信号のダイレクトサンプリングを行う受信基板２７が収納される。ダイレクトサンプリングを行う受信基板２７には、図３に例示されるように、A/D変換器２８の他、第２の増幅器１５が搭載される。 Further, a receiving substrate 27 including an A / D converter 28 that performs A / D conversion without converting the frequency of the MR signal received by the receiving RF coil 8 is housed in the casing constituting the gantry 12. . A sampling method that performs A / D conversion without frequency conversion (down-conversion) of MR signals to a low frequency is called direct sampling. Therefore, the receiving board 27 that performs direct sampling of MR signals is housed in the casing of the gantry 12. In addition to the A / D converter 28, the second amplifier 15 is mounted on the reception board 27 that performs direct sampling, as illustrated in FIG.

受信基板２７は、長手方向が静磁場の磁束の向きと垂直にならない向きで配置されることが好適である。より望ましくは、受信基板２７は、長手方向が静磁場の磁束の向きに沿う向きで配置される。これにより、効率的な受信基板２７の磁気遮蔽を行うことができる。 The receiving substrate 27 is preferably arranged in a direction in which the longitudinal direction is not perpendicular to the direction of the magnetic flux of the static magnetic field. More desirably, the receiving board 27 is arranged such that the longitudinal direction thereof follows the direction of the magnetic flux of the static magnetic field. Thereby, the magnetic shielding of the receiving substrate 27 can be performed efficiently.

架台１２を構成するケーシング内には、他の回路を更に収納することができる。具体例として、RF信号を増幅してWBコイル５等の送信用の高周波コイルに出力する第１の増幅器１３、少なくとも受信基板２７にDC電圧を供給する電圧供給基板８０及び寝台９の制御基板８１の少なくとも１つを他の回路として架台１２のケーシング内に収納することができる。 Another circuit can be further accommodated in the casing constituting the gantry 12. As a specific example, a first amplifier 13 that amplifies an RF signal and outputs it to a transmitting high-frequency coil such as the WB coil 5, a voltage supply board 80 that supplies a DC voltage to at least the receiving board 27, and a control board 81 of the bed 9. At least one of the above can be accommodated in the casing of the gantry 12 as another circuit.

尚、電圧供給基板８０は、DC電源から供給されたDC電圧を所定のDC電圧に変換して受信基板２７に出力する回路である。もちろん、電圧供給基板８０から寝台９の制御基板８１にDC電圧を供給するようにしてもよい。図示された例では、第１の増幅器１３、電圧供給基板８０及び寝台９の制御基板８１の全てが架台１２のケーシング内に収納されている。 The voltage supply board 80 is a circuit that converts a DC voltage supplied from a DC power source into a predetermined DC voltage and outputs the DC voltage to the reception board 27. Of course, a DC voltage may be supplied from the voltage supply board 80 to the control board 81 of the bed 9. In the illustrated example, all of the first amplifier 13, the voltage supply board 80 and the control board 81 of the bed 9 are accommodated in the casing of the gantry 12.

受信基板２７及び他の回路は、図示されるように架台１２のケーシング内において静磁場用磁石７の外側に配置することがスペースの有効利用に繋がる。更に、第１の増幅器１３を架台１２のケーシング内に配置する場合には、受信基板２７を第１の増幅器１３の上方に配置することが一層のスペースの有効利用に繋がる。 As shown in the figure, the receiving board 27 and other circuits are arranged outside the static magnetic field magnet 7 in the casing of the gantry 12 so that the space is effectively used. Further, when the first amplifier 13 is arranged in the casing of the gantry 12, arranging the receiving board 27 above the first amplifier 13 leads to effective use of a further space.

一方、機械室等の撮影室の外部には、受信基板２７におけるA/D変換後のMR信号に基づいてMR画像データを生成する信号処理系１１が設けられる。 On the other hand, a signal processing system 11 that generates MR image data based on the MR signal after A / D conversion in the receiving substrate 27 is provided outside a photographing room such as a machine room.

以上のような第７の実施形態における磁気共鳴イメージング装置１Ｆによれば、第６の実施形態と同様な効果に加え、従来、架台１２の外部に設置されていた回路を架台１２の内部に設置することによって磁気共鳴イメージング装置１Ｆ全体の設置スペースを小さくすることができる。このため、広い設置スペースの確保が困難な医療機関への磁気共鳴イメージング装置１Ｆの導入が可能となる。 According to the magnetic resonance imaging apparatus 1F in the seventh embodiment as described above, in addition to the same effects as in the sixth embodiment, a circuit that has been conventionally installed outside the gantry 12 is installed inside the gantry 12. By doing so, the installation space of the entire magnetic resonance imaging apparatus 1F can be reduced. For this reason, the magnetic resonance imaging apparatus 1F can be introduced into a medical institution where it is difficult to secure a wide installation space.

（他の実施形態）
以上、特定の実施形態について記載したが、記載された実施形態は一例に過ぎず、発明の範囲を限定するものではない。ここに記載された新規な方法及び装置は、様々な他の様式で具現化することができる。また、ここに記載された方法及び装置の様式において、発明の要旨から逸脱しない範囲で、種々の省略、置換及び変更を行うことができる。添付された請求の範囲及びその均等物は、発明の範囲及び要旨に包含されているものとして、そのような種々の様式及び変形例を含んでいる。 (Other embodiments)
Although specific embodiments have been described above, the described embodiments are merely examples, and do not limit the scope of the invention. The novel methods and apparatus described herein can be implemented in a variety of other ways. Various omissions, substitutions, and changes can be made in the method and apparatus described herein without departing from the spirit of the invention. The appended claims and their equivalents include such various forms and modifications as are encompassed by the scope and spirit of the invention.

例えば、上述した各実施形態を互いに組合わせて磁気共鳴イメージング装置を構成することができる。 For example, the magnetic resonance imaging apparatus can be configured by combining the above-described embodiments.

１，１Ａ，１Ｂ，１Ｃ，１Ｄ，１Ｅ...磁気共鳴イメージング装置、２，２Ａ，２Ｂ，２Ｃ，２Ｄ...第１の信号増幅システム、３，３Ａ，３Ｂ...第２の信号増幅システム、４...イメージングシステム、５...WBコイル、６...傾斜磁場コイル、７...静磁場用磁石、８...受信用のRFコイル、８Ａ...コイルエレメント、９...寝台、１０...制御系、１１...信号処理系、１２...架台、１３...第１の増幅器、１４...第１の電源、１５...第２の増幅器、１６...第２の電源、１７...基板、１８...信号ケーブル、１９...AC商用電源、２０Ａ、２０Ｂ...電圧計、２１...送信波形生成部、２２...フィルタパネル、２３...フィルタ、２４...アース線、２５...プリアンプ群、２６...スイッチ回路、２７...受信基板、２８...A/D変換器、３０...光ケーブル、３１...D/A変換器、４０...制御回路、４１...増幅回路、４２...制御装置、４３...光ケーブル、５０...入力信号分配器、５１...差動増幅器、６０...検波システム、６１...出力信号分配器、６２...方向性結合器、６３...A/D変換器、６４...検波器、６５...ダミーロード、７０...RF信号送信ユニット、７１...MR信号受信ユニット、８０...電圧供給基板、８１...制御基板、Ｏ...被検体、Ｒ...撮像領域、Φ...磁束線、Ｌ...長手方向、Ｚ...静磁場用磁石の軸方向 1, 1A, 1B, 1C, 1D, 1E ... magnetic resonance imaging apparatus, 2, 2A, 2B, 2C, 2D ... first signal amplification system, 3, 3A, 3B ... second signal Amplification system, 4 ... Imaging system, 5 ... WB coil, 6 ... Gradient magnetic field coil, 7 ... Magnet for static magnetic field, 8 ... RF coil for reception, 8A ... Coil element , 9 ... bed, 10 ... control system, 11 ... signal processing system, 12 ... gantry, 13 ... first amplifier, 14 ... first power supply, 15 ... Second amplifier, 16 ... second power supply, 17 ... board, 18 ... signal cable, 19 ... AC commercial power supply, 20A, 20B ... voltmeter, 21 ... transmitted waveform Generation unit, 22 ... filter panel, 23 ... filter, 24 ... ground wire, 25 ... preamplifier group, 26 ... switch circuit, 27 ... receiving board, 28 ... A / D converter, 30 ... optical cable, 31 ... D / A converter, 40 ... Control circuit 41 ... amplifier circuit 42 ... control device 43 ... optical cable 50 ... input signal distributor 51 ... differential amplifier 60 ... detection system 61 .. Output signal distributor 62 ... Directional coupler 63 ... A / D converter 64 ... Detector 65 ... Dummy load 70 ... RF signal transmission unit 71 MR signal receiving unit, 80 ... voltage supply board, 81 ... control board, O ... subject, R ... imaging area, Φ ... magnetic flux line, L ... longitudinal direction, Z ... Axial direction of magnet for static magnetic field

Claims

A static magnetic field magnet for forming a static magnetic field in the imaging region;
A gradient coil for forming a gradient magnetic field in the imaging region;
A receiving high-frequency coil for receiving a magnetic resonance signal generated from a subject in the imaging region in which the static magnetic field and the gradient magnetic field are formed;
A gantry having a cylindrical casing for housing the gradient magnetic field coil and the static magnetic field magnet;
Housed in the casing, and the receiving substrate comprising an A / D converter for A / D conversion of the magnetic resonance signal received by the radio frequency coil for the reception without frequency conversion,
A signal processing system for generating magnetic resonance image data based on the magnetic resonance signal after the A / D conversion;
A high-frequency coil for transmission for applying a high-frequency magnetic field to the imaging region;
An amplifier that is installed in a radiographing room in which the frame is installed, amplifies a high-frequency signal, and outputs the amplified signal to the high-frequency coil for transmission;
With
The coil element constituting the amplifier is a magnetic resonance imaging apparatus configured using at least one of an air-core coil and a cored coil having a magnetic permeability of a predetermined value or less .

A static magnetic field magnet for forming a static magnetic field in the imaging region;
A gradient coil for forming a gradient magnetic field in the imaging region;
A receiving high-frequency coil for receiving a magnetic resonance signal generated from a subject in the imaging region in which the static magnetic field and the gradient magnetic field are formed;
A gantry having a cylindrical casing for housing the gradient magnetic field coil and the static magnetic field magnet;
A receiving substrate including an A / D converter housed in the casing and A / D-converted without frequency-converting the magnetic resonance signal received by the receiving high-frequency coil;
A signal processing system for generating magnetic resonance image data based on the magnetic resonance signal after the A / D conversion;
A high-frequency coil for transmission for applying a high-frequency magnetic field to the imaging region;
An amplifier that is installed in a radiographing room in which the frame is installed, amplifies a high-frequency signal, and outputs the amplified signal to the high-frequency coil for transmission;
A signal distributor for distributing the high-frequency signal output to the amplifier;
With
The amplifier is a magnetic resonance imaging apparatus configured to amplify a differential signal of a plurality of distributed signals.

A static magnetic field magnet for forming a static magnetic field in the imaging region;
A gradient coil for forming a gradient magnetic field in the imaging region;
A receiving high-frequency coil for receiving a magnetic resonance signal generated from a subject in the imaging region in which the static magnetic field and the gradient magnetic field are formed;
A gantry having a cylindrical casing for housing the gradient magnetic field coil and the static magnetic field magnet;
A receiving substrate including an A / D converter housed in the casing and A / D-converted without frequency-converting the magnetic resonance signal received by the receiving high-frequency coil;
A signal processing system for generating magnetic resonance image data based on the magnetic resonance signal after the A / D conversion;
A high-frequency coil for transmission for applying a high-frequency magnetic field to the imaging region;
An amplifier that is disposed in the casing and amplifies a high frequency signal and outputs the amplified signal to the high frequency coil for transmission;
With
A magnetic resonance imaging apparatus in which the receiving substrate is disposed above the amplifier in a vertical direction .

A static magnetic field magnet for forming a static magnetic field in the imaging region;
A gradient coil for forming a gradient magnetic field in the imaging region;
A receiving high-frequency coil for receiving a magnetic resonance signal generated from a subject in the imaging region in which the static magnetic field and the gradient magnetic field are formed;
A gantry having a cylindrical casing for housing the gradient magnetic field coil and the static magnetic field magnet;
A receiving substrate including an A / D converter housed in the casing and A / D-converted without frequency-converting the magnetic resonance signal received by the receiving high-frequency coil;
A signal processing system for generating magnetic resonance image data based on the magnetic resonance signal after the A / D conversion;
A high-frequency coil for transmission for applying a high-frequency magnetic field to the imaging region;
An amplifier that is installed in a radiographing room in which the frame is installed, amplifies a high-frequency signal, and outputs the amplified signal to the high-frequency coil for transmission;
With
A magnetic resonance imaging apparatus in which the substrate is arranged so that the longitudinal direction of the substrate constituting the amplifier is not perpendicular to the direction of the magnetic flux of the static magnetic field .

A static magnetic field magnet for forming a static magnetic field in the imaging region;
A gradient coil for forming a gradient magnetic field in the imaging region;
A receiving high-frequency coil for receiving a magnetic resonance signal generated from a subject in the imaging region in which the static magnetic field and the gradient magnetic field are formed;
A gantry having a cylindrical casing for housing the gradient magnetic field coil and the static magnetic field magnet;
A receiving substrate including an A / D converter housed in the casing and A / D-converted without frequency-converting the magnetic resonance signal received by the receiving high-frequency coil;
A signal processing system for generating magnetic resonance image data based on the magnetic resonance signal after the A / D conversion;
A high-frequency coil for transmission for applying a high-frequency magnetic field to the imaging region;
An amplifier that amplifies a high-frequency signal and outputs the amplified signal to the high-frequency coil for transmission;
With
A magnetic resonance imaging apparatus in which the amplifier is disposed inside the casing constituting the gantry so that a thickness direction of the casing constituting the amplifier is inclined with respect to a vertical direction and a horizontal direction .