特開 2023-135351 高周波コイル装置及び高周波コイル装置の制御方法

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】公開特許公報(A)

(11)【公開番号】P2023135351

(43)【公開日】2023-09-28

(54)【発明の名称】高周波コイル装置及び高周波コイル装置の制御方法

(51)【国際特許分類】

   A61B 5/055 20060101AFI20230921BHJP

   G01N 24/08 20060101ALI20230921BHJP

   G01R 33/385 20060101ALI20230921BHJP

【ＦＩ】

A61B5/055 351

A61B5/055 355

A61B5/055 311

A61B5/055 370

G01N24/08 520A

G01R33/385

【審査請求】未請求

【請求項の数】11

【出願形態】ＯＬ

(21)【出願番号】P 2022040513

(22)【出願日】2022-03-15

(71)【出願人】

【識別番号】594164542

【氏名又は名称】キヤノンメディカルシステムズ株式会社

(74)【代理人】

【識別番号】110001771

【氏名又は名称】弁理士法人虎ノ門知的財産事務所

(72)【発明者】

【氏名】田中 優

【テーマコード（参考）】

4C096

【Ｆターム（参考）】

4C096AB34

4C096AD06

4C096AD10

4C096AD23

4C096BA05

4C096BB07

4C096CC32

4C096CD04

4C096DA01

(57)【要約】

【課題】高周波コイル装置の電力効率を下げずに、高精度な測定結果を得ること。
【解決手段】実施形態に係る高周波コイル装置は、磁気共鳴イメージング装置のボア内に配置される高周波コイル装置であって、取得部と、供給部と、制御部とを備える。取得部は、前記ボア内に置かれた被検体から生じた核磁気共鳴信号を取得する。供給部は、スイッチングレギュレータとリニアレギュレータとを含み、前記高周波コイル装置の構成要素へ電圧を供給する。制御部は、前記磁気共鳴イメージング装置の撮像シーケンスに基づいて、前記スイッチングレギュレータと前記リニアレギュレータとを選択的に駆動する。ここで、前記制御部は、前記核磁気共鳴信号が取得される期間を含む第１の期間では前記リニアレギュレータを駆動し、前記第１の期間以外の第２の期間では前記スイッチングレギュレータを駆動する。
【選択図】図４

【特許請求の範囲】

【請求項1】

磁気共鳴イメージング装置のボア内に配置される高周波コイル装置であって、
前記ボア内に置かれた被検体から生じた核磁気共鳴信号を取得する取得部と、
スイッチングレギュレータとリニアレギュレータとを含み、前記高周波コイル装置の構成要素へ電圧を供給する供給部と、
前記磁気共鳴イメージング装置の撮像シーケンスに基づいて、前記スイッチングレギュレータと前記リニアレギュレータとを選択的に駆動する制御部とを備え、
前記制御部は、前記核磁気共鳴信号が取得される期間を含む第１の期間では前記リニアレギュレータを駆動し、前記第１の期間以外の第２の期間では前記スイッチングレギュレータを駆動する、
高周波コイル装置。

【請求項2】

前記撮像シーケンスは、前記磁気共鳴イメージング装置によって行われる高周波磁場の送信及び前記核磁気共鳴信号の取得を含むスキャンの実行を規定する、
請求項１に記載の高周波コイル装置。

【請求項3】

前記制御部は、前記撮像シーケンスによって規定された前記高周波磁場の送信タイミング又は前記核磁気共鳴信号の取得期間に基づいて、前記第１の期間を設定する、
請求項２に記載の高周波コイル装置。

【請求項4】

前記磁気共鳴イメージング装置は、無線通信によって前記高周波コイル装置に前記撮像シーケンスを送信する第１の通信部を備える、
請求項１～３のいずれか一つに記載の高周波コイル装置。

【請求項5】

前記高周波コイル装置は、無線通信によって前記磁気共鳴イメージング装置に前記核磁気共鳴信号に基づく測定データを送信する第２の通信部をさらに備える、
請求項１～４のいずれか一つに記載の高周波コイル装置。

【請求項6】

前記無線通信は、前記核磁気共鳴信号の周波数より高い周波数を用いて行われる、
請求項４又は５に記載の高周波コイル装置。

【請求項7】

前記制御部は、前記第１の期間に加えて、前記測定データが送信される期間を含む第３の期間では前記リニアレギュレータを駆動し、前記第１の期間及び前記第３の期間以外の第４の期間では前記スイッチングレギュレータを駆動する、
請求項５に記載の高周波コイル装置。

【請求項8】

前記制御部は、前記高周波コイル装置が前記磁気共鳴イメージング装置のボア内から外れた位置に配置された場合に、前記スイッチングレギュレータを駆動する、
請求項１～６のいずれか一つに記載の高周波コイル装置。

【請求項9】

前記制御部は、前記高周波コイル装置が前記磁気共鳴イメージング装置のボア内から外れた位置に配置された場合に、前記第３の期間であれば、前記リニアレギュレータを駆動し、前記第３の期間でなければ、前記スイッチングレギュレータを駆動する、
請求項７に記載の高周波コイル装置。

【請求項10】

バッテリをさらに備え、
前記供給部は、前記バッテリからの電圧を前記構成要素へ供給する、
請求項１～９のいずれか一つに記載の高周波コイル装置。

【請求項11】

磁気共鳴イメージング装置のボア内に配置される高周波コイル装置の制御方法であって、
前記高周波コイル装置の取得部が、前記ボア内に置かれた被検体から生じた核磁気共鳴信号を取得するステップと、
前記高周波コイル装置の供給部が、スイッチングレギュレータとリニアレギュレータとを含み、前記高周波コイル装置の構成要素へ電圧を供給するステップと、
前記高周波コイル装置の制御部が、前記磁気共鳴イメージング装置の撮像シーケンスに基づいて、前記スイッチングレギュレータと前記リニアレギュレータとを選択的に駆動するステップとを含み、
前記制御部は、前記核磁気共鳴信号が取得される期間を含む第１の期間では前記リニアレギュレータを駆動し、前記第１の期間以外の第２の期間では前記スイッチングレギュレータを駆動する、
高周波コイル装置の制御方法。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

本明細書及び図面に開示の実施形態は、高周波コイル装置及び高周波コイル装置の制御方法に関する。

【背景技術】

【0002】

従来、様々な分野で、目視できない物理現象を数値化・可視化するための測定技術が進歩している。例えば、磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）の分野では、ＭＲＩ装置の磁場中（撮像領域内）における被検体の微弱な核磁気共鳴（Nuclear Magnetic Resonance：ＮＭＲ）信号を高周波（Radio Frequency：ＲＦ）コイル装置によって捉え、エネルギ変換を経て画像データを取得することが行われている。ここで、一般的に、センシング素子で得られた電気信号の多くは、アナログ・デジタルコンバータ（以下Ａ／Ｄコンバータ）によってデジタル化される。デジタル化されることにより、データの劣化を心配することなく、保存、伝送、変換などの処理を高速で実現することが可能となる。

【先行技術文献】

【特許文献】

【0003】

【特許文献1】特開２００９－３０２７１０号公報

【発明の概要】

【発明が解決しようとする課題】

【0004】

本明細書及び図面に開示の実施形態が解決しようとする課題の一つは、ＲＦコイル装置の電力効率を下げずに、高精度な測定結果を得ることである。ただし、本明細書及び図面に開示の実施形態により解決しようとする課題は上記課題に限られない。後述する実施形態に示す各構成による各効果に対応する課題を他の課題として位置付けることもできる。

【課題を解決するための手段】

【0005】

実施形態に係るＲＦコイル装置は、ＭＲＩ装置のボア内に配置されるＲＦコイル装置であって、取得部と、供給部と、制御部とを備える。取得部は、前記ボア内に置かれた被検体から生じたＮＭＲ信号を取得する。供給部は、スイッチングレギュレータとリニアレギュレータとを含み、前記ＲＦコイル装置の構成要素へ電圧を供給する。制御部は、前記ＭＲＩ装置の撮像シーケンスに基づいて、前記スイッチングレギュレータと前記リニアレギュレータとを選択的に駆動する。ここで、前記制御部は、前記ＮＭＲ信号が取得される期間を含む第１の期間では前記リニアレギュレータを駆動し、前記第１の期間以外の第２の期間では前記スイッチングレギュレータを駆動する。

【図面の簡単な説明】

【0006】

【図1】図１は、第１の実施形態の比較例に係るＭＲＩシステムの動作原理を示す断面図である。

【図2】図２は、第１の実施形態の比較例に係るＭＲＩシステムにおけるＲＦコイル装置の構成例を示す図である。

【図3】図３は、第１の実施形態に係るＭＲＩシステムの動作原理を示す断面図である。

【図4】図４は、第１の実施形態に係るＭＲＩシステムにおけるＲＦコイル装置の構成例を示す図である。

【図5】図５は、第１の実施形態に係るＭＲＩシステムのタイミングチャートを示す図である。

【図6】図６は、第１の実施形態に係るＭＲＩシステムにより実行される処理のフローチャートである。

【図7】図７は、第２の実施形態に係るＭＲＩシステムのタイミングチャートを示す図である。

【図8】図８は、第２の実施形態に係るＭＲＩシステムにより実行される処理のフローチャートである。

【図9】図９は、第３の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示す図である。

【発明を実施するための形態】

【0007】

以下、添付図面を参照して、本願に係るＲＦコイル装置及びＲＦコイル装置の制御方法の実施形態について詳細に説明する。なお、以下に説明する実施形態は、本願が開示する技術の実現手段としての一例であり、当該技術が適用される装置の構成や各種条件によって適宜に修正又は変更されうる。即ち、本願が開示する技術は、必ずしも以下の実施形態に限定されるものではない。また、以下の実施形態で説明されている特徴の組み合わせの全てが、本願が開示する技術の解決手段に必須のものとは限らない。

【0008】

まず、本願に係る実施形態の説明に先立ち、第１の実施形態の比較例に係るＭＲＩシステムの動作原理について説明する。

【0009】

（第１の実施形態の比較例に係るＭＲＩシステムの構成）
図１は、第１の実施形態の比較例に係るＭＲＩシステムの動作原理を示す断面図である。

【0010】

例えば、図１に示すように、ＭＲＩシステムは、ＭＲＩ装置１０１と、ＲＦコイル装置１０５とを含む。

【0011】

ＭＲＩ装置１０１は、円筒形にくり抜かれた空間部であるボア１０２を有し、ボア１０２内にＭＲＩ装置１０１の設置面と並行して非磁性のベッド１０３が置かれる。そして、ベッド１０３の上で患者となる被検体１０４を安静にした状態で、ＲＦコイル装置１０５が、被検体１０４の測定箇所に巻き付けられて配置される。これにより、ＲＦコイル装置１０５は、ＭＲＩ装置１０１のボア１０２内に配置される。

【0012】

この状態で、ＭＲＩ装置１０１は、静磁場（非図示）、傾斜磁場（非図示）、及び、ボア１０２の奥行方向に垂直な面内で回転する高周波磁場１０６を送信する。そして、ＲＦコイル装置１０５は、高周波磁場１０６により被検体１０４から生じた微弱なＮＭＲ信号１０７を測定する。また、ＲＦコイル装置１０５は、伝送線路１０８を介して、測定したＮＭＲ信号１０７をデジタル化した測定データをＭＲＩ装置１０１（又は画像処理装置（非図示））へ送信する。その後、ＭＲＩ装置１０１（又は画像処理装置（非図示））において、送信された測定データが画像化される。

【0013】

図２は、第１の実施形態の比較例に係るＭＲＩシステムにおけるＲＦコイル装置の構成例を示す図である。

【0014】

例えば、図２に示すように、ＲＦコイル装置２０１は、センシング部２０２、Ａ／Ｄコンバータ２０３、通信部２０４、制御部２０５、及び定電圧供給部２０６を備え、伝送線路２０７を介して、ＭＲＩ装置１０１（又は画像処理装置（非図示））と接続される。

【0015】

センシング部２０２は、ボア１０２内に置かれた被検体１０４から生じたＮＭＲ信号１０７を取得する。具体的には、センシング部２０２は、並列接続された複数のコイルから構成され、被検体１０４から生じたＮＭＲ信号１０７が各コイルのループを貫くことで励起された電流値の変化をアナログ電気信号として測定することでＮＭＲ信号１０７を取得する。Ａ／Ｄコンバータ２０３は、センシング部２０２により測定されたアナログ電気信号をデジタル信号に変換して測定データを取得する。当該測定データは、測定結果として、通信部２０４によりＭＲＩ装置１０１（又は画像処理装置（非図示））へ送信される。

【0016】

制御部２０５は、伝送線路２０７及び通信部２０４を経由してＭＲＩ装置１０１（又は画像処理装置（非図示））より受信した、ＭＲＩ装置１０１によって行われる傾斜磁場の印加、高周波磁場１０６の送信、及びＮＭＲ信号１０７の取得を含むスキャンの実行を規定した撮像シーケンスに基づいて、Ａ／Ｄコンバータ２０３の駆動タイミングを、制御信号を用いて制御する。ここで、ＭＲＩ装置１０１（又は画像処理装置（非図示））は、複数パターンの撮像シーケンスを設定、管理、及び選択可能である。

【0017】

定電圧供給部２０６は、ＭＲＩ装置１０１から伝送線路２０７を経由して供給された電源を、各構成要素へ一定の電圧として供給する役割を担う。

【0018】

伝送線路２０７は、前述の測定データ、撮像シーケンス、及び電源の他に、ＭＲＩ装置１０１（又は画像処理装置（非図示））から供給される、ＲＦコイル装置２０１で使用されるクロック信号（非図示）等も伝送することが可能である。

【0019】

このような構成において、例えば、定電圧供給部２０６は、スイッチングレギュレータであるＤＣ／ＤＣコンバータ（以下、ＤＣＤＣ）や、リニアレギュレータである低ドロップアウト（Low Dropout）レギュレータ（以下、ＬＤＯ）を使用して構成される。

【0020】

このうち、ＤＣＤＣは、消費電力が低い（即ち、電圧変換効率が高い）反面、リップルや高調波ノイズが大きいといった特徴がある。一方、ＬＤＯは、消費電力が高い（即ち、電圧変換効率が低い）反面、リップルや高調波ノイズが小さいといった特徴がある。

【0021】

ここで、上述したＲＦコイル装置２０１において、測定結果としての測定データを乱れなく得るためには、センシング部２０２で得られたアナログ電気信号がＡ／Ｄコンバータ２０３によってデジタル信号に変換される前にノイズが混入することを極力避けるべきである。しかし、定電圧供給部２０６がＤＣＤＣを使用する場合は、ＤＣＤＣから発生される高調波ノイズがアナログ電気信号に重畳することで、測定データの信号対雑音比（Ｓ／Ｎ）が劣化しうる。一方、定電圧供給部２０６がＬＤＯを使用する場合は、このような高調波ノイズが発生しないため、測定データには影響を与えない。

【0022】

さらに、ＮＭＲ信号１０７を捉えるＲＦコイル装置２０１では、電力効率を下げずに、高精度な測定結果を得ることが望ましい。これについて、定電圧供給部２０６がＤＣＤＣを使用する場合は、電圧変換効率を高くすることができるが、上記のように、ＤＣＤＣから発生する高調波ノイズによる測定データへの影響が課題となる。ＲＦコイル装置２０１で得られたアナログ電気信号にノイズが混入してしまうことは、測定結果として得られるデジタル信号の乱れによる画像データのＳ／Ｎ劣化に直結するため、極力避ける必要がある。

【0023】

このようなことから、以下で説明する実施形態では、ＲＦコイル装置の電力効率を下げずに、高精度な測定結果を得ることができるようにしている。

【0024】

（第１の実施形態）
まず、第１の実施形態について説明する。本実施形態では、ＲＦコイル装置とＭＲＩ装置との間の通信が無線通信で行われる場合の例を説明する。

【0025】

近年、他の技術分野と同様、ＭＲＩの分野でも、デジタル化されたデータ／信号を無線通信で伝送する方式が期待されている。有線で接続されていた配線を無線化することにより、患者に近接して配置されるＲＦコイル装置にとって配置の自由度が高まることや、配線によって引き起こされる患者の熱傷を防止できることなどのメリットがある。一方で、無線化することによる影響は電源部分にも及び、ＲＦコイル装置は内部の部品を駆動するためのバッテリを搭載する必要が生じる。

【0026】

無線通信を用いるＲＦコイル装置では、一般的にバッテリから供給される電圧は無線通信で用いる部品を駆動する電圧より高いため、電圧を安定化させるための電圧レギュレータが用いられる。ここでいう電圧レギュレータには、例えば、前述したリニアレギュレータであるＬＤＯや、スイッチングレギュレータであるＤＣＤＣがある。

【0027】

このように、無線通信を用いるＲＦコイル装置は、バッテリから供給される電圧によって駆動するものであるため、ＭＲＩ装置から大きな電源が供給される場合と比べて、電力効率を下げずに測定結果を得ることがより重要になる。

【0028】

（第１の実施形態に係るＭＲＩシステムの構成）
図３は、第１の実施形態に係るＭＲＩシステムの動作原理を示す断面図である。

【0029】

例えば、図３に示すように、本実施形態に係るＭＲＩシステムは、ＭＲＩ装置３０１と、ＲＦコイル装置３０５とを含む。

【0030】

ＭＲＩ装置３０１は、ボア３０２、及び無線通信部３０８を有し、ボア３０２内にＭＲＩ装置３０１の設置面と並行して非磁性のベッド３０３が置かれる。そして、ベッド３０３の上で被検体３０４を安静にした状態で、ＲＦコイル装置３０５が、被検体３０４の測定箇所に巻き付けられて配置される。これにより、ＲＦコイル装置３０５は、ＭＲＩ装置３０１のボア３０２内に配置される。

【0031】

この状態で、ＭＲＩ装置３０１は、静磁場（非図示）、傾斜磁場（非図示）、及び高周波磁場３０６を送信する。そして、ＲＦコイル装置３０５は、高周波磁場３０６により被検体３０４から生じた微弱なＮＭＲ信号３０７を測定する。また、ＲＦコイル装置３０５は、ＭＲＩ装置３０１の無線通信部３０８と無線接続され、伝送線路３０９を介して、測定したＮＭＲ信号３０７をデジタル化した測定データをＭＲＩ装置３０１（又は画像処理装置（非図示））へ送信する。そして、送信された測定データが、ＭＲＩ装置３０１（又は画像処理装置（非図示））において画像化される。

【0032】

ここで、無線通信部３０８は、例えば、ＭＲＩ装置３０１の外装に固定され、ボア３０２内のＲＦコイル装置３０５と見通し外通信を行う。このとき、無線通信部３０８は、ＮＭＲ信号３０７の周波数より高い周波数を用いて無線通信を行う。例えば、無線通信部３０８は、電磁波の回り込みを期待できる２．４ＧＨｚ帯の無線ＬＡＮ（Local Area Network）を用いて無線通信を行う。なお、無線通信部３０８によって用いられる無線通信の周波数帯域は、高周波磁場３０６が使用する周波数帯域である数十～数百ＭＨｚ帯に重ならなければ良く、より高い周波数を用いる無線通信、例えば５ＧＨｚ帯を用いる無線ＬＡＮが用いられても良い。また、無線通信部３０８による無線通信の方法は、無線ＬＡＮに限られず、ＩＳＭ（Industrial Scientific and Medical）バンドを用いた無線通信や、サブミリ波、ミリ波、可視光を用いた無線通信が用いられても良い。ただし、高い周波数が用いられる場合は電磁波の直進性が増すため、無線通信部３０８は、ＭＲＩ装置３０１と切り離して、ＲＦコイル装置３０５と見通し内通信が可能となるように配置することが望ましい。

【0033】

図４は、第１の実施形態に係るＭＲＩシステムにおけるＲＦコイル装置の構成例を示す図である。

【0034】

例えば、図４に示すように、ＲＦコイル装置４０１は、センシング部４０２、Ａ／Ｄコンバータ４０３、通信部４０４、制御部４０５、アンテナ４０６、バッテリ４０７、及び定電圧供給部４０８を備える。

【0035】

ここで、センシング部４０２及びＡ／Ｄコンバータ４０３は、図２に示したＲＦコイル装置２０１におけるセンシング部２０２及びＡ／Ｄコンバータ２０３と同様の機能を有する。即ち、センシング部４０２は、ボア３０２内に置かれた被検体３０４から生じたＮＭＲ信号３０７をアナログ電気信号として測定することでＮＭＲ信号３０７を取得する。また、Ａ／Ｄコンバータ４０３は、センシング部４０２により測定されたアナログ電気信号をデジタル信号に変換して測定データを取得する。当該測定データは、測定結果として、通信部４０４によりアンテナ４０６、及び、ＭＲＩ装置３０１の無線通信部３０８を経由して、ＭＲＩ装置３０１（又は画像処理装置（非図示））へ送信される。

【0036】

制御部４０５は、ＭＲＩ装置３０１の無線通信部３０８、アンテナ４０６、及び通信部４０４を経由してＭＲＩ装置３０１（又は画像処理装置（非図示））より受信した、ＭＲＩ装置３０１によって行われる傾斜磁場の印加、高周波磁場３０６の送信、及びＮＭＲ信号３０７の取得を含むスキャンの実行を規定した撮像シーケンスに基づいて、Ａ／Ｄコンバータ４０３の駆動タイミングを、制御信号を用いて制御する。ここで、Ａ／Ｄコンバータ４０３の駆動タイミングは、受動的に機能するセンシング部４０２に合わせて能動的に制御する。そのため、ＮＭＲ信号３０７の取得に要する期間である取得期間は、ほぼＡ／Ｄコンバータ４０３の駆動期間に等しい。

【0037】

定電圧供給部４０８は、ＤＣＤＣ４０９とＬＤＯ４１０とを含み、ＲＦコイル装置４０１の構成要素へ電圧を供給する。具体的には、定電圧供給部４０８は、バッテリ４０７からの電圧を変換してＲＦコイル装置４０１の各構成要素へ一定の電圧として供給する電圧変換部として機能し、ＤＣＤＣ４０９とＬＤＯ４１０は切り替え可能に（例えば並列接続で）構成される。

【0038】

通信部４０４は、アンテナ４０６を介してＭＲＩ装置３０１の無線通信部３０８と無線通信を行うことにより、前述の測定データ、及び撮像シーケンスに加えて、ＲＦコイル装置４０１で使用するクロック信号（非図示）を送受信する。このとき、通信部４０４は、ＮＭＲ信号３０７の周波数より高い周波数を用いて無線通信を行う。ここで、測定データ、撮像シーケンス、及びクロック信号の相互干渉によるＳ／Ｎの劣化を避けるため、各々の通信は、異なるアンテナや周波数帯域を用いても良い。

【0039】

ここで、例えば、上述したセンシング部４０２、通信部４０４、制御部４０５、定電圧供給部４０８、無線通信部３０８は、それぞれ、上述した処理機能を有する処理回路によって実現される。この場合に、処理回路は、例えば、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。例えば、処理回路がＡＳＩＣである場合、処理機能が処理回路内に論理回路として直接組み込まれる。なお、処理回路は、処理部ごとに単一の回路として構成される場合に限らず、複数の独立した回路を組み合わせて一つの処理回路として構成し、その処理機能を実現するようにしてもよい。さらに、図４における複数の構成要素を一つの処理回路へ統合して、その処理機能を実現するようにしてもよい。

【0040】

なお、本実施形態におけるセンシング部４０２は、取得部の一例である。また、本実施形態における通信部４０４は、第２の通信部の一例である。また、本実施形態における制御部４０５は、制御部の一例である。また、本実施形態における定電圧供給部４０８は、供給部の一例である。また、本実施形態における無線通信部３０８は、第１の通信部の一例である。

【0041】

このような構成において、本実施形態では、制御部４０５が、ＭＲＩ装置３０１の撮像シーケンスに基づいて、ＤＣＤＣ４０９とＬＤＯ４１０とを選択的に駆動する。

【0042】

具体的には、制御部４０５は、センシング部４０２、及びＡ／Ｄコンバータ４０３によって、ＮＭＲ信号３０７が取得される取得期間では高周波ノイズが小さいＬＤＯ４１０を駆動し、ＤＣＤＣ４０９を停止させる。また、制御部４０５は、取得期間以外の期間では電圧変換効率が高いＤＣＤＣ４０９を駆動し、ＬＤＯ４１０を停止させる。

【0043】

これにより、消費電力の観点において、有限なバッテリ４０７の電源容量を考慮した電力駆動を行うことが可能となる。

【0044】

（第１の実施形態に係るＤＣＤＣとＬＤＯとの切り替えのタイミング）
図５は、第１の実施形態に係るＭＲＩシステムのタイミングチャートを示す図である。

【0045】

具体的には、図５は、ＭＲＩのスピンエコー法におけるパルス系列と合わせて、本実施形態におけるＭＲＩ装置３０１、センシング部４０２、Ａ／Ｄコンバータ４０３、ＬＤＯ４１０、ＤＣＤＣ４０９、及び通信部４０４の動作のタイミングチャートを示す。なお、ここでは、ＭＲＩについての動作原理、及び画像取得に関する子細な説明は省略する。

【0046】

例えば、図５に示すように、ＭＲＩ装置３０１は、高周波磁場（９０度パルス）を照射し、一定期間（ＴＥ／２）の後に再度高周波磁場（１８０度パルス）を照射する。さらに、ＭＲＩ装置３０１は、傾斜磁場（スライス）、傾斜磁場（位相エンコード）、及び傾斜磁場（リードアウト）を用いることで、高周波磁場（１８０度パルス）から一定期間（ＴＥ／２）の後にＮＭＲ信号３０７であるスピンエコーを取得可能となる。

【0047】

そして、ＲＦコイル装置４０１の制御部４０５は、ＭＲＩ装置３０１の撮像シーケンスによって規定された高周波磁場３０６の送信タイミング又はＮＭＲ信号３０７の取得タイミングに基づいて、スピンエコーの取得に要する取得期間を設定する。

【0048】

例えば、制御部４０５は、スピンエコーが測定可能となる撮像タイミングを、高周波磁場３０６の送信タイミングを規定した撮像シーケンスからＴＥ／２（又はＴＥ）を抽出して算出する。そして、制御部４０５は、算出した撮像タイミングに基づいて、スピンエコーの取得期間であるＡ／Ｄコンバータ４０３の駆動期間に合わせて、ＤＣＤＣ４０９、及びＬＤＯ４１０の切り替え制御を行う。ここで、撮像タイミング又は取得期間が、撮像シーケンスに含まれても良い。その場合には、制御部４０５は、撮像シーケンスに含まれる撮像タイミング又は取得期間に基づいて、切り替え制御を行う。

【0049】

具体的には、Ａ／Ｄコンバータ４０３が駆動していない期間では、デジタル信号が生成されず、アナログ電気信号は破棄されるため、ＤＣＤＣ４０９を停止する期間を、取得期間に限定すれば良い。即ち、制御部４０５は、ＮＭＲ信号３０７が取得される取得期間では高周波ノイズが小さいＬＤＯ４１０を駆動し、ＤＣＤＣ４０９を停止させる。また、制御部４０５は、取得期間以外の期間では電圧変換効率が高いＤＣＤＣ４０９を駆動し、ＬＤＯ４１０を停止させる。この場合に、取得期間は、第１の期間の一例である。また、取得期間以外の期間は、第２の期間の一例である。

【0050】

ここで、ＤＣＤＣ４０９からＬＤＯ４１０への切り替え時の電圧変動を避けるために、取得期間の開始タイミングから一定の早い時間オフセット（第１のオフセット）を設けても良い。同様に、ＬＤＯ４１０からＤＣＤＣ４０９への切り替え時の電圧変動を避けるために、取得期間の終了タイミングから一定の遅い時間オフセット（第２のオフセット）を設けても良い。当該時間オフセットは、例えば、制御部４０５によるＡ／Ｄコンバータ４０３の制御信号に含まれる。

【0051】

このように、時間オフセットを用いる場合、制御部４０５は、第１のオフセットから取得期間を経て第２のオフセットまでの期間では高調波ノイズが小さいＬＤＯ４１０を駆動し、ＤＣＤＣ４０９を停止させる。また、制御部４０５は、第１のオフセットから取得期間を経て第２のオフセットまでの期間以外の期間ではＤＣＤＣ４０９を駆動し、ＬＤＯ４１０を停止させる。

【0052】

これにより、電圧の安定性を向上しつつ、電力効率に配慮した制御を行うことが可能となる。

【0053】

なお、このタイミングチャートに記載の一連の処理は、撮像シーケンスに伴って規定回数繰り返されうる。また、本実施形態は、スピンエコー法に限らず、ＭＲＩに用いる全ての撮像方法（又は撮像シーケンス）に適用されうる。

【0054】

（第１の実施形態に係るＭＲＩシステムによる処理の流れ）
図６は、第１の実施形態に係るＭＲＩシステムにより実行される処理のフローチャートである。

【0055】

具体的には、図６は、本実施形態におけるＭＲＩ装置３０１、及びＲＦコイル装置４０１により実行される処理のフローチャートを示す。なお、ここでは、図６の説明に際し、図５に示したタイミングチャートを参照し、時間オフセット（第１のオフセット、及び第２のオフセット）を有効とする。また、ＭＲＩ装置３０１とＲＦコイル装置４０１は、無線ＬＡＮによって接続されている状態とし、無線ＬＡＮの接続処理についての説明は省略する。

【0056】

例えば、図６に示すように、まず、ＭＲＩ装置３０１が、撮像シーケンスを決定し（ステップＳ２０１）、決定した撮像シーケンスを、無線通信部３０８を介してＲＦコイル装置４０１に送信する（ステップＳ２０２）。

【0057】

続いて、ＲＦコイル装置４０１の制御部４０５が、撮像シーケンスを受信すると、図５に示したタイミングチャートに基づいて、定電圧供給部４０８を制御する（ステップＳ２０３）。即ち、制御部４０５は、取得期間の開始から第１のオフセットだけ早めた時刻で、ＤＣＤＣ４０９を停止させ、ＬＤＯ４１０を駆動する。

【0058】

続いて、取得期間において、ＲＦコイル装置４０１のセンシング部４０２が、ＮＭＲ信号３０７を取得し、Ａ／Ｄコンバータ４０３が、ＮＭＲ信号３０７をデジタル信号に変換して測定データを取得する（ステップＳ２０４）。この時、ＬＤＯ４１０が動作しているため、高調波ノイズは発生せず、定電圧供給部４０８に起因する測定データへのノイズの混入は発生しない。

【0059】

続いて、ＲＦコイル装置４０１の制御部４０５が、取得期間の終了から第２のオフセットが経過した時刻で、ＬＤＯ４１０を停止させ、ＤＣＤＣ４０９を駆動する（ステップＳ２０５）。

【0060】

続いて、ＲＦコイル装置４０１の通信部４０４が、Ａ／Ｄコンバータ４０３から出力された測定データを、アンテナ４０６を介して、無線通信によりＭＲＩ装置３０１へ送信する（ステップＳ２０６）。

【0061】

その後、ＲＦコイル装置４０１の制御部４０５が、撮像シーケンスによりＮＭＲ信号３０７の取得予定があるか否かを判定し、取得予定がある場合は（ステップＳ２０７，Ｙｅｓ）、上述したステップＳ２０３～Ｓ２０６の処理を規定回数繰り返す。一方、取得予定がない場合は（ステップＳ２０７，Ｎｏ）、制御部４０５は、上述した一連の処理を終了する。

【0062】

このように、第１の実施形態に係るＭＲＩシステムは、撮像シーケンスに基づいて、測定データを取得している期間にＬＤＯ４１０を駆動し、ＤＣＤＣ４０９を停止させる。これにより、電力効率の低下を防ぎつつ、センシング部４０２で得られたＮＭＲ信号３０７をＡ／Ｄコンバータ４０３で取り込む期間に、ＤＣＤＣ４０９による高調波ノイズの混入を防ぎ、高精度な測定結果を得ることが可能となる。

【0063】

なお、上述した何れの処理においても、制御部４０５は、測定中断時や非常時等にＲＦコイル装置４０１がＭＲＩ装置３０１のボア３０２内から外れた位置に配置された場合に、撮像シーケンスに関わらず、ＬＤＯ４１０を停止させ、ＤＣＤＣ４０９を駆動しても良い。ＭＲＩシステムの構成で示したように、ＲＦコイル装置４０１がボア３０２内に配置されなければ被検体３０４の微弱なＮＭＲ信号３０７を測定できないため、これにより、省電力化を優先させることができる。

【0064】

（第２の実施形態）
次に、第２の実施形態について説明する。本実施形態では、第１の実施形態の一部を変更し、取得期間に加えて無線通信を考慮して、定電圧供給部を制御する場合の例を説明する。なお、以下では、第１の実施形態と異なる点について説明し、ＭＲＩシステムの構成等、第１の実施形態と同様の事項については説明を省略する。

【0065】

（第２の実施形態に係るＤＣＤＣとＬＤＯとの切り替えのタイミング）
図７は、第２の実施形態に係るＭＲＩシステムのタイミングチャートを示す図である。

【0066】

具体的には、図７は、ＭＲＩのスピンエコー法におけるパルス系列と合わせて、本実施形態におけるＭＲＩ装置３０１、センシング部４０２、Ａ／Ｄコンバータ４０３、ＬＤＯ４１０、ＤＣＤＣ４０９、及び通信部４０４の動作のタイミングチャートを示す。なお、ここでは、ＭＲＩについての動作原理、及び画像取得に関する子細な説明は省略する。

【0067】

例えば、通信部４０４が２．４ＧＨｚ帯、及び５ＧＨｚ帯の無線ＬＡＮを使用する場合は、ＤＣＤＣ４０９に起因した高調波ノイズによって、５ＧＨｚ帯への３次相互変調歪となって無線通信のＳ／Ｎを劣化させる要因となりうる。

【0068】

そこで、本実施形態では、制御部４０５は、スピンエコーの取得期間であるＡ／Ｄコンバータ４０３の駆動期間、及び、通信部４０４によってＭＲＩ装置３０１に測定データが送信される期間である送信期間に合わせて、ＤＣＤＣ４０９、及びＬＤＯ４１０の切り替え制御を行う。

【0069】

具体的には、ＤＣＤＣ４０９を停止する期間を、スピンエコーの取得期間以降、測定データの送信期間までとすれば良い。即ち、制御部４０５は、取得期間に加えて、送信期間では高周波ノイズが小さいＬＤＯ４１０を駆動し、ＤＣＤＣ４０９を停止させる。また、制御部４０５は、取得期間及び送信期間以外の期間では電圧変換効率が高いＤＣＤＣ４０９を駆動し、ＬＤＯ４１０を停止させる。この場合に、取得期間は、第１の期間の一例である。また、送信期間は、第３の期間の一例である。また、取得期間及び送信期間以外の期間は、第４の期間の一例である。

【0070】

ここで、ＤＣＤＣ４０９からＬＤＯ４１０への切り替え時の電圧変動を避けるために、取得期間の開始タイミングから一定の早い時間オフセット（第１のオフセット）を設けても良い。同様に、ＬＤＯ４１０からＤＣＤＣ４０９への切り替え時の電圧変動を避けるために、送信期間の終了タイミングから一定の遅い時間オフセット（第２のオフセット）を設けても良い。当該時間オフセットは、例えば、制御部４０５によるＡ／Ｄコンバータ４０３の制御信号に含まれる。ここで、送信期間は、例えば、通信部４０４から制御部４０５に測定データの残りの送信時間、又は送信終了の通知を行うことで設定する。

【0071】

このように、時間オフセットを用いる場合、制御部４０５は、第１のオフセットから取得期間及び送信期間を経て第２のオフセットまでの期間では高調波ノイズが小さいＬＤＯ４１０を駆動し、ＤＣＤＣ４０９を停止させる。また、制御部４０５は、第１のオフセットから取得期間及び送信期間を経て第２のオフセットまでの期間以外の期間ではＤＣＤＣ４０９を駆動し、ＬＤＯ４１０を停止させる。

【0072】

これにより、電圧の安定性を向上しつつ、電力効率に配慮した制御を行うことが可能となる。

【0073】

なお、制御部４０５は、取得期間と送信期間の間隔が十分に離れていると判断した場合に、一度ＬＤＯ４１０からＤＣＤＣ４０９へ切り替えても良い。

【0074】

（第２の実施形態に係るＭＲＩシステムによる処理の流れ）
図８は、第２の実施形態に係るＭＲＩシステムにより実行される処理のフローチャートである。

【0075】

具体的には、図８は、本実施形態におけるＭＲＩ装置３０１、及びＲＦコイル装置４０１により実行される処理のフローチャート例を示す。なお、ここでは、図８の説明に際し、図７に示したタイミングチャートを参照し、時間オフセット（第１のオフセット、及び第２のオフセット）を有効とする。また、ＭＲＩ装置３０１とＲＦコイル装置４０１は無線ＬＡＮによって接続されている状態とし、無線ＬＡＮの接続処理についての説明は省略する。

【0076】

例えば、図８に示すように、まず、ＭＲＩ装置３０１が、撮像シーケンスを決定し（ステップＳ４０１）、決定した撮像シーケンスを、無線通信部３０８を介してＲＦコイル装置４０１に送信する（ステップＳ４０２）。

【0077】

続いて、ＲＦコイル装置４０１の制御部４０５が、撮像シーケンスを受信すると、図７に示したタイミングチャートに基づいて、定電圧供給部４０８を制御する（ステップＳ４０３）。即ち、制御部４０５は、取得期間の開始から第１のオフセットだけ早めた時刻で、ＤＣＤＣ４０９を停止させ、ＬＤＯ４１０を駆動する。

【0078】

続いて、取得期間において、ＲＦコイル装置４０１のセンシング部４０２が、ＮＭＲ信号３０７を取得し、Ａ／Ｄコンバータ４０３が、ＮＭＲ信号３０７をデジタル信号に変換して測定データを取得する（ステップＳ４０４）。この時、ＬＤＯ４１０が動作しているため、高調波ノイズは発生せず、定電圧供給部４０８に起因する測定データへのノイズの混入は発生しない。

【0079】

続いて、ＲＦコイル装置４０１の通信部４０４が、Ａ／Ｄコンバータ４０３から出力された測定データを、アンテナ４０６を介して、無線通信によりＭＲＩ装置３０１へ送信する（ステップＳ４０５）。この時も、ＬＤＯ４１０が動作しているため、高調波ノイズは発生せず、定電圧供給部４０８に起因する測定データへのノイズの混入は発生しない。

【0080】

続いて、ＲＦコイル装置４０１の制御部４０５が、送信期間の終了から第２のオフセットが経過した時刻で、ＬＤＯ４１０を停止させ、ＤＣＤＣ４０９を駆動する（ステップＳ４０６）。

【0081】

その後、ＲＦコイル装置４０１の制御部４０５が、撮像シーケンスによりＮＭＲ信号３０７の取得予定があるか否かを判定し、取得予定がある場合は（ステップＳ４０７，Ｙｅｓ）、上述したステップＳ４０３～Ｓ４０６の処理を規定回数繰り返す。一方、取得予定がない場合は（ステップＳ４０７，Ｎｏ）、制御部４０５は、上述した一連の処理を終了する。

【0082】

このように、第２の実施形態に係るＭＲＩシステムは、撮像シーケンスに基づいて、測定データを取得している期間、及び測定データを送信している期間にＬＤＯ４１０を駆動し、ＤＣＤＣ４０９を停止させる。これにより、電力効率の低下を防ぎつつ、センシング部４０２で得られたＮＭＲ信号３０７をＡ／Ｄコンバータ４０３で取り込む期間に、ＤＣＤＣ４０９による高調波ノイズの混入を防ぎ、高精度な測定結果を得ることが可能となる。

【0083】

なお、第１の実施形態と同様に、上述した何れの処理においても、制御部４０５は、測定中断時や非常時等にＲＦコイル装置４０１がＭＲＩ装置３０１のボア３０２内から外れた位置に配置された場合に、撮像シーケンスに関わらず、ＬＤＯ４１０を停止させ、ＤＣＤＣ４０９を駆動しても良い。ＭＲＩシステムの構成で示したように、ＲＦコイル装置４０１がボア３０２内に配置されなければ被検体３０４の微弱なＮＭＲ信号３０７を測定できないため、これにより、省電力化を優先させることができる。

【0084】

ただし、ノイズの混入の観点からは、測定データを送信している期間は、ＬＤＯ４１０を駆動し、ＤＣＤＣ４０９を停止させることが望ましい。即ち、制御部４０５は、ＲＦコイル装置４０１がＭＲＩ装置３０１のボア３０２内から外れた位置に配置された場合に、送信期間であれば、ＬＤＯ４１０を駆動し、ＤＣＤＣ４０９を停止させ、送信期間でなければ、ＤＣＤＣ４０９を駆動し、ＬＤＯ４１０を停止させる。

【0085】

（第３の実施形態）
次に、第３の実施形態について説明する。上述した第１及び第２の実施形態では、ＭＲＩ装置とＲＦコイル装置とを含むＭＲＩシステムについて説明したが、本実施形態では、ＭＲＩ装置が、上述した実施形態で説明したＲＦコイル装置を含む場合の例を説明する。

【0086】

図９は、第３の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示す図である。

【0087】

例えば、図１に示すように、ＭＲＩ装置９００は、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２、傾斜磁場電源３、全身用ＲＦコイル４、局所用ＲＦコイル５、送信回路６、受信回路７、ＲＦシールド８、架台９、寝台１０、入力インタフェース１１、ディスプレイ１２、記憶回路１３、及び処理回路１４～１７を備える。

【0088】

静磁場磁石１は、架台９が有するボア９ａ内の空間に静磁場を発生させる。具体的には、静磁場磁石１は、中空の略円筒状（中心軸に直交する断面の形状が楕円状となるものを含む）に形成されており、その内周側に配置されたボア９ａ内の空間に静磁場を発生させる。例えば、静磁場磁石１は、超伝導磁石や永久磁石等である。ここでいう超伝導磁石は、例えば、液体ヘリウム等の冷却剤が充填された容器と、当該容器に浸漬された超伝導コイルとから構成される。

【0089】

傾斜磁場コイル２は、静磁場磁石１の内側に配置されており、架台９が有するボア９ａ内に傾斜磁場を発生させる。具体的には、傾斜磁場コイル２は、中空の略円筒状（中心軸に直交する断面の形状が楕円状となるものを含む）に形成されており、互いに直交するＸ軸、Ｙ軸及びＺ軸それぞれに対応するＸコイル、Ｙコイル及びＺコイルを有している。Ｘコイル、Ｙコイル及びＺコイルは、傾斜磁場電源３から供給される電流に基づいて、各軸方向に沿って線形に変化する傾斜磁場を発生させる。ここで、Ｚ軸は、静磁場磁石１によって発生する静磁場の磁束に沿うように設定される。また、Ｘ軸は、Ｚ軸に直交する水平方向に沿うように設定され、Ｙ軸は、Ｚ軸に直交する鉛直方向に沿うように設定される。ここで、Ｘ軸、Ｙ軸及びＺ軸は、ＭＲＩ装置９００に固有の装置座標系を構成する。

【0090】

傾斜磁場電源３は、傾斜磁場コイル２に電流を供給することで、上述した傾斜磁場を発生させる。具体的には、傾斜磁場電源３は、傾斜磁場コイル２のＸコイル、Ｙコイル及びＺコイルに個別に電流を供給することで、互いに直交するリードアウト方向、位相エンコード方向及びスライス方向それぞれに沿って線形に変化する傾斜磁場を発生させる。ここで、リードアウト方向に沿った軸、位相エンコード方向に沿った軸、及びスライス方向に沿った軸は、撮像の対象となるスライス領域又はボリューム領域を規定するための論理座標系を構成する。

【0091】

具体的には、リードアウト方向、位相エンコード方向及びスライス方向それぞれに沿った傾斜磁場は、静磁場磁石１によって発生する静磁場に重畳されることで、被検体Ｓから発生するＮＭＲ信号に空間的な位置情報を付与する。具体的には、リードアウト方向の傾斜磁場は、リードアウト方向の位置に応じてＮＭＲ信号の周波数を変化させることで、リードアウト方向の位置情報をＮＭＲ信号に付与する。また、位相エンコード方向の傾斜磁場は、位相エンコード方向の位置に応じてＮＭＲ信号の位相を変化させることで、位相エンコード方向の位置情報をＮＭＲ信号に付与する。また、スライス方向の傾斜磁場は、スライス方向の位置情報をＮＭＲ信号に付与する。例えば、スライス方向の傾斜磁場は、スライス断面の撮像（２Ｄ撮像）が行われる場合には、スライス断面の方向、厚さ及び枚数を決めるために用いられ、ボリュームデータの撮像（３Ｄ撮像）が行われる場合には、スライス方向の位置に応じてＮＭＲ信号の位相を変化させるために用いられる。

【0092】

全身用ＲＦコイル４は、傾斜磁場コイル２の内周側に配置されており、架台９のボア９ａ内に配置された被検体ＳにＲＦパルス（励起パルス等）を印加し、当該ＲＦパルスの影響によって被検体Ｓから発生するＮＭＲ信号（エコー信号等）を受信する。具体的には、全身用ＲＦコイル４は、中空の略円筒状（中心軸に直交する断面の形状が楕円状となるものを含む）に形成されており、送信回路６から供給されるＲＦパルス信号に基づいて、架台９のボア９ａ内に配置された被検体ＳにＲＦパルスを印加する。そして、全身用ＲＦコイル４は、ＲＦパルスの影響によって被検体Ｓから発生するＮＭＲ信号を受信し、受信したＮＭＲ信号を受信回路７へ出力する。例えば、全身用ＲＦコイル４は、バードケージ型コイルや、ＴＥＭ（Transverse Electromagnetic）コイルである。

【0093】

局所用ＲＦコイル５は、撮像時に被検体Ｓとともに架台９のボア９ａ内に配置され、被検体Ｓから発生するＮＭＲ信号を受信する。具体的には、局所用ＲＦコイル５は、被検体Ｓの部位ごとに用意されており、被検体Ｓの撮像が行われる際に撮像対象の部位の近傍に配置され、全身用ＲＦコイル４によって印加されたＲＦパルスの影響によって被検体Ｓから発生するＮＭＲ信号を受信する。そして、局所用ＲＦコイル５は、受信したＮＭＲ信号をアナログ信号からデジタル信号に変換してＮＭＲデータを生成し、生成したＮＭＲデータを処理回路１５に出力する。例えば、局所用ＲＦコイル５は、サーフェスコイルや、複数のサーフェスコイルをコイルエレメントとして組み合わせて構成されたフェーズドアレイコイルである。

【0094】

送信回路６は、静磁場内に置かれた対象原子核に固有の共鳴周波数（ラーモア周波数）に対応するＲＦパルス信号を全身用ＲＦコイル４に出力する。具体的には、送信回路６は、パルス発生器、ＲＦ発生器、変調器、及び増幅器を有する。パルス発生器は、ＲＦパルス信号の波形を生成する。ＲＦ発生器は、共鳴周波数のＲＦ信号を発生する。変調器は、ＲＦ発生器によって発生したＲＦ信号の振幅をパルス発生器によって発生した波形で変調することで、ＲＦパルス信号を生成する。増幅器は、変調器によって生成されたＲＦパルス信号を増幅して全身用ＲＦコイル４に出力する。

【0095】

受信回路７は、全身用ＲＦコイル４から出力されるＮＭＲ信号に基づいてＮＭＲデータを生成し、生成したＮＭＲデータを処理回路１５に出力する。具体的には、受信回路７は、選択器、前段増幅器、位相検波器、及び、Ａ／Ｄ変換器を備える。選択器は、全身用ＲＦコイル４から出力されるＮＭＲ信号を選択的に入力する。前段増幅器は、選択器から出力されるＮＭＲ鳴信号を増幅する。位相検波器は、前段増幅器から出力されるＮＭＲ信号の位相を検波する。Ａ／Ｄ変換器は、位相検波器から出力されるアナログ信号をデジタル信号に変換してＮＭＲデータを生成し、生成したＮＭＲデータを処理回路１５に出力する。なお、ここで、受信回路７が行うものとして説明した各処理は、必ずしも全ての処理が受信回路７で行われる必要はなく、全身用ＲＦコイル４で一部の処理（例えば、Ａ／Ｄ変換器による処理等）が行われてもよい。

【0096】

ＲＦシールド８は、傾斜磁場コイル２と全身用ＲＦコイル４との間に配置されており、全身用ＲＦコイル４によって発生するＲＦパルスから傾斜磁場コイル２を遮蔽する。具体的には、ＲＦシールド８は、中空の略円筒状（円筒の中心軸に直交する断面の形状が楕円状となるものを含む）に形成されており、傾斜磁場コイル２の内周側の空間に、全身用ＲＦコイル４の外周面を覆うように配置されている。

【0097】

架台９は、略円筒状（中心軸に直交する断面の形状が楕円状となるものを含む）に形成された中空のボア９ａを有し、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２、全身用ＲＦコイル４、及びＲＦシールド８を収容している。具体的には、架台９は、ボア９ａの外周側に全身用ＲＦコイル４を配置し、全身用ＲＦコイル４の外周側にＲＦシールド８を配置し、ＲＦシールド８の外周側に傾斜磁場コイル２を配置し、傾斜磁場コイル２の外周側に静磁場磁石１を配置した状態で、それぞれを収容している。ここで、架台９が有するボア９ａ内の空間は、撮像時に被検体Ｓが配置される撮像領域となる。

【0098】

寝台１０は、被検体Ｓが載置される天板（ベッド）１０ａを備え、被検体Ｓの撮像が行われる際に、被検体Ｓが載置された天板１０ａを架台９のボア９ａ内へ移動する。例えば、寝台１０は、天板１０ａの長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように設置されている。

【0099】

なお、ここでは、ＭＲＩ装置９００が、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２及び全身用ＲＦコイル４それぞれが略円筒状に形成された、いわゆるトンネル型の構造を有する場合の例を説明するが、実施形態はこれに限られない。例えば、ＭＲＩ装置９００は、被検体Ｓが配置される撮像領域を挟んで対向するように一対の静磁場磁石、一対の傾斜磁場コイル及び一対のＲＦコイルが配置された、いわゆるオープン型の構造を有していてもよい。このようなオープン型の構造では、一対の静磁場磁石、一対の傾斜磁場コイル及び一対のＲＦコイルによって挟まれた空間が、トンネル型の構造におけるボアに相当する。

【0100】

入力インタフェース１１は、操作者から各種指示及び各種情報の入力操作を受け付ける。具体的には、入力インタフェース１１は、処理回路１７に接続されており、操作者から受け取った入力操作を電気信号へ変換して処理回路１７に出力する。例えば、入力インタフェース１１は、撮像条件や関心領域（Region Of Interest：ＲＯＩ）の設定等を行うためのトラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード、操作面へ触れることで入力操作を行うタッチパッド、表示画面とタッチパッドとが一体化されたタッチスクリーン、光学センサを用いた非接触入力回路、及び音声入力回路等によって実現される。なお、本明細書において、入力インタフェース１１は、マウス、キーボード等の物理的な操作部品を備えるものだけに限られない。例えば、装置とは別体に設けられた外部の入力機器から入力操作に対応する電気信号を受け取り、この電気信号を制御回路へ出力する電気信号の処理回路も入力インタフェース１１の例に含まれる。

【0101】

ディスプレイ１２は、各種情報を表示する。具体的には、ディスプレイ１２は、処理回路１７に接続されており、処理回路１７から送られる各種情報のデータを表示用の電気信号に変換して出力する。例えば、ディスプレイ１２は、液晶モニタやＣＲＴモニタ、タッチパネル等によって実現される。

【0102】

記憶回路１３は、各種データを記憶する。具体的には、記憶回路１３は、処理回路１４～１７に接続されており、各処理回路によって入出力される各種データを記憶する。例えば、記憶回路１３は、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子やハードディスク、光ディスク等によって実現される。

【0103】

処理回路１４は、寝台制御機能１４ａを有する。寝台制御機能１４ａは、制御用の電気信号を寝台１０へ出力することで、寝台１０の動作を制御する。例えば、寝台制御機能１４ａは、入力インタフェース１１を介して、天板１０ａを長手方向、上下方向又は左右方向へ移動させる指示を操作者から受け付け、受け付けた指示に従って天板１０ａを移動するように、寝台１０が有する天板１０ａの移動機構を動作させる。

【0104】

処理回路１５は、収集機能１５ａを有する。収集機能１５ａは、処理回路１７の撮像制御機能１７ｂから出力される撮像シーケンスに基づいて、被検体Ｓのｋ空間データを収集する。具体的には収集機能１５ａは、処理回路１７の撮像制御機能１７ｂから出力される各種の撮像シーケンスに従って、傾斜磁場電源３、送信回路６、受信回路７及び局所用ＲＦコイル５を駆動することで、ＮＭＲデータを収集する。ここで、撮像シーケンスは、傾斜磁場電源３が傾斜磁場コイル２に電流を供給するタイミング及び供給される電流の強さ、送信回路６が全身用ＲＦコイル４にＲＦパルス信号を供給するタイミング及び供給されるＲＦパルス信号の強さ、受信回路７がＮＭＲ信号をサンプリングするタイミング等を規定した情報である。そして、収集機能１５ａは、受信回路７及び局所用ＲＦコイル５から出力されるＮＭＲデータを記憶回路１３に記憶させる。このとき、記憶回路１３に記憶されるＮＭＲデータは、前述した各傾斜磁場によってリードアウト方向、位相エンコード方向及びスライス方向の各方向に沿った位置情報が付与されることで、２次元又は３次元のｋ空間を表すｋ空間データとして記憶される。

【0105】

処理回路１６は、生成機能１６ａを有する。生成機能１６ａは、処理回路１５の収集機能１５ａによって収集された被検体Ｓのｋ空間データから画像を生成する。具体的には、生成機能１６ａは、処理回路１５の収集機能１５ａによって収集されたｋ空間データを記憶回路１３から読み出し、読み出したｋ空間データにフーリエ変換等の再構成処理を施すことで、２次元又は３次元の画像を生成する。そして、生成機能１６ａは、生成した画像を記憶回路１３に記憶させる。

【0106】

処理回路１７は、設定機能１７ａと、撮像制御機能１７ｂとを有する。設定機能１７ａは、入力インタフェース１１を介して操作者から撮像条件の入力を受け付け、入力された撮像条件に基づいて、被検体Ｓのｋ空間データを収集するための撮像シーケンスを生成する。撮像制御機能１７ｂは、設定機能１７ａによって生成された撮像シーケンスを処理回路１５に出力することで、処理回路１５の収集機能１５ａにｋ空間データを収集させる。また、撮像制御機能１７ｂは、処理回路１６を制御することで、処理回路１５の収集機能１５ａによって収集されたｋ空間データから画像を再構成させる。また、撮像制御機能１７ｂは、操作者からの要求に応じて、記憶回路１３に記憶されている画像を読み出し、読み出した画像をディスプレイ１２に表示させる。

【0107】

ここで、例えば、処理回路１４～１７は、それぞれプロセッサによって実現される。この場合に、各処理回路が有する処理機能は、例えば、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で記憶回路１３に記憶される。そして、各処理回路は、記憶回路１３から各プログラムを読み出して実行することで、各プログラムに対応する処理機能を実現する。換言すると、各プログラムを読み出した状態の各処理回路は、図９の各処理回路内に示された各機能を有することとなる。

【0108】

また、処理回路１４～１７は、それぞれが単一のプロセッサによって実現されるものに限られない。例えば、各処理回路は、複数の独立したプロセッサを組み合わせて構成され、各プロセッサがプログラムを実行することによって各処理機能を実現するものとしてもよい。また、各処理回路が有する処理機能は、単一又は複数の処理回路に適宜に分散又は統合されて実現されてもよい。また、上述した説明では、単一の記憶回路１３が各処理機能に対応するプログラムを記憶することとしたが、実施形態はこれに限られない。例えば、複数の記憶回路が処理回路ごとに分散して配置され、各処理回路が個別の記憶回路から対応するプログラムを読み出す構成としても構わない。

【0109】

このような構成のもと、本実施形態では、局所用ＲＦコイル５が、第１又は第２の実施形態で説明したＲＦコイル装置４０１の構成を有する。即ち、局所用ＲＦコイル５は、図４に示したセンシング部４０２、Ａ／Ｄコンバータ４０３、通信部４０４、制御部４０５、アンテナ４０６、バッテリ４０７、及び定電圧供給部４０８を備える。

【0110】

また、本実施形態では、ＭＲＩ装置９００が、処理回路１５の収集機能１５ａに接続された無線通信部９０８を有する。そして、局所用ＲＦコイル５と処理回路１５の収集機能１５ａとの間で、第１又は第２の実施形態と同様に、ＮＭＲデータ（測定データ）や撮像シーケンス、クロック信号等が送受信される。なお、本実施形態では、入力インタフェース１１、ディスプレイ１２、記憶回路１３、及び処理回路１４～１７が、第１及び第２の実施形態で説明した画像処理装置に相当する。

【0111】

これにより、第３の実施形態に係るＭＲＩ装置９００でも、第１及び第２の実施形態と同様に、電力効率の低下を防ぎつつ、センシング部４０２で得られたＮＭＲ信号３０７をＡ／Ｄコンバータ４０３で取り込む期間に、ＤＣＤＣ４０９による高調波ノイズの混入を防ぎ、高精度な測定結果を得ることが可能となる。

【0112】

（他の実施形態）
なお、上述した実施形態では、ＲＦコイル装置とＭＲＩ装置との間の通信が無線通信で行われる場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、上述した実施形態で説明したＲＦコイル装置の制御方法は、図１及び２に示した例のように、ＲＦコイル装置とＭＲＩ装置との間の通信が伝送線路等を介した有線通信で行われる場合にも、同様に適用することが可能である。

【0113】

また、上述した実施形態では、定電圧供給部４０８が、ＤＣＤＣ４０９とＬＤＯ４１０とを有する場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、スイッチングレギュレータが、リニアレギュレータと比べて電圧変換効率が高く、リニアレギュレータが、スイッチングレギュレータと比べて高調波ノイズが小さいという関係性があれば、他の種類のスイッチングレギュレータ及びリニアレギュレータが用いられてもよい。例えば、ＤＣＤＣ４０９に替えて、スイッチ素子のオン／オフを切り替えることによって出力電圧を制御するように構成された他のスイッチングレギュレータが用いられてもよい。このようなスイッチングレギュレータの例として、例えば、パルス幅変調（Pulse Width Modulation：ＰＷＭ）制御方式のコンバータ、パルス周波数変調（Pulse Frequency Modulation：ＰＦＭ）制御方式のコンバータ等が挙げられる。また、例えば、ＬＤＯ４１０に替えて、入力と出力との間に挿入された制御素子を制御することによって入力電圧と出力電圧との関係を線形に動作させるように構成された他のリニアレギュレータが用いられてもよい。

【0114】

また、上記説明では、「プロセッサ」が各処理機能に対応するプログラムを記憶回路から読み出して実行する例を説明したが、実施形態はこれに限定されない。「プロセッサ」という文言は、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit）、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。プロセッサが例えばＣＰＵである場合、プロセッサは記憶回路に保存されたプログラムを読み出して実行することで、各処理機能を実現する。一方、プロセッサがＡＳＩＣである場合、記憶回路にプログラムを保存する代わりに、当該処理機能がプロセッサの回路内に論理回路として直接組み込まれる。なお、本実施形態の各プロセッサは、プロセッサごとに単一の回路として構成される場合に限らず、複数の独立した回路を組み合わせて一つのプロセッサとして構成し、その処理機能を実現するようにしてもよい。さらに、図１における複数の構成要素を一つのプロセッサへ統合して、その処理機能を実現するようにしてもよい。

【0115】

ここで、プロセッサによって実行されるプログラムは、ＲＯＭ（Read Only Memory）や記憶回路等に予め組み込まれて提供される。このプログラムは、これらの装置にインストール可能な形式又は実行可能な形式のファイルでＣＤ（Compact Disk）－ＲＯＭ、ＦＤ（Flexible Disk）、ＣＤ－Ｒ（Recordable）、ＤＶＤ（Digital Versatile Disk）等のコンピュータで読み取り可能な記憶媒体に記録されて提供されてもよい。また、このプログラムは、インターネット等のネットワークに接続されたコンピュータ上に格納され、ネットワーク経由でダウンロードされることにより提供又は配布されてもよい。例えば、このプログラムは、上述した各機能部を含むモジュールで構成される。実際のハードウェアとしては、ＣＰＵが、ＲＯＭ等の記憶媒体からプログラムを読み出して実行することにより、各モジュールが主記憶装置上にロードされて、主記憶装置上に生成される。

【0116】

以上説明した少なくとも一つの実施形態によれば、ＲＦコイル装置の電力効率を下げずに、高精度な測定結果を得ることができる。

【0117】

いくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これらの実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更、実施形態同士の組み合わせを行うことができる。これらの実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

【符号の説明】

【0118】

４０１ ＲＦコイル装置
４０２ センシング部
４０５ 制御部
４０７ バッテリ
４０８ 定電圧供給部

【図1】

【図2】

【図3】

【図4】

【図5】

【図6】

【図7】

【図8】

【図9】