(57)【要約】【課題】ダイオード導通時の大高周波電流通過を阻止し非導通時でのアイソレーションを向上可能なＭＲＩ装置のＲＦ回路用スイッチング回路を実現する。【解決手段】送信回路５はダイオードＤ２、キャパシタンスＣ４を介して送受信コイル７に接続され、受信回路９及び保護回路８は送受信コイル７に接続される。Ｄ０、Ｄ１は伝送線路とグランド間に互いに逆極性で直列接続されダイオードＤ０、Ｄ１間にＣ０が挿入される。Ｄ２のスイッチングを制御するバイアス電源６がＤ２を挟み込んで接続され、バイアス電源１がＤ０とＣ０を挟み込んで接続されている。ローパスフィルタ回路２がＣ０とＤ１を挟み込んで接続される。送信時にＤ２のバイアス電流を導通し、Ｄ０、Ｄ１のバイアス電流は非導通とする。受信時にＤ２のバイアス電流を非導通とし、Ｄ０、Ｄ１のバイアス電流は導通するように制御される。【選択図】図４
2008194180.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ハイパワーＲＦ回路のためのスイッチング回路において、
互いに逆極性となるように直列接続された一対のスイッチング素子と、
上記一対のスイッチング素子の中間に接続される少なくとも１つのキャパシタンス素子と、
上記一対のスイッチング素子の導通非導通を制御するバイアス電源と、
を備えることを特徴とするハイパワーＲＦ回路のためのスイッチング回路。
【請求項２】
請求項１記載のハイパワーＲＦ回路のためのスイッチング回路において、上記スイッチング素子は、ダイオードであることを特徴とするハイパワーＲＦ回路。
【請求項３】
請求項２記載のハイパワーＲＦ回路のためのスイッチング回路において、上記ダイオードは、Ｐｉｎダイオードであることを特徴とするハイパワーＲＦ回路。
【請求項４】
被検体に高周波信号を送信し、被検体からの核磁気共鳴信号を受信する磁気共鳴イメージング装置用の高周波信号送受信切替回路において、
高周波送信部及び高周波受信部と高周波送受信コイルとの間の信号伝送路に、請求項１に記載のスイッチング回路を備え、高周波送信時には、上記一対のスイッチング素子が非導通となり、高周波受信時には、上記一対のスイッチング素子が導通となるように制御されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用の高周波信号送受信切替回路。
【請求項５】
請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置用の高周波信号送受信切替回路において、上記一対のスイッチング素子はＰｉｎダイオードであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用の高周波信号送受信切替回路。
【請求項６】
請求項４又は５記載の高周波信号送受信切替回路を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
被検体に高周波信号を送信し、被検体からの核磁気共鳴信号を受信する磁気共鳴イメージング装置用の高周波信号送受信コイルにおいて、
高周波送受信用コイルと、
上記送受信用コイルに内蔵される直並列切替型共振回路とを備え、
上記直並列切替型共振回路は、
互いに直列に接続された第１のインダクタンス素子及び第１のキャパシタンス素子からなる第１の直列共振回路と、
互いに直列に接続された第２のインダクタンス素子及び第２のキャパシタンス素子からなる第２の直列共振回路と、
上記第１のインダクタンス素子と第２のキャパシタンス素子からなる第１の並列共振回路と、
上記第１のキャパシタンス素子と第２のインダクタンス素子からなる第２の並列共振回路と、
上記第１及び第２の直列共振回路を並列接続するか、上記第１及び第２の並列共振回路を直列接続するかを切り替えるスイッチング回路とを備え、
上記スイッチング回路は、互いに逆極性となるように直列接続された一対のスイッチング素子と、上記一対のスイッチング素子の中間に接続される少なくとも１つのキャパシタンス素子と、上記一対のスイッチング素子の導通非導通を制御するバイアス電源とからなり、高周波送信時には、上記スイッチング回路のスイッチング素子が非導通となり、高周波受信時には、上記スイッチング回路のスイッチング素子が導通となるように制御されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用の高周波信号送受信コイル。
【請求項８】
請求項７記載の磁気共鳴イメージング装置用の高周波信号送受信コイルにおいて、上記スイッチング回路のスイッチング素子は、Ｐｉｎダイオードであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用の高周波信号送受信コイル。
【請求項９】
請求項７又は８記載の高周波信号送受信コイルを備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置に係り、特にハイパワーの高周波伝送線路のためのスイッチング回路に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩ装置は、被検体の生体組織を構成する原子核に高周波信号を照射して核磁気共鳴を起こさせ、それによって発生する核磁気共鳴信号（高周波信号）を検出し、検出された核磁気共鳴信号にフーリエ変換を行って画像を再構成し、被検体の任意個所における断層像を画像表示することができる。
【０００３】
高周波信号の照射及び検出には、静磁場方向に直交する向きの高周波信号を発生するＲＦコイルが使用される。ＲＦコイルに送信／受信兼用コイルと、送信専用、受信専用の送信コイルと受信コイルとがある。
【０００４】
送受信兼用コイルの場合、コイルに対して送信伝送路と受信伝送路とを、送信／受信のタイミングに合わせて切り替える送受信切替回路を備えている。
【０００５】
送受信切替回路には、送信伝送路の有効／無効切替回路が構成され、受信時において送信伝送路からの高周波ノイズをカットする、あるいは受信信号が送信伝送路に吸収されるのを防止する。送信伝送路からの高周波ノイズが撮像画像に影響を与え、画像のＳ／Ｎを劣化させるからである。
【０００６】
しかし、有効／無効切替回路は、スイッチング素子の導通時における抵抗損失成分のために送信伝送路からの大電力により発熱してしまう課題を有する。
【０００７】
また、有効／無効切替回路は、キャパシタンスとインダクタンスの並列共振による阻止インピーダンスを用いてコイルループを切断する。そのため、特に静磁場強度が小さいＭＲＩ装置の場合、ラーモア周波数も低くなるので、受信コイルの共振周波数を同調させるためにキャパシタンスの容量を大きくしなければならない。このため、インダクタンスとの並列共振状態における阻止インビーダンスが低下してしまう。
【０００８】
上記有効／無効切替回路の課題を解決するために、特許文献１には、直並列切替型共振回路のようなコイルの有効／無効切替回路が記載されている。この特許文献１に記載された有効／無効切替回路は、インダクタンス同士およびキャパシタンス同士が互いに対向配置されたブリッジ回路の２つの中点間にスイッチング素子が配置される。そして、このスイッチング素子が非導通時には２組の直列共振回路が並列接続された状態となり、導通時には２組の並列共振回路が直列接続された状態となる直並列切替型共振回路である。
【０００９】
ところで、送受信切替回路のスイッチング素子として用いられるＰｉｎダイオードは、非導通時には０．５〜３．０ｐＦ程度のキャパシタンス成分を有するので、受信時において送信伝送路の無効化が不十分となり、送信伝送路からのノイズが受信信号に混入する可能性がある。
【００１０】
ここで、伝送路の非導通時のアイソレーションを改善するよく知られた方法として、図１１に示すように、伝送線路の途中にスイッチング素子Ｄａ、伝送線路とグランド間にスイッチング素子Ｄｂをそれぞれ挿入する方法がある。送信伝送路が有効時には、バイアス電流により素子Ｄａのみを導通し（素子Ｄｂは非導通）、無効時には素子Ｄｂのみを導通（素子Ｄａは非導通）することにより、受信時における送信伝送路と受信伝送路のアイソレーションを改善することができる。
【００１１】
【特許文献１】特開平８−３２２８１６号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１２】
しかし、スイッチング素子であるＰｉｎダイオードは、０．６〜０．８Ｖ程度の電圧で導通してしまうので、送信時において非導通でなければならない素子Ｄ０に使用すると、ハイパワー高周波パルスの送信信号によって導通してしまうという課題がある。
【００１３】
これは、特許文献１に記載された直並列切替型共振回路の場合も同様の問題が生じる。また、特許文献１に記載された直並列切替型共振回路の場合、Ｐｉｎダイオードが非導通時に有する０．５〜３．０ｐＦ程度のキャパシタンス成分の影響で、ブリッジ回路の２つの中点間に高周波漏れ電流が流れ、直列共振周波数がラーモア周波数からずれるという課題がある。
【００１４】
本発明の目的は、ダイオード導通時における大高周波電流の通過を阻止すると共に、非導通時におけるアイソレーションを向上することが可能なハイパワーＲＦ回路のためのスイッチング回路及びそれを用いた磁気共鳴イメージング装置を実現することである。
【課題を解決するための手段】
【００１５】
本発明のハイパワーＲＦ回路のためのスイッチング回路は、一対のスイッチング素子が互いに逆極性となるように直列接続され、この一対のスイッチング素子の中間に少なくとも１つのキャパシタンス素子が接続され、上記一対のスイッチング素子の導通非導通がバイアス電源によって制御される。
【００１６】
また、本発明の磁気共鳴イメージング装置用の高周波信号送受信切替回路は、高周波送信部と高周波送受信コイルとの間の信号伝送路に、上記スイッチング回路を備え、高周波送信時には、一対のスイッチング素子が非導通となり、高周波受信時には、上記一対のスイッチング素子が導通となるように制御される。
【００１７】
また、本発明の高周波信号送受信コイルは、高周波送受信用コイルと、上記送受信コイルに内蔵される直並列切替型共振回路とを備え、上記直並列切替型共振回路は、互いに直列に接続された第１のインダクタンス素子及び第１のキャパシタンス素子からなる第１の直列共振回路と、互いに直列に接続された第２のインダクタンス素子及び第２のキャパシタンス素子からなる第２の直列共振回路と、上記第１のインダクタンス素子と第２のキャパシタンス素子からなる第１の並列共振回路と、上記第１のキャパシタンス素子と第２のインダクタンス素子からなる第２の並列共振回路と、上記第１及び第２の直列共振回路を並列接続するか、上記第１及び第２の並列共振回路を直列接続するかを切り替えるスイッチング回路とを備え、上記スイッチング回路は、互いに逆極性となるように直列接続された一対のスイッチング素子と、上記一対のスイッチング素子の中間に接続される少なくとも１つのキャパシタンス素子と、上記一対のスイッチング素子の導通非導通を制御するバイアス電源とからなり、高周波送信時には、上記スイッチング回路のスイッチング素子が非導通となり、高周波受信時には、上記スイッチング回路のスイッチング素子が導通となるように制御される。
【００１８】
本発明の磁気共鳴イメージング装置は、上記高周波信号送受信切替回路又は上記高周波信号送受信コイルを備える。
【発明の効果】
【００１９】
ダイオード導通時における大高周波電流の通過を阻止すると共に、非導通時におけるアイソレーションを向上することが可能なハイパワーＲＦ回路のためのスイッチング回路、ＭＲＩ装置用の高周波信号送受信切替回路、高周波信号送受信コイル及びそれを用いたＭＲＩ装置を実現することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２０】
以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。
【００２１】
図１は、本発明が適用される磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）の概略構成図である。図１において、ＭＲＩ装置は、被検体３０１の周囲に静磁場を発生する磁石３０２と、静磁場空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル３０３と、この領域に高周波磁場を発生するＲＦコイル３０４と、被検体３０１が発生するＭＲ信号を検出するＲＦプローブ３０５とを備える。
【００２２】
傾斜磁場コイル３０３は、Ｘ、Ｙ、Ｚの３方向の傾斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場電源３０９からの信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。ＲＦコイル３０４はＲＦ送信部３１０の信号に応じて高周波磁場を発生する。ＲＦプローブ３０５の信号は、信号検出部３０６で検出され、信号処理部３０７で信号処理され、計算により画像信号に変換される。そして、画像処理部３１３で撮影画像に対する演算処理がされ、画像は表示部３０８で表示される。
【００２３】
傾斜磁場電源３０９、ＲＦ送信部３１０、信号検出部３０６は演算制御部３１１で制御され、制御のタイムチャートは一般にパルスシーケンスと呼ばれている。ベッド３１２は被検体が横たわるためのものである。
【００２４】
本発明によるハイパワーＲＦ回路のためのスイッチング回路は、ＲＦ送信部３１０とＲＦコイル３０４間の伝送路上またはＲＦコイル３０４、またはＲＦプローブ３０５に配置されている。
【００２５】
図２は、本発明による高周波回路（ＲＦ回路）の一実施形態を示す図である。図２において、ダイオードＤ０、Ｄ１は互いに逆極性で、キャパシタンスＣ０を介して直列接続されている。キャパシタンスＣ０は流れる高周波電流の周波数に対して負荷とならないように、容量の大きなものを選ぶのが望ましい。
【００２６】
また、ダイオードＤ０のスイッチングを制御するバイアス電源１がダイオードＤ０とキャパシタンスＣ０を挟み込んで接続されている。そして、ローパスフィルタ回路２がキャパシタンスＣ０とダイオードＤ１を挟み込んで接続されている。但し、バイアス電源は、ＭＲＩ装置の演算制御部３１１によって制御される。
【００２７】
図２において、バイアス電流が導通時には、ダイオードＤ０、キャパシタンスＣ０、ダイオードＤ１の直列接続回路は高周波電流に対して導通状態となり、バイアス電流が非導通時には、高周波電流に対しても非導通状態となる。特に、バイアス電流が非導通時には、ダイオードＤ０、Ｄ１は逆極性で直列接続されているので、順バイアス方向のみであればダイオードＤ０、Ｄ１を導通するような大きな高周波電流を阻止することができる。
【００２８】
図２に示した例は、バイアス電源が１つの揚合を示したものであるが、図３に示すように、２つのバイアス電源３、４を使用してダイオードＤ０、Ｄ１をそれぞれ制御する場合も、図２に示した例と同様な効果を得ることができる。
【００２９】
さらに、ダイオードＤ０、Ｄ１の極性が図２に示した例と、それぞれ反対の場合も同様な効果が得られる。この場合には、バイアス電源の極性を逆にすればよいことは明らかである。
【００３０】
次に、本発明の他の実施形態について説明する。図４は本発明のＭＲＩ装置用送受信切替回路１００の一実施形態であり、伝送線路とグランド間に配置される例を示す図である。図４において、送信回路５は、ダイオードＤ２、キャパシタンスＣ４を介して送受信コイル７に接続されている。また、受信回路９及び保護回路８が送受信コイル７に接続されている。
【００３１】
ここで、ダイオードＤ２は伝送線路の途中に挿入されており、ダイオードＤ０、Ｄ１は伝送線路とグランド間に、互いに逆極性で直列接続されており、ダイオード間にキャパシタンスＣ０を挿入してある。キャパシタンスＣ０は流れる高周波電流の周波数に対して負荷とならないように、容量の大きなものを選ぶのが望ましい。
【００３２】
また、ダイオードＤ２のスイッチングを制御するバイアス電源６がＤ２を挟み込んで接続され、バイアス電源１が、ダイオードＤ０とキャパシタンスＣ０を挟み込んで接続されている。そして、高周波電流に対して高インピーダンスを有するフローティング回路２がキャパシタンスＣ０とダイオードＤ１を挟み込んで接続されている。ダイオードＤ０、キャパシタンスＣ０、ダイオードＤ１は、直列に接続された直列回路を形成し、この直列回路は、キャパシタンスＣ４と送受信コイルとに一端が接続され、他端は、送信回路と送受信コイルとに接続される。バイアス電源１、６はＭＲＩ装置の演算制御部３１１によって制御される。つまり、高周波送信時にダイオードＤ２のバイアス電流を導通し、ダイオードＤ０、ダイオードＤ１のバイアス電流は非導通とする。そして、高周波受信時にダイオードＤ２のバイアス電流を非導通とし、ダイオードＤ０、Ｄ１のバイアス電流は導通するように制御される。
【００３３】
図４において、ダイオードＤ２のバイアス電流が導通時には、伝送線路が高周波電流に対して導通状態となり、この時、ダイオードＤ０、Ｄ１のバイアス電流は非導通で、ダイオードＤ０、キャパシタンスＣ０、ダイオードＤ１の直列接続回路は高周波電流に対しても非導通状態となる。
【００３４】
一方、ダイオードＤ２のバイアス電流が非導通時には、伝送線路が高周波電流に対しても非導通状態となり、この時、ダイオードＤ０、Ｄ１のバイアス電流は導通で、ダイオードＤ０、キャパシタンスＣ０、ダイオードＤ１の直列接続回路は高周波電流に対しても導通状態となる。
【００３５】
特に、ダイオードＤ０、Ｄ１のバイアス電流が非導通時には、これらダイオードＤ０、Ｄ１は、互いに逆極性で直列接続されているので、順バイアス方向のみであればダイオードを導通するような大きな高周波電流を阻止することができる。
【００３６】
つまり、送信時の伝送線路とグランド間のアイソレーションを悪化させることはない。また、送信伝送路のスイッチング素子がダイオードＤ２のみの場合と比べて、受信時における送信伝送路と受信伝送路のアイソレーションを改善することができる。さらに、ダイオードＤ０、Ｄ１には送信時のハイパワー高周波パルスが流れることはないので、発熱の間題も回避することができる。
【００３７】
なお、図４に示した例は、バイアス電源が２つの場合を示したものであるが、図５に示すように、ダイオードＤ１の両端間に接続されるバイアス電源４を追加して、ダイオードＤ０、Ｄ１、Ｄ２を制御する送受信切替回路１０１の場合にも、図４に示した例と同様な効果を得ることができる。
【００３８】
また、ダイオードＤ０とＤ１との極性が図４に示した例とそれぞれ反対の場合も、バイアス電源の極性を逆にすれば、図４に示した例と同様な効果を得ることができる。
【００３９】
次に、本発明の他の実施形態について説明する。図６は本発明の他の実施形態であるＭＲＩ装置用ＲＦコイルの有効／無効切替回路１０２を示す図である。この図６に示した例は、高周波信号送受信コイルのコイルエレメントに接続された直並列切替型共振回路として配置される。
【００４０】
ここで、コイルエレメントによるインダクタンスＬ０とキヤパシタンスＣ３は、ラーモア周波数で共振状態となるＭＲＩ装置用ＲＦコイルを形成している。直並列切替型共振回路１０２は、キャパシタンスＣ３とインダクタンスＬ０に直列接続され、送受信回路１０はキャパシタンスＣ３の両端に接続されている。
【００４１】
インダクタンスＬ１はキャパシタンスＣ１と直列に接続され、キャパシタンスＣ２はインダクタンスＬ２と直列に接続されている。そして、インダクタンスＬ１及びキャパシタンスＣ１からなる直列回路と、キャパシタンスＣ２及びインダクタンスＬ２からなる直列回路とが、互いに並列に接続され、インダクタンスＬ１とキャパシタンスＣ２との接続点が送受信回路１０の一端と接続されている。また、インダクタンスＬ２とキャパシタンスＣ１との接続点が、インダクタンスＬ０を介して送受信回路１０の他端と接続されている。
【００４２】
そして、インダクタンスＬ１とキャパシタンスＣ１との接続点が、ダイオードＤ０、キャパシタンスＣ０、ダイオードＤ１を介して、キャパシタンスＣ２とインダクタンスＬ２との接続点に接続されている。
【００４３】
つまり、コイルエレメントの中で、インダクタンスＬ１、Ｌ２同士とキヤパシタンスＣ１、Ｃ２同士が対向配置され、このブリッジ回路の２つの中点間にダイオードＤ０、Ｄ１が互いに逆極性で直列接続されており、ダイオード間にキャパシタンスＣ０を挿入してある。キャパシタンスＣ０は流れる高周波電流の周波数に対して負荷とならないように、容量の大きなものを選ぶのが望ましい。
【００４４】
また、ダイオードＤ０のスイッチングを制御するバイアス電源１がダイオードＤ０とキャパシタンスＣ０とを挟み込んで接続され、ローパスフィルタ回路２がキャパシタンスＣ０とダイオードＤ１とを挟み込んで接続されている。但し、バイアス電源１はＭＲＩ装置の演算制御部３１１によって制御される。そして、送信コイルの場合、送信時にバイアス電流非導通、受信時にバイアス電流導通というように制御される。また、受信コイルの場合、送信時にバイアス電流導通、受信時にバイアス電流非導通に制御される。さらに、送受信コイルの場合、送信時／受信時共にバイアス電流非導通というように制御される。
【００４５】
図６において、バイアス電流が導通時には、ブリッジ回路が並列共振状態となり、高インピーダンスになるので、ＲＦコイルループは切断される。
【００４６】
一方、バイアス電流が非導通時には、ブリッジ回路が直列共振状態となり、低インピーダンスになるので、ＲＦコイルとして通常の動作をする。
【００４７】
特に、バイアス電流が非導通時には、ダイオードＤ０、Ｄ１は互いに逆極性で直列接続されているので、順バイアス方向のみであればダイオードを導通するような大きな高周波電流を阻止することができる。
【００４８】
このブリッジ回路を使用した送信コイルの場合、送信時にはスイッチング素子が非導通状態でなければならないが、送信伝送路からのハイパワー高周波パルスで、ダイオードＤ０、Ｄ１が導通することはない。さらに、ダイオードＤ０、Ｄ１にはハイパワー高周波パルスが流れることはないので、発熱の間題も回避することができる。
【００４９】
また、このブリッジ回路を使用した受信コイルの場合、受信時にはスイッチング素子が非導通状態でなければならないが、ダイオードＤ０、Ｄ１は互いに逆極性で直列接続されているので、Ｐｉｎダイオードのキャパシタンス成分が１／２になる。このため、ブリッジ回路の２つの中点に流れる高周波漏れ電流を低減し、直列共振周波数がラーモア周波数からずれる大きさを低減することができる。
【００５０】
図６に示した例は、バイアス電源が１つの場合を示したものであるが、図７に示すように、２つのバイアス電源３、４を使用してダイオードＤ０、Ｄ１を制御する直並列切替型回路１０３の場合も図６に示した例と同様な効果を得ることができる。
【００５１】
また、ダイオードＤ０、Ｄ１の極性を図６に示した例とそれぞれ反対の場合も、バイアス電源の極性を逆にすれば、同様な効果を」得ることができる。
【００５２】
以上詳細に説明したように、本発明の実施形態によれば、一対のスイッチング素子が互いに逆極性となるように直列接続され、この一対のスイッチンググ素子の中間に少なくとも１つのキャパシタンス素子を接続してスイッチング回路を構成したので、順バイアス方向のみであればダイオードを導通するような大きな高周波電流を阻止することができる。
【００５３】
また、そのようなスイッチング回路を伝送線路とグランド間に備えるＭＲＩ装置用送受信切替回路では、伝送線路とグランド間のアイソレーションを悪化させることなく、受信時における送信伝送路と受信伝送路のアイソレーションを改善することができる。
【００５４】
あるいは、そのようなスイッチング回路をブリッジ回路の２つの中点間に備えた直並列切替型共振回路を、送受信の際の有効／無効切替回路としてエレメント中に備えたＭＲＩ装置用ＲＦコイルでは、直並列切替型共振回路の直列共振周波数がラーモア周波数からずれる大きさを低減し、かつ、大きな高周波電流に対しても並列共振状態を確実に実現することができる。これにより、高精度かつ高耐圧の有効／無効切替回路を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００５５】
【図１】本発明が適用されるＭＲＩ装置の概略構成図である。
【図２】本発明の一実施形態であるハイパワーＲＦ回路のためのスイッチング回路を示す図である。
【図３】図２に示したスイッチング回路の変形例を示す図である。
【図４】本発明のＭＲＩ装置用送受信切替回路の一実施形態を示す図である。
【図５】図４に示した送受信切替回路の変形例を示す図である。
【図６】本発明のＭＲＩ装置用ＲＦコイルの有効／無効切替回路の一実施形態を示す図である。
【図７】図６に示したＲＦコイルの有効／無効切替回路の変形例を示す図である。
【符号の説明】
【００５６】
１、３、４、６・・・バイアス電源、２・・・ローパスフィルタ、５・・・送信回路、７・・・送受信コイル、８・・・保護回路、９・・・受信回路、１０・・・送受信回路、１００、１０１・・・送受信切替回路、１０２、１０３・・・直並列切替型共振回路、３０１・・・被検体、３０２・・・静磁場磁石、３０３・・・傾斜磁場コイル、３０４・・・ＲＦコイル、３０５・・・ＲＦプローブ、３０６・・・信号検出部、３０７・・・信号処理部、３０８・・・表示部、３０９・・・傾斜磁場電源、３１０・・・ＲＦ送信部、３１１・・・演算制御部、３１２・・・ベッド、３１３・・・画像処理部、Ｃ０〜Ｃ４・・・キャパシタンス、Ｄ０〜Ｄ４・・・ダイオード、Ｌ０〜Ｌ３・・・インダクタンス
【図１】
2008194180.tif 000003
【図２】
2008194180.tif 000004
【図３】
2008194180.tif 000005
【図４】
2008194180.tif 000006
【図５】
2008194180.tif 000007
【図６】
2008194180.tif 000008
【図７】
2008194180.tif 000009