WO2014034817A1 - 磁気共鳴イメージング装置、受信コイル、寝台、及び中継ユニット - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置、受信コイル、寝台、及び中継ユニット Download PDF

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WO2014034817A1
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coil
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conversion unit
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秋夫 森
三男 高木
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株式会社東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
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    • G01R33/341—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils

Definitions

  • Embodiments of the present invention relate to a magnetic resonance imaging apparatus, a receiving coil, a bed, and a relay unit.
  • a magnetic resonance imaging apparatus includes a receiving coil that receives a magnetic resonance signal radiated from a subject, a receiving unit that converts the magnetic resonance signal output from the receiving coil into a digital signal, and generates magnetic resonance signal data. And a collection unit for collecting magnetic resonance signal data.
  • a receiving coil that receives a magnetic resonance signal radiated from a subject
  • a receiving unit that converts the magnetic resonance signal output from the receiving coil into a digital signal, and generates magnetic resonance signal data.
  • a collection unit for collecting magnetic resonance signal data.
  • the problem to be solved by the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus, a receiving coil, a bed, and a relay unit that can suppress the mixing of noise into a magnetic resonance signal with a simple apparatus configuration.
  • the magnetic resonance imaging apparatus includes a bed, a gantry, a receiving coil, a conversion unit, and a collection unit.
  • the subject is placed on the bed.
  • the gantry supports the static magnetic field magnet and the gradient magnetic field coil.
  • the receiving coil receives a magnetic resonance signal radiated from the subject.
  • the conversion unit converts the magnetic resonance signal output from the receiving coil into a digital signal to generate magnetic resonance signal data.
  • the collecting unit collects the magnetic resonance signal data.
  • the bed or the gantry has a coil port that connects the receiving coil and the collecting unit, and the conversion unit is provided in the relay port that relays the coil port or the receiving coil and the coil port. It is done.
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration example of a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating an arrangement example of coil ports according to the first embodiment.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating an example in which the bed according to the first embodiment is a mobile bed.
  • FIG. 4 is a block diagram illustrating a configuration example of an A (Analog) / D (Digital) conversion unit according to the first embodiment.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating an example of a receiving circuit using a conventional ADC (Analog Digital Converter).
  • FIG. 6 is a diagram illustrating a configuration of a receiving circuit using an ADC for direct sampling according to the first embodiment.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating a relay unit according to the second embodiment.
  • FIG. 8 is a diagram illustrating an example of an input connector of the coil port according to the second embodiment.
  • FIG. 9 is a diagram illustrating an example of the skip circuit 40 according to the second embodiment.
  • FIG. 10 is a diagram illustrating the configuration and connection relationship of the distribution board according to the third embodiment.
  • FIG. 11 is a diagram illustrating the configuration and connection relationship of the distribution board according to the third embodiment.
  • FIG. 12 is a diagram illustrating a configuration of a digital matrix switch according to the third embodiment.
  • FIG. 13 is a diagram illustrating a configuration of a digital matrix switch according to the third embodiment.
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration example of an MRI apparatus 100 according to the first embodiment.
  • the static magnetic field magnet 1 is formed in a hollow cylindrical shape and generates a uniform static magnetic field in the internal space.
  • the static magnetic field magnet 1 is, for example, a permanent magnet or a superconducting magnet.
  • the gradient coil 2 is formed in a hollow cylindrical shape and generates a gradient magnetic field in the internal space. Specifically, the gradient magnetic field coil 2 is arranged inside the static magnetic field magnet 1 and receives a current supplied from the gradient magnetic field power supply 3 to generate a gradient magnetic field.
  • the gradient magnetic field power supply 3 supplies a current to the gradient magnetic field coil 2 in accordance with the pulse sequence execution data sent from the real-time sequencer 9.
  • the static magnetic field magnet 1 and the gradient magnetic field coil 2 are supported by the gantry 12.
  • the bed 4 includes a top plate 4a on which the subject P is placed, and the top plate 4a is inserted into the cavity (imaging port) of the gradient coil 2 with the subject P placed thereon.
  • the bed 4 is installed such that the longitudinal direction is parallel to the central axis of the static magnetic field magnet 1.
  • the bed 4 has a coil port 13 for connecting the receiving coil 6 and the collection unit 10.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating an arrangement example of the coil ports 13 according to the first embodiment.
  • the coil port 13 is disposed in the vicinity of the end in the longitudinal direction of the top plate 4 a included in the bed 4.
  • FIG. 2 shows a case where two coil ports 13 are provided near one end of the top plate 4a and three coil ports 13 are provided near the other end. The position and number of are not limited to this.
  • each coil port 13 is provided with an A / D conversion unit that converts the magnetic resonance signal output from the receiving coil 6 into a digital signal to generate magnetic resonance signal data.
  • Each coil port 13 transmits magnetic resonance signal data to the corresponding collection unit 10.
  • the A / D conversion unit converts the generated magnetic resonance signal data into an optical signal and outputs it.
  • the magnetic resonance signal data of the optical signal output from the A / D conversion unit is multiplexed by, for example, an optical multiplexer provided in the bed 4 and transmitted to the collection unit 10 via the optical cable 14. .
  • the A / D conversion unit provided in each coil port 13 will be described in detail later.
  • the bed 4 may be a fixed bed fixed to the gantry 12 or a movable bed (also referred to as a dockable bed) that can be attached to and detached from the gantry 12.
  • a mobile bed has moving means such as wheels, and can carry a subject from the outside to the inside of the imaging room where the MRI apparatus 100 is placed, or from the inside of the imaging room. .
  • FIG. 3 is a diagram illustrating an example in which the couch 4 according to the first embodiment is a mobile couch.
  • the mobile bed 4 has wheels 4b for movement.
  • the bed 4 has a fixed portion 4 c that fits into a fixing portion 12 a provided on the gantry 12.
  • the fixed portion 4c of the bed 4 is connected to the coil port 13 via a cable 4d for a real-time sequencer and a cable 4e for a collection unit.
  • the fixed portion 12a of the gantry 12 is connected to the real-time sequencer 9 via a real-time sequencer cable 12d, and is connected to the collection unit 10 via a collection unit cable 12e.
  • the cables 4e and 12e for the collection unit are optical cables.
  • the transmission coil 5 generates a high-frequency magnetic field.
  • the transmission coil 5 is disposed inside the gradient magnetic field coil 2 and receives a high frequency pulse from the transmission unit 7 to generate a high frequency magnetic field.
  • the transmission unit 7 transmits a high-frequency pulse corresponding to the Larmor frequency to the transmission coil 5 according to the pulse sequence execution data sent from the real-time sequencer 9.
  • the receiving coil 6 receives a magnetic resonance signal radiated from the subject P. Specifically, the receiving coil 6 receives a magnetic resonance signal radiated from the subject P due to the influence of a high-frequency magnetic field.
  • the receiving coil 6 amplifies the received magnetic resonance signal by an internal preamplifier, and outputs the amplified magnetic resonance signal to the A / D conversion unit of the coil port 13 provided on the top plate 4 a of the bed 4.
  • the receiving coil 6 is a receiving coil for the head, a receiving coil for the spine, a receiving coil for the abdomen, or the like.
  • the receiving coil 6 is an array coil including a plurality of coil elements, and outputs magnetic resonance signals received by the coil elements through a plurality of channels.
  • the real-time manager 8 controls the real-time sequencer 9 according to the imaging conditions instructed by the operator. Specifically, the real-time manager 8 analyzes the imaging conditions transmitted from the host computer 15, generates pulse sequence execution data, and transmits the generated pulse sequence execution data to the real-time sequencer 9.
  • the real-time sequencer 9 is connected to the gradient magnetic field power supply 3, the transmission unit 7 and the conversion unit of the coil port 13, and controls input / output of data transmitted / received between the connected units and the host computer 15. Specifically, the real-time sequencer 9 executes the pulse sequence defined according to the imaging conditions based on the pulse sequence execution data transmitted from the real-time manager 8, and the gradient magnetic field power source 3, the transmission unit 7 and The A / D conversion unit of the coil port 13 is controlled.
  • the collecting unit 10 collects magnetic resonance signal data generated by the A / D conversion unit provided in the coil port 13. When collecting the magnetic resonance signal data, the collection unit 10 performs correction processing such as averaging processing and phase correction processing on the collected magnetic resonance signal data, and sends the corrected magnetic resonance signal data to the image reconstruction unit 11. Send.
  • the MRI apparatus 100 includes a plurality of collection units 10 corresponding to the coil ports 13 provided on the bed 4.
  • the image reconstruction unit 11 performs image processing such as filter processing and reconstruction processing on the magnetic resonance signal data transmitted from the collection unit 10 to generate image data. Specifically, the image reconstruction unit 11 performs image processing such as k-space conversion filter processing, two-dimensional FFT (Fast Fourier Transform), three-dimensional FFT, and image filter to reconstruct two-dimensional or three-dimensional image data.
  • image processing such as k-space conversion filter processing, two-dimensional FFT (Fast Fourier Transform), three-dimensional FFT, and image filter to reconstruct two-dimensional or three-dimensional image data.
  • the configured and reconstructed image data is transmitted to the host computer 15.
  • the host computer 15 includes a storage unit 15a, a control unit 15b, an input unit 15c, and a display unit 15d.
  • the host computer 15 includes information indicating in which collection unit buffer memory each channel of the selected reception coil is stored according to the reception coil selected by the operator using the input unit 15c, and the selected reception coil.
  • a selection signal indicating a channel selected for use in imaging is transmitted to the real-time sequencer 9 via the real-time manager 8.
  • the control unit 15b comprehensively controls the MRI apparatus 100 by controlling the above units.
  • the control unit 15b includes a CPU (Central Processing Unit) and the like.
  • the input unit 15c receives an imaging instruction and the like from the operator.
  • the display unit 15d displays image data and the like.
  • the coil port 13 converts the magnetic resonance signal output from the receiving coil 6 into a digital signal and generates magnetic resonance signal data A / D conversion unit.
  • FIG. 4 is a block diagram illustrating a configuration example of the A / D conversion unit 20 according to the first embodiment.
  • the A / D conversion unit 20 is provided in the coil port 13, converts the magnetic resonance signal output from the receiving coil 6 into a digital signal, generates magnetic resonance signal data, and generates the generated magnetic field. Resonance signal data is transmitted to the collection unit 10.
  • the A / D conversion unit 20 has a function of generating magnetic resonance signal data by converting a magnetic resonance signal into a digital signal by a direct sampling method.
  • the A / D conversion unit 20 converts the magnetic resonance signal into a digital signal for each channel of the receiving coil 6 to generate magnetic resonance signal data.
  • the A / D conversion unit 20 includes a plurality of ADCs 21, a selection unit 22, a parallel / serial (P / S) conversion unit 23, and a multiplexing unit (Multiplexer: MUX) 24 and an electrical / optical (E / O) converter 25.
  • a multiplexing unit Multiplexer: MUX
  • E / O electrical / optical
  • the ADC 21 converts the analog magnetic resonance signal output from the receiving coil 6 into a digital signal to generate magnetic resonance signal data.
  • the ADC 21 is an ADC for a direct sampling method, and directly samples an analog magnetic resonance signal output from the receiving coil 6 and converts it into a digital signal. Then, the ADC 21 sends the digitized magnetic resonance signal to the selection unit 22 as magnetic resonance signal data.
  • the same number of ADCs 21 as the channels of the reception coil 6 are provided.
  • the direct sampling ADC has a simplified configuration, the degree of integration can be easily increased, and a large number of ADCs can be built in the coil port 13.
  • the number of channels of the receiving coil 6 is eight, eight ADCs 21 are provided.
  • magnetic resonance signal data is sent to the selection unit 22 for each of the eight channels of the reception coil 6.
  • the number of ADCs 21 is not limited to eight, and one or a plurality of ADCs 21 are provided in accordance with the number of channels of the receiving coil.
  • the selection unit 22 selects magnetic resonance signal data of at least one channel from magnetic resonance signal data generated for each channel. Specifically, the selection unit 22 acquires a selection signal indicating a channel selected for use in imaging from the real-time sequencer 9, and specifies and specifies the selected channel based on the acquired selection signal. The magnetic resonance signal data of the channel is sent to the P / S converter 23.
  • the P / S converter 23 converts magnetic resonance signal data from a parallel signal to a serial signal. Specifically, the P / S conversion unit 23 converts the magnetic resonance signal data sent from the selection unit 22 from a parallel signal to a serial signal for each channel, and sends the converted magnetic resonance signal data to the MUX 24.
  • the MUX 24 multiplexes the magnetic resonance signal data generated for each channel. Specifically, the MUX 24 multiplexes the magnetic resonance signal data for each channel sent from the P / S conversion unit 23 and sends the multiplexed magnetic resonance signal data to the E / O conversion unit 25.
  • the E / O converter 25 converts the magnetic resonance signal data into an optical signal. Specifically, the E / O conversion unit 25 converts the magnetic resonance signal data sent from the MUX 24 from an electric signal to an optical signal, and transmits the converted magnetic resonance signal data to the collection unit 10.
  • the A / D conversion unit 20 that converts the magnetic resonance signal output from the receiving coil 6 into a digital signal and generates magnetic resonance signal data is the coil of the bed 4. Provided at port 13. In this manner, by providing the A / D conversion unit 20 in the coil port 13 of the bed 4, A / D conversion is performed when the magnetic resonance signal output from the receiving coil 6 is input to the coil port 13. The magnetic resonance signal is digitized early in the path from the receiving coil 6 to the collecting unit 10. Thereby, mixing of noise into the magnetic resonance signal can be suppressed.
  • the receiving unit in the subsequent stage becomes unnecessary. Therefore, mixing of noise into the magnetic resonance signal can be suppressed with a simple configuration.
  • the selection circuit since the receiving unit in the subsequent stage becomes unnecessary, the selection circuit becomes unnecessary, so that all the receiving coils that can be connected simultaneously and the magnetic resonance signals output from all the channels of each receiving coil are collected. Can be transmitted to the magnetic resonance signal, and magnetic resonance signals can be collected more efficiently.
  • the manufacturing cost of the apparatus can be reduced by using an inexpensive direct sampling ADC.
  • the ADC for direct sampling is generally simplified in configuration, the degree of integration can be easily increased, and a large number of ADCs can be built in the coil port 13. is there.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating an example of a receiving circuit using a conventional ADC.
  • MR magnetic resonance
  • AMP high frequency amplifier
  • AMP local oscillator
  • mixer mixer
  • the frequency was dropped with a mixer, and then A / D conversion was performed with an ADC. For this reason, the circuit scale was large and it was difficult to mount on a bed.
  • FIG. 6 is a diagram showing a configuration of a receiving circuit using an ADC for direct sampling according to the first embodiment.
  • a magnetic resonance (MR) signal received by a receiving coil is amplified by a high frequency amplifier (AMP)
  • AMP high frequency amplifier
  • a direct sampling ADC is used to The resonance signal is directly sampled and A / D converted.
  • the configuration using the ADC for the direct sampling method is smaller in circuit scale than the configuration using the conventional ADC, and therefore, ADCs for a plurality of channels can be easily mounted.
  • FIG. 6 shows a diagram showing a configuration of a receiving circuit using an ADC for direct sampling according to the first embodiment.
  • thinning processing is performed by a digital oscillator (Digital Oscillator) and a mixer (Mixer). After digitization, thinning processing and decimation can be easily performed on the magnetic resonance signal.
  • the MRI apparatus according to the second embodiment basically has the same configuration as the MRI apparatus 100 shown in FIG. 1, but the A / D conversion unit 20 is not provided in the coil port 13 of the bed 4. Moreover, in 2nd Embodiment, the MRI apparatus 100 is provided with the relay unit which relays the receiving coil 6 and the coil port 13 of the bed 4, and an example in case this relay unit is provided with an A / D conversion unit. explain.
  • components having the same functions as those described in the first embodiment are denoted by the same reference numerals and description thereof is omitted.
  • FIG. 7 is a diagram showing the relay unit 30 according to the second embodiment.
  • the relay unit 30 includes an A / D conversion unit 120.
  • the A / D conversion unit 120 has the same function as the A / D conversion unit 20 described in the first embodiment, but is A / D converted in that multiplexed magnetic resonance signal data is output as an electric signal. Different from the unit 20.
  • the relay unit 30 includes an input connector 31 and an output connector 32.
  • the input connector 31 inputs a magnetic resonance signal from the receiving coil 6.
  • the input connector 31 is connected to the output connector 6 a of the reception coil 6, and outputs the magnetic resonance signal input from the reception coil 6 to the A / D conversion unit 120.
  • the output connector 32 outputs the magnetic resonance signal data generated by the A / D conversion unit 120 to the coil port 13 provided on the top plate 4 a of the bed 4.
  • the output connector 32 is connected to the input connector 13 a of the coil port 13 and outputs the magnetic resonance signal data output from the A / D conversion unit 120 to the coil port 13.
  • the input connector 31 of the relay unit 30 has the same shape as the input connector 13 a of the coil port 13 of the bed 4. Further, the output connector 32 of the relay unit 30 has the same shape as the output connector 6 a of the receiving coil 6.
  • FIG. 8 is a diagram illustrating an example of the input connector 13a of the coil port 13 according to the second embodiment.
  • the input connector 13a of the coil port 13 includes a plurality of MRI signal units 13b arranged in 4 rows ⁇ 4 columns and a plurality of coil information units 13c arranged in 5 rows ⁇ 6 columns. And have.
  • the MRI signal unit 13 b is a terminal for inputting magnetic resonance signal data to the coil port 13.
  • the MRI signal unit 13b is a BNC (Bayonet Neill Concelman) connector, a Coax connector, or the like.
  • the coil information unit 13 c is a terminal for inputting a coil ID for uniquely identifying the receiving coil 6 to the coil port 13.
  • the input connector 31 of the relay unit 30 is also arranged in a plurality of MRI signal units arranged in 4 rows ⁇ 4 columns and in 5 rows ⁇ 6 columns, similarly to the input connector 13a shown in FIG. A plurality of coil information sections.
  • the input connector 31 of the relay unit 30 has the same shape as the input connector 13a of the coil port 13 of the bed 4, and the output connector 32 of the relay unit 30 is the output connector of the reception coil 6. It has the same shape as 6a. That is, the relay unit 30 can be inserted between the reception coil 6 and the coil port 13 that have been conventionally used.
  • the analog signal can be obtained on the path from the reception coil 6 to the coil port 13. Can be converted into a digital signal. That is, an analog magnetic resonance signal can be converted into a digital signal on the path from the receiving coil 6 to the coil port 13 without changing the specifications of the conventional receiving coil and the conventional bed. Further, if the receiving coil 6 is connected to all the coil ports 13 via the relay unit 30, the above-described conventional expensive receiving unit becomes unnecessary, so that the device can be manufactured while using the conventional bed. Cost can be reduced.
  • the input connector 31 of the relay unit 30 has the same shape as the input connector 13a of the coil port 13 of the bed 4, and the output connector 32 of the relay unit 30 has the same shape as the output connector 6a of the reception coil 6.
  • the relay unit 30 can be introduced without changing the receiving coil and the bed already installed and used in a hospital or the like.
  • the shapes of the input connector and the output connector of the relay unit are not necessarily limited to this example.
  • a receiving coil and a relay unit may be newly introduced without changing a bed that has already been used.
  • the output connector has a shape that can be connected to the input connector of the coil port of the bed that is already used, and the input connector has a shape that can be connected to the output connector of the new receiving coil.
  • the input connector has a shape that can be connected to the output connector of the coil port of the receiving coil that is already used, and the output connector has a shape that can be connected to the input connector of the coil port of the new bed. And it is sufficient.
  • an A / D conversion skip circuit may be provided for each coil port 13 of the bed 4 so that both the case of using the relay unit 30 and the case of not using the relay unit 30 can be handled.
  • the skip circuit may be provided on the bed 4 or may be provided on the gantry 12.
  • FIG. 9 is a diagram illustrating an example of the skip circuit 40 according to the second embodiment.
  • the skip circuit 40 includes an ADC 41, a P / S converter 42, and a data selection circuit (MUX) 43.
  • the skip circuit 40 inputs magnetic resonance signals or magnetic resonance signal data from the coil port 13. That is, the skip circuit 40 inputs an analog magnetic resonance signal from the coil port 13 when a conventional receiving coil that does not have an A / D conversion function is directly connected to the coil port 13.
  • the skip circuit 40 inputs digital magnetic resonance signal data from the coil port 13 when the reception coil is connected to the coil port 13 via the relay unit 30.
  • the magnetic resonance signal or magnetic resonance signal data input to the skip circuit 40 is supplied to the input A of the data selection circuit 43 and the input of the ADC 41.
  • the ADC 41 converts the input magnetic resonance signal into a digital signal and outputs the digital signal to the P / S converter 42.
  • the P / S converter 42 converts the input digital signal into a serial signal and supplies it to the input B of the data selection circuit 43.
  • the data selection circuit 43 outputs a signal input from either the input A or the input B from the output Y based on the selection control signal SE.
  • the signal output from the data selection circuit 43 is transmitted to the collection unit 10 as an output signal of the skip circuit 40.
  • the signal “0” is input to the data selection circuit 43 when the receiving coil is directly connected to the coil port 13, and when the receiving coil is connected to the coil port 13 via the relay unit 30.
  • a signal “1” is input.
  • the selection control signal SE is the signal “0”
  • the data selection circuit 43 outputs the signal input from the input B from the output Y.
  • a magnetic resonance signal converted into a digital signal by the ADC 41 that is, magnetic resonance signal data is output from the output Y.
  • the selection control signal SE is the signal “1”
  • the data selection circuit 43 outputs the signal input from the input A from the output Y.
  • the digital magnetic resonance signal data input from the coil port 13 is output from the output Y. That is, by such control, digital magnetic resonance signal data is output from the skip circuit 40 in any case.
  • the selection control signal SE may be input manually by an operator, or may be automatically performed based on the ID assigned to the receiving coil and the relay unit 30.
  • the skip circuit 40 it is possible to cope with both cases where the relay unit 30 is used and when the relay unit 30 is not used. Furthermore, by providing a skip circuit 40 for each coil port 13, the coil port 13 to which the receiving coil 6 is connected via the relay unit 30 and the coil port 13 to which the receiving coil 6 is connected not via the relay unit 30. Can be transmitted to the collection unit 10 corresponding to each coil port 13 even when the two are mixed.
  • the MRI apparatus according to the third embodiment has basically the same configuration as the MRI apparatus 100 shown in FIG. 1, but further includes a distribution board between the coil port 13 and the collection unit 10.
  • the A / D conversion unit provided in the coil port 13 outputs the magnetic resonance signal data for each channel without multiplexing.
  • components having the same functions as those described in the first embodiment are denoted by the same reference numerals and description thereof is omitted.
  • the distribution board 52 is disposed between the coil port 13 and the collection unit 10, and magnetic resonance signal data generated for each channel by the A / D conversion unit provided in the coil port 13 is transmitted to each of the plurality of collection units 10. Distribute.
  • the distribution board 52 may be provided on the bed 4 or on the gantry 12.
  • the distribution board 52 includes a digital matrix switch 51.
  • the digital matrix switch 51 is controlled by the host computer 15.
  • the distribution board 52 acquires from the real-time sequencer 9 information indicating in which collection unit buffer memory each channel of the reception coil is stored, and the coil port 13 to which each reception coil is connected (the coil port shown in FIG. 10).
  • the connection relationship between the output terminals i1 to i32 of 1 to 4) and the input terminals o1 to o32 of the collection units 10 (collection units # 1 to # 4) is switched.
  • the distribution board 52 is provided, for example, on the bed 4 or the gantry 12.
  • the digital matrix switch 51 distributes and connects the output terminals i1 to i8 of the coil port 1 to the input terminals of the collection units # 1 to # 4. I can do it.
  • output terminals i1 and i2 of coil port 1 are connected to input terminals o1 and o2 of collection unit # 1
  • output terminals i3 and i4 of coil port 1 are connected to input terminals o9 and o10 of collection unit # 2.
  • the output terminals i5 and i6 of the coil port 1 are connected to the input terminals o17 and o18 of the collection unit # 3, and the output terminals i7 and i8 of the coil port 1 are connected to the input terminals o25 and o26 of the collection unit # 4 Is done.
  • the buffer memory of the collection unit 10 is 2 Gbytes, for example, 2 channels are allocated to the buffer memories 1 to 4 of the collection units # 1 to # 4, respectively, so 1 Gbyte of memory is allocated per channel.
  • the digital matrix switch 51 stores the raw data output from the output terminals i 1 to i 32 of the coil port 13 in the memory 53.
  • the digital matrix switch 51 can specify with the pointer which memory area of the memory 53 the output terminals i1 to i32 of the coil port 13 are assigned.
  • FIG. 12 and 13 show which output terminal of the coil port 13 and which input terminal of the collection unit 10 are assigned to the memory area of the memory 53 in the digital matrix switch 51.
  • FIG. FIG. 12 is a diagram corresponding to FIG. 10 and shows a state in which the output terminals i1 to i10 of the coil port 13 and the input terminals o1 to o10 of the collection unit 10 are assigned.
  • FIG. 13 is a diagram corresponding to FIG. 11, and the memory area assigned to the output terminals i3 and i4 of the coil port 13 is changed from the memory area assigned to the input terminals o3 and o4 of the collection unit 10 to the collection unit 10. The state is changed to the memory area allocated to the input terminals o9 and o10.
  • the collected magnetic resonance is obtained by changing the connection relationship between the output terminal of the coil port and the input terminal of the collection unit according to the usage status of each channel of the receiving coil. Which collection unit buffer memory stores the signal data can be controlled, and the buffer memory of the collection unit can be used effectively.
  • the first to third embodiments have been described above.
  • the preamplifier is provided in the receiving coil 6 and A / D conversion is performed at an early stage, mixing of noise into the magnetic resonance signal is suppressed, and S / N ratio performance degradation can be suppressed.
  • the magnetic resonance signal is digitized in the bed
  • the digitized magnetic resonance signal data is thinned out before being output from the bed.
  • Processing and serial signal bundling can be performed.
  • the number of cables connecting the bed and the collection unit can be reduced, and a removable bed (also referred to as a dockable bed) that can move the subject while sleeping is easily configured. be able to.
  • the ADC for the direct sampling method is used has been described.
  • the ADC can adjust the performance such as the data width and the sampling pitch.
  • the receiving coil used for imaging may be determined based on the imaging condition instructed by the operator, and the performance of the ADC and the gain at the subsequent stage may be used properly according to the determined receiving coil. .
  • a receiving coil that receives a magnetic resonance signal from a narrow range such as a receiving coil used for imaging, such as a receiving coil for the head
  • a receiving coil for the spine or a receiving part for the abdomen Control may be performed so that the gain at the subsequent stage is smaller than that of a receiving coil that receives a magnetic resonance signal from a wide range such as a coil.
  • the embodiment is not limited thereto. I can't.
  • an A / D conversion unit may be provided in the coil port of the gantry.
  • the A / D conversion unit may be provided not in the coil port but in the bed. In that case, the coil port and the A / D conversion unit are connected so that the influence of noise is reduced.
  • the cable should be as short as possible.
  • the A / D conversion unit is provided on the path from the coil port or the reception coil to the coil port, so that noise can be mixed into the magnetic resonance signal with a simple device configuration. Can be suppressed.

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Abstract

　実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（１００）は、寝台（４）と、架台部（１２）と、受信コイル（６）と、変換ユニット（２０）と、収集ユニット（１０）とを備える。寝台（４）は、被検体が置かれる。架台部（１２）は、静磁場磁石（１）及び傾斜磁場コイル（２）を支持する。受信コイル（６）は、前記被検体から放射される磁気共鳴信号を受信する。変換ユニット（２０）は、前記受信コイル（６）から出力される磁気共鳴信号をデジタル信号に変換して磁気共鳴信号データを生成する。収集ユニット（１０）は、前記磁気共鳴信号データを収集する。そして、寝台（４）又は架台部（１２）は、前記受信コイル（６）と前記収集ユニット（１０）とを接続するコイルポート（１３）を有し、変換ユニット（２０）は、前記コイルポート（１３）、又は、前記受信コイル（６）と前記コイルポート（１３）とを中継する中継ユニット（３０）に設けられる。

Description

磁気共鳴イメージング装置、受信コイル、寝台、及び中継ユニット
　本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置、受信コイル、寝台、及び中継ユニットに関する。
　従来、磁気共鳴イメージング装置は、被検体から放射された磁気共鳴信号を受信する受信コイルと、受信コイルから出力された磁気共鳴信号をデジタル信号に変換して磁気共鳴信号データを生成する受信ユニットと、磁気共鳴信号データを収集する収集ユニットとを備える。近年、このような構成において、磁気共鳴信号へのノイズの混入を抑えるため、受信コイルによって受信された磁気共鳴信号をできるだけ早い段階でデジタル信号に変換することが検討されている。
特開２０１２－８１０１３号公報
　本発明が解決しようとする課題は、簡易な装置構成で磁気共鳴信号へのノイズの混入を抑えることができる磁気共鳴イメージング装置、受信コイル、寝台、及び中継ユニットを提供することである。
　実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、寝台と、架台部と、受信コイルと、変換ユニットと、収集ユニットとを備える。寝台は、被検体が置かれる。架台部は、静磁場磁石及び傾斜磁場コイルを支持する。受信コイルは、前記被検体から放射される磁気共鳴信号を受信する。変換ユニットは、前記受信コイルから出力される磁気共鳴信号をデジタル信号に変換して磁気共鳴信号データを生成する。収集ユニットは、前記磁気共鳴信号データを収集する。そして、寝台又は架台部は、前記受信コイルと前記収集ユニットとを接続するコイルポートを有し、変換ユニットは、前記コイルポート、又は、前記受信コイルと前記コイルポートとを中継する中継ユニットに設けられる。
図１は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング（Magnetic　Resonance　Imaging：ＭＲＩ）装置の構成例を示すブロック図である。 図２は、第１の実施形態に係るコイルポートの配置例を示す図である。 図３は、第１の実施形態に係る寝台が移動式の寝台である場合の例を示す図である。 図４は、第１の実施形態に係るＡ（Analog）／Ｄ（Digital）変換ユニットの構成例を示すブロック図である。 図５は、従来のＡＤＣ（Analog　Digital　Converter）を用いた受信回路の一例を示す図である。 図６は、第１の実施形態に係るダイレクトサンプリング用のＡＤＣを用いた受信回路の構成を示す図である。 図７は、第２の実施形態に係る中継ユニットを示す図である。 図８は、第２の実施形態に係るコイルポートの入力コネクタの一例を示す図である。 図９は、第２の実施形態に係るスキップ回路４０の一例を示す図である。 図１０は、第３の実施形態に係る分配基板の構成及び接続関係を示す図である。 図１１は、第３の実施形態に係る分配基板の構成及び接続関係を示す図である。 図１２は、第３の実施形態に係るデジタル・マトリックススイッチの構成を示す図である。 図１３は、第３の実施形態に係るデジタル・マトリックススイッチの構成を示す図である。
（第１の実施形態）
　図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００の構成例を示すブロック図である。
　静磁場磁石１は、中空の円筒形状に形成され、内部の空間に一様な静磁場を発生する。静磁場磁石１は、例えば、永久磁石、超伝導磁石などである。傾斜磁場コイル２は、中空の円筒形状に形成され、内部の空間に傾斜磁場を発生する。具体的には、傾斜磁場コイル２は、静磁場磁石１の内側に配置され、傾斜磁場電源３から電流の供給を受けて傾斜磁場を発生する。傾斜磁場電源３は、リアルタイムシーケンサ９から送られるパルスシーケンス実行データに従って、傾斜磁場コイル２に電流を供給する。なお、静磁場磁石１及び傾斜磁場コイル２は、架台部１２によって支持される。
　寝台４は、被検体Ｐが置かれる天板４ａを備え、天板４ａを、被検体Ｐが置かれた状態で傾斜磁場コイル２の空洞（撮像口）内へ挿入する。通常、寝台４は、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る。また、寝台４は、受信コイル６と収集ユニット１０とを接続するコイルポート１３を有する。
　図２は、第１の実施形態に係るコイルポート１３の配置例を示す図である。図２に示すように、例えば、コイルポート１３は、寝台４が備える天板４ａの長手方向の端部付近に配設される。なお、図２では、天板４ａの一方の端部付近に２つのコイルポート１３が設けられ、他方の端部付近に３つのコイルポート１３が設けられた場合を示しているが、コイルポート１３の位置や数はこれに限られない。
　また、第１の実施形態では、各コイルポート１３には、受信コイル６から出力される磁気共鳴信号をデジタル信号に変換して磁気共鳴信号データを生成するＡ／Ｄ変換ユニットが設けられる。そして、各コイルポート１３は、それぞれ、対応する収集ユニット１０に磁気共鳴信号データを送信する。ここで、Ａ／Ｄ変換ユニットは、生成した磁気共鳴信号データを光信号に変換して出力する。そして、Ａ／Ｄ変換ユニットから出力された光信号の磁気共鳴信号データは、例えば、寝台４内に設けられた光多重化器によって多重化され、光ケーブル１４を介して収集ユニット１０に送信される。なお、各コイルポート１３に設けられるＡ／Ｄ変換ユニットについては、後に詳細に説明する。
　なお、寝台４は、架台１２に固定された固定式の寝台であってもよいし、架台１２に着脱可能な移動式の寝台（ドッカブル寝台ともいう）であってもよい。例えば、移動式の寝台は、車輪などの移動手段を有しており、ＭＲＩ装置１００が置かれた撮影室の外から中へ、又は、撮影室の中から外へ被検体を運ぶことができる。
　図３は、第１の実施形態に係る寝台４が移動式の寝台である場合の例を示す図である。例えば、図３に示すように、移動式の寝台４は、移動用の車輪４ｂを有する。また、寝台４は、架台１２に設けられた固定部１２ａに嵌合する被固定部４ｃを有する。例えば、寝台４の被固定部４ｃは、リアルタイムシーケンサ用のケーブル４ｄ及び収集ユニット用のケーブル４ｅを介してコイルポート１３と接続される。また、架台１２の固定部１２ａは、リアルタイムシーケンサ用のケーブル１２ｄを介してリアルタイムシーケンサ９と接続され、収集ユニット用のケーブル１２ｅを介して収集ユニット１０と接続される。ここで、例えば、収集ユニット用のケーブル４ｅ及び１２ｅは、それぞれ光ケーブルである。
　そして、図３に破線で示すように、寝台４の被固定部４ｃが架台１２の固定部１２ａに嵌合すると、寝台４が架台１２に機械的に固定されるとともに、寝台４のケーブル４ｄと架台１２のケーブル１２ｄとが電気的に接続され、寝台４のケーブル４ｅと架台１２のケーブル１２ｅとが電気的に接続される。これにより、コイルポート１３に接続された受信コイル６と、リアルタイムシーケンサ９及び収集ユニット１０とが電気的に接続される。
　図１にもどって、送信コイル５は、高周波磁場を発生する。具体的には、送信コイル５は、傾斜磁場コイル２の内側に配置され、送信ユニット７から高周波パルスの供給を受けて、高周波磁場を発生する。送信ユニット７は、リアルタイムシーケンサ９から送られるパルスシーケンス実行データに従って、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信コイル５に送信する。
　受信コイル６は、被検体Ｐから放射される磁気共鳴信号を受信する。具体的には、受信コイル６は、高周波磁場の影響によって被検体Ｐから放射される磁気共鳴信号を受信する。また、受信コイル６は、受信した磁気共鳴信号を内部のプリアンプによって増幅し、増幅後の磁気共鳴信号を寝台４の天板４ａに設けられたコイルポート１３のＡ／Ｄ変換ユニットに出力する。なお、例えば、受信コイル６は、頭部用の受信コイル、脊椎用の受信コイル、腹部用の受信コイルなどである。また、第１の実施形態では、受信コイル６は、複数のコイルエレメントを含んだアレイコイルであり、各コイルエレメントで受信した磁気共鳴信号を複数のチャネルで出力することとする。
　リアルタイムマネージャー８は、操作者によって指示された撮像条件に応じて、リアルタイムシーケンサ９を制御する。具体的には、リアルタイムマネージャー８は、ホストコンピュータ１５から送信された撮像条件を解析し、パルスシーケンス実行データを生成し、生成したパルスシーケンス実行データをリアルタイムシーケンサ９に送信する。
　リアルタイムシーケンサ９は、傾斜磁場電源３、送信ユニット７及びコイルポート１３の変換ユニットに接続され、接続された各ユニットとホストコンピュータ１５との間で送受信されるデータの入出力を制御する。具体的には、リアルタイムシーケンサ９は、リアルタイムマネージャー８から送信されたパルスシーケンス実行データに基づいて、撮像条件に応じて定義されたパルスシーケンスを実行するように、傾斜磁場電源３、送信ユニット７及びコイルポート１３のＡ／Ｄ変換ユニットを制御する。
　収集ユニット１０は、コイルポート１３に設けられたＡ／Ｄ変換ユニットによって生成された磁気共鳴信号データを収集する。収集ユニット１０は、磁気共鳴信号データを収集すると、収集した磁気共鳴信号データに対してアベレージング処理、位相補正処理などの補正処理を行い、補正後の磁気共鳴信号データを画像再構成ユニット１１に送信する。ＭＲＩ装置１００は、寝台４に設けられたコイルポート１３それぞれに対応して、複数の収集ユニット１０を備える。
　画像再構成ユニット１１は、収集ユニット１０から送信された磁気共鳴信号データに対して、フィルタ処理や再構成処理等の画像処理を行って画像データを生成する。具体的には、画像再構成ユニット１１は、ｋ空間変換フィルタ処理、２次元ＦＦＴ（Fast　Fourier　Transform）又は３次元ＦＦＴ、画像フィルタ等の画像処理を行って２次元又は３次元の画像データを再構成し、再構成した画像データをホストコンピュータ１５に送信する。
　ホストコンピュータ１５は、記憶部１５ａと、制御部１５ｂと、入力部１５ｃと、表示部１５ｄとを備える。ホストコンピュータ１５は、入力部１５ｃで操作者が選択した受信コイルに応じて、選択された受信コイルの各チャネルがどの収集ユニットのバッファメモリに格納されるかを示す情報と、選択された受信コイルの各チャネルのうち撮像に使用するものとして選択されたチャネルを示す選択信号とを、リアルタイムマネージャー８を介してリアルタイムシーケンサ９に送信する。
　制御部１５ｂは、上記各ユニットを制御することによってＭＲＩ装置１００を総括的に制御する。例えば、制御部１５ｂは、ＣＰＵ（Central　Processing　Unit）などを含む。入力部１５ｃは、撮像指示などを操作者から受け付ける。表示部１５ｄは、画像データなどを表示する。
　このような構成のもと、第１の実施形態では、前述したように、コイルポート１３が、受信コイル６から出力される磁気共鳴信号をデジタル信号に変換して磁気共鳴信号データを生成するＡ／Ｄ変換ユニットを有する。
　図４は、第１の実施形態に係るＡ／Ｄ変換ユニット２０の構成例を示すブロック図である。図４に示すように、Ａ／Ｄ変換ユニット２０は、コイルポート１３に設けられ、受信コイル６から出力される磁気共鳴信号をデジタル信号に変換して磁気共鳴信号データを生成し、生成した磁気共鳴信号データを収集ユニット１０へ送信する。
　具体的には、Ａ／Ｄ変換ユニット２０は、ダイレクトサンプリング方式で磁気共鳴信号をデジタル信号に変換して磁気共鳴信号データを生成する機能を有する。また、Ａ／Ｄ変換ユニット２０は、受信コイル６のチャネルごとに磁気共鳴信号をデジタル信号に変換して磁気共鳴信号データを生成する。
　例えば、図４に示すように、Ａ／Ｄ変換ユニット２０は、複数のＡＤＣ２１と、選択部２２と、パラレル／シリアル（Parallel／Serial：Ｐ／Ｓ）変換部２３と、多重化部（Multiplexer：ＭＵＸ）２４と、電気／光（Electrical／Optical：Ｅ／Ｏ）変換部２５とを有する。なお、図４に示す例では、受信コイル６から８つのチャネルで磁気共鳴信号が出力される場合を示している。
　ＡＤＣ２１は、受信コイル６から出力されるアナログの磁気共鳴信号をデジタル信号に変換して磁気共鳴信号データを生成する。具体的には、ＡＤＣ２１は、ダイレクトサンプリング方式用のＡＤＣであり、受信コイル６から出力されるアナログの磁気共鳴信号を直接サンプリングして、デジタル信号に変換する。そして、ＡＤＣ２１は、デジタル化した磁気共鳴信号を磁気共鳴信号データとして選択部２２に送る。
　ここで、ＡＤＣ２１は、受信コイル６のチャネルと同じ数だけ設けられる。一般的に、ダイレクトサンプリング方式用のＡＤＣは構成が簡素化されているため、容易に集積度を高めることができ、コイルポート１３内に多数のＡＤＣを内蔵させることが可能である。図４に示す例では、受信コイル６のチャネル数が８つであるため、８つのＡＤＣ２１が設けられる。これにより、選択部２２には、受信コイル６の８つのチャネルごとに磁気共鳴信号データが送られることになる。なお、ＡＤＣ２１の数は８つに限られるものではなく、受信コイルのチャネル数に合わせて、単数又は複数のＡＤＣ２１が設けられる。
　選択部２２は、チャネルごとに生成された磁気共鳴信号データの中から少なくとも１つのチャネルの磁気共鳴信号データを選択する。具体的には、選択部２２は、撮像に使用するものとして選択されたチャネルを示す選択信号をリアルタイムシーケンサ９から取得し、取得した選択信号に基づいて、選択されたチャネルを特定し、特定したチャネルの磁気共鳴信号データをＰ／Ｓ変換部２３に送る。
　Ｐ／Ｓ変換部２３は、磁気共鳴信号データをパラレル信号からシリアル信号に変換する。具体的には、Ｐ／Ｓ変換部２３は、選択部２２から送られた磁気共鳴信号データをチャネルごとにパラレル信号からシリアル信号に変換し、変換後の磁気共鳴信号データをＭＵＸ２４に送る。
　ＭＵＸ２４は、チャネルごとに生成された磁気共鳴信号データを多重化する。具体的には、ＭＵＸ２４は、Ｐ／Ｓ変換部２３から送られたチャネルごとの磁気共鳴信号データを多重化し、多重化された磁気共鳴信号データをＥ／Ｏ変換部２５に送る。
　Ｅ／Ｏ変換部２５は、磁気共鳴信号データを光信号に変換する。具体的には、Ｅ／Ｏ変換部２５は、ＭＵＸ２４から送られた磁気共鳴信号データを電気信号から光信号に変換し、変換後の磁気共鳴信号データを収集ユニット１０へ送信する。
　上述したように、第１の実施形態によれば、受信コイル６から出力される磁気共鳴信号をデジタル信号に変換して磁気共鳴信号データを生成するＡ／Ｄ変換ユニット２０が、寝台４のコイルポート１３に設けられる。このように、寝台４のコイルポート１３にＡ／Ｄ変換ユニット２０を設けることで、受信コイル６から出力された磁気共鳴信号がコイルポート１３に入力された時点でＡ／Ｄ変換が行われるので、受信コイル６から収集ユニット１０までの経路の早い段階で磁気共鳴信号がデジタル化されることになる。これにより、磁気共鳴信号へのノイズの混入を抑えることができる。
　従来、後段の受信ユニットで最低必要なチャネル数分のＡＤＣを備え、磁気共鳴信号データを収集するＭＲＩ装置があった。しかし、このようなＭＲＩ装置では、一般的に受信ユニットは高価であるため、同時に接続できる受信コイルの数、及び、受信コイルのチャネル数よりも少ない数のチャネル数しか装備することができなかった。そのため、例えば、受信ユニットの前段に、１２８チャネルから３２チャネルを選択するような選択回路が設けられるのが一般的であった。この選択回路は、磁場の強さに応じて定数の異なるものを用意したり、チャネル間の信号のアイソレーションに配慮したりする必要があり、設計上の制限が大きかった。また、選択回路に対する設定も複雑になっており、操作者が、受信可能なポートを容易に選択することができなかった。
　このような課題に対し、従来、受信コイル内にＡＤＣを設ける方式があった。しかし、この方式では、ハードウェア的な制限からコンパクトにＡＤＣを実装することが難しく、受信コイルそのものが大きくなったり、設計上、受信コイルの接続状態のバラエティに応じて受信コイル間の干渉を考慮する必要があったりして、受信コイル自身が高価になる場合があった。
　これに対し、第１の実施形態によれば、コイルポート内で磁気共鳴信号のＡ／Ｄ変換を行うため、後段の受信ユニットが不要になる。したがって、簡易な構成で磁気共鳴信号へのノイズの混入を抑えることができる。また、後段の受信ユニットが不要になることにともなって、選択回路も不要となるので、同時に接続できる全ての受信コイル、及び、各受信コイルの全てのチャネルから出力される磁気共鳴信号を収集ユニットへ送信することが可能になり、より効率よく磁気共鳴信号を収集できるようになる。
　また、第１の実施形態では、安価なダイレクトサンプリング方式用のＡＤＣを用いることで、装置の製造コストを削減することができる。前述したように、一般的に、ダイレクトサンプリング方式用のＡＤＣは構成が簡素化されているため、容易に集積度を高めることができ、コイルポート１３内に多数のＡＤＣを内蔵させることが可能である。
　図５は、従来のＡＤＣを用いた受信回路の一例を示す図である。図５に示すように、例えば、従来のＡＤＣを用いた構成では、受信コイルによって受信された磁気共鳴（ＭＲ）信号を高周波増幅器（AMP）で増幅した後に、局部発信器（Local　Oscillator）及び混合器（Mixer）で周波数を落とし、その後、ＡＤＣでＡ／Ｄ変換を行っていた。このため、回路規模が大きく、寝台に実装することは困難であった。
　図６は、第１の実施形態に係るダイレクトサンプリング用のＡＤＣを用いた受信回路の構成を示す図である。図６に示すように、例えば、第１の実施形態では、受信コイルによって受信された磁気共鳴（ＭＲ）信号を高周波増幅器（AMP）で増幅した後に、ダイレクトサンプリング方式用のＡＤＣを用いて、磁気共鳴信号を直接サンプリングしてＡ／Ｄ変換する。このように、ダイレクトサンプリング方式用のＡＤＣを用いた構成は、従来のＡＤＣを用いた構成と比べて回路規模が小さいため、複数のチャネル分のＡＤＣを容易に実装することができる。なお、図６に示す例では、ＡＤＣで磁気共鳴信号をデジタル化した後に、デジタル発信器（Digital　Oscillator）及び混合器（Mixer）で間引き処理を行っている。デジタル化した後であれば、磁気共鳴信号に対して間引き処理やデシメーションを容易に行うことができる。
（第２の実施形態）
　次に、第２の実施形態について説明する。第１の実施形態では、Ａ／Ｄ変換ユニット２０が寝台４のコイルポート１３に設けられる場合について説明した。これに対し、第２の実施形態では、受信コイル６からコイルポート１３までの経路上にＡ／Ｄ変換ユニットが設けられる場合について説明する。
　なお、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置は、基本的には図１に示したＭＲＩ装置１００と同じ構成を有するが、寝台４のコイルポート１３にＡ／Ｄ変換ユニット２０が設けらない。また、第２の実施形態では、ＭＲＩ装置１００が、受信コイル６と寝台４のコイルポート１３とを中継する中継ユニットを備え、この中継ユニットに、Ａ／Ｄ変換ユニットが設けられる場合の例を説明する。また、第２の実施形態では、第１の実施形態で説明した各部と同じ機能を有する構成要素については、同じ符号を付して説明を省略する。
　図７は、第２の実施形態に係る中継ユニット３０を示す図である。図７に示すように、中継ユニット３０は、Ａ／Ｄ変換ユニット１２０を含む。このＡ／Ｄ変換ユニット１２０は、第１の実施形態で説明したＡ／Ｄ変換ユニット２０と同じ機能を有するが、多重化された磁気共鳴信号データを電気信号で出力する点でＡ／Ｄ変換ユニット２０とは異なる。
　また、中継ユニット３０は、入力コネクタ３１と、出力コネクタ３２とを有する。入力コネクタ３１は、受信コイル６から磁気共鳴信号を入力する。具体的には、入力コネクタ３１は、受信コイル６の出力コネクタ６ａと接続され、受信コイル６から入力した磁気共鳴信号をＡ／Ｄ変換ユニット１２０に出力する。出力コネクタ３２は、Ａ／Ｄ変換ユニット１２０によって生成された磁気共鳴信号データを寝台４の天板４ａに設けられたコイルポート１３に出力する。具体的には、出力コネクタ３２は、コイルポート１３の入力コネクタ１３ａと接続され、Ａ／Ｄ変換ユニット１２０から出力された磁気共鳴信号データをコイルポート１３に出力する。
　ここで、中継ユニット３０の入力コネクタ３１は、寝台４のコイルポート１３の入力コネクタ１３ａと同じ形状を有する。また、中継ユニット３０の出力コネクタ３２は、受信コイル６の出力コネクタ６ａと同じ形状を有する。
　図８は、第２の実施形態に係るコイルポート１３の入力コネクタ１３ａの一例を示す図である。図８に示すように、例えば、コイルポート１３の入力コネクタ１３ａは、４行×４列に配置された複数のＭＲＩ信号部１３ｂと、５行×６列に配置された複数のコイル情報部１３ｃとを有する。ＭＲＩ信号部１３ｂは、磁気共鳴信号データをコイルポート１３に入力するための端子である。例えば、ＭＲＩ信号部１３ｂは、ＢＮＣ（Bayonet　Neill　Concelman）コネクタや、Ｃｏａｘコネクタなどである。また、コイル情報部１３ｃは、受信コイル６を一意に識別するためのコイルＩＤをコイルポート１３に入力するための端子である。第２の実施形態では、中継ユニット３０の入力コネクタ３１も、図８に示す入力コネクタ１３ａと同様に、４行×４列に配置された複数のＭＲＩ信号部と、５行×６列に配置された複数のコイル情報部とを有する。
　このように、第２の実施形態では、中継ユニット３０の入力コネクタ３１が寝台４のコイルポート１３の入力コネクタ１３ａと同じ形状を有し、中継ユニット３０の出力コネクタ３２が受信コイル６の出力コネクタ６ａと同じ形状を有する。つまり、中継ユニット３０は、従来から用いられている受信コイル６とコイルポート１３との間に挿入することができる。
　したがって、第２の実施形態によれば、中継ユニット３０を用いることによって、コイルポート１３にＡ／Ｄ変換ユニットが設けられていない場合でも、受信コイル６からコイルポート１３までの経路上で、アナログの磁気共鳴信号をデジタル信号に変換することができる。つまり、従来の受信コイルと従来の寝台の仕様を変更することなく、受信コイル６からコイルポート１３までの経路上で、アナログの磁気共鳴信号をデジタル信号に変換することができる。また、全てのコイルポート１３に対して、中継ユニット３０を介して受信コイル６を接続すれば、前述した従来の高価な受信ユニットが不要になるので、従来の寝台を用いたまま、装置の製造コストを削減することができる。
　なお、ここでは、中継ユニット３０の入力コネクタ３１が寝台４のコイルポート１３の入力コネクタ１３ａと同じ形状を有し、中継ユニット３０の出力コネクタ３２が受信コイル６の出力コネクタ６ａと同じ形状を有する場合の例を説明した。この構成によれば、病院などに既に設置されて利用されている受信コイル及び寝台を変えずに、中継ユニット３０を導入することができる。しかし、中継ユニットの入力コネクタ及び出力コネクタの形状は、必ずしもこの例に限られない。
　例えば、寝台は既に利用されているものを変えずに、受信コイルと中継ユニットとを新たに導入する場合もあり得る。この場合には、中継ユニットにおいて、出力コネクタは、既に利用されている寝台のコイルポートの入力コネクタに接続可能な形状とし、入力コネクタは、新しい受信コイルの出力コネクタに接続可能な形状とすればよい。また、逆に、受信コイルは既に利用されているものを変えずに、寝台と中継ユニットとを新たに導入する場合もあり得る。この場合には、中継ユニットにおいて、入力コネクタは、既に利用されている受信コイルのコイルポートの出力コネクタに接続可能な形状とし、出力コネクタは、新しい寝台のコイルポートの入力コネクタに接続可能な形状とすればよい。
　また、例えば、中継ユニット３０を用いる場合と中継ユニット３０を用いない場合の両方に対応することができるように、寝台４のコイルポート１３ごとに、Ａ／Ｄ変換のスキップ回路を設けてもよい。このスキップ回路は、例えば、寝台４に設けられてもよいし、架台部１２に設けられてもよい。
　図９は、第２の実施形態に係るスキップ回路４０の一例を示す図である。図９に示すように、例えば、スキップ回路４０は、ＡＤＣ４１と、Ｐ／Ｓ変換器４２と、データ選択回路（ＭＵＸ）４３とを有する。このスキップ回路４０は、コイルポート１３から磁気共鳴信号又は磁気共鳴信号データを入力する。つまり、スキップ回路４０は、Ａ／Ｄ変換機能を有さない従来の受信コイルがコイルポート１３に直接接続された場合には、コイルポート１３からアナログの磁気共鳴信号を入力することになる。また、スキップ回路４０は、受信コイルが中継ユニット３０を介してコイルポート１３に接続された場合には、コイルポート１３からデジタルの磁気共鳴信号データを入力することになる。
　スキップ回路４０に入力された磁気共鳴信号又は磁気共鳴信号データは、データ選択回路４３の入力Ａ及びＡＤＣ４１の入力に供給される。ＡＤＣ４１は、入力された磁気共鳴信号をデジタル信号に変換してＰ／Ｓ変換器４２に出力する。Ｐ／Ｓ変換器４２は、入力したデジタル信号をシリアル信号に変換してデータ選択回路４３の入力Ｂに供給する。データ選択回路４３は、選択制御信号ＳＥに基づいて、入力Ａ又は入力Ｂのいずれか一方から入力された信号を出力Ｙから出力する。このデータ選択回路４３から出力される信号は、スキップ回路４０の出力信号となって収集ユニット１０に送信される。
　例えば、データ選択回路４３には、受信コイルがコイルポート１３に直接接続された場合には信号「０」が入力され、受信コイルが中継ユニット３０を介してコイルポート１３に接続された場合には、信号「１」が入力される。そして、データ選択回路４３は、選択制御信号ＳＥが信号「０」であった場合には、入力Ｂから入力された信号を出力Ｙから出力する。この場合には、出力Ｙからは、ＡＤＣ４１によってデジタル信号に変換された磁気共鳴信号、すなわち磁気共鳴信号データが出力されることになる。一方、選択制御信号ＳＥが信号「１」であった場合には、データ選択回路４３は、入力Ａから入力された信号を出力Ｙから出力する。この場合には、出力Ｙからは、コイルポート１３から入力されたデジタルの磁気共鳴信号データが出力されることになる。つまり、このような制御によって、いずれの場合でも、スキップ回路４０からはデジタルの磁気共鳴信号データが出力されることになる。なお、選択制御信号ＳＥの入力は、操作者によって手動で行われてもよいし、受信コイル及び中継ユニット３０に付与されたＩＤに基づいて自動で行われてもよい。
　このように、スキップ回路４０を用いることによって、中継ユニット３０を用いる場合と中継ユニット３０を用いない場合の両方に対応することができるようになる。さらに、コイルポート１３ごとにスキップ回路４０を設けることによって、中継ユニット３０を介して受信コイル６が接続されたコイルポート１３と、中継ユニット３０を介さずに受信コイル６が接続されたコイルポート１３とが混在する場合でも、各コイルポート１３に対応した収集ユニット１０にデジタルの磁気共鳴信号データを送信することができるようになる。
（第３の実施形態）
　次に、第３の実施形態について説明する。第１の実施形態では、寝台４のコイルポート１３ごとに、対応する収集ユニット１０に磁気共鳴信号データを送信する場合について説明した。これに対し、第３の実施形態では、１つのコイルポート１３から出力される磁気共鳴信号データを複数の収集ユニットに振り分ける場合について説明する。
　なお、第３の実施形態に係るＭＲＩ装置は、基本的には図１に示したＭＲＩ装置１００と同じ構成を有するが、コイルポート１３と収集ユニット１０との間に分配基板をさらに備える。また、第３の実施形態では、コイルポート１３に設けられるＡ／Ｄ変換ユニットは、磁気共鳴信号データを多重化せずに、チャネルごとに出力する。また、第２の実施形態では、第１の実施形態で説明した各部と同じ機能を有する構成要素については、同じ符号を付して説明を省略する。
　図１０及び１１は、第３の実施形態に係る分配基板５２の構成及び接続関係を示す図である。分配基板５２は、コイルポート１３と収集ユニット１０との間に配置され、コイルポート１３に設けられたＡ／Ｄ変換ユニットによってチャネルごとに生成された磁気共鳴信号データを複数の収集ユニット１０それぞれに分配する。なお、分配基板５２は、寝台４に設けられてもよいし、架台部１２に設けられてもよい。
　図１０に示すように、例えば、分配基板５２は、デジタル・マトリックススイッチ５１を有する。デジタル・マトリックススイッチ５１は、ホストコンピュータ１５により制御される。分配基板５２は、受信コイルの各チャネルがどの収集ユニットのバッファメモリに格納されるかを示す情報をリアルタイムシーケンサ９から取得し、各受信コイルが接続されたコイルポート１３（図１０に示すコイルポート１～４）の出力端子ｉ１～ｉ３２と、各収集ユニット１０（収集ユニット＃１～＃４）の入力端子ｏ１～ｏ３２との接続関係を切り替える。なお、分配基板５２は、例えば、寝台４や架台部１２に設けられる。
　例えば、コイルポート１の８ｃｈ分の出力端子だけが用いられて、コイルポート２～コイルポート４の出力端子は用いられない場合を考える。この場合であっても、図１１に示すように、デジタル・マトリックススイッチ５１は、コイルポート１の出力端子ｉ１～ｉ８を、収集ユニット＃１～収集ユニット＃４の入力端子に分散して接続することが出来る。例えば、コイルポート１の出力端子ｉ１とｉ２は、収集ユニット＃１の入力端子ｏ１、ｏ２に接続され、コイルポート１の出力端子ｉ３とｉ４は、収集ユニット＃２の入力端子ｏ９、ｏ１０に接続され、コイルポート１の出力端子ｉ５とｉ６は、収集ユニット＃３の入力端子ｏ１７、ｏ１８に接続され、コイルポート１の出力端子ｉ７とｉ８は、収集ユニット＃４の入力端子ｏ２５、ｏ２６に接続される。収集ユニット１０のバッファメモリが、例えば２Ｇバイトとすると、各収集ユニット＃１～４のバッファメモリ１～４には、それぞれ２ｃｈが割り当てられるため、１ｃｈ当たり１Ｇバイトのメモリが割り当てられることとなる。結果として、コイルポート１３の出力端子ｉ１～ｉ３２と収集ユニット１０の入力端子ｏ１～ｏ３２との接続関係が固定された場合に比べて、４倍の生データが収集可能であり、同じメモリ量でも４倍の撮像時間を実現できる。
　図１２及び１３は、第３の実施形態に係るデジタル・マトリックススイッチ５１の構成を示す図である。デジタル・マトリックススイッチ５１は、コイルポート１３の出力端子ｉ１～ｉ３２から出力された生データをメモリ５３に格納する。デジタル・マトリックススイッチ５１は、コイルポート１３の出力端子ｉ１～ｉ３２がメモリ５３のどのメモリ領域に割り当てられるかを、ポインタで指定することができる。
　また、図１２及び１３は、デジタル・マトリックススイッチ５１内のメモリ５３のメモリ領域にコイルポート１３のどの出力端子及び収集ユニット１０のどの入力端子が割り当てられているかを示している。図１２は、図１０に対応する図であり、コイルポート１３の出力端子ｉ１～ｉ１０及び収集ユニット１０の入力端子ｏ１～ｏ１０に割り当てられている様子を示す。図１３は、図１１に対応する図であり、コイルポート１３の出力端子ｉ３、ｉ４に割り当てられたメモリ領域が、収集ユニット１０の入力端子ｏ３、ｏ４に割り当てられたメモリ領域から収集ユニット１０の入力端子ｏ９、ｏ１０に割り当てられたメモリ領域に変更された状態を示す。この構成では、コイルポート１３の出力端子ｉ１～ｉ３２と収集ユニット１０の入力端子ｏ１～ｏ３２との接続関係が固定された場合に比べ、多くの生データが収集可能であり、同じメモリ量でもより大きな撮像時間を実現できる。
　上述したように、第３の実施形態によれば、受信コイルの各チャネルの使用状況に応じて、コイルポートの出力端子と収集ユニットの入力端子の接続関係を変更することにより、収集した磁気共鳴信号データをどの収集ユニットのバッファメモリに格納するかを制御することができ、収集ユニットのバッファメモリを有効に活用することができる。
　以上、第１～第３の実施形態について説明した。また、第１～第３の実施形態によれば、受信コイル６の内部にプリアンプが設けられ、早い段階でＡ／Ｄ変換が行われるため、磁気共鳴信号へのノイズの混入を抑えるとともに、Ｓ／Ｎ比の性能劣化を抑えることができる。
　また、第１～第３の実施形態によれば、寝台内で磁気共鳴信号をデジタル化するため、デジタル化された磁気共鳴信号データを寝台から出力する前に、磁気共鳴信号データに対して間引き処理やシリアル信号の束ね処理を行うことができる。これにより、寝台と収集ユニットとを接続するケーブルの本数を少なくすることが可能になり、被検体を寝たままで移動することが可能な着脱式の寝台（ドッカブル寝台ともいう）を容易に構成することができる。
　なお、第１～第３の実施形態では、ダイレクトサンプリング方式用のＡＤＣを用いた場合について説明したが、このようなＡＤＣには、データ幅やサンプリングピッチなどの性能を調整することが可能なものもある。そこで、例えば、操作者から指示された撮像条件に基づいて、撮像に使用される受信コイルを判別し、判別した受信コイルに応じて、ＡＤＣの性能や後段でのゲインを使い分けるようにしてもよい。例えば、撮像に使用される受信コイルが頭部用の受信コイルなどのように、狭い範囲から磁気共鳴信号を受信する受信コイルが使用される場合には、脊椎用の受信コイルや腹部用の受信コイルなどのように広い範囲から磁気共鳴信号を受信する受信コイルと比べて、後段でのゲインを小さくするように制御してもよい。
　また、第１～第３の実施形態では、Ａ／Ｄ変換ユニットが、寝台のコイルポート又は受信コイルから寝台のコイルポートまでの経路上に設けられる場合について説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、架台部にコイルポートが設けられている場合には、架台部のコイルポートにＡ／Ｄ変換ユニットが設けられてもよい。また、Ａ／Ｄ変換ユニットは、コイルポートではなく、寝台内に設けられてもよいが、その場合には、ノイズの影響が少なくなるように、コイルポートとＡ／Ｄ変換ユニットとを接続するケーブルはできるだけ短くするのが望ましい。
　以上説明した少なくともひとつの実施形態によれば、Ａ／Ｄ変換ユニットがコイルポート又は受信コイルからコイルポートまでの経路上に設けられることにより、簡易な装置構成で磁気共鳴信号へのノイズの混入を抑えることができる。
　本発明の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、変更を行うことができる。これら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、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。　

Claims (13)

  1. 　被検体が置かれる寝台と、
    　静磁場磁石及び傾斜磁場コイルを支持する架台部と、
    　前記被検体から放射される磁気共鳴信号を受信する受信コイルと、
    　前記受信コイルから出力される磁気共鳴信号をデジタル信号に変換して磁気共鳴信号データを生成する変換ユニットと、
    　前記磁気共鳴信号データを収集する収集ユニットと、
    　を備え、
    　前記寝台又は前記架台部は、前記受信コイルと前記収集ユニットとを接続するコイルポートを有し、
    　前記変換ユニットは、前記コイルポート、又は、前記受信コイルと前記コイルポートとを中継する中継ユニットに設けられる、
    　磁気共鳴イメージング装置。
  2. 　前記変換ユニットは、ダイレクトサンプリング方式で前記磁気共鳴信号を前記デジタル信号に変換して前記磁気共鳴信号データを生成する機能を有する、
    　請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　前記中継ユニットは、
    　前記変換ユニットを含み、
    　前記受信コイルから前記磁気共鳴信号を入力する入力コネクタと、
    　前記変換ユニットによって生成された前記磁気共鳴信号データを前記コイルポートに出力する出力コネクタと、
    　を有し、
    　前記入力コネクタは、前記コイルポートの入力コネクタと同じ形状を有し、
    　前記出力コネクタは、前記受信コイルの出力コネクタと同じ形状を有する、
    　請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　前記受信コイルは、前記磁気共鳴信号を複数のチャネルで出力し、
    　前記変換ユニットは、前記チャネルごとに磁気共鳴信号をデジタル信号に変換して磁気共鳴信号データを生成する、
    　請求項１、２又は３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  5. 　前記変換ユニットは、前記チャネルごとに生成された磁気共鳴信号データの中から少なくとも１つのチャネルの磁気共鳴信号データを選択する選択部を有する、
    　請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　前記変換ユニットは、前記チャネルごとに生成された磁気共鳴信号データを多重化する多重化部を有する、
    　請求項４又は５に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  7. 　前記変換ユニットは、前記磁気共鳴信号データを光信号に変換する光変換部を有する、
    　請求項４、５又は６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  8. 　複数の収集ユニットを備え、
    　前記変換ユニットによって前記チャネルごとに生成された磁気共鳴信号データを前記複数の収集ユニットそれぞれに分配する分配基板をさらに備える、
    　請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  9. 　前記寝台は、前記架台に着脱可能な移動式の寝台である、
    　請求項１～８のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　被検体から放射される磁気共鳴信号を受信する受信コイルであって、
    　前記磁気共鳴信号をデジタル信号に変換する変換ユニットと、
    　前記受信コイルと、前記被検体が置かれる寝台又は静磁場磁石及び傾斜磁場コイルを支持する架台部に設けられたコイルポートとを中継する中継ユニットと、
    　を備え、
    　前記変換ユニットは、前記中継ユニットに設けられる、
    　受信コイル。
  11. 　磁気共鳴イメージング装置に設けられる寝台であって、
    　被検体から放射される磁気共鳴信号を受信する受信コイルが接続されるコイルポートと、
    　前記受信コイルから出力される磁気共鳴信号をデジタル信号に変換する変換ユニットと、
    　を備え、
    　前記変換ユニットは、前記コイルポート、又は、前記受信コイルと前記コイルポートとを中継する中継ユニットに設けられる、
    　寝台。
  12. 　磁気共鳴イメージング装置で用いられる受信コイルから出力される磁気共鳴信号をデジタル信号に変換する変換ユニットを備え、
    　前記受信コイルと、被検体が置かれる寝台又は静磁場磁石及び傾斜磁場コイルを支持する架台部に設けられたコイルポートとを中継する、
    　中継ユニット。
  13. 　前記受信コイルから前記磁気共鳴信号を入力する入力コネクタと、
    　前記変換ユニットによって生成された前記磁気共鳴信号データを前記コイルポートに出力する出力コネクタと、
    　を有し、
    　前記入力コネクタは、前記コイルポートの入力コネクタと同じ形状を有し、
    　前記出力コネクタは、前記受信コイルの出力コネクタと同じ形状を有する、
    　請求項１２に記載の中継ユニット。
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Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6104712B2 (ja) * 2013-05-28 2017-03-29 東芝メディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置
JP2017099502A (ja) 2015-11-30 2017-06-08 東芝メディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置
CN111973186B (zh) * 2019-05-22 2024-04-16 西门子(深圳)磁共振有限公司 磁共振信号传输线连接构造及具备其的磁共振成像设备

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH05130978A (ja) * 1991-11-11 1993-05-28 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2003210432A (ja) * 2002-01-25 2003-07-29 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 表示手段付サーフェイスコイルユニットおよび核磁気共鳴撮像装置
JP2009518098A (ja) * 2005-12-08 2009-05-07 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 特にｍｒｉシステムにおいてｒｆ信号の受信及び／又は送信を行う装置
WO2009139287A1 (ja) * 2008-05-12 2009-11-19 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置及び信号伝送方法

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4689563A (en) * 1985-06-10 1987-08-25 General Electric Company High-field nuclear magnetic resonance imaging/spectroscopy system
US5461314A (en) * 1993-10-21 1995-10-24 The Regents Of The University Of California MRI front end apparatus and method of operation
US5483158A (en) * 1993-10-21 1996-01-09 The Regents Of The University Of California Method and apparatus for tuning MRI RF coils
US6291994B1 (en) * 2000-01-14 2001-09-18 Quantum Magnetics, Inc. Active Q-damping sub-system using nuclear quadrupole resonance and nuclear magnetic resonance for improved contraband detection
JP4363606B2 (ja) 2000-02-18 2009-11-11 Ｇｅヘルスケア・ジャパン株式会社 磁気共鳴信号伝送装置及び磁気共鳴撮影装置
US20030088175A1 (en) * 2001-11-02 2003-05-08 Advanced Veterinary Technologies, Inc. Radio frequency shield for nuclear magnetic resonance procedures
JP4532145B2 (ja) * 2004-03-24 2010-08-25 株式会社日立メディコ Ｍｒｉ装置
US7378844B2 (en) 2004-09-30 2008-05-27 General Electric Company Magnetic resonance system, receiver & method of generating detecting and digitizing analog MR signals solely within the MR shielded environment
US7869858B2 (en) * 2005-05-12 2011-01-11 General Electric Company Patient table system and apparatus
EP1957024A4 (en) * 2005-12-05 2009-05-13 Scott M Ahlman PATIENT-SPECIFIC AREA SYSTEM
DE102006008724A1 (de) * 2006-02-24 2007-11-08 Siemens Ag Magnetresonanzanlage
US9549687B2 (en) * 2008-08-08 2017-01-24 General Electric Company Patient transport apparatus with integrated subsystems for use in magnetic resonance imaging
JP2012081013A (ja) 2010-10-08 2012-04-26 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
US9301707B2 (en) * 2012-11-07 2016-04-05 Imris Inc MR imaging in separate rooms using a magnet having a diagnostic table

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH05130978A (ja) * 1991-11-11 1993-05-28 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2003210432A (ja) * 2002-01-25 2003-07-29 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 表示手段付サーフェイスコイルユニットおよび核磁気共鳴撮像装置
JP2009518098A (ja) * 2005-12-08 2009-05-07 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 特にｍｒｉシステムにおいてｒｆ信号の受信及び／又は送信を行う装置
WO2009139287A1 (ja) * 2008-05-12 2009-11-19 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置及び信号伝送方法

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