WO2014115665A1

WO2014115665A1 - 磁気共鳴イメージング装置、及び、ｒｆコイル装置

Info

Publication number: WO2014115665A1
Application number: PCT/JP2014/050904
Authority: WO
Inventors: 岡本　和也
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2013-01-23
Filing date: 2014-01-20
Publication date: 2014-07-31
Anticipated expiration: 2015-07-23
Also published as: US11035917B2; JP6391911B2; JP2014140469A; US20190094318A1; US10175313B2; CN104936518B; CN104936518A; US20140218035A1

Abstract

　一実施形態では、ＭＲＩ装置（１０）は、電力送信部と、信号受信部と、画像再構成部（６２）とを有する。電力送信部は、ＲＦコイル装置（１００）に対して共振器結合方式で電力を無線送信する。信号受信部は、ＲＦコイル装置から無線送信されるデジタル化されたＭＲ信号を無線で受信する。画像再構成部は、信号受信部により受信されたＭＲ信号を取得し、ＭＲ信号に基づいて被検体の画像データを再構成する。

Description

磁気共鳴イメージング装置、及び、ＲＦコイル装置

　本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置、及び、ＲＦコイル装置に関する。

　ＭＲＩは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数のＲＦパルスで磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ信号から画像を再構成する撮像法である。なお、上記ＭＲＩは磁気共鳴イメージング(Magnetic Resonance Imaging)の意味であり、ＲＦパルスは高周波パルス(radio frequency pulse)の意味であり、ＭＲ信号は核磁気共鳴信号(nuclear magnetic resonance signal)の意味である。

　ここで、例えばＲＦパルス電流をコイルに流すことで、被検体内の原子核スピンにＲＦパルスを送信し、発生したＭＲ信号を検出するのがＲＦコイル装置（Radio Frequency Coil Device）である。ＲＦコイル装置には、ＭＲＩ装置自体に内蔵されているものもあるが、例えば局所用ＲＦコイル装置のようにＭＲＩ装置の接続ポートとのコネクタ接続によってＭＲＩ装置の制御部に認識されるものもある。

　ＭＲＩでは、ＭＲ信号の収集系統の多チャンネル化が進んでいる。ここでのチャンネルとは、ＲＦコイル装置内の各コイル素子からそれぞれ出力され、ＭＲＩ装置のＲＦ受信器に入力されるまでの複数のＭＲ信号の各経路の意味である。チャンネル数はＲＦ受信器の入力受付数以下に設定されるが、多数のＲＦコイル装置をＭＲＩ装置に接続可能である。

　ＭＲＩ装置の制御側（上記のＲＦ受信器側）と、ＲＦコイル装置との間の接続ケーブルの本数が多チャンネル化により増大すると、配線が煩雑となるので不便である。このため、ＭＲＩ装置の制御側と、ＲＦコイル装置との間での信号の送信及び受信を無線化することが望まれているが、アナログ信号による無線送信は実現に至っていない。ダイナミックレンジの低下などの各種制約があるからである。

　より詳細には、ＭＲＩ装置では、被検体から放射される微弱なＭＲ信号に対する受信感度への影響を抑えるために、ＭＲＩ装置の制御側と、ＲＦコイル装置との間で無線通信に用いる電磁波の出力を大きくすることができない。無線出力を大きくできない場合、送信信号が空間伝播する際の信号損失により、ダイナミックレンジが低下する。そこで、特許文献１では、ＭＲ信号をデジタル化してから無線送信するデジタル無線送信方式が提案されている。

特開２０１０－２９６４４号公報

　ＭＲ信号をデジタル化してから無線送信すれば、ダイナミックレンジの制約の問題は解消可能である。しかし、ＭＲ信号のデジタル無線通信において、ＲＦコイル装置側の電力確保について十分な検討がなされていなかった。例えば充電池をＲＦコイル装置に内蔵させる方法が考えられるが、現在市販されている充電池では、ＭＲＩにおけるＲＦコイル装置の消費電力と対比して充電容量が必ずしも十分とは言えない。従って、多数のパルスシーケンスを実行する場合に、次のパルスシーケンスの実行前に充電池を交換せざるを得ないような事態が想定される。

　このため、ＲＦコイル装置で検出されたＭＲ信号をＭＲＩ装置の制御側に無線送信する構成において、ＲＦコイル装置の電力を十分且つ有効に確保する新技術が要望されていた。
　本発明の目的は、ＲＦコイル装置で検出されたＭＲ信号をＭＲＩ装置の制御側に無線送信する構成において、ＲＦコイル装置の電力を十分且つ有効に確保する新技術の提供である。

　以下、本発明の実施形態が取り得る態様の数例を態様毎に説明する。
　（１）　一実施形態では、ＭＲＩ装置は、被検体から発せられるＭＲ信号を検出するＲＦコイル装置から、ＭＲ信号を取得するものであり、電力送信部と、信号受信部と、画像再構成部とを有する。
　電力送信部は、ＲＦコイル装置の電力受信部に対して共振器結合方式で電力を無線送信する。
　信号受信部は、ＲＦコイル装置から無線送信されるデジタル化されたＭＲ信号を無線で受信する。
　画像再構成部は、信号受信部により受信されたＭＲ信号を取得し、ＭＲ信号に基づいて被検体の画像データを再構成する。

　（２）　上記（１）のＭＲＩ装置は、以下のように構成してもよい。即ち、ＲＦコイル装置はＭＲＩ装置の一部であり、ＲＦコイル装置の電力受信部は、共振器結合方式で電力を受信する。

　（３）　上記（１）のＭＲＩ装置は、以下のように構成してもよい。即ち、電力送信部は、磁気共鳴周波数と、磁気共鳴周波数とは異なる周波数である交流電力の周波数とでそれぞれ共振する二重共振式全身用コイルを有する。二重共振式全身用コイルは、磁気共鳴周波数で共振することで被検体からＭＲ信号を誘起すると共に、交流電力の周波数で共振することで交流電力を無線送信する。

　（４）　上記（１）のＭＲＩ装置は、以下のように構成してもよい。即ち、撮像領域へのＲＦパルスの送信を実行する全身用送信コイルを更に備える。電力送信部は、全身用送信コイルとは別の構成として、交流電力を無線送信する電力送信コイルを有する。

　（５）　上記（１）のＭＲＩ装置は、以下のように構成してもよい。即ち、ＲＦコイル装置はＭＲＩ装置の一部である。ＲＦコイル装置は、磁気共鳴周波数と、磁気共鳴周波数とは異なる周波数である交流電力の周波数とでそれぞれ共振する要素コイルを有する。要素コイルは、磁気共鳴周波数で共振することで被検体からのＭＲ信号を検出すると共に、交流電力の周波数に共振して交流電力を受信することで電力受信部として機能する。

　（６）　上記（１）のＭＲＩ装置は、以下のように構成してもよい。即ち、ＲＦコイル装置はＭＲＩ装置の一部であり、ＲＦコイル装置は、無線送信される交流電力を電力受信部として受信する電力受信コイルと、被検体からのＭＲ信号を検出する要素コイルとを別々の構成として有する。

　（７）　上記（１）のＭＲＩ装置は、以下のように構成してもよい。即ち、電力送信部は、ＭＲＩ装置から撮像領域にＲＦパルスが送信されている期間と、ＲＦコイル装置によりＭＲ信号が検出されている期間とを含めて、ＲＦコイル装置に対して電力を継続的に無線送信する。

　（８）　上記（１）のＭＲＩ装置は、以下のように構成してもよい。即ち、電力送信部は、ＭＲＩ装置から撮像領域にＲＦパルスが送信されている期間を避けて、電力をＲＦコイル装置に無線送信する。

　（９）　上記（１）のＭＲＩ装置は、以下のように構成してもよい。即ち、電力送信部は、ＲＦコイル装置によりＭＲ信号が検出されている期間を避けて、電力をＲＦコイル装置に無線送信する。

　（１０）　上記（１）のＭＲＩ装置は、以下のように構成してもよい。即ち、電力送信部は、ＭＲＩ装置から撮像領域にＲＦパルスが送信されている期間と、ＲＦコイル装置によりＭＲ信号が検出されている期間とを避けて、電力をＲＦコイル装置に無線送信する。

　（１１）一実施形態では、ＲＦコイル装置は、要素コイルと、電力受信部と、信号送信部とを有する。
　要素コイルは、被検体から発せられるＭＲ信号を検出する。
　電力受信部は、共振器結合方式で無線送信される電力を受信する。
　信号送信部は、電力受信部により受信された電力を消費することで、要素コイルにより検出されたＭＲ信号をデジタル化すると共に、デジタル化されたＭＲ信号をＭＲＩ装置に無線送信する。

　（１２）　上記（１１）のＲＦコイル装置は、以下のように構成してもよい。即ち、電力受信部は、ＭＲＩ装置から共振器結合方式で無線送信される交流電力を受信するアンテナとして機能する電力受信コイルを有する。

　（１３）　上記（１２）のＲＦコイル装置は、以下のように構成してもよい。即ち、充放電素子と、整流器とを更に備え、電力受信部は、受信した交流電力を整流器に入力する。整流器は、交流電力から直流電流を生成し、充放電素子に対する充電電流として、直流電流を出力する。

　上記（１）～（１０）のＭＲＩ装置によれば、ＲＦコイル装置で検出されたＭＲ信号をＭＲＩ装置の制御側に無線送信する構成において、新技術により、ＲＦコイル装置の電力を十分且つ有効に確保することができる。
　上記（１１）～（１３）のＲＦコイル装置によれば、ＲＦコイル装置で検出されたＭＲ信号をＭＲＩ装置の制御側に無線送信する構成において、新技術により、ＲＦコイル装置の電力を十分且つ有効に確保することができる。

第１の実施形態におけるＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図。第１の実施形態のＭＲＩ装置における全身用コイルの構造の一例を示す模式的斜視図。第１の実施形態のＭＲＩ装置において、ＲＦパルスの送信系統、及び、電力送信系統に関わる構成を示すブロック図。第１の実施形態のＲＦコイル装置の要素コイルの構成の一例を示す模式的な等価回路図。図４の要素コイルＥＣ１をインピーダンスＺ１、Ｚ２の並列回路として捉えた場合の等価回路図。第１の実施形態のＲＦコイル装置の制御系におけるＭＲ信号の処理系統及び充電系統を示すブロック図。第１の実施形態のＭＲＩ装置において、ＭＲ信号のデジタル無線通信系統に関わる構成を示すブロック図。電力送信のタイミングの第１の例を示すタイミング図。電力送信のタイミングの第２の例を示すタイミング図。電力送信のタイミングの第３の例を示すタイミング図。電力送信のタイミングの第４の例を示すタイミング図。第１の実施形態におけるＭＲＩ装置の動作の流れを示すフローチャート。第２の実施形態のＭＲＩ装置における電力送信コイルの等価回路図。第２の実施形態のＭＲＩ装置における全身用コイルの等価回路、及び、電力送信コイルの配置例を示す模式的斜視図。第２の実施形態において、図１３とは別方向から見た場合の電力送信コイルの等価回路図。第２の実施形態において、全身用コイルに対する電力送信コイルの配置の別の例を図１４と同様の表記で示す模式的斜視図。電力送信コイルを通る磁束によるカップリングの有無を、図１４、図１６の配置態様で比較した説明図。第２の実施形態において、ＲＦコイル装置との位置関係で電力送信コイルの配置例を示す断面模式図。第２の実施形態において、ＲＦパルスの送信系統、及び、電力送信系統に関わる構成を図３と同様に示すブロック図。第３の実施形態のＭＲＩ装置における電力送信コイルの等価回路図。第３の実施形態の電力送信コイルの配置例を図１４と同様に示す模式的斜視図。第４の実施形態のＲＦコイル装置の構成例を示す模式的な等価回路図。第４の実施形態のＭＲＩ装置において、ＭＲ信号のデジタル無線通信系統、及び、充電系統に関わる構成を示すブロック図。第５の実施形態において８字型の電力送信コイルが使用される場合に、電力受信コイルとの組み合わせによるカップリングの度合いの違いを示す説明図第５の実施形態においてループ状の電力送信コイルが使用される場合に、電力受信コイルとの組み合わせによるカップリングの度合いの違いを示す説明図。

　装着型のＲＦコイル装置に電力を送信する方法としては、（１）近接距離間での無線送信が可能な電磁誘導方式及び電界結合方式、（２）やや離れた距離でも無線送信が可能な共振器結合方式、（３）線路を介して電力を送信する線路結合方式などが考えられる。
　しかし、ＲＦコイル装置側からＭＲＩ装置の制御側にＭＲ信号を無線送信する構成においてユーザの利便性を考えれば、ある程度距離が離れたＲＦコイル装置に対しても電力を無線送信できることが望まれる。そうでなければ、電力送信側と電力受信側とを何らかの手段で近接固定させることになり、装着型のＲＦコイル装置の配置に制約がかかる。

　そうすると、上記（２）の共振器結合方式が望ましいと考えられるが、従来技術では、共振器結合方式でＲＦコイル装置に電力を無線送信する発想がなかった。そこで本発明者は、共振器結合方式により、ある程度距離が離れたＲＦコイル装置に対しても電力を十分且つ有効に無線送信する新技術を捻出した。

　本実施形態の共振器結合方式では、電力送信側及び電力受信側の各アンテナ回路の共振周波数が同一に調整される。そして、電力送信側のアンテナ回路に共振周波数の大電流を流すことで共振周波数の電磁波を発生させ、この電磁波によって電力受信側のアンテナ回路を共振させる。
　このようにして電力受信側のアンテナ回路に流れる電流により、電力受信側の充放電素子を充電できる。上記充放電素子とは、コンデンサや充電池などのように、充電及び放電の繰り返しが可能な回路素子の意味である。以下の実施形態では充電池ＢＡＴの例で説明するが、電気二重層コンデンサなどの他の充放電素子を用いてもよい。

　以下、上記の新技術が適用されたＲＦコイル装置、ＭＲＩ装置及びＭＲＩ方法の実施形態について、添付図面に基づいて説明する。なお、各図において同一要素には同一符号を付し、重複する説明を省略する。

　（第１の実施形態）
　第１の実施形態と、第２～第５の実施形態との違いは、以下になる。
　即ち、第１の実施形態では、全身用コイルＷＢ１に電力送信機能を兼用させ、且つ、ＲＦコイル装置内におけるＭＲ信号の検出用の各要素コイルが電力受信機能を兼用する。一方、第２、第３、第５の実施形態の全身用コイルは電力送信機能を有さず、第４の実施形態ではＲＦコイル装置内において、要素コイルとは別に、電力受信用コイルが設けられる。
　従って、第１の実施形態の全身用コイルＷＢ１（図２参照）は、撮像領域へのＲＦパルスの送信、及び、装着型のＲＦコイル装置に対する電力の無線送信を行う。
　全身用コイルＷＢ１は、被検体からのＭＲ信号の受信機能がなくてもよいが、本実施形態では一例としてＭＲ信号の受信機能を有するものとする。

　このため、全身用コイルＷＢ１は二重共振式（二重同調式）の構造であり、ラーモア周波数で共振することでＲＦパルスを送信し、ラーモア周波数よりも低い所定の周波数で共振することで、ＲＦコイル装置に電力を無線送信する。また、全身用コイルＷＢ１は、ラーモア周波数で共振することで被検体からのＭＲ信号を誘起（検出）する。
　同様に、ＲＦコイル装置内の各要素コイルも、二重共振式の構造となる。以下、ＭＲＩ装置の全体構成から順に説明する。

　図１は、第１の実施形態におけるＭＲＩ装置１０の全体構成を示すブロック図である。煩雑となるので、図１は、ＭＲＩ装置１０の全構成要素を図示している訳ではなく、高域通過フィルタＨＰＦ１などの図１で省略した他の構成要素については、図２～図７で説明する。
　ここでは一例として、図１に示すＭＲＩ装置１０の構成要素を寝台ユニット２０、ガントリ３０、制御装置４０の３つに分けて説明する。

　第１に、寝台ユニット２０は、寝台２１と、天板２２と、寝台２１内に配置される天板移動機構２３とを有する。天板２２の上面には、被検体Ｐが載置される。また、天板２２内には、被検体ＰからのＭＲ信号を検出する受信ＲＦコイル２４が配置される。

　寝台２１は、天板２２を水平方向（装置座標系のＺ軸方向）に移動可能に支持する。
　天板移動機構２３は、天板２２がガントリ３０外に位置する場合に、寝台２１の高さを調整することで、天板２２の鉛直方向の位置を調整する。
　また、天板移動機構２３は、天板２２を水平方向に移動させることで天板２２をガントリ３０内に入れ、撮像後には天板２２をガントリ３０外に出す。

　ここでは一例として、被検体Ｐには、胸部からのＭＲ信号を受信する装着型のＲＦコイル装置１００がセットされる。ＲＦコイル装置１００は、無線送信される電力を共振器結合方式で受信し、この電力を消費することで動作する。ＲＦコイル装置１００は、被検体Ｐから検出したＭＲ信号をデジタル化し、デジタル化されたＭＲ信号をＭＲＩ装置１０の制御側（後述の無線通信装置３６）に無線送信する。

　本実施形態では、上記胸部用のＲＦコイル装置１００に加えて、骨盤部用ＲＦコイル装置や下肢ＲＦコイル装置などの各種のデジタル無線通信型のＲＦコイル装置をＭＲ信号の受信用に使用可能である。これらのＲＦコイル装置は、本実施形態、及び、後述の第２～第５の実施形態においてもＭＲＩ装置１０の一部であるとするが、ＭＲＩ装置１０とは別個の構成要素として捉えてもよい。

　第２に、ガントリ３０は、例えば円筒状に構成され、撮像室に設置される。ガントリ３０は、静磁場磁石３１と、シムコイルユニット３２と、傾斜磁場コイルユニット３３と、ＲＦコイルユニット３４と、無線通信装置３６とを有する。

　静磁場磁石３１は、例えば超伝導コイルであり、円筒状に構成される。静磁場磁石３１は、後述の制御装置４０の静磁場電源４２から供給される電流により、撮像空間に静磁場を形成する。撮像空間とは例えば、被検体Ｐが置かれて、静磁場が印加されるガントリ３０内の空間を意味する。なお、静磁場電源４２を設けずに、静磁場磁石３１を永久磁石で構成してもよい。

　シムコイルユニット３２は、例えば円筒状に構成され、静磁場磁石３１の内側において、静磁場磁石３１と軸を同じにして配置される。シムコイルユニット３２は、後述の制御装置４０のシムコイル電源４４から供給される電流により、静磁場を均一化するオフセット磁場を形成する。

　傾斜磁場コイルユニット３３は、例えば円筒状に構成され、シムコイルユニット３２の内側に配置される。傾斜磁場コイルユニット３３は、Ｘ軸傾斜磁場コイルと、Ｙ軸傾斜磁場コイルと、Ｚ軸傾斜磁場コイルとを有する（図示せず）。

　本明細書では、特に断りのない限り、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸は装置座標系であるものとする。ここでは一例として、装置座標系のＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸を以下のように定義する。
　まず、鉛直方向をＹ軸方向とし、天板２２は、その上面の法線方向がＹ軸方向となるように配置される。天板２２の水平移動方向をＺ軸方向とし、ガントリ３０は、その軸方向がＺ軸方向となるように配置される。Ｘ軸方向は、これらＹ軸方向、Ｚ軸方向に直交する方向であり、図１の例では天板２２の幅方向である。

　Ｘ軸傾斜磁場コイルは、後述の傾斜磁場電源４６から供給される電流に応じたＸ軸方向の傾斜磁場Ｇｘを撮像領域に形成する。同様に、Ｙ軸傾斜磁場コイルは、傾斜磁場電源４６から供給される電流に応じたＹ軸方向の傾斜磁場Ｇｙを撮像領域に形成する。同様に、Ｚ軸傾斜磁場コイルは、傾斜磁場電源４６から供給される電流に応じたＺ軸方向の傾斜磁場Ｇｚを撮像領域に形成する。
　そして、スライス選択方向傾斜磁場Ｇｓｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅ、及び、読み出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒｏは、装置座標系の３軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚの合成により、任意の方向に設定可能である。

　上記撮像領域は、例えば、１画像又は１セットの画像の生成に用いられるＭＲ信号の収集範囲の少なくとも一部であって、画像となる領域である。撮像領域は例えば、撮像空間の一部として装置座標系で３次元的に規定される。例えば折り返しアーチファクトを防止するために、画像化される領域よりも広範囲でＭＲ信号が収集される場合、撮像領域はＭＲ信号の収集範囲の一部である。一方、ＭＲ信号の収集範囲の全てが画像となり、ＭＲ信号の収集範囲と撮像領域とが合致する場合もある。また、上記「１セットの画像」は、例えばマルチスライス撮像などのように、１のパルスシーケンスで複数画像のＭＲ信号が一括的に収集される場合の複数画像である。

　ＲＦコイルユニット３４は、例えば円筒状に構成され、傾斜磁場コイルユニット３３の内側に配置される。ＲＦコイルユニット３４は、前述の全身用コイルＷＢ１を有する。全身用コイルＷＢ１の詳細については、後述の図２で説明する。また、ＲＦコイルユニット３４には、電力の送信のみを行う電力送信コイルが更に含まれていてもよい。

　無線通信装置３６は、ＲＦコイル装置１００から無線送信されるデジタル化されたＭＲ信号を受信し、受信したＭＲ信号をＲＦ受信器５０に入力する。

　第３に、制御装置４０は、静磁場電源４２と、シムコイル電源４４と、傾斜磁場電源４６と、ＲＦ送信器４８と、電力送信器４９と、ＲＦ受信器５０と、システム制御部６１と、システムバスＳＢと、画像再構成部６２と、画像データベース６３と、画像処理部６４と、入力装置７２と、表示装置７４と、記憶装置７６とを有する。

　傾斜磁場電源４６は、傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを形成するための各電流を、Ｘ軸傾斜磁場コイル、Ｙ軸傾斜磁場コイル、Ｚ軸傾斜磁場コイルにそれぞれ供給する。

　電力送信器４９は、全身用コイルＷＢ１に対して、無線送信用の所定周波数の交流電力を送信する。この詳細については、後述の図２及び図３で説明する。

　ＲＦ送信器４８は、システム制御部６１から入力される制御情報に基づいて、核磁気共鳴を起こすラーモア周波数のＲＦ電流パルスを生成し、これをＲＦコイルユニット３４に送信する。このＲＦ電流パルスに応じたＲＦパルスが、ＲＦコイルユニット３４から被検体Ｐに送信される。

　全身用コイルＷＢ１、受信ＲＦコイル２４は、被検体Ｐ内の原子核スピンがＲＦパルスによって励起されることで発生したＭＲ信号を検出し、検出されたＭＲ信号は、ＲＦ受信器５０に有線で入力される。

　ＲＦ受信器５０は、全身用コイルＷＢ１、又は、受信ＲＦコイル２４から入力されるＭＲ信号に所定の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ(analog to digital)変換を施し、さらにフィルタリングなどの処理をすることで、ＭＲ信号の生データを生成する。生データとは、デジタル化されたＭＲ信号の複素データである。
　無線通信装置３６からの信号は、Ａ／Ｄ変換により既にデジタル化されているので、必要なデータ処理のみが施される。ＲＦ受信器５０は、ＭＲ信号の生データを画像再構成部６２に入力する。

　システム制御部６１は、本スキャンの撮像条件の設定、撮像動作及び撮像後の画像表示において、システムバスＳＢ等の配線を介してＭＲＩ装置１０全体のシステム制御を行う。

　上記撮像条件とは例えば、どの種類のパルスシーケンスにより、どのような条件でＲＦパルス等を送信し、どのような条件で被検体ＰからＭＲ信号を収集するかを意味する。撮像条件の例としては、撮像空間内の位置的情報としての撮像領域、スライス数、撮像部位、スピンエコー法やパラレルイメージング等のパルスシーケンスの種類などが挙げられる。上記撮像部位とは、例えば胸部、腹部などの被検体Ｐのどの部分を撮像領域として画像化するかを意味する。

　上記「本スキャン」は、Ｔ１強調画像などの、目的とする診断画像の撮像のためのスキャンであって、位置決め画像用のＭＲ信号収集のスキャンや、較正スキャンを含まないものとする。スキャンとは、ＭＲ信号の収集動作を指し、画像再構成を含まないものとする。較正スキャンとは例えば、本スキャンの撮像条件の内の未確定のものや、画像再構成処理や画像再構成後の補正処理に用いられる条件やデータを決定するために、本スキャンとは別に行われるスキャンを指す。較正スキャンとしては、本スキャンでのＲＦパルスの中心周波数を算出するシーケンスなどがある。プレスキャンとは、較正スキャンの内、本スキャン前に行われるものを指す。

　また、システム制御部６１は、撮像条件の設定画面情報を表示装置７４に表示させ、入力装置７２からの指示情報に基づいて撮像条件を設定する。また、システム制御部６１は、撮像後には、生成された表示用画像データが示す画像を表示装置７４に表示させる。
　入力装置７２は、撮像条件や画像処理条件を設定する機能をユーザに提供する。

　画像再構成部６２は、位相エンコードステップ数及び周波数エンコードステップ数に応じて、ＲＦ受信器５０から入力されるＭＲ信号の生データをｋ空間データとして配置及び保存する。ｋ空間とは、周波数空間の意味である。画像再構成部６２は、ｋ空間データに２次元フーリエ変換などを含む画像再構成処理を施すことで、被検体Ｐの画像データを生成する。画像再構成部６２は、生成した画像データを画像データベース６３に保存する。

　画像処理部６４は、画像データベース６３から画像データを取り込み、これに所定の画像処理を施し、画像処理後の画像データを表示用画像データとして記憶装置７６に保存する。

　記憶装置７６は、上記の表示用画像データに対し、その表示用画像データの生成に用いた撮像条件や被検体Ｐの情報（患者情報）等を付帯情報として付属させて記憶する。

　なお、上記説明では、ＭＲＩ装置１０の構成要素を寝台ユニット２０、ガントリ３０、制御装置４０の３つに分類したが、これは一解釈例にすぎない。
　例えば、天板移動機構２３は、制御装置４０の一部として捉えてもよい。

　或いは、ＲＦ受信器５０は、ガントリ３０外ではなく、ガントリ３０内に配置されてもよい。この場合、例えばＲＦ受信器５０に相当する電子回路基盤がガントリ３０内に配置される。そして、受信ＲＦコイル２４等によって電磁波からアナログの電気信号に変換されたＭＲ信号は、当該電子回路基盤内のプリアンプで増幅され、デジタル信号としてガントリ３０外に出力され、画像再構成部６２に入力される。ガントリ３０外への出力に際しては、例えば光通信ケーブルを用いて光デジタル信号として送信すれば、外部ノイズの影響が軽減されるので望ましい。

　図２は、第１の実施形態のＭＲＩ装置１０における全身用コイルＷＢ１の構造の一例を示す模式的斜視図である。なお、分かり易くするために、全身用コイルＷＢ１の回路の導線を、Ｘ軸方向にプラス側（手前側）は太線で、マイナス側（奥側）は細線で記載している。また、導線と導線とが交差する箇所について、電気的接続箇所は黒丸で記載し、電気的に接続されていない箇所は一方を半円状で記載し、両者を区別する。

　全身用コイルＷＢ１は、第１ループ導体２００と、第２ループ導体２０２と、８個の連絡導体（ラング）２０４と、１６個の並列共振コンデンサＣａと、８個の直列共振コンデンサＣｂとを有する。
　図２では、第１ループ導体はＸ－Ｙ平面に平行な左側の２つのリングに対応し、第２ループ導体はＸ－Ｙ平面に平行な右側の２つのリングに対応する。

　連絡導体２０４は、図２では一例として、Ｚ軸方向に延在する直線に対応し、その内５個は太線で、３個は細線で記載されている。８個の連絡導体２０４はそれぞれ、一端側が第１ループ導体２００に接続され、他端側が第２ループ導体２０２に接続される。即ち、第１ループ導体２００と、第２ループ導体２０２と、８つの連絡導体２０４とにより、全身用コイルＷＢ１はバードケージ型に構成される。

　各連絡導体２０４の途中（例えば中央）には、直列共振コンデンサＣｂが１つずつ直列に挿入される。

　第１ループ導体２００において、各連絡導体２０４との接続ノード間（計８区間）には、第１ループ導体２００のリングに並列となるように、並列共振コンデンサＣａが１つずつ接続されている。同様に、第２ループ導体２０２において、各連絡導体２０４との接続ノード間（計８区間）には、第２ループ導体２０２のリングに並列となるように、並列共振コンデンサＣａが１つずつ接続されている。
　即ち、第１ループ導体２００又は第２ループ導体２０２における、連絡導体２０４との接続ノード間の配線をインダクタンス成分として捉えれば、並列共振コンデンサＣａとの間で部分的にはＬＣ回路が成り立つ。

　従って、第１の実施形態の全身用コイルＷＢ１は、回路的には、日本国の特許第２７１４０４４号の図１の二重共振高周波コイルの（梯子型遅延回路の）エレメント数を６個から８個に変更した構造である。ここでのエレメント数とは、連絡導体２０４の数に等しい。
　このため、全身用コイルＷＢ１は２つの異なる周波数で共振するので、高い方の共振周波数を第１共振周波数ｆ１、低い方の共振周波数を第２共振周波数ｆ２とする。

　第１共振周波数ｆ１がラーモア周波数となるように、且つ、第２共振周波数ｆ２が電力送信用の周波数となるように、全身用コイルＷＢ１の回路定数は設定される。ラーモア周波数は、本明細書では、磁気共鳴周波数と同義であるものとする。
　ここでの回路定数とは、（１）並列共振コンデンサＣａの容量値、（２）直列共振コンデンサＣｂの容量値、（３）第１ループ導体２００における、連絡導体２０４との接続ノード間のインダクタンス、（４）第２ループ導体２０２における、連絡導体２０４との接続ノード間のインダクタンス等である。

　電力送信用の第２共振周波数ｆ２については、ＭＲＩ装置１０が設置される国毎に規制で制限される周波数帯を避けることになるが、本願出願時の日本国では、例えば６ＭＨｚ帯や、１３ＭＨｚ帯の周波数を使用できる。
　但し、ＲＦパルスの送信時やＭＲ信号の検出時に拘らず、ＲＦコイル装置に対して継続的に電力を無線送信する場合（後述の図８参照）、第２共振周波数ｆ２は、ラーモア周波数の自然数分の１の周波数を避けることが更に安全である。
　また、第１共振周波数ｆ１、第２共振周波数ｆ２の数式は、特許第２７１４０４４号の第３項に記載されているので、ここでは詳細な説明を省略する。

　全身用コイルＷＢ１は８エレメントのバードケージ型なので、図２では一例として、角度が９０度異なる各接続ノードからＱＤ(quadrature phase:直角位相)方式により給電される。これは、磁場の発生方向を考慮して、送信エネルギーを原子核スピンの回転（励起）に効率的に寄与させるためである。

　具体的には、高周波送受信ケーブル２１０、２１２はそれぞれ、第１ループ導体２００において、角度が９０度異なる箇所に接続される。即ち、両端に高周波送受信ケーブル２１０が接続された１個の並列共振コンデンサＣａと、両端に高周波送受信ケーブル２１２が接続された別の並列共振コンデンサＣａとの間には、更に別の１個の並列共振コンデンサＣａが挟まれる。

　また、電力送信ケーブル２２０は、１個の連絡導体２０４の直列共振コンデンサＣｂの両端に接続され、電力送信ケーブル２２２は、別の連絡導体２０４の直列共振コンデンサＣｂの両端に接続される。全身用コイルＷＢ１をＸ－Ｙ平面の断面で見た場合、連絡導体２０４の数が８のところ、電力送信ケーブル２２０が接続された連絡導体２０４と、電力送信ケーブル２２２が接続された連絡導体２０４との間に１個の連絡導体２０４が介在するのでＱＤ方式になる。

　なお、図２では、これら高周波送受信ケーブル２１０、２１２及び電力送信ケーブル２２０、２２２の全身用コイルＷＢ１に対する接続配線は、全身用コイルＷＢ１の導線との区別のため、点線で記載されている。

　図３は、第１の実施形態のＭＲＩ装置１０において、ＲＦパルスの送信系統、及び、電力送信系統に関わる構成を示すブロック図である。図中のＧＮＤは接地線(grand line)を示す。

　図３に示すように、ＭＲＩ装置１０は、位相分割器２３０、２３２と、高域通過フィルタＨＰＦ１、ＨＰＦ２と、低域通過フィルタＬＰＦ１、ＬＰＦ２とを更に有する。高域通過フィルタＨＰＦ１、ＨＰＦ２はそれぞれ、高周波送受信ケーブル２１０、２１２に直列に挿入される。低域通過フィルタＬＰＦ１、ＬＰＦ２はそれぞれ、電力送信ケーブル２２０、２２２に直列に挿入される。

　ＲＦ送信器４８は、第１共振周波数ｆ１をシステム制御部６１から入力されるラーモア周波数に設定し、第１共振周波数ｆ１の高周波電力を位相分割器２３０に給電する。
　位相分割器２３０は、入力された高周波電力を増幅すると共に、位相が互いに９０°異なるＲＦパルス（高周波パルス）に２分割する。位相分割器２３０は、分割された一方の位相（０°）のＲＦパルスを高周波送受信ケーブル２１０経由で全身用コイルＷＢ１の並列共振コンデンサＣａの両端に給電する。また、位相分割器２３０は、分割された他方の位相（９０°）のＲＦパルスを高周波送受信ケーブル２１２経由で全身用コイルＷＢ１の別の並列共振コンデンサＣａに給電する。

　これにより、全身用コイルＷＢ１は第１共振周波数ｆ１で共振するため、全身用コイルＷＢ１から撮像領域にＱＤ方式でＲＦパルスが送信される。
　なお、高域通過フィルタＨＰＦ１、ＨＰＦ２は、第１共振周波数ｆ１よりも低い第２共振周波数ｆ２が全身用コイルＷ１を介して位相分割器２３０側に侵入することを防止する。

　一方、電力送信器４９は、第２共振周波数ｆ２をシステム制御部６１から入力される電力送信用の周波数に設定し、第２共振周波数ｆ２の交流電力を位相分割器２３２に給電する。位相分割器２３２は、入力された電力を増幅すると共に、位相が互いに９０°異なるように２分割する。

　位相分割器２３０は、分割された一方の位相（０°）の交流電力を電力送信ケーブル２２０経由で全身用コイルＷＢ１の直列共振コンデンサＣｂの両端に給電する。また、位相分割器２３０は、分割された他方の位相（９０°）の交流電力を電力送信ケーブル２２２経由で全身用コイルＷＢ１の別の直列共振コンデンサＣｂに給電する。

　これにより、全身用コイルＷＢ１は第２共振周波数ｆ２で共振するため、全身用コイルＷＢ１からＱＤ方式で第２共振周波数ｆ２の電磁波が発信される。即ち、ＲＦコイル装置１００に対し電力が無線送信される。
　なお、低域通過フィルタＬＰＦ１、ＬＰＦ２は、第１共振周波数ｆ１が全身用コイルＷ１を介して位相分割器２３２側に侵入することを防止する。
　また、電力送信側はＱＤ方式である必要性は特になく、図２のケーブル２２２や図３の位相分割器２３２は省いてもよい。

　図４は、第１の実施形態のＲＦコイル装置１００の要素コイルの構成の一例を示す模式的な等価回路図である。図４では煩雑化を避けるため、４個の要素コイルＥＣ１～ＥＣ４を示すが、要素コイルの数は５個以上でも３個以下でもよい。

　図４に示すように、各要素コイルＥＣ１～ＥＣ４は、スイッチＳＷ１と、コンデンサＣ１、Ｃ２、ＣＳと、コイルＬ１とを有する。各要素コイルＥＣ１～ＥＣ４は、二重共振式である。
　即ち、各要素コイルＥＣ１～ＥＣ４において、コンデンサＣ１、Ｃ２、ＣＳの各容量値やコイルＬ１のインダクタンス値は、第１共振周波数ｆ１がラーモア周波数となるように、且つ、第２共振周波数ｆ２が交流電力の送信周波数となるように整合されている。この点、次の図５で更に説明する。また、スイッチＳＷ１のオンオフの切替については、後述の図７で説明する。

　また、ＲＦコイル装置１００は、要素コイルＥＣ１～ＥＣ４にそれぞれ対応して、要素コイルと同数の同軸ケーブル１０４を有する。各要素コイルＥＣ１～ＥＣ４のコンデンサＣ２の両端には、各同軸ケーブル１０４の一端側がそれぞれ接続される。各同軸ケーブル１０４の他端側は、ＲＦコイル装置１００の制御系１０２に接続される。各同軸ケーブル１０４の一端側には、コンデンサＣ３が挿入される。
　各要素コイルＥＣ１～ＥＣ４のコンデンサＣ２、及び、各同軸ケーブル１０４内に挿入されたコンデンサＣ３の各容量値は、これらがインピーダンスマッチング回路として機能するように選択される。なお、図４において、制御系１０２に接続されたアンテナ１０６ａ～１０６ｄについては、後述の図７で説明する。

　図５は、図４の要素コイルＥＣ１をインピーダンスＺ１、Ｚ２の並列回路として捉えた場合の等価回路図を示す。
　図５のインダクタンス成分ＬＳは、図４の各要素コイルＥＣ１～ＥＣ４の配線において、同軸ケーブル１０４との２箇所の接続ノード間を除いた部分のインダクタンスに相当する。即ち、コンデンサＣ２－Ｃ３間の接続ノードを起点とし、スイッチＳＷ１等を通って、コンデンサＣ１、Ｃ２、同軸ケーブル１０４の接続ノードを終点とする配線のインダクタンス成分がＬＳである。

　従って、各要素コイルＥＣ１～ＥＣ４のインピーダンスＺｔは、点線枠のインピーダンスＺ１の部分と、一点鎖線枠のインピーダンスＺ２の部分との並列回路のインピーダンスＺｔに相当する。
　そうすると、コンデンサＣ１、Ｃ２、ＣＳの各容量値をそれぞれＣ_１、Ｃ_２、Ｃｓとし、コイルＬ１のインダクタンス値をＬ_１とし、インダクタンス成分ＬＳのインダクタンス値をＬｓとすれば、第１共振周波数ｆ１及び第２共振周波数ｆ２は、以下の（１）式及び（２）式で表わされる。

　図６は、第１の実施形態のＲＦコイル装置１００の制御系１０２におけるＭＲ信号の処理系統及び充電系統を示すブロック図である。図６に示すように、制御系１０２は、充電池ＢＡＴを有する。更に制御系１０２は、各要素コイルＥＣ１～ＥＣ４にそれぞれ対応するように、デュプレクサ（分波器）ＤＰ１～ＤＰ４と、プリアンプＰＡ１～ＰＡ４と、Ａ／Ｄ変換器ＡＤ１～ＡＤ４と、整流器ＲＣ１～ＲＣ４とを有する。

　なお、全ての要素コイルＥＣ１～ＥＣ４の配線を示すと煩雑となるため、図６では、要素コイルＥＣ１、ＥＣ２の接続先の配線のみを示す。従って、デュプレクサＤＰ３、ＤＰ４と、プリアンプＰＡ３、ＰＡ４、Ａ／Ｄ変換器ＡＤ３、ＡＤ４は図示していない。

　デュプレクサ（分波器）ＤＰ１～ＤＰ４は、同軸ケーブル１０４を介して各要素コイルＥＣ１～ＥＣ４にそれぞれ接続される。ここで、各要素コイルＥＣ１～ＥＣ４は、被検体Ｐから発せられるＭＲ信号の周波数（ラーモア周波数に設定される第１共振周波数ｆ１）で共振するので、微弱なＭＲ信号を検出する。

　また、各要素コイルＥＣ１～ＥＣ４は、全身用コイルＷＢ１から発せられる第２共振周波数ｆ２の電磁波を受信して共振することで、交流電力を無線で受給する。各要素コイルＥＣ１～ＥＣ４で受信されたＭＲ信号及び交流電力は、同軸ケーブル１０４を介して制御系１０２のデュプレクサＤＰ１～ＤＰ４にそれぞれ取り込まれる。

　デュプレクサＤＰ１～ＤＰ４は、第１共振周波数ｆ１の電流成分（ＭＲ信号）を抽出してプリアンプＰＡ１～ＰＡ４にそれぞれ入力する。
　また、デュプレクサＤＰ１～ＤＰ４は、第２共振周波数ｆ２の電流成分（交流電力）を抽出して、整流器ＲＣ１～ＲＣ４にそれぞれ入力する。

　各整流器ＲＣ１～ＲＣ４は、デュプレクサＤＰ１～ＤＰ４からそれぞれ入力される交流電流を直流電流に変換し、この直流電流を充電電流として、充電池ＢＡＴに供給する。

　各プリアンプＰＡ１～ＰＡ４は、デュプレクサＤＰ１～ＤＰ４からそれぞれ入力される第１共振周波数ｆ１のＭＲ信号を増幅して、Ａ／Ｄ変換器ＡＤ１～ＡＤ４にそれぞれ入力する。
　Ａ／Ｄ変換器ＡＤ１～ＡＤ４は、入力された（アナログの）ＭＲ信号をデジタル化し、デジタル化されたＭＲ信号を後段（図７参照）に入力する。

　図７は、第１の実施形態のＭＲＩ装置１０において、ＭＲ信号のデジタル無線通信系統に関わる構成を示すブロック図である。全ての要素コイルの配線を示すと煩雑となるため、図７においても、図６と同様に、ＲＦコイル装置１００に関して要素コイルＥＣ１、ＥＣ２の接続先の配線のみを示し、他の要素コイルＥＣ３、ＥＣ４の配線を省略する。

　図７に示すように、ＲＦコイル装置１００の制御系１０２は、ＣＰＵ(Central Processor Unit)１１０と、Ｐ／Ｓ変換器(Parallel/Serial Converter)ＰＳＣと、データ送信部１１６と、参照信号受信部１１８と、ＩＤ送信部(Identification Information Transmitting Unit)１２２と、ゲート信号受信部１２４とを更に有する。

　また、無線通信装置３６は、アンテナ３０６ａ～３０６ｄと、データ受信部３１６と、参照信号送信部３１８と、ＩＤ受信部(Identification Information Receiving Unit)３２２と、ゲート信号送信部３２４とを有する。

　また、ＭＲＩ装置１０（の制御装置４０）は、周波数アップコンバージョン部４０２と、パルス波形生成部４０４と、固定周波数生成部４０６と、可変周波数生成部４０８とを更に有する。
　また、ＲＦ受信器５０は、周波数ダウンコンバージョン部４１０と、信号処理部４１２とを有する。

　第１の実施形態では一例として、ＲＦコイル装置１００と無線通信装置３６との間には、４つの無線通信経路が存在する。以下、これらについて順に説明する。

　第１に、アンテナ１０６ｃ－３０６ｃ間では、ＲＦコイル装置１００の識別情報が無線送信される。具体的には例えば、ＩＤ送信部１２２は、上記識別情報を予め記憶しているか、又は、ＣＰＵ１１０から取得する。ＩＤ送信部１２２は、上記識別情報のデジタル信号の無線出力のパワーを遠隔無線通信に適したレベルにして、アンテナ１０６ｃに入力する。アンテナ１０６ｃは、識別情報のデジタル信号の電磁波を放射する。

　無線通信装置３６のアンテナ３０６ｃは、アンテナ１０６ｃから放射された搬送波を検出し、ＩＤ受信部３２２に入力する。ＩＤ受信部３２２は、入力された搬送波からＲＦコイル装置１００の識別情報を抽出して、これをシステム制御部６１に入力する。これにより、胸部用ＲＦコイル装置などの各種ＲＦコイル装置のどれが現在接続されているか等のＲＦコイル装置に関する情報がシステム制御部６１に認識される。

　第２に、アンテナ３０６ｄ－１０６ｄ間では、無線通信装置３６からＲＦコイル装置１００に対し、デジタルのゲート信号が撮像中に継続的に無線送信される。ゲート信号は、各コイル素子ＥＣ１～ＥＣ４のオンオフを切り替えるスイッチＳＷ１の制御信号である。

　具体的には、ゲート信号送信部３２４は、ゲート信号の無線出力のパワーを遠隔無線通信に適したレベルしてアンテナ３０６ｄに入力し、アンテナ３０６ｄはゲート信号の電磁波を放射する。ＲＦコイル装置１００のアンテナ１０６ｄは、アンテナ３０６ｄから放射された搬送波を検出し、ゲート信号受信部１２４に入力する。

　ゲート信号受信部１２４は、入力された搬送波からゲート信号を抽出してＣＰＵ１１０に入力する。ＣＰＵ１１０は、ゲート信号に基づいて、各コイル素子ＥＣ１～ＥＣ４のオンオフをスイッチＳＷ１により切り替える。
　なお、ゲート信号送信部３２４からゲート信号受信部１２４にトリガ信号が送信され、ゲート信号受信部１２４内でトリガ信号に基づいてゲート信号が生成される構成でもよい。

　ＲＦコイル装置１００に対する電力の無線送信のタイミングについては、次の図８～図１１で４つの例を述べるが、ここでは、ＲＦパルスが被検体Ｐに送信される期間では電力の無線送信が実行されない場合（図１０参照）を考える。

　ＲＦパルスが被検体Ｐに送信される期間では、アンテナ３０６ｄからＲＦコイル装置１００に入力されるゲート信号は、例えばオンレベルにされる。ゲート信号がオンレベルの期間では、上記スイッチＳＷ１はオフ状態となり、各コイル素子ＥＣ１～ＥＣ４は、ループが途切れた状態となるので、ＭＲ信号を検出できず、交流電力を受信することもできない。
　被検体ＰへのＲＦパルスの送信期間を除く期間では、例えばオフレベルのゲート信号が無線送信される。ゲート信号がオフレベルの期間では、上記スイッチＳＷ１はオン状態となり、各コイル素子ＥＣ１～ＥＣ４は、ＭＲ信号を検出できると共に、交流電力を受信可能である。

　第３に、アンテナ３０６ｂ－１０６ｂ間では、無線通信装置３６からＲＦコイル装置１００にデジタルの参照信号が撮像中に継続的に無線送信される。参照信号は、ＭＲ信号の送信側であるＲＦコイル装置１００と、固定周波数生成部４０６をベースとしたシステムの基準周波数とを同期させる信号である。参照信号送信部３１８は、固定周波数生成部４０６から入力される基準クロック信号に変調、周波数変換、増幅、フィルタリング等の処理を施すことで、参照信号を生成する。

　固定周波数生成部４０６は、一定周波数の基準クロック信号を生成するものである。固定周波数生成部４０６は、基準クロック信号を生成するために、例えば安定度の高い水晶発振器などを有する。固定周波数生成部４０６は、参照信号送信部３１８及び可変周波数生成部４０８に基準クロック信号を入力する。また、固定周波数生成部４０６は、画像再構成部６２やパルス波形生成部４０４などのＭＲＩ装置１０内でクロック同期が行われる箇所にも基準クロック信号を入力する。

　可変周波数生成部４０８は、ＰＬＬ（Phase-Locked Loop：位相同期回路）、ＤＤＳ（Direct Digital Synthesizer：デジタル直接合成発振器）、ミキサなどを有する。可変周波数生成部４０８は、上記の基準クロック信号に基づいて動作する。
　可変周波数生成部４０８は、ＲＦパルスの中心周波数としてシステム制御部６１から入力される設定値に一致する可変周波数のローカル信号（クロック信号）を生成する。

　そのために、システム制御部６１は、プレスキャンの前にＲＦパルスの中心周波数の初期値を可変周波数生成部４０８に入力する。また、システム制御部６１は、プレスキャン後にはＲＦパルスの中心周波数の補正値を可変周波数生成部４０８に入力する。

　可変周波数生成部４０８は、周波数ダウンコンバージョン部４１０及び周波数アップコンバージョン部４０２に対して、上記の可変周波数のローカル信号を入力する。

　また、ＲＦコイル装置１００の各Ａ／Ｄ変換器ＡＤ１～ＡＤ４におけるサンプリングのタイミングを決めるトリガ信号（Ａ／Ｄ変換開始信号）が、システム制御部６１から参照信号送信部３１８に入力される。ここでのサンプリングとは例えば、アナログ信号の強さを一定時間ごとに採取し、デジタル記録が可能な形にすることである。
　ここでは一例として、参照信号送信部３１８は、トリガ信号を参照信号に重畳することで参照信号及びトリガ信号の双方を無線送信する。

　具体的には、参照信号送信部３１８は、トリガ信号が重畳された参照信号の無線出力のパワーを遠隔無線通信に適したレベルにして、アンテナ３０６ｂに入力する。アンテナ３０６ｂはトリガ信号が重畳された参照信号の電磁波を放射する。ＲＦコイル装置１００のアンテナ１０６ｂは、アンテナ３０６ｂから放射された搬送波を検出して、参照信号受信部１１８に入力する。参照信号受信部１１８は、入力された搬送波からトリガ信号及び参照信号をそれぞれ抽出して、各Ａ／Ｄ変換器ＡＤ１～ＡＤ４にそれぞれ入力する。

　第４に、アンテナ１０６ａ－３０６ａ間では、ＲＦコイル装置１００から無線通信装置３６にデジタルのＭＲ信号が無線送信される。

　具体的には、ＭＲ信号の受信用に選択されたコイル素子（コイル素子ＥＣ１～ＥＣ４の少なくとも１つ）で検出されたアナログのＭＲ信号は、図６で説明したように、デュプレクサ（ＤＰ１～ＤＰ４）を介して交流電力成分が除去された後、プリアンプ（ＰＡ１～ＰＡ４）で増幅され、Ａ／Ｄ変換器（ＡＤ１～ＡＤ４）に入力される。

　各Ａ／Ｄ変換器（ＡＤ１～ＡＤ４）は、トリガ信号が送信されたタイミングに同期して、参照信号（サンプリングクロック信号）に基づいてサンプリング及び量子化を開始することで、入力されるアナログのＭＲ信号をデジタル信号に変換する。ＭＲ信号の受信用に選択されていないコイル素子ＥＣ１～ＥＣ４が存在する場合、本実施形態では一例として、当該非選択のコイル素子ＥＣ１～ＥＣ４に対応するプリアンプ（ＰＡ１～ＰＡ４）及びＡ／Ｄ変換器（ＡＤ１～ＡＤ４）は動作しない。

　各Ａ／Ｄ変換器（ＡＤ１～ＡＤ４）は、デジタルのＭＲ信号をＰ／Ｓ変換器ＰＳＣに入力する。複数のコイル素子（ＥＣ１～ＥＣ４）がＭＲ信号の受信用に選択されている場合、これらコイル素子で検出され、それぞれＡ／Ｄ変換されたＭＲ信号は複数である。
　この場合、Ｐ／Ｓ変換器ＰＳＣは、これら複数のＭＲ信号を無線送信用にパラレル信号からシリアル信号に変換し、当該シリアル信号をデータ送信部１１６に入力する。本実施形態の例では、ＭＲ信号の送信用のアンテナは、アンテナ１０６ａの１つだけだからである。

　但し、本実施形態はシリアル信号として無線送信する態様に限定されるものではない。例えばＭＲ信号の送信用及び受信用のアンテナ数を増やす等により、パラレル信号のまま無線送信する構成でもよい。

　データ送信部１１６は、入力されたシリアルのＭＲ信号に対し、誤り訂正符号化、インタリーブ、変調、周波数変換、増幅、フィルタリングなどの処理を施すことで、シリアル信号かつデジタル信号である無線送信用のＭＲ信号を生成する。データ送信部１１６は、無線送信用のＭＲ信号のパワーを遠隔無線通信に適したレベルにして、アンテナ１０６ａに入力する。アンテナ１０６ａは、ＭＲ信号の電磁波を放射する。

　無線通信装置３６のアンテナ３０６ａは、アンテナ１０６ａから放射された搬送波を検出してデータ受信部３１６に入力する。データ受信部３１６は、アンテナ３０６ａから入力されるＭＲ信号に対して、増幅、周波数変換、復調、逆インタリーブ、誤り訂正復号等の処理を施す。これにより、データ受信部３１６は、無線送信用のＭＲ信号から元のデジタルのＭＲ信号を抽出し、抽出したＭＲ信号をＲＦ受信器５０の周波数ダウンコンバージョン部４１０に入力する。

　周波数ダウンコンバージョン部４１０は、可変周波数生成部４０８から入力されるローカル信号を、データ受信部３１６から入力されるＭＲ信号に乗算し、更にフィルタリングによって所望の信号帯域のみを通過させる。これにより、周波数ダウンコンバージョン部４１０は、ＭＲ信号を周波数変換（ダウンコンバージョン）し、周波数が低くされたＭＲ信号を信号処理部４１２に入力する。

　信号処理部４１２は、上記「周波数が低くされたＭＲ信号」に所定の信号処理を施すことで、ＭＲ信号の生データを生成する。ＭＲ信号の生データは、画像再構成部６２に入力され、画像再構成部６２において、ｋ空間データに変換されて保存される。

　なお、ゲート信号については、トリガ信号と同様に参照信号に重畳してもよい。この場合、アンテナ１０６ｄ、３０６ｄなどの構成を省くことで無線通信経路数を１つ減らせるので、無線通信装置３６及びＲＦコイル装置１００の構成を簡素化できる。

　また、データ送信部１１６、ＩＤ送信部１２２、参照信号送信部３１８、ゲート信号送信部３２４が生成する遠隔無線通信の信号（搬送波）の周波数は、被検体Ｐに送信されるＲＦパルスの周波数（ラーモア周波数）の整数分の１の周波数を避けることが望ましい（第１の実施形態では、搬送周波数はそのように設定される）。

　また、ＲＦコイル装置１００及び無線通信装置３６は、無線通信の搬送波の周波数分離を行う。具体的には、データ送信部１１６、ＩＤ送信部１２２、参照信号送信部３１８、ゲート信号送信部３２４がそれぞれ生成する４つの無線通信の搬送波の周波数は、大きく離れた値にされる。
　以上が４つの無線通信経路に関する説明である。

　図７においてシステム制御部６１は、入力装置７２（図１参照）を介して操作者が入力した撮像条件に基づいて、パルスシーケンスにおける繰り返し時間、ＲＦパルスの種別、ＲＦパルスの中心周波数、及び、ＲＦパルスの帯域幅などの撮像条件を決定する。システム制御部６１は、このように決定した撮像条件をパルス波形生成部４０４に入力する。

　パルス波形生成部４０４は、システム制御部６１から入力される撮像条件に応じて、固定周波数生成部４０６から入力される基準クロック信号を用いてベースバンドのパルス波形信号を生成する。パルス波形生成部４０４は、ベースバンドのパルス波形信号を周波数アップコンバージョン部４０２に入力する。

　周波数アップコンバージョン部４０２は、ベースバンドのパルス波形信号に対し、可変周波数生成部４０８から入力されるローカル信号を乗算し、更にフィルタリングによって所望の信号帯域のみを通過させることで、周波数変換（アップコンバージョン）を実行する。周波数アップコンバージョン部４０２は、このようして周波数が上げられたベースバンドのパルス波形信号をＲＦ送信器４８に入力する。
　ＲＦ送信器４８は、入力されたパルス波形信号に基づいて、ＲＦパルスを生成する。

　図８～図１１はそれぞれ、電力送信のタイミングの第１～第４の例を示すタイミング図である。図８～図１１において、各横軸は経過時間ｔである。
　また、図８～図１１において、上段のタイミング図は、（イメージング用の）ＲＦパルスの送信タイミングを示し、太線が三角形状に上がっている期間は、ＲＦパルスの送信期間である。

　また、図８～図１１において、中段のタイミング図は、ＭＲ信号の検出タイミングを示し、太線が長方形状に上がっている期間は、ＲＦコイル装置１００のコイル素子（ＥＣ１～ＥＣ４）によるＭＲ信号の検出期間である。
　また、図８～図１１において、下段のタイミング図は、電力の無線送信タイミングを示し、図中の太線がオン（ＯＮ）レベルのタイミングで電力が送信され、図中の太線がオフ（ＯＦＦ）レベルのタイミングでは電力は送信されない。

　図８は、全身用コイルＷＢ１からＲＦコイル装置１００に対して常時電力が無線送信される場合である。ここでの「常時」とは、パルスシーケンスにおけるＲＦパルスの送信期間やＭＲ信号の検出期間等に拘らず、継続的に電力が無線送信される、という意味である。

　図９は、ＭＲ信号の検出期間のみを避けて、ＲＦコイル装置１００に対して電力が無線送信される場合である。かかる制御は、例えばシステム制御部６１により、電力送信器４９から、ＭＲ信号の検出期間のみを避けて交流電力を出力させることで可能である。

　ここで、第１の実施形態では、ＲＦコイル装置１００のコイル素子ＥＣ１～ＥＣ４が電力の受信と、ＭＲ信号の検出とを兼用し、全身用コイルＷＢ１がＲＦパルスの送信と、電力の無線送信とを兼用する。これは一例にすぎず、更にコイルを設けることで、コイル毎に各機能を分けてもよい。
　例えば後述の第４及び第５の実施形態のように、電力受信専用のコイルをＲＦコイル装置内に設けることで、ＭＲ信号の検出は検出専用のコイルで実行し、電力の受信は電力受信専用のコイルで実行してもよい。

　或いは、例えば後述の第２及び第３の実施形態のように、電力送信専用のコイルを例えばガントリ３０内に別途設けることで、全身用コイルＷＢ１ではＲＦパルスの送信及びＭＲ信号の受信を実行し、電力送信専用のコイルで電力を無線送信してもよい。このように別途のコイルを設けることでコイル毎に各機能を分ける場合も含めると、例えば以下の第１～第３の場合に、図９のようにＭＲ信号の検出期間を避けて電力を無線送信することが望ましい。

　第１に、ＭＲ信号を検出するＲＦコイル装置側のコイル（第１の実施形態ではコイル素子ＥＣ１～ＥＣ４）と、電力を無線送信するコイル（第１の実施形態では全身用コイルＷＢ１）とがカップリングし易い場合である。カップリングとは、一方のコイル系へ高周波電流を流した場合に、他方のコイル系へ高周波電流が漏れることを言う。これを避けるためにＭＲ信号を受信するタイミングで、電力を送信するコイルをオフにする。

　第２に、ＲＦコイル装置内において、ＭＲ信号の検出専用のコイルと、電力受信専用のコイルとがカップリングし易い場合である。これを避けるためにＭＲ信号の検出期間に電力受信専用のコイルをオフにする。

　第３に、条件次第ではＲＦコイル装置内の電力受信回路が無線での電力受信時にノイズを発生するため、ノイズの発生期間と、ＭＲ信号の検出期間とが重なる場合である。この場合、ＭＲ信号の検出及び処理系にノイズが混入しうるので、図９の態様が望ましい。第３の場合、ＭＲ信号の検出期間にＲＦコイル装置内の電力受信専用のコイルをオフにする必要はなく、電力送信を止めるだけでもよい。

　図１０は、（ＲＦコイルユニット３４からの）ＲＦパルスの送信期間のみを避けて、ＲＦコイル装置１００に対して電力が無線送信される場合である。かかる制御は、例えば、ＲＦ送信器４８からの高周波電流の出力期間を避けて電力送信器４９から交流電力を出力させるように、システム制御部６１が電力送信器４９を制御することで可能である。
　前述のようにコイル毎に各機能を分ける場合も含めると、例えば以下の第１、第２の場合に、図１０のようにＲＦパルスの送信期間を避けて電力を無線送信することが望ましい。

　第１に、被検体ＰにＲＦパルスを送信するコイルと、ＲＦコイル装置側に電力を無線送信するコイルとがカップリングし易い場合である。
　第２に、被検体ＰにＲＦパルスを送信するコイルと、ＲＦコイル装置内における電力を受信するコイルとがカップリングし易い場合である。

　図１１は、ＲＦパルスの送信期間と、ＲＦコイル装置１００によるＭＲ信号の検出期間とを避けて、ＲＦコイル装置１００に対して電力が無線送信される場合である。図１１の態様は、図８～図１０の態様と対比して、カップリングやノイズ混入を避ける意味では最も効果的である。具体的には、例えば以下の２条件が重なる場合、図１１の態様が特に望ましい。

　第１条件は、ＲＦコイル装置側に電力を無線送信するコイル、及び、ＲＦコイル装置内の電力受信コイルの少なくとも一方と、被検体ＰにＲＦパルスを送信するコイルとがカップリングし易いことである。
　第２条件は、ＲＦコイル装置側に電力を無線送信するコイル、及び、ＲＦコイル装置内の電力受信コイルの少なくとも一方と、ＲＦコイル装置内のＭＲ信号を検出するコイルとがカップリングし易いことである。

　図１２は、第１の実施形態におけるＭＲＩ装置１０の動作の流れを示すフローチャートである。以下、前述した各図を適宜参照しながら、図１２に示すステップ番号に従って、ＭＲＩ装置１０の動作を説明する。

　［ステップＳ１］天板２２（図１参照）上の被検体ＰにＲＦコイル装置１００が装着される。システム制御部６１は、ＭＲＩ装置１０の初期設定を行う。

　また、システム制御部６１は、例えば操作者の操作によって入力装置７２を介して給電開始の指示を受けることで、電力送信器４９及び全身用コイルＷＢ１（図２参照）から第２共振周波数ｆ２での交流電力の無線送信を開始させる。これにより、ＲＦコイル装置１００内のコイル素子ＥＣ１～ＥＣ４によって交流電力が受信され、充電池ＢＡＴが充電される。この動作については、図３～図６で説明済である。

　電力の受給後、ＲＦコイル装置１００のＣＰＵ１１０は、充電池ＢＡＴの電力に基づいて、ＩＤ送信部１２２からＲＦコイル装置１００の識別情報をＩＤ受信部３２２に無線送信させる。この動作は図７で説明済である。
　これにより、システム制御部６１は、どのＲＦコイル装置が被検体Ｐに装着されているか、及び、当該ＲＦコイル装置１００との無線接続状況が正常であることを認識する。

　ＲＦコイル装置１００との無線接続状況が正常であることを認識した場合、システム制御部６１は、ＲＦコイル装置１００との通信許可をＭＲＩ装置１０の各部に出力後、電力送信器４９及び全身用コイルＷＢ１に電力の無線送信を継続させる。

　電力の無線送信のタイミングについては、ここでは一例として、システム制御部６１は、パルスシーケンスの種類に応じて図８～図１１のいずれか１つに設定する。
　電力の受信時つまり充電時にはＲＦコイル装置１００の制御系１０２の発熱量が増加する。よって、単位時間当たりの送信ＲＦパルスの電力によって、電力の無線送信のタイミングを調整した方がよい。

　第１の例として、繰り返し時間が長い等の理由で単位時間当たりの送信ＲＦパルスが少ない場合、システム制御部６１は、図８のように常時電力を送信する態様に設定する。
　第２の例として、繰り返し時間が短いなどの理由で単位時間当たりの送信パルスが多い場合、システム制御部６１は、図９～図１１のように電力の無線送信のタイミングを調整する。

　但し、上記選択方法は、図８～図１１で述べたカップリングやノイズ混入のおそれがあまりないように、全身用コイルＷＢ１やＲＦコイル装置１００が設計されている場合の一例である。

　従って、電力の無線送信のタイミングについて、システム制御部６１は、図８～図１１の内、入力装置７２に対する操作者の操作によって選択された態様に設定してもよい。また、図８～図１１の４態様もあくまで例にすぎず、電力の無線送信のタイミングはこれらに限定されるものではない。

　参照信号送信部３１８（図７参照）は、上記通信許可に従って、アンテナ３０６ｂ－１０６ｂ間の無線通信経路により、ＲＦコイル装置１００の参照信号受信部１１８に対して、トリガ信号が重畳された参照信号の入力を開始する（参照信号は継続的に無線送信される）。

　また、天板移動機構２３（図１参照）は、システム制御部６１の制御に従って、ガントリ３０内に天板２２を移動させる。この後、ステップＳ２に進む。

　［ステップＳ２］システム制御部６１は、入力装置７２を介してＭＲＩ装置１０に対して入力された撮像条件や、ステップＳ１で取得した使用コイルの情報（この例ではＲＦコイル装置１００を用いること）に基づいて、本スキャンの撮像条件の一部を設定する。この後、ステップＳ３に進む。

　［ステップＳ３］システム制御部６１は、ＭＲＩ装置１０の各部を制御することで、プレスキャンを実行させる。プレスキャンでは、例えば、ＲＦパルスの中心周波数の補正値が算出される。この後、ステップＳ４に進む。

　［ステップＳ４］システム制御部６１は、プレスキャンの実行結果に基づいて、本スキャンの残りの撮像条件を設定する。撮像条件には、どのコイル素子ＥＣ１～ＥＣ４を本スキャンにおいて、ＭＲ信号の検出に用いるかの情報も含まれる。

　従って、システム制御部６１は、本スキャンで受信に用いるコイル素子の情報を、いずれかの無線通信経路でＲＦコイル装置１００のＣＰＵ１１０に入力する。この情報は例えば、ゲート信号送信部３２４からゲート信号受信部１２４に無線送信された後、ゲート信号受信部１２４からＣＰＵ１１０に入力される。この後、ステップＳ５に進む。

　［ステップＳ５］システム制御部６１は、ＭＲＩ装置１０の各部を制御することで、本スキャンを実行させる。具体的には、静磁場電源４２により励磁された静磁場磁石３１によって撮像空間に静磁場が形成される。また、シムコイル電源４４からシムコイル３２に電流が供給されて、撮像空間に形成された静磁場が均一化される。
　なお、本スキャンの実行中において、アンテナ３０６ｄ－１０６ｄ間では、ゲート信号送信部３２４からゲート信号受信部１２４に前述のゲート信号が継続的に無線送信されている。

　この後、入力装置７２からシステム制御部６１に撮像開始指示が入力されると、以下の＜１＞～＜４＞の処理が順次繰り返されることで、被検体ＰからのＭＲ信号が収集される。

　＜１＞システム制御部６１は、パルスシーケンスに従って傾斜磁場電源４６、ＲＦ送信器４８及びＲＦ受信器５０を駆動させることで、被検体Ｐの撮像部位が含まれる撮像領域に傾斜磁場を形成させると共に、ＲＦコイルユニット３４（の全身用コイルＷＢ１等）から被検体ＰにＲＦパルスを送信する。
　図１０又は図１１のタイミングで電力が無線送信される場合、ＲＦパルスが被検体Ｐに送信される期間のみ、ゲート信号は例えばオンレベルにされる。その場合、ＲＦコイル装置１００のゲート信号受信部１２４からＣＰＵ１１０にオンレベルのゲート信号が入力され、ＲＦコイル装置１００の各コイル素子ＥＣ１～ＥＣ４はオフ状態となり、カップリングが防止される。
　図８又は図９のタイミングで電力が無線送信される場合、ＲＦパルスが被検体Ｐに送信される期間も、コイル素子ＥＣ１～ＥＣ４により電力が受信されるため、ゲート信号はオフレベルのままにされる。

　＜２＞図１０又は図１１のタイミングで電力が無線送信される場合、ＲＦパルスの送信後、各ゲート信号は例えばオフレベルに切り替えられ、ステップＳ４でＭＲ信号の受信用に選択されたコイル素子（ＥＣ１～ＥＣ４の少なくとも１つ）は、被検体Ｐ内の核磁気共鳴により生じたＭＲ信号を検出する。
　図８又は図９のタイミングで電力が無線送信される場合、ゲート信号はオフレベルのまま、上記同様にコイル素子によりＭＲ信号が検出される。
　検出されたＭＲ信号は、図６及び図７で説明したように、デュプレクサ（ＤＰ１～ＤＰ４）、プリアンプ（ＰＡ１～ＰＡ４）、Ａ／Ｄ変換器（ＡＤ１～ＡＤ４）に順次入力される。

　＜３＞ＭＲ信号の受信用に選択された各コイル素子（ＥＣ１～ＥＣ４のいずれか）に対応する各Ａ／Ｄ変換器（ＡＤ１～ＡＤ４のいずれか）は、トリガ信号の送信タイミングに同期して、参照信号に基づいてＭＲ信号のサンプリング及び量子化を開始する。
　各Ａ／Ｄ変換器は、デジタルのＭＲ信号をＰ／Ｓ変換器ＰＳＣにそれぞれ入力する。
　Ｐ／Ｓ変換器ＰＳＣは、入力された単数又は複数のＭＲ信号をシリアル信号に変換し、これをデータ送信部１１６に入力する。
　データ送信部１１６は、シリアルのＭＲ信号に所定の処理を施すことで無線送信用のＭＲ信号を生成し、これをアンテナ１０６ａから無線送信する。

　＜４＞無線通信装置３６のデータ受信部３１６は、アンテナ３０６ａで受信した無線送信用のＭＲ信号から元のデジタルのＭＲ信号をコイル素子毎に抽出する。各データ受信部３１６は、抽出した各ＭＲ信号を、ＲＦ受信器５０の周波数ダウンコンバージョン部４１０にそれぞれ入力する。
　なお、ＲＦコイル装置１００のみならず、受信ＲＦコイル２４もＭＲ信号の受信に用いられる場合、受信ＲＦコイル２４内の各コイル素子で受信されたＭＲ信号は、有線でＲＦ受信器５０の周波数ダウンコンバージョン部４１０に入力される。
　周波数ダウンコンバージョン部４１０は、入力されるＭＲ信号に周波数ダウンコンバージョンを施し、周波数が落とされた各ＭＲ信号を信号処理部４１２に入力する。
　信号処理部４１２は、所定の信号処理を施すことで、ＭＲ信号の生データを生成する。ＭＲ信号の生データは、画像再構成部６２に入力され、画像再構成部６２においてｋ空間データに変換されて保存される。

　以上の＜１＞～＜４＞の処理が繰り返されることで、ＲＦコイル装置１００内の選択されたコイル素子で検出されたＭＲ信号の収集が終了後、ステップＳ６に進む。なお、以上の＜１＞～＜４＞の処理の期間中においても、継続的（図８参照）又は一部断続的（図９～図１１参照）に、ＲＦコイル装置１００は無線による電力の受給動作も実行する。

　［ステップＳ６］画像再構成部６２は、フーリエ変換等を含む画像再構成処理をｋ空間データに施すことで画像データを再構成する。画像再構成部６２は、再構成された画像データを画像データベース６３に保存する。この後、ステップＳ７に進む。

　［ステップＳ７］画像処理部６４は、画像データベース６３から画像データを取り込み、これに所定の画像処理を施すことで表示用画像データを生成し、この表示用画像データを記憶装置７６に保存する。システム制御部６１は、表示用画像データを表示装置７４に転送し、表示用画像データが示す画像を表示装置７４に表示させる。

　なお、図１２ではステップＳ１において参照信号の入力が開始されるが、これは一例にすぎない。例えば、ステップＳ３のプレスキャンの直前（即ち、ステップＳ２での撮像条件の設定後）に、参照信号の入力が開始されてもよい。
　以上が第１の実施形態のＭＲＩ装置１０の動作説明である。

　このように第１の実施形態では、全身用コイルＷＢ１及びコイル素子ＥＣ１～ＥＣ４が二重共振式の回路で構成され、両者の第１共振周波数ｆ１及び第２共振周波数ｆ２が同じにされる。即ち、全身用コイルＷＢ１は、第１共振周波数ｆ１で共振することで被検体ＰにＲＦパルスを送信し、第２共振周波数ｆ２で共振することでＲＦコイル装置１００に電力を電磁波で無線送信する。そして、コイル素子ＥＣ１～ＥＣ４は、第１共振周波数ｆ１で共振することで被検体ＰからのＭＲ信号を検出し、第２共振周波数ｆ２で共振することで、無線送信される電力を受信する。

　このように共振器結合方式に基づく交流電力の無線送信であるため、電力送信側と、電力受信側のＲＦコイル装置１００との距離がある程度離れていても、電力を送信可能である。即ち、第１の実施形態のＭＲＩ装置１０によれば、ＲＦコイル装置で検出されたＭＲ信号をＭＲＩ装置の制御側に無線送信する構成において、ＲＦコイル装置に対して、共振器結合方式で十分且つ有効に電力を無線送信できる。

　また、第１の実施形態では、全身用コイルＷＢ１が、二重共振式であるため、電力送信用のコイルを別途設ける必要がない。即ち、ガントリ３０内において、電力送信用の更なるコイルを配置するスペースを確保する必要がないという利点がある。

　また、第１の実施形態では、ＲＦコイル装置１００の各コイル素子ＥＣ１～ＥＣ４が二重共振式であるため、電力受信用のコイルを別途設ける必要がない。即ち、ＲＦコイル装置１００を更に大型化させることなく、共振器結合方式で電力を受信できる。

　また、ステップＳ１で第１～第４の例として述べたように、システム制御部６１は、パルスシーケンスの種類に応じて電力の無線送信のタイミングを設定する。即ち、電力の無線送信のタイミングは、パルスシーケンス種類や要求される画質などの条件に応じて、図８～図１１の内、適切なものに設定される。

　（第２の実施形態）
　第２の実施形態と、第１の実施形態との違いは、以下になる。
　即ち、第２の実施形態では、全身用コイルＷＢ１は電力送信機能を兼用せず、ガントリ３０内に電力送信用のコイルが別途設けられる。

　図１３は、第２の実施形態のＭＲＩ装置１０における電力送信コイルＰＴ１の等価回路図である。電力送信コイルＰＴ１は、８字型の配線にスイッチＳＷ２と、コンデンサＣｇ、Ｃｈ、Ｃｉとを直列に挿入したものである。
　電力送信コイルＰＴ１の共振周波数は、電力送信用の周波数、即ち、第１の実施形態における第２共振周波数に等しい。そのように、コンデンサＣｇ、Ｃｈ、Ｃｉの各容量値などの電力送信コイルＰＴ１の回路定数は設計される。
　電力送信器４９の出力制御によっても、図９～図１１のように所定期間を避けて電力を送信可能であるが、スイッチＳＷ２のオンオフの切替によっても所定期間を避けて電力を送信可能である。

　また、コンデンサＣｈの両端には、電力送信ケーブル２５０の一端側が接続される。
　電力送信ケーブル２５０の他端側は、電力送信器４９に接続される（後述の図１９参照）。電力送信ケーブル２５０の一端側には、コンデンサＣｊが挿入される。
　コンデンサＣｈ、コンデンサＣｊがインピーダンスマッチング回路として機能するように、コンデンサＣｈ、コンデンサＣｊの各容量値は設定される。

　図１４は、第２の実施形態のＭＲＩ装置１０における全身用コイルＷＢ２の等価回路、及び、電力送信コイルＰＴ１の配置例を示す模式的斜視図である。図２と同様に、全身用コイルＷＢ２の回路の導線をＸ軸方向に手前側は太線で、奥側は細線で記載している。また、導線と導線との交差箇所について、電気的接続箇所は黒丸で記載し、電気的に接続されていない箇所は一方を半円状で記載し、両者を区別する。また、図１４では区別のため、電力送信コイルＰＴ１の配線は点線で示し、煩雑となるので電力送信ケーブル２５０は省略している。

　全身用コイルＷＢ２は、第１ループ導体２５４と、第２ループ導体２５６と、８個の連絡導体（ラング）２５８と、１６個のコンデンサＣｋとを有する。
　図１４では、第１ループ導体はＸ－Ｙ平面に平行な左側のリングに対応し、第２ループ導体はＸ－Ｙ平面に平行な右側のリングに対応する。

　連絡導体２５８は、図１４では一例として、Ｚ軸方向に延在する８個の直線に対応する。８個の連絡導体２５８はそれぞれ、一端側が第１ループ導体２５４に接続され、他端側が第２ループ導体２５６に接続される。
　第１ループ導体２５４において、各連絡導体２０４との接続ノード間（計８区間）には、コンデンサＣｋが１つずつ接続されている。第２ループ導体２５６も同様である。

　このように全身用コイルＷＢ２は、バードケージ型に構成され、共振周波数がラーモア周波数となるように、その回路定数は設定される。ここでの回路定数とは、コンデンサＣｋの容量値、第１ループ導体２５４、第２ループ導体２５６、連絡導体２５８の各配線のインダクタンス、容量等である。

　全身用コイルＷＢ２は８エレメントのバードケージ型なので、第１の実施形態と同様に、角度が９０度異なる各接続ノードからＱＤ方式により給電される。具体的には、高周波送受信ケーブル２１０、２１２はそれぞれ、第１ループ導体２００において、角度が９０度異なる箇所に接続される。
　なお、図１４では、これら高周波送受信ケーブル２１０、２１２の全身用コイルＷＢ２に対する接続配線は、区別のため点線で記載されている。

　また、電力送信コイルＰＴ１は、例えば、ガントリ３０内において全身用コイルＷＢ２の内側（ＲＦコイルユニット３４の内側）に配置される。
　図１４の例では、電力送信コイルＰＴ１は、その８字の交差部分ＣＲＯ（図１３の点線枠部分）が、Ｚ軸方向（連絡導体２５８の延在方向）に平行となるように配置される。
　但し、電力送信コイルＰＴ１の配置について、図１４の態様は一例にすぎず、以下の図１５、図１６のように向きを変えてもよい。

　図１５は、図１３とは別方向から見た場合の電力送信コイルＰＴ１の等価回路図である。
　図１６は、全身用コイルＷＢ２に対する電力送信コイルＰＴ１の配置の別の例を、図１４と同様の表記で示す模式的斜視図である。図１５は、図１６と対比し易くするために、図１６と同じく、８字の交差部分ＣＲＯを紙面縦向きに記載したものである。
　図１６の配置では、電力送信コイルＰＴ１は、８字の交差部分ＣＲＯがＺ軸方向（連絡導体２５８の延在方向）に直交するように配置される。

　図１４、図１６のどちらの向きで電力送信コイルＰＴ１を配置しても実用上は十分に機能するが、第２の実施形態では一例として、図１６の向きで電力送信コイルＰＴ１が配置される。これは、以下の図１７で述べる理由により、図１６の配置態様の方が図１４の配置態様よりも若干効率的と考えられるからである。

　図１７は、電力送信コイルＰＴ１を通る磁束によるカップリングの有無の違いを、図１４、図１６の配置態様で比較した説明図である。図１７の上半分は図１４の配置態様に対応し、図１７の下半分は図１６の配置態様に対応する。図１７において、スイッチＳＷ２は導通状態として省略している。

　ここで、全身用コイルＷＢ２から被検体Ｐに送信されるＲＦパルスの高周波磁場は、実際には例えばＸ－Ｙ平面で回転する。従って、電力送信コイルＰＴ１を透過する磁束の向きも、一義的には決まらないので、様々な磁束の発生パターンを考慮して、全身用コイルＷＢ２とのカップリングのおそれが総合的に少ない方が望ましい。

　まず、図１４の配置態様から考える。
　図１７の最上段のように、８字の交差部分ＣＲＯの上側の磁束ＦＬ１と、その下側の磁束ＦＬ２とが同じ向きであるとする。この場合、磁束ＦＬ１により、交差部分ＣＲＯの上側において図１７の下向きに電流Ｉｉｎ１が誘導され、磁束ＦＬ２により、交差部分ＣＲＯの下側において図１７の下向きに電流Ｉｉｎ２が誘導される。しかし、電力送信コイルＰＴ１は８字型配線であるから、電流Ｉｉｎ１、Ｉｉｎ２は回路的には逆向きであるため、互いに相殺され、カップリングは生じない。

　一方、図１７の上から２番目のように、８字の交差部分ＣＲＯの上側の磁束ＦＬ１と、その下側の磁束ＦＬ２とが逆向きであるとする。この場合、磁束ＦＬ１により、交差部分ＣＲＯの上側において図１７の下向きに電流Ｉｉｎ１が誘導され、磁束ＦＬ２により、交差部分ＣＲＯの下側において図１７の上向きに電流Ｉｉｎ２が誘導される。８字型配線なので電流Ｉｉｎ１、Ｉｉｎ２は同方向であるため、カップリングが生じ易い。

　次に、図１６の配置態様を考える。
　図１７の下から２番目のように、８字の交差部分ＣＲＯの右側については、上側を磁束ＦＬ３が透過し、下側を磁束ＦＬ５が透過し、８字の交差部分ＣＲＯの左側については、上側を磁束ＦＬ４が透過し、下側を磁束ＦＬ６が透過するとする。そして、これら磁束ＦＬ３～ＦＬ６が同方向であるとする。この場合、磁束ＦＬ３、ＦＬ５によって回路的には互いに同方向に誘導される電流Ｉｉｎ３、Ｉｉｎ５は、磁束ＦＬ４、ＦＬ６によりそれぞれ誘導される電流Ｉｉｎ４、Ｉｉｎ６とは逆方向になる。即ち、電流Ｉｉｎ３、Ｉｉｎ５と、電流Ｉｉｎ４、Ｉｉｎ６とが互いに相殺され、カップリングは生じない。

　一方、図１７の最下段のように、上側の磁束ＦＬ３、ＦＬ４と、下側の磁束ＦＬ５、ＦＬ６とが逆向きであるとする。この場合、磁束ＦＬ３、ＦＬ６によって回路的に同方向に誘導される電流Ｉｉｎ３、Ｉｉｎ６は、磁束ＦＬ４、ＦＬ５によりそれぞれ誘導される電流Ｉｉｎ４、Ｉｉｎ５とは逆方向になる。即ち、電流Ｉｉｎ３、Ｉｉｎ６と、電流Ｉｉｎ４、Ｉｉｎ５とが互いに相殺され、カップリングは生じない。

　従って、図１７において上側の磁束の向きと、下側の磁束の向きとが同じでも逆向きでもカップリングが生じない図１６の配置態様の方が、図１４の配置態様よりも若干カップリングが生じにくく、望ましいと考えられる。

　以上、Ｚ軸方向（連絡導体２５８の延在方向）との関係で、電力送信コイルＰＴ１の配置方向について説明した。
　次に、ＲＦコイル装置１００との位置関係で、電力送信コイルＰＴ１の配置について説明する。

　図１８は、第２の実施形態において、ＲＦコイル装置１００との位置関係で電力送信コイルＰＴ１の配置例を示す断面模式図である。図１８に示すように、Ｙ軸方向（鉛直方向）において、被検体Ｐの上側にＲＦコイル装置１００がセットされる場合、電力送信コイルＰＴ１もガントリ３０内で鉛直方向上側に配置されることが望ましい。これは、電力送信側と電力受信側とが互いに近い方が、電力をより効率的に無線送信できるからである。

　図１９は、第２の実施形態において、ＲＦパルスの送信系統、及び、電力送信系統に関わる構成を図３と同様に示すブロック図である。全身用コイルＷＢ２に対してはＲＦ送信器４８側からＱＤ方式でラーモア周波数のＲＦパルスが入力され、全身用コイルＷＢ２で検出されたＭＲ信号はＲＦ受信器５０側に取り込まれる。この点、第１の実施形態と同様である。

　一方、第２の実施形態では電力送信コイルＰＴ１が別途設けられるため、電力送信器４９からは、位相分割器を介さずに電力送信コイルＰＴ１に無線送信用の交流電力（第１の実施形態の第２共振周波数ｆ２に等しい）が供給される。
　図１９に示す高域通過フィルタＨＰＦ１、ＨＰＦ２、低域通過フィルタＬＰＦ１の機能は第１の実施形態と同様である。

　以上が第２の実施形態のＭＲＩ装置１０の構成の説明であるが、撮像動作は図１２で説明した第１の実施形態の撮像動作と同様である。即ち、電力の無線送信のタイミングは、パルスシーケンスの種類に応じて、図８～図１１の内の適切なものに設定される。

　このように第２の実施形態においても、第１の実施形態と同様の効果が得られる。
　第１の実施形態と対比すると、電力送信コイルＰＴ１の配置スペースを更に確保することになるものの、電力送信側の位相分割器２３２や、一方の低域通過フィルタＬＰＦ２を省略できる（図３、図１９参照）。

　（第３の実施形態）
　第３の実施形態のＭＲＩ装置１０は、電力送信コイルを８字型からループ状に変更する点を除いて、第２の実施形態と同様の構成である。従って、第２の実施形態との違いのみを説明する。

　図２０は、第３の実施形態のＭＲＩ装置１０における電力送信コイルＰＴ２の等価回路図である。電力送信コイルＰＴ２は、ループ状の配線にスイッチＳＷ２と、コンデンサＣｍ、Ｃｎ、Ｃｏとを直列に挿入したものである。電力送信コイルＰＴ２の共振周波数は、電力送信用の周波数（第１の実施形態の第２共振周波数ｆ２）に等しい。そのように、コンデンサＣｍ、Ｃｎ、Ｃｏの各容量値などの電力送信コイルＰＴ２の回路定数は設計される。スイッチＳＷ２は、第２の実施形態と同様に機能する。

　また、コンデンサＣｏの両端には、電力送信ケーブル２５０の一端側が接続される。電力送信ケーブル２５０の他端側は、電力送信器４９に接続される。電力送信ケーブル２５０の一端側には、コンデンサＣｐが挿入される。
　コンデンサＣｏ、コンデンサＣｐがインピーダンスマッチング回路として機能するように、コンデンサＣｏ、コンデンサＣｐの各容量値は設定される。

　図２１は、第３の実施形態の電力送信コイルＰＴ２の配置例を図１４と同様に示す模式的斜視図である。電力送信コイルＰＴ２は、例えば図２１のように、ガントリ３０内において全身用コイルＷＢ２の内側（ＲＦコイルユニット３４の内側）に配置される。

　また、第２の実施形態と同様に、Ｙ軸方向（鉛直方向）において、被検体Ｐの上側にＲＦコイル装置１００がセットされる場合、電力送信コイルＰＴ２もガントリ３０内で鉛直方向上側に配置されることが望ましい。
　以上、第３の実施形態においても、第２の実施形態と同様の効果が得られる。

　（第４の実施形態）
　第４の実施形態は、ＲＦコイル装置内に電力受信コイルが別途設けられる点を除いて、第１の実施形態のＭＲＩ装置１０と同様の構成である。即ち、電力送信側は第１の実施形態と同じ構成であり、以下、第１の実施形態との違いのみを説明する。

　図２２は、第４の実施形態のＲＦコイル装置１００’の構成例を示す模式的な等価回路図である。図２２では煩雑化を避けるため、１２個の要素コイルＥＬ１～ＥＬ１２を示すが、要素コイルの数は１３個以上でも１１個以下でもよい。図２２では要素コイルＥＬ１～ＥＬ１２の配線との区別のため、電力受信コイル１４０の配線及び電力受信コイル１４０に接続される同軸ケーブル１６０の配線のみを太線で示す。

　電力受信コイル１４０は、スイッチＳＷ３と、コンデンサＣｒ、Ｃｔ、Ｃｕとを有する。電力受信コイル１４０の共振周波数が電力送信用の周波数（第１の実施形態の第２共振周波数ｆ２）となるように、コンデンサＣｒ、Ｃｔ、Ｃｕの各容量などの電力受信コイル１４０の回路定数は設計される。
　電力送信器４９の出力制御によっても図９～図１１のように所定期間を避けて電力を無線送信可能であるが、スイッチＳＷ３のオンオフの切替によっても、所定期間を避けて電力を受信可能である。

　また、電力受信コイル１４０のコンデンサＣｕの両端には、同軸ケーブル１６０の一端側がそれぞれ接続される。同軸ケーブル１６０の他端側は、ＲＦコイル装置１００’の制御系１０２’に接続される。同軸ケーブル１６０の一端側には、コンデンサＣｖが挿入される。
　電力受信コイル１４０のコンデンサＣｕ、及び、各同軸ケーブル１６０に挿入されたコンデンサＣｖの各容量値は、これらがインピーダンスマッチング回路として機能するように選択される。

　各要素コイルＥＬ１～ＥＬ１２の概略構造は、従来の要素コイルと同様でよいため、詳細な説明を省略する。但し、デカップリングのため、電力送信コイル１４０の配線を含む面と、各要素コイルＥＬ１～ＥＬ１２の配線を含む面とが互いに平行となるように、これらは配置される。また、各要素コイルＥＬ１～ＥＬ１２同士も、互いのデカップリングのため、平面的には部分的に重ねて配置される。

　図２３は、第４の実施形態のＭＲＩ装置１０において、ＭＲ信号のデジタル無線通信系統、及び、充電系統に関わる構成を示すブロック図である。
　ＲＦコイル装置１００’の制御系１０２’は、各要素コイルＥＬ１～ＥＬ１２にそれぞれ対応する高域通過フィルタＨＰＦ１～ＨＰＦ１２、プリアンプＰＡ１～ＰＡ１２、Ａ／Ｄ変換器ＡＤ１～ＡＤ１２を有する。

　但し、全要素コイルの配線を示すと煩雑となるため、図２３では、要素コイルＥＬ１、ＥＬ２の接続先のみを示す。実際には、要素コイルＥＬ１と同様の経路により、要素コイルＥＬ３～ＥＬ１２のＭＲ信号がそれぞれ入力される高域通過フィルタＨＰＦ３～ＨＰＦ１２、プリアンプＰＡ３～ＰＡ１２、Ａ／Ｄ変換器ＡＤ３～ＡＤ１２が存在するが、図示していない。

　また、制御系１０２’は、ＣＰＵ１１０’と、整流器ＲＣ１と、充電池ＢＡＴと、Ｐ／Ｓ変換器ＰＳＣと、データ送信部１１６と、参照信号受信部１１８と、ＩＤ送信部１２２と、ゲート信号受信部１２４とを更に有する。また、ＲＦコイル装置１００’は、第１の実施形態と同様にアンテナ１０６ａ～１０６ｄを有する。

　各要素コイルＥＬ１～ＥＬ１２は、被検体Ｐから発せられるＭＲ信号を検出し、これらＭＲ信号は、高域通過フィルタＨＰＦ１～ＨＰＦ１２を介してプリアンプＰＡ１～ＰＡ１２に入力される。
　高域通過フィルタＨＰＦ１～ＨＰＦ１２は、無線送信される交流電力の周波数成分等のノイズを除去する。
　プリアンプＰＡ１～ＰＡ１２に入力される各ＭＲ信号は、第１の実施形態と同様にして、無線通信装置３６に無線送信され、処理される。

　一方、電力送信器４９からの供給電力によって、全身用コイルＷＢ１から第２共振周波数ｆ２の電磁波が発せられる。ＲＦコイル装置１００’の電力受信コイル１４０は、この第２共振周波数ｆ２で共振することで、交流電力を無線で受給する。電力受信コイル１４０で受信された交流電力は、同軸ケーブル１６０を介して制御系１０２’に取り込まれ、整流器ＲＣ１により直流電流に変換される。整流器ＲＣ１は、この直流電流により、充電池ＢＡＴを充電する。

　このように第４の実施形態では、ＲＦコイル装置１００’側において、ＭＲ信号の検出専用のコイル素子ＥＬ１～ＥＬ１２と、電力受信専用の電力受信コイル１４０とが配置される。ＲＦコイル装置１００’側のコイル構成のみ相違するものので、第４の実施形態においても、第１の実施形態と同様の効果が得られる。
　第１の実施形態と対比すると、電力受信コイル１４０を別途設けることになるものの、ＲＦコイル装置１００’において整流器の数を１つに減らせると共にデュプレクサを省略できる。

　なお、第４の実施形態では、電力受信コイル１４０がループ状であるが、これは一例にすぎない。ＲＦコイル装置１００’内の電力受信コイルは、例えば８字型にしてもよい。

　（第５の実施形態）
　第５の実施形態のＭＲＩ装置１０は、電力送信側において、第２又は第３の実施形態のように電力送信専用のコイルが別途設けられる点を除いて、第４の実施形態と同様の構成である。

　従って、第１及び第４の実施形態の二重共振式の全身用コイルＷＢ１の代わりに、電力送信コイルＰＴ１（図１３～図１６参照）、電力送信コイルＰＴ２（図２０、図２１参照）の一方と、全身用コイルＷＢ２とがガントリ３０内に配置される。即ち、第５の実施形態は、第１～第４の実施形態の組み合わせとも解釈できるため、第５の実施形態のＭＲＩ装置１０の各部の構成図は省略する。

　ここで、無線による電力送信に関して、電力送信コイル（ＰＴ１又はＰＴ２）と、電力受信コイルとがカップリングし易い条件の方が、送信効率を向上できる。そのためには、両者を透過する磁束の向きが揃っていることが好ましいと考えられる。

　図２４は、第５の実施形態において８字型の電力送信コイルＰＴ１が使用される場合に、電力受信コイルとの組み合わせによるカップリングの度合いの違いを示す説明図である。

　８字型の電力送信コイルＰＴ１が、図１８のようにガントリ３０内で鉛直方向（Ｙ軸方向）上側に配置される場合、被検体Ｐ上にセットされるＲＦコイル装置１００’の電力受信コイルは、８字型の電力受信コイル１４０’であることが望ましい（図２４の上段参照）。これは、８字型の電力送信コイルと、８字型の電力受信コイルとが対向する形で配置されれば、電力送信コイルＰＴ１から発生する磁束は、電力受信コイル１４０’の配線に対して、誘導電流を発生させ易い態様で透過するからである。

　より詳細には、図２４の上段に示すように、８字型の電力受信コイル１４０’の右側のループを透過する第１の磁束と、その左側のループを透過する第２の磁束とは、電力受信コイル１４０’の配線が延在する面で見れば、逆向きになる。そうすると、第１の磁束により右側のループに誘導される電流と、第２の磁束により左側のループに誘導される電流とは、左右の各ループが８字型に配線されるため、回路的には同方向となる。

　反対に、８字型の電力送信コイルＰＴ１が、図１８のようにガントリ３０内で鉛直方向上側に配置され、被検体Ｐ上にループ状の電力受信コイル１４０がセットされる場合を考える（図２４の下段参照）。この場合、図２４の上段と比べると、電力送信コイルＰＴ１から発生する磁束は、以下の理由で、電力受信コイル１４０の配線に対し誘導電流を発生させ易い態様で透過するとは言えない。

　即ち、電力受信コイル１４０のループ状配線の右側を透過する第１の磁束と、ループ状配線の左側を透過する第２の磁束とは、逆向きになる。そうすると、第１及び第２の磁束によりそれぞれ誘導される各電流の向きは、逆向きになる。

　図２５は、第５の実施形態においてループ状の電力送信コイルＰＴ２が使用される場合に、電力受信コイルとの組み合わせによるカップリングの度合いの違いを示す説明図である。

　ループ状の電力送信コイルＰＴ２がガントリ３０内で鉛直方向上側に配置される場合、被検体Ｐ上にセットされるＲＦコイル装置１００’の電力受信コイルは、ループ状の電力受信コイル１４０であることが望ましい（図２５の上段参照）。これは、ループ状の電力送信コイルと、ループ状の電力受信コイルとが対向する形で配置されれば、以下の理由で、電力送信コイルＰＴ２から発生する磁束は、電力受信コイル１４０の配線に対し誘導電流を発生させ易い態様で透過するからである。

　例えば図２５の上段において、電力受信コイル１４０のループ状配線の右側を透過する第１の磁束（破線で示す）と、ループ状配線の左側を透過する第２の磁束（一点鎖線で示す）とは、電力受信コイル１４０の配線が延在する面で見れば同方向になる。そうすると、第１及び第２の磁束によりそれぞれ誘導される各電流の向きも、同方向になる。

　反対に、ループ状の電力送信コイルＰＴ２がガントリ３０内で鉛直方向上側に配置され、被検体Ｐ上に８字型の電力受信コイル１４０’がセットされる場合を考える（図２５の下段参照）。この場合、図２５の上段と比べると、電力送信コイルＰＴ２から発生する磁束は、電力受信コイル１４０’の配線に対して、誘導電流を発生させ易い態様で透過するとは言えない。

　電力受信コイル１４０’が８字型に配線されるので、図２５の下段において、右側の破線で示す磁束によって電力受信コイル１４０’の右側で誘導される電流と、左側の一点鎖線で示す磁束によって左側で誘導される電流とは、回路的には逆向きになるからである。

　従って、第５の実施形態では、図２４の上段の組み合わせ、又は、図２５の上段の組み合わせで、電力送信コイル及び電力受信コイルが選択される。
　以上、第５の実施形態においても、第１の実施形態と同様の効果が得られる。

　以上説明した各実施形態によれば、ＲＦコイル装置で検出されたＭＲ信号をＭＲＩ装置の制御側に無線送信する構成において、ＲＦコイル装置の電力を十分且つ有効に確保することができる。

　（実施形態の補足事項）
　［１］第１～第５の実施形態では、装着型のＲＦコイル装置が１つのみ用いられる例を述べた。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。
　複数の装着型のＲＦコイル装置が用いられる場合も、上述の理論により、各ＲＦコイル装置に対して共振器結合方式で電力を無線送信できると共に、各ＲＦコイル装置からのデジタル化されたＭＲ信号を無線通信装置３６により無線で受信できる。

　複数の装着型のＲＦコイル装置が用いられる場合、少なくとも１つのＲＦコイル装置に対して上記のように共振器結合方式で電力を無線送信し、残りのＲＦコイル装置については、有線でＭＲＩ装置の天板の接続ポートに接続される従来型のＲＦコイル装置を用いてもよい。

　［２］図１において、ガントリ３０の奥側に無線通信装置３６が配置される例を述べた。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。無線通信装置３６は、例えば、ガントリ３０の入り口側などの他の箇所に設置してもよい。
　また、例えば複数のＲＦコイル装置が用いられる場合、各ＲＦコイル装置にそれぞれ対応する複数の無線通信装置３６を設ける構成でもよい。

　［３］請求項の用語と実施形態との対応関係を説明する。なお、以下に示す対応関係は、参考のために示した一解釈であり、本発明を限定するものではない。

　第１及び第４の実施形態において、電力送信器４９及び全身用コイルＷＢ１は、請求項記載の電力送信部の一例である。
　第２、第３、第５の実施形態において、電力送信器４９、電力送信コイルＰＴ１（又はＰＴ２）は、請求項記載の電力送信部の一例である。

　第１～第３の実施形態において、要素コイルＥＣ１～ＥＣ４、コンデンサＣ３、同軸ケーブル１０４、デュプレクサＤＰ１～ＤＰ４は、請求項記載の電力受信部の一例である。
　第４の実施形態において、電力受信コイル１４０、同軸ケーブル１６０は、請求項記載の電力受信部の一例である。
　無線通信装置３６は、請求項記載の信号受信部の一例である。

　ＲＦコイル装置１００、１００’における、Ａ／Ｄ変換器ＡＤ１～ＡＤ４（又はＡＤ１～ＡＤ１２）、Ｐ／Ｓ変換器ＰＳＣ、データ送信部１１６、及び、アンテナ１０６ａは、請求項記載の信号送信部の一例である。
　充電池ＢＡＴは、請求項記載の充放電素子の一例である。

　［４］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、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。

１０：ＭＲＩ装置，
２０：寝台ユニット，２２：天板，
３１：静磁場磁石，３２：シムコイルユニット，３３：傾斜磁場コイルユニット，
３４：ＲＦコイルユニット，４０：制御装置，１００：ＲＦコイル装置

Claims

被検体から発せられる核磁気共鳴信号を検出するＲＦコイル装置から、前記核磁気共鳴信号を取得する磁気共鳴イメージング装置であって、
　前記ＲＦコイル装置の電力受信部に対して共振器結合方式で電力を無線送信する電力送信部と、
　前記ＲＦコイル装置から無線送信されるデジタル化された前記核磁気共鳴信号を、無線で受信する信号受信部と、
　前記信号受信部により受信された前記核磁気共鳴信号を取得し、前記核磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の画像データを再構成する画像再構成部と
　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１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
　前記ＲＦコイル装置は磁気共鳴イメージング装置の一部であり、
　前記ＲＦコイル装置の前記電力受信部は、共振器結合方式で電力を受信する
　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
　請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
　前記電力送信部は、磁気共鳴周波数と、前記磁気共鳴周波数とは異なる周波数である交流電力の周波数とでそれぞれ共振する二重共振式全身用コイルを有し、
　前記二重共振式全身用コイルは、前記磁気共鳴周波数で共振することで前記被検体から前記核磁気共鳴信号を誘起すると共に、前記交流電力の周波数で共振することで前記交流電力を無線送信する
　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
　請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
　撮像領域へのＲＦパルスの送信を実行する全身用送信コイルを更に備え、
　前記電力送信部は、前記全身用送信コイルとは別の構成として、電力を無線送信する電力送信コイルを有する
　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
　請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
　前記ＲＦコイル装置は磁気共鳴イメージング装置の一部であり、
　前記ＲＦコイル装置は、磁気共鳴周波数と、前記磁気共鳴周波数とは異なる周波数である交流電力の周波数とでそれぞれ共振する要素コイルを有し、
　前記要素コイルは、前記磁気共鳴周波数で共振することで前記被検体からの前記核磁気共鳴信号を検出すると共に、前記交流電力の周波数に共振して前記交流電力を受信することで前記電力受信部として機能する
　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
　請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
　前記ＲＦコイル装置は磁気共鳴イメージング装置の一部であり、
　前記ＲＦコイル装置は、無線送信される電力を前記電力受信部として受信する電力受信コイルと、前記被検体からの前記核磁気共鳴信号を検出する要素コイルとを別々の構成として有する
　ことを特徴とする請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置。
　請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
　前記電力送信部は、磁気共鳴イメージング装置から撮像領域にＲＦパルスが送信されている期間と、前記ＲＦコイル装置により前記核磁気共鳴信号が検出されている期間とを含めて、前記ＲＦコイル装置に対して電力を継続的に無線送信する
　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
　請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
　前記電力送信部は、磁気共鳴イメージング装置から撮像領域にＲＦパルスが送信されている期間を避けて、電力を前記ＲＦコイル装置に無線送信する
　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
　請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
　前記電力送信部は、前記ＲＦコイル装置により前記核磁気共鳴信号が検出されている期間を避けて、電力を前記ＲＦコイル装置に無線送信する
　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
　請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
　前記電力送信部は、磁気共鳴イメージング装置から撮像領域にＲＦパルスが送信されている期間と、前記ＲＦコイル装置により前記核磁気共鳴信号が検出されている期間とを避けて、電力を前記ＲＦコイル装置に無線送信する
　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
　被検体から発せられる核磁気共鳴信号を検出する要素コイルが含まれるＲＦコイル装置であって、
　共振器結合方式で無線送信される電力を受信する電力受信部と、
　電力受信部により受信された電力を消費することで、前記要素コイルにより検出された前記核磁気共鳴信号をデジタル化すると共に、デジタル化された前記核磁気共鳴信号を磁気共鳴イメージング装置に無線送信する信号送信部と
　を備えることを特徴とするＲＦコイル装置。
請求項１１記載のＲＦコイル装置において、
　前記電力受信部は、前記磁気共鳴イメージング装置から共振器結合方式で無線送信される交流電力を受信するアンテナとして機能する電力受信コイルを有する
　ことを特徴とするＲＦコイル装置。
　請求項１２記載のＲＦコイル装置において、
　充放電素子と、整流器とを更に備え、
　前記電力受信部は、受信した前記交流電力を前記整流器に入力し、
　前記整流器は、前記交流電力から直流電流を生成し、前記充放電素子に対する充電電流として、前記直流電流を出力する
　ことを特徴とするＲＦコイル装置。