CN102958432B - 高频线圈及使用了该高频线圈的磁共振摄像装置 - Google Patents

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Abstract

本发明公开一种在隧道型MRI装置中，不会导致制造成本的增大，且不会大幅降低照射效率或摄影区域中的照射分布的均匀性，且确保宽的检查空间的技术。本发明提供一种RF线圈单元，其在筒状的高频屏蔽体的内侧将四个部分筒状线圈每两个对置且沿周向隔开间隔配置，并对由各部分筒状线圈生成的磁场进行合成，由此生成圆偏振波或椭圆偏振波磁场。部分筒状线圈具备部分筒状导体、与高频屏蔽体的中心轴实质上平行的多个第一导体、将各第一导体的两端和部分筒状导体连接的多个电容器、以及与第一导体的至少一方的端部相邻的第二导体。向各部分筒状线圈分别供给基准频率相同且具有所期望的振幅比及相位差的高频信号。

Description

高频线圈及使用了该高频线圈的磁共振摄像装置
技术领域
本发明涉及磁共振摄像(MRI：Magnetic Resonance Imaging)装置，并涉及进行电磁波的照射、核磁共振信号的检测的高频线圈。
背景技术
MRI装置是使横切检查对象的任意的截面内的核自旋引起磁共振，并根据产生的核磁共振信号来得到该截面内的断层像的医用图像诊断装置。当对置于静磁场中的被检体施加倾斜磁场，并同时通过高频线圈(RF线圈)来照射高频磁场时，被检体内的核自旋、例如氢原子的核自旋被激发，在被激发的核自旋返回平衡状态时，产生圆偏振波磁场而作为核磁共振信号。利用RF线圈来检测该信号，并实施信号处理而使生物体内的氢原子核分布图像化。
照射高频磁场的RF线圈要求有均匀的照射强度分布和高的照射效率。照射强度分布在进行图像化的区域中，期望区域内的照射强度相对于区域内的照射强度的最大值为70％以上。这是由于当照射强度分布的不均匀较大时，因被检体内的部位的不同而核自旋的激发状态产生差异，从而在得到的图像中产生对比度的不均或人为因素。
通常，在圆筒型(隧道型)的MRI装置中，作为在高频磁场的照射所使用的RF线圈中具有均匀的照射强度分布的线圈，已知有鸟笼型线圈(例如，参照专利文献1)或TEM型线圈(例如，参照非专利文献1)这样的圆筒状RF线圈。
另外，作为提高照射效率的方法，存在正交相位检波(QD：QuadratureDetection)方式(例如，参照专利文献2、非专利文献2、非专利文献3)。QD方式为如下这样的方法：使用照射的高频磁场的方向相互正交的两个RF线圈，并以使各RF线圈照射的高频磁场的时间相位的相位差成为90度的方式照射高频磁场。通过使用QD方式，能够以高效率照射激发氢原 子的核自旋的圆偏振波磁场，因此与通过一个RF线圈进行照射的情况相比，理论上照射强度提高倍。另外，当换算为照射电力时，电力为1/2即可，照射电力的效率提高2倍。在鸟笼(バ一ドケ一ジ)型线圈或TEM型线圈(以下，称为圆筒状RF线圈)的情况下，通过将照射中使用的两个供电口配置在相互正交的位置，由此能够通过一个线圈进行基于该QD方式的高频磁场的照射。
使用圆筒状RF线圈的隧道型MRI装置由于直径小，且隧道的长度也长，因此对于胖人或幽闭恐怖的人而言压力较大。为了消除该情况，要求有一种具备宽的直径和短的隧道的开放性优良的检查空间宽的MRI装置。另外，近些年，存在在MRI装置内部设置造影剂喷射设备、非磁性的治疗设备，来进行精密诊断或治疗的情况。因此，为了确保在被检体的附近设置的各种设备的设置空间，也要求为检查空间宽的MRI装置。
隧道型MRI装置具有从外部到隧道内部顺次配置静磁场磁体、倾斜磁场线圈、RF屏蔽体、RF线圈这样的结构。RF线圈的内侧的空间为配置被检体的检查空间。因此，为了扩宽被检体所进入的检查空间，只要增大位于最外侧的静磁场磁体的内径即可。但是，静磁场磁体的尺寸的增大会导致大幅的制造成本的增大。
通常，在RF屏蔽体与RF线圈之间设有10mm至40mm左右的距离。考虑例如通过缩短该距离来扩宽检查空间。但是，当使RF屏蔽体和RF线圈接近时，为了消除高频磁场而使在RF屏蔽体上流过的高频屏蔽电流增加，从而使高频磁场的照射效率大幅降低。
因此，考虑将圆筒状RF线圈的线圈导体局部除去，或隔开间隔配置多个RF线圈，由此使检查空间局部地扩宽的方法。作为将线圈导体局部除去来扩宽检查空间的例子，存在将鸟笼型线圈的对置的部分的导体局部去掉，而使两个半圆筒状的鸟笼型线圈对置配置的结构(例如，参照非专利文献4)。另外，作为将两个RF线圈隔开间隔而对置配置来扩宽检查空间的例子，存在由屏蔽体和面状的导体结构体构成的部分天线(例如，参照专利文献3)。
【在先技术文献】
【专利文献】
【专利文献1】美国专利4916418号说明书
【专利文献2】日本专利第3095402号公报
【专利文献3】日本专利第3471862号公报
【非专利文献】
【非专利文献1】J.T.Vaughan等著，“面向临床用磁共振成像及磁共振光谱学的高频容积线圈(High frequency volume coils for clinicalnuclear magnetic resonance imaging and spectroscopy)”，磁共振医学(Magnetic Resonance in Medicine)，Vol.32，pp.206-218(1994)
【非专利文献2】C.N.Chen等著，“正交相位检波线圈-提高倍以上的灵敏度(Quadrature Detection Coils-A FurtherImprovement inSensitivity)”，磁共振杂志(Journal of Magnetic Resonance)，Vol.54，pp.308-327(1983)
【非专利文献3】G.H.Glover等著，“MRI中的直线偏振波检测方式和圆偏振波检测方式的比较(Comparison of Linear and CircularPolarization for Magnetic Resonance Imaging)”，磁共振杂志(Journalof Magnetic Resonance)，Vol.64，pp.255-270(1985)
【非专利文献4】J.M.Jin等著，“包含面向MRI应用的屏蔽效果的开路线圈的分析(Analysis of open coils including shielding effectsfor MRI applications)”，开关磁阻电机，第十二年度会议和展览摘要(Book of Abstracts SMRM 12th Annual Meeting and Exhibition)，pp.1354(1993)
【发明的概要】
【发明要解决的课题】
然而，在使两个半圆筒状的鸟笼型线圈对置且隔开间隔配置的情况下，由于将圆筒状RF线圈的一部分去掉，因此线圈所产生的高频磁场成为与线圈对置的平行的直线偏振波磁场，与QD方式相比，照射电力效率减半。另外，由屏蔽体和面状的导体结构体构成的部分天线是将两个静磁场磁体对置配置的开路型MRI装置用的RF线圈，难以直接作为隧道型MRI装置的RF线圈使用。
发明内容
本发明鉴于上述情况而提出，其目的在于提供一种在隧道型MRI装置中，不会导致制造成本的增大，且不会使照射效率或摄影区域中的照射分布的均匀性大幅降低，并确保宽的检查空间的技术。
【用于解决课题的手段】
本发明提供一种RF线圈单元，其在筒状的高频屏蔽体的内侧将四个部分筒状线圈每两个对置且隔开间隔配置，并对由各部分筒状线圈生成的磁场进行合成，由此生成圆偏振波或椭圆偏振波磁场。部分筒状线圈具备部分筒状导体、与高频屏蔽体的中心轴实质上平行的多个第一导体、将各第一导体的两端和部分筒状导体连接的多个电容器、与第一导体的至少一方的端部相邻的第二导体。向各部分筒状线圈分别供给基准频率相同且具有所期望的振幅比及相位差的高频信号。
具体而言，提供一种高频线圈，其具备筒状的高频屏蔽体、第一高频线圈及第二高频线圈，所述高频线圈的特征在于，所述第一高频线圈及所述第二高频线圈具备在所述高频屏蔽体的内侧沿周向隔开间隔配置且分别夹着所述高频屏蔽体的中心轴而对置的两个部分筒状线圈，所述部分筒状线圈分别具备：与所述中心轴同轴的部分筒状导体；配置在所述部分筒状导体的内侧，且与所述中心轴实质上平行的多个第一导体；将所述第一导体的两端分别与所述部分筒状导体连接的多个第一电容器；以及将所述第一导体的至少一方的端部与相邻的所述第一导体的端部短路的一个以上的第二导体。
另外，提供一种高频线圈单元，其具备上述的高频线圈和高频信号控制机构，所述高频线圈单元的特征在于，所述高频信号控制机构具备第一信号分配合成机构、与所述第一高频线圈及所述第二高频线圈分别连接的两个第二信号分配合成机构，所述第一信号分配合成机构向所述两个第二信号分配合成机构分别供给相位差为90度的高频信号，并且将一方的信号的相位移位90度来对从各第二信号分配合成机构供给的高频信号进行合成，所述第二信号分配合成机构向所述第一高频线圈及所述第二高频线圈各自的两个部分筒状线圈分别供给相位差为180度的高频信号，并且将一方的信号的相位移位180度来对从该两个部分筒状线圈供给的信号进 行合成。
并且，还提供一种磁共振摄像装置，其具备：形成静磁场的静磁场形成机构；形成倾斜磁场的倾斜磁场形成机构；形成高频磁场的高频磁场形成机构；将所述高频磁场向检查对象施加并检测来自检查对象的核磁共振信号的发送接收用线圈；对由所述发送接收用线圈检测出的核磁共振信号进行处理的信号处理机构；对所述倾斜磁场形成机构、所述高频磁场形成机构及所述信号处理机构的动作进行控制的控制机构，所述磁共振摄像装置的特征在于，作为所述发送接收用线圈，使用上述的高频线圈单元。
另外，上述的高频线圈还具备对所述第一高频线圈与所述第二高频线圈之间的磁耦合进行调整的磁耦合调整机构，所述磁耦合调整机构为至少插入有一个第二电容器的导体环，其配置在所述第一高频线圈与所述第二高频线圈之间的多个间隙中的相对于所述中心轴处于轴对称的位置的一对间隙内，所述第二电容器的值可以以在所述第一高频线圈与所述第二高频线圈之间不产生磁耦合的方式进行调整。
另外，所述磁耦合调整机构为将第三电容器和调整用电感器串联连接的多个磁耦合调整用电路，其配置在所述第一高频线圈和所述第二高频线圈之间的多个间隙中的相对于所述中心轴处于轴对称的位置的一对间隙内，所述第三电容器与所述第一导体的端部连接，所述调整用电感器与所述部分筒状导体连接，且以在与所述第一高频线圈及所述第二高频线圈分别连接的所述调整用电感器之间相互产生磁耦合的方式配置，所述调整用电感器的相互感应的值和所述第三电容器的值可以以在所述第一高频线圈与所述第二高频线圈之间不产生磁耦合的方式进行调整。
另外，所述第一电容器可以以使所述各部分筒状线圈在所述高频信号的频率下发生共振的方式进行调整。
【发明效果】
根据本发明，在隧道型MRI装置中，不会导致制造成本的增大，且不会大幅降低照射效率、摄影区域中的照射分布的均匀性，并能够确保宽的检查空间。
附图说明
图1是第一实施方式的MRI装置的外观图。
图2是表示第一实施方式的MRI装置的简要结构的框图。
图3是用于说明第一实施方式的RF线圈装置的说明图，(a)是从中心轴方向观察RF线圈装置而得到的图，(b)是从倾斜横向观察作为RF线圈装置的构成要素的部分筒状线圈而得到的图。
图4(a)是用于说明第一实施方式的RF线圈装置的第一RF线圈的说明图，(b)是用于说明第一实施方式的RF线圈装置的第二RF线圈的说明图。
图5是用于说明第一实施方式的RF线圈装置与高频信号分配/合成器、发送接收切换器、发送器、接收器的连接关系的说明图。
图6是用于说明在第一实施方式的RF线圈装置的部分筒状线圈中流过的电流的说明图。
图7(a)～(c)是用于说明第一实施方式的RF线圈装置的第一RF线圈的电流和产生磁场的说明图。
图8是用于说明通过第一实施方式的RF线圈装置产生的磁场的说明图。
图9(a)及(b)是用于说明第一实施方式的RF线圈装置的第RF线圈所产生的磁场的说明图。
图10(a)及(b)是用于说明在第一实施方式的RF线圈装置的部分筒状线圈中流过的感应电流的说明图。
图11是用于说明通过第一实施方式的RF线圈装置扩大的检查空间的说明图。
图12(a)及(b)是用于说明第一实施方式的RF线圈装置的部分筒状线圈的变形例的说明图。
图13是用于说明第一实施方式的RF线圈装置的另一例的说明图。
图14是用于说明第二实施方式的RF线圈装置的说明图，(a)是从中心轴方向观察RF线圈装置而得到的图，(b)是从倾斜横向观察作为RF线圈装置的构成要素的部分椭圆筒状线圈而得到的图。
图15(a)～(c)是用于说明第二实施方式的RF线圈装置的第一RF线圈的电流和产生磁场的说明图。
图16是用于说明通过第二实施方式的RF线圈装置产生的磁场的说明图。
图17是表示第二实施方式的RF线圈装置所产生的高频磁场的强度比与角度θd的关系的曲线图。
图18是用于说明在第二实施方式的RF线圈装置中确定间隙的周向的长度的方法的说明图，(a)及(b)是表示部分筒状线圈的磁耦合的状态的图，(c)是表示在部分筒状线圈中流过的感应电流与第二间隙的周向的长度的关系的曲线图。
图19是用于说明第三实施方式的RF线圈装置的说明图，(a)是从中心轴方向观察RF线圈装置而得到的图，(b)是从通过中心轴且与xz平面平行的平面观察部分椭圆筒状线圈而得到的图。
图20(a)及(b)是表示在第三实施方式的RF线圈装置的部分筒状线圈中流过的感应电流与第二间隙的周向长度的关系的曲线图。
图21是用于说明第三实施方式的RF线圈装置的变形例的说明图，(a)是从中心轴方向观察RF线圈装置而得到的图，(b)是从通过中心轴且与xz平面平行的平面观察部分椭圆筒状线圈而得到的图。
图22是表示第四实施方式的MRI装置的简要结构的框图。
图23是用于说明第四实施方式的RF线圈装置的说明图，(a)是从中心轴方向观察RF线圈装置而得到的图，(b)是从倾斜横向观察作为RF线圈装置的构成要素的部分筒状线圈而得到的图。
图24(a)是用于说明第四实施方式的RF线圈装置的失谐电路的结构及连接的说明图，(b)是失谐电路的另一例的电路图。
图25(a)是用于说明第四实施方式的表面线圈的说明图，(b)是用于说明表面线圈的失谐电路的结构及连接的说明图。
图26是用于说明第四实施方式的RF线圈装置的变形例的说明图，(a)是从中心轴方向观察RF线圈装置而得到的图，(b)是从倾斜横向观察作为RF线圈装置的构成要素的部分筒状线圈而得到的图。
图27是用于说明第四实施方式的RF线圈装置的变形例的失谐电路的结构及连接的说明图。
图28是用于说明第五实施方式的RF线圈装置的说明图，(a)是从中 心轴方向观察RF线圈装置而得到的图，(b)是从倾斜横向观察作为RF线圈装置的构成要素的部分筒状线圈而得到的图。
具体实施方式
《第一实施方式》
以下，对适用本发明的第一实施方式进行说明。以下，在用于说明本发明的实施方式的全部图中，具有同一功能的构件标注同一符号，并省略其重复的说明。
首先，对本实施方式的MRI装置的整体结构进行说明。图1是本实施方式的MRI装置的外观图，图中，坐标系900的z轴的方向为静磁场方向。本实施方式的MRI装置100具备水平磁场方式的磁体110和工作台120。被检体10在躺在工作台120上的状态下被插入到磁体110的膛室内的摄像空间而进行摄像。另外，以下，在本说明书中，将静磁场方向作为z方向，在工作台120的面上，将与z方向正交的方向作为x方向，将与工作台面正交的方向作为y方向。
图2是表示本实施方式的MRI装置100的简要结构的框图。与图1相同的要素由相同的符号表示。在本图中，920表示静磁场(B0)的方向。
本实施方式的MRI装置100具备：水平磁场方式的磁体110；倾斜磁场线圈210；用于调整静磁场均匀度的匀场线圈220；倾斜磁场电源230；匀场电源240；将高频磁场向被检体照射(发送)，并检测(接收)从所述被检体产生的核磁共振信号而将其作为检测信号输出的发送接收线圈310；与发送及接收的时刻对应而切换高频信号的接通和断开的发送接收切换器320；高频信号分配/合成器370；发送器330；接收器340；程序控制器410；计算机510；显示装置520；以及存储装置530。
倾斜磁场线圈210及匀场线圈220分别与倾斜磁场电源230、匀场电源240连接，通过从倾斜磁场电源230及匀场电源240供给的倾斜磁场控制电流及匀场控制电流，分别将倾斜磁场及匀场磁场向摄影空间施加。
发送接收线圈310经由高频信号分配/合成器370与两个发送接收切换器320连接，发送接收切换器320分别与发送器330及接收器340连接。高频磁场照射用的高频信号通过发送接收切换器320及高频信号分配/合 成器370施加给发送接收线圈310，从而向被检体10照射(发送)高频磁场。在照射的高频磁场的作用下从被检体10产生的核磁共振信号由发送接收线圈310检测(接收)，检测出的信号通过高频信号分配/合成器370及发送接收切换器320，并由接收器340进行信号的放大及检波。由接收器340检波的信号经由A/D转换器(未图示)向计算机510输送。检波的信号或测定条件根据需要而保存在与计算机510连接的存储装置530中。
在计算机510中，对接收的信号进行图像再构成等信号处理。其结果是，显示在与计算机510连接的显示装置520上。另外，在计算机510中，进行MRI装置100整体的动作的控制。
程序控制器410按照来自计算机510的指示来进行控制，从而以预先被程序化的时刻、强度使各装置进行动作。具体而言，向倾斜磁场电源230、匀场电源240、发送接收切换器320、接收器340及发送器330发送命令。另外，在接收器340中，作为检波的基准的磁共振频率由程序控制器410置位。
在本实施方式中，对发送接收线圈310的形状和高频信号分配/合成器370的结构下工夫，使被检体10所进入的检查空间扩宽，在检查空间内至少将被检体10内的照射分布的均匀性维持为与以往同程度，关于该照射分布，维持与以往同程度的均匀性。首先，在本实施方式中，对作为发送接收线圈310使用的RF线圈装置311的详细情况进行说明。
图3及图4是用于说明本实施方式的RF线圈装置311的结构的图。图3(a)是从RF屏蔽体31(后述)的中心轴910的方向观察RF线圈装置311而得到的图，图3(b)是从倾斜横向观察作为RF线圈装置311的构成要素的部分筒状线圈51(后述)而得到的图，图4(a)是从RF屏蔽体31(后述)的中心轴910的方向观察第一RF线圈11(后述)而得到的图，图4(b)是从RF屏蔽体31(后述)的中心轴910的方向观察第二RF线圈21(后述)而得到的图。
如图3及图4所示，RF线圈装置311具备第一RF线圈11、第二RF线圈21、RF屏蔽体31。
如图3(a)所示，RF屏蔽体31由被检体10能够进入的大小的圆筒 状导体构成。RF屏蔽体31的圆筒状导体的厚度例如为50μm，从而使倾斜磁场通过，而屏蔽高频磁场。
如图3(a)及图4(a)所示，第一RF线圈11具备沿着RF屏蔽体31的内侧的周向配置在夹着中心轴910而对置的位置的两个部分筒状线圈51(51A及51C)。另外，如图3(a)及图4(b)所示，第二RF线圈21具备沿着RF屏蔽体31的内侧的周向配置在夹着中心轴910而对置的位置的两个部分筒状线圈51(51B及51D)。
第一RF线圈11和第二RF线圈21在RF屏蔽体31的内侧周向上隔开间隔而配置。在此，如图3(a)所示，第一RF线圈11和第二RF线圈21以包含中心轴910的yz平面为镜像面，而配置成镜像对称。此时，在部分筒状线圈51A与51B之间以及部分筒状线圈51C与51D之间分别设有周向的长度为G1的第一间隙81，另外，在部分筒状线圈51A与51D之间以及部分筒状线圈51B与51C之间分别设有周向的长度为G2的第二间隙82。另外，在本实施方式中，第一RF线圈11与第二RF线圈21的周向的间隔全部相等。即，长度G1与长度G2相同。
如图3(b)所示，部分筒状线圈51具备：部分筒状导体41；与中心轴910实质上平行的多个第一导体61；将第一导体61的两端分别与部分筒状导体41连接的多个第一电容器71；将第一导体61的两端与相邻的第一导体61的端部连接的多个第二导体62。在图3(b)中，例示出第一导体61为5根、第一电容器71为10个、第二导体62为8根的情况，但根数、个数不局限于此。
部分筒状导体41以与RF屏蔽体31具有相同中心轴910且与RF屏蔽体31的内侧的面(内壁)相接的方式配置。第一导体61在与部分筒状导体41保持恒定的距离，即与RF屏蔽体31具有相同中心轴910的假想的圆筒面上沿RF屏蔽体31的周向等间隔配置。另外，部分筒状导体41的厚度为50μm，从而使倾斜磁场通过，而屏蔽高频磁场。
部分筒状线圈51的第一电容器71的值调整成使由第一导体61、两个第一电容器71、部分筒状导体41构成的环63的共振频率与MRI装置100中使用的磁共振频率一致。
例如，在直径690mm、长度1000mm的RF屏蔽体31的内部，将具有 图3所示的结构的四个部分筒状线圈51(51A～51D)以第一间隙81的周向的长度G1及第二间隙82的周向的长度G2都为130mm的方式配置，使部分筒状线圈51(51A～51D)的第一导体61的尺寸为宽度40mm、长度540mm，使第二导体的尺寸为宽度45mm、长度54mm，并将第一导体61具有相同的中心轴910而沿着直径624mm的圆筒面配置，使环63的共振频率与64MHz一致，在该情况下，第一电容器71的值为42pF。
另外，由于部分筒状导体41与RF屏蔽体31电导通，因此能够将部分筒状导体41和RF屏蔽体31视为一体。
并且，如图5所示，各部分筒状线圈51(51A、51B、51C、51D)分别具备供电点374(第一供电点374A、第二供电点374B、第三供电点374C、第四供电点374D)，在第一电容器71上配置有供电点374。在图5中虽然省略，但在各部分筒状线圈51的供电点374与第一电容器71之间分别配置有阻抗调整电路。各部分筒状线圈51经由供电点374而从高频信号分配/合成器370供给高频信号，并将检测出的高频信号向高频信号分配/合成器370输出。
高频信号分配/合成器370以规定的相位差向构成RF线圈装置311的各部分筒状线圈51(51A、51B、51C、51D)供给高频信号，并将由各部分筒状线圈51(51A、51B、51C、51D)检测出的高频信号的相位差消除而进行合成。以下，将RF线圈装置311和高频信号分配/合成器370称为RF线圈单元301。
接着，对高频信号分配/合成器370的结构的详细情况，以及经由RF线圈装置311、高频信号分配/合成器370和发送接收切换器320的发送器330与接收器340的连接的详细情况进行说明。
如图5所示，高频信号分配/合成器370具备：作为第一信号分配合成机构的QD桥接岔路(hybrid)371；以及两个作为第二信号分配合成机构的0-180度分配/合成电路。将两个0-180度分配/合成电分别称为第一0-180度分配/合成电路372及第二0-180度分配/合成电路373。
QD桥接岔路371为2输入/2输出的电路，在输入信号为一个的情况下，将该信号分配成信号波形的相位差成为90度的两个信号而输出，在输入信号为两个的情况下，将一方的信号的相位移位90度而与另一方的 信号合成，并将合成后的信号输出。另外，第一0-180度分配/合成电路372及第二0-180度分配/合成电路373具有将一个高频信号分配成信号波形的相位差成为180度的两个高频信号的功能、和将两个高频信号中的一方的相位移位180度后将两个高频信号合成而进行输出的功能。
发送器330及接收器340分别经由发送接收切换器320与QD桥接岔路371连接。QD桥接岔路371的两个输出分别与第一0-180度分配/合成电路372和第二0-180度分配/合成电路373的输入连接。第一0-180度分配/合成电路372的两个输出分别与部分筒状线圈51A的第一供电点374A和部分筒状线圈51C的第三供电点374C连接，第二0-180度分配/合成电路373的两个输出分别与部分筒状线圈51B的第二供电点374B和部分筒状线圈51D的第四供电点374D连接。
发送接收切换器320按照来自程序控制器410的指示而进行接通断开控制。指示为在高频信号照射时，使与发送器330连接的发送接收切换器320接通，在核磁共振信号检测时，使与接收器340连接的发送接收切换器320接通。
另外，在图5中，在部分筒状线圈51的最外侧的第一电容器71处配置有供电点374，但供电点374的配置位置不局限于此，只要夹着第一电容器71配置即可。另外，在图5中，例示出第一导体61为5根的情况，但根数不局限于此，只要为2根以上即可。
接着，如以上所述，说明调整第一电容器71的值，且经由发送接收切换器320及高频信号分配/合成器370而与发送器330及接收器340连接的RF线圈装置311将高频磁场向被检体10照射，并且检测从被检体10产生的核磁共振信号而将其作为检测信号输出的情况。另外，如上所述，高频信号按照来自程序控制器410的指示而从发送器330输出，该程序控制器410由计算机510按照预先确定的程序进行控制。此时，与发送器330连接的发送接收切换器320通过来自程序控制器410的指示而接通。
如图5所示，当高频信号从发送器330经由发送接收切换器320而输入时，QD桥接岔路371将输入的高频信号以彼此的相位差成为90度的方式分配成两个高频信号，并分别向第一0-180度分配/合成电路372和第 二0-180度分配/合成电路373输出。第一0-180度分配/合成电路372将输入的高频信号以彼此的相位差成为180度的方式分配成两个高频信号，并分别施加给第一供电点374A和第三供电点374C。第二0-180度分配/合成电路373将输入的高频信号以彼此的相位差成为180度的方式分配成两个高频信号，并分别施加给第二供电点374B和第四供电点374D。
使用图6，对向供电点374施加高频信号时的部分筒状线圈51中流过的高频电流进行说明。当向部分筒状线圈51的第一电容器71施加高频信号时，由第一导体61、两个第一电容器71和部分筒状导体41构成的环63成为共振状态，且高频电流91沿着环63流动。此时，由于相邻的第一导体61的端部由第二导体62短路，因此在由第二导体62短路的第一导体61的端部产生的电位全部相同。由于第一导体61与部分筒状导体41的距离在多个第一导体61中分别恒定，因此第一导体61的电感全部相同，且第一导体61中流过的高频电流91全部同相位/同振幅。
使用图7，对将彼此的相位差成为180度的高频信号分别施加给第一供电点374A和第三供电点374C时的部分筒状线圈51A和51C的动作进行说明。另外，图7中为了使说明容易而省略第二RF线圈21。另外，使各部分筒状线圈51A及51C中流过的高频电流分别为91A及91C。
如图7(a)所示，在高频电流91A垂直于图7(a)的纸面朝向跟前而流过部分筒状线圈51A的第一导体61上时，由高频电流91A产生的高频磁场92A成为相对于RF屏蔽体31的中心处的坐标系900的x轴成45度的角度的直线偏振波磁场。这是由于第一间隙81的周向的长度G1与第二间隙82的周向的长度G2相同，且四个部分筒状线圈51(51A～51D)在坐标系900的x方向及y方向上对称配置的缘故。
另外，由于施加给部分筒状线圈51A和施加给部分筒状线圈51C的高频信号的相位差为180度，因此如图7(b)所示，在部分筒状线圈51C中流过的高频电流91C垂直于纸面朝向里侧而流动。此时，由高频电流91C产生的高频磁场92C成为与高频磁场92A相同的方向。
因此，如图7(c)所示，具备部分筒状线圈51A和部分筒状线圈51C的第一RF线圈11产生相对于坐标系900的x轴成45度的角度的高频磁场92E。另外，为了容易观察图，在图7(a)中省略部分筒状线圈51B、 51C、51D的记载，在图7(b)中省略部分筒状线圈51A、51B、51D的记载，在图7(c)中省略部分筒状线圈51B、51D的记载。
如图8所示，由具备部分筒状线圈51B和部分筒状线圈51D的第二RF线圈21产生的高频磁场92F与高频磁场92E成90度的角度。这是由于在本实施方式中，使第一间隙81的周向的长度G1及第二间隙82的周向的长度G2相等，因此第二RF线圈21具有以RF屏蔽体31的中心轴910为轴使第一RF线圈11旋转90度而得到的结构。因此，第一RF线圈11产生的高频磁场92E的磁场的方向与第二RF线圈21产生的高频磁场92F的磁场的方向彼此正交。
在此，由于施加给第一0-180度分配/合成电路372和第二0-180度分配/合成电路373的高频信号的相位差为90度，因此高频磁场92E与高频磁场92F的相位差为90度。因而，高频磁场92E与高频磁场92F的合成磁场在从坐标系900的z方向观察时为在xy面内旋转的磁场。这样，本实施方式的RF线圈装置311从高频信号分配/合成器370接受高频信号的供给，向RF屏蔽体31的内部与QD照射方式同样地照射旋转磁场。以下，将基于本实施方式的RF线圈单元301进行的高频磁场的照射也称为QD照射。
通过照射的高频磁场，核磁共振信号在从坐标系900的z方向观察时成为在xy面内旋转的磁场而从被检体10放射。RF线圈装置311按照互反定理，与照射高频磁场的情况同样地检测出在xy面内旋转的磁场。
具体而言，在第一供电点374A、第二供电点374B、第三供电点374C、第四供电点374D分别产生与核磁共振信号对应的高频信号。如图5所示，在第一供电点374A和第三供电点374C产生的高频信号向第一0-180度分配/合成电路372输入，在此将一方的信号的相位移位180度而进行合成。另外，在第二供电点374B和第四供电点374D产生的高频信号向第二0-180度分配/合成电路373输入，在此将一方的信号的相位移位180度而进行合成。由第一0-180度分配/合成电路372及第二0-180度分配/合成电路373合成的两个信号向QD桥接岔路电路371输入，在此将一方的信号的相位移位90度而进行合成并输出。接收时，与接收器340连接的发送接收切换器320通过来自程序控制器410的指示而接通，因此输出 经由发送接收切换器320向接收器340输送。
以上，本实施方式的RF线圈装置311从高频信号分配/合成器370接受高频信号的供给，将高频磁场向被检体10照射，并且检测从被检体10产生的核磁共振信号而将其作为检测信号经由高频信号分配/合成器370输出。因此，本实施方式的具备RF线圈装置311和高频信号分配/合成器370的RF线圈单元301作为MRI装置的发送接收线圈而进行动作。
接着，以下，对在本实施方式的RF线圈装置311的第一RF线圈11与第二RF线圈21之间不产生磁耦合的情况、即发送接收时上述的线圈之间为去耦状态的情况进行说明。另外，磁耦合通常是在使用两个以上的线圈的情况下，因线圈的配置而有时在线圈间产生的，其使线圈的照射强度降低，或使阻抗峰值分裂成两个而妨碍所期望的高频磁场的照射。
如图9(a)所示，当对第二RF线圈21施加高频信号时，在构成第二RF线圈21的两个部分筒状线圈51B、51D中分别流过高频电流91B、91D。此时，施加给两个部分筒状线圈51B、51D的高频信号的相位差为180度，因此高频电流91B、91D彼此反向流动。其结果是，产生高频磁场92F。当将高频磁场92F表示为磁通93时，如图9(a)所示，磁通93采用从两个部分筒状线圈51B、51D分别沿着RF屏蔽体31的内壁前进，与构成第一RF线圈11的两个部分筒状线圈51A、51C交链(鎖交)，并返回到原来的部分筒状线圈的路径。此时，RF屏蔽体31的中心轴910附近的磁通93成为与两个部分筒状线圈51A、51C对置的方向平行的方向。
在图9(b)中示出由第二RF线圈21产生的磁通93与部分筒状线圈51C的关系。在此，考虑出将部分筒状线圈51A、51C对置的方向作为y’轴、将部分筒状线圈51B、51D对置的方向作为x’轴、将RF屏蔽体31的中心轴910的方向作为z’轴的坐标系901。在坐标系901中，磁通93在RF屏蔽体31的中心轴910附近朝向-y’方向，但是由于存在RF屏蔽体31，因此在部分筒状线圈51C的附近分为+x’方向和-x’方向这两个方向。此时，朝向-x’方向的磁通93d和朝向+x’方向的磁通93b分别与由部分筒状线圈51C的第一导体61、两个第一电容器71、部分筒状导体41构成的环63交链。与环63交链的方向在磁通93d和磁通93b中相反。
如图10(a)所示，通过磁通93d，在部分筒状线圈51C上产生感应电流94d，该感应电流94d以在环63上产生朝向+x’方向的磁通的方向流过。另一方面，如图10(b)所示，通过磁通93b，在部分筒状线圈51C上产生感应电流94b，该感应电流94d以在环63上产生朝向-x’方向的磁通的方向流过。此时，由于在第一导体61上流过的高频电流全部同相位/同振幅，因此感应电流94d及感应电流94b在全部的第一导体61上流过。由于磁通93d和磁通93b的分布在x’轴方向上对称，因此感应电流94d和感应电流94b的大小彼此相等。但是，由于在第一导体61上流过的感应电流94d和感应电流94b的方向相反，因此在第一导体61上流过的感应电流94d和感应电流94b相抵。因而，不会在由第二RF线圈21产生的高频磁场的作用下而在第一RF线圈11的部分筒状线圈51C上流过感应电流。
根据四个部分筒状线圈51A、51B、51C、51D的配置的对称性，与部分筒状线圈51C对置而配置的部分筒状线圈51A也同样，不会因为由第二RF线圈21产生的高频磁场而产生感应电流。另外，不会在由第一RF线圈11产生的高频磁场的作用下而在第二RF线圈21的部分筒状线圈51B及51D上分别产生感应电流。因此，在第二RF线圈21与第一RF线圈11之间不会产生磁耦合。
对于以上说明的本实施方式的RF线圈装置311的检查空间的扩大的程度和性能，示出与以往使用的鸟笼线圈比较的结果。在此，作为性能，举出照射强度及照射分布的均匀度。两线圈的照射分布通过电磁场模拟来求得。
为了比较而使用的RF线圈装置311的规格如以下这样。RF屏蔽体31的直径为690mm，其长度为1000mm，部分筒状线圈51的第一导体61的尺寸为宽度40mm、长度540mm，其个数为5个，第二导体62的尺寸为宽度45mm、长度54mm，其个数为8个。第一导体61和第二导体62沿着共用RF屏蔽体31的中心轴910的直径为624mm的圆筒面上配置。另外，在RF屏蔽体31的内部将四个部分筒状线圈以第一间隙81的周向的长度G1和第二间隙的周向的长度82G2都为130mm的方式配置。各第一电容器71的值调整成使RF线圈装置311的共振频率成为64MHz。
作为比较的对象的鸟笼线圈为使用与RF线圈装置311相同尺寸的RF屏蔽体31，且沿着与RF屏蔽体31共用中心轴910的直径为624mm的圆筒面上配置有宽度为40mm的线圈元件的长度为540mm的高通型16梯级(rung)鸟笼线圈。也以使该鸟笼线圈的共振频率成为64MHz的方式来调整电容器的值。
在RF线圈装置311中，从高频信号分配/合成器370接受高频信号的供给，并基于本实施方式中说明的方法进行QD照射，在鸟笼线圈中，基于通常的QD方式进行照射。
线圈的照射强度较强地受到插入到线圈中的被检体10的影响。因此，将模拟人体的腹部的直径300mm、长度500mm的圆柱模型配置到使圆柱模型(phantom)的中心和中心轴分别共用RF屏蔽体31的中心和中心轴910的位置上来进行照射强度的计算。此时的模型的导电率为0.6[S/m]，相对介电常数为45。另外，由于照射分布较大地依赖于插入到线圈中的被检体10的形状，因此照射分布的均匀性在线圈中未插入圆柱模型的状态(无负载)下进行评价。
在RF线圈装置311中，在通过RF屏蔽体31的中心(作为原点)且垂直于中心轴910的平面上，以原点为中心的半径为150mm的区域中的每1W的照射强度的平均为0.294同一区域中的照射分布的均匀度为3.4％。另一方面，在高通型16梯级鸟笼线圈中，同一区域中的每1W的照射强度的平均为0.345照射分布的均匀度为2.3％。另外，照射分布的均匀度是将设定的区域内的照射强度的最大值与最小值之差相对于最大值与最小值之和的比率利用百分率来表示的值。
本实施方式的RF线圈装置311的照射强度是进行QD照射的高通型16梯级鸟笼线圈的85％。15％的差在发送器330的放大器的电力容量的富余度的范围内能够吸收，表示本实施方式的RF线圈装置311具有与以往的鸟笼线圈大致同等的照射强度。另外，对于均匀度而言，RF线圈装置311与鸟笼线圈的差非常小，为1％左右，表示本实施方式的RF线圈装置311也具有与鸟笼线圈同等的均匀的照射分布。
另一方面，对于检查空间而言，如图11所示，在使用RF线圈装置311的情况下，与使用鸟笼型线圈的情况相比，空间89在坐标轴900的x轴方向及y轴方向上扩大。具体而言，由于第一间隙81的周向的长度G1 及第二间隙82的周向的长度G2分别为130mm，因此在以RF屏蔽体31的中心为坐标系900的原点时，在y方向上的±65mm以内的区域中，x轴方向的空间89分别向左右各扩大33mm，共计扩大66mm，在x方向上的±65mm以内的区域中，y轴方向的空间89分别向上下各扩大33mm，共计扩大66mm。因此，通过代替16梯级鸟笼型线圈而使用本实施方式的RF线圈装置311，能够在维持同程度的照射强度、照射分布的均匀度的同时扩大检查空间。
如以上说明所示，根据本实施方式，能够在不增大磁体或倾斜磁场线圈的内径的情况下扩大被检体所进入的检查空间。此时，能够进行QD方式的照射(QD照射)，并且能够实现与以往的圆筒状RF线圈同程度的照射强度及照射分布的均匀性。
因此，根据本实施方式，在隧道型MRI装置中，能够提供一种与鸟笼型线圈相比，不会大幅降低照射效率及所期望的摄影区域中的照射分布的均匀性，且不会增大磁体或倾斜磁场线圈的内径，并能够确保宽的检查空间的发送接收线圈。
根据本实施方式，使用这样的发送接收线圈，能够构成不会增大磁体或倾斜磁场线圈的内径，且扩宽被检体所进入的检查空间而对被检体提供开放感的MRI装置、在检查空间内能够确保各种设备的设置空间的MRI装置。
另外，在本实施方式的部分筒状线圈51中，相邻的第一导体61的两端分别由第二导体62连接。这是为了使相邻的环63中流过的高频电流91成为同相位/同振幅，相邻的第一导体61的连接方法不局限于此。只要第一导体61的两端部中至少一方的端部通过第二导体62短路即可。例如图12(a)所示，在相邻的第一导体61的一方的端部中，可以仅将该一方向的端部利用第二导体62连接。另外，也可以如图12(b)所示，利用第二导体62将相邻的第一导体61的一方的端部交替地连接成曲折线(meander)状。
另外，在本实施方式中，使RF屏蔽体31及部分筒状导体41的厚度为50μm，但它们的厚度不局限于50μm。例如，也可以为切换倾斜磁场时产生的交流磁场的频率时的圆筒状导体的表皮深度程度，只要是使倾斜 磁场通过，而屏蔽高频磁场的厚度即可。另外，RF屏蔽体31及部分筒状导体41也可以为网状的导电性板，还可以是将表面由绝缘体覆盖的多个导电性板彼此局部重合地连续铺设而成的结构。即，RF屏蔽体31及部分筒状导体41只要是使倾斜磁场通过，而屏蔽高频磁场的结构即可。
另外，高频信号分配/合成器370的结构(内部配线)没有限定为上述图5所示的结构。高频信号分配/合成器370的输入信号及输出信号的振幅及相位的关系只要是满足上述的关系的结构即可。
另外，在本实施方式中，施加给第一供电点374A和第三供电点374C的高频信号的相位差以及施加给第二供电点374B和第四供电点374D的高频信号的相位差都为180度，但可以不严格地为180度。只要由相位差不是180度引起的RF线圈装置311的照射强度的降低在10％以内即可，可以为180度附近的规定的角度。另外，向第一0-180度分配/合成电路372和第二0-180度分配/合成电路373供给的高频信号的相位差为90度，但也可以不严格地为90度。只要由不是90度引起的RF线圈装置311的照射强度的降低为10％以内即可，可以为90度附近的规定的角度。
另外，在上述实施方式中，举出说明了部分筒状线圈51的部分筒状导体41以与RF屏蔽体31的内壁相接的方式配置，且被视为一体的情况，但两者的位置关系不局限于此。部分筒状导体41可以从RF屏蔽体31的内壁隔开规定的距离而配置。另外，也可以为部分筒状导体41与RF屏蔽体31一体的结构，即，为不具备部分筒状导体41而是RF屏蔽体31兼作部分筒状导体41的结构。
在此，在图13中示出各部分筒状线圈51(51A、51B、51C、51D)的部分筒状导体41从RF屏蔽体31的内壁隔开规定的距离而配置的例子(称为RF线圈装置312。)。但是，该情况下，为了不缩小RF线圈装置312的检查空间，优选部分筒状导体41与RF屏蔽体31的内壁之间的距离尽可能缩短。例如，优选为5mm以下。
另外，图13是从中心轴910的方向观察RF线圈装置312而得到的图，省略了供电点374。另外，RF线圈装置312仅部分筒状线圈51的部分筒状导体41从RF屏蔽体31的内壁分离这一点与图3所示的RF线圈装置311不同，其它的结构相同。
在RF线圈装置312中，由于在部分筒状线圈51中流过的高频电流91在部分筒状导体41上流过，因此即使部分筒状导体41从RF屏蔽体31分离，高频电流91的分布也不会变化。另外，对于由部分筒状线圈51产生的高频磁场的分布来说，仅部分筒状导体41从RF屏蔽体31的内壁分离的区域的附近不同，在部分筒状线圈51内部及配置有被检体10的内部空间中相同。
因此，具备RF线圈装置312的RF线圈单元与具备RF线圈装置311的RF线圈单元301同样地实现QD照射。即，根据RF线圈装置312，能够得到与RF线圈装置311同样的效果。
并且，在RF线圈装置312中，如图13所示，部分筒状线圈51从RF屏蔽体31隔开距离而配置。因此，即使在RF屏蔽体31的尺寸产生误差的情况下，也能够将部分筒状线圈51配置在所期望的位置，从而使线圈的位置精度提高。另外，在使RF屏蔽体31与倾斜磁场线圈210一体化的情况下，通过使部分筒状线圈51与RF屏蔽体31分离，能够防止倾斜磁场线圈210的振动直接向部分筒状线圈51传递的情况。由此，能够防止固定部分筒状线圈51所具备的电容器的焊料的劣化，从而使线圈的稳定性得以提高。
如以上说明所示，根据作为本实施方式的变形例的RF线圈装置312，在隧道型MRI装置中，能够提供一种与鸟笼型线圈相比，不会大幅降低照射效率及所期望的摄影区域中的照射分布的均匀性，且不会增大磁体或倾斜磁场线圈的内径，并能够确保宽的检查空间的发送接收线圈。并且，使发送接收线圈的位置精度及稳定性得以提高。
《第二实施方式》
接着，对适用本发明的第二实施方式进行说明。本实施方式的MRI装置基本上与第一实施方式同样。但是，与RF线圈装置所具备的RF屏蔽体、第一RF线圈及第二RF线圈形状不同。以下，着重于与第一实施方式不同的结构来说明本实施方式。另外，在本实施方式中，也将水平磁场方式的磁体110所产生的静磁场920的方向作为坐标系900的z轴方向。
图14是用于说明本实施方式的RF线圈装置313的结构的图。该RF线圈装置313作为图2的发送接收线圈310使用。图14(a)是从中心轴 910的方向观察RF线圈装置313而得到的图，图14(b)是从倾斜横向观察构成RF线圈装置313的第一RF线圈12及第二RF线圈22的部分椭圆筒状线圈52而得到的图。
本实施方式的RF线圈装置313具备第一RF线圈12、第二RF线圈22、以及RF屏蔽体32。本实施方式的RF屏蔽体32由被检体10能够进入的大小的椭圆筒形状的导体构成。截面的椭圆在坐标系900的x轴方向上具有长轴。第一RF线圈12具备沿着RF屏蔽体32的内侧的周向配置在夹着中心轴910而对置的位置的两个部分椭圆状线圈52(52A及52C)。另外，第二RF线圈22具备沿着RF屏蔽体32的内侧的周向配置在夹着中心轴910而对置的位置的两个部分椭圆状线圈52(52B及52D)。
第一RF线圈12和第二RF线圈22相对于包含中心轴910的面配置成面对称。此时，在部分椭圆筒状线圈52A与52B之间以及部分椭圆筒状线圈52C与52D之间分别设有周向的长度为G3的第一间隙83，另外，在部分椭圆筒状线圈52A与52D之间以及部分椭圆筒状线圈52B与52C之间分别设有周向的长度为G4的第二间隙84。另外，在本实施方式中，第一间隙83的周向长度G3和第二间隙84的周向的长度G4以在第一RF线圈12与第二RF线圈22之间不产生磁耦合的方式确定。关于确定方法在后面叙述。
如图14(b)所示，部分椭圆筒状线圈52具备：部分椭圆筒状导体42；与中心轴910实质上平行的多个第一导体61；将第一导体61的两端分别与部分椭圆筒状导体42连接的多个第一电容器71；将第一导体61的两端分别与相邻的第一导体61的端部连接的多个第二导体62。在图14(b)中，例示出第一导体61为5根、第一电容器71为10个、第二导体62为8根的情况，但根数、个数不局限于此。部分椭圆筒状导体42以与RF屏蔽体32的内侧的面(内壁)相接的方式配置。
在此，在第一实施方式的RF线圈装置311及RF线圈装置312中，RF屏蔽体31(部分筒状导体41)与部分筒状线圈51的第一导体61及第二导体62的距离恒定。但是，在本实施方式的RF线圈装置313中，各第一导体61以随着从RF屏蔽体32(部分椭圆筒状导体42)的中心轴朝向长轴方向而与RF屏蔽体32的内壁的距离变小的方式配置。即，在本实施方 式中，部分椭圆筒状线圈52的第一导体61及第二导体62与RF屏蔽体32(部分椭圆筒状导体42)的距离以随着从中心轴910沿着x轴方向朝向外侧而变窄的方式配置。但是，第一导体61在周向上与第一实施方式同样地等间隔配置。
此时，构成第一RF线圈12的部分椭圆筒状线圈52A及52C、以及构成第二RF线圈22的部分椭圆筒状线圈52B及52D分别具有相对于中心轴910成为180度的旋转对称的形状。
如图14(a)所示，本实施方式的RF线圈装置313中，若RF屏蔽体32的短轴(y轴方向的直径)为与第一实施方式的RF屏蔽体31的y轴方向的直径相同的长度，则x轴方向的直径比RF屏蔽体31的直径长。因此，与RF线圈装置311相比，被检体10与RF屏蔽体32之间的空间88扩大。
另外，在本实施方式中，配置在RF线圈装置313的部分椭圆筒状线圈52中的多个第一电容器71的值按配置的位置进行调整。调整方法如以下所示。
在去掉部分椭圆筒状线圈52的第二导体62的状态下，将由第一导体61、两个第一电容器71和部分椭圆筒状导体42构成的多个环(在图14中为五个)分别作为环63。首先，按各环63以使环63单体动作时的共振频率成为同一频率的方式对第一电容器71的值分别进行调整。接着，连接第二导体62，并在维持调整后的各环63的第一电容器71的值的比的同时，以与RF线圈装置313中使用的磁共振频率一致的方式对各第一电容器71的值进行调整。
在本实施方式中，部分椭圆筒状线圈52以第一导体61与部分椭圆筒状导体42的距离随着从中心轴910沿着x轴方向朝向外侧而变窄的方式进行配置。由于随着第一导体61与部分椭圆筒状导体42的距离变近，而第一导体61的电感的值降低，因此在本实施方式中，随着从中心轴910沿着x轴方向朝向外侧，而第一导体61的电感的值降低。因此，当以使各环63的共振频率一致的方式调整第一电容器71的值时，第一电容器71的值表现出随着从中心轴910沿着x轴方向朝向外侧而变大的倾向。
另外，本实施方式的RF线圈装置313的各供电点的配置、经由高频信号分配/合成器370及发送接收切换器320的发送器330与接收器340 的连接与图5所示的第一实施方式的连接方式同样。即，虽然在图14中省略，但部分椭圆筒状线圈52A具备第一供电点，部分椭圆筒状线圈52B具备第二供电点，部分椭圆筒状线圈52C具备第三供电点，部分椭圆筒状线圈52D具备第四供电点，且分别接受高频信号的供给，并且检测产生的高频磁场。各供电点与第一实施方式同样地配置在夹着第一电容器71的位置。
接着，对以上那样调整的RF线圈装置313将高频磁场向被检体10照射，并且检测从所述被检体10产生的核磁共振信号而将其作为检测信号输出的情况进行说明。
如上所述，RF线圈装置313与发送器330的连接关系与第一实施方式相同。因此，从发送器330施加的高频信号由高频信号分配/合成器370分配为四个，分别施加给RF线圈装置313的第一供电点、第二供电点、第三供电点及第四供电点。此时，在第一供电点和第三供电点上分别施加的信号的相位差与在第二供电点和第四供电点上分别施加的信号的相位差都为180度，在第一供电点和第二供电点上分别施加的信号的相位差为90度。
在对各供电点施加高频信号时，在部分椭圆筒状线圈52的多个第一导体61中流过的高频电流的相位与第一实施方式同样，为同相位。但是，高频电流的振幅表现出随着从中心轴910沿着x轴方向朝向外侧变大的倾向。这是由于第一电容器71的值随着从中心轴910沿着x轴方向朝向外侧而变大，并且通过第二导体62将相邻的第一导体的端部短路来将短路的第一导体的端部的电位保持为恒定的缘故。
使用图15，对将彼此的相位差成为180度的高频信号分别向第一供电点和第三供电点施加时的部分椭圆筒状线圈52A和52C的动作进行说明。另外，为了使说明容易，在图15(a)中，省略部分椭圆筒状线圈52B、52C、52D，在图15(b)中，省略部分椭圆筒状线圈52A、52B、52D，在图15(c)中，省略第二RF线圈22。
在将高频信号施加给第一供电点时，若在部分椭圆筒状线圈52A的多个第一导体61中垂直于图15(a)的纸面朝向跟前而流过相同相位且振幅随着从中心轴910沿着x轴方向朝向外侧变大的高频电流95A，则RF 屏蔽体32的中心处的高频磁场96A朝向相对于坐标系900的x轴成角度θ1的方向产生。
另外，由于施加给部分椭圆筒状线圈52A和部分椭圆筒状线圈52C的高频信号的相位差为180度，因此在部分椭圆筒状线圈52C中流过的高频电流95C垂直于图15(b)的纸面而朝向里侧，且为相同的相位，并且振幅随着从中心轴910沿着x轴方向朝向外侧而变大。此时，由于部分椭圆筒状线圈52A与部分椭圆筒状线圈52C的形状相对于中心轴910处于180度的旋转对称的关系，因此由高频电流95C产生的高频磁场96C成为与高频磁场96A相同的方向。
因此，如图15(c)所示，由部分椭圆筒状线圈52A和部分椭圆筒状线圈52C构成的第一RF线圈12产生相对于坐标系900的x轴成角度θ1的高频磁场96E。
另外，由于第二RF线圈22相对于第一RF线圈12处于以包含中心轴910的yz平面为镜像面的镜像对称的位置，因此如图16所示，通过由部分椭圆筒状线圈52B和部分椭圆筒状线圈52D构成的第二RF线圈22产生的高频磁场96F相对于坐标系900的x轴成角度θ2＝180°-θ1。
高频磁场96E与高频磁场96F所成的角度θd为θd＝θ2-θ1。角度θ d由部分椭圆筒状线圈52的多个第一导体61的配置、第一间隙83的周向的长度G3及第二间隙84的周向的长度G4决定，表示0度至180度之间的值。
此时，由于施加给第一0-180度分配/合成电路372和第二0-180度分配/合成电路373的高频信号的相位差为90度，因此高频磁场96E与高频磁场96F的相位差为90度，高频磁场96E与高频磁场96F的合成磁场在从坐标系900的z方向观察时成为在xy面内旋转的椭圆偏振波磁场。另外，在θd为90度时，成为圆偏振波磁场。因此，RF线圈装置313向RF屏蔽体32的内部照射椭圆偏振波磁场(包括圆偏振波磁场)。
图17中示出高频磁场96E和高频磁场96F的合成磁场的每1W的圆偏振波磁场强度(B12)与从第一RF线圈12照射的高频磁场96E的每1W的圆偏振波磁场强度(B1)之比(B12/B1)，和角度θd的关系。如该图所示，示出合成磁场的每1W的圆偏振波磁场强度(B12)在角度θd的全部的范围 内为1以上，在θd＝90度时最大为
通过照射的高频磁场，核磁共振信号从坐标系900的z方向观察时成为在xy面内旋转的磁场而从被检体10放射。RF线圈装置313按照互反定理，与照射高频磁场的情况同样，检测出在xy面内旋转的磁场。
如以上说明的那样，具备RF线圈装置313和高频信号分配/合成器370的RF线圈单元作为将高频磁场向被检体10照射，并且检测从所述被检体10产生的核磁共振信号而将其作为检测信号输出的发送接收线圈来进行动作。
接着，使用图18，对本实施方式的第一间隙83的周向的长度G3和第二间隙84的周向的长度G4的确定方法进行说明。它们的长度以在第一RF线圈12与第二RF线圈22之间不产生磁耦合的方式确定。
在部分椭圆筒状线圈52A的多个第一导体61中垂直于图18(a)的纸面朝向跟前而流过相同的相位且振幅随着从中心轴910沿着x轴方向朝向外侧而变大的高频电流95A时，由高频电流95A产生的第一磁通97沿着RF屏蔽体32的内壁从部分椭圆筒状线圈52C朝向部分椭圆筒状线圈52A而相对于部分椭圆筒状线圈52B的环63交链。因此，在部分椭圆筒状线圈52B的第一导体61上垂直于图18(a)的纸面朝向里侧而流过第一感应电流(IA)。
另一方面，对于在部分椭圆筒状线圈52C中流过的高频电流95C而言，施加给部分椭圆筒状线圈52A和部分椭圆筒状线圈52C的高频信号的相位差为180度。因此，如图18(b)所示，由高频电流95C产生的第二磁通98沿着RF屏蔽体32的内壁从部分椭圆筒状线圈52A朝向部分椭圆筒状线圈52C而相对于部分椭圆筒状线圈52B的环63交链。其结果是，在部分椭圆筒状线圈52B的第一导体61上垂直于图18(a)的纸面朝向跟前而流过第二感应电流(IC)。此时，第一感应电流和第二感应电流的大小依赖于第一间隙83的周向的长度G3和第二间隙84的周向的长度G4。
在此，考虑使部分椭圆筒状线圈52A～52D沿着RF屏蔽体32的内壁移动。
首先，固定其它部分椭圆筒状线圈52A、52C，使部分椭圆筒状线圈52B向部分椭圆筒状线圈52A这一方移动。此时，随着部分椭圆筒状线圈 52B接近部分椭圆筒状线圈52A，而第一感应电流(IA)的值增加，并且由于部分椭圆筒状线圈52B从部分椭圆筒状线圈52C离开，因此第二感应电流(IC)减少。另外，部分椭圆筒状线圈52D伴随部分椭圆筒状线圈52B的移动，部分椭圆筒状线圈52B及52D移动到相对于中心轴910成为180度的旋转对称的位置。
相反，使部分椭圆筒状线圈52B向部分椭圆筒状线圈52C这一方移动。随着部分椭圆筒状线圈52B接近部分椭圆筒状线圈52C，第二感应电流(IC)的值增加，并且由于部分椭圆筒状线圈52B从部分椭圆筒状线圈52A离开，因此第一感应电流(IA)减少。
因此，第一感应电流(IA)的绝对值及第二感应电流(IC)的绝对值与第二间隙84的周向的长度G4的关系能够如图18(c)所示那样表示。在图18(c)中，纵轴是感应电流的绝对值(I)，横轴是第二间隙84的周向的长度G4。如该图所示，在第二间隙84的周向的长度G4b处，第一感应电流(IA)的绝对值与第二感应电流(IC)的绝对值的大小相等。此时，由于第一感应电流(IA)和第二感应电流(IC)的方向相反，因此在部分椭圆筒状线圈52B中不会流过由部分椭圆筒状线圈52A和部分椭圆筒状线圈52C产生的感应电流。即，若第二间隙84的周向的长度为G4b，则能够实现不产生磁耦合的状态。由此，将第二间隙84的周向的长度G4确定为G4b。与此相伴，也确定第一间隙83的周向的长度G3。
在本实施方式中，这样探索第一感应电流(IA)的绝对值与第二感应电流(IC)的绝对值的大小相等的位置，来决定第二间隙84的周向的长度G4b及第一间隙83的周向的长度G3。因此，在将第二间隙84的周向的长度G4确定为G4b时，需要确认在部分椭圆筒状线圈52B中没有流过感应电流的情况。这例如能够使用网络分析器来确认。即，将网络分析器的第一口经由第一0-180分配/合成电路372与部分椭圆筒状线圈52A和部分椭圆筒状线圈52C连接，将网络分析器的第二口与部分椭圆筒状线圈52B连接，根据第一口和第二口的通过特性(S12)来进行判断。另外，还能够通过电磁场模拟来确认。
以上，说明了以在第一RF线圈12与第二RF线圈22之间不产生磁耦合的方式确定第一间隙83的周向的长度G3和第二间隙84的周向的长度G4的方法。
接着，对于本实施方式的RF线圈装置313的检查空间的扩大的程度和照射强度及照射分布的均匀度，示出与以往使用的鸟笼线圈比较而得到的结果。两线圈的照射分布通过电磁场模拟来求得。
为了比较而使用的RF线圈装置313的规格如以下这样。椭圆筒状的RF屏蔽体32的长轴方向的直径为700mm，短轴方向的直径为635mm，长度为1000mm，部分椭圆筒状线圈52的第一导体61的尺寸为宽度40mm、长度540mm，其个数为5个，部分椭圆筒状线圈52的第二导体62的尺寸为宽度45mm、长度36mm，其个数为8个。第一导体61及第二导体62沿着共用RF屏蔽体32的中心轴910的长轴方向的直径为680mm、短轴方向的直径为575mm的椭圆筒面上配置。另外，第一间隙83的周向的长度G3和第二间隙84的周向的长度G4分别为184mm、152mm。各第一电容器71的值调整成使RF线圈装置313的共振频率成为64MHz。
另外，为了比较而使用的鸟笼线圈为使用与RF屏蔽体32相同尺寸的椭圆筒状的RF屏蔽体，为540mm的高通型16梯级椭圆鸟笼线圈，沿着与配置有第一导体61和第二导体62的椭圆筒面相同尺寸的椭圆筒面上配置有宽度为40mm的线圈元件的长度。该鸟笼线圈也以使共振频率成为64MHz的方式对电容器的值进行调整。
在RF线圈装置313中，基于本实施方式中说明的方法进行QD照射，在椭圆鸟笼线圈中，基于通常的QD方式进行照射。另外，与第一实施方式的比较例同样，将模拟人体的腹部的直径300mm、长度500mm的圆柱模型配置到使圆柱模型的中心和中心轴分别共用RF屏蔽体32的中心和中心轴910的位置来进行照射强度的计算。此时的模型的导电率为0.6[S/m]，相对介电常数为45。另外，照射分布的均匀性在线圈中未插入圆柱模型的状态(无负载)下进行评价。
在RF线圈装置313中，在通过RF屏蔽体32的中心(作为原点)且垂直于中心轴910的平面上，以原点为中心的半径150mm的区域中的每1W的照射强度的平均为同一区域中的照射分布的均匀度为5.3％。另一方面，在椭圆鸟笼线圈中，同一区域中的每1W的照射强度的平均为照射分布的均匀度为5.0％。另外，照射分布的均匀度是将设定的区域内的照射强度的最大值与最小值之差相对于最大值与最小值之和的比率利用百分率来表示的值。
本实施方式的RF线圈装置313的照射强度是进行QD照射的椭圆鸟笼线圈的88％。12％的差在发送器330的放大器的电力容量的富余度的范围内能够吸收，表示本实施方式的RF线圈装置313具有与以往的椭圆鸟笼线圈大致同等的照射强度。另外，对于均匀度而言，RF线圈装置313与椭圆鸟笼线圈的差非常小，为1％以下，表示本实施方式的RF线圈装置313具有与椭圆鸟笼线圈同等的均匀的照射分布。
另一方面，对于检查空间，在使用RF线圈装置313的情况下，与椭圆鸟笼线圈的情况相比，空间在坐标系900的x轴方向及y轴方向上扩大。具体而言，在将RF屏蔽体32的中心作为坐标系900的原点时，在y方向上的±76mm以内的区域中，x轴方向的空间88(参照图14)扩大20mm，在x方向上的±92mm以内的区域中，y轴方向的空间88(参照图14)扩大66mm。因此，作为发送接收线圈310，通过代替椭圆鸟笼线圈而使用本实施方式的RF线圈装置313，能够在维持同程度的照射强度、照射分布的均匀度的同时扩宽检查空间。
如以上说明的那样，根据本实施方式，能够提供一种在不会大幅降低照射效率及所期望的摄影区域中照射分布的均匀性的情况下扩宽被检体10所进入的检查空间的发送接收线圈310。此时，不需要增大磁体或倾斜磁场线圈的内径。
另外，根据本实施方式，由于RF屏蔽体及RF线圈为椭圆筒形状，因此能够进一步扩大一个方向的检查空间。因而，根据本实施方式，能够构成对被检体提供开放感的MRI装置、在检查空间内可确保各种设备的设置空间的MRI装置。
另外，在本实施方式中，举例说明了以第一导体61及第二导体62与部分椭圆筒状导体42的距离随着从中心轴910沿着x轴方向朝向外侧变窄的方式来配置上述的各结构的情况，但上述的结构的配置不局限于此。也可以与第一实施方式同样，使第一导体61及第二导体62与部分椭圆筒状导体42的距离恒定。即，可以配置成，构成第一导体61及第二导体62的各导体距RF屏蔽体32的内壁的距离相等。另外，构成第一导体61 及第二导体62的各导体也可以按照随着从RF屏蔽体32(部分椭圆筒状导体42)的中心轴朝向长轴方向而与RF屏蔽体32的内壁的距离变大的方式进行配置。即，第一导体61及第二导体62与部分椭圆筒状导体42的距离可以随着从中心轴910沿着x轴方向朝向外侧而变宽。另外，在任意的两个第一导体61之间，与部分椭圆筒状导体42的距离也可以不同。另外，在本实施方式中，第一导体61沿周向等间隔地配置，但也可以不是等间隔，只要以使照射分布均匀的方式进行配置即可。
另外，RF屏蔽体32及部分椭圆筒状线圈52的部分椭圆筒状导体42也可以与第一实施方式同样地形成为圆筒形状。在该情况下，部分椭圆筒状线圈52的第一导体61及第二导体62与部分椭圆筒状导体42的距离也以随着从中心轴910沿着x轴方向朝向外侧而变窄的方式配置。
另外，也可以与第一实施方式同样地将RF屏蔽体32及部分椭圆筒状导体42一体地构成。并且，还可以以在RF屏蔽体32与部分椭圆筒状导体42之间设置空间而配置的方式构成。
另外，在本实施方式中，也与第一实施方式同样，相邻的第一导体61的两端部中的至少一方的端部通过第二导体62短路即可。
另外，RF屏蔽体32及部分椭圆筒状导体42只要是使倾斜磁场通过，而屏蔽高频磁场的厚度及结构即可。
另外，高频信号分配/合成器370的结构(内部配线)不局限于上述图5所示的结构。只要是高频信号分配/合成器370的输入信号及输出信号的振幅和相位的关系满足上述的关系的结构即可。施加给各供电点的高频信号的相位差、向第一0-180度分配/合成电路372和第二0-180度分配/合成电路373供给的高频信号的相位差也可以与第一实施方式同样，在规定的范围内具有宽度。
《第三实施方式》
接着，对适用本发明的第三实施方式进行说明。本实施方式的MRI装置基本上与第二实施方式同样。但是，作为本实施方式的MRI装置的发送接收线圈310而使用的RF线圈装置314除了第二实施方式的RF线圈装置313之外，还具备对第一RF线圈12与第二RF线圈22之间的磁耦合进行调整的磁耦合调整部。以下，着重于与第二实施方式不同的结构来说明本 实施方式。另外，在本实施方式中，将水平磁场方式的磁体110所产生的静磁场920的朝向作为坐标系900的z轴方向。
图19是用于说明本实施方式的RF线圈装置314的结构的图。该RF线圈装置314作为图2的发送接收线圈310使用。图19(a)是从中心轴910的方向观察RF线圈装置314而得到的图，图19(b)是从通过中心轴910且与坐标系900的xz平面平行的平面911观察部分椭圆筒状线圈52C及52D而得到的图。
如上所述，本实施方式的RF线圈装置314具有与第二实施方式的RF线圈装置313基本上同样的结构。本实施方式的RF线圈装置314还具备磁耦合调整部。磁耦合调整部是用于防止第一RF线圈12与第二RF线圈22之间的磁耦合的结构，在本实施方式中，作为磁耦合调整部，具备插入有第二电容器72的导体环64。
导体环64配置在第一RF线圈12与第二RF线圈22之间的多个间隙中的相对于中心轴910处于轴对称的位置的一对间隙内。即，导体环64分别配置在部分椭圆筒状线圈52A与部分椭圆筒状线圈52B之间以及部分椭圆筒状线圈52C与部分椭圆筒状线圈52D之间。此时，导体环64以其环面相对于包含中心轴910的yz平面垂直的方式配置。另外，第二电容器72的值以在第一RF线圈12与第二RF线圈22之间不产生磁耦合的方式进行调整。
另外，本实施方式的RF线圈装置314的各供电点的配置、经由高频信号分配/合成器370及发送接收切换器320的发送器330与接收器340的连接与图5所示的第一实施方式的连接方式同样。即，在图19中虽然省略，但部分椭圆筒状线圈52A具备第一供电点，部分椭圆筒状线圈52B具备第二供电点，部分椭圆筒状线圈52C具备第三供电点，部分椭圆筒状线圈52D具备第四供电点，且分别接受高频信号的供给，并检测产生的高频磁场。各供电点与第一实施方式同样，配置在夹着第一电容器71的位置。
在第二实施方式中，第一间隙83的周向的长度G3和第二间隙84的周向的长度G4固定成在第一RF线圈12与第二RF线圈22之间不产生磁耦合的特定的长度。但是，在本实施方式中，通过磁耦合调整部，能够自由 地设定上述的间隙的周向的长度。以下，说明通过本实施方式的磁耦合调整部(导体环64)能够调整第一间隙83的周向的长度G3和第二间隙84的周向的长度G4的情况。
插入有第二电容器72的导体环64是具有共振频率fd的共振电路。若以使共振频率fd比RF线圈装置314的动作频率低的方式调整第二电容器72的值，则导体环64在RF线圈装置314的动作频率下作为电感性电抗而进行动作。
此时，若在部分椭圆筒状线圈52A的多个第一导体61中垂直于纸面朝向跟前而流过相同的相位且振幅随着从中心轴910沿着x轴方向朝向外侧而变大的高频电流95A，则如图18(a)所示，由高频电流95A产生的第一磁通97将导体环64的环面在朝向RF屏蔽体32而贯通的方向上交链。其结果是，在导体环64中流过感应电流，从而消除第一磁通97。该感应电流产生的磁通沿着RF屏蔽体32的内壁从部分椭圆筒状线圈52C朝向部分椭圆筒状线圈52A而相对于部分椭圆筒状线圈52B的环63交链。因此，通过导体环64，与环63交链的第一磁通97实质上增加，从而在部分椭圆筒状线圈52B上流过的第一感应电流(IA)增加。
在图20(a)中用实线表示第一感应电流(IA)的绝对值及第二感应电流(IC)的绝对值与第二间隙84的周向的长度G4的关系。在图20(a)中，纵轴为感应电流的绝对值(I)，横轴为第二间隙84的周向的长度G4。在此，用虚线表示没有导体环64时的第一感应电流(IA)的绝对值与第二间隙84的周向的长度G4的关系。这样，当追加导体环64时，相对于相同的第二间隙84的周向的长度G4的第一感应电流(IA)的绝对值增加。因此，第一感应电流(IA)的绝对值与第二感应电流(IC)的绝对值成为相同的第二间隙84的周向的长度G4、即第一感应电流(IA)与第二感应电流(IC)互相抵消时的第二间隙84的周向的长度G4从没有导体环64时的长度G4b向G’4b缩短。
通过第二电容器72的值能够使第一感应电流(IA)的绝对值的增加量发生变化。因此，通过改变第二电容器72的值，能够将第二间隙84的周向的长度G4向缩短的方向调整。同样能够决定第一间隙83的周向的长度G3。
另一方面，当以使共振频率fd比RF线圈装置314的动作频率高的方式调整第二电容器72的值时，导体环64在RF线圈装置314的动作频率下作为电容性电抗而进行动作。
此时，若由高频电流95A产生的第一磁通97将导体环64的环面在朝向RF屏蔽体32而贯通的方向上交链，则在导体环64中流过感应电流，从而产生与和导体环64交链的第一磁通97相同的方向的磁通。该感应电流产生的磁通沿着RF屏蔽体32的内壁从部分椭圆筒状线圈52A朝向部分椭圆筒状线圈52C而相对于部分椭圆筒状线圈52B的环63交链。因此，通过导体环64，与环63交链的第一磁通97减少，从而在部分椭圆筒状线圈52B上流过的第一感应电流(IA)实质上减少。
在图20(b)中用实线表示第一感应电流(IA)的绝对值及第二感应电流(IC)的绝对值与第二间隙84的周向的长度G4的关系。在图20(b)中，纵轴为感应电流的绝对值(I)，横轴为第二间隙84的周向的长度G4。在此，用虚线表示没有导体环64时的第一感应电流(IA)的绝对值与第二间隙84的周向的长度G4的关系。这样，当追加导体环64时，相对于相同的第二间隙84的周向的长度G4的第一感应电流(IA)的绝对值减少。因此，第一感应电流(IA)的绝对值与第二感应电流(IC)的绝对值成为相同的第二间隙84的周向的长度G4、即第一感应电流(IA)与第二感应电流(IC)相互抵消时的第二间隙84的周向的长度G4从没有导体环64时的长度G4b向G”4b增长。
利用第二电容器72的值能够使第一感应电流(IA)的绝对值的减少量发生变化，因此通过改变第二电容器72的值，能够将第二间隙84的周向的长度G4向长的方向调整。同样能够决定第一间隙83的周向的长度G3。
如以上说明的那样，通过配置导体环64来调节第二电容器72的值，从而能够在第一RF线圈12与第二RF线圈22之间不会产生磁耦合的情况下自由地确定第一间隙83的周向的长度G3及第二间隙84的周向的长度G4。
另外，本实施方式的RF线圈装置314除了在第一间隙83的周向的长度G3及第二间隙84的周向的长度G4的设定上具有自由度的结构以外，为与第二实施方式的RF线圈装置313同样的结构，且进行同样的动作。因 此，与第二实施方式同样，作为发送接收线圈310而进行动作。
如以上说明的那样，根据本实施方式，能够得到与第二实施方式同样的效果。并且，根据本实施方式，通过调节插入到导体环64中的第二电容器72的值，能够在不产生磁耦合的情况下自由地设定第一间隙83的周向的长度G3及第二间隙84的周向的长度G4，从而使设计自由度扩大。
另外，在本实施方式中，将导体环64以其环面相对于包含中心轴910的yz平面垂直的方式配置，但导体环64的配置不局限于此。只要是通过调节第二电容器72的值而在第一RF线圈12与第二RF线圈22之间产生使第一感应电流(IA)与第二感应电流(IC)能够相互抵消的程度的大小的磁耦合的配置即可。另外，在本实施方式中，作为磁耦合调整部，使用了插入有第二电容器72的导体环64，但不局限于此。只要能够调整部分椭圆筒状线圈52间的磁耦合量，则结构、形状不限。
在此，在图21中示出具备其它的磁耦合调整部的RF线圈装置315。图21(a)是从中心轴910的方向观察RF线圈装置315而得到的图，图21(b)是从通过中心轴910且与坐标系900的xz平面平行的平面911观察RF线圈装置315的部分椭圆筒状线圈52C及52D这一方而得到的图。
在RF线圈装置315中，作为磁耦合调整部，具备将第三电容器73和调整用电感器74串联连接而成的磁耦合调整用电路。磁耦合调整用电路配置在第一RF线圈12与第二RF线圈22之间的多个间隙中的相对于中心轴910处于轴对称的位置的一对间隙内。即，在此，磁耦合调整用电路分别配置在部分椭圆筒状线圈52A与52B之间、以及部分椭圆筒状线圈52C与52D之间。
在此，在部分椭圆筒状线圈52C与52D之间配置有具备第三电容器73C和调整用电感器74C的磁耦合调整用电路、具备第三电容器73D和调整用电感器74D的磁耦合调整用电路。此时，第三电容器73C的另一端与部分椭圆筒状线圈52C的第一导体61连接，调整用电感器74C的另一端与部分椭圆筒状线圈52C的部分椭圆筒状导体42连接。另外，第三电容器73D的另一端与部分椭圆筒状线圈52D的第一导体61连接，调整用电感器74D的另一端与部分椭圆筒状线圈52D的部分椭圆筒状导体42连接。另外，调整用电感器74C和调整用电感器74D以在调整用电感器74C与调 整用电感器74D之间产生磁耦合的方式配置。即，调整用电感器74C和调整用电感器74D以两者接近，且两者生成的磁场的朝向不成为直角的方式配置。另外，将调整用电感器74C及74D的相互感应的值和第三电容器73的值调整为，在第一RF线圈21与第二RF线圈22之间不产生磁耦合。
另外，配置在部分椭圆筒状线圈52A与52B之间的磁耦合调整用电路分别具备第三电容器73A、73B及调整用电感器74A、74B，其结构及连接方式与配置在部分椭圆筒状线圈52C与52D之间的磁耦合调整用电路同样。
在该磁耦合调整用电路中，通过使调整用电感器74的相互感应的值和第三电容器73的值变化，从而能够使在第一RF线圈12与第二RF线圈22之间产生的磁耦合的大小变化。因此，与插入有第二电容器72的导体环64的情况同样，能够自由地设定第一间隙83的周向的长度G3及第二间隙84的周向的长度G4。
另外，在本实施方式中，也能够进行与第二实施方式同样的各种的变形。
另外，在本实施方式中，举例说明了具有椭圆筒形状的第二实施方式的RF线圈装置313具备磁耦合调整部的情况，但是也可以如第一实施方式的RF线圈装置311、312那样，圆筒形状的RF线圈装置具备本实施方式的磁耦合调整部。在第一实施方式中，使第一间隙81的周向的长度G1及第二间隙82的周向的长度G2相等来防止磁耦合，但该情况下，能够没有该制约地防止磁耦合。即，通过调节磁耦合调整部的第二电容器72的值，能够自由地设定第一间隙81的周向的长度G1及第二间隙82的周向的长度G2。
《第四实施方式》
接着，对适用本发明的第四实施方式进行说明。本实施方式的MRI装置基本上与第一实施方式同样。但是，在本实施方式的MRI装置中，分别设置发送用RF线圈和接收用RF线圈。以下，以与第一实施方式不同的结构为中心进行说明。另外，在本实施方式中，水平磁场方式的磁体110所产生的静磁场920的朝向也为坐标系900的z轴方向。
图22是表示本实施方式的MRI装置101的简要结构的框图。本实施 方式的MRI装置101基本上具有与第一实施方式的MRI装置100同样的结构。但是，独立地具备照射高频磁场的发送用RF线圈和接收核磁共振信的接收用RF线圈。即，代替发送接收线圈310而具备发送用RF线圈350和接收用RF线圈360。在本实施方式中，发送用RF线圈350经由高频信号分配/合成器370与发送器330连接，接收用RF线圈360与接收器340连接。另外，不具备发送接收切换器320。
另外，本实施方式的MRI装置101还具备切换发送用RF线圈350与接收用RF线圈360之间的动作/非动作，来防止两线圈间的磁耦合的失谐电路驱动装置380。失谐电路驱动装置380与发送用RF线圈350及接收用RF线圈360连接，向两线圈发送失谐信号，来切换两线圈的动作/非动作。在本实施方式中，失谐信号发送中，使发送用RF线圈350动作，且使接收用RF线圈360成为非动作状态，失谐信号非发送中，使发送用RF线圈350成为非动作状态，并使接收用RF线圈360动作。另外，失谐信号按照来自程序控制器410的指示而输出，该程序控制器410由计算机510按照预先确定的程序来控制。
接着，对本实施方式的发送用RF线圈350进行说明。本实施方式的发送用RF线圈350具备通过失谐信号来切换动作/非动作的结构。在图23中示出本实施方式的发送用RF线圈350中使用的RF线圈装置316。图23(a)是从后述的RF屏蔽体31的中心轴910的方向观察RF线圈装置316而得到的图，图23(b)是从倾斜横向观察作为RF线圈装置316的构成要素的部分筒状线圈53而得到的图。
RF线圈装置316具有与图3所示的RF线圈装置311大致同样的结构。即，具备第一RF线圈13、第二RF线圈23、RF屏蔽体31。如图23(a)所示，RF屏蔽体31由被检体10能够进入的大小的圆筒状导体构成。第一RF线圈13和第二RF线圈23的配置与第一实施方式的第一RF线圈11和第二RF线圈21的配置同样。
另外，第一RF线圈13具备沿着RF屏蔽体31的内侧的周向配置在夹着中心轴910而对置的位置的两个部分筒状线圈53(53A及53C)。另外，第二RF线圈23具备沿着RF屏蔽体31的内侧的周向配置在夹着中心轴910而对置的位置的两个部分筒状线圈53(53B及53D)。
如图23(b)所示，部分筒状线圈53具备：部分筒状导体41；与中心轴910实质上平行的多个第一导体61；将第一导体61的两端分别与部分筒状导体41连接的多个第一电容器71；以及将第一导体61的两端与相邻的第一导体61的端部连接的多个第二导体62。在图23(b)中，例示出第一导体61为5根、第一电容器71为10个、第二导体62为8根的情况，但根数、个数不局限于此。并且，各部分筒状线圈53(53A、53B、53C、53D)在其第一导体61上分别具备失谐电路381。
另外，在本实施方式中，部分筒状导体41也以与RF屏蔽体31的内侧的面(内壁)相接的方式配置。第一导体61在与部分筒状导体41保持恒定的距离、即与RF屏蔽体31具有相同的中心轴910的假想的圆筒面上沿RF屏蔽体31的周向等间隔地配置。另外，也可以与第一实施方式同样，将RF屏蔽体31和部分筒状导体41一体构成。
另外，本实施方式的RF线圈装置316的各供电点的配置、与高频信号分配/合成器370的连接与图5所示的第一实施方式的连接方式同样。即，虽然在图23中省略，但部分筒状线圈53A具备第一供电点，部分筒状线圈53B具备第二供电点，部分筒状线圈53C具备第三供电点，部分筒状线圈53具备第四供电点，且分别从高频信号分配/合成器370接受高频信号的供给。各供电点与第一实施方式同样，配置在夹着第一电容器71的位置。但是，在本实施方式中，如图22所示，高频信号分配/合成器370不经由发送接收切换器320地与发送器330连接，从发送器330接受高频信号的输入。
如图24(a)所示，失谐电路381具备PIN二极管382和控制线383。PIN二极管382具备在二极管的顺向流过的直流电流的值为恒定值以上时大致成为导通状态的特性，通过直流电流来控制接通/断开。另外，在PIN二极管382的两端连接有控制线383。PIN二极管382经由控制线383及使高频信号电绝缘的扼流圈384与失谐电路驱动装置380的输出端子连接。PIN二极管382的接通/断开通过来自失谐电路驱动装置380的控制电流385而进行控制。
当从失谐电路驱动装置380施加失谐信号时，通过控制电流385使全部的PIN二极管382接通(导通状态)，RF线圈装置316表现出与图3所 示的RF线圈装置311同样的电特性。另外，当停止施加来自失谐电路驱动装置380的失谐信号时，控制电流385的值成为0。在RF线圈装置316中，当PIN二极管382成为断开时，第一导体61大致成为开路状态。其结果是，在RF线圈装置316中几乎不流过电流。因此，RF线圈装置316在MRI装置101中设定的磁共振频率下不会发生共振，也几乎不会产生高频磁场。
接着，对本实施方式的接收用RF线圈360进行说明。在本实施方式中，作为接收用RF线圈360，使用图25所示的表面线圈601。如图25(a)所示，表面线圈601具备环导体611、电容器612、匹配用电容器613、失谐电路614、和前置放大器615。电容器612、匹配用电容器613、失谐电路614插入到环导体611中。另外，在匹配用电容器613的两端设有配线，来与前置放大器615连接。
如图25(b)所示，失谐电路614具备：将电感器621和PIN二极管622串联连接而成的电路、以及与该电路并联连接的电容器623。PIN二极管622具有在二极管的顺向流过的直流电流的值为恒定值以上时大致成为导通状态的特性，并通过直流电流控制接通/断开。另外，PIN二极管622的两端经由扼流圈624与失谐电路驱动装置380的输出端子连接。
电容器612、电容器623和匹配用电容器613以使表面线圈601在本实施方式的MRI装置101中设定的磁共振频率下发生共振，且使从匹配用电容器613的两端观察到的线圈的阻抗成为规定的值的方式进行调整。另外，失谐电路614以在PIN二极管622接通的情况下，使电感器621和电容器623在MRI装置101中设定的磁共振频率下发生共振的方式进行调整。
在表面线圈601中，当从失谐电路驱动装置380施加失谐信号时，通过控制电流385使PIN二极管622接通(导通状态)，从而失谐电路614成为由电感器621和电容器623构成的并联共振电路。该并联共振电路在MRI装置101中设定的磁共振频率下成为高阻抗(インピ一ダンス)，从而表面线圈601的环导体611大致成为开路状态。其结果是，表面线圈601在MRI装置101中设定的磁共振频率下不发生共振，在环导体611中几乎不流过电流。
另外，当停止施加来自失谐电路驱动装置380的失谐信号时，在表面线圈601中，控制电流385的值成为0。并且，PIN二极管622断开，失谐电路614作为电容器623而进行动作。其结果是，表面线圈601在MRI装置101中设定的磁共振频率下发生共振。
接着，说明使用了失谐电路驱动装置380产生的失谐信号的控制。
在将要从发送器330施加高频信号之前，从失谐电路驱动装置380向RF线圈装置316及表面线圈601施加失谐信号。于是，RF线圈装置316与RF线圈装置311同样地作为发送用RF线圈350而进行动作。此时，在表面线圈601的环导体611中几乎不流过电流，RF线圈装置316和表面线圈601成为彼此不产生磁耦合的状态。
因此，通过在上述时刻施加的失谐信号，RF线圈装置316能够在不产生由磁耦合引起的共振频率的移动或线圈的Q值的降低的情况下将高频磁场向被检体10照射。此时，如上所述，在PIN二极管382全部接通的情况下，RF线圈装置316与RF线圈装置311同样地进行动作。因此，与第一实施方式同样，接收到上述信号的发送用RF线圈350通过与QD方式同样的方法向被检体10照射高频磁场。
另外，在从被检体10产生的核磁共振信号接收时，停止从失谐电路驱动装置380向RF线圈装置316及表面线圈601施加失谐信号。于是，在RF线圈装置316中几乎不流过电流，且不产生高频磁场。另外，表面线圈601在MRI装置101中设定的磁共振频率下发生共振。
因此，在接收从被检体10发出的核磁共振信号时，表面线圈601与RF线圈装置316的磁耦合消失，表面线圈601能够在不产生磁耦合引起的共振频率的移动或线圈的Q值的降低的情况下高灵敏度地接收核磁共振信号。另外，由表面线圈601接收到的信号由前置放大器615放大而向接收器340输送。
如以上说明的那样，通过控制来自失谐电路驱动装置380的失谐信号的输出，从而能够将图23所示的RF线圈装置316作为通过与QD方式同样的方法照射高频磁场的线圈而进行动作，且能够将图25所示的表面线圈601作为接收用RF线圈360而进行动作。
如上所述，根据本实施方式，通过在高频磁场施加时使表面线圈601 (接收用RF线圈360)高阻抗化，且在核磁共振信号的接收时使RF线圈装置316(发送用RF线圈350)高阻抗化，由此能够防止在磁共振频率下发生共振的发送用RF线圈350和接收用RF线圈360的磁耦合。并且，RF线圈装置316能够进行与第一实施方式的RF线圈装置311同样的照射。
因此，根据本实施方式，即使在分别具备发送用RF线圈35和接收用RF线圈360的情况下，并且如上所述，即使在发送用RF线圈350的形状与接收用RF线圈360的形状不同的情况下，也能够得到与第一实施方式同样的效果。即，根据本实施方式，能够在不扩大磁体或倾斜磁场线圈的内径的情况下扩宽被检体所进入的检查空间。此时，能够进行QD方式的照射(QD照射)，并且能够实现与以往的圆筒状RF线圈同程度的照射强度及照射分布的均匀性。因此，根据本实施方式，在隧道型MRI装置中，与鸟笼型线圈相比，能够提供一种不会大幅降低照射效率及所期望的摄影区域中的照射分布的均匀性，不会增大磁体或倾斜磁场线圈的内径，且能够确保宽的检查空间的发送线圈。
并且，根据本实施方式，能够独立地选择发送用RF线圈350的形状及接收用RF线圈360的形状。例如，如上述实施方式中说明的那样，作为发送用RF线圈350，使用能够使被检体10所进入的检查空间变宽且能够照射均匀的高频磁场的RF线圈装置316，另外，作为接收用RF线圈360，可以使用能够在被检体10的附近配置，且能够高灵敏度地接收核磁共振信号的表面线圈601。因此，根据本实施方式，能够进行对被检体10提供开放感，且最适于各被检体10的磁共振图像的摄像。
另外，RF线圈装置316的形状不局限于上述方式。只要是能够配置失谐电路381，且能够控制成与接收用RF线圈360不发生干涉的线圈即可。例如，可以为与第一实施方式的变形例即RF线圈装置312同样的结构。另外，也可以为与第二实施方式及其变形例的RF线圈装置313、314、315同样的结构。并且，也可以为它们的变形例的RF线圈装置。
另外，接收用RF线圈360的形状也不局限于上述方式。只要是配置有失谐电路614，且控制成与发送用RF线圈350不发生干涉的线圈即可。例如，也可以为将表面线圈601构成为阵列状的阵列线圈或鸟笼型线圈。
并且，在RF线圈装置316中，在失谐电路381中使用PIN二极管382， 但失谐电路381不局限于此。例如，可以代替PIN二极管382而使用图24(b)所示的交叉二极管(cross diode)386。交叉二极管386在施加给RF线圈装置316的高频信号的作用下接通而成为导通状态，在停止施加高频信号的同时断开而成为高电阻的状态。该动作与PIN二极管382的动作相同。通过使用交叉二极管386，即使不进行基于失谐电路驱动装置380的控制，RF线圈装置316也不会与表面线圈601发生磁耦合地作为发送用RF线圈350进行动作。
另外，本实施方式的RF线圈装置也可以构成为代替第一电容器71而具备失谐电路。该情况下，在第一导体61上不具备失谐电路381。在图26中示出该情况的RF线圈装置317。图26(a)是从中心轴910的方向观察RF线圈装置317而得到的图，图26(b)是从倾斜横向观察构成RF线圈装置317的第一RF线圈14及第二RF线圈24的部分筒状线圈54而得到的图。在此，例示出了仅将各第一导体61的两端与部分筒状导体41连接的两个第一电容器71中一方置换为失谐电路381的情况，但也可以将两方的第一电容器71置换为失谐电路381。即，只要将至少一方的第一电容器71置换即可。
RF线圈装置317具有与图3所示的RF线圈装置311大致同样的结构。即，RF线圈装置317具备第一RF线圈14、第二RF线圈24及RF屏蔽体31。如图26(a)所示，RF屏蔽体31由被检体10能够进入的大小的圆筒状导体构成。第一RF线圈14和第二RF线圈24的配置与第一实施方式的第一RF线圈11和第二RF线圈21的配置同样。
另外，第一RF线圈14具备沿着RF屏蔽体31的内侧的周向配置在夹着中心轴910而对置的位置的两个部分筒状线圈54(54A及54C)。另外，第二RF线圈24具备沿着RF屏蔽体31的内侧的周向配置在夹着中心轴910而对置的位置的两个部分筒状线圈54(54B及54D)。
如图26(b)所示，部分筒状线圈54具备：部分筒状导体41；与中心轴910实质上平行的多个第一导体61；将第一导体61的一方的端部与部分筒状导体41连接的多个第一电容器71；以及将第一导体61的两端与相邻的第一导体61的端部连接的多个第二导体62。并且，RF线圈装置317的部分筒状线圈54在部分筒状线圈54的另一方的端部取代第一电容 器71而具备失谐电路388。在图26(b)中，例示出第一导体61为5根、第一电容器71为5个、第二导体62为8根、失谐电路388为5个的情况，但根数、个数不局限于此。
另外，部分筒状导体41以与RF屏蔽体31的内侧的面(内壁)相接的方式配置。第一导体61在与部分筒状导体41保持恒定的距离即与RF屏蔽体31具有相同的中心轴910的假想的圆筒面上，沿RF屏蔽体31的周向等间隔地配置。
另外，RF线圈装置317的各供电点的配置、与高频信号分配/合成器370的连接与上述RF线圈装置317同样。即，虽然在图26中省略，但部分筒状线圈54A具备第一供电点，部分筒状线圈54B具备第二供电点，部分筒状线圈54C具备第三供电点，部分筒状线圈54D具备第四供电点，且分别从高频信号分配/合成器370接受高频信号的供给。各供电点与第一实施方式同样地配置在夹着第一电容器71的位置。但是，在本实施方式中，如图22所示，高频信号分配/合成器370不经由发送接收切换器320地与发送器330连接，从发送器330接受高频信号的输入。
如图27所示，失谐电路388具备：将电感器387和PIN二极管382串联连接而成的电路；以及与该电路并联连接的第一电容器71。PIN二极管382的两端经由扼流圈384与失谐电路驱动装置380的输出端子连接。
失谐电路388在PIN二极管382接通时成为开路状态，在断开时作为第一电容器71而进行动作。因此，若使PIN二极管382断开，则RF线圈装置317表现出与图3所示的RF线圈装置311同样的电特性。
因此，在即使从发送器330施加用于照射高频磁场的高频信号之前，失谐电路驱动装置380使控制电流385的值成为0，以使失谐电路388的PIN二极管382断开。由此，在高频磁场的照射时，RF线圈装置317作为发送用RF线圈350而进行动作。
另外，在照射高频磁场后，从失谐电路驱动装置380向失谐电路388流过控制电流385，以使PIN二极管382接通。由此，图26(b)所示的部分筒状线圈54的失谐电路388大致成为开路状态，RF线圈装置317在MRI装置101中设定的磁共振频率下不会发生共振。因此，表面线圈601与RF线圈装置317的磁耦合消失，表面线圈601能够在不产生由磁耦合 引起的共振频率的移动、或线圈的Q值的降低的情况下接收核磁共振信号。
另外，在本实施方式中，也与第一实施方式同样，RF屏蔽体31及部分筒状导体41只要是使倾斜磁场通过，而屏蔽高频磁场的厚度及结构即可。另外，与第一实施方式同样，能够进行各种的变形。
《第五实施方式》
接着，对适用本发明的第五实施方式进行说明。本实施方式的MRI装置基本上与第一实施方式同样。但是，作为发送接收线圈310使用的RF线圈装置在部分筒状线圈的第二导体62上具备涡流防止用的电容器这一点不同。以下，以与第一实施方式不同的结构为中心进行说明。另外，在本实施方式中，水平磁场方式的磁体110所产生的静磁场920的方向也为坐标系900的z轴方向。
图28是用于说明本实施方式的RF线圈装置318的结构的图。该RF线圈装置318作为图2的发送接收线圈310使用。图28(a)是从中心轴910的方向观察RF线圈装置318而得到的图，图28(b)是从倾斜横向观察构成RF线圈装置318的第一RF线圈及第二RF线圈的部分筒状线圈55而得到的图。
RF线圈装置318具有与图3所示的RF线圈装置311大致同样的结构。即，具备第一RF线圈15、第二RF线圈25、RF屏蔽体31。如图28(a)所示，RF屏蔽体31由被检体10能够进入的大小的圆筒状导体构成。第一RF线圈15和第二RF线圈25的配置与第一实施方式的第一RF线圈11和第二RF线圈21的配置同样。
另外，第一RF线圈15具备沿着RF屏蔽体31的内侧的周向配置在夹着中心轴910而对置的位置的两个部分筒状线圈55(55A及55C)。另外，第二RF线圈25具备沿着RF屏蔽体31的内侧的周向配置在夹着中心轴910而对置的位置的两个部分筒状线圈55(55B及55D)。
如图28(b)所示，部分筒状线圈55具备：部分筒状导体41；与中心轴910实质上平行的多个第一导体61；将第一导体61的两端分别与部分筒状导体41连接的多个第一电容器71；将第一导体61的两端与相邻的第一导体61的端部连接的多个第二导体62。
本实施方式的部分筒状线圈55还具备涡流防止用的第四电容器75。该第四电容器75插入在第二导体62上。第四电容器75的值调整成在切换由倾斜磁场线圈210产生的倾斜磁场时产生的涡流的频率区域成为高电阻，且在部分筒状线圈55的动作频率下成为短路状态。
另外，在图28(b)中，例示出第一导体61为5根、第一电容器71为10个、第二导体62为8根、第四电容器75为8个的情况，但是根数、个数不局限于此。
另外，在本实施方式中，部分筒状导体41也以与RF屏蔽体31的内侧的面(内壁)相接的方式配置。第一导体61在与部分筒状导体41保持恒定一定的距离、即与RF屏蔽体31具有相同的中心轴910的假想的圆筒面上沿RF屏蔽体31的周向等间隔地配置。另外，可以与第一实施方式同样地将RF屏蔽体31和部分筒状导体41一体构成。
另外，本实施方式的RF线圈装置318的各供电点的配置、经由高频信号分配/合成器370及发送接收切换器320的发送器330与接收器340的连接，与图5所示的第一实施方式的连接方式同样。即，在图28中虽然省略，但部分筒状线圈55A具备第一供电点，部分筒状线圈55B具备第二供电点，部分筒状线圈55C具备第三供电点，部分筒状线圈55D具备第四供电点，且分别接受高频信号的供给，并且检测产生的高频磁场。各供电点与第一实施方式同样地配置在夹着第一电容器71的位置。
在切换从倾斜磁场线圈210施加的倾斜磁场时，因磁场变化，在仅由导体构成的环中产生涡流。在平面回波成像法(エコ一プレ一ナ一イメ一ジング)等使倾斜磁场的朝向周期地切换那样的摄影顺序中，存在切换时因由涡流产生的磁场，而产生图像变形或人为因素的情况。
如上所述，本实施方式的RF线圈装置318具备调整成在涡流的频率区域成为高电阻，且在部分筒状线圈55的动作频率下成为短路状态的第四电容器75。因此，在本实施方式的RF线圈装置318中，由于第四电容器75在切换倾斜磁场时产生的涡流的频率区域成为高电阻，因此能够防止在由相邻的2根第一导体61和第二导体62构成的导体环上流过涡流的情况。因此，能够防止涡流引起的图像变形或人为因素的产生。
另外，本实施方式的RF线圈装置318除第四电容器75以外的结构与 第一实施方式的RF线圈装置311同样，因此在其动作频率下与第一实施方式的RF线圈装置311同样地动作。因而，具备本实施方式的RF线圈装置318的RF线圈单元作为发送接收线圈310而进行动作，该发送接收线圈310将高频磁场向被检体10照射，并且检测从所述被检体10产生的核磁共振信号而将其作为检测信号输出。
如以上说明的那样，根据本实施方式，能够提供起到与第一实施方式同样的效果的发送接收线圈。并且，根据本实施方式，能够防止涡流引起的图像变形或人为因素的产生，从而使画质提高。
另外，在本实施方式中，例示了在部分筒状线圈55的第二导体62上具备涡流防止用的第四电容器75的情况，但第四电容器75的插入位置不局限于此。如上所述，只要能够防止在由相邻的2根第一导体61和第二导体62构成的导体环上流过涡流即可，例如，也可以插入第一导体61上。即，只要插入到第一导体61及第二导体62的至少一方即可。
另外，在本实施方式中，举例说明了第一实施方式的RF线圈装置311、312具备第四电容器75的情况，但具备第四电容器75的RF线圈装置不局限于此。可以为第二实施方式的RF线圈装置313、第三实施方式的RF线圈装置314、315。另外，还可以为第四实施方式的RF线圈装置316、317。
另外，在本实施方式中，也与第一实施方式同样，RF屏蔽体31及部分筒状导体41只要为使倾斜磁场通过，而屏蔽高频磁场的厚度及结构即可。另外，与第一实施方式同样，能够进行各种的变形。
根据上述各实施方式，能够提供一种在不增大磁体或倾斜磁场线圈的内径的情况下将被检者所进入的检查空间扩宽，使被检体内的照射分布均匀且能够进行圆或椭圆偏振波的高频磁场的照射的RF线圈。根据这样的RF线圈，能够构成在不使画质降低的情况下对被检者提供开放感的MRI装置、或在检查空间内能够确保各种设备的设置空间的MRI装置。
【符号说明】
10：被检体，11：第一RF线圈，12：第一RF线圈，13：第一RF线圈，14：第一RF线圈，15：第一RF线圈，21：第二RF线圈，22：第二RF线圈，23：第二RF线圈，24：第二RF线圈，25：第二RF线圈，31： RF屏蔽体，32：RF屏蔽体，41：部分筒状导体，42：部分椭圆筒状导体，51：部分筒状线圈，52：部分椭圆筒状线圈，53：部分筒状线圈，54：部分筒状线圈，55：部分筒状线圈，61：第一导体，62：第二导体，63：环，64：导体环，71：第一电容器，72：第二电容器，73：第三电容器，74：调整用电感器，75：第四电容器，81：第一间隙，82：第二间隙，83：第一间隙，84：第二间隙，88：空间，89：空间，91：高频电流，92：高频磁场，93：磁通，94：感应电流，95：高频电流，96：高频磁场，97：第一磁通，98：第二磁通，100：MRI装置，101：MRI装置，110：磁体，120：工作台，210：倾斜磁场线圈，220：匀场线圈，230：倾斜磁场电源，240：匀场电源，301：RF线圈单元，310：发送接收线圈，311：RF线圈装置，312：RF线圈装置，313：RF线圈装置，314：RF线圈装置，315：RF线圈装置，316：RF线圈装置，317：RF线圈装置，318：RF线圈装置，320：发送接收切换器，330：发送器，340：接收器，350：发送用RF线圈，360：接收用RF线圈，370：高频信号分配/合成器，371：QD桥接岔路，372：第一0-180度分配/合成电路，373：第二0-180度分配/合成电路，374：供电点，380：失谐电路驱动装置，381：失谐电路，382：PIN二极管，383：控制线，384：扼流圈，385：控制电流，386：交叉二极管，387：电感器，388：失谐电路，410：程序控制器，510：计算机，520：显示装置，530：存储装置，601：表面线圈，611：环导体，612：电容器，613：匹配用电容器，614：失谐电路，615：前置放大器，621：电感器，622：PIN二极管，623：电容器，624：扼流圈，900：坐标系，910：中心轴，911：平面，920：静磁场

Claims (17)

1.一种高频线圈，其具备筒状的高频屏蔽体、第一高频线圈及第二高频线圈，其特征在于，
所述第一高频线圈及所述第二高频线圈分别具备两个部分筒状线圈，所述两个部分筒状线圈在所述高频屏蔽体的内侧沿周向隔开间隔配置且分别夹着所述高频屏蔽体的中心轴而对置，
所述部分筒状线圈分别具备：
与所述中心轴同轴的部分筒状导体；
配置在所述部分筒状导体的内侧，且与所述中心轴实质上平行的多个第一导体；
将所述第一导体的两端分别与所述部分筒状导体连接的多个第一电容器；以及
将所述第一导体的至少一方的端部与相邻的所述第一导体的端部短路的一个以上的第二导体。
2.根据权利要求1所述的高频线圈，其特征在于，
所述高频屏蔽体为椭圆筒形状。
3.根据权利要求1所述的高频线圈，其特征在于，
所述高频屏蔽体为圆筒形状。
4.根据权利要求2所述的高频线圈，其特征在于，
所述各第一导体以随着从所述椭圆筒形状的中心轴朝向长轴方向而与所述高频屏蔽体内壁的距离变小的方式配置。
5.根据权利要求2所述的高频线圈，其特征在于，
所述各第一导体以距所述高频屏蔽体内壁的距离相等的方式配置。
6.根据权利要求1所述的高频线圈，其特征在于，
所述部分筒状导体与所述高频屏蔽体为一体。
7.根据权利要求1所述的高频线圈，其特征在于，
所述高频屏蔽体及所述部分筒状导体具有使倾斜磁场通过而屏蔽高频磁场的结构。
8.根据权利要求1所述的高频线圈，其特征在于，
还具备对所述第一高频线圈与所述第二高频线圈之间的磁耦合进行调整的磁耦合调整机构。
9.根据权利要求8所述的高频线圈，其特征在于，
所述磁耦合调整机构具备插入有至少一个第二电容器的导体环，
所述导体环配置在所述第一高频线圈和所述第二高频线圈之间的多个间隙中的相对于所述中心轴处于轴对称的位置的一对间隙内，
将所述第二电容器的值调整为，防止所述第一高频线圈与所述第二高频线圈之间的磁耦合。
10.根据权利要求8所述的高频线圈，其特征在于，
所述磁耦合调整机构具备将第三电容器和调整用电感器串联连接而成的多个磁耦合调整用电路，
所述磁耦合调整电路配置在所述第一高频线圈和所述第二高频线圈之间的多个间隙中的相对于所述中心轴处于轴对称的位置的一对间隙内，
所述第三电容器与所述第一导体的端部连接，
所述调整用电感器与所述部分筒状导体连接，且以在与所述第一高频线圈及所述第二高频线圈分别连接的所述调整用电感器之间相互产生磁耦合的方式配置，
将所述调整用电感器的相互感应的值和所述第三电容器的值调整为，防止所述第一高频线圈与所述第二高频线圈之间的磁耦合。
11.根据权利要求1所述的高频线圈，其特征在于，
将使由倾斜磁场产生的涡流不通过而使高频电流通过的涡流防止用电容器插入到所述第一导体及所述第二导体中的至少一方。
12.根据权利要求3所述的高频线圈，其特征在于，
所述第一高频线圈及所述第二高频线圈的周向的间隔全部相等。
13.根据权利要求1所述的高频线圈，其特征在于，
所述第一高频线圈及所述第二高频线圈分别具备通过规定的信号来切换该高频线圈的动作/非动作的失谐电路。
14.根据权利要求13所述的高频线圈，其特征在于，
所述失谐电路具备PIN二极管。
15.根据权利要求13所述的高频线圈，其特征在于，
所述失谐电路是在将PIN二极管和电感器串联连接的电路上并联连接电容器而得到的电路。
16.一种磁共振摄像装置，具备：形成静磁场的静磁场形成机构；形成倾斜磁场的倾斜磁场形成机构；形成高频磁场的高频磁场形成机构；将所述高频磁场向检查对象施加并检测来自检查对象的核磁共振信号的发送接收用线圈；对由所述发送接收用线圈检测出的核磁共振信号进行处理的信号处理机构；以及对所述倾斜磁场形成机构、所述高频磁场形成机构和所述信号处理机构的动作进行控制的控制机构，其特征在于，
所述发送接收用线圈具备：权利要求1所述的高频线圈、和高频信号控制机构，
所述高频信号控制机构具备：第一信号分配合成机构、以及与所述第一高频线圈及所述第二高频线圈分别连接的两个第二信号分配合成机构，
所述第一信号分配合成机构向所述两个第二信号分配合成机构分别供给相位差为90度的高频信号，并且对从各第二信号分配合成机构供给的高频信号，将一方的信号的相位移位90度而进行合成，
所述第二信号分配合成机构向所述第一高频线圈及所述第二高频线圈各自的两个部分筒状线圈分别供给相位差为180度的高频信号，并且对从该两个部分筒状线圈供给的信号，将一方的信号的相位移位180度而进行合成。
17.一种磁共振摄像装置，其具备：形成静磁场的静磁场形成机构；形成倾斜磁场的倾斜磁场形成机构；形成高频磁场的高频磁场形成机构；将所述高频磁场向检查对象施加的发送用线圈；检测来自检查对象的核磁共振信号的接收用线圈；对由所述接收用线圈检测出的核磁共振信号进行处理的信号处理机构；对所述倾斜磁场形成机构、所述高频磁场形成机构及所述信号处理机构的动作进行控制的控制机构，其特征在于，
所述发送用线圈具备：
权利要求13所述的高频线圈、和高频信号控制机构，
所述高频信号控制机构具备：
第一信号分配合成机构、以及与所述第一高频线圈和所述第二高频线圈分别连接的两个第二信号分配合成机构，
所述第一信号分配合成机构向所述两个第二信号分配合成机构分别供给相位差为90度的高频信号，并且对从各第二信号分配合成机构供给的高频信号，将一方的信号的相位移位90度而进行合成，
所述第二信号分配合成机构向所述第一高频线圈及所述第二高频线圈各自的两个部分筒状线圈分别供给相位差为180度的高频信号，并且对从该两个部分筒状线圈供给的信号，将一方的信号的相位移位180度而进行合成，
所述接收用线圈具备使该接收线圈不因所述规定的信号而动作的第二失谐电路。
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Families Citing this family (41)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2010071087A1 (ja) * 2008-12-19 2010-06-24 日立金属株式会社 共振型受信アンテナ及び受信装置
WO2013054235A1 (en) * 2011-10-10 2013-04-18 Koninklijke Philips Electronics N.V. Transverse -electromagnetic (tem) radio - frequency coil for magnetic resonance
CN104303069B (zh) 2012-05-14 2017-08-15 皇家飞利浦有限公司 用于向磁共振线圈系统的多个线圈元件提供射频信号的馈送电路装置
DE102012211147B4 (de) * 2012-06-28 2017-08-31 Siemens Healthcare Gmbh Automatische Verstimmung nicht angeschlossener Sende-Empfangsspulen für MRI
WO2014073406A1 (ja) * 2012-11-06 2014-05-15 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置およびアンテナ装置
CN103344927B (zh) * 2013-06-26 2015-09-23 深圳市特深电气有限公司 磁共振射频线圈以及磁共振成像系统
JP6163553B2 (ja) * 2013-07-22 2017-07-12 株式会社日立製作所 高周波コイル及び磁気共鳴撮像装置
DE212014000181U1 (de) 2013-10-17 2016-04-26 Hitachi , Ltd. Magnetresonanz-Bildgebungsvorrichtung und Antennenvorrichtung
RU2689285C2 (ru) * 2014-10-16 2019-05-24 Конинклейке Филипс Н.В. Катушка типа "птичья клетка" с распределенным возбуждением
RU2601373C1 (ru) * 2015-07-03 2016-11-10 федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего образования "Санкт-Петербургский национальный исследовательский университет информационных технологий, механики и оптики" (Университет ИТМО) Магнитно-резонансный томограф
JP6590736B2 (ja) * 2016-03-04 2019-10-16 株式会社日立製作所 高周波コイル及びそれを用いた磁気共鳴撮像装置
JP6600601B2 (ja) * 2016-06-16 2019-10-30 株式会社日立製作所 高周波アレイコイル及び磁気共鳴撮像装置
KR101842576B1 (ko) 2016-10-31 2018-03-29 가천대학교 산학협력단 Rf 송신 효율이 개선된 자기공명 영상용 rf 코일
WO2018098355A1 (en) 2016-11-23 2018-05-31 General Electric Company A conforming posterior radio frequency (rf) coil array for a magnetic resonance imaging (mri) system
KR102346911B1 (ko) 2016-11-23 2022-01-05 제너럴 일렉트릭 캄파니 자기 공명 이미징(mri) 시스템을 위한 전방 무선 주파수(rf) 코일 어레이
KR101820779B1 (ko) 2016-12-01 2018-01-22 가천대학교 산학협력단 균일성이 개선된 자기공명 영상용 체적형 rf 송신코일
WO2018175530A1 (en) * 2017-03-22 2018-09-27 Vanderbilt University Self-decoupled rf coil array for mri
US11156682B2 (en) 2017-03-24 2021-10-26 Quality Electrodynamics, Llc Single layer magnetic resonance imaging transmit/receive radio frequency coil for different anatomies
US10976388B2 (en) 2017-03-24 2021-04-13 Quality Electrodynamics, Llc Minimizing intravascular magnetic resonance imaging (MRI) guidewire heating with single layer MRI transmit/receive radio frequency coil
US10649048B2 (en) * 2017-04-28 2020-05-12 Quality Electrodynamics, Llc Single layer magnetic resonance imaging (MRI) transmit/receive (TX/RX) radio frequency (RF) coil with integrated shimming
US11193992B2 (en) 2017-05-05 2021-12-07 Quality Electrodynamics, Llc Single layer magnetic resonance imaging (MRI) transmit/receive (Tx/Rx) radio frequency (RF) coil with induced current failsafe protection
US10838028B2 (en) 2017-06-19 2020-11-17 Quality Electrodynamics, Llc Decoupling magnetic resonance imaging (MRI) radio frequency (RF) coil elements with high acceleration factor in parallel transmit (pTx) or receive (Rx) coils using fewer channels
CN114779139A (zh) * 2017-09-12 2022-07-22 胜美达集团株式会社 高频磁场产生装置
DE102017216307A1 (de) * 2017-09-14 2019-03-14 Siemens Healthcare Gmbh Abstimmbare Magnetresonanzspule
EP3470864A1 (en) * 2017-10-12 2019-04-17 Koninklijke Philips N.V. Feeding a coil for magnetic resonance imaging
US10921399B2 (en) * 2017-11-22 2021-02-16 GE Precision Healthcare LLC Radio frequency (RF) coil array for a magnetic resonance imaging (MRI) system for use in interventional and surgical procedures
US10983185B2 (en) * 2017-11-22 2021-04-20 General Electric Company RF coil array for an MRI system
EP3527999B1 (de) * 2018-02-16 2024-03-27 Siemens Healthineers AG Sendeantenne für eine magnetresonanzeinrichtung
EP3531156B1 (de) * 2018-02-21 2024-03-27 Siemens Healthineers AG Einstellen einer feldverteilung einer antennenanordnung einer magnetresonanzanlage
US11275133B2 (en) 2018-06-11 2022-03-15 Children's Hospital Medical Center Asymmetric birdcage coil
EP3801244A4 (en) * 2018-06-11 2022-03-09 Children's Hospital Medical Center ASYMMETRICAL BIRD CAGE SHAPED COIL FOR MAGNETIC RESONANCE IMAGING (MRI)
CN108547557B (zh) * 2018-06-21 2023-11-10 深圳市金石医疗科技有限公司 柔性射频屏蔽门及磁共振设备
US10684336B2 (en) * 2018-10-24 2020-06-16 General Electric Company Radiofrequency coil and shield in magnetic resonance imaging method and apparatus
CN109444780B (zh) * 2018-11-28 2022-06-21 上海联影医疗科技股份有限公司 发射阵列单元、体发射天线以及磁共振设备
CN110687487A (zh) * 2019-09-30 2020-01-14 东软医疗系统股份有限公司 大体线圈及其制造方法、扫描设备
US11152975B2 (en) 2019-10-16 2021-10-19 Analog Devices International Unlimited Company High frequency galvanic isolators
CN112986881B (zh) * 2019-12-17 2022-12-20 上海联影医疗科技股份有限公司 磁共振系统校准方法、成像方法以及磁共振系统
US11592504B2 (en) * 2020-03-26 2023-02-28 Quality Electrodynamics, Llc MRI coil with a RF shield for radiation or x-ray applications
DE102020204067A1 (de) 2020-03-30 2021-09-30 Siemens Healthcare Gmbh Lokalspule mit Verstimmfunktion
CN113628087B (zh) * 2021-08-20 2022-06-03 轩昂环保科技股份有限公司 城市智慧管家管理系统
US11711894B1 (en) 2022-02-03 2023-07-25 Analog Devices International Unlimited Company Capacitively coupled resonators for high frequency galvanic isolators

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4757290A (en) * 1986-02-20 1988-07-12 Elscint Ltd. Hybrid resonator
US5467017A (en) * 1992-09-30 1995-11-14 Siemens Aktiengesellschaft Antenna arrangement for a nuclear magnetic resonance apparatus
JP2000166895A (ja) * 1998-12-10 2000-06-20 Ge Yokogawa Medical Systems Ltd Ｒｆコイル、ｒｆ磁場形成装置並びに磁気共鳴撮像方法および装置
CN1447126A (zh) * 2002-03-26 2003-10-08 西门子公司 磁共振装置的高频天线
CN1882847A (zh) * 2003-11-18 2006-12-20 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于超高场(shf)mri的rf线圈系统
CN101169473A (zh) * 2006-10-24 2008-04-30 西门子公司 鸟笼式谐振器
CN101467060A (zh) * 2006-06-15 2009-06-24 皇家飞利浦电子股份有限公司 安静的薄rf体线圈

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4916418A (en) 1989-03-31 1990-04-10 Varian Associates, Inc. Double tuned bird cage coil
JP3095402B2 (ja) 1989-07-18 2000-10-03 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置の送受信装置
DE4301557C2 (de) * 1993-01-21 1995-07-06 Siemens Ag Antennenanordnung mit Abschirmung für ein Kernspintomographiegerät
US5777474A (en) * 1996-11-08 1998-07-07 Advanced Imaging Research, Inc. Radio-frequency coil and method for resonance imaging/analysis
US5990681A (en) * 1997-10-15 1999-11-23 Picker International, Inc. Low-cost, snap-in whole-body RF coil with mechanically switchable resonant frequencies
DE10121449A1 (de) * 2001-05-02 2002-11-07 Philips Corp Intellectual Pty MR-Gerät mit einem offenen Magnetsystem und einer Quadratur-Spulenanordnung
US7298145B2 (en) * 2002-10-17 2007-11-20 Ramot At Tel Aviv University Ltd. Radiofrequency magnetic field resonator and a method of designing the same
WO2004048987A2 (en) * 2002-11-27 2004-06-10 Koninklijke Philips Electronics N.V. Degenerate birdcage coil and transmit/receive apparatus and method for same
JP4327119B2 (ja) * 2005-04-22 2009-09-09 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 切換装置、ｒｆコイル及び磁気共鳴撮像装置
JP4844310B2 (ja) * 2006-09-13 2011-12-28 株式会社日立製作所 高周波コイルおよび磁気共鳴撮像装置
JPWO2010150716A1 (ja) * 2009-06-24 2012-12-10 株式会社日立メディコ Ｒｆコイル及び磁気共鳴イメージング装置
WO2011065532A1 (ja) * 2009-11-30 2011-06-03 株式会社 日立メディコ 高周波コイルユニット及び磁気共鳴撮像装置
US9599685B2 (en) * 2010-10-07 2017-03-21 Hitachi, Ltd. Antenna device and magnetic resonance imaging device for suppressing absorption rate of irradiated waves

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4757290A (en) * 1986-02-20 1988-07-12 Elscint Ltd. Hybrid resonator
US5467017A (en) * 1992-09-30 1995-11-14 Siemens Aktiengesellschaft Antenna arrangement for a nuclear magnetic resonance apparatus
JP2000166895A (ja) * 1998-12-10 2000-06-20 Ge Yokogawa Medical Systems Ltd Ｒｆコイル、ｒｆ磁場形成装置並びに磁気共鳴撮像方法および装置
CN1447126A (zh) * 2002-03-26 2003-10-08 西门子公司 磁共振装置的高频天线
CN1882847A (zh) * 2003-11-18 2006-12-20 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于超高场(shf)mri的rf线圈系统
CN101467060A (zh) * 2006-06-15 2009-06-24 皇家飞利浦电子股份有限公司 安静的薄rf体线圈
CN101169473A (zh) * 2006-10-24 2008-04-30 西门子公司 鸟笼式谐振器

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