JP2016178967A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】撮像空間における電場曝露を低減するＲＦ送信コイルおよびそれを用いたオープンＭＲＩ装置を提供する。【解決手段】静磁場を発生する静磁場発生系と、ＲＦ磁場を発生するＲＦ送信コイルと、静磁場に重畳する傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルと、核磁気共鳴信号を検出するＲＦ受信コイルを具備し、ＲＦ送信コイルである平面バードケージコイル７０が、第１の径の外側のリング導体７１と、第１の径より小さい第２の径を有する内側のリング導体７２と、第１のリング導体と第２のリング導体を連結する複数のラング導体７３を有し、第１のリング導体が複数のラング導体より静磁場７６の方向と平行な方向に撮像空間から離れている。【選択図】図６

Description

本発明は、電磁波の送信受信を行うためのコイルを用いた磁気共鳴イメージング技術に関する。

磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）は静磁場とラジオ周波数（Radio Frequency：ＲＦ）の電磁波を用いて体内の臓器や組織を詳細に可視化する技術である。ＭＲＩ装置は、マグネットが発生する均一な静磁場中に被検体を配置し、被検体にＲＦ磁場を照射し、被検体内の核スピンを励起すると共に、核スピンが発生する核磁気共鳴信号を受信し、被検体の画像を構成する。ＲＦ磁場の照射と核磁気共鳴信号の受信はＲＦコイルによって行われ、ＭＲＩ装置に適した種々の形状の送信用ＲＦコイル、受信用ＲＦコイル、あるいは送受信兼用ＲＦコイルが使われる。

典型的なＭＲＩ装置では、トンネル型の超電導磁石が用いられ、１．５テスラや３テスラの高磁場ＭＲＩ装置が主流である。一方、オープンＭＲＩ装置は、一対の永久磁石あるいは超電導磁石を持ち、高い開放性を実現する。オープンＭＲＩ装置は、トンネル型ＭＲＩ装置では適用困難な幼児、閉所恐怖症の被験者、あるいは肥満の被験者にも適用できるというメリットがある。

オープンＭＲＩ装置では、平面バードケージコイルと呼ばれる形状のＲＦコイルが使用される。平面バードケージコイルは、特許文献１などに開示されている。また、特許文献２にはトンネル型ＭＲＩ装置が開示されている。

国際公開番号ＷＯ２００８／１０８０４８ 特開２００３−１７５０１５号公報

ＭＲＩ装置において、静磁場強度が増加すると信号雑音比が向上し、ＭＲＩの画質が向上する傾向にあるが、一方でＲＦ電磁波照射に関する安全管理はより厳しく求められる。国際電気標準会議（International Electrotechnical Commission：ＩＥＣ）は、単位質量あたりの吸収電力量である比吸収率（Specific Absorption Rate：ＳＡＲ）の安全基準をガイドラインによって定めている。ＳＡＲは電場強度の２乗に比例するため、ＳＡＲの安全基準を満たすためには、被検体が強い電場に晒されることを防止する必要がある。例えば、高磁場のトンネル型ＭＲＩ装置において、電場曝露を低減させたトンネル型ＲＦコイルが特許文献２に開示されている。

一方で、オープンＭＲＩ装置で使用されるＲＦコイルに関しては、電場曝露を低減させた技術に関する開示はこれまでなされていない。これは、静磁場強度が１テスラ以下の従来のオープンＭＲＩ装置では、ＲＦ電磁波照射に伴う被検体の電場曝露が小さいため、ＳＡＲの安全管理が深刻でなかったことが背景にある。しかし近年、１テスラ以上の静磁場強度を持つオープンＭＲＩ装置が開発され、オープンＭＲＩ装置においても、電場曝露を低減する技術が必要になると考えられる。

そこで、本発明の目的は、上記の課題を解決するため、被検体への電場曝露を低減することが可能なＭＲＩ装置等を提供することにある。

上記の目的を達成するため、本発明においては、第１の方向に静磁場を発生する静磁場発生系と、ＲＦ磁場を発生するＲＦ送信コイルを含むＲＦ送信系と、静磁場に重畳する傾斜磁場を発生する傾斜磁場系と、核磁気共鳴信号を検出するＲＦ受信コイルを含むＲＦ受信系と、を具備し、ＲＦ送信コイルが、第１の径の第１のリング導体と、第１の径より小さい第２の径を有する第２のリング導体と、第１のリング導体と第２のリング導体を連結する複数のラング導体とを有し、第１のリング導体が複数のラング導体より第１の方向と平行な方向に撮像空間から離れている構成のＭＲＩ装置を提供する。

また、上記の目的を達成するため、本発明においては、第１の方向に静磁場を発生する静磁場発生系と、ＲＦ磁場を発生するＲＦ送信コイルを含むＲＦ送信系と、静磁場に重畳する傾斜磁場を発生する傾斜磁場系と、核磁気共鳴信号を検出するＲＦ受信コイルを含むＲＦ受信系と、を具備し、ＲＦ送信コイルが、第１の径の第１のリング導体と、第１の径より小さい第２の径を有する第２のリング導体と、第１のリング導体と第２のリング導体を連結する複数のラング導体とを有し、第１のリング導体が複数のラング導体各々の重心より第１の方向と平行な方向に撮像空間から離れている構成のＭＲＩ装置を提供する。

本発明によれば、平面バードケージコイルにおいて、電場強度を低減することができるＭＲＩ装置を実現できる。

オープンＭＲＩ装置の一例を示す外観図である。 平面バードケージコイルの一例を示す模式図である。 平面バードケージコイル近傍における電場強度の分布を説明するための図である。 平面バードケージコイルの外側のリング導体の近傍における電場強度の周方向の分布を説明するための図である。 各実施例に係る、ＭＲＩ装置の一構成を示すブロック図である。 実施例１に係る、平面バードケージコイルの構成例を示す図である。 実施例１に係る、平面バードケージコイルの効果を示す図である。 実施例２に係る、平面バードケージコイルの構成例、効果を示す図である。 実施例３に係る、平面バードケージコイルの構成例、効果を示す図である。 実施例４に係る、平面バードケージコイルの構成例を示す図である。 実施例５に係る、平面バードケージコイルの構成例を示す図である。 実施例６に係る、平面バードケージコイルの構成例を示す図である。 実施例７に係る、平面バードケージコイルの構成例、効果を示す図である。 実施例８に係る、平面バードケージコイルの構成例を示す図である。

以下、本発明の種々の実施例を説明するが、それに先立ちオープンＭＲＩ装置、及び平面バードケージコイルの一構成例について説明する。図１にオープンＭＲＩ装置の外観図を示した。同図の装置は、鉛直方向の静磁場発生系を備えたＭＲＩ装置で、テーブル２に寝かせられた被検体１は静磁場発生系のボア内の撮像空間に挿入され撮像される。

図２に典型的な平面バードケージコイルの模式図を示す。以下、本明細書において、対向する１対の平面バードケージコイルによって囲まれる撮像空間の中心を座標原点に、静磁場方向をｚ方向と定義する。図２の(a)は斜視図、図２の(b)は静磁場の方向（ｚ方向）から見た平面図、図２の(c)はｘｚ平面で切った断面図である。

図２の(a)に示されるように、１対の平面バードケージコイル６０は、撮像空間を取り囲むようにして、静磁場に対してコイル面が直交するよう対向して配置される。各平面バードケージコイル６０は、図２の(b)に示されるように、同心円状に配置された外側のリング導体６１と内側のリング導体６２とが、径方向に配置された複数のラング導体６３によって接続された構造を形成する。さらに、外側のリング導体６１および内側のリング導体６２には、複数のキャパシタ６４が直列に接続される。図２の(b)および(c)に示されるように、ラング導体６３には、スイッチング機能を持つダイオード６５が直列に接続される。ダイオード６５のＯＮ／ＯＦＦによってＲＦ磁場の送信／受信時におけるＲＦ送信コイルとＲＦ受信コイルのカップリングが抑制される。

すなわち、基本的な平面バードケージコイルの構成要素は、外側のリング導体と、内側のリング導体と、両者を放射状に接続するラング導体と、リング導体に直列接続されるキャパシタと、ラング導体に直列接続されるダイオードである。また、特許文献１には、外側のリング導体と内側のリング導体に加えて、中間の大きさを持つリング導体を配置してＲＦ磁場の均一性を高めた平面バードケージコイルが開示されている。

続いて、以上の説明した平面バードケージコイルにおいて、本発明が解決しようとする課題について説明する。

図３はオープンＭＲＩ装置で使用されるＲＦコイル、すなわち１対の平面バードケージコイルの近傍における電場強度分布の例を示す。図３の(a)は平面バードケージコイル６０のｘｚ平面における断面図を示す。図３の(b)は、平面バードケージコイル６０から静磁場６６に平行な方向（ｚ軸方向）かつ原点側に数ｃｍ離れた位置における電場強度をプロットしたグラフである。図３の(b)のグラフの横軸はｘ軸方向の位置を表し、外側のリング導体６１の半径をａとする。この分布によれば、電場強度はｘ＝±ａすなわち外側のリング導体６１の近傍において著しく高い傾向にある。上述の通り、ＳＡＲは電場強度の２乗に比例するので、被検体の一部が外側のリング導体６１の近傍に配置された場合、ＳＡＲが局所的に高くなることが懸念される。

図４は外側のリング導体６１の近傍における電場強度の周方向の分布の例を示す。図４の(a)は、図２の(b)と同様、平面バードケージコイル６０の平面図である。図４の(b)は平面バードケージコイル６０の外側のリング導体６１およびキャパシタ６４を１次元に展開して表示した模式図である。図４の(c)は横軸を角度θとして、図４の(b)の各位置から静磁場６６に平行な方向（ｚ軸方向）かつ原点側に数ｃｍ離れた位置における電場強度分布６８を示す。図４の(c)によれば、外側のリング導体６１の近傍における電場強度分布６８は、キャパシタ６４の近傍において著しく高い傾向にある。すなわち、平面バードケージコイル６０では、外側のリング導体６１の近傍、特にキャパシタ６４の近傍において、電場が局所的に高い傾向にある。

したがって、オープンＭＲＩ装置において、被検体１の一部が外側のリング導体６１の近傍、特にキャパシタ６４の近傍に配置された場合、ＳＡＲが局所的に高くなることが懸念される。以上が、本発明が解決する課題を解決する、すなわち、被検体への電場曝露を低減することが可能なオープンＭＲＩ装置用ＲＦコイル、及びＭＲＩ装置の各種の実施形態について説明する。

まず、図５に基づき、各実施形態に共通するオープンＭＲＩ装置の一構成例を説明する。本オープンＭＲＩ装置の外観は図１に示した通りである。図５は、ＭＲＩ装置の全体構成の一例を示すブロック図である。このＭＲＩ装置は、各磁気共鳴(Nuclear Magnetic Resonance：ＮＭＲ)現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図５に示すように、ＭＲＩ装置は静磁場発生系１０と、傾斜磁場コイル２１と傾斜磁場電源２２からなる傾斜磁場発生系と、ＲＦ発振器３１、変調器３２、ＲＦ増幅器ＲＦ送信コイルからなる送信系と、ＲＦ受信コイル４１、信号増幅器４２、位相検波器４３、Ａ／Ｄ変換器４４からなる受信系と、信号処理系５０と、シーケンサ３と、中央処理部（ＣＰＵ）４とを備えて構成される。

静磁場発生系１０は、図１に示した鉛直磁場方式であれば、被検体１の周りの空間にその体軸と実質的に直交する方向に、水平磁場方式であれば、実質的に体軸方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体１の周りに永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源が配置されている。

傾斜磁場発生系は、ＭＲＩ装置の座標系（静止座標系）であるＸ，Ｙ，Ｚの３軸方向に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル２１と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源２２とから成り、シーケンサ３からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源２２を駆動することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの３軸方向に傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを印加する。撮影時には、スライス面（撮影断面）に直交する方向にスライス方向傾斜磁場（Ｇｓ）を印加して被検体１に対するスライス面を設定し、そのスライス面に実質的に直交してかつ互いに直交する残りの２つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場（Ｇｐ）と周波数エンコード方向傾斜磁場（Ｇｆ）を印加して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。

シーケンサ３は、ＲＦ磁場と傾斜磁場をある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段で、ＣＰＵ４の制御で動作し、被検体１の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系、傾斜磁場発生系、及び受信系に送る。

送信系は、被検体１の生体組織を構成する原子の核スピンに核磁気共鳴を起こすために、被検体１にＲＦ磁場を照射するもので、ＲＦ発振器３１から出力されたＲＦ信号をシーケンサ３からの指令によるタイミングで変調器３２により振幅変調し、この振幅変調されたＲＦ信号をＲＦ増幅器３３で増幅した後に被検体１に近接して配置されたＲＦ送信コイル３４に供給することにより、ＲＦ磁場が被検体１に照射される。

受信系は、被検体１の生体組織を構成する原子の核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を検出するものである。受信系においては、送信系のＲＦ送信コイル３４から照射されたＲＦ磁場によって誘起された被検体１の応答のＮＭＲ信号が被検体１に近接して配置されたＲＦ受信コイル４１で検出され、信号増幅器４２で増幅された後、シーケンサ３からの指令によるタイミングで位相検波器４３により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがＡ／Ｄ変換器４４でデジタル信号に変換され、信号処理系５０に送られる。

信号処理系５０は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等を行うもので、磁気ディスク５１、光ディスク５２等の外部記憶装置と、ＣＲＴ等からなるディスプレイ５３と、操作部５４を有し、受信系からのデータがＣＰＵ４に入力されると、ＣＰＵ４が信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体１の断層画像をディスプレイ５３に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク５１等に記録する。

操作部５４は、ＭＲＩ装置の各種制御情報や信号処理系５０で行う処理の制御情報を入力するもので、例えばマウスやキーボード等から成る。この操作部５０はディスプレイ５３に近接して配置され、操作者がディスプレイ５３を見ながら操作部５４を通してインタラクティブにＭＲＩ装置の各種処理を制御する。

なお、図５において、送信系のＲＦ送信コイル３４と傾斜磁場コイル２１は、被検体１が挿入される静磁場発生系１０の静磁場空間内に、鉛直磁場方式であれば被検体１に対向して、水平磁場方式であれば被検体１を取り囲むようにして設置される。また、受信系のＲＦ受信コイル４１は、被検体１に対向して、或いは取り囲むように設置されている。

現在ＭＲＩ装置の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質である水素原子核（プロトン）である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を２次元もしくは３次元的に撮像する。

実施例１は、第１の方向に静磁場を発生する静磁場発生系と、ＲＦ磁場を発生するＲＦ送信コイルを含むＲＦ送信系と、静磁場に重畳する傾斜磁場を発生する傾斜磁場系と、核磁気共鳴信号を検出するＲＦ受信コイルを含むＲＦ受信系と、を具備し、ＲＦ送信コイルが、第１の径の第１のリング導体と、第１の径より小さい第２の径を有する第２のリング導体と、第１のリング導体と第２のリング導体を連結する複数のラング導体とを有し、第１のリング導体が複数のラング導体より第１の方向と平行な方向に撮像空間から離れている構成の磁気共鳴イメージング装置、及びそのＲＦ送信コイルである平面バードケージコイルの実施例である。図１に示した鉛直磁場方式の場合、静磁場の方向である第１の方向は、鉛直方向である。

図６は実施例１に係る平面バードケージコイルの一構成例を示す図である。図６の(a)は本実施例の平面バードケージコイル７０の平面図、図６の(b)はｘｚ平面における断面図を示す。ここで、１対の平面バードケージコイルによって挟まれた空間が撮像空間であり、この撮像空間の中心を原点とし、静磁場の方向をｚ軸方向と定義する。図２に示される従来の平面バードケージコイルでは、外側のリング導体６１、内側のリング導体６２、ラング導体６３、キャパシタ６４、ダイオード６５が同一平面上に配置されているのに対して、図６に示される本実施例の平面バードケージコイルでは、第１のリング導体である外側のリング導体７１が、ラング導体７３よりも、ｘｙ平面すなわち撮像空間の中心を通りコイル面に平行な平面から離れている。言い換えるなら、第１のリング導体が複数のラング導体より静磁場の方向である第１の方向と平行な方向に撮像空間から離れている。例えば、ＭＲＩ装置の撮像空間が４５〜５０ｃｍの場合、１〜５ｃｍ程度離すことが望ましい。

さらに、外側のリング導体７１とラング導体６３とが、ダイオード６５によって接続される。すなわち、第１のリング導体である外側のリング導体が、複数のラング導体各々とダイオードを介して接続されている、ここで、各ダイオード７５の２つの端子のうち、第１の端子は外側のリング導体７１に接続され、第２の端子はラング導体７３の端部に接続されることが望ましい。すなわち、ダイオード７５は平面バードケージコイルの外側のリング導体７１とラング導体７３との間にできる段差の位置に配置されることが望ましい。ダイオード７５を段差の位置に配置することにより、発熱するダイオード７５を撮像空間すなわち被検体から離すことができ、安全性を高めることができる。

図７は本実施例における平面バードケージコイルの構成例および効果を示す図である。図７の(a)は図６の(b)と同様、本実施例の平面バードケージコイル７０のｘｚ平面における断面図である。図７の(b)の点線のプロットは、図３の(b)で示される従来の平面バードケージコイル６０の電場強度分布６７を示す。図７の(b)の実線のプロットは、図３の(b)と同じ位置、すなわち平面バードケージコイル７０のラング導体７３から静磁場７６に平行な方向（ｚ軸方向）かつ原点側に数ｃｍ離れた位置における電場強度分布７７を示す。図７の(b)のグラフの横軸はｘ軸方向の位置を表し、外側のリング導体７１の半径をａとする。この分布によれば、本実施例の平面バードケージコイル７０の電場強度分布７７は、従来の平面バードケージコイル６０の電場強度分布６７に比べて、ｘ＝±ａすなわち外側のリング導体の近傍において著しく低い。したがって、本実施例の平面バードケージコイル７０によれば、従来よりも電場曝露が低減され、安全性に関して優れたＭＲＩ装置、及びＭＲＩ装置用ＲＦ送信コイルを提供できる。

実施例２は、実施例１の構成に加え、第２のリング導体である内側のリング導体が、複数のラング導体より第１の方向と平行な方向に撮像空間から離れている構成を有するＭＲＩ装置、及びそのＲＦ送信コイルの実施例である。

図８は実施例２に係る、平面バードケージコイルの構成例および効果を示す図である。図８の(a)は本実施例の平面バードケージコイル８０のｘｚ平面における断面図を示す。ここで、実施例１の図７の(a)に示される平面バードケージコイル７０では、第１のリング導体である外側のリング導体７１のみが、ラング導体７３よりも、ｘｙ平面すなわち撮像空間の中心を通りコイル面に平行な平面から離れているのに対し、本実施例の図８の(a)に示される平面バードケージコイル８０では、外側のリング導体８１と第２のリング導体である内側のリング導体８２が、ラング導体８３よりも、撮像空間の中心を通りコイル面に平行な平面から離れている。さらに、外側のリング導体８１とラング導体８３とが、ダイオード８５によって接続される。図８では、外側のリング導体８１とラング導体８３とが、ダイオード８５によって接続される例を示したが、内側のリング導体８２とラング導体８３とが、ダイオード８５によって接続されてもよい。

ここで、各ダイオード８５の２つの端子のうち、第１の端子は外側のリング導体８１または内側のリング導体８２に接続され、第２の端子はラング導体８３の端部に接続されることが望ましい。すなわち、ダイオード８５は平面バードケージコイルの外側のリング導体８１または内側のリング導体８２とラング導体８３との間にできる段差の位置に配置されることが望ましい。ダイオード８５を段差の位置に配置することにより、発熱するダイオード８５を撮像空間すなわち被検体から離すことができ、安全性を高めることができる。

図８の(b)の点線のプロットは図３の(b)で示される従来の平面バードケージコイル６０の電場強度分布６７を示す。図８(b)の実線のプロットは、図３(b)と同じ位置、すなわち平面バードケージコイル８０のラング導体８３から静磁場８６に平行な方向（ｚ軸方向）かつ原点側に数ｃｍ離れた位置における電場強度分布８７を示す。また、図８(b)のグラフの横軸はｘ軸方向の位置を表し、外側のリング導体８１の半径をａとする。

この分布によれば、本実施例の平面バードケージコイル８０の電場強度分布８７は、従来の平面バードケージコイル６０の電場強度分布６７に比べて、ｘ＝±ａすなわち外側のリング導体の近傍だけでなく、ｘ＝０すなわち内側のリング導体の近傍においても著しく低い。したがって、本実施例の平面バードケージコイル８０によれば、従来よりも電場曝露が低減され、安全性に関して優れたＭＲＩ装置、及びＭＲＩ装置用ＲＦ送信コイルを提供できる。

実施例３は、第１のリング導体が、直列接続された複数の第１のキャパシタを具備し、複数の第１のキャパシタが第１のリング導体より第１の方向と平行な方向に撮像空間から離れている構成のＭＲＩ装置、及びそのＲＦ送信コイルの実施例である。また、第２のリング導体が、直列接続された複数の第２のキャパシタを具備し、複数の第２のキャパシタが第２のリング導体より第１の方向と平行な方向に撮像空間から離れている構成のＭＲＩ装置、及びそのＲＦ送信コイルの実施例である。

図９は実施例３に係る平面バードケージコイルの一構成例および効果を示す図である。図９の(a)は平面バードケージコイル９０の平面図である。図９の(b)は平面バードケージコイル９０の第１のリング導体である外側のリング導体９１およびキャパシタ６４を１次元に展開して表示した模式図である。ここで、図４の(b)に示される従来の平面バードケージコイル６０では、キャパシタ６４と外側のリング導体６１が同一平面上に配置されているのに対して、図９の(b)に示される本実施例の平面バードケージコイルでは、キャパシタ９４が、外側のリング導体９１よりも、ｘｙ平面すなわち撮像空間の中心を通りコイル面に平行な平面から離れている。

図９の(c)の点線のプロットは図４の(c)で示される従来の平面バードケージコイル６０の外側のリング導体６１の近傍における電場強度分布６８を示す。図９の(c)の実線のプロットは、図４の(c)と同じ位置、すなわち図９の(b)の各位置から静磁場９６に平行な方向（ｚ軸方向）かつ原点側に数ｃｍ離れた位置における電場強度分布９８を示す。図９の(c)によれば、本実施例の平面バードケージコイル９０の電場強度分布９８は、従来の平面バードケージコイル６０の電場強度分布６８に比べて、キャパシタの近傍において著しく低い。したがって、本実施例の平面バードケージコイル９０によれば、従来よりも電場曝露が低減され、安全性に関して優れたＭＲＩ装置、及びＭＲＩ装置用ＲＦ送信コイルを提供できる。

なお、本実施例では、外側のリング導体９１に直列接続されたキャパシタ７４を外側のリング導体９１よりも相対的にｘｙ平面から離した例を示したが、同様に、第２のリング導体である内側のリング導体９２に直列接続されたキャパシタ７４を内側のリング導体９２よりも相対的にｘｙ平面から離した平面バードケージコイルも本実施例の一例であり、上記と同様の効果が得られる。

本実施例は、第１の実施例あるいは第２の実施例と組み合わせることによって各実施例の効果を高めることができる。すなわち、外側のリング導体９１かつ／または内側のリング導体９２が、ラング導体９３よりも相対的にｘｙ平面から離れており、かつ外側のリング導体９１に直列接続されたキャパシタ７４が外側のリング導体９１よりも相対的にｘｙ平面から離れており、かつ／または内側のリング導体９２に直列接続されたキャパシタ７４が内側のリング導体９２よりも相対的にｘｙ平面から離れている平面バードケージコイルも本実施例の一例である。

実施例４は、ＲＦ送信コイルが、第１のリング導体の径と第２リング導体の径との中間の径を有し、複数のラング導体に接続された第３のリング導体を更に有し、第１のリング導体、第２のリング導体、及び第３のリング導体が、複数のラング導体より第１の方向と平行な方向に撮像空間から離れている構成を有するＭＲＩ装置、及びそのＲＦ送信コイルの実施例である。

図１０は実施例４に係る平面バードケージコイルの一構成例と効果を示す図である。図１０の(a)は本実施例の平面バードケージコイル１００の平面図、図１０の(b)はｘｚ平面における断面図を示す。図１０に示される実施例の平面バードケージコイルでは、第１のリング導体である外側のリング導体１０１、第２のリング導体である内側のリング導体１０２に加えて、第３のリング導体である中間のリング導体１０３を備える。前述のように、中間のリング導体１０３は、ＲＦ磁場の均一性を高める効果がある。本実施例の平面バードケージコイル１００では、外側のリング導体１０１と内側のリング導体１０２と中間のリング導体１０３が、ラング導体１０４ａおよび１０４ｂよりも、撮像空間の中心を通りコイル面に平行な平面から離れている。さらに、ラング導体１０４ａは、ダイオード１０６によって、外側のリング導体１０１あるいは中間のリング導体１０３と接続される。また、必要に応じてラング導体１０４ｂも、ダイオード１０６によって、内側のリング導体１０２あるいは中間のリング導体１０３と接続しても構わない。

ここで、各ダイオード１０６の２つの端子のうち、第１の端子は外側のリング導体１０１または内側のリング導体１０２または中間のリング導体１０３に接続され、第２の端子はラング導体１０４ａまたは１０４ｂに接続されることが望ましい。すなわち、ダイオード１０６は平面バードケージコイル１００の外側のリング導体１０１または内側のリング導体１０２または中間のリング導体１０３リング導体と、ラング導体１０４ａまたは１０４ｂとの間にできる段差の位置に配置されることが望ましい。ダイオード１０６を段差の位置に配置することにより、発熱するダイオード１０６を撮像空間すなわち被検体から離すことができ、安全性を高めることができる。

図１０の(c)の点線のプロットは中間のリング導体を持つ従来の平面バードケージコイルの電場強度分布１０８を示す。図１０の(c)の実線のプロットは、本実施例の平面バードケージコイル１００のラング導体１０４ａおよび１０４ｂから静磁場１０７に平行な方向（ｚ軸方向）かつ原点側に数ｃｍ離れた位置における電場強度分布１０９を示す。図１０の(c)のグラフの横軸はｘ軸方向の位置を表し、外側のリング導体１０１の半径をａ、中間のリング導体１０３の半径をｂとする。この分布によれば、中間のリング導体１０３を持つ本実施例の平面バードケージコイル１００の電場強度分布１０９は、中間のリング導体を持つ従来の平面バードケージコイルの電場強度分布１０８に比べて、ｘ＝±ａすなわち外側のリング導体の近傍、ｘ＝±ｂすなわち中間のリング導体の近傍、ｘ＝０すなわち内側のリング導体の近傍において著しく低い。したがって、本実施例の平面バードケージコイル１００によれば、従来よりも電場曝露が低減され、安全性に関して優れたＭＲＩ装置、及びＭＲＩ装置用ＲＦ送信コイルを提供できる。

実施例５は、静磁場の方向である鉛直方向に二つのＲＦ送信コイルが配置され、二つのＲＦ送信コイルの少なくとも一つにおいて、第１のリング導体が複数のラング導体より鉛直方向に撮像空間から離れている構成を有するＭＲＩ装置、及びそのＲＦ送信コイルの実施例である。言い換えると、核磁気共鳴信号を検出する対向する２つのＲＦ受信コイルを具備し、２つのＲＦ送信コイルが、第１の径の第１のリング導体と、第１の径より小さい第２の径を有する第２のリング導体と、第１のリング導体と第２のリング導体を連結する複数のラング導体を有し、２つのＲＦ送信コイルの少なくとも１つにおいて、第１のリング導体が複数のラング導体より鉛直方向に撮像空間から離れている構成の実施例である。

図１１は本実施例における平面バードケージコイルの一例を示す図である。本例では、実施例１で示した平面バードケージコイル７０と従来の平面バードケージ６０を組み合わせたＲＦ送信コイルを構成している。図１１のｚ方向を鉛直方向上向きと定義すると、撮像空間に被検体を搭載するテーブルは、原点と平面バードケージコイル６０との間に配置される。テーブル自体に数ｃｍ程度の厚みがある場合、平面バードケージコイル６０に由来する電場曝露が問題とならない場合が考えられる。この場合、上部の平面バードケージコイル７０にのみ実施例１の構成を適用するだけで、従来よりも電場曝露が低減され、安全性に関して優れたＭＲＩ装置、及びＭＲＩ装置用ＲＦ送信コイルを提供できる。本実施例では、従来の平面バードケージコイルと実施例１のバードケージコイル７０とを組み合わせた例を示したが、実施例２または実施例３または実施例４に記載各平面バードケージコイルと従来の平面バードケージコイルの組み合わせも本実施例の構成に含まれる。

実施例６は、ＲＦ送信コイルが、非金属材料によって形成される支持体の上に配置され、支持体が鍔状部と平面部と段差部とを有し、第１のリング導体が鍔状部に配置され、ラング導体が平面部に形成され、第１のリング導体が複数のラング導体の各々とダイオードを介して接続され、ダイオードが段差部に配置されている構成を有するＭＲＩ装置、及びそのＲＦ送信コイルの実施例である。

図１２は実施例６に係る平面バードケージコイルの一構成例を示す図である。図１２の(a)は、本実施例の平面バードケージコイル７０の支持体１１０の斜視図である。支持体１１０は、鍔状部１１１と平面部１１２と段差部１１３、更には通気口１１４を持ち、繊維強化プラスチック（ＦＲＰ）などの非金属材料によって形成される。鍔状部１１１と平面部１１２の面はそれぞれ静磁場７６の方向と垂直となるように配置されることが望ましい。平面バードケージコイル７０は、銅箔などの薄い金属体によって形成され、可撓性を持つため、支持体１１０の上に形成されることが望ましい。また、ダイオード７５を段差部１１３に配置することにより、局所的に発熱するダイオード７５を撮像空間すなわち被検体から離すことができ、安全性を高めることができる。さらに、半田付けなどの組み立て作業が簡便となる効果がある。

ラング導体７３が長くなれば、さらに、ＲＦコイルの空冷効果を高めるため、支持体１１０には平面部１１２に通気口１１４を形成し、鍔状部１１１、平面部１１２、段差部１１３には複数のスリット穴やパンチ穴を形成する。

なお、本実施例では、実施例１のバードケージコイル７０を支持体１１０に搭載する例を示したが、実施例２または実施例３または実施例４に記載の平面バードケージコイルにおいても、同様にコイル形状に合わせて形成された支持体の上にコイルが保持されるものとする。したがって、本実施例の平面バードケージコイルによれば、従来よりも電場曝露が低減され、安全性に関して優れ、変形する恐れが少なく、発熱が少なく、かつ組み立て作業が簡便なＭＲＩ装置、及びＭＲＩ装置用ＲＦ送信コイルを提供できる。

実施例７は、第１の方向に静磁場を発生する静磁場発生系と、ＲＦ磁場を発生するＲＦ送信コイルを含むＲＦ送信系と、静磁場に重畳する傾斜磁場を発生する傾斜磁場系と、核磁気共鳴信号を検出するＲＦ受信コイルを含むＲＦ受信系と、を具備し、ＲＦ送信コイルが、第１の径の第１のリング導体と、第１の径より小さい第２の径を有する第２のリング導体と、第１のリング導体と第２のリング導体を連結する複数のラング導体とを有し、第１のリング導体が複数のラング導体各々の重心より第１の方向と平行な方向に撮像空間から離れている構成を有するＭＲＩ装置、及びそのＲＦ送信コイルの実施例である。

図１３は実施例７に係る、平面バードケージコイルの一構成例と効果を示す図である。図１３の(a)は実施例７の平面バードケージコイル１２０の平面図、図１３の(b)はｘｚ平面における断面図を示す。ここで、１対の平面バードケージコイルによって挟まれた空間が撮像空間であり、この撮像空間の中心を原点とし、静磁場の方向をｚ軸方向と定義する。図１３に示される本実施例の平面バードケージコイルでは、外側のリング導体１２１が、複数本のラング導体１２３各々の重心よりも、ｘｙ平面すなわち撮像空間の中心を通りコイル面に平行な平面から離れている。さらに、外側のリング導体１２１とラング導体１２３とが、ダイオード１２５によって接続される。ここで、各ダイオード１２５の２つの端子のうち、第１の端子は外側のリング導体１２１に接続され、第２の端子はラング導体１２３の端部に接続されることが望ましい。ラング導体１２３の他の端部は、内側のリング導体１２２に接続されている。ラング導体１２３各々の重心は、ラング導体１２３が均一な径を有する場合、その両端部のほぼ中間点に位置する。この配置により、発熱するダイオード１２５を撮像空間すなわち被検体から離すことができ、安全性を高めることができる。

図１３の(c)の点線のプロットは図３の(b)で示される従来の平面バードケージコイル６０の電場強度分布６７を示す。図１３の(c)の実線のプロットは、図３の(b)と同じ位置、すなわち平面バードケージコイル７０のラング導体７３の原点に最も近い点から静磁場１２６に平行な方向（ｚ軸方向）かつ原点側に数ｃｍ離れた位置における電場強度分布１２７を示す。図１３の(c)のグラフの横軸はｘ軸方向の位置を表し、外側のリング導体１２１の半径をａとする。この分布によれば、本実施例の平面バードケージコイル１２０の電場強度分布１２７は、従来の平面バードケージコイル６０の電場強度分布６７に比べて、ｘ＝±ａすなわち外側のリング導体の近傍において著しく低い。したがって、本実施例の平面バードケージコイル１２０によれば、従来よりも電場曝露が低減され、安全性に関して優れたＭＲＩ装置、及びＭＲＩ装置用ＲＦ送信コイルを提供できる。

なお、本実施例では、外側のリング導体１２１が、ラング導体１２３の重心よりもｘｙ平面すなわち撮像空間の中心を通りコイル面に平行な平面から離れている例を示したが、内側のリング導体１２２も同様に、ラング導体１２３の重心よりもｘｙ平面すなわち撮像空間の中心を通りコイル面に平行な平面から離れている平面バードケージコイル、例えば、その重心点付近でＶ字型に折れ曲がっているラング導体１２３を有する構成の平面バードケージコイルも本実施例の構成に含まれる。

実施例８は、第１の方向に静磁場を発生する静磁場発生系と、ＲＦ磁場を発生するＲＦ送信コイルを含むＲＦ送信系と、静磁場に重畳する傾斜磁場を発生する傾斜磁場系と、核磁気共鳴信号を検出するＲＦ受信コイルを含むＲＦ受信系と、を具備し、ＲＦ送信コイルが、リング導体と、リング導体を放射状に連結する複数のラング導体とを有し、リング導体が複数のラング導体より第１の方向と平行な方向に撮像空間から離れている構成の磁気共鳴イメージング装置、及びそのＲＦ送信コイルである平面バードケージコイルの実施例である。

図１４は実施例８に係る平面バードケージコイルの一構成例を示す図である。図１４の(a)は本実施例の平面バードケージコイル１３０の平面図、図１４の(b)はｘｚ平面における断面図を示す。本実施例のＲＦ送信コイルとなる平面バードケージコイル１３０は、リング導体１３１と、複数のラング導体１３３、複数のキャパシタ１３４、複数のダイオード１３５で構成される。ここで、１対の平面バードケージコイルによって挟まれた空間が撮像空間であり、この撮像空間の中心を原点とし、静磁場の方向をｚ軸方向と定義する。図１４に示される本実施例の平面バードケージコイルでは、リング導体１３１が、ラング導体１３３よりも、ｘｙ平面すなわち撮像空間の中心を通りコイル面に平行な平面から離れている。言い換えるなら、第１のリング導体が複数のラング導体より静磁場の方向である第１の方向と平行な方向に撮像空間から離れている。したがって、本実施例の平面バードケージコイル１３０によれば、実施例１の場合と同様に、従来よりも電場曝露が低減され、安全性に関して優れたＭＲＩ装置、及びＭＲＩ装置用ＲＦ送信コイルを提供できる。

さらに、リング導体１３１とラング導体１３３とが、ダイオード１３５によって接続される。すなわち、リング導体が、複数のラング導体各々とダイオードを介して接続されている、ここで、各ダイオード１３５の２つの端子のうち、第１の端子はリング導体１３１に接続され、第２の端子はラング導体１３３の端部に接続されることが望ましい。すなわち、ダイオード１３５は平面バードケージコイルの外側のリング導体１３１とラング導体１３３との間にできる段差の位置に配置されることが望ましい。ダイオード１３５を段差の位置に配置することにより、発熱するダイオード１３５を撮像空間すなわち被検体から離すことができ、安全性を高めることができる。

以上説明したように、本発明では、平面バードケージコイルに特徴的な状況を鑑み、被検体へのＲＦ電磁波照射に伴う電場曝露を低減し、電磁エネルギーの生体吸収、すなわちＳＡＲを従来よりも低減する平面バードケージコイルからなるＲＦ送信コイル、およびそれを用いたオープンＭＲＩ装置を提供することができる。

なお、本発明は上記した実施例に限定されるものではなく、様々な変形例が含まれる。例えば、上記した実施例は本発明のより良い理解のために詳細に説明したのであり、必ずしも説明の全ての構成を備えるものに限定されものではない。また、ある実施例の構成の一部を他の実施例の構成に置き換えることが可能であり、また、ある実施例の構成に他の実施例の構成を加えることが可能である。例えば、実施例８の構成に、実施例３、実施例５、実施例６、実施例７の構成を加えることができる。また、各実施例の構成の一部について、他の構成の追加・削除・置換をすることが可能である。

以上図面を用いて詳述した記載中には、特許請求の範囲に記載した発明のみならず多くの発明が開示されている。その一部を以下に列記する。

＜列記１＞
静磁場中にＲＦ磁場を発生するオープンＭＲＩ装置用ＲＦ送信コイルであって、
第１の径の第１のリング導体と、
前記第１の径より小さい第２の径を有する第２のリング導体と、
前記第１のリング導体と前記第２のリング導体を連結する複数のラング導体とを有し、
前記第１のリング導体が前記複数のラング導体より、前記静磁場の方向と平行な方向に撮像空間から離れている、ことを特徴とするＲＦ送信コイル。

＜列記２＞
列記１に記載のＲＦ送信コイルであって、
前記第２のリング導体が前記複数のラング導体より、前記静磁場の方向と平行な方向に撮像空間から離れている、ことを特徴とするＲＦ送信コイル。

＜列記３＞
列記１に記載のＲＦ送信コイルであって、
前記第１のリング導体が、前記複数のラング導体の各々とダイオードを介して接続されている、ことを特徴とするＲＦ送信コイル。

＜列記４＞
列記１に記載のＲＦ送信コイルであって、
前記第１のリング導体が、直列接続された複数の第１のキャパシタを具備し、前記複数の第１のキャパシタが前記第１のリング導体より前記静磁場の方向と平行な方向に撮像空間から離れている、ことを特徴とするＲＦ送信コイル。

＜列記５＞
列記１に記載のＲＦ送信コイルであって、
前記第２のリング導体が、直列接続された複数の第２のキャパシタを具備し、前記複数の第２のキャパシタが前記第２のリング導体より前記静磁場の方向と平行な方向に撮像空間から離れている、ことを特徴とするＲＦ送信コイル。

＜列記６＞
列記１に記載のＲＦ送信コイルであって、
第１の径の第１のリング導体と、前記第１の径より小さい第２の径を有する第２のリング導体と、前記第１の径と前記第２の径との中間の第３の径を有する第３のリング導体と、前記第１のリング導体と前記第２のリング導体と前記第３のリング導体を連結する複数のラング導体を有し、前記第１のリング導体と前記第２のリング導体と前記第３のリング導体が、前記複数のラング導体より第１の方向と平行な方向に撮像空間から離れている、
ことを特徴とするＲＦ送信コイル。

＜列記７＞
列記１に記載のＲＦ送信コイルであって、
前記ＲＦ送信コイルが、非金属材料によって形成される支持体の上に配置され、前記支持体が鍔状部と平面部と段差部を有し、前記第１のリング導体が前記鍔状部に配置され、前記ラング導体が前記平面部に形成され、前記第１のリング導体が、前記複数のラング導体の各々とダイオードを介して接続され、前記ダイオードが段差部に配置されている、ことを特徴とするＲＦ送信コイル。

＜列記８＞
列記７に記載のＲＦ送信コイルであって、
前記平面部に通気口を有する、ことを特徴とするＲＦ送信コイル。

＜列記９＞
鉛直方向に発生した静磁場に設置されＲＦ磁場を発生する、対向する２つのオープンＭＲＩ装置用ＲＦ送信コイルであって、
前記２つのＲＦ送信コイルが、第１の径の第１のリング導体と、前記第１の径より小さい第２の径を有する第２のリング導体と、前記第１のリング導体と前記第２のリング導体を連結する複数のラング導体を有し、前記２つのＲＦ送信コイルの少なくとも１つにおいて、前記第１のリング導体が前記複数のラング導体より前記鉛直方向に撮像空間から離れている、ことを特徴とするＲＦ送信コイル。

＜列記１０＞
第１の方向の静磁場に設置されるオープンＭＲＩ装置用ＲＦ送信コイルであって、
第１の径の第１のリング導体と、前記第１の径より小さい第２の径を有する第２のリング導体と、前記第１のリング導体と前記第２のリング導体を連結する複数のラング導体を有し、前記第１のリング導体が前記ラング導体の重心より第１の方向と平行な方向に撮像空間から離れている、ことを特徴とするＲＦ送信コイル。

＜列記１１＞
第１の方向に静磁場を発生する静磁場発生系と、
ＲＦ磁場を発生するＲＦ送信コイルを含むＲＦ送信系と、
前記静磁場に重畳する傾斜磁場を発生する傾斜磁場系と、
核磁気共鳴信号を検出するＲＦ受信コイルを含むＲＦ受信系と、を具備し、
前記ＲＦ送信コイルが、
リング導体と、前記リング導体を放射状に連結する複数のラング導体を有し、
前記リング導体が前記複数のラング導体より前記第１の方向と平行な方向に撮像空間から離れている、ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

＜列記１２＞
列記１１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記第１の方向が鉛直方向である、ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

＜列記１３＞
列記１１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記リング導体が、前記複数の前記ラング導体の各々とダイオードを介して接続されている、ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

＜列記１４＞
列記１１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記リング導体が、直列接続された複数のキャパシタを具備し、複数の前記第１のキャパシタが前記リング導体より前記第１の方向と平行な方向に撮像空間から離れている、ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

＜列記１５＞
列記１１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記第１の方向が鉛直方向であり、
前記鉛直方向に二つの前記ＲＦ送信コイルが配置され、
二つの前記ＲＦ送信コイルの少なくとも一つにおいて、前記リング導体が複数の前記ラング導体より鉛直方向に前記撮像空間から離れている、ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

＜列記１６＞
列記１１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記ＲＦ送信コイルが、非金属材料によって形成される支持体の上に配置され、前記支持体が鍔状部と平面部と段差部とを有し、前記リング導体が前記鍔状部に配置され、前記ラング導体が前記平面部に形成され、前記リング導体が、前記複数のラング導体の各々とダイオードを介して接続され、前記ダイオードが前記段差部に配置されている、ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

＜列記１７＞
第１の方向に静磁場を発生する静磁場発生系と、
ＲＦ磁場を発生するＲＦ送信コイルを含むＲＦ送信系と、
前記静磁場に重畳する傾斜磁場を発生する傾斜磁場系と、
核磁気共鳴信号を検出するＲＦ受信コイルを含むＲＦ受信系と、を具備し、
前記ＲＦ送信コイルが、
リング導体と、前記リング導体を放射状に連結する複数のラング導体とを有し、
前記リング導体が前記複数のラング導体各々の重心より前記第１の方向と平行な方向に撮像空間から離れている、ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

１ 被検体
２ テーブル
３ シーケンサ
４ 中央処理装置（ＣＰＵ）
１０ 静磁場発生系
２１ 傾斜磁場コイル
２２ 傾斜磁場電源
３１ ＲＦ発振器
３２ 変調器
３３ ＲＦ増幅器
３４ ＲＦ送信コイル
４１ ＲＦ受信コイル
４２ 信号増幅器
４３ 位相検波器
４４ Ａ／Ｄ変換器
５０ 信号処理系
５１ 磁気ディスク
５２ 光ディスク
５３ ディスプレイ
５４ 操作部
６０、７０、８０、９０、１００、１２０、１３０ 平面バードケージコイル
６１、７１、８１、９１、１０１、１２１、１３１ 外側のリング導体
６２，７２、８２、９２、１０２、１２２ 内側のリング導体
６３、７３、８３、９３、１０４ａ、１０４ｂ、１２３、１３３ ラング導体
６４、７４、８４、９４、１０５、１２４、１３４ キャパシタ
６５、７５、８５、９５、１０７、１２５、１３５ ダイオード
６６、７６、８６、９６、１０６、１２６、１３６ 静磁場
６７、６８、１０８、 従来の平面バードケージコイル近傍の電場強度分布
７７、８７、９８、１０９、１２７ 実施例の平面バードケージコイル近傍の電場強度分布
１０３ 中間のリング導体
１１０ 支持体
１１１ 鍔状部
１１２ 平面部
１１３ 段差部
１１４ 通気口

Claims (10)

1. 第１の方向に静磁場を発生する静磁場発生系と、
   ＲＦ磁場を発生するＲＦ送信コイルを含むＲＦ送信系と、
   前記静磁場に重畳する傾斜磁場を発生する傾斜磁場系と、
   核磁気共鳴信号を検出するＲＦ受信コイルを含むＲＦ受信系と、を具備し、
   前記ＲＦ送信コイルが、
   第１の径の第１のリング導体と、
   前記第１の径より小さい第２の径を有する第２のリング導体と、
   前記第１のリング導体と前記第２のリング導体を連結する複数のラング導体とを有し、
   前記第１のリング導体が前記複数のラング導体より前記第１の方向と平行な方向に撮像空間から離れている、
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記第１の方向が鉛直方向である、
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記第２のリング導体が前記複数のラング導体より前記第１の方向と平行な方向に撮像空間から離れている、
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記第１のリング導体が、前記複数の前記ラング導体の各々とダイオードを介して接続されている、
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
5. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記第１のリング導体が、直列接続された複数の第１のキャパシタを具備し、複数の前記第１のキャパシタが前記第１のリング導体より前記第１の方向と平行な方向に撮像空間から離れている、
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
6. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記第２のリング導体が、直列接続された複数の第２のキャパシタを具備し、複数の前記第２のキャパシタが前記第２のリング導体より前記第１の方向と平行な方向に撮像空間から離れている、
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
7. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記ＲＦ送信コイルは、
   前記第１のリング導体の径と前記第２リング導体の径との中間の径を有し、前記複数のラング導体に接続された第３のリング導体を更に有し、
   前記第１、第２、第３のリング導体が、前記複数のラング導体より前記第１の方向と平行な方向に撮像空間から離れている、
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
8. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記第１の方向が鉛直方向であり、
   前記鉛直方向に二つの前記ＲＦ送信コイルが配置され、
   二つの前記ＲＦ送信コイルの少なくとも一つにおいて、前記第１のリング導体が複数の前記ラング導体より鉛直方向に前記撮像空間から離れている、
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
9. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記ＲＦ送信コイルが、非金属材料によって形成される支持体の上に配置され、前記支持体が鍔状部と平面部と段差部とを有し、前記第１のリング導体が前記鍔状部に配置され、前記ラング導体が前記平面部に形成され、前記第１のリング導体が、前記複数のラング導体の各々とダイオードを介して接続され、前記ダイオードが前記段差部に配置されている、
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
10. 第１の方向に静磁場を発生する静磁場発生系と、
    ＲＦ磁場を発生するＲＦ送信コイルを含むＲＦ送信系と、
    前記静磁場に重畳する傾斜磁場を発生する傾斜磁場系と、
    核磁気共鳴信号を検出するＲＦ受信コイルを含むＲＦ受信系と、を具備し、
    前記ＲＦ送信コイルが、
    第１の径の第１のリング導体と、
    前記第１の径より小さい第２の径を有する第２のリング導体と、
    前記第１のリング導体と前記第２のリング導体を連結する複数のラング導体とを有し、
    前記第１のリング導体が前記複数のラング導体各々の重心より前記第１の方向と平行な方向に撮像空間から離れている、
    ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

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