JP4733177B2 - 磁気共鳴撮像装置および磁気共鳴撮像装置用ｒｆコイル - Google Patents

Description

本発明は磁気共鳴撮像装置（以下、ＭＲＩ装置という）装置に係わり、特に核磁気共鳴信号を検出する受信コイル（RFコイル）に関わる。

ＭＲＩでは、位相エンコードを与える傾斜磁場強度（位相エンコード量）を変えながらシーケンスを繰返し実行し、画像再構成に必要なエコー信号を取得する。このため撮像時間は位相エンコード数および繰り返し時間に依存し、その短縮が望まれている。

撮像時間を短縮する技術として、複数個のＲＦコイルと画像の折り返しを利用した技術（この技術はパラレルイメージングと称されており、以下、パラレルイメージングと呼ぶ）が実用化され始めている（非特許文献１）。

パラレルイメージングを実現するためには、まず、複数個のサブコイル間の互いの電磁気的カップリングが十分小さい必要がある。サブコイル間の電磁気的カップリングがあると、コイル間でノイズが干渉し、画像のS/Nを劣化させる。次に、複数個のサブコイルの配置を適切なものとする必要がある。サブコイルの配置が適切でないと、画像のS/Nが部分的に劣化する。サブコイルの配置が適切かどうかを評価する基準の一つとしてGeometry factor(以下、G-factorと略す)と呼ばれる基準がある。G-factorは撮影断面における各サブコイルの感度分布から導かれる数値であり、画像の被写体の存在する部分のG-factorはなるべく小さいことが望まれる。

パラレルイメージングは、主に高磁場の水平磁場機上で開発が行われ、水平磁場機対応の受信コイルは種々提案されている。垂直磁場に対応する受信コイルの配置は、特許文献１、特許文献２に提案されている。垂直磁場型ＭＲＩでは、水平磁場型に比べ、被写体深部の感度が高いソレノイドコイルを使用できるという利点がある。特許文献２に提案されている垂直磁場型MRI用の受信コイルは、被写体深部の感度が高いコイルとして、ソレノイドコイルと、該ソレノイドコイルと直交する方向に感度を有する２ターンのソレノイドコイル（サドルコイル）を用い、さらにｘ、ｙ、ｚ方向に感度を有する３組の表面コイルを組み合わせて用いている。このコイル群を用いる事により、任意方向に位相エンコード方向を選択可能にしている。

J.B.Ra, C.Y.Rim : "Fast ImagingUsing Subencoding Data Sets from Multiple Detectors", Magnetic Resonance inMedicine, vol.30, pp.142-145(1993) 特開２００２−１５３４４０号公報 特開２００３−７９５９５号公報

上述した特許文献２記載の受信コイルでは、表面コイルを用いているが、一般に対向して配置された２つの表面コイルは電磁気的カップリングが大きい。２つのコイルの距離がコイルの寸法よりもある程度大きければ、公知の磁気結合抑制方法（例えば、信号検出に低入力インピーダンスのアンプを用い磁気結合を抑制する方法）により、２つのコイルの電磁気的カップリングを実用上問題無い程度まで低減できる。しかし２つの表面コイル間の距離に対してコイルの寸法が大きい場合は、上記磁気結合抑制方法だけでは磁気結合を抑制しきれないという課題が残されている。また、表面コイルの寸法が大きい場合には、表面コイルと該表面コイルと同方向に感度を有するソレノイドコイルの電磁気的カップリングが大きく、上記磁気結合抑制方法だけでは磁気結合を抑制しきれないという課題が残されている。ソレノイドコイルとの電磁気的カップリングが無視できるほどに表面コイルの寸法を小さくすると、被写体深部でのG-factorは改善されない。カップリングを低減したい２つのコイル各々に、補助コイルを直列に接続し、補助コイル同士を磁気結合させることにより、コイル間の誘導結合を除去することもできるが、該コイルの感度を低下させる可能性がある。また、装置の製造コストを低減するためには、コイルの個数はなるべく少ないことが望ましい。

受信コイルでは、特に、複数個のコイルを組み合わせた頭部用受信コイルについては、多数のコイル導体が互いに交差し、複雑なコイル構成となるので、被検者の顔面を覆う導体が増えることになり、被検者の視野の確保が困難となる。被検者の視野を広げ、精神的圧迫感を軽減するための技術は特許文献３に開示されている。ここではコイル導体を保護するカバーに光透過性材料を用いるとともに導体に光透過性の導電材料を用いることが提案されている。

しかし一般に光透過性の導電材料の導電性は、銅などの金属導体に比べ導電性が劣るため、複数個のコイルを組み合わせた受信コイルでは、その使用をより限定したコイル設計が要求される。

特開２００４−１５４３０１号公報 本発明は、垂直磁場型磁気共鳴撮像装置において、装着性に優れ、且つパラレルイメージング等を含む多様な撮像法において良好な画像が得られる受信コイルおよびそのような受信コイルを備えた磁気共鳴撮像装置を提供することを目的とする。具体的には、磁気結合の問題が基本的に解決され、G-factorが良好な複数個のコイルからなる受信コイルおよびそのような受信コイルを備えた磁気共鳴撮像装置を提供することを目的とする。また本発明は、任意の方向に位相エンコード方向を選択することが可能な受信コイルおよびそのような受信コイルを備えた磁気共鳴撮像装置を提供することを目的とする。特に頭部コイルにおいては、コイルの特性を損なうことなく被検者の視野を必要且つ十分な範囲で確保できる受信コイル受信コイルおよびそのような受信コイルを備えた磁気共鳴撮像装置を提供することを目的とする。

本発明は、垂直方向に静磁場を発生する手段と、前記静磁場に置かれた検査対象に印加する励起ＲＦパルスを発生する手段と、傾斜磁場を発生する手段と、複数のサブコイルから構成され前記検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出する受信コイルとを備え、前記受信コイルが、前記複数のサブコイルとして、静磁場方向と交差する方向の磁場を検出する１ないし複数のソレノイドコイルからなる第１のサブコイルと、感度分布がいずれか１つのソレノイドコイルの中心軸を原点として前記静磁場方向に奇関数となる第２のサブコイルとを備えたことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。

このＭＲＩ装置によれば、ソレノイドコイルの中心軸に対し感度分布が奇関数となるサブコイルを組み合わせることにより、実質的にコイル間の磁気結合をなくした受信コイルを構成することができる。またコイル間の磁気結合がないので、第２のサブコイルの面積を大きくすることができ、G-factorを改善することができる。

本発明のＭＲＩ装置において、例えば、第２のサブコイルは、４つの電流ループを有し、当該電流ループが前記検査対象の周囲を取り囲むように配置されている。また第１のサブコイルは、第１および第２のソレノイドコイルからなり、第１および第２のソレノイドコイルは、互いのループが実質的に直交して配置されている。

また本発明のＭＲＩ装置において、受信コイルは、サブコイルとして、感度分布が静磁場方向と直交する方向に奇関数となる第３のサブコイル、第４のサブコイルとを備えることができる。

また本発明は、垂直方向に静磁場を発生する手段と、前記静磁場に置かれた検査対象に印加する励起ＲＦパルスを発生する手段と、傾斜磁場を発生する手段と、複数のサブコイルから構成され前記検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出する受信コイルとを備え、前記受信コイルが、前記複数のサブコイルとして、複数の電流ループを有し、静磁場と交差する方向の磁場を検出するソレノイドコイルからなる第１のサブコイルと、複数の電流ループを有し、感度分布がいずれかのソレノイドコイルの中心軸を原点として前記静磁場方向に奇関数となる第２のサブコイルとを備え、前記第１のサブコイルおよび第２のサブコイルは、それぞれ前記検査対象の第１の面と略平行な面を通り互いに平行な導体部を有し、前記第１のサブコイルの導体部と第２のサブコイルの導体部は、コイルと検査対象との距離方向において、重なる位置に配置されていることを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。

このＭＲＩ装置によれば、磁気結合がなく、G-factorが改善され、且つ検査対象の所定の面、例えば顔面を遮るコイル導体を極力少なくし、視野を広げることが可能となる。

本発明のＭＲＩ装置において、好適には、第１のサブコイルの導体部は、第２のサブコイルの導体部よりも前記検査対象側に配置される。ソレノイドコイルからなる第１のサブコイルは、コイル寸法が小さいほどピーク感度が高くなるのに対し、感度分布が奇関数である第２のサブコイルは、ピーク感度が必ずしもコイル寸法に依存しない。従って、上記配置とすることにより、両サブコイルについて高いピーク感度を両立させることが可能となる。

本発明のＭＲＩ装置において、第１のサブコイルの導体部および前記第２のサブコイルの導体部の少なくとも一部は板状導体であり、板状導体のなす面が静磁場方向と実質的に平行である。

これによりさらに視野を広げることができる。

本発明のＭＲＩ装置は、第１のサブコイルの導体部と第２のサブコイルの導体部が、少なくとも一部は光透過性導電性材料から成り、光透過性樹脂で覆われているものとすることができる。この場合、好適には、光透過性樹脂で覆われている部分が、ソレノイドコイルの中心軸を含み静磁場方向に平行な面において、ヒトの瞳孔の実質的な中心点から顔面の上方に向かう静磁場方向と平行な線を軸としたときに、前記中心点と前記光透過性樹脂で覆われている部分の端部を結ぶ線と前記軸とのなす角度が９４度以内となるようにする。

これにより比較的導電性の低い光透過性導電性材料の使用を、人間工学的に計測された視野の最大範囲内に限定することができ、視野の拡大とコイル性能の維持を図ることができる。

さらに本発明は上述したＭＲＩ装置に採用されるＲＦコイルを提供する。すなわち本発明のＲＦコイルは、複数のサブコイルからなり、第１のソレノイドコイルと、前記第１のコイルと実質的に直交して配置された第２のソレノイドコイルと、互いに直交する３つの方向について、それぞれ感度分布がいずれかのソレノイドコイルの中心軸を原点として奇関数となる第３、第４および第５のサブコイルとを備えたことを特徴とする。

また本発明のＲＦコイルは、複数のサブコイルからなる頭部用ＲＦコイルであって、複数の電流ループを持つソレノイドコイルからなる第１のサブコイルと、複数の電流ループを有し、感度分布が前記ソレノイドコイルの中心軸を原点として奇関数となる第２のサブコイルとを備え、前記第１のサブコイルおよび第２のサブコイルは、それぞれ被検者の顔面と略平行な面を通り互いに平行な導体部を有し、前記第１のサブコイルの導体部は、前記第２のサブコイルの導体部より、前記被検者の顔面に近い位置に配置されていることを特徴とする。

本発明のＭＲＩ装置は、本質的に磁気結合の問題がなく、G-factorが改善された受信コイルを備えているので、パラレルイメージングを適用し、高速で良好な画像を得ることができる。特に感度分布が直交する３つの方向について奇関数である３種のサブコイルを組み合わせることにより、任意の方向に位相エンコード方向を選択することができ、パラレルイメージングの自由度が増す。

また本発明のＭＲＩ装置は、受信コイルとして、検査対象であるヒトの所定の面（顔面）を遮る導体部を極力少なくしたコイルを備えているので、被検者の視野を確保することができ、精神的な圧迫感を取り除くことができる。特に顔面に対向する領域を、人間工学的に導かれる所定の範囲に限定して、光透過性材料を採用することにより、コイル特性を損なうことなく、上記効果を達成できる。

本発明が適用されるＭＲＩ装置の外観を示す図 本発明が適用されるＭＲＩ装置の構成を示す図 本発明の受信コイルの第１の実施の形態を示す図 図１の受信コイルを構成する第１のサブコイルを示す図 図１の受信コイルを構成する第１のサブコイルを示す図 図１の受信コイルを構成する第２のサブコイルを示す図 図１の受信コイルを構成する第３のサブコイルを示す図 図１の受信コイルを構成する第４のサブコイルを示す図 図１の受信コイルを構成する第５のサブコイルを示す図 第３のサブコイルの構造を説明する図 第３のサブコイルの構造を説明する図 第３のサブコイルの構造を説明する図 第３のサブコイル上の電流分布を示す図 第２のサブコイルと第３のサブコイルのｘ方向の感度分布を示す図 第２のサブコイルと第３のサブコイルのｘ方向の感度分布を示す図 ループ間の距離を異ならせた場合の第３のサブコイルの感度分布を示す図 第４のサブコイルの構造を説明する図 第４のサブコイルの構造を説明する図 第１のサブコイルと第４のサブコイルのｙ方向の感度分布を示す図 第１のサブコイルと第４のサブコイルのｙ方向の感度分布を示す図 第３のサブコイルと第４のサブコイルの関係を示す図 第５のサブコイル上の電流分布を示す図 第５のサブコイル上の電流分布を示す図 第２のサブコイルと第５のサブコイルのｚ方向の感度分布を示す図 第２のサブコイルと第５のサブコイルのｚ方向の感度分布を示す図 ループ間の距離を異ならせた場合の第５のサブコイルの感度分布を示す図 第２のサブコイルの変更例を示す図 第５のサブコイルの変更例を示す図 本発明の受信コイルの第２の実施の形態を示す図 図２０の受信コイルを被検者顔面側から見た図 図２０の受信コイルを被検者顔面側から見た図 図２０の受信コイルを被検者頭頂部側から見た図 図２０の受信コイルを被検者頭頂部側から見た図 図２０の受信コイルの変更例を示す図 図２０の受信コイルの別の変更例を示す図 図２４の受信コイルに用いられる透明電極を示す図 図２４の受信コイルに用いられる透明電極を示す図 図２０の受信コイルのさらに別の変更例を示す図

符号の説明

3-1・・・ソレノイドコイル（第１のサブコイル）、4-1・・・サドルコイル（第２のサブコイル）、5-1・・・第３のサブコイル、6-1・・・第４のサブコイル、7-1・・・第５のサブコイル、101・・・静磁場発生マグネット、102・・・傾斜磁場発生コイル、103・・・検査対象（被検者）、104・・・シーケンサ、105・・・傾斜磁場電源、106・・・ＲＦパルス発生器、107・・・照射コイル、115・・・ＲＦパワーアンプ、108・・・受信器、109・・・計算機、110・・・ディスプレイ、111・・・記憶媒体、112・・・シムコイル、113・・・シム電源、116・・・受信コイル

以下、本発明のＭＲＩ装置およびそれに搭載されるＲＦコイルの実施の形態を説明する。

図１ＡにＭＲＩ装置の外観、図１Ｂに構成の一例を示す。このＭＲＩ装置は、垂直方向の静磁場を発生するマグネット101、傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル102、ＲＦパルスを照射する照射コイル107、検査対象103から発生した核磁気共鳴信号は受信する受信コイル116、シーケンサ104、計算機109などを備えている。照射コイル107および受信コイル116は、マグネット101及び傾斜磁場発生コイル102内に設置される。

図１Ｂではマグネット101は一つしか示していないが、図1Ａに示すように、検査対象103を挟んで上下一対のマグネットが配置されており、被検者103は、これら一対のマグネットに挟まれた空間に寝かせられた状態で装入される。

傾斜磁場発生コイル102は、互いに直交する３軸の傾斜磁場コイルから構成される。３軸の傾斜磁場コイルは、それぞれ傾斜磁場電源105に接続されている。照射コイル107は、ＲＦパワーアンプ115を介してＲＦパルス発生器106に接続されている。シーケンサ104は傾斜磁場電源105とＲＦパルス発生器106に命令を送り、傾斜磁場及びＲＦパルスをそれぞれ傾斜磁場コイル102及び照射コイル107より発生する。ＲＦパルス発生器106の出力をＲＦパワーアンプ115により増幅し照射コイル107に印加することにより、照射コイル107を通じてＲＦパルスが被検者103に印加される。

被検者103から発生した核磁気共鳴信号は受信コイル116により受波される。受信コイル116は、複数個のサブコイル116-1〜116-nから構成される。受信コイル116の詳細については後述する。受信コイル116により受波された信号は、受信器108でA/D変換（サンプリング）、検波が行われる。検波の基準とする中心周波数（磁気共鳴周波数）は、シーケンサ104によりセットされる。検波された信号は計算機109に送られ、ここでリサンプリング処理された後、画像再構成等の信号処理が行われる。結果はディスプレイ110に表示される。

必要に応じて、記憶媒体111に信号や測定条件を記憶させることもできる。静磁場均一度を調整する必要がある時は、シムコイル112を使う。シムコイル112は複数のチャネルからなり、シム電源113により電流が供給される。複数のチャネルの各コイルに流れる電流をシーケンサ104により制御し、静磁場不均一を補正するような付加的な磁場をシムコイル112より発生させる。なお、シーケンサ104は、各装置がプログラムされたタイミング、強度で動作するように制御を行う。このプログラムのうち、特にＲＦパルスの印加、傾斜磁場の印加、核磁気共鳴信号の受信のタイミングや、ＲＦパルスと傾斜磁場の強度を記述したものは撮影シーケンスと呼ばれている。

次に本発明のＭＲＩ装置に用いられる受信コイルについて説明する。

まず本発明の受信コイルの一実施の形態を説明する。図２に第１の実施の形態の受信コイルの斜視図、図３〜図７に受信コイルを構成する個々のサブコイルを示す。なお以下の説明では、静磁場方向（垂直方向）をｚ方向、それに直交し互いに直交する２つの方向をｘ方向、ｙ方向とする。図示する例では、被検者103の左右方向をｘ方向、体軸方向をｙ方向としている。

図２に示すように、本実施の形態の受信コイルは、５種類のサブコイル3-1、4-1、5-1、6-1、7-1から構成される。図中、視点方向から見て被検者103に隠れているコイルの部分は点線で示している。このうちサブコイル3-1は、主としてｙ方向の磁場を検出するソレノイドコイル(第１のソレノイドコイル)、サブコイル4-1は、主としてｘ方向の磁場を検出する２ターンのソレノイドコイル（第１のソレノイドコイル、サドルコイル）である。以下、サブコイル3-1をソレノイドコイル、サブコイル4-1をサドルコイルとも呼ぶ。またサブコイル5-1、6-1および7-1は、それぞれソレノイドコイル3-1,4-1の感度分布の中心を原点としたとき、感度分布がｘ方向、ｙ方向、ｚ方向に奇関数となるコイル（カウンターローテーションコイル、以下、奇関数コイルとも呼ぶ）である。これらサブコイルは、互いに磁気結合がないか、磁気結合が除去されており、同時に受信できるようになっている。また直交する３方向（ｘ方向、ｙ方向、ｚ方向）に奇関数となるコイルを備えているので、パラレルイメージングにおいて位相エンコード方向を任意の方向に選択することができる。

なおここで奇関数の感度分布とは、感度を縦軸、ｘ方向、ｙ方向、ｚ方向のいずれか一つを横軸としたとき、原点を中心に点対称となる（すなわち、原点を中心に左右で絶対値が同じで正負が逆となる）ことを意味する（例えばsin曲線は奇関数である）。

次に図３〜図７を参照して各サブコイルの構成を説明する。

まず第１のサブコイル3-1は、図３Ａに示すような２ターンのソレノイドコイル3-1である。ソレノイドコイル3-1に給電したときにコイルが作るＲＦ磁場の向きは主にｙ方向であり、ｚ方向（静磁場方向）と直交している。なお図では省略しているが、実際にはコイル導体をキャパシタで複数箇所分割し、コイルの共振周波数を核磁気共鳴周波数とマッチングさせている。また第１のサブコイル3-1は図３Ｂに示すような１ターンのソレノイドコイル3-1であっても良い。

第２のサブコイル4-1は、図４に示すような２ターンのソレノイドコイル（サドルコイル）4-1である。このようなサドルコイル4-1に給電したときにコイルが作るＲＦ磁場の向きは主にｘ方向であり、ｚ方向（静磁場方向）と直交している。

ソレノイドコイル3-1とサドルコイル4-1は、それぞれに給電したときにそれぞれのコイルが作るＲＦ磁場の向きが直交しているので、電磁気的カップリングがない。従ってソレノイドコイル3-1とサドルコイル4-1との位置関係は、特に限定されるものではないが、本実施の形態では、サドルコイル4-1のｙ方向に平行な導体部のほぼ中央にソレノイドコイル3-1が配置されており、両者の交差する部分でピーク感度が得られる。

第３のサブコイル5-1は、図５に示すような被検者103の表面に配置された、隣接した３つの電流ループを有するコイル5-1である。３つの電流ループを有するコイル5-1は、図８Ａに示すｙ方向に長いループコイルを、図８Ｂ、図８Ｃに示すように被検者103外周に巻きつけた構造を有している。コイル上の電流分布を図９に示す。第1の電流ループ5-1-1の作るRF磁場の方向は-ｘ方向、第３の電流ループ5-1-3の作るRF磁場の方向はｘ方向となる。両者の作るRF磁場は互いに打ち消しあうため、サブコイル5-1の中心におけるｘ方向のRF磁場はほぼゼロとなる。図１０Ｂにサブコイル5-1がｘ軸上に作るｘ方向のRF磁場（Hx）の強度を示す。原点（ｘ＝０）に対し、極性が反対で大きさが等しい、すなわち、奇関数であることが分かる。

第３のサブコイル5-1は、そのｘ方向の中心が、サドルコイル4-1のｘ方向の中心と一致するように配置される。これにより両者の電磁気的カップリングをなくすことができる。すなわち、図１０Ａに示すように、２ターンのソレノイドコイル（サドルコイル）4-1に給電したときにコイルが作るＲＦ磁場の強度（感度分布）はｘ方向に偶関数である。

従って、ｘ方向に奇関数であるサブコイル5-1を互いの原点が一致するように配置した場合、両者に電磁気的カップリングはない。なおソレノイドコイル3-1との関係については、サブコイル5-1に給電したときに作られるＲＦ磁場の向き（ｘ方向）は、ソレノイドコイル3-1に給電したときに作られるＲＦ磁場の向き（ｙ方向）と直交しているため、ソレノイドコイル3-1とは電磁気的カップリングがない。

サブコイル5-1およびサドルコイル4-1の、被検者との距離方向の位置関係については、これらコイルの寸法と感度の大きさを考慮する必要がある。サドルコイル4-1についてはコイルの寸法（電流ループの寸法）を小さくするほど感度が高くなる。このため、できるかぎり被検者に近づけてコイルが配置される。一方、サブコイル5-1については、コイル寸法を必ずしも小さくするほどピーク感度が高くなるわけではない。図１１に、第1の電流ループ5-1-1と第３の電流ループ5-1-3との距離L5を3種類変化させた場合の、ｘ軸上の感度分布を示す。点線がL5=20cm、実線がL5=30cm、一点鎖線L5=40cmの場合のｘ軸上のサブコイル5-1の感度分布を示している。L5=30cmの場合にピーク感度が最も大きくなっていることが分かる。すなわち、３つの電流ループを有するサブコイル5-1については、コイルの寸法を小さくすることが必ずしも感度向上において有利に働くわけではないことが分かる。従って、サドルコイル4-1をサブコイル5-1よりも被検者に近いほうに配置し、両者のピーク感度の最適化を図ることができる。

上述したようなサドルコイル4-1とサブコイル5-1の配置より、ｘ方向には感度分布の異なるサブコイルが存在するため、パラレルイメージングにおいてＭＲ画像の位相エンコード方向をｘ方向に選ぶことにより画像の折り返しを分離できる。またサドルコイル4-1をサブコイル5-1よりも被検者に近いほうに配置し、両者のピーク感度をできるだけ大きくすることにより位相エンコード方向をｘ方向に選んだときのG−factorを改善できる。

第４のサブコイル6-1は、図６に示すような、隣接した３つの電流ループを有するコイル6-1である。３つの電流ループを有するコイル6-1は、図１２Ａに示すｙ方向に長いループコイルを、図１２Ｂに示すように被写体外周に巻きつけた構造を有している。サブコイル6−1も、サブコイル5-1の場合と同様に、第1の電流ループ6-1-1の作るｙ方向のRF磁場の極性と、第３の電流ループ6-1-3の作るｙ方向のRF磁場の極性は反対であり、両者の作るRF磁場は互いに打ち消しあうため、コイル6-1の中心におけるｙ方向のRF磁場はほぼゼロとなる。図１３Ｂにコイル6-1がｙ軸上に作るｙ方向のRF磁場（Hy）の強
度を示している。原点（ｙ＝０）に対し、極性が反対で大きさが等しい、すなわち、奇関数であることが分かる。

このサブコイル6-1は、図３Ａ、図３Ｂに示したサブコイル（２ターンのソレノイドコイル）3-1とｙ方向の中心が一致するように配置される。この配置において両者に電磁気的カップリングはない。すなわち、図１３Ａに示すように、２ターンのソレノイドコイル3-1に給電したときにコイルが作るＲＦ磁場の強度(感度分布)はｙ方向に偶関数である。従って感度分布がｙ方向に奇関数であるコイル6-1と互いのｙ方向の原点が一致するように配置することにより、電磁気的カップリングは生じない。またサドルコイル4-1との関係では、それぞれに給電したときにそれぞれのコイルが作るＲＦ磁場の向きが直交しているため電磁気的カップリングがない。

ただし、第３のサブコイル5-1との関係では、隣接した３つの電流ループを有するコイル同士を互いに直交した配置となり、両者間の電磁気的カップリングは大きく、公知の磁気結合抑制方法を用いても磁気結合を抑制することは困難である。そこで本実施の形態では、図１４に示すように、２つのコイルのオーバーラップ部分14-1の面積を調整することにより、両者の電磁気的カップリングを実用上問題のない程度まで低減している。

面積の調整は、例えば以下のような手順で実現できる。まず、サブコイル5-1とサブコイル6-1がそれぞれ単体で存在する場合の入力インピーダンスの共振ピークのＱ値を測定しておく。次に、図１４に示すように、２つのサブコイルを互いに直交して配置する。２つのコイルのオーバーラップ部分14-1の面積が適当でないと、それぞれのコイルの入力インピーダンスの共振ピークのＱ値は、単体コイルのＱ値と比べて低下する。相互の誘導結合が大きい場合にはコイルの入力インピーダンスの共振点が２つ以上に割れる。それぞれのコイルの入力インピーダンスの共振ピークのＱ値が、それぞれのコイル単体時のＱ値にできるだけ近づくように、オーバーラップ部分14-1の面積を変えていく。それぞれのコイルの入力インピーダンスの共振ピークのＱ値が、それぞれのコイル単体時のＱ値に最も近い値となったときのオーバーラップ部分14-1の面積を最適値とする。この状態で、さらに公知の磁気結合抑制方法、例えば、信号検出に低入力インピーダンスのアンプを用い磁気結合を抑制する方法を用いれば、両者の電磁気的カップリングを実用上問題のない程度まで低減できる。

サブコイル6-1およびソレノイドコイル3-1の、被検者との距離方向の位置については、前述したサブコイル5-1とサドルコイル4-1との位置関係と同様である。すなわち、ソレノイドコイル3-1についてはコイルの寸法（電流ループの寸法）を小さくするほど感度が高くなる。このため、できるかぎり被検者に近づけてコイルが配置される。一方、隣接した３つの電流ループを有するコイル6-1については、サブコイル5-1と同様にコイル寸法を必ずしも小さくするほどピーク感度が高くなるわけではない。第1の電流ループ6-1-1と第３の電流ループ6-1-3の距離Ｌ6を最適な値にした場合にピーク感度が最大となる。ピーク感度が大きいほど位相エンコード方向をｘ方向に選んだときのG−factorも改善する。

上述したようなソレノイドコイル3-1とサブコイル6-1の配置より、ｙ方向には感度分布の異なるサブコイルが存在するため、パラレルイメージングにおいてＭＲ画像の位相エンコード方向をｙ方向に選ぶことにより画像の折り返しを分離できる。

第５のサブコイル7-1は、図７に示すような隣接した４つの電流ループを有するコイル7-1である。このコイル上の電流分布および等価回路を図１５Ａ、図１５Ｂに示す。コイル各部分の電流の方向の対称性から、サブコイル7-1の中心（ｙ軸）におけるRF磁場の大きさはほぼゼロとなる。図１６Ｂにサブコイル7-1がｚ軸上に作るｘ方向のRF磁場（Hx）の強度を示している。原点（ｘ＝０）に対し、極性が反対で大きさが等しい、すなわち、奇関数であることが分かる。

サブコイル7-1は、ｚ方向の中心がサドルコイル4-1およびサブコイル5-1のｚ方向の中心と一致するように配置される。図１６Ａは、図４に示したサドルコイル4-1に給電したときにコイルが作るＲＦ磁場の強度を示しており、偶関数であることが分かる。サドルコイル4-1とサブコイル7-1のｚ方向の中心を一致させて配置した場合、両者に電磁気的カップリングはない。同様にサブコイル5-1とサブコイル7-1のｚ方向の中心を一致させて配置すると両者に電磁気的カップリングはない。また、サブコイル3-1とサブコイル7-1、並びに、サブコイル6-1とサブコイル7-1については、サブコイル7-1各部分の電流の方向の対称性から電磁気的カップリングがない。

サブコイル7-1の、被検者との距離方向の位置については、サブコイル5-1やサブコイル6-1と同様である。すなわち、サブコイル7-1も、ソレノイドコイル3-1やサドルコイル4-1とは異なり、コイル寸法を小さくするほどピーク感度が高くなるわけではない。図１７に、第２の電流ループの一部の導体7-1-2-1と第４の電流ループの一部の導体7-1-4-1との距離L7を4種類変化させた場合の、ｚ軸上の感度分布を示す。点線がL7=20cm、実線がL7=25cm、一点鎖線L7=30cm、二点鎖線L7=40cmの場合のｚ軸上のコイル7-1の感度分布を示している。L7=25〜30cmの場合に最も大きいピーク感度が得られる。すなわち、コイル7-1については、コイルの寸法を小さくすることが必ずしも感度向上において有利に働くわけではないことが分かる。従って、サドルコイル4-1をサブコイル7-1よりも被検者に近いほうに配置し、両者のピーク感度の最適化を図ることができる。

このようなサドルコイル4-1とサブコイル7-1の配置より、ｚ方向に感度分布の異なるサブコイルが存在するため、パラレルイメージングにおいてＭＲ画像の位相エンコード方向をｚ方向に選んだ場合も画像の折り返しを分離できる。また両コイルのピーク感度をできるだけ大きくすることができ、位相エンコード方向をｚ方向に選んだときのG−factorも改善する。

以上、本発明のＭＲＩ装置に用いられる受信コイルの一実施の形態を説明した。本実施の形態によれば、２つの直交したソレノイドコイル3-1と4-1、これらソレノイドコイルの感度分布の原点を中心として、感度分布がｘ方向に奇関数となるコイル5-1、感度分布がｙ方向に奇関数となるコイル6-1、および感度分布が原点を対象にｚ方向に奇関数となるコイル7-1を備えた受信コイルを用いることにより、パラレルイメージングの適用において、頭部深部感度も高く、かつ、任意断面の高速化が可能となる。

なお本実施の形態では、２つのソレノイドコイルと、３つの奇関数サブコイルを備えた受信コイルを説明したが、本発明はこれら５種のサブコイルを全て備えた受信コイルに限定されるものではなく、変更例として、例えば１つのソレノイドコイルと３つの奇関数サブコイルとの組み合わせや２つのソレノイドコイルと２つの奇関数のサブコイル（ｚ方向とｘ又はｙ方向のサブコイル）との組み合わせなど、種々の組み合わせが可能である。

また個々のサブコイルの構成も図示するものに限定されず、種々の変更が可能である。例えば、第２のサブコイルとして図１８に示したサドルコイル4-1を、第５のサブコイルとして図１９に示した4つの電流ループを持ち感度分布がｚ方向に奇関数となるサブコイル7-1を用いることも可能である。これらを組み合わせて用いることにより、例えば膝のように細長い部位を検査対象としてパラレルイメージングを適用することができる。この場合も、ソレノイドコイル3-1、並びに、感度分布がｘ方向に奇関数となるコイル5-1および感度分布がｙ方向に奇関数となるコイル6-1を組み合わせることにより、パラレルイメージングを適用して深部感度も高く、かつ、任意断面の高速化が可能となる。

次に本発明のＭＲＩ装置が用いる受信コイルの第２の実施の形態を説明する。頭部撮影用コイルについては、特に被検者の視野をできるだけ開放し、被検者の精神的圧迫感を軽減することが重要である。第２の実施の形態の受信コイルは、頭部用受信コイルであって、導体部の配置および材料に特徴を有し、被検者の視野を確保するように構成されている。

第２の実施の形態の受信コイルの外観を図２０に、正面図および被検者の頭頂部から見た図をそれぞれ図２１Ａ、図２１Ｂ、図２２Ａ、図２２Ｂに示す。この受信コイルの第１の実施の形態と同様に複数のサブコイルから構成されており、サブコイルの構成は第１の実施の形態と同様である。すなわち、図には一部しか示されていないが、ｘ方向およびｙ方向の一方の磁場を検出するソレノイドコイル（図３に示したサブコイル3-1、図４に示したサブコイル4-1）と、感度分布がソレノイドコイルの原点に対し奇関数となるサブコイル（サブコイル5-1、6-1、7-1）とが組み合わされている。

これらサブコイルは、絶縁体からなるカバーで覆われて保護されている。被写体の前面のカバー20-1は光透過性を持つ材質で構成されている。光透過性を持つ材質としては、非磁性の透明材料、例えば熱硬化性プラスチックなどが用いられる。また光透過性を持つカバーに保護されるコイルの導体部20-2を、できるだけ目立たないは配色とするために、該導体部を構成する銅版表面にアルミメッキを施している。

さらに図２１Ａ、図２１Ｂに示すように、ソレノイドコイル3-1、サドルコイル4-1、感度分布が原点を対象にｘ方向に奇関数となるコイル5-1、感度分布が原点を対象にｚ方向に奇関数となるコイル7-1の被検者前面の導体部配線を被写体の２つの目の前面をできるだけ避けて配置している。これにより被写体の視野をできるだけ広げている。本実施の形態では、被検者の２つの目の間に、サドルコイル4-1の導体の一部と感度分布がｚ方向に奇関数となるコイル7-1の導体の一部が合計４本配置されている。それらの導体部を被検者の目の前から避けるための、より望ましい配置としては、図２１Ａおよび図２２Ａに示すように、サブコイル4-1を構成する導体4-1-1-1〜4-1-4-1の外側に、コイル7-1を構成する導体7-1-1-1〜7-1-4-1を配置する。すなわちサブコイル4-1を構成する導体のうちｙｚ面に平行な面内に配置された導体部が、サブコイル7-1を構成する導体のうちｙｚ面に平行な面内に配置された導体部と比較して被検者側に設置されている。コイル導体としては、通常用いられている、直径3mm〜7mm程度の棒状導体、あるいは厚み数十μで幅5mm〜15mm程度の板状導体のいずれでもよいが、実装上の容易性の点で板状導体が好適に用いられる。ヒトの２つの目の距離は通常20〜25mm程度であるため、幅7mmの板状導体４本を図２２Ｂに示すように２つの目の間にｘ方向に並べて配置した場合には、目を避けることができないが、これらを被検者との距離方向に重ねて配置することにより、板状導体を用いた場合にも導体部を被検者の目の前から避けることができ、視野を確保することができる。

なおコイル導体の重ね方としては、図２２Ａと逆（サブコイル4-1が外側でサブコイル7-1が内側）にすることも考えられるが、以下の理由から、図２２Ａの配置が好適である。サドルコイル4-1についてはコイルの寸法（電流ループの寸法）を小さくするほど感度が高くなる。このため、できるかぎり被検者に近づけてコイルが配置されることが望まれる。一方、感度分布がｚ方向に奇関数となるサブコイル7-1については、第１の実施の形態で説明したように、コイルの寸法を小さくすることが必ずしも感度向上において有利に働くわけではない。被検者前面の導体7-1-1-1と被検者後面の導体7-1-3-1の距離を最適としたときに、ピーク感度は最大となる。この距離が、サドルコイル4-1の被検者前面の導体と被検者後面の導体の距離よりも長いため、サドルコイル4-1を構成する導体
を内側に、サブコイル7-1を構成する導体を外側に配置する。これにより両コイルのピーク感度をできるだけ大きくすることができ、G−factorが改善できる。

このように本実施の形態によれば、（１）複数のサブコイルから構成される受信コイルについて、受信コイルを覆うカバーの少なくとも被検者前面に対向する部分を光透過性材料で構成する、（２）光透過性カバー20-1で覆われるコイル導体部分20-2にアルミメッキを施す、（３）コイル導体部分20-2が被検者の目を遮らない配置とする、特にｙ方向に平行なサドルコイル4-1の導体部分およびサブコイル7-1の導体部分について、サドルコイル4-1が内側でサブコイル7-1が外側となるように重ねて配置する、という構成を採用したことにより、頭部コイルを装着された被検者の視野を広げると共に恐怖心を低減することが可能となる。

なお第２の実施の形態において、上述した（１）〜（３）の構成は、全て備えている必要はなく、適宜組み合わせることができる。また適宜変更を加えることも可能である。

第２の実施の形態の変更例を図２３に示す。この変更例ではサブコイル4-1とサブコイル7-1を構成する導体として板状導体を用い、このうち目の前に配置される導体部分4-1-1-1、4-1-2-1、7-1-1-1、7-1-2-1の面をｚ方向と平行に配置し、かつ、コイル4-1の導体の外側にコイル7-1の導体を配置する。これにより、被検者の視野をさらに開放し、被検者の精神的圧迫感を軽減できるという効果がある。

第２の実施の形態の別の変更例を図２４に示す。この変更例では、光透過性を持つカバー20-1に保護されるコイルの導体部のうち、被検者の２つの目に近接した導体部分3-1-1-T、3-1-2-T、4-1-1-T、4-1-2-T、7-1-1-T、7-1-2-Tのみを酸化インジウム錫などに代表される透明電極を用いて構成している。光透過性を持つカバー20-1に保護されるコイルの導体部のうち、その他の部分については、アルミメッキした銅板を用いている。

導体の一部に酸化インジウム錫薄膜を用いた導体の例を図２５Ａ、図２５Ｂに示す。図２５Ａに示す導体では、薄い透明樹脂25-2の上に薄膜形成された酸化インジウム錫薄膜25-1の端部が銅箔25-3と接続されている。図２５Ｂ示す導体は、等価的に酸化インジウム錫薄膜の厚みを増やすために、酸化インジウム錫薄膜を並列積層したものである。複数の酸化インジウム錫薄膜の端部に接続された銅箔をハンダ25-5を用いて銅板25-4と接続している。酸化インジウム錫薄膜25-1の厚みは数100nmより厚くすることは一般に難しいが、積層によって等価的に酸化インジウム錫薄膜の厚みを増やすことができる。これにより、導体損失をさらに低減でき、コイルの感度を向上できる。

既に述べたように特許文献３には、光透過性を持つカバーに保護されるコイルの導体部を全て透明電極で構成するコイルが開示されている。しかし、酸化インジウム錫薄膜など光透過性と導電性をあわせ持つ材質は、現在、受信コイル導体部にもっとも良く使用されている銅に比べると導電率が一桁以上低いため、受信コイルの上側の導体部を酸化インジウム錫薄膜など光透過性と導電性をあわせ持つ材質で構成すると、受信コイルの感度が大きく低下する可能性がある。この変更例では、被検者の視野の拡大に最も大きな影響を持つ被検者の２つの目に近接した導体部分のみ透明電極を用いて構成することにより、コイル全体で見たときの導体損失を低減する。具体的には、透明電極の長さは５ｃｍ〜１０ｃｍとする。これにより、被検者の視野を広げ、かつ、導体損失を低減することができ、光透過性を持つカバーに保護されるコイルの導体部を全て透明電極で構成するコイルに比べ、コイルの感度を大きく向上できる。

第２の実施の形態のさらに別の変更例を説明する。この変更例では、光透過性を持つ材質で構成されるカバー20-1の範囲を、人間工学的に導き出される範囲に限定したものである。

図２６に、ＭＲＩ装置において磁石が内蔵された天井部と磁石が内蔵された架台部との間に形成された計測空間に、検査のため頭部用受信コイルを装着した被検者が置かれた状態での被検者の光を感じ取ることができる範囲を示している。人間工学では、人の視覚特性について、中心視と周辺視を含んだ人の視野範囲は、両眼では１８８度であり片眼では１５６度であるとされている。また、顔の中心位置から片眼が光を感じ取ることができる範囲は９４度であるとされている(例えば、文献、Niels Diffrient et al., “Humanscale4/5/6”, Henry Dreyfuss Associates, pp5 (1981))。

従って、図２６に示す頭部用受信コイルは、片眼が光を感じ取ることができる範囲（９４度）までを実質的に透明な部分26-1（斜線を付されていない部分）とし、その他の部分26-2（斜線部分）は実質的に不透明としている。透明な部分26-1は、酸化インジウム錫などに代表される透明電極と光透過性を持つカバーで構成される。この部分26-1の範囲は、より正確には、頭部用受信コイルに成人の被検体が配置されるときに、頭部用受信コイルの長軸方向と実質的に垂直な面（被検者の体軸方向と垂直な面）において、ＭＲＩ装置の静磁場方向を軸として被検者の瞳孔の実質的な中心点を中心としかつ被検体の上方を始点としたときに、装置外部へ向かって０度から９４度の範囲に該当する位置とする。

このように実質的に透明な部分26-1を限定した領域とすることにより、光透過性と導電性をあわせ持つが導電率の低い材質からなる透明電極の範囲を限定し、コイルの感度を大幅に向上させながら、被検者に光を十分に認識させることによって被検者の計測空間での恐怖心を大幅に低減できる。なお、０度から９４度という範囲は片眼についての範囲であり、全体としては、右目の上方から９４度以内の右側の部分と左目の上方から９４度以内の左側の部分となる。両眼各々についての上記範囲の間の領域に挟まれる被検体の上方にある領域28については、実質的に透明な部位としても実質的に不透明な部位としてもどちらでもよい。実質的に透明な部位とするときには、被検査者の恐怖心、圧迫感をより減少させることができる。また、実質的に不透明な部位とするときには、コイル感度をさらにあげることができる。

以上、説明したように本発明によれば、垂直磁場型ＭＲＩに使用でき、頭部深部感度も高く、かつ、任意断面についてパラレルイメージングによる高速化が可能な受信コイルが提供される。なお本発明のＭＲＩ装置およびそれに用いられる受信コイルは上述した各実施の形態とその変更例に限定されるものではなく、例えば、２種類のソレノイドコイル(第１のサブコイル)と３種類の奇関数コイル(第２のサブコイル)に１ないし複数の別種類のコイルを加えても良い。この場合は、コイルの種類が増えて、さらにG-factorを向上可能なコイル配置となる。

Claims (22)

1. 垂直方向に静磁場を発生する手段（101）と、前記静磁場に置かれた検査対象に印加する励起ＲＦパルスを発生する手段（107）と、傾斜磁場を発生する手段（102）と、複数のサブコイルから構成され前記検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出する受信コイル（116）とを備えた磁気共鳴撮像装置において、
   前記受信コイルは、前記複数のサブコイルとして、静磁場方向と交差する方向の磁場を検出する１ないし複数のソレノイドコイルからなる第１のサブコイル（3-1、4-1）と、感度分布が前記ソレノイドコイルの中心軸上に原点を有して前記静磁場方向に奇関数となる第２のサブコイル（5-1、6-1、7-1）とを備えたことを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
2. 請求項１記載の磁気共鳴撮像装置において、
   前記第２のサブコイルは、４つの電流ループを有し、当該電流ループが前記検査対象の周囲を取り囲むように配置されていることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
3. 請求項１又は２に記載の磁気共鳴撮像装置において、
   前記第１のサブコイルは、第１および第２のソレノイドコイルからなり、第１および第２のソレノイドコイルは、互いのループが実質的に直交して配置されていることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
4. 請求項１ないし３いずれか１項に記載の磁気共鳴撮像装置において、
   前記受信コイルは、サブコイルとして、感度分布が前記ソレノイドコイルの中心軸を原点として静磁場方向と直交する第１の方向に奇関数となる第３のサブコイルを備えたことを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
5. 請求項１ないし３いずれか１項に記載の磁気共鳴撮像装置において、
   前記受信コイルは、サブコイルとして、感度分布が前記ソレノイドコイルの中心軸を原点として静磁場方向と直交する第１の方向に奇関数となる第３のサブコイルと、感度分布が前記ソレノイドコイルの中心軸を原点として静磁場方向および前記第１の方向に直交する第２の方向に奇関数となる第４のサブコイルとを備えたことを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
6. 請求項４に記載の磁気共鳴撮像装置において、
   前記第３のサブコイルおよび第４のサブコイルは、それぞれ３つの電流ループを有し、互いの中央の電流ループが所定のオーバーラップ面積で重なるように配置されており、前記所定のオーバーラップ面積は前記第３のサブコイルと第４のサブコイルとの電磁気的カップリングを除去するように調整されていることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
7. 垂直方向に静磁場を発生する手段（101）と、前記静磁場に置かれた検査対象に印加する励起ＲＦパルスを発生する手段（107）と、傾斜磁場を発生する手段（102）と、複数のサブコイルから構成され前記検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出する受信コイル（116）とを備えた磁気共鳴撮像装置において、
   前記受信コイルは、前記複数のサブコイルとして、複数の電流ループを有し、静磁場と交差する方向の磁場を検出するソレノイドコイルからなる第１のサブコイル（3-1、4-1）と、複数の電流ループを有し、感度分布が前記ソレノイドコイルの中心軸を原点として前記静磁場方向に奇関数となる第２のサブコイル（5-1、6-1、7-1）とを備え、
   前記第１のサブコイルおよび第２のサブコイルは、それぞれ前記検査対象の第１の面と略平行な面を通り互いに平行な導体部を有し、前記第１のサブコイルの導体部と第２のサブコイルの導体部は、コイルと前記検査対象との距離方向において、重なる位置に配置されていることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
8. 請求項７記載の磁気共鳴撮像装置において、
   前記検査対象はヒトの頭部であって、前記検査対象の第１の面はヒトの顔面であることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
9. 請求項７又は８に記載の磁気共鳴撮像装置において、
   前記第１のサブコイルの導体部は、第２のサブコイルの導体部よりも前記検査対象側に配置されることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
10. 請求項７ないし９のいずれか１項に記載の磁気共鳴撮像装置において、
    前記第１のサブコイルの導体部および前記第２のサブコイルの導体部の少なくとも一部は板状導体であり、前記板状導体のなす面が静磁場方向と実質的に平行であることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
11. 請求項７ないし１０いずれか１項に記載の磁気共鳴撮像装置において、
    前記第１のサブコイルの導体部と第２のサブコイルの導体部は、少なくとも一部は光透過性導電性材料から成り、光透過性樹脂で覆われていることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
12. 請求項１１記載の磁気共鳴撮像装置において、
    前記光透過性樹脂で覆われている部分は、前記ソレノイドコイルの中心軸を含み静磁場方向に平行な面において、前記ヒトの瞳孔の実質的な中心点から顔面の上方に向かう静磁場方向と平行な線を軸としたときに、前記中心点と前記光透過性樹脂で覆われている部分の端部を結ぶ線と前記軸とのなす角度が９４度以内であることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
13. 請求項７ないし１２のいずれか１項に記載の磁気共鳴撮像装置において、
    前記受信手段は、サブコイルとして、前記第１のサブコイルおよび第２のサブコイルの導体部に直交する方向の導体部を有するソレノイドコイルを備えたことを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
14. 請求項７ないし１３のいずれか１項に記載の磁気共鳴撮像装置において、
    前記受信手段は、サブコイルとして、感度分布が静磁場方向と直交する方向に奇関数である１ないし複数のサブコイルを備えたことを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
15. 複数のサブコイルからなる磁気共鳴撮像装置用ＲＦコイルであって、
    第１のソレノイドコイル（3-1）と、前記第１のコイルと実質的に直交して配置された第２のソレノイドコイル（4-1）と、互いに直交する３つの方向について、それぞれ感度分布が前記第１および第２のソレノイドコイルのいずれか一方の中心軸上に原点を有して奇関数となる第３、第４および第５のサブコイル（5-1、6-1、7-1）とを備えたことを特徴とするＲＦコイル。
16. 請求項１５記載の磁気共鳴撮像装置用ＲＦコイルにおいて、
    前記第３のサブコイルおよび第４のサブコイルは、それぞれ３つの電流ループを有し、互いの中央の電流ループが所定のオーバーラップ面積で重なるように配置されており、前記所定のオーバーラップ面積は前記第３のサブコイルと第４のサブコイルとの電磁気的カップリングを除去するように調整されていることを特徴とするＲＦコイル。
17. 複数のサブコイルからなる頭部用ＲＦコイルであって、
    複数の電流ループを持つソレノイドコイルからなる第１のサブコイル（3-1、4-1）と、複数の電流ループを有し、感度分布が前記ソレノイドコイルの中心軸を原点として奇関数となる第２のサブコイル（5-1、6-1、7-1）とを備え、
    前記第１のサブコイルおよび第２のサブコイルは、それぞれ被検者の顔面と略平行な面を通り互いに平行な導体部を有し、前記第１のサブコイルの導体部は、前記第２のサブコイルの導体部より、前記被検者の顔面に近い位置に配置されていることを特徴とするＲＦコイル。
18. 請求項１７に記載の頭部用ＲＦコイルにおいて、
    前記第１のサブコイルの導体部および前記第２のサブコイルの導体部の少なくとも一部は板状導体であり、前記板状導体のなす面が前記被検者の顔面に対し実質的に直交していることを特徴とするＲＦコイル。
19. 請求項１７または１８に記載の頭部用ＲＦコイルにおいて、
    前記第１のサブコイルの導体部と第２のサブコイルの導体部は、少なくとも一部は光透過性導電性材料から成り、光透過性樹脂で覆われていることを特徴とするＲＦコイル。
20. 請求項１９記載の頭部用ＲＦコイルにおいて、
    前記第１のサブコイルの導体部および第２のサブコイルの導体部の少なくとも一部は、前記光透過性樹脂の上に形成された酸化インジウム錫薄膜であることを特徴とするＲＦコイル。
21. 請求項２０記載の頭部用ＲＦコイルにおいて、
    前記酸化インジウム錫薄膜は多層膜であることを特徴とするＲＦコイル。
22. 請求項１９記載の頭部用ＲＦコイルにおいて、
    前記光透過性樹脂で覆われている部分は、前記ヒトの２つの瞳孔を結ぶ線を含み前記被検者の顔面とほぼ垂直な面において、前記ヒトの一方の瞳孔の実質的な中心点から顔面の上方に向かう軸を始点としたときに、前記中心点と前記光透過性樹脂で覆われている部分の端部を結ぶ線と前記軸とのなす角度が９４度以内であることを特徴とするＲＦコイル。

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