JP5174399B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング装置に関する。

磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）において、近年、検査対象を載せたテーブル（ベッド）の移動による全身撮影の手法が開発され、シームレスな全身スクリーニングの試みがなされている。

全身のように広い領域を計測する場合、その広い領域に渡って高感度を維持できる受信コイルの実現と同時に、計測時間を被検体の耐えられる時間以内とするために撮影時間の短縮も望まれる。ＭＲＩ装置の画像診断において撮影時間の短縮技術としては、複数個のＲＦコイルの感度分布を利用して、画像の折り返しを展開する技術（パラレルイメージング）が実用化されている（非特許文献１参照）。これは、複数個のサブコイルから構成される受信コイルを用いて同時に信号計測を行い、サブコイルの個数分の一に撮影時間を短縮する方法である。

パラレルイメージングを実現するためには、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。画像のＳ／Ｎを劣化させないためである。さらに、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からである。

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（Ｇファクタ）と呼ばれる基準がある（非特許文献２参照）。Ｇファクタ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１．０以上の数値であり、画像の各位置でのＳ／Ｎは（１／（Ｇファクタ））に比例し、画像の被検体の存在する部分のＧファクタはなるべく小さいことが望まれる。このように、パラレルイメージング用の受信コイルを設計するためには、同時計測に用いる複数個のサブコイル間の電磁気的カップリングを低減しながら、かつ、撮影断面全体においてＧファクタが小さくなるコイル配置を探索する必要がある。

ＭＲＩ装置は静磁場方向の違いによって水平磁場装置と垂直磁場装置に分類されるが、静磁場の方向が変わると受信コイルの構成も変える必要がある。水平磁場装置はトンネル型の磁石を用いてトンネルの中心軸と同じ方向に静磁場を発生させ、その中に検査対象の体軸と静磁場の方向が一致するように検査対象を置く。そのため、ＲＦ受信コイルの作る磁場の向きは検査対象の体軸に対して垂直でなくてはならないため、鞍型コイルや検査対象表面にループコイルが用いられる。

一方、垂直磁場装置は、ＲＦ受信コイルの作るＲＦ磁場の向きは検査対象の体軸方向と同じ向きでもよく、検査対象の外周に巻回されたソレノイドコイルが用いられる。

パラレルイメージング用のＲＦコイルは、主に高磁場の水平磁場機上で開発が行われていたが、最近では後述するように垂直磁場機対応のものも提案されている。そこでは、いずれの場合でも、画像再構成に適した感度分布を得られるような複数の表面コイルが用いられる。

水平磁場装置に対応するパラレルイメージング用受信コイルについては、特許文献１は、矩形の表面コイルを体幅方向に複数並べると同時に体厚方向に対向配置させ、体幅方向及び体厚方向に位相エンコード方向を選択した場合にパラレルイメージング可能とした配置方法を開示している。

一方、垂直磁場に対応する受信コイルの配置は、特許文献２、特許文献３に提案されている。特許文献２は、垂直磁場型ＭＲＩ用の受信コイルとして、被検体の外周に配置された複数個のソレノイドコイルと表面コイルを組合せたものを用いることにより、被検対深部である心臓近辺領域において、パラレルイメージングを適用して高感度かつ高速に撮像する手法を開示している。

また、特許文献３は、互いに直交するソレノイドコイルとサドルコイルを用いて被検体深部の感度を高め、被検体の３方向に対してそれぞれ最小２つずつサブコイルを対向配置することによって、３方向の位相エンコード方向に対してサブコイルの感度プロファイルを形成している。

特開２００４−２９８２１２号公報 特開２００２−１５３４４０号公報 特開２００３−７９５９５号公報 J.B.Ra,C.YRim:"Fast Imaging Using Subencoding Data Sets from Multiple Detectors", Magnetic Resonance in Medicine,vol.30,pp.142−145(1993) KiaasP.Pruessmann,Markus Weiger,Markus B. Scheidegger, and Peter Boesiger:"SENSE:Sensitivity Encoding for Fast MRI",Magnetic Resonance in Medicine, vo1.42,pp.952−962(1999).

しかしながら、特許文献２や特許文献３に記載のコイルの配置は、全身のような広い領域を撮影するためにはサブコイルの配置上の制約がある。例えば、特許文献２に記載のコイル配置は、構造上の制約により、被検体の体軸方向に複数個並べることは困難である。また、特許文献２の配置で全身にわたって実装すると、対向するサブコイル間の電磁気的なカップリングを削減するために補助的なコイルが多数必要になる可能性がある。すなわち、全身用の配置にした場合にはチャネル数の増大を招く可能性がある上、チャネル数が増加するにつれて電気的な素子やコイルのパターンの工夫だけでは電磁気的なカップリングを除去するのに技術的な限界が生じる。

更に、全身のような広い領域を撮影するための受信コイルは、サイズが大きくなったり重量が重くなったりするため、作業者の負担も大きくなる。また、全身のような広い領域を撮影するための受信コイルは、保管するための場所を確保するのが困難になる。

本発明の目的は、全身のような広い領域の任意断面を高速に撮像可能な受信コイルを有する磁気共鳴イメージング装置を実現することである。

上記目的を達成するため、本発明は次のように構成される。

静磁場発生手段と、傾斜磁場発生手段と、高周波磁場発生手段と、核磁気共鳴信号を受信する受信手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、上記受信手段は、被検体の左右方向に感度分布を有する複数の内部コイルがシート状の柔軟性素材中に配置されている。

また、受信手段は、被検体の体軸方向に感度分布を有し、被検体の上方に配置される上部コイルユニットと、被検体の下方に配置される下部コイルユニットとを有し、上記上部コイルユニットと下部コイルユニットには互いに着脱可能なジョイント部が形成されている。

さらに、受信手段は、被検体の体厚方向に感度分布を有する外部コイルユニットを備える。

全身のような広い領域の任意断面を高速に撮像可能な受信コイルを有する磁気共鳴イメージング装置を実現することができる。

以下、添付図面を参照して、本発明の実施形態であるＭＲＩ装置について説明する。

図１はＭＲＩ装置の概略構成図であり、図１の（Ａ）はトンネル型ＭＲＩ装置、図１の（Ｂ）はオープン型ＭＲＩ装置を示す図である。

図１の（Ａ）において、ＭＲＩ装置１００は、矢印ｚで示す円筒の中心軸方向の静磁場を発生する円筒状のマグネット１０１を有するＭＲＩ装置本体１００と、このＭＲＩ装置本体１００の静磁場内に被検体（検査対象１０３）を挿入するためのベッド部６０と、図示しない電源部や画像等を処理する計算機等を備えている。

また、図１の（Ｂ）において、ＭＲＩ装置２００は、垂直方向ｚの静磁場を発生する上下に配置される一対のマグネット２０１を有するＭＲＩ装置本体２００と、ＭＲＩ装置本体２００の静磁場内に被検体（検査対象１０３）を挿入するためのベッド部７０と、図示しない電源部や画像等を処理する計算機等を備えている。

ＭＲＩ装置本体１００は、マグネット１０１を内蔵した円筒状の支持部１０２を備え、円筒の中心に検査対象１０３を挿入するための開口部１０４及びフラットなテーブル面１０５が形成されている。

ＭＲＩ装置本体２００は、マグネット２０１の上部を内蔵した上部本体２０２とマグネット２０１の下部を内蔵した下部本体２０３、この下部本体２０３の上部に上部本体２０２を連結支持するする支柱部２０４とを備えている。上部本体２０２と下部本体２０３との間には、検査対象１０３を挿入するための所定の大きさの空間が形成され、下部本体２０３の上面には、検査対象１０３を挿入するためのフラットなテーブル面２０５が形成されている。

ベッド部６０は、検査対象１０３を載せる天板６１と、この天板６１を床面上に支持するベッド筐体６２と、天板６１とを備える。ベッド筐体６２は、図示しない昇降機能を備え、検査対象１０３を載せる際には低くなり、検査対象１０３を載せて検査を行う際には天板６１の底面に形成される摺動面をテーブル面１０５上に摺動可能な位置に移動させることができる。更に、このベッド筐体６２は、天板６１をその長手方向に沿って静磁場内に挿入する図示しない摺動機構部を備えている。

ベッド部７０は、検査対象１０３を載せる天板７１と、この天板７１を床面上に支持するベッド筐体７２と、天板７１とを備える。ベッド筐体７２は、図示しない昇降機能を備え、検査対象１０３を載せる際には低くなり、検査対象１０３を載せて検査を行う際には天板７１の底面に形成される摺動面をテーブル面２０５上に摺動可能な位置に移動させることができる。更に、このベッド筐体７２は、天板７１をその長手方向に沿って静磁場内に挿入する図示しない摺動機構部を備えている。

ここで、ベッドの移動方向は、図１の（Ａ）及び図１の（Ｂ）の天板６１及び７１の長手方向と同一であり、天板６１及び７１に載る検査対象１０３の体軸方向（ＨＦ方向）と同じである（ｚ１及びｙ１と示す）。すなわち、静磁場方向ｚは、図１の（Ａ）の場合には、検査対象１０３の体軸方向（ＨＦ方向）及び天板６１の長手方向ｚ１と一致し、図１の（Ｂ）の場合には、検査対象１０３の体厚方向（ＡＰ方向）と一致し、天板７１の長手方向ｙ１と直交する。

そして、この発明の実施形態の大きな特徴の１つは、天板６１もしくは天板７１の上部に、あるいは、この天板６１もしくは天板７１に代えて、被検体深部感度が高くかつ全身のような広い領域の任意断面を高速撮像することが可能な受信コイルユニット５００を設置可能とした点である。

次に、図２を用いて、受信コイルユニット５００を説明する。この受信コイルユニット５００は、検査対象１０３の近接を囲うように配置される内部コイルユニット５０１と、その長手方向を検査対象１０３の体軸方向と一致させるベッドコイルユニッド５０２と、ベッドコイルユニット５０２に着脱可能に取り付けられる上部コイルユニット５０３と、ベッドコイルユニット５０２及び上部コイルユニット５０３に着脱可能な外部コイルユニット５０４を備えている。

内部コイルユニット５０１は、柔軟性のある素材の中に検査対象１０３の形状に沿った形で配置される複数の内部サブコイル１０００を備え、検査対象１０３の天面を長手方向に沿って分割可能であり、その分割面を境として開閉可能な構造で、検査時は図示していないマジックテープ（登録商標）やベルトなどで固定される。つまり、内部コイルユニット５０１は、シート状の柔軟性素材の中に複数のコイルが配置されており、シート状の内部コイルユニット５０１上に被検体１０３が配置され、被検体１０３を包み込むようにしてシート状コイルユニット５０１が湾曲され、マジックテープ（登録商標）やベルトなどで固定される。

なお、内部コイルユニットが内部に配置される柔軟性素材としては、ウレタン、スポンジ、布等がある。ウレタンを成形し内部に複数のコイルユニットを配置したり、複数のスポンジの間にコイルユニットを配置し、スポンジどうしを接着剤で固定することで第１のコイル層を形成することができる。また、布を縫製して、第１のコイル層を形成あすることができる。

ベッドコイルユニット５０２は、その長手方向をｚ１方向やｙ１方向と一致する長方形の上面形状を有する板状であり、その中央には、内部コイルユニット５０１や検査対象１０３を乗せるための載置面２１、その両側にはｚ１又はｙ１方向に沿って形成される複数のジョイント受部２３が設けられ、載置面２１の下方にはジョイント受部２３と連通する複数の下部サブコイル２０００が備えられ、載置面２１とほぼ平行な平面には外部コイルユニット５０４を挿抜するための下側ガイド部２２が設けられている。

上部コイルユニット５０３は、複数の上部サブコイル３０００が備えられ、載置面２１とほぼ平行な平面に外部コイルユニット５０４を挿抜するための上側ガイド部３２と、下部サブコイル２０００と連通するジョイント受部２３を接続・勘合するためのジョイント端子３３が設けられている。そして、下部サブコイル２０００と上部サブコイル３０００はジョイント端子３３とジョイント受部２３を介して接続される。

外部コイルユニット５０４は、第１の端子４１１と第２の端子４１２をもつ第１の外部サブコイル４１００を含む第１外部ユニット４１と、第３の端子４２１と第４の端子４２２を有する第２の外部サブコイル４２００を含む第２外部ユニット４２と、第１導体４３１と第２導体４３２の２つの導体を柔軟性のある支持体で支持した第３外部ユニット４３とを備えている。この第３外部ユニットの第１導体４３１と第２導体４３２は同軸ケーブルで形成することができる。同軸ケーブルはフレキシブルな素材の導体の一例である。

更に、図３、図４、及び図５を用いて、内部サブコイル１０００を説明する。

内部サブコイル１０００は、図４の（Ａ）の６−１及び図５の（Ａ）の７−１に示すような１つのコイルが検査対象１０３の下面から側面にかけて２〜３のループを描きながら上面にまで延びるパターンを、図４の（Ｂ）の６−１−１と６−１−２、及び図５の（Ｂ）の７−１−１と７−１−２に示すように体軸（ｚ１方向やｙ１方向）に沿って複数個並べた構造を基本としたコイル群である。

図３の（Ａ）に示されるように、内部コイルユニット５０１の中に、これら２種類のコイルパターンが同じ平面状に配線され内部サブコイル１０００のパターンを形成する（図では内部サブコイル１０００が露出されているが実際には内部コイルユニット５０１の中に配線されるので露出されない）。いずれのパターンも、図３の（Ａ）の天面センターライン１００１を交差しないので、内部コイルユニット５０１は図３の（Ｂ）のようにライン１００１を境に開閉が可能となり、検査対象１０３及びマット部１００２の設置と取出が可能となる。

次に、図６を用いて、下部サブコイル２０００と上部サブコイル３０００を説明する。ベッドコイルユニット５０２の中には、図６の（Ｂ）の３−１−２及び、４−１−３と４−１−４の３つの導体から成るパターンで基本ブロックが構成される下部サブコイル２０００が配線されており、３つの導体の両端部はそれぞれジョイント受部２３と導通している。一方、上部コイルユニット５０３の中には、図６の（Ｂ）の３−１−１及び、４−１−１と４−１−２の３つの導体から成るパターンで基本ブロックが構成される下部サブコイル３０００が配線されており、３つの導体の両端部はそれぞれジョイント端子３３と導通している。

そして、図６の（Ａ）のように、ジョイント受部２３にジョイント端子３３をＡ−Ｂライン及びＣ−Ｄラインで勘合・接続することによって、図６の（Ｃ）に示されるようなコイルパターン３−１及び４−１が形成される。ジョイント受部２３及びジョイント端子３３によって、下部サブコイル２０００と上部サブコイル３０００は脱着が可能となり、検査対象１０３の設置と取出が可能となる。

以上の構成により、内部サブコイル１０００は、それ自身で第１のコイル層を形成し、上部サブコイル３０００と下部サブコイル２０００は、上部コイルユニット５０３をベッドコイルユニット５０２に端子２００１及び端子３００１を介して取り付けることにより接続されて第２のコイル層を形成し、これらのコイル層を層ごとに選択・切替えることにより、複数種のサブコイルを形成する。

第１のコイル層を単独で形成する内部コイルユニット５０１は、それ単独でも動作可能であり、このままの状態、もしくは内部コイルユニット５０１をベッドコイルユニット５０２の上に置いた状態で、図１の（Ａ）のトンネル型ＭＲＩ装置１００にも、図１の（Ｂ）のオープン型ＭＲＩ装置２００にも使用可能である。すなわち、簡易的にＭＲＩ計測したい場合に簡単な１つのコイルユニットを装着するだけで撮像可能となり、煩わしいコイルの設置が不要となる。また、内部コイルユニット５０１をベッドコイルユニット５０２の上に置き、更に、上部コイルユニット５０３を取り付けることで、第１のコイル層と第２のコイル層を形成し、第１のコイル層と第２のコイル層を共に動作させることで、図１の（Ｂ）のオープン型ＭＲＩ装置２００に使用可能な受信コイルとなる。

この場合、ソレノイドコイル（３−１）とそれに直交するサドルコイル（６−１）から成るＱＤコイルを形成するため、より深部感度の高いコイルを実現できる。更には、第１のコイル層にはＲＬ方向に感度分布をもつサブコイル（７−１）が、第２のコイル層にはＨＦ方向に感度分布をもつサブコイル（４−１）がそれぞれ備えられるため、ＲＬ方向もしくはＨＦ方向に位相エンコード方向を設定して行うパラレルイメージングの際に、該当するコイル層を動作させれば、高速撮像が可能となる。

なお、内部コイルユニット５０１をトンネル型ＭＲＩ装置１００で単独で用いてパラレルイメージングを行う場合でも、ＲＬ方向に感度分布をもつサブコイル（７−１）の他、体軸方向に複数のコイルが並べられていることによっても適度な感度分布が得られるため、ＲＬ方向にもＨＦ方向にも位相エンコード設定が可能である。

また、上部コイルユニット５０３において、内蔵される上部サブコイル３０００は、複数の同形コイルパターンが体軸方向に反復して並ぶため、図２のコイルユニット５０３ａ及び５０３ｂのように配置することも可能である。これと同様に、内部コイルユニット５０１、及びベッドコイルユニット５０２、及び外部コイルユニット５０４も、同形コイルパターンが体軸方向に反復して並ぶため、同じ構成要素に分割可能であり、反復配列が可能である。

本発明の実施形態におけるもう一つの大きな特徴は、第１のコイル層及び第２のコイル層に加えて、第１の外部サブコイル４１００と第２の外部サブコイル４２００は、第１の端子４１１と第３の端子４２１を第１導体４３１で接続し、かつ第２の端子４１２と第４の端子４２２を第２導体４３２で接続することによって外部コイル４０００（外部コイルユニット５０４）を形成し、第１外部ユニット４１を上側ガイド部３２へ、第２外部ユニット４２を下側ガイド部２２へそれぞれ被検体１０３を動かすことなく挿抜可能にした点である。

また、第１外部ユニット４１を上側ガイド部３２へ、第２外部ユニット４２を下側ガイド部２２へそれぞれ挿入してから第１の端子４１１と第３の端子４２１を第１導体４３１で接続し、かつ第２の端子４１２と第４の端子４２２を第２導体４３２で接続しても良い。いずれに場合も外部コイルユニット５０４を挿入時は、第１のコイル層及び第２のコイル層に加えて第３のコイル層が形成され、第１から第３までのコイル層を層毎に選択切替えることにより複数種のサブコイルを形成し、天板６１もしくは天板７１の上部に、あるいは、天板６１もしくは天板７１に替えて、被検体深部感度は高く、かつ、全身のような広い領域の任意断面を高速撮像することが可能な受信コイルユニット５００を設置可能となる。また、外部サブコイル４０００を物理的に削除することで、第１の外部サブコイル４１００と第２の外部サブコイル４２００が片方のみ存在する時に生じる電気的な不平衡状態に起因した他のコイル層との電磁気的カップリングを完全になくすことができ、それによる画質劣化を防ぐことができる。

次に、図７を用いて、外部コイルユニット５０４を説明する。外部コイルユニット５０４は、第１の端子４１１と第２の端子４１２を有する第１の外部サブコイル４１００を含む第１外部ユニット４１と、第３の端子４２１と第４の端子４２２を有する第２の外部サブコイル４２００を含む第２外部ユニット４２と、第１導体４３１と第２導体４３２の２つの導体を柔軟性のある支持体で支持した第３外部ユニット４３とを備えている。第１の外部サブコイル４１００は、交差部４１１０を有する８の字型の導体から成り、第２の外部サブコイル４２００は交差部４２１０を有する８の字型の導体から成る。そして、それら８の字導体の両端は端子４１１と端子４１２、及び端子４２１と端子４２２とそれぞれ導通して、第１外部ユニット４１及び第２外部ユニット４２を形成している。

そして、第３外部ユニット４３を用いて端子４１１と端子４２１及び端子４１２と端子４２２をそれぞれ結線することによって、外部サブコイルユニット５０４を形成し、その中に外部サブコイル４０００が備えられる。ただし、図７の（Ａ）ではコイルパターンが露出されているが実際にはパターンがユニット内に配線されるため露出されず、外観は図７の（Ｂ）のようになる。外部サブコイルユニット５０４は、図７の（Ｃ）に示すように、第１外部ユニット４１を上部コイルユニット５０３の上側ガイド部３２に挿入し、第２外部ユニット４２をベッドコイルユニット５０２の下側ガイド部２２に挿入し、第３外部ユニット４３で端子４１１と端子４２１、及び端子４１２と端子４２２をそれぞれ接続する。

なお、第３外部ユニット４３として伸縮自在で柔軟な素材を用いた同軸ケーブルなどを用いれば、装着性が向上する上、検査対象の大きさに合わせて上部コイルユニット５０３やベッドコイルユニット５０２の大きさを変えた場合でも容易に装着できる。また、検査対象を動かすことなく挿抜可能である。また、本発明の実施形態では、上部コイルユニット５０３やベッドコイルユニット５０２に配列されるコイル群は、長手方向（ｚ１やｙ１）に沿って同じコイルの配列を備えた複数のブロックに分割されているのと同様に、同じコイルパターンを備えた複数の外部コイルユニット５０４を装着することができる。

この時、交差部４１１０及び４２１０の位置が、図６の（Ｃ）のコイルパターン３−１の存在する平面（ＡＰ−ＲＬ平面）上になるように装着すると、コイルパターン同士の電磁気的結合が最小となり、かつＡＰ方向に位相エンコードを選択した場合のＧファクタを最小に抑えることができるので画質の劣化を抑えたまま高速撮像が可能となる。

すなわち、オープン型ＭＲＩ装置２０１と第１のコイル層と第２のコイル層と第３のコイル層を全て動作状態にした受信コイルユニット５００を用いて、広範囲にわたって深部感度が高く、かつ任意方向に位相エンコード選択可能なパラレルイメージングによる高速撮像が可能となる。

本発明の実施形態におけるもう一つの大きな特徴は、外部コイルユニット５０４として、第１の端子４１１と第２の端子４１２を有する第１の外部サブコイル４１００を含む第１外部ユニット４１と、第３の端子４２１と第４の端子４２２を有する第２の外部サブコイル４２００を含む第２外部ユニット４２と、第１導体４３１と第２導体４３２の２つの導体を柔軟性のある支持体で支持した第３外部ユニット４３とを備え、第１の外部サブコイル４１００は、交差点４１１０を有する８の字型の導体から成る。

また、第２の外部サブコイル４２００は交差点４２１０を有する８の字型の導体から成り、それら８の字導体の両端は端子４１１と端子４１２、及び端子４２１と端子４２２とそれぞれ導通して第１外部ユニット４１及び第２外部ユニット４２を形成し、柔軟な素材で形成された第３外部ユニット４３を用いて端子４１１と端子４２１及び端子４１２と端子４２２をそれぞれ結線するという構造としたため、外部コイルユニット５０４は挿入する向きを９０度回転させることができる。また、これによって垂直磁場用としても水平磁場用としても使用可能にした点である。

水平磁場用として外部サブコイルユニット５０４を用いる場合、内部コイルユニット５０１との組合せで、水平磁場に対して高感度を保ち、かつ任意方向に適度な感度分布をもつことができる。また、垂直磁場用として外部サブコイルユニット５０４を用いる場合、内部コイルユニット５０１と、ベッドコイルユニット５０２と、上部コイルユニット５０３との組合せで、垂直磁場に対して高感度を保ち、かつ任意方向に適度な感度分布をもつことができる。以上の結果から、本発明の外部コイルユニット５０４を用いた受信コイルユニット５００は、水平磁場を発するトンネル型ＭＲＩ装置でも垂直磁場を発するオープン型ＭＲＩ装置でも高い深部感度を保ち、任意の方向を位相エンコードとして選択可能なパラレルイメージング用の受信コイルユニットとして使用可能である。

また、特定の方向にのみ位相エンコードとして設定したい場合は、該当するコイルの存在する層のみを選択してパラレルイメージングできるので、装着の手間も最小限に抑えつつ、高速撮像も可能となる。

次に、図７及び図８を用いて、垂直磁場用コイルと水平磁場用コイルとの使い分けが可能な外部コイルユニット５０４を説明する。図７は外部コイルユニット５０４を垂直磁場用コイルとして用いる場合の図で、図８は外部コイルユニット５０４を水平磁場用コイルとして用いる場合の図である。

図７の（Ａ）、（Ｂ）及び図８の（Ａ）、（Ｂ）において構成要素は同一であり、いずれも同じ外部コイルユニット５０４の中に外部コイル４０００が具備されることを示すが、図７の（Ｃ）と図８の（Ｃ）に示す通り、上部ガイド部３２と下部ガイド部２２への装着の向きが９０度異なる。これは、外部コイルユニット５０４として、第１の端子４１１と第２の端子４１２を有する第１の外部サブコイル４１００を含む第１外部ユニット４１と、第３の端子４２１と第４の端子４２２を有する第２の外部サブコイル４２００を含む第２外部ユニット４２と、第１導体４３１と第２導体４３２の２つの導体を柔軟性のある支持体で支持した第３外部ユニット４３とを備え、第１の外部サブコイル４１００は、交差点４１１０を有する８の字型の導体から成り、第２の外部サブコイル４２００は交差点４２１０を有する８の字型の導体から成る。

また、それら８の字導体の両端は端子４１１と端子４１２、及び端子４２１と端子４２２とそれぞれ導通して第１外部ユニット４１及び第２外部ユニット４２を形成し、柔軟な素材で形成された第３外部ユニット４３を用いて端子４１１と端子４２１及び端子４１２と端子４２２をそれぞれ結線するという構造にしたことによって実現可能となる。

以上の実施形態においては、体軸方向（ｚ１及びｙ１）に沿って、内部コイルユニット５０１及びベッドコイルユニット５０２に対して、上部コイルユニット５０３は、３つのブロックに分割されている。そして、１つのブロックに対して、１つの上部コイルユニット５０３と１つの外部コイルユニット５０４が覆われ、この１つのブロックの連結により、この１つのブロック内で覆われる検査対象１０３の部位の検査を行うことができる。

また、上述した実施形態では、全身のような長手方向に長い検査対象を検査する場合は、上部コイルユニット５０３を２つないしは３つ用意して、これをベッドコイルユニット５０２に取り付けることにより、検査対象１０３の体軸方向（ｚ１及びｙ１）に複数のコイル群を配置することにより、検査対象１０３の全身をカバーすることができる。これらのブロックは、静磁場内への挿入に伴って、必要により、順次ＯＮ、ＯＦＦすることにより検査対象１０３の全身の検査が可能となる。

また、上述した実施形態では、検査対象１０３の外周を包む複数のコイル群を、脱着可能な第１のコイル層、第２のコイル層、及び第３のコイル層に分けて配列し、それぞれ単独でも動作できるようにＭＲＩ装置に設置される。そして、所望の使用形態によって用いるコイル層を選択し、最低限のコイルパターンのみ使用することによって、余計なコイル設置動作を減らして操作性の煩わしさを軽減したり、導体が存在することによって生じるコイル同士のカップリングを減らして画質の劣化を防止することができる。

以上の実施形態に係る受信コイルユニット５００は、被検体深部感度が高く、かつ全身のような広い領域の任意断面を高速撮像するために、５種類のサブコイルをそれぞれ被検体の長手方向に沿って複数並べた配置となっているが、１つのブロックのみでも、複数のブロックを順次ＯＮ、０ＦＦして切替えてもどちらでも使用できる。

つまり、１つのブロックにおいては、検査対象１０３の表面に配置された２つの電流ループを有するコイル（サドルコイル）からなる第１種類目のサブコイル６−１と、検査対象１０３の表面に配置された３つの電流ループを有するコイルからなる第２種類目のサブコイル７−１を第１のコイル層に、検査対象１０３の外周に配置されたソレノイドコイルからなる第３種類目のサブコイル３−１と、検査対象１０３の外周に２つの電流ループと検査対象１０３の底面に１つのループを形成するサブコイル４−１からなる第４種類目のサブコイルを第２のコイル層に、被検体１０３に対して前後に８の字導体が対向配置される第５種類目のサブコイル５−１を第３のコイル層に、それぞれ配置した構成となっているからである。

第１のコイル層のみ用いる場合、図３に示すように、検査対象１０３の周りに柔軟な素材で覆われたコイルパターン１０００の、所望の検査領域にあるコイルをＯＮさせることにより検査を行う。この場合、コイルパターン１０００は、サドルコイル（６−１）を含むため、水平磁場及び垂直磁場に対して高い感度を有するので、トンネル型ＭＲＩ装置及びオープン型ＭＲＩ装置の両方に使用可能である。実際の使用形態においては、ＭＲＩ装置の上にベッドコイルユニット５０２とその上に内部コイルユニット５０１を常に載せておき、検査対象５０３を載せて、柔軟素材の内部コイルユニット５０１を検査対象の周りに巻くだけで検査可能となり、コイル設置の煩わしさが大きく軽減される。これは、簡単な画像取得を数多くの検査対象に対して行う際に便利な使用形態と言える。

また、第２のコイル層のみ用いる場合、図６に示すように、ベッドコイルユニット５０２に上部コイルユニット５０３を取り付けることにより形成されるコイルパターン３−１及び４−１を、検査対象５０３の長手方向に複数配列させ、検査対象領域にあるコイルパターンをＯＮさせることにより検査を行う。この場合のコイルパターンは、ソレノイドコイル（３−１）を含み、最大感度方向が検査対象５０３の体軸方向と一致するため、垂直磁場に対して高い感度をもつが水平磁場に対しては感度を持たない。従って、第２のコイル層は、垂直磁場を発するオープン型ＭＲＩ装置にのみ有効である。

第３のコイル層は、検査対象１０３のＡＰ方向に２つ配置された８の字導体に近いコイル近傍部に高い感度を持ちコイルの中心では感度を持たないため、単独では，あまり使用されないが、図７の（Ｃ）や図８の（Ｃ）のように本発明のコイルに付加的に用いたり、他の既存コイルに付加的に用いたりすることで、体厚方向に適度な感度分布を与えることができる。すなわち、パラレルイメージングによる高速撮像を行う場合でＡＰ方向に位相エンコードを設定したい場合に有効なコイル層である。本発明の構成によれば、垂直磁場装置及び水平磁場装置に対しても感度をもつように設置できるので汎用的なサブコイルとして用いることができる。

そして、オープン型ＭＲＩ装置においては、第１のコイル層のみ又は第２のコイル層のみで用いる他に、第１のコイル層と第２のコイル層を共に用いることによって互いに直交するソレノイドコイル（３−１）とサドルコイル（６−１）を含むコイルパターンを形成し、更に深部感度が高いコイルとして用いることができる。また、第１のコイル層のサブコイル（７−１）で検査対象のＲＬ方向に、第２のコイル層のサブコイル（４−１）で検査対象のＨＦ方向にそれぞれ感度分布をもたせることができるので、ＲＬ方向及びＨＦ方向を位相エンコードに選択可能なパラレルイメージングを実施できる。更には、第３のコイル層を付加すれば、検査対象のＡＰ方向に感度分布をもたせることができる。その結果、受信コイルユニット５００は、オープン型ＭＲＩ装置において深部感度が高く、任意方向に位相エンコード設定可能なパラレルイメージングが可能な受信コイルとなる。

また、トンネル型ＭＲＩ装置においては、．第１のコイル層のみで用いる他に、第１のコイル層と第３のコイル層を同時に用いることによってサドルコイル（６−１）で深部の均一感度をもたせ、第１のコイル層のサブコイル（７−１）で検査対蒙のＲＬ方向に、第３のコイル層のサブコイルで検査対象のＡＰ方向にそれぞれ感度分布をもたせることができる。また、２つ以上の複数の表面コイルが検査対象表面に沿ってその長手方向に並べられることによって検査対象のＨＦ方向に感度分布をもたせることができる。

その結果、受信コイルユニット５００は、トンネル型ＭＲＩ装置において深部感度が高く、任意方向に位相エンコード設定可能なパラレルイメージングが可能な受信コイルとなる。

また、検査対象に対して密接にするほど高い感度を示すサドルコイルを含んだ内部コイルユニット５０１を柔軟性のある素材で構成し、かつ、検査対象から多少離れた所を周回させても大視野に渡って高い感度を示すソレノイドコイルを含んだ上部コイルユニット５０３を、内部コイルユニット５０１の外側と上部コイルユニットの５０３の内側にゆとりのある空間を確保することにより、ある程度のサイズの異なる検査対象１０３に対しても密着させることが可能になる。これにより、どんな検査対象に対しても高い感度で検査が可能となる。

また、本発明の実施形態では、ＭＲＩ装置本体と受信コイルユニット５００を結ぶコネクタは、内部コイルユニット５０１からの線路とベッドコイルユニット５０２からの線路と外部コイルユニット５０４からの線路をそれぞれ独立に受けることが可能な形状であって、天板６１あるいは天板７１あるいはベッド筐体６２あるいはベッド筐体７２に備えられている。

これにより、各コイル層毎に脱着可能となる。但し、内部コイルユニット５０１を単独で用いる場合でも、ベッドコイルユニット５０２を土台として用いたり、水平磁場の場合でベッドコイルユニット５０２や上部コイルユニットが不要な場合でも外部コイルユニット５０４を挿入するための土台として用いることができる。

次に、図２から図１７を参照して、本発明の実施形態に係る受信コイルユニット５００を備えたＭＲＩ装置、及び、ここで用いられる各サブコイルパターンとその特性を更に詳細に説明する。

先ず、図９を参照してＭＲＩ装置の構成を具体的に説明する。図９の（Ａ）はＭＲＩ装置を模式的に示した機能ブロック図である。ＭＲＩ装置は、垂直方向の静磁場を発生するマグネット２０１、傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル２０６、ＲＦパルスを照射する照射コイル２０７、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２１６、シーケンサ２１０、計算機２１９等を備えている。照射コイル２０７及び受信コイル２１６はマグネット２０１及び傾斜磁場発生コイル２０６内に設置される。また、図９は垂直磁場を発生するタイプのＭＲＩ装置の構成を示しているがマグネット２０１として、図１の水平磁場を発する円筒型のマグネット１０１を用いれば、水平磁場を発生するＭＲＩ装置となる。

傾斜磁場発生コイル２０６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軸の傾斜磁場発生コイル２０６は、それぞれ傾斜磁場電源２１１に接続されている。照射コイル２０７は、ＲＦパワーアンプ２０８を介してＲＦパルス発生器２０９に接続されている。シーケンサ２１０はＲＦパルス発生器２０９と傾斜磁場電源２１１に命令を送り、ＲＦパルス及び傾斜磁場をそれぞれ照射コイル２０７及び傾斜磁場コイル２０６より発生させる。ＲＦパルス発生器２０９の出力をＲＦパワーアンプ２０８により増幅し照射コイル２０７に印加することにより、照射コイル２０７を通じてＲＦパルスが被検体１０３に印加される。

被検体１０３から発生した核磁気共鳴信号は受信サブコイル２１６から成る受信コイルユニット５００により受波される。受信コイルユニット５００は、複数個の受信サブコイル２１６−１〜２１６−ｎ及びプリアンプ２１７−１〜２１７−ｎから構成される。受信サブコイル２１６−１〜２１６−ｎにより受波された信号は、それぞれのプリアンプ２１７−１〜２１７−ｎで検波に必要なレベルまで増幅された後、受信器２１８でＡ／Ｄ変換（サンプリング）、検波が行われる（必要に応じて、受信器に入力される前に合成器によって信号合成される）。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２１０によりセットされる。検波された信号は計算機２１９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２２０に表示される。

図９の（Ｂ）は、受信コイルユニット５００の詳細ブロック図である。図９の（Ｂ）において、複数の受信サブコイル２１６と、それぞれのサブコイルに接続される複数のプリアンプ２１７で一つのコイル層を形成し、第１のコイル層６０１、第２のコイル層６０２、第３のコイル層６０３を構成する。受信コイルユニット５００は、３つのコイル層６０１、６０２、６０３で構成されるが、各プリアンプから出力される信号が受信器２１８でＡ／Ｄ変換される。コイル層６０１、６０２、６０３と受信器２１８との間にコイル選択回路１９−４が接続され、このコイル選択回路１９−４を用いて各コイル層単独でも複数のコイル層でも用いられる。

なお、必要に応じて、記憶媒体２２１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２１２を使う。シムコイル２１２は複数のチャネルからなり、シム電源２１３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２１０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２１２より発生させる。

なお、シーケンサ２１０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の外観構造について図２を用いて説明する。なお、以下の説明では、静磁場方向をｚ方向とするが、水平磁場の場合と垂直磁場の場合で被検体の体軸とｚ軸の位置関係が異なるため、被検体１０３の左右方向をＲＬ方向、体軸方向をＨＦ方向、体厚方向をＡＰ方向として説明することにすると、水平磁場用のコイルの場合はｚ軸とＨＦ方向が一致し、垂直磁場用のコイルの場合はｚ軸とＡＰ方向が一致する。ここで、図２は受信コイルユニットの外観及び部品展開図である。図２において、本発明の実施形態においては、受信コイルユニット５００は、内部コイルユニット５０１をベッドコイルユニット５０２の上に置き、その上に検査対象１０３を置き、３つの上部コイルユニット５０３ａ、５０３ｂ、５０３をＨＦ方向に沿って並べることで検査対象１０３の全身をカバーすることができる。

更に、上部コイルユニット５０３に設けられた上側ガイド部３２に第１外部ユニット４１を置き、ベッドコイルユニット５０２に設けられた下側ガイド部２２に第２外部ユニット４２を挿し込み、第３外部ユニット４３で第１外部ユニット４１と第２外部ユニット４２を接続して外部コイルユニット５０４を装着する。ここで、上部コイルユニット５０３及び外部コイルユニット５０４は、検査対象１０３を内部コイルユニット５０１から出し入れすることなく脱着可能である。

ベッドコイルユニット５０２は、ＨＦ方向に沿って、３つのブロックＱ１、Ｑ２、Ｑ３に分かれており、この３つのブロックのコイルの配列は互いに同じとなっている。したがって、上部コイルユニット５０３を各ブロックにそれぞれ接続することにより、接続されたブロックの領域の検査を行うことができる。また、外部コイルユニット５０４を該当ブロックに装着することにより、装着されたブロックの領域の検査を行うことができる。例えば、脚部近傍であればブロックＱ１に、腰部近傍であればブロックＱ２に、胸近傍であればブロックＱ３に、上部コイルユニット５０３（及び外部コイルユニット５０４）を取り付ければ、取り付けられたブロックの領域の検査が可能である。そして、３つのブロック全部に上部コイルユニット５０３（及び外部コイルユニット５０４）を取り付ければ検査対象１０３の全身を検査することができる。

次に、図１０、図１１を用いて、本発明の実施形態に係る受信コイルについて、各サブコイルの構成と動作原理を説明する。

本発明の実施形態における受信コイルは、５種類のサブコイルをそれぞれ被検体の体軸方向に沿って複数並べた配置を有し、受信コイル全体で被検体のほぼ全身を覆うように構成することができるが、図１０に示した例は、全身を覆う受信コイル全体の１つのブロックの基本構成を示す図であり、図１０の（Ａ）は斜視図、（Ｂ）〜（Ｄ）はそれぞれＨＦ軸上の点から見たＡＰ−ＲＬ断面、ＡＰ軸上の点から見たＨＦ−ＲＬ断面、及びＲＬ軸上の点から見たＡＰ−ＨＦ断面の図である。図１１は図１０の（Ａ）を拡大した図である。なお、実際の受信コイルは、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が、図１０、図１１ではキャパシタは適宜省略している。

ここで、内部コイルユニット５０１、ベッドコイルユニット５０２には、上述したようにキャパシタ（コンデンサ）によりコイル導体が分割されているが、このコンデンサの容量値は調整可能である。そのため、内部コイルユニット５０２、ベッドコイルユニット５０２、上部コイルユニット５０３、外部コイルユニット５０４が組み立てられた後でもコンデンサの容量値が調整可能なように、内部コイルユニット５０１、ベッドコイルユニット５０２には、容量調整用装置がアクセス可能な開口部が形成されている（図示せず）。

図１０、図１１に示すように、実施形態における受信コイルは、被検体１０３の外周に電流ループを形成するサブコイル３−１と、サブコイル３−１の電流ループが形成される面（ＡＰ−ＲＬ面）を挟んでほぼ等距離にある２つの面内に、互いに逆向きの電流が流れる２つの電流ループを形成するサブコイル４−１と、被検体１０３を挟んで上下（Ａ側−Ｐ側）に配置されたサブコイル５−１と、被検体１０３の側面（Ｒ側、Ｌ側）を覆うように配置されたサブコイル６−１−１、６−１−２及びサブコイル７−１−１、７−１−２とからなる。サブコイル６−１−１、６−１−２及びサブコイル７−１−１、７−１−２は、それぞれ同種のコイル２つで受信コイルの１ブロックを構成する。

これら５種類のサブコイルは、サブコイル３−１の電流ループが形成される面（ＲＬ−ＡＰ面）に対して面対称には位置されており、図１０、図１１に示すブロックを単位として、この面と直交する方向、即ちＨＦ方向に複数ブロックを配列することができる。

なお、サブコイル３−１の電流ループが形成される面（ＲＬ−ＡＰ面）を基準面Ａ０−Ｐ０と呼び、被検体１０３の中心を通る図１０の（Ｄ）の直線Ａ０−Ｐ０を含む面である。また、基準面Ａ０−Ｐ０と直交するＨＦ−ＲＬ面で、被検体１０３の中心を通る図１０の（Ｄ）の直線Ｈ０−Ｆ０を含む面を基準面Ｈ０−Ｆ０と呼ぶ。

次に、図４から図８、及び図１０から図１８を用いて、受信コイルを構成する５種類のサブコイルの具体的な構成とそれらの特性、及びサブコイル同士の関係について、水平磁場装置に用いた場合と垂直磁場装置に用いた場合とに分けて詳述する。

最初に、垂直磁場装置に用いた場合の各サブコイルの構成と動作原理を説明する。先ず、第１種類目のサブコイル６−１は、図４の（Ａ）に示すような、被検体１０３の表面に配置された２つの電流ループを有するコイル（サドルコイル）である。図４の（Ａ）では第１種類目のコイルの一つのみを示しているが、図４の（Ｂ）に示すように体軸方向に配置された２つのサブコイル６−１−１、６−１−２で受信コイルの１ブロックが構成され、２つのサブコイルのほぼ中央に基準面Ａ０−Ｐ０が位置するように配置される。受信コイル全体では、サブコイル６−１を体軸方向に連続して配置し、被検体１０３全体を覆う構成となる。この際、隣接する２つのコイルは適度にオーバーラップ（面積で１０％程度）させて配置される。

これにより、隣接コイル間同士の磁気結合を除去する。また、サブコイル６−１は被検体１０３の両側面を取り囲むように湾曲部を有している。このような構成のサブコイル６−１の垂直磁場に対するＲＬ方向感度分布を図１２の（Ａ）の曲線６０１に示す。図１２の（Ａ）に示すように、サブコイル６−１は、サブコイル３−１と同様に被検体深部における感度が高い感度分布となる。従ってサブコイル６−１は大視野用コイルとも呼ばれる。

次に、第２種類目のサブコイル７−１は、図５の（Ａ）に示すような被検体１０３の表面に配置された３つの電流ループを有するコイルであり、被検体１０３の両側面を取り囲むように湾曲部を有している。図５の（Ａ）には第２種類目のコイルの一つのみを示しているが、図５の（Ｂ）に示すようにＨ−Ｆ軸方向に配置された２つのサブコイル７−１−１、７−１−２で受信コイルの１ブロックが構成される。

１ブロックにおいて、これら２つのサブコイル７−１−１、７−１−２は、２つのサブコイルのＨ−Ｆ軸方向のほぼ中央に基準面Ａ０−Ｐ０が位置するように配置される。受信コイル全体では、サブコイル７−１をＨ−Ｆ方向に連続して配置し、被検体１０３全体を覆う構成となる。第２種類目のサブコイルについても、Ｈ−Ｆ方向に隣接する２つのコイルを適度にオーバーラップ（面積で１０％程度）させることにより、隣接コイル間の磁気結合を除去している。

このような構成のサブコイル７−１は、２箇所の交差点において、交差している２本の導線には同じ向きの電流が流れているため、交差点における感度が最も高い。また、それぞれの交差点における電流の向きは互いに逆向きであるため、交差点での感度を最大にして、２つの交差点を結ぶ線分の垂直２等分線上では感度が最小となる。

このようなサブコイル７−１の垂直磁場に対するＲＬ方向感度分布は、図１３の（Ａ）の曲線７０１で表すような分布となる。なお、給電点に１Ｗの電力を与えた場合に実際に発生する磁場分布は、２つの交差点を結ぶ線分の垂直２等分線を軸として左右で正負反対の符号を持つが、ここではその絶対値を取って感度分布曲線としている（以下、同様に、感度分布曲線を定義する）。

ここで、図示したように、２つの電流ループを有するサブコイル６−１の感度が最小となる２箇所の領域の近辺に３つの電流ループを有するコイル７−１の感度が最大となる２箇所の領域（２つの交差点の存在する領域）をおおむね一致させて配置すれば、一方に電流を流したときに、他方に発生する誘導磁場は実用上無視できる程度とすることができ、サブコイル６−１とサブコイル７−１の問の電磁気的カップリングは実用上問題ないレベルに抑制される。

第３種類目のサブコイル３−１は、図６の（Ｃ）に示すような被検体１０３の外周に配置されたソレノイドコイルである。サブコイル３−１の垂直磁場に対するＨ−Ｆ軸方向感度分布は、図１２の（Ａ）の曲線３０１に示すように、その電流ループが存在する面において最大となる分布で、高感度領域が大きいため、大視野用コイルとも呼ばれる。サブコイル３−１の電流ループが形成される面は、他の種類のサブコイルを配置する場合の基準となるので、以下、基準面Ａ０−Ｐ０とする。なお図６の（Ｃ）では１ターンのソレノイドコイルを示したが、ターン数は複数でもよい。

第４種類目のサブコイル４−１は、図６の（Ｃ）に示した被検体１０３の外周に２つの電流ループと被検体１０３の底面に１つのループを形成するサブコイルである。サブコイル４−１は、図６の（Ｃ）に示すように、サブコイル３−１の基準面Ａ０−Ｐ０に対し対称の位置にある２つの電流ループをＡＰ−ＲＬ面内に形成し、それぞれの電流ループには互いに逆向きの電流が流れるように被検体１０３の底面でループを作って結線されたコイルである。サブコイル４−１に給電した場合、２つの電流ループには互いに逆向きの電流が流れるので、それぞれのループ近傍では電流ループによる磁場が強く発生するが、ループから離れるに従ってもう一つの電流ループによって発生する磁場によって打ち消される成分が大きくなり、２つのループの中央にあたる基準面Ａ０−Ｐ０では磁場はほぼゼロとなる。

すなわち、サブコイル４−１の垂直磁場に対するＨ−Ｆ軸方向の感度分布は図１２の（Ａ）の曲線４０１に示すように、サブコイル３−１の存在する断面（基準面Ａ０−Ｐ０）上では感度がほぼゼロとなり、その断面を軸として左右対称の感度分布をもつようになる。このような配置により、サブコイル４−１とサブコイル３−１は互いに誘導電流を発生させないため、サブコイル３−１とサブコイル４−１の間では実用上問題ないレベルの電磁気的カップリングに抑制される。従って、サブコイル３−１とサブコイル４−１の発生する合成感度は、それぞれの感度の２乗和の平方根で計算でき、合成感度の分布は図１２の（Ｂ）の曲線９０１のようになる。このように、サブコイル３−１とサブコイル４−１を合成して用いた場合の感度９０１は、サブコイル３−１及びサブコイル４−１のいずれか一方を用いた場合の感度より被写体存在領域全体で高くなる。

第５種類目のサブコイル５−１は、図７の（Ａ）に示すような形状を有している。このサブコイル５−１は、被検体１０３に対して前後（Ａ−Ｐ軸方向）に対向配置されるほぼ同形のコイル４１００及び４２００を導通させて、一つの給電点を有するコイルとしたものである。これらコイル４１００及び４２００は、２つの電流ループを図７の（Ａ）に示すようにＨ−Ｆ方向もしくは図８の（Ａ）に示すようにＲ−Ｌ方向に並べた形状のコイルで、２つの電流ループの間に交差点４１１０及び４２１０が形成されている。

サブコイル５−１は、図７の（Ａ）のような向きの場合は、交差点４１１０及び４２１０が、サブコイル３−１電流ループが存在する面、すなわち基準面Ａ０−Ｐ０と同一面内に位置し、且つ２つのコイル４１００と４２００が基準面Ｈ０−Ｆ０に対してほぼ対称の位置に収納されるように配置される。また、図８の（Ａ）のような向きの場合は、交差点４１１０及び４２１０のある平面と、サブコイル３−１の電流ループが存在する面すなわち基準面Ａ０−Ｐ０とが直交する位置関係となり、且つ２つのコイル４１００と４２００が基準面Ｈ０−Ｆ０に対してほぼ対称の位置に収納されるように配置される。

サブコイル５−１が発生する磁場については、図１４の（Ａ）及び（Ｃ）に示すように、コイル４１００とコイル４２００の導線上には矢印の方向に電流が流れるように端子４１１と端子４２１及び端子４１２と端子４２２が接続されるので、支配的な磁場の向きは、図１４中の破線の矢印８−１、８−２、８−３、８−４の向きに生じる。この場合には被検体１０３が存在するコイル内部の領域では、互いに逆向きの磁場が発生し、被検体１０３の深部すなわち図１０の（Ｄ）の基準面Ｒ０−Ｆ０付近では磁場が打ち消し合い、感度がほぼゼロになる。被検体１０３の存在するコイル内部の領域における感度分布で示すと、図１４の（Ｂ）及び（Ｄ）の曲線５０１で示すように、垂直磁場に対するＡＰ方向感度分布は、基準面Ｈ０−Ｆ０で磁場がゼロで、その平面に関して対称な分布となる。

次に、上述した第１種類目〜第５種類目のサブコイルについて、特に各サブコイル並存時の感度分布及び電磁気的カップリングについて説明する。

先ず、被検体１０３外周に配置されたサブコイル３−１とサブコイル４−１についてはコイル間の電磁気的カップリングは実用上問題ないレベルに抑制されること、また、被検体１０３の表面に配置された被検体１０３のサブコイル６−１とサブコイル７−１についても適切な配置とすることによりコイル間の電磁気的カップリングは実用上問題ないレベルに抑制される。

サブコイル３−１、サブコイル４−１、サブコイル６−１、サブコイル７−１の関係を考える。被検体１０３の外周に配置されたサブコイル３−１とサブコイル４―１とは最大感度方向がＨ−Ｆ軸方向である。一方、被検体１０３近傍に配置されたサブコイル６−１及びサブコイル７−１は最大感度方向がＲ−Ｌ軸方向である。

従って、例えば、図１０の（Ａ）に示すようにサブコイル３−１とサブコイル６−１を配置しても、これらは電気的に直交しており、電磁気的カップリングは実用上問題ないレベルに抑制される。しかも、サブコイル３−１とサブコイル６−１は、ともに、被検体１０３の深部における感度が高いコイルであるため、このような配置をすれば、被検体１０３の深部感度の更なる向上が期待できる（ＱＤ合成される）。サブコイル４−１の最大感度方向もＨ−Ｆ軸方向である。従って、図１０の（Ｂ）に示すように、サブコイル６−１を、サブコイル３−１の存在する位置からサブコイル４−１の存在する位置までシフトさせて、サブコイル６−１−１とサブコイル６−１−２のように配置しても、同様にカップリングが生じることなく被検体１０３の深部における感度の更なる向上効果を期待できる。

サブコイル７−１についても同様であり、サブコイル７−１は、サブコイル３−１及びサブコイル４−１と電気的に直交しており、サブコイル３−１及びサブコイル４−１との電磁気的カップリングは実用上問題ないレベルに抑制される。

従って、Ｈ−Ｆ軸方向に連続配置されたサブコイル６−１−１とサブコイル６−１−２及びサブコイル７−１−１とサブコイル７−１−２は、いずれも、サブコイル３−１もしくはサブコイル４−１を含む平面付近でオーバーラップさせても、電磁気的カップリングは実用上問題ないレベルに抑制される。

このように、第１種類目のサブコイル６−１、第２種類目のサブコイル７−１、第３種類目のサブコイル３−１、第４種類目のサブコイル４−１に関しては、互いの配置を適切な関係にするとともにオーバーラップによる方法を併用することによって、電磁気的カップリングを除去できる。必要に応じて公知のデカップリング方法、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などを併用することも可能である。

また、サブコイル３−１とサブコイル４−１及びサブコイル６−１の直交性を利用して、被検体１−３の深部感度を高めることができる。図１５に、被検体１０３の深部におけるＨ−Ｆ軸方向感度分布を示す。曲線３０１及び４０１は、それぞれサブコイル３−１及びサブコイル４−１のＲ−Ｆ軸方向感度分布で、図１２の（Ａ）内の曲線と同じである。曲線６０２及び６０３は、それぞれ図１０の（Ｂ）のサブコイル６−１−１及び６−１−２のＨ−Ｆ軸方向感度分布である。サブコイル３−１とサブコイル６−１−１及びサブコイル６−１−２でＱＤ合成され、感度向上させた場合のＨ−Ｆ軸方向感度分布が曲線８０１であり、更に、サブコイル４−１の感度と合成した場合の感度分布が曲線９０２である。第１種類目、第２種類目、第３種類目及び第４種類目のサブコイルを用いることによって、深部感度をＨ−：Ｆ軸方向の広範囲に渡って高められることがわかる。

次に、これら最大感度方向がＲ−Ｌ軸方向である第１種類及び第２種類目のサブコイル６−１、７−１と最大感度方向がＨ−Ｆ軸方向である第３種類目及び第４種類目のサブコイル３−１、４−１、及び第５種類目のサブコイル５−１との関係について説明する。図１６の（Ａ）にサブコイル６−１上の矢印方向に電流が流れる場合に生じる磁場の向きを破線矢印８−５で、図１６の（Ｂ）にサブコイル７−１上の矢印方向に電流が流れる場合に生じる磁場の向きを破線矢印８−６及び矢印８−７で示す。

また、図１６の（Ｃ）にサブコイル３−１上の矢印方向に電流が流れる場合に生じる磁場の向きを破線矢印８−８で、図１６の（Ｄ）にサブコイル４−１上の矢印方向に電流が流れる場合に生じる磁場の向きを破線矢印８−９及び破線矢印８−１０で示す。また、図１７の（Ａ）、（Ｂ）にそれぞれ、サブコイル７−１上の矢印方向に電流が流れる場合に生じる磁場の向きを破線矢印８−１〜８−４で示す。

一つの矢印は同じ向きに生じる支配的な磁場とその向きを示し、異なる向きの矢印が存在する直線上ではその矢印の変異点付近で磁場が打ち消しあうことを意味する。サブコイル５−１は、既に述べたように、２つの電流ループと１つの交差点を持つ同形状のコイル４１００と４２００を、基準面Ｈ０−Ｆ０について対称に配置し、両コイルを導通したコイルであり、電流ループは基準面Ｈ０−Ｆ０に対称な面（被検体１０３の背面側と腹側）に概ね位置している。そして、図１７の（Ａ）に示した向きで設置される場合、コイルの交差点４１１０と４１２０は、サブコイル３−１の電流ループが形成されるＡＰ−Ｌ面（基準面Ａ０−Ｐ０）に位置するように配置される。このような配置にすることにより、サブコイル５−１で生じる磁場８−１〜８−４はサブコイル３−１の形成する電流ループを貫通する際に打ち消しあって概ねゼロになり、サブコイル３−１上及びサブコイル５−１上には誘導電流が流れず、実質上電磁気的カップリングは生じない。一方、図１７の（Ｂ）に示す向きで設置される場合は磁場の最大方向が直交するため、カップリングは生じない。

次に、第４種類目のサブコイル４−１との関係を説明する。第５種類目のサブコイル５−１が図１７の（Ａ）に示す向きで設置される場合、サブコイル４−１に給電した場合にサブコイル４−１に発生する磁場が図１６の（Ｄ）に示すようになるように２つの電流ループに電流が流れるとすると、サブコイル４−１のループ近傍を通るサブコイル５−１のループに誘導電流が流れるとしても、サブコイル５−１のループには基準面Ｈ０−Ｆ０もしくは基準面Ａ０−Ｐ０に対して対称の位置に必ず逆向きに流れる電流ループが存在し、その結果として誘導電流が流れない。

また、図１７の（Ｂ）に示す向きで設置される場合は磁場の最大方向が直交するため、カップリングは生じない。最大感度方向がＲＬ軸方向である第１種類目および第２種類目のサブコイル６−１やサブコイル７−１についても、磁場の直交性より同様にカップリングは問題ないレベルに抑制できる。また、サブコイル５−１をＨＦ方向に連続配置する場合も、互いに適度にオーバーラップ（面積で１０％程度）させることで隣接コイル間の電磁気的カップリングを除去できる。また、低入力インピーダンスのプリアンプを用いることによっても各コイル間同士の電磁気的カップリングを低減できる。このようにして、本発明の実施形態における受信コイルでは、５種類のサブコイルのそれぞれの電磁気的結合を抑制することができるので、電磁的結合を除去するための補助コイル等を不要にするか最小限とすることができる。また、５種類のサブコイルを組み合わせたものを１ブロックとして被検体１０３の体軸方向に複数個並べることが可能となり、被検体１０３の深部における感度も高いまま全身のような広い領域の撮影が可能となる。また、垂直磁場に対する各サブコイルの感度分布を、ｘ軸方向、ｙ軸方向およびｚ軸方向の３つの方向に付いて感度分布の異なるサブコイルの組み合わせが存在することにより、どの方向に位相エンコード方向を選んでもＧファクタを小さくすることができ、パラレルイメージングを適用した場合にも良好な画像を得ることができる。

なお、Ｇファクタについては、チャネル数の増大を許容すれば改善効果が得られるが、例えば１ブロック８チャネルのサブコイルによって構成される受信コイルを被検体１０３の体軸方向に並べることによって全身撮像用の受信コイルを実現しようとする場合、チャネル数の増大は好ましくないことは当然である。また、製作精度などの制約から、交差点４１１０及び交差点４２１０の位置とサブコイル３−１の電流ループ面とを完全に一致させることや、外部コイル４１１０と外部コイル４２００を、被検体１０３の中心（基準面Ｈ０−Ｆ０）に対して完全に対称にすることは困難であるが、サブコイル５−１のＨＦ軸方向の長さに対して２０％程度の誤差以内で、ＡＰ軸方向に関しては１０％程度の誤差以内で一致させることが好ましい。

次に、水平磁場装置に用いた場合の各サブコイルの構成と動作原理を説明する。

本発明の実施形態の受信コイルを水平磁場で用いる場合、５種類のサブコイルのうち、被検体１０３の外周に電流ループを形成する３種類目のサブコイル３−１と、サブコイル３−１の電流ループが形成される面（ＡＰ−ＲＬ面）を挟んでほぼ等距離にある２つの面内に、互いに逆向きの電流が流れる２つの電流ループを形成する４種類目のサブコイル４−１は、発生する磁場が、水平方向の静磁場と一致するため、生体からの磁気共鳴信号を受信するための感度をもたない。従って、ベッドコイルユニット５０２に上部コイルユニット５０３を取り付けることによって形成されるサブコイルは意味をもたない。内部コイルユニット５０１のみ、もしくは内部コイルユニット５０１と外部コイルユニット５０４を同時に用いることで受信コイルユニット５００を形成するが、ベッドコイルユニット５０２と上部コイルユニット５０３は、外部コイルユニット５０４を装着するためのガイド部を有する土台として用いる。

また、外部コイルユニットは、図７の（Ａ）に示した向きで装着する場合と、図８の（Ａ）に示した向きで装着する場合とで、感度分布が変わるので、使用形態によって使い分けることができる。各サブコイルがそれぞれ被検体１０３の体軸方向に沿って複数並べた配置を有し、受信コイル全体で被検体１０３のほぼ全身を覆うように構成され得る点では、使用形態は垂直磁場で用いる場合と全く同じである。また、内部コイルユニット５０１のみでも使用可能であり、被検体１０３を動かすことなく、必要に応じて外部コイルユニット５０４を脱着可能な２層構造になっている点も垂直磁場で用いる場合と全く同じである。また、実際の受信コイルは、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用いる。

本発明の実施形態における受信コイルは、被検体１０３の側面（Ｒ側、Ｌ側）を覆うように配置されたサブコイル６−１−１、６−１−２及びサブコイル７−１−１、７−１−２と被検体１０３を挟んで上下に配置されたサブコイル５−１の合計３種類のサブコイルで１つのブロックが構成される。サブコイル６−１−１、６−１−２及びサブコイル７−１−１、７−１−２は、それぞれ同種コイル２つが基準面Ａ０−Ｐ０に対して面対称には位置されており、この１ブロックを単位として、ＨＦ方向に複数ブロック配列することができる。

次に、受信コイルを構成する３種類のサブコイルの具体的な構成と水平磁場に対する感度分布、及び、これらサブコイル同士の関係について詳述する。

まず、サブコイル６−１は、図４の（Ａ）に示すような、被検体１０３の表面に配置された２つの電流ループを有するコイル（サドルコイル）である。図４の（Ａ）では一つのサブコイルのみを示しているが、図４の（Ｂ）に示すように体軸方向に配置された２つのサブコイル６−１−１、６−１−２で受信コイルの１ブロックが構成され、２つのサブコイルのほぼ中央に基準面Ａ０−Ｐ０が位置するように配置される。受信コイル全体では、サブコイル６−１を体軸方向に連続して配置し、被検体１０３全体を覆う構成となる。この際、隣接する２つのコイルは適度にオーバーラップ（面積で１０％程度）させて配置される。これにより、隣接コイル間同士の磁気結合を除去する。また、サブコイル６−１は被検体１０３の両側面を取り囲むように湾曲部を有している。このような構成のサブコイル６−１のＲＬ方向感度分布を図１３の（Ｂ）の曲線６０１に示す。図示するようにサブコイル６−１は、垂直磁場で用いる場合と同様、被検体深部における感度が高い感度分布となる。

サブコイル７−１は、図５の（Ａ）に示すような被検体１０３の表面に配置された３つの電流ループを有するコイルであり、被検体１０３の両側面を取り囲むように湾曲部を有している。図５の（Ａ）ではサブコイルをーつのみを示しているが、図５の（Ｂ）に示すようにＨＦ軸方向に配置された２つのサブコイル７−１−１、７−１−２で受信コイルの１ブロックが構成される。１ブロックにおいて、これら２つのサブコイル７−１−１、７−１−２は、２つのサブコイルのＨ−Ｆ軸方向のほぼ中央に基準面Ａ０−Ｐ０が位置するように配置される。受信コイル全体では、サブコイル７−１をＨ−Ｆ方向に連続して配置し、被検体１０３全体を覆う構成となる。この際、Ｈ−Ｆ方向に隣接する２つのコイルを適度にオーバーラップ（面積で１０％程度）させることにより、隣接コイル間同士の磁気結合を除去する。

このような構成のサブコイル７−１は、２箇所の交差点において、交差している２本の導線には同じ向きの電流が流れているため、交差点における感度が最も高い。また、それぞれの交差点における電流の向きは互いに逆向きであるため、交差点での感度を最大にして、２つの交差点を結ぶ線分の垂直２等分線上では感度が最小となる。但し、垂直磁場に対しては２つの交差点を結ぶ線分の垂直２等分線上で感度ゼロになるが、水平磁場に対しては真ん中のループで感度を持つため、ゼロにはならない。このようなサブコイル７・１の感度分布は、図１３の（Ｂ）の曲線７０１で表すような分布となる。垂直磁場で用いる場合と同様、２つの電流ループを有するサブコイル６−１の感度が最小となる２箇所の領域の近辺に３つの電流ループを有するコイル７−１の感度が最大となる２箇所の領域（２つの交差点の存在する領域）をおおむね一致させて配置すれば、一方に電流を流したときに、他方に発生する誘導磁場は実用上無視できる程度とすることができ、サブコイル６−１とサブコイル７−１の間の電磁気的カップリングは実用上問題ないレベルに抑制される。

サブコイル５−１は、図７の（Ａ）あるいは図８の（Ａ）に示すような形状を有している。このサブコイル５−１は、被検体１０３に対してＡ−Ｐ軸方向に対向配置されるほぼ同形のコイル４１００及び４２００を導通させて、一つの給電点を有するコイルとしたものである。但し、これらコイル４１００及び４２００は、外部コイルユニット５０４を装着する向きによって、２つの電流ループを、図７の（Ａ）に示すようにＨＦ方向に並べる場合と、図８の（Ａ）に示すようにＲ−Ｌ方向に並べる場合とで水平磁場に対する感度分布が異なる。

いずれの場合も、２つの電流ループの間に交差点４１１０及び４２１０が形成されるが、図１７の（Ａ）に示す向きの場合、サブコイル５−１は、交差点４１１０及び４２１０が、基準面Ａ０−Ｐ０と同一面内に位置し、且つ２つのコイル４１００と４２００が基準面Ｈ０−Ｆ０に対してほぼ対称の位置に収納されるように配置される。

一方、図１７の（Ｂ）に示すの向きの場合、サブコイル５−１は、交差点４１１０及び４２１０が、被検体１０３のＲＬ軸の真ん中に位置し、且つ２つのコイル４１００と４２００が基準面Ｈ０−Ｆ０に対してほぼ対称の位置に収納されるように配置される。サブコイル５−１が発生する磁場については、図１７の（Ａ）の向きに設置した場合、支配的な磁場の向きは破線矢印８−１、８−２の向きのように、基準面Ａ０−Ｐ０付近でＨＦ方向に、電流ループの真中付近ではＡＰ方向にそれぞれ生じる。この場合には被検体１０３が存在するコイル内部の被検体１０３深部の基準面Ａ０−Ｐ０付近においては静磁場方向と常に同じであるため、ほとんど感度を持たず、図１７の（Ｃ）の曲線５０１のような感度分布となる。また、基準面Ａ０−Ｐ０から離れた電流ループの真中付近の断面においてはＡＰ方向成分の磁場をもつため、感度が生じ、図１７の（Ｃ）の破線曲線５０２のような感度分布となる。一方、図１７の（Ｂ）の向きに設置した場合、支配的な磁場の向きは、図１７の（Ｂ）中の破線矢印８−３、８−４の向きに生じる。この場合には被検体１０３が存在するコイル内部の領域では常に静磁場方向に対して垂直方向に磁場成分をもつので感度を持つが、基準面Ｈ０−Ｆ０では互いに逆向きの磁場が発生し、磁場が打ち消し合い、感度がほぼゼロになる。そのため、感度分布は図１７の（Ｄ）の曲線５０１で示すようになり、基準面Ｈ０−Ｆ０で磁場がゼロで、その平面に関して対称な分布となる。

次に、上述したサブコイル同士のＨＦ方向に連続配置した場合の水平磁場に対するＨＦ方向感度分布について説明する。被検体１０３の表面に配置されたサブコイル６−１とサブコイル７−１についても適切な配置とすることによりコイル間の電磁気的カップリングは実用上問題ないレベルに抑制される。また、ＨＦ方向に連続配置する場合は、互いにオーバーラップによると同時に公知のデカップリング方法、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などを併用すればコイル間の電磁気的カップリングは実用上問題ないレベルに抑制される。

図１８は、各サブコイルのＲ−：Ｆ軸方向感度分布を示す図である。図１８において、曲線６０４及び６０５は、それぞれ図４の（Ｂ）のサブコイル６−１−１及び６−１−２のＨ−Ｆ軸方向感度分布である。曲線７０４及び７０５は、それぞれ図５の（Ｂ）のサブコイル７−１−１及び７−１−２のＨ−Ｆ軸方向感度分布である。曲線５０４及び５０５はそれぞれサブコイル５−１を図７の（Ａ）の向き及び図８の（Ａ）の向きに装着した場合のＨ−Ｆ軸方向感度分布である。そして、これらを同時に用いた場合のＨＦ方向の合成感度分布が、サブコイル５−１を図７の（Ａ）の向きに設置した場合が曲線９０４で、サブコイル５−１を図８の（Ａ）の向きに設置した場合が曲線９０５で示され、水平磁場に対しても被検体の深部における感度が高いまま全身のような広い領域の撮影が可能であることがわかる。また、サブコイル５−１を図８の（Ｂ）の向きに設置した場合の方が、均一度は高くなる。更に、被検体１０３のＰ側表面に近いほど感度が高くなる。また、水平磁場に対する各サブコイルの感度分布は、図１３の（Ｂ）、図１７の（Ｃ）、（Ｄ）、及び図１８に示したように、ＲＬ方向、ＨＦ方向およびＡＰ方向の３つの方向について異なる感度分布をもつようになるので、どの方向に位相エンコード方向を選んでもＧファクタを小さくすることができ、任意方向のパラレルイメージングが可能となる。

以上、本発明の実施形態における受信コイルの１ブロック及びそのブロックをＨＦ方向に連続配置した場合の使用形態について説明したが、上述した５種類のサブコイルを３層構造に配し、被検体１０３の体軸方向に連続して配置して全身を覆う受信コイルユニットとした場合の３層構造の使用形態の利点について、垂直磁場装置の場合と水平磁場装置の場合それぞれについて説明する。

内部コイルユニット５０１のみで、図４のサブコイル６−１−１と６−１−２、及び図５のサブコイル７−１−１と７−１−２を形成し、それのみで使用可能である。そして、本発明の実施形態においては、被検体１０３を内部コイルユニット５０１の中に入れて検査したり、ベッドコイルユニット５０２の上に内部コイルユニット５０１を載せてその中に被検体１０３を入れて検査する。また、この場合、垂直磁場装置に対しても水平磁場装置に対しても感度を持ち、煩わしいコイルの設置を伴うことなく、計測可能であるため、多数の検査対象を次々と交換して簡易計測を行う場合に便利である。特に、水平磁場装置では、内部コイルユニット５０１のみで、図１８に示した曲線９０３のように広い範囲にわたって高い感度をもち、且つＨＦ方向とＲＬ方向に感度分布をもつサブコイル構成を実現できるので、ＨＦ方向とＲＬ方向の２方向を位相エンコードに設定可能なパラレルイメージングも可能である。一方、垂直磁場装置では、ＲＬ方向のみにパラレルイメージングが可能となる。

ベッドコイルユニット５０２の上に内部コイルユニット５０１を載せてその中に被検体１０３を入れ、更に上部コイルユニット５０３を取り付けた場合、被検体１０３の周りには、図４のサブコイル６−１−１と６−１−２、及び図５のサブコイル７−１−１と７−１−２、更に、図６のサブコイル３−１及びサブコイル４−１を形成する。この場合、垂直磁場に対しては、図１５に示した曲線９０２のように広い範囲にわたって高い感度をもち、且つＨＦ方向とＲＬ方向に感度分布をもつサブコイル構成を実現できるため、内部コイルユニット５０１のみを使用する場合に比べて上部コイルユニット５０３を取り付けるという動作を加えるだけで、ＨＦ方向とＲＬ方向の２方向に位相エンコードを設定可能なパラレルイメージングが可能になり、高速で、より高画質な検査が可能となる。

一方、水平磁場に対しては、図６のサブコイル３−１及びサブコイル４−１は感度を持たないので、内部コイルユニット５０１のみを使う場合と性能は同等であるので、上部コイルユニットを取り付けないで用いることになるが、図１８に示した曲線９０３のように広い範囲にわたって高い感度をもち、且つＨＦ方向とＲＬ方向に感度分布をもつサブコイル構成を実現できる。

ベッドコイルユニット５０２の上に内部コイルユニット５０１を載せて、更に上部コイルユニット５０３を取り付け、更に外部コイルユニット５０４を図１７の（Ａ）に示す向きに取り付けた場合、被検体１０３の周りには、図４のサブコイル６−１−１と６−１−２、及び図５のサブコイル７−１−１と７−１−２、更に、図６のサブコイル３−１及びサブコイル４−１を形成し、更に、サブコイル５−１を形成する。垂直磁場に対しては、図１５に示した曲線９０２のように広い範囲にわたって高い感度をもち、且つＨＦ方向とＲＬ方向に加えてＡＰ方向にも感度分布をもつサブコイル構成を実現できるため、任意方向に位相エンコードを設定可能なパラレルイメージングが可能になる上、任意断面で高画質な検査が可能となる。

水平磁場に対しては、図１８に示した曲線９０４のように広い範囲にわたって高い感度をもち、且つＨＦ方向とＲＬ方向に加えて基準面Ａ０−Ｐ０以外の断面では図１７の（Ｃ）の曲線５０２のようにＡＰ方向にも感度分布をもつサブコイル構成を実現できるため、任意方向に位相エンコードを設定可能なパラレルイメージングが可能になる上、その断面で高画質な検査が可能となる。ここで、基準面Ａ０−Ｐ０では、図１７の（Ｃ）に示す曲線５０１のような感度分布になるため、ＡＰ方向には位相エンコードを設定したパラレルイメージングは出来ない。そのため、水平磁場に対して用いる場合は、ベッドコイルユニット５０２の上に内部コイルユニット５０１を載せて、更に上部コイルユニット５０３を取り付け、更に外部コイルユニット５０４を図１７の（Ｂ）に示す向きに取り付ければ任意断面でパラレルイメージングが可能になる。但し、サブコイル５−１のＲＬ方向の感度分布が、サブコイル７−１−１と７−１−２と似ているためにＧファクタが悪化することがあるので、Ｒ−Ｌ方向に位相エンコード方向を選択する場合は、外部コイルユニット５０４を図１７の（Ａ）に示す向きに取り付ける方が良い。

以上のようにして、以下の（１）〜（３）の場合に用途に合わせて用いるコイル層を選択することで、最適な手段で撮像できるようになる。

（１）多くの被験者を簡易に検査したい場合。

（２）ＨＦ方向とＲＬ方向にのみ位相エンコードを設定する高速撮像を実施したい場合。

（３）任意方向に相エンコードを設定する高速撮像を実施したい場合。

次に、図１９及び図２０を参照して５種類のサブコイルの連続配置例を説明する。図１９はＡＰ軸方向からみたＨＦ−ＲＬ平面図、図２０はＲＬ軸方向からみたＨＦ−ＡＰ平面図である。また、図１９及び図２０において、それぞれ、（Ａ）はサブコイル３−１と４−１の配置方法、（Ｂ）はサブコイル５−１の配置方法、（Ｃ）はサブコイル６−１の配置方法、（Ｄ）はサブコイル７−１の配置方法をそれぞれ見やすくするために別々に示している。ただし、図１９及び図２０中、点線で囲って示した１ブロックを共通のブロックとして、同一ブロック内で各々のサブコイルが、被検体１０３に対して図１０に示した位置関係となるように配置する。

体軸方向については、図１９及び図２０の（Ｂ）、（Ｃ）、（Ｄ）に示した通り、サブコイル５−１、６−１、７−１は、ＨＦ軸方向の長さがほぼ等しく、隣接するサブコイル同士は互いに適当な面積だけオーバーラップさせて連続配置することができる。特に、サブコイル６−１に関しては、垂直磁場に対してはサブコイル３−１及びサブコイル４−１とともに、水平磁場に対してはそれのみで被検体深部における感度の向上を図っているため、隣接するサブコイル同士をオーバーラップさせることによって、ＨＦ方向に関して常に高い感度を保つことができる。また、図１９及び図２０の（Ａ）に示したサブコイル３−１とサブコイル４−１は、図のまま動作させると隣接するコイル同士間で互いの電磁気的カップリングが非常に大きく、公知の手法（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）を用いても磁気結合を十分抑制することができない。そのため、一つの撮影ブロックにサブコイル３−１及び４−１はそれぞれ一つずつ存在・動作するように設定・制御する。２つのサブコイル３−１、例えばサブコイル３−１−１と３−１−２と組み合わされるサブコイル４−１−１、４−１−２は、サブコイル３−１−１と３−１−２によって挟まれる導体部分を共有することも可能である。この構成の詳細については、受信コイルのサブコイル制御と併せて後述する。

次に、図２１〜図２３を参照して、上述した全身用受信コイルを全身撮像に適用した場合の制御方法について説明する。一般に、全身撮像においては撮影領域を被検体１０３の体軸方向に複数個のブロックに分割して撮影を行う。本発明の実施形態のＭＲＩ装置においても、全身用受信コイルを切替え、撮像ブロックに含まれるサブコイルのみが動作するように制御する。また、本発明の受信コイルユニットは、３層構造で形成されるので、使用アプリケーションによって、動作させるコイル層を選択できる。

図２１は、切替回路を備えたサブコイル３−１及びサブコイル４−１の構成例を示す図であり、図２１の（Ａ）は、２ブロック分のサブコイル４−１（４−１−１及び４−１−２）を示す。被検体１０３の外周を囲む３つの電流ループのうち、中央に位置する電流ループは、２つのサブコイル４−１−１及び４−１−２で共用される。すなわち、図中左側の電流ループと中央の電流ループでサブコイル４−１−１が構成され、右側の電流ループと中央の電流ループでサブコイル４−１−２が構成されている。給電部２０−１、２０−２には、それぞれ図示しないプリアンプが接続され、被検体１０３から発する核磁気共鳴信号が受信されると、プリアンプにて増幅され、検波・ＡＤ変換後に信号処理される。また、各電流ループ及び電流ループの接続部には、電流ループに対して並列にキャパシタンス（コンデンサ）１９−１（１９−１−１〜１９−１−５）が接続され、インダクタンス１９−２（１９−２−１〜１９−２−５）とでループ回路を構成している。キャパシタンス１９−１とインダクタンス１９−２の値はこのループ回路が共鳴周波数で共振するように調整されている。また、各ループ回路には、電流ループを非動作とするための切替回路１９−３（１９−３−１〜１９−３−５）が備えられている。

このような構成において、サブコイル４−１の切替回路１９−３に直流電流が流れると、切替回路は導通状態になり、ループ回路が共振回路を形成し、キャパシタンス１９−１に高抵抗の素子が挿入された場合と等価になり、サブコイル４−１自身には高周波電流が流れなくなる。すなわち、被検体１０３から発せされた核磁気共鳴信号を受信しなくなる。一方、直流電流が流れない切替回路１９−３はオープン状態なので、サブコイル４−１に対して並列に接続されたキャパシタンス１９−１とインダクタンス１９−２とでループ回路は形成されず、サブコイル４−１とキャパシタンス１９−１によってＲＦ受信コイルを形成する。すなわち、被検体１０３から発する核磁気共鳴信号を受信する。例えば、切替回路１９−３−１、１９−３−２、１９−３−４には直流電流が流れず、切替回路１９−３−３、１９−３−５に直流電流が流れるように制御すれば、サブコイル４−１−１は受信コイルとして動作するが、サブコイル４−１−２は受信コイルとして動作しないようにできる。すなわち、サブコイル４−１−１と４−１−２は電磁気的カップリングを生じない。

同様にして、図２１の（Ｂ）に示したサブコイル３−１についても、例えば、切替回路１９−３−６には直流電流が流れず、切替回路１９−３−７には直流電流が流れるように制御すれば、サブコイル３−１−１は受信コイルとして動作するが、サブコイル３−１−２は受信コイルとして動作しないようにできる。更に、ここでは図示していないが、他の種類のサブコイル５−１、６−１、７−１にも、それぞれのループに対して少なくとも一つの切替回路１９−３及びキャパシタンス１９−１及びインダクタンス１９−２を備え、例えば、ＲＦ照射時に切替回路に直流電流が流れるように制御すれば、ＲＦ照射によるコイル及び受信系統回路の破損を防ぐと同時に、送受信間カップリングを防ぐことができる。更に、３層構造のサブコイルのうち、動作させないコイル層を含んで所望のコイル層のみ動作させる場合は、動作させないコイル層の切替回路に直流電流が流れるように制御すれば良い。但し、外部コイルユニット５０４に含まれるサブコイル５−１（サブコイル４１００と４２００）については、片方のみを切替回路で動作オフに制御すると、そのパターンが存在するだけで磁場の相殺による電気的な平衡が崩れるため、他のコイルと電磁気的カップリングを生じる。その場合は、外部コイルユニット５０４を取り付けない方が良い。

全身用受信コイルを用いる場合は、検査領域に応じてサブコイル３−１及び４−１をそれぞれ１つ動作させ、その領域に応じたサブコイル５−１、６−１、７−１をそれぞれ２つずつ動作させて、合計８チャネルのサブコイルを動作させ、それ以外のサブコイルは非動作状態にするとよい。

図２２に受信コイルの制御システムの構成例を示す。ただし、図２２では、受信コイルとして代表的にサブコイル３−１のみ示したが、その他の種類のサブコイルについても同様に構成できる。この制御システムは、動作させるブロックを選択的に検波回路１９−５に接続するブロック選択回路１９−４と、サブコイル毎に設けられた切替回路１９−３への制御信号を切替えるＤＣ電源切替装置１９−６と、制御装置１９−７とからなる。

選択回路１９−４は、サブコイルの給電点に接続されるプリアンプと検波回路１９−５との間に接続され、制御装置１９−７から検査領域に応じた信号２００１が送信されると、それに応じて検査領域ブロックにあるサブコイルを選択的に検波回路１９−５に接続する。ＤＣ電源切替装置１９−６は、制御装置１９−７からは検査領域に応じた制御信号２００２が送られると、それに応じて非動作状態のサブコイルの切替回路１９−３に対して直流電流を流すように制御される。制御手段１９−７は、好適には選択回路１９−４で動作コイルを選択するための制御信号２００１とＤＣ電源切替回路１９−６の制御信号２００２を同期させて送信する。例えば、移動するベッドやテーブルに位置検知手段を設けて、ベッドやテーブルの位置に応じたトリガー信号２００３を制御手段１９−７に渡して制御することもできる。また、ベッドコイルユニット５０２のジョイント端子や上部コイルユニット５０３のジョイント受部、あるいは外部コイルユニットを挿入する上側ガイド部や下側ガイド部にコイルが設置されたことを検知する手段を設けて、同様にトリガー信号２００３を制御手段１９−７に渡して制御することもできる。

このような構成において、動作状態になったサブコイルは、被検体１０３からの核磁気共鳴信号を受信し、この核磁気共鳴信号は、給電部に接続されたプリアンプによって増幅された後、検波回路１９−５に送られる。この時、撮像領域以外のコイルからの受信波は検波回路には送られない。また、同時に複数のサブコイルからの受信信号を一つの検波回路で処理することができる。

次に、本発明の実施形態である受信コイルを用いて、被検体１０３を載せたテーブルを移動しながら撮像する場合のコイル制御の具体例を説明する。本発明の受信コイルを用いたテーブル移動撮像では、各サブコイルの動作状態を検査領域に応じて選択的に切り換える。各コイルの動作タイムチャートの一例を図２３に示す。図２３は、撮影領域を（１）〜（７）の７つの領域に分けて、（１）から（７）まで順次撮影領域を切替えて撮影する場合のタイミングチャートである。タイミングチャートの立上り及び立下りのタイミングは、移動するテーブルに備えた位置検知手段が点線で示した位置を検出して発するトリガー信号によって同期される。

一例として、撮影領域（１）の撮影を終えて撮影領域（２）を経て撮影領域（３）までを撮影する場合を説明する。撮影領域（１）を撮影している間は、サブコイル３−１−１、４−１−１、５−１−１及び５−１−２、６−１−１及び６−１−２、７−１−１及び７−１−２が動作している。そして、移動するテーブルに備えられた位置検知手段が撮影領域（１）と撮影領域（２）の境界線（点線ｚ３）を検知すると、点線ｔ３のタイミングでサブコイル３−１−１及び４−１−１が非動作状態になると同時にサブコイル３−１−２及びサブコイル４−１−２が動作状態になる。撮影領域（２）の撮影中、撮影領域（２）のちょうど真中付近（点線ｚ４）を位置検知手段が検知すると、点線ｔ４のタイミングでサブコイル５−１−１が非動作状態になると同時にサブコイル５−１−３が動作状態になる。更に、位置検知手段が撮影領域（２）と撮影領域（３）の境界線（点線ｚ５）を検知すると、点線ｔ５のタイミングでサブコイル６−１−１及び７−１−１が非動作状態になると同時にサブコイル６−１−３及び７−１−３が動作状態になる。以後、位置検知手段が点線のｚ座標を検知すると同時に、図２３で示したタイミングチャート図の各タイミングで各サプコイルが動作／非動作の状態を切替える。なお撮影領域の分割方法やタイミングは図示する例に限らず、任意に設定できる。

以上、本発明の実施形態による第１種類〜第５種類のサブコイルを組み合わせた全身用の受信コイルについて、１ブロックを構成するサブコイルの構造、配置、全身コイルとするための構造、制御方法等を説明した。しかし、本発明の受信コイルの基本的な特徴は、柔軟素材の中にサブコイル６−１−１と６−１−２、及びサブコイル７−１−１と７−１−２を内蔵した内部コイルユニット５０１で形成される第１のコイル層と、丈夫で耐重量性のある支持体であるベッドコイルユニット５０２に比較的固い素材でできた上部コイルユニット５０３を取り付けることによって形成されるサブコイル３−１とサブコイル４−１から成る第２のコイル層と、２つの導体を同軸ケーブルのような柔軟素材の２導体で接続した外部コイルユニット５０４を取り付けることによって形成されるサブコイル５−１から成る第３のコイル層とで１つのブロック形成するＭＲＩ用ＲＦコイルを実現し、それぞれのコイル層を単独でも動作可能にして、被検体１０３を動かすことなく着脱も可能にした点である。

これにより、サイズ及び重量に関して操作性に優れた受信コイルを実現することができる。また、３層構造のコイルユニットを複数ブロック用いて体軸方向に並べ、適切なコイル層及び適切なブロックを必要に応じて動作可能に制御することで、各部位ごとの小範囲撮像から全身のような広範囲撮像にまで対応させることが可能となる。さらに、水平磁場でも垂直磁場でも用いることが可能であり、各部位ごとのコイルの共通化が図れると同時に、コイルの保管場所の節約や製造コストを削減することができる。

以上のように本発明によれば、水平磁場ＭＲＩ装置でも垂直磁場ＭＲＩ装置でも使用が可能で、深部感度が高く、且つＧファクタが良好な複数のサブコイルからなる受信コイル及びこの受信コイルを備えたＭＲＩ装置を実現することができる。この受信コイルを構成するサブコイルの組合せは、被検体の体軸方向に連続して並べることにより、装着性の優れた全身用受信コイルを構成することができ、各部位ごとのＭＲＩ検査から全身のような広範囲の検査まで、被検体を動かすことなく測定できる。また、多層構造を形成しているため、一層のみ用いた簡易計測から全層用いた任意方向のパラレルイメージングによる高速撮像まで、様々な利用形態で使うことができる。いずれの利用形態においても、深部感度が高く、且つＧファクタが良好で、コイル同士の電磁気的なカップリングも最小限に抑えられるため、高いＳ／Ｎの画像が任意断面で得ることができる。

本発明が適用されるＭＲＩ装置の概略構成図である。 本発明の一実施形態である受信コイルユニットの部品展開斜視図である。 本発明の一実施形態における受信コイルユニットの内部コイル説明図である。 図３に示した内部コイル内に備えられる第１種類目のコイルを示す図である。 図３に示した内部コイル内に備えられる第２種類目のコイルを示す図である。 本発明の一実施形態の受信コイルユニットにおける上部サブコイルと下部サブコイルの説明図である。 本発明の一実施形態である受信コイルユニットの垂直磁場用外部コイルユニットの説明図である。 本発明の一実施形態である受信コイルユニットの水平磁場用外部コイルユニットの説明図である。 本発明が適用されるＭＲＩ装置の機能ブロック図である。 本発明の一実施形態である受信コイルのサブコイルの説明図である。 図１０に示したサブコイルの拡大図である。 本発明の一実施形態におけるサブコイルの垂直磁場に対する感度分布を示す図である。 本発明の一実施形態における第１種類目のコイルと第２種類目のコイルの特性を示し、垂直磁場に対する特性及び水平磁場に対する特性を示す図である。 本発明の一実施形態における第５種類目のコイルを第１の装着方法で装着した場合での流れる電流の向きと発生する支配的な磁場の向き及びその水平磁場に対する特性を示す図である。 本発明の一実施形態における第１種類目のコイル、第２種類目のコイル、第３種類目のコイルの垂直磁場に対する特性を示す図である。 本発明の一実施形態における第１種類目のコイル、第２種類目のコイル、第３種類目のコイル、第４種類目のコイルに流れる電流の向きと発生する支配的な磁場の向きを示す図である。 本発明の一実施形態における第５種類目のコイルを第２の装着方法で装着した場合に流れる電流の向きと発生する支配的な磁場の向きを示す図である。 本発明の一実施形態における第１種類目のコイルと第２種類目のコイルと第５種類目のコイルの水平磁場に対する特性を示す図である。 本発明の一実施形態の受信コイルを全身用受信コイルに適用した場合の配置例を示す図である。 本発明の一実施形態の受信コイルを全身用受信コイルに適用した場合の配置例を示す図である。 本発明の一実施形態における受信コイルの制御回路を示す図である。 本発明の一実施形態におけるの受信コイルの制御系システムを示す図である。 本発明の一実施形態における受信コイルの制御シーケンスを示す図である。

符号の説明

３−１、４−１、５−１、６−１、７−１・・・サブコイル、１９−３・・・切替回路、１９−４・・・選択回路、１９−５・・・検波回路、１９−６・・・ＤＣ電源切替装置、１９−７・・・制御装置、２１・・・載置面、２２・・・下側ガイド部、２３・・・ジョイント受部、３２・・・上側ガイド部、３３・・・ジョイント端子、４１・・・第１外部ユニット、４２・・・第２外部ユニット、４３・・・第３外部ユニット、６０、７０・・・ベッド部、６１、７１・・・天板、６２、７２・・・ベッド筐体、１００・・・トンネル型ＭＲＩ装置本体、１０１・・・静磁場発生磁石、１０２・・・支持部、１０３・・・被検体、１０４・・・開口部、１０５、２０５・・・テーブル面、２００・・・オープン型ＭＲＩ装置本体、２０１・・・静磁場発生磁石、２０２・・・上部本体、２０３・・・下部本体、２０４・・・支柱部、２０６・・・傾斜磁場コイル、２０７・・・照射コイル、２０８・・・ＲＦパワーアンプ、２０９・・・ＲＦパルス発生器、２１０・・・シーケンサ、２１１・・・傾斜磁場電源、２１２・・・シムコイル、２１３・・・シム電源、２１６・・・受信サブコイル、２１７・・・プリアンプ、２１８・・・受信器、２１９・・・計算機、２２０・・・ディスプレイ、２２１・・・記憶媒体、４１１、４１２、４２１、４２２・・・端子、４３１、４３２・・・導体、５００・・・受信コイルユニット、５０１・・・内部コイルユニット、５０２・・・ベッドコイルユニット、５０３・・・上部コイルユニット、５０４・・・外部コイルユニット、６０１・・・第１のコイル層、６０２・・・第２のコイル層、６０３・・・第３のコイル層、１０００・・・内部サブコイル、１００２・・・マット部、２０００・・・下部サブコイル、３０００・・・上部サブコイル、４０００、４１００、４２００・・・外部サブコイル、４１１０、４２１０・・・交差部

Claims (15)

1. 体軸方向に長い被検体を撮影するために、前記被検体の少なくとも一部が配置された空間に静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、前記空間に高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段と、前記被検体が発生する核磁気共鳴信号を受信する受信手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、
   前記受信手段は、該磁気共鳴イメージング装置の持つ直交座標系のうちの第１の方向に感度分布を有する第１のコイルセットと、
   前記第１の方向に直交する第２の方向に感度分布を有する第２のコイルセットと、
   前記第１の方向と前記第２の方向に直交する第３の方向に感度分布を有する第３のコイルセットと、
   を備え、前記第３のコイルセットが前記第１のコイルセット又は前記第２のコイルセットに着脱可能となっ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において、前記第１の方向は、前記被検体の体軸に垂直な水平方向であり、前記第２の方向は、前記被検体の体軸方向であり、前記第３の方向は、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において、前記第１のコイルセットは、第１の内部サブコイルと、第２の内部サブコイルとを有し、前記第１の内部サブコイルにより、感度を高め、前記第２の内部サブコイルにより感度分布を持たせ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３に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記第１の内部サブコイルは、前記被検体の下側から前記被検体に巻きつけるような形で配置される少なくとも一つ以上のコイルから成り、前記第２の内部サブコイルは、前記被検体の下側から前記被検体に巻きつけるような形で配置される少なくとも一つ以上のコイルより成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において、前記第２のコイルセットは、ソレノイドコイルと、内部サブコイルから成り、前記ソレノイドコイルにより、感度を高め、前記内部サブコイルにより感度分布を持たせ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５に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記ソレノイドコイルは、その軸が被検体の体軸であり、前記内部サブコイルは、前記ソレノイドコイルから等距離にある平面上に前記ソレノイドコイルを挟むようにして配置される２つのループが接続されて構成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。
7. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記第３のコイルセットは、前記被検体の鉛直方向上側と鉛直方向下側に配置された２つの８の字コイルが上側と下側で電流の流れる向きが逆になるように接続されたものであり、前記磁気共鳴イメージング装置が水平磁場方式である場合と垂直磁場方式である場合で、向きが９０°変わっ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において、前記第１のコイルセットと前記第２のコイルセットと前記第３のコイルセットを選択制御する制御手段を備え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において、前記第１のコイルユニットと前記第２のコイルユニットには、それぞれのユニット内に備えられたコンデンサの容量値を調整するための開口部が形成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. 請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記制御手段は、前記静磁場発生手段が発生する静磁場の方向が被検体の体軸方向である場合には、
    前記第１のコイルユニットのみ、又は、前記第１のコイルユニット及び前記第３のコイルユニットのみを動作させるよう選択制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
11. 請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記制御手段は、前記静磁場発生手段が発生する静磁場の方向が被検体の体軸と垂直方向である場合には、
    前記制御手段が第１のコイルユニットのみ，又は，前記第２のコイルユニットのみ、又は、前記第１のコイルユニットと第２のコイルユニット、又は、第２のコイルユニットと第３のコイルユニットのみ、又は、前記第１のコイルユニットと第２のコイルユニットと第３のコイルユニットを動作させるよう選択制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
12. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記第３のコイルユニットは、第１の端子と第２の端子を有する第１導体パターンと、第３の端子と第４の端子を有する第２導体パターンと、柔軟性のある支持体で支持され、第１の端子と第３の端子とを接続する第３の導体パターンと、第２の端子と第４の端子とを接続する第４の導体パターンとが形成され、前記第３の導体パターンと前記第４の導体パターンは、同軸ケーブルにより形成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。
13. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記第１のコイルセットは、内側から、前記第１のコイルセット、前記第２のコイルセット、前記第３のコイルセットの順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。
14. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記第２のコイルセットには、前記第３のコイルセットを挿入するためのガイド部が形成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。
15. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記第１のコイルセットは、柔軟性素材中に配置されていることを特徴とするの磁気共鳴イメージング装置。

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