JP5449935B2 - 導体部材及びそれを用いた磁気共鳴撮像装置 - Google Patents

Description

本発明は、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ：Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）装置（以下、ＭＲＩ装置）に関わり、特に、磁気共鳴現象を誘起する回転磁界の空間分布の不均一を低減する導体部材を備えた磁気共鳴撮像装置およびその導体部材に関する。

ＭＲＩ装置は、検査対象を横切る任意の断面内の原子核に磁気共鳴を起こさせ、発生する磁気共鳴信号からその断面内における断層像を得る医用画像診断装置である。検査対象に電磁波の一種であるラジオ波（Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｗａｖｅ、以下、ＲＦ）を送信し、検査対象内の原子核のスピンを励起すると共に、その後、核スピンにより発生する核磁気共鳴信号を受信し、検査対象を画像化する。ＲＦ送信用コイルによって被検体に対してＲＦが送信され、ＲＦ受信用コイルによって核磁気共鳴信号が受信される。
近年、画像のＳＮＲ（Ｓｉｇｎａｌ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ ｒａｔｉｏ）の向上を目指して、静磁場強度を大きくするといった研究開発が進んでおり、静磁場強度が３Ｔ（テスラ）程度の高磁場ＭＲＩ装置（３Ｔ ＭＲＩ装置）の普及が始まっている。しかし、静磁場強度が大きくなるほど、撮像画像にムラが生じやすくなることが問題となっている。これは、高磁場化に伴って、磁気共鳴現象を誘起するために使用されるＲＦの周波数が高くなるためである。３Ｔ ＭＲＩ装置では周波数１２８ＭＨｚのＲＦが使用されているが、このＲＦの生体内での波長は腹部断面とほぼ同スケールの３０ｃｍ程度となり、生体内においてＲＦの位相に変化が生じる。そのため、照射ＲＦ分布、およびそのＲＦにより生成され磁気共鳴現象を誘起する回転磁界（以下、Ｂ１）の空間分布が不均一となり、画像ムラが生じている。このような現状より、超高磁場ＭＲＩ装置で行われるＲＦ照射において、回転磁界Ｂ１の分布の不均一を低減する技術が必要とされている。

Ｂ１分布の不均一を低減する方法として、ＲＦ照射方法を工夫する手法が提案されている。具体的には、「ＲＦ並列送信技術」と呼ばれる手法があり、これは、傾斜磁場および複数のＲＦ送信用コイルを用いて、各々のコイルに与えるＲＦパルスの波形そのものを独立に制御することによって、撮像領域におけるＢ１分布を制御するといった手法である（例えば、特許文献１、非特許文献１）。

また、ＲＦ並列送信技術の一つとして「ＲＦシミング」という手法が近年登場し、注目されている。（たとえば、特許文献２、非特許文献２）。ＲＦシミングとは、各コイルに与えるＲＦパルスの位相と振幅を制御して、Ｂ１不均一を低減させる方法である。
ＲＦ照射方法を工夫する手法以外では、「誘電体パッド」の使用が挙げられる（たとえば、非特許文献３）。これは、撮像部位、たとえば腹部に対して、ある誘電率を持ったパッドを載せることによって、腹部内のＢ１分布を変化させ、Ｂ１強度の小さい箇所の位置をずらす効果を持つものである。

また、カップリングコイルを腹部に置くといった研究もされている（特許文献３、非特許文献４）。これは、腹部断面内のＢ１強度の小さい箇所の近傍にカップリングコイルを置くことによって、Ｂ１強度を大きくする効果を持つものである。

米国特許６９００６３６号 米国特許７０７８９０１号 ＷＯ２００８１００５４６

Ｋａｔｓｃｈｅｒ Ｕ他著、 Ｔｒａｎｓｍｉｔ ＳＥＮＳＥ、 Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ、Ｖｏｌ．４９、 ｐｐ．１４４−１５０、 ２００３ Ｎｉｓｔｌｅｒ Ｊ他著、 Ｈｏｍｏｇｅｎｅｉｔｙ Ｉｍｐｒｏｖｅｍｅｎｔ Ｕｓｉｎｇ Ａ ２ Ｐｏｒｔ Ｂｉｒｄｃａｇｅ Ｃｏｉｌ、Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ ｏｆ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｓｏｃｉｅｔｙ ｏｆ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ、 ｐ．１０６３、 ２００７ Ｓｃｈｍｉｔｔ Ｍ他著、 Ｉｍｐｒｏｖｅｄ ｕｎｉｆｏｒｍｉｔｙ ｏｆ ＲＦ−ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎ ｉｎ ｃｌｉｎｉｃａｌ ｗｈｏｌｅ ｂｏｄｙ−ｉｍａｇｉｎｇ ａｔ ３Ｔ ｂｙ ｍｅａｎｓ ｏｆ ｄｉｅｌｅｃｔｒｉｃ ｐａｄｓ、Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｓｏｃｉｅｔｙ ｏｆ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ、 ｐ．１９７、 ２００４ Ｓｃｈｍｉｔｔ Ｍ他著、 Ｂ１−Ｈｏｍｏｇｅｎｉｚａｔｉｏｎ ｉｎ ａｂｄｏｍｉｎａｌ ｉｍａｇｉｎｇ ３Ｔ ｂｙ ｍｅａｎｓ ｏｆ ｃｏｕｐｌｉｎｇ ｃｏｉｌｓ、 Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ ｏｆ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｓｏｃｉｅｔｙ ｏｆ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ、 ｐ．３３１、 ２００５

特許文献１、非特許文献１によれば、ＲＦ並列送信では、独立駆動が可能な複数個のＲＦ送信用コイルを用意し、各々のコイルに与えるＲＦパルスの波形を制御している。また、ＲＦ照射時の傾斜磁場の与え方についても制御を行っている。この手法では、Ｂ１不均一を低減させることはできるものの、ＲＦパルスの照射時間が数１０ｍｓと長くなる欠点を持ち、パルスシーケンスに制限が生じてしまうといった問題を抱えているため、実用化には依然課題が残っている状況である。また、複数個のＲＦ送信用コイルを配置することが必要となるため、その複数個のＲＦ送信用コイル、および、それらのＲＦ送信用コイルを独立に駆動する波形生成装置やＲＦアンプに、より多くのコストがかかる。

特許文献２、非特許文献２などのＲＦシミングでは、複数個のＲＦ送信用コイルに与えるＲＦパルスの振幅と位相のみを制御しているため、パルスシーケンスの制限を受けないというメリットを持つ。しかしながら、先に述べたＲＦ並列送信技術と比較すると、Ｂ１不均一の低減効果としては劣っているのが現状である。また、複数個の波形生成装置やＲＦアンプを装備するのにかかるコストについてはＲＦ並列送信技術と同様である。

非特許文献３によれば、誘電体パッドは、腹部に載せることによってＢ１不均一の低減効果を発揮するが、誘電体パッドは数ｋｇの重量を持つため、患者への負担が生じるといった問題を持つ。また、シーケンスによっては、誘電体パッド自身が画像内に白く写りこんでしまい、診断を阻害するといったデメリットも持つ。

特許文献３、非特許文献４によれば、カップリングコイルは、誘電体パッドと比較して、より軽く（〜０．５ｋｇ）、誘電体パッドのように画像内に白く写り込んでしまう問題が生じないというメリットを持つ。しかし、カップリングコイルを使用する際には、カップリングコイルと腹部との位置関係の違いによって、カップリングコイルの共振周波数が変化して、Ｂ１不均一の低減効果にも違いが生じる可能性が考えられる。カップリングコイル内に配置された抵抗、キャパシタ、インダクタ等の値を変化させることによって、カップリングコイルの共振周波数を変化させることができるが、その場合には、撮像前に予めＢ１分布を取得し、その分布を元に抵抗、コンデンサ、インダクタ等の値を決定することとなるため、より多くの時間を要すると考えられる。また、抵抗、コンデンサ、インダクタを使用することによって、コストの増大にもつがなる。

本発明の課題は、上記従来技術の問題点を鑑みた上で、ＲＦ送信用コイルが生成する回転磁界Ｂ１分布の不均一を低減することができ、患者への負担もなく、可能な限り簡易な構造を持つ導体素材を提供することにある。

上記課題を解決するために、本発明では、被検体とＲＦ送信用コイルの間に、ＲＦ送信用コイルが生成する回転磁界Ｂ１の不均一を低減するように導体部材を配置する。ＲＦ送信によって磁界が生成されている空間内に導体部材を置くことによって、導体部材近傍の磁束が疎になったり密になったりと、大きく変化する現象が生じる。本発明では、この現象を積極的に利用することによって、Ｂ１分布の制御を行う。具体的には、被検体断面内のＢ１強度が大きい領域の近傍に対して、導体部材の中央部がくるように配置し、かつ、Ｂ１強度の小さい領域の近傍に対して導体部材の端部がくるように配置することによって、被検体断面内のＢ１強度の大小のばらつきが小さくなり、Ｂ１不均一を低減することを可能とする。

本発明によれば、被検体とＲＦ送信用コイルの間に導体部材を配置することによって、Ｂ１不均一を低減することが可能となる。したがって、ＲＦパルスの制御を行う必要がなく、パルスシーケンスの制限を受けることは全くない状況で、回転磁界Ｂ１の不均一を低減することができる。また、ＲＦ送信用コイルを独立に駆動するための複数個の波形生成装置やＲＦアンプを使用する必要がなく、コストを下げることが可能となる。また、本発明における導体部材は、被検体に対して非接触で効果を発揮するため、誘電体パッドのような数ｋｇの重量の部材を患者に載せる必要がない。また、本発明では、導体部材のみの使用によって磁界を変化させる効果を発揮するため、抵抗、キャパシタ、インダクタといった回路部品を、原則使用する必要がない。そのため、抵抗、キャパシタ、インダクタの調整の手間が一切かからず、また、コストを低減することができる。

本発明が適用されるＭＲＩ装置の概要を示す構成図である。 本発明が適用されるＭＲＩ装置のＲＦコイルの概要を示す図である。 ＲＦ送信用コイルおよびファントムの模式図である。 ファントム内における回転磁界Ｂ１の分布を示すシミュレーション結果を示す図である。 ＲＦ送信用コイル内の導体部材の効果を示すシミュレーション結果である。 導体部材の磁束線への影響を示す模式図である。 ファントムの使用により本発明の効果を確認するシミュレーションの様子を示す図である。 導体部材と、ファントムとの距離を変化させた場合の、ファントム内における回転磁界Ｂ１の分布およびＢ１均一度を示すシミュレーション結果である。 導体部材による被覆率を変化させた場合の、ファントム内における回転磁界Ｂ１の分布およびＢ１均一度を示すシミュレーション結果である。 図７の導体部材とファントムとの距離の変化に対するＢ１均一度指標の変化をグラフ化した特性図である。 図８の被覆率の変化に対するＢ１均一度指標の変化をグラフ化した特性図である。 導体部材による被覆率を変化させた場合の、ファントム内のＢ１均一度およびＢ１平均値の変化を示す特性図である。 本発明の第一の実施の形態（実施例）の主要部を示す図である。 上記実施例の導体部材を配置した場合と配置しない場合の、ファントム内における回転磁界Ｂ１の分布の違いを示すシミュレーション結果である。 ３Ｔ ＭＲＩ装置を用いたヒト下腹部の撮像実験により得られた、ヒト下腹部のＢ１分布である。 本発明の第二の実施の形態（実施例）の主要部を示す図である。 本発明の第三の実施の形態（実施例）の主要部を示す図である。 本発明の第四の実施の形態（実施例）の主要部を示す図である。 本発明の導体部材の形状のバリエーションを示す図である。 板状およびループ状の導体部材の効果を示すシミュレーション結果である。 本発明の第五の実施の形態（実施例）の主要部を示す図である。 本発明の第六の実施の形態（実施例）の主要部を示す図である。

以下、本発明に関するＲＦコイルおよびそれを用いた磁気共鳴装置の実施の形態について詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。

＜＜第一の実施形態＞＞
以下、本発明の第一の実施形態について説明する。まず、第一の実施形態のＭＲＩ装置の全体構成について説明する。図１は、本実施形態のＭＲＩ装置１００のブロック図である。本図に示すように、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、静磁場を発生するマグネット１０１と、傾斜磁場を発生するコイル１０２と、静磁場均一度を調整するシムコイル１１２と、シーケンサ１０４と、高周波磁場を発生するＲＦ送信用コイル１１４と、被検体１０から発生する磁気共鳴信号を受信するＲＦ受信用コイル１１５と、被検体１０３を載置するテーブル１０７とを備える。傾斜磁場コイル１０２およびシムコイル１１２は、それぞれ傾斜磁場電源１０５およびシム電源１１３に接続される。ＲＦ送信用コイル１１４およびＲＦ受信用コイル１１５は、それぞれ、高周波磁場発生器１０６および受信器１０８に接続される。シーケンサ１０４は、傾斜磁場電源１０５とシム電源１１３，および高周波磁場発生器１０６に命令を送り、それぞれ傾斜磁場および高周波磁場を発生させる。高周波磁場は、ＲＦ送信用コイル１１４を通じて被検体１０３に印加される。高周波磁場を印加することにより被検体１０３から発生する磁気共鳴信号はＲＦ受信用コイル１１５によって検出され、受信器１０８で検波が行われる。受信器１０８での検波の基準とする磁気共鳴周波数は、計算機１０９によりシーケンサ１０４を介してセットされる。検波された信号はＡ／Ｄ変換回路を通して計算機１０９に送られ、ここで画像再構成などの信号処理が行われる。その結果は、ディスプレイ１１０に表示される。検波された信号や測定条件は、必要に応じて、記憶媒体１１１に保存される。シーケンサ１０４は通常、予めプログラミングされたタイミング、強度で各装置が動作するように制御を行う。

本実施の形態の磁気共鳴撮像装置は、被検体１０３の近傍に配置される、導体部材１１６を備えている。本発明では、導体部材１１６によって被検体１０３内のＢ１不均一を低減することが可能であることを新たに見出した。以下、導体部材１１６によるＢ１不均一の低減の原理について、電磁場解析シミュレーションの結果を用いて説明する。
はじめに、図２に被検体１０３に対して、ＲＦ送信用コイル１１４によりＲＦ照射する際の一般的な形態の一例を示す。図２に示すように、ＭＲＩ装置による画像撮像時には、ＲＦ送信用コイル内に被検体１０３を挿入し、ＲＦ送信することによって画像取得を行っている。図２に示すＲＦ送信用コイルは、バードケージコイルと呼ばれるもので、ＭＲＩ装置におけるＲＦ送信用コイルとして一般的な形状の一つである。本実施例におけるシミュレーション結果はバードケージコイルを用いることとする。

次に、図３Ａおよび図３Ｂに、被検体１０３を模擬したファントム１１７に対して、ＲＦ送信用コイルでＲＦ照射した際における、ファントム１１７内で生成される回転磁界Ｂ１を示す。図３Ａはバードケージコイル及びファントムの模式図，図３Ｂはファントム１１７内のＢ１分布である。なお、図３Ｂ内のＢ１強度については、ファントム内の最大Ｂ１強度が１となるように無次元化している。ファントム１１７については、直方体形状をしており、ｘ、ｙ、ｚ軸方向の寸法はそれぞれ、３００ｍｍ、２００ｍｍ、３００ｍｍである。これは、生体の腹部断面を想定した上で，単純化した形状としたものである。また、ファントムの物性値としては、導電率１．０Ｓ／ｍ、比誘電率が８０としており、これは、生体の物性値と近い水ファントムを想定した上で決定されたものである。このファントムに対して磁束を与えるために、２４ラングのバードケージコイルを使用した。バードケージコイルの寸法としては、直径が６１５ｍｍ、ｚ軸方向のラング長が４００ｍｍである。また、バードケージコイルの外側には、直径６５５ｍｍ、ｚ軸方向の寸法が９００ｍｍの円筒シールドを設置してシミュレーションを行った。バードケージコイルから照射されるＲＦの周波数については、３Ｔ ＭＲＩ装置を想定して、１２８ＭＨｚとした。また、バードケージコイルには２箇所に給電点１２４を設けており、各給電点１２４にｓｉｎｅ波形を給電することによって、直交する２つの磁束
Ｂｘ＝Ａ１sin(ωt ＋ φ１）
Ｂｙ＝Ａ２sin(ωt ＋ φ２）
を生成している。このとき、回転磁場Ｂ１は、
Ｂ１＝(Ｂｘ ＋ iＢｙ)／２
と表されＢ１を最も効率よく生成するために、Ｂｘ、Ｂｙとの振幅比（Ａ２／Ａ１）を１、位相差（φ２ − φ１）をπ／２に設定した。これは、ＱＤ （Ｑｕａｄｒａｔｕｒｅ Ｄｒｉｖｅ）と呼ばれるＲＦ照射方法で、標準的なＲＦ照射手法である。

図３Ｂからわかるように、ファントム１１７内において、Ｂ１強度が大きくばらつき不均一になっている様子がみられる。これが、現在高磁場ＭＲＩ装置において課題とされているＢ１不均一である。この現象は、ＲＦの周波数が１２８ＭＨｚと高く、ファントム内での波長が３０ｃｍ程度と短くなるため、ＲＦ波長がファントムの寸法と同スケール程度となるために生じている。具体的には、ＲＦがファントム周囲から入射して、ファントム内部を伝播する際に、ＲＦの位相が大きく変化している。それらのＲＦが干渉しあうことによって、このようなＢ１不均一が生じている。本計算結果においては、ファントムの上下二箇所にはＢ１強度が小さい領域がみられ、ファントム四隅にはＢ１強度の大きい領域がみられる。このＢ１分布の不均一は、被検体の腹部断面において生じるＢ１不均一の一般的な傾向の一例を表すものである。

図４に、ファントム１１７に対して導体部材１１６を配置した際における、導体部材１１６が与えた磁界の変化分を示す。以下に、本シミュレーションの条件について示す。ファントムの形状は図３Ｂと同様の直方体であり、ｘ、ｙ、ｚ軸方向の寸法はそれぞれ、３００ｍｍ、２００ｍｍ、３００ｍｍである。また，ファントムの物性値についても図３Ｂと同様とした。導体部材１１６の形状はｘｚ面に平行な面に存在する長方形であり、ｘ、ｚ軸方向の長さはそれぞれ、１２０ｍｍ、３００ｍｍである。ファントム１１７と導体部材１１６との距離は２０ｍｍとしている。また、導体部材の物性値としては、銅を想定した上で、導電率を５．８×１０＾７Ｓ／ｍとしている。

このファントムに対して磁束を与えるために、図３Ａにおいては、バードケージコイルの２箇所に給電していたが、ここでは、導体部材１１６の効果についてなるべく明瞭に確認するために、１箇所のみに給電して直線磁界を生成している。具体的には、ｙ軸方向のみに磁界Ｂｙを作るように給電しており、図中に示す磁界もｙ軸方向の成分Ｂｙとなっている。また、図４で示すＢｙ磁界分布は、導体部材１１６を配置した場合のＢｙ磁界分布の値から、導体部材１１６を配置しない場合のＢｙ磁界分布の値を引き算して表示されたものであり、導体部材１１６を配置したことによる、Ｂｙ磁界分布の変化分を示すこととなる。

図４より、ファントム１１７内のＢｙについて、導体部材１１６の近傍でＢｙが大きく変化している様子が確認できる。具体的には、導体部材１１６で覆われたファントム領域については、Ｂｙの値が負となっており、導体部材１１６の配置によって、Ｂｙ値が小さくなることを示している。一方、図４における導体部材１１６の両端部に近い領域については、Ｂｙ値が正となっており、導体部材１１６によって、Ｂｙ値を大きくする効果があることを示している。

図５は、ＲＦ送信用コイルが生成する磁束線を示した模式図であり、（ａ）は導体部材１１６がない場合、（ｂ）は導体部材１１６がある場合の磁束線を示している。図５（ａ）では、ＲＦ送信用コイルが生成している直線磁界が表されているのに対し、図５（ｂ）では、導体部材１１６によって磁束線が大きく曲げられることを表している。これは、磁界中に導体部材１１６を配置すると、導体部材１１６内に磁界を打ち消すような向きに電流が流れるためである。この現象により、導体部材１１６の中央部では磁束密度が疎となり、導体部材１１６の端部では磁束密度が密になる。この現象によって磁束密度の疎密が生成されることによって、図４においても磁界が変化している。これによって、回転磁界Ｂ１の値も変化することとなる。

これらの結果により、ファントム１１７の近傍に導体部材１１６を配置することによって、ＲＦ送信用コイルで生成される回転磁界Ｂ１の空間分布を制御できることが確認できた。そこで，導体部材１１６を効果的に配置することによって，Ｂ１不均一を低減することを考えだした。図６にその一例を示す。図３ＢにおけるＢ１分布において，ファントムの上下二箇所にはＢ１強度が小さい領域がみられ、ファントム四隅にはＢ１強度の大きい領域がみられるが，Ｂ１強度の大きいファントム四隅の近傍に導体部材１１６を配置し，Ｂ１強度の小さいファントム上下二箇所の近傍に，導体部材１１６の端部がくるように配置することを考えた。その結果，図６においては，４枚の導体部材１１６を配置する構造をとっている。図４，５に示した効果を考えれば，図６のような配置によって，ファントム１１７内のＢ１不均一が低減されることが期待される。

そこで，次に，導体部材１１６の配置の仕方による，Ｂ１不均一低減効果の違いについて考える。具体的には、導体部材１１６の寸法や位置の違いによる、Ｂ１均一度の効果について、シミュレーションによる結果に基づいて考える。

図７は、導体部材１１６とファントム１１７との距離を変化させた場合の、Ｂ１分布の違いおよび均一度指標ＵＮＥＭＡ、ＵＳＤの値を示したものである。ファントムは図３Ｂの場合と同様である。Ｂ１分布をみると、導体部材１１６とファントム１１７との距離が大きくなるほど、導体部材がない場合に近いＢ１分布を示すことがわかる。これは、距離が大きくなるほど、導体部材が与える磁束密度変化の影響が小さくなるためである。本計算条件では，導体部材１１６とファントム１１７との距離が２０ｍｍの場合において，Ｂ１分布が最も均一であることがわかる。

次に、ファントム１１７内のＢ１強度の均一度について、以下のように均一度指標を定義する。

なお、ｍａｘ（Ｂ１）、ｍｉｎ（Ｂ１）、ｍ（Ｂ１）、σ（Ｂ１）はそれぞれ、Ｂ１の最大値、最小値、平均値、標準偏差である。ＵＮＥＭＡは、Ｂ１の最大値、最小値を用いた指標であり、ｍａｘ（Ｂ１）＝ ｍｉｎ（Ｂ１）となった場合に、ＵＮＥＭＡ＝１００ ％となり、ｍａｘ（Ｂ１）とｍｉｎ（Ｂ１）の差が大きくなるほど、ＵＮＥＭＡの値が小さくなっていく。つまり、（数１）に示す第１の均一度指標ＵＮＥＭＡの値が大きいほど、Ｂ１の均一度が高いという指標となっている。（数２）に示す第２の均一度指標ＵＳＤは、標準偏差を平均値で除した値である。これは、Ｂ１のばらつきが小さいほどＵＳＤの値が小さくなるので、ＵＳＤの値が小さいほど、Ｂ１の均一度が高いということになる。

図７に記したＵＮＥＭＡ、ＵＳＤの値をみると，ＵＮＥＭＡについては，導体部材１１６とファントム１１７との距離が２０ｍｍの場合に最大，ＵＳＤについては，距離が２０ｍｍの場合に最小となっている。すなわち，導体部材１１６とファントム１１７との距離が２０ｍｍの場合にＢ１均一度が最も高いことがわかる。よって、本計算条件においては、導体部材１１６がファントム１１７に近いほど、効果が大きいといえる。

図８は、導体部材１１６の面積を変化させた場合の、Ｂ１分布の違いおよび均一度指標ＵＮＥＭＡ、ＵＳＤの値を示したものである。ここで、図８に示した被覆率（％）は、ファントムのｙｚ面、ｘｚ面の各々の面積を１００％として、導体部材の面積の割合を算出したものである。図８では、被覆率が２５、５０、７５％の場合について示している。Ｂ１分布および均一度指標をみると、導体部材１１６の被覆率がどの値の場合においても、導体部材１１６がない場合に比べ、均一度が向上していることが確認できる。導体部材１１６を使用した場合の中で均一度を比較すると、被覆率が５０％の場合が最も均一度が高くなっている。これは、ファントム１１７内に生じていたＢ１不均一の分布に対して、より適切な位置に導体部材の端部および中央部が配置されたためである。これによって、本計算条件においては、導体部材の被覆率が５０％程度の場合に、最も均一度が高くなることが示された。

図９Ａは、図７に記した導体部材なし、および導体部材とファントムの距離変化に対する均一化指標の変化をグラフ化した特性図である。また図９Ｂは、図８に記した導体部材による被覆率に対する均一度指標の変化をグラフ化した特性図である。先に述べたように、導体部材の距離および被覆率によって、均一度が変化することがわかる。ここで着目すべき点は、今回シミュレーションした距離および被覆率の範囲（距離：２０〜６０ｍｍ、被覆率：２５％〜７５％）内においては、どの場合においても、導体部材１１６によって均一度が向上していることである。実際に導体部材１１６を被検体１０３にセットする場合を想定した場合、この程度の距離および被覆率の違いがあっても、Ｂ１不均一の効果を示すといえる。また、よりＢ１不均一を低減したい場合には、本計算条件においては、導体部材１１６と被検体１０３との距離を短くし、導体部材１１６の被覆率を５０％程度とするのが望ましいといえる。ただし、被検体１０３の撮像部位の大きさ、形状、物性値の違いによって、Ｂ１分布に違いが生じる場合には、導体部材１１６の最適な位置についても違いが生じることとなり、被検体１０３に合わせて導体部材１１６の位置を決めることが望ましい。

図１０は、導体部材１１６による被覆率の変化に対する、第２の均一度指標ＵＳＤおよびＢ１平均値ｍ（Ｂ１）の変化をプロットしたものである。被覆率としては、図８、９の場合よりもより刻みを細かくして、１０％ごとに調べた。Ｂ１均一度については、被覆率が２０％から８０％の範囲でＢ１分布のばらつきが小さくなり、すなわちＢ１分布均一化の導体部材を配置することが有効であることが分かる。また、図９と同様、被覆率が５０％程度の時に、均一度指標ＵＳＤが最も小さくなっており、Ｂ１均一度が高くなっている。一方、Ｂ１平均値ｍ（Ｂ１）については、被覆率が０％〜６０％程度まではほとんど変化がない。これは、被覆率が０〜６０％程度の場合は、導体部材１１６によって、磁束密度が疎となる効果と密となる効果の双方の効果により、全体のＢ１強度がほぼ一定に保たれるからと考えられる。被覆率が７０％あたりがらＢ１の低下がみられ、被覆率が９０％を超えるとＢ１の低下が著しい。これより、導体部材による被覆率が２０〜８０％の範囲でＢ１平均値低下が問題のレベルでなく導体部材配置の実用効果が発揮され、なかでも被覆率が５０％程度となるように配置するのが最適であるといえる。以上より、導体部材１１６の配置によって、Ｂ１平均値を低下させることなく、Ｂ１均一度を向上させることができることが確かめられた。

図１１は本発明の第１の実施態様のＭＲＩ装置の主要部を示す。ＲＦ送信用コイル１１４のボア内に、テーブル１０７に横たわる撮像対象の被検体１０３が挿入される。なお被検体１０３は撮像部位のみを切り取った模式図で示している。本例の場合にＲＦ送信用コイル１１４はＲＦ受信用コイルをも兼用している。そのＲＦ送信用コイル１１４と被検体１０３の間には４つの導体部材１１６が配置される。４つの導体部材１１６の大きさと配置は、図１２に示す、ファントムを設定したＢ１分布の電磁場解析シミュレーションの結果により決定されたものである。ここで設定するファントム１１７は，直方体に近い形状をしており、ｘ、ｙ、ｚ軸方向の寸法はそれぞれ、３５０ｍｍ、２００ｍｍ、３００ｍｍである。ｘｙ断面においては、四隅に曲率を持った形状をしており、曲率半径は３０ｍｍとしている。これは、生体の腹部断面により近い形状を模擬するためである。また，ファントムの物性値としては、導電率０．５５Ｓ／ｍ，比誘電率が５０としており，より生体と近い物性値としている。図１２（ａ）は導体部材がない場合のＢ１分布のシミュレーション結果を示す。被検体の体表に相当するファントム表面の領域のうち、磁界が大きい領域の近傍部分に導体部材の中央部分があり、磁界が小さい領域の近傍に導体部材の端部がくるように、個々の導体部材の大きさと配置を決める。図１２（ｂ）は導体部材の大きさと配置を決定する過程でのＢ１分布のシミュレーション結果を示す。図１２（ｂ）の導体部材の配置を被検体の撮像においても採用すれば、被検体におけるＢ１分布が均一になると期待できる。なお、図１２（ｂ）の配置では、図６から図１０の結果を踏まえて，導体部材１１６について、ファントム１１７と導体部材１１６との距離は２０ｍｍとした。導体部材１１６の面積としては、ファントムのｙｚ面、ｘｚ面の計４面の各々に対して、面積として５０％覆うように設定した。上記のように決定した導体部材１１６の配置を被検体の撮像の際に再現するように、被検体１０３の撮像部位の周囲に導体部材１１６を装着する。図１１の実施態様では、被検体１０３に形状を合わせたシェル１３１に導体部材１１６をセットし、そのシェル１３１を被検体１０３の撮像部位の周囲に装着する。導体部材１１６を被検体に装着するのに、ソリッドなシェルに替えてフレキシブルな装着用部材を用いても良い。導体部材１１６の一部は被検体が横たわるテーブル１０７に装着する構成としても良い。また，導体部材の位置調整方法としては、第一に、患者に取り付ける前にシェルに予め導体部材を装着しておき、患者のサイズ、撮像部位等に応じて様々な種類のシェルを用意する方法が挙げられる。第二に、シェルに対して導体部材を脱着可能とする機構を設けたり、取り付けた導体部材をスライドさせる機構を付与することによって，導体部材の位置を調整する方法が考えられる。

これまで、電磁場解析シミュレーションによる導体部材１１６の効果を検討してきたが、次に、ヒト下腹部における３Ｔ ＭＲＩ装置での撮像実験結果を示す。

図１３は、体重５９ｋｇの男性の下腹部におけるＢ１分布を示したものである。図１３（ａ）は導体部材１１６がない場合、図１３（ｂ）は導体部材１１６を配置した場合における結果である。導体部材の配置については、図６で示したように、４箇所に導体部材１１６を配置して行った。なお、Ｂ１分布の取得については、α―２α法を用いて行った。図１３（ａ）の導体部材１１６がない場合には、腹部内の上下二箇所にＢ１強度の小さい箇所がみられるが、図１３（ｂ）は導体部材１１６を配置した場合においては、Ｂ１不均一が大幅に低減している様子がみられる。本結果により、ヒト腹部撮像においても、本発明がＢ１不均一の低減効果を持つことがわかった。本実験では、下腹部における導体部材１１６の効果をみたが、下腹部には、前立腺や子宮、脊髄等が存在しており、導体部材１１６によって、これらの臓器の高精度な診断が可能になる。

なお、これまで図面では全て４枚の導体部材を用いた例を示すが、被検体、もしくはそれを模擬する設定ファントムでＢ１磁界強度均一化を達成する導体部材の数は４枚とは限らないのは勿論である。

＜＜第二の実施形態＞＞
次に、本発明を適用する第二の実施形態について説明する。図１４は第二の実施形態のＭＲＩ装置の主要部を示す。ＲＦ送信用コイル１１４の形状は第一の実施形態と同様である。ただし、本実施例では、ＲＦ送信用コイル１１４は送信専用である。これとは別に、ＲＦ受信用コイル１１５を備える。ＲＦ受信用コイル１１５は被検体１０３にフィットするシェルに装備されている。そのシェルの内側には被検体１０３のＢ１分布の均一化のための導体部材１１６が装着される。すなわち被検体の体表に近い方から、Ｂ１分布の均一化のための導体部材１１６、ＲＦ受信用コイル１１５、ＲＦ送信用コイル１１４の順番で配置された状態で撮像がなされる。

本実施態様のＭＲＩ装置では、Ｂ１分布の均一化のための導体部材１１６を採用しない場合でも、撮像の準備として被検体にＲＦ受信用コイル１１５をセットしたシェルを装着することが必要であった。このシェルにＢ１分布の均一化のための導体部材１１６をも一体化した構成を採用することにより、被検体へかける負担の増大とＭＲＩ装置を操作する技師の撮像準備の手間の増大をともに小さくすることが可能となる。また、被検体各部でのＢ１強度の分布はＲＦ受信用コイルの種類や構造にも依存する。したがって、ＲＦ受信用コイル毎に最適なＢ１分布の均一化のための導体部材の配置を実現する点で、これらをシェルに一体化することが合理的である。この構造の場合は、ＲＦ受信用コイル１１５をセットしたのちに、導体部材１１６を配置することができる。また、ＲＦ受信用コイル１１５と導体部材１１６を一体化した構造をとることも可能である。一体化した場合には、現在使用されているＲＦ受信用コイル１１６を配置している手間と同様の手間で、被検体１０３に配置することができ、被検体１０３およびＭＲＩ技師にとって負担がないといったメリットを持つ。なお、図１４においては、導体部材１１６が４箇所に配置されているが、これは一例であり、配置方法については被検体１０３の断面形状およびＢ１不均一の分布に応じて最適な配置とするのが望ましい。

＜＜第三の実施形態＞＞
次に、本発明を適用する第三の実施形態について説明する。図１５は第三の実施形態のＭＲＩ装置の主要部を示す。ＲＦ送信用コイル１１４とＲＦ受信用コイル１１５とが独立している点、およびＲＦ受信用コイル１１５は被検体に装着するシェルに装備されている点は図１４の第二の実施形態と同様である。図１４と異なる点は、Ｂ１分布の均一化のための導体部材１１６がＲＦ受信用コイル１１５を装備したシェルの外側の面セットされる点である。従って本実施態様では、被検体の体表に近い方から、Ｂ１分布の均一化のための導体部材１１６、ＲＦ受信用コイル１１５、Ｂ１分布の均一化のための導体部材１１６、ＲＦ送信用コイル１１４の順番で配置される。第一、第二の実施形態において、ＲＦ送信用コイル１１４により生成された磁界の分布を均一化するために導体部材１１６を配置してきたが、ＲＦ受信用コイル１１５の内側に導体部材１１６がある場合には、被検体１０３からの磁気共鳴信号をＲＦ受信用コイル１１５により受信する際にも影響を及ぼす。

磁気共鳴信号を受信する際の受信の感度分布を考える際には、信号取得の原理上、ＲＦ送信用コイルで生成された回転磁界Ｂ１の回転方向とは反対回りの回転磁界を考慮することになる。たとえば、ＲＦ送信用コイル１１４によって時計回りの回転磁界Ｂ１を生成している場合には、ＲＦ受信用コイル１１５によって磁気共鳴信号を受信する際の受信感度分布は、ＲＦ受信用コイル１１５が持つ反時計回りの回転磁界の強度分布と等しくなる。よって、被検体１０３内において、ＲＦ送信用コイルで生成される回転磁界Ｂ１の分布と、ＲＦ受信用コイル１１５で受信される回転磁界の分布は異なることとなる。その場合には、導体部材１１６を配置した場合に、ＲＦ送信時には回転磁界Ｂ１の分布を均一化する効果をもたらす一方で、ＲＦ受信時には受信感度を不均一にするといった悪影響を及ぼす場合が生じる。それに対して、図１５に示すような配置とすることによって、導体部材１１６が受信感度に悪影響を与えないというメリットがある。

＜＜第四の実施形態＞＞
次に、本発明を適用する第四の実施形態について説明する。図１６は第四の実施形態のＭＲＩ装置の主要部を示す。ＭＲＩ装置の構成は基本的に第二の実施形態と同様である。第二の実施態様と異なるのは、Ｂ１分布の均一化に採用する導体部材はループ状の導体部材１２３に変更されている点である。

図１７に、導体部材の様々な形状を示す。図１７にて（ａ）はこれまでの実施態様で採用した板状の導体部材１１６を、（ｂ）はメッシュ状の導体部材１２２を、（ｃ）はループ状の導体部材１２３を示す。導体部材１１６がＢ１不均一を低減する効果をもたらすには、ＲＦ送信用コイル１１４が生成する磁界を打ち消すように導体部材に電流が流れればいいということになる。そこで導体部材は板状に限らず、メッシュ状の構造でもループ状の構造でもその効果は得られる。メッシュ状の構造をとる場合、磁束密度の疎密を生成するのに十分な電流が流れるように、メッシュサイズ、メッシュ材質等を選定することによって、Ｂ１不均一を低減する効果をもたらすことが可能となる。具体的には格子サイズが１ｍｍから１００ｍｍ程度の範囲内で磁束密度の疎密の制御に実用効果がある。また、３Ｔ ＭＲＩ装置を想定した場合は、使用するＲＦの周波数は１２８ＭＨｚであり、空気中の波長は２．３ｍとなる。よって、この波長に対して十分小さいスケールのループであれば、導体部材の機能として必要な、磁束密度の疎密を生成する効果を確保することができ、板状の導体部材と同様の効果を持つことが期待できる。

そこで、図１８に、板状およびループ状の導体部材１２３を配置した場合における、導体部材が与えた磁界の変化分のシミュレーション結果を示す。導体部材はｘｚ面に存在されており、寸法については、板状の場合はｘ軸方向に１２０ｍｍ、ｚ軸方向に３００ｍｍ、ループ状の導体部材１２３については、ｘ軸方向に１２０ｍｍ、ｚ軸方向に３００ｍｍ、幅２０ｍｍのループとしている。また、導体部材の物性値としては、銅を想定した上で、導電率を５．８×１０＾７Ｓ／ｍとしている。与える磁界については、図４のときと同様、バードケージコイルの一箇所に給電して、ｙ軸方向に直線磁界Ｂｙを生成するようにＲＦ照射を行った。図１８に示すＢｙ磁界分布は、導体部材１１６を配置した場合のＢｙ磁界分布の値から、導体部材１１６を配置しない場合のＢｙ磁界分布の値を引き算して表示されたものであり、導体部材１１６を配置したことによる、Ｂｙ磁界分布の変化分を示すこととなる。

図１８より、ファントム１１７内のＢｙについて、いずれの導体部材であっても導体部材の近傍でＢｙが大きく変化している様子が確認できる。また、板状とループ状と比較して、磁界分布はほぼ同様となっている。具体的には、導体部材で覆われたファントム領域については、Ｂｙの値が負となっており、導体部材の配置によって、Ｂｙ値が小さくなることを示している。一方、導体部材の両端部に近い領域については、Ｂｙ磁界の変化分が正となっており、導体部材１１６によって、Ｂｙ値を大きくする効果があることを示している。図１８の（ａ）と（ｂ）とを比べると、板状の導体部材に比べ、ループ状の導体部材１２３の方が磁束密度の疎密を与える効果が若干小さくなっているが、ループ状の導体部材１２３においても、磁束密度の疎密を与えることが可能であることが示された。

図１６のように導体部材をループ状にすることによって磁界密度の疎密を変更させる度合いを調整できる効果がある。メッシュ状の導体部材でも同様な効果がある。また、板状と比べ、軽量化できるメリットもある。図１６では、導体部材１２３はＲＦ受信用コイル１１５の内側に配置されているが、ＲＦ受信用コイル１１５の外側でもよい。また、ＲＦ受信用コイル１１５と導体部材１１６を一体化した構造をとることも可能である。

＜＜第五の実施形態＞＞
次に、本発明を適用する第五の実施形態について説明する。図１９は第五の実施形態のＭＲＩ装置の主要部を示す。ＲＦ受信用コイル１１５の構成、ループ状の導体部材を採用する点などは図１６に示した第四の実施形態と同様である。図１６と異なる点は、導体部材１２３がつくるループの途中にスイッチ部１１８を有する点である。このスイッチ部１１８をオンオフすることによって、導体部材１１６が磁界分布の疎密をもたらす効果をオンオフできるといったメリットを持つ。

スイッチ部１１８については、たとえば手動でオンオフを切り替え可能なスイッチを具備することによって、被検体１０３に導体部材１１６をセットする際に、ＭＲＩ技師が導体部材１１６の必要に応じてオンオフすることが可能となる。また、スイッチ部１１８のその他のバリエーションとして、ダイオードスイッチ、あるいはダイオードとインダクからなるスイッチ、ＭＥＭＳ（マイクロエレクトロメカニカルシステム）といった、電気的にスイッチ部１１８のオンオフが可能なものもある。第三の実施形態において、ＲＦ受信時にはおいて、導体部材１１６が受信感度を不均一にするといった悪影響を及ぼす場合が生じることを述べたが、スイッチ部１１８を電気的にオンオフすることによって、悪影響を及ぼすことをなくすことが可能となる。すなわち、ＲＦ送信用コイル１１４によって被検体１０３にＲＦを照射する際には、スイッチ部１１８をオンにすることによって、導体部材１１６がＢ１不均一を低減する効果をもたらし、ＲＦ受信用コイル１１５によって磁気共鳴信号を受信する際には、スイッチ部１１８をオフにすることによって、導体部材１１６が悪影響を及ぼさないようにすることが可能となる。

更にスイッチ部１１８の代わりに可変抵抗を用いる変形も可能となる。すなわち導体ループの途中に挿入した可変抵抗の抵抗値を変化させることにより、先に図１８で示したループ状の導体部材による磁束密度の疎密を変化させる効果（被検体のＢ１強度分布変更の度合い）を制御することが可能となる。

＜＜第六の実施形態＞＞
次に、本発明を適用する第六の実施形態について説明する。図２０に第六の本実施形態のＭＲＩ装置の主要部を示す。本実施態様のＭＲＩ装置も本体部分の基本構成はこれまで述べた実施形態と同様である。図２０に特徴的なのは、ＲＦ受信用コイル１１５を装備したシェルの内側の全周にわたって、複数のループを構成するように編み目状の導体部材１２３が形成されている点である。各ループは電気的に導体ループとして完成しているのではなく、スイッチ部１１８が各網目を構成する導体の枝に挿入されている。図の例では、周方向にのびる導体の枝の全てにスイッチ部が挿入されている。これらのスイッチ部としては，図１９の実施形態のスイッチ部と同様に、手動でオン、オフ可能な電気スイッチをはじめとして種々のスイッチを適用可能である。被検体１０３の撮像部位の体表において、Ｂ１強度の大きい領域の近傍ではループがオンになるようにスイッチをオンとして、ＲＦ送信用コイルが生成する磁束を打ち消して磁束密度が疎になるように機能させる。Ｂ１強度の小さい領域の近傍ではループがオフになるようにスイッチをオフとし、磁束密度が密になるように機能させる。これによって、被検体１０３の形状や物性値によって異なるＢ１分布の不均一を低減することができる。

先に述べた各実施態様と比べて、本実施態様では、Ｂ１分布に対応して導体部材の幅と配置を決定し、各種の導体部材から選択してシェルにセットする等の手間が不要である。これに替えて、各ループのスイッチの選択的にオンオフを行うことによってＢ１不均一の低減効果を引き出すことが可能となる。すなわち、事前調整の手間が大きく削減される。また、Ｂ１分布の調整用シールドの機能をもつ部材として汎用性が高まる。

さらに、導体部材の各ループのスイッチ部１１８のオンオフについて、ＲＦ送信時とＲＦ受信時とで、スイッチを切り替えて使用することもできる。第三の実施形態に記したが、ＲＦ送信用コイルで生成される回転磁界Ｂ１の分布と、ＲＦ受信用コイル１１５で受信される回転磁界の分布は異なる。そこで、図２０に示す導体部材の構造であれば、送信時と、受信時とで導体部位１１６のスイッチをオンオフすることによって、送信時、受信時それぞれに対して、磁界均一化に必要な導体ループの位置分布を決定し、に最適な導体部材１１６のスイッチ部１１８の選択的オン、オフを送信時と受信時で切り換えることにより、高度に均一化されたな回転磁場分布を実現することが可能となる。

加えて，ＲＦ受信用コイル１１５と導体部材１２３を一体化した構造をとることも可能である。ＲＦ受信用コイルは通常，ＲＦの周波数を共振周波数に持つようなループ状のコイルから構成されているが，このＲＦ受信用コイルの回路を工夫して，ＲＦの周波数から完全に外れた共振周波数を持つモードを付与することによって，ＲＦ送信用コイルが生成する磁界を打ち消すような作用を持たせることができ，すなわち磁束密度の疎密を変化させる効果をもたらすことが可能となる。回路の工夫の例として，ＲＦ受信時には，ＲＦ受信コイルのループ内にインダクタやコンダクタを配置することによって，ＲＦ周波数を共振周波数に持つモードを実現し，ＲＦ送信時には，インダクタやコンダクタに電流が流れないようにダイオードスイッチ等のスイッチを用いて回路を切り替えることによって，共振周波数から完全に外れたモードを実現する，といった機構が考えられる。

本発明によれば、従来よりも小さな装置コストにより磁気共鳴撮像装置の回転磁界強度の不均一を低減し、もって画像ムラのない安定した撮像が可能となるので、医用をはじめとする撮像分野にて実施される可能性が高い。

１０１ 静磁場マグネット
１０２ 傾斜磁場コイル
１０３ 被検体
１０４ シーケンサ
１０５ 傾斜磁場電源
１０６ 高周波磁場発生機
１０７ テーブル
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
１１４ ＲＦ送信用コイル
１１５ ＲＦ受信用コイル
１１６ 導体部材
１１７ ファントム
１１８ スイッチ部
１１９ ヒト下腹部断面
１２０ 磁束線
１２１ 板状の導体部材
１２２ メッシュ状の導体部材
１２３ ループ状の導体部材
１２４ 給電点
１３１ シェル

Claims (15)

1. 静磁場を形成する静磁場形成手段と、傾斜磁場を形成する傾斜磁場形成手段と、高周波磁場を形成する高周波磁場形成手段と、被検体に前記高周波磁場を照射する磁場送信用コイルと、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出する磁場受信用コイルと、前記磁気共鳴信号を受信する受信手段と、前記傾斜磁場形成手段、前記高周波磁場形成手段および前記受信手段を制御する制御手段を備える磁気共鳴撮像装置であって、前記被検体と磁場送信用コイルとの間に、前記被検体内の磁界分布の不均一を低減する位置に配置した導体部材を備え、前記導体部材は前記磁場受信用コイルと一体に前記被検体に装着するシェルに配置されたことを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
2. 前記磁場送信用コイルと前記磁場受信用コイルは同一のコイルで兼用しており、前記導体部材はその兼用コイルのボア内に設置されることを特徴とする請求項１の磁気共鳴撮像装置。
3. 前記導体部材は前記磁場受信用コイルの内側に配置されることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴撮像装置。
4. 前記導体部材は前記磁場受信用コイルの外側に形成されることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴撮像装置。
5. 前記導体部材は、前記磁場送信用コイルにより生成された被検体内の磁界分布における、磁界の大きい領域の近傍に導体部材の中央部、磁界の小さい領域の近傍に導体部材の端部がくるように配置されることを特徴とする、請求項１に記載の磁気共鳴撮像装置。
6. 前記導体部材は、前記被検体に対して前記磁場送信用コイルから磁場を照射する領域の被検体表面積に対して、２０から８０％の面積を覆うように配置されることを特徴とする、請求項１に記載の磁気共鳴撮像装置。
7. 前記導体部材が板状の構造を持つことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴撮像装置。
8. 前記導体部材がメッシュ状の構造を持つことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴撮像装置。
9. 前記導体部材がループ状の構造を持つことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴撮像装置。
10. 前記導体部材がループ状の構造を持ち、ループ内に自身の導通を制御する導通制御手段を備えることを特徴とする請求項９に記載の磁気共鳴撮像装置。
11. 前記導通制御手段は、スイッチであることを特徴とする請求項１０に記載の磁気共鳴撮像装置。
12. 前記スイッチは、ダイオードとインダクタとからなることを特徴とする請求項１１に記載の磁気共鳴撮像装置。
13. 前記スイッチは、マイクロエレクトロメカニカルシステムによるものであることを特徴とする請求項１１に記載の導体部材。
14. 磁場送信時と磁場受信時において、前記スイッチのオンオフを切り替えることを特徴とする請求項１１に記載の磁気共鳴撮像装置。
15. 前記導通制御手段は、可変抵抗であることを特徴とする請求項１０に記載の磁気共鳴撮像装置。