JPWO2011016398A1 - 磁気共鳴計測装置 - Google Patents

Abstract

トンネル型ＭＲＩ装置において、ＭＲＩ装置の製造コストを増大させることなく、また、性能を犠牲にすることなく、快適な検査空間を確保する技術を提供する。トンネル型ＭＲＩ装置において、筒状の内壁を有する傾斜磁場コイル内に、見込み角が１８０度未満の２つの部分円筒形状のループ型ＲＦコイルであって、ループ内に複数のラングを備えるＲＦコイルを、対向する位置に配置する。このとき、使用目的に応じて、２つのループ型ＲＦコイルの配置位置を決定する。

Description

本発明は、電磁波の送信および／または受信を行うための高周波磁場コイル、およびそれを用いた磁気共鳴計測装置（以下、「ＭＲＩ装置」という）に関する。

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、被検体に電磁場を照射して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電磁波である核磁気共鳴信号を受信し、被検体を画像化する。マグネットには、超電導磁石、永久磁石が広く用いられ、その代表的な形状には、円筒型と対向型とがある。形状が円筒型で水平方向に静磁場を発生するタイプのマグネットを用いるＭＲＩ装置をトンネル型（水平磁場型）ＭＲＩ装置、対向型で鉛直方向に静磁場を発生するタイプのマグネットを用いるＭＲＩ装置をオープン型（垂直磁場型）ＭＲＩ装置と呼ぶことが多い。

また、電磁波の照射と核磁気共鳴信号の受信とは、ラジオ周波数（ＲＦ）の電磁波を送信（照射）および受信するＲＦコイルによって行なわれる。被検体の部位によって核スピンの励起状態に違いが生じると、画像のコントラストむらやアーチファクトが発生する。これらを避けるため、ＲＦコイルには、特に照射効率や照射均一性の向上が求められ、種々の形状の送信用のＲＦ送信コイル、受信用のＲＦ受信コイル或いは両者を兼用するＲＦ送受信用コイルが開発されている。

照射強度の均一度が高い形状として、例えば、いわゆる、バードケージ型のＲＦコイルが知られている（例えば、特許文献１参照）。特許文献１に開示されるバードケージ型のＲＦコイルは、円筒形状のＲＦベース上に配置される直線状の導体（ラング）と円弧状の導体（リング）とを備える。ラングは、ＲＦベースの中心軸方向（ｚ軸方向）に延伸し、リングはラングの両端部に配置される。ＲＦベースには、アクリル、ＦＲＰなどの非磁性樹脂が用いられる。

バードケージ型のＲＦコイルの中でハイパス型のものは、リング上にキャパシタが配置され、これらをチューニングすることにより、所望の周波数で共振するＲＦコイルを形成する。このハイパス型のバードケージ型のＲＦコイル１００の一例を図２２に示す。図２２（ａ）は、外観を説明するための説明図、図２２（ｂ）は、ｚ軸方向から見た説明図である。本図に示すように、ハイパス型のバードケージ型のＲＦコイル１００は、２つのループ導体であるリング１１０、１２０とｚ軸に平行な複数（図２２では１２本）の直線状の導体であるラング１３０とを備える。リング１１０、１２０は、ループの中心軸を共通とし、かつ、当該中心軸がｚ軸に平行になるよう対向して配置され、ラング１３０で接続される。図２２ではＲＦベースは省略してある。複数のラング１３０は等間隔で配置されている。なお、本図において、座標軸のｚ軸方向は、ＭＲＩ装置のマグネットが発生する静磁場Ｂ_０の向き１４０とする。複数のラング１３０とリング１１０、１２０との接続点の間には、複数の第一キャパシタＣｒが配置され、給電点１５０は第一キャパシタの１つに配置される。このＲＦコイル１００はチューニングが容易であるため、水平磁場型ＭＲＩ装置で広く用いられている。

ＲＦコイルの照射効率や受信感度を向上させる方法として、ＱＤ（Ｑｕａｄｒａｔｕｒｅ Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ）方式が知られている。ＱＤ方式は、互いの軸を直交させて配置した２つのＲＦコイルを用いて磁気共鳴信号を検出する方法である。この方式で磁気共鳴信号を検出すると、９０度だけ位相がずれた信号がそれぞれのＲＦコイルから検出される。これらの検出信号を合成することにより、１つのＲＦコイルで受信した場合に比べて、ＳＮ比が理論的に√２倍向上する。また、高周波磁場の照射時には、円偏波を照射するため、電力が１／２で済み、被検体の高周波発熱を小さくすることができる。さらに、ｘｙ面の感度均一性を向上することができる。バードケージ型のＲＦコイルは、その構造の対称性からＱＤ方式を容易に適用できる。すなわち、信号を送受信するための２つの給電ポートを互いに直交した位置に配置することで、一つのバードケージ型のＲＦコイルでＱＤ方式による送受信が可能となる。図２２に示すＲＦコイル１００にＱＤ方式を適用した一例であるＲＦコイル１００Ａを図２３に示す。図２３（ａ）は外観を説明するための説明図、図２３（ｂ）はｚ軸方向から見た説明図である。ＲＦコイル１００Ａでは、２つの給電ポート１５１と１５２とが互いに直交した位置に配置される。

さらに、バードケージ型のＲＦコイルは、ラング部にキャパシタを接続することにより、多チャンネルのアレイコイルとしても用いることができる（例えば、非特許文献１）。図２４に、図２２に示すＲＦコイル１００を多チャンネルのアレイコイル１００Ｃとして用いる例を示す。ここでは、ラング１３０の数が８のＲＦコイル１００を８チャンネルのアレイコイル１００Ｃとして用いる場合を例示する。アレイコイル１００Ｃでは、リング１１０、１２０に接続するキャパシタＣｒの容量と、ラング１３０に接続するキャパシタＣＬの容量とを調整することにより、隣のチャンネルとの電磁気的干渉を低減することができる。このため、各チャンネルでそれぞれ独立に受信、あるいは送信することができる。また、高周波磁場の照射時には、各チャンネルの位相を、３６０度÷ラング数（８）＝４５度ずつ、ずらすことによりコイル内部で円偏波を発生することができる。

なお、バードケージ型のＲＦコイルは、円筒状以外にも半円筒状あるいは部分円筒状のもの（例えば、非特許文献２）や、平面状のものもある（例えば、特許文献２）。

米国特許４９１６４１８号明細書 特開平８−２８０６５２号公報

Ｃｈｒｉｓｔｏｐｈ Ｌｅｕｓｓｌｅｒ， Ｊａｒｏ Ｓｔｉｍｍａ， Ｐｅｔｅｒ Ｒｏｓｃｈｍａｎｎ， "Ｔｈｅ Ｂａｎｄｐａｓｓ Ｂｉｒｄｃａｇｅ Ｒｅｓｏｎａｔｏｒ Ｍｏｄｉｆｉｅｄ ａｓ ａ Ｃｏｉｌ Ａｒｒａｙ ｆｏｒ Ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓ ＭＲ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ"， Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ ｏｆ ｔｈｅ ＩＳＭＲＭ Ｆｉｆｔｈ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｍｅｅｔｉｎｇ ａｎｄ Ｅｘｈｉｂｉｔｉｏｎ， ｐ１７６ （１９９７）． Ｄ． Ｂａｌｌｏｎ， Ｍ． Ｃ． Ｇｒａｈａｍ， Ｍ． Ｌ． Ｄｅｖｉｔｔ， ａｎｄ Ｊ． Ａ． Ｋｏｕｔｃｈｅｒ， "Ａ ６４ ＭＨｚ Ｈａｌｆ−Ｂｉｒｄｃａｇｅ Ｒｅｓｏｎａｔｏｒ ｆｏｒ Ｃｌｉｎｉｃａｌ Ｉｍａｇｉｎｇ"， Ｂｏｏｋ ｏｆ Ａｂｓｔｒａｃｔｓ ＳＭＲＭ Ｅｉｇｈｔｈ Ａｎｎｕａｌ Ｍｅｅｔｉｎｇ ａｎｄ Ｅｘｈｉｂｉｔｉｏｎ， ｐ９５１ （１９８９）．

近年のＭＲＩにおける検査環境改善の動向として、太った人や、閉所恐怖症の人が安心してＭＲＩ検査を受けることができる、広く開放感のある検査空間が求められている。特に上記のように検査空間がトンネル型のトンネル型ＭＲＩ装置において、その要望が強い。また、ＭＲＩ装置内部に造影剤インジェクタ機器や非磁性の治療機器を設置し、それらを用いて精密診断や治療を行うようになってきており、被験者の近傍に各種機器を設置するスペースを確保するためにも検査空間の広いＭＲＩ装置が求められている。

トンネル型ＭＲＩ装置では、外部からトンネル内部にかけて、静磁場を発生するマグネット、傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル、そして、ＲＦコイルの順に配置される。ＲＦコイルに上述のＲＦコイル１００を用いる場合、ＲＦコイルが形成する円筒の内部が被検体が入る検査空間となる。

例えば、マグネットの内径を大きくすることにより、検査空間を拡大できる。しかしこれは、製造コストが大幅に増大する。また、マグネットは被検体に近づけた方が磁場発生効率が向上するため、安易に大きくすることもできない。さらに、ＲＦコイルと傾斜磁場コイルとの間には、ＲＦコイルの導体から一定の距離を置いてＲＦシールドが配置される。ＲＦシールドは、傾斜磁場コイルから放出されるノイズを低減し、傾斜磁場コイルとＲＦコイルとの電磁結合を遮断するためのものである。従って、磁場を維持しその分布の急激な変化を避けるため、ＲＦシールドとＲＦコイルとの間に所定の距離が必要とされる。従って、この分、検査空間は圧迫される。

図２５は、被検体がヒトである場合、被検体が挿入されたときのＲＦコイルをｚ軸方向から見たときの説明図である。ヒトが、被検体を載置するテーブルに寝たときの胴体部は、ｘ方向に長くｙ方向に短い近似的な楕円筒形状である。製造コストや磁場発生効率を優先して被検体が収まるようマグネットのサイズを決定すると、検査空間では、一般的には、被検体であるヒトの両肩がＲＦコイルが形成するトンネル内壁に近づき、窮屈に感じる。

本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、トンネル型ＭＲＩ装置において、ＭＲＩ装置の製造コストを増大させることなく、また、性能を犠牲にすることなく、快適な検査空間を確保する技術を提供することを目的とする。

本発明は、トンネル型ＭＲＩ装置において、筒状の内壁を有する傾斜磁場コイル内に、見込み角が１８０度未満の２つの部分円筒形状のループ型ＲＦコイルを対向する位置に配置する。このとき、使用目的に応じて、２つのループ型ＲＦコイルの配置位置を決定する。

具体的には、静磁場を発生させる環状の磁石部と、前記磁石部で囲まれる検査領域内に当該磁石部と同軸に配置される環状の傾斜磁場コイルと、前記傾斜磁場コイル内側に配置される高周波磁場コイルと、を備える磁気共鳴計測装置であって、前記高周波磁場コイルは、前記傾斜磁場コイルの内側に当該傾斜磁場コイルの内壁に沿って当該傾斜磁場コイルと同軸に配置される環状の高周波磁場シールドと、前記高周波磁場シールドの内側に、対向して配置される２つの部分筒形状を有する部分筒型ループコイルと、を備え、前記各部分筒型ループコイルは、相互に所定の間隔を空けてそれぞれ前記軸方向に平行に配置される複数の直線状導体と、前記部分筒形状の軸方向の両端において前記複数の直線状導体を接続する２つの部分円弧状導体と、を備え、前記各部分筒形状の周方向の両端の見込み角は１８０度未満であることを特徴とする磁気共鳴計測装置を提供する。

本発明によれば、トンネル型ＭＲＩ装置において、ＭＲＩ装置の製造コストを増大させることなく、また、性能を犠牲にすることなく、快適な検査空間を確保できる。

第一の実施形態のＭＲＩ装置の外観図である。 第一の実施形態のＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図である。 （ａ）は、第一の実施形態の傾斜磁場コイル内に配置される送信コイルを説明するためのｙｚ断面を示す説明図であり、（ｂ）は、同ｘｙ断面図である。 （ａ）、（ｂ）は、第一の実施形態の送信コイルの構成およびＲＦベースの固定法を説明するためのｘｙ断面図である。 （ａ）は、第一の実施形態の送信コイルのｘ軸方向の照射強度分布を示すグラフであり、（ｂ）は同ｙ軸方向の照射強度分布を示すグラフである。 第一の実施形態の検査時のｚ方向から見た検査空間内部の様子を説明するための説明図である。 （ａ）は、第一の実施形態の傾斜磁場コイル内に配置される送信コイルの他の例を説明するためのｙｚ断面を示す説明図であり、（ｂ）は、同ｘｙ断面図である。 第一の実施形態の送信コイルの使用例を説明するための説明図である。 第一の実施形態の送信コイルの使用例を説明するための説明図である。 （ａ）は、第二の実施形態の傾斜磁場コイル内に配置される送信コイルを説明するためのｙｚ断面を示す説明図であり、（ｂ）は、同ｘｙ断面図である。 （ａ）は、第二の実施形態の送信コイルのｘ軸方向の照射強度分布を示すグラフであり、（ｂ）は同ｙ軸方向の照射強度分布を示すグラフである。 （ａ）、（ｂ）は、第二の実施形態のＲＦベースの固定法を説明するためのｘｙ断面図である。 （ａ）は、第二の実施形態の検査時のｚ方向から見た検査空間内部の様子を説明するための説明図であり、（ｂ）は、第二の実施形態の送信コイルの他の例のｘｙ断面図である。 （ａ）は、第二の実施形態の傾斜磁場コイル内に配置される送信コイルの他の例を説明するためのｘｚ断面を示す説明図であり、（ｂ）は、同ｘｙ断面図であり、（ｃ）は、検査時のｚ方向から見た検査空間内部の様子を説明するための説明図である。 （ａ）は、第二の実施形態の送信コイルの他の例のｘ軸方向の照射強度分布を示すグラフであり、（ｂ）は、同ｙ軸方向の照射強度分布を示すグラフである。 （ａ）は、第三の実施形態の傾斜磁場コイル内に配置される送信コイルを説明するためのｘｚ断面を示す説明図であり、（ｂ）は、同ｘｙ断面図である。 （ａ）は、第三の実施形態の送信コイルのｘ軸方向の照射強度分布を示すグラフであり、（ｂ）は、同ｙ軸方向の照射強度分布を示すグラフである。 （ａ）は、第三の実施形態の比較例の送信コイルを説明するためのｘｚ断面を示す説明図であり、（ｂ）は、同ｘｙ断面図であり、（ｃ）、（ｄ）は同送信コイルに流れる電流を説明するための説明図である。 第三の実施形態の傾斜磁場コイル内に配置される送信コイルの他の例のｘｙ断面図である。 （ａ）は、第三の実施形態の傾斜磁場コイル内に配置される送信コイルの他の例を説明するためのｘｚ断面を示す説明図であり、（ｂ）は、同ｘｙ断面図である。 （ａ）〜（ｄ）は、それぞれ、第三の第実施形態の傾斜磁場コイル内に配置される送信コイルの変形例のｘｙ断面図である。 （ａ）、（ｂ）は、従来のバードケージ型ＲＦコイルの説明図である。 （ａ）、（ｂ）は、従来のバードケージ型ＲＦコイルにＱＤ方式を適用した場合の説明図である。 従来のバードケージ型ＲＦコイルをアレイコイルとして使用する場合の説明図である。 従来のバードケージ型ＲＦコイルの検査時の様子を説明するための説明図である。

＜＜第一の実施形態＞＞
以下、本発明を適用する第一の実施形態について説明する。本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。

まず、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）について説明する。ＭＲＩ装置は、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。現在、ＭＲＩ装置の撮像対象核種であって、臨床で普及しているものは、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。

これを実現する、本実施形態のＭＲＩ装置１０について説明する。図１は、本実施形態のＭＲＩ装置１０の外観図である。本実施形態のＭＲＩ装置１０は、水平磁場方式の静磁場発生系を構成する円筒形のマグネット２１と被検体１を載置するテーブル１１とを備える。テーブル１１に寝かせられた被検体１は、円筒形のマグネット２１が形成するボア内の検査空間２２に挿入され撮影される。以下、本明細書では、本実施形態のＭＲＩ装置１０において、ボアの中心を原点とし、静磁場方向である、円筒形マグネット２１の中心軸(円筒軸）をｚ軸とする座標系（静止座標系）を定義する。なお、テーブル１１は、載置する被検体１の体軸方向がｚ軸方向と一致するよう配置される。また、ｚ軸と直交する２軸のうち、テーブル１１の面に平行な方向をｘ軸方向、テーブル１１の面に直交する方向をｙ軸方向とする。

次に、本実施形態のＭＲＩ装置１０の全体構成を図２に従って説明する。図２は、本実施形態のＭＲＩ装置１０の全体構成を示すブロック図である。本実施形態のＭＲＩ装置１０は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体１の断層画像を得るもので、静磁場発生系２と、傾斜磁場発生系３と、送信系５と、受信系６と、シーケンサ４と、情報処理装置７と、被検体１を載置するテーブル１１と、を備える。

本実施形態の静磁場発生系２では、体軸方向に均一な静磁場を発生させるために被検体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であるマグネット２１が配置される。

傾斜磁場発生系３は、ＭＲＩ装置１０の座標系のｘ，ｙ，ｚの３軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル３１と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源３２とから成り、後述のシ−ケンサ４からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源３２を駆動することにより、ｘ，ｙ，ｚの３軸方向に傾斜磁場パルス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パルス（Ｇｓ）を印加して被検体１に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交して且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パルス（Ｇｐ）と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス（Ｇｆ）とを印加して、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。

送信系５は、被検体１の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために、被検体１に高周波磁場パルス（ＲＦパルス）を照射するもので、高周波発振器５２と変調器５３と高周波増幅器５４と送信側の高周波コイル（送信コイル）５１とを備える。高周波発振器５２から出力されたＲＦパルスをシーケンサ４からの指令によるタイミングで変調器５３により振幅変調し、この振幅変調されたＲＦパルスを高周波増幅器５４で増幅した後に被検体１に近接して配置された送信コイル５１に供給することにより、ＲＦパルスが被検体１に照射される。

受信系６は、被検体１の生体組織を構成する原子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、受信側の高周波コイル（受信コイル）６１と信号増幅器６２と直交位相検波器６３とＡ／Ｄ変換器６４とを備える。送信コイル５１から照射された電磁波によって誘起された被検体１内の原子核スピンからのＮＭＲ信号が被検体１に近接して配置された受信コイル６１で検出される。検出されたＮＭＲ信号は、信号増幅器６２で増幅された後、後述するシーケンサ４からの指令によるタイミングで直交位相検波器６３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６４でディジタル量に変換されて、情報処理装置７に送られる。

シーケンサ４は、ＲＦパルスと傾斜磁場パルスとを所定のパルスシーケンスに従って繰り返し印加する。シーケンサ４は、情報処理装置７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５、傾斜磁場発生系３、および受信系６に送る。なお、パルスシーケンスは、情報処理装置７が備える後述する記憶装置等に予め保持される。

情報処理装置７は、ＭＲＩ装置１０全体の動作を制御するとともに、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、ＣＰＵ７１と、ＲＯＭ、ＲＡＭなどの記憶装置７２と、光ディスク、磁気ディスク等の外部記憶装置７３と、ディスプレイ等の表示装置７４と、トラックボール、マウス、キーボード等の入力装置７５とを備える。受信系６からデータが入力されると、ＣＰＵ７１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の断層画像を表示装置７４に表示すると共に、記憶装置７２または外部記憶装置７３に記録する。また、入力装置７５を介してＭＲＩ装置１０の各種制御情報の入力を受け付ける。受け付けた制御情報と、予め記憶装置７２に保持するパルスシーケンスとに従って、シーケンサ４に指令を与える。なお、入力装置７５は、表示装置７４に近接して配置され、操作者が表示装置７４を見ながら入力装置７５を通してインタラクティブにＭＲＩ装置１０の各種処理を制御する。なお、情報処理装置７は、汎用の情報処理装置で構成されていてもよい。

なお、本実施形態では、送信コイル５１と傾斜磁場コイル３１とは、被検体１が挿入される静磁場発生系２が形成する静磁場空間内に、被検体１を取り囲むように配置される。また、内側から送信コイル５１、傾斜磁場コイル３１の順に、マグネット２１と同軸に構成され、配置される。また、受信コイル６１は、被検体１に対向して、或いは取り囲むように設置される。

本実施形態では、マグネット２１および傾斜磁場コイル３１のサイズを変更せずに、送信コイル５１の形状を工夫することにより、広い検査空間２２を確保する。以下、これを実現する本実施形態の送信コイル５１について、図３および図４を用いて説明する。図３および図４は、本実施形態の送信コイル５１の構成を説明するための図である。図３（ａ）は、傾斜磁場コイル３１内に配置される送信コイル５１のｙｚ断面を示す説明図であり、図３（ｂ）は、同ｘｙ断面図である。

これらの図に示すように、本実施形態の送信コイル５１は、円筒形状のＲＦシールド５１０と、部分円筒形状の２つのＲＦベース５２０（図３では不図示）と、２つのＲＦベース５２０上にそれぞれ形成される部分円筒型ＲＦコイル５４０と、を備える。

ＲＦシールド５１０は、傾斜磁場コイル３１と同軸の円筒形状を有し、傾斜磁場コイル３１の内側に、傾斜磁場コイル３１から一定の距離をおいて配置される。ＲＦシールド５１０は、非磁性金属箔や網を適宜積層して構成され、樹脂製支持部材または傾斜磁場コイル３１の表面に貼り付けられて配置される。以下、本実施形態では、樹脂製のシールドボビン（図３では不図示）上に貼り付けられる場合を例にあげて説明する。

２つのＲＦベース５２０は、それぞれ、円筒の側面の一部を円筒軸方向に切り取った部分円筒形状であって、断面の見込み角７４０が１８０度未満の部分円筒形状を有する。図４に示すように、２つのＲＦベース５２０は、ＲＦシールド５１０からそれぞれ一定の距離をおいて、ｚ軸を中心に対向するよう検査空間２２内に配置される。このとき、図３（ｂ）に示すように、２つのＲＦベース５２０上にそれぞれ形成される部分円筒型ＲＦコイル５４０の、周方向の中心Ｍを結ぶ直線５８０が、ｘ軸に平行になるよう、検査空間２２内に配置される。すなわち、本実施形態では、部分円筒型ＲＦコイル５４０が、ｘ軸とｚ軸とで決定するｘｚ面に対して面対称となるよう、検査空間２２に配置される。なお、ＲＦベースは、アクリル、ＦＲＰなどの非磁性樹脂で形成される。

部分円筒型ＲＦコイル５４０は、ｚ軸方向に伸びる複数の直線状の導体（ラング）５４１と、複数のラングの各端部を接続する２つの部分円弧状導体（部分リング）５４２、５４３とを備え、ＲＦベース５２０上に、ＲＦベース５２０の形状に沿って形成される。ラング５４１は、等間隔に配置されるとともに、部分リング５４２の各端部と対応する部分リング５４３の各端部とをそれぞれ接続し、ループ型コイルを構成する。また、各部分リング５４２および５４３は、ラング５４１との接続点間にキャパシタ５４４を備える。そして、各ラング５４１は、それぞれキャパシタ５４５を備える。以上のように構成された部分円筒型ＲＦコイル５４０は、円筒形のバードケージ型ＲＦコイルの一部をラング方向に切り取った形状を有し、ｚ軸に直交する断面における両端の見込み角は、ＲＦベース５２０の見込み角７４０と略同じで１８０度未満である。

ここで、ＲＦシールド５１０は、ａ）傾斜磁場コイル３１から放出されるノイズを低減する、ｂ）傾斜磁場コイル３１の導体と部分円筒型ＲＦコイル５４０との電磁結合を遮蔽する、という２つの働きを持ち、部分円筒型ＲＦコイル５４０との間に所定の距離（典型的には１０ｍｍ〜４０ｍｍ）が必要とされる。両者を近接させると、高周波渦電流が増えて磁場が打ち消され、部分円筒型ＲＦコイル５４０近傍での磁場分布が急激に変化するためである。以下、部分円筒型ＲＦコイル５４０を形成するＲＦベース５２０を、検査空間２２内のＲＦシールド５１０の内側に、所定の距離を保ち、固定する手法を図４を用いて説明する。

本図に示すように、ＲＦシールド５１０が貼り付けられるシールドボビン５１１に複数の突起部５１２を形成し、この突起部５１２に、ＲＦベース５２０を非磁性ボルト５１３で固定する。なお、シールドボビン５１１に形成する突起部５１２の最適な形状や個数は、ラング５４１の数、送信コイル５１の直径などにより定まる。ただし、突起部５１２は、必ずしもＲＦベース５２０の端部に設ける必要はないが、ＲＦベース５２０の両端から機械的強度を維持可能な距離に突起部５１２を少なくとも１つは設ける。なお、部分円筒型ＲＦコイル５４０は、図４（ａ）に示すように、ＲＦベース５２０の検査空間２２側（内側）に配置してもよいし、図４（ｂ）に示すように、ＲＦベース５２０のＲＦシールド５１０側（外側）に配置してもよい。

本実施形態の送信コイル５１によれば、ＲＦベース５２０と部分円筒型ＲＦコイル５４０とが、上記のように配置される。このため、図３（ｂ）および図４（ａ）、（ｂ）に示すように、検査空間２２のｚ軸方向全域にわたり、検査空間２２内のｙ軸方向の両端部に、部分円筒型ＲＦコイル５４０およびそれを支えるＲＦベース５２０、突起部５１２などが存在しない空間部５６０を得ることができる。従って、その分、従来のバードケージ型ＲＦコイルによる送信コイル５１を用いる場合に比べ、広い検査空間２２を確保することができる。

一般に、被検体１内の核スピンを励起する際、撮影領域を正確に撮影するため、撮影領域内での送信コイル５１の照射強度は所定の範囲内であることが望まれる。これは、照射強度の不均一が大きいと、被検体１内の部位によって核スピンの励起状態に違いが生じ、得られた画像のコントラストにむらが生じたり、アーチファクトが生じたりするためである。この照射強度が所定の範囲内にある領域を、照射強度均一領域と呼ぶ。

本実施形態の送信コイル５１では、ｚ軸に垂直な断面上で、検査空間２２内のｙ軸方向の両端部のＲＦシールド５１０近傍には部分円筒型ＲＦコイル５４０を構成する導体が存在しない。従って、この領域で生成される磁場がない分、検査空間２２において、ｘ軸方向に比べてｙ軸方向の照射強度均一領域は狭くなる。照射強度均一領域は、見込み角７４０が小さくなればなるほど狭くなる。従って、本実施形態では、必要な性能を確保するため、照射強度均一領域が、被検体１の検査領域を含むよう、見込み角７４０を決定する。

ここで、以上の構成を有する本実施形態の送信コイル５１では、実際に、撮影領域が照射強度均一領域内となることを示す。まず、実際に用いられるサイズに近いサイズで作製した本実施形態の送信コイル５１の照射強度（感度）分布を図５に示す。図５（ａ）はｘ軸方向の、図５（ｂ）はｙ軸方向の感度分布を示すグラフである。ここでは、ＲＦシールド５１０のｚ軸に垂直な断面の直径が７１０ｍｍ、部分円筒型ＲＦコイル５４０を構成する導体（ラング５４１および部分リング５４２、５４３）がＲＦシールド５１０から距離４０ｍｍの位置に配置される送信コイル５１を用いた。なお、見込み角７４０は、１２４度とした。

ここで、照射強度均一領域を、送信コイル５１の中心照射強度を基準として照射強度が±３０％以内の領域と定義する。上記サイズの送信コイル５１によれば、図５（ａ）より、ｘ軸方向の照射強度均一領域は約５０ｃｍ、図５（ｂ）より、ｙ軸方向の照射強度均一領域は約３６ｃｍとなる。以下、本明細書においては、照射強度均一領域は上記定義を用いる。

検査時の被検体１とテーブル１１と送信コイル５１との関係を説明する。図６に検査時のこれらの関係を示す。ここでは、ＲＦベース５２０およびシールドボビン５１１、突起部５１２、非磁性ボルト５１３は省略する。本図に示すように、検査時にテーブル１１に載置される際の被検体１（ここでは、ヒト）の、ｘｙ平面における断面形状は、ｘ軸方向に長くｙ軸方向に短い近似的な楕円形状である。そして、主な被検体１である成人男子の典型例は、ｘ軸方向の長さである肩幅が５０ｃｍ、ｙ軸方向の長さである胴厚が３５ｃｍ程度である。

図５（ａ）、（ｂ）に、この被検体１の各軸方向の長さをＳｕｂｊｅｃｔとして示す。本図より、上記条件の送信コイル５１の場合、Ｓｕｂｊｅｃｔと示される範囲、すなわち、被写体１の存在領域は、ｘ軸方向、ｙ軸方向ともに照射強度均一領域内であることが分かる。

以上説明したように、本実施形態の送信コイル５１によれば、実際に、上述のように、検査空間２２内の必要な領域で均一な照射強度分布を得ることができる。すなわち、広い検査空間２２を確保しつつ、必要な性能を得られることがわかる。

さらに、本実施形態の送信コイル５１によれば、ｙ軸方向両端部のＲＦシールド５１０近傍には部分円筒型ＲＦコイル５４０が存在しないため、被検体１の上部に空間的余裕が生まれる。このため、図６に示すように、検査空間２２内に、造影剤インジェクタ機器や非磁性の治療機器などの各種機器１３の設置スペースを確保できる。

なお、上記実施形態では、傾斜磁場コイル３１がマグネット２１と同軸に構成され、その内壁が円筒形状の場合を例にあげて説明しているが、傾斜磁場コイル３１の内壁の形状はこれに限られない。例えば、図７に示すように、ｚ軸に垂直な断面が、ｙ軸方向を長軸方向とする楕円形状またはそれに類似する形状の、楕円筒形状であってもよい。このように構成することで、ｙ軸方向の空間的余裕がさらに大きくなる。なお、図７（ａ）は、楕円筒形状の傾斜磁場コイル内に配置される送信コイル５１Ａのｙｚ断面を示す説明図であり、図７（ｂ）は、同ｘｙ断面図である。

例えば、この傾斜磁場コイル３１Ａの内側に、ＲＦシールド５１０Ａが、ｚ軸に垂直な断面が、長軸７９０ｍｍ、短軸６３０ｍｍの楕円である楕円筒であり、ＲＦベース５２０Ａが、このＲＦシールド５１０Ａから距離４０ｍｍを保って配される送信コイル５１Ａを配置する。この場合、上記送信コイル５１に比べ、ＲＦシールド５１０Ａがｙ軸方向に８ｃｍ広くなる。

なお、本変形例では、傾斜磁場コイル３１Ａの内壁のみ楕円筒形状に構成し、外壁はマグネット２１の内壁に沿った円筒形状とする。従って、マグネット２１の形状は変わらないため、マグネット２１の製造コストは上がらない。傾斜磁場コイル３１Ａの内壁の断面積も、上記実施形態の円筒状の傾斜磁場コイル３１とほぼ同じであるため、傾斜磁場コイル３１Ａの磁場発生効率も傾斜磁場コイル３１とほぼ同等である。

また、本変形例の送信コイル５１Ａによれば、検査空間２２において、ｚ軸方向全域にわたり、ｙ軸方向にさらなる空間的余裕が生じるため、例えば、図８に示すように、テーブル１１をｘ軸に平行な所定の軸周りに回転させて傾けて配置することができる。このように構成することで、被検体１は斜めの座位で検査を受けることができる。例えば、テーブル１１の傾き角度（ａｎｇｌｅ）が１８度以上であれば、被検体１はテーブル１１に載置された状態で、自然にマグネット２１の外を見ることができる。従来のＭＲＩ装置では、マグネット２１の内壁を大きくしなくては実現できなかったこの構成を、本変形例によれば、マグネット２１の内壁を大きくすることなく実現できる。従って、製造コストが増大することなく、視覚的開放感に優れたＭＲＩ装置１０を提供できる。

また、近年、ＭＲＩによる分子イメージング研究が進み、サルを用いた脳機能計測実験が盛んに行われている。この場合も本変形例の送信コイル５１Ａは有効である。サルはベッドに横たわらせると眠ってしまう習性があるため、従来のＭＲＩ装置では覚醒した状態でのデータを取得することが難しかった。しかし、本変形例のように、ｚ軸方向全域にわたってｙ軸方向に空間的余裕のある検査空間２２を持つＭＲＩ装置１０を用いると、図９に示すように、いす型テーブル１２を用い、サルをこのいす型テーブル１２に座らせてサル頭部をマグネット２１の中心（静磁場中心）にポジショニングすることが可能である。これにより覚醒のサルで脳機能計測実験を行うことができる。

また、図９に示す姿勢で撮影する場合、受信コイル６１として高感度なソレノイドコイル６１０を用いることができる。一般に、ＭＲＩで用いるＲＦコイルは、静磁場方向（ｚ軸方向）と直交する方向に感度を持つように配置する必要がある。従って、従来のように被検体１がテーブル１１に寝た状態で検査を行う場合は、ソレノイドコイル６１０を用いることができない。しかし、図９に示す姿勢の場合、静磁場方向がサル頭部の体軸方向に対して垂直になるため、サル頭部に備えられるソレノイドコイル６１０の感度は静磁場方向と直交し、受信コイル６１として用いることができる。これにより、ＭＲＩ信号の検出感度を高くすることができ、結果として高精度な脳機能計測実験を行うことができる。

以上説明したように、本実施形態によれば、マグネット２１の内径を大きくすることなく、必要な領域の照射強度の均一性を確保しつつ、検査空間２２を広げることができる。従って、トンネル型ＭＲＩ装置１０において、ＭＲＩ装置１０全体の製造コストを増大させることなく、性能を犠牲にすることなく、被検体１にとって快適な検査空間２２を提供することができる。さらに、検査空間２２内に各種機器の設置スペースを確保することもできる。

＜＜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。本実施形態においても、マグネット２１および傾斜磁場コイル３１のサイズを変更せずに、送信コイルにより、広い検査空間２２を確保する。ただし、本実施形態の送信コイルは、２つの部分円筒型ＲＦコイルをｙ軸方向に対向する位置に配置する。本実施形態の他の構成は基本的に第一の実施形態と同様である。以下、本実施形態について、第一の実施形態とその構成が異なる送信コイルに主眼をおいて説明する。なお、本実施形態においても、ｘ、ｙ、ｚの各軸は第一の実施形態と同様である。

図１０は、本実施形態の送信コイル５１Ｂの外観を説明するための図である。図１０（ａ）は、ｙｚ断面を示す説明図であり、図１０（ｂ）は、ｘｙ断面図である。本実施形態の送信コイル５１Ｂは、第一の実施形態と同様に、円筒形状のＲＦシールド５１０と、部分円筒形状の第一のＲＦベース５２０（図１０では不図示）と、ＲＦベース５２０上に形成される部分円筒型ＲＦコイル５４０と、を備える。

これらの各部の構成、形状、材質は、第一の実施形態と同様である。すなわち、ＲＦベース５２０の両端の見込み角７４０を、１８０度未満とする。また、部分円筒型ＲＦコイル５４０は、ＲＦベース５２０上にＲＦベース５２０の形状に沿って形成される。２つのＲＦベース５２０は、第一の実施形態と同様に、ＲＦシールド５１０からそれぞれ一定の距離をおいて、ｚ軸を中心に対向するよう検査空間２２内に配置される。しかし、部分円筒型ＲＦコイル５４０は、本実施形態では、図１０（ｂ）に示すように、２つのＲＦベース５２０上にそれぞれ形成される部分円筒型ＲＦコイル５４０の、周方向の中心Ｍを結ぶ直線５９０が、ｙ軸に平行になるよう、検査空間２２内に配置される。すなわち、本実施形態では、部分円筒型ＲＦコイル５４０が、ｙ軸とｚ軸とで決定するｙｚ面に対して面対称となるよう、検査空間２２に配置される。

上述のように部分円筒型ＲＦコイル５４０が配置されるため、本実施形態の送信コイル５１Ｂでは、ｚ軸に直交する断面上で、ｘ軸方向の両端のＲＦシールド５１０の近傍には部分円筒型ＲＦコイル５４０を構成する導体が存在しない。従って、この領域で生成される磁場がない分、検査空間２２において、ｙ軸方向に比べてｘ軸方向の照射均一領域は狭くなる。第一の実施形態と同様に、見込み角７４０が小さくなればなるほど狭くなる。従って、本実施形態においても、照射強度均一領域が、被検体１の検査領域を含むよう、見込み角７４０を決定する。

ここで、上記構成を有する本実施形態の送信コイル５１Ｂでは、実際に、撮影領域が照射強度均一領域内となることを示す。まず、特定のサイズの本実施形態の送信コイル５１Ｂの照射強度（感度）分布を図１１に示す。図１１（ａ）はｘ軸方向の、図１１（ｂ）はｙ軸方向の感度分布を示すグラフである。ここでは、第一の実施形態の送信コイル５１と同様のサイズ、すなわち、ＲＦシールド５１０のｚ軸に垂直な断面の直径が７１０ｍｍ、部分円筒型ＲＦコイル５４０を構成する導体（ラング５４１および部分リング５４２、５４３）がＲＦシールド５１０からの距離４０ｍｍに配置される送信コイル５１Ｂを用いた。なお、見込み角７４０は、１２４度とした。

本図に示すように、上記サイズの送信コイル５１Ｂによれば、ｘ軸方向の照射強度均一領域は約３６ｃｍ、ｙ軸方向の照射強度均一領域は約５０ｃｍとなる。成人男子の典型的なサイズとしては、胴幅３５ｃｍ、胴厚３５ｃｍであるため、体幹部を撮影する場合、被写体１が存在する領域は、上記サイズの送信コイル５１Ｂの照射強度均一領域内であることがわかる。すなわち、本実施形態の送信コイル５１Ｂによれば、広い検査空間２２を確保しつつ、実際に検査空間２２内の必要な領域で均一な照射強度分布を得ることができる。

なお、本実施形態の送信コイル５１Ｂにおいて、これらのＲＦベース５２０をＲＦシールド５１０の内側に固定する手法は、図１２に示すように基本的に第一の実施形態と同様である。また、本実施形態においても、部分円筒型ＲＦコイル５４０は、図１２（ａ）に示すようにＲＦベース５２０の内側に形成してもよいし、図１２（ｂ）に示すようにＲＦベース５２０の外側に形成してもよい。

以上のように、本実施形態の送信コイル５１Ｂによれば、ＲＦベース５２０および部分円筒型ＲＦコイル５４０が上記のように配置される。このため、図１０（ｂ）に示すように、検査空間２２のｚ軸方向全域にわたり、検査空間２２内のｘ軸方向の両端部に、部分円筒型ＲＦコイル５４０およびそれを支えるＲＦベース５２０、突起部５１２などが存在しない空間部５６０を得ることができる。従って、その分、従来のバードケージ型ＲＦコイルを用いる送信コイルに比べ、広い検査空間２２を確保することができる。

図１３（ａ）に、検査時の被検体１とテーブル１１と送信コイル５１Ｂとの関係を示す。ここでは、ＲＦベース５２０およびシールドボビン５１１、突起部５１２、非磁性ボルト５１３は省略する。前述のように、検査時にテーブル１１に載置される際の被検体１（ここでは、ヒト）の、ｘｙ平面における断面形状は、ｘ軸方向に長くｙ軸方向に短い近似的な楕円形状である。本実施形態の送信コイル５１Ｂによれば、検査空間２２内の、ｘ軸方向のＲＦシールド５１０近傍には部分円筒型ＲＦコイル５４０等が存在しないため、検査空間２２のｚ軸方向全域にわたり、ｘ軸方向に空間的余裕が生まれる。従って、本実施形態の送信コイル５１Ｂによれば、特に、被検体１がヒトである場合、図１３（ａ）に示すように、肩幅方向に余裕が生まれ、快適な検査空間２２を提供することができる。

なお、本実施形態においても、送信コイル５１Ｂの外側に配置される傾斜磁場コイルの内壁が楕円筒形状であってもよい。この場合の傾斜磁場コイル３１Ｃおよび送信コイル５１Ｃを図１４に例示する。図１４（ａ）は、傾斜磁場コイル３１Ｃ内に配置された送信コイル５１Ｃのｘｚ断面を示す説明図であり、図１４（ｂ）は、同ｘｙ断面図である。また、図１４（ｃ）は、検査空間２２に被検体１が挿入された場合の様子を説明するためのｘｙ断面を示す説明図である。このように、傾斜磁場コイル３１Ｃを、その内壁のｚ軸方向に垂直な断面がｘ軸方向を長軸とする楕円とすると、ＲＦシールド５１０Ｃは傾斜磁場コイル３１Ｃの内壁に沿って配置される。そして、上述のように、ＲＦベース５２０Ｃ（図１４では不図示）が、ＲＦシールド５１０Ｃから一定の距離を保って配置され、その上に部分円筒型ＲＦコイル５４０が形成される。従って、送信コイル５１Ｃでは、送信コイル５１Ｂに比べ、傾斜磁場コイル３１Ｃの内壁が広くなった分、ｘ軸方向に広い検査空間２２を得ることができる。

ここで、以上の構成を有する本実施形態の送信コイル５１Ｃでは、実際に、撮影領域が照射強度均一領域内となることを示す。特定のサイズの送信コイル５１Ｃの照射強度(感度）分布を図１５に示す。図１５（ａ）はｘ軸方向の、図１５（ｂ）はｙ軸方向の感度分布を示すグラフである。ここでは、ＲＦシールド５１０Ｃが、そのｚ軸に垂直な断面が長軸７９０ｍｍ、短軸６３０ｍｍの楕円である楕円筒であり、ＲＦベース５２０ＣがＲＦシールド５１１から距離４０ｍｍを保って配される送信コイル５１Ｃを用いた。なお、見込み角７４０は、１２６度とした。この送信コイル５１Ｃでは、上記送信コイル５１Ｂに比べ、ＲＦシールド５１０Ｃがｘ軸方向に８ｃｍ広くなる。

図１５（ａ）、（ｂ）に示すように、上記サイズの送信コイル５１Ｃによれば、ｙ軸方向の照射強度均一領域は約４２ｃｍ、ｘ軸方向の照射強度均一領域は約４４ｃｍとなる。本変形例の送信コイル５１Ｃによれば、送信コイル５１Ｂよりさらに肩幅方向に広い領域を、照射強度均一領域内とすることができる。

なお、変形例の送信コイル５１Ｃにおいて、部分円筒型ＲＦコイル５４０を形成するＲＦベース５２０ＣとＲＦシールド５１０Ｃとの距離を変化させて配置してもよい。例えば、図１４（ｃ）に示すように、ｘｙ平面上でｘ軸方向の中央部では、４０ｍｍとし、ｘ軸方向の両端部に近づくほど徐々に狭くしていき、端部では、２０ｍｍとするよう構成してもよい。このように構成することで、検査空間２２内のｘ軸方向端部で左右（ｘ軸)方向のみならず上下（ｙ軸）方向にも空間的余裕が生まれ、より快適な検査空間２２を提供することができる。

なお、送信コイル５１Ｃも、第一の実施形態の送信コイル５１Ａと同様の理由で製造コストの上昇は少ない。

以上説明したように、本実施形態によれば、マグネット２１の内径を大きくすることなく検査空間２２を広げることができる。従って、トンネル型ＭＲＩ装置１０において、ＭＲＩ装置１０全体の製造コストを増大させることなく、また、性能を犠牲にすることなく、被検体１にとって快適な検査空間２２を提供することができる。

なお、本実施形態では、２つの部分円筒型ＲＦコイル５４０およびそれを支えるＲＦベース５２０は、それぞれ同形、同サイズで、対向して配置される場合を例にあげて説明しているが、これに限られない。例えば、２つの部分円筒型ＲＦコイル５４０の周方向の中心がそれぞれｙ軸上にあれば、図１３（ｂ）に示すように、両者のサイズが異なっていてもよい。特に、検査空間２２において、被検体１の上方（テーブル１１と反対側）に配置される側の部分円筒型ＲＦコイル５４０およびそれを支えるＲＦベース５２０をより小さくすると、被検体１の上方により広い空間を確保することができ、より快適な検査空間２２を提供できる。

＜＜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。本実施形態は、基本的に第二の実施形態と同様の構成を有し、マグネット２１および傾斜磁場コイル３１のサイズを変更せずに、送信コイルにより広い検査空間を確保する。ただし、本実施形態の送信コイルは、ｘ軸方向の照射強度均一領域を拡張する。以下、第二の実施形態とその構成が異なる送信コイルに主眼をおいて、本実施形態を説明する。なお、本実施形態においても、ｘ、ｙ、ｚの各軸は第一の実施形態と同様である。

図１６は、本実施形態の送信コイル５１Ｄの外観を説明するための図である。図１６（ａ）は、傾斜磁場コイル３１内に配置される送信コイル５１Ｄのｘｚ断面を示す説明図であり、図１６（ｂ）は、同ｘｙ断面図である。

本実施形態の送信コイル５１Ｄは、本図に示すように、円筒形状のＲＦシールド５１０と、２つの部分円筒形状のＲＦベース５２０Ｄ（図１６では不図示）と、ＲＦベース５２０上にそれぞれ形成される部分円筒型ＲＦコイル５４０Ｄと、を備える。これらの各部の構成、配置、形状、素材は、第二の実施形態と同じである。ただし、本実施形態では、部分円筒型ＲＦコイル５４０Ｄは、ｙｚ面に対して面対称とは限らない。

本実施形態のそれぞれの部分円筒型ＲＦコイル５４０Ｄは、ｚ軸方向の長さが略同一の複数の（２または３個の）矩形のループ型コイル７１０を備える。各ループ型コイル７１０は、各辺にキャパシタを備える。各ループ型コイル７１０は、ｚ軸方向に関して略同位置に、２辺がｚ軸方向に平行になるよう、周方向に配列される。このとき、各ループ型コイル７１０は、隣接するループ型コイル７１０と非接触、かつ、隣接するループ型コイル７１０と周方向の端部が所定の面積分オーバラップするよう配列される。このオーバラップする面積は、互いの電磁気的干渉が最も低減されるよう調整される。最適なオーバラップ面積は、各々のコイルの入力インピーダンスを計測し、単独のときの入力インピーダンスと最も近くなる面積である。

また、周方向の両端部に配されるループ型コイル７１０は、ＲＦシールド５１０を構成する導体をループの一部とし、電流ループを構成する。ＲＦシールド５１０とは、キャパシタ７３０を介して接続する。なお、ループ型コイル７１０は、ループ内に、周方向の２辺間を接続するｚ軸方向に略平行な導体（ラング）であって、それぞれキャパシタを備える導体を１以上備え、周方向の２辺の各ラングとの接続点間にキャパシタを備えるよう構成してもよい。また、ＲＦベース５２０は、各ループ型コイル７１０に対応付け、それぞれを支えるよう設けられる。

なお、本実施形態においても、ＲＦベース５２０Ｄおよびそこに形成される部分円筒型ＲＦコイル５４０Ｄの見込み角７４０Ｄは１８０度未満である。すなわち、本実施形態では、両端部のループ型コイル７１０の、ＲＦシールド５１０との接続位置の、ｚ軸に直交する断面での見込み角７４０Ｄは１８０度未満となる。この範囲で、上記各実施形態と同様に、照射強度均一領域が、被検体１の検査領域を含むよう、見込み角７４０Ｄを決定する。

本実施形態の送信コイル５１Ｄによれば、両端部のループ型コイル７１０と、ＲＦシールド５１０とを接続したことにより、検査空間２２内のｘ軸方向端部のＲＦシールド５１０上に電流が誘起され、同ｘ軸方向端部のＲＦシールド５１０近傍（ＲＦシールド５１０の側面）に磁場が生成される。これにより、ｘ軸方向の照射強度均一領域が広くなる。従って、見込み角７４０Ｄの大きさを第二の実施形態の見込み角７４０と同じとすると、その分、ｘ軸方向の照射強度均一領域は広くなる。

ここで、上記構成を有する本実施形態の送信コイル５１Ｄであって、特定のサイズの送信コイル５１Ｄの照射強度（感度）分布を図１７に示す。図１７（ａ）はｘ軸方向の、図１７（ｂ）はｙ軸方向の感度分布を示すグラフである。ここでは、第二の実施形態の送信コイル５１Ｂと同様に、ＲＦシールド５１０のｚ軸に直交する断面の直径を７１０ｍｍとし、また、部分円筒型ＲＦコイル５４０Ｄを構成する導体は、ｙ軸上でＲＦシールド５１０から４０ｍｍの位置に配置される送信コイル５１Ｄを用いた。なお、見込み角７４０Ｄは、１５０度とした。

上記サイズの送信コイル５１Ｄによれば、ｘ軸方向の照射強度均一領域は約５０ｃｍ、ｙ軸方向の照射強度均一領域は約５０ｃｍとなる。図１１に示す、第二の実施形態の送信コイル５１Ｂによる照射強度（感度）分布と比較して、ｘ軸方向の照射強度均一性が大幅に向上することがわかる。また、上述のように、成人男子の典型的なサイズにおいて肩幅は５０ｃｍ程度であるため、肩幅全体にわたる領域が撮影領域であっても、十分対応可能である。

ここで、本実施形態の送信コイル５１Ｄにおいて、部分円筒型ＲＦコイル５４０Ｄを複数のループ型コイル７１０を非接触かつオーバラップ部を設けて配列した理由を説明する。図１８は、上記各実施形態に示す部分円筒型ＲＦコイル５４０を、そのままＲＦシールド５１０に接続した場合の送信コイル５１Ｅの例で、図１８（ａ）は、傾斜磁場コイル３１内に配置した送信コイル５１Ｅのｘｚ断面を示す説明図であり、図１８（ｂ）は、同ｘｙ断面図である。さらに、図１８（ｃ）および（ｄ）は、送信コイル５１Ｅに流れる電流を説明するための説明図である。

本図に示すように、複数の非接触のループ型コイル７１０から構成されていない場合、部分円筒型ＲＦコイル５４０の導体とＲＦシールド５１０の導体とは連続しているため、図１８（ｃ）または（ｄ）に示す電流８１０、８２０が流れる。例えば、バードケージ型ＲＦコイルは、非特許文献１に記載されているように、リングに接続するキャパシタの容量とラングに接続するキャパシタの容量とを調整することにより、隣のチャンネルとの電磁気的干渉を低減し、容易に多チャンネルのアレイコイルとして用いることができる。しかし、このような電流が流れると、隣接するチャンネルとの電気的結合が大きくなり、上記手法を用いても、十分な電磁気的干渉低減効果を得ることができない。従って、多チャンネルのアレイコイルとして用いる場合、各チャンネルを独立して駆動できない。

一方、本実施形態の送信コイル５１Ｄによれば、部分円筒型ＲＦコイル５４０Ｄは、非接触に配列された複数のループコイル７１０から構成されるため、図１８（ｃ）および（ｄ）に示す、ＲＦシールド５１０の導体をパスとする電流は、部分円筒型ＲＦコイル５４０Ｄには流れない。従って、容易に多チャンネルのアレイコイルとして利用することができる。

なお、上記送信コイル５１Ｄにおいて、１の部分円筒型ＲＦコイル５４０Ｄを構成するループ型コイル７１０であって、両端に配置されるループ型コイル７１０の接続位置は、それらの見込み角７４０Ｄが１８０度未満であれば、特に問わない。見込み角を大きくすればするほど、開放性は低下するものの、検査空間２２内のｘ軸方向端部に生成される磁場が増加するため、ｘ軸方向の照射強度均一性は向上する。例えば、図１９に示すように、見込み角７４０Ｄを１８０度に近くなるよう、両端部のループ型コイル７１０の接続位置を設定すると、見込み角７４０がこれより小さく設定されている図１６（ｂ）に比べ、開放性は低下するものの、ｘ軸方向の照射強度均一性は、より向上する。

以上説明したように、本実施形態の送信コイル５１Ｄによれば、検査空間２２のｚ軸方向全域にわたり、検査空間２２のｘ軸方向の両端部のＲＦシールド５１０近傍には、部分円筒型ＲＦコイル５４０Ｄおよびそれを支えるＲＦベース５２０Ｄが存在しない空間部５６０を得ることができる。従って、従来のバードケージ型ＲＦコイルによる送信コイル５１を用いる場合に比べ広い検査空間２２を確保することができ、被検体１に開放感を与えることができる。

なお、部分円筒型ＲＦコイル５４０Ｄを構成する各ループ型コイル７１０のサイズ、オーバラップ位置、数は図１６、図１９に示すものに限られない。例えば、図２０（ａ）、（ｂ）に示すように、２つのオーバラップ位置が図１６に示すものに比べ、ｙｚ平面に近い位置であってもよい。

図２０に示す送信コイル５１Ｅの場合、ループ型コイル７１０のオーバラップ位置がよりｙｚ平面に近い位置となるため、図１６に示す送信コイル５１Ｄに比べ、さらに被写体１がヒトである場合、肩幅方向により広い空間を確保することができる。このように、オーバラップ位置をｙｚ平面に近い位置にすればするほど、より快適な検査空間２２を提供することができる。一方、図１６に示す送信コイル５１Ｄは、オーバラップ位置がｘ軸とｚ軸とで定まるｘｚ平面に近いため、両端部に配置されるループ型コイル７１０の周方向の長さを短くすることができ、構成を簡易なものとすることができる。従って、製造や調整が容易である。

また、図２１（ａ）、（ｂ）、（ｃ）に示すように、送信コイル５１Ｄは、各部分円筒型ＲＦコイル５４０Ｄを２つのループ型コイル７１０により構成してもよい。この場合、１の部分円筒型ＲＦコイル５４０Ｄについて、オーバラップ箇所が周方向に１箇所となるため、装置実装が簡単になる。

なお、この場合オーバラップ箇所は問わない。例えば、図２１（ａ）に示すように、部分円筒型ＲＦコイル５４０Ｄとｙｚ平面との交点近傍に設けてもよい。また、図２１（ｂ）に示すように、各部分円筒型ＲＦコイル５４０Ｄにおいて、ｚ軸に対象な任意の位置に設けてもよい。さらに、図２１（ｃ）に示すように、ｚ軸に対象な位置でなくてもよい。さらに図２１（ｄ）に示すように、２つの部分円筒型ＲＦコイル５４０Ｄそれぞれが、異なる数のループ型コイル７１０を備えるよう構成してもよい。ループ型コイル７１０の数、オーバラップ位置は、被検体１の種類、検査部位に応じて、最適な場所に設定すればよい。

以上説明したように、本実施形態では、部分円筒型ＲＦコイル５４０Ｄの周方向の両端からラング５４１を取り去り、代わりにキャパシタを介してＲＦシールド５１０と接続する。このように、ＲＦシールド５１０の導体をループの一部として構成することにより、ＲＦシールド５１０のｘ軸方向両端部近傍に磁場を発生させ、ｘ軸方向の照射強度均一領域を拡大している。さらに、部分円筒型ＲＦコイル５４０Ｄ上の、ＲＦシールド５１０をパスする電流を遮断するため、それぞれ非接触に配列される複数のループ型コイル７１０により構成する。一方で、部分円筒型ＲＦコイル５４０Ｄを構成する各ループ型コイル７１０間を電磁気的に結合し、全体で１の部分円筒型ＲＦコイル５４０Ｄとして機能させるため、オーバラップ部を設ける。

以上の構成を有する本実施形態の送信コイル５１Ｄによれば、検査空間２２内の照射強度均一領域が広く、利用範囲の広い送信コイル５１Ｄを得ることができる。また、マグネット２１の大きさを変更していないため、製造コストの増加もない。従って、従来のバードケージ型ＲＦコイルと略同等の性能を有しながら、検査空間２２の快適性を高めることができる。従って、本実施形態の送信コイル５１Ｄによれば、トンネル型ＭＲＩ装置において、ＭＲＩ装置１０の製造コストを増大させることなく、また、性能を犠牲にすることなく、快適な検査空間２２を確保できる。

本実施形態においても、送信コイル５１Ｄの外側に配置される傾斜磁場コイル３１の内壁の形状は、円筒形に限られず、上記各実施形態同様、楕円筒形状であってもよい。また、第一の実施形態のように、検査空間２２において、ｙ軸方向の両端部方向に余裕を持たせるよう構成してもよい。

なお、上記各実施形態では、送信コイル５１として用いる場合を例にあげて説明しているが、上記実施形態で説明した構成のＲＦコイルは、受信コイルとして用いてもよい。また、送受信兼用コイルとして用いてもよい。

さらに、上記各実施形態の送信コイルは、ＭＲＩ装置の一部品として使用するほか、数ＭＨｚから数ＧＨｚの周波数を持つ電磁波を使用するあらゆる機器で使用可能である。

１：被検体、２：静磁場発生系、３：傾斜磁場発生系、４：シーケンサ、５：送信系、６：受信系、７：情報処理系、１０：ＭＲＩ装置、１１：テーブル、１２：いす型テーブル、１３：各種機器、２１：マグネット、２２：検査空間、３１：傾斜磁場コイル、３１Ａ：傾斜磁場コイル、３１Ｃ：傾斜磁場コイル、３２：傾斜磁場電源、５１：送信コイル、５１Ａ：送信コイル、５１Ｂ：送信コイル、５１Ｃ：送信コイル、５１Ｄ：送信コイル、５１Ｅ：送信コイル、５２：高周波発振器、５３：変調器、５４：高周波増幅器、６１：受信コイル、６２：信号増幅器、６３：直交位相検波器、６４：Ａ／Ｄ変換器、７１：ＣＰＵ、７２：記憶装置、７３：外部記憶装置、７４：表示装置、７５：入力装置、１００：ＲＦコイル、１００Ａ：ＲＦコイル、１００Ｃ：アレイコイル、１１０：リング、１２０：リング、１３０：ラング、１４０：静磁場の向き、１５０：給電点、１５１：給電ポート、１５２：給電ポート、１６０：トンネル内壁、５１０：ＲＦシールド、５１０Ａ：ＲＦシールド、５１０Ｃ：ＲＦシールド、５１１：シールドボビン、５１２：突起部、５１３：非磁性ボルト、５２０：ＲＦベース、５２０Ａ：ＲＦベース、５２０Ｃ：ＲＦベース、５２０Ｄ：ＲＦベース、５４０：部分円筒型ＲＦコイル、５４０Ｃ：部分円筒型ＲＦコイル、５４０Ｄ：部分円筒型ＲＦコイル、５４１：ラング、５４２：部分リング、５４３：部分リング、５４４：キャパシタ、５４５：キャパシタ、５６０：空間部、５８０：直線、５９０：直線、６１０：ソレノイドコイル、７１０：ループ型コイル、７３０：キャパシタ、７４０：見込み角、７４０Ｄ：見込み角、８１０：電流、８２０：電流

Claims (11)

1. 静磁場を発生させる環状の磁石部と、前記磁石部で囲まれる検査領域内に当該磁石部と同軸に配置される環状の傾斜磁場コイルと、前記傾斜磁場コイル内側に配置される高周波磁場コイルと、を備える磁気共鳴計測装置であって、
   前記高周波磁場コイルは、
   前記傾斜磁場コイルの内側に当該傾斜磁場コイルの内壁に沿って当該傾斜磁場コイルと同軸に配置される環状の高周波磁場シールドと、
   前記高周波磁場シールドの内側に対向して配置される２つの部分筒形状を有する部分筒型ループコイルと、を備え、
   前記各部分筒型ループコイルは、
   相互に所定の間隔を空けてそれぞれ前記軸方向に平行に配置される複数の直線状導体と、
   前記部分筒形状の軸方向の両端において前記複数の直線状導体を接続する２つの部分円弧状導体と、を備え、
   前記各部分筒形状の周方向の両端の見込み角は１８０度未満であること
   を特徴とする磁気共鳴計測装置。
2. 請求項１記載の磁気共鳴計測装置あって、
   前記傾斜磁場コイルの内壁は、円筒状であること
   を特徴とする磁気共鳴計測装置。
3. 請求項１記載の磁気共鳴計測装置であって、
   前記傾斜磁場コイルの内壁は、楕円筒状であること
   を特徴とする磁気共鳴計測装置。
4. 請求項１記載の磁気共鳴計測装置であって、
   前記検査領域内で被検体の体軸を前記磁石部の中心軸と平行に当該被検体を保持するテーブルをさらに備え、
   前記２つの部分筒型ループコイルは、前記中心軸に直交する１の仮想断面上で、各々の部分筒型ループコイルの周方向の中心位置同士を結ぶ直線が、前記テーブルの前記被検体を載置する面に平行になるよう配置されること
   を特徴とする磁気共鳴計測装置。
5. 請求項１記載の磁気共鳴計測装置であって、
   前記検査領域内で被検体の体軸を前記磁石部の中心軸と平行に当該被検体を保持するテーブルをさらに備え、
   前記２つの部分筒型ループコイルは、前記中心軸に直交する１の仮想断面上で、各々の部分筒型ループコイルの周方向の中心位置同士を結ぶ直線が、前記テーブルの前記被検体を載置する面に直交するよう配置されること
   を特徴とする磁気共鳴計測装置。
6. 請求項１記載の磁気共鳴計測装置であって、
   前記２つの部分筒型ループコイルは、同一形状であること
   を特徴とする磁気共鳴計測装置。
7. 請求項１記載の磁気共鳴計測装置であって、
   前記２つの部分筒型ループコイルは、前記高周波磁場シールドから一定の距離を保って配置されること
   を特徴とする磁気共鳴計測装置。
8. 請求項１記載の磁気共鳴計測装置であって、
   前記２つの部分筒型ループコイル各々は、前記中心軸方向の長さが略同一のループコイルであって、互いに非接触で当該部分筒型ループコイルの周方向に所定の面積分オーバラップして配置される３以下のループコイルで構成され、周方向の両端部において前記高周波磁場シールドに接続すること
   を特徴とする磁気共鳴計測装置。
9. 請求項８記載の磁気共鳴計測装置であって、
   前記ループコイルの数は３であり、周方向の両端に配置される２つのループコイルは、前記直線状導体を備えないこと
   を特徴とする磁気共鳴計測装置。
10. 請求項８記載の磁気共鳴計測装置であって、
    前記ループコイルは、それぞれ、前記直線状導体を備えること
    を特徴とする磁気共鳴計測装置。
11. 請求項１記載の磁気共鳴計測装置であって、
    前記各部分筒形状の周方向の両端の見込み角は、前記検査領域内の所定の範囲が、予め定められた照射強度の範囲内となるよう決定されること
    を特徴とする磁気共鳴計測装置。

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