(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁気共鳴撮像装置において、ＲＦ送信コイルにより送信される高周波信号を受け、被検体から発生する磁気共鳴信号を受信するＲＦ受信コイルであって、
前記ＲＦ送信コイルにより形成されるボア内に配置され、
当該ＲＦ受信コイルは、複数の導体ループを備え、
少なくとも１の前記導体ループは、
少なくとも１のキャパシタと、
前記キャパシタに並列接続され、導通を制御するスイッチ回路と、を備え、
前記スイッチ回路は、駆動時に、当該スイッチ回路を備える前記導体ループを、ＲＦ送信コイルにより生成される磁場を遮断または増強する磁場調整回路として機能させること
を特徴とするＲＦ受信コイル。
【請求項２】
請求項１記載のＲＦ受信コイルであって、
前記スイッチ回路を備える導体ループは、前記ＲＦ送信コイルにより生成される磁界の分布の不均一を低減するよう配置されること
を特徴とするＲＦ受信コイル。
【請求項３】
請求項１記載のＲＦ受信コイルであって、
前記複数の導体ループの全てが前記スイッチ回路を備え、
前記高周波信号照射時に、前記ＲＦ送信コイルにより生成される磁界の分布の不均一を低減するよう、予め定められた前記導体ループのスイッチ回路が駆動されること
を特徴とするＲＦ受信コイル。
【請求項４】
請求項３記載のＲＦ受信コイルであって、
前記導体ループは磁気結合防止回路をさらに備え、
前記磁気結合防止回路は、前記１のキャパシタに並列接続され、
前記高周波信号送信時に、前記スイッチ回路が駆動されない導体ループの磁気結合防止回路が駆動されること
を特徴とするＲＦ受信コイル。
【請求項５】
請求項１記載のＲＦ受信コイルであって、
前記スイッチ回路は、前記導体ループが備える全てのキャパシタに並列接続されること
を特徴とするＲＦ受信コイル。
【請求項６】
請求項１記載のＲＦ受信コイルであって、
前記スイッチ回路は、ダイオードを備えること
を特徴とするＲＦ受信コイル。
【請求項７】
請求項１記載のＲＦ受信コイルであって、
前記スイッチ回路は、マイクロエレクトロメカニカルシステムを備えること
を特徴とするＲＦ受信コイル。
【請求項８】
請求項１記載のＲＦ受信コイルであって、
前記スイッチ回路は、可変抵抗を備えること
を特徴とするＲＦ受信コイル。
【請求項９】
請求項４記載のＲＦ受信コイルであって、
前記磁気結合防止回路は、ダイオードとインダクタとを直列接続した回路であること
を特徴とするＲＦ受信コイル。
【請求項１０】
静磁場を形成する静磁場形成手段と、傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加手段と、被検体に高周波信号を送信する高周波信号送信手段と、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出する磁気共鳴信号受信手段と、前記傾斜磁場印加手段、前記高周波信号送信手段および前記磁気共鳴信号受信手段を制御する制御手段と、を備える磁気共鳴撮像装置であって、
前記磁気共鳴信号受信手段は、請求項１記載のＲＦ受信コイルであること
を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
【請求項１１】
静磁場を形成する静磁場形成手段と、傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加手段と、被検体に高周波信号を送信する高周波信号送信手段と、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出する磁気共鳴信号受信手段と、前記傾斜磁場印加手段、前記高周波信号送信手段および前記磁気共鳴信号受信手段を制御する制御手段と、を備える磁気共鳴撮像装置であって、
前記磁気共鳴信号受信手段は、請求項４記載のＲＦ受信コイルであって、
前記制御手段は、前記高周波信号送信時に、前記スイッチ回路および磁気結合防止回路を駆動する導通制御手段を備えること
を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
【請求項１２】
請求項１１記載の磁気共鳴撮像装置であって、
前記制御手段は、高周波信号送信時に、いずれの導体ループのスイッチ回路を駆動するかを決定する機能決定手段をさらに備えること
を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
【請求項１３】
請求項１０記載の磁気共鳴撮像装置であって、
前記高周波信号送信手段は、磁界の分布の不均一を低減するように、それぞれ振幅と位相とが独立に制御された複数の高周波信号を前記被検体に送信する手段を備えること
を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
【請求項１４】
請求項１３記載の磁気共鳴撮像装置であって、
前記制御手段は、高周波信号送信時に、前記複数の高周波信号の振幅および位相の値を決定する手段をさらに備えること
を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ：Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ）技術に関する。特に、磁気共鳴現象を誘起する回転磁界の空間分布の調整技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
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、高周波またはＲＦと呼ぶ。）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。送信は、ＲＦ送信コイルによって行われ、受信は、ＲＦ受信コイルによって行われる。【０００３】
近年、画像のＳＮＲ（Ｓｉｇｎａｌ  ｔｏ  Ｎｏｉｓｅ  ｒａｔｉｏ）を向上させるため、静磁場強度が高まる方向にあり、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、画像ムラが生じる。このような現状より、高磁場ＭＲＩ装置で行われるＲＦ照射において、画質を向上させるため、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。【０００４】
Ｂ１分布の不均一を低減する方法として、「誘電体パッド」の使用が提案されている（たとえば、非特許文献１参照。）。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。【０００５】
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１、非特許文献２参照。）。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。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】ＷＯ２００８１００５４６
【非特許文献】
【０００７】
【非特許文献１】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
【非特許文献２】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
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
非特許文献１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。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、診断を阻害することがある。【０００９】
特許文献１、非特許文献２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むことはない。しかし、カップリングコイルを使用する際に、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ある。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、その場合は、各値を変化させるための機構が必要となり，回路構造が複雑となる。また、送信用ＲＦコイル、受信用ＲＦコイルの他に、カップリングコイルが必要となり、構成が複雑になる。【００１０】
さらに、誘電体パッドやカップリングコイルを用いる場合、ＭＲＩ技師は、撮影時にこれらのセッティングも必要となり、その分、手間がかかり、負担となる。【００１１】
本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、現状のＲＦ送信コイルおよびＲＦ受信コイルの幾何学的構造を維持しつつ、患者やＭＲＩ技師への負担も増大させず、ＭＲＩ装置で取得する画像の質を向上させる技術を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
本発明は、被検体とＲＦ送信コイルとの間にＲＦ送信コイルが生成する回転磁界Ｂ１を遮蔽もしくは増強するために配置する磁場調整用導体ループを、ＲＦ受信コイルの導体ループで兼用する。そして、ＲＦ受信コイルを構成する導体ループの中の磁場調整用導体ループとして機能させる導体ループを、回転磁界Ｂ１の不均一を低減するよう駆動する。【００１３】
具体的には、静磁場内に載置される被検体に高周波信号を送信するＲＦ送信コイルを備える磁気共鳴撮像装置内に配置される導体ループであって、前記ＲＦ送信コイルにより形成されるボア内に配置され、当該導体ループは、導通を制御するスイッチ回路を備え、前記スイッチ回路は、駆動されると、当該導体ループを、前記ＲＦ送信コイルにより生成される磁場を遮蔽または増強する磁場調整回路として機能させることを特徴とする導体ループを提供する。また、この導体ループは、前記スイッチ回路が駆動される際、前記磁場の分布の不均一を低減するように配置される。さらに、この導体ループは、少なくとも１のキャパシタを備え、前記キャパシタの値は、スイッチ回路が駆動されていない状態で、当該導体ループの共振周波数が前記高周波信号を受けて前記被検体から生じる磁気共鳴信号の周波数となるよう調整される。【００１４】
また、磁気共鳴撮像装置において、ＲＦ送信コイルにより送信される高周波信号を受け、被検体から発生する磁気共鳴信号を受信するＲＦ受信コイルであって、前記ＲＦ送信コイルにより形成されるボア内に配置され、当該ＲＦ受信コイルは、複数の導体ループを備え、少なくとも１の前記導体ループは、少なくとも１のキャパシタと、前記キャパシタに並列接続されるスイッチ回路と、を備え、前記スイッチ回路は、駆動時に、当該スイッチ回路を備える前記導体ループを、ＲＦ送信コイルにより生成される磁場を遮断または増強する磁場調整回路として機能させることを特徴とするＲＦ受信コイルを提供する。【００１５】
静磁場を形成する静磁場形成手段と、傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加手段と、被検体に高周波信号を送信する高周波信号送信手段と、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出する磁気共鳴信号受信手段と、前記傾斜磁場印加手段、前記高周波信号送信手段および前記磁気共鳴信号受信手段を制御する制御手段と、を備える磁気共鳴撮像装置であって、前記磁気共鳴信号受信手段は、上述のＲＦ受信コイルであることを特徴とする磁気共鳴撮像装置を提供する。
【発明の効果】
【００１６】
本発明によれば、現状のＲＦ送信コイルおよびＲＦ受信コイルの幾何学的構造を維持しつつ、患者やＭＲＩ技師への負担も増大させず、ＭＲＩ装置で取得する画像の質が向上する。
【図面の簡単な説明】
【００１７】
【図１】第一の実施形態のＭＲＩ装置のブロック図である。
【図２】第一の実施形態のＲＦコイルの配置例を説明するための説明図である。
【図３】（ａ）は、バードケージコイルによる回転磁界を説明するための説明図であり、（ｂ）は、ファントム内に生成される回転磁界の分布のシミュレーション結果を説明するための説明図である。
【図４】（ａ）は、導体板の効果検証の際における導体板の配置例を、（ｂ）は、同導体ループの配置例を説明するための説明図である。
【図５】（ａ）〜（ｃ）は、導体板および導体ループの磁束線への影響を説明するための説明図である。
【図６】（ａ）および（ｂ）は、ファントム近傍に導体板または導体ループを配置した際の回転磁界の変化の様子を確認するシミュレーション結果の説明図である。
【図７】（ａ）は、ファントム内の回転磁界の均一度を向上させるための、導体板の配置例を、（ｂ）は、同導体ループの配置例をそれぞれ説明するための説明図である。
【図８】（ａ）〜（ｃ）は、導体板または導体ループを図７（ａ）および（ｂ）のように配置した場合の回転磁界分布のシミュレーション結果である。
【図９】第一の実施形態のＲＦ受信コイルの構成および配置例を説明するための説明図である。
【図１０】ＲＦ受信コイルを構成する導体ループの回路図である。
【図１１】第一の実施形態の受信コイルを構成する導体ループの回路図である。
【図１２】（ａ）は、第一の実施形態の導体ループの受信機能実現時の、（ｂ）は、同磁気結合防止機能実現時の、（ｃ）は、同磁場制御機能実現時の、それぞれ電流の流れを説明するための説明図である。
【図１３】第一の実施形態の導体ループの電流の流れをシミュレーションする等価回路の回路図である。
【図１４】（ａ）は、受信機能実現時を模擬した場合の、（ｂ）は、磁気結合防止機能を模擬した場合の、（ｃ）は、磁場制御機能を模擬した場合の、それぞれ、図１３に示す等価回路の各ポイントにおける電流値を示すグラフである。
【図１５】（ａ）〜（ｄ）は、導体ループの大きさを変えた場合の、磁場分布の変化を示すシミュレーション結果の説明図である。
【図１６】（ａ）および（ｂ）は、第二の実施形態の導体ループの回路図である。
【図１７】（ａ）〜（ｅ）は、導体ループ内のダイオードの数を変えた場合の磁場分布の変化を示すシミュレーション結果の説明図である。
【図１８】第三の実施形態のＲＦ受信コイルの構成及び配置例を説明するための説明図である。
【図１９】（ａ）および（ｂ）は、第三の実施形態の導体ループの回路図である。
【図２０】（ａ）および（ｂ）は、第四の実施形態の計算機の機能ブロック図である。
【図２１】（ａ）および（ｂ）は、第四の実施形態の撮影処理のフローチャートである。
【図２２】第四の実施形態の機能決定処理のフローチャートである。
【図２３】第四の実施形態の撮影処理の変形例のフローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【００１８】
以下、本発明に関する導体ループ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。
【００１９】
＜＜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傾斜磁場コイル１０２と、シーケンサ１０４と、高周波磁場を送信するＲＦ送信コイル１１４と、被検体１０３から発生する磁気共鳴信号を受信するＲＦ受信コイル１１５と、被検体１０３を載置するテーブル１０７と、シーケンサ１０４からの命令に従って、それぞれ、傾斜磁場および高周波磁場を発生させる傾斜磁場電源１０５および高周波磁場発生器１０６と、ＲＦ受信コイル１１５により検出された磁気共鳴信号を検波する受信器１０８と、ＭＲＩ装置１００全体の動作を制御する計算機１０９と、を備える。
【００２０】
傾斜磁場コイル１０２は、傾斜磁場電源１０５に接続される。ＲＦ送信コイル１１４およびＲＦ受信コイル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送信コイル１１４を通じて被検体１０３に照射される。高周波磁場を照射（ＲＦ信号を送信）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、計算機１０９が備えるディスプレイ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、計算機１０９が備える記憶媒体１１１に保存される。また、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。
【００２１】
なお、静磁場均一度を調整するシムコイル１１２と、シーケンサ１０４からの命令に従ってシムコイル１１２に磁場を発生させるシム電源１１３とをさらに備えていてもよい。
【００２２】
また、本実施形態のＲＦ受信コイル１１５は、複数の導体ループから構成される。各導体ループは、スイッチ回路を備え、通常のＲＦ受信コイルが備える信号受信機能（第一の機能）および磁気結合防止機能（第二の機能）に加え、回転磁界Ｂ１分布の調整機能（第三の機能）を実現する。回転磁界Ｂ１分布の調整機能はＲＦ送信時に実現する。いずれの機能を実現するかは、制御信号によりスイッチ回路を切り替えることにより決定する。本実施形態のＭＲＩ装置１００は、シーケンサ１０４からの命令を受け、導体ループに制御信号を送信する導通制御装置１６０をさらに備える。
【００２３】
以下、本実施形態のＲＦ受信コイル１１５の詳細について説明する。図２に、ＭＲＩ装置１００でヒト腹部領域を撮像する際の、ＲＦ送信コイル１１４およびＲＦ受信コイル１１５の典型的な配置例を示す。本図において、座標系のｚ軸方向が静磁場方向である。以下、各図において同様とする。
【００２４】
図２に示すように、画像撮像時には、ＲＦ送信コイル１１４内に被検体１０３を挿入し、ＲＦ送信することによって画像を取得する。なお、図２に示すＲＦ送信コイル１１４は、バードケージコイルと呼ばれるもので、ＭＲＩ装置１００におけるＲＦ送信コイルとして一般的な形状の一つである。また、図２に示すように、ＲＦ受信時に被検体１０３内からの磁気共鳴信号を高感度で受信するために、ＲＦ受信コイル１１５は、被検体１０３にできる限り近い領域にセットされることが多い。
【００２５】
本実施形態のＲＦ受信コイル１１５は、図２に示すようにいくつもの導体ループ３１０がアレイ状に並べられた構造を有する。このような形状を有するＲＦ受信コイル１１５は、生体内の様々な部位からの磁気共鳴信号を高感度で受信できる。
【００２６】
各導体ループ３１０は、それぞれスイッチ回路１６２を備える。このスイッチ回路１６２は、導通制御装置１６０によりオンオフ制御され、導体ループ３１０に異なる機能をもたせる。なお、本実施形態では、スイッチ回路１６２としてダイオードが用いられる。導通制御装置１６０は、導通制御用導線１６１を介して制御信号をダイオードに送信し、ダイオードを駆動（オン状態と）する。
【００２７】
ＲＦ受信コイル１１５の構成および動作の詳細な説明に先立ち、ＲＦ送信コイル１１４と被検体１０３との間に導体ループを配置することにより、ＲＦ送信コイル１１４が生成する回転磁界Ｂ１分布の不均一を低減できることを電磁場解析シミュレーションの結果を用いて説明する。ここでは、ＲＦ送信コイル１１４として、バードケージコイル１１９を用いる。
【００２８】
はじめに、導体の存在によって、回転磁界Ｂ１分布が変化する原理について説明する。図３（ａ）および図３（ｂ）に、被検体１０３を模擬したファントム１１７に対して、バードケージコイル１１９からＲＦ信号を送信した場合の、ファントム１１７内に生成される回転磁界Ｂ１を示す。図３（ａ）は、バードケージコイル１１９及びファントム１１７の模式図、図３（ｂ）はファントム１１７内の回転磁界Ｂ１分布である。なお、図３（ｂ）内の回転磁界Ｂ１強度については、ファントム１１７内の最大Ｂ１強度が１となるように無次元化している。
【００２９】
ファントム１１７は、直方体形状で、ｘ、ｙ、ｚ軸方向の寸法はそれぞれ、３００ｍｍ、２００ｍｍ、３００ｍｍとした。これは、生体の腹部断面を想定し、単純化した形状である。また、ファントム１１７の物性値としては、導電率１．０Ｓ／ｍ、比誘電率８０とした。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したものである。
【００３０】
このファントム１１７に対して磁束を与えるコイルとして、２４ラングのバードケージコイル１１９を使用した。バードケージコイル１１９の寸法は、直径６１５ｍｍ、ｚ軸方向のラング長４００ｍｍとした。バードケージコイル１１９から送信されるＲＦ信号の周波数については、３Ｔ  ＭＲＩ装置を想定して、１２８ＭＨｚとした。
【００３１】
また、バードケージコイル１１９には２箇所に給電点１２４を設けた。バードケージコイル１１９は、各給電点１２４にサイン波形を給電することによって、以下の式（１）および（２）で表される直交する２つの磁束を生成する。
Ｂｘ＝Ａ１ｓｉｎ（ωｔ  ＋  φ１）      （１）
Ｂｙ＝Ａ２ｓｉｎ（ωｔ  ＋  φ２）      （２）
このとき、回転磁界Ｂ１は、以下の式（３）で表される。
Ｂ１＝（Ｂｘ  ＋  ｉＢｙ）／２      （３）
回転磁界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。
【００３２】
なお、シミュレーションは、バードケージコイル１１９の外側には、直径６５５ｍｍ、ｚ軸方向の寸法９００ｍｍの円筒シールド（不図示）を設置して行った。
【００３３】
図３（ｂ）に示すように、本シミュレーション結果、ファントム１１７の上下二箇所には回転磁界Ｂ１強度が小さい領域がみられ、ファントム１１７四隅には回転磁界Ｂ１強度の大きい領域がみられる。この回転磁界Ｂ１分布の不均一は、被検体１０３の腹部断面において生じる回転磁界Ｂ１分布不均一の一般的な傾向の一例を表す。
【００３４】
このように、ファントム１１７内で回転磁界Ｂ１強度は、大きくばらつき、不均一になる。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１１７内での波長が３０ｃｍ程度と短くなり、ＲＦ波長がファントム１１７の寸法と同程度となるために生じている。ＲＦ波長がファントム１１７の寸法と同程度となると、ＲＦがファントム１１７周囲から入射して、ファントム１１７内部を伝播する際に、ＲＦの位相が大きく変化する。それらのＲＦが干渉しあうことによって、回転磁界Ｂ１の不均一が生じる。
【００３５】
ここで、例えば、ＲＦが送信される領域に導体を配置すると、この領域の回転磁界Ｂ１の分布に変化が生じる。これは、導体内に磁界を打ち消す向きに電流が流れるためである。導体をファントム１１７の近傍に配置した場合の回転磁界Ｂ１の変化の様子を説明する。ここでは、一例として、図４に示すように、ファントム１１７の近傍に、導体板１１８、導体ループ１１６を配置する。
【００３６】
図５に、バードケージコイル１１９が生成する磁束線１２０の様子を示す。それぞれ、図５（ａ）は、導体板１１８および導体ループ１１６がない場合、図５（ｂ）は、導体板１１８を配置した場合、図５（ｃ）は、導体ループ１１６を配置した場合の磁束線１２０の模式図である。
【００３７】
図５（ａ）に示すように、バードケージコイル１１９は、直線磁界を生成する。図５（ｂ）に示すように、この直線磁界の磁束線１２０は、導体板１１８によって大きく曲げられる。これは、磁界中に導体板１１８を配置すると、導体板１１８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、導体板１１８の中央部では磁束密度が疎となり、導体板１１８の端部では磁束密度が密になる。従って、回転磁界Ｂ１中に導体板１１８を配置することにより、磁束密度の疎密を生成することができる。ここで、磁界を打ち消すような向きに流れる電流は、導体板の端部に多く流れることに着目すると、図５（ｃ）に示すように、導体板１１８の代わりに導体ループ１１６を直線磁界内に配置しても同様に、磁界を打ち消す向きの電流が流れ、磁束密度の疎密を生成することができる。
【００３８】
ここで、図５で示したような導体板１１８および導体ループ１１６を配置した場合のファントム１１７内の磁界の変化量について、電磁場解析シミュレーションを行った結果を示す。図６に、ファントム１１７に対して導体板１１８および導体ループ１１６を配置した際における、磁界の変化量を示す。（ａ）には、導体板１１８を配置した場合、（ｂ）には、導体ループ１１６を配置した場合をそれぞれ示す。
【００３９】
以下に、本シミュレーションの条件について示す。ここで用いるファントム１１７の形状は図３（ｂ）と同様の直方体であり、ｘ、ｙ、ｚ軸方向の寸法もそれぞれ、図３（ｂ）と同じ、３００ｍｍ、２００ｍｍ、３００ｍｍとした。また、ファントム１１７の物性値についても図３（ｂ）と同様とした。また、図６の（ａ）に示す例で配置される導体板１１８の形状は、ｘｚ面に平行な面に存在する正方形であり、ｘ、ｚ軸方向の長さは各々、１００ｍｍ、１００ｍｍとした。ファントム１１７と導体板１１８との距離は２０ｍｍとした。図６の（ｂ）に示す例で配置された導体ループ１１６の形状は、正方形状のループとし、ｘ、ｚ軸方向の長さは各々、１００ｍｍ、１００ｍｍ、ループを形成する導体の線幅は１０ｍｍとした。ファントム１１７と導体ループ１１６との距離は２０ｍｍとした。また、導体板１１８および導体ループ１１６は、銅を想定し、その物性値として、ともに導電率を５．８×１０＾７Ｓ／ｍとした。
【００４０】
このファントム１１７に対して磁束を与えるために、図３（ａ）においては、バードケージコイル１１９の２箇所に給電していたが、ここでは、１箇所のみに給電して直線磁界Ｂを生成した。これは、導体板１１８および導体ループ１１６の効果についてなるべく明瞭に確認するためである。具体的には、ｙ軸方向のみに磁界Ｂｙを作るように給電した。このため、図中に示す磁界もｙ軸方向の成分Ｂｙである。なお、図６で示すＢｙ磁界分布は、導体板１１８もしくは導体ループ１１６を配置した場合のＢｙ磁界分布の値から、それらを配置しない場合のＢｙ磁界分布の値を減算したものであり、導体板１１８もしくは導体ループ１１６を配置したことによる、Ｂｙ磁界分布の変化量を示す。
【００４１】
まず、図６の（ａ）に示す導体板１１８を配置した場合のシミュレーション結果によれば、ファントム１１７内のＢｙについて、導体板１１８の近傍でＢｙが大きく変化している様子が確認できる。本図に示すように、導体板１１８で覆われたファントム１１７の領域は、Ｂｙの値が負となる。これは、導体板１１８を配置することにより、Ｂｙ値が小さくなることを示す。一方、図６の（ａ）における導体板１１８の両端部に近い領域は、Ｂｙ値が正となる。これは、導体板１１８を配置することにより、Ｂｙ値が大きくなることを示す。
【００４２】
次に、図６の（ｂ）の導体ループ１１６を配置した場合のシミュレーション結果によれば、図６の（ａ）の場合とほぼ同様のＢｙ磁界分布を示すことがわかる。これは、導体ループ１１６であっても、磁束を打ち消す向きに電流が流れていることを示す。上記シミュレーション結果より、導体ループ１１６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。
【００４３】
なお、本シミュレーションにおいては、ｙ軸方向の磁束Ｂｙを考えているが、回転磁界Ｂ１についても、前述した数式のとおりＢｙの影響を含むため、Ｂｙの変化に応じてＢ１値も大きく変化する。
【００４４】
図６の結果より、ファントム１１７の近傍に導体板１１８または導体ループ１１６を配置することにより、ＲＦ送信コイル１１４で生成される回転磁界Ｂ１の分布を変化させることができることが確認できた。
【００４５】
次に、回転磁界Ｂ１分布の不均一を低減する導体板１１８または導体ループ１１６の配置を検討する。図７にその一例を示す。図３（ｂ）に示すように、バードケージコイル１１９による回転磁界Ｂ１の分布には、ファントム１１７の上下二箇所にその強度が小さい領域がみられ、ファントム１１７の四隅にはその強度の大きい領域がみられる。このような分布を均一化するため、図７（ａ）に示すように、回転磁界Ｂ１の強度の大きいファントム１１７の四隅の近傍に導体板１１８を配置し、回転磁界Ｂ１の強度の小さいファントム１１７の上下二箇所の近傍に、導体板１１８の端部がくるように配置する。ここでは、図７（ａ）に示すように、４枚の導体板１１８により実現する。また、同様の効果を得るため、図７（ｂ）に示すように、図７（ａ）の導体板１１８と同様の位置に４つの導体ループ１１６を配置する。
【００４６】
導体板１１８および導体ループ１１６を、それぞれ、図７（ａ）および（ｂ）のように配置した場合の、ファントム１１７内の回転磁界Ｂ１不均一低減効果を、シミュレーションにより示す。図８は、そのシミュレーション結果である。図８において（ａ）は、導体板１１８および導体ループ１１６を配置しない場合、（ｂ）は、導体板１１８を図７（ａ）のように配置した場合、（ｃ）は、導体ループ１１６を図７（ｂ）のように配置した場合の、回転磁界Ｂ１分布をそれぞれ示す。
【００４７】
このとき、ファントム１１７の形状は図３（ｂ）と同様の直方体とし、ｘ、ｙ、ｚ軸方向の寸法はそれぞれ、３００ｍｍ、２００ｍｍ、３００ｍｍとした。また、ファントム１１７の物性値についても図３（ｂ）と同様とした。図８の（ｂ）において、配置された導体板１１８は、ｘｚ面に平行な面に存在する長方形のものが２枚、ｙｚ面に平行な面に存在する長方形のものが２枚の計４枚であり、各々のサイズは、１７０ｍｍ×１５０ｍｍ、１２０ｍｍ×１５０ｍｍとした。なお、ファントム１１７と導体板１１８との距離は２０ｍｍとした。また、図８の（ｃ）では、導体ループ１１６は、図８の（ｂ）の導体板１１８と同サイズのものを、同位置に同数配置した。導体ループ１１６の線幅は１０ｍｍとした。また、導体板１１８および導体ループ１１６は、銅を想定し、その物性値として、ともに導電率を５．８×１０＾７Ｓ／ｍとした。
【００４８】
図８の（ａ）では、ファントム１１７の上下二箇所に回転磁界Ｂ１の強度が小さい領域がみられ、ファントム１１７の四隅には回転磁界Ｂ１の強度の大きい領域がみられるのに対し、図８の（ｂ）の導体板１１８を配置した例では、回転磁界Ｂ１の強度の大小の差がより小さくなり、より均一な回転磁界Ｂ１分布となっていることがわかる。図８の（ｃ）の導体ループ１１６を配置した例においても、図８の（ａ）の場合と比較して、より均一なＢ１分布を示している。
【００４９】
ここで、回転磁界Ｂ１分布の均一度を定量的に示す指標として、以下の式（４）で表される均一度指標ＵＳＤを用いる。
ＵＳＤ＝σ（Ｂ１）／ｍ（Ｂ１）      （４）
なお、ｍ（Ｂ１）、σ（Ｂ１）は、それぞれ、回転磁界Ｂ１の平均値、標準偏差である。式（４）に示すように、均一度指標ＵＳＤは、回転磁界Ｂ１の標準偏差を平均値で除した値である。従って、回転磁界Ｂ１のばらつきが小さいほど均一度指標ＵＳＤの値は小さくなるので、均一度指標ＵＳＤの値が小さいほど、回転磁界Ｂ１均一度は高いということになる。
【００５０】
シミュレーション結果から算出した、図８の各場合における均一度指標ＵＳＤの値は、各々、０．３９１、０．２７９、０．３２２であり、図８の（ａ）に示す導体板１１８および導体ループ１１６無しの場合と比べて、図８の（ｂ）および（ｃ）に示す、導体板１１８または導体ループ１１６を配置した場合の方が、回転磁界Ｂ１の均一度がより高くなることがわかる。
【００５１】
本結果より、導体板１１８および導体ループ１１６を用いることにより、ファントム１１７内の回転磁界Ｂ１分布の不均一を低減できることが確認された。すなわち、バードケージコイル１１９とファントム１１７との間の適切な位置に導体ループ１１６を配置することにより、バードケージコイル１１９が生成する回転磁界Ｂ１分布の不均一を低減できることが示された。
【００５２】
本実施形態では、この導体ループ１１６として、ＲＦ受信コイル１１５を構成する導体ループ３１０を用いる。すなわち、本実施形態では、ＲＦ受信コイル１１５を構成する導体ループ３１０に、ＲＦ受信コイル１１５が備える標準的な機能である、被検体１０３から発生する磁気共鳴信号を受信する機能（受信機能）およびＲＦ送信コイル１１４との磁気結合を防止する機能（磁気結合防止機能）と、回転磁界Ｂ１分布を制御する機能（磁場制御機能）と、の３つの機能を持たせる。以下、これらの３機能を備える導体ループ３１０を、三機能兼用導体ループ３２０と呼ぶ。
【００５３】
これを実現する本実施形態のＲＦ受信コイル１１５およびその三機能兼用導体ループ３２０の詳細を説明する。
【００５４】
図９に、本実施形態のＲＦ受信コイル１１５の構成および配置例を示す。ＲＦ送信コイル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は撮像領域のみを切り取った模式図で示す。そのＲＦ送信コイル１１４と被検体１０３との間に、ＲＦ受信コイル１１５を構成する三機能兼用導体ループ３２０が配置される。
【００５５】
なお、図９では、一例として、１６個の三機能兼用導体ループ３２０によりＲＦ受信コイル１１５が構成される場合を示す。ＲＦ受信コイル１１５を構成する三機能兼用導体ループ３２０の数はこれに限られない。複数であればよい。
【００５６】
本実施形態では、ＲＦ送信時に、これら複数の三機能兼用導体ループ３２０のうち、一部の三機能兼用導体ループ３２０を、磁場制御機能を実現する磁場制御回路として機能させ、回転磁場Ｂ１を遮蔽もしくは増強し、図７、８に示すように回転磁場Ｂ１分布を均一化する。
【００５７】
次に、三機能兼用導体ループ３２０の回路構成について説明する。説明に先立ち、従来のＲＦ受信コイル１１５を構成する一般の導体ループ２１０の回路構成を説明する。この導体ループ２１０は、受信機能と磁気結合防止機能とを実現する。受信機能は、磁気共鳴信号受信時に、磁気結合防止機能は、高周波磁場照射時に、それぞれ実現させる。図１０は、導体ループ２１０の回路例である。
【００５８】
本図に示すように、導体ループ２１０は、キャパシタ２４０とキャパシタ２４２とを配置した共振回路２１１と、ダイオード２４３とインダクタ２４１とを直列接続した回路とを備える。キャパシタ２４０には、ダイオード２４３とインダクタ２４１とを直列接続した回路が並列接続され、磁気結合防止回路２４７を構成する。ダイオード２４３の両端には、導通制御装置１６０が接続される。また、キャパシタ２４２の両端には、磁気共鳴信号受信時に、被検体１０３からの微弱な信号を増幅して受信するためのプリアンプ２４５が接続される。プリアンプ２４５は、受信器１０８に接続される。ここでは、導体ループ２１０自身が持つインダクタンスについては、省略する。また、図中、キャパシタ２４０は１つであるが、キャパシタ２４０の数量はこれに限定されない。
る。
【００５９】
受信機能を実現するため、導体ループ２１０は、磁気共鳴信号受信時に当該磁気共鳴信号の周波数で共振するよう構成される。ここでは、共振回路２１１の共振周波数が、受信対象の磁気共鳴信号の周波数となるよう、キャパシタ２４０の値が調整される。このとき、キャパシタ２４０は、導体ループ２１０（共振回路２１１）の構造によって生じるインダクタンスの値に応じて、調整される。このように調整することにより、導体ループ２１０は、被検体１０３から発生する磁気共鳴信号を検出する際、より高感度で受信することができる。
【００６０】
磁気結合防止機能を実現するため、磁気結合防止回路２４７は、インダクタ２４１とキャパシタ２４０とによる共振回路となり、その共振周波数が、送信されるＲＦ信号の周波数となるよう調整される。この調整は、インダクタ２４１の値を変化させることによりなされる。このように調整することにより、導通制御装置１６０から制御信号を送信し、ダイオード２４３をオンとして電流が流れるようにすると、高周波磁場照射時に、共振回路部分が高インピーダンスとなり、導体ループ２１０全体には電流が流れなくなる。従って、高周波磁場照射時に導通制御装置１６０から制御信号を送信すれば、磁場に影響を及ぼさないようにすることができる。
【００６１】
次に、本実施形態の三機能兼用導体ループ３２０の回路構成を説明する。上述のように、本実施形態の三機能兼用導体ループ３２０は、従来の導体ループ２１０が有する受信機能および磁気結合防止機能に加え、第三の機能として上述の磁場制御機能、すなわち、磁場を遮蔽もしくは増強する機能を実現する。なお、磁場制御機能は、高周波磁場照射時に機能させる。
【００６２】
これらの３つの機能を実現可能とする、本実施形態の三機能兼用導体ループ３２０の回路構成を図１１に示す。本図に示すように、三機能兼用導体ループ３２０は、図１０に示す導体ループ２１０と基本的に同様の構成を備える。すなわち、ダイオード１４３とインダクタ１４１とを直列接続した回路と、キャパシタ１４０とキャパシタ１４２とを接続した共振回路３２１とを備える。なお、図１１においても、図１０と同様、導体ループ２１０自身が持つインダクタンスは省略する。キャパシタ１４０には、ダイオード１４３とインダクタ１４１とを直列接続した回路が並列接続され、磁気結合防止回路１４７を構成する。また、キャパシタ１４２の両端には、磁気共鳴信号受信時に、被検体１０３からの微弱な信号を増幅して受信するためのプリアンプ１４５が接続される。プリアンプ１４５は、受信器１０８に接続される。また、ダイオード１４３の両端には、導通制御装置１６０が接続される。ダイオード１４３のオンオフは、導通制御装置１６０からの制御信号により行われる。
【００６３】
また、キャパシタ１４０の値およびインダクタ１４１の値は、導体ループ２１０の場合と同様、三機能兼用導体ループ３２０（共振回路３２１）の共振周波数が受信する磁気共鳴信号の持つ周波数となり、磁気結合防止回路１４７の共振周波数が照射される高周波磁場が持つ周波数となるよう、それぞれ調整される。
【００６４】
三機能兼用導体ループ３２０では、キャパシタ１４０には、さらに、ダイオード１４４が並列接続される。また、キャパシタ１４２にも、さらに、ダイオード１４６が並列接続される。これらのダイオード１４４、１４６の両端も、それぞれ導通制御装置１６０に接続され、導通制御装置１６０からの制御信号により、オンオフ制御される。
【００６５】
なお、各ダイオード１４３、１４４、１４６は、導通を制御するスイッチ回路の役割を果たす。以後、ダイオード１４３を第一スイッチ回路１６３（不図示）と、ダイオード１４４およびダイオード１４６を、第二スイッチ回路１６４（不図示）と、それぞれ呼ぶ。
【００６６】
なお、本図においても、三機能兼用導体ループ３２０自身が持つインダクタンスについては、省略する。また、図中、キャパシタ１４０は１つであるが、キャパシタ１４０の数量はこれに限定されない。また、本実施形態では、キャパシタ１４０毎に、ダイオード１４４を並列接続する。
【００６７】
次に、以上の回路構成を有する三機能兼用導体ループ３２０が、受信機能、磁気結合防止機能および磁場制御機能を実現可能であることを説明する。図１２は、三機能兼用導体ループ３２０の回路内を流れる電流を示す図であり、それぞれ、図１２（ａ）は、受信機能、図１２（ｂ）は、磁気結合防止機能、図１２（ｃ）は、磁場制御機能を実現する場合の図である。
【００６８】
図１２（ａ）に示すように、受信機能を実現する場合、第一スイッチ回路１６３を構成するダイオード１４３と、第二スイッチ回路１６４を構成する全てのダイオード１４４、１４６とをオフにする。これにより、被検体１０３が発する磁気共鳴信号が入ると、三機能兼用導体ループ３２０内には、図１２（ａ）に矢印で示すように、キャパシタ１４０およびキャパシタ１４２を通る経路（共振回路３２１）に電流６０１が流れる。共振回路３２１は、磁気共鳴信号の持つ周波数を共振周波数とする共振回路であるため、磁気共鳴信号を受信できる。
【００６９】
図１２（ｂ）に示すように、磁気結合防止機能を実現する場合、第一スイッチ回路１６３を構成するダイオード１４３をオンし、第二スイッチ回路１６４を構成する全てのダイオード１４４および１４６をオフにする。これにより、高周波磁場が照射され、三機能兼用導体ループ３２０に入ったとしても、磁気結合防止回路１４７部分が高インピーダンスとなり、共振回路３２１内に電流は流れない。すなわち、ＲＦ送信コイル１１４との磁気結合を防止できる。
【００７０】
図１２（ｃ）に示すように、磁場制御機能を実現する場合、第一スイッチ回路１６３を構成するダイオード１４３と、第二スイッチ回路１６４を構成する全ての第二ダイオード１４４および１４６とをオンにする。これにより、ＲＦ送信コイル１１４が照射する高周波磁場が入ると、三機能兼用導体ループ３２０内には、図１２（ｃ）に矢印で示すように、ダイオード１４４および１４６を通る経路に電流６０２が流れる。この経路で構成されるループは、その共振周波数が磁気共鳴信号（ＲＦ信号）の周波数とは異なるため、共振はしないが、磁界を打ち消す向きに電流が流れ、上記導体ループ１１６と同様の作用をもたらす。すなわち、三機能兼用導体ループ３２０の中央部では磁場を遮蔽し、三機能兼用導体ループ３２０の端部では磁場を増強する。
【００７１】
以上説明したように、図１１に示す回路構成により、導通制御装置１６０から各ダイオード１４３、１４４、１４６のオンオフを制御することにより、上記３つの機能を１の三機能兼用導体ループ３２０で実現できる。
【００７２】
ここで、図１１に示す回路構成で、上記３つの機能を実現可能なことを電子回路シミュレータによるシミュレーションで確認した結果を示す。図１３は、シミュレーションに用いる回路の等価回路４００の回路図である。
【００７３】
シミュレーションに用いる回路の構成は、図１１に示したものを基本としているが、キャパシタ１４０およびキャパシタ１４２の双方に、それぞれ、ダイオード１４３とインダクタ１４１とを直列接続した直列回路を並列接続した。また、三機能兼用導体ループ３２０自身の持つインダクタについては、本回路図右部にインダクタ４０１を設置することで再現した。また、本シミュレーションでは、各機能実現時の、電流の流れ方を検討することを目的とするため、回路図左部に示す通り、電源供給部４０２を回路（等価回路４００）内に入れた。
【００７４】
回路（等価回路４００）内のキャパシタ１４０および１４２、インダクタ１４１および４０１の値については、インダクタ４０１の値を２４０ｎＨ、両キャパシタ１４０、１４２の値を１３ｐＦ、インダクタ１４１の値を１２０ｎＨとした。インダクタ４０１の値は、１００ｍｍ四方の正方形ループが持つインダクタの値を参考にして決められたものであり、ＲＦ受信コイル１１５の１ループが持つインダクタとオーダー的に近い値である。キャパシタ１４０および１４２の値は、インダクタ４０１の値に合わせて、三機能兼用導体ループ３２０の共振回路３２１の共振周波数が１２８ＭＨｚとなるよう決定されたものである。なお、１２８ＭＨｚは、３Ｔ  ＭＲＩ装置で使用されるＲＦの周波数である。インダクタ１４１の値は、インダクタ１４１と、並列接続されたキャパシタ１４０または１４２とが共振回路となるように決定された。
【００７５】
なお、図中に示す抵抗４０３、４０４、４０６は、それぞれ、ダイオード１４３、１４４、１４６のオンオフを模擬するために配置されたものである。ダイオードをオンとする場合は、抵抗値に１Ωを、オフとする場合は、抵抗値に１ｋΩを代入してシミュレーションを行った。
【００７６】
本シミュレーションにおいては、図１３中の等価回路４００内の３点（ポイント１、２、３）における電流値に着目した。等価回路４００内を流れる電流値のシミュレーション結果を図１４に示す。各グラフは、電流値をｄＢ表記したものの周波数応答を表す。図１４（ａ）は、受信機能、図１４（ｂ）は、磁気結合防止機能、図１４（ｃ）は磁場制御機能を模擬した場合の電流値である。
【００７７】
すなわち、図１４（ａ）は、ダイオード１４３を模擬した抵抗４０３の値およびダイオード１４４および１４６をそれぞれ模擬した抵抗４０４、４０６の値をともに１ｋΩとした場合、図１４（ｂ）は、ダイオード１４３を模擬した抵抗４０３の値を１Ω、ダイオード１４４および１４６をそれぞれ模擬した抵抗４０４および４０６の値をともに１ｋΩとした場合、図１４（ｃ）は、ダイオード１４３を模擬した抵抗値、ダイオード１４４および１４６をそれぞれ模擬した抵抗４０４、４０６の値をともに１Ωとした場合の結果である。
【００７８】
各グラフにおいて、それぞれ、●印を結ぶライン１５１は、図１３の回路４００内のポイント１、×印を結ぶライン１５２は同ポイント２、▲印を結ぶライン１５３は、同ポイント３における電流値である。
【００７９】
図１４（ａ）に示すように、上述のように各抵抗値を設定した場合、ポイント１とポイント２とに同じ大きさの電流が流れ、ポイント３にはほとんど電流が流れていない。これは、図１２（ａ）に示すように三機能兼用導体ループ３２０内に電流が流れることを示している。
【００８０】
図１４（ｂ）に示すように、上述のように各抵抗値を設定した場合、周波数１２８ＭＨｚに対応する値に着目すると、ポイント２に少し電流が流れるものの、ポイント１とポイント３とにはほとんど電流が流れない。ポイント１に電流が流れていないことは、三機能兼用導体ループ３２０内にほとんど電流が流れていないことを示している。また、ポイント２のみにおいて電流が流れていることは、インダクタ１４１と、並列接続されたキャパシタ１４２とが共振回路となり、高インピーダンスとなっていることを示している。
【００８１】
図１４（ｃ）に示すように、上述のように各抵抗値を設定した場合、ポイント１とポイント３とに同じ大きさの電流が流れており、ポイント２にはほとんど電流が流れていない。これは、図１２（ｃ）に示すように、三機能兼用導体ループ３２０内でキャパシタ１４０および１４２を通らない経路を電流が流れていることを示している。
【００８２】
以上に示すシミュレーションにより、図１１に示す回路により、受信機能、磁気結合防止機能、および磁場制御機能の３つの機能を全て同一ループによって実現可能であることが確かめられた。
【００８３】
従って、複数の三機能兼用導体ループ３２０で構成されるＲＦ受信コイル１１５において、予め高周波磁場照射時に磁場制御機能を実現する三機能兼用導体ループ３２０を決定しておき、高周波磁場照射時には、これらの三機能兼用導体ループ３２０に対し磁場制御機能を実現するよう制御信号を送信し、残りの三機能兼用導体ループ３２０に対し、磁気結合防止機能を実現するよう制御信号を送信し、磁気共鳴信号受信時には、全ての三機能兼用導体ループ３２０に受信機能を実現するよう制御信号を送信することにより、磁気結合を発生させることなく、回転磁場Ｂ１の不均一を是正しつつ、磁気共鳴信号を受信することができる。
【００８４】
本実施形態の導通制御装置１６０は、シーケンサ１０４からの指示に従って、上述のように、高周波照射時に、磁場制御機能を実現するよう予め定めた三機能兼用導体ループ３２０の第二スイッチ回路１６４（ダイオード１４４および１４６）に対し、制御信号を送信し、残りの三機能兼用導体ループ３２０の第一スイッチ回路１６３（ダイオード１４３）に対し、制御信号を送信する。シーケンサ１０４は、計算機１０９からの指示に従って、本制御を行う。
【００８５】
以上説明したように、本実施形態の三機能兼用導体ループ３２０は、導通制御装置１６０から制御信号を送信することにより、磁場を遮蔽もしくは増強する導体ループとして機能する。従って、三機能兼用導体ループ３２０を複数備えるＲＦ受信コイル１１５は、予め定めた位置、例えば、図７（ｂ）および図８（ｃ）に示す位置の三機能兼用導体ループ３２０を、高周波磁場照射時に磁場制御機能を実現するよう制御すれば、ＲＦ送信コイル１１４により生成される回転磁界Ｂ１の不均一を低減できる。
【００８６】
図４から図８を用いて説明したように、被検体１０３とＲＦ送信コイル１１４との間に導体ループ１１６を配置することによって、回転磁界Ｂ１不均一を低減できる。この導体ループ１１６により、回転磁界Ｂ１の不均一の低減のために、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もない。また、ＲＦ送信コイル１１４を独立に駆動するための複数個の波形生成装置やＲＦアンプも必要ないため、コストを下げることができる。さらに、この導体ループ１１６は、原理的に、被検体１０３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の重量の部材を直接患者に載せる必要がない。
【００８７】
また、本実施形態では、上記のような効果を奏する導体ループ１１６を、ＲＦ受信コイル１１５内の導体ループ３１０と兼用とする。従って、本実施形態によれば、ＲＦ受信コイル１１５が通常有する幾何学的構造を維持しつつ、上記導体ループ１１６による効果を損なうことなく回転磁界Ｂ１の不均一を低減することができる。よって、上記効果に加え、さらに、患者にとっては従来通りの装着感を維持し、ＭＲＩ技師にとってはＲＦ受信コイルのセッティングの手間が全く変わらない、といったメリットを持つ。
【００８８】
従って、本実施形態によれば、パルスシーケンスの制限を受けることなく、低コストで、患者や技術者への特別な負担無しに、高い品質の画像を得ることができる。
【００８９】
なお、本実施形態では、ＲＦ受信コイル１１５として、図２に示すように、腹部領域に配置されるトルソコイルを例に挙げて説明しているが、本実施形態を適用可能なＲＦ受信コイル１１５はこれに限られない。例えば、頭部撮像用のヘッドコイル、脊髄撮像用のＣＴＬコイル、乳房用のコイル等であってもよい。
【００９０】
ここで、導体ループ１１６のサイズと、磁場の遮蔽もしくは増強効果との関係について、電磁場解析シミュレーションを行った結果を示す。図１５に、導体ループ１１６のサイズを変化させた際の、ファントム内の磁場分布の変化のシミュレーション結果を示す。
【００９１】
ここで、導体ループ１１６の形状は全て正方形とし、その一辺の長さを、図１５の（ａ）では５０ｍｍ、図１５の（ｂ）では１００ｍｍ、図１５の（ｃ）では１５０ｍｍ、図１５の（ｄ）では２００ｍｍとした。なお、導体ループ１１６の線幅は全て１０ｍｍとした。用いたファントム１１７の形状、寸法、物性については、図６に示す例の場合と同様とした。
【００９２】
図１５の（ａ）から（ｄ）に示すように、導体ループ１１６のサイズが大きくなるにつれて、磁場を遮蔽する領域が広くなることがわかる。また、サイズが大きくなるほど、導体ループ１１６の端部における磁場の増強作用も大きくなることがわかる。
【００９３】
ＲＦ受信コイル１１５として例示した上述の各コイルは、形状も様々であり、また、各コイルを構成する導体ループ３１０のサイズも様々である。しかし、各コイルを構成する導体ループのサイズは、おおよそ５０ｍｍから２００ｍｍの範囲に入ると考えられる。従って、図１５の結果を考慮すると、ここで例示したいずれのタイプのコイルによるＲＦ受信コイル１１５であっても、ＲＦ受信コイル１１５内の各ループを、本実施形態の三機能兼用導体ループ３２０として機能させることできる。
【００９４】
なお、三機能兼用導体ループ３２０のサイズと、磁場の遮蔽もしくは増強効果との関係は、ＲＦ送信コイル１１４から送信される高周波磁場の周波数に依存する。すなわち、三機能兼用導体ループ３２０のサイズが受信する高周波磁場の波長に比べて十分大きい場合、三機能兼用導体ループ３２０の近傍における高周波磁場の遮蔽効果は低減する。これは、三機能兼用導体ループ３２０のサイズが、受信する高周波磁場の波長に比べて十分大きい場合、透過する高周波磁場が発生するためである。従って、高周波磁場の波長がより短くなる場合、すなわち、高周波磁場の周波数がより高くなる場合には、高周波磁場の波長に合わせて三機能兼用導体ループ３２０のサイズを小さくする工夫、もしくは，高周波磁場が透過する影響を考慮して三機能兼用導体ループ３２０の配置の工夫をすることが有効である。
【００９５】
また、上記実施形態では、導通制御装置１６０からオンオフ制御を行うスイッチ回路としてダイオードを使用している。しかし、スイッチ回路はこれに限られない。例えば、手動でオンオフを切り替え可能なスイッチであってもよい。この場合、被検体１０３に三機能兼用導体ループ３２０を備えるＲＦ受信コイル１１５をセットする際、ＭＲＩ技師が各三機能兼用導体ループ３２０のスイッチを必要に応じてオンオフする。また、ＭＥＭＳ（マイクロエレクトロメカニカルシステム）といった、電気的にスイッチのオンオフが可能なスイッチを用いてもよい。
【００９６】
また、ダイオード１４３、１４４、１４６の代わりに可変抵抗を用いても良い。この場合、導通制御装置１６０からの制御信号により抵抗値を変化させ、上記ダイオード１４３、１４４，１４６と同じ働きをさせる。すなわち、ダイオード１４３、１４４、１４６の代わりに用いるこれらの可変抵抗の抵抗値を大きく（例えば、１ｋΩ）設定しておき、オンするタイミングで、小さく（例えば、１Ω）する。
【００９７】
＜＜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。第一の実施形態では、ＲＦ受信コイル１１５を構成する三機能兼用導体ループ３２０が備える全キャパシタ１４０にダイオード１４４を並列接続している。本実施形態では、一部のキャパシタ１４０にのみダイオード１４４を並列接続する。本実施形態のＭＲＩ装置１００の構成は、第一の実施形態と基本的に同様である。以下、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて、本実施形態を説明する。
【００９８】
図１６に、本実施形態の三機能兼用導体ループ３３０および３４０の回路構成の一例を示す。ここでは、キャパシタ１４０として３つのキャパシタ１４０ａ、１４０ｂ、１４０ｃを備える場合を例示する。本実施形態においても、キャパシタ１４０の数はこれに限られない。これらのキャパシタ１４０は、キャパシタ１４２とともに、それぞれ共振回路３３１および３４１をそれぞれ構成する。各キャパシタ１４０、１４２は、全てのダイオードがオフの場合、各共振回路３３１および３４１の共振周波数が受信する磁気共鳴信号の周波数となるよう調整される。
【００９９】
図１６（ａ）に示す三機能兼用導体ループ３３０の例では、キャパシタ１４０ａには、第一の実施形態同様、磁気結合防止回路１４７が並列接続されるとともに、ダイオード１４４が並列接続される。また、キャパシタ１４０ｂには、ダイオード１４４が並列接続される。一方、キャパシタ１４０ｃには、ダイオード１４４は接続されない。なお、キャパシタ１４２には、第一の実施形態同様、ダイオード１４６およびプリアンプ１４５が並列接続される。また、ここでは図示していないが、各ダイオード１４３、１４４、１４６には、導通制御装置１６０が接続され、オンオフ制御される。第一の実施形態と同様に、ダイオード１４３は第一スイッチ回路１６３を構成し、ダイオード１４４および１４６はそれぞれ第二スイッチ回路１６４を構成する。
【０１００】
図１６（ｂ）に示す三機能兼用導体ループ３４０の例では、キャパシタ１４０ｂおよびキャパシタ１４０ｃには、ダイオード１４４が並列接続される。一方、キャパシタ１４０ａには磁気結合防止回路１４７のみが並列接続される。キャパシタ１４２は上記図１６（ａ）の例と同様である。また、図１６（ａ）の例と同様に、各ダイオード１４３、１４４、１４６には、導通制御装置１６０が接続され、オンオフ制御される。すなわち、ダイオード１４３は第一スイッチ回路１６３を構成し、ダイオード１４４および１４６はそれぞれ第二スイッチ回路１６４を構成する。
【０１０１】
図１６（ａ）、図１６（ｂ）いずれの例であっても、第一の実施形態同様、第一スイッチ回路１６３がオンになり、全ての第二スイッチ回路１６４がオンになる場合、ＲＦ送信コイル１１４が照射する高周波磁場が入ると、三機能兼用導体ループ３３０または３４０内には、ダイオード１４４および１４６を通る経路に電流が流れる。そして、この経路で構成されるループの共振周波数は、その構成が異なるため、共振回路３３１、３４１の共振周波数とは異なる。従って、磁気共鳴信号（ＲＦ信号）の周波数とは異なり、第一の実施形態の三機能兼用導体ループ３２０と同様の動作を行う。
【０１０２】
以下、４つのキャパシタ１４０を備える三機能兼用導体ループ３９０を用い、ダイオード１４４を並列接続するキャパシタ１４０の数を変えた場合の、ファントム１１７内の磁場分布の変化のシミュレーション結果を図１７に示す。
【０１０３】
それぞれ、図１７の（ａ）は、全てのキャパシタ１４０にダイオード１４４を並列接続した場合、図１７の（ｂ）は、３つのキャパシタ１４０にダイオード１４４を並列接続した場合、図１７の（ｃ）は、２つのキャパシタ１４０にダイオード１４４を並列接続した場合、図１７の（ｄ）は、１つのキャパシタ１４０にダイオード１４４を接続した場合、図１７の（ｅ）は、全てのキャパシタ１４０にダイオード１４４を接続しなかった場合の結果である。
【０１０４】
なお、用いた三機能兼用導体ループ３９０の形状は正方形状であり、各辺の長さは１００ｍｍとした。また、三機能兼用導体ループ３９０の線幅は全て１０ｍｍとした。
【０１０５】
図１７の（ａ）に示すように、全てのキャパシタ１４０にダイオード１４４を接続した場合は、図１５の（ｂ）の結果と同様であり、三機能兼用導体ループ３９０により、当該三機能兼用導体ループ３９０近傍は磁場が遮蔽され、三機能兼用導体ループ３９０の端部あたりでは磁場が増強される。図１７の（ｂ）に示すように、３つのキャパシタ１４０にダイオード１４４を並列接続した場合も、図１７の（ａ）に示す場合とほぼ同様の傾向を示している。
【０１０６】
また、図１７の（ｃ）、（ｄ）、（ｅ）に示すように、ダイオード１４４の数が減少するにつれ、磁場分布の変化が異なる。すなわち、ダイオード１４４の数が減少するにつれ、三機能兼用導体ループ３９０中央部近傍および三機能兼用導体ループ３９０の端部近傍では磁場が増強され、三機能兼用導体ループ３９０の銅線に近い領域では磁場が遮蔽される。これは、ダイオード１４４の数が減少するにつれ、三機能兼用導体ループ３９０内のキャパシタ１４０の値が小さくなり、共振周波数に近づいていき、三機能兼用導体ループ３９０内の電流の流れ方が変化するためである。
【０１０７】
本シミュレーションにより、本ケースでは、ダイオード１４４の数を３つまで減らしたとしても、第一の実施形態の場合と同様の効果が得られることが示された。
【０１０８】
以上説明したように、本実施形態によれば、第一の実施形態同様、ＲＦ受信コイル１１５により、ＲＦ送信コイル１１４により生成される回転磁界Ｂ１の不均一を低減できる。従って、第一の実施形態同様、パルスシーケンスの制限を受けることなく、低コストで、患者やＭＲＩ技術者への特別な負担無しに、高品質の画像を得ることができる。
【０１０９】
実際に用いられるＲＦ受信コイル１１５を構成する導体ループには、２〜６個程度のキャパシタ１４０が配置されることが多い。従って、本実施形態によれば、これらのキャパシタ１４０全てにダイオードを接続する第一の実施形態に比べ、さらに、ダイオードの数を減らすことができる。これにより、ダイオードに電流を供給するための配線もその分減らすことができるとともに、操作性も高まる。従って、さらに、低コストで容易に高品質の画像を得ることができる。
【０１１０】
なお、プリアンプ１４５が接続される、受信ポートに挟まれたキャパシタ１４２については、ダイオード１４４を必ず並列接続することが望ましい。これは、磁場を遮蔽する際に流れる電流は、プリアンプ１４５の許容範囲を超える可能性があり、このような電流が、直接プリアンプ１４５に流れるのを防ぐためである。ただし、ＲＦ受信コイル１１５の構造上、この部分にダイオード１４４を配置することが困難な場合は、プリアンプ１４５を保護するための回路の工夫を行うことによって、ダイオード１４４を配置しないよう構成することも可能である。
【０１１１】
また、本実施形態も、第一の実施形態同様、スイッチ回路として他の構成を用いてもよい。また、第一の実施形態同様、多種多様のＲＦ受信コイル１１５に適用できる。
【０１１２】
＜＜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。上記各実施形態では、ＲＦ受信コイル１１５を構成する複数の導体ループ３１０を全て三機能兼用導体ループ３２０とし、必要に応じて導通制御装置１６０からの制御信号により切り替えて使用している。本実施形態では、ＲＦ受信コイルを、受信機能と磁気結合防止機能とを兼用する導体ループと受信機能と磁場制御機能とを兼用する導体ループとにより構成する。
【０１１３】
本実施形態のＭＲＩ装置１００の構成は基本的に第一の実施形態と同様である。ただし、ＲＦ受信コイル１１５の代わりに、本実施形態のＲＦ受信コイル１１５ａを備える。以下、本実施形態について、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて、説明する。
【０１１４】
図１８に、本実施形態のＲＦ受信コイル１１５ａの構成および配置例を示す。本実施形態においても、第一の実施形態同様、ＲＦ送信コイル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は撮像領域のみを切り取った模式図で示す。そのＲＦ送信コイル１１４と被検体１０３との間に、ＲＦ受信コイル１１５ａを構成する導体ループが配置される。
【０１１５】
本図に示すように、本実施形態のＲＦ受信コイル１１５ａは、受信機能と磁気結合防止機能とを実現する第一の二機能兼用導体ループ３５０と、受信機能と磁場制御機能とを実現する第二の二機能兼用導体ループ３６０とを備える。
【０１１６】
ここでは、一例として、本実施形態のＲＦ受信コイル１１５ａは、図３に示す回転磁場Ｂ１分布内で核磁気共鳴信号を受信するものとし、この回転磁場Ｂ１分布の不均一を低減するため、第二の二機能兼用導体ループ３６０を、図７（ｂ）に示す位置に配置する。
【０１１７】
第一の二機能兼用導体ループ３５０の回路構成は、図１０に示す導体ループ２１０のものと同様であるため、ここでは、説明しない。本実施形態においても、ダイオード２４３へは、導通制御装置１６０から制御信号が送信される。
【０１１８】
第二の二機能兼用導体ループ３６０の回路構成を図１９（ａ）に示す。本図に示すように、第二の二機能兼用導体ループ３６０は、キャパシタ１４０とキャパシタ１４２とを配置した共振回路３６１を備え、キャパシタ１４０には、ダイオード１４４が並列接続され、キャパシタ１４２には、ダイオード１４６が並列接続される。各ダイオード１４４、１４６には導通制御装置１６０（不図示）が接続され、オンオフ制御される。すなわち、各ダイオード１４４、１４６は、第二スイッチ回路１６４を構成する。また、キャパシタ１４２には、プリアンプ１４５がさらに並列接続される。
【０１１９】
キャパシタ１４０およびキャパシタ１４２は、共振回路３６１の共振周波数が受信する磁気共鳴信号が有する周波数となるよう調整される。
【０１２０】
本実施形態の第二の二機能兼用導体ループ３６０は、上記回路構成を有するため、通常は、磁気共鳴信号の周波数で共振し、磁気共鳴信号を受信する。一方、導通制御装置１６０により、第二スイッチ回路１６４がオンされると、磁気共鳴信号とは共振しないが、上記導体ループ１１６として作用し、ＲＦ送信コイル１１４が生成する回転磁場Ｂ１を遮蔽または増強する。
【０１２１】
本実施形態においても、キャパシタ１４０の数は限定されない。また、全てのキャパシタ１４０にダイオード１４４が並列接続されていなくてもよい。
【０１２２】
以上説明したように、本実施形態のＲＦ受信コイルによれば、第一の実施形態同様、磁気共鳴信号を受信でき、かつ、高周波磁場送信時には、磁気結合を防止するとともに、効果的に回転磁界Ｂ１の不均一を低減できる。従って、第一の実施形態同様の効果を得ることができる。
【０１２３】
また、第一の二機能兼用導体ループ３５０は、磁場制御機能を実現するための第二のスイッチ回路１６４を構成するダイオード１４４、１４６を備えない。そして、第二の二機能兼用導体ループ３６０は、磁気結合を防止するための第一のスイッチ回路を構成するダイオード１４３を備えない。従って、各導体ループにおいて、これらのダイオードを制御するために電流を流す配線が不要となる。従って、第一の実施形態に比べ、簡易な構成で、同様の効果を実現できる。
【０１２４】
ＲＦ受信コイルを構成する各導体ループの、高周波磁場送信時の機能が予め定められているため、導体ループ毎にいずれの機能を実現するか制御する必要がない。従って、回転磁場Ｂ１の分布が予めわかり、高周波磁場送信時に磁場を遮蔽もしくは増強したい箇所が特定できる場合は、本実施形態のＲＦ受信コイルを用いることにより簡易に回転磁界Ｂ１の不均一を低減できる。
【０１２５】
なお、本実施形態の第二の二機能兼用導体ループ３６０の回路構成は、図１９（ａ）に示すものに限られない。他の例（第二の二機能兼用導体ループ３６０ａ）を図１９（ｂ）に示す。
【０１２６】
本図に示すように、第二の二機能兼用導体ループ３６０ａは、キャパシタ１４０とキャパシタ１４２とを配置した共振回路３６１ａを備える。キャパシタ１４０には、クロスダイオード１４８が並列接続され、キャパシタ１４２には、クロスダイオード１４９が並列接続される。また、キャパシタ１４２には、プリアンプ１４５がさらに並列接続される。
【０１２７】
切り替え制御のため、ダイオード１４４、１４６の代わりにクロスダイオード１４８、１４９を用いることにより、ダイオードを制御するための電流が不要となる。従って、導通制御装置１６０からの配線が不要となり、より簡易な構成で上記効果を実現できる。
【０１２８】
なお、第二の二機能兼用導体ループ３６０ａにおいても、キャパシタ１４０およびキャパシタ１４２は、共振回路３６１ａの共振周波数が受信する磁気共鳴信号が有する周波数となるよう調整される。
【０１２９】
＜＜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。本実施形態のＭＲＩ装置は、第一または第二の実施形態のＲＦ受信コイル１１５において、各三機能兼用導体ループ３２０、３３０または３４０（以下、三機能兼用導体ループ３２０で代表する。）を、高周波磁場照射時に磁気結合防止機能および磁場制御機能のいずれの機能で用いるか決定する機能を備える。
【０１３０】
本実施形態のＭＲＩ装置の機能は、基本的に第一の実施形態と同様である。また、本実施形態のＲＦ受信コイル１１５の回路構成も、基本的に上記第一または第二の実施形態と同様である。以下、第一または第二の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。
【０１３１】
図２０（ａ）に、本実施形態のＭＲＩ装置１００が備える計算機１０９ａの、本実施形態に関連する構成の機能ブロック図を示す。本図に示すように、上記機能を実現するため、本実施形態のＭＲＩ装置１００が備える計算機１０９ａは、ＲＦ送信コイル１１４が生成する回転磁場Ｂ１分布データを取得する回転磁場分布取得部５１０と、取得した回転磁場Ｂ１分布データに基づいてＲＦ受信コイル１１５を構成する複数の三機能兼用導体ループ３２０のそれぞれについて、いずれの機能を実現するか決定する、機能決定部５２０と、を備える。シーケンサ１０４は、機能決定部５２０が決定した機能を実現するよう導通制御装置１６０に制御信号を出力させる。
【０１３２】
回転磁場分布取得部５１０は、被検体１０３に対し、予め定められた回転磁場分布取得用の撮像（磁場分布取得撮像）を実行し、回転磁場Ｂ１分布を取得する。磁場分布取得撮像には、例えば、Ｄｏｕｂｌｅ  Ａｎｇｌｅ  Ｍｅｔｈｏｄといった撮像手法を用いる。当該撮像用に予め保持する撮像シーケンスに従って、シーケンサ１０４から各部に指示を出し、取得した磁気共鳴信号を再構成し、回転磁場Ｂ１分布を取得する。
【０１３３】
機能決定部５２０は、取得した回転磁場Ｂ１分布から、被検体１０３の体表近傍領域の回転磁場Ｂ１であって、ＲＦ受信コイル１１５を構成する各三機能兼用導体ループ３２０について、当該三機能兼用導体ループ３２０の配置位置に対応する領域の回転磁場Ｂ１を抽出し、所定以上の強度であれば、高周波磁場照射時に磁場制御機能を実現するものと決定する。所定の強度より小さい領域に対応する三機能兼用導体ループ３２０は、高周波磁場照射時は、磁気結合防止機能を実現するものと決定する。
【０１３４】
決定結果は、各三機能兼用導体ループ３２０に対応づけて、機能データベース（機能ＤＢ）５３０として保持する。
【０１３５】
これらは、計算機１０９ａが備える記憶装置または記憶媒体１１１に予め格納されるプログラムを、ＣＰＵがメモリにロードして実行することにより実現する。機能ＤＢ５３０は、計算機１０９ａが備える記憶装置または記憶媒体１１１に保持される。
【０１３６】
第一の実施形態で説明したように、三機能兼用導体ループ３２０は、磁場制御機能を実現するよう制御されると、高周波磁場照射時に近傍の磁束密度を疎にするため、回転磁場Ｂ１の均一度を高めることができる。
【０１３７】
シーケンサ１０４は、機能ＤＢ５３０を参照し、高周波磁場照射時に、各三機能兼用導体ループ３２０に対し、導通制御装置１６０から制御信号を送信させる。すなわち、機能ＤＢ５３０に、磁場制御機能を実現するとの情報が格納される三機能兼用導体ループ３２０に対しては、高周波磁場照射時に、第二スイッチ回路１６４に制御信号を送信し、この第二スイッチ回路１６４を構成するダイオード１４４および１４６をオンする。また、磁気結合防止機能を実現するとの情報が格納される三機能兼用導体ループ３２０に対しては、高周波磁場照射時に、第一スイッチ回路１６３に制御信号を送信し、この第一スイッチ回路１６３を構成するダイオード１４３をオンする。
【０１３８】
次に、本実施形態の撮影全体の撮影処理の流れを説明する。図２１（ａ）は、本実施形態の撮影処理の処理フローである。撮影処理は、ユーザからの指示等により開始する。また、機能ＤＢ５３０には、初期値として、全ての三機能兼用導体ループ３２０の機能を、高周波磁場照射時に、磁気結合防止機能を実現するものとした情報が保持されるものとする。
【０１３９】
ユーザからの開始の指示を受け付けると、回転磁場分布取得部５１０が、予め定められた撮像シーケンスに従って磁場分布取得撮像を行い、回転磁場Ｂ１分布を取得する（ステップＳ１００１）。磁場分布取得撮影時は、機能ＤＢ５３０に保持される情報に従って、各三機能兼用導体ループ３２０は、機能するよう制御される。
【０１４０】
次に、機能決定部５２０は、取得した回転磁場Ｂ１分布の均一度を評価する（ステップＳ１００２）。評価は、例えば、前述の均一度指標ＵＳＤを用いて行う。
【０１４１】
評価の結果、ＵＳＤが、所定の値以下で十分均一であると判別された場合、機能ＤＢ５３０は、変更せず、計算機１０９ａは、撮像を行い（ステップＳ１００３）、処理を終了する。撮像時は、シーケンサ１０４は、導通制御装置１６０に、機能ＤＢ５３０を参照し、指示を出す。導通制御装置１６０は、シーケンサ１０４からの指示に従って、各三機能兼用導体ループ３２０に制御信号を出力する。
【０１４２】
一方、ステップＳ１００２で均一度が不十分と判別された場合は、機能決定部５２０は、機能決定処理を行い、各三機能兼用導体ループ３２０の、高周波磁場照射時の機能を決定し、機能ＤＢを更新する（ステップＳ１００４）。そして、ステップＳ１００３へ移行する。
【０１４３】
ここで、上記ステップＳ１００４の機能決定処理の詳細について説明する。図２２は、本実施形態の機能決定部５２０による機能決定処理の処理フローである。ここでは、三機能兼用導体ループ３２０はｎ個（ｎは自然数）とし、それぞれ、１から順に昇順に識別番号が付与され、識別番号ｍが付与された三機能兼用導体ループ３２０を、ｍ番目の三機能兼用導体ループ３２０と呼ぶ。
【０１４４】
まず、機能決定部５２０は、カウンタｃに１を設定し（ステップＳ１１０１）、ｃ番目の三機能兼用導体ループ３２０について、当該三機能兼用導体ループ３２０が配置される領域に該当する領域の回転磁場Ｂ１強度を抽出する（ステップＳ１１０２）。そして、抽出した強度を予め定めた閾値と比較する（ステップＳ１１０３）。強度が閾値以上であれば、ｃ番目の三機能兼用導体ループ３２０を、高周波磁場照射時に磁場制御機能を実現するものと決定し、機能ＤＢを更新する（ステップＳ１１０４）。
【０１４５】
全ての三機能兼用導体ループ３２０について処理を終えたか判別し（ステップＳ１１０５）、終えていれば処理を終了する。一方、終えていなければ、カウンタｃを１インクリメントし（ステップＳ１１０６）、ステップＳ１１０２に移行する。
【０１４６】
一方、ステップＳ１１０３において、強度が閾値より小さい場合、機能決定部５２０は、ｃ番目の三機能兼用導体ループ３２０を、高周波磁場照射時に、磁気結合防止機能を実現するものと決定し、機能ＤＢはそのままとし、ステップＳ１１０５へ移行する。
【０１４７】
以上説明したように、本実施形態によれば、ＲＦ受信コイル１１５を構成する三機能兼用導体ループ３２０を制御することにより、高周波磁場照射時の回転磁場Ｂ１分布の不均一を是正することができる。
【０１４８】
従って、本実施形態によれば、第一および第二の実施形態同様、パルスシーケンスの制限を受けることなく、低コストで患者や技術者への特別な負担無しに、高い品質の画像を得ることができる。
【０１４９】
また、本実施形態によれば、回転磁場Ｂ１分布に応じて、また、各三機能兼用導体ループ３２０の配置に応じて、磁場分布の不均一を是正するために用いる三機能兼用導体ループ３２０を決定する。従って、被検体１０３の形状や物性値に応じて異なる回転磁場Ｂ１分布に応じて、また、ＲＦ受信コイル１１５の構成に応じて、最適な制御を実現できる。従って、簡易な構成で、より高品質の画像を得ることができる。
【０１５０】
なお、上記実施形態では、実際に被検体１０３に対し、撮像シーケンスを実行し、取得した磁気共鳴信号から、回転磁場Ｂ１分布を取得しているが、回転磁場Ｂ１分布の取得はこれに限られない。例えば、過去に取得した回転磁場Ｂ１分布をデータベース化して保持し、その中から、撮像条件に最も近いものを選択し、それを用いて、各三機能兼用導体ループ３２０の機能を決定してもよい。
【０１５１】
さらに、回転磁場Ｂ１分布は、数値シミュレーションにより算出したものを用いてもよい。
【０１５２】
また、上記実施形態では、回転磁場Ｂ１分布から、閾値を用いて機能決定部５２０が各三機能兼用導体ループ３２０の機能を決定しているが、機能決定の手法はこれに限られない。取得した回転磁場Ｂ１分布に基づいて、操作者が各三機能兼用導体ループ３２０の機能を決定するよう構成してもよい。
【０１５３】
操作者が決定するよう構成することにより、より適切に各導体ループの機能を決定することができ、より高い品質の画像を得ることができる。
【０１５４】
また、上記機能決定処理により各導体ループの機能決定後、さらに、再評価し、調整を行い、最適化するよう構成してもよい。この場合の処理の流れを図２１（ｂ）に示す。
【０１５５】
計算機１０９ａは、図２１（ａ）と同様に、ステップＳ１００１〜Ｓ１００４の処理を実行する。ただし、ステップＳ１００４において、各三機能兼用導体ループ３２０の機能を決定し、機能ＤＢ５３０を更新後、再度、ステップＳ１００１へ戻り、再度回転磁場Ｂ１分布を取得する。
【０１５６】
さらに、本実施形態に、「ＲＦシミング」手法を組合せて使用するよう構成してもよい。なお、ＲＦシミングとは、ＲＦ送信コイル１１４に与えるＲＦパルスの位相と振幅とを制御して、回転磁界Ｂ１不均一を低減させる手法である。この場合、複数の高周波磁場発生器１０６と、マルチチャンネルのＲＦ送信コイル１１４とを備える。マルチチャンネルのＲＦ送信コイル１１４は、複数の給電点を備え、複数の高周波磁場発生器１０６により生成された、位相および／または振幅が異なる複数のＲＦ信号をそれぞれの給電点に対し送信することにより実現される。例えば、図３に示すように２箇所の給電点１２４を備える１つのバードケージコイル１１９であってもよいし、それぞれに給電点を備える複数のループから構成されるコイルであってもよい。
【０１５７】
この場合、計算機１０９ｂは、図２０（ｂ）に示すように、シミング処理部５４０をさらに備える。シミング処理部５４０は、回転磁界Ｂ１分布を得、その分布の不均一を低減するようＲＦ送信コイル１１４の各チャンネルに与えるＲＦ波形の振幅と位相とを決定する振幅・位相決定処理を行う。「ＲＦシミング」の手法と組み合わせる場合の処理の流れを図２３に示す。計算機１０９ｂの各構成は、計算機１０９ｂが備える記憶装置に予め格納されるプログラムを、ＣＰＵがメモリにロードして実行することにより実現する。機能ＤＢ５３０は、計算機１０９ｂが備える記憶装置に保持される。
【０１５８】
計算機１０９ｂは、図２１（ａ）と同様に、ステップＳ１００１〜１００４の処理を実行する。ステップＳ１００４において、各三機能兼用導体ループ３２０の機能を決定し、機能ＤＢ５３０を更新後、シミング処理部５４０は、各三機能兼用導体ループ３２０によって不均一が低減された回転磁場Ｂ１の分布に対し、振幅・位相決定処理を行い（ステップＳ１００５）、ステップＳ１００３へ移行する。
【０１５９】
このように構成することにより、さらに、回転磁場Ｂ１分布の不均一を低減することができる。
【０１６０】
なお、本実施形態と組合せる「ＲＦシミング」の手順は上述のものに限られない。例えば、シミング処理部５４０による振幅・位相決定処理と各三機能兼用導体ループ３２０の機能の決定とを同時に行う、シミング処理部５４０による振幅・位相決定処理を先に行い、必要に応じて各三機能兼用導体ループ３２０の機能の決定する、等変更が可能である。
【０１６１】
上記各実施形態によれば、従来よりも小さな装置コストで磁気共鳴撮像装置の回転磁界強度の不均一を低減し、患者への負担もなく、画像ムラのない安定した撮像が可能となる。従って、上記各実施形態のＲＦ受信コイルは、医用をはじめとする各種の撮像分野に適用可能である。
【符号の説明】
【０１６２】
１００：ＭＲＩ装置、１００ａ：ＭＲＩ装置、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：高周波磁場発生器、１０７：テーブル、１０８：受信器、１０９：計算機、１０９ａ：計算機、１０９ｂ：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送信コイル、１１５：ＲＦ受信コイル、１１５ａ：ＲＦ受信コイル、１１６：導体ループ、１１７：ファントム、１１８：導体板、１１９：バードケージコイル、１２０：磁束線、１２４：給電点、１４０：キャパシタ、１４０ａ：キャパシタ、１４０ｂ：キャパシタ、１４０ｃ：キャパシタ、１４１：インダクタ、１４２：キャパシタ、１４３：ダイオード、１４４：ダイオード、１４５：プリアンプ、１４６：ダイオード、１４７：磁気結合防止回路、１４８：クロスダイオード、１４９：クロスダイオード、１５１：ポイント１における電流値、１５２：ポイント２における電流値、１５３：ポイント３における電流値、１６０：導通制御装置、１６１：導通制御用導線、１６２：スイッチ回路、１６３：第一スイッチ回路、１６４：第二スイッチ回路、２１０：導体ループ、２１１：共振回路、２４０：キャパシタ、２４１：インダクタ、２４２：キャパシタ、２４３：ダイオード、２４５：プリアンプ、２４７：磁気結合防止回路、３１０：導体ループ、３２０：三機能兼用導体ループ、３２１：共振回路、３３０：三機能兼用導体ループ、３３１：共振回路、３４０：三機能兼用導体ループ、３４１：共振回路、３５０：第一の二機能兼用導体ループ、３６０：第二の二機能兼用導体ループ、３６０ａ：第二の二機能兼用導体ループ、３６１：共振回路、３６１ａ：共振回路、３９０：三機能兼用導体ループ、４００：回路、４０１：インダクタ、４０２：電源供給部、４０２：電源供給部、４０３：抵抗、４０４：抵抗、４０６：抵抗、５１０：回転磁場分布取得部、５２０：機能決定部、５３０：機能ＤＢ、５４０：シミング処理部、６０１：電流、６０２：電流
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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