(57)【要約】【課題】  被検体のサイズにかかわらず高画質なＭＲＩ画像を取得する。【解決手段】  夫々が可撓性を有する所定長の導体を湾曲させたループコイル部を有し、被検体からの磁気共鳴信号を受信するように調整された複数のサブコイルが所定の間隔で配置されたコイルユニットと、少なくとも一方向に伸縮するシート状の材料からなり前記コイルユニットを収容するコイル筐体と、を備え、各前記サブコイルの少なくとも一か所が前記コイル筐体に夫々固定され、各前記サブコイルの中心間距離が前記コイル筐体の伸縮に伴って変化するアレイコイルを提供する。【選択図】図６
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
夫々が可撓性を有する所定長の導体を湾曲させたループコイル部を有し、被検体からの磁気共鳴信号を受信するように調整された複数のサブコイルが所定の間隔で配置されたコイルユニットと、
少なくとも一方向に伸縮するシート状の材料からなり前記コイルユニットを収容するコイル筐体と、を備え、
各前記サブコイルの少なくとも一か所が前記コイル筐体に夫々固定され、各前記サブコイルの中心間距離が前記コイル筐体の伸縮に伴って変化するアレイコイル。
【請求項２】
前記サブコイルが低インピーダンス処理回路及び磁気結合調整部をさらに備え、
前記ループコイル部が、前記インダクタ成分に直列に挿入され前記ループコイル部を並列共振回路として機能させる並列キャパシタを有し、
前記並列キャパシタの一方の端子が前記低インピーダンス回路の一方の端子と直接接続され、前記並列キャパシタの他方の端子が前記低インピーダンス回路の他方の端子と前記磁気結合調整部を介して接続され、
前記並列キャパシタの容量を、前記筐体が被検体の生体構造に沿って配置される場合において、前記並列共振回路の共振周波数におけるインピーダンスが、前記低インピーダンス信号処理回路からの出力信号が伝送される伝送ケーブルの特性インピーダンスと同等又はそれ以下の容量となるように定める、請求項１記載のアレイコイル。
【請求項３】
前記コイル筐体が、
互いに略平行に配置される第１の筐体面及び第２の筐体面と、
前記第１の筐体面と前記第２の筐体面との間に、前記第１の筐体面及び前記第２の筐体面に略平行に配置される衝突防止面と、を備え、
前記コイルユニットの前記サブコイルが、前記コイル筐体の伸縮方向に対して、前記第１筐体面と前記衝突防止面との間に形成される第１空間と、前記第２空間と前記衝突防止面との間に形成される第２空間とに交互に配置される請求項１又は請求項２記載のアレイコイル。
【請求項４】
前記コイル筐体が予め定めた一の方向に伸縮する請求項１乃至請求項３の何れか１項記載のアレイコイル。
【請求項５】
前記コイル筐体が、一方向に伸縮する少なくとも２つの部分筐体を、互いに伸縮方向を異ならせて接続させて構成され、
前記コイル筐体全体として少なくとも２つの方向に伸縮する請求項１乃至請求項３の何れか１項記載のアレイコイル。
【請求項６】
前記サブコイルが、前記コイル筐体面に接触すると共に前記ループコイル部の一部を支持する柱部を備え、
前記サブコイルのループコイル部は、その一部が前記コイル筐体面に直接固定されると共に他の一部が前記柱部を介して前記コイル筐体面に支持されることにより、前記ループコイル部の一部が前記コイル筐体面に対して傾斜した部分を有するように配置される請求項１乃至請求項５の何れか１項記載のアレイコイル。
【請求項７】
前記サブコイルが、前記ループコイル部と中心位置を一致させて前記コイル筐体面に固定されループコイル部よりも小さい半径の柱部を有し、
前記コイル筐体が収縮した際に、隣接する前記サブコイルのループコイル部が前記柱部に接触して該柱部の形状に沿って前記ループコイル部が変形する請求項１乃至請求項６の何れか１項記載のアレイコイル。
【請求項８】
前記コイユニットは、
隣接する前記サブコイル同士が同一面内において重なり合う領域を有するように配置され、
重なり合う領域内に、前記サブコイルの中心間距離を所定範囲内に制限する重複保持柱が配置されている請求項１乃至請求項７の何れか１項記載のアレイコイル。
【請求項９】
静磁場を形成する静磁場形成部と、
傾斜磁場を形成する傾斜磁場形成部と、
前記静磁場に配置された検査対象にＲＦ磁場を照射する送信ＲＦコイルと、
前記検査対象からの核磁気共鳴信号を検出する受信ＲＦコイルと、
前記受信ＲＦコイルが検出した核磁気共鳴信号を処理する信号処理部と、を備え、
前記受信ＲＦコイルが、請求項１乃至請求項８の何れか１項記載のアレイコイルであ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、高周波磁場（ＲＦ磁場：Ｒａｄｉｏ  Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ磁場）を照射して核磁気共鳴信号を検出するＲＦコイル及びＲＦコイルによって検出した核磁気共鳴信号に基づいて断面画像を取得する磁気共鳴撮像（ＭＲＩ：Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ）装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩ装置は、空間的に均一な磁場（静磁場）中に置かれた検査対象としての被検体に高周波磁場を照射して、被検体を横切る任意の断面内の核スピンに磁気共鳴を起こさせ、発生する核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。静磁場方向によって、水平磁場型、垂直磁場型のＭＲＩ装置などと呼ばれている。
ＭＲＩ撮像では、静磁場中におかれた被検体に傾斜磁場を印加しながら高周波コイルにより高周波磁場を照射する。高周波磁場の照射により被検体内の核スピン、例えば、水素原子の核スピンが励起され、励起された核スピンが平衡状態に戻るときに核磁気共鳴信号として円偏波磁場が発生する。この信号を高周波コイルで検出し、信号処理を施して生体内の水素原子核分布を画像化する。
【０００３】
高周波コイルは、その形状によってボリュームコイルと表面コイルの２つに大きく大別される。一般的に、高周波磁場を照射する高周波コイル（送信コイル）には広い範囲を均一に照射できるボリュームコイルが使われる。一方、信号を検出する高周波コイル（受信コイル）には被検体の近傍に配置できる表面コイルが使われる。これは、高周波コイルと被検体との距離が小さいほど信号取得効率が高く、ＭＲＩ画像の高画質化が可能となるからである。
【０００４】
一般に、受信コイルは、耐久性を重視し、予め撮像対象部位の形状に合わせて形成されたリジッドなコイル筐体を有している。これに対し、近年、被検体の近傍に被検体の生体構造に沿って配置することができるフレキシブルな受信コイルが提案されている（例えば、特許文献１、非特許文献１及び非特許文献２参照）。特許文献１や非特許文献１には、受信コイルとして屈曲可能なフレキシブルコイルな複数のコイル素子を組み合わせた受信コイルを適用することで被検体の生体構造に沿って受信コイルを配置することが開示されている。非特許文献２には、受信コイルに伸縮可能な導体を用いることが開示されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特表２０１７−５０８５４５号公報
【非特許文献】
【０００６】
【非特許文献１】Ｓ．Ｓ．Ｖａｓａｎａｗａｌａ他著、「超軽量でフレキシブルなエアーテクノロジーアレイの開発と臨床適用(Development and Clinical Implementation of Very Light Weight and Highly Flexible AIR Technology Arrays)」、プロシーディングス  オブ  ザ  トゥウェンティーフィフス  アニュアル  ミーティング  オブ  インターナショナル  ソサイエティ  フォー  マグネティック  レゾナンス  イン  メディシン(Proceedings of the 25th Annual Meeting of International Society for Magnetic Resonance in Medicine)、ｐ．７５５（２０１７）
【非特許文献２】Ｊ．Ａ．Ｎｏｒｄｍｅｙｅｒ−Ｍａｓｓｎｅｒ他著、「伸縮コイルアレイ：膝の屈曲角度に対するイメージングへの適用(Stretchable Coil Arrays: Application to Knee Imaging Under Varying Flexion Angles)」、マグネティック  レゾナンス  イン  メディシン(Magnetic Resonance in Medicine)、Ｖｏｌ．６７、ｐｐ．８７２−８７９（２０１２）
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
しかしながら、特許文献１や非特許文献１における受信コイルは、受信コイルの両端部間の距離（コイル長）が固定であることから、被検体サイズがコイルサイズに対して最適でない場合には画質低下を招いてしまう。被検体サイズに対するコイルサイズの例として、図１６に、異なる被検体サイズの腹部に対して、コイル長が固定であるフレキシブルコイルを配置した場合の配置例に係る被検体の体軸方向に垂直な断面図を示す。
【０００８】
図１６（ａ）は被検体サイズがコイル長に対して小さい場合の断面図（左側）及び一部のサブコイル１４１０の位置関係を示し、図１６（ｂ）は被検体サイズがコイル長に対して最適な場合の断面図（左側）及び一部のサブコイル１４１０の位置関係を示し、図１６（ｃ）は被検体サイズがコイル長に対して大きい場合の面図（左側）及び一部のサブコイル１４１０の位置関係を示している。
【０００９】
サブコイル１４１０は、被検体サイズによらず隣り合うサブコイルと重なり合う面積を保持したままである様子を図示している。図１３（Ａ）〜（Ｃ）において、被検体は仰向けに寝ている状態であり、ｙ軸負方向が腹部側、ｙ軸正方向が背中側である。被検体の腹部側にフレキシブルコイル１４００が配置されており、背中側には寝台に内蔵されている脊椎用受信コイル１９０が配置されている。
【００１０】
図１３（Ｂ）に示すように、被検体サイズがコイル長に対して最適な場合、フレキシブルコイル１４００と脊椎用受信コイル１９０によって検査対象１０３Ｂの腹部断面の周囲をちょうど覆うことができる。一方、図１３（Ａ）に示すように、被検体サイズが小さい場合は、フレキシブルコイル１４００と脊椎用受信コイル１９０の重なり部分１５００が生じてしまう。この重なり部分１５００により、フレキシブルコイル１４００と脊椎用受信コイル１９０は磁気結合によるコイル性能の劣化を生じ、ＭＲＩ画像の画質が低下する。また、被検体サイズが大きい場合は、フレキシブルコイル１４００と脊椎用受信コイル１９０との間に間隙１６００が生じてしまう。間隙１６００付近では、信号欠損が生じ、ＭＲＩ画像の画質が低下する。
【００１１】
また、特許文献１や非特許文献１におけるコイル長が固定された受信コイルでは、３次元的な曲面を覆う場合にコイル筐体の折り返しが必要となり、被検体の生体構造に対して完全に密着配置することができない。
非特許文献２における伸縮可能な導体からなる受信コイルは、導体の伸縮に伴って共振周波数のシフトや導体の劣化が生じ、これによって画質低下を招いてしまう。
【００１２】
本発明は、上記実情に鑑みて成されたものであり、被検体のサイズにかかわらず高画質なＭＲＩ画像を取得することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
上記課題を解決するために、本発明は以下の手段を提供する。
本発明の一態様は、夫々が可撓性を有する所定長の導体を湾曲させたループコイル部を有し、被検体からの磁気共鳴信号を受信するように調整された複数のサブコイルが所定の間隔で配置されたコイルユニットと、少なくとも一方向に伸縮する材料からなり前記コイルユニットを収容するコイル筐体と、を備え、各前記サブコイルの少なくとも一か所が前記コイル筐体に夫々固定され、各前記サブコイルの中心間距離が前記コイル筐体の伸縮に伴って変化するアレイコイルを提供する。
【００１４】
また、本発明の他の態様は、静磁場を形成する静磁場形成部と、傾斜磁場を形成する傾斜磁場形成部と、前記静磁場に配置された検査対象にＲＦ磁場を照射する送信ＲＦコイルと、前記検査対象からの核磁気共鳴信号を検出する受信ＲＦコイルと、前記受信ＲＦコイルが検出した核磁気共鳴信号を処理する信号処理部と、を備え、前記受信ＲＦコイルが上述のアレイコイルである磁気共鳴撮像装置を提供する。
【発明の効果】
【００１５】
本発明によれば、被検体のサイズにかかわらず高画質なＭＲＩ画像を取得することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】本発明第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の外観図であり、それぞれ（ａ）は水平磁場方式のＭＲＩ装置、（ｂ）は、オープン型の垂直磁場方式のＭＲＩ装置の外観図である。
【図２】ＭＲＩ装置の概略構成を示すブロック図である。
【図３】本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置における送信ＲＦコイルと受信ＲＦコイルの接続を説明するための説明図である。
【図４】（ａ）は、送信ＲＦコイルとして用いる鳥かご型ＲＦコイルの構成を示す図であり、（ｂ）は、送信ＲＦコイルの送受間磁気結合防止回路の一例を示す図である。
【図５】本発明の第１の実施形態に係るアレイコイルに適用されるサブコイルを示す図であり、（ａ）はサブコイル全体の回路図、（ｂ）はサブコイルのうち送受間磁気結合防止回路及び磁気結合防止回路駆動装置の回路図であり、（ｃ）は送受信間磁気結合防止回路の変形例を示す回路図である。
【図６】本発明の第１の実施形態に係るアレイコイルにおいて、（ａ）はサブコイルの配置例を示す正面図であり、（ｂ）は（ａ）のＡ−Ａ断面図である。
【図７】本発明の第１の実施形態に係るアレイコイルを使用した場合の被検体に対する配置例を示す説明図であり、被検体サイズがコイル長に対して小さい場合において（ａ）は体軸方向に垂直な断面図を示し、（ｂ）はサブコイル間の中心間距離の例を示す説明図である。
【図８】本発明の第１の実施形態に係るアレイコイルを使用した場合の被検体に対する配置例を示す説明図であり、被検体サイズがコイル長に対して適切な場合において（ａ）は体軸方向に垂直な断面図を示し、（ｂ）はサブコイル間の中心間距離の例を示す説明図である。
【図９】本発明の第１の実施形態に係るアレイコイルを使用した場合の被検体に対する配置例を示す説明図であり、被検体サイズがコイル長に対して大きい場合において（ａ）は体軸方向に垂直な断面図を示し、（ｂ）はサブコイル間の中心間距離の例を示す説明図である。
【図１０】本発明の第２の実施形態に係るアレイコイルに含まれるサブコイルの構成を示し、（ａ）は正面図、（ｂ）は断面図である。
【図１１】本発明の第２の実施形態に係るアレイコイルに含まれるサブコイルの配置例を示す説明図であり、（ａ）はコイル筐体が収縮した場合のサブコイルの配置例を示す説明図であり、（ｂ）はコイル筐体が伸張した場合のサブコイルの配置例を示す説明図である。
【図１２】本発明の第２の実施形態の変形例に係るアレイコイルに含まれるサブコイルの配置例を示す説明図であり、（ａ）〜（ｄ）に従って、コイル筐体が収縮していく変化の様子を示す。
【図１３】本発明の第２の実施形態の変形例に係るアレイコイルにおいて、サブコイルの配置例を示す側面図である。
【図１４】本発明の第２の実施形態の変形例に係るアレイコイルにおいてコイル筐体が収縮した場合のサブコイルの配置例を示す説明図である。
【図１５】本発明の第２の実施形態の変形例に係るアレイコイルにおいてコイル筐体が伸張した場合のサブコイルの配置例を示す。
【図１６】従来のＭＲＩ装置において、異なる被検体サイズの腹部に対して、コイル長が固定であるフレキシブルコイルを配置した場合の配置例に係る被検体の体軸方向に垂直な断面図であり、（ａ）は被検体サイズがコイル長に対して小さい場合の断面図（左側）と一部のサブコイルの位置関係を示し、（ｂ）は被検体サイズがコイル長に対して最適な場合の断面図（左側）と一部のサブコイルの位置関係を示し、（ｃ）は被検体サイズがコイル長に対して大きい場合の断面図（左側）と一部のサブコイルの位置関係を示す。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
（第１の実施形態）
以下、本発明の第１の実施形態に係るＲＦコイル（アレイコイル）を適用するＭＲＩ装置について図面を参照して説明する。以下、各実施形態乃至実施例に係る図面おいて、同一の構成には同一の符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。
【００１８】
＜ＭＲＩ装置の全体構成＞
まず、本実施形態に係るＲＦコイルを適用可能なＭＲＩ装置について説明する。
図１は、ＭＲＩ装置の一例に係る外観を示している。特に、図１（ａ）は、ソレノイドコイルによって静磁場を生成するトンネル型磁石１１０を用いた水平磁場方式のＭＲＩ装置１００である。
図１（ｂ）は、開放感を高めるために磁石１１１を上下に分離したオープン型の垂直磁場方式のＭＲＩ装置１０１である。
【００１９】
これらのＭＲＩ装置１００、１０１は、検査対象（被写体）１０３を載置するテーブル１０２を備える。被写体１０３はテーブルに載置された状態で、磁石１１０、１１１によって均一な磁場（静磁場）が発生している検査空間に配置される。なお磁石１１０、１１１は、静磁場を形成する静磁場形成部を構成する。
このようなＭＲＩ装置には、複数のコイルユニットを有する所謂多チャンネルＲＦコイルを適用することができ、本実施形態に係るＲＦコイルも上記した水平磁場方式のＭＲＩ装置１００、垂直磁場方式のＭＲＩ装置１０１のいずれも適用可能である。
【００２０】
図１に示すＭＲＩ装置は一例であり、本発明は装置の形態やタイプを問わず、公知の各種のＭＲＩ装置を用いることができる。以下の説明において、水平磁場方式及び垂直磁場方式に共通する座標系として、静磁場方向をｚ方向、それに垂直な２方向を、それぞれｘ方向及びｙ方向とする座標系０９０を用いる。
【００２１】
以下、本実施形態では水平磁場方式のＭＲＩ装置を適用した場合を例に、ＭＲＩ装置１００の概略構成を説明する。
図２に示すように、ＭＲＩ装置１００は、水平磁場方式のマグネット（静磁場磁石）１１０、傾斜磁場コイル１３１、送信ＲＦコイル１５１、受信ＲＦコイル１６１、傾斜磁場電源１３２、シムコイル１２１、シム電源１２２、ＲＦ（高周波）磁場発生器１５２、受信器１６２、磁気結合防止回路駆動装置１８０、計算機（ＰＣ）１７０、シーケンサ１４０、及び表示装置１７１を備える。なお、１０２は、検査対象（被写体）１０３を載置するテーブルである。
【００２２】
傾斜磁場コイル１３１は、傾斜磁場電源１３２に接続され、傾斜磁場を発生させる。傾斜磁場コイル１３１及び傾斜磁場電源１３２は、傾斜磁場を形成する傾斜磁場形成部を構成する。シムコイル１２１は、シム電源１２２に接続され、磁場の均一度を調整する。送信ＲＦコイル１５１は、ＲＦ磁場発生器１５２に接続され、被写体１０３にＲＦ磁場を照射（送信）する。
【００２３】
受信ＲＦコイル１６１は、受信器１６２に接続され、被写体１０３からの核磁気共鳴信号を受信する。ここで、本実施形態に係る受信ＲＦコイル１６１として、複数のサブコイルを備えたコイルユニットからなる多チャンネルＲＦコイル（以下、アレイコイルという）を適用している。以下の説明において、アレイコイルを構成するサブコイルの数とチャンネル数は一致するとして取り扱う。受信ＲＦコイル１６１としてのアレイコイルの詳細は、後述する。
【００２４】
磁気結合防止回路駆動装置１８０は、磁気結合防止回路（後述）に接続される。なお、磁気結合防止回路は、送信ＲＦコイル１５１及び受信ＲＦコイル１６１にそれぞれ接続される、送信ＲＦコイル１５１と受信ＲＦコイル１６１との間の磁気結合を防止する回路である。
【００２５】
シーケンサ１４０は、傾斜磁場電源１３２、ＲＦ磁場発生器１５２、磁気結合防止回路駆動装置１８０に命令を送り、それぞれ動作させる。命令は、計算機（ＰＣ）１７０からの指示に従って送出する。また、計算機（ＰＣ）１７０からの指示に従って、受信器１６２で検波の基準とする磁気共鳴周波数をセットする。例えば、シーケンサ１４０からの命令に従って、ＲＦ磁場が、送信ＲＦコイル１５１を通じて被写体１０３に照射される。ＲＦ磁場を照射することにより被写体１０３から発生する核磁気共鳴信号は、受信ＲＦコイル１６１によって検出され、受信器１６２で検波が行われる。
【００２６】
計算機（ＰＣ）１７０は、ＭＲＩ装置１００全体の動作の制御、各種の信号処理を行う。例えば、受信器１６２で検波された信号をＡ／Ｄ変換回路を介して受信し、画像再構成などの信号処理（画像再構成部の機能）を行う。その結果は、表示装置１７１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、記憶媒体に保存される。また、予めプログラムされたタイミング、強度で各装置が動作するようシーケンサ１４０に命令を送出させる。さらに、静磁場均一度を調整する必要があるときは、シーケンサ１４０により、シム電源１２２に命令を送り、シムコイル１２１に磁場均一度を調整させる。
【００２７】
＜送信ＲＦコイル及び受信ＲＦコイルの概要＞
上述したようにＭＲＩ装置には、送信ＲＦコイル１５１と受信ＲＦコイル１６１の２種類のＲＦコイルが用いられる。送信ＲＦコイル１５１と受信ＲＦコイル１６１は、一つのＲＦコイルが両方を兼ねることもできるし、それぞれ別個のＲＦコイルを用いることもできる。
【００２８】
以下、送信ＲＦコイル１５１と受信ＲＦコイル１６１とが別個のＲＦコイルであり、送信ＲＦコイル１５１が鳥かご型形状を有するＲＦコイル（鳥かご型ＲＦコイル）、受信ＲＦコイル１６１が複数のＲＦコイルからなるマルチチャネルアレイコイルである場合を例に、ＲＦコイルの詳細を説明する。
【００２９】
送信ＲＦコイル１５１の共振周波数は、励起対象元素の共鳴周波数に調整される。本実施形態では、水素原子核の励起が可能な、水素原子核の磁気共鳴周波数に調整される。受信ＲＦコイル１６１は、送信ＲＦコイル１５１が励起可能な元素の核磁気共鳴信号を検出可能に調整される。
【００３０】
まず、送信ＲＦコイル１５１として用いる鳥かご型ＲＦコイル３００及び受信ＲＦコイル１６１として用いるアレイコイル４００の配置と、鳥かご型ＲＦコイル３００、アレイコイル４００、ＲＦ磁場発生器１５２、受信器１６２、及び、磁気結合防止回路駆動装置１８０の接続態様とを、図３を用いて説明する。
【００３１】
図３に示すように、鳥かご型ＲＦコイル３００は、外観が略円柱状（楕円柱や多角形柱を含む）の形状を有し、略円柱の軸が、マグネット１１０の中心軸（Ｚ方向の軸）と同軸となるよう配置される。被写体１０３は、鳥かご型ＲＦコイル３００の内側に配置される。アレイコイル４００は、鳥かご型ＲＦコイル３００内に、被写体１０３に近接して配置される。また、上述のように、鳥かご型ＲＦコイル３００は、ＲＦ磁場発生器１５２に接続される。アレイコイル４００は、受信器１６２に接続される。
【００３２】
鳥かご型ＲＦコイル３００は、アレイコイル４００との磁気結合を防止する磁気結合防止回路２１０を備える。この磁気結合防止回路２１０は、送信ＲＦコイル１５１（鳥かご型ＲＦコイル３００）と、受信ＲＦコイル１６１（アレイコイル４００）との間の磁気結合を防止する回路であり、送受間磁気結合防止回路２１０と呼ぶ。この送受間磁気結合防止回路２１０は、鳥かご型ＲＦコイル３００の直線導体３０１（詳細は後述）に直列に挿入される。
【００３３】
アレイコイル４００は、鳥かご型ＲＦコイル３００との磁気結合を防止する磁気結合防止回路２２０を備える。磁気結合防止回路２２０も、送信ＲＦコイル１５１（鳥かご型ＲＦコイル３００）と、受信ＲＦコイル１６１（アレイコイル４００）との間の磁気結合を防止する送受間磁気結合防止回路である。この送受間磁気結合防止回路２２０は、アレイコイル４００を構成する各表面コイルに直列に挿入される。
【００３４】
磁気結合防止回路駆動装置１８０は、これらの送受間磁気結合防止回路２１０，２２０にそれぞれ接続される。これら送受間磁気結合防止回路２１０，２２０により、図３に示すような送信ＲＦコイル１５１と受信ＲＦコイル１６１との配置において、互いに磁気結合することなく、ＲＦ磁場の送信と核磁気共鳴信号の受信とが可能となる。
【００３５】
［送信ＲＦコイル］
次に、本実施形態の送信ＲＦコイル１５１として用いる鳥かご型ＲＦコイル３００について図４を用いて説明する。
本実施形態にかかる鳥かご型ＲＦコイル３００は、励起対象元素の共鳴周波数（磁気共鳴周波数）が共振周波数となるよう調整され、当該磁気共鳴周波数のＲＦ磁場を照射する。本実施形態では、上述のように水素原子核の励起が可能な、水素原子核の磁気共鳴周波数ｆ０に調整される。以後、照射するＲＦ磁場の磁気共鳴周波数をｆ０とする。
【００３６】
図４（ａ）は、本実施形態の鳥かご型ＲＦコイル３００の構成を説明するためのブロック図である。本実施形態の鳥かご型ＲＦコイル３００は、複数の直線導体３０１と、各直線導体３０１の端部を接続する端部導体３０２と、端部導体３０２に挿入されるキャパシタ３０３と、を備える。
【００３７】
また、鳥かご型ＲＦコイル３００は、二つの入力ポート３１１、３１２を備える。第一の入力ポート３１１と第二の入力ポート３１２とには、位相が９０度異なった送信信号が入力され、効率よく被写体１０３にＲＦ磁場が加えられるよう構成される。さらに、上述のように、受信ＲＦコイル１６１（アレイコイル４００）との間の磁気結合を防止する送受間磁気結合防止回路２１０が、鳥かご型ＲＦコイル３００の直線導体３０１に直列に挿入されている。
【００３８】
送受間磁気結合防止回路２１０は、例えば、図４（ｂ）に示すように、送受間磁気結合防止回路２１０は、ＰＩＮダイオード２１１と制御用信号線２１２とを備える。ＰＩＮダイオード２１１は、直線導体３０１に直列に挿入され、制御用信号線２１２はＰＩＮダイオード２１１の両端に接続される。制御用信号線２１２は磁気結合防止回路駆動装置１８０に接続される。制御用信号線２１２には、高周波の混入を避けるためチョークコイルが挿入される。制御用信号線２１２は磁気結合防止回路駆動装置１８０に接続される。制御用信号線２１２には、高周波の混入を避けるためチョークコイル（不図示）が挿入されることが望ましい。
【００３９】
ＰＩＮダイオード２１１は、通常は高抵抗（オフ）を示し、ＰＩＮダイオード２１１の順方向に流れる直流電流の値が一定値以上となると概ね導通状態（オン）となる特性を持つ。本実施形態ではこの特性を利用し、磁気結合防止回路駆動装置１８０から出力される直流電流によりＰＩＮダイオード２１１のオン／オフを制御する。すなわち、高周波信号送信時には、制御用信号線２１２を介して、ＰＩＮダイオード２１１を導通状態とする制御電流を流し、鳥かご型ＲＦコイル３００を送信ＲＦコイル１５１として機能させる。また、核磁気共鳴信号受信時には、制御電流を停止し、鳥かご型ＲＦコイル３００を高インピーダンス化し、開放状態とする。
【００４０】
このように、本実施形態では、磁気結合防止回路駆動装置１８０からの直流電流（制御電流）を制御することにより、高周波信号送信時には鳥かご型ＲＦコイル３００を送信ＲＦコイル１５１として機能させ、核磁気共鳴信号受信時には、開放状態として受信ＲＦコイル１６１であるアレイコイル４００との磁気結合を除去する。
【００４１】
［受信ＲＦコイル］
次に、本実施形態の受信ＲＦコイル１６１について、図５及び図６を用いて説明する。
図５は、受信ＲＦコイル１６１としてのアレイコイル４００を構成する一つのサブコイル４１０を示す。サブコイル４１０は、ループを有する表面コイルであり、核磁気共鳴信号を受信するループコイル部４２０と、給電基板部４５０とを備えている。
【００４２】
ループコイル部４２０は、可撓性を有する所定長の導体を湾曲させたループ４２１と、直列キャパシタ４２２、送受間磁気結合防止回路２２０、及び並列キャパシタ４２４を備える。なお、ループ４２１は図５に示すように、外部からの負荷がない場合にはほぼ円形を成しているが、負荷の方向に応じて変形可能となっている。直列キャパシタ４２２は、ループ４２１のインダクタ成分に対して直列に挿入され共振周波数を調整する。なお、図５では直列キャパシタ４２２を２つ備える場合を例示するが、直列キャパシタ４２２の数は１以上であればよい。並列キャパシタ４２４は、ループ４２１のインダクタ成分に対して直列に挿入され、インダクタ成分と並列キャパシタ４２４とで並列共振回路を構成する。
【００４３】
給電基板部４５０は、低（入力）インピーダンス信号処理回路４３０と、調整用の回路素子としての磁気結合調整部４４１とを備えている。磁気結合調整部４４１は、キャパシタもしくはインダクタの少なくとも一方から構成され、ループコイル部４２０と低インピーダンス信号処理回路４３０とを接続する。
【００４４】
このように、本実施形態のサブコイル４１０は、調整用の回路素子としての磁気結合調整部４４１と、ループ４２１のインダクタ成分に対して直列に挿入される直列キャパシタ４２２と、インダクタ成分に対して直列に挿入され、ループコイル部４２０を並列共振回路とする並列キャパシタ４２４と、を備えている。
【００４５】
低インピーダンス信号処理回路４３０のループコイル部４２０側の一方の端子は、磁気結合調整部４４１を介してループコイル部４２０の並列キャパシタ４２４の一方の端に接続される。低インピーダンス信号処理回路４３０のループコイル部４２０側の他方の端子は、直接ループコイル部４２０の並列キャパシタ４２４の他方の端に接続される。低インピーダンス信号処理回路４３０のループコイル部４２０側でない他方の端子は、伝送ケーブルを介して受信器１６２に接続される。
送受間磁気結合防止回路２２０は、送信ＲＦコイル１５１である鳥かご型ＲＦコイル３００との間の磁気結合を除去する。
【００４６】
送受間磁気結合防止回路２２０による送信ＲＦコイル１５１（鳥かご型ＲＦコイル３００）と受信ＲＦコイル１６１（アレイコイル４００）との間の磁気結合除去について説明する。
図５（ｂ）は、ループ４２１に挿入される送受間磁気結合防止回路２２０の構成と、送受間磁気結合防止回路２２０と磁気結合防止回路駆動装置１８０との接続関係を説明するための回路図である。
【００４７】
送受間磁気結合防止回路２２０は、ＰＩＮダイオード２２１とインダクタ２２２と制御用信号線２２３とを備えている。ＰＩＮダイオード２２１とインダクタ２２２とは直列に接続され、キャパシタ４２３に並列に接続される。なお、キャパシタ４２３は、ループ４２１に挿入されるキャパシタである。ＰＩＮダイオード２２１の両端には制御用信号線２２３が接続され、制御用信号線２２３は磁気結合防止回路駆動装置１８０に接続される。制御用信号線２２３には高周波の混入を避けるためチョークコイルが挿入されている（不図示）。インダクタ２２２とキャパシタ４２３とは、受信する核磁気共鳴信号の周波数で並列共振するように調整される。
【００４８】
並列共振回路は、一般に共振周波数で高インピーダンス（高抵抗）となる特性を持つ。よって、ＰＩＮダイオード２２１に電流が流れると、ＰＩＮダイオード２２１はオンになり、ループ４２１のキャパシタ４２３は、受信する核磁気共鳴信号の周波数でインダクタ２２２と共に並列共振して高インピーダンス状態となる。従って、受信する核磁気共鳴信号の周波数で、ループコイル部４２０は、その一部が高インピーダンスとなり、開放状態となり、そのループコイル部４２０を有するサブコイル４１０も開放状態となる。
【００４９】
このように、ＰＩＮダイオード２２１に電流が流れてオンとなることによって、各サブコイル４１０と鳥かご型ＲＦコイル３００との磁気結合が除去される。従って、各サブコイル４１０をコイル素子とするアレイコイル４００と鳥かご型ＲＦコイル３００との磁気結合も除去される。
【００５０】
なお、サブコイル４１０に挿入される送受間磁気結合防止回路２２０の数はこれに限定されない。各ループ４２１に、二つ以上挿入されても良い。複数挿入することで磁気結合を十分に低下させることができる。
【００５１】
また、送受間磁気結合防止回路２２０の構成は、上記構成に限定されない。例えば、図５（ｃ）に示す送受信間磁気結合防止回路２２０ｍの変形例のように、ＰＩＮダイオード２２１の代わりに、クロスダイオード２２１ｍを用いてもよい。これにより、ループ４２１を構成する導体に大きな信号が流れた場合、クロスダイオード２２１ｍはオンになり、ループ４２１のキャパシタ４２３は、受信する核磁気共鳴信号の周波数でインダクタ２２２と共に並列共振して高インピーダンス状態となる。この場合、磁気結合防止回路駆動装置１８０は備えなくてもよい。
【００５２】
［コイル筐体とサブコイルの配置］
図６に示すように、本実施形態にかかるＲＦ受信コイルは、上述したサブコイル４１０を複数備えたコイルユニットがコイル筐体４６０に収容されたアレイコイルである。
以下、図６を用いて本実施形態にかかるＲＦ受信コイルとしてのアレイコイルについて説明する。アレイコイルは、複数のサブコイル４１０を含むコイルユニットと、コイルユニットを収容するコイル筐体４６０とを備えている。なお、図６では、説明の便宜上、コイルユニットに含まれる４つのサブコイル４１０を図示している。
【００５３】
各サブコイル４１０はループコイル部４２０（以下、ループコイル部４２０Ａ，４２０Ｂ，４２０Ｃ，４２０Ｄとして４つのループコイル部を識別する）と給電基板部４５０から構成される。ループコイル部４２０のループ４２１は可撓性を有する一定の長さの導体をほぼ円形に湾曲させたものであり、状況に応じて形状が変化する。ループコイル部４２０としては、例えば、直径１ｍｍの被覆銅線を適用することができる。
【００５４】
コイル筐体４６０は、例えば、少なくとも一方向に伸縮可能な布やゴムや高分子ポリマー膜などのシート状の材料を袋状に構成したものである。本実施形態において、コイル筐体４６０は、一枚に切断されたシート状の材料の端部を縫製又は接着するなどして袋状に形成され、コイルユニットを閉じるように収容している。
【００５５】
コイル筐体４６０に、コイルユニットが収容された状態、すなわち、コイル筐体４６０の内部構成について図６（ｂ）を用いて説明する。図６（ｂ）に、図６（ａ）のループコイル部４２０Ａとループコイル部４２０Ｂを横切るＡ−Ａ断面図を示す。
【００５６】
コイル筐体４６０は略平行な第一のコイル筐体面４６１と第二のコイル筐体面４６５から構成される。第一のコイル筐体面４６１と第二のコイル筐体面４６５の間には、第一のコイル筐体面４６１と略平行に衝突防止面４６３が配置される。第一のコイル筐体面４６１と衝突防止面４６３の間に第一の配置空間４６２が形成され、衝突防止面４６３と第二のコイル筐体面４６５の間に第二の配置空間４６４が形成される。
【００５７】
第一のコイル筐体面４６１と第二のコイル筐体面４６５と衝突防止面４６３は何れも伸縮性を有する材料を適用する。ここでは、図６のｘ方向及びｚ方向に伸縮可能な素材を適用した例を示す。
【００５８】
コイルユニットのサブコイル４１０は、コイル筐体４６０が伸縮する方向に対して、第一の配置空間４６２と第二の配置空間４６４に交互に配置される。図６（ａ）において、ループコイル部４２０Ａとループコイル部４２０Ｄは第一の配置空間４６２に配置され、ループコイル部４２０Ｂとループコイル部４２０Ｃは第二の配置空間４６４に配置される。各ループコイル部４２０は給電基板部４５０に接続される。第一の配置空間４６２に配置される給電基板部４５０は第一のコイル筐体面４６１に接着され、第二の配置空間４６４に配置される給電基板部４５０は第二のコイル筐体面４６５に接着される。各サブコイル４１０は、給電基板部４５０を介してコイル筐体４６０に固定される。
【００５９】
アレイコイルは、コイルユニットを伸縮性を有するコイル筐体４６０に収容した構成であるため、例えば、検査対象部位が腹部である場合において、異なる被検体サイズに対して、柔軟に対応することができる。図７〜図９に、本実施形態にかかるアレイコイル４００の配置例を示す。
【００６０】
図７に被検体サイズがコイル長に対して小さい場合、図８に被検体サイズがコイル長に対して適切な場合、図９に被検体サイズがコイル長に対して大きい場合の例を示す。図７（ａ）、図８（ａ）、図９（ａ）はそれぞれ体軸方向に垂直な断面図を示し、被検体は仰向けに寝ている状態であり、ｙ軸負方向が腹部側、ｙ軸正方向が背中側である。腹部側にアレイコイル４００が配置され、背中側には寝台に内蔵された脊椎用受信コイル１９０が配置されている。
【００６１】
アレイコイル４００は、コイル筐体４６０を伸縮させることでアレイコイル４００のコイル長を適宜変更させることができるため、異なるサイズの被検体であっても被検体の近傍に、かつ、被検体の生体構造にアレイコイル４００を沿わせて配置することができる。具体的には、図７（ａ）の被検体１０３Ａのようにサイズが小さい場合でも、アレイコイル４００と脊椎用受信コイル１９０が重なることなく腹部断面の周囲をちょうど覆うことができ、コイル性能の劣化による画質低下を防止することができる。
【００６２】
また、図９（ａ）のように被検体１０３Ｃのようにサイズが大きい場合でも、アレイコイル４００と脊椎用受信コイル１９０の間に間隙を生じることなく腹部断面の周囲を隙間なく覆うことができ、間隙に起因した信号欠損を抑制し、画質低下を防止することができる。
【００６３】
サブコイル４１０は、コイル筐体４６０の伸縮に伴って、コイル筐体４６０に沿った各サブコイルのループコイル部同士の中心間距離が変化する。図７（ｂ）に示すように、被検体サイズが小さい場合には、各サブコイル４１０が密集し、サブコイル４１０同士の中心間距離が短くなる。被検体サイズが大きくなるにしたがって、図８（ｂ）、図９（ｂ）に示すように、各サブコイル４１０の間隔が疎となり、サブコイル４１０同士の中心間距離が長くなる。
【００６４】
このように、各サブコイル４１０が給電基板部４５０を介してコイル筐体４６０に固定され、コイル筐体４６０が均一に伸縮することから、コイル長の変化に対してサブコイル４１０が配置される密度を均一に変化させることができる。すなわち、各サブコイル４１０の間に極端に配置密度が薄くなった間隙が生じることなく、腹部断面の周囲を均一に隙間なく覆うことができる。このため、間隙に起因した信号欠損を生じることがなく、画質低下を防止することができる。
【００６５】
また、各サブコイルのループ４２１は、可撓性を有し形状が変化する導体から構成されるため、被検体１０３の検査部位に沿った形状に変化し、密着配置を可能とする。これにより、信号取得効率を向上させて、画質を向上させることができる。さらに、各ループ４２１は、長さが一定の導体であり、長さ方向に変形することがないため、アレイコイルが変形しても電気的特性に変化を生じさせず、共振周波数シフトや導体の劣化を防止でき、画質低下を防止することができる。
【００６６】
また、本実施形態に係るアレイコイル４００は、コイル筐体４６０が伸縮可能であることから、コイル筐体を折り返すことなく被検体１０３に対して密着あるいは近接させて配置することができる。これにより、サブコイル間の磁気結合を防止することができるので、画質低下を防止することができる。
【００６７】
［並列キャパシタの容量］
ここで、コイルユニット４９０を構成する各サブコイル４１０の並列キャパシタ４２４の容量について説明する。
並列キャパシタ４２４の容量は、コイル筐体４６０が被検体の身体部分に密着するように配置する場合において、低インピーダンス信号処理回路４３０から見たループコイル部４２０の並列共振回路の共振周波数におけるインピーダンスが、低インピーダンス信号処理回路４３０が接続される伝送ケーブルの特性インピーダンス（例えば５０Ω）と同等となるように調整する。
【００６８】
このように調整することで、並列キャパシタ４２４の両端のインピーダンス、すなわち、ブロックインピーダンスを向上させることができる。ここで、低インピーダンス信号処理回路４３０が接続される伝送ケーブルとは、図２及び図３における受信ＲＦコイル１６１と受信器１６２とを接続する伝送ケーブルであり、受信ＲＦコイル１６１の低インピーダンス処理回路４３０からの出力信号を受信器１６２に伝送するものである。
【００６９】
並列キャパシタ４２４はインピーダンス変換を行う機能を果たす。ループコイル部４２０と検査対象１０３との距離が小さいほど、生体負荷が大きくなり、共振回路のインピーダンスを調整するために並列キャパシタ４２４の容量は小さくなる。
【００７０】
磁気結合調整部４４１と並列キャパシタ４２４からなる共振回路は低インピーダンス信号処理回路４３０から見たときに、受信する核磁気共鳴信号の周波数で直列共振するように調整される。並列キャパシタ４２４の両端からこの共振回路をみたときには並列共振回路となっており、並列キャパシタ４２４の両端のインピーダンスをブロックインピーダンスと呼ぶ。
ブロックインピーダンスは、以下の式（１）で表すことができる。
【００７１】
【数１】
2019216879.tif 000003
【００７２】
但し、ωは核磁気共鳴周波数に対する角周波数、Ｃｍは並列キャパシタ４２４の容量、Ｚｉｎは低インピーダンス信号処理回路４３０の入力インピーダンスである。
【００７３】
ループコイル部４２０と被検体１０３の距離が小さいほどＣｍは小さくなるため、密着配置を実現できる構成によってブロックインピーダンスを向上することができる。これにより、サブコイル間の磁気結合防止機能を向上し、画質低下を防止することができる。
【００７４】
低インピーダンス信号処理回路４３０の入力インピーダンスが低いため、共振周波数におけるブロックインピーダンスが大きくなる。よって、他のサブコイル４１０から見たとき、当該サブコイル４１０のループコイル部４２０の一部が高インピーダンスとなりサブコイル間の磁気結合を防止する。
【００７５】
以上説明したように、本実施形態にかかる受信ＲＦコイルとしてのアレイコイルによれば、コイル筐体４６０を伸縮させることで、異なる被検体サイズに対して、柔軟に対応することができる。すなわち、本実施形態に係るアレイコイルは、被検体サイズにかかわらず、アレイコイルを被検体に近接させかつ被検体の生体構造に沿わせて配置させることができるため、被検体サイズによらず高画質なＭＲＩ画像を提供することができる。
【００７６】
また、アレイコイルにおける隣り合うサブコイル同士は、コイル筐体４６０の伸縮方向に対して異なる配置空間に配置されているため、ループ４２１同士の物理的な衝突を防止してスムーズに位置関係を変化できる。スムーズな変化によって受信コイルを被検体に設置する時間を短縮し、設置者の負担を軽減できる。
【００７７】
また、アレイコイル４００は、伸縮性を有することから、様々な形状に対して密着配置することができ、一つのアレイコイル４００を様々な身体部位に対して適用することができる。これにより、検査対象部位に応じて複数のアレイコイルを必要とせず、各部位専用の受信コイルの数を削減してコストを低減することができる。
【００７８】
なお、本実施形態において、第一のコイル筐体面４６１と第二のコイル筐体面４６５と衝突防止面４６３は伸縮性を有する素材である例を示したが、その構成はこれに限らない。例えば、剛体の組み合わせによって伸縮可能な構造を有していてもよい。これにより、耐久性を向上することができる。
【００７９】
また、本実施形態において、第一の配置空間４６２に配置される給電基板部４５０は第一のコイル筐体面４６１に接着され、第二の配置空間４６４に配置される給電基板部４５０は第二のコイル筐体面４６５に接着される例を示したが、その構成はこれに限らない。例えば、第一の配置空間４６２に配置される給電基板部４５０は衝突防止面４６３に接着され、第二の配置空間４６４に配置される給電基板部４５０は衝突防止面４６３に接着されてもよい。これにより配置の自由度が向上する。
【００８０】
さらに、本実施形態において、並列キャパシタ４２４の容量の調整は上述した値に限られない。上述の例では、コイル筐体４６０が検査対象の身体部分に密着する配置において、低インピーダンス信号処理回路４３０から見たループコイル部４２０の並列共振回路の共振周波数におけるインピーダンスが、低インピーダンス信号処理回路４３０が接続される伝送ケーブルの特性インピーダンスと同等となるように調整することとした。しかしながら、並列キャパシタ４２４の容量はそれより小さくてもよく、これにより、ブロックインピーダンスを向上させることができる。
【００８１】
なお、本実施形態において、アレイコイル４００は被検体１０３の腹部に対して配置される例について説明したが対象部位は、例えば、頭部や四肢であってもよく、同様の効果が得られる。
【００８２】
（変形例）
上述した第１の実施形態では、アレイコイル４００のコイル筐体４６０が図７〜図９におけるｘ軸方向及びｚ軸方向の２方向へ伸縮可能な場合を例にあげて説明したが、コイル筐体４６０の伸縮方向は、伸縮方向はｘ軸方向の一方向のみであってもよい。
伸縮方向に対しては、サブコイル４１０を図６（ｂ）における第一の配置空間４６２と第二の配置空間４６４に交互に配置することにより第１の実施形態と同様にスムーズにコイル長を変化させることができる。
【００８３】
さらに、コイル筐体４６０が伸縮しない方向に対しては、サブコイル４１０を第一の配置空間４６２と第二の配置空間４６４のいずれに配置してもよいため、配置の自由度を向上させることができる。図６（ａ）、図７（ｂ）、図８（ｂ）及び図９（ｂ）に示すように、第１の実施形態では、任意のサブコイルを中心として、当該サブコイルに隣接するサブコイルの中心同士が夫々９０度の間隔をあけて配置されたコイルユニットについて説明した。サブコイルの配置はこれに限られず、例えば、任意のサブコイルを中心として、当該サブコイルに隣接するサブコイルの中心同士を夫々６０度の間隔をあけて配置してもよい。これにより、サブコイルの配置密度を向上させることで、ＭＲＩ画像の画質を向上させることができる。
【００８４】
この他、コイル筐体を、シート状の一枚の材料から形成するのでなく、複数枚の材料を接続して袋状に形成することもできる。このとき、伸縮する方向が一方向の複数の素材を部分筐体として用い、複数の部分筐体を、互いの伸縮方向が一致しないように接続することで、コイル筐体全体として複数方向に伸縮させることができる。例えば、部分筐体を伸縮方向が互いに垂直となるように接続してコイル筐体を成形する場合、コイル筐体全体として２軸方向に伸縮させることができる。
【００８５】
（第２の実施形態）
続いて、本発明の第２の実施形態について説明する。
本実施形態にかかるＭＲＩ装置の全体構成は、上述した第１の実施形態と同様の構成を有するため、その説明を省略する。本実施形態も上述した第１の実施形態と同様に、水平磁場方式のマグネット１１０が発生する静磁場の向きを座標系０９０のＺ軸方向とする。
【００８６】
本実施形態に係るアレイコイルのコイルユニットは、上述した第１の実施形態におけるコイルユニットよりもサブコイル同士が密に配置され、かつ、コイル筐体に衝突防止面がなく一つの配置空間に各サブコイルがコイル筐体に対して傾斜面を持つように配置されている。
【００８７】
以下、本実施形態に係るコイルユニットについて図１０、図１１を用いて説明する。
本実施形態に係るコイルユニットを構成するサブコイルは、図１０（ａ）に示すように、ループコイル部７２０、給電基板部７５０、給電基板支持部７５１及びループ支持部７５２を備えている。
ループコイル部７２０は、可撓性を有する一定の長さの導体をほぼ円形に湾曲させたものであり、状況に応じて形状を変化させることができるようになっている。本実施形態においては、厚さ３０μｍ、幅５ｍｍの銅を導体としたフレキシブルプリント基板を湾曲して構成している。
【００８８】
図１０（ａ）及び図１０（ｂ）に示すように、ループコイル部７２０は、ループ接着部７５３を介してコイル筐体７６０に接着されている。また、ループコイル部７２０は、ループコイル部７２０の少なくとも一か所（本実施形態においては、ループ接着部７５３と対峙する部分）がループ支持部７５２に固定され、ループ支持部７５２を介して給電基板部７５０と接続されている。給電基板部７５０は、ループコイル部７２０の略中心に位置するようにループ支持部７５２に接続される。
【００８９】
給電基板部７５０には、給電基板支持部７５１の一端が接続され、給電基板支持部７５１の他端がコイル筐体７６０に接触することで、給電基板部７５０及びループコイル部５２０がコイル筐体７６０に支持される。なお、給電基板支持部７５１とコイル筐体７６０は接触しているが、接着はされていない。
【００９０】
ループコイル部７２０がループ接着部７５３を介してコイル筐体７６０に接着され、ループコイル部７２０のループ接着部７５３と対峙する一部がループ支持部７５２を介して給電基板部７５０に接続されることで、ループコイル部７２０は、コイル筐体７６０から離れる方向に徐々に傾斜する部分を有することとなる。ここでは、ループコイル部７２０の半分がコイル筐体７６０から離れるように構成されている。
【００９１】
このように、各サブコイル７１０は、給電基板支持部７５１と給電基板部７５０とループ支持部７５２とループコイル部７２０が一体となっており、この一体の構成がコイル筐体７６０に対してループ接着部７５３のみで接着された状態となっている。
【００９２】
図１１に、一例として、コイルユニットに含まれる７つのサブコイル７１０の配置関係を例示する。図１１中、中心に位置するサブコイルの周りに６つのサブコイルが夫々、中心のサブコイルからみて夫々６０度の間隔をあけて配置されている。コイル筐体７６０はｘ軸方向にもｚ軸方向にも伸縮可能とする。
【００９３】
このように構成されたアレイコイルにおいて、コイル筐体７６０が伸縮した場合の形状の変化について説明する。
各サブコイル７１０は、給電基板支持部７５１がコイル筐体７６０に対して接着されていないため、コイル筐体７６０の伸縮時にコイル筐体７６０に対してスライドする。図１１（ａ）は、コイル筐体７６０が縮んだ状態を示し、図１１（ｂ）は、コイル筐体７６０が伸びた状態を示す。
図１１（ａ）及び図１１（ｂ）は、何れもコイル筐体に沿ったループの中心間距離が変化する様子を示している。
【００９４】
ループコイル部７２０の導体は厚さが薄く、ループコイル部７２０が部分的にコイル筐体７６０から離れるように構成されているため、コイル筐体７６０が伸びてサブコイル７１０間の重なりがなくなった図１１（ｂ）の状態からコイル筐体７６０が縮んで図１１（ａ）の状態となっても、サブコイル同士が干渉したり、物理的に衝突したりすることがない。
【００９５】
このように構成されたアレイコイルによれば、コイル筐体７６０を伸縮させることでアレイコイルのコイル長を適宜変更させることができるため、異なるサイズの被検体であっても被検体の近傍に、かつ、被検体の生体構造にアレイコイルを沿わせて配置することができ、被検体サイズによらず高画質なＭＲＩ画像を提供することができる。
【００９６】
第一の実施形態に比して、コイル筐体に衝突防止面を設ける必要がないため、部品点数及び製造工程を削減することができコスト削減に寄与する。アレイコイルを構成する全てのサブコイルをコイル筐体の同一空間内に配置することができるため、全てのサブコイルを被検体近傍に配置することができ、信号取得効率を向上させることができる。
【００９７】
（変形例）
上述した第２の実施形態におけるアレイコイルでは、ループコイル部７２０がフレキシブルプリント基板から構成される例について説明したが、他の可撓性を有する導電材料であればよく、例えば、形状記憶素材で被覆された銅線を適用することができる。この場合のコイルユニットの例について図１２乃至図１５を用いて説明する。
【００９８】
図１２及び図１３では、説明の便宜上、コイルユニットに含まれる２つのサブコイル８１０を示している。各サブコイルのループコイル部８２０は、形状記憶素材で被覆された銅線を湾曲させてほぼ円形を成している。ループコイル部８２０は、形状記憶素材を用いていることから、外部から物理的な力が加わると変形するが、その力がなくなるとまた元の円形形状に戻る。
【００９９】
ループコイル部８２０は、ループコイル部８２０の中心に配置された近接抑制部８７０から放射状に設けられたループ支持部８５２によって支持されている。ループ支持部８５２は、近接抑制部を中心として６０度の間隔をあけて放射状に６本設けられており、一部のループ支持部８５２はコイル筐体８６０からやや離れた位置に支持されている（図１３）。このため、ループコイル部８５２はコイル筐体８６０に対して傾斜した部分を有することとなる。
【０１００】
近接抑制部８７０はループコイル部８２０の中心に対して一定の半径を持つ柱であり、例えば硬質プラスチックなどから構成される。ここでは、近接抑制部８７０は給電基板支持部を兼ねている例を示す。近接抑制部８７０には給電基板部が支持される（不図示）。ここでは、近接抑制部８７０がコイル筐体８６０と接着されており、ループコイル部８２０はコイル筐体８６０に接着されていない。
【０１０１】
また、互いに隣接するサブコイル８１０の重なり部分に、隣接する２つのループコイル部の内部に入るように重複保持部８７１が設けられている。より具体的には、重複保持部８７１は、互いに隣接するサブコイル８１０の各ループコイル部８２０の中間位置でコイル筐体８６０に接着された柱状の部材であり、例えば、直径１ｍｍの硬質プラスチックから構成される。
【０１０２】
このように構成されたアレイコイルにおけるループコイル部８２０は、コイル筐体８６０の近接抑制部８７０に物理的に接触すると近接抑制部８７０の形状に沿って変形する。図１２（ａ）〜（ｄ）に、コイル筐体８６０が徐々に縮んで、隣接するループコイル部８２０が互いに近づいていく際の形状変化の様子を示す。このように、隣接するループコイル部８２０の中心間距離が小さくなっていくと、ループコイル部８２０が近接抑制部８７０に接触して変形するため、ル０プコイル部８７０同士の重なり面積が大きくなりすぎず、サブコイル間の磁気結合を抑制することができる。ゆえに、サブコイルのコイル性能の劣化を防止して、ＭＲＩ画像の画質の低下を防止することができる。
【０１０３】
また、図１２（ａ）に示すように、重複保持部８７１を設けたことにより、コイル筐体８６０が伸張した場合であっても、ループコイル部８２０の中心間距離が大きくなるのを防止する。よって、隣接するサブコイルのループコイル部同士は常に重なり合う領域を有するように配置され、コイル筐体の伸縮可動域においては、ループコイル部の中心間距離が大きくなっても常に重なり合う領域が存在することとなる。これにより、サブコイル間の磁気結合を抑制することができ、サブコイルのコイル性能劣化を防止し、画質低下を防止することができる。
【０１０４】
また、図１３に示すように、ループコイル部８５２の一部はコイル筐体８６０に対して傾斜してコイル筐体８６０から離れて配置され、かつ、隣接するループコイル部８２０同士がｙ軸方向からみて重なるように配置されているため、コイル筐体８６０が縮む際にもループコイル同士８５２が互いに接触することがなく、スムーズなコイル長変化が可能となる。
【０１０５】
このように本変形例によれば、コイル筐体が伸縮することにより、コイル筐体８６０を伸縮させることでアレイコイルのコイル長を適宜変更させることができるため、異なるサイズの被検体であっても被検体の近傍に、かつ、被検体の生体構造にアレイコイルを沿わせて配置することができ、被検体サイズによらず高画質なＭＲＩ画像を提供することができる。
【０１０６】
さらに、ループコイル部８２０の内部に設けた近接抑制部８７０及び重複保持部８７１により、隣接するループコイル部８２０同士の重なり面積を一定範囲内に維持することができるため、サブコイル間の磁気結合によるコイル性能劣化の許容範囲に制御することができる。特に、磁場強度が比較的低く、並列キャパシタの容量を小さくできない場合において有効となる。
【０１０７】
なお、本変形例において、近接抑制部８７０は給電基板支持部を兼ねた柱の例を示したが、その構造はこれに限らない。例えば、中空の柱であって給電基板支持部は別であってもよい。また、ひとつの柱でなく複数の板が間をあけてループコイル部８２０の中心から一定の距離に配置されていてもよい。これにより、硬質プラスチックの量が減らすことができ、軽量化ができる。
【０１０８】
本変形例において、重複保持部８７１を設ける例について説明したが、重複保持部８７１を必ずしも設けなくてもよい。例えば、重複保持部８７１を設けずに、コイル筐体８６０の伸張限界をループコイル部が隣接する状態に設定してもよい。このようにすることで、重複保持部８７１が存在する場合と同様に、サブコイルのループコイル部は常に一部重なり合う領域を有するように配置され、つまり、コイル筐体の伸縮可動域は重なり合う領域が存在する範囲内に限られる。よって、コイル筐体８６０が縮むときに物理的接触によってループコイル部同士がひっかかってしまうことはなく、スムーズなコイル長変化が可能となる。
【０１０９】
なお、上述の通り、説明の便宜上アレイコイルに含まれるサブコイルを図１２及び図１３では２つ図示して説明したが、サブコイルの数は適宜定めることができる。例えば、７個や３２個であってもよい。サブコイルの数が多く各サブコイルの大きさが等しい場合、より広い範囲に感度を持つことができる。もしくは、サブコイルの数が多くコイルユニットの大きさが等しい場合、各サブコイルのループサイズが小さくなり、表面感度を向上させることができる。
【０１１０】
図１４及び図１５にアレイコイルに含まれるサブコイルのうち７つのサブコイルの配置例を示す。図１４は、コイル筐体８６０が縮んだ状態を示し、ループ支持部８５２は、隣り合う近接抑制部８７０が配置されている角度を避けて配置されており、六角形に近い形状に変形している。これにより、同様にループコイル部８５２の中心間距離が小さくなっても、重なり面積が大きくなりすぎず、サブコイル間の磁気結合を抑制することができ、サブコイルのコイル性能劣化を防止し、画質低下を防止することができる。
【０１１１】
図１５は、アレイコイルにおいてコイル筐体８６０が伸張した状態を示す。重複保持部８７１により、ループコイル部の中心間距離が大きくなっても、重なり領域がなくならず、サブコイル間の磁気結合を抑制することができる。このため、サブコイルのコイル性能劣化を防止し、画質低下を防止することができる。また、コイル筐体８６０が縮むときにループコイル部同士が接触することがなく、スムーズなコイル長変化が可能となる。
【符号の説明】
【０１１２】
０９０・・・座標系、１００・・・ＭＲＩ装置、１０１・・・ＭＲＩ装置、１０２・・・テーブル、１０３・・・検査対象、１１０・・・磁石、１１１・・・磁石、１２１・・・シムコイル、１２２・・・シム電源、１３１・・・傾斜磁場コイル、１３２・・・傾斜磁場電源、１４０・・・シーケンサ、１５１・・・送信ＲＦコイル、１５２・・・ＲＦ磁場発生器、１６１・・・受信ＲＦコイル、１６２・・・受信器、１７０・・・計算機、１７１・・・表示装置、１８０・・・磁気結合防止回路駆動装置、２１０・・・送受間磁気結合防止回路、２１１・・・ＰＩＮダイオード、２１２・・・制御用信号線、２２０・・・送受間磁気結合防止回路、２２１・・・ＰＩＮダイオード、２２１・・・クロスダイオード、２２２・・・インダクタ、２２３・・・制御用信号線、３００・・・鳥かご型ＲＦコイル、３０１・・・直線導体、３０２・・・端部導体、３０３・・・キャパシタ、３１１・・・入力ポート、３１２・・・入力ポート、４１０・・・サブコイル、４２０，７２０，８２０・・・ループコイル部、４２１・・・ループ、４２２・・・直列キャパシタ、４２４・・・並列キャパシタ、４５０，７５０・・・給電基板部、４６０，７６０，８６０・・・コイル筐体、７５１・・・給電基板支持部、７５２，８５２・・・ループ支持部、７５３・・・ループ接着部、８７０・・・近接抑制部、８７１・・・重複保持部
【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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