(57)【要約】      （修正有）【課題】部品点数及び装置コストを増大させることなく、ＲＦ磁場が均一に照射される領域を拡大させることにより撮像空間を拡大させ、広範囲かつ高画質のＭＲＩ画像を取得する。【解決手段】ＭＲＩ装置に適用され、静磁場空間への高周波信号の送信及び静磁場内に置かれた被検体から発生される核磁気共鳴信号の受信の少なくとも一方を行う筒形状のＲＦコイル２１０と、シート状の導体からなりＲＦコイルを囲繞するように筒形状に形成されたシールドと、を備え、ＲＦコイルが、環状に形成され筒形状の両端に配置される２つのリング導体２０３と、円筒形状の外周面に沿って筒形状の中心軸と平行に配置され、周方向にＮ本（Ｎは２以上の整数）の互いに略平行に配置される直線部を有し、２つのリング導体を接続する複数のラング導体２１４と、リング導体おいて隣接するラング導体同士の間に挿入される複数のキャパシタとを有する高周波コイルユニットを提供する。【選択図】図２
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
ＭＲＩ装置に適用され、静磁場空間への高周波信号の送信及び静磁場内に置かれた被検体から発生される核磁気共鳴信号の受信の少なくとも一方を行う筒形状のＲＦコイルを備え、
前記ＲＦコイルが、
環状に形成され、前記筒形状の両端に前記筒形状の中心軸と前記環状の中心とが一致するように配置される２つのリング導体と
前記円筒形状の外周面に沿って、該筒形状の中心軸と平行に互いに所定の間隔をあけて配置され、２つの前記リング導体を接続する複数のラング導体と、
前記リング導体において、隣接する前記ラング導体同士の間に挿入される複数のキャパシタと、を有し、
前記ラング導体が、周方向にＮ本（Ｎは２以上の整数）の互いに略平行に配置される直線部を有することを特徴とする高周波コイルユニット。
【請求項２】
前記ラング導体が、両端部において周方向にＮ本に分岐することにより前記互いに略平行に配置される直線部を有している請求項１記載の高周波コイルユニット。
【請求項３】
前記ラング導体を構成する各前記直線部の両端部が、夫々前記リング導体に直接接続され互いに略平行に配置されている請求項１記載の高周波コイルユニット。
【請求項４】
前記キャパシタが、前記リング導体において前記ラング導体と交互に配置されている請求項１乃至請求項３の何れか１項記載の高周波コイルユニット。
【請求項５】
シート状の導体からなり、前記ＲＦコイルを囲繞するように筒形状に形成されたシールドをさらに備え、
前記ＲＦコイル及び前記シールドは、前記中心軸に垂直な断面が略円形状の円筒形状に形成され、
前記ＲＦコイルの中心軸と前記シールドの中心軸とが一致するように配置されている請求項１乃至請求項４の何れか１項記載の高周波コイルユニット。
【請求項６】
シート状の導体からなり、前記ＲＦコイルを囲繞するように筒形状に形成されたシールドをさらに備え、
前記ＲＦコイル及び前記シールドは、前記中心軸に垂直な断面が略楕円形状の筒形状に形成され、
前記ＲＦコイルの中心軸と前記シールドの中心軸とが一致するように配置されている請求項１乃至請求項４の何れか１項記載の高周波コイルユニット。
【請求項７】
前記キャパシタが、前記リング導体と前記ラング導体と前記シールドとにより前記高周波信号又は前記核磁気共鳴信号の周波数で共振するよう調整された請求項１乃至請求項６の何れか１項記載の高周波コイルユニット。
【請求項８】
請求項１乃至請求項５の何れか１項記載の高周波コイルユニットを備えた磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、高周波コイルユニット及び磁気共鳴イメージング装置に関し、特に、高周波コイルユニットにおける電磁波の照射や磁気共鳴信号の検出を行う技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージング（Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ）装置（以下、「ＭＲＩ装置」という）では、静磁場マグネットが発生する均一な静磁場中に配置された被検体に電磁波である高周波信号（以下「ＲＦ信号」という）を照射し、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ＮＭＲ信号を受信して信号処理することにより、被検体の磁気共鳴画像を取得する。
【０００３】
このように、ＭＲＩ装置では被検体にＲＦ信号を照射する。ここで、ＲＦ信号の照射とＮＭＲ信号の受信とは、ラジオ周波数の電磁波を送信あるいは受信するＲＦアンテナもしくはＲＦコイル等のアンテナ装置によって行われる。このようなアンテナ装置として、バードケージ型（鳥かご型）コイルと言われる高周波コイルユニットが知られている（例えば、特許文献１及び特許文献２）。
【０００４】
通常、バードケージ型コイルは、図１３に示すように、円筒状の２つのリング導体２０３、直線状の複数のラング（横木）導体２０４、キャパシタ、ダイオード、給電ケーブル（図示せず）等を有し、円筒面上に等間隔に配置されたラング導体の端部とリング導体とが接続され、各キャパシタがリング導体２０３に等間隔で設けられたギャップ２０１に挿入され、ダイオードがラング導体２０４のギャップに挿入されて構成されている。
【０００５】
なお、図１３の円筒形バードケージ型コイル２００は、ＲＦシールド（図示せず）と呼ばれる円筒形状の導体によって囲繞される。そして、バードケージ型コイル２００に設けられるキャパシタは、ＲＦシールドとラング導体とリング導体とにより、ＭＲＩ装置における特定の周波数で共振するように調整される。なお、通常ＲＦシールドは、更に外部に存在する円筒形の傾斜磁場コイルの内円筒面に設置されている。
【０００６】
バードケージ型コイルでは、照射するＲＦ信号が作るＲＦ磁場の均一空間の広がりが、単純なループコイルやサドル（鞍型）コイルに比べて高いことが特徴である。この特徴により、現在、バードケージ型コイルはトンネル型水平磁場ＭＲＩ装置の送信コイルの標準型となっている。
【０００７】
バードケージ型コイルにおいて、円筒の断面方向の均一空間の広がりの程度は、同一直径の円筒であれば、円筒面上に等間隔に並べられたラングの本数に依存する。つまり、１．５テスラの送信用コイルに使用されるバードケージ型コイルの場合、通常ラング導体の数は１６本あるいは２４本であり、この数が多いほうが円筒の断面方向の均一空間の広がりが大きい。
【０００８】
通常、ＲＦ磁場の均一度は、円筒の中心で高く、周辺部に近づくに従って低下する。バードケージ型コイルにおいて、ラング導体数が少ない場合には、ラング導体近傍において、よりラング導体に近い空間と、ラング導体とラング導体との間におけるラング導体から離れた空間での磁場の差が大きくなり、磁場の均一度が低下してしまう。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００９】
【特許文献１】米国特許第７６８８０７０号明細書
【特許文献２】国際公開２０１２／０５９５７４公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
ところで、一般に、円筒形の照射コイルに人が寝た状態で入ると、人の肩、腰、腹部、腕などの部分は横に広がっているため、体格の大きな人の肩や腰、腕や腹部をＭＲＩ装置できれいに撮像するためには、磁石中心から直径５０ｃｍ程度の大きさの球状空間において、静磁場、傾斜磁場、ＲＦ磁場すべてが均一に発生できることが望ましい。
【００１１】
一方、例えば１．５テスラの強い静磁場を発生させる超電導磁石はトンネル型と呼ばれる円筒形を成しており、トンネル型の内部空間である撮像空間を大きくすることが好ましいが、磁石やコイルを大きくすることによって撮像空間を大きくするにはコストが嵩む。従って、磁石のサイズを変更せずに広いＲＦ磁場空間を作ろうと考える場合、バードケージ型コイルのサイズも変更せずに、可能な限り内部に広く均一なＲＦ磁場を発生させることが望ましい。このためには、上述のようにラング導体の数を増加させることが有効であるが、ラング導体の数を増加させることはコイルの形状が複雑となり、キャパシタ等の回路素子の数も増大することから、コストが嵩んでしまう。
【００１２】
本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、部品点数及び装置コストを増大させることなく、ＲＦ磁場が均一に照射される領域を拡大させることにより撮像空間を拡大させ、広範囲かつ高画質の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】
本発明の一態様は、ＭＲＩ装置に適用され、静磁場空間への高周波信号の送信及び静磁場内に置かれた被検体から発生される核磁気共鳴信号の受信の少なくとも一方を行う筒形状のＲＦコイルと、シート状の導体からなり、前記ＲＦコイルを囲繞するように筒形状に形成されたシールドと、を備え、前記ＲＦコイルが、環状に形成され、前記筒形状の両端に前記筒形状の中心軸と前記環状の中心とが一致するように配置される２つのリング導体と前記円筒形状の外周面に沿って、該筒形状の中心軸と平行に互いに所定の間隔をあけて配置され、２つの前記リング導体を電気的に接続する複数のラング導体と、前記リング導体において、隣接する前記ラング導体同士の間に挿入される複数のキャパシタとを有し、前記ラング導体が、周方向にＮ本（Ｎは２以上の整数）の互いに略平行に配置される直線部を有することを特徴とする高周波コイルユニットを提供する。
【発明の効果】
【００１４】
本発明によれば、部品点数及び装置コストを増大させることなく、ＲＦ磁場が均一に照射される領域を拡大させることにより撮像空間を拡大させ、広範囲かつ高画質のＭＲＩ画像を取得することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】本発明の実施形態に係るＲＦコイルを適用したＭＲＩ装置の概略構成図である。
【図２】本発明の実施形態に係るＲＦコイルの斜視図である。
【図３】従来のＲＦコイルによって生成されるＲＦ磁場のマップを示し、（Ａ）は、２つの入力端子におよそ１２ワットずつ、合計およそ２４ワット入力した際に生成される磁場をグレースケールで表したマップであり、（Ｂ）は、（Ａ）に示すマップを０〜２［Ａ／ｍ］の強度を等間隔に３０本の等高線で示した図である。
【図４】本発明の実施形態に係るＲＦコイルによって生成されるＲＦ磁場のマップを示し、（Ａ）は、２つの入力端子におよそ１２ワットずつ、合計およそ２４ワット入力した際に生成される磁場をグレースケールで表したものであり、（Ｂ）は（Ａ）に示すマップを０〜２［Ａ／ｍ］の強度を３０本の等高線で示した図である。
【図５】磁場強度を縦軸にしてプロットした図であり、（Ａ）は従来型のＲＦコイルのＺ＝０断面の計算点をプロットしたもの、（Ｂ）は、本実施形態に係るＲＦコイルのＺ＝０断面の計算点をプロットしたものである。
【図６】ラング導体に設けられるダイオード回路を示す図であり、夫々（Ａ）は従来型のＲＦコイルに適用されるダイオード回路を示す図、（Ｂ）は本実施形態に係るＲＦコイルに適用されるダイオード回路を示す図である。
【図７】本実施形態の変形例１に係るＲＦコイルの斜視図である。
【図８】本実施形態の変形例２に係るＲＦコイルの斜視図である。
【図９】本実施形態の変形例３に係るＲＦコイルの斜視図である。
【図１０】ＲＦコイルとシールドとの間隔を説明する断面図である。
【図１１】ＲＦコイルとシールドとの間隔を説明する断面図である。
【図１２】本実施形態の変形例４に係るＲＦコイルの斜視図である。
【図１３】従来のＲＦコイルの斜視図である。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
以下、本発明の一実施形態に係るＲＦコイルユニットが適用されるＭＲＩ装置について図面を参照して説明する。
【００１７】
［ＭＲＩ装置の全体構成］
図１に示すように、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００の概略構成図である。ＭＲＩ装置１００は、被検体１１２が配置される計測空間に静磁場を形成するマグネット１０１と、静磁場に所定の方向の磁場勾配を与える傾斜磁場コイル１０２と、高周波信号（ＲＦ信号）を被検体１１２に送信するとともに被検体１１２から発生する核磁気共鳴信号（ＮＭＲ信号）を受信するＲＦアンテナ１０３と、ＲＦ信号（ＲＦ波）のパルス波形を生成してＲＦアンテナ１０３に送信するとともに、ＲＦアンテナ１０３が受信したＮＭＲ信号に対し信号処理を行う送受信機１０４と、傾斜磁場コイル１０２に電流を供給する傾斜磁場電源１０９と、送受信機１０４及び傾斜磁場電源１０９の駆動を制御するとともに、種々の情報処理及びオペレータによる操作を受け付けるデータ処理部１０５と、データ処理部１０５の処理結果を表示するための表示装置１０８と、被検体１１２を載置するベッド１１１と、を備える。
【００１８】
傾斜磁場電源１０９と傾斜磁場コイル１０２とは傾斜磁場制御ケーブル１０７で接続される。また、ＲＦアンテナ１０３と送受信機１０４とは、ＲＦアンテナ１０３と送受信機１０４との間で信号を送受信する送受信ケーブル１０６で接続される。送受信機１０４は、シンセサイザ、パワーアンプ、受信ミキサ、アナログデジタルコンバータ、送受信切り替えスイッチ等（いずれも図示せず）を備える。
【００１９】
ＲＦアンテナ１０３は、所定の周波数で共振し、２以上のチャンネルを有するマルチチャンネル送信、あるいは送受信アンテナを含む。
なお、図１に示す例では、ＲＦ信号の送信とＮＭＲ信号の受信とを行なうＲＦアンテナ１０３として、単一のＲＦアンテナが示されているが、これに限られない。例えば、広範囲撮影用のＲＦアンテナと局所用のＲＦアンテナとを組み合わせるなど、複数のアンテナから構成されるＲＦアンテナをＲＦアンテナ１０３として用いてもよい。
【００２０】
特に、人体の各部位を詳細に撮影する場合においては、送信のアンテナと受信のアンテナに異なるものを用いる場合がほとんどである。送信には、体全体を覆う、傾斜磁場コイル内部に据付られた大きな照射アンテナを用い、受信には人体表面近くに設置した局所アンテナを用いることが多い。この場合、局所アンテナは受信専用である場合がほとんどである。一部に人体近くに局所的に設置し、送信と受信と両方を行う局所送受信アンテナを用いる場合もある。この場合の局所送受信アンテナも複数チャンネルで構成されることが多い。
【００２１】
ＭＲＩ装置１００は、マグネット１０１が形成する静磁場の方向によって、水平磁場方式と垂直磁場方式とに区別される。本実施形態に係るＲＦコイルユニットが適用される水平磁場方式の場合は、一般的に、マグネット１０１は円筒状のボア（中心空間）を有し、図１において左右方向の静磁場を発生し、トンネル型ＭＲＩ装置と呼ばれる。一方、垂直磁場方式の場合は、一対の磁石が被検体１１２を挟んで上下に配置され、図１において上下方向の静磁場を発生する。
【００２２】
データ処理部１０５は、送受信機１０４及び傾斜磁場電源１０９を制御し、静磁場中に配置された被検体１１２に対し、ＲＦアンテナ１０３及び傾斜磁場コイル１０２から、断続的にＲＦ信号を照射すると共に傾斜磁場を印加する。また、そのＲＦ信号に共鳴して被検体１１２から発せられるＮＭＲ信号をＲＦアンテナ１０３にて受信し、信号処理を行い、画像を再構成する。被検体１１２は、例えば、人体の所定の部位である。
【００２３】
［ＲＦ送受信系の構成］
本実施形態において、ＲＦアンテナ１０３として、図２に示すバードケージ型コイル（以下、単に「ＲＦコイル」という）２１０を適用する。なお、ここでは図示を省略しているが、ＲＦコイル２１０は、シート状の導体を筒状に形成したシールドによって囲繞されている。図２に示すように、ＲＦコイル２１０は、円環状の２つのリング導体２０３、複数のラング導体２１４、キャパシタ、ダイオード、給電ケーブル（図示せず）等を有している。
【００２４】
より詳しくは、リング導体２０３は、環状に形成され、エンドリングとなるように円筒形状のＲＦコイルの両端に、かつ、円筒の中心軸と環状の中心とが一致するように配置されている。また、ラング導体２１４は、円筒形状の外周面に沿って等間隔に配置され、ラング導体２１４の端部とリング導体２０３とが接続されている。
【００２５】
さらに、ＲＦコイル２１０では、キャパシタがリング導体２０３に等間隔で設けられたギャップ２０１に挿入され、ダイオード回路がラング導体２１４のギャップ２１２に挿入されてている。なお、キャパシタは、リング導体２０３とラング導体２１４とシールド（図示しない）とにより高周波信号又は核磁気共鳴信号の周波数で共振するよう調整されている。
【００２６】
図２に示すＲＦコイル２１０は、ラング導体２１４の形状が、図１３に示した従来のバードケージ型コイル２００と異なっている。つまり、ラング導体２１４が両端で２つに分岐して互いに略平行に位置する２本の直線部２１８を有することにより、円筒軸の軸方向中心部では２本の導体が並列しつつ端部が接続された環状となっている。
【００２７】
ラング導体２１４をこのような形状とすることで、リング導体に挿入されるキャパシタ数を増大させることなく、ラング導体の本数を実質的に増加させることができるため、ラング導体を構成する複数の直線部の間隔を密にすることができる。これにより、ＲＦコイル２１０の円筒内部に生成させる照射ＲＦ磁場の均一空間を円筒の周辺部まで拡大させることができる。
【００２８】
なお、１つのラング導体が複数の直線部（本実施形態では２本（図２））を有することにより、これら複数の直線部間に電流ループが形成されることが考えられる。しかし、リング導体に挿入されたキャパシタを調整することによって、複数本の直線部には概ね並列に電流が流れることとなる。また、過電流の発生が問題となり得るＸ及びＹ方向の傾斜磁場については、ラング導体の作るループが傾斜磁場コイルからの磁場を相殺するように対称に配置されているので、画質に悪影響を及ぼす傾斜磁場起因の過電流は発生しないということができる。
【００２９】
ここで、ＲＦコイルによって生成される磁場分布について説明する。現在の計算技術ではＭＲＩに使用されるＲＦコイルの磁場分布を実際とほぼ同じようにシミュレーションによって算出することができる。以下、シミュレーションによって算出した磁場分布を示す。
【００３０】
図３に、図１３に示した従来のＲＦコイル２００によって生成されるＲＦ磁場（Ｂ１＋円偏波）の、円筒軸をＺ軸、磁場中心をＺ＝０としたときのＺ＝０断面におけるマップを示す。
図３（Ａ）は、２つの入力端子におよそ１２ワットずつ、合計およそ２４ワット入力した際に生成される磁場をグレースケールで表したマップであり、図３（Ｂ）は、図３（Ａ）に示すマップを０〜２［Ａ／ｍ］の強度を等間隔に３０本の等高線で示したものである。磁場中心には人の負荷の代わりに電気伝導度が０．６１３［Ｓ／ｍ］の食塩水を入れた直径３０ｃｍ、長さ５０ｃｍの円筒形の容器が置いてある。マップはアンテナの２つの入力端子におよそ１２ワットずつ、合計およそ２４ワット入力した際に生成する磁場をＡ／ｍの単位で示している。
【００３１】
ここで、図１３の従来のＲＦコイル２００は、１．５テスラのトンネル型のＭＲＩ装置に使用することを想定して設計されたものである。このＲＦコイル２００は、直径がおよそ６１０ｍｍ、ラング導体の長さがおよそ５３０ｍｍであり、リング導体部分にのみキャパシタを設置するハイパス型と呼ばれるバードケージ型コイルである。
【００３２】
ラング導体の数は１６本で各ラング導体の中央の切り欠きにはダイオードが設置され、ＲＦを照射しない時間には、受信コイルとのカップリングを防止するために、ダイオードに逆バイアスをかけてコイルの共振を生じさせないようにする。
円筒の両端に配置された各リング導体のそれぞれに１６箇所設置されるキャパシタの値はおよそ１００ｐＦで、１．５テスラのＭＲＩ装置のＲＦ共振周波数である６３．８ＭＨｚに共振する。
【００３３】
一方、上述したように、図２のＲＦコイル２１０では、各ラング導体２１４が端部で分岐され両端が接続された環状となっている。このため、ＲＦコイル２１０において、円筒軸をＺ軸、磁場中心をＺ＝０としたとき、Ｚ＝０の断面では、１６個のラング導体が実質的には３２本のラング導体に相当するようになっている。分岐したラング導体２１４の幅はＲＦコイル２００のラング導体２０２の幅の半分になっており、分岐した導体の間隔もＺ＝０の断面で丁度３２本のラングとして周方向に等間隔に配置されるようになっている。
【００３４】
図４に、図２に示した本実施形態に係るＲＦコイル２１０が生成するＲＦ磁場（Ｂ１＋円偏波）のＺ＝０断面でのマップを示した。図４（Ａ）はＲＦコイル２１０の２つの入力端子におよそ１２ワットずつ、合計およそ２４ワット入力した際に生成される磁場をグレースケールで表したものであり、図４（Ｂ）は図４（Ａ）に示すマップを０〜２［Ａ／ｍ］の強度を３０本の等高線で示したものである。磁場中心には同様の食塩水のファントムを設置している。
【００３５】
図３（Ａ）及び図４（Ａ）からわかるように、マップの中心付近のドーナツ状のやや暗い部分は、直径３０ｃｍのファントム断面の表面からおよそ４ｃｍ内側部分の磁場が食塩水の電気伝導度と比誘電率のために弱くなっている部分である。また、直径６１ｃｍ付近のラング導体がある部分では、磁場の弱い黒い部分と、磁場が強い白い部分が交互に現れ、ラング導体のある部分は磁場が強く、ラング導体とラング導体の間の空間は磁場が弱くなっていることがわかる。図３（Ａ）と図４（Ａ）とを比較すると、ラング導体とラング導体の間の空間の磁場に顕著な差異がみられる。
【００３６】
図３（Ｂ）及び図４（Ｂ）においては、等高線の間隔が広い部分（疎な部分）が磁場が均一な空間である。図３（Ｂ）と図４（Ｂ）とを比較すると、図４（Ｂ）のマップでは図３（Ａ）のマップに比して、等高線の間隔が広い部分がラング近くまで広がっている、つまり、磁場の均一空間領域が広いことがわかる。なお、最も外周側の磁場強度が２［Ａ／ｍ］を超える部分には等高線がないので注意が必要である。
【００３７】
以上の比較結果を、より定量的に確かめた結果を図５に示す。
図５（Ａ）及び（Ｂ）に示す図は、電磁界はＺ＝０断面をおよそ５ｍｍ間隔で計算しており、それぞれの算出点をＸ＝Ｙ＝０の原点からの距離を横軸とし、磁場強度を縦軸にしてプロットしたものある。図５（Ａ）が、従来型のＲＦコイル２００のＺ＝０断面の計算点をプロットしたもの、図５（Ｂ）が、本実施形態に係るＲＦコイル２１０のＺ＝０断面の計算点をプロットしたものである。また、横軸の原点からの距離が０の点が原点の磁場強度である。
【００３８】
図５（Ａ）における原点の磁場強度は１．１６［Ａ／ｍ］、図５（Ｂ）における原点の磁場強度は１．１３［Ａ／ｍ］となっており、原点では両者とも略同一の磁場強度が得られている。このことから、本実施形態にかかるＲＦコイル２１０の円筒中心部分の照射効率は、従来型のＲＦコイル２００と略同一であることがわかる。
【００３９】
図５（Ａ）及び（Ｂ）のプロットは原点からの距離が増えるに従って、磁場Ｂ１＋が上下に大きくずれていく。図５（Ａ）に、従来型ＲＦコイル２００の距離０．２５［ｍ］での磁場の最小値５０２及び最大値５０３を示している。また、図５（Ｂ）に、本実施形態に係るＲＦコイル２１０の距離０．２５［ｍ］での磁場の最小値５１２及び最大値５１３を示している。
【００４０】
図５（Ａ）に示す従来型ＲＦコイル２００では、直径５０ｃｍの部分で磁場強度は０．８〜１．４［Ａ／ｍ］のばらつきを生じるが、図５（Ｂ）に示す本実施形態のＲＦコイル２１０では０．９〜１．２［Ａ／ｍ］程度のばらつきしか生じないことがわかる。このことは直径５０ｃｍの部分に人体の肩などが配置されている場合でも、直径５０ｃｍの部分すなわち円筒周辺部分におけるＲＦ磁場のばらつきが、本実施形態係るＲＦコイル２１０では従来型ＲＦコイル２００に比して少なく改善されていることを意味する。ＲＦ磁場のばらつきが少なければ、均一な画像を取得することができるため画質を向上させることができる。
【００４１】
図６に、ラング導体に設けられるダイオード回路の詳細を示す。
図６（Ａ）に、従来型ＲＦコイル２００におけるダイオード回路６０１を示し、図６（Ｂ）に、本実施形態に係るＲＦコイル２１０のダイオード回路６０２を示す。
図６（Ａ）に示すダイオード回路６０１は、図１３に示すラング導体２０４のギャップ２０２に挿入され、ダイオード６１３とインダクタ６１２を備えている。ダイオード６１３にＤＣ電流を流すためにダイオード６１３の両端に導線の分岐が設けられると共に、ＤＣ電流を流す経路にＲＦ電流が流れないようにインダクタ６１２が設けられている。
【００４２】
図６（Ａ）のダイオード回路６０１では、１本のラング導体２０４に設けられるダイオード回路の例を示しているに過ぎないが、各ラング導体２０４に設けられたダイオード回路６０１は、円筒の円周方向に連続して配置されており、各ラング導体２０４のダイオード６１３にＤＣ電流を流すことができるようになっている。
ＲＦ照射時にはＤＣ電流を流し、ＲＦコイル２００を共振状態にする。受信時にはＲＦコイル２００を非共振状態にするためにＤＣ電流を流さない。そうすることで受信アンテナとのカップリングを防ぎ、受信感度の低下を防ぐ。
【００４３】
図６（Ｂ）に示すダイオード回路６０２は、ラング導体２１４のギャップ２１２に挿入され、ダイオード６１３とインダクタ６１２を備えている。ダイオード６１３は、ラング導体２１４の端部で分岐された各直線部２１８のギャップ２１２に夫々設けられる。インダクタ６１２は、隣接する直線部２１８に挿入されるダイオード６１３同士の間にも設けられる。
【００４４】
従って、従来型ＲＦコイル２００のラング導体２０４に設けられるダイオード６１３及びインダクタ６１２よりも、ラング導体２１４に設けられるダイオード１３及びインダクタ６１２の数は一つずつ増加する。各ラング導体２１４に設けられたダイオード回路６０２はインダクタ６１２を介して互いに直列に接続される。ダイオード回路６０２のように構成することでラング導体２１４が二つの直線部２１８に分岐してもダイオード６１３をラング導体に挿入することができる。
【００４５】
このように本実施形態によれば、ラング導体を両端部で分岐させて複数の直線部を備えた構成とすることにより、リング導体のギャップに挿入するキャパシタ数を増大させることなく、ラング導体の本数を実質的に増加させることができるため、部品点数を増大させることなくラング導体同士の間隔を狭めることができる。
【００４６】
これにより、ＲＦコイルの円筒内部に生成させる照射ＲＦ磁場の均一空間を円筒の周辺部まで拡大させることができる。つまり、本実施形態に係るＲＦコイルによれば、部品点数及び装置コストを増大させることなく、ＲＦ磁場が均一に照射される領域を拡大させて撮像空間を拡大させることができ、これをＭＲＩ装置に適用した場合には、広範囲かつ高画質のＭＲＩ画像を取得することができる。
【００４７】
（変形例１）
上述した実施形態では、両端部で分岐して２本の直線部を有するラング導体２１４を備えたＲＦコイル２１０について説明した。ＲＦコイルはこのような形状に限られず、例えば、ラング導体が３本の直線部を有する形状とすることもできる。
【００４８】
図７に、本変形例に係るＲＦコイル３１０を示す。ＲＦコイル３１０は、両端部で分岐して３本の直線部を有するラング導体３１４を備えている。本変形例のラング導体３１４では、ラング導体３１４そのものの数は変更させないため、リング導体３０３に挿入されるキャパシタの数も増加させる必要がない。この例では、１つのリング導体３０３に１６個のキャパシタが挿入されており、ラング導体３１４の数は１６本、各ラング導体３１４が夫々３本の直線部３１８を有しているので、実質的には直線状のラング導体が４８本存在するのとほぼ同様の効果を得ることができ、ＲＦコイルのによって生成される磁場の均一空間が広がる。
【００４９】
（変形例２）
上述した実施形態及びその変形例１では１つのラング導体がその両端で複数の直線部に分岐しており、リング導体には、ラング導体とキャパシタが１つずつ交互に設けられている。本変形例では両端で分岐せずに、両端で接続されない別個独立の２本の直線部がラング導体を構成し、このラング導体とキャパシタ１つとを交互に設けた例について説明する。
【００５０】
図８に、キャパシタの数を減らし２本の直線部８１８を有するラング導体８１４とキャパシタ１つとを交互に設けたＲＦコイルの例を示す。図８の例では、ＲＦコイル８１０は、円環状のリング導体８０３とラング導体８１４を備え、ラング導体８１４が直線部８１８を２本有している。図８では、ラング導体８１４が、各直線部８１８が等間隔に配置されるようにリング導体８０３に接続されている。
【００５１】
リング導体８０３は、ラング導体８１４とキャパシタとを交互に挿入しており、この結果、直線部８１８が２本設けられる毎に１つのキャパシタが挿入されるようになっている。つまり、リング導体８０３には、２本の直線部８１８とキャパシタとが交互に設けられており、リング導体における直線部８１８との接続点では、２本で１ペアとなっている直線部８１８同士の間にはキャパシタを設置するためギャップは設けられていない。
【００５２】
これは、リング導体８０３において、直線状のラング導体とキャパシタを１つずつ交互に配置することに比して、キャパシタの数が減っている。通常３２本の直線状のラング導体を有するハイパス型バードケージ型コイルではリング導体に３２個のキャパシタが設置されるが、図８のＲＦコイル８０１では、その数が半数の１６個に減っているということができる。キャパシタの数が減ると部品点数が減少するので、部品に要するコスト及び製造コストが低減し、装置コストが低下する。また、部品点数が少ないことから、故障の虞が減少するというメリットがある。
【００５３】
（変形例３）
上述した実施形態及び各変形例では、２つの円環状のリング導体の間に、両端部で分岐して複数の直線部を有するラング導体を複数設けたＲＦコイルについて説明した。ＲＦコイルはこのような形状に限られず、リング導体が楕円形上の環状であってもよい。
【００５４】
図９に、両端で２本の直線部２１８に分岐したラング導体２１４を楕円バードケージ型コイル９１０に適用した場合例を示す。図９の楕円バードケージ型コイル９１０は、楕円周方向に対してラング導体２１４を等間隔に設置したものである。このように楕円バードケージ型コイルであっても本実施形態を適用することができ、この場合も、ラング周辺部の照射磁場の均一度を向上させることができる。なお、楕円バードケージ型コイルにおいて、必ずしも図９に示す例のように、ラング導体２１４を等間隔に設置しなくてもよく、ラング導体の設置間隔は適宜変更することができる。
【００５５】
図１０に示すように、通常楕円バードケージ型コイル９１０のラング導体とシールド９５０との間隔（ギャップ）は等間隔にすることが考えられる。しかし、図１１に示すように、左右の間隔を狭く、上下の間隔を広くすることで、左右方向により広い患者空間を確保することができる。又、この時、ラング導体同士の間隔を上下方向においては狭く、左右方向においては広くすることで照射磁場の均一度を維持又は向上させる。なお、シールドとＲＦコイルとの間隔は、照射のパワー効率を高めるためには、所定（通常２０〜３０ｍｍ程度）の間隔（ギャップ）が必要である。
【００５６】
（変形例４）
又、図１２に示すように、楕円バードケージ型コイルの場合でも、両端で分岐せずに別個独立の直線状のラング部２本からなるラング導体とキャパシタ１つとを交互に設けた構成とすることができる。図１２の楕円バードケージ型コイル１１０１も、２本の直線部８１８を有するラング導体８１４とキャパシタとが交互に設けられている。したがって、リング導体における直線部８１８との接続点では、２本で１ペアとなっている直線部８１８同士の間にはキャパシタを設置するためギャップは設けられていない。
【００５７】
リング導体１１０３において、直線状のラング導体とキャパシタを１つずつ交互に配置する従来型の楕円バードケージ型コイルに比して、キャパシタの数が減少していることから、コストが低下し、故障の虞が減少するというメリットがある。このように楕円バードケージ型コイル１１０１においても、本実施形態に係るラング導体を適用することで、ラング導体周辺部の照射磁場の均一度を向上させたＲＦコイルとすることができる。
【００５８】
なお、本発明の実施形態及びその変形例は、発明の趣旨を逸脱しない範囲において、種々の追加・変更等が可能である。
【符号の説明】
【００５９】
１００・・・ＭＲＩ装置、１０１・・・マグネット、１０２・・・傾斜磁場コイル、１０３・・・ＲＦアンテナ、１０４・・・送受信機、１０５・・・データ処理部、１０６・・・送受信ケーブル、１０７・・・傾斜磁場制御ケーブル、１０８・・・表示装置、１０９・・・傾斜磁場電源、１１１・・・ベッド、１１２・・・被検体、２００・・・従来型ＲＦコイル、２０１・・・ギャップ、２０２・・・ギャップ、２０３・・・リング導体、２０４・・・ラング導体、２１０・・・ＲＦコイル、２１２・・・ギャップ、２１４・・・ラング導体、２１８・・・直線部、３１０・・・バードケージ型ＲＦコイル、３０３・・・リング導体、３１４・・・ラング導体、３１８・・・直線部、６０１・・・ダイオード回路、６０２・・・ダイオード回路、６１２・・・インダクタ、６１３・・・ダイオード、８０３・・・リング導体、８１０・・・バードケージ型ＲＦコイル、８１４・・・ラング導体、８１８・・・直線部、９１０・・・楕円バードケージ型ＲＦコイル、９５０・・・シールド、１１０１・・・楕円バードケージ型ＲＦコイル、１１０３・・・リング導体
【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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