"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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。<<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。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。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。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。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。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。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。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。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。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3aおよび図3bに、被検体103を模擬したファントム117に対して、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3aは、バードケージコイル119及びファントム117の模式図、図3bはファントム117内の回転磁界B1分布である。なお、図3b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。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。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、3TMRI装置を想定して、128MHzとした。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=A1sinωtφ11By=A2sinωtφ22このとき、回転磁界B1は、以下の式3で表される。B1=BxiBy/23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、QDQuadratureDriveと呼ばれるRF照射方法で、標準的なRF照射手法である。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。図3b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。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。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。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5aは、導体板118および導体ループ116がない場合、図5bは、導体板118を配置した場合、図5c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。図5a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5b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5c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。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。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3b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3b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3b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。このファントム117に対して磁束を与えるために、図3aにおいては、バードケージコイル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。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。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。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。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。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3b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7a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7a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7bに示すように、図7a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。導体板118および導体ループ116を、それぞれ、図7a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7aのように配置した場合、cは、導体ループ116を図7b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。このとき、ファントム117の形状は図3b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3b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。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。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=σB1/mB14なお、mB1、σB1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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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調整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12aは、受信機能、図12bは、磁気結合防止機能、図12cは、磁場調整機能を実現する場合の図である。図12a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12a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。図12b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。図12cに示すように、磁場調整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12c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。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。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。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。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、3TMRI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。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。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14aは、受信機能、図14bは、磁気結合防止機能、図14cは磁場調整機能を模擬した場合の電流値である。すなわち、図14a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14b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14c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。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。図14a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12a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。図14b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。図14c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12c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。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。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。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。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7bおよび図8c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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。<<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。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。図16a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。図16b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16aの例と同様である。また、図16a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。図16a、図16b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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。<<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。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。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。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。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7bに示す位置に配置する。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。第二の二機能兼用導体ループ360の回路構成を図19a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。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。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。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。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。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。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。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19a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19bに示す。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。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。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。<<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調整機能のいずれの機能で用いるか決定する機能を備える。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。図20a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。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、DoubleAngleMethod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。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調整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。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DB530として保持する。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。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、磁場調整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。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、磁場調整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。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21a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。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。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。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。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。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。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調整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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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21bに示す。計算機109aは、図21a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。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。この場合、計算機109bは、図20b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。計算機109bは、図21a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。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。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。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。"