JPWO2008075614A1 - 核磁気共鳴計測装置およびコイルユニット - Google Patents

Abstract

バードケージ型ＲＦコイルのラング長を短くしても軸方向に感度の均一な広い領域を持つコイルユニットを提供する。コイルユニットは、静磁場発生源に沿って配置される傾斜磁場コイルと、傾斜磁場コイルよりも検査領域の中心に近い位置で、傾斜磁場コイルに沿って配置される高周波コイルと、傾斜磁場コイルと高周波コイルとの間に設置され、高周波コイルの外周を覆う導体部とを備える。高周波コイルは、静磁場の方向と実質的に直交する面に位置する第１ループコイル及び第２ループコイルと、第１ループコイルと第２ループコイルとを接続し、静磁場の方向と実質的に平行な複数の線状導体と、第１ループコイルと第２ループコイルとに配置される複数の第１キャパシタとを具備する。さらにコイルユニットは、高周波コイルと導体部とを第２キャパシタを介して電気的に接続し、かつ第２キャパシタと並列に設置される給電回路を具備する第１接続部と、高周波コイルと導体部とを第３キャパシタを介して接続する第２接続部とを有する。

Description

本発明は核磁気共鳴計測装置（以下、「ＭＲＩ装置」という）およびそれに用いられるコイルユニットに関する。

ＭＲＩ装置は、マグネットが発生する均一な静磁場中に被検体を配置し、被検体に電磁場を照射し、被検体内の核スピンを励起すると共に、その後、核スピンが発生する電磁波である核磁気共鳴信号を受信し、被検体を画像化する。電磁波の照射と核磁気共鳴信号の受信は、ラジオ周波数（ＲＦ）の電磁波を送信あるいは受信するＲＦコイルによって行なわれ、ＭＲＩ装置に適した種々の形状の送信コイル、受信コイル或いは兼用コイルが開発されている。電磁波の照射や磁気共鳴信号の検出を行うＲＦコイルにおいては、照射効率および照射均一性の向上、受信感度および感度分布の均一性向上が求められている。

被検体内の核スピンを励起する際には、撮影領域を正確に撮影するために均一な感度分布を持つコイルが必要である。バードケージ型のＲＦコイルやマルチプルパッチレゾネーターは均一な感度領域を持つコイルとして知られている（例えば、特許文献１、２）。

特許文献１に述べられた、いわゆるバードケージ型のＲＦコイルは、通常、円筒形状のＲＦベース上に形成され、円筒の軸方向（Ｚ軸方向）に伸びる直線状の導体（ラング）と、これら導体の端部にある円弧状の導体（リング）からなる。ラングの数によって、例えば、「16ラングのバードケージコイル」と称される。ハイパス型のＲＦコイルの場合は、上記リング上にキャパシタが配置されている。キャパシタ、ダイオード等の電気部品を取り付けてチューニングを行い、ＲＦ送信コイルを形成する。ハイパス型のバードケージ型ＲＦコイルの例を図１６に示す。このＲＦコイルは、２つのループ導体２８、２９がループの中心軸が共通かつ座標軸のｚ軸に平行となるように対向して配置され、座標軸のｚ軸に平行な複数（図１６では１２本）の直線導体３０で接続されている。このとき、複数の直線導体３０は等間隔で配置されている。なお、座標軸のｚ軸の方向とＭＲＩ装置のマグネットが発生する静磁場の向き１００は同方向とする。複数の直線導体３０とループ導体２８、２９との接続点の間には、複数のキャパシタCrが配置され、給電点３５はキャパシタの１つに配置される。

バードケージ型ＲＦコイルはチューニングが容易であるというメリットがあり、水平磁場型ＭＲＩ装置で広く用いられている。ただし、ＭＲＩ装置の高磁場化にともない、使用する周波数が高くなると、コイルのＱ値が低下するという問題点がある。特に４テスラ以上の静磁場強度のＭＲＩ装置のように水素原子核の共鳴周波数が１６０ＭＨｚを超える領域において、ＲＦ送信コイルのように寸法が大きなコイルではＲＦコイルの寸法が波長を越えるためＱ値の低下が著しく、使用が困難になるという問題点がある。このため人体撮影用ＭＲＩ装置の送信用ＲＦコイルとして、バードケージ型のＲＦコイルが用いられるのは静磁場強度３テスラくらいまでである。

ＲＦコイルの照射効率や受信感度を向上させる方法として、ＱＤ（Ｑｕａｄｒａｔｕｒｅ
Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ）方式が知られている。ＱＤ方式は、互いの軸を直交させて配置した２つのＲＦコイルを用いて磁気共鳴信号を検出する方法である。ＱＤ方式で磁気共鳴信号を検出すると、９０度だけ位相がずれた信号がそれぞれのＲＦコイルから検出される。これらの検出信号を合成することにより、１つのＲＦコイルで受信した場合に比べて、ＳＮ比が理論的に√２倍向上する。また、高周波磁場の照射時には、円偏波を照射することから電力が１／２で済むため、人体の高周波発熱を小さくすることができる。さらに、ＱＤ方式は撮影画像の均一度の点からも有効であり、ｘｙ面の感度均一性を向上することができる。バードケージ型のRFコイルは、その構造の対称性からＱＤ方式を実施することが容易である。信号を送受信するための２つの給電ポートを互いに直交した位置に配置することで、一つのコイルでＱＤ方式による送受信が可能となる。図１６に示したバードケージ型RFコイルにＱＤ方式を適用した例を図１７に示す。２つの給電ポート35-1と35-2が互いに直交した位置に配置されている。

また一般にバードケージ型のＲＦコイルは、x軸方向とy軸方向の感度分布の均一性が高いという特長をもつ。
一方、ｚ軸方向の感度分布均一性は、一般にはラングの長さに比例する。撮影領域を正確に撮影するためには、励起時の撮影領域内における感度不均一（ＲＦパワーの不均一性）は３０％以内であることが望まれる。バードケージ型のＲＦコイルを用いて励起時の撮影領域内における感度不均一を３０％以内とするためには、ラングの長さは撮影領域のｚ軸方向の長さの１．５倍程度必要である。例えば、撮影領域のｚ軸方向の長さが３５cmである場合は、ラング長は５３ｃｍ必要となる。

一方、特許文献２に述べられた、マルチプルパッチレゾネーターは、円筒状ＲＦシールドの内側にＺ軸方向に伸びる直線状の導体（ラング）を等間隔に複数配置し、ラングとＲＦシールド間をキャパシタを介して接続する。マルチプルパッチレゾネーターにはバードケージ型ＲＦコイルに見られるリング部は存在しない。マルチプルパッチレゾネーターはＭＲＩ装置の高磁場化にともない、使用する周波数が高くなってもコイルのＱ値を高く保つことができるため、静磁場強度３テスラを越すＭＲＩ装置においても使用可能であるというメリットを有する。ただし、マルチプルパッチレゾネーターのチューニングは、バードケージ型ＲＦコイルと比較すると複雑となる。これはリング部が存在しないことから、複数個存在するラングの電磁気的な独立性が高いためである。

マルチプルパッチレゾネーターでＱＤ方式を実施する場合、頭部撮影用コイルのように寸法が小さいコイルでは互いに直交した位置に配置された２つの給電ポートを用いるだけで円偏波送受信可能である。一方、全身撮影用コイル（送信用コイル）のように寸法が大きいコイルで円偏波送受信するためには、９０度ずつ位置のずれた４つの給電ポートから９０度ずつ位相のずれたパルスを送受信するのが一般的である。これもリング部が存在しないことから、複数個存在するラングの電磁気的な独立性が高く、０度の位置のラングに給電しても、１８０度の位置（反対側に位置する）のラングの電流までは影響が及びにくいからである。給電ポートが２個から４個に増えることは、より使用時の調整を複雑にし、コストも増加させる。

米国特許４９１６４１８号 米国特許５５５７２４７号公報

ところで、ＲＦコイルの導体から一定の距離を置いて、ＲＦシールドを配置することができる。ＲＦシールドは、ａ)傾斜磁場コイルから放出されるノイズを低減する、ｂ)傾斜磁場コイル導体とＲＦコイルとの電磁結合を遮蔽する、という２つの働きを持ち、非磁性金属箔や網を適宜積層して構成され、樹脂製支持部材に貼り付けられるか、傾斜磁場コイルの表面に貼り付けて配置する。

送信用バードケージ型ＲＦコイルは、内部に人体が挿入されるため、そのリング直径は一般に大きい。このためＲＦシールドとＲＦコイルの距離は一般に狭くなる。ＲＦシールドとＲＦコイルの距離は、典型的には１０から４０ｍｍの距離が必要である。近接させると、ａ)高周波渦電流が増えて磁場を打ち消してしまうため、磁場の発生効率が悪くなる、ｂ)ＲＦコイル近傍での磁場分布が急激に変化することになり、撮影領域におけるＲＦパワーの不均一性が大きくなる、という課題が生じるため、この間隔を１０ｍｍ以下に狭くすることは一般には難しい。

バードケージ型ＲＦコイルの変形例として、リング部分の内側にシールドであるガードリングを配置するシールド付バードケージ型ＲＦコイルが知られている（非特許文献１）。ガードリング付バードケージ型ＲＦコイルでは、ガードリングの働きにより電界成分の抑制効果があることが知られている。

ＲＦシールドの外側には傾斜磁場コイルを配置することができる。メインコイル、シールドコイルからなるアクティブシールド傾斜磁場コイルの場合は、互いに逆向きの磁場を発生させるコイルを配置することで、静磁場発生源（マグネット）を囲む容器もしくは金属部材に発生する渦電流を低減する。そして、最も外側に静磁場発生源（マグネット）が配置することができる。静磁場発生源としては、今日では超電導磁石、永久磁石が広く用いられている。いずれの静磁場発生源であっても、また、円筒型、対向型の形に依存せずに、被検者領域に近づけたほうが磁場発生効率が向上し、より安価な静磁場発生源を構成することが可能になる。

上述のそれぞれの部品を重ねると、ＲＦコイルから傾斜磁場コイルまでの合計厚さは典型的には１５０ｍｍ程度の厚さが必要となる。この厚さをより薄くすると、同一のカバー内径であれば超電導磁石内径を小さく出来るので超電導磁石を安く構成できる。もしくは、同じ超電導磁石の内径であれば、被検者側の空間を広くすることが出来る。もしくは、同じ厚さであっても、傾斜磁場コイルのメインコイル−シールドコイル間隔や、ＲＦコイル−ＲＦシールド間隔を広げることで、傾斜磁場コイル、ＲＦコイルの磁場発生効率を向上し、それぞれに接続されたアンプ等の増幅器に掛かるコストを低減することが出来る。このような要求を満たす１つの方法として、凹みを有する傾斜磁場コイルとその凹みの中に位置するＲＦコイルの配置が知られている（例えば、特許文献３）。

特許文献３では、傾斜磁場コイルに必要とされるエネルギーを低減するために、ＲＦコイルの存在しない部位において、傾斜磁場コイルが軸方向内側にせり出す構成が示されている。こうすることで、同じ厚さであれば飛び出させた部位においてはメインコイル−シールドコイル間隔が拡がっているので、磁場発生効率を上げることが可能になり、傾斜磁場強度の増大もしくは傾斜磁場の立ち上がり速度の高速化を図ることが出来る。ＲＦコイルの軸長（ラング長）を短くして凹みの軸方向の長さを短くすれば、より傾斜磁場コイルの性能を向上させることができる。
しかしながら、ＲＦコイルの軸長（ラング長）を短くすると、ｚ軸方向の感度分布均一性は劣化する。前述したように、バードケージ型ＲＦコイルを用いて励起時の撮影領域内における感度不均一を３０％以内とするためには、ラングの長さは撮影領域のｚ軸方向の長さの１．５倍程度必要である。従って、例えば、ＲＦコイルの軸長（ラング長）を４０ｃｍと短くすると、感度不均一が３０％以内となる撮影領域のZ軸方向の長さはおよそ２７ｃｍしかなくなるという問題点がある。

本発明の目的は、上記従来技術の問題点を鑑み、バードケージ型ＲＦコイルのラング長を短くしても軸方向に感度の均一な広い領域を持つＲＦコイルを提供することにある。

Ｑ．Ｃｈｅｎ他著、「ガードリングを結合させたＭＲＩ用鳥かご型共振器（Ｇｕａｒｄ−Ｒｉｎｇ Ｃｏｕｐｌｅｄ Ｂｉｒｄｃａｇｅ Ｒｅｓｏｎａｔｏｒ ｆｏｒ ＭＲＩ）」、信学技報、ＥＭＣＪ９５−８０，ｐｐ３１−３８（１９９６） 国際公開2003062846号パンフレット

上記課題を解決する本発明のＭＲＩ装置は、一例として、静磁場を発生させる環状の静磁場発生源と、前記静磁場発生源で囲まれる検査領域で前記静磁場発生源に沿って配置される傾斜磁場コイルと、前記傾斜磁場コイルよりも前記検査領域の中心に近い位置で、前記傾斜磁場コイルに沿って配置され、前記静磁場の方向と実質的に直交する面に位置する第１ループコイル及び第２ループコイルと、前記第１ループコイルと前記第２ループコイルとを接続し、前記静磁場の方向と実質的に平行な複数の線状導体と、前記第１ループコイルと前記第２ループコイル及び／又は線状導体とに配置される複数の第１キャパシタとを具備する高周波コイルと、前記傾斜磁場コイルと前記高周波コイルとの間に設置され、前記高周波コイルの外周を覆う導体部と、前記高周波コイルと前記導体部とを第２キャパシタを介して電気的に接続し、かつ前記第２キャパシタと並列に設置される給電回路とを具備する第１接続部と、前記高周波コイルと前記導体部とを第３キャパシタを介して接続する第２接続部とを有することを特徴とする。

また、他の例として、静磁場を発生させる環状の静磁場発生源と、前記静磁場発生源で囲まれる検査領域で前記静磁場発生源に沿って配置される傾斜磁場コイルと、前記傾斜磁場コイルよりも前記検査領域の中心に近い位置で、前記傾斜磁場コイルに沿って配置され、前記静磁場の方向と実質的に直交する面に位置する第１ループコイル及び第２ループコイルと、前記第１ループコイルと前記第２ループコイルとを接続し、前記静磁場の方向と実質的に平行な複数の線状導体と、前記第１ループコイルと前記第２ループコイル及び／又は線状導体とに配置される複数の第１キャパシタとを具備する高周波コイルと、前記傾斜磁場コイルと前記高周波コイルとの間に設置される導体部とを有し、前記導体部は前記高周波コイルの外周を覆い、前記傾斜磁場コイルは、前記高周波コイルの外周を囲む第1の部分と、前記傾斜磁場コイルの端部近傍の第２の部分とを有し、前記第１の部分の直径は前記第２の部分の直径よりも大きいことを特徴とする。

さらに他の例として、静磁場を発生させる環状の静磁場発生源と、前記静磁場発生源で囲まれる検査領域で前記静磁場発生源に沿って配置される傾斜磁場コイルと、前記傾斜磁場コイルよりも前記検査領域の中心に近い位置で、前記傾斜磁場コイルに沿って配置され、前記静磁場の方向と実質的に直交する面に位置する第１ループコイル及び第２ループコイルと、前記第１ループコイルと前記第２ループコイルとを接続し、前記静磁場の方向と実質的に平行な複数の線状導体と、前記第１ループコイルと前記第２ループコイル及び／又は線状導体とに配置される複数の第１キャパシタとを具備する高周波コイルと、前記傾斜磁場コイルと前記高周波コイルとの間に設置される導体部とを有し、前記導体部は前記高周波コイルの外周を覆い、前記傾斜磁場コイルは、前記静磁場発生源によって生じる静磁場の方向の中心部から端部へ向かって内径が小さくなる形状を有することを特徴とする。

本発明によればバードケージ型ＲＦコイルのラング長を短くしても軸方向に感度の均一な広い領域を持つＲＦコイルを実現できる。このようなＲＦ送信コイルによれば、径の小さな傾斜磁場コイルの内側の凹みにＲＦ送信コイルを設置することが出来るようになり、結果として、磁場発生効率を向上させた傾斜磁場コイルを備えたＭＲＩ装置を構成することが出来る。

以下、詳細に本発明に関するＲＦコイルおよびＭＲＩ装置の好適な実施の形態について説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。

まず、本発明が適用される磁気共鳴撮像装置の全体構成について説明する。図１はＭＲＩ装置の外観図であり、図中、ｚ軸の方向が静磁場方向である。装置は、静磁場方向について、例えば実質的に水平方向となるように配置される。図１は水平磁場方式のマグネット２を備えたＭＲＩ装置で、テーブル３０１に寝かせられた検査対象１はマグネット２のボア内の撮像空間に挿入され撮像される。

本発明に係るＭＲＩ装置の一例の全体概要を図２に基づいて説明する。図２は、本発明に係るＭＲＩ装置の一実施例の全体構成を示すブロック図である。このＭＲＩ装置は、ＮＭＲ現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図２に示すように、ＭＲＩ装置は静磁場発生系２と、傾斜磁場発生系３と、送信系５と、受信系６と、信号処理系７と、シーケンサ４と、中央処理装置（ＣＰＵ）８とを備えて構成される。

静磁場発生系２は、被検体1の周りに配置される永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源を備える。垂直磁場方式であれば、被検体1の周りの空間にその体軸と実質的に直交する方向に、水平磁場方式であれば、体軸方向に実質的に均一な静磁場を発生させる。水平静磁場方式の場合には、例えば被検体を含む検査領域を囲む環状の静磁場発生源を用いることができる。

傾斜磁場発生系３は、ＭＲＩ装置の座標系（静止座標系）であるＸ，Ｙ，Ｚの３軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル９と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源１０とから成り、シ−ケンサ４からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源１０を駆動することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの３軸方向に傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを印加する。例えば、撮影時には、スライス面（撮影断面）に直交する方向にスライス方向傾斜磁場パルス（Gs）を印加して被検体1に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交して且つ互いに直交する残りの２つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス（Gp）と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス（Gf）を印加して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。傾斜磁場コイル９は、水平静磁場方式の場合には、静磁場発生源に沿って配置される。

シーケンサ４は、高周波磁場パルス（以下、「ＲＦパルス」という）と傾斜磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段で、ＣＰＵ８の制御で動作し、被検体１の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系５、傾斜磁場発生系３、および受信系６に送る。
送信系５は、被検体１の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために、被検体１にＲＦパルスを照射するもので、高周波発振器１１と変調器１２と高周波増幅器１３と送信側の高周波コイル（送信コイル）１４ａとから成る。高周波発振器１１から出力された高周波パルスをシーケンサ４からの指令によるタイミングで変調器１２により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器１３で増幅した後に被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ａに供給することにより、ＲＦパルスが被検体1に照射される。
受信系６は、被検体1の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を検出するもので、受信側の高周波コイル（受信コイル）１４ｂと信号増幅器１５と直交位相検波器１６と、Ａ／Ｄ変換器１７とから成る。送信側の高周波コイル１４ａから照射された電磁波によって誘起された被検体1の応答のＮＭＲ信号が被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ｂで検出され、信号増幅器１５で増幅された後、シーケンサ４からの指令によるタイミングで直交位相検波器１６により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがＡ／Ｄ変換器１７でディジタル量に変換されて、信号処理系７に送られる。

信号処理系７は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等を行うもので、光ディスク１９、磁気ディスク１８等の外部記憶装置と、ＣＲＴ等からなるディスプレイ２０と、ＲＯＭ２１、ＲＡＭ２２などのメモリとを有し、受信系６からのデータがＣＰＵ８に入力されると、ＣＰＵ８が信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体１の断層画像をディスプレイ２０に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク１８等に記録する。
操作部２５は、ＭＲＩ装置の各種制御情報や上記信号処理系７で行う処理の制御情報を入力するもので、トラックボール又はマウス２３、及び、キーボード２４から成る。この操作部２５はディスプレイ２０に近接して配置され、操作者がディスプレイ２０を見ながら操作部２５を通してインタラクティブにＭＲＩ装置の各種処理を制御する。

なお、図２において、送信側の高周波コイル１４ａと傾斜磁場コイル９は、被検体１が挿入される静磁場発生系２によって静磁場が発生する空間内に、垂直磁場方式であれば被検体１に対向して、水平磁場方式であれば被検体１を取り囲むようにして設置されている。また、受信側の高周波コイル１４ｂは、被検体１に対向して、或いは取り囲むように設置されている。高周波コイルは、検査領域において、傾斜磁場コイルよりも中心に近い位置で配置される。

高周波コイルとしてバードケージ型ＲＦコイルを用いる場合の、基本的なコイル構成は図１６に示す構成と同様である。すなわち、ＲＦコイルは、２つのループ導体２８、２９がループの中心軸が共通し、かつ座標軸のｚ軸に平行となるように対向して配置され、座標軸のｚ軸に平行な複数（図１６では１２本）の直線導体３０で接続されている。このとき、複数の直線導体３０は等間隔で配置されている。複数の直線導体３０とループ導体２８、２９との接続点の間には、複数のリングキャパシタCrが配置され、給電点３５は複数のリングキャパシタCrの１つに配置される。
このＲＦコイルは、座標軸のｚ軸の方向とＭＲＩ装置のマグネット２が発生する静磁場の向き１００が同方向となるように、ＭＲＩ装置に設置される。水平磁場方式であれば、ループ導体は、静磁場方向と実質的に直交する面に位置し、直線導体は静磁場の方向と実質的に平行に配置される。

現在ＭＲＩ装置の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質である水素原子核（プロトン）である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を２次元もしくは３次元的に撮像する。

以下、本発明のＭＲＩ装置に用いられるコイルユニットの実施の形態を説明する。

＜第１の実施の形態＞
本実施の形態のコイルユニットは、図３に示すように、円筒状の傾斜磁場コイル５１と傾斜磁場コイルの内側に配置されるＲＦコイル５２と、傾斜磁場コイル５１とＲＦコイル５２との間に配置されるＲＦシールド５３とを備えている。ＲＦコイル５２は、２つのリング部（ループコイル）とそれを接続する複数のラング部を有するバードケージ型ＲＦコイルであり、例えば、ラング数は１２である。

傾斜磁場コイル５１は、ＲＦコイル５２のラング部の外周を囲む部分（第１の部分）の直径が、傾斜磁場コイルの端部近傍（第２の部分）の直径よりも大きい。すなわち、図３（ａ）及び（ｂ）の左図のｚ軸方向（静磁場方向）において、ＲＦコイルの存在しない部位で、傾斜磁場コイル（ＧＣ）が軸方向内側にせり出している。また、第１の部分と第２の部分との接続部は、テーパー形状とする。
ＲＦシールド５３は導体部からなり、傾斜磁場コイル５１とバードケージ型ＲＦコイル５２の間に、ＲＦコイル５２の外周を覆うように配置される。ＲＦシールド５３は、傾斜磁場コイル５１の凹みにあわせて２つの異なる直径の円柱型導体を接合させた形状となっている。

傾斜磁場コイル５１及びＲＦコイル５２の大きさは特に限定されるものではないが、一例として、図３（a）のＲＦコイルのリング部の直径は６０ｃｍ、このときのラング長（ｚ軸方向の軸長）は５３ｃｍである。撮影領域のｚ軸方向の長さが典型的に３５ｃｍであるとすると、ラング長は撮影領域ｚ軸方向の長さの約１．５倍である。これは励起時の撮影領域内における感度不均一を３０％以内とするための条件を満たしている。ＲＦシールドの入口付近の直径は６０ｃｍ、ＲＦコイルのラング部の外周を覆うＲＦシールド部分の直径は６８ｃｍである。

図３（ｂ）のＲＦコイルのラング長は(a)のときよりも短く４０ｃｍである。図３（ｂ）の左図に示すように、ＲＦコイルの軸長（ラング長）を短くして凹み部分の軸方向の長さを短くすれば、より傾斜磁場コイルの性能を向上させることができる。これは傾斜磁場のメインコイルと傾斜磁場のシールドコイルとの間隔が広い部分が図３（ａ）に示したものより大きいためである。また、飛び出させた部位に配置された傾斜磁場のメインコイルを、撮影領域の中心とほぼ一致するＲＦコイルの中心位置に近づけることができるため、傾斜磁場コイルの性能をより向上させることができる。

ただし、ＲＦコイルの軸長（ラング長）を短くすると、ＲＦコイルのｚ軸方向の感度分布均一性は劣化する。撮影領域を正確に撮影するためには、励起時の撮影領域内における感度不均一（ＲＦパワーの不均一性）は３０％以内であることが望まれる。バードケージ型ＲＦコイルを用いて励起時の撮影領域内における感度不均一を３０％以内とするためには、ラングの長さは撮影領域のｚ軸方向の長さの１．５倍程度必要である。例えば、ＲＦコイルの軸長（ラング長）を４０ｃｍと短くすると、感度不均一が３０％以内となる撮影領域のＺ軸方向の長さはおよそ２７ｃｍとなる。すなわち、撮影領域のｚ軸方向の長さが典型的に３５ｃｍであるとすると、ラング長４０ｃｍは撮影領域ｚ軸方向の長さの約１．１４倍である。ラング長を撮影領域ｚ軸方向の長さの約１．１４倍まで短くすると、感度不均一が３０％以内となる撮影領域のＺ軸方向の長さは、図３（ａ）に示す場合に比べておよそ２３％小さくなる。

本実施の形態によれば、ＲＦコイルの存在しない部位で、傾斜磁場コイル（ＧＣ）が軸方向内側にせり出した構造とすることにより、せり出させた部位（内径がより小さい第１の部分）においては傾斜磁場のメインコイルと傾斜磁場のシールドコイルとの間隔が拡がっているので、磁場発生効率を上げることが可能になる。これにより、傾斜磁場強度の増大もしくは傾斜磁場の立ち上がり速度の高速化を図ることが出来る。
またせり出させた部位（第1の部分）とその内側の部分（第２の部分）との接続部をテーパー形状にすることにより、ＲＦシールドの機械的強度が高くなるという効果がある。傾斜磁場コイルの実装においても、異なる内径の接続部分をテーパー形状にすることにより、機械的強度が高くなるという効果がある。

＜第２の実施の形態＞
本実施の形態のコイルユニットは、第一の実施の形態とは、傾斜磁場コイルとＲＦシールドの形状が異なる。図４にその一例を示す。図４においても、同じ要素は同じ符号で示し、説明を省略する。図示するように、本実施の形態のコイルユニットでは、傾斜磁場コイル５５とＲＦシールド５７は、その内側が斜めの形状になっている。このようにＲＦシールドを円筒状の導体でなく、２つの円錐の一部を切り取りその２つを接合させた形状の導体を用いることによっても、凹みを有する傾斜磁場コイルを構成することが出来る。すなわち、傾斜磁場コイル及びＲＦシールドについて、静磁場方向における中心部から端部へ向かって内径が小さくなる形状とすることによってもくぼみを有する傾斜磁場コイルなどの構成を取ることが出来る。

図４（ａ）、（ｂ）は、ＲＦコイル５２のラング部の長さが異なり、それに合わせてＲＦシールド５７の内側の傾斜が異なる以外は同様である。一例として、図４（ａ）のＲＦコイルのリング部直径は６０ｃｍ、このときのラング長（ｚ軸方向の軸長）は５３ｃｍである。ＲＦシールド入口の直径は、ＲＦコイルのリング部直径と同じ６０ｃｍである。ＲＦシールドの最大直径は、６８ｃｍである。図４（ｂ）のＲＦコイルのリング部直径は６０ｃｍ、ラング長（ｚ軸方向の軸長）は４０ｃｍである。図４（ｂ）のＲＦコイルのリング部導体とＲＦシールドの距離は、図４（ａ）のＲＦコイルのそれと比べて大きい。

このようなＲＦコイルを３テスラの静磁場強度のＭＲＩ装置に設置し、３テスラにおける水素原子核の共鳴周波数１２８ＭＨzで使用する場合について検討した。この場合にラング長が５３ｃｍあると、ＲＦコイルのリング部とＲＦシールドの距離が短くなり、高周波渦電流が増えて高周波磁場を打ち消してしまうため、ＲＦコイルの高周波磁場発生効率は悪くなる。

これに対し、図４（ｂ）のＲＦコイルのようにラング長を短くすると、高周波磁場発生効率は、図４（ａ）のＲＦコイルのそれと比べて１５％以上高くなるという効果がある。撮影領域のｚ軸方向の長さが典型的に３５ｃｍであるとすると、ラング長４０ｃｍは撮影領域ｚ軸方向の長さの約１．１４倍である。すなわち、図４に示したＲＦシールドにおいては、ラング長を撮影領域ｚ軸方向の長さの約１．５倍から約１．１４倍まで短くすると、高周波磁場発生効率を１５％以上向上させることができる。

本実施の形態によれば、第１の実施の形態と同様に、傾斜磁場の磁場発生効率を上げることが可能となる。加えて、内径が連続的にかわる形状とすることにより、撮影領域の中心とほぼ一致するＲＦコイルの中心位置に傾斜磁場のメインコイル位置をより近づけることができるため、傾斜磁場コイルの性能をより向上させることができる。

＜第３の実施の形態＞
本実施の形態のコイルユニットは、傾斜磁場コイル及びＲＦシールドの形状は、第２の実施の形態（図４）と同様であるが、ＲＦコイルとＲＦシールドとの間をキャパシタを介して電気的に接続する複数の接続部を設けたことが特徴である。図５にその一例を示す。

図５（ａ）ではバードケージ型ＲＦコイル５２が、静磁場方向（ｚ）方向に実質的に垂直な２つの面上に存在する２つのリング部501と、リング部501に接続するラング部502とに加え、リング部501とＲＦシールド５７とをキャパシタ504-1、504-2、504-3、504-4を介して各々接続する４つの接続部505-1、505-2、505-3、505-4とを具備する。ここで、接続部は、リングとラングの接合部に接合されている。図５（ａ）では、バードケージ型ＲＦコイルとＲＦシールドがキャパシタと接続部を介して接合されている。ＲＦコイルとＲＦシールドの接続部に配置される４つのキャパシタのうちの１つのキャパシタ504-1の両端から給電する。

一例として、図５のＲＦコイルのリング部直径は６０ｃｍ、ラング長（ｚ軸方向の軸長）は４０ｃｍである。ラング数は１２である。ＲＦシールド入口の直径は、ＲＦコイルのリング部直径と同じ６０ｃｍである。ＲＦシールドの最大直径は、６８ｃｍである。このようなＲＦコイルを３テスラの静磁場強度のＭＲＩ装置に設置し、３テスラにおける水素原子核の共鳴周波数１２８ＭＨzで使用する場合について検討した。

図５（ａ）に示したバードケージ型ＲＦコイルのｚ軸上の感度分布を図６（ａ）の実線で示す。図６（ａ）の点線で示した感度分布は図４（ｂ）に示したバードケージ型ＲＦコイルのｚ軸上の感度分布である。図５（ａ）に示したバードケージ型ＲＦコイルのｚ軸上の感度分布均一領域（実線両端矢印）は、図４（ｂ）のバードケージ型ＲＦコイルのｚ軸上の感度分布均一領域（点線両端矢印）よりも約７％拡大している。ここで、感度分布均一領域とは、感度不均一が３０％以内となる撮影領域のZ軸方向の長さと定義した。

このようにバードケージ型ＲＦコイルのリングの一部とＲＦシールドをキャパシタを介して接合し、その１つから給電することにより、感度分布均一度が向上するという効果がある。すなわち、ＲＦコイルとＲＦシールドをキャパシタを介して接続することにより、ＲＦシールド上に流れる高周波電流のパスをコントロールし、これにより感度分布をコントロールし、感度分布均一度を向上している。また、ＲＦコイル中心と給電ポイントの存在するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部を含んで静磁場方向（ｚ方向)に平行な面上に存在するＲＦコイルのラングをキャパシタと接続部を介してＲＦシールドと接続することにより（接続部505-2、505-3、505-4）、ＲＦシールド上に静磁場方向（ｚ方向)と平行な方向に流れる電流を増やすことができ、これによりｚ方向の感度分布均一性を向上させることができる。

図５（ｂ）に図５（ａ）のコイルユニットの変形例を示す。図５（ｂ）では、リング部と、リング部に接続するラング部と、リング部とＲＦシールドとをキャパシタを介して各々接続する１２個の接続部が示されている。ここでも、接続部は、リングとラングの接合部に接合されている。図５（ｂ）では、図５（ａ）の４つの接続部505-1、505-2、505-3、505-4の両隣のリング部とラング部の接合部８箇所を、キャパシタと接続部を介してＲＦシールドと接合している。ラング数が１２なので、給電ポイントの存在するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部505-1とその隣のＲＦコイル／ＲＦシールド接続部のコイル中心から見た実質的な角度は３０°である。ＲＦコイル中心と給電ポイントの存在するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部を含んで静磁場方向（ｚ方向)に平行な面上に存在するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部505-2、505-3、505-4も同様に、コイル中心から見た実質的な角度３０°の位置のＲＦコイル／ＲＦシールド接続部に挟まれて配置されている。

図５（ｂ）に示したバードケージ型ＲＦコイルのリング上に配置されたキャパシタの容量と、ＲＦコイル／ＲＦシールド接続部に配置されたキャパシタの容量とを実質的に等しい値に設定して、１２８ＭＨzにチューニングしたときの、ｚ軸上の感度分布を図６（ｂ）の実線で示す。図６（ｂ）の点線で示した感度分布は図４（ｂ）に示した通常のバードケージ型ＲＦコイルのｚ軸上の感度分布である。図６（ｂ）に示したバードケージ型ＲＦコイルのｚ軸上の感度分布均一領域（実線両端矢印）は、通常のバードケージ型ＲＦコイルのｚ軸上の感度分布均一領域（点線両端矢印）よりも約１４％拡大している。

このようにバードケージ型ＲＦコイルのリングの一部とＲＦシールドとをキャパシタと接続部を介して接合し、その１つから給電することにより、感度分布均一度が向上するという効果がある。すなわち、ＲＦコイルとＲＦシールドをキャパシタを介して接続することにより、ＲＦシールド上に流れる高周波電流のパスをコントロールし、これにより感度分布をコントロールし、感度分布均一度を向上している。ＲＦコイル中心と給電ポイントの存在するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部を含んで静磁場方向（ｚ方向)に平行な面上に存在するＲＦコイルのラングをＲＦシールドと接続し、さらに、それらの接続部を、前記静磁場方向（ｚ方向)に平行な面に対して対称な位置のＲＦコイル／ＲＦシールド接続部に挟まれて配置する構成とすることにより、ＲＦシールド上に静磁場方向（ｚ方向)と平行な方向に流れる電流を増やすことができ、これによりｚ方向の感度分布均一性を向上させることができる。ＲＦコイル／ＲＦシールド接続部はＲＦコイルの中心部を通ってかつ静磁場方向（ｚ方向）と実質的に平行な直線について、線対称に配置される。これによりラング上あるいはＲＦシールド上に流れる電流が、給電点に対して対称な大きさとなるため、ｘｙ面の感度分布の均一性を向上させることができる。

図５（ｂ）に示したバードケージ型ＲＦコイルのリングとＲＦシールドとの接合部に配置されたキャパシタの容量を、リング上に配置されたキャパシタの容量よりも大きい値として、１２８ＭＨzにチューニングしたときの、ｚ軸上の感度分布を図６（ｃ）の実線で示す。ＲＦコイル／ＲＦシールド接続部に配置されたキャパシタ容量を２０ｐＦとし、リング上に配置されたキャパシタの容量を５ｐＦとした時、１２８ＭＨzにチューニングした。図６（ｃ）の点線で示した感度分布は図４（ｂ）に示したバードケージ型ＲＦコイルのｚ軸上の感度分布である。図６（ｃ）に示したバードケージ型ＲＦコイルのｚ軸上の感度分布（実線）は、図４（ｂ）のバードケージ型ＲＦコイルのｚ軸上の感度分布（点線）よりも中心感度の大きさは約３％低下する。一方で、図６（ｃ）に示したバードケージ型ＲＦコイルのｚ軸上の感度分布均一領域（実線両端矢印）は、図４（ｂ）のバードケージ型ＲＦコイルのｚ軸上の感度分布均一領域（点線両端矢印）よりも約２５％拡大している。

このようにバードケージ型ＲＦコイルのリングの一部とＲＦシールドとをキャパシタと接続部を介して接合し、その１つから給電することにより、感度分布均一度が向上するという効果がある。すなわち、ＲＦコイルとＲＦシールドをキャパシタを介して接続することにより、ＲＦシールド上に流れる高周波電流のパスをコントロールすることにより、感度分布をコントロールすることにより感度分布均一度を向上している。バードケージ型ＲＦコイル／ＲＦシールド接合部に配置されたキャパシタの容量を大きい値とすることにより、ＲＦシールド上に流れる電流をより増やすことができ、これによりｚ方向の感度分布均一性を向上させることができる。

図７（ａ）に、図５のコイルユニットの変形例を示す。図７（ａ）では、リング部と、リング部に接続するラング部と、リング部とＲＦシールドとをキャパシタを介して各々接続する１２個の接続部が示されている。つまり、バードケージ型ＲＦコイルとＲＦシールドがキャパシタと接続部を介して１２箇所で接合されている。ここでも、１２個の接続部は、それぞれリングとラングの接合部に接合されている。
図７（ａ）のコイルユニットでは、ＲＦコイル中心と給電ポイントの存在するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部を含んで静磁場方向（ｚ方向)に平行な面上に存在するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部505-1、505-2、505-3、505-4が、コイル中心から見た実質的角度が６０°の位置のＲＦコイル／ＲＦシールド接続部（８箇所）に挟まれて配置されている。

図７（ａ）に示したバードケージ型ＲＦコイルのＲＦコイル／ＲＦシールド接続部に配置されたキャパシタ容量を２０ｐＦとし、リング上に配置されたキャパシタの容量を７ｐＦに設定し、１２８ＭＨzにチューニングしたときの、ｚ軸上の感度分布を図７（ｂ）の実線で示す。図７（ｂ）の点線で示した感度分布は図４（ｂ）に示したバードケージ型ＲＦコイルのｚ軸上の感度分布である。図７（ａ）に示したバードケージ型ＲＦコイルのｚ軸上の感度分布均一領域（実線両端矢印）は、図４（ｂ）のバードケージ型ＲＦコイルのｚ軸上の感度分布均一領域（点線両端矢印）よりも約１５％拡大している。このように、感度分布均一領域の拡がりの度合いは、給電ポイントの存在するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部と、それを挟むように、ＲＦコイルのリングの円弧に沿って配置する２つのＲＦコイル／ＲＦシールド接続部との、リング中心から見た角度に依存している。

図８に、給電ポイントの存在するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部とそれを挟むＲＦコイル／ＲＦシールド接続部とのリング中心から見た角度と、感度分布均一領域の拡がりの度合いの関係をグラフにて示す。横軸は、給電ポイントの存在するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部と、それを挟むＲＦコイル／ＲＦシールド接続部との、リング中心から見た角度αである。縦軸は、ＲＦコイル／ＲＦシールドを接合しない（非接合時）のバードケージ型ＲＦコイルのｚ軸上の感度分布均一領域の長さを１００％とした時に、ＲＦコイル／ＲＦシールド接続部を設けた時の感度分布均一領域の拡がりをパーセンテージで表したものである。角度αが１０度〜６０度の時に、感度分布均一領域の拡がりが１５％以上となっていることが分かる。このようにバードケージ型ＲＦコイルの給電ポイントの存在するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部と、それを挟むＲＦコイル／ＲＦシールド接続部との、リング中心から見た角度を１０度〜６０度に設定することにより、感度分布均一度が特に向上するという効果がある。

また、ＲＦコイル／ＲＦシールド接続部に配置するキャパシタ容量の大きさを変化させることにより、ｚ軸（静磁場方向）と実質的に垂直な面内の感度分布を変化させることができる。図９は、ＲＦコイル／ＲＦシールド接続部に配置するキャパシタ容量を１０ｐＦ，２０ｐＦ，３０ｐＦ，４０ｐＦと変化させた時のｙ軸上の感度分布をそれぞれ、破線、実線、一点鎖線、二点鎖線で示している。
図９の点線で示した感度分布は図４（ｂ）に示したバードケージ型ＲＦコイルのy軸上の感度分布である。ＲＦコイル／ＲＦシールド接続部に配置するキャパシタ容量を変化させた時、リング上に配置されたキャパシタの容量を調整して１２８ＭＨzにチューニングした。図９からＲＦコイル／ＲＦシールド接続部に配置するキャパシタ容量を１０ｐＦ，２０ｐＦ，３０ｐＦ，４０ｐＦと変化させた時に、ｙ軸上の感度分布が変化していることが分かる。ＲＦコイル／ＲＦシールド接続部に配置するキャパシタ容量を大きくするにしたがって、ｙ軸上の原点から離れた座標における感度は低下することが分かる。ＲＦコイル／ＲＦシールド接続部に配置するキャパシタを可変容量キャパシタで構成し、可変容量キャパシタ容量調整機構を設置することにより、感度分布を所望の分布に変化させることができる。例えば、被験者腹部表面あるいは背部表面の脂肪層の励起は意図的に少なくし、腹部深部の感度を意図的に高めることができる。

＜第４の実施の形態＞
本実施の形態のコイルユニットは、傾斜磁場コイル及びＲＦシールドの形状は、第１の実施の形態（図３）とほぼ同様であるが、ＲＦコイルとＲＦシールドとの間をキャパシタを介して電気的に接続する複数の接続部を設けたことが特徴である。図１０にその一例を示す。

図１０(ａ)左図のｚ軸方向において、ＲＦコイルの存在しない部位（内径がより小さい部位）で、傾斜磁場コイルが軸方向内側にせり出している。すなわち、傾斜磁場コイルの内径について、ＲＦコイルのラング部の外周を覆う第１の部分の内径が、ＲＦコイルの存在しない、傾斜磁場コイル端部近傍の第２の部分の内径よりも大きくなっている。こうすることで、飛び出させた部位においては傾斜磁場のメインコイルと傾斜磁場のシールドコイルとの間隔が拡がっているので、磁場発生効率を上げることが可能になり、傾斜磁場強度の増大もしくは傾斜磁場の立ち上がり速度の高速化を図ることが出来る。また第１の部分と第２の部分との接続部は、テーパー形状とする。
またＲＦコイルは、図５に示すコイルユニットと同様に、ラング数が１２本のバードケージ型ＲＦコイルで、そのリングの一部とＲＦシールドとをキャパシタと接続部とを介して接合し、その１つから給電するようにしている。
一例として、図１０(ａ)のＲＦコイルのリング部直径は６０ｃｍ、ラング長（ｚ軸方向の軸長）は３０ｃｍである。

図１０(ａ)に示したＲＦコイルは、図３（ｂ）に示したＲＦコイル（ラング長４０ｃｍ）よりも、ＲＦコイルの軸長（ラング長）が短い。このため、図１０(ａ)に示した傾斜磁場コイルは、図３（ｂ）に示した傾斜磁場コイルよりも、傾斜磁場コイルが軸方向内側にせり出している部分の割合が傾斜磁場全体の長さに対して約１５％多いため、より傾斜磁場コイルの磁場発生効率を上げることが可能である。

リング上に配置したキャパシタの容量を７ｐＦ、ＲＦコイル／ＲＦシールドの接合部に配置したキャパシタの容量を３０ｐＦに設定し、１２８ＭＨｚにチューニングした場合の感度分布を図１０（ｂ）に示す。実線で示した感度分布は、図１０(ａ)に示したバードケージ型ＲＦコイルのｚ軸上の感度分布である。図１０(ｂ)の点線で示した感度分布は、ＲＦコイル／ＲＦシールドの接続部がないバードケージ型ＲＦコイルのｚ軸上の感度分布である。ＲＦコイル／ＲＦシールドの接続部がない場合、ＲＦコイルのｚ軸方向の感度分布均一性は劣化するのに対し、ｚ軸方向の感度分布均一度が大きく向上していることが分かる。このように、バードケージ型ＲＦコイルのリングの一部とＲＦシールドとをキャパシタを介して接合し、その１つから給電することにより、感度分布均一度が向上するという効果がある。

＜第５の実施の形態＞
図１１を用いて、ＲＦコイル／ＲＦシールドの接続部を有するバードケージ型ＲＦコイルの他の実施の形態について説明する。一例として、図１１のＲＦコイルのリング部直径は６０ｃｍ、ラング長（ｚ軸方向の軸長）は４０ｃｍである。ラング数は２４である。

図１１に示すＲＦコイルでは、給電ポイントの存在するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部505-1を、リング中心から見て３０°の角度に位置するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部505-5、505-5'とリング中心から見て４５°の角度に位置するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部505-6、505-6'で挟むように、ＲＦコイルのリングの円弧に沿って複数の接続部が配置されている。

ＲＦコイル中心と給電ポイントの存在するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部505-1を含んで静磁場方向（ｚ方向)に実質的に平行な面上に存在するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部505-2についても、同様に、コイル中心から見た角度３０°と４５°の位置のＲＦコイル／ＲＦシールド接続部505-7、505-7'、505-8、505-8'が接続部505-2を挟むように、ＲＦコイルのリングの円弧に沿って配置されている。この構成では、給電ポイントの存在するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部505-1と、それを挟むＲＦコイル／ＲＦシールド接続部とのリング中心から見た角度を３７．５度（＝（３０＋４５）／２）に設定した場合と、実質上同じ感度分布となる。これは、図１１に示したＲＦコイル／ＲＦシールド接続部とした場合のＲＦシールド上に流れる電流のパスと、給電ポイントの存在するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部とそれを挟むＲＦコイル／ＲＦシールド接続部とのリング中心から見た角度を３７．５度に設定した場合のＲＦシールド上に流れる電流のパスが類似のものとなるためである。接続部の個数を増やすと部品点数が増加し、構成が複雑となるが、ラング数は４の倍数の整数値しかとれないため、上記の例のように、実質上２つのラングの間にＲＦコイル／ＲＦシールド接続部を設けた場合と同じ感度分布を実現したい場合、給電ポイントの存在するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部を、複数のＲＦコイル／ＲＦシールド接続部で挟む構成とすることでそれを実現可能である。

このようにＲＦコイル中心と給電ポイントの存在するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部を含んで静磁場方向（ｚ方向)に平行な面上に存在するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部を、複数のＲＦコイル／ＲＦシールド接続部で挟んでも、ｚ方向の感度分布均一度が向上するという効果がある。

＜第６の実施の形態＞
図１２を用いて、ＲＦコイル／ＲＦシールドの接続部を有するバードケージ型ＲＦコイルにＱＤ方式を適用する実施の形態について説明する。一例として、図１２に示したＲＦコイルのリング部直径は６０ｃｍ、ラング長（ｚ軸方向の軸長）は４０ｃｍである。ラング数は２４である。３テスラの静磁場強度における水素原子核の共鳴周波数である１２８ＭＨｚにチューニングしている。
図１２に示したＲＦコイル／ＲＦシールドの接続部を有するバードケージ型ＲＦコイルは、２つの給電ポイント３５−１と３５−２を有している。それぞれの給電ポイントの存在するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部505-10、505-20を、リング中心から見て３０°の角度に位置するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部で挟むように、ＲＦコイルのリングの円弧に沿って複数の接続部が配置されている。この構成にすることにより、ＲＦコイル／ＲＦシールド接続部を有しないバードケージ型ＲＦコイルに比べて、ｚ方向の感度分布均一度を向上し、かつ、ｘｙ面の感度均一性を向上することができる。また、給電ポイントが単一の場合と比べて、受信時には、ＳＮ比が理論的に√２倍向上する。これは１つのポート（給電ポイント）から得られた信号を９０度位相を遅らせて、もう片方のポートから得られた信号に足し合わせると、信号の大きさは２倍になるのに対して、ノイズは√２倍にしかならないためである。また、高周波磁場の照射時には、円偏波を照射することから電力が１／２で済むため、人体の高周波発熱を小さくすることができる。

一般的なマルチプルパッチレゾネーター（例えば特許文献２に記載のもの）において、送信用コイルのように寸法が大きいマルチプルパッチレゾネーターでＱＤ方式を実施するためには、９０度ずつ位置のずれた４つの給電ポートから９０度ずつ位相のずれたパルスを送受信するのが一般的であるのに対して、本方式を用いれば１２８ＭＨｚという高い周波数で大きな寸法のＲＦコイルでＱＤ方式を実施するにもかかわらず、２つの給電ポートから９０度位相のずれたパルスを送受信することでＱＤ方式を実施できる。マルチプルパッチレゾネーターは一般にリング部が存在しないことから、複数個存在するラングの電磁気的な独立性が高く、０度の位置のラングに給電しても１８０度の位置（反対側に位置する）のラングの電流までは影響が及びにくいのに対して、本実施例では、リング部が存在するため０度の位置のラングに給電して１８０度の位置（反対側に位置する）のラング電流にも影響を及ぼすことが可能であるためである。ＱＤ方式において、給電ポートが少ないことは製造コストも低減でき、使用時の調整も簡単にできるという効果がある。

図１３に第６の実施の形態の変更例を示す。一例として、図１３に示したＲＦコイルのリング部直径は６０ｃｍ、ラング長（ｚ軸方向の軸長）は４０ｃｍである。ラング数は２４である。３テスラの静磁場強度における水素原子核の共鳴周波数である１２８ＭＨｚにチューニングしている。図１３に示したＲＦコイル／ＲＦシールドの接続部を有するバードケージ型ＲＦコイルは、２つの給電ポイント３５−１と３５−２を有している。ＲＦコイル中心と給電ポイントの存在するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部505-10、505-20をそれぞれ含んで静磁場方向（ｚ方向)に実質的に平行な２つの面上（紙面に垂直な、互いに直交する２つの面）には、合計で８つのＲＦコイル／ＲＦシールド接続部が存在する。前記８つのＲＦコイル／ＲＦシールド接続部以外には、前記８つのＲＦコイル／ＲＦシールド接続部の中間に８つのＲＦコイル／ＲＦシールド接続部が存在する（合計１６個の接続部）。このＲＦコイルは、１の給電ポイントの存在するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部505-10がリング中心から見て４５°の角度に位置するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部で挟まれている。また、他の給電ポイントの存在するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部505-20がリング中心から見て４５°の角度に位置するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部で挟まれている。そして、１の給電ポイントを挟む１のＲＦコイル／ＲＦシールド接続部は、他の給電ポイントを挟む１のＲＦコイル／ＲＦシールド接続部と共通する（図１３の３５−３で示す部分である）。このＲＦコイルは、給電ポイントの存在するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部がリング中心から見て４５°の角度に位置するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部で挟まれたＲＦコイルと、該ＲＦコイルを９０°角度をずらして配置したＲＦコイルに対してＱＤ方式を適用したＲＦコイルとして動作する。図１２に示した例と比較し、ＲＦコイル／ＲＦシールド接続部の個数が少ないため、製造コストを低減できるという効果がある。

図１４に第６の実施の形態の別の変更例を示す。一例として、図１４に示したＲＦコイルのリング部直径は６０ｃｍ、ラング長（ｚ軸方向の軸長）は４０ｃｍである。ラング数は１２である。３テスラの静磁場強度における水素原子核の共鳴周波数である１２８ＭＨｚにチューニングしている。
図１４に示したＲＦコイル／ＲＦシールドの接合部を有するバードケージ型ＲＦコイルは、２つの給電ポイント３５−１と３５−２を有している。それぞれの給電ポイントの存在するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部505-10、505-20は、リング中心から見て３０°の角度に位置するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部で挟まれている。この構成にすることにより、ＲＦコイル／ＲＦシールド接続部を有しないバードケージ型ＲＦコイルに比べて、ｚ方向の感度分布均一度を向上し、かつ、ｘｙ面の感度均一性を向上することができる。ラング数が１２であるため、結果的に全てのラングがＲＦシールドと接続されている。一般的なマルチプルパッチレゾネーター（例えば特許文献２に記載のもの）において、送信用コイルのように寸法が大きいマルチプルパッチレゾネーターでＱＤ方式を実施するためには、９０度ずつ位置のずれた４つの給電ポートから９０度ずつ位相のずれたパルスを送受信するのが一般的であるのに対して、本方式を用いれば１２８ＭＨｚという高い周波数で大きな寸法のＲＦコイルでＱＤ方式を実施するにもかかわらず、２つの給電ポートから９０度位相のずれたパルスを送受信することでＱＤ方式を実施できる。一般的なマルチプルパッチレゾネーターではリング部が存在しないことから、複数個存在するラングの電磁気的な独立性が高いため１つのポートにおける調整が、離れたラングの電流までは影響が及びにくいのに対して、本実施例では、リング部が存在するため１つのポートにおける調整により離れたラング電流にも影響を及ぼすことが可能であるためである。ＱＤ方式において、給電ポートが少ないことは製造コストも低減でき、使用時の調整も簡単にできるという効果がある。
このコイルユニットは、図１２に示したコイルユニットと同様の効果が得られ、また性能はほぼ同等であるが、ラング数が少ないため、製造コストを低減できるという効果がある。

以上、本発明を特定の形態について説明したが、上記以外の形態についても同様に、ＲＦコイル中心と給電ポイントの存在するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部を含んで静磁場方向（ｚ方向)に平行な面上に存在するＲＦコイル／ＲＦシールド接続部を、ＲＦコイル／ＲＦシールド接続部で挟んでも、ｚ方向の感度分布均一度が向上するという効果がある。例えば、図１５に示す例のように、傾斜磁場コイルは凹みをもたず、ＲＦシールドも円筒導体の場合でも、ＲＦコイル／ＲＦシールド接続部を設けることによりバードケージ型コイルの感度分布を向上させることができる。

本発明のＲＦコイルは、ＭＲＩ装置の一部品として使用可能のほか、数ＭＨｚから数ＧＨｚの周波数を持つ電磁波を使用するあらゆる機器に応用可能である。

磁気共鳴撮像装置の概観図である。 本発明が適用されるＭＲＩ装置の概要を示す構成図。 凹みを有する傾斜磁場コイルとその凹みの中に位置するＲＦコイルの一実施形態（第１の実施の形態）を示す図。 凹みを有する傾斜磁場コイルとその凹みの中に位置するＲＦコイルの一実施形態（第２の実施の形態）を示す図。 本発明のＲＦコイル／ＲＦシールド接続部を有するコイルユニットの一実施形態（第３の実施の形態）を示す図。 本発明のＲＦコイルの感度分布例を示した図。 第３の実施の形態のコイルユニットの変更例とその感度分布を示す図。 本発明のコイルユニットのＲＦコイル／ＲＦシールド接続部の位置と感度分布均一領域の拡がりの度合いの関係を示す図。 本発明のＲＦコイルの感度分布を示す図。 本発明のコイルユニットの一実施形態（第４の実施の形態）とその感度分布を示す図。 本発明のコイルユニットの一実施形態（第５の実施の形態）を示す図。 本発明のＲＦコイルにＱＤ方式を適用する一実施形態（第６の実施の形態）を示す図。 本発明のＲＦコイルにＱＤ方式を適用する一実施形態（第６の実施の形態の変更例）を示す図。 本発明のＲＦコイルにＱＤ方式を適用する一実施形態（第６の実施の形態の変更例）を示す図。 本発明のバードケージ型ＲＦコイルの一実施形態を示す図。 従来のバードケージ型ＲＦコイルを示す図。 従来のバードケージ型ＲＦコイルをＱＤ化した構成を示す図。

符号の説明

１…被検体、２…静磁場発生系、３…傾斜磁場発生系、４…シーケンサ、５…送信系、６…受信系、７…信号処理系、８…中央処理装置（ＣＰＵ）、９…傾斜磁場コイル、１０…傾斜磁場電源、１１…高周波発信器、１２…変調器、１３…高周波増幅器、１４ａ…高周波コイル（送信コイル）、１４ｂ…高周波コイル（受信コイル）、１５…信号増幅器、１６…直交位相検波器、１７…Ａ／Ｄ変換器、１８…磁気ディスク、１９…光ディスク、２０…ディスプレイ、２１…ＲＯＭ、２２…ＲＡＭ、２３…トラックボール又はマウス、２４…キーボード。

Claims (22)

1. 静磁場を発生させる環状の静磁場発生源と、
   前記静磁場発生源で囲まれる検査領域で前記静磁場発生源に沿って配置される傾斜磁場コイルと、
   前記傾斜磁場コイルよりも前記検査領域の中心に近い位置で、前記傾斜磁場コイルに沿って配置され、前記静磁場の方向と実質的に直交する面に位置する第１ループコイル及び第２ループコイルと、前記第１ループコイルと前記第２ループコイルとを接続し、前記静磁場の方向と実質的に平行な複数の線状導体と、前記第１ループコイルと前記第２ループコイル及び／又は線状導体に配置される複数の第１キャパシタとを具備する高周波コイルと、
   前記傾斜磁場コイルと前記高周波コイルとの間に設置され、前記高周波コイルの外周を覆う導体部とを備え、
   前記高周波コイルと前記導体部とをキャパシタを介して電気的に接続する複数の接続部を備え、前記複数の接続部の少なくとも一つの接続部においてキャパシタと並列に設置される給電回路を具備することを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
2. 請求項１に記載の核磁気共鳴計測装置であって、
   前記接続部は、前記第１ループコイルと前記導体部との間及び前記第２ループと前記導体部との間にそれぞれ備えられることを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
3. 請求項１に記載の核磁気共鳴計測装置であって、
   前記高周波コイルと前記導体部とを第２のキャパシタを介して接続し、かつ前記第２のキャパシタと並列に設置される給電回路とを具備する第１接続部と、
   前記高周波コイルと前記導体部とを第３キャパシタを介して接続する第２接続部とを有することを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
4. 請求項３に記載の核磁気共鳴計測装置であって、
   前記高周波コイルと前記導体部とを第４キャパシタを介して接続する第３接続部と、
   前記高周波コイルと前記導体部とを第５キャパシタを介して接続する第４接続部と、
   前記高周波コイルと前記導体部とを第６キャパシタを介して接続する第５接続部と、
   前記高周波コイルと前記導体部とを第７キャパシタを介して接続する第６接続部とをさらに有し、
   前記第３接続部と前記第４接続部とは、前記第1ループコイルに沿ってかつ前記第１接続部を挟んで配置され、
   前記第５接続部と前記第６接続部とは、前記第１ループコイルに沿ってかつ前記第２接続部を挟んで配置されることを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
5. 請求項４に記載の核磁気共鳴計測装置であって、
   前記第３接続部と前記第４接続部とは、前記第１接続部からみて前記第１ループの中心点を中心として１０度以上６０度以下の範囲に配置され、
   前記第５接続部と前記第６接続部とは、前記第２接続部からみて前記第１ループの中心点を中心として１０度以上６０度以下の範囲に配置されることを特徴とする請求項１に記載の核磁気共鳴計測装置。
6. 請求項３に記載の核磁気共鳴計測装置であって、
   前記第２キャパシタ及び／第３キャパシタは、前記第１キャパシタよりも容量が大きいことを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
7. 請求項４に記載の核磁気共鳴計測装置であって、
   前記第２キャパシタ、前記第３キャパシタ、前記第４キャパシタ、前記第５キャパシタ、前記第６キャパシタ、及び前記第７キャパシタは、前記第１キャパシタよりも容量が大きいことを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
8. 請求項３に記載の核磁気共鳴計測装置であって、
   前記第１キャパシタ及び／第３キャパシタの容量は、前記第２キャパシタの容量と実質的に等しいことを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
9. 請求項３に記載の核磁気共鳴計測装置であって、
   前記第２キャパシタ及び前記第３キャパシタのいずれかが容量可変キャパシタであることを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
10. 請求項１に記載の核磁気共鳴計測装置であって、
    前記複数の接続部は、それぞれ、前記第１ループコイルと前記複数の線状導体との複数の接合部及び第２ループコイルと前記複数の線状導体との複数の接合部のいずれかに接合することを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
11. 請求項３に記載の核磁気共鳴計測装置であって、
    前記第１接続部と前記第２接続部は、それぞれ、前記第１ループコイルと前記複数の線状導体との複数の接合部及び第２ループコイルと前記複数の線状導体との複数の接合部のいずれかに接合することを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
12. 請求項２に記載の核磁気共鳴計測装置であって、
    前記第１接続部、前記第２接続部、前記第３接続部、前記第４接続部、前記第５接続部、前記第６接続部の各々は、前記第１ループコイルと前記複数の線状導体との複数の接合部及び第２ループコイルと前記複数の線状導体との複数の接合部のいずれかに接合することを特徴とする請求項４に記載の核磁気共鳴計測装置。
13. 請求項１に記載の核磁気共鳴計測装置であって
    前記傾斜磁場コイルは、前記高周波コイルの外周を囲む第1の部分と、前記傾斜磁場コイルの端部近傍の第２の部分とを有し、前記第１の部分の直径は前記第２の部分の直径よりも大きいことを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
14. 請求項１３に記載の核磁気共鳴計測装置であって、
    前記傾斜磁場コイルは、前記第1の部分と前記第２の部分との間にテーパー部を有することを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
15. 請求項１に記載の核磁気共鳴計測装置であって
    前記傾斜磁場コイルは、前記静磁場発生源によって生じる静磁場の方向の中心部から端部へ向かって内径が小さくなる形状を有することを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
16. 請求項３に記載の核磁気共鳴計測装置であって
    前記第２接続部は前記第３キャパシタと並列に設置される給電回路を具備することを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
17. 請求項４に記載の核磁気共鳴計測装置であって
    前記第２接続部は前記第３キャパシタと並列に設置される給電回路を具備することを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
18. 静磁場を発生させる環状の静磁場発生源と、
    前記静磁場発生源で囲まれる検査領域で前記静磁場発生源に沿って配置される傾斜磁場コイルと、
    前記傾斜磁場コイルよりも前記検査領域の中心に近い位置で、前記傾斜磁場コイルに沿って配置され、前記静磁場の方向と実質的に直交する面に位置する第１ループコイル及び第２ループコイルと、前記第１ループコイルと前記第２ループコイルとを接続し、前記静磁場の方向と実質的に平行な複数の線状導体と、前記第１ループコイルと前記第２ループコイルとに配置される複数の第１キャパシタとを具備する高周波コイルと、
    前記傾斜磁場コイルと前記高周波コイルとの間に設置される導体部とを有し、
    前記導体部は前記高周波コイルの外周を覆い、前記傾斜磁場コイルは、前記高周波コイルの外周を囲む第1の部分と、前記傾斜磁場コイルの端部近傍の第２の部分とを有し、前記第１の部分の直径は前記第２の部分の直径よりも大きいことを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
19. 前記傾斜磁場コイルは、前記第１の部分と前記第２の部分との間にテーパー部を有することを特徴とする請求項１８に記載の核磁気共鳴計測装置。
20. 静磁場を発生させる環状の静磁場発生源と、
    前記静磁場発生源で囲まれる検査領域で前記静磁場発生源に沿って配置される傾斜磁場コイルと、
    前記傾斜磁場コイルよりも前記検査領域の中心に近い位置で、前記傾斜磁場コイルに沿って配置され、前記静磁場の方向と実質的に直交する面に位置する第１ループコイル及び第２ループコイルと、前記第１ループコイルと前記第２ループコイルとを接続し、前記静磁場の方向と実質的に平行な複数の線状導体と、前記第１ループコイルと前記第２ループコイルとに配置される複数の第１キャパシタとを具備する高周波コイルと、
    前記傾斜磁場コイルと前記高周波コイルとの間に設置される導体部とを有し、
    前記導体部は前記高周波コイルの外周を覆い、前記傾斜磁場コイルは、前記静磁場発生源によって生じる静磁場の方向の中心部から端部へ向かって内径が小さくなる形状を有することを特徴とする核磁気共鳴計測装置。
21. 印加されるべき静磁場の方向と実質的に直交する面に位置する第１ループコイル及び第２ループコイルと、前記第１ループコイルと前記第２ループコイルとを接続し、前記静磁場の方向と実質的に平行な複数の線状導体と、前記第１ループコイルと前記第２ループコイルとに配置される複数の第１キャパシタとを具備する高周波コイルと、
    前記高周波コイルの外周を覆う導体部とを備え、
    前記高周波コイルと前記導体部とをキャパシタを介して電気的に接続する複数の接続部を備え、前記複数の接続部の少なくとも一つの接続部においてキャパシタと並列に設置される給電回路を具備することを特徴とするコイルユニット。
22. 請求項２１に記載のコイルユニットであって、
    前記高周波コイルと前記導体部とを第２キャパシタを介して電気的に接続し、かつ前記第２キャパシタと並列に設置される給電回路とを具備する第１接続部と、
    前記高周波コイルと前記導体部とを第３キャパシタを介して接続する第２接続部とを有するコイルユニット。
    
    

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