特開 2022-54813 高周波コイルユニットおよび磁気共鳴イメージング装置

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】公開特許公報(A)

(11)【公開番号】P2022054813

(43)【公開日】2022-04-07

(54)【発明の名称】高周波コイルユニットおよび磁気共鳴イメージング装置

(51)【国際特許分類】

   A61B 5/055 20060101AFI20220331BHJP

   G01N 24/00 20060101ALI20220331BHJP

【ＦＩ】

A61B5/055 350

G01N24/00 560F

G01N24/00 560Y

【審査請求】未請求

【請求項の数】7

【出願形態】ＯＬ

(21)【出願番号】P 2020162034

(22)【出願日】2020-09-28

(71)【出願人】

【識別番号】320011683

【氏名又は名称】富士フイルムヘルスケア株式会社

(74)【代理人】

【識別番号】110000350

【氏名又は名称】ポレール特許業務法人

(72)【発明者】

【氏名】羽原 秀太

(72)【発明者】

【氏名】鈴木 伸一郎

【テーマコード（参考）】

4C096

【Ｆターム（参考）】

4C096AB34

4C096AC01

4C096AD10

4C096CA62

4C096CC05

(57)【要約】      （修正有）

【課題】照射磁場の空間的な均一度の低下を抑制しつつ、照射効率とリング導体による電磁界の影響とのバランスのとれたＲＦコイルを提供する。
【解決手段】静磁場中に配置された被検体への高周波信号の送信及び被検体から発生する核磁気共鳴信号の受信の少なくともいずれか一方をおこなう高周波コイルユニットであって、第１のリング導体２２３と、第２のリング導体２１３と、第１のリング導体と第２のリング導体とを互いに電気的に接続する複数のラング導体と、複数のキャパシタとを有する高周波コイルと、高周波コイルを囲繞する円筒状のシールド導体３０１とを有し、第２のリング導体とシールド導体との距離ε_２１３は、第１のリング導体とシールド導体との距離ε_２２３よりも短く、第２のリング導体の幅ｗ_２１３は第１のリング導体の幅ｗ_２２３よりも狭い。
【選択図】図５

【特許請求の範囲】

【請求項1】

静磁場中に配置された被検体への高周波信号の送信及び前記被検体から発生する核磁気共鳴信号の受信の少なくともいずれか一方をおこなう高周波コイルユニットであって、
第１のリング導体と、第２のリング導体と、前記第１のリング導体と前記第２のリング導体とを互いに電気的に接続する複数のラング導体と、複数のキャパシタとを有する高周波コイルと、
前記高周波コイルを囲繞する円筒状のシールド導体とを有し、
前記第１のリング導体、前記第２のリング導体、前記ラング導体が配置される円筒面及び前記シールド導体は、それぞれの中心軸が一致するように配置され、
前記第１のリング導体及び前記第２のリング導体にはそれぞれ、その周方向に等間隔に第１のギャップが設けられ、前記第１のギャップで区切られた前記第１のリング導体の部分と前記第１のギャップで区切られた前記第２のリング導体の部分とを電気的に接続するように前記ラング導体が前記円筒面上に等間隔に配置され、
前記第１のギャップで区切られた前記第１のリング導体の部分の間及び前記第１のギャップで区切られた前記第２のリング導体の部分の間に前記キャパシタが接続され、
前記第２のリング導体と前記シールド導体との距離は、前記第１のリング導体と前記シールド導体との距離よりも短く、前記第２のリング導体の幅は前記第１のリング導体の幅よりも狭い高周波コイルユニット。

【請求項2】

請求項１において、
前記ラング導体は、第２のギャップによって前記第１のリング導体に接続される部分と前記第２のリング導体に接続される部分とに区切られ、
前記第２のギャップで区切られた前記ラング導体の部分の間にダイオードが接続される高周波コイルユニット。

【請求項3】

請求項１において、
前記高周波コイルの発生する高周波磁場は、磁場中心を中心とした人体頭部撮像相当の領域における磁場強度の標準偏差が０．０５５以下である高周波コイルユニット。

【請求項4】

請求項３において、
前記高周波磁場は、水素核スピンを励起する方向の円偏波磁場である高周波コイルユニット。

【請求項5】

請求項４において、
前記人体頭部撮像相当の領域を、前記磁場中心から前記高周波コイルの半径方向に±０．２ｍ、中心軸方向に±０．１ｍの領域とする高周波コイルユニット。

【請求項6】

請求項１～５のいずれか１項に記載の高周波コイルユニットと、
前記静磁場を発生させるマグネットと、
前記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とを備え、
前記高周波コイルユニットは、前記傾斜磁場コイルの内円筒面に設置され、その中心軸が、前記マグネットの発生する前記静磁場の向きと一致するように配置される磁気共鳴イメージング装置。

【請求項7】

請求項６において、
前記高周波コイルユニットの内側に前記被検体の入る円筒ボアが形成され、
前記円筒ボアは、前記被検体が前記円筒ボアに入る第１の開口を有し、
前記高周波コイルユニットの前記第１のリング導体は、前記円筒ボアの前記第１の開口側に配置される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高周波コイルユニットを用いる磁気共鳴イメージング装置に関する。

【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（Radio Frequency）信号」という）を照射し、被検体内の核スピンを励起するとともに、核スピンが発生する電磁波であるＮＭＲ（Nuclear Magnetic Resonance：核磁気共鳴）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）コイルを用い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）。

【0004】

通常、バードケージ型コイルは、図２に示すように、円環状の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、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２０２に挿入されて構成されている。

【0005】

また、図２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、高周波コイルユニットの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（「照射磁場」ともいう）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装置における送信コイルの標準型となっている。

【先行技術文献】

【特許文献】

【0007】

【特許文献1】米国特許第７６８８０７０号明細書

【発明の概要】

【発明が解決しようとする課題】

【0008】

バードケージ型コイルを用いた高周波コイルユニットにおいて、ＲＦシールドの直径Ａと、前後２つのリング導体２０３の直径Ｂ，Ｃ、２つのリング導体２０３を接続するラング導体２０４が表面に位置する円筒の直径Ｄは、設計上重要なパラメータである。それらに加えて、患者が入る空間である円筒ボアの直径Ｅも、患者の快適さにつながる重要なパラメータである。

【0009】

製品として成立させるため、これらの直径の大きさの関係は、Ｅ＜（Ｂ，Ｃ，Ｄ）＜Ａを満たす必要がある。直径Ａを大きくすることはＲＦ信号を発生させる照射コイルの性能を高め、また、直径Ａを大きくすることで直径Ｅも大きくできるので患者の快適性を増すことができるという利点がある。しかしながら、ＭＲＩ装置としては、静磁場を発生させる静磁場マグネットの大きさ、および、傾斜磁場コイルの大きさにしたがって直径Ａの大きさが決まる。静磁場マグネットの大きさは製品コストに直結するのであまり大きくすることは望ましくない。

【0010】

一方、リング導体、あるいはラング導体が配置される円筒面とＲＦシールドの内円筒面との距離（すなわち、直径（Ｂ，Ｃ，Ｄ）と直径Ａとの差分）は、ＲＦ信号の照射効率の観点からは大きいほうが望ましいが、上記距離を大きくすることは、直径Ｅを小さくすることになるため、患者の快適性とのトレードオフになる。このとき、円筒ボアとリング導体、あるいはラング導体が配置される円筒面との距離（すなわち、直径（Ｂ，Ｃ，Ｄ）と直径Ｅとの差分）を小さくすることで、患者の快適性の低下を抑えることは可能である。しかしながら、当該部分の構造は、ＦＲＰ（Fiber Reinforced Plastics）のような材料でつくられた円筒構造物に対して、その内円筒面で区画される空間が円筒ボアとなり、その外円筒面にリング導体やラング導体が配置される構造となっている。このため、直径（Ｂ，Ｃ，Ｄ）と直径Ｅとの差分を小さくすることは、円筒構造物の肉厚を薄くすることを意味し、機械的強度を低下させることにつながるため限界がある。

【0011】

前後のリング導体２０３の直径及びラング導体２０４の位置する円筒の直径（すなわち、ラング導体２０４が配置された部分における円筒構造物の外径）については、同じである場合（Ｂ＝Ｃ＝Ｄ）が一般的であるが、リング導体２０３の直径をラング導体２０４が配置される円筒面の直径よりも大きくした例も知られている（すなわち、（Ｂ＝Ｃ）＞Ｄ）。このような構造は、円筒構造物の外径をリング導体２０３の配置される領域とラング導体２０４が配置される領域とで異ならせることによって実現できる。

【0012】

（Ｂ＝Ｃ＝Ｄ）とする場合に比べて、（（Ｂ＝Ｃ）＞Ｄ）とする場合には、メリットとデメリットとがある。メリットは、リング導体２０３から生じる強い電界や磁界が、患者空間（円筒ボアの内部空間）に及ぼす影響を小さくできる点である。患者空間には、受信コイルのケーブル導体が存在し、そのケーブル導体とリング導体２０３から生じる磁界がカップリングを起こすとケーブルが発熱するおそれがある。リング導体の径を大きくすることで、そのようなリスクを低減できる。デメリットはリング導体２０３がＲＦシールドに接近することにより、ＲＦ信号の照射効率が低下することである。

【0013】

このため、発明者らは、前側のリング導体の直径と奥側のリング導体の直径を変えることを検討した。例えば、患者が接近する可能性が高く、受信ケーブルがそばを通りやすい円筒ボアの手前側（患者が円筒ボアに入る際の入り口側）のリング導体の直径を大きくし、奥側のリング導体の直径は手前側のリング導体の直径よりも小さくしてＲＦ信号の照射効率を維持または向上させることにより、リング導体の直径を大きくすることのデメリットを緩和することが期待できる。しかし、２つのリング導体の直径を異ならせることにより、高周波コイルユニットの照射磁場の空間的な均一度が悪くなってしまう。

【0014】

本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、照射磁場の空間的な均一度の低下を抑制しつつ、照射効率とリング導体による電磁界の影響とのバランスのとれたＲＦコイルを提供することを目的とする。

【課題を解決するための手段】

【0015】

本発明の一実施の形態である高周波コイルユニットは、静磁場中に配置された被検体への高周波信号の送信及び被検体から発生する核磁気共鳴信号の受信の少なくともいずれか一方をおこなう高周波コイルユニットであって、第１のリング導体と、第２のリング導体と、第１のリング導体と第２のリング導体とを互いに電気的に接続する複数のラング導体と、複数のキャパシタとを有する高周波コイルと、高周波コイルを囲繞する円筒状のシールド導体とを有し、第１のリング導体、第２のリング導体、ラング導体が配置される円筒面及びシールド導体は、それぞれの中心軸が一致するように配置され、第１のリング導体及び第２のリング導体にはそれぞれ、その周方向に等間隔に第１のギャップが設けられ、第１のギャップで区切られた第１のリング導体の部分と第１のギャップで区切られた第２のリング導体の部分とを電気的に接続するようにラング導体が円筒面上に等間隔に配置され、第１のギャップで区切られた第１のリング導体の部分の間及び第１のギャップで区切られた第２のリング導体の部分の間にキャパシタが接続され、第２のリング導体とシールド導体との距離は、第１のリング導体とシールド導体との距離よりも短く、第２のリング導体の幅は第１のリング導体の幅よりも狭い。

【発明の効果】

【0016】

照射磁場の空間的な均一度の低下を抑制しつつ、照射効率とリング導体による電磁界の影響とのバランスのとれたＲＦコイルを提供する。

【0017】

その他の課題と新規な特徴は、本明細書の記述および添付図面から明らかになるであろう。

【図面の簡単な説明】

【0018】

【図1】ＭＲＩ装置の概略構成図である。

【図2】従来のバードケージ型コイルの斜視図である。

【図3】実施例のバードケージ型コイルの斜視図である。

【図4】高周波コイルユニットの中心軸に垂直な面での模式断面図である。

【図5】高周波コイルユニットの中心軸を含む面での模式断面図である。

【図6】実施例のＲＦコイルによって生成されるＲＦ磁場の磁場強度マップである。

【図7】比較例のＲＦコイルによって生成されるＲＦ磁場の磁場強度マップである。

【図8】ＲＦコイルの中心軸と平行な線上における、実施例と比較例の磁場強度のラインプロファイルである。

【発明を実施するための形態】

【0019】

以下、本発明の一実施形態に係る高周波コイルユニット、それが適用されるＭＲＩ装置について図面を参照して説明する。

【0020】

［ＭＲＩ装置の全体構成］
ＭＲＩ装置１００の概略構成図を図１に示す。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。

【0021】

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。

【0022】

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アンテナあるいは送受信アンテナを含む。

【0023】

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。

【0024】

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け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。

【0025】

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ＭＲＩ装置では、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（ＲＦコイルユニットの中心軸と一致する方向）の静磁場を発生し、トンネル型ＭＲＩ装置と呼ばれる。

【0026】

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信号を照射するとともに、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。

【0027】

［ＲＦ送受信系の構成］
本実施例のＲＦアンテナ１０３として、図３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。ＲＦコイル２１０は、シート状の導体を筒状に形成したＲＦシールドによって囲繞されることにより、高周波コイルユニットを構成する。図３に示されるＲＦコイル２１０は、円環状の２つのリング導体２１３，２２３、直線状の複数のラング導体２０４、キャパシタ、ダイオード、給電ケーブル（図示せず）等を有している。

【0028】

エンドリングとなるようにＲＦコイルの両端に配置されたリング導体２１３，２２３それぞれの中心軸、及びラング導体２０４が配置される円筒面の中心軸は一致するように配置されている。リング導体２１３，２２３にはそれぞれ周方向に等間隔にギャップ２０１が設けられ、ラング導体２０４は、ラング導体が配置される円筒面に沿って等間隔に配置され、ラング導体２０４の両端部にはそれぞれギャップ２０１で区切られたリング導体２１３の部分、ギャップ２０１で区切られたリング導体２２３の部分が接続されている。

【0029】

さらに、キャパシタがリング導体２１３，２２３それぞれに等間隔で設けられたギャップ２０１に挿入されて、ギャップ２０１で区切られたリング導体の部分同士の間に接続され、ダイオードがラング導体２０４のギャップ２０２に挿入されて、ギャップ２０２で区切られたラング導体の部分同士の間に接続されている。キャパシタは、リング導体２１３，２２３とラング導体２０４とＲＦシールドとにより高周波信号また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。

【0030】

図３に示すＲＦコイル２１０は、２つのリング導体２１３，２２３の直径が異なる点で、図２に示した従来のバードケージ型コイル２００と相違している。

【0031】

図４に高周波コイルユニットの模式断面図を示す。本断面図は高周波コイルユニットの中心軸Ｏに垂直な面での断面図である。ＲＦコイル２１０の中心軸と円筒状のＲＦシールドの中心軸とは一致しており、中心軸Ｏとして示している。断面図には直径の小さいリング導体２２３、直径の大きいリング導体２１３、ＲＦシールドを構成するシールド導体３０１の断面が示されている。リング導体２１３の直径ｄ_２１３、リング導体２２３の直径ｄ_２２３、及びシールド導体の直径ｄ_３０１の間には、ｄ_２２３＜ｄ_２１３＜ｄ_３０１の関係がある。

【0032】

図５に、中心軸Ｏを含む断面における高周波コイルユニットの模式断面図を示す。リング導体２１３とリング導体２２３の直径が異なるため、リング導体２１３とシールド導体３０１との距離ε_２１３とリング導体２２３とシールド導体３０１との距離ε_２２３との間には、ε_２１３＜ε_２２３の関係がある。この距離の違いは、ＲＦコイル２１０が照射するＲＦ信号の照射磁場の空間的な均一性を低下させる原因となる。これに対して、発明者らはリング導体２１３とリング導体２２３の幅を調整することにより、ＲＦ信号の照射磁場の空間的な均一度の低下を抑制できることを見出した。

【0033】

具体的には、リング導体２１３の幅ｗ_２１３とリング導体２２３の幅ｗ_２２３との間には、ｗ_２１３＜ｗ_２２３の関係をもたせる。このように、ＲＦシールドのシールド導体とリング導体間の距離を比べて、距離が短い方のリング導体の幅を狭くすることにより、照射磁場の空間的な均一度を大幅に悪化させることなく、照射効率とリング導体による電磁界の影響とのバランスのとれた高周波コイルユニットを実現し、高画質のＭＲＩ画像を取得することが可能になる。

【0034】

以下、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装置に使用される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。

【0035】

図６は、図３に示したＲＦコイル２１０によって生成されるＲＦ磁場（Ｂ_１ ^＋円偏波磁場）の円筒軸を含む断面におけるＲＦ磁場マップを示す。なお、Ｂ_１ ^＋円偏波磁場とは、ＲＦコイルが発生させる磁場Ｂ_１のうち、水素核スピンを励起する方向の円偏波をもつ磁場である。

【0036】

図６のＲＦ磁場マップの中心部に撮像したい部分が配置され、ＭＲＩ装置によって撮像される。横軸縦軸の単位はメートルであり、撮像可能範囲は静磁場マグネットの作る均一磁場領域で限定され、通常中心から半径０．２５ｍ程度までである。それ以上中心から離れると、像がゆがんだり、結像しなかったりするため、画像を取得できない。このため、ＲＦコイルに求められる性能として、中心から２５０ｍｍの球体の内部で生成されるＲＦ磁場の均一性が求められる。図６において、中心から縦横２５０ｍｍの距離を白い四角の枠で囲って表示した領域を撮像可能領域６０１という。

【0037】

図６は、ＲＦコイル２１０の中心軸が図の上下方向に配置され、リング導体２２３が図の上側、リング導体２１３が図の下側となるように配置され、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磁場マップである。グレースケールはおよそ０～２［Ａ／ｍ］の強度を示している。磁場中心には何もおかずに、無負荷で生成される磁場を示している。

【0038】

図７は、比較例のＲＦコイルについて同様のシミュレーションによって算出した磁場分布を示すＲＦ磁場マップである。比較例のＲＦコイルは、図６のシミュレーションを行った図３～５に示したＲＦコイルに対して、リング導体２１３の幅ｗ_２１３とリング導体２２３の幅ｗ_２２３とを等しくしたものである。通常のバードケージ型コイルでは前後のリング導体の幅は同じなので、従来のバードケージ型コイルにおいて、一方のリング導体の直径だけ大きくしてＲＦシールドのシールド導体との距離を近づけたものともいえる。この場合も、ＲＦコイルの中心軸が図の上下方向に配置され、図の下側に配置されたリング導体とシールド導体との距離は、図の上側に配置されたリング導体とシールド導体との距離よりも狭くされている。

【0039】

図６，図７ともに、撮像可能領域６０１の四隅のそばにそれぞれ４つの白い部分（磁場強度が２を超えた部分）があることが分かる。図７の場合、図の上側の２つの白い部分７０２が、図の下側の２つの白い部分７０３よりも範囲の広がりが大きいことがみてとれる。これに対して、図６の場合、図の上側の２つの白い部分６０２の広がりと図の下側の２つの白い部分６０３の広がりの差は図７の場合に比べて小さくなっていることが分かる。すなわち、図７では図の上下における均一度の違いが顕著であるが、図６においてはその差が抑制されている。

【0040】

図８に、図６、７中の白い点線に沿った磁場分布を、ラインプロファイルとして示す。横軸がＲＦコイルの中心軸と平行な方向の座標であり、縦軸が磁場強度である。実線８０１が本実施例のＲＦコイルのラインプロファイルで、点線８０２が比較例のＲＦコイルのラインプロファイルである。磁場中心に最も近い位置が横軸の値が０の位置である。磁場中心でのラインプロファイルの傾きが点線８０２（比較例）では右肩上がりで急になっているのに対し、実線８０１（実施例）では傾きが緩和され、横軸がおよそ－０．１ｍ～０．１ｍの範囲において、均一度が向上していることがわかる。

【0041】

表１は、半径方向（図６，７の横方向）±０．２ｍ、中心軸方向（図６，７の縦方向）±０．１ｍの範囲における磁場強度の最大値と最小値、標準偏差を、磁場中心を１に規格化して実施例（図６）、比較例（図７）についてそれぞれ示したものである。

【0042】

【表1】

【0043】

とりわけ頭部撮像などの照射磁場強度の均一度の要求される領域の撮像では、最大値、最小値ともに１に近くなることが望ましく、したがって、標準偏差は小さいことが望ましい。実施例では、リング導体２１３の幅をリング導体２２３の幅よりも狭くすることでバランスをとっているが、さらに狭くすると逆の方向にバランスを崩し、性能が低下する。実施例の標準偏差と比較例の標準偏差はそれぞれ0.053と0.056であり、実施例では比較例よりもおよそ６％小さくできている。このように、人体の頭部撮像相当の領域（表１を算出した領域）における磁場強度の標準偏差が0.055以下となるように、リング導体の幅を調整することが望ましい。

【0044】

本実施例のＲＦコイル２１０の仕様の一例を示すと、直径がおよそ７１０ｍｍ、全長がおよそ５５０ｍｍ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。ラング導体の数は２４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信号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、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。このＲＦコイルは、１．５テスラのトンネル型のＭＲＩ装置に使用することができ、円筒の両端に配置された各リング導体のそれぞれに２４箇所設置されるキャパシタの値はおよそ２００ｐＦとした場合、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。

【符号の説明】

【0045】

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、２００，２１０：バードケージ型コイル、２０１，２０２：ギャップ、２０３，２１３，２２３：リング導体、２０４：ラング導体、３０１：シールド導体、６０１：撮像可能領域、６０２，６０３，７０２，７０３：磁場の強い部分、８０１，８０２：ラインプロファイル。

【図1】

【図2】

【図3】

【図4】

【図5】

【図6】

【図7】

【図8】