(57)【要約】【課題】中心感度が高く、かつ、位相エンコード方向の自由度の高いパラレルＭＲＩ用受信コイルを備えたＭＲＩ装置を提供する。【解決手段】受信コイル１４は、撮像空間に同時に配置され、核磁気共鳴信号を同時に受信する複数のコイル４０、４１を含む。コイル４０、４１のうち少なくとも一つ４１は、受信感度の位相成分が、所定の方向について、分布を有する。位相成分を分布のないコイル４０は、撮像野の中心領域の感度が端部領域の感度よりも大きい。これにより、磁気的結合の小さいコイルを組み合わせることができるため、コイルの選択の自由度が高まり、位相エンコード方向の自由度が高まる。また、受信感度を表す行列に逆行列が存在するため、パラレル展開を行うことが可能になり、かつ、中心感度を高めることができる。【選択図】図２
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体が配置される空間に静磁場を発生する静磁場発生部と、前記空間に所定の方向の傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生部と、前記被検体に高周波磁場パルスを印加する高周波磁場照射部と、前記被検体からの核磁気共鳴信号を受信する複数の受信コイルと、該複数の受信コイルの受信した信号を該受信コイルの感度分布を用いて演算処理して画像再構成を行う信号処理部とを有し、
前記複数の受信コイルは、前記空間に同時に配置され、前記核磁気共鳴信号を同時に受信する構成であり、該複数の受信コイルのうち少なくとも一つは、受信感度の位相成分が、所定の方向について分布を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記複数の受信コイルのうち、前記受信感度の位相成分の分布のない受信コイルのうちの少なくも１つは、受信感度の絶対値成分が、撮像野の中心領域が端部領域よりも大きいことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
請求項１または２に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記受信感度の位相成分に分布を有する受信コイルは、位相差が１８０°であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
請求項１ないし３のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記複数の受信コイルのうちの２以上が、前記受信感度の位相成分に分布を有する受信コイルであり、これらは位相成分に分布を有する方向が、互いに直交するように配置されていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
請求項１ないし４のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記受信感度の位相成分に分布を有する受信コイルの１つは、所定の方向に位相分布が複数回変化していることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
請求項１ないし４のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記受信感度の位相成分に分布を有する受信コイルの１つは、８の字型のコイルであることを特徴とす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、磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩと称す）装置に関し、特にパラレルＭＲＩに適したＭＲＩ装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩ装置においては、高速撮像方法として、複数の高周波（ＲＦ）受信コイルを用いたパラレルＭＲＩが用いられる。この方法は、複数のＲＦ受信コイルを用いて被検体の核磁気共鳴信号を同時に受信した後、得られた受信信号を、各ＲＦ受信コイルの感度分布を表す行列式の逆行列を用いてパラレル展開する演算を行うことにより、被検体の磁化分布を求める。得られた磁化分布を用いて画像再構成を行う。パラレル展開の演算方法は、非特許文献１に記載されている。このように、受信信号を行列演算することにより、通常位相エンコードを間引いた場合に画像に生じる折り返しアーチファクトを除去することができるため、位相エンコードを間引いた高速撮像を行うことが可能である。
【０００３】
パラレルＭＲＩ用のＲＦ受信コイルとしては、本来は視野拡大し、高感度化を図る目的のマルチプルアレイコイルが用いられていた。マルチプルアレイコイルは、相対的に高感度な小型受信コイルを複数個並べて配置したものであり、パラレルＭＲＩに用いた場合には、位相エンコード方向をマルチプルアレイコイルの並びの向きに応じて設定する必要があり、位相エンコード方向の設定の自由度が制限される。また、小型受信コイルを複数並べる構造であるため、表面感度は高くなるが、中心感度を高めることが難しい。
【０００４】
そこで、パラレルＭＲＩに適したＲＦ受信コイルとして、特許文献１には、感度分布が互いに大きく異なるような複数のコイルを組み合わせて配置した受信コイルが提案されている。例えば、比較的大視野のＲＦ受信コイルと、互いに直交する３方向に配置された少なくとも３組の比較的小視野のＲＦ受信コイルとを組み合わせたものが開示されている。特許文献１に記載のＲＦ受信コイルを用いることにより、マルチプルアレイコイルと比較して中心感度を高め、かつ、位相エンコード方向の自由度を高めることができる。
【非特許文献１】SENSE:Sensitivity Encoding for Fast MRI(Klass P.Pruessmann et.al),Magnetic Resonance in Medicine 42:952-962(1999)
【特許文献１】特開２００３−０７９５９５号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
上記特許文献１に記載のＲＦ受信コイルは、大視野用コイルと小視野用コイルとを複数組み合わせて配置するため、受信コイル間に磁気的結合が生じやすく、これを避けるために各コイルの形状および配置を設計する必要がある。例えば、大視野用コイルと同じ方向に感度を持つ小視野用コイルを配置することができない等の制限があるため、位相エンコード方向が制限される。
【０００６】
本発明の目的は、中心感度が高く、かつ、位相エンコード方向の自由度の高いパラレルＭＲＩ用受信コイルを備えたＭＲＩ装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
上記目的を達成するために、本発明では以下のようなＭＲＩ装置を提供する。すなわち、被検体が配置される空間に静磁場を発生する静磁場発生部と、前記空間に所定の方向の傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生部と、被検体に高周波磁場パルスを印加する高周波磁場照射部と、被検体からの核磁気共鳴信号を受信する複数の受信コイルと、該複数の受信コイルの受信した信号を該受信コイルの感度分布を用いて演算処理して画像再構成を行う信号処理部とを有するＭＲＩ装置において、複数の受信コイルは、撮像空間に同時に配置され、核磁気共鳴信号を同時に受信し、複数の受信コイルのうち少なくとも一つは、受信感度の位相成分が、所定の方向について、分布を有することを特徴とするものである。これにより、磁気的結合の小さい受信コイルを組み合わせることができるため、受信コイルの組み合わせの自由度が高まる。よって、中心感度が高く、かつ、位相エンコード方向の自由度の高い受信コイルを提供できる。
【０００８】
上記複数の受信コイルのうち、受信感度の位相成分の分布のない受信コイルのうちの少なくも１つは、撮像野の中心領域の感度が端部領域の感度よりも大きいものを用いることができる。これにより、後述する式［３］の逆行列が必ず存在するため、パラレル展開を行うことが可能になり、かつ、中心感度を高めることができる。
【０００９】
受信感度の位相成分に分布を有する前記受信コイルは、位相差が１８０°であるものを用いることができる。これにより、受信感度の位相差を、受信感度の実数部の符号として表すことができるため、受信信号の絶対値成分は低下せず、画像劣化の少ないパラレルＭＲＩを行うことができる。
【００１０】
受信コイルを構成する複数の受信コイルのうちの２以上を、受信感度の位相成分に分布を有する受信コイルとすることが可能であり、これらを位相成分に分布を有する方向が、互いに直交するように配置することができる。これにより、位相エンコード方向を直交するいずれの方向に設定することも可能である。
【００１１】
受信感度の位相成分に分布を有する受信コイルの１つは、所定の方向に位相分布が複数回変化しているものを用いることができる。また、受信感度の位相成分に分布を有する受信コイルの１つとして、８の字型の受信コイルを用いることができる。この８の字型コイルを連結して用いることにより、連結する方向によって受信感度の位相分布を生じさせる方向を任意に設定することができるため、位相エンコード方向を設定の自由度を高めることが可能である。
【発明の効果】
【００１２】
本発明では、受信感度が位相成分の分布を有する受信コイルを用いることにより、中心感度が高く、かつ、位相エンコード方向の自由度の高いパラレルＭＲＩ用受信コイルが容易に構成でき、高感度で撮像の自由度の高いＭＲＩ装置を提供することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１３】
以下、本発明の実施形態について図面を用いて説明する。
まず、第１の実施の形態のＭＲＩ装置の構成を図１を用いて具体的に説明する。本ＭＲＩ装置は、静磁場発生系２２と、傾斜磁場発生系４と、送信系３と、受信系５と、信号処理系６と、シーケンサ２と、中央処理装置（ＣＰＵ）１と、被検体１１を搭載するベッド２７とを備えている。
【００１４】
シーケンサ２は、ＣＰＵ１からの制御指令に基づいて動作し、被検体１１のデータを収集する所定のパルスシーケンスの実行に必要な種々の命令を送信系３、傾斜磁場発生系４、受信系５に送信する。
【００１５】
静磁場発生系２２は、静磁場発生源を有し、ベッド２７に搭載された被検体１１が配置される空間に、その体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させる。静磁場発生源としては、永久磁石、常電導磁石または超電導磁石を用いることができる。
【００１６】
傾斜磁場発生系４は、傾斜磁場コイル１３ａ、１３ｂと、傾斜磁場コイル１３ａ、１３ｂに電流を供給する傾斜磁場電源１２とを有する。傾斜磁場コイル１３ａ、１３ｂは、被検体１１に対して、互いに直交するデカルト座標軸方向（Ｘ，Ｙ，Ｚ軸方向）にそれぞれ独立に傾斜磁場Gs,Gp,Gfを印加する構成を備えている。シーケンサ２からの命令に従って傾斜磁場電源１２が傾斜磁場コイル１３ａ、１３ｂに駆動電流を供給することにより、被検体１１には、スライス面を設定するスライス方向傾斜磁場パルス（Gs）と、核磁気共鳴信号に対して位置情報をエンコードするための位相エンコード方向傾斜磁場パルス（Gp）および周波数エンコード方向傾斜磁場パルス（Gf）が所定のタイミングでそれぞれ印加される。
【００１７】
送信系３は、高周波発振器７と変調器８と高周波増幅器９ａ〜９ｄと送信コイル１０ａ、１０ｂとを有する。高周波発振器７が発振した高周波信号は、シーケンサ２からの信号に応じて変調器８で変調され、高周波増幅器９ａ〜９ｄで増幅され、被検体１１に近接して配置された送信コイル１０ａ、１０ｂに供給される。これにより、被検体１１に核磁気共鳴を起こさせるパルス状の高周波電磁波が、送信コイル１０ａ、１０ｂから被検体１１に所定のタイミングで照射される。
【００１８】
受信系５は、被検体１１から放出される核磁気共鳴信号（エコー信号）を受信し、検出するものであり、受信コイル１４とプリアンプ１５と直交位相検波器１６とＡ／Ｄ変換器１７とを備えている。エコー信号は、被検体１１に近接して配置された受信コイル１４によって受信され、プリアンプ１５および直交位相検波器１６によって所望の信号が検出され、Ａ／Ｄ変換器１７でディジタル量に変換され、ＣＰＵ１（信号処理系６）に送られる。受信コイル１４の詳細については後述する。
【００１９】
信号処理系６は、ＣＰＵ１と磁気ディスク１８や光ディスク１９等の外部記憶装置と、再構成した画像等を表示するＣＲＴ２０と、操作者からの指示の入力を受け付けるためのキーボード２１等の入力装置とを有している。ＣＰＵ１は、受信系５からのデータを受け取ると、信号処理、画像再構成処理等を実行し、被検体１１の所望の断層像等をＣＲＴに表示するとともに外部記憶装置（例えば磁気ディスク１８）にデータを格納する。また、ＣＰＵ１は、キーボード２１等の入力装置が操作者から撮像方法、撮像条件等を指示する入力を受け付けた場合には、ＣＰＵ１に内蔵するメモリに格納されたプログラムを実行することにより、指示された撮像方法を実現するパルスシーケンスを作成し、シーケンサ２に受け渡し、撮像を実行させる。
【００２０】
つぎに、本実施の形態のＭＲＩ装置における撮像方法および信号処理方法について説明する。
【００２１】
ＣＰＵ１は、操作者から入力装置（キーボード２１等）を介して、パラレルＭＲＩで撮像を実行する旨の指示および倍速数の指定を受けた場合には、位相エンコードのエンコードステップを指示された倍速数に対応する間引き率で間引いたパルスシーケンスを作成する。パラレルＭＲＩで用いる撮像方法は、一般的なスピンエコーシーケンスやグラディエントエコーシーケンス等の操作の所望のシーケンスを用いる。例えば、グラディエントエコーシーケンスを採用する場合には、ＲＦパルスおよびスライス選択傾斜磁場パルスを印加した後、位相エンコード傾斜磁場パルスおよび読み出し傾斜磁場パルスを印加し、ＲＦパルスの印加から所定のエコータイム（ＴＥ）経過後にエコー信号を計測する。これを位相エンコード傾斜磁場パルスの強度を変えながら、所定の位相エンコード数繰り返す。この際、パラレルＭＲＩでは、指示された倍速数に対応する間引き率で位相エンコード数を間引いて撮像を行うため、高速で撮像することができる。
【００２２】
ここで、本実施の形態でパラレルＭＲＩ用受信コイル１４について説明する。
本実施の形態の受信コイル１４は、複数の受信コイルを組み合わせて構成され、このうち少なくとも一つの受信コイルは、感度の位相成分が位相エンコード方向に分布を有する。具体的には、図２（ａ）のように受信コイル１４として、サドル型の受信コイル４０と、受信コイル４１とを組み合わせて配置したものを用いることができる。
【００２３】
受信コイル４１は、一対の小径ソレノイドコイルを位相エンコード方向（Ｘ方向）に対向配置し、両者を直列に接続した構造である。この受信コイル４１の受信感度の絶対値成分４１１は、図２（ｂ）に示したように撮像野（ＦＯＶ）の位相エンコード方向（Ｘ方向）両端部に高感度領域を有する。また、受信感度の位相成分４１２は、図２（ｃ）に示したように位相エンコード方向（Ｘ方向）の一方の側の感度が他方の側に感度に対し１８０°の位相差を有しており、受信感度の位相成分が位相エンコード方向に分布を持つ。
【００２４】
一方、サドル型の受信コイル４０は、図２（ｂ）に示したように、受信感度の絶対値成分４０１がＦＯＶの位相エンコード方向の中心部付近で高感度であり、受信コイル４１とは異なる位置に高感度領域が存在する。また、受信コイル４０は、コイルを流れる電流ループの向きの相違から受信コイル４０に対して磁気的結合（干渉）を生じにくく、受信コイル４１と組み合わせて用いることができる。また、受信コイル４０は、図２（ｃ）から明らかなように、受信感度の位相成分４０２が位相エンコード方向（Ｘ方向）について一様である。
【００２５】
本実施の形態では、このような受信コイル４０，４１を組み合わせた受信コイル１４の受信信号を用いて、パラレルＭＲＩにより位相エンコード数を間引いて撮像を行い、得られた受信信号について以下のように行列演算を行う。この演算により、位相エンコード数を間引いたことにより生じる折り返しアーチファクトを除去した画像データ（磁化分布）を得る。
【００２６】
例えば、図２（ａ）の構成の受信コイル１４を用いて２倍速のパラレルＭＲＩを行った場合、図２（ｂ）、（ｃ）に示すＡ点とＢ点が重なりあった受信信号が得られる。ここで、Ａ点での受信コイル４０の感度をＣ４０Ａ、Ａ点での受信コイル４１の感度をＣ４１Ａ、Ｂ点での受信コイル４０の感度をＣ４０Ｂ、Ｂ点での受信コイル４１の感度をＣ４１Ｂ、Ａ点の被検体１１の磁化の大きさをＰＡ、Ｂ点の被検体１１の磁化の大きさをＰＢとすると、受信コイル４０より得られる信号Ｓ４０Ａ＋Ｂ、受信コイル４１より得られる信号Ｓ４１Ａ＋Ｂ、は、感度Ｃ４０Ａ、Ｃ４０Ｂおよび感度Ｃ４１Ａ、Ｃ４１Ｂを要素とする行列を用いて、式［１］のように表される。
【数１】
2006325737.tif 000003
【００２７】
よって、重なりあった信号Ｓ４０Ａ＋Ｂ、Ｓ４１Ａ＋Ｂより被検体１１の磁化ＰＡ、ＰＢを求めるには、上記行列式［１］を展開することにより、次式［２］により求められる。
【数２】
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【００２８】
よって、パラレル展開を行う為には、式［３］で表される逆行列を求める必要がある。
【数３】
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【００２９】
受信コイル４０、４１の感度分布は、絶対値成分を実部、位相成分を虚部とする複素数で表される。本実施の形態では、図２（ｂ）、（ｃ）より、受信コイル４０及び受信コイル４１の感度の絶対値成分は、Ａ点、Ｂ点のいずれも１である。位相成分は、受信コイル４１のＢ点の感度のみが１８０°であり、受信コイル４０のＡ，Ｂ点の感度および受信コイル４１のＡ点の感度は、いずれも０°である。よって、受信コイル４０、４１の感度Ｃ４０Ａ、Ｃ４０Ｂ、Ｃ４１Ａ、Ｃ４１Ｂを要素とする行列は、下式［４］のように表される。
【数４】
2006325737.tif 000006
【００３０】
式［４］は正則行列であるため、逆行列式［３］が必ず存在する。よって、上式［２］を解くことにより被検体１１の磁化分布ＰＡ、ＰＢを求めることができる。
【００３１】
以上のように、受信感度の絶対値成分が位相エンコード方向について左右対称な分布の受信コイル４０、４１の組み合わせであっても、少なくとも一つの受信コイルが感度の位相成分に左右非対称な分布を有していれば、パラレルＭＲＩの受信コイルとして使用することができる。よって、磁気的結合の少ないコイルの組み合わせを選択することが可能になり、コイルの組み合わせの自由度が高まる。すなわち、複数の受信コイルのうちの１つとして、感度分布の絶対値成分が中心部で高いものを選択でき、中心感度を高めることができる。また、これと組み合わせる位相分布を有するコイルは、必ずしも絶対値成分の高い中心感度を要求されないため、その向きを比較的自由に設定できる。このため、位相エンコード方向の設定の自由度の高い受信コイルを提供することができる。
【００３２】
なお、位相分布を有する受信コイル４１の位相差は、本実施の形態のように１８０°であることが望ましい。１８０°である場合、上式［４］に示したように、位相成分を行列式の実数部の符号として表すことができるため、受信信号の絶対値は小さくならず、画像劣化の少ないパラレルＭＲＩを行うことができる。
【００３３】
受信コイル４０、４１は、少なくとも一方が感度の絶対値成分が位相エンコード方向に分布を持っていることが必要である。受信コイル１４の中心感度を高めるためには、受信コイル４０、４１のうち少なくとも一方は、感度の全体値成分が、撮像野の中心領域で両端領域よりも高い、すなわち中間感度が高いコイルであることが望ましい。また、式［４］に示した行列の逆行列（式［３］）を存在させるために、受信コイル４０、４１のうち位相分布を持つコイルとは別のコイルが中心感度の高いコイルであることが望ましい。
【００３４】
ＣＰＵ１は、パラレルＭＲＩで撮像した場合には、得られた受信信号を、予め内蔵するメモリに格納されている式［４］の逆行列式を読み出して、式［２］を演算することにより被検体１１の磁化分布を求める。この磁化分布を用いて画像再構成を行う。これにより、折り返しアーチファクトの除去した画像を再構成することができる。
【００３５】
比較例として、従来よりパラレルＭＲＩ用の受信コイルとして用いられているマルチプルアレイコイルを図３（ａ）に示す。図３（ａ）のようにソレノイド型コイル３１，３２を位相エンコード方向に対向配置したものである。受信感度の絶対値成分３０１，３１１は、図３（ｂ）のように、位相エンコード方向に分布を持つが、位相成分３０２，３１２は、図３（ｃ）のように両者共一様であり、位相成分はパラレルＭＲＩには寄与しない。このため、逆行列を有する行列式を得るためには、図３（ａ）のように位相エンコード方向のＡ点とＢ点においてコイル３１とコイル３２とが異なる絶対値感度を有する左右非対称な配置にする必要があり、中心部の絶対値感度を向上させることが難しい。
【００３６】
つぎに、本発明の第２の実施の形態のＭＲＩ装置の受信コイル１４について図４を用いて説明する。第２の実施の形態の受信コイル１４は、位相エンコード方向をＸＹＺのいずれにも設定可能であり、位相エンコード方向に制限がない。受信コイル１４以外の構成は、第１の実施の形態と同様である。
【００３７】
第２の実施の形態では、図４（ａ）〜（ｅ）に示した５つの受信コイルを同一空間に組み合わせて配置することにより受信コイル１４を構成する。図４（ａ）のコイル４２は、ソレノイド型コイルであり、主にＹ軸方向に絶対値感度を有し、この方向に高い中心感度が得られる。図４（ｂ）のコイル４０は、サドル型コイルであり、ソレノイド型コイル４２に対して直交するＸ軸方向に絶対値感度を有し、この方向に高い中心感度が得られる。これらコイル４０，４２は、感度の位相成分に分布がなく一様である。一方、図４（ｃ）のコイル４１は、Ｘ軸方向に対称なループ４１３、４１４を有し、感度の位相成分がＸ軸方向について分布がある。図４（ｄ）のコイル４３は、２つの８の字型コイル４３１、４３２をＺ軸方向に配置し、連結したものであり、Ｚ軸方向に位相差分布がある。図４（ｅ）のコイル４４は、Ｙ軸方向に対称なループ４４１、４４２を有し、Ｙ軸方向に位相差分布がある。
【００３８】
これら５つのコイル４０〜４４を同一空間に組み合わせて配置し、受信コイル１４を構成することにより、Ｘ軸方向の位相エンコード方向とする場合には、受信コイル４０、４２で高い中心感度を取得し、同時に受信コイル４１でＸ軸方向に位相差を持った位相分布を取得し、パラレルＭＲＩを行うことができる。また、位相エンコード方向をＹ軸とする場合は、受信コイル４０、４２で高い中心感度を取得し、同時に受信コイル４４でＹ軸方向に位相差を持った位相分布を取得し、パラレルＭＲＩを行うことができる。さらに、位相エンコード方向をＺ軸とした場合は、受信コイル４０、４２で高い中心感度を取得し、同時に受信コイル４３でＺ軸方向に位相差を持った位相分布を取得し、パラレルＭＲＩを行うことができる。このように、図４（ａ）〜（ｅ）の５つのコイル４０〜４４を組み合わせることにより、中心感度が高く、かつ、位相エンコード方向に制限のないパラレルＭＲＩを実現できる。
【００３９】
図４（ｃ）〜（ｅ）の感度の位相成分に分布をもつ受信コイル４１、４３、４４は、位相分布の変化が、＋９０°から−９０°へと位相が所定の軸方向に１回生じるのみの１次的位相変化のコイルであるが、本発明は上記のような受信コイルに限られるものではない。例えば、図５（ａ）に示した受信コイル４５は、図５（ｂ）に示したように＋９０°から−９０°へ、−９０°から＋９０°へ、＋９０°から−９０°へと、所定の軸方向に位相が３回変化する３次的位相変化を有するコイルである。この受信コイル４５を、図４の受信コイル４０〜４４の全て、もしくはこれらの任意の一部と組み合わせて用いることにより、パラレルＭＲＩを実現できる。
【００４０】
また、位相差をもった受信コイルを複数個オーバーラップさせて配置することにより、絶対値の感度分布を生じさせることもできる。例えば、図６（ａ）に示すように、Ｘ軸方向に位相差を有する３つの受信コイル４６１，４６２，４６３をＺ軸方向に一部が重なり合うように配置することにより、Ｚ軸方向に絶対値の感度分布を生じさせることができる。よって、図６（ａ）の受信コイルを、図４（ｃ）の受信コイル４１に代えて図４の他の受信コイル４０、４２、４３、４４の全て、もしくはこれらの一部と任意に組み合わせることにより、位相エンコード方向をＸ軸もしくはＺ軸とするパラレルＭＲＩを行うことができる。また、図６（ｂ）のようにＺ軸方向に位相差を有する３つの受信コイル４７１、４７２をＹ軸方向に一部が重なり合うように配置することにより、Ｙ軸方向に絶対値の感度分布を生じさせることができる。よって、図６（ｂ）の受信コイルを、図４（ｄ）の受信コイル４３に代えて図４の他の受信コイル４０、４１、４２、４４の全て、もしくはこれらの一部と任意に組み合わせることにより、位相エンコード方向をＺ軸もしくはＹ軸とするパラレルＭＲＩを行うことができる。
【００４１】
また、図４（ｄ）に用いた８の字型のコイルは、図７（ａ）のように所定の軸方向（Ｚ軸方向）に配置して連結することにより、図７（ｂ）のように配置した軸方向に沿って受信感度の位相成分に分布を生じさせることができる。したがって、図７（ａ）の受信コイルを、他の所望の絶対値成分感度分布を有するコイルと組み合わせ、図７（ａ）の受信コイルの軸方向（図７（ａ）のＺ軸方向）を位相エンコード方向としたい方向に配置することにより、任意の方向を位相エンコード方向に設定してパラレルＭＲＩを行うことが可能である。
【図面の簡単な説明】
【００４２】
【図１】本実施の形態のＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図である。
【図２】（ａ）第１の実施の形態のＭＲＩ装置の受信コイル１４の構成を示す斜視図、（ｂ）受信コイル１４の受信感度の絶対値成分の分布を示すグラフ、（ｃ）受信コイル１４の受信感度の位相成分の分布を示すグラフである。
【図３】（ａ）比較例の従来の受信コイルの構成を示す斜視図、（ｂ）受信コイルの受信感度の絶対値成分の分布を示すグラフ、（ｃ）受信コイルの受信感度の位相成分の分布を示すグラフである。
【図４】（ａ）〜（ｅ）第２の実施の形態の受信コイルを構成する各コイルの形状を示す斜視図である。
【図５】（ａ）第２の実施の形態の受信コイルと組み合わせて用いることのできる３次コイルの斜視図、（ｂ）感度の位相成分を示すグラフである。
【図６】（ａ）および（ｂ）第２の実施の形態の受信コイルと組み合わせて用いることのできるコイルの斜視図である。
【図７】（ａ）本実施の形態で使用することのできる、８の字型のコイルをＺ軸方向に連結した受信コイルを示す説明図であり、（ｂ）図（ａ）のコイルの受信感度の位相成分の分布を示すグラフである。
【符号の説明】
【００４３】
１・・・中央処理装置（CPU）、２・・・シーケンサ、３・・・送信系、４・・・傾斜磁場発生系、５・・・受信系、６・・・信号処理系、１４・・・受信コイル、２２・・・静磁場発生系、４０・・・サドル型コイル、４１、４３、４４・・・位相分布のあるコイル、４２・・・ソレノイド型コイル。
【図１】
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【図２】
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【図３】
2006325737.tif 000009
【図４】
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【図５】
2006325737.tif 000011
【図６】
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【図７】
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