(57)【要約】【課題】複数の表面コイルを用いた高ＳＮＲ画像化法において、所望の画像化領域全体に対して高ＳＮＲな画像化が可能な磁気共鳴映像装置を提供する。【解決手段】複数の表面コイルの大きさ、数、配置のいずれかを、少なくとも所望の画像化領域のＳＮＲ（信号対ノイズ比）分布を求める手段から決定する。この手法により、被検体を等方向の取り囲むように表面コイルを配置する場合、隣接するコイル間に間隙が開くようにコイル幅を小さくし、隣接するコイル間でも相互作用を０にする手段を用いず、コイルのＱ値を低減する程度でコイル間の相互結合の影響を除去する。【選択図】　　　図１
2004089722.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
　一様な静磁場下に置かれた被検体に所定のシーケンスで高周波磁場及び勾配磁場を印加し、これによって発生する磁気共鳴信号を前記被検体に近接配置された複数の表面コイルにて受信して磁気共鳴画像を再構成する磁気共鳴映像装置において、前記複数の表面コイルは互いに重なり合うことなく配設され、かつ、他の表面コイルとの相互接合を低減する手段を有することを特徴とする磁気共鳴映像装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
　本発明は磁気共鳴映像装置に係り、特に画像のＳＮＲ（信号対ノイズ比）を向上させる技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
　近年、医用診断装置の開発が進められる中で、磁気共鳴映像装置（ＭＲＩ装置ともいう）が多く用いられている。
【０００３】
　磁気共鳴映像装置は、よく知られているように、固有の磁気モーメントを持つ核の集団が一様な静磁場中に置かれたときに、特定の周波数で回転する高周波磁場のエネルギーを共鳴的に吸収する現象を利用して、物質の化学的及び物理的な微視的情報を映像化する手法であり、１Ｈに関しては、静止あるいは遅い動きの部位の撮像に対し、臨床的にも良質な画像を提供している。
【０００４】
　しかし、近年動きの速い部位（心臓など）に対して撮像を可能にする高速イメージング（映像化時間〜５０ｍｓ）や１Ｈ以外の核種（３１Ｐ，１９Ｆ，１３Ｃ，２３Ｎなど）のイメージングにおいてＳＮＲ（信号対ノイズ比）の向上が重要な課題となっている。例えば、高速イメージングの場合、リアルタイムスキャン時のフリップ角低下にともなうＳＮＲ低下及び勾配磁場の増加にともなうＳＮＲの低下が挙げられ、３１Ｐのイメージングに関しては、体内の存在量が１Ｈの１０-4程度ときわめて微量であることによるＳＮＲの低下が挙げられる。
【０００５】
　ＳＮＲを向上させる１つの手段として、例えば特公平４−４２９３７号公報（以下、従来例１という）には、被検体の画像化すべき所望の領域に複数個の表面コイル（この従来例１では１ターンコイル）を配置し、これら複数個の表面コイルを介して被検体からの磁気共鳴信号をそれぞれ検出し、検出された磁気共鳴信号について各々画像化処理を行って複数系列の画像データを生成した後、同じ空間位置に対応する画素データどうしを、各々の表面コイルが発生する高周波磁場の分布に基づいてあらかじめ決定された重み関数を乗じて加算することにより各画素のデータを作成し、それらを合成することにより被検体の所望領域全体の高Ｓ／Ｎな画像を得る技術が開示されている。
【０００６】
　しかし、この従来例１に開示された内容は所望の画像化領域に対し最適なコイル数、大きさ、配置に関しては触れられていない。
【０００７】
　また従来より、複数の表面コイルは少なくとも隣接するコイル間のカップリングを０にするため、一定面積重ね合わせる手法が用いられている。しかし、この重ね合わせる面積はコイルの形状、複数のコイルが平面配置か曲面配置かによってことなり、柔軟に対応できない。また被検体周囲を等方的に取り囲んで画像化する場合、隣接コイル間で重ね合わせる分大きなコイル径が必要となり、この方法の特徴である表面コイル近傍のＳＮＲ向上効果が薄れてしまう。
【０００８】
　また、コイル数一定の条件で、６個の表面コイルを用いて人頭部を取り囲むことを考えると、半径２５ｃｍの円筒上を単に６等分しても１２〜１３ｃｍの幅のコイルが必要で重ね合わせによるデカップリングをするにはさらに大きな幅が必要になる。通常頭部に対してＳＮＲ向上を目的に使用する表面コイル幅は８〜１０ｃｍであり、同様のＳＮＲ向上効果を得るには８〜１０個の表面コイルが必要になり現実的でない。
【０００９】
　更に、カップリングを０にする手法としてブリッジ回路を用いる手法があるが、周方向に沿ってその調整をするのは非常に煩雑である。
【００１０】
　また、昨今において、頭部は関心部位の中でも他の部位に比べてＭＲＩ診断使用率が高い部位であり、高速画像化や高分解能化の要請もあり表面コイルの使用が望まれる部位である。しかし従来の表面コイルのような１ターン型のものでは、コイル近傍で高ＳＮＲが期待できるが、その形状・大きさから感度領域が限られてしまうため、高感度領域を広範囲に確保するためには不向きなコイルであった。またＭＲＩにおいて、高周波コイルの発生する高周波磁場方向は静磁場の方向に対し垂直でないと高ＳＮＲを期待できない。そのため頭頂部などの、発生する高周波磁場方向が静磁場と平行になる部位では使用できず（静磁場が垂直に発生する永久磁石型のＭＲＩを除く）、従来は顔面の起伏や呼吸などの制約条件から、空間的に隙間のある円筒形のＢｉｒｄｃａｇｅ型コイルや鞍型コイルなどが用いられてきた。
【００１１】
　一方、近年ＳＮＲを向上させる手段のひとつとして、米国特許４，８２５，１６２号、特願平２−０４７８１４号公報（以下、従来例２という）のように、被検体の画像化すべき所望の領域に複数個の表面コイルを配置し、これら複数個の表面コイルを介して被検体からの磁気共鳴信号をそれぞれ検出し、検出された磁気共鳴信号について各々画像化処理を行って複数系列の画像データを生成した後、同じ空間位置に対応する画素データ（単一複素信号もしくは一次元複素信号＝スペクトル信号）どうしを、各々の表面コイルが発生する高周波磁場の分布に基づいて予め決められた重み関数を乗じて加算することで各画素データを合成し、所望領域のひとつの画像を生成することが行われている。これをマルチ表面コイルと呼んでいる。これにより複数のコイルで所望の領域の高ＳＮＲ画像を得るための画像合成手段が明らかにされている。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１２】
　このように、従来における磁気共鳴映像装置においては、所望の画像化領域に対して、複数の表面コイルの最適なコイル数、大きさ、配置を決定する方法については触れられていなかった。
【００１３】
　また、従来における高周波受信用のプローブコイルは、その方向を常に静磁場に対して垂直に配置しなければならないので、頭部コイルにおいてその方向を調整するのが困難であるという欠点があった。
【００１４】
　この発明はこのような従来の課題を解決するためになされたものであり、その第１の目的は、所望の画像化領域全体に対して高ＳＮＲな画像化が可能な磁気共鳴映像装置を提供することである。
【００１５】
　また、第２の目的は、被検体頭部の画像を撮影する際にプローブの方向を調整せずに高ＳＮＲな画像化が可能な磁気共鳴映像装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１６】
　上記目的を達成するため、本発明は、一様な静磁場下に置かれた被検体に所定のシーケンスで高周波磁場及び勾配磁場を印加し、これによって発生する磁気共鳴信号を前記被検体に近接配置された複数の表面コイルにて受信して磁気共鳴画像を再構成する磁気共鳴映像装置において、前記複数の表面コイルは互いに重なり合うことなく配設され、かつ、他の表面コイルとの相互接合を低減する手段を有することが特徴である。
【００１７】
　上述の如く構成された本発明によれば、複数の表面コイルの大きさ、数、配置のいずれかを、少なくとも所望の画像化領域のＳＮＲ（信号対ノイズ比）分布を求める手段から決定する。ＳＮＲ分布を求める手段は実験や計算機シミュレーションによる。Ｓ（信号）は表面コイルの発生する高周波磁場分布に比例し、Ｎ（ノイズ）は高周波磁場に起因する被検体由来の誘導損失やコイルに生じる電界に起因する被検体由来の誘電損失、コイル自身の損失（コイル線材の抵抗率に関する損失、コンデンサの損失、放射ロス）の和として表されるため、各々実験的あるいは計算機シミュレーションにより求める。
【００１８】
　また、この手法により、例えば被検体を等方的に取り囲むように表面コイルを配置する場合、所望の撮像領域内において∫ｖ（ＳＮＲ（ｒ））ｄＶが最大になるようにコイル数一定の条件でコイルの幅を最適化すると、隣接するコイル間に間隙が開くようにコイル幅を小さくする必要があることが判明した。よって隣接するコイル間でも相互作用を０にする手段を用いず、コイルのＱ値を低減する程度で高ＳＮＲな画像を得ることが可能である。これは、コイル間隙をあけることにより隣接コイル間の相互結合が減少し、コイル同志の重ね合わせやブリッジ回路により相互結合を０にする必要がなくなり、コイルのＱ値を低減する程度で各表面コイルで干渉の少ない画像を得られるようになるためである。
【００１９】
　また、本発明は、頭部専用密着型プローブに直交する複数個のコイルを具備し、それぞれから得られた信号を、位相と振幅重みをかけた後に足し合わせることで疑似的に静磁場に対して直交するような高周波磁場を持つコイルで受信したようにし、プローブの角度調整を行わずに常に高ＳＮＲの画像を得ることができるようにするものである。これにより、プローブコイルの方向を調整する煩雑さから開放されるのと、さらに頭部専用密着型プローブコイルの方向を静磁場に対して垂直方向にしか向けることのできない部位についても高ＳＮＲの撮像が可能となる。
【発明の効果】
【００２０】
　以上説明したように、本発明によれば所望の画像化領域に対し、最適なコイル数、大きさ、配置を決定でき、特に被検体を取り囲むように複数の表面コイルを配置する場合、隣接コイル間の完全デカップリングを必要とせず高ＳＮＲ画像化が可能となる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２１】
　以下、本発明の実施例を図面に基づいて説明する。図１は本発明に係る磁気共鳴映像装置の概略的な構成を示すブロック図である。
【００２２】
　同図において、静磁場磁石１は励磁用電源２により励磁され、被検体５に一様な静磁場を印加する。勾配磁場生成コイル３はシーケンスコントローラ１１によって制御される駆動回路４によって駆動され、寝台６上の被検体５に対して、その磁場強度がＸ，Ｙ，Ｚ方向に直線的に変化する勾配磁場Ｃｘ，Ｇｙ，Ｇｚを印加する。被検体５にはさらにシーケンスコントローラ１１による制御下で、送信部７からの高周波パルスが送信用コイル８に印加されることによって発生される高周波磁場が印加される。
【００２３】
　送信用コイル８の内側に被検体５に近接して信号検出用コイルであるマルチ表面コイル９が配置されている。マルチ表面コイル９によって被検体５から受信された磁気共鳴信号は直接受信部１０へと導かれる。受信部１０に導かれた磁気共鳴信号は、増幅及び検波された後シーケンスコントローラ１１の制御の下、データ収集部１２へと送られる。データ収集部１２ではシーケンスコントローラ１１の制御下で入力された磁気共鳴信号を収集し、Ａ／Ｄ変換した後、電子計算機１３に送る。電子計算機１３はコンソール１４により制御され、データ収集部１２から入力された磁気共鳴信号の画像再構成処理を行い、マルチ表面コイル９それぞれから得られた画像データを重みづけ加算し、高ＳＮＲ画像に合成する。また、シーケンスコントローラ１１の制御も行う。電子計算機１３により得られた画像データは画像ディスプレイ１５に伝達され画像が表示される。
【００２４】
　図２は本発明の第１実施例に係り、図１における送信用コイル８及びマルチ表面コイル９の構成・配置を示す概略図である。送信用コイル８は被検体５の画像化すべき所望の領域に対して均一な高周波磁場を印加する。マルチ表面コイル９ａ〜９ｆは図示のように被検体を取り囲むように配置されている。そして、後述するようにこれら各マルチ表面コイル９ａ〜９ｆの大きさ、数、配置の各条件は最適化の基本式から求められることになる。
【００２５】
　図３に図１におけるマルチ表面コイル９、受信部１０及びデータ収集部１２の詳細を示す。マルチ表面コイル９は６つの表面コイル９ａ〜９ｆからなり、それぞれに対応してプリアンプ２１ａ，…，２１ｆ、検波回路（ＤＥＴ）２２ａ，…，２２ｆ、ローパスフィルタ（ＬＰＦ）２３ａ，…，２３ｆからなる信号検出手段が設けられている。図１に示すデータ収集部１２では受信部１０から入力された磁気共鳴信号の検波信号をＡ／Ｄ変換器によってディジタル信号に変換した後、電子計算機１３に取り込む。
【００２６】
　次に、所望の画像化領域のＳＮＲ（信号対ノイズ比）分布を求める手段について述べる。
【００２７】
　Ｓ（信号）は表面コイル９の発生する高周波磁場分布に比例するため、簡単には表面コイル９に単位電流を流して、Biot-Savart の法則により高周波磁場分布を求める。被検体の誘電率や導電率の効果を考慮するためには、被検体の代表的な大きさを決め、解析的またはアンテナの電磁界解析の手法を用いて計算する。アンテナの電磁界解析の手法としてモーメント法、空間回路網法などが知られている。もちろん被検体の画像化を行い実験的に求めることもできる。
【００２８】
　Ｎ（ノイズ）は各コイルの成分と、コイル間のノイズの相関を表す成分に分けられる。まず、各コイルの成分は、高周波磁場に起因する被検体由来の誘導損失やコイルに生じる電界に起因する被検体由来の誘電損失、コイル自身の損失（コイル線材の抵抗率に関する損失、コンデンサの損失、放射ロス）の和として表される。ここで、コイル自身のノイズは被検体がないときのコイルのＱ値、インダクタンスＬ、共鳴周波数ω0 より次の（１）式から計算できる。
【００２９】
　ｒ＝Ｌω0 ／Ｑ 　…　（１）
被検体由来の損失のうちコイルに生じる電界に起因する誘電損失は、表面コイルが多数のコンデンサで分割されているような構成の場合、電界がコイルのコンデンサ部に集中するため、一般に被検体は大きな損失を及ぼさない。よって考慮する必要がない。また、誘導損失はクーロン・ゲージにて次の（２）式により計算できる。
【数１】
2004089722.tif 000003
【００３０】
　コイルに生じる電界に起因する損失を無視する前提にたてば、コイルに被検体を挿入したときのＱload値としないときのＱunload値を実測して次の（３）式にて算出する事もできる。
【００３１】
　ｒ＝Ｌω０×（１／Ｑload−１／Ｑunload）　…　（３）
　一方、コイル間のノイズの相関を表す成分において、まずコイル自身のノイズについてはコイル間の相互結合（相互インダクタンス）を実験あるいは計算機シミュレーションにて求める。被検体由来の誘導損失についてノイズの相関を表す成分は次の（４）式によって計算できる。
【数２】
2004089722.tif 000004
【００３２】
　実験的には例えば、従来例１（特公平４−４２９３７号公報）に開示されているような方法で実測できる。
【００３３】
　そして、以上の結果をまとめると、次の（５）式を計算することになる。
【００３４】
　ＳＮＲ２＝｛ΣΣｋｉｋjＢ1xyiＢ1xyj｝／｛ΣΣｋiｋjＲij　COS(Δθij）｝ …（５）
　ここで、ｋｉはｉ番目の表面コイル画像の重み関数を表し、次の（６）式で表わされる。
【００３５】
　［ｋi］t ∝［Ｒij　cos(Δθij）］-1［Ｂ1xyi］t 　…　（６）
　Ｒｉｊはノイズ行列要素を表し、次の（７）式で表わされる。
【数３】
2004089722.tif 000005
【００３６】
　ここで、Ｂは高周波磁場強度を示す。コイル自身のノイズはコイル間の相互結合がなければ別々のコイル間でノイズの相関が生じないため、ノイズ行列の対角要素に組み込む。
【００３７】
　そのほか、複数の表面コイルで同時に得られた画像から１枚の高ＳＮＲな画像を得る公知の方法で実現される画像ＳＮＲを求める具体的な種々の方法を用いることができる。
【００３８】
　次に、（５）式を用いて具体的に最適コイル大きさ、数、配置を具体的に求めてみる。ここでは、表面コイル数は６個に固定し、人頭部を想定した図４に示す如く被検体５・表面コイル９の配置、及び次の表１に示すようなコイル・ファントム形状について、所望領域Ｘ−Ｙ断面の画像ＳＮＲを計算した。
【表１】
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【００３９】
　また、符号Ｓは高周波磁場分布をBiot-Savart の法則より求め、Ｎは誘導損失について（２）式、（４）式をコイルなどの大きさに比べ高周波の波長が十分長いという仮定のもとに計算し、コイル自身のノイズは実測Ｑ値等から求めた。なお、コイル間の結合は完全にないとした。コイル幅を変えながらＳＮＲの大きさを表す値
　　［∫v ｛ＳＮＲ（ｒ）｝2 ｄｖ］1/2　　…（８）
を計算した結果を図５に示す。同図から明らかなように、コイル幅１３０ｍｍ（隣り合うコイルどおしが隣接して配置された状態）から５０ｍｍ程度になるまで（８）式の値が増大している。
【００４０】
　また、図６（ａ）は図４に示すＹ軸上のＳＮＲ最大点（被検体の表面コイル最近接点）のＳＮＲをコイル幅に対してプロットした図、図６（ｂ）はＸ線上のＳＮＲ最大点（被検体の表面コイル最近接点）のＳＮＲをコイル幅に対してプロットした図、そして、図６（ｃ）は画像中心（コイル中心）のＳＮＲをコイル幅に対してプロットした図である。図６（ｃ）より、中心のＳＮＲは１３０ｍｍの場合が最も大きいが、コイル幅が約半分になってもＳＮＲは１０％程度しか小さくならない。これに対して、同図（ａ）のようにＹ軸上コイル近傍のＳＮＲはほぼコイル幅に反比例していることがわかる。勿論、同図（ｂ）のように間の開いたコイル間のＳＮＲは多少低下する。しかし、所望領域Ｘ−Ｙ断面全体のＳ／Ｎ向上効果、特に表面近傍のＳＮＲ向上効果を考えると、画像全体のＳ／Ｎ均一性も考慮するとコイル幅を５０〜９０ｍｍの間に設定してコイル間に間隙が開くようにコイル幅を小さくしたほうがよいことがわかる。
【００４１】
　こうして、（５）式に基づいてコイル幅の最適値を求めることができるのである。なお、ここでは、コイル数を一定の条件で計算したが、他のパラメータを固定した計算も可能である。
【００４２】
　一方、表面コイルを近接して配置する必要が無くなるとコイル間の相互結合が少なくなり、従来は必要であった隣接するコイル間を完全デカップリングする種々の手法が不要となり、コイルのＱ値を低減する程度で干渉の少ない画像が得られるようになる。つまり、従来は互いに隣接し合う表面コイルどおしの磁気的なカップリングを防止するために、隣接するコイルを重ね合わせたり、コイル間にブリッジ回路を形成する等の対策を行なっていたが、本実施例ではこの必要はなく、例えば表面コイルに対して従来例１（特公平４−４２９３７号公報）に記載されているような低入力インピーダンスのプリアンプを用いる方法や従来例２（特願平２−４７８１４）に記載されているようなフィードバックアンプを用いる方法を利用してＱ値を低減させれば良い。
【００４３】
　本実施例における画像化の手順については、従来例１及び従来例２に記載されているように、ほぼ各々の表面コイルの高周波磁場分布に比例した関数を重み関数とし、重み付け加算することにより高ＳＮＲ画像を得ることができる。本実施例では、例えば、図２の表面コイル９ａ，…，９ｆの表面コイルのデータを用いて、１枚の高ＳＮＲ画像を合成できる。
【００４４】
　高周波磁場分布は近似的に計算機シミュレーションにより予め求めておくこともできるが、送信用コイル８を使って得た画像と各表面コイル画像の比を取って重み関数として用いた方がよい。その場合のブロック図を図７に示す。この例では送信用コイル８で受信もできるように送受信時に信号の流れを切換えるデュプレクサ３１を設置し、受信時の信号が受信部１０に供給されるように構成している。特に、送信コイル画像と各表面コイル画像を同時に得る場合には従来例２に記載された方法を用いれば良い。
【００４５】
　次に、本実施例の第２実施例について説明する。本実施例においては図１に示したマルチ表面コイルのかわりに頭部密着型マルチコイルを用いており、このマルチコイルは図８に示すように３つのコイル４１ｘ，４１ｙ，４１ｚから構成されている。図９（ａ）〜（ｃ）は各コイル４１ｘ，４１ｙ，４１ｚを分離した状態を示す図である。図示のように、コイル４１ｚは円形状、コイル４１ｙ，４２ｘはそれぞれ８の字状を成しており、図８に示す如くコイル４１ｙと４１ｘの長手方向を直交させてコイル４１ｚ内に配置している。
【００４６】
　これによって、コイル４１ｘ，４１ｙ，４１ｚはそれぞれｘ軸、ｙ軸、ｚ軸方向の高周波磁場を検出することができる。図１０は、頭部密着型マルチコイル４１ｘ，４１ｙ，４１ｚにおいて検出される３方向の高周波磁場が直交する様子を示す概略図である。
【００４７】
　図１１は受信部１０の詳細な構成図であり、コイル４１ｘ，４１ｙ，４１ｚからの信号はプリアンプ４２ｘ，４２ｙ，４２ｚでそれぞれ増幅され、位相可変部４３ｘ，４３ｙ，４３ｚ、およびゲイン調整部４４ｘ，４４ｙ，４４ｚでそれぞれのコイルの方向に応じて位相とゲインを調整される。調整後の信号は加算器４８にて加算され、検波器４５で検波され、フィルタ４６で不要な信号を除去され、データ収集部４７へ送られる。
【００４８】
　そして、図８に示した如く構成された頭部密着形マルチコイル４１ｘ〜４１ｚは、被検体頭部の任意の位置に装着して用いるので、コイル装着位置の移動にともなって最適なスライス面の画像化を行うのが望ましい。そのためには受信系のそれぞれのコイルの受信条件（振幅・位相）を決定することが必要となる。コイルの方向に応じた振幅、位相を設定する方法として、ひとつは被検体へのコイル設定時に医師がコイルの位置情報（方向・傾き）を入力し計算機において適切なスライス面を選択し、振幅・位相を算出・設定後、画像化を行う方法や、またはコイルを被検体の頭部表面に対し自在に設定できるようなステージ・アーム等で固定後、このステージ・アームは予めコイル設定後の形状からその位置情報を得られるようにしておき、この得られた位置情報から計算機において適切なスライス面を選択し、上記同様に画像化を行う方法があげられる。
【００４９】
　もしくは図１２のように加算器４８の前にスイッチ４９ｘ〜４９ｚをそれぞれ取付け、単独のコイルから信号を受信し、それぞれの信号の振幅と位相を調べれば良い。画像化は送信用コイル８を送受信に用いて行ってもよい。しかし、その場合図１３に示すように送受信一様コイル５０を用い、デュプレクサ３１で送受信信号を分離する必要がある。また受信時には頭部密着型マルチコイル４１と一様コイル５０とのピンダイオード等を用いた能動的なデカップリングを行うべきである。
【００５０】
　角度から振幅、位相を算出する方法は、例えば静磁場ベクトルＢ0 と各コイル４１ｘ〜４１ｚの方向の関係が図１４に示されるようになったとき、それぞれの軸への射影角θｘ，θｙ，θｚの正弦が振幅となり、各軸からの角度のずれが位相のずれとなる。
【００５１】
　データ収集部１２では、入力された磁気共鳴信号の検波出力をサンプルホールドしてＡ／Ｄ変換器でディジタル化することで、画像再構成用データの収集を行う。
【００５２】
　ここでは受信したアナログ信号のまま重み付け加算を行い、各コイルからの信号を処理したが、図１５に示すようにそれぞれのコイル４１ｘ〜４１ｚからの信号を増幅、検波、フィルタ処理し、データ収集部１２でＡ／Ｄ変換し、従来例２に示されるように、電子計算機１３でそれぞれの画像について画像再構成を行って、各画素毎に重み付け加算か、もしくは予め重み関数を求めておいて畳み込み積分してから画像再構成したほうがより高ＳＮＲな画像が得られる。画素ごとの重み付け加算をする場合、従来例２で述べられているように様々な加算方法が考えられる。加算の最も単純な例として、各画像データの同一位置に対応した各画素の絶対値の二乗（パワー）の和の平方根をとる方法もある。
【００５３】
　このような場合、データ収集部１２では、それぞれのコイルから入力された磁気共鳴信号の検波出力をサンプルホールドしてＡ／Ｄ変換器でディジタル化し、それぞれのコイルに対応した画像再構成用データの収集を行う。
【００５４】
　また一つのコイルの磁場方向が静磁場方向に平行になると、そのコイルからの信号強度はきわめて小さいか、もしくは信号が受信されなくなる。このような場合そのまま加算すると雑音を多く含むことになる。これに対して、信号強度、あるいは加算前の画像データにしきい値を設け、ある一定値より弱い信号については雑音とみなし除去してもよい。
【００５５】
　各コイルの等価回路は、例えば図１６のようにトラップ回路を配置してもよい。この場合、信号受信時にはトラップ回路内のクロスダイオードＤ１がＯＦＦ状態な為、トラップ回路はＯＦＦとなる。送信時にはクロスダイオードＤ１がＯＮになり、トラップ回路で共振を起こし両端で高インピーダンスとなるのでコイルが疑似的に開放状態となり、送信時の過大入力から受信系を保護する。図１７ではコンデンサＣ２を調整して共振周波数を同調し、コンデンサＣ３でコイルの出力インピーダンスを５０Ωに整合させる例である。また、図１８のようにコイルの直後にプリアンプを配置してもよい。またこのような微調整は容量可変ダイオードなどを用いてもよい。
【００５６】
　更に、各コイルはなるべく直交するように配置されるが、残留カップリングも考えられる。これを防ぐため従来例２に示されるようにＱダンプを用いるなどしてデカップリングを行ってもよい。
【００５７】
　図１９は本実施例の頭部密着形マルチコイル４１ｘ〜４１ｚを搭載したプローブ５１を実際に被検体５の頭部に装着した状態を示す説明図であり、同図（ａ）では頭部前方部（大脳・前頭葉）など、同図（ｂ）では頭部中央部（大脳・中脳・脳幹部）など、同図（ｃ）では頭部後方部（小脳・延髄部）などを関心領域とした場合である。
【００５８】
　このように、本発明の第２実施例においては、一つの平面又は曲面上に配置されたマルチコイルを用いて被検体頭部でのデータ収集を行なっているので、プローブ５１を任意の方向から装着しても常に高ＳＮＲの磁気共鳴画像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【００５９】
【図１】本発明に係る磁気共鳴映像装置の概略的な構成を示すブロック図である。
【図２】本発明の第１実施例に係る送信用コイル及び複数の表面コイルの構成・配置を示す概略図である。
【図３】複数の表面コイルと受信部の構成を示すブロック図である。
【図４】被検体とマルチ表面コイルの配置の例を示す図である。
【図５】被検体の所望断面のＳＮＲ二乗和の平方根とコイルの幅の関係を示す特性図である。
【図６】Ｙ軸上、Ｘ軸上及びコイル中心の各点のＳＮＲとコイル幅の関係を示す特性図である。
【図７】第１実施例の変形例に係る磁気共鳴映像装置の構成を示すブロック図である。
【図８】本発明の第２実施例に係る頭部密着形マルチコイルを示す構成図である。
【図９】頭部密着形マルチコイルの個々の構成図である。
【図１０】３軸方向の高周波磁場を示す説明図である。
【図１１】受信部の構成を示すブロック図である。
【図１２】受信部の他の構成を示すブロック図である。
【図１３】一様コイルで高周波信号の送受信を行なうときの送受信部の構成を示すブロック図である。
【図１４】プローブコイルの方向軸ｘ，ｙ，ｚと静磁場方向との関係を示す説明図である。
【図１５】受信部の更に他の構成を示すブロック図である。
【図１６】トラップ回路の例を示す説明図である。
【図１７】各コイルの等価回路を示す説明図である。
【図１８】各コイルの他の等価回路を示す説明図である。
【図１９】頭部密着形マルチコイルを被検体に装着した状態を示す説明図である。
【符号の説明】
【００６０】
　１　静磁場磁石
　２　励磁用電源
　３　勾配磁場生成コイル
　４　駆動回路
　５　被検体
　６　寝台
　７　送信部
　８　送信用コイル
　９　マルチ表面コイル
　１０　受信部
　１１　シーケンスコントローラ
　１２　データ収集部
　１３　電子計算機
　１４　コンソール
　１５　画像ディスプレイ
　２１ａ〜２１ｆ　プリアンプ
　２２ａ〜２２ｆ　検波器
　２３ａ〜２３ｆ　ローパスフィルタ
　３１　デュプレクサ
　４１ｘ，４１ｙ，４１ｚ　頭部密着形表面コイル
　５１　プローブ
【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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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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