(57)【要約】複数のＲＦ送信コイルを用いた選択励起法（パラレル送信）を実現するのに好適なＭＲＩ装置が提供される。このＭＲＩ装置は、ＲＦ受信コイル又はＲＦ送信コイルとして、中心線２０１を共有するループコイル２１０、一次微分コイル２２０、二次微分コイル２３０からなるＲＦ送信コイル１０４を備える。撮像に際し、ＲＦ送信コイル１０４を構成する各コイル２１０、２２０、２３０を同時に同位相のＲＦ信号で駆動し、照射時間の後半において、微分コイル２２０、２３０のみを前半とは１８０°異なる位相で駆動する。或いは２回の計測をペアとして１回目の計測では各コイル２１０、２２０、２３０を同時に同位相のＲＦ信号で駆動し、２回目の計測では微分コイル２２０、２３０のみを１回目とは逆の位相で駆動して、それぞれ計測された信号を加算する。このような撮像の結果或いは２回の計測の加算結果は局所領域を励起するプロファイルを与える。これにより信号抑制のためのＲＦパルスを用いずに所望の領域のみを選択励起できる。
2004060156.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
静磁場中に置かれた被検体にＲＦ磁場を印加する送信手段と、前記ＲＦ磁場の照射位相を制御するＲＦ照射制御手段と、前記被検体から生じる核磁気共鳴信号を検出する受信手段と、前記送信手段と前記ＲＦ照射制御手段と前記受信手段を制御する制御手段と、前記核磁気共鳴信号を用いて前記被検体の画像を再構成する画像形成手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、
前記ＲＦ照射制御手段は、ＲＦパルス波形の中心より後半部分の位相を前半部分の位相と１８０°異ならせて印加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であって、
前記送信手段は、感度分布の異なる複数のコイルからなるマルチプルアレイ送信コイルを備え、前記ＲＦ照射制御手段は、前記複数のコイルのうちの一部のコイルに対してＲＦパルス波形の中心より後半部分の位相を前半部分の位相と１８０°異ならせる位相制御を行う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２記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記マルチプルアレイ送信コイルは、
ループコイルと少なくとも一つの微分コイルとを備え、
前記微分コイルは複数のサブループコイルを備え、
前記複数のサブループコイルは、前記ループコイルと共通の中心軸を有し、前記ループコイルを中心にして互いに面対称となるように配置され、
同一の微分コイルを構成する各サブループコイルは、面対称となる一対の各々に流れる電流が異なる方向となるように接続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４】
請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記微分コイルは、１次微分コイルと２次微分コイルとを備え、
前記１次微分コイルの各サブループコイルは、前記ループコイルを間に挟んで配置され、
前記２次微分コイルの各サブループコイルは、前記ループコイルと前記１次微分コイルのサブループコイルを間に挟んで配置された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２に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記送信手段は送信コイルとして、
中心軸を共通とする第１のループコイルと少なくとも一つの微分コイルとを備えた第１のマルチプルアレイ送信コイルと、中心軸を共通とする第２のループコイルと少なくとも一つの微分コイルとを備えた第２のマルチプルアレイ送信コイルとを備え、
第１及び第２のマルチプルアレイ送信コイルは、互いの中心軸が直交していることを特徴とする記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
請求項３又は５に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記ループコイルは、複数のループコイルであって面対称に配置されたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
請求項３又は５に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記ＲＦ照射制御手段は、前記複数のコイルのうちの微分コイルに対してＲＦパルス波形の中心より後半部分の位相を前半部分の位相と１８０°異ならせる位相制御を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
請求項７記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記ＲＦ照射制御手段は、前記微分コイルに対して、２回の計測において位相が反転する位相制御を行い、前記画像作成手段は、当該２回の計測によってそれぞれ得られる核磁気共鳴信号を加算して１枚の画像を再構成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９】
請求項１又は８に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記制御手段は、前記ＲＦ磁場印加による励起に際し、スライス方向の選択励起を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１０】
請求項１又は８に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記制御手段は、前記ＲＦ磁場印加による励起に際し、位相エンコード方向または周波数エンコード方向の選択励起を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１１】
請求項３又は５に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記マルチプルアレイ送信コイルを、前記受信手段のＲＦ受信コイルとしても用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１２】
請求項１１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記制御手段は、位相エンコードを間引いた撮影を行い、前記画像形成手段は前記マルチプルアレイ送信コイルの各コイルで検出した核磁気共鳴信号を用いて画像を再構成するに際し、これらマルチプルアレイ送信コイルを構成する各コイルの感度分布を用いて折り返し除去演算を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１３】
請求項１１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記画像形成手段は前記マルチプルアレイ送信コイルの各コイルで検出した核磁気共鳴信号を用いて再構成した画像を合成して１枚の画像を作成す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】  本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴（以下、ＮＭＲという）信号を測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置に関し、特にパラレル受信及びパラレル送信に好適なＲＦマルチプルコイル及びそれを用いたＭＲＩ装置に関する。
【背景技術】  ＭＲＩでは、例えば心臓ＭＲＩ等において、小さな領域を高速高分解能で撮影したいという要求がある。視野外の不要な部分からの信号を抑制する一般的な手法としてプリサチュレーションがある（例えば、特開平７−３２７９５６号公報）。しかしプリサチュレーション法では、撮像とは別にＲＦ照射とクラッシャー又はスポイラーパルスが必要なため、そのための印加時間が必要となり撮影時間全体を延長する傾向がある。このような撮影時間の延長は、特に心臓などの動きの速い部分の撮影では問題となる。
また近年、従来の選択傾斜磁場とＲＦパルスによるスライス選択よりも限定された領域を選択的に励起する手法（２次元選択励起法）も提案されている。その一つは、例えば”Ａ  ｋ−Ｓｐａｃｅ  Ａｎａｌｙｓｉｓ  ｏｆ  Ｓｍａｌｌ−Ｔｉｐ−Ａｎｇｌｅ  Ｅｘｃｉｔａｔｉｏｎ”（Ｊｏｈｎ  Ｐａｕｌｙ  ｅｔ  ａｌ）Ｊ．Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ８１，４３−５６（１９８９）に記載されるように、ｋ空間をスパイラル状に走査する傾斜磁場を特定形状のＲＦパルスともに印加することによって限定された空間を励起するというものである。但し、この方法はＲＦパルスを印加している間にｋ空間をスパイラル状に走査するために、高速で傾斜磁場パルスを制御しなければならず、またＲＦパルス及び傾斜磁場形状を特殊な形で実行する必要がある。
そこで本発明は、プリサチュレーションや傾斜磁場パルスの特別な制御が不要であり、効果的に視野選択できるＭＲＩ装置を提供することを目的とする。
【発明の開示】
本発明のＭＲＩ装置は、ＲＦ磁場に対し特定の照射位相の制御を行うことにより、上記目的を達成したものである。即ち、本発明のＭＲＩ装置は、静磁場中に置かれた被検体にＲＦ磁場を印加する送信手段と、前記ＲＦ磁場の照射位相を制御するＲＦ照射制御手段と、前記被検体から生じる核磁気共鳴信号を検出する受信手段と、前記送信手段と前記ＲＦ照射制御手段と前記受信手段を制御する制御手段と、前記核磁気共鳴信号を用いて前記被検体の画像を再構成する画像形成手段とを備え、前記ＲＦ照射制御手段は、ＲＦパルス波形の中心より後半部分の位相を前半部分の位相と１８０°異ならせて印加することを特徴とする。
このような照射制御の結果として、ＲＦ送信コイルの中心軸に沿った所定の領域を選択励起することができ、従来のスライス選択傾斜磁場を印加せずにスライス選択をすることができる。或いはスライス選択傾斜磁場と併せて用いることにより、二次元選択励起が可能となる。
本発明のＭＲＩ装置において、送信手段は、照射強度分布の異なる複数のコイルからなるマルチプルアレイ送信コイルを備え、前記ＲＦ照射制御手段は、前記複数のコイルのうちの一部のコイルに対してＲＦパルス波形の中心より後半部分の位相を前半部分の位相と１８０°異ならせる位相制御を行う。
本発明のＭＲＩ装置が採用するマルチプルアレイ送信コイルは、例えば、ループコイルと少なくとも一つの微分コイルとを備え、前記微分コイルは複数のサブループコイルを備え、前記複数のサブループコイルは、前記ループコイルと共通の中心軸を有し、前記ループコイルを中心にして互いに面対称となるように配置され、同一の微分コイルを構成する各サブループコイルは、面対称となる一対の各々に流れる電流が異なる方向となるように接続されている。
本発明のＭＲＩ装置が採用するマルチプルアレイ送信コイルは、さらに、前記微分コイルが、１次微分コイルと２次微分コイルとを備え、前記１次微分コイルの各サブループコイルは、前記ループコイルを間に挟んで配置され、前記２次微分コイルは、前記ループコイルと前記１次微分コイルのサブループコイルを間に挟んで配置されたものとすることができる。
このような微分コイルを有するマルチプルアレイ送信コイルを備えたＭＲＩ装置において、前記ＲＦ照射制御手段は、前記複数のコイルのうちの微分コイルに対してＲＦパルス波形の中心より後半部分の位相を前半部分の位相と１８０°異ならせる位相制御を行う。
上記マルチプルアレイ送信コイルにおいて、ループコイル、一次微分コイル及び二次微分コイルの照射強度分布を合成した照射強度分布は、限定された均一な領域を有しているので、このＲＦコイルを照射コイルとして用いるとともに前記位相制御を行うことにより、プリサチュレーション等の技術を用いることなく小領域を選択励起することができる。また二次微分コイルを組み込むことにより、励起する領域の選択度を向上することができる。
本発明のＭＲＩ装置において、前記ＲＦ照射制御手段は、前記微分コイルに対して、２回の計測において位相が反転する位相制御を行い、前記画像作成手段は、当該２回の計測によってそれぞれ得られる核磁気共鳴信号を加算して１枚の画像を再構成することができる。
照射位相を反転させた２回の計測結果を加算することにより、励起境界をよりシャープにすることができる。
なお、１回の撮像において、ＲＦパルス照射の前半と後半とで位相を１８０°異ならせる代わりに、２回の計測においてＲＦパルスの位相を微分コイルのみ１８０°異ならせる位相制御を行い、２回の計測によってそれぞれ得られるＮＭＲ信号を加算して１枚の画像を再構成してもよい。この場合にも、ＲＦパルス照射の前半と後半とで位相を１８０°異ならせる位相制御を行った場合と同様の効果を得ることができる。
また本発明のＭＲＩ装置において、前記送信手段は、中心軸を共通とする第１のループコイルと少なくとも一つの微分コイルとを備えた第１のマルチプルアレイ送信コイルと、中心軸を共通とする第２のループコイルと少なくとも一つの微分コイルとを備えた第２のマルチプルアレイ送信コイルとを備え、第１及び第２のマルチプルアレイ送信コイルは、互いの中心軸が直交しているものを備えることができる。
このＭＲＩ装置においても、１回のＲＦパルス照射の前半と後半とで位相を１８０°異ならせてＲＦ送信することにより、或いは、このような位相制御の撮像を、位相を反転させて２回を行い、２回の計測によってそれぞれ得られるＮＭＲ信号を加算して１枚の画像を再構成することにより、或いは、２回の計測においてＲＦパルスの位相を１８０°異ならせてＲＦ送信し、２回の計測によってそれぞれ得られるＮＭＲ信号を加算して１枚の画像を再構成することにより、選択励起した領域の画像を得ることができる。
このＭＲＩ装置によれば、直交する２方向について選択励起を行なうことが可能である。また２つのループコイル群のいずれかを選択することにより、所望の軸方向について選択励起することが可能である。さらに、このＲＦコイルによれば、磁場に直交する二方向のＲＦ磁場を照射或いは検出することができるのでＱＤ化をはかることができる。
本発明のＭＲＩ装置において、前記ループコイルは、複数のループコイルであって面対称に配置されていていもよい。これにより励起する領域を広げることができる。
本発明のＭＲＩ装置では、ＲＦ磁場の位相制御を行うことによって選択励起が可能となるが、さらに傾斜磁場を用いた選択励起を併用することが可能である。即ち、本発明のＭＲＩ装置の制御手段は、マルチプルアレイ送信コイルによる励起に際し、スライス方向の選択励起を行う。或いは、マルチプルアレイ送信コイルによる励起に際し、位相エンコード方向または周波数エンコード方向の選択励起を行う。
さらに本発明のＭＲＩ装置は、マルチプルアレイ送信コイルを、受信手段のＲＦ受信コイルとしても用いることができる。
上記本発明のＭＲＩ装置が採用するマルチプルアレイ送信コイルにおいては、ループコイル及び微分コイル（一次微分コイル、二次微分コイル）は、互いに誘導結合が除去されており、独立して作動する。従って、受診コイルとして用いた場合には、効率よくパラレルＭＲＩを行うことができ、またマルチプルアレイコイル合成も可能である。
即ち、本発明のＭＲＩ装置の制御手段は、位相エンコードを間引いた撮影を行い、画像形成手段は前記マルチプルアレイ送信コイルの各コイルで検出した核磁気共鳴信号を用いて画像を再構成するに際し、これらマルチプルアレイ送信コイルを構成する各コイルの受信感度分布（以下、単に感度分布ともいう）を用いて折り返し除去演算を行う（パラレルＭＲＩ）。
或いは、本発明のＭＲＩ装置の画像形成手段は前記マルチプルアレイ送信コイルの各コイルで検出した核磁気共鳴信号を用いて再構成した画像を合成して１枚の画像を作成する（マルチプルアレイコイル合成：Ｍａｃ合成）。
このようにＲＦ送信コイルがＲＦ受信コイルを兼ねる場合には、所定の視野の選択励起（以下、パラレル送信ともいう）と、位相エンコードを間引いて計測時間を短縮するパラレルＭＲＩ或いはＭａｃ合成とを実現できる。
【図面の簡単な説明】図１は、本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体構成を示す図。
図２は、本発明のＭＲＩ装置用ＲＦコイルの一実施形態を示す図。
図３は、図２のＲＦ送信コイルの使用例を示す図。
図４は、本発明のＭＲＩ装置用ＲＦコイルの他の実施形態を示す図。
図５は、本発明のＭＲＩ装置におけるＲＦ送信コイルとＲＦ送信部との接続を示す図。
図６は、本発明のパラレル送信に適用されるシーケンスの一実施形態を示す図。
図７は、本発明で用いるＲＦパルスの一実施形態を示す図。
図８は、図２のＲＦ送信コイルを用いた選択励起の概念を説明する図。
図９は、本発明のパラレル送信で得られる画像と従来の撮影法で得られる画像を示す図。
図１０は、本発明のパラレル送信に適用されるシーケンスの他の実施形態を示す図。
図１１は、本発明のＭＲＩ装置が採用するＲＦ送信コイルの他の実施形態を示す図。
図１２は、本発明のＭＲＩ装置が採用するＲＦ送信コイルの他の実施形態を示す図。
図１３は、本発明のＭＲＩ装置におけるＲＦ受信部の構成を示す図。
図１４は、パラレルＭＲＩで用いるシーケンスの一例を示す図。
図１５は、パラレルＭＲＩにおけるデータ収集を説明する図。
図１６は、パラレルＭＲＩの概念を説明する図。
図１７は、従来のプリサチュレーション法による選択励起を説明する図。
【発明を実施するための最良の形態】  以下、本発明のＲＦコイル及びＭＲＩ装置について、図面を参照して詳述する。
図１は本発明が適用される典型的なＭＲＩ装置の構成を示す図である。このＭＲＩ装置は、被検体１０１が置かれる空間に静磁場を発生する磁石１０２と、この空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル１０３と、高周波磁場を発生するＲＦ送信コイル１０４と、被検体１０１が発生するＮＭＲ信号を検出するＲＦ受信コイル１０５と、被検体が横たわるためのベッド１１２を備えている。
磁石１０２は、永久磁石、常電導磁石或いは超電導磁石からなり、被検体１０１が置かれる空間に均一な静磁場を発生する。尚、図では上下方向に静磁場を発生する垂直磁場方式が示されているが、水平磁場であってもよい。傾斜磁場コイル１０３は、Ｘ、Ｙ、Ｚの３方向の傾斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場電源１０９からの信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。ＲＦ送信コイル１０４は、後述するように、複数のコイルからなりＲＦ送信部１１０の信号に応じて高周波磁場を発生する。ＲＦ受信コイル１０５の信号は、信号検出部１０６で検出され、信号処理部１０７で信号処理され、また計算により画像信号に変換される。画像は表示部１０８で表示される。
傾斜磁場電源１０９、ＲＦ送信部１１０、信号検出部１０６はパルスシーケンスと呼ばれる制御のタイムチャートに従い制御部１１１で制御される。制御部１１１は、このような制御のプログラムを組み込んだシーケンサを備えている。また図示していないが、撮影法やその条件などをユーザーが入力するためのキーボードやマウスなどの入力装置を備えている。
尚、図１に示すＭＲＩ装置ではＲＦ送信コイル１０４とＲＦ受信コイル１０５は別個のコイルで構成しているが、ＲＦ送信コイル１０４はＲＦ受信コイル１０５を兼ねてもよい。その場合には、ＲＦ送信部１１０と信号検出部１０６との間に切り替え回路が挿入される。
次に本発明のＭＲＩ装置が採用するＲＦ送信コイル１０４について説明する。本発明のＭＲＩ装置が採用する好適なＲＦ送信コイル１０４は、ループコイルとその両側に面対称に配置される複数の微分コイルとを含むマルチプルコイルから構成される。なお本明細書において「微分コイル」は、後述する一次微分コイル、二次微分コイル及びこれらを含む総称として用いる。
図２は、このような本発明のＲＦコイルの一実施形態を示す図である。このＲＦコイル２００は、垂直磁場用の３チャンネルＲＦコイルで、図２（ａ）に示すように、静磁場方向を座標系のｚ方向とするとき、それと直交する方向、例えばｘ方向を共通の中心軸２０１として軸方向に配置されたループコイル２１０と２組の微分コイル２２０、２３０からなる。これらループコイル２１０及び微分コイル２２０、２３０は、それぞれプロトンの共鳴周波数で並列共振するように設計されている。共鳴周波数は、例えば静磁場強度０．３Ｔの場合、１２．８ＭＨｚである。プロトンが生成する回転磁場はｘｙ面内であり、このＲＦコイル２００は、このうち主にｘ方向の成分を検出する。
ループコイル２１０は、ｚｙ平面に平行な面２０２上に置かれた１ターンのソレノイドコイルであり、その感度（受信感度分布或いは照射強度分布）２１５は、図２（ｂ）に示すように面２０２を最大としてｘ軸方向左右に減衰する。微分コイル２２０は、ループコイル２１０に対し面対称に配置された２つのサブコイル（ソレノイドコイル）２２１、２２２を組み合わせたもので、互いに逆向きに電流が流れるように接続されている。この結果、微分コイル２２０の感度２２５は、図２（ｂ）に示すように、２つのソレノイドコイル２２１、２２２の位置（面）２０３、２０４で絶対値が最大で極性が逆であり、ループコイル２１０が位置する面２０２ではゼロとなる。従って、ループコイル２１０と微分コイル２２０は互いに誘導結合せず独立に作動する。即ち高周波的に独立でありデカップルされている。このような微分コイル２２０の感度２２５は、ループコイル２１０の感度２１５の微分状の形状となっており、一般に一次微分コイルと呼ばれる。
微分コイル２３０は、面２０２に面対称に配置された４つのサブコイル（ソレノイドコイル）２３１、２３２、２３３、２３４からなり、各ソレノイドコイルに流れる電流の向きが交互に異なるように接続されている。この微分コイル２３０の感度２３５は、図２（ｂ）に示すように、４つのソレノイドコイルの位置で絶対値が最大で交互に極性が逆となる。またループコイル２１０及び一次微分コイル２２０が位置する面２０２、２０３、２０４には感度はない。従って、ループコイル２１０と微分コイル２３０、および一次微分コイル２２０と微分コイル２３０は互いに誘導せず独立に作動する。この微分コイル２３０の感度２３５は、一次微分コイル２２０の感度２２５の微分状の形状となっており、ここでは二次微分コイルと呼ぶこととする。
このように３つの部分コイルは、互いの感度分布が異なり且つ互いに本質的に誘導結合が除去されているので、安定したパラレルＭＲＩを実現することができる。また照射コイルとして用いた場合にはパラレル送信が可能である。
なお、図では各微分コイル２２０、２３０を構成するソレノイドコイルはそれぞれ直列接続されているが、一次微分コイル２２０ではソレノイドコイル２２１、２２２に流れる電流の向きが逆であれば、また二次微分コイル２３０ではソレノイドコイル２３１、２３２、２３３、２３４に流れる電流の向きが交互に逆であれば、それぞれ並列接続であっても良い。被検体など周囲の影響を受けにくく安定である点では並列のほうが望ましい。また３つの部分コイルは互いに誘導結合が除去されているが、さらに安定化を図るために、公知の結合除去手法を併用しても良い。例えば、低インピーダンス法や、誘導デカプラ法が好適である。
このような構成のＲＦコイルは、例えば図３に示すように下肢や上肢の撮影に適している。またループコイルのサイズを大きくすることによって、胸部や腹部の撮影にも適用することができる。
次に本発明のＭＲＩ装置が採用するＲＦコイルの別の実施形態として、互いに配列方向の異なる２つのＲＦコイルを組み合わせた４コイル構成のＲＦコイルを説明する。このＲＦコイル４００は、図４（ａ）に示すように、静磁場方向をｚ軸方向とするとき、主としてｘ軸方向のＲＦ磁場を照射或いは検出するＲＦコイル（ループコイル群）４１０と、主としてｙ軸方向のＲＦ磁場を照射或いは検出するＲＦコイル（ループコイル群）４２０とを組み合わせたものである。
ＲＦコイル４１０は、同図（ｂ）に示すように、軸４１３を中心軸とする一つのループコイル４１１とその両側に面対称に配置された微分コイル４１２（４１２ａ、４１２ｂ）から構成される。このＲＦコイル４１０は、図２に示すＲＦコイル２００の二次微分コイルを省いたものと同じ構成をしており、両側の微分コイル４１２ａ、４１２ｂは互いに電流が逆向きとなるように接続されている。図では２つの微分コイル４１２ａ、４１２ｂは直列接続されているが、電流が逆向きとなるのであれば並列接続でもよい。
ＲＦコイル４２０は、同図（ｃ）に示すように、中心軸４２５を共通とする１組のループコイル４２１（４２１ａ、４２１ｂ）と微分コイル４２２（４２２ａ、４１２ｂ）（計４つのループコイル）で構成され、それぞれ中心軸４２５と直交する面４２７に対し面対称に配置されている。４つのループコイルのうち内側に位置する２つのループコイル４２１ａ、４２１ｂは同方向に電流が流れるように接続されループコイル４２１を構成している。このループコイル４２１はＲＦコイル４１０の中央に位置するループコイル４１１に相当するものであるが、一対のコイルで構成している点が特徴である。外側に位置する２つのループコイル４２２ａ、４２２ｂは、互いに逆向きに電流が流れるように接続され、微分コイル４２２を構成している。図では、ループコイル４２１ａ、４２１ｂは並列接続されているが、電流が同じ向きとなるのであれば直列接続でもよい。また微分コイル４２２を構成するループコイル４２２ａ、４２２ｂは直列接続されているが、電流が逆向きとなるのであれば並列接続でもよい。
ループコイル４２１は、図４（ｄ）に示すように、平坦で広い照射強度分布４２３を有し、微分コイル４２２は、面４２８でゼロ、その両側で極性が異なる狭い感度分布となる感度分布４２４を有している。これらループコイル４２１及び微分コイル４２２は、生成磁場と感度分布の積の体積積分をとると０となることから互いに独立で、干渉しない。
本実施例のＲＦコイルにおいても、各ＲＦコイル４１０、４２０を構成する部分コイルは、互いの感度分布が異なり且つ互いに本質的に誘導結合が除去されているので、安定したパラレルＭＲＩを実現することができる。また照射コイルとして用いた場合にはパラレル送信が可能である。このＲＦコイルについても、必要に応じて、さらに安定化を図るために、低インピーダンス法や、誘導デカプラ法等の公知の結合除去手法を併用しても良い。
図４に示すＲＦコイル４００は、図４（ａ）に示したように頭部用コイルとして好適であるが、頭部コイルのほか四肢コイル、体幹コイルとしても使用できる。
以上、図２〜図４に示す実施形態を参照して本発明のＭＲＩ装置に好適なＲＦコイルを説明したが、本発明のＲＦコイルは、これら実施形態に限定されることなく、種々の変更を加えることができる。例えば、図２のＲＦコイルを構成する個別のソレノイドコイルは複数ターンでもよい。
次に本発明のＭＲＩ装置の一実施形態として、選択励起機能を備えたＭＲＩ装置について説明する。このＭＲＩ装置は、ＲＦ送信コイル１０４として、照射強度分布の異なる複数のＲＦコイルを組み合わせたものを用い、これら複数のＲＦコイルを同時に駆動することにより、特定の励起プロファイルを与える。マルチプルコイルは、複数の部分コイルからなり、互いの照射強度分布が異なり且つ磁気的結合のないものであれば採用でき、例えば図２、図４に示したような構造のマルチプルコイルが好適である。
図２に示すマルチプルコイルを用いたＲＦ送信部１１０の構成を図５に示す。図では、一例としてＲＦ受信コイルと兼ねたＲＦ送信コイル１０４を用いたＲＦ送信部１１０の接続を示す。但し、ＲＦ送信コイル１０４としてのみ用いることも可能である。図示するように、ＲＦ送信部１１０には、各ＲＦコイル２１０、２２０、２３０をそれぞれ駆動するためのＲＦ磁場電源を備えており、各ＲＦコイル２１０、２２０、２３０は、公知の分岐回路１１０１を介してＲＦ磁場電源にそれぞれ接続されている。分岐回路１１０１はＲＦ磁場電源からの高出力信号をＲＦコイルに送り、ＲＦコイルからの低出力の信号を信号検出部１０６のＲＦプリアンプに送る。ＲＦ磁場電源は、制御部１１１のパルスシーケンサからの指令に動作し、ＲＦ信号をＲＦ送信コイル１０４に送信し、各ＲＦコイルを同時に同位相で駆動する。ＲＦプリアンプ（信号検出部）１０６で増幅された各ＲＦコイルからの受信信号は、ＡＤ変換された後、信号処理部１０７で公知のパラレルＭＲＩ信号合成、もしくはマルチプルアレイコイル合成される。
次にこのようなＲＦ送信コイル１０４を備えたＭＲＩ装置による選択励起撮影法の第１の実施形態を説明する。図６は、一般的なグラディエントエコー法を基本としてパラレル送信ＭＲＩを適用したシーケンスである。
本実施形態の選択励起撮影法では、励起パルス６０１を上記３つのＲＦ送信コイル１０４を用いて同時に送信（パラレル送信）する。その際、微分コイルについては、一つのＲＦパルス送信中に位相を切り替える。具体的には、図７に示したように、ＲＦパルス６０１の照射時間の前半（中心より前半の部分：実線部）は、ＲＦ送信コイル１０４を構成する各ＲＦコイル２１０、２２０、２３０が同位相の０−０でＲＦ送信するようにし、後半（中心より後半の部分：点線部）は微分コイル２２０、２３０のみ前半の位相とは１８０°異なる位相とし、ループコイル２１０の位相は前半と同様にしてＲＦ送信するようにする。それ以外の傾斜磁場の印加（スライス選択傾斜磁場６０２、スライスエンコード傾斜磁場６０３１、位相エンコード傾斜磁場６０３２及び周波数エンコード傾斜磁場６０４）については、一般的なグラディエントエコーシーケンスと同様であり、スライスエンコード傾斜磁場６０３１及び位相エンコード傾斜磁場６０３２の強度を変えながら、ＲＦパルスからエコー時間ＴＥ経過した後、エコー信号６０５を計測するステップを繰り返し時間ＴＲで所定回数繰り返し、画像を再構成するのに必要な数のエコー信号６０５を収集する。
このようなＲＦパルスの位相制御により、所望の領域が選択される原理を図８を参照して説明する。
ＲＦパルス６０１を、３つのＲＦ送信コイル１０４から同時にＲＦ送信した場合、それぞれによって励起されたスピンから発生する信号の加算されたものがＲＦ受信コイル１０５で受信される。ＲＦパルス６０１によるフリップ角をαとすると、上述のようなＲＦパルスの照射で、ＲＦ送信コイル１０４の中心部では前半でα／２だけスピンが倒れ、後半で更にα／２だけスピンが倒れ、全体としてαの角度スピンが倒れ所望の励起が行なわれる。これに対し、微分コイルの照射を受ける、ＲＦ送信コイル１０４の軸方向の周辺部分では、前半でα／２だけスピンが倒れ、後半で−α／２だけスピンが倒れ、最終的にスピンは倒れず励起されないことになる。図８を参照すると、３つのＲＦ送信コイルについてＲＦパルスを同位相で印加した場合の励起分布は、図８（ａ）のようになり、また微分コイルのみを１８０°異ならせて印加した場合の励起分布は図８（ｂ）のようになる。本実施形態のように微分コイルに印加するＲＦパルスの位相のみを照射時間の前半と後半とで異ならせた場合には、前半が終了したＲＦパルスの中心の時点で図８（ａ）のような状態を経てＲＦパルスの全てが印加された時点で最終的に図８（ｃ）に太線で示す励起分布となり、あたかもＲＦ送信コイル１０４の中心軸の中央部分のみが局所的に励起されたようなプロファイル（分布形状）となる。即ち、このように位相制御することにより得られたエコー６０５は、位相エンコード方向Ｇｐ又は周波数エンコード方向Ｇｒ（ＲＦ送信コイル１０４の中心軸の方向）に選択された領域からの信号となる。図６に示すシーケンスでは、ＲＦ送信の際にスライス傾斜磁場６０２を印加しスライス方向Ｇｓに選択されているので、Ｇｐ−Ｇｓ面又はＧｒ−Ｇｓ面の２次元選択励起が実現される。
従って、このようなＲＦパルスを用いた１回の計測で、選択励起した領域からのエコー信号を得ることができる。尚、図６には三次元計測の場合を示したが、スライスエンコード数を１とすることにより、二次元撮影にも同様に適用される。
信号処理部１０７（図１）は、上述したようなＲＦ位相制御によって得られたエコー信号６０５についてフーリエ変換等の画像再構成演算を行い、画像データに変換し、画像を表示部１０８に表示させる。ＲＦ送信コイルがＲＦ受信コイルを兼ねる場合には、パラレルＭＲＩを適用し、複数のＲＦコイル２１０、２２０、２３０から信号を処理することにより、少ない位相エンコード数で折り返しアーチファクトのない画像を得ることができる。これによりパラレル送信とパラレルＭＲＩの両者のメリットを得ることができる。
このような選択励起撮像によって撮像した結果を図９に模式的に示す。図９（ａ）は上記ＲＦコイル１０４を用いて広い視野９０１で撮像した場合、（ｂ）は狭い視野９０４で撮像した場合、（ｃ）及び（ｄ）は従来の撮像法で撮像した場合を示している。従来の撮像法では、広い視野９０１で撮像した場合、同図（ｃ）に示すように、楕円状の被検体９０２の一部に血管９０３の血流に起因する流れアーチファクトが位相エンコード方向（図中、縦方向）に発生し画質が劣化している。また狭い視野９０４で撮像した場合には、この流れアーチファクトに加えて、視野外の信号による折り返しアーチファクト９０５が発生している。このようなアーチファクトの発生を抑制するためには、従来は図１７に示すように予め不要な部分１７００にＲＦパルスを照射し、広視野１７０１の場合（ａ）にも狭視野１７０２の場合（ｂ）にも不要部分からの信号を抑制していた。これに対し本発明の選択励起では、局所的な励起プロファイルとなるＲＦ送信コイル１０４を用いているので、ｘ方向中央の領域９０６のみが励起されｘ方向両端の信号が抑制され、血流アーチファクトが消え画質が向上している。また視野を小さくした場合にも、折り返しアーチファクトを生じることがない。
このように本実施形態によれば、シーケンスは既存のものと全く同様にして、ＲＦパルスの位相をその照射波形の前半と後半とで異ならせる制御を行うのみで、容易に局所選択励起できる。これにより小さな領域を高速高分解能でアーチファクトを抑制して撮影、表示することができる。
次に本発明のＭＲＩ装置の第２の実施形態を説明する。本実施形態は、第１の実施形態における撮像を、微分コイルのみの照射位相を反転させて２回繰り返すものであり、これにより領域選択された励起プロファイルのエッジ（境界）をよりシャープにすることができる。
即ち、同一エンコードで行う２回の計測のそれぞれにおいて、ＲＦパルス６０１の送信中に、その照射時間の後半において、微分コイル２２０、２３０に印加するＲＦパルスの位相のみを照射時間の前半の位相と１８０°異ならせて印加する。さらに第２回目の計測においては微分コイル２２０、２３０に印加するＲＦパルスの位相のみを第１回目の計測時の位相と１８０°異ならせて印加する。そして第１回目と第２回目に得られるエコー信号を加算し、この位相エンコードのデータとする。
より具体的な一例としては、第１回目の計測時におけるＲＦパルスに関しては、その照射時間の前半においてはループコイル２１０と微分コイル２２０、２３０の位相を共に０°としてそれぞれのコイルに印加し、照射時間の後半においてはループコイル２１０の位相を同じ０°とするが微分コイル２２０、２３０の位相を１８０°（つまり前半と１８０°異なる）としてそれぞれのコイルに印加する。次に、第２回目の計測時におけるＲＦパルスに関しては、その照射時間の前半においてはループコイル２１０の位相を０°とするが微分コイル２２０、２３０の位相を１８０°（つまり第１回目の計測時の前半位相と１８０°異なる）としてそれぞれのコイルに印加し、その照射時間の後半においてはループコイル２１０の位相を同じ０°とし微分コイル２２０、２３０も同じ０°（つまり第１回目の計測時の後半位相と１８０°異なり且つ第２回目の計測時の前半位相と１８０°異なる）としてそれぞれのコイルに印加する。
信号処理部１０７（図１）は、上述したような２回の計測によってそれぞれ得られたエコー信号６０５を加算し、加算後のエコーについてフーリエ変換等の画像再構成演算を行い、画像データに変換し、画像を表示部１０８に表示させる。
以上のようにＲＦパルスの位相を制御することによって、第１の実施形態による選択励起の効果と以下に説明する２回計測による選択励起の効果が同時に現されるので、領域選択された励起プロファイルにおいて、励起された領域と励起されない領域の境界（つまり過渡領域）をより狭めてプロファイルの立ち上がりと立ち下がりをより急峻（シャープ）にすることができる。
次に本発明のＭＲＩ装置の第３の実施形態を説明する。本実施形態においても、パルスシーケンスとしては例えば図６のパルスシーケンスを採用することができる。この選択励起撮影法では、同一エンコードについて位相制御の異なる２回の計測を行い、２回の計測の結果を加算して１枚の画像を再構成する。即ち、１回目の計測では励起パルス６０１を上記３つのコイル２１０、２２０、２３０からなるＲＦ送信コイル１０４を用いて同時に同位相で送信（パラレル送信）する。第１及び第２の実施形態と異なり、１回の照射時間の間に位相を切り替えることは行わない。２回目では微分コイル２２０、２３０のみ１回目と位相を１８０°異ならせて送信する。それ以外の傾斜磁場の印加（スライス選択傾斜磁場６０２、スライスエンコード傾斜磁場６０３１、位相エンコード傾斜磁場６０３２及び周波数エンコード傾斜磁場６０４）については、一般的なグラディエントエコーシーケンスと同様である。
この場合にも、１回目の計測における励起プロファイルは、図８（ａ）に太線で示したようになり、２回目の計測における励起プロファイルは、図８（ｂ）に太線で示したようになる。これら一組の計測によって得られた信号を加算したものは、図８（ｃ）に太線で示したようなプロファイルとなる。
このように本実施形態においても、前述の実施形態と同様に、既存のシーケンスを変更することなくＲＦパルスの位相制御を行うだけで、小さな領域を高速高分解能でアーチファクトを抑制して撮影、表示することができる。
なお、上述した第３の実施形態では、２回の計測後にそれぞれの信号を加算して１位相エンコードデータを生成する場合を説明したが、同じＲＦパルス位相でｋ空間の全位相エンコードデータを計測した後（１回目の撮像）、微分コイルのみＲＦパルス位相を１８０°異ならせてｋ空間の全位相エンコードデータを計測し（２回目の撮像）、これら２回の全位相エンコードデータの計測後に、それらデータを位相エンコード毎に加算する、或いはそれぞれの全位相エンコードデータを画像化した後に加算することも可能である。
さらに第４の実施形態として、図２のＲＦ送信コイルを備えたＭＲＩ装置による別の励起撮影法を説明する。この実施形態では、撮影断面を決めるスライス選択傾斜磁場を用いずに、ＲＦ送信コイルの中心軸方向（図２のｘ方向）をスライス方向として選択励起する。このような実施形態のシーケンスを図１０に示す。尚、図中、図６のパルスシーケンスと同じ要素については同じ符号で示している。
図１０のシーケンスは、ＲＦパルス６０１と同時に印加されるスライス選択傾斜磁場がないことを除き、図６のシーケンスと同じである。その代わり、本実施形態では、図２に示すＲＦ送信コイル１０４の中心軸（ｘ軸）をスライス方向として撮影を行なう。この場合にも、（１）ＲＦパルス６０１の位相を微分コイルについてのみ照射時間の前半と後半とで１８０°異ならせて照射する、（２）ＲＦパルス６０１の位相を微分コイルについてのみ照射時間の前半と後半とで１８０°異ならせて照射する撮像を２回行い、２回の計測において微分コイルの位相が反転するようにする、（３）１回目の計測ではＲＦパルス６０１の位相をすべてのコイルについて同位相とし、２回目の計測では、ＲＦパルス６０１の位相を微分コイルについてのみ１８０°異ならせて、これら２回の計測でそれぞれ得られたエコー信号を加算する、のいずれかの位相制御を行う。
このような位相制御による撮像の結果或いは２回の計測の加算の結果、得られる信号のプロファイルはｘ軸方向に選択されたプロファイルとなる。このように選択励起された領域（スライスに相当）の厚さ、位置は、ＲＦ送信コイルのサイズ及び位置で決定される。
本実施形態の撮像方法は、ＲＦパルスと同時にスライス傾斜磁場を印加しない手法であるので、特に静磁場不均一が比較的大きなＭＲＩ装置に好適である。通常の撮影では、スライス位置は［静磁場強度ＢＯ＋スライス傾斜磁場強度Ｇｓ］で決定される磁気共鳴周波数によって決まるため、静磁場強度ＢＯが空間的に歪むとスライス面も歪むことになるが、本実施形態では、スライス位置は静磁場強度に実質的に影響されないので、このような歪みが実質的に発生しないからである。またスライス傾斜磁場も印加されないので過電流による磁場の影響も受けない。
以上、本発明のＭＲＩ装置の他の実施形態として、図２に示すＲＦコイルをＲＦ送信コイルとして採用したＭＲＩ装置と、それによる選択撮像法の実施形態を説明したが、ＲＦ送信コイルとしては図２に示すものに限定されない。
次に本発明のＭＲＩ装置が採用するＲＦ送信コイルの他の実施形態を説明する。
図１１は、ＲＦ送信コイルの他の実施形態を示す図で、図４に示すＲＦコイル４００の一方のＲＦ部分コイル４２０（図４（ｃ））と同じ構成を有している。すなわち、このＲＦ送信コイル１５００は、中心軸１５３１を共通とする２組のＲＦ部分コイル１５１０、１５２０（４つのループコイル１５１１、１５１２、１５２１、１５２２）で構成され、中心軸１５３１と直交する面１５３２に対し面対称に配置されている。ＲＦ部分コイル１５１０は、図１１（ｂ）に示すように、平坦で広い照射強度分布１５１５を有し、ＲＦ部分コイル１５２０は、面１５３２でゼロ、その両側で極性が異なる狭い感度分布となる感度分布１５２５を有している。これらＲＦ部分コイル１５１０、１５２０は、生成磁場と感度分布の積の体積積分をとると０となることから互いに独立で、干渉しない。このようなＲＦ送信コイル１５００を用い、本発明の選択励起を行った結果は、図２のＲＦ送信コイルによる選択励起の説明（図８）からの類推によりわかるように、このコイルの中心部分を局所的に励起する照射強度分布となる。このＲＦ送信コイル１５００は、二次微分コイルを備えていないため、選択する領域の端部（エッジ）のシャープさは図２のＲＦ送信コイルより劣るが、中央に一対のループコイル１５１１、１５１２を間隔を持って配置した構成となっているので、図２のＲＦ送信コイルよりも中心軸方向に広い領域を選択励起するのに適している。また２つのループコイル１５１１、１５１２の間に撮影領域を挟むように装着することができるので、装着しやすいという利点も有している。
図１１のＲＦ送信コイル１５００は、必要に応じて、二次微分コイルをさらに組み込んでもよいし、別のＲＦ送信コイルと組み合わせてパラレル送信を実現することもできる。
例えば、図１２に示すように、ループコイル１６１１とその微分コイル１６１２とを組み合わせたＲＦコイル１６１０（図１２（ｂ））と組み合わせて、図４に示したＲＦコイルと同じＲＦコイル１６００を構成することができる。このＲＦ送信コイル１６００は、直交する２方向にパラレル撮影が可能であり、ｘ、ｙいずれの方向にも選択的にパラレル送信を行なうことも可能である。即ち、使用するコイルを選択することにより局所励起の方向を変更できる。さらにＲＦコイル１６１０とＲＦコイル１５００のＲＦ照射の位相を９０°ずらすことにより、公知のＱＤ照射も可能である。但し、その場合、ＲＦ照射の空間選択度は低下するので、選択度を保つためには、ｘ方向に選択照射するときはＲＦコイル１６１０のみを使い、ｙ方向に選択照射するときは、ＲＦコイル１５００のみを使うようにすることが好ましい。さらに本実施形態のＲＦ送信コイル１６００を受信コイルと兼用する場合には、非パラレル撮影としてマルチプルアレイ合成やＱＤ合成が可能となる。
以上、図１１及び図１２を参照して、本発明のＭＲＩ装置で適用されるパラレル送信用のＲＦ送信コイルの実施形態を説明したが、その他、ＲＦコイル数やループコイルのターン数など、種々の変更を加えることができる。例えば、図２のＲＦ送信コイルに三次微分コイルを追加してもよく、コイル数を拡張することにより励起する領域の選択度（照射強度分布のエッジの鋭さ）を向上することができる。また図１２に示す実施形態で用いた、ループコイル及び微分コイルからなる２コイル構成のＲＦ送信コイル１６１０の代わりに、図２に示す３コイル構成のＲＦ送信コイルを組み合わせて用いることも可能である。
これら変更例を含む図１１、図１２のＲＦ送信コイルについても、前述の第１〜第４の実施形態による選択励起法のパルスシーケンスを実行することにより、所望の一軸或いは二軸に沿った所望の局所領域を選択励起することができる。選択励起法によるパルスシーケンスの設定や励起する領域（軸）の指定などは、制御部１１１に備えられた入力装置を介してユーザーが任意に設定することが可能である。
次に、本発明のＭＲＩ装置においてＲＦ送信コイルがＲＦ受信コイルを兼ねる場合のパラレル撮影方法について説明する。
図１３に、マルチプルコイルを採用したＭＲＩ装置の信号検出部１０６及び信号処理部１０７の一例を示す。図示した例では、最大８個のＲＦ受信コイル５０１が、それぞれプリアンプ５０２に接続され、一つのマルチプルコイル１０５が構成されている。また信号検出部１０６は、８個のＡＤ変換／直交検波回路５０３が並列して構成されており、各プリアンプ５０２からの出力信号が供給される。信号処理部１０７は、信号検出部１０６の各ＡＤ変換／直交検波回路５０３からの信号をフーリエ変換、バックプロジェクション、ウェーブレット変換などを行う変換器５０４と、それぞれのＲＦ受信コイル５０１で検出した信号による画像を演算し、演算した画像の信号を合成する合成演算器５０５を備えている。表示部１０８（図１）には合成された画像が表示される。
パラレルＭＲＩで採用するパルスシーケンスは特に限定されないが、例えばグラディエントエコーシーケンスを採用する。
図１４は、一般的なグラディエントエコーシーケンスを示す図である。図中、ＲＦ、Ｇｓ、Ｇｐ、Ｇｒ及びＳｉｇ．はそれぞれ高周波パルス、スライス選択傾斜磁場パルス、位相エンコード傾斜磁場パルス、読み出し傾斜磁場パルスの印加タイミング及びエコー信号の取得タイミングを示し、ＴＥはエコー時間、ＴＲは繰り返し時間である。
まずスライス選択傾斜磁場６０２と同時に高周波パルス６０１を印加して被検体の所望のスライスを励起する。次いで位相エンコード傾斜磁場６０３を印加し、読み出し傾斜磁場６０４を印加して、エコー信号６０５を計測する。位相エンコード傾斜磁場６０３の強度を変えながら、高周波パルス６０１印加からエコー信号６０５までのステップを繰り返し時間ＴＲで繰り返し、画像再構成に必要な位相エンコード数のエコー信号を取得する。
位相エンコードの数は、通常、１枚の画像あたり６４、１２８、２５６、５１２等の値が選ばれ、各エコー信号は、通常、１２８、２５６、５１２、１０２４個のサンプリングデータからなる時系列信号として得られる。しかし、マルチプルＲＦコイルを用いたパラレルＭＲＩの場合、位相エンコードステップ間隔を一定の割合で間引いて行い、撮影の繰り返し回数を減らす。
図１５に、パラレルＭＲＩで計測したエコー信号を、通常の撮影の場合と比較して示す。図１５（ａ）は、ステップ間隔を間引くことなく撮影した場合を示し、各位相エンコード量で取得した信号７０２１〜７０２７をｋ空間に配置し、画像１枚分のデータ７０１とする。図１５（ａ）で示したデータ７０１をフーリエ変換し作成した画像は、図１５（ｃ）に示すように折り返しのない画像７０２となる。一方、図１５（ｂ）は、位相エンコードステップ間隔を２倍にし、データを間引いた撮影の場合を示す図で、この場合には、１ラインおきにデータ７０４１〜７０４２を取得し、７０５１〜７０５４に相当するデータは計測しない。このとき、計測したデータ７０３の量は半分になるので、マトリクスを半分にして画像を作成すると、図１５（ｄ）に示すように、折り返し７０５の発生した画像７０４となる。
パラレルＭＲＩでは、マルチプルＲＦコイルを構成する各ＲＦ部分コイルの受信感度分布を予め計測する等により参照データとして求めておき、位相エンコードを間引いて計測した折り返しが生じるデータを行列演算により展開し、折り返しを除去する。具体的な手法は、例えば、「信号処理法、“Ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ  Ｅｎｃｏｄｉｎｇ  ｆｏｒ  Ｆａｓｔ  ＭＲＩ”，Ｋｌａｓｓ  Ｐ．Ｐｒｕｅｓｓｍａｎｎ  ｅｔ  ａｌ．，Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ  ４２：９５２−９６２（１９９９）」に記載されている。
以下、折り返し除去演算例を簡単に説明する。なお、パラレルＭＲＩでは、原理的には用いたコイル（マルチプルコイルを構成する部分コイル）の数Ｎの分だけ撮影時間を短縮できるが（１／Ｎ）、ここでは簡単のため２コイルの場合を説明する。
まず図１６に示すように撮影視野をコイルに割り当てて、それぞれ、ＦＯＶ−ｍ１、ＦＯＶ−ｍ２とし、ｍ１、ｍ２をコイル番号とすると、各コイル（エレメント）からの信号を用いて計算される画像は以下の式（１）及び（２）で表わされる。
2004060156.tif 000003
但し、（１）において、Ｓｉｊ１はエレメントｍ１から計算される画像、Ａｉｊ１１はＦＯＶ−ｍ１内のエレメントｍ１の感度分布、Ａｉｊ１２はＦＯＶ−ｍ２内のエレメントｍ１の感度分布、ｍｉｊ１はＦＯＶ−ｍ１内の磁化分布、ｍｉｊ２はＦＯＶ−ｍ２内の磁化分布である。（２）において、Ｓｉｊ２はエレメントｍ２から計算される画像、Ａｉｊ２１はＦＯＶ−ｍ１内のエレメントｍ２の感度分布、Ａｉｊ２２はＦＯＶ−ｍ２内のエレメントｍ２の感度分布、ｍｉｊ１はＦＯＶ−ｍ１内の磁化分布、ｍｉｊ２はＦＯＶ−ｍ２内の磁化分布である。またＳ、Ｍ、Ａは、ＦＯＶ−ｍ１、ＦＯＶ−ｍ２のマトリクスサイズに等しい行列である。また下付文字ｉ、ｊは空間座標を表わす。
次に撮影視野ＦＯＶ毎の相対コイル感度分布Ｃ１、Ｃ２を次式（３）、（４）で定義する。
2004060156.tif 000004
これら式（１）〜（４）から、視野毎のＲＦコイルの感度分布で重みつけされた磁化分布は、次式（５）、（６）で表わすことができる。これら式（５）、（６）を併置することで、折り返しのない全体画像が得られる。
2004060156.tif 000005
以上、簡単のため２コイルで２倍速の場合を説明したが、この考え方は３コイル、４コイルにも拡張することができ、ＲＦコイル数を増加するとともの位相エンコードを１／３、１／４に間引くことにより、３倍速、４倍速の高速撮影が可能となる。図２に示すＲＦコイルを用いた場合には、３コイル構成であるので、最大でパラレル３倍速が可能である。なお、図２に示すＲＦコイルを用いて撮像する場合、３チャンネルで検出すればよいので、図１３に示したマルチプルコイル１０５の出力は、３系統のみ用い、他の出力はオフしておけばよい。
このように本実施形態のＭＲＩ装置によれば、複数のＲＦ部分コイルが位相エンコード方向での感度分布が互いに大きく異なり、互いに独立動作するものであるので、折り返し除去演算を安定に行うことができ、パラレルＭＲＩの安定動作させることができる。これにより垂直磁場ＭＲＩ装置において、高速で高い精度の撮影を行うことができる。
以上述べたように本発明のＭＲＩ装置においては、感度分布の異なるコイルから構成されるマルチプルアレイコイルを採用することによって、パラレルＭＲＩ、パラレル送信を共に行うことが可能であるが、パラレルＭＲＩを行わない撮影にも適用することができ、例えば非パラレル撮影のときに、Ｍａｃ（マルチプルアレイコイル）合成することができる。また図２に示すＲＦコイルをＲＦ受信コイルとして使用する場合には、公知の信号合成法（例えば、ＳＭＡＳＨ法）にも適用可能である。ＳＭＡＳＨ法では、通常コイル間の信号を合成して一次微分、二次微分コイルの感度分布形状を求めてから信号処理するが、このコイルでは、各ＲＦコイルの感度分布が初めから一次微分、二次微分の形状をしているので演算量が極めて少なく特に高速リアルタイム撮像に適する。
さらに図４のＲＦコイルは、非パラレル撮影のときに、ＱＤ合成ができ、高感度であるという特徴も兼ね備えている。中央に配置される２つのコイル（４１１と４２１）は通常のＱＤコイルとほぼ同形状なので、広い視野を均一感度で取得できる。すなわち中央に配置されるループコイル４１１と４２１とで、高画質、高均一化を実現し、微分コイル４１２と４２２とで安定した折り返し除去演算を行うことができる。
このように本発明によれば、マルチプルコイルを構成するＲＦ部分コイル毎にその目的を明確にして種々の使い方をすることができる。
本発明によれば選択励起を可能にするＲＦ位相制御手段を備えたＭＲＩ装置が提供される。このＭＲＩ装置によれば、小領域の撮影を短時間で行なうことができ、アーチファクトや画質劣化の無い安定な画像を得ることができる。また本発明によれば、パラレルＭＲＩ、パラレル送信に好適なＲＦコイル及びそれを備えたＭＲＩ装置が提供される。
【図１】
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【図３】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図１０】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１６】
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【国際調査報告】
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