(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
静磁場中に置かれた被検体に位相エンコードステップを間引いて傾斜磁場および高周波磁場を所定のパルスシーケンスで印加する磁場発生手段と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する複数のＲＦ受信コイルから成る受信コイル群と、前記核磁気共鳴信号を処理し画像再構成する画像再構成手段とを備え、
前記受信コイル群は、前記被検体の検査部位に高感度領域を有する少なくとも1つの主ＲＦ受信コイルと、直交する少なくとも２方向にそれぞれ前記検査部位を挟んで対向配置された１組当たり少なくとも２つの副ＲＦ受信コイルから成る少なくとも２組の副ＲＦ受信コイル群とを含み、前記各副ＲＦ受信コイルの高感度領域が前記主ＲＦ受信コイルの高感度領域よりも狭く形成されてなり、
前記画像再構成手段は、前記主ＲＦ受信コイル及び少なくとも位相エンコード方向に対向配置された少なくとも1組の各副ＲＦ受信コイルが受信した核磁気共鳴信号とそれらのＲＦ受信コイルの感度分布を用いて、折り返しのない画像を取得する磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記副ＲＦ受信コイル群が、直交する３方向に３組配置されて成ることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
静磁場中に置かれた被検体に位相エンコードステップを間引いて傾斜磁場および高周波磁場を所定のパルスシーケンスで印加する磁場発生手段と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する複数のＲＦ受信コイルから成る受信コイル群と、前記核磁気共鳴信号を処理し画像再構成する画像再構成手段とを備え、
前記受信コイル群は、直交する少なくとも２方向にそれぞれ配置された少なくとも３個のＲＦ受信コイルを含み、前記少なくとも３個のコイルは、前記被検体の検査部位に配置される主ＲＦ受信コイルと、該検査部位を挟んで対向配置される少なくとも２つの副ＲＦ受信コイルとを有し、該副ＲＦ受信コイルの感度領域は、前記主ＲＦ受信コイルの感度領域よりも狭く、前記２方向のいずれか1方向を位相エンコード方向に設定するとともに、
前記画像再構成手段は、前記ＲＦ受信コイルのうち位相エンコード方向に配置された前記少なくとも３個のＲＦ受信コイルが受信した磁気共鳴信号及びこれらのＲＦ受信コイルの感度分布を用いた演算により前記画像の折り返しを除去する手段を有する磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記各副ＲＦ受信コイルは、その感度領域を前記主ＲＦ受信コイルの感度領域の少なくとも端部で重ならせて配置されて成ることを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記主ＲＦ受信コイルは、直交検波コイルであることを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
静磁場中に置かれた被検体に位相エンコードステップを間引いて傾斜磁場および高周波磁場を所定のパルスシーケンスで印加する磁場発生手段と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する複数のＲＦ受信コイルから成る受信コイル群と、前記核磁気共鳴信号を処理し画像再構成する画像再構成手段とを備え、
前記受信コイル群は、直交する少なくとも２方向にそれぞれ配置された少なくとも３個のＲＦ受信コイルを含み、前記少なくとも３個のコイルは、前記被検体の検査部位に配置される複数の主ＲＦ受信コイルと、該検査部位を挟んで対向配置される少なくとも２つの副ＲＦ受信コイルとを有し、該副ＲＦ受信コイルの感度領域は、前記主ＲＦ受信コイルの感度領域よりも狭く、前記２方向のいずれか1方向を位相エンコード方向に設定するとともに、
前記画像再構成手段は、位相エンコード方向として選択された方向に配列されている少なくとも２つの受信コイルが受信した核磁気共鳴信号とそれらのＲＦ受信コイルの感度分布を用いて、折り返しのない画像を取得する磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記副ＲＦ受信コイルは、前記被検体の検査部位を挟んで対向配置された少なくとも２つのＲＦ受信コイルから成る少なくとも１つの受信コイル組を含むことを特徴とする請求項６記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
少なくとも１つの主ＲＦ受信コイルと、前記主ＲＦ受信コイルを挟む位置に対向させて配置された1組当たり少なくとも２つの副ＲＦ受信コイルから成る少なくとも２組の副ＲＦ受信コイル群とを有し、前記少なくとも２組の副ＲＦ受信コイル群は互いに直交する少なくとも２方向に配置されて成り、
前記主ＲＦ受信コイルは、検査部位全体をカバーする大きさの感度領域を有し、前記各副ＲＦ受信コイルは、前記主ＲＦ受信コイルの感度領域よりも狭い感度領域を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用受信コイル装置。
【請求項９】
前記主ＲＦ受信コイルは、直交検波コイルであることを特徴とする請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置用受信コイル装置。
【請求項１０】
前記副ＲＦ受信コイルは、対向配置された少なくとも２つのＲＦ受信コイルから成るコイル組を、直交する３方向に配列して成ることを特徴とする請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置用受信コイル装置。
【請求項１１】
直交する２方向の成分をそれぞれ検出するように配置された２つの主ＲＦ受信コイルと、該２つの主ＲＦ受信コイルが検出する成分の方向と直交する方向に、該２つの主ＲＦ受信コイルを挟んで対向配置された２つの副ＲＦ受信コイルとから成り、前記各副ＲＦ受信コイルは、前記直交する２方向を含む平面と平行な磁場を検出するものであり、
前記主ＲＦ受信コイルは、検査部位全体をカバーする大きさの感度領域を有し、前記各副ＲＦ受信コイルは、前記主ＲＦ受信コイルの感度領域よりも狭い感度領域を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用受信コイル装置。
【請求項１２】
直交する２方向の成分をそれぞれ検出するように配置された配置された２つの主ＲＦ受信コイルと、２つの主ＲＦ受信コイルが検出する成分の方向と直交する方向に、該２つの主ＲＦ受信コイルを挟んで対向配置された２つの第２ＲＦ受信コイルと、前記主ＲＦ受信コイルの少なくとも一方が検出する成分の方向に当該主ＲＦ受信コイルを挟んで対向配置された２つの第３ＲＦ受信コイルとから成り、
前記主ＲＦ受信コイルは、検査部位全体をカバーする大きさの感度領域を有し、前記第２及び第３ＲＦ受信コイルは、前記主ＲＦ受信コイルの感度領域よりも狭い感度領域を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用受信コイル装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
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核磁気共鳴撮影（ＭＲＩ）装置に関し、特に複数のＲＦ受信コイルを用い、位相エンコードを間引いて信号を取得した際に生じる折り返しアーチファクトを、各ＲＦ受信コイルの感度分布を用いた行列演算により除去するＭＲＩ装置及びそれに適した受信コイルに関する。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲＩでは、位相エンコード量を変えながらシーケンスを繰り返し実行し、1枚の画像再構成に必要なエコー信号を取得する。そのため、画像の取得時間は繰り返し回数が大きく影響する。高速撮影を行う場合、一般的には、１回の繰り返し内に複数のエコー信号を発生させるマルチエコータイプのシーケンスを用いたり、繰り返しの時間間隔を数〜数十msにまで短縮したシーケンスを用いる。しかし、このようなシーケンスでは、画像のコントラストが低下したり、形態歪みの原因となることがある。
【０００３】
一方、複数のＲＦ受信コイルを用いた高速撮影方法も提案されている。この方法では、位相エンコードを間引いて計測を行い繰り返し回数を低減する。通常、位相エンコードを間引いて計測を行うと、画像には折り返しが発生するが、この方法では、各ＲＦ受信コイルの感度分布をもとに行列計算を行うことで画像を展開し、折り返しを除去する。この信号処理方法として、各ＲＦ受信コイルの感度分布をもとに行列演算を行う方法（SENSE：Sensitivity Encoding for Ｆast ＭＲＩ（Klass P.Pruessmann et.al），Magnetic Resonance in Medicine 42：952−962（1999））等が知られている。この行列演算により、原理的には用いたコイルの数だけ、位相エンコード数を間引くことができ、その結果、撮影時間を短縮できる。このような手法はパラレルＭＲＩと呼ばれている。
【０００４】
パラレルＭＲＩには、複数の受信コイルを用いたマルチプルＲＦコイル或いはフェーズドアレイコイルが使用される。マルチプルＲＦコイルとは、相対的に高感度な小型ＲＦ受信コイルを複数個並べて、各コイルで取得した信号を合成することにより、ＲＦ受信コイルの高い感度を保ったまま視野を拡大し、高感度化を図る受信専用ＲＦコイルである。
【０００５】
このようなマルチプルＲＦコイルの例としては、１）水平磁場頭部用マルチプルＲＦコイルとして"Array Head Coil for Improved Functional MRI"(Christoph Leaussler), 1996 ISMRM abstract p.249、２）水平磁場頭部用マルチプルＱＤ-ＲＦコイルとして"Helmet and Cylindrical Shaped CP Array Coils for Brain Imaging: A Comparison of Signal-to-Noise Characteristics" (H.A. Stark, E.M. Haacke), 1996 ISMRM abstract p.1412、"8-element QD domed head array coil using inductive decoupler" (Tetsuhiko Takahashi, et al), 1998 ISMRM abstract p.2028がある。これらはいずれも小型表面コイルを頭表面上に隣接して張り合わせて構成されている。また３）垂直磁場頭頚部用マルチプルＲＦコイルとしては、"Head-neck quadrature multiple ＲＦ coil for vertical magnetic field MRI" (Tetsuhiko Takahashi, Yoshikuni Matsunaga), 1997 ISMRM abstract p.1521、「マルチプルＲＦコイルにより頭頚部ＭＲＩの広視野高感度化」(高橋哲彦、松永良国)、Medical Imaging Technology, vol.15, no.6, pp,734-741(1997)がある。これらは、ソレノイドコイルを一定の距離を隔てて配置したものである。さらに４）水平磁場腹部用ＱＤマルチプルＲＦコイルとしては、"Four Channel Wrap-around Coil with Inductive DecoupleＲＦor 1.5T Body Imaging"(T. Takahashi et al), 1995 ISMRM abstract p.1418、「ＭＲＩ用高感度ラップアラウンドＲＦコイル−誘導デカプラのマルチプルＲＦコイルへの適用」電子情報通信学会論文誌、Vol.J80-D-II, no.7, pp.1964-1971(1997)がある。これらは小型表面コイルを腹・背面上に隣接して張り合わせて構成されている。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
このように従来種々のマルチプルＲＦ受信コイルが提案され実用化されているが、これらは、主にフェイズトアレイ合成のためコイルであり、パラレルＭＲＩ用には必ずしも最適化されていない。即ち、ＭＲＩは任意の方向の断面像を得られることが一つの特長であり、そのために任意方向に位相エンコード方向が設定される。従ってパラレルＭＲＩの実行においては、このような位相エンコード方向の任意性を許容する受信コイルの配列が要求されるが、従来のマルチプルＲＦ受信コイルではフェイズドアレイ合成のための最適な配列を取っているため、断面によってはパラレルＭＲＩによる高速化が実現できない場合がある。特に垂直磁場ＭＲＩに適した頭部用コイルにおいて、任意方向に高速化できるコイルは提案されていない。
【０００７】
またパラレルＭＲＩでは、比較的小視野、高感度の小型受信コイルから得られた信号を合成するので、得られる画像は全体としての均一性が得られない場合があった。
【０００８】
そこで本発明は、任意の方向にパラレルＭＲＩを適用した高速化を図ることができるＭＲＩ装置用受信コイル及びそれを備えたＭＲＩ装置を提供することを目的とする。特に垂直磁場ＭＲＩに好適な受信コイルを提供することを目的とする。また本発明は、パラレルＭＲＩにおける折り返し除去演算を安定に行うことができ、それにより短時間で画質の優れたＭＲ画像を得ることができるＭＲＩ装置を提供することを目的とする。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するため、本発明者らはパラレルＭＲＩ計測に適した受信コイルの配置や各コイルの感度分布について鋭意研究した結果、感度分布が互いに大きく異なるような複数のコイルを位相エンコード方向を配置することにより、パラレルＭＲＩにおける折り返し除去演算を安定して行うことができ、これにより高速で且つ高品質の画像が得られることを見出し本発明に至ったものである。
【００１０】
即ち、本発明のＭＲＩ装置は、静磁場中に置かれた被検体に位相エンコードステップを間引いて傾斜磁場および高周波磁場を所定のパルスシーケンスで印加する磁場発生手段と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する複数のＲＦ受信コイルから成る受信コイル群と、前記核磁気共鳴信号を処理し画像再構成する画像再構成手段とを備え、前記受信コイル群は、前記被検体の検査部位に高感度領域を有する少なくとも1つの主ＲＦ受信コイルと、直交する少なくとも２方向にそれぞれ前記検査部位を挟んで対向配置された１組当たり少なくとも２つの副ＲＦ受信コイルから成る少なくとも２組の副ＲＦ受信コイル群とを含み、前記各副ＲＦ受信コイルの高感度領域が前記主ＲＦ受信コイルの高感度領域よりも狭く形成されてなり、前記画像再構成手段は、前記主ＲＦ受信コイル及び少なくとも位相エンコード方向に対向配置された少なくとも1組の各副ＲＦ受信コイルが受信した核磁気共鳴信号とそれらのＲＦ受信コイルの感度分布を用いて、折り返しのない画像を取得する。
また本発明のＭＲＩ装置は、静磁場中に置かれた被検体に位相エンコードステップを間引いて傾斜磁場および高周波磁場を所定のパルスシーケンスで印加する磁場発生手段と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する複数のＲＦ受信コイルから成る受信コイル群と、前記核磁気共鳴信号を処理し画像再構成する画像再構成手段とを備え、前記受信コイル群は、第１の方向に配列され、互いに感度分布または感度領域が異なる複数の第１ＲＦ受信コイルと、前記第１の方向と異なる方向のコイル軸を有して、前記複数の第１ＲＦ受信コイルの各々と感度分布または感度領域が異なる少なくとも１つのＲＦ受信コイルを有して成り、前記画像再構成手段は、位相エンコード方向として選択された方向に配列されている少なくとも２つの受信コイルが受信した核磁気共鳴信号とそれらのＲＦ受信コイルの感度分布を用いて、折り返しのない画像を取得する。
さらに本発明のＭＲＩ装置は、静磁場中に置かれた被検体に傾斜磁場および高周波磁場を所定のパルスシーケンスで印加する磁場発生手段と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する複数のＲＦ受信コイルからなる受信手段と、前記核磁気共鳴信号を処理し画像再構成する画像再構成手段とを備えたＭＲＩ装置において、前記受信手段は、互いに直交する３方向に配置された、少なくとも３組のＲＦ受信コイルからなり、前記画像再構成手段は、前記ＲＦ受信コイルのうち位相エンコード方向によって定まる組み合わせについて、各ＲＦ受信コイルが受信した核磁気共鳴信号を用いて折り返しの発生した画像を形成すると共に、各ＲＦ受信コイルの感度分布を用いた演算により、画像の折り返しを除去し、合成する手段を有することを特徴とする。
【００１１】
このＭＲＩ装置によれば、互いに直交する３方向に配置された、少なくとも３組のＲＦ受信コイルを用いたことにより、任意の方向を位相エンコード方向として、その位相エンコードステップを間引いたパラレルＭＲＩ計測を行うことができ、また各ＲＦ受信コイルは位相エンコード方向について感度分布が大きく異なっているので、その方向について発生する画像の折り返しを確実に除去することができる。これにより任意の断面画像について高速化を実現できる。
【００１２】
また本発明のＭＲＩ装置は、受信手段が、比較的大視野のＲＦ受信コイルと、位相エンコード方向に配置された、少なくとも１組の比較的小視野のＲＦ受信コイルを含み、画像再構成手段は、前記ＲＦ受信コイルが受信した核磁気共鳴信号を用いて折り返しの発生した画像を形成すると共に、各ＲＦ受信コイルの感度分布を用いた演算により、画像の折り返しを除去し、合成する手段を有することを特徴とする。
【００１３】
このＭＲＩ装置によれば、位相エンコード方向に配置された１組以上の小視野ＲＦ受信コイルから、或いはさらに比較的大視野のＲＦ受信コイルを組み合わせて、折り返しを除去した合成画像を得ることができる。この場合にも、各ＲＦ受信コイルは位相エンコード方向について感度分布が大きく異なっているので、その方向について発生する画像の折り返しを確実に除去することができる。また比較的大視野のＲＦ受信コイルによって高画質で均一な画像を得ることができるので、均一度の優れた画像を得ることができる。
【００１４】
さらに本発明のＭＲＩ装置は、受信手段が、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受信コイルからなり、画像再構成手段は、各ＲＦ受信コイルが受信した核磁気共鳴信号を用いて折り返しの発生した画像を形成すると共に、各ＲＦ受信コイルの感度分布を用いた演算により、画像の折り返しを除去し、合成する手段を有することを特徴とする。
【００１５】
このＭＲＩ装置によれば、任意の方向を位相エンコード方向としてパラレルＭＲＩ計測を行うことができ、しかも均一度の高い画像を得ることができる。
上記ＭＲＩ装置の一態様として、前記比較的大視野のＲＦ受信コイルは、ＱＤコイルとすることができる。
【００１６】
本発明のＭＲＩ装置用受信コイル装置は、少なくとも１つの主ＲＦ受信コイルと、前記主ＲＦ受信コイルを挟む位置に対向させて配置された1組当たり少なくとも２つの副ＲＦ受信コイルから成る少なくとも２組の副ＲＦ受信コイル群とを有し、前記少なくとも２組の副ＲＦ受信コイル群は互いに直交する少なくとも２方向に配置されて成る。
また本発明のＭＲＩ装置用受信コイル装置は、対向配置された少なくとも２つのＲＦ受信コイルから成るコイル組を、直交する３方向に配列して成る。
本発明のＭＲＩ装置用受信コイル装置は、コイル軸を直交させて配置された２つの第１ＲＦ受信コイルと、該２つの第１ＲＦ受信コイルにコイル軸を直交させて、かつ該２つの第１ＲＦ受信コイルを挟んで対向配置された２つの第２ＲＦ受信コイルとから成る。
また本発明のＭＲＩ装置用受信コイル装置は、コイル軸を直交させて配置された２つの第１ＲＦ受信コイルと、２つの第１ＲＦ受信コイルにコイル軸を直交させて、該２つの第１ＲＦ受信コイルを挟んで対向配置された２つの第２ＲＦ受信コイルと、前記第１ＲＦ受信コイルの少なくとも一方のコイル軸の方向に当該第１ＲＦ受信コイルを挟んで対向配置された２つの第３ＲＦ受信コイルとから成る。
また本発明のＭＲＩ装置用受信コイル装置は、少なくとも１つのＲＦ受信コイルと、受信コイル組とを有し、前記受信コイル組は前記少なくとも１つのＲＦ受信コイルのコイル軸と異なる第１の方向に配置された少なくとも２つのＲＦ受信コイルを有し、各受信コイルは互いに感度分布または感度領域が異なる。
さらに本発明のＭＲＩ装置用受信コイルは、視野範囲が、ほぼ検査部位全体をカバーする比較的大視野のＱＤコイルと、視野範囲が前記検査部位の一部をカバーする比較的小視野のＲＦ受信コイルとを組み合わせたものからなり、比較的小視野のＲＦ受信コイルは、互いに直交する３軸方向の磁場を検出するように配置されている。
このように異なるコイルの組み合わせにより、パラレルＭＲＩを始め、種々のＭＲＩ法において高画質の画像の取得を可能にすることができる。
【００１７】
【発明の実施の形態】
以下、本発明のＭＲＩ装置について、図面を参照して詳述する。
【００１８】
図１は典型的なＭＲＩ装置の構成である。このＭＲＩ装置は、被検体101の周囲に静磁場を発生する磁石102と、該空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル103と、この領域に高周波磁場を発生するＲＦコイル104と、被検体101が発生するMR信号を検出するＲＦプロープ105とを備え、さらに被検体が横たわるためのベッド112を備えている。
【００１９】
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。この傾斜磁場の印加の仕方により任意の方向に撮影断面を設定することができる。ＲＦコイル104はＲＦ送信部110の信号に応じて、撮影対象である原子核スピンの共鳴周波数と同じ周波数の高周波磁場を発生する。ＭＲＩにおける撮影対象は、人の主たる構成物質であるプロトンが一般的である。
【００２０】
高周波磁場の印加によって被検体から発生する核磁気共鳴信号はＲＦプローブ105の信号として信号検出部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は制御部111で制御される。制御のタイムチャートは一般にパルスシーケンスと呼ばれており、撮像方法によって定まるパルスシーケンスが予め制御部111の記憶装置内にプログラムとして組み込まれている。本発明のＭＲＩ装置においては、撮像手法として位相エンコードのエンコードステップを所定の間引き率で間引いて計測するパラレルＭＲＩを実行可能にするために、制御部111の入力装置を介して、所定のパルスシーケンスにおいて、パラレルＭＲＩを選択すると共に、エンコードステップの間引き率を指定することが可能になっている。パラレルＭＲＩを採用した撮像シーケンスについては後述する。
【００２１】
また本発明のＭＲＩ装置では、パラレルＭＲＩに好適なＲＦプローブ105として、目的の異なる複数の受信コイル群から構成されるＲＦプローブを用いる。具体的には、ほぼ検査部位全体を視野とする大視野のＲＦ受信コイルの組と、検査部位の一部を視野とする小視野のＲＦ受信コイル群とからなり、小視野のＲＦ受信コイル群は、互いに直交する３方向に配置された３組のＲＦ受信コイルからなる。
【００２２】
図２に、このようなＲＦプローブの一例として垂直磁場頭部用ＲＦプローブを示す。尚、図中、水平方向がｘ方向、上下方向がｙ方向、紙面に垂直な方向がｚ方向である。
【００２３】
このＲＦプローブは、大視野用のＲＦ受信コイルとして、回転磁場のうちｙ方向の成分を検出するソレノイドコイル201と、ｘ方向の成分を検出するサドルコイル202とを備え、小視野用のＲＦ受信コイルとして、ｘ、ｙ、ｚ方向の成分をそれぞれ検出する３組のコイル203〜208を備えている。
【００２４】
ソレノイドコイル201とサドルコイル202の検出領域はオーバーラップし、且つブロードな感度特性を有し、被検体209のほぼ頭部全体をカバーしている。これらは直交する高周波磁場を検出することから、ＱＤ合成することにより、公知のＱＤコイルとしても動作する。
【００２５】
小視野用のコイル203、204は、コイル201と同様にｙ方向の投影磁場を検出するコイルであり、頭部を挟んで上下に配置されている。これらコイルは、コイル201に比べ直径は小さく、従って有感領域が小さい。このうち、頭部の上に位置するコイル203は、ソレノイドコイル、8の字コイルのいずれでもよいが、ｙ方向の感度が浅い8の字コイルが好適であり、特に中央導体がｚ方向に長いものが好適である。このような8の字コイルは、浅い領域について高い感度が得られ、後述するパラレルＭＲＩにおいて安定な折り返し除去演算を行うことができる。頚部の周囲に位置するコイル204としては、ソレノイドコイルを用いる。
【００２６】
コイル205、206は、サドルコイル202と同様にｘ方向の投影磁場を検出するコイルであり、両側頭部に配置される。これらコイル205、206もコイル202に比べ直径は小さく、有感領域が小さい。コイル205、206としては、ソレノイドコイル、8の字コイルのいずれでもよく、8の字コイルの場合には、中央導体がｚ方向に長いものが高感度であり好適である。
【００２７】
コイル207、208は、ｘｙ平面に平行に、顔面と後頭部に配置される(図では、顔面に配置されたコイル207のみを示している)。これらコイルは、8の字コイルからなり、ｘｙ平面の回転磁場のうち、8の字コイルの中心線（中央導体が走る方向）と垂直な成分(図ではｘ方向)の投影磁場を検出する。8の字コイルの中央導体は、ｘ方向又はｙ方向に長くすることにより高感度となる。尚、図では8の字が横向きの場合を示しているが、コイルはｘｙ平面上にあれば、8の字の向きは任意である。
【００２８】
これらコイル201〜208は、互いに誘導結合が除去されている。誘導結合除去方法としては、低インピーダンス法、誘導デカプラ法などの公知の手法を採用することができる。
【００２９】
図３に、上記ＲＦプローブを採用したＭＲＩ装置の信号検出部106及び信号処理部107の構成を示す。
８個のＲＦ受信コイル201〜208は、それぞれプリアンプ302に接続されて一つのマルチプルＲＦコイル105を構成する。信号検出部106は、８個のAD変換・直交検波回路303が並列してなり、前記各プリアンプ302の出力が接続されている。
【００３０】
信号処理部107は、各受信コイルからの信号を合成し、合成後の信号にフーリエ変換（ＦＴ）、バックプロジェクション法、ウェーブレット変換などの処理を施す演算手段304と、画像データを合成する信号合成手段305とを備えている。信号合成手段304は、さらに、合成後の信号を用いて、折り返しアーチファクトを除去するための行列演算する手段を備えている。
【００３１】
このような構成のＲＦプローブは、直交する３方向に３組のＲＦ受信コイルが配置されていることにより、以下述べるパラレルＭＲＩ計測において、任意の位相エンコード方向について高速化を図ることができる。またそれぞれの位相エンコード方向における感度分布が大きく異なるので、上記行列演算を安定して行うことができる。
【００３２】
次に、上述したＭＲＩ装置における撮影方法および信号処理方法について説明する。
【００３３】
撮影方法としては、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を採用することができるが、本発明では、これをパラレル計測することを特徴としている。一例として、一般的なグラディエントエコーシーケンスを図４に示す。このパルスシーケンスでは、高周波パルス401およびスライス選択傾斜磁場パルス402を印加した後、位相エンコード傾斜磁場パルス403および読み出し傾斜磁場パルス404を印加し、高周波パルス401印加から所定時間（エコー時間ＴＥ）406後にエコー信号405を計測する。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。このようなシーケンスを繰り返し時間407で繰り返す。この際、繰り返し毎に位相エンコード傾斜磁場403の強さを変えることにより、１枚の画像再構成に必要な位相エンコード数のエコー信号のセット（計測データ）を得る。通常、位相エンコード数は、ＦＯＶと空間分解能を考慮して64、128、256、512等の値が選ばれる。このようなデータを2次元フーリエ変換して1枚のＭＲ画像を作成する。
【００３４】
パラレル計測では、パルスシーケンスの繰り返しにおいて、位相エンコードステップを適当な間引き率で間引いて撮影を行う。例えば、図５に示すように、通常の撮影では(同図（a）)、ｋ空間を占める全てのラインのデータ501を計測するのに対し、パラレル撮影では、同図（b）に示すように、例えば一ラインおきに計測する。図中、504は計測されるデータ、505は計測されないデータを示す。この場合、計測するデータの数は通常の撮影の半分になるので、撮影速度は1/2になるが、マトリクスを半分にして画像を作成すると同図（ｄ）に示すように折り返しが発生した画像508となる。この折り返し部分5091、5092は通常の画像(同図（c）)506の上側の部分5071と下側の部分5072に対応している。パラレル計測では、各受信コイルから得られたデータの演算によって、このような折り返しを除去することにより、同図（c）のような画像を得る。
【００３５】
次に、折り返し除去の演算について説明する。この演算では、図２に示すＲＦ受信コイル201〜208のうち、位相エンコード方向について異なる感度分布を有する複数のＲＦ受信コイルについて、折り返し除去の演算及び信号合成を行う。折り返し除去の演算は、予め各ＲＦ受信コイルの感度分布を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データを行列演算により展開し、折り返しが除去された画像データ(磁化分布)を得るものである。感度分布は、ｋ空間の低周波域のデータにローパスフィルタかけることによって求めることができ、予め低周波域のデータを参照データとして計測してもよいし、本計測のデータのうち低周波域のデータを参照データとしてもよい。以下、３つの小視野コイルを用いた場合の演算例を示す。
【００３６】
図６に示すように、位相エンコード方向及び周波数エンコード方向で規定されるＦＯＶに対し、位相エンコード方向に感度分布の異なる３つのコイルｍ1〜ｍ3が配置されているとすると、これらコイルからはそれぞれ感度分布に応じて信号強度の分布のある信号Ｓ1〜Ｓ3が得られる。この信号値Ｓｍ（ｍはコイル番号、以下同じ）は、感度分布をＡm,n（ｎは視野番号、以下同じ）、各視野における磁化分布をＰnとするとき、次式で表すことができる。
【００３７】
【数１】
0004443079.tif 000002
従って、視野全体についての磁化分布Ｐは、上記行列式を展開することにより、次式により求められる。
【００３８】
【数２】
0004443079.tif 000003
（ここで、Ａ-1はＡの逆行列を表す）
【００３９】
このような行列演算により計測データに含まれる折り返しが除去された画像データが得られる。図２に示す実施形態のように、直交する３方向にそれぞれ３組のコイル（ｘ方向：205,201+202,206、ｙ方向：203,201+202,204、ｚ方向：207,201+202,208）が設けられている場合、位相エンコード方向に並ぶ３つのコイルについて、上述した行列演算を行うことにより２組乃至３組の折り返しが除去された合成画像データが得られる(２倍速時、３倍速時)。さらに上記実施形態のＭＲＩ装置では、３組のコイルのうち中央には大視野のコイル201、202が備えられているので、上記２組の局所データで主に折り返しを除去し、ＱＤ合成した大視野のコイルからのデータにより、合成画像のＳ/Ｎを向上する効果がある。
【００４０】
なお、位相エンコード方向がｙのとき、ｙ方向に同一部位を有するコイルは、上記行列演算してもよいが、マルチプルアレイコイルの通常の合成（重み付け合成）を行ってもよい。例えば、コイル205と202、201、207、208、206は有感部位がｙ方向に分散していないので、重み付け合成し、その結果画像とコイル203、204で得られた画像との３画像で上記行列演算を行ってもよい。このような考え方は、ｘ方向、ｚ方向についても同様に適用できる。
【００４１】
本実施形態によれば、被検体を囲んで３方向に３組、６つのコイル203〜208が配置されているので、任意の位相エンコード方向について、その方向に並ぶ複数のコイルの組（ｘ方向、ｙ方向、ｚ方向）を選択することができ、パラレルＭＲＩによる高速化を図ることができる。即ち３つのコイルを選択した場合には、最大３倍の高速化を図ることができる。もちろん行列演算による折り返し除去に用いるコイル(信号)の数は３に限定されず、コイル数を多くすることによって更なる高速化を図ることも可能である。また本実施形態によれば、各ＲＦ受信コイルは、感度特性が互いに大きく異なっているので、パラレルＭＲＩにおける行列演算を安定して行うことができ、信号処理に伴う画像劣化のない安定な画像を得ることができる。
【００４２】
さらに本実施形態によれば、小視野コイルからの信号と、大視野コイルからの信号とを合成するようにしているので、全体として均一度の高い画像を得ることができる。
【００４３】
以上、本発明のＭＲＩ装置について図２に示す実施形態を参照して説明し、ここでは、３組のＲＦ受信コイルのうち位相エンコード方向に異なる感度分布を有する３つのコイルを合成し、折り返しを除去する場合を説明したが、コイルの組み合わせは、位相エンコード方向に応じて任意の組み合わせを選択することができる。例えば、上記説明では小視野のコイルの信号について折り返し除去・合成処理する場合を説明したが、大視野のコイルからの信号についてもＱＤ合成するのではなく折り返し除去・合成の演算の対象とすることも可能である。
【００４４】
また上記実施形態では、３組の小視野コイルとＱＤ可能な１組の大視野コイルを組み合わせたＲＦプローブを備えたＭＲＩ装置を説明したが、本発明は上記実施形態に限定されることなく種々の変更が可能である。
【００４５】
例えば、図７（a）に示すように、大視野コイルを省き、３方向に配置される３組の小視野コイルからＲＦプローブを構成することも可能である。或いは同図（b）、（c）に示すように、大視野コイルと１組ないし２組の小視野コイルを組み合わせてＲＦプローブを構成することも可能である。この場合、パラレルＭＲＩ計測において、３方向に配置した場合のような自由度は得られないが、少なくとも１組を位相エンコード方向となる頻度の高い方向に配置することにより、パラレルＭＲＩに適用することができ、３方向に配置した場合と同様に、互いの感度分布の相違により安定した行列演算を行うことができる。
【００４６】
また上記実施形態では、頭部用のＲＦプローブを示したが、膝、腹部など他の部位用であっても同様に構成することが可能である。一例として垂直磁場膝用のＲＦプローブを図８に示す。このコイルの形状は図２に示すコイルと同様であるので説明を省略する。このＲＦプローブを用いたＭＲＩ装置においても、パラレルＭＲＩ計測を行うことにより、例えば３倍の高速化が可能であるが、逆に通常の撮影と同じ時間で３倍の高空間分解能の画像を得ることができる。例えば256×256のマトリクスの撮影時間で256×768の空間分解能の画像が得られる。このことは膝のように構造の複雑な部位の撮影には大きな利点となる。
【００４７】
さらに本発明は三次元計測にも適用することできる。この場合は、位相エンコード方向だけでなく、スライスエンコード方向にデータを間引いて高速化してもよいし、位相エンコード方向、スライス方向を組み合わせてデータを間引き、高速化してもよい。
【００４８】
【発明の効果】
本発明によれば、複数の受信コイルを用いると共に位相エンコードステップを間引いて高速撮像を行うパラレルＭＲＩに好適な受信コイルが提供される。また本発明によれば、このような受信コイルを用いることにより、任意の位相エンコード方向においてもパラレルＭＲＩによる高速撮影を実現することができ且つ演算による画像劣化のない安定な画像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体構成を示す図
【図２】本発明のＲＦプローブの一実施形態を示す図
【図３】本発明のＲＦプローブの受信部の構成を示す図
【図４】一般的なグラディェントエコーのシーケンスを説明する図
【図５】パラレルＭＲＩ計測を説明する図
【図６】本発明におけるパラレルＭＲＩを説明する図
【図７】本発明の他の実施形態を示す図
【図８】本発明の他の実施形態を示す図
【符号の説明】
101…被検体、102…磁石、103…傾斜磁場コイル、104…ＲＦコイル、105…ＲＦプローブ、106…信号検出部、107…信号処理部、108…表示部、109…傾斜磁場電源、110…ＲＦ送信部、111…制御部、112…ベッド
【図１】
0004443079.tif 000004
【図２】
0004443079.tif 000005
【図３】
0004443079.tif 000006
【図４】
0004443079.tif 000007
【図５】
0004443079.tif 000008
【図６】
0004443079.tif 000009
【図７】
0004443079.tif 000010
【図８】
0004443079.tif 000011