JPH0998960A - Ｍｒｉ装置及びｍｒ画像生成方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】既存のＲＦコイルアセンブリを組み合わせてフ
ェーズドアレイコイルと同等の使い方ができるように
し、この既存の複数のＲコイルアセンブリによっても一
層の視野拡大やＳ／Ｎ比向上を期したＭＲデータを得
る。 【解決手段】１つ又は複数のＲＦコイル素子を有する単
独で使用可能な単一のＲＦコイルアセンブリ３０Ａ（３
０Ｂ）を複数用いて、この複数のＲＦコイルアセンブリ
３０Ａ，３０Ｂから被検体のＭＲ信号を同時的に収集し
てＭＲＩ装置本体内の処理回路に伝送するＭＲＩ装置。
複数のＲＦコイルアセンブリ３０Ａ，３０Ｂを接続しか
つこの複数のＲＦコイルアセンブリ３０Ａ，３０Ｂと処
理回路とをインターフェイスさせるアダプタ３１を備え
た。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴イメージ
ング（ＭＲＩ）のＲＦコイル装置及びＭＲ画像生成方法
に係り、とくに被検体の近傍に複数のＲＦコイル素子を
有する単一のＲＦコイルアセンブリ、又は１つ若しくは
複数のＲＦコイル素子を有する複数のＲＦコイルアセン
ブリを配置し、複数のＲＦコイル素子から少なくとも被
検体のＭＲ信号を同時に受信するようにしたＲＦコイル
装置及びこれにより受信したＭＲデータに基づくＭＲ画
像生成方法に関する。

【０００２】なお、本発明に係るＲＦコイル装置のコイ
ル配置の態様としては、（１）ボリュームコイルや表面
コイルのように１つ（対）のＲＦコイル素子を有するＲ
Ｆコイルアセンブリを複数同時に用いる場合、（２）Ｑ
Ｄコイルのように複数のＲＦコイル素子を有するＲＦコ
イルアセンブリを複数同時に用いる場合、（３）フェー
ズドアレイコイル（Phased Array Coil ）と呼ばれるＲ
Ｆコイルのように複数のＲＦコイル素子を有する単一の
ＲＦコイルアセンブリを用いる場合、などがある。

【０００３】

【従来の技術】一般に、被検体の原子核の磁気共鳴現象
を利用した磁気共鳴イメージングにおいては、被検体が
静磁場Ｂ₀ 中に置かれ、この被検体に撮影断面決定用の
傾斜磁場と伴に高周波磁場Ｂ₁ が印加される。この高周
波磁場Ｂ₁ の印加に付勢されて被検体が発生するＭＲ信
号は、位置情報付加用の傾斜磁場を印加しながら収集さ
れる。上記高周波磁場の被検体への送信及び被検体から
のＭＲ信号の受信を担うのがＲＦコイルであり、ＭＲＩ
装置の磁石部内の被検体近傍に配設される。

【０００４】ＭＲ信号のレベルは非常に小さいため、Ｒ
Ｆコイルの感度を高めると伴に受信ノイズを最小に抑え
ることが極めて重要である。つまり、Ｓ／Ｎ比の高いこ
とがＲＦコイルに求められる重要な要件の一つになって
いる。

【０００５】このような状況の中で、広いＦＯＶ（Fiel
d of View ）にわたって高Ｓ／Ｎ比のＭＲ画像を得るた
めのＲＦコイルの１つとして、従来、複数個の表面コイ
ルと各表面コイルを受信する複数チャンネルの信号収集
回路とを備えたフェーズドアレイコイル（phased arry
coil）のＲＦコイルアセンブリが知られている。

【０００６】このフェーズドアレイコイルののＲＦコイ
ルアセンブリで問題となるのが複数の表面コイル相互間
の磁気的カップリング（結合）である。この磁気的カッ
プリングを無視できるレベルまで抑えないと、高Ｓ／Ｎ
比のコイルユニットは実現できない。

【０００７】そこで、例えば米国特許第４，８２５，１
６２号及び同第４，８８５，５４１号に見られる如く、
コイル素子としての表面コイル相互間の磁気的結合が少
なくなるように各表面コイル配置を最適化し、補助的に
干渉抑制回路を使用するフェーズドアレイコイルの従来
技術が提案されている。

【０００８】この干渉抑制回路を図２６に示す。同図に
示すフェーズドアレイコイル（コイル素子としては２個
の表面コイルを採用）において、隣接する表面コイル１
００，１０１は相互インダクタンスが零になるように互
いに一部オーバラップして配置されるとともに、各々の
表面コイル１００（１０１）はチューニング用コンデン
サＣ₂ を利用して、このコンデンサＣ₂ 及び集中定数型
インダクタＬ₂ 並びにλ／２波長の同軸ケーブル（λ／
２ケーブル）１０２（１０３）を順次介して低入力イン
ピーダンスで低雑音指数のプリアンプ１０４（１０５）
に接続されている。プリアンプ１０４，１０５の入力イ
ンピーダンスＲ_inは、共振角周波数ωにおいてλ／２ケ
ーブル１０２，１０３を通しても全く変化せず、共にＲ
_in＜３［Ω］のままであるから、図２６の点数で囲んだ
部分が共列共振回路を形成する。つまり、コンデンサＣ
₂ とインダクタＬ₂ とで並列共振回路を形成するよう
に、集中定数型インダクタＬ₂ が調整される。これによ
り、プリアンプ１０４（１０５）の低入力インピーダン
スを利用してＲＦコイルのＱ値を下げ、磁気的カップリ
ングを低減する、という「プリダンプ回路」が形成され
ている。

【０００９】

【発明が解決しようとする課題】このように上述した従
来例ではプリアンプの入力インピーダンスＺ_inが極力低
いことが重要であり、このためにはその実部（Ｒ_in）を
小さくすることが有効である。しかし、一般には、この
抵抗成分Ｒ_inを数オーム以下に下げることはできない。
それは、図２７にプリアンプの内部回路を例示する如
く、プリアンプはＧａＡｓＦＥＴのソース接地回路で形
成し、その入力側にインピーダンス変換用ＬＣ回路を備
えているからである。ＦＥＴ自体が最良のＮＦ（雑音指
数）で動作するための最適信号源インピーダンス
Ｒ_opt ′は数ｋΩであり、ＬＣ回路により、プリアンプ
全体の最適信号源インピーダンスＲ_opt （一般には５０
Ω程度）をＲ_opt ′（数ｋΩ）に変換している。このイ
ンピーダンス変換用ＬＣ回路のインダクタに抵抗損失が
存在するので、インピーダンスＺ_inに数オーム程度の抵
抗成分Ｒ_inが必ず残る。したがって、プリアンプの入力
インピーダンスを極力下げることで、コイル素子間の干
渉を抑制するには一定の限界があった。

【００１０】また、プリアンプの入力インピーダンスＺ
_inは、前記最適信号源インピーダンスＲ_opt ′とは全く
異なる値であり、リアクタンス成分（虚部）Ｘ_inが存在
し、Ｚ_in＝純抵抗成分とはなり得ないのが通常である。
前述した米国特許第４，８８５，５４１号記載の干渉抑
制回路は、そのリアクタンス成分Ｘ_inが存在しないもの
と仮定して構成されているので、コイル素子間の干渉抑
制効果は半減してしまう。この不都合を回避するには、
プリアンプの入力リアクタンス成分Ｘ_inを充分に小さく
形成すればよいが、前記最適信号源インピーダンスＲ
_opt を現実的な値（例えば５０オーム）に設定したとき
に、そのインピーダンスＲ_opt をＦＥＴの最適信号源イ
ンピーダンスＲ_opt ′に変換するインピーダンス変換回
路は複雑な回路構成とならざるを得ず、その回路損失故
に今度はプリアンプのＮＦが劣化してしまうという問題
がある。

【００１１】さらに米国特許第４，８２５，１６２号記
載の干渉抑制回路では、通常時（即ち図２５のインピー
ダンス変換用ＬＣ回路の回路定数が最良のＮＦを得るこ
とができる値となっているとき）はリアクタンス分Ｘ_in
が存在しないものと仮定したうえで、必要に応じてイン
ピーダンス変換用ＬＣ回路の定数を最良のＮＦが得られ
る値からあえて逸脱させて所望のＸ_inを得るものであ
る。しかし、最良のＮＦが得られる回路状態でＸ_inがゼ
ロと仮定しているのは根本的に誤りである。また、イン
ピーダンス変換用ＬＣ回路の定数をＮＦ最小の条件から
逸脱させて所望値のＸ_inを得ようとするのであるから、
プリアンプのＮＦは大きな犠牲を被るという不都合があ
る。

【００１２】本発明は、このような状況を踏まえてなさ
れたもので、複数のＲＦコイル素子を被検体の周りに配
して同時にＭＲ信号の収集を行う場合、一層の視野拡大
やＳ／Ｎ比向上を図ることを主目的とする。

【００１３】とくに、複数のＲＦコイル素子（フェーズ
ドアレイコイルも含む）にプリアンプによる干渉抑制用
のプリダンプ回路が装備されている場合、プリアンプの
ＮＦを犠牲にすることなく、ＲＦコイル素子間の磁気的
干渉をより確実に抑制して、視野拡大やＳ／Ｎ比向上を
図ることを第１の目的とする。

【００１４】また、単独に用いることのできる既存のＲ
Ｆコイルアセンブリを組み合わせてフェーズドアレイコ
イルと同等の使い方ができるようにし、この既存の複数
のＲコイルアセンブリによっても一層の視野拡大やＳ／
Ｎ比向上を期したＭＲデータが得られるようにすること
を第２の目的とする。

【００１５】さらに、フェーズドアレイコイルアセンブ
リを配置したときの如くの、複数のＲＦコイル素子から
同時に受信されたＭＲデータを有効に使って、リアル画
像、イマジナリ画像、位相画像、およびＭＲアンギオ画
像のような位相差を反映した画像をＭＲ画像として生成
できるようにし、ＭＲ画像生成機能の充実を図ることを
第３の目的とする。

【００１６】

【課題を解決するための手段】上記主目的及び第１の目
的を達成するため、請求請１乃至６記載の発明では、被
検体の近傍に配置され、かつ被検体からのＭＲ信号を受
信する複数のＲＦコイル素子と、この複数のＲＦコイル
素子の夫々に接続され、かつこのＲＦコイル素子からの
ＭＲ信号を増幅するプリアンプとを備え、前記複数のプ
リアンプの夫々の入力インピーダンスを、この入力イン
ピーダンスの虚数成分の絶対値がその実数成分よりも大
きくなるように設定したことを特徴とするＭＲＩ装置を
主に構成している。

【００１７】また上記主目的及び第２の目的を達成する
ため、請求請７乃至３０記載の発明では、１つ又は複数
のＲＦコイル素子を有する単独で使用可能な単一のＲＦ
コイルアセンブリと、この複数のＲＦコイルアセンブリ
から同時的に収集した被検体のＭＲ信号を処理しかつＭ
ＲＩ装置本体内に設けられた処理回路と、前記複数のＲ
Ｆコイルアセンブリと前記処理回路とをインターフェイ
スさせるアダプタとを設けたＭＲＩ装置を主に構成して
いる。

【００１８】さらに上記主目的及び第３の目的を達成す
るため、請求請３１乃至３７記載の発明では、その一つ
の態様として、被検体の近傍に配置された複数のＲＦコ
イル素子から同時的に収集した被検体の複数のＭＲデー
タ（ｋ空間データ）に基づいてＭＲ画像を生成するＭＲ
画像生成方法において、前記ＲＦコイル素子毎の複数の
ＭＲデータに基づいて複数のリアル画像又はイマジナリ
画像のいずれか一方の画像Ｐ１，Ｐ２，Ｐ３，…を個別
に生成し、この複数の画像Ｐ１，Ｐ２，Ｐ３，…からリ
アル画像又はイマジナリ画像のいずれか一方の合成画像
ＣＰｃを、重み関数をＷ１，Ｗ２，Ｗ３，…として ＣＰｃ＝Ｗ１・Ｐ１＋Ｗ２・Ｐ２＋Ｗ３・Ｐ３，… （ただし、重み関数をＷ１，Ｗ２，Ｗ３，…は略、Ｗ
１：Ｗ２：Ｗ３：…＝Ｐ１を平滑化した値の絶対値：Ｐ
２を平滑化した値の絶対値：Ｐ３を平滑化した値の絶対
値：…の比に設定）の関係を使って合成することを特徴
としたＭＲ画像生成方法を示している。

【００１９】また上記主目的及び第３の目的を達成する
別の態様として、前記ＲＦコイル素子毎の複数のＭＲデ
ータに基づいて複数のリアル画像又はイマジナリ画像の
いずれか一方の画像Ｐ１，Ｐ２，Ｐ３，…を個別に生成
し、この複数の画像Ｐ１，Ｐ２，Ｐ３，…からリアル画
像又はイマジナリ画像のいずれか一方の合成画像ＣＰｃ
を、重み関数をＷ１，Ｗ２，Ｗ３，…として ＣＰｃ＝Ｗ１・Ｐ１＋Ｗ２・Ｐ２＋Ｗ３・Ｐ３，… （ただし、重み関数をＷ１，Ｗ２，Ｗ３，…は略、Ｗ
１：Ｗ２：Ｗ３：…＝Ｐ１の絶対値：Ｐ２の絶対値：Ｐ
３の絶対値：…の比に設定）の関係を使って合成するこ
とを特徴としたＭＲ画像生成方法を示している。

【００２０】さらに上記主目的及び第３の目的を達成す
るさらに別の態様として、前記複数のＭＲデータから個
別に複数の絶対値画像と複数の位相画像を得て、この複
数の絶対値画像を１枚の絶対値画像に合成し、前記複数
の絶対値画像と前記複数の位相画像とから１枚の位相画
像を生成し、前記１枚の合成された絶対値画像に対し前
記１枚の生成された位相画像の余弦又は正弦のいずれか
一方を画素毎に乗じて１枚の合成リアル画像又は合成イ
マジナリ画像のいずれか一方の画像を生成することを特
徴としたＭＲ画像生成方法を示している。

【００２１】さらに上記主目的及び第３の目的を達成す
るさらに別の態様として、前記複数のＭＲデータから複
数の複素画像Ｚ１，Ｚ２，Ｚ３，…を得て、この複数の
複素画像Ｚ１，Ｚ２，Ｚ３，…の画素毎の絶対値Ｍ１，
Ｍ２，Ｍ３，…を重み付け関数として求め、前記複数の
複素画像Ｚ１，Ｚ２，Ｚ３，…に前記重み付け関数Ｍ
１，Ｍ２，Ｍ３，…を画素毎に乗じて位相角データを求
めることを特徴としたＭＲ画像生成方法を示している。

【００２２】さらに上記主目的及び第３の目的を達成す
るさらに別の態様として、被検体に印加する２種類の磁
場パルスに伴う原子核スピンの２種類の位相シフト状態
の夫々にて被検体の近傍に配置された複数のＲＦコイル
素子から同時的に収集した被検体の複数のＭＲデータ
（ｋ空間データ）に基づいてその２種類の位相シフト状
態の位相差を反映させたＭＲ画像を生成するＭＲ画像生
成方法において、前記２種類の位相シフト状態のそれぞ
れにて得た前記複数のＭＲデータについて、この複数の
ＭＲデータから複数の複素画像Ｚ１，Ｚ２，Ｚ３，…を
求め、この複数の複素画像Ｚ１，Ｚ２，Ｚ３，…の実部
データ同士を合成した合成実部データを求め、前記複数
の複素画像Ｚ１，Ｚ２，Ｚ３，…の虚部データ同士を合
成した合成虚部データを求め、この合成実部データ及び
合成虚部データから合成した合成複素画像を求める一方
で、この２種類の位相状態について求めた２種類の合成
複素画像の位相差データを前記ＭＲ画像のデータとして
求めることを特徴としたＭＲ画像生成方法を示してい
る。

【００２３】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施の形態を図面
を参照しながら説明する。

【００２４】（第１の実施の形態）図１〜図７に第１の
実施形態を示す。図１にはフェーズドアレイコイルによ
るＲＦコイルアセンブリを形成する複数のコイル素子の
内の、１つのコイル素子（ここでは表面コイル）１０の
受信回路を示す。この受信回路は一般的な５０オームチ
ェーン回路であり、その中に他のコイル素子との磁気的
カップリングを抑制する干渉抑制回路も一体的に備えて
いる。

【００２５】コイル素子１０は図１に示す如く、チュー
ニング用コンデンサ１１、マッチング用コンデンサ１
２，１３を介して位相シフタ（phase shifter ）１４に
至る。位相シフタ１４の出力側はプリアンプ１５に至
り、このプリアンプ１５の出力側には各々独立した信号
処理回路が形成されている。例えば、このプリアンプ１
５の出力信号はスプリッタにより２分枝された後、複素
信号として取扱われてコンピュータ処理される。

【００２６】位相シフタ１４はコイル出力ポートからプ
リアンプ１５までの信号位相をθだけずらすためのもの
で、ここでは位相シフタ１４として特性インピーダンス
Ｚ₀＝５０Ωの同軸ケーブルを用いている。このため、
信号ずれ位相角θはケーブル長の調節によりコントロー
ルできる。

【００２７】ここで、上述のコイル受信回路（干渉抑制
回路）における回路定数の設定法を、従来の干渉抑制回
路の問題点の解説と合わせて説明する。

【００２８】まず図１における回路素子の表記を以下の
如く決める。

【００２９】ＬはＲＦコイル素子１０のインダクタンス
であり、ＲＦコイル素子１０の途中に短縮コンデンサを
挿入している場合は合計の実効インダクタンスだが、以
下簡単のため、短縮コンデンサは無しとする。

【００３０】ｒはＲＦコイル１０のロス抵抗。負荷によ
る損失抵抗をも含んでいる。Ｚ_coilはＬとｒの合成イン
ピーダンス。Ｃ_t はチューニングコンデンサ１１の静電
容量。Ｃ_m はマッチングコンデンサ１２、１３の静電容
量。Ｒ_opt はプリアンプ１５が最小のＮＦで動作するた
めの最適信号源インピーダンスであり、一般にはＲ_opt
が５０オームとなるようにプリアンプ１５は作られてい
る。Ｚ₀ はチューニング回路を経由してＲＦコイル素子
１０を見込んだインピーダンス（Ｚ_o ＝Ｒ_opt ）。Ｚ_in
はプリアンプ１５の入力インピーダンスで、一般に実部
Ｒ_in及び虚部Ｘ_inを持つ。Ｚ_in′はＺ_inを位相シフタ１
４経由で見込んだときのインピーダンス。Ｚは、ＲＦコ
イル１０からチューニング回路を経由してプリアンプ１
５側を見込んだインピーダンスである。

【００３１】干渉抑制回路の目的は、ラーモア周波数ω
において、ＲＦコイル素子１０に流れる電流を最小にす
ることにより、ＲＦコイル間の磁気的干渉を最小にする
ことである。そのためには、Ｚ＞＞Ｚ_coilとすることで
ある。実際にはＺが最大となるのではなく、Ｚ＋Ｚ_coil
が最大となることが、ＲＦコイル素子１０に流れる電流
を最小にする条件であるが、略略はＺ最大とすることで
よい。そのために、次の条件を満たすようにＺ_in′が選
ばれ、その状態でＲＦコイル素子１０から見てＺは
Ｃ_t ，Ｃ_m ，Ｃ_m とＺ_in′との並列共振インピーダンス
となるのである。

【００３２】

【数１】 即ちＺ_in′が、インダクタンスＬ′＝Ｘ_in′／ωの示す
インダクタンスとなるようにするのである。

【００３３】そして、このようなＸ_in′を得るため、θ
を次式により定める。ここでは同軸ケーブルの長さｌで
θを決めるので、それで説明する。位相シフタあるいは
同軸ケーブルが無損失であり、その特性インピーダンス
Ｚ₀ に等しいならば、

【数２】 βは、位相シフタ１４を構成する同軸ケーブルのラーモ
ア周波数ωにおける位相定数。

【００３４】このようにしてＸ_in′を得たとき、それに
付随する抵抗分Ｒ_in′が存在することになる。この抵抗
分Ｒ_in′を考慮に入れると、図１中の並列共振インピー
ダンスＺは図２のように表される。この並列共振インピ
ーダンスＺはラーモア周波数ωにおいて最大となり、そ
の値をＺ_dampとすると、次式で表される。

【００３５】

【数３】 このインピーダンスＺ_dampが大きいほど、干渉抑制性能
は向上する。

【００３６】一般には、入力インピーダンスＺ_inの抵抗
分Ｒ_inが極力小さいプリアンプ１５を使って、上記
（４）式の抵抗分Ｒ_in′を小さくすることにより干渉抑
制性能を向上させることが考えられる。

【００３７】しかしながら、前記課題の項で説明したよ
うに抵抗分Ｒ_inを十分に小さくすることは困難であり、
その結果、インピーダンスＺ_in′のリアクタンス成分Ｘ
_in′に付随する抵抗分Ｒ_in′も必ずしも十分に小さくは
ならない。したがって干渉抑制効果が低い。

【００３８】さらに付記すれば、プリアンプ１５のＲ_in
を仮にゼロ近辺に設定できたとしても、位相シフタ１４
の損失が存在するため、Ｒ_in′はやはり十分小さくはな
らない。位相シフタ１４が同軸ケーブルで形成されてい
る場合、位相シフタ１４の損失を十分小さくするために
は、伝送損失が極小のケーブルを使う必要がある。この
ような同軸ケーブルは非常に大きな径であるから、柔軟
性に欠けるものとなり、極めて扱いづらいものとなる。
一方、位相シフタがインダクタンスやキャパシタンスな
どの集中定数素子でできているときは、やはりインダク
タンス（コイル）が巨大なものとなるに加えて、導体抵
抗は無視できないし、実用には供し難い回路となってし
まう。

【００３９】これらの問題を解決するため、本発明者は
プリアンプ１５のＲ_inをこれ以上下げるという方策は採
らずに、別の回路定数設定法により、位相シフタ経由で
見込んだＲ_in′を極力小さくするようにしたものであ
る。

【００４０】そこで本発明者が着目したのは、従来では
邪魔者として扱われてきたプリアンプ１５の入力インピ
ーダンスＺ_inのリアクタンス分Ｘ_inである。従来、干渉
抑制回路用プリアンプとしてあるべき姿は「Ｒ_in，Ｘ_in
共に極小、且つＮＦ最良」と考えられてきた。しかし、
以下に説明するように、かかるあるべき姿は「Ｒ_in＜＜
＜Ｘ_in（の絶対値）、且つＮＦ最良」であってもよいの
である。つまり、必ずしもＲ_inがゼロ近くの値でなくて
も、Ｘ_inが大きければ、高い干渉抑制効果が得られるの
である。

【００４１】具体的には、前述した（１）式により定ま
るＸ_in′を得るには、（２）式によってＺ_inを変換して
Ｘ_in′相当値を得ればよい。このリアクタンス分Ｘ_in′
に付随するＲ_in′は、Ｘ_inが大きいほど小さくなり、
（４）式のＺ_dampが大きくなる。これにより、Ｘ_inの絶
対値が大きくなる。

【００４２】Ｘ_inの計算例を示す。ω＝４０１４９５２
０２rad/sec （６３．９ＭＨｚ）、Ｌ＝０．１０μＨ、
ｒ＝１．６０６ohm （Ｑ＝２５）とする。Ｚ₀ を５０オ
ームとするＣ_t ，Ｃ_m は計算により、Ｃ_t ＝５１．１１
２ｐＦ，Ｃ_m ＝２２．８０７ｐＦとなる。

【００４３】そこでＺ_dampを最大にするＸ_in′は式
（１）より、

【数４】Ｘ_in′＝＋ｊ・２６７．１４ となる。いくつかのＺ_inについて、このＸ_in′を得るた
めのθと、付随するＲ_in′と、それにより得られるＺ
_dampとを表１に示す。同表にみられるように、リアクタ
ンスＸ_inの絶対値の大きいほど、Ｒ_in′が小さくなって
いる。

【００４４】

【表１】

【００４５】また、インピーダンスＺ_inに大きなＸ_inを
もたせて、所望のＸ_in′を得るに伴うＲ_in′を小さくし
得ることは、式（２）を計算する代わりに、図３のスミ
スチャートによってもわかる。即ち、所望の正規化リア
クタンスが例えば２．０である場合（Ｚ₀ は５０オーム
だから、リアクタンスとしては１００オーム）、Ｚ_inが
１０＋ｊ・０であれば（即ち正規化インピーダンスは
０．２＋ｊ・０）、同図上で点Ａから出発する。スミス
チャートの中心を軸にして円弧に沿って位相角２θ回転
し、Ｚ／Ｚ₀ ＝０．２の円弧と交差する点ＢがＺ_in′を
表すが、正規化リアクタンスは２．０になっているもの
の、正規化レジスタンスは２近くの大きな値を示す。一
方、Ｚ_inが大きなリアクタンスを伴っていれば、例えば
Ｚ_in＝１０−ｊ・１５０（正規化インピーダンス０．２
−ｊ・３）ならばスタート点はＡ′であり、Ｘ／Ｚ₀ ＝
０．２の円弧と交差する点Ｂ′の示す付随正規化レジス
タンスは０．２以下と僅少である。

【００４６】以下、回路シミュレーションでさらに具体
的に示す。図４の回路を使ってシミュレーションをす
る。ラーモア周波数は６３．９ＭＨｚとし、その他、前
出数値例（表１）と同じ定数を用いる。位相シフタ１４
は１．５Ｄ２Ｖ（６３．９ＭＨｚでは、減衰定数０．２
ｄＢ／ｍ、位相定数βは２．０２９ｒａｄ／ｍ）の同軸
ケーブルである。Ｚ_in′として、５０Ωを直結したとき
（このときは図４において、ｌ＝０ｍ、Ｃ_in無限大、４
オームのかわりに５０オーム）と、いくつかのＺ_in（Ｘ
_in＝−０，５０，−１００，−２００、 ６３．９ＭＨ
ｚのとき、実部は４オーム）において各々所定のθ（即
ち所定のケーブル長ｌ）をつないだときとで、ｒの両端
の電圧（即ちＲＦコイル素子電流に比例する量）を比較
する。ＲＦコイル素子には誘導起電力で１Ｖが誘起して
いる状態であるとする。同軸ケーブルの長さは、表１で
求めておいたθから式（３）で求められる。

【００４７】シミュレーション結果は図５〜図７に示
す。６３．９ＭＨｚにおけるＺ_in＝５０Ωの時との信号
レベル差、即ちＲＦコイル電流抑制効果が干渉抑制性能
の指標である。図５は、Ｘ_in（の絶対値）が正の値のケ
ースで、Ｘ_inが大きいほど、ＲＦコイル電流抑制効果が
顕著である。図６は、Ｘ_inが負の値のケースで、Ｘ
_in（の絶対値）が大きいほど、ＲＦコイル電流抑制効果
が大きいが、さほど顕著では無い。図７は、図６と同様
だが、ケーブルロスをゼロとした場合である。図５にも
増して、ＲＦコイル電流抑制効果が顕著である。

【００４８】以上から、ケーブルロス（フェーズシフタ
の損失）が十分小さい場合は、Ｘ_inが大きいことによる
ＲＦコイル電流抑制効果は顕著であることが分る。

【００４９】とくに、図５、即ちＸ_inが正の場合の方
が、図６あるいは図７に比べて、干渉抑制性能の優れた
周波数帯域が広い。従って、θを最適にするに当たりそ
の調整はさほど精度が要らず、この点は極めて実用的で
ある。この事実の由来は次のごとくである。「Ｘ_inがＸ
_in′よりもやや小さい」という条件では、所望のＸ_in′
を得るためのθは小さい。位相シフタが例えば同軸ケー
ブルであるならその長さは短い。一方、ラーモア周波数
以外の周波数では、同軸ケーブルを伝搬するに当たり、
ラーモア周波数と周波数差に比例した程度で、かつ、ケ
ーブル長に比例した程度で、その位相はθからずれる。
従って、所望のＸ_in′から逸脱していく。θが小さい
と、この現象が小さいのである。結論として、Ｘ_inがＸ
_in′よりやや小さいと云うことが、広い周波数帯域で高
い干渉抑制性能を発揮する点で重要である。勿論、Ｘ_in
がＸ_in′に十分近ければ、位相シフタの損失で干渉抑制
機能が制約されるから、その場合、フェーズシフタは無
いほうがよい。

【００５０】なお、図５〜７において、Ｘ_in＝０のケー
スでは、ＲＦコイル素子電流の極小点がラーモア周波数
６３．９ＭＨｚからずれているが、これはケーブル長
（あるいは位相シフタのθ）を定めるにおいて、Ｚを最
大とするような値としたからである。Ｚ（あるいはＺ
_damp）が十分に大きい場合はそれでよいが、そうでない
場合は、ラーモア周波数において「Ｚ＋Ｚ_coil」の絶対
値が最大になるようにケーブル長（あるいは位相シフタ
のθ）を定めることで、ラーモア周波数においてＲＦコ
イル電流が極小となる。

【００５１】このように本実施態様では、従来は冷遇さ
れていたプリアンプの入力インピーダンスＺ_inのリアク
タンス成分Ｘ_inの値に着目し、この値を「ＮＦを最良に
維持する範囲でＲ_in＜＜＜Ｘ_in（の絶対値）」となるよ
うにインピーダンス変換用のＬＣ回路の定数、又は／及
び、ＦＥＴを選択することでＸ_inの値を設定している。
これにより、プリアンプのＮＦを犠牲にすることなく、
ＲＦコイル素子間の高い干渉抑制機能が得られるので、
Ｓ／Ｎを犠牲にすることなく多数のＲＦコイルを併設す
ることができる。従ってフェーズドアレイコイルなどの
多素子コイルにおいて、広い視野を高Ｓ／Ｎで撮影する
という本来の使命を充分に発揮することができる。

【００５２】また、そのようにすることで、位相シフタ
を同軸ケーブルで形成する場合、その径が大きくなって
柔軟性を低下させたり、位相シフタを集中定数回路で形
成する場合、その回路構成を実用に供しないほど大形化
させてしまうという不都合も回避される。

【００５３】（第２の実施の形態）図８に第２の実施形
態に係るＲＦコイル素子１０の受信回路の一部（干渉抑
制回路）を示す。この実施形態は第１の実施形態を変形
させたもので、同一の構成要素には同一符号を用いる。
このＲＦコイル素子１０は例えばフェーズドアレイコイ
ルの一つのコイル素子を示している。

【００５４】同図に示すように、位相シフタ１４とプリ
アンプ１５との間には、コンデンサ１６（静電容量Ｃ
_adj ）及びコイル１７（インダクタンスＬ_adj ）の並列
共振回路がプリアンプ１５に並列に介挿してある。

【００５５】一般に位相シフタはθを調整することが面
倒である。プリアンプ１５の入力インピーダンスＺ
_inは、製造する際、かなりのばらつきを生じる。また、
ＲＦコイル１０の使用状態によってはＣ_t ，Ｃ_m が変わ
ることがある。従って、これらばらつきの範囲での典型
的状態にあわせて位相シフタの状態を決定しておく。そ
して、プリアンプ入力インピーダンスＺ_inが所望の状態
からずれていたり、あるいはＣ_t ，Ｃ_m が典型的状態か
ら異なっていたりするときには、図８のＣ_adj 、Ｌ_adj
の調整を行うのである。特にＣ_adj を可変容量としてお
けば調整容易となる。Ｃ_adj とＬ_adj は並列共振回路を
なしており、通常は共振周波数がラーモア周波数の付近
になるようにしておく。この状態であれば並列共振イン
ピーダンスはラーモア周波数において極めて高く、Ｃ
_adj とＬ_adj の存在は何の影響も及ぼさない。そして、
例えばＺ_inが所望の値からずれているとき、例えばＸ_in
がやや大きすぎるときは、Ｃ_adj を大きくする。そうす
ると、ラーモア周波数においては、Ｃ_adj とＬ_adj の並
列共振回路のインピーダンスは容量的となる、即ち虚部
が支配的となりその虚部の値は負である。これとＺ_inと
の並列インピーダンスが位相シフタ１４から見た見かけ
のプリアンプ１５の入力インピーダンスであり、その虚
部はＸ_inより小さくなり、所望の値に近づく。このよう
に、Ｃ_adj が典型値から極端にずれていない範囲で行わ
れる場合、Ｃ_adj とＬ_adj の並列共振回路のインピーダ
ンスの絶対値がＲ_opt （例えば５０オーム）よりも十分
大きいという状態が維持される。従って、プリアンプ１
５から見た見かけの信号源インピーダンスはＲ_opt から
殆どずれないので、プリアンプ１５のＮＦは殆ど損なわ
れない。Ｘ_inが所望値から小さすぎるときは、勿論Ｃ
_adj を小さくしてやる。

【００５６】このような調整は例えば次のように行われ
る。ＲＦコイル素子１０と粗に電磁誘導結合をしたコイ
ル（図示せず）からラーモア周波数の電圧を印加し、も
う一つＲＦコイル素子と粗に電磁誘導結合をしたコイル
（図示せず）を使って、ＲＦコイル素子に流れる電流を
検出し、この出力が最小になるようにＣ_adj を調整す
る。

【００５７】（第３の実施の形態）図９に第３の実施形
態に係るＲＦコイル１０の受信回路（干渉抑制回路）の
一部を示す。本実施形態の目的は第２の実施形態におけ
るものと同じである。同図のＲＦコイル素子１０は例え
ばフェーズドアレイコイルの一つのコイル素子を示して
いる。

【００５８】同図に示すように、位相シフタ１４とプリ
アンプ１５との間には、コンデンサ１８（静電容量Ｃ
_adj ）及びコイル１９（インダクタンスＬ_adj ）の直列
共振回路がプリアンプ１５に直列に介挿してある。

【００５９】図９に示す回路では、直列共振回路をなす
Ｃ_adj 、Ｌ_adj の共振周波数は通用、ラーモア周波数の
付近になるように設定しておく。この状態であれば直列
共振インピーダンスはラーモア周波数において極めて低
く、Ｃ_adj とＬ_adj の存在は何の影響も及ぼさない。そ
して、例えばＺ_inが所望の値からずれているとき、例え
ばＸ_inがやや大きすぎるときは、Ｃ_adj を小さくする。
そうすると、ラーモア周波数においてはＣ_adj とＬ_adj
の並列共振回路のインピーダンスが容量的となる、即ち
虚部が支配的となり、その虚部の値は負である。これと
Ｚ_inとの直列インピーダンスが位相シフタ１４から見た
見かけのプリアンプ１５の入力インピーダンスであり、
その虚部はＸ_inより小さくなり、所望の値に近づく。こ
のようなＣ_adj が典型値から極端にずれていない範囲で
調整する場合、Ｃ_adj とＬ_adj の直列共振回路のインピ
ーダンスの絶対値がＲ_opt （例えば５０オーム）よりも
十分小さい状態が維持され、従って、プリアンプから見
た見かけの信号源インピーダンスはＲ_opt から殆どずれ
ない。従ってプリアンプのＮＦは殆ど損なわれない。Ｘ
_inが所望の値から小さすぎるときは、勿論Ｃ_adj を大き
くしてやる。調整の方法は図８の場合と同様である。

【００６０】なお、図８、９におけるように付加的な共
振回路でプリアンプ入力インピーダンスを所望の値に近
づける構成は、前述したようなＸ_inの絶対値がＲ_inより
も大きなプリアンプに限らず、どのようなプリアンプに
も実施できる。

【００６１】（第４の実施の形態）フェーズドアレイコ
イルは前述したように、複数のＲＦコイル素子を被検体
に対して併置して同時に撮影し、Ｓ／Ｎ比向上及び視野
拡大を図ろうとするコイルアセンブリである。この複数
のＲＦコイルの別の使い方に、複数のＲＦコイルを使用
してＭＲＩ撮影時間を短縮させようとするものもある
（例えば、“Abstractof 1989 SMRM, page 1172, "Ano
Algorithm For Rapid Image AcquisitionUsing Multipl
e Receiver Coils", Kelton et al.”）。このようなコ
イルアセンブリは一般にはフェーズドアレイコイルとは
呼ばれないが、複数のＲＦコイルを同時に使用する点で
共通であるので、本発明では、フェーズドアレイコイル
の範疇に入れて扱うこととする。

【００６２】以下、この複数のＲＦコイルを同時使用す
る広義のフェーズドアレイコイルについて、その問題点
から説明することとする。

【００６３】上述した“ Multiple Receiver Coils”の
ようなフェーズドアレイコイルの開発は面倒であり、し
かも、被検体の各部位に最適化したフェーズドアレイコ
イルはそれぞれ異なるものであるから、メーカがこれら
あらゆる種類のコイルを開発し供給することは事実上不
可能に近い。ユーザが個々の汎用のＲＦコイルを組み合
わせれば、部位毎のフェーズドアレイコイルとして使え
るように思えるが、やはりコイル間の磁気的干渉が問題
となり、正常なＲＦコイルの機能を確保することはほと
んど困難である。得られるＭＲＩ像のＳ／Ｎ比は低下
し、異常な感度むらを生じることになる。

【００６４】たとえ画質の面で妥協したとしても、専用
のフェーズドアレイコイルと汎用ＲＦコイルとでは回路
が異なるため、それらを同時にＭＲＩシステム本体にイ
ンターフェイスさせて接続することは不可能である。こ
の従来の事情を図１０〜１４を用いて説明する。

【００６５】図１０及び１１には図示しないＭＲＩシス
テム本体に接続される汎用のＲＦコイルアセンブリを示
し、図１２にはそのような汎用のＲＦコイルアセンブリ
が接続されるＭＲＩシステム本体側の接続回路の一部を
示す。

【００６６】これを図に沿って詳述すると、図１０にお
いて、ＬはＲＦコイルのインダクタンス、ＣｄはＲＦコ
イルの巻線の途中に挿入した短縮コンデンサの静電容
量、ｒは負荷も含めたコイル損失抵抗、および、Ｃｔ，
Ｃｍはチューニングコンデンサの静電容量及びマッチン
グコンデンサの静電容量であり、バラクタダイオードで
形成され、バイアス電圧制御により容量可変である。こ
のバラクタダイオードのバイアスラインには、ＲＦコイ
ルの動作に悪影響を与えないように高抵抗Ｒ１，Ｒ２が
挿入されている。ＲＦコイルの検知信号は同軸ケーブル
ＣＣを介して出力される。コイルＩＤ信号は、ＭＲＩシ
ステムにどの種類のＲＦコイルが接続されているかを認
識するための、ＲＦコイルの種類に固有の接点信号であ
る。ＲＦコイルとコネクタＣＴの間は多芯ケーブルで接
続されている。なお、この回路において、ＲＦコイルの
巻線部以外の回路部をまとめてチューニング回路と呼
び、ＲＦコイルからコネクタＣＴまでをＲＦコイルアセ
ンブリと呼ぶ。図１０において、ほかのＲＦコイルから
ＲＦ磁場を送信するとき、そのＲＦ磁場から保護するた
めに、ＰＩＮダイオードにバイアス電流を流すことで、
自己のＲＦコイルをチューニング状態から外すことが多
いが、そのような回路をはじめとして、一部の回路の図
示を省略している。図１１は、図１０のコイルアセンブ
リの外観を示す。

【００６７】これに対応するＭＲＩシステム本体側の接
続回路は図１２に示すように、チューニングバイアス電
圧およびマッチングバイアス電圧は、バラクタダイオー
ドのバイアス電圧発生回路でつくられ、その電圧は可変
である。チューン・受信切換スイッチが備えられてお
り、以下のように動作する。患者に対してＲＦコイルが
設定されると、その設定状況に応じてＲＦコイルの抵抗
分ｒが決まる。この状態でＲＦコイルの出力インピーダ
ンスを同軸ケーブルの特性インピーダンス（５０オーム
とする）に整合させるため、チューニングバイアス電圧
とマッチングバイアス電圧を変える。このときは、通常
時にはプリアンプに接続しているＲＦコイル出力信号
を、チューン・受信切換スイッチにより方向性結合器に
接続する。周波数シンセサイザからラーモア周波数の信
号が５０Ωインピーダンスを介してＲＦコイルに供給さ
れる。ＲＦコイルのインピーダンスが５０Ωから逸脱し
ていると、反射波が戻ってくるから、その反射波を方向
性結合器を介して抽出し、検波器で検波する。この検波
出力に基づいて、図示しない制御部は反射波が最小にな
るチューニングバイアス電圧とマッチングバイアス電圧
とを探す。以後、そのバイアス電圧に固定され、チュー
ン・受信切換スイッチはその接続をプリアンプ側に戻
す。これにより、撮像時にはＭＲ信号（すなわちＲＦコ
イルの出力信号）はプリアンプを経てポストアンプで増
幅された後、検波される。この検波信号はさらにＡ／Ｄ
変換され、信号処理回路に取り込まれる。

【００６８】これに対し、図１３は専用に作られたフェ
ーズドアレイコイルの一例を示し、図１４はそのフェー
ズドアレイコイルが接続されるＭＲＩシステム本体側の
接続回路の一部を示す。

【００６９】図１３の構成が図１０のものと異なる一つ
は、チューニングおよびマッチング用の静電容量が固定
である点である。また別の一つは、複数のＲＦコイル
（あるいはコイル素子）が併設されている点である。こ
のコイル併設に際し、ＲＦコイル間の磁気的干渉が最小
となるような幾何学的配置が採られるとともに、特定部
位の撮影が好適に実施できるように個々のＲＦコイルの
寸法形状が最適化されている。また、低い入力インピー
ダンスのプリアンプを受信チャンネル毎に備え、このプ
リアンプにＭＲＩシステム本体側から電源が供給されて
いる。さらに、プリアンプとチューニング・マッチング
回路との間に位相シフタと呼ばれる回路（例えば、“Ab
stract of 1993 SMRM, Page 1322, "A Design Tool for
Decoup-ling RF Coils with Isolating Rreamplifier
s" 参照）が受信チャンネル毎に挿入されている。これ
により、ラーモア周波数においてＲＦコイルに流れる電
流を最小にし、ＲＦコイル間の磁気的干渉を抑制してい
る。なお、プリアンプからコネクタまではチャンネル毎
に同軸ケーブルで接続される。

【００７０】これに対応するＭＲＩシステム本体側の接
続回路は図１４に示すように、コイル素子、すなわち受
信チャンネルの数に応じてポストアンプのほか、検波、
Ａ／Ｄ変換のための装備がなされ、多数チャンネルで同
時並行でＭＲ信号を収集できるようにしている。なお、
図１３、１４においてＲＦコイルの数を２個、データ収
集チャンネル数を２としたフェーズドアレイコイルを示
したが、その数は３個（３チャンネル）以上であっても
よい（以後、第７の実施形態及びその変形例まで簡単の
ため、２チャンネルで説明する）。

【００７１】以上の説明から分かるように、汎用のＲＦ
コイルを複数用意し、それらを同時に使用しても、それ
らのＲＦコイルに干渉抑制回路を組み込んでいないので
（図１０参照）、各ＲＦコイルが正常に動作せず、実行
不可能である。また、そのような干渉を無視したとして
も、ＭＲＩシステム本体とのインターフェイスが汎用Ｒ
Ｆコイルとフェーズドアレイコイルとでは機構的に大幅
に相違するため、実施困難なのである。

【００７２】本第４の実施形態を図１５及び図１６に基
づいて説明する。

【００７３】図１５に本実施形態に係るＲＦコイル装置
の外観構成を示す。このＲＦコイル装置は同図に示すよ
うに、受信専用の２つのＲＦコイルアセンブリ（ここで
はリニアコイルを採用）３０Ａ，３０Ｂと、このＲＦコ
イルアセンブリ３０Ａ，３０Ｂを着脱自在に接続させる
アダプタ３１と、このアダプタ３１とＭＲＩ装置本体と
を接続するケーブル３２及びコネクタ３３とを備える。

【００７４】２つのＲＦコイルアセンブリ３０Ａ，３０
Ｂは既存のリニアアセンブリを何ら仕様変更することな
く、また何ら調整変更することもなく、そっくりそのま
ま使用するものであり、そのプラグコネクタＰＧをアダ
プタ３１の後述するコネクタ（ソケット）に接続するだ
けである。

【００７５】アダプタ３１は、ＭＲＩ装置本体側から見
て、接続した既存のＲＦコイルアセンブリ３０Ａ，３０
Ｂが２つのＲＦコイルを用いたフェーズドアレイコイル
と見做すための変換機能を有するもので、図１６に示す
ように構成されている。すなわち、アダプタ３１は２つ
の第１のコンバータ３１１Ａ，３１１Ｂと、１つの第２
のコンバータ３１２とを備える。第１のコンバータ３１
１Ａ，３１１Ｂは同一の回路であるので、その一方のみ
を図示し、もう一方の図示は簡略化した。

【００７６】２つの第１のコンバータ３１１Ａ，３１１
Ｂの各々は、ＲＦコイルアセンブリ３０Ａ（３０Ｂ）の
プラグＰＧが接続されるコイル側コネクタ（ソケット）
３２０と、第２のコンバータ３１２に接続される本体側
コネクタ（プラグ）３２１とを備え、このコネクタ３２
０，３２１間に、平衡不平衡変換回路３２２、この変換
回路３２２の出力側に位置する位相シフタ３２３、及び
２つの分圧回路３２４，３２５を介挿させている。

【００７７】平衡不平衡変換回路３２２はバランともい
うが、複数のＲＦコイルアセンブリ３０Ａ，３０Ｂが共
通の回路に接続されたとき、患者との静電結合などによ
り不測の閉ループを形成し、そのためにＲＦコイルの性
能低下が起きたり、あるいは外部送信コイルでＲＦ磁場
を印加しているときに同軸ケーブルの外部導体や患者を
経由して異常な電流が誘起されて不都合を生じたりする
こともあるので、これを抑制するための回路である。

【００７８】２つの分圧回路３２４，３２５の各々は電
圧を調整可能であり、チューニングとマッチングのバラ
クタダイオードに所定の固定電圧を供給するために、Ｍ
ＲＩ装置本体側から供給されている固定電圧をさらに分
圧する。この分圧回路３２４，３２５の分圧状態は、第
１のコンバータ３１１Ａ（３１１Ｂ）につながっている
ＲＦコイルアセンブリ３０Ａ（３０Ｂ）を典型的な被写
体に装着したときに適切な同調状態になるようにあらか
じめ調整されている。即ち第１のコンバータ３１１Ａ，
３１１Ｂは接続されるＲＦコイルアセンブリの種類に応
じて予め用意され、固有の調整状態になっている。

【００７９】位相シフタ３２３は、後述する第２のコン
バータ３１２のプリアンプの入力インピーダンスをＲＦ
コイル３０Ａ（３０Ｂ）のチューニング・マッチング容
量から見て所定のリアクタンスに見えるようにする回路
で、これにより複数のＲＦコイルアセンブリ間の磁気的
干渉が抑制される。位相シフタ３２３は例えば同軸ケー
ブルで形成されており、そのケーブル長を所望値に調整
することでその目的を達成できる。同軸ケーブルの長さ
は実際には、接続されるＲＦコイルアセンブリの種類と
チューニング・マッチングの容量とにより適正値が変わ
るが、前述のようにＲＦコイルアセンブリの種類毎にチ
ューニング・マッチングのバラクタダイオードバイアス
は決められているので、そのケーブル長も固定となる。

【００８０】次いで第２のコンバータ３１２を説明す
る。この第２のコンバータ３１２は図１６に示す如く、
２つの第１のコンバータ３１１Ａ，３１１Ｂの各本体側
コネクタ（プラグ）３２１が着脱自在に接続される２つ
のコイル側コネクタ（ソケット）３３０Ａ，３３０Ｂ
と、ＭＲＩ装置本体側につながる前記ケーブル３２に接
続された本体側コネクタ３３１とを備える。コネクタ３
３０Ａ，３３０Ｂの各々とコネクタ３３１との間には、
前記位相シフタ３２３の出力信号を受けるプリアンプ３
３２（図１６においては一方のチャンネルのみ図示す
る）と、両コネクタ３３０Ａ，３３０Ｂ及び３３１をつ
なぐマルチプレクサ３３３とが介挿されている。なお、
第２のコンバータ３１２の本体側コネクタ３３１を用い
ずに、この第２のコンバータ３１２の回路基板から直接
ケーブル３２を引き出すように構成してもよい。

【００８１】プリアンプ３３２は、各ＲＦコイルアセン
ブリ３０Ａ（３０Ｂ）からのＮＭＲ信号を増幅するもの
であり、その入力インピーダンスは、従来周知の如く極
力低く設定してＲＦコイル間の磁気的干渉を抑制するよ
うになっている。特に好ましくは、前述した第１の実施
形態において示した如く、このプリアンプ３３２の入力
インピーダンスの虚部が実部よりも大きく設定すること
でこの入力インピーダンス特性と位相シフタ３２３とに
よりＲＦコイル間の干渉を抑制することができる。

【００８２】マルチプレクサ３３３は２個のＲＦコイル
アセンブリ３０Ａ，３０ＢのコイルＩＤ信号を順次読み
出すためのマルチプレクサである。即ち、ＭＲＩ装置本
体側から順次切り替えの指示を受けて、接続されている
ＲＦコイルアセンブリからのコイルＩＤを順次コネクタ
３３を介してＭＲＩ装置本体に送り出す。これによりＭ
ＲＩ装置本体は、どのようなＲＦコイルが接続されてい
るかを知ることができ、必要に応じて撮影条件の制約な
どの判断に供する。

【００８３】コネクタ３３は図１４に示す如く構成され
たＭＲＩ装置本体のフェーズドアレイコイル用の接続ポ
ートにＲＦコイル装置を接続するためのものである。第
２のコンバータ３１２からのプリアンプ出力（ＮＭＲ信
号）はスルーしてコネクタ３３に送られるが、その途中
に必要に応じアッテネータやポストアンプを入れても良
い。第２のコンバータ３１２のプリアンプへの供給電源
や第１のコンバータ３１１Ａ，３１１Ｂの分圧回路３２
４、３２５への電源はＭＲＩ装置本体からスルーして供
給されるが、その途中にフィルターや電圧変換器を入れ
ても良い。

【００８４】ＭＲＩ装置本体では、本実施態様のＲＦコ
イル装置の構成に対応して、そのフェーズドアレイコイ
ルポートに分圧回路用電源（即ちチューニング・マッチ
ングのバラクタダイオードバイアス用の固定電圧電源）
やコイルＩＤ順次読み出し用コントロールラインを有し
ている。

【００８５】以上のような構成とすることで、フェーズ
ドアレイコイルとして作られたものではない既存のＲＦ
コイルアセンブリを複数用いて、ＮＭＲ信号を同時的に
収集できる。患者の各部位について、操作者は適宜なＲ
Ｆコイルアセンブリを選び、組み合わせて配置し、ＴＭ
Ｊや肩などの左右同時撮影を行ったり、長い視野の画像
を得たり、あるいは高画質の画像を得ることができる。

【００８６】なお、この実施態様ではコイルＩＤ信号を
ＲＦコイル装置を介して直接ＭＲＩ装置本体に送り出す
構成としたが、マルチプレクサ３３３の代わりに、ＲＯ
ＭやＰＡＬを用いることで、複数のＲＦコイルの組み合
せに応じた新しいコイイルＩＤに変換し、送り出すこと
ができる。

【００８７】（第５の実施の形態）第５の実施形態に係
るＲＦコイル装置のアダプタ４１を図１７に示す。この
アダプタ４１は第４実施形態のものを変形したもので、
その変形理由は以下のようである。

【００８８】複数のＲＦコイルアセンブリを近接させな
いで使用する場合、コイル間干渉も小さいので、位相シ
フタの位相状態も最適調整状態から逸脱させても差し支
えない。さらに、ＲＦコイルアセンブリのチューニング
回路が、図１０のようにＣｔとＣｍとがＲＦコイルから
見て並列になっていて、ＲＦコイルアセンブリの出力イ
ンピーダンスを出力伝送線の特性インピーダンスとマッ
チングさせる場合で、特に、適切な値のＣｄが挿入され
ている場合には、二つのコンデンサがＲＦコイルに直列
に入っている場合に比べて、被写体毎に最適チューニン
グ状態となるようにＣｔ，Ｃｍを変化させかつ位相シフ
タの状態を固定させたままでも、ＲＦコイル間の磁気的
干渉を抑制する性能の低下は小さい、ということが判明
している。そのような場合はＲＦコイルアセンブリは被
検体ごとに最適チューニング状態とするほうがＳ／Ｎが
向上する。

【００８９】そこで、ＭＲＩ装置本体のフェーズドアレ
イコイル用の接続ポートに、その本体内部から自動チュ
ーニング用のチューニング・・マッチング用可変電圧を
出力させる。これに対応して図１７に示す如く、第２の
コンバータのコネクタ３３０Ａ（３３０Ｂ）及びプリア
ンプ３３２間にスイッチ回路ＳＷ４２０を設け、このス
イッチ回路４２０に対するＭＲＩ本体側からのスイッチ
切換により、位相シフタ３２３の出力側をそのままＭＲ
Ｉ装置本体に直結させるようにする。ＭＲＩ装置本体は
図１２の場合と同じように位相シフタ３２３の出力イン
ピーダンスが５０オームになるように、即ち反射波が最
小になるように、チューニングバイアス電圧とマッチン
グバイアス電圧とを調整する。これにより図１２のチュ
ーン・受信切換ＳＷに相当する回路を第２のコンバータ
４１２に設けたことになる。

【００９０】図１７において、もう一方の第１のコンバ
ータ４１１Ｂは一方のものと同一の構成であり、図示を
省略しているとともに、もう一方の第１のコンバータ４
１１Ｂに対応する第２のコンバータ４１２の一部回路は
図示を簡略化している。ＭＲＩ装置本体には、非フェー
ズドアレイコイル用の図１２記載の機能をフェーズドア
レイコイルの接続ポートにも持たせている。また、ラー
モア周波数の信号をＲＦコイルへ供給し、その反射波を
検出するラインは、複数設けることも可能であるが、そ
のようなラインを１つだけ設け、そのラインをコンバー
タの中の何番目の回路につなぐかを切替制御するマルチ
プレクサを持たせてもよい。

【００９１】なお、前記第４、５の実施態様では、第１
のコンバータとして各ＲＦアセンブリ毎に最適調整した
個別のものを予め準備し、これらを第２のコンバータに
着脱自在に接続する別体構造のコンバータユニットを採
用したが、複数のＲＦコイルアセンブリが互いに類似の
特性を有している場合、第１のコンバータと第２のコン
バータとを予め一体構造にし、種々のＲＦコイルアセン
ブリに対して共通に使用するようにしてもよい。

【００９２】（第６の実施の形態）次に第６の実施形態
を図１８に基づいて説明する。

【００９３】以上の実施形態においては、複数のＲＦコ
イルアセンブリをフェーズドアレイコイルとして使用す
るときにはアダプタに接続し、ＲＦコイルを一つだけ使
用して通常のＭＲＩ撮影に供するときには、そのＲＦコ
イルをアダプタから外し、ＭＲＩ装置本体の非フェーズ
ドアレイの接続ポートに接続する、という前提で説明し
た。

【００９４】加えて、アダプタにおいて、コンバータが
第１と第２との別体に分割されているので、さらに好ま
しい変形が可能である。即ち、ＲＦコイルアセンブリを
常時第１のコンバータに接続しておき、使途に応じ、第
１のコンバータをそのまま第２のコンバータに接続する
か、あるいはＭＲＩ装置本体の非フェーズドアレイの接
続ポートに接続する。これによりコネクタの抜き差しが
減り、操作容易となる。さらに、一般には、非フェーズ
ドアレイ接続ポートは自動チューニング用に可変のチュ
ーニングバイアス電圧とマッチングバイアス電圧を供給
しているから、この機能を利用して常に最良の画質が得
られるようにするために、第１のコンバータに固定チュ
ーンか自動チューンかの切換スイッチをつけることが考
えられるが、この切換スイッチを無くして、自動切換と
することができる。

【００９５】これらの趣旨にしたがった第６の実施態様
に係るＲＦコイルユニットのコンバータユニットの回路
構成を図１８に示す。

【００９６】この回路構成の図１６からの違いを中心に
説明する。第１のコンバータ５１１Ａ（５１１Ｂ）の本
体側コネクタ５２０は、図１１に示したコネクタと同じ
構造を有し、そのピン配置や各ピンの信号定格なども同
じである。コイル側のコネクタ３２０は従って、非フェ
ーズドアレイ接続ポートのコネクタと同じ構造であり、
第２のコンバータ５１２のコイル側コネクタ５２１Ａ，
５２１Ｂもそのコネクタ３２０と同じ構造である。

【００９７】また固定電圧がＭＲＩ装置本体側から第２
のコンバータ５１２に供給され、チョークコイル５２２
を経由し、プリアンプ３３２へのＮＭＲ信号の伝送線の
片側を経由し、この伝送線から第１のコンバータ５１１
Ａ（５１１Ｂ）内において別のチョークコイル５２３を
経由して、二つの分圧回路３２４，３２５へ供給されて
いる。チョークコイル５２２，５２３はＮＭＲ信号がこ
の固定電圧のラインに漏れないようにするためのもので
あるが、ラーモア周波数で共振するような並列共振回路
とすればなお好ましい。

【００９８】さらに、第１、第２のコンバータ５１１Ａ
（５１１Ｂ）、５１２の前記固定電圧伝送用の伝送線に
は、直流電圧をプリアンプ３３２やＲＦコイルアセンブ
リ３０Ａ（３０Ｂ）から隔離するためにコンデンサ５２
４，５２５が各々挿入されている。（このように構成し
たのは、図１１のコネクタに空きピンがない、即ち第１
のコンバータ５１１Ａ（５１１Ｂ）のコネクタ５２０に
も空きピンが無い場合の対処である。空きピンがあれば
そこから固定電圧を供給すればよい。）分圧回路３２
４，３２５は比較的高い抵抗値からなり、分圧点から固
定電圧あるいはＧＮＤへの抵抗値は例えば数１００ＫΩ
である。勿論これら抵抗値は可変であるが、図中の二つ
の固定抵抗５２６，５２７よりは常に高い。この二つの
固定抵抗５２６，５２７は数ｋないし数１０ｋΩであ
る。

【００９９】このため、第１のコンバータ５１１Ａ（５
１１Ｂ）が非フェーズドアレイ接続ポートに接続されて
いるときは、二つの固定抵抗５２６，５２７へチューニ
ングバイアス電圧とマッチングバイアス電圧とが低いイ
ンピーダンスでＭＲＩ装置本体側から供給され、分圧回
路３２４，３２５への固定電圧は供給されていない。こ
の固定電圧は供給されていてもいいし、ゼロであっても
いいが、固定抵抗５２６，５２７のラインのインピーダ
ンスが低いので、ＲＦコイルアセンブリへ供給されるＣ
ｔ，Ｃｍ（のバラクタダイオード）への電圧はＭＲＩ装
置本体からの電圧が支配することになる。

【０１００】これに対し、第１のコンバータ５１１Ａ
（５１１Ｂ）が第２のコンバータ５１２へ接続されてい
るときは、固定抵抗５２６，５２７のラインのＭＲＩ装
置本体側はオープンであるから、分圧回路３２４，３２
５で決まる電圧が図示しないＲＦコイルアセンブリのＣ
ｔ，Ｃｍへ供給される。これで、ＲＦコイルアセンブリ
に第１のコンバータ５１１Ａ（５１１Ｂ）が接続された
まま、その先を第２のコンバータ５１２につなぐか非ア
レイポートにつなぐかで、自動的に自動チューニングか
固定チューニングかの切換が為される。第２のコンバー
タ５１２のＳＷ４２０その他の動作は図１７と同じであ
る。

【０１０１】（第７の実施の形態）第７の実施形態を図
１９に基づいて説明する。

【０１０２】同時収集用には製造されていない既存のＲ
Ｆコイルの中にも、例えばＱＤコイルのように複数のＲ
Ｆコイル素子を持ち、このコイル素子間の干渉抑制のた
めに、前述したプリアンプによる干渉抑制回路を内蔵し
たものがある。この干渉抑制回路は通常、固定チューン
である。このようなＲＦコイルアセンブリと、特に干渉
抑制回路を内蔵していない一般のＲＦコイルアセンブリ
とで、同時的にＮＭＲ信号を収集してフェーズドアレイ
コイル相当の使い方をするためのアダプタもやはり必要
である。

【０１０３】この要望に応えるのが図１９に示すＲＦコ
イル装置のアダプタ６１である。このアダプタ６１は、
２つの第１のコンバータ６１１Ａ，６１１Ｂと１つの第
２のコンバータ６１２とを有する。一方の第１のコンバ
ータ６１１Ａ（上段に図示の回路）は図１６のものと同
一であり、とくには干渉抑制回路を内蔵していない一般
のＲＦコイルアセンブリがつながる。

【０１０４】これに対し、もう一方の第１のコンバータ
６１１Ｂ（下段に図示の回路）には、前述した如くプリ
アンプを用いた干渉抑制回路を内蔵したＲＦコイルアセ
ンブリが接続されるようになっている。この第１のコン
バータ６１１Ｂは、そこで、コイル側コネクタ６２０、
平衡不平衡変換回路６２１、アンプ６２２、減衰器６２
３をこの順に有する。減衰器６２１の出力は第２のコン
バータ６１２のコイル側コネクタ６２４，３３１を介し
てＭＲＩ装置本体側に送られる。アンプ６２２の電源は
第２のコンバータ６１２におけるプリアンプ用の電源を
コネクタ６２４を介して受けるようになっている。

【０１０５】前記もう一方の第１のコンバータ６１１Ｂ
におけるコイル側コネクタ６２０は前記一方の第１のコ
ンバータ６１１Ａのコネクタ３２０と一般に異なってい
る。もう一方の第１のコンバータ６１１Ｂにはプリアン
プなどは不要であるが、雑音レベルを一方の第１のコン
バータ６１１Ａと所定の関係に揃えることがフェーズド
アレイコイルには必要となることがあり、このため追加
のアンプ６２２と可変の減衰器６２３で調整する。もう
一方の第１のコンバータ６１１Ｂに接続されるＲＦコイ
ルアセンブリ（図示せず）には、既に固定されたコンデ
ンサがついているので、チューニング・マッチング用の
固定バイアスは不要であるが、内蔵プリアンプの電源が
必要であり、それをコンバータ６１１Ｂに供給してい
る。

【０１０６】また、ここではＱＤコイルを例にとった
が、フェーズドアレイとして作られたコイルアセンブリ
であって前述したプリアンプによる干渉制御回路を内蔵
したものが前記もう一方の第１のコンバータ６１１Ｂに
接続するようにしても良い。このときは平衡不平衡変換
回路、アンプ及び減衰器はフェーズドアレイコイルを形
成するエレメントコイルの数だけ装備すればよい。

【０１０７】なお、以上において、アダプタのユニット
は外部に露出したものと想定して説明をしたが、要は、
ＲＦコイルアセンブリの外部にコンバータ機能があれば
よいのであって、これはＭＲＩ装置本体にそのアダプタ
のユニットを埋設することもできる。このときは、つね
に同じアダプタを使うことが大部分であるから、ＲＦコ
イルアセンブリの同調回路形態として図１０記載のもの
を用いると、位相シフタを使用の都度最適化する必要性
は少ないので、便利である。

【０１０８】また、接続ポートを、フェーズドアレイと
して使用するときと、非フェーズドアレイとして使用す
るときとで２種用意する場合、勿論コネクタ自体は共通
だが、それにつながるＭＲＩ装置側の回路は異なってく
る。この回路状態の変更（主に信号パスの変更）はどの
ポートにつながったかをシステムが認識して、切り替え
る。どのポートにつながったかの識別は、例えば対話で
も可能だし、コネクタのピンの電気的状態で判定する事
もできる。フェーズドアレイとして使用するときと非フ
ェーズドアレイとして使用するときとで共通の接続ポー
トを使用する場合、対話による識別が簡便であるが、必
ずしもこれに限定される必要はない。

【０１０９】さらに、以上においては、ＲＦコイルアセ
ンブリは、フェーズドアレイとして使用するときと非フ
ェーズドアレイとして使用するときとで、アダプタを含
めたＭＲＩ装置本体側の回路状態やコントロール法が異
なる、という前提で述べた。しかし、ＲＦコイル間の干
渉抑制回路をＲＦコイルアセンブリの外に用意し、常に
これに接続して使うとすれば、そして例えば常に固定し
たチューニング・マッチングバイアス電圧で使うなどと
単純化する場合、アダプタを含めたＭＲＩ装置本体側の
回路状態やコントロール法は変えなくても済むように設
定することもできる。その際、前述した各種の実施形態
に係るコンバータユニットの回路構成を必要に応じて組
み合わせて実施し、回路状態やコントロール法の一定化
を推進させることも可能である。

【０１１０】さらに、上述した第４〜第７の実施形態及
びその変形例にあっては、同時に接続する複数のＲＦコ
イルアセンブリ（フェーズドアレイコイルのアセンブリ
の場合は素子数）は２個に限定されるものではなく、３
個以上であってもよく、その場合には、前述した第１の
コンバータをその数に応じた分だけ前述したと同様に設
ければよい。

【０１１１】以上、第４の実施形態から述べてきた構成
によって、ユーザが多くの既存のＲＦコイルアセンブリ
の中から適宜なものを被検体の撮影部位の形状などに応
じて自在に組み合わせ、フェーズドアレイコイルと同様
に使うことができ、単独のＲＦコイルアセンブリでは得
られない、例えば視野の広いＭＲ画像を得ることができ
る。

【０１１２】（第８の実施の形態）以下の実施形態は、
複数のＲＦコイル素子を用いてＭＲ信号を同時に収集し
たＭＲデータからＭＲ画像としてのリアル像、イマジナ
リ像、及び位相に関する像を得るＭＲイメージング方法
及びＭＲＩシステムに関する。このＲＦコイル素子とし
ては、コイルアセンブリ毎の単独のコイル素子であって
もよいし、フェーズドアレイコイルのような多素子コイ
ルを構成するコイル素子であってもよい。

【０１１３】まず、複数のＲＦコイル素子で収集したＭ
ＲデータからＭＲ画像を再構成する方法を現状説明す
る。

【０１１４】複数のＲＦコイル素子の一態様として前述
したようなフェーズドアレイコイルがある。このフェー
ズドアレイコイルを用いた画像化の一態様は、従来で
は、収集したＮＭＲデータ（k-space データと呼ばれ
る）からＭＲＩ画像である絶対値画像を合成することで
行われている。この絶対値像を最大Ｓ／Ｎ比で合成する
方法は、“Magnetic Resonance in Medicine, Vol.16,N
o.2,November 1990,Roemer et.al. "The NMR Phased Ar
ray”に示されている。

【０１１５】また、ＭＲＩ画像の別の種類である位相シ
フト画像については、“MRM 32:330-334,1994,Berstein
et al. "Reconstruction of Phase Contrast, PhasedA
rray Multicoil Data”に発表されている。しかし、こ
の方法は計算時間がかかりすぎるという難点がある。

【０１１６】ここで、この従来例を説明するため、以下
の記号を導入する（なお、この記号は後述する本実施態
様においても共通に使用する）。また、以下の説明で
は、フェーズドアレイコイルのアレイコイル（コイル素
子）は２素子：コイル１、コイル２と仮定する。３素子
以上のコイルアセンブリへの拡張はそれを基に容易に推
察される。以下の記号中、k-space データは時間および
位相エンコード量の関数であるが、その他はすべて位置
ｘ，ｙ，ｚの関数である。

【０１１７】 ｋ１ ：コイル１で得たk-space データ。 ｋ２ ：コイル２で得たk-space データ。 Ｚ１ ：ｋ１をフーリエ変換して得られた複素画像値。 Ｚ２ ：ｋ２をフーリエ変換して得られた複素画像値。 Ｗ１ ：コイル１の素画像に対して乗じる重み関数。 Ｗ２ ：コイル２の素画像に対して乗じる重み関数。 Ｍ１ ：コイル１の信号強度の素画像値、即ち最終画像
を合成する前の、ｋ１による絶対値画像（即ちＺ１の絶
対値）。 Ｍ２ ：コイル２の信号強度の素画像値、即ち最終画像
を合成する前の、ｋ２による絶対値画像（即ちＺ２の絶
対値）。

【０１１８】

【外１】 Ｍｃ ：合成された信号強度の画像値。 Ｒ１ ：コイル１のReal素画像値、即ち最終画像を合成
する前の、ｋ１をフーリエ変換して得た画像の実部。 Ｒ２ ：コイル２のReal素画像値、即ち最終画像を合成
する前の、ｋ２をフーリエ変換して得た画像の実部。

【０１１９】

【外２】 Ｒｃ ：合成されたReal画像値。 ｋａ１，ｋｂ１ ：２種類の位相シフト状態ａ，ｂにて
コイル１で得たk-space データ。 ｋａ２，ｋｂ２ ：２種類の位相シフト状態ａ，ｂにて
コイル２で得たk-space データ。 Ｍａ１，Ｍｂ１ ：２種類の位相シフト状態ａ，ｂで得
たコイル１の信号強度の素画像値。 Ｍａ２，Ｍｂ２ ：２種類の位相シフト状態ａ，ｂで得
たコイル２の信号強度の素画像値。 Ｚａ１，Ｚｂ１ ：２種類の位相シフト状態ａ，ｂで得
たコイル１の複素画像値。 φ１ ：Ｚａ１とＺｂ１との位相差（コイル１のデータ
だけによる位相シフト差の画像値）。 Ｚａ２，Ｚｂ２ ：２種類の位相シフト状態ａ，ｂで得
たコイル２の複素画像値。 φ２ ：Ｚａ２とＺｂ２との位相差（コイル２のデータ
だけによる位相シフト差の画像値）。 ΔΦ ：合成された位相シフト差の画像値。

【０１２０】上述した従来例の位相シフト画像合成は、
次のようなものである。２種類の位相シフト状態で、複
数のＲＦコイル素子（以下、単にコイルという）から複
数のk-space データを得る。そして各ピクセルについ
て、位相シフト量の差に相当するピクセル値を最大Ｓ／
Ｎで求めるものである。

【０１２１】この計算のフローを図２０に示す。まず、
各ＲＦコイル（２つある）のk-space データから通常の
２次元ＦＦＴで複素画像値（リアル画像とイマジナリ画
像とからなる）Ｚａ１，Ｚｂ１，Ｚａ２，Ｚｂ２を求め
る。そして、絶対値化してＭａ１，Ｍｂ１，Ｍａ２，Ｍ
ｂ２を求め、さらに各々の位相シフト角φ１、φ２を求
め、最後に、下式から最終合成値ΔΦを定めるのであ
る。＊は共役複素数の記号である。

【０１２２】

【数５】

【０１２３】複素数の偏角を求める計算は時間がかかる
のが一般であるが、これを両コイル１、２について行
い、さらに、最後にΔΦを求めるときにも行っている。
位相シフト画像は、血流速度を位相シフト量に直接反映
させ得るので、ＭＲＩによる血管撮影にしばしば必要と
なるものである。しかし、撮影結果を操作者が見るまで
に時間がかかり位相シフト画像を得る撮影は高頻度に行
うことができない。なお、最終的に表示する画像の値は
ΔΦそのままではなく、一般にそれに何らかの係数がか
かっているが、いずれにせよΔΦを直接に反映した画像
である。

【０１２４】ところで、従来、ＭＲＩ画像の別の種類で
あるリアル画像（即ちk-space データをフーリエ変換し
て得た複素数画像の実部）、あるいはイマジナリ画像
（即ちk-space データをフーリエ変換して得た複素数画
像の虚部）を最大Ｓ／Ｎ比で合成する手法は未だ公表さ
れていないという現状にある。リアル画像は必ずしも普
通には用いられないが、ＳＴＩＲなどのパルスシーケン
スのときに必要になることがある。

【０１２５】そこで、この実施形態を含めて以下の述べ
る実施形態では、位相シフト画像をより高速に合成する
手法、およびリアル画像、イマジナリ画像を合成する手
法を提供することを、主な目的とする。

【０１２６】まず、この第８の実施形態では、リアル画
像又はイマジナリ画像を最大Ｓ／Ｎ合成する手法を示
す。最初に、かかる合成法を理論的に説明する。

【０１２７】まず、一種類の位相シフト状態で、即ち一
回の測定で得たk-space データｋ１，ｋ２だけがあると
する。これから複素画像Ｚ１、Ｚ２が求められる。Ｚ
１，Ｚ２を前述した“Berstein et al”による公知の位
相シフト画像合成方法におけるＺａ１，Ｚａ２に対応さ
せる。この公知の位相シフト画像合成方法におけるＺｂ
１，Ｚｂ２に対応させるため、位相シフト量がゼロとな
るような、しかしその他はＺ１，Ｚ２と同じになるよう
な撮像条件で仮想的データを得たとする。すると、Ｚａ
とＺｂとの位相差は当然Ｚ１あるいはＺ２の位相量φ
１′、φ２′と同じである。即ち、

【数６】

【０１２８】このφ１′，φ２′を最大Ｓ／Ｎとなるよ
うに合成するには、“Berstein etal”による合成方法
を使って、

【数７】 ΔΦ′は、Ｚ１，Ｚ２により、ゼロ度からの位相シフト
量を最良のＳ／Ｎで推定したものとなる。すなわち、Ｚ
１，Ｚ２から最大Ｓ／Ｎ比で合成した位相画像となって
いる。ΔΦ′を求める上式は見方を変えれば、複素画像
Ｚ１，Ｚ２に対し、その絶対値Ｍ１，Ｍ２を重みづけ関
数として乗じて加算して得た複素数の位相角を求めるこ
とになっている。

【０１２９】リアル画像を求めるには、もう一つ、最良
のＳ／Ｎとなるようにして絶対値合成画像Ｍｃを求め、
それにｃｏｓ（ΔΦ′）を乗じたものである。イマジナ
リ画像はＭｃにｓｉｎ（ΔΦ′）を乗じたものである。

【０１３０】

【数８】Ｒｃ＝Ｍｃ・ｃｏｓ（ΔΦ′）

【０１３１】イマジナリ画像の扱いはリアル画像の例か
ら自ずと明らかなので、以下省略する。

【０１３２】最大Ｓ／ＮでＭｃを求める方法は、各種の
周知技術から明らかなように、ｋ１とｋ２との雑音相関
が小さい場合は次の求め方が典型的である。

【０１３３】

【数９】

【０１３４】以上のようにして合成画像の位相角は最大
Ｓ／Ｎで求め、また振幅を最大Ｓ／Ｎで求めたのだか
ら、それらから上記のようにして得たＲｃはやはり最大
Ｓ／Ｎとなっている。以上の計算のフローは図２１のよ
うになる。

【０１３５】なお、以上の説明において、Ｚ１とＺ２、
Ｒ１とＲ２、あるいはＭ１とＭ２は、互いに雑音レベル
は同程度という前提で説明している。異なる場合は雑音
レベルを揃えるように正規化を行えばよい。

【０１３６】次に、この画像法を実施するＭＲＩ装置の
一例を図２２に基づいて説明する。

【０１３７】このＭＲＩ装置は、静磁場発生用の磁石部
と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場部と、
選択励起用及びＭＲ信号受信用の送受信部と、システム
コントロール及び画像再構成を担う制御・演算部とを備
えている。

【０１３８】磁石部は、例えば超電導方式の磁石１と、
この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、被
検体Ｐが挿入される円筒状の診断空間のＺ軸方向に静磁
場Ｈ₀ を発生させる。

【０１３９】傾斜磁場部は、磁石１に組み込まれたＸ，
Ｙ，Ｚ軸方向の３組の傾斜磁場コイル３ｘ〜３ｚと、こ
の傾斜磁場コイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場
電源４と、この電源４を制御する傾斜磁場シーケンサ５
とを備える。このシーケンサ５はコンピュータを備え、
装置全体のコントローラ６（コンピュータを搭載）から
所定収集シーケンスを指令する信号を受ける。これによ
り、傾斜磁場シーケンサ５は、指令されたシーケンスに
したがってＸ，Ｙ，Ｚ軸方向の各傾斜磁場の印加及びそ
の強度を制御し、それらの傾斜磁場が静磁場Ｈ₀ に重畳
可能になっている。ここでは、互いに直交する３軸の内
のＺ軸方向の傾斜磁場をスライス用傾斜磁場Ｇ_S とし、
Ｘ軸方向のそれを読出し用傾斜磁場Ｇ_R とし、さらにＹ
軸方向のそれを位相エンコード用傾斜磁場Ｇ_E とする。

【０１４０】送受信部は、磁石１内の撮影空間にて被検
体Ｐの近傍に配設されるＲＦ送信コイルアセンブリ７Ｔ
及びＲＦ受信コイルアセンブリ７Ｒと、これらのコイル
アセンブリ７Ｔ及び７Ｒに各別に接続された送信機８Ｔ
及び受信機８Ｒと、この送信機８Ｔ及び受信機８Ｒの動
作タイミングを制御するＲＦシーケンサ９（コンピュー
タを搭載）とを備える。ＲＦ受信コイルアセンブリ７Ｒ
には、例えば第１の実施形態で説明した位相シフタとプ
リアンプを用いた干渉抑制機能を有するフェーズドアレ
イコイルが採用されている。この送信機８Ｔ及び受信機
８Ｒは、ＲＦシーケンサ９の制御のもと、核磁気共鳴
（ＮＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電
流パルスをＲＦ送信コイルアセンブリ７Ｔに供給する一
方、ＲＦ受信コイルアセンブリ７Ｒが受信したＭＲ信号
（高周波信号）にフェーズドアレイ用の各種の信号処理
を施してデジタル信号を得る。

【０１４１】さらに、制御・演算部は、上述したコント
ローラ６のほか、受信機８Ｒで形成されたＭＲ信号のデ
ジタルデータを入力し、画像データを演算・合成する演
算ユニット１５０と、演算した画像データを保管する記
憶ユニット１５１と、画像を表示する表示器１５２と、
入力器１５３を備えている。演算ユニット１５０は、具
体的には、メモリ空間を有し、図２１のフローチャート
に示した処理を行う。コントローラ６は傾斜磁場シーケ
ンサ５及びＲＦシーケンサ９の同期をとりながら、両者
の動作内容及び動作タイミングを制御する。

【０１４２】以上のようにしてフェーズドアレイコイル
においても、このコイルから得られたＮＭＲデータに基
づいてリアル画像又はイマジナリ画像を最大Ｓ／Ｎ比を
保持した状態で的確に合成することができ、通常の絶対
値画像では応えられない診断上の要望に応えることがで
きる。

【０１４３】（第９の実施の形態）次いで、第９の実施
形態を図２３に基づいて説明する。この実施形態は第８
の実施形態をさらに発展させたものである。すなわち、
第８の実施形態の合成法では、ΔΦ′を求める処理など
に比較的時間が掛かるので、これをより高速化しようと
するものである。理論的導出を示す。

【０１４４】この導出に当たっては、リアル画像間の雑
音相関は無いものとする。

【０１４５】二つのリアル素画像Ｒ１，Ｒ２を考える。

【０１４６】

【数１０】

【数１１】 ε１，ε２はＲ１，Ｒ２のゆらぎであり、平均値０、標
準偏差σ１，σ２である。また、Ｒ１ｍ，Ｒ２ｍはＲ
１，Ｒ２の平均値である。

【０１４７】即ち、

【数１２】 Ｒ１ｍ ＝＜Ｒ１＞ ……( 7)

【数１３】 Ｒ２ｍ ＝＜Ｒ２＞ ……( 8)

【数１４】 Ｖar（ε１）＝Ｖar（Ｒ１）＝σ１² ……( 9)

【数１５】 Ｖar（ε２）＝Ｖar（Ｒ２）＝σ２² ……(10) （Ｖａｒは分散である）合成値Ｒｃは、

【数１６】 ＲｃのＳ／Ｎは、平均値の絶対値を自身の標準偏差σｒ
で割ったもの。

【０１４８】

【数１７】 雑音無相関を仮定したから、

【数１８】 よって、

【数１９】 Ｒｃは便宜上、正の値とする（Ｒｃが負の値にも適用で
きる）。

【０１４９】

【数２０】

【数２１】

【０１５０】Ｗ１，Ｗ２でＳ／Ｎを偏微分して、Ｓ／Ｎ
の極値条件を求める。

【０１５１】

【数２２】

【数２３】 多くの場合は雑音レベルは大体同等である、即ち、σ＝
σ１＝σ２である（そうでない場合、Ｒ１，Ｒ２は正規
化される）。

【０１５２】

【数２４】

【数２５】

【０１５３】これらの式を満たすのは、下記条件であ
る。

【０１５４】

【数２６】 Ｗ２／Ｗ１ ＝Ｒ２ｍ／Ｒ１ｍ ……（２２）

【０１５５】もう一つ条件を付け加えよう。必ずしも必
然ではないが、合成されたＲｃの雑音標準偏差がもとの
素画像の雑音標準偏差σ（σ１とσ２の両方とも同じレ
ベルσとして）と同等になるようにスケーリングするも
のとする。

【０１５６】

【数２７】 よって、

【数２８】 Ｗ１² ＋Ｗ２² ＝１ ……（２４）

【０１５７】これと、前述した「Ｗ２／Ｗ１ ＝Ｒ２ｍ
／Ｒ１ｍ」から、

【数２９】

【数３０】

【０１５８】従って、Noise Equaliztion ができてい
て、かつ雑音無相関なら、理想的な画像合成アルゴリズ
ムは次の式に帰着する。

【０１５９】

【数３１】

【０１６０】しかし、上式には若干の問題がある。Ｒ１
ｍとＲ２ｍを求めねばならない。元来はＲ１ｍとＲ２ｍ
は位置依存であるから、正しくは多数回の撮影を繰り返
し、位置毎にＲ１とＲ２の平均値を求めることになる。
勿論これは非現実的なので、Ｒ１ｍとＲ２ｍとはＲ１と
Ｒ２を空間的に平滑化した値で代替することになる。こ
のようにした場合は、次の式となる。上棒付きで示した
Ｒ１とＲ２とは各々、Ｒ１とＲ２とを平滑化したもので
ある。まとめると、

【数３２】

【数３３】

【数３４】

【０１６１】以上の計算のフローは図２３に示される。
このフローの処理は前述したＭＲＩ装置の演算ユニット
１５０が行う（図２２参照）。このフローから分かるよ
うに、前述した図２１のフローに比べて処理が簡素化さ
れており、より高速にリアル画像又はイマジナリ画像が
合成される。

【０１６２】（第１０の実施の形態）第１０の実施形態
を図２４に基づいて説明する。この実施形態は第９の実
施形態をさらに発展させたものである。すなわち、第９
の実施形態の合成法では、平滑化処理に未だ時間を掛け
ている。また、極めて広範囲の平滑化を行ったときに
は、高コントラストエッジ近傍で何らかのアーチファク
トを生じる懸念も残されている。そこで、一切、平滑化
処理を行わないようにする。

【０１６３】前記（２９）〜（３０）式を、一切平滑化
を伴わない式に直すと、

【数３５】

【数３６】

【数３７】

【０１６４】この計算フローは図２４に示される（この
計算も前述した演算ユニットで処理される）。図２３に
比べて、なお一層簡素化された処理となっており、画像
化が高速になるとともに、アーチファクトの発生も懸念
されない。

【０１６５】問題は、このようにして得たＲｃ′が式
（２８）〜（３０）で求めたＲｃと同等のＳ／Ｎ比を持
つのかどうかという点である。

【０１６６】この点について補足する。雑音相関を加味
し、さらにσ１とσ２とが異なる場合も含めて式（２
８）〜（３０）によるＲｃの平均信号レベルは次のよう
になる。

【０１６７】

【数３８】

【数３９】 なお、ｒはε１とε２との相関係数である。即ち

【数４０】 ＜ε１・ε２＞＝ｒ・σ１・σ２ ……（３６）

【０１６８】一方、式（３１）〜（３３）で得たＲｃ′
の平均信号レベルと雑音レベルは、Ｒ１ｍとＲ２ｍとが
同じ符号である場合は、やはり式（３４）、（３５）と
同じである。従って、平滑化も偏角計算も伴わない本方
法は、著しく高速な画像合成を最大Ｓ／Ｎ比で行うこと
ができることを示している。

【０１６９】ただし、符号が異なる場合は、計算過程は
省略するが、Ｒｃ′の雑音標準偏差は式（３５）よりも
著しく増大してしまうことがあることが示される。一般
には、同じ被写体を撮影しているのであるからＲ１ｍと
Ｒ２ｍとが異なる符号である理由はない（勿論、当該領
域にたいするコイル１とコイル２との感度の違いから、
Ｒ１ｍとＲ２ｍとの大きさは異なるが）。ただし、ＭＲ
信号がきわめて微弱な場合は、コイル１とコイル２と別
々のデータ収集パスを通るので、データ収集パスの系統
的誤差が支配することに因って、Ｒ１ｍとＲ２ｍの符合
が異なるという事態も起きうる。従って、データ収集パ
スの系統的誤差が支配的になるなどの状況下では、第
８、９の実施形態の合成法を実施するなど、使い分けが
好ましい。

【０１７０】（第１１の実施の形態）第１１の実施形態
を図２５に基づいて説明する。この実施形態は位相シフ
ト画像について実施したものである。位相シフト画像
を、従来のような計算時間のかかる偏角計算を多数回行
う方法でなく、より高速な方法で算出できるようにする
ものである。

【０１７１】この演算ユニット（図２２参照）で実施さ
れる位相シフト画像の計算フローを図２５に示す。すな
わち、k-space データｋａ１，ｋｂ１，ｋａ２，ｋｂ２
から複素画像Ｚａ１，Ｚｂ１，Ｚａ２，Ｚｂ２を求める
までは図２０と同じである。その後．各複素画像から実
部と虚部とを抽出することにより、各リアル画像と各イ
マジナリ画像Ｒａ１，Ｉａ１，Ｒｂ１，Ｉｂ１，Ｒａ
２，Ｉａ２，Ｒｂ２，Ｉｂ２を得る。

【０１７２】そして、サブトラクションＭＲンギオグラ
フィのようにフローエンコードパルスを反転して加える
場合、１回目のフローエンコードパルスに係る位相シフ
ト状態ａのときの、最大Ｓ／Ｎ比での合成画像をリアル
画像Ｒｃａとイマジナリ画像Ｉｃａとを求める。これは
好適には図２４で説明した方法で行われる。この画像Ｒ
ｃａとＩｃａとから、位相角Φａを次のようにして求め
る。

【０１７３】Φａ＝ａｒｇ｛Ｒｃａ＋ｊ・Ｉｃａ｝
ここでｊは虚数単位。

【０１７４】２回目のフローエンコードパルスに係る位
相シフト状態ｂのときについても同様にリアル画像Ｒｃ
ｂ、イマジナリ画像Ｉｃｂを求め、位相角Φｂを求め
る。

【０１７５】即ち Φｂ＝ａｒｇ｛Ｒｃｂ＋ｊ・Ｉｃｂ｝ 最大Ｓ／Ｎ比となるようにＲｃａ、Ｉｃａ、Ｒｃｂ、Ｉ
ｃｂは求められているから、これらから得たΦａ、Φｂ
も最大Ｓ／Ｎ比を維持している。

【０１７６】次いで図２５に示すように、Φａ、Φｂの
差として、ΔΦを求める。あるいは、勿論、Φａ、Φｂ
を求めることなく次のようにしても良い。

【０１７７】

【数４１】

【０１７８】このようにして位相シフト画像のデータを
演算するので、時間のかかる偏角計算はリアル画像とイ
マジナリ画像とが合成された後に行われるだけであり、
ＲＦコイルの数が増えても偏角計算は増えない。かくし
て、フェーズドアレイコイルを使った場合の位相シフト
画像を従来よりも高速に且つ最大Ｓ／Ｎ比で得ることが
できる。

【０１７９】なお、第９及び第１０の実施態様におい
て、式（２８）（２９）（３１）（３２）は、最終合成
のリアル画像の雑音標準偏差が合成前のリアル素画像の
雑音標準偏差と同等である、という特性を前提に求めら
れた式である。しかし、このような特性は必ずしも是非
とも必要なものではない。必要な特性は、最大のＳ／Ｎ
比になるということである。これについては式（２２）
で示されているようにＷ１とＷ２の相対比だけが問題と
なる。従って下記のごとくＷ１やＷ２の相対比の条件が
満たされることが必要なのであり、Ｒｃの大きさはＷ１
やＷ２に共通の係数が乗じられたときのその係数で変わ
り得る。

【０１８０】Ｒｃ＝Ｗ１・Ｒ１＋Ｗ２・Ｒ２＋Ｗ３・Ｒ
３……と表すとき、

【数４２】 あるいは、 Ｒｃ′＝Ｗ１′・Ｒ１＋Ｗ２′・Ｒ２＋Ｗ３′・Ｒ３…
…と表すとき、

【数４３】 なお、ここではコイルの数が３個以上であるとした場合
の式を記した。

【０１８１】これら重み係数の相対比をこのように維持
すれば、最大Ｓ／Ｎ比でリアル画像の合成ができる。重
み係数間に共通にかかるスケールファクタの大きさの選
択に自由度が残ることを利用すれば、例えば第９の実施
態様の方法を変形して、絶対値画像において最大Ｓ／Ｎ
比で任意の大局的信号レベル分布の合成画像を得るとい
うことが、リアル画像についてもできる。つまり、具体
的にいえば、例えばＲ１，Ｒ２，…のいずれかが均一な
感度分布の全身用コイルで得たリアル画像であるとすれ
ば、合成したリアル画像をＳ／Ｎ比最大で、しかも全身
用コイル並の信号レベル分布に見えるようにすることが
できる。

【０１８２】ところで、第９の実施形態では平滑化を伴
う算法を示したが、ここでの平滑化は一旦、Ｒ１，Ｒ２
を求め、それを平滑化するという手法であった。この平
滑化の手法に対する変形例としては、ｋ空間データの中
央部、すなわち低周波成分のみを抽出してフーリエ変換
することによっても、Ｒ１，Ｒ２を平滑化したものに相
当する画像が得られるので、これを前述の平滑化したＲ
１，Ｒ２（式では上棒付きのＲ１，Ｒ２）の代わりに用
いてもよい。また第１０の実施形態のように、Ｒ１，Ｒ
２を求め、ついで平滑化せずにそのままＷ１，Ｗ２を定
め、しかる後にＷ１，Ｗ２を平滑して得た値を第９の実
施形態におけるＷ１，Ｗ２の代わりに用いてもよい。本
発明における平滑化の概念は、このように変形した平滑
化の手法をも含む。

【０１８３】また、第８の実施形態においては複素画像
Ｚ１，Ｚ２にＭ１，Ｍ２を重み付け関数として乗じた
が、これについても種々の変形が可能である。例えば、
コイルの感度分布はなだらかなものであることから、重
み付け関数を空間的に急変させる必要はない。したがっ
て、重み付け関数を定める際、ｋ空間データの高周波成
分は不要である。つまり、重み付け関数Ｍ１，Ｍ２の代
わりに、ｋ空間データの中央部、すなわち低周波成分の
みを抽出しフーリエ変換を行って得た絶対値画像の値を
用いることもできる。この手法はＭ１，Ｍ２が雑音に対
して十分大きくないとき、重み付け関数に重畳される雑
音の影響を緩和できる点で有用である。

【０１８４】以上のように、本発明おける重み付け関数
は全て、ｋ空間データの中央部、すなわち低周波成分の
みを抽出しフーリエ変換をして得た関数で代替でき、こ
の関数を用いる概念も本発明の範疇に属する。

【０１８５】

【発明の効果】以上説明したように、まず請求請１乃至
６記載の発明に係るＭＲＩ装置によれば、被検体の近傍
に配置され、かつ被検体からのＭＲ信号を受信する複数
のＲＦコイル素子と、この複数のＲＦコイル素子の夫々
に接続され、かつこのＲＦコイル素子からのＭＲ信号を
増幅するプリアンプとを備え、複数のプリアンプの夫々
の入力インピーダンスを、この入力インピーダンスの虚
数成分の絶対値がその実数成分よりも大きくなるように
設定したことにより、従来は邪魔者扱いされていた虚数
成分を有効に駆使して、プリアンプのＮＦを犠牲にする
こと無く、ＲＦコイル間の高い磁気的干渉抑制機能が得
られる。したがって、Ｓ／Ｎ比を犠牲にすること無く、
複数のＲＦコイルアセンブリ（又はＲＦコイル素子）を
被検体に対して併設できるから、フェーズドアレイコイ
ルなどにおいて一層の視野拡大、Ｓ／Ｎ比向上を図った
ＭＲ撮像を実施できる。

【０１８６】また請求請７乃至３０記載の発明によれ
ば、１つ又は複数のＲＦコイル素子を有する単独で使用
可能な単一のＲＦコイルアセンブリと、この複数のＲＦ
コイルアセンブリから同時的に収集した被検体のＭＲ信
号を処理しかつＭＲＩ装置本体内に設けられた処理回路
と、前記複数のＲＦコイルアセンブリと前記処理回路と
をインターフェイスさせるアダプタとを設けたことか
ら、被検体の種々の部位や用途に対して新たなフェーズ
ドアレイコイルを開発することなく、ユーザが既存のＲ
Ｆコイルアセンブリを組み合わせて容易にフェーズドア
レイコイル相当の使い方ができ、また、それに相当した
ＭＲデータを取得することができる。すなわち複数の部
位の同時撮影なども容易に短時間で撮影でき、診断能の
向上に寄与する。

【０１８７】さらに請求請３１乃至３７記載の発明によ
れば、フェーズドアレイコイルなどの、複数のＲＦコイ
ル素子から得たｋ空間データに基づいて高速でリアル画
像、イマジナリ画像、位相画像を最大Ｓ／Ｎ比で生成す
るようにしたので、インバージョンリカバリーのような
リアル画像を必要とするケースについてもフェーズドア
レイコイルなどの、複数のＲＦコイル素子を有するコイ
ルアセンブリを適用でき、高Ｓ／Ｎ比、広視野撮影が可
能になる。また、ｋ空間データを完全に充填しない高速
撮像法であるハーフフーリエイメージングにおいては一
般にリアル画像しか使われないが、これにもフェーズド
アレイコイルなどを適用できる。さらに、フェーズドア
レイコイルを用いたときの位相シフト画像の再構成を従
来よりも高速に行えるので、ＭＲＩによる脳血管撮影の
画像化を広視野、高Ｓ／Ｎ比、かつ高速に行えるという
効果もある。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１の実施形態に係るＲＦコイル装置
を１つのコイル素子について示す構成図。

【図２】図１のチューニング・マッチング回路の等価回
路図。

【図３】インピーダンスの変化の状態を説明するスミス
チャート。

【図４】シミュレーション状態を説明する回路図。

【図５】ＲＦコイル間の干渉抑制効果を説明するシミュ
レーション結果の図。

【図６】ＲＦコイル間の干渉抑制効果を説明するシミュ
レーション結果の別の図。

【図７】ＲＦコイル間の干渉抑制効果を説明するシミュ
レーション結果の別の図。

【図８】本発明の第２の実施形態に係るＲＦコイル装置
を１つのコイル素子について示す構成図。

【図９】本発明の第３の実施形態に係るＲＦコイル装置
を１つのコイル素子について示す構成図。

【図１０】本発明の第４の実施形態に説明において採用
した、従来のＲＦコイルアセンブリの例を示す図。

【図１１】図１０のＲＦコイルアセンブリの外観図。

【図１２】図１０のコイルアセンブリを接続するＭＲＩ
装置本体側の一部を示すブロック図。

【図１３】本発明の第４の実施形態に説明において採用
した、従来のフェーズドアレイコイルセンブリの例を示
す図。

【図１４】図１３のフェーズドアレイコイルアセンブリ
を接続するＭＲＩ装置本体側の一部を示すブロック図。

【図１５】本発明の第４の実施形態に係る、アダプタを
有するＲＦコイル部（装置）の外観図。

【図１６】同実施形態に係るアダプタのブロック図。

【図１７】本発明の第５の実施形態に係るＲＦコイル部
（装置）のアダプタのブロック図。

【図１８】本発明の第６の実施形態に係るＲＦコイル部
（装置）のアダプタのブロック図。

【図１９】本発明の第７の実施形態に係るＲＦコイル部
（装置）のアダプタのブロック図。

【図２０】本発明の第８の実施形態において採用した従
来の画像生成を示すフローチャート。

【図２１】本発明の第８の実施形態における画像生成方
法を示すフローチャート。

【図２２】同実施形態の画像生成方法を実行する演算ユ
ニットを備えたＭＲＩ装置のブロック図。

【図２３】本発明の第９の実施形態における画像生成方
法を示すフローチャート。

【図２４】本発明の第１０の実施形態における画像生成
方法を示すフローチャート。

【図２５】本発明の第１１の実施形態における画像生成
方法を示すフローチャート。

【図２６】従来のプリダンプ回路の構成図。

【図２７】低入力インピーダンスのプリアンプの一部を
示す内部回路図。

【符号の説明】

１０ ＲＦコイル素子（ＲＦコイル） １１ チューニング用コンデンサ １２、１３ マッチング用コンデンサ １４ 位相シフタ １５ プリアンプ １６、１８ 調整用コンデンサ １７、１９ 調整用コイル ３０Ａ，３０Ｂ ＲＦコイルアセンブリ ＰＧ プラグコネクタ ３１ アダプタ ３１１Ａ，３１１Ｂ 第１のコンバータ回路 ３１２ 第２のコンバータ回路 ３２ ケーブル ３３ コネクタ ３２０，３２１，３３０Ａ，３３０Ｂ，３３１ コネク
タ ３２２ 平衡不平衡変換回路 ３２３ 位相シフタ ３２４、３２５ 分圧回路 ３３２ プリアンプ ３３３ マルチプレクサ ４１１Ａ，４１１Ｂ 第１のコンバータ回路 ４１２ 第２のコンバータ回路 ４２０ スイッチ回路 ５１１Ａ，５１１Ｂ 第１のコンバータ回路 ５１２ 第２のコンバータ回路 ５２２、５２３ コイル ５２６、５２７ 抵抗 ６１１Ａ，６１１Ｂ 第１のコンバータ回路 ６１２ 第２のコンバータ回路 ７Ｒ 受信ＲＦコイル １５０ 演算ユニット

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 光井 信二 栃木県大田原市下石上1385番の１ 株式会 社東芝那須工場内 (72)発明者 濱村 良紀 栃木県大田原市下石上1385番の１ 株式会 社東芝那須工場内 (72)発明者 中林 和人 栃木県大田原市下石上1385番の１ 株式会 社東芝那須工場内

Claims (37)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 被検体の近傍に配置され、かつ被検体か
   らのＭＲ信号を受信する複数のＲＦコイル素子と、この
   複数のＲＦコイル素子の夫々に接続され、かつこのＲＦ
   コイル素子からのＭＲ信号を増幅するプリアンプとを備
   え、 前記複数のプリアンプの夫々の入力インピーダンスを、
   この入力インピーダンスの虚数成分の絶対値がその実数
   成分よりも大きくなるように設定したことを特徴とする
   ＭＲＩ装置。
2. 【請求項２】 前記ＲＦコイル素子とプリアンプとの間
   に、このＲＦコイル素子からのＭＲ信号の位相をずらす
   位相シフト手段を介在させた請求項１記載のＭＲＩ装
   置。
3. 【請求項３】 前記ＲＦコイル素子と位相シフト手段と
   の間に、ラーモア周波数にチューニングしかつＭＲ信号
   の伝送ラインのインピーダンスマッチング用のチューニ
   ング・マッチング回路を介挿した請求項２記載のＭＲＩ
   装置。
4. 【請求項４】 前記位相シフト手段とプリアンプとの間
   に、コイル及びコンデンサによる並列共振回路を当該プ
   リアンプの入力インピーダンスと並列に介挿し、この並
   列共振回路の共振周波数をラーモア周波数又はその近傍
   域に設定した請求項２記載のＭＲＩ装置。
5. 【請求項５】 前記位相シフト手段とプリアンプとの間
   に、コイル及びコンデンサによる直列共振回路を当該プ
   リアンプの入力インピーダンスと直列に介挿し、この直
   列共振回路の共振周波数をラーモア周波数又はその近傍
   域に設定した請求項２記載のＭＲＩ装置。
6. 【請求項６】 前記共振回路は、前記コイル及びコンデ
   ンサの少なくとも一方にリアクタンス可変の素子を用
   い、前記共振周波数を調整できる回路に形成した請求項
   ４又は５記載のＭＲＩ装置。
7. 【請求項７】 １つ又は複数のＲＦコイル素子を有する
   単独で使用可能な単一のＲＦコイルアセンブリと、この
   複数のＲＦコイルアセンブリから同時的に収集した被検
   体のＭＲ信号を処理しかつＭＲＩ装置本体内に設けられ
   た処理回路と、前記複数のＲＦコイルアセンブリと前記
   処理回路とをインターフェイスさせるアダプタとを設け
   たことを特徴とするＭＲＩ装置。
8. 【請求項８】 前記ＲＦコイルアセンブリは、コイル本
   体と、このコイル本体に接続されたケーブルと、このケ
   ーブルに接続されたコネクタとを有し、前記アダプタ
   は、前記ＭＲＩ装置本体の外部に別体として設けられ、
   かつ前記処理回路に通じる当該ＭＲＩ装置本体のポート
   に接続されている請求項７記載のＭＲＩ装置。
9. 【請求項９】 前記アダプタは、前記複数のＲＦコイル
   アセンブリ間の磁気的干渉を抑制する干渉抑制回路を備
   える請求項７記載のＭＲＩ装置。
10. 【請求項１０】 前記コイル本体は、少なくとも前記Ｍ
    Ｒ信号を受信する巻線部と、この巻線部に接続されたチ
    ューニング・マッチング回路とを備える請求項９記載の
    ＭＲＩ装置。
11. 【請求項１１】 前記アダプタは、接続される前記ＲＦ
    コイルアセンブリに応じた固有の回路調整状態を有する
    複数の第１のコンバータ回路と、この複数の第１のコン
    バータ回路に着脱自在に接続され且つ共通の回路調整状
    態を有する第２のコンバータ回路とを備える請求項７記
    載のＭＲＩ装置。
12. 【請求項１２】 前記複数の第１のコンバータ回路の入
    力段に、前記複数のＲＦコイルアセンブリのそれぞれの
    コネクタを着脱自在に接続するコネクタを備える請求項
    １１記載のＭＲＩ装置。
13. 【請求項１３】 前記ポートは、フェーズドアレイコイ
    ル接続用のポートである請求項８記載のＭＲＩ装置。
14. 【請求項１４】 前記干渉抑制回路は、前記ＲＦコイル
    アセンブリによる受信チャンネル毎に設けられた、前記
    ＭＲ信号の位相をシフトさせる位相シフタおよびこの位
    相シフタの出力信号を増幅するプリアンプを有し、この
    プリアンプの入力インピーダンスを前記ＲＦコイルアセ
    ンブリのチューニング・マッチング回路からみて適宜な
    値に変換する回路である請求項９記載のＭＲＩ装置。
15. 【請求項１５】 前記複数の位相シフタのそれぞれは同
    軸ケーブルであり、この同軸ケーブルの長さを調整する
    ことにより前記位相を調整するようにした請求項１４記
    載のＭＲＩ装置。
16. 【請求項１６】 前記複数の位相シフタのそれぞれは前
    記ＲＦコイルアセンブリ毎に割り当てた前記第１のコン
    バータ回路に各別に装備され、前記複数のプリアンプは
    前記第２のコンバータ回路に装備された請求項１４記載
    のＭＲＩ装置。
17. 【請求項１７】 前記複数の第１のコンバータ回路のそ
    れぞれは、前記位相シフタの入力側に設けた平衡不平衡
    変換回路を有する請求項１６記載のＭＲＩ装置。
18. 【請求項１８】 前記アダプタは、前記複数のプリアン
    プの入力側に介挿され且つ前記処理回路からの切換信号
    に応じて前記位相シフタの出力部を直接、その処理回路
    にスルーさせることが可能なスイッチング回路と、その
    処理回路から送られたきた前記チューニング・マッチン
    グ回路のバイアス電圧を前記ＲＦコイルアセンブリにス
    ルーさせる電圧スルー回路とを備える一方で、前記処理
    回路には、前記スイッチング回路によりスルーされてき
    た前記位相シフタの出力のインピーダンスが所定値にな
    るように前記チューニング・マッチング回路のバイアス
    電圧を制御しかつこの電圧を前記ポートに出力させるよ
    うにしてある請求項１４記載のＭＲＩ装置。
19. 【請求項１９】 前記プリアンプの入力インピーダンス
    は、その実部が約３オームよりも低い値又はその虚部が
    実部よりも大きい値のいずれかに設定されている請求項
    １４記載のＭＲＩ装置。
20. 【請求項２０】 前記ポートは、前記ＲＦコイルアセン
    ブリを単独で使用する場合の非フェーズドアレイコイル
    接続用の接続ポートであり、前記アダプタは接続される
    前記ＲＦコイルアセンブリに応じた固有の回路調整状態
    を有する複数の調整用コンバータ回路であり、この調整
    用コンバータ回路は前記ＲＦコイルアセンブリを接続し
    た状態で前記接続ポートに着脱自在に直接に接続可能な
    本体側コネクタを備える請求項７記載のＭＲＩ装置。
21. 【請求項２１】 前記ＲＦコイルアセンブリのコネクタ
    と前記コンバータ回路の本体側コネクタとは同一構造で
    ある請求項２０記載のＭＲＩ装置。
22. 【請求項２２】 前記調整用コンバータ回路が前記請求
    項１１記載の前記第１のコンバータ回路に代えて同請求
    項１１記載の前記第２のコンバータ回路に接続されたと
    きは前記調整用コンバータ回路の内部で決定された電圧
    を前記チューニング・マッチング回路へ出力し、前記調
    整用コンバータ回路が前記ＭＲＩ装置本体の有するＲＦ
    コイルアセンブリを単独で使用するときの接続ポートに
    接続されたときは、前記ＭＲＩ装置本体の前記処理回路
    が実質的に決定する電圧を前記チューニング・マッチン
    グ回路へ出力するように構成した請求請２１記載のＭＲ
    Ｉ装置。
23. 【請求項２３】 前記処理回路には、前記調整用コンバ
    ータ回路が前記ＭＲＩ装置本体の接続ポートに直接接続
    された場合、この調整用コンバータ回路に接続されてい
    るＲＦコイルアセンブリの前記チューニング・マッチン
    グ回路の状態を制御させるようにした請求項２０記載の
    ＭＲＩ装置。
24. 【請求項２４】 前記チューニング・マッチング回路
    は、前記ＲＦコイルの巻線部からみて並列に接続された
    ２つのコンデンサを有し、その内の一方のコンデンサは
    当該巻線部の出力側負荷に直列に接続されている請求項
    １０記載のＭＲＩ装置。
25. 【請求項２５】 前記アダプタは、前記チューニング・
    マッチング回路にチューニング・マッチング状態を調整
    するための電圧信号を供給する回路を有する請求項１０
    記載のＭＲＩ装置。
26. 【請求項２６】 前記コイル本体はさらにコイルＩＤ信
    号を出力するＩＤ出力回路を備え、前記アダプタは、前
    記複数のＲＦコイルアセンブリから送られたきたコイル
    ＩＤ信号を順次読み出し、かつ読み出したコイルＩＤ信
    号を前記処理回路に送り出す読出し手段を有する請求項
    １０記載のＭＲＩ装置。
27. 【請求項２７】 前記コイル本体はさらにコイルＩＤ信
    号を出力するＩＤ出力回路を備え、前記アダプタは、前
    記複数のＲＦコイルアセンブリから送られたきたコイル
    ＩＤ信号に基づいて新たなコイルＩＤ信号を生成し、か
    つ生成したコイルＩＤ信号を前記処理回路に送り出す生
    成手段を有する請求項１０記載のＭＲＩ装置。
28. 【請求項２８】 前記ＲＦコイルアセンブリは、コイル
    本体と、このコイル本体に接続されたケーブルと、この
    ケーブルに接続されたコネクタとを有し、前記アダプタ
    は前記ＭＲＩ装置本体の内部に設けられている請求項７
    記載のＭＲＩ装置。
29. 【請求項２９】 前記複数のＲＦコイルアセンブリの
    内、一部のＲＦコイルアセンブリはＲＦコイル素子間の
    磁気的干渉を抑制する干渉抑制回路を備えている請求項
    ７記載のＭＲＩ装置。
30. 【請求項３０】 前記アダプタは、前記一部のＲＦコイ
    ルアセンブリ以外の残りのＲＦコイルアセンブリが接続
    されるチャンネルに、前記複数のＲＦコイルアセンブリ
    間の磁気的干渉を抑制する干渉抑制回路を介挿させてい
    る請求項２９記載のＭＲＩ装置。
31. 【請求項３１】 被検体の近傍に配置された複数のＲＦ
    コイル素子から同時的に収集した被検体の複数のＭＲデ
    ータ（ｋ空間データ）に基づいてＭＲ画像を生成するＭ
    Ｒ画像生成方法において、 前記ＲＦコイル素子毎の複数のＭＲデータに基づいて複
    数のリアル画像又はイマジナリ画像のいずれか一方の画
    像Ｐ１，Ｐ２，Ｐ３，…を個別に生成し、この複数の画
    像Ｐ１，Ｐ２，Ｐ３，…からリアル画像又はイマジナリ
    画像のいずれか一方の合成画像ＣＰｃを、重み関数をＷ
    １，Ｗ２，Ｗ３，…として ＣＰｃ＝Ｗ１・Ｐ１＋Ｗ２・Ｐ２＋Ｗ３・Ｐ３，… （ただし、重み関数をＷ１，Ｗ２，Ｗ３，…は略、Ｗ
    １：Ｗ２：Ｗ３：…＝Ｐ１を平滑化した値の絶対値：Ｐ
    ２を平滑化した値の絶対値：Ｐ３を平滑化した値の絶対
    値：…の比に設定）の関係を使って合成することを特徴
    としたＭＲ画像生成方法。
32. 【請求項３２】 被検体の近傍に配置された複数のＲＦ
    コイル素子から同時的に収集した被検体の複数のＭＲデ
    ータ（ｋ空間データ）に基づいてＭＲ画像を生成するＭ
    Ｒ画像生成方法において、 前記ＲＦコイル素子毎の複数のＭＲデータに基づいて複
    数のリアル画像又はイマジナリ画像のいずれか一方の画
    像Ｐ１，Ｐ２，Ｐ３，…を個別に生成し、この複数の画
    像Ｐ１，Ｐ２，Ｐ３，…からリアル画像又はイマジナリ
    画像のいずれか一方の合成画像ＣＰｃを、重み関数をＷ
    １，Ｗ２，Ｗ３，…として ＣＰｃ＝Ｗ１・Ｐ１＋Ｗ２・Ｐ２＋Ｗ３・Ｐ３，… （ただし、重み関数をＷ１，Ｗ２，Ｗ３，…は略、Ｗ
    １：Ｗ２：Ｗ３：…＝Ｐ１の絶対値：Ｐ２の絶対値：Ｐ
    ３の絶対値：…の比に設定）の関係を使って合成するこ
    とを特徴としたＭＲ画像生成方法。
33. 【請求項３３】 被検体の近傍に配置された複数のＲＦ
    コイル素子から同時的に収集した被検体の複数のＭＲデ
    ータ（ｋ空間データ）に基づいてＭＲ画像を生成するＭ
    Ｒ画像生成方法において、 前記複数のＭＲデータから個別に複数の絶対値画像と複
    数の位相画像を得て、この複数の絶対値画像を１枚の絶
    対値画像に合成し、前記複数の絶対値画像と前記複数の
    位相画像とから１枚の位相画像を生成し、前記１枚の合
    成された絶対値画像に対し前記１枚の生成された位相画
    像の余弦又は正弦のいずれか一方を画素毎に乗じて１枚
    の合成リアル画像又は合成イマジナリ画像のいずれか一
    方の画像を生成することを特徴としたＭＲ画像生成方
    法。
34. 【請求項３４】 被検体の近傍に配置された複数のＲＦ
    コイル素子から同時的に収集した被検体の複数のＭＲデ
    ータ（ｋ空間データ）に基づいてＭＲ画像としての位相
    画像を生成するＭＲ画像生成方法において、 前記複数のＭＲデータから複数の複素画像Ｚ１，Ｚ２，
    Ｚ３，…を得て、この複数の複素画像Ｚ１，Ｚ２，Ｚ
    ３，…の画素毎の絶対値Ｍ１，Ｍ２，Ｍ３，…を重み付
    け関数として求め、前記複数の複素画像Ｚ１，Ｚ２，Ｚ
    ３，…に前記重み付け関数Ｍ１，Ｍ２，Ｍ３，…を画素
    毎に乗じて前記位相画像の位相角データを求めることを
    特徴としたＭＲ画像生成方法。
35. 【請求項３５】 被検体に印加する２種類の磁場パルス
    に伴う原子核スピンの２種類の位相シフト状態の夫々に
    て被検体の近傍に配置された複数のＲＦコイル素子から
    同時的に収集した被検体の複数のＭＲデータ（ｋ空間デ
    ータ）に基づいてその２種類の位相シフト状態の位相差
    を反映させたＭＲ画像を生成するＭＲ画像生成方法にお
    いて、 前記２種類の位相シフト状態のそれぞれにて得た前記複
    数のＭＲデータについて、この複数のＭＲデータから複
    数の複素画像Ｚ１，Ｚ２，Ｚ３，…を求め、この複数の
    複素画像Ｚ１，Ｚ２，Ｚ３，…の実部データ同士を合成
    した合成実部データを求め、前記複数の複素画像Ｚ１，
    Ｚ２，Ｚ３，…の虚部データ同士を合成した合成虚部デ
    ータを求め、この合成実部データ及び合成虚部データか
    ら合成した合成複素画像を求める一方で、この２種類の
    位相状態について求めた２種類の合成複素画像の位相差
    データを前記ＭＲ画像のデータとして求めることを特徴
    としたＭＲ画像生成方法。
36. 【請求項３６】 前記合成実部データ及び合成虚部デー
    タを求める処理は、前記複数のＭＲデータに基づいて複
    数のリアル画像又はイマジナリ画像のいずれか一方の画
    像Ｐ１，Ｐ２，Ｐ３，…を個別に生成し、この複数の画
    像Ｐ１，Ｐ２，Ｐ３，…からリアル画像又はイマジナリ
    画像のいずれか一方の合成画像ＣＰｃを、重み関数をＷ
    １，Ｗ２，Ｗ３，…として ＣＰｃ＝Ｗ１・Ｐ１＋Ｗ２・Ｐ２＋Ｗ３・Ｐ３，… （ただし、重み関数をＷ１，Ｗ２，Ｗ３，…は略、Ｗ
    １：Ｗ２：Ｗ３：…＝Ｐ１の絶対値：Ｐ２の絶対値：Ｐ
    ３の絶対値：…の比に設定）の関係を使って合成するこ
    とで前記合成実部データ及び合成虚部データを求める処
    理である請求項３５記載のＭＲ画像生成方法。
37. 【請求項３７】 前記合成実部データ及び合成虚部デー
    タを求める処理は、前記複数のＭＲデータから個別に複
    数の絶対値画像と複数の位相画像を得て、この複数の絶
    対値画像を１枚の絶対値画像に合成し、前記複数の絶対
    値画像と前記複数の位相画像とから１枚の位相画像を生
    成し、前記１枚の合成された絶対値画像に対し前記１枚
    の生成された位相画像の余弦又は正弦のいずれか一方を
    画素毎に乗じて１枚の合成リアル画像又は合成イマジナ
    リ画像のいずれか一方の画像を生成することで前記合成
    実部データ及び合成虚部データを求める処理である請求
    項３５記載のＭＲ画像生成方法。