利用磁共振的检查装置及核磁共振信号接收用线圈

摘要

本发明提供一种在应用摄影时间缩短技术之际能够选择任意方向作为相位编码方向且能够实现良好的S/N的MRI装置。作为垂直磁场MRI装置的接收用线圈，使用在被检测体外周形成电流环的第一线圈(螺线线圈)(3－1)、在与该电流环面交叉的方向形成偶数个电流环的第二线圈(5－1、5－2)和形成奇数个电流环的第三线圈(7－1、7－2)组合后的接收用线圈。第二、第三线圈被配置为：两者的电流环在其排列方向上一方的灵敏度变为最小的位置和另一方的灵敏度变为最大的位置大致一致，由此抑制电磁耦合。

说明书

技术领域

本发明涉及一种利用磁共振的检查装置(以下，称为MRI装置)，特别涉及检测核磁共振信号的接收用RF线圈。

背景技术

MRI装置是从放置在均匀的磁场中的检查对象(被检查者)通过核磁共振得到信号并图像化的装置，摄像视野局限于静磁场磁铁所发生的均匀磁场空间。但是，近年来，开发了边移动载置有被检查体的平台边摄像的方法，由此可以摄像例如被检查体的全身等广阔视野。随着上述平台的移动的广阔视野摄像，因为要将计测时间设定在被检查者可耐受的时间以内，所以期望缩短摄像时间。

作为谋求缩短摄像时间的高速摄像法之一，现开发出使用由多个副线圈构成的接收线圈，利用从普通的相位编码隔开间隔后的相位编码进行摄像，且使用多个接收线圈的灵敏度分布信息除去图像中产生的折叠(aliasing)的技术(称为并行成像等。这里称为摄像时间缩短技术)(非专利文献1)。该摄像方法与通常的摄像相比，可以减少相位编码步骤，因此可以缩短整体上的摄像时间。在理论上，可以将相位编码的疏减率(thinning-out rate)(＝疏减后的相位编码数/通常的相位编码数)形成为“副线圈数”分之一，且缩短与相位编码疏减率相对应的摄像时间。

为了实现这样的缩短摄像时间的技术，首先需要使多个副线圈之间的互相电磁耦合足够小。在具有副线圈间的电磁耦合时，线圈间噪声干扰，使图像的S/N恶化。作为抑制2个线圈的电磁耦合的方法，非专利文献2记载了在信号检测中使用低输入阻抗的放大器的方法。但是，在相对于两个线圈间的距离而线圈尺寸较大的情况下，仅使用该方法不能完全抑制磁耦合。

另外，在该摄像时间缩短的技术中，多个副线圈的几何学配置要适当。多个接收线圈的几何学配置不适当时，图像的S/N部分地恶化。多个接收线圈的几何学配置，具体地说，优选接收线圈的合成灵敏度分布覆盖摄像区域且相互间尽可能地不同，作为对其进行评价的基准，存在称为G因子(factor)的基准。G因子根据下式求得(非专利文献3)

(式1)

G＝{(S^Hψ^-1S)^-1(S^Hψ^-1S)}≥1

式中，S是线圈数nc个的接收线圈在重合(overlapping)数为np时，在重合位置中的灵敏度矩阵(np×nc)，上标的H是表示转置复共轭的意思。ψ是接收线圈的噪声矩阵(nc×nc)。

G因子表示在所使用的线圈结构中能使由折叠而重合的像素分离的程度，是1以上的数值。

在这样上述摄像时间缩短技术中使用的接收线圈中，副线圈的电磁耦合和G因子的改善为重要的课题。

迄今的摄像时间缩短技术，主要在高磁场的水平磁场机上进行开发，对接收线圈的构成也提出了与水平磁场机对应的各种方案。在MRI装置中，检测与静磁场方向(z方向)垂直方向的RF磁场，通常，在水平磁场机中，因为静磁场方向与被检查体的体轴方向一致，所以作为水平磁场机用的接收线圈，使用图26(A)～(C)所示的表面线圈26-1～26-10。(A)图因为存在在x方向和y方向上灵敏度分布不同的副线圈，所以将MR图像的相位编码方向选择在x方向或y方向即可分离图像的折叠。另外，(B)、(C)图因为存在在x、y、z三个方向灵敏度分别不同的副线圈，所以在相位编码方向选择为任一方向时，也能够分离图像的折叠。

另外，作为水平磁场机用的接收线圈，如图27所示，提出了不同种的线圈组合后的线圈的方案(专利文献1)。在该接收线圈中，通过将线圈27-1和27-2以相对于z轴左右对称的方式配置，由此没有电磁耦合。另外线圈27-2所生成的磁场的朝向为y方向，线圈27-1、27-3与线圈27-2重合的区域所生成的磁场的朝向主要在z方向，因此电磁耦合弱。

另一方面，在垂直磁场机中，静磁场的朝向为垂直方向，通常，由于被检查体被放置在其体轴方向与静磁场方向垂直的方向，因此，作为接收线圈可以使用在被检查体的外周配置的螺线线圈(solenoid coil)。配置在被检查体的外周的螺线线圈与放置在被检查体表面的环形线圈不同，在被拍摄体的深部也具有很强的灵敏度。因此，在为相同的磁场强度时，可使用螺线线圈的垂直磁场型MRI一方一般被摄体深部的灵敏度比水平磁场型MRI更高。作为垂直磁场机的接收线圈，在专利文献2中，如图28所示，公开了在被检查体的外周配置的多个螺线线圈28-1、28-2、28-3和表面线圈29-1、29-2的组合后的线圈，公开了通过使用该接收线圈而在被检查体深部的心脏附近区域，应用非专利文献1记载的摄影时间缩短技术进行高灵敏度且高速的摄像。

该接收线圈对心脏附近区域等局部的区域是有效的，但是难以适用于上述伴随平台的移动的广视野摄像。

非专利文献1：J.B.Ra，C.Y.Rim：“Fast Imaging UsingSubencoding DataSets from Multiple Detectors”，Magnetic Resonance inMedicine，vol.30，pp.142-145(1993)

非专利文献2：P.B.Roemer，W.A.Edelstein，C.E.Hayes，S.P.Souza，and O.M.Mueler，：“The NMR Phased Array”，Magnetic ResonanceinMedicine，vol.16，pp.192-225(1990)

非专利文献3：Klaas P.Pruessmann，Markus Weiger，MarkusB.Scheidegger，and PeterBoesiger：“SENSE：Sensitivity Encoding for FastMRI”，Magnetic Resonance inMedicine，vol.42，pp.952-962(1999)

专利文献1：美国专利公开20040196042号公报；

专利文献2：日本特开2002-153440号公报。

发明内容

本发明目的在于，提供一种适用于摄影时间缩短技术和应用该摄影时间缩短技术的广视野摄像的、在任一方向选择相位编码方向而在摄影剖面整体中G因子也变得较小的垂直磁场用接收线圈，和具备该线圈的MRI装置。

为了解决上述问题，本发明的MRI装置具备：在垂直方向发生静磁场的机构；发生向置于所述静磁场的检查对象施加的激励RF脉冲的机构；发生与所述静磁场叠加的倾斜磁场的机构；及接收用线圈，其由多个副线圈构成，用于检测所述检查对象所发生的核磁共振信号，

所述多个副线圈具有：第一线圈，其在包含与所述静磁场方向平行的轴的面内配置，在所述检查对象的外周形成电流环；第二线圈，其在与所述第一线圈的电流环交叉的面形成偶数的电流环；第三线圈，其在与所述第二线圈的电流环面大致平行的面形成奇数的电流环，

所述第二线圈和所述第三线圈被配置为：第二线圈所形成的电流环的排列方向与第三线圈所形成的电流环的排列方向相同，且在该电流环的排列方向上，所述第二线圈的灵敏度为最小的位置与第三线圈的灵敏度为最大的位置大致一致。

另外，本发明的MRI装置，用于构成接收用线圈的多个副线圈具有：第一线圈，其在包含与所述静磁场方向平行的轴的面内配置，在所述检查对象的外周形成电流环；第二线圈，其在与所述第一线圈的电流环交叉的面形成偶数的电流环；第三线圈，其在与所述第二线圈的电流环面大致平行的面形成奇数的电流环，所述第二线圈和所述第三线圈被配置为：电流环的排列方向大致相同，且电流环的中心在其排列方向上相互交替。

在本发明的MRI装置中，例如，第二线圈和第三线圈至少一方，在与所述电流环的排列方向交叉的方向被配置多个。

另外，第二线圈和第三线圈至少一方，配置在夹持所述检查对象且大致平行的两个面。此时，优选在夹持检查对象且大致平行的面配置的一对副线圈，按照相对于垂直该电流环面的轴而互相电流环处于不同的位置的方式配置。

进而，本发明的MRI装置的优选方式中，第二线圈和第三线圈的各自的电流环在与所述电流环的排列方向相垂直的方向上被配置在错开的位置。

第二线圈具有例如两个电流环，第三线圈具有例如三个电流环。

另外，在本发明的MRI装置中，接收用线圈具有作为副线圈的第四线圈，该线圈在与所述第一线圈的电流环面平行的多个面上分别形成电流环也可。

另外，在本发明的MRI装置中，第一线圈也可以在与其电流环面垂直的方向被配置多个。此时，例如，接收用线圈具有使多个第一线圈的每一个电磁隔离的机构。

另外，本发明的核磁共振信号接收用线圈，具备：第一线圈，其在包括与从外部施加的静磁场的方向平行的轴的面内配置，在检查对象的外周形成电流环；第二线圈，其在与第一线圈的电流环面交叉的面形成偶数的电流环；第三线圈，其在与第二线圈的电流环面大致平行的面形成奇数的电流环。第二线圈和第三线圈被配置为：第二线圈所形成的电流环的排列方向和第三线圈所形成的电流环的排列方向相同，且在该电流环的排列方向，所述第二线圈的灵敏度最小的位置与第三线圈的灵敏度最大的位置大致一致。或者，第二线圈和第三线圈被配置为：电流环排列方向大致相同且电流环的中心在其排列方向上互相交替。

根据本发明，通过具备抑制互相的电磁耦合且适当配置的三种副线圈构成的接收用线圈，在采用摄影时间缩短技术时可以得到没有S/N劣化的图像。另外，将三种副线圈采用例如在被检查体的体轴方向多个排列的结构，由此可以将x、y、z所有方向选择为相位编码方向从而增加摄像的自由度，且适用于伴随着平台的移动的广视野摄像。由此，在伴随着平台的移动的广视野摄像中可以谋求大幅度的摄影时间的缩短。

附图说明

图1是应用本发明的MRI装置的整体构成的图。

图2是表示本发明的接收用线圈的第一实施方式的图。

图3是表示构成图2的接收用副线圈的图，(A)是第一线圈，(B)是第二线圈，(C)是第三线圈。

图4是表示第一线圈的变形例的图。

图5是说明第三线圈的动作模式的图。

图6是说明第二线圈和第三线圈的配置的图。

图7是表示第二线圈和第三线圈的合成灵敏度分布的图。

图8是第三线圈的变形例的图。

图9是表示将第二线圈在y方向排列多个的状态的图。

图10是表示将第二线圈在y方向排列多个的状态的图。

图11是表示第一线圈在y方向排列多个时的接收用线圈的结构的图。

图12是表示本发明的第二实施方式的图，(A)表示被检查体的胸侧的线圈的配置，(B)表示背中侧的线圈的配置。

图13是表示上下配置的同种线圈的配置例的图，(A)表示第二实施方式的图，(B)表示与(A)不同的线圈的配置的图。

图14是表示本发明第三实施方式的图。

图15是表示第三实施方式中的灵敏度分布的图。

图16是表示第三实施方式的变形例的图。

图17是说明图16的实施方式中的去耦的图。

图18是表示本发明的第四实施方式的图。

图19是表示第四实施方式中的第二线圈和第三线圈的合成灵敏度分布的图。

图20是表示本发明的接收用线圈分割后的情况的立体图。

图21是表示本发明的接收用线圈分割后的情况的立体图。

图22是表示将本发明的接收用线圈全身安装时的立体图。

图23是表示本发明的接收用线圈的G因子模拟后的结果的图。

图24是表示本发明的接收用线圈的G因子模拟后的结果的图。

图25是表示比较例的接收用线圈的G因子模拟后的结果的图。

图26是表示水平磁场型MRI用现有型接收用线圈的配置例的图。

图27是表示水平磁场型MRI用现有型接收用线圈的配置例的图。

图28是表示垂直磁场型MRI用现有型接收用线圈的配置例的图。

图29是表示开放型MRI装置的图。

图中符号说明：3-1、3-2第一线圈，5-1、5-2第二线圈，7-1、7-2第三线圈，101磁体，102倾斜磁场发生线圈，103被检查体，104定序器，105倾斜磁场电源，106 RF脉冲发生器，107接收用线圈，115RF功率放大器，108接收器，109计算机，110显示器，111存储介质。

具体实施方式

以下，参照附图说明本发明的实施方式。

图1是表示应用本发明的垂直磁场型MRI装置的整体构成的方框图。图29是表示其外观的图。该MRI装置具备：发生垂直方向(本说明书中，以下，将静磁场的方向作为z方向进行说明)的静磁场的磁体101；发生倾斜磁场的倾斜磁场线圈102；检查对象(被检查体)103；发生例如对人体施加的RF脉冲的照射用线圈107；接收从被检查体103发生的核磁共振(NMR)信号的接收用线圈116；进行摄像控制的定序器104；对接收用线圈116接收的NMR信号进行信号处理，且进行图像再构成所需要的各种运算的计算机109；和用于将被检查体103搬入到磁体101所发生的静磁场内的平台(图29、120)等，被检查体103在载置于平台的状态下被搬入到静磁场空间中。

磁体101，采用永久磁铁、常导电磁铁、超导电磁铁等公知的磁铁装置。倾斜磁场线圈102因为对磁铁101所发生的静磁场赋予磁场梯度，所以由在互相垂直的三轴方向(例如x、y、z方向)发生倾斜磁场的三个倾斜磁场线圈构成，通过定序器104的控制，驱动三轴方向的倾斜磁场电源105而发生期望方向的倾斜磁场。通过倾斜磁场的提供方法可以决定被检查体的摄影剖面，另外，也可以对NMR信号赋予位置信息。另外，为了提高静磁场的均匀度，按照需要配置匀场(shim)线圈。倾斜磁场线圈有时也兼用作匀场线圈的一部分。

照射用线圈107通过RF功率放大器115与RF脉冲发生器106连接。根据来自定序器104的命令从RF脉冲发生器106输出的RF脉冲，由RF功率放大器115放大，且通过照射用线圈107而施加到被检查体103。

接收用线圈116接收由照射RF脉冲而从被检查体103发生的NMR。在本发明中，接收用线圈116由多个副线圈116-1～116-n构成，分别与接收器108连接，该接收器108备有用于A/D变换、检波的电路。其中，对于副线圈而言，介由切换器可将多个副线圈与一个接收器108连接，通过切换器切换，选择地将来自一个副线圈的信号输入到接收器108。在接收器中作为检波的基准的中心频率(核磁共振频率)由定序器104设置。

由接收用线圈106接收且由接收器108检波的信号被输送到计算机109，在这里被采样处理之后，进行图像再构成等的信号处理。其结果在显示器110进行显示。另外，作为结果的图形或测定条件等按照需要存储在存储介质111。

定序器104进行控制以使各个装置以编程化后的定时、强度进行动作。该程序中，特别是RF脉冲的施加、倾斜磁场的施加、核磁共振信号的接收定时以及RF脉冲和倾斜磁场的强度的表述均被称为摄影序列。

接着，针对这样构成的MRI装置的接收用线圈进行说明。

在本发明的MRI装置中，作为接收用线圈，使用至少三种副线圈组合后的线圈，该三种副线圈包括配置在被检查体的外周的螺线线圈、配置在被检查体的外周表面的两种表面线圈。本发明的MRI装置所发生的静磁场为垂直方向，所以三种副线圈被构成得以发生或检测出与静磁场方向垂直的方向的磁场，而且处于互相的磁耦合没有或通过公知的去耦机构可除去的配置，在x、y、z任一方向上均可得到良好的G因子的几何学配置。

图2表示了由这样的副线圈构成的接收用线圈的第一实施方式。图示的接收用线圈由以下线圈构成：在包含z轴的面中形成电流环的第一线圈3-1；在与第一线圈电流环面交叉的面中形成2个电流环的第二线圈5-1、5-2；与第二线圈5-1、5-2在Z轴方向上大致重合的位置配置，在与第一线圈的电流环面交叉的面中形成3个电流环的第三线圈7-1、7-2。图中只表示了由一个第一线圈3-1、一组第二线圈和一组第三线圈构成的1个模块，但是根据摄影的目的或摄影方法，可以使用多个模块在被检查体的体轴方向上组合后的线圈作为接收用线圈。

第一线圈3-1，如图3(A)所示，是由一组环型线圈构成的螺线线圈，各环型线圈形成的电流环位于包含z方向轴的面(xz面)中，并且2个环型线圈以在被检查体的体轴方向(y方向)上保持间隔而包围被检查体103外周的方式配置。该螺线线圈3-1形成的磁场的朝向(螺线线圈检测出的磁场方向)为y方向。另外，在图中没有表示，但是螺线线圈3-1按照线圈导体由电容器在多个位置分割且线圈的共振频率与核磁共振频率相匹配的方式使用。并且作为第一线圈3-1，除了图3(A)所示的线圈之外，也可以是图4所示的1匝的螺线线圈3-2。

第二线圈5-1、5-2，如图3(B)所示，是具有2个电流环的蝶型线圈，2个电流环与第一线圈3-1的电流环面(xz面)交叉且排列在与z方向垂直的方向(这里被检查体的宽度方向：x方向)。由于这样的第二线圈5-1、5-2形成的磁场方向为x方向或者z方向，与第一线圈3-1形成的磁场方向(y方向)正交，两者的电磁耦合弱。并且，第二线圈5-1、5-2也可以只是其中的任意一个，但在本实施方式中，以夹着被检查体103且相互对置的方式配置2个蝶型线圈。这样在位置上对置的2个线圈，一般具有电磁的耦合，但在本实施方式中通过例如在信号检测中使用低输入阻抗的放大器，抑制磁耦合。并且，在与蝶型线圈5-1和5-2各自具有的2个电流环的尺寸相比而蝶型线圈5-1和5-2的距离较短时，即使使用上述方法也不能充分抑制磁耦合。因此需要采用不同的抑制手段。关于上下线圈中的磁耦合的抑制，在后面进行详细描述。

第三线圈7-1、7-2，如图3(C)所示那样是具有3个电流环的线圈，3个电流环与第二线圈的2个电流环一样，与第一线圈3-1的电流环面(xz面)交叉且在x方向上排列。因此，对第三线圈而言，与第一线圈的电磁耦合也较弱。另外第三线圈7-1、7-2也可以只是其中任意一个，但在本实施方式中，2个线圈以夹着被检查体103且相互对置的方式配置，并通过众所周知的技术例如在信号检测中使用低输入阻抗的放大器，抑制磁耦合。

第三线圈7-1(7-2)中如图5(A)所示那样存在2个共振模式4-1，4-2。该图(B)、(C)是分别用箭头的粗细表现各共振模式中的电流分布的图，在(B)所示的共振频率低的共振模式4-2中，在中央的导体环中没有形成电流环。在(C)所示的共振频率高的共振模式4-1中，连接节4-3-4、节4-3-1、节4-3-2和节4-3-3的导体路径，连接节4-3-1、节4-3-2、节4-3-6和节4-3-5的导体路径以及连接节4-3-5、节4-3-8、节4-3-7和节4-3-6的导体路径被形成为第一～第三电流环。本发明中，在共振模式4-1中使用该共振频率较高的。通过调整插入第三线圈7-1(7-2)中的电容器(图中没有表示)等以符合共振频率，能够使线圈7-1(7-2)以共振模式4-1动作。

接着，对形成上述2个电流环的第二线圈5-1、5-2和形成3个电流环的第三线圈7-1、7-2的配置进行说明。在形成多个电流环的线圈中，其电流环排列方向的灵敏度分布在线圈导体附近最高。因此，在形成2个电流环的第二线圈5-1的灵敏度分布中，如图6(A)所示，存在3个灵敏度高的部分和其间的低灵敏度部分，在形成2个电流环的第三线圈7-1的灵敏度分布中，如该图(B)所示，存在4个灵敏度高的部分和其间的低灵敏度部分。本实施方式中，将具有这样的灵敏度分布的2种类线圈以一方的最大灵敏度部分和另一方的最小灵敏度部分大致重合的方式配置。

即构成为：连接第三线圈7-1的节4-3-1和节4-3-2的线圈导体，位于连接第二线圈5-1的节4-4-5和节4-4-4的线圈导体与连接节4-4-1和4-4-2的线圈导体之间，且连接第三线圈7-1的节4-3-5和节4-3-6的线圈导体，位于连接第二线圈5-1的节4-4-6和节4-4-7的线圈导体与连接节4-4-10和4-4-9的线圈导体之间。通过这样将第二和第三线圈以成为最大灵敏度的部分变得互不相同的方式重合且相对于y轴对称地配置，能够将第二和第三线圈的电磁耦合形成为最小。

图7表示这2种线圈的合成灵敏度分布。由此可知在合成的灵敏度中，被摄体的范围内不存在灵敏度变为零的区域。

在这样第二线圈和第三线圈重合的情况下，受制作精度等制约，使第三线圈灵敏度成为最大的2个区域与第二线圈灵敏度成为最小的2个区域完全一致是困难的，但是，优选在第二线圈的x方向宽度的20％的长度以内一致。受实际安装的制约，即使偏离第二线圈x方向的宽度的20％程度，也能够期待G因子的改善效果。

并且，作为本实施方式中的第三线圈，只要形成3个邻接的电流环即可，除了图3(C)所示的线圈之外，例如图8所示，也可以使用将1匝的环型线圈在2处螺旋缠绕(twisted)后的形状的线圈8-1，8-2。图8(A)是表示线圈8-1，8-2和被检查体103之间关系的立体图，图8(B)是表示从z轴正方向观察到的线圈8-1的图，和x方向的灵敏度分布的图。

该线圈8-1，由连接节8-3-3、节8-3-4、节8-3-5、节8-3-6、节8-3-1和节8-3-2的导体路径来形成第一电流环，由连接节8-3-9、节8-3-10、节8-3-11、节8-3-12、节8-3-13、节8-3-14、节8-3-7和节8-3-8的导体路径来形成第二电流环，由连接节8-3-20、节8-3-15、节8-3-16、节8-3-17、节8-3-18和节8-3-19的导体路径来形成第三电流环。与线圈7-1不同，在该线圈8-1中仅存在一个共振模式。另外当观察灵敏度分布时，在连接节8-3-7、节8-3-8、节8-3-9、节8-3-4的导体附近，在连接节8-3-1、节8-3-2、节8-3-9、节8-3-10的导体附近，在连接节8-3-11、节8-3-2、节8-3-20、节8-3-15的导体附近，以及在连接节8-3-18、节8-3-19、节8-3-13、节8-3-14的导体附近，灵敏度变得最大。如上所述，由于接收用线圈检测出与静磁场方向(z方向)正交的方向的RF磁场，所以线圈8-1是与图27(D)所示的水平磁场用线圈类似的线圈，但是此灵敏度分布，与水平磁场用线圈的灵敏度分布不同。

对于该线圈8-1，也与线圈7-1一样，通过按照其灵敏度分布变为最大的部分与第二线圈的灵敏度分布变为最小的部分重合的方式配置，构成抑制相互磁耦合后的接收用线圈。

下面，对上述第一～第三线圈组合后的模块在被检查体103的体轴方向(Y方向)排列多个时的去耦进行说明。如上所述，配置第一线圈和第二线圈、第一线圈和第三线圈、第二线圈和第三线圈分别使其磁耦合变得最小，但在第一～第三线圈在Y方向排列多个时，需要抑制同种类的线圈相互之间的电磁耦合。以下，对相同种类线圈的去耦进行说明。

图9(A)、(B)是分别表示第二线圈5-1、5-2和5-3、5-4在y方向上排列的状态的图。(A)中，通过使夹着被检查体103在其上下配置的2个线圈5-1和5-3以及线圈5-2和5-4，分别在y方向上适度地(例如面积为10％程度)重合，由此消除磁耦合。另外如(B)所示，通过线圈5-1和5-3以及线圈5-2和5-4在y方向的距离隔开来消除磁耦合也。此时，通过线圈间的距离隔开且在信号检测中使用低输入阻抗的放大器，从而抑制磁耦合。在这样线圈间的距离隔开的方法中，由于与使线圈重合配置的情况相比较能够减小电流环的面积，所以，只要上下线圈间的距离，就可将上下对置的线圈间的电磁耦合变小，且增大使用低输入阻抗的放大器的抑制磁耦合效果。

图10是表示第三线圈7-1、7-2、7-3和7-4在y方向上排列的状态的图。对于第三线圈，通过适度地使y方向上邻接的线圈重合，能够抑制邻接线圈相互之间的磁耦合。另外图中没有表示，但与第二线圈的情况一样，通过将邻接的线圈间的距离隔开，也可以抑制磁耦合。

这样第二线圈和第三线圈能够在y方向上连续地排列，但是如果将第一线圈的螺线线圈3-1或者3-2排列在y方向上，则两者的电磁耦合非常大，即使利用在输出中使用低阻抗放大器的去耦方法，也不能充分抑制磁耦合。但是，在如全身摄像这样的广视野的摄像中，通常是将摄影区域在被摄体的体轴方向(垂直磁场MRI中为y方向)分割为多个测量模块来进行摄影的。因此，在本实施方式中，以一个测量模块中存在一个螺线线圈的方式设定，以使摄像中的测量模块未包含的(不用于摄像)螺线线圈不进行动作。

图11表示用于选择性地使在y方向上多个配置的螺线线圈3-1、3-2、3-3动作的构成。在各螺线线圈3-1～3-3中，如该图(A)所示，插入与电容器11-1并联连接的电感11-2，该电容器11-1与各螺线线圈3-1～3-3的一部分串联连接。电感被设定得在核磁共振频率具有共振峰这样的值，由电感11-2和电容器11-1形成共振电路。在该共振电路中，插入根据例如来自定序器104的控制信号而导通截止(ONOFF)的二极管11-3。另外多个螺线线圈介由开关11-4与一个接收器11-5相连接。

在这样的结构中，由于在二极管11-3处于ON时，电感11-2和电容器11-1共振而变为大的阻抗，因此与在电容器11-1部分中插入大的电阻等效。在该状态中环电流不能流动，作为RF线圈不动作。在用例如线圈3-3存在的测量模块进行摄像时，如该图(B)所示，二极管11-3-2和11-3-1中流过直流电流，二极管11-3-3中不流过直流电流。同时，切换开关11-4，将线圈3-3的输出电缆连接到接收器11-5上。由此只有线圈3-3作为螺线线圈动作，线圈3-1和3-2作为RF线圈不动作。另外通过这样的结构，能够由1个接收器(第一线圈用接收器)11-5处理来自多个第一线圈的信号。

如以上说明，由于本实施方式的接收用线圈被配置为：在不同种类的线圈间和同种线圈间没有磁耦合或者变为最小，不仅适用于通常摄像，也适用于相位编码的间隔增大而FOV减小后的摄影时间缩短技术(并行成像)。

在上述摄影时间缩短技术中，与比通常相位编码步骤更宽的间隔进行少的相位编码数的测量。由接收用线圈各副线圈检测出的信号，通过与每个副线圈相连接的接收器108-1～108-n进行采样后，重新构成为图像数据后进行合成，形成覆盖接收用线圈整体区域的图像。或者在对图像数据重新构成前进行合成，然后进行重新构成。信号合成时，使用各接收用线圈的灵敏度分布信息消除图像中产生的折叠。并且摄影时间缩短技术中的折叠除去运算，例如记载在非专利文献1。对于该折叠运算中的噪音电平而言，依赖于构成接收用线圈的副线圈的几何学配置的G因子成为问题，但是在本实施方式中，通过以3种线圈的灵敏度分布重合变为最小的方式进行配置，且消除电磁耦合，由此能够减小G因子(例如，为2以下)，并得到SNR低的高质量的MR图像。

另外为了有效地进行摄影时间缩短技术中的折叠除去处理，相位编码方向中的G因子变得重要，但是由于具有在x，y，z中任意方向上灵敏度分布分别不同的副线圈排列后的结构，所以在无论选择哪个方向为相位编码方向的情况下，都可以实现摄影时间缩短技术。

接着，对本发明MRI装置的接收用线圈的其他实施方式进行说明。

图12和图13(A)是表示接收用线圈的第二实施方式的图。并且在图中只表示第二和第三线圈，省略了第一线圈，但作为第一线圈使用在包含z方向轴的面形成电流环且配置在被检查体的外周的副线圈，是与第一实施方式相同。

在本实施方式中，其特征在于，第二和第三线圈与第一实施方式一样，夹着被检查体且配置在上下(胸侧和背中侧)，上下线圈在被检查体103的体轴方向(与电流环的排列方向正交的方向：y方向)错开。图12(A)、(B)都是从被检查体103胸侧观察的图，(A)表示配置在背中侧的第二线圈5-2，5-4，5-6和第三线圈7-2，7-4，7-6，7-8，(B)表示配置在胸侧的第二线圈5-1，5-3，5-3，5-7和第三线圈7-1，7-3，7-5，7-7。其中图13(A)是从被检查体的横向方向观察到的第二线圈配置的图。

如图所示，在本实施方式中，同种线圈在上下以错开半周期(即电流环错开其长度的一半长度量)的方式配置。通过采用这样的配置，与图13(B)所示的相同种类的线圈对置配置的情况相比，胸侧和背中侧线圈的电磁耦合变小。由此，在输出中使用低阻抗的放大器的磁耦合抑制方法的抑制效果变大。因此，本实施方式的配置，在上下线圈间的距离比各线圈具有的2个电流环的尺寸短而即使在输出中使用低阻抗放大器也不能充分抑制磁耦合的情况下是有效的。另外能够将胸侧和背中侧的线圈距离设定得更短，增加了适合被检查体的体形的线圈设计的自由度。

并且，图12和图13表示使用图3(C)所示的线圈作为第三线圈的例子，但是，在本实施方式中，也可以使用图8所示的螺旋缠绕后的形状的线圈作为第三线圈。另外表示了相对于y方向为了抑制同种线圈间的磁耦合而将同种线圈在y方向重合配置的例子，但也可以是如图9(B)所示那样线圈间的距离隔开的配置。

图14是表示本发明第三实施方式的图。在本实施方式中，除第一～第三线圈外还使用第四线圈。图中省略了第二，第三线圈，但其结构与第一或者第二实施方式一样。

作为第四线圈，只要是与第一～第三线圈实际上没有磁耦合或者通过众所周知的去耦手法能够抑制磁耦合的线圈即可，在图14所示的实施方式中，如图4所示的1匝螺线线圈3-2用作为第一线圈，且使用按照与其组合的方式配置在被检查体103外周的副线圈14-1。

第四线圈14-1，如(B)表示那样是将在图14(A)所示的x方向上较长的环型线圈卷缠绕在被检查体外周的结构。图15表示该线圈14-1和第一线圈3-2的y方向的灵敏度分布。如图所示，线圈14-1在形成2个电流环的导体附近具有最大灵敏度的部分，在其间具有灵敏度低的部分。按照该灵敏度低的部分和第一线圈最大灵敏度的部分一致的方式配置两线圈，能够消除磁耦合。另外第四线圈与第一线圈一样，与第二、第三线圈没有磁耦合。根据本实施方式，通过增加第四线圈，能够进一步改善G因子。

图16是表示与图14所示的第四线圈正交而配置有同种线圈16-1的实施方式的图。在该图中省略了第一～第三线圈，但是这些构成与上述实施方式一样。

该线圈16-1，是将在(A)所示的y方向上较长的环型线圈卷缠绕在被检查体103上的结构。一般，线圈14-1和线圈16-1之间的电磁耦合较大，即使在两者的输出中使用低阻抗放大器也不能抑制磁耦合。此时，如图17(A)所示，通过调整2个线圈的重合部分17-1的面积，来去除两者的磁耦合。

另外线圈16-1与第一，第二线圈没有磁耦合，但是在使用如图8所示的具有3个电流环的螺旋型线圈8-1作为第三线圈时，由于两者的形状类似，当如图17(B)所示那样配置时存在电磁耦合。此时，通过调整重合部分17-2的面积能够降低电磁耦合，另外，通过使用低阻抗放大器来抑制磁耦合，能够将两者的电磁耦合降低到实用上没有问题的程度。

对于本实施方式，通过使用线圈16-1和适当的电磁耦合降低方法，能够添加线圈14-1作为第四种线圈，能够进一步改善G因子。

并且，在以上说明中，分别例示了将邻接的电流环为2个的蝶型线圈作为第二线圈，将邻接的电流环为3个的线圈作为第三线圈，在被检查体表面配置的线圈的电流环的数量不局限于这些实施方式，只要是一方为奇数而另一方是偶数即可。

例如，替代具有2个电流环的第二线圈，使用图18(A)所示的具有4个电流环的线圈18-1，且与具有3个电流环的第三线圈组合也可；使用线圈18-1作为第二线圈，替代具有3个电流环的第三线圈使用具有图18(B)所示的5个电流环的线圈19-1也可。图18(A)，(B)表示每个线圈18-1，19-1在x方向的灵敏度分布。具有这样的灵敏度分布的线圈18-1，19-1，按照在第二线圈18-1灵敏度变为最小的4个区域附近与第三线圈19-1的灵敏度变为最大的4个区域大体一致的方式配置。

图19表示2个线圈的合成灵敏度分布。可知在合成的灵敏度中在被摄体存在的范围中没有灵敏度变为零的区域。另外该灵敏度分布，与作为第二线圈使用具有2个电流环的线圈而作为第三线圈使用具有3个电流环的线圈时的合成灵敏度分布(图7)相比，可知合成灵敏度的均匀性更高。在合成灵敏度的均匀性较高时，具有摄影的被摄体的图像的灵敏度不均匀性变小这样的效果。通过将这样的配置的2种线圈与在包含平行于静磁场方向的轴的面内配置的第一线圈同时使用，深部灵敏度变高，并且可以实现全身这样的宽区域的任意剖面的摄像高速化。

以上，参照附图对本发明的MRI装置中的接收用线圈的各种实施方式进行了说明，还可以进一步适当地组合、变更第一～第三副线圈的形状、和在3种类线圈附加不同种类线圈的形状和数量、进而电磁耦合降低方法。例如，在3种类线圈中也可以加入多种的线圈。此时，增加线圈的种类，即可进一步提高G因子的线圈配置。另外，还能够采用将第二线圈和第三线圈在左右方向上分割为多个的配置。此时，线圈的个数增加，进而为提高G因子的线圈配置。

接着，对上述接收用线圈安装到MRI装置中的结构的实施方式进行说明。

图20采用可将接收用线圈在胸侧20-1、20-2和背中侧20-3分割的结构。胸侧的线圈部分20-1、20-2还被分割为多个，在被检查体103载放在背中侧20-3的状态下，线圈部分20-1、20-2通过连接器20-4、20-5与背中侧的线圈部分20-3相连接。背中侧线圈部分20-3为共用，作为胸侧的线圈部分20-1、20-2，如图21所示，通过准备多种尺寸的不同的21-1、21-2，可以应对尺寸不同的被摄体。

分割胸侧的线圈部分的单位没有特别的限定，例如通过以图2所示的模块作为一个单元进行分割，可以将本发明的接收用线圈使用为由1模块构成的局部线圈，另外可以使用为广视野用或者全身用线圈。图22(A)表示可以分割的接收用线圈作为全身用线圈安装后的状态。这样的全身用线圈，适用于一边移动平台一边进行广视野摄像，此时，即使将相位编码方向和读出方向设定为任意的方向，也能够得到高灵敏度的图像。

并且，作为本实施方式的变形例，如图22(B)所示，被检查体103的腿部分也可以进一步在左右分割。

接着，对采用本发明的MRI装置的接收用线圈的效果进行模拟后的结果进行说明。

图23～图25的(A)，(B)分别表示模拟中使用的接收用线圈的结构。图23和图24的接收用线圈，使用图3(A)所示的螺线线圈3-1作为第一线圈，使用图3(B)所示的具有2个电流环的蝶型线圈5-2，5-4作为第二线圈，使用图3(C)所示的具有3个电流环的线圈7-2，7-4，7-6作为第三线圈。螺线线圈3-1的电流环是静磁场方向以包围被检查体103(阴影)的外周的方式配置。2个蝶型线圈5-2、5-4和线圈7-2、7-4、7-6，被配置得同种电流环分别以面积10％程度重合，且被配置在被检查体103一方的表面附近以使邻接的电流环的排列变为x方向。另外蝶型线圈5-2、5-4和线圈7-2、7-4、7-6，在X方向按照蝶型线圈5-2、5-4灵敏度变为最小的2个区域与线圈7-2、7-4、7-6灵敏度变为最大的2个区域重合的方式配置。但是，图23的接收用线圈将蝶型线圈5-2、5-4和线圈7-2、7-4以大致重合的方式配置，相对于此，图24的接收用线圈将蝶型线圈5-2、5-4的电流环和线圈7-2、7-4、7-6的电流环以在Y方向错开其长度的大致一半量的方式配置，这个方面是不同的。

另一方面，图25的接收用线圈，在使用图3(A)所示的螺线线圈3-1作为第一线圈，使用图3(B)所示的具有2个电流环的蝶型线圈5-2、5-4作为第二线圈方面，与图23，图24的接收用线圈相同。但是仅使用线圈4-1和线圈5-2、5-4，而在x方向灵敏度分布不同的多个线圈不存在，在x方向选择了位相编码方向时的G因子显著增大，从而在图25的接收用线圈中，将1对1匝螺线线圈25-1、25-2分别配置在被检查体的侧面(x方向)，该1对1匝螺线线圈25-1、25-2具有与第一线圈的电流环面交叉且与第二线圈电流环面交叉的电流环面。

图25(C)分别表示针对图23～图25所示的3个接收用线圈，在靠近被摄体背中侧的冠状(coronal)剖面(xy面)上，选择相位编码方向为x方向时的G因子模拟后的结果。图中，用黑色表示的区域是G因子小的(1以上，1.1以下)区域，用白色表示的区域是G因子大的(2以上)区域。并且在本发明的接收用线圈中，由于表面线圈(线圈5-2，5-4，7-2，7-4，7-6)在z方向和y方向排列多个，所以选择这些方向为相位编码方向时的G因子变小。因此，这里，模拟了在选择x方向为相位编码方向时是否可改善G因子。

如图25(C)所示，可知在不使用第三线圈且在x方向上配置2个螺线线圈的接收用线圈中，在摄像剖面中心附近存在4处G因子极大的区域。这4处与在线圈5-2和5-4的2个电流环的中心附近灵敏度变为最小的区域一致。在该区域中，产生摄像图像的S/N变大劣化这样的问题。根据该结果，即使在被检查体的左右(x方向)配置环型线圈作为x方向上灵敏度分布不同的多个线圈，也不能防止线圈5-2和5-4的灵敏度变得最小的区域中的G因子的劣化。

与此相对，在图23的接收用线圈中，如该图(C)所示，可知与图25的接收用线圈相比改善了G因子。在线圈5-2和5-4的灵敏度变为最小的4个区域中，不存在G因子比2更大的区域。可知在第二线圈5-2、5-4和第三线圈7-2、7-4、7-6分别在y方向错开其长度的大约一半长度而配置的图24的接收用线圈中，进一步改善了G因子。

本发明的MRI装置，由于具备垂直磁场用接收用线圈，该垂直磁场用接收用线圈由具有在x、y、z任意方向上不同的敏感度分布的副线圈的组合构成，所以，能够使全身这样的宽区域的任意截面的摄像高速化。