JP2014128630A - 磁気共鳴イメージング装置、及び、磁気共鳴イメージングにおけるコイル選択支援方法 - Google Patents

Abstract

【課題】イメージングに有効な要素コイルを判定機能を備えたＭＲＩ装置を提供する。
【解決手段】ＭＲＩ装置１０は、プロファイルデータ生成部６８と、判定部６５とを有する。プロファイルデータ生成部６８は、第１ＲＦコイル装置及び第２ＲＦコイル装置のそれぞれの複数の要素コイルによりそれぞれ受信された被検体からのＭＲ信号に基づいて、複数の要素コイルにそれぞれ対応すると共にＭＲ信号の受信強度分布を示す複数のプロファイルデータを生成する。判定部６５は、複数のプロファイルデータを第１ＲＦコイル装置、第２ＲＦコイル装置毎に分析することで、第１ＲＦコイル装置及び第２ＲＦコイル装置のそれぞれにおいてＭＲＩに有効な要素コイルを判定する。
【選択図】図１

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置、及び、磁気共鳴イメージングにおけるコイル選択支援方法に関する。

ＭＲＩは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数のＲＦパルスで磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ信号から画像を再構成する撮像法である。なお、上記ＭＲＩは磁気共鳴イメージング(Magnetic Resonance Imaging)の意味であり、ＲＦパルスは高周波パルス(radio frequency pulse)の意味であり、ＭＲ信号は核磁気共鳴信号(nuclear magnetic resonance signal)の意味である。

ここで、例えばＲＦパルス電流をコイルに流す等によって、原子核スピンにＲＦパルスを送信して、発生したエコー信号をＭＲ信号として受信する役割を果たすのがＲＦコイル装置(radio frequency coil device)である。ＲＦコイル装置には、全身用のものと、局所用のものとがある。局所用のＲＦコイル装置は、撮像部位に応じて種々のものが使用され、例えば下肢の撮像時には、下肢専用のＲＦコイル装置が被検体の下肢に装着される。

装着型のＲＦコイル装置内には、例えば、ＭＲ信号を検出するアンテナとして機能する複数の要素コイルが配置される。撮像準備段階では例えば、ＲＦコイル装置内の各要素コイル（のグループ）が表示され、撮像に用いる要素コイル（のグループ）がユーザにより選択される。撮像に用いる要素コイルの選択に際しては、要素コイルの位置が重要である。

そこで、特許文献１では、要素コイルの位置を正確に算出するために、Ｚ軸方向における各要素コイルのＭＲ信号の受信強度分布を取得し、受信強度分布のピーク位置に基づいてＲＦコイル装置の代表位置を算出している。特許文献１では、代表位置に基づいて、複数の各要素コイルの位置を表示している。

特開２０１０−２５９７７７号公報

特許文献１の発明でも、実用上は十分な精度でＲＦコイル装置の代表位置及び各要素コイルの位置を算出できるが、代表位置及び各要素コイルの位置については、できる限り正確に検出することが望ましい。例えば磁場中心から離れすぎた位置にある要素コイルは、良好な画質を得るのに十分な受信感度がないと考えられ、そのような要素コイルは、撮像に用いられる要素コイルから除外することが好ましいからである。

従って、ＭＲＩにおいてイメージングに有効な要素コイルを判定する新技術が要望されており、そのための一手段として、ＭＲＩにおけるＲＦコイル装置の位置を従来よりも正確に検出する新技術が要望されていた。

以下、本発明の実施形態が取り得る態様の数例を態様毎に説明する。
（１）一実施形態では、ＭＲＩ装置は、プロファイルデータ生成部と、判定部とを有する。
プロファイルデータ生成部は、第１ＲＦコイル装置及び第２ＲＦコイル装置のそれぞれの複数の要素コイルによりそれぞれ受信された被検体からのＭＲ信号に基づいて、複数の要素コイルにそれぞれ対応すると共にＭＲ信号の受信強度分布を示す複数のプロファイルデータを生成する。
判定部は、複数のプロファイルデータを第１ＲＦコイル装置、第２ＲＦコイル装置毎に分析することで、第１ＲＦコイル装置及び第２ＲＦコイル装置のそれぞれにおいてＭＲＩに有効な要素コイルを判定する。

（２）別の一実施形態では、ＭＲＩ装置は、プロファイルデータ生成部と、判定部と、位置算出部とを有する。
プロファイルデータ生成部は、少なくとも１つのＲＦコイル装置の複数の要素コイルによりそれぞれ受信された被検体からのＭＲ信号に基づいて、複数の要素コイルにそれぞれ対応すると共にＭＲ信号の受信強度分布を示す複数のプロファイルデータを生成する。
判定部は、ＲＦコイル装置の代表部分と、各要素コイルとの相対的位置関係を示すコイル位置データを記憶し、コイル位置データ及びプロファイルデータに基づいて、ＲＦコイル装置の利用可否を判定する。
位置算出部は、判定部により利用可能と判定されたＲＦコイル装置の複数の要素コイルにそれぞれ対応する複数のプロファイルデータの中から、ＲＦコイル装置の代表部分の位置算出に用いるプロファイルデータを、プロファイルデータにより示される要素コイルの受信感度に応じて少なくとも１つ選択し、選択したプロファイルデータと、コイル位置データとに基づいて代表部分の位置を算出する。

（３）別の一実施形態では、ＭＲＩにおけるコイル選択支援方法は、被検体に装着されるＲＦコイル装置の中から、ＭＲＩに用いられる要素コイルを選択する場合の支援情報を得る方法であり、以下のステップを有する。
１つは、第１ＲＦコイル装置及び第２ＲＦコイル装置のそれぞれの複数の要素コイルによりそれぞれ受信された被検体からのＭＲ信号に基づいて、複数の要素コイルにそれぞれ対応すると共にＭＲ信号の受信強度分布を示す複数のプロファイルデータを生成するステップである。
１つは、複数のプロファイルデータを第１ＲＦコイル装置、第２ＲＦコイル装置毎に分析することで、第１ＲＦコイル装置及び第２ＲＦコイル装置のそれぞれにおいて、ＭＲＩに有効な要素コイルを判定するステップである。

本実施形態におけるＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図。 下肢用ＲＦコイル装置と、脊椎用ＲＦコイル装置の要素コイルの配置例を示す断面模式図。 下肢用ＲＦコイル装置のコイル位置データの例、及び、脊椎用ＲＦコイル装置のコイル位置データの例を示す表。 下肢用ＲＦコイル装置及び脊椎用ＲＦコイル装置の全要素コイルのプロファイルデータの一例を示す模式図。 各プロファイルデータに基づいて各要素コイルの受信強度のピーク値をプロットし、ピーク位置と、コイル位置データとを対比した模式図。 各要素コイルの位置について、プロファイルデータにより示される位置と、コイル位置データにより示される位置との差が設定値以下であった要素コイルのみを選択した一覧表。 ピーク時の受信強度が閾値以上の要素コイルのプロファイルデータに基づく、代表点の位置算出方法を示すグラフ。 本実施形態のＭＲＩ装置によるコイル位置計測シーケンスの動作の流れの一例を示すフローチャート。 コイル位置計測シーケンスの実行後に表示される各要素コイルの配置例を示す模式図。 本実施形態に係るＭＲＩ装置の撮像動作の流れの一例を示すフローチャート図。 下肢用ＲＦコイル装置の要素コイルをセクション毎に配列した一例を示す平面模式図。

以下、ＭＲＩ装置、ＭＲＩ方法、及び、ＭＲＩにおけるコイル選択支援方法の実施形態について、添付図面に基づいて説明する。なお、各図において同一要素には同一符号を付し、重複する説明を省略する。

（本実施形態の構成）
図１は、本実施形態におけるＭＲＩ装置１０の全体構成を示すブロック図である。ここでは一例として、ＭＲＩ装置１０の構成要素を寝台ユニット２０、ガントリ３０、制御装置４０の３つに分けて説明する。

第１に、寝台ユニット２０は、寝台２１と、天板２２と、寝台２１内に配置される天板移動機構２３とを有する。天板２２の上面には、被検体Ｐが載置される。また、天板２２の上面には、複数の接続ポート２５が配置される。本実施形態では一例として、被検体Ｐには、下肢用ＲＦコイル装置１００と、脊椎用ＲＦコイル装置１２０とが装着される。これら下肢用ＲＦコイル装置１００及び脊椎用ＲＦコイル装置１２０は、それぞれ、接続ポート２５を介して、後述のＲＦ受信器５０に接続される。

寝台２１は、天板２２を水平方向（装置座標系のＺ軸方向）に移動可能に支持する。天板移動機構２３は、天板２２がガントリ３０外に位置する場合に、寝台２１の高さを調整することで、天板２２の鉛直方向の位置を調整する。また、天板移動機構２３は、天板２２を水平方向に移動させることで天板２２をガントリ３０内に入れ、撮像後には天板２２をガントリ３０外に出す。

第２に、ガントリ３０は、例えば円筒状に構成され、撮像室に設置される。ガントリ３０は、静磁場磁石３１と、シムコイルユニット３２と、傾斜磁場コイルユニット３３と、ＲＦコイルユニット３４とを有する。

静磁場磁石３１は、例えば超伝導コイルであり、円筒状に構成される。静磁場磁石３１は、後述の制御装置４０の静磁場電源４２から供給される電流により、撮像空間に静磁場を形成する。撮像空間とは例えば、被検体Ｐが置かれて、静磁場が印加されるガントリ３０内の空間を意味する。なお、静磁場電源４２を設けずに、静磁場磁石３１を永久磁石で構成してもよい。

シムコイルユニット３２は、例えば円筒状に構成され、静磁場磁石３１の内側において、静磁場磁石３１と軸を同じにして配置される。シムコイルユニット３２は、後述の制御装置４０のシムコイル電源４４から供給される電流により、静磁場を均一化するオフセット磁場を形成する。

傾斜磁場コイルユニット３３は、例えば円筒状に構成され、シムコイルユニット３２の内側に配置される。傾斜磁場コイルユニット３３は、Ｘ軸傾斜磁場コイル３３ｘと、Ｙ軸傾斜磁場コイル３３ｙと、Ｚ軸傾斜磁場コイル３３ｚとを有する。

本明細書では、特に断りのない限り、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸は装置座標系であるものとする。ここでは一例として、装置座標系のＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸を以下のように定義する。まず、鉛直方向をＹ軸方向とし、天板２２は、その上面の法線方向がＹ軸方向となるように配置される。天板２２の水平移動方向をＺ軸方向とし、ガントリ３０は、その軸方向がＺ軸方向となるように配置される。Ｘ軸方向は、これらＹ軸方向、Ｚ軸方向に直交する方向であり、図１の例では天板２２の幅方向である。

Ｘ軸傾斜磁場コイル３３ｘは、後述のＸ軸傾斜磁場電源４６ｘから供給される電流に応じたＸ軸方向の傾斜磁場Ｇｘを撮像領域に形成する。同様に、Ｙ軸傾斜磁場コイル３３ｙは、後述のＹ軸傾斜磁場電源４６ｙから供給される電流に応じたＹ軸方向の傾斜磁場Ｇｙを撮像領域に形成する。同様に、Ｚ軸傾斜磁場コイル３３ｚは、後述のＺ軸傾斜磁場電源４６ｚから供給される電流に応じたＺ軸方向の傾斜磁場Ｇｚを撮像領域に形成する。そして、スライス選択方向傾斜磁場Ｇｓｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅ、及び、読み出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒｏは、装置座標系の３軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚの合成により、任意の方向に設定可能である。

上記撮像領域は、例えば、１画像又は１セットの画像の生成に用いられるＭＲ信号の収集範囲の少なくとも一部であって、画像となる領域である。撮像領域は例えば、撮像空間の一部として装置座標系で３次元的に規定される。例えば折り返しアーチファクトを防止するために、画像化される領域よりも広範囲でＭＲ信号が収集される場合、撮像領域はＭＲ信号の収集範囲の一部である。一方、ＭＲ信号の収集範囲の全てが画像となり、ＭＲ信号の収集範囲と撮像領域とが合致する場合もある。また、上記「１セットの画像」は、例えばマルチスライス撮像などのように、１のパルスシーケンスで複数画像のＭＲ信号が一括的に収集される場合の複数画像である。

ＲＦコイルユニット３４は、例えば円筒状に構成され、傾斜磁場コイルユニット３３の内側に配置される。ＲＦコイルユニット３４は、例えば、ＲＦパルスの送信及びＭＲ信号の受信を兼用する全身用コイルや、ＲＦパルスの送信のみを行う送信ＲＦコイルを含む。

第３に、制御装置４０は、静磁場電源４２と、シムコイル電源４４と、傾斜磁場電源４６と、ＲＦ送信器４８と、ＲＦ受信器５０と、シーケンスコントローラ５８と、演算装置６０と、入力装置７２と、表示装置７４と、記憶装置７６とを有する。

傾斜磁場電源４６は、Ｘ軸傾斜磁場電源４６ｘと、Ｙ軸傾斜磁場電源４６ｙと、Ｚ軸傾斜磁場電源４６ｚとを有する。Ｘ軸傾斜磁場電源４６ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源４６ｙ、Ｚ軸傾斜磁場電源４６ｚは、傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを形成するための各電流を、Ｘ軸傾斜磁場電源４６ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル３３ｙ、Ｚ軸傾斜磁場コイル３３ｚにそれぞれ供給する。

ＲＦ送信器４８は、シーケンスコントローラ５８から入力される制御情報に基づいて、核磁気共鳴を起こすラーモア周波数のＲＦ電流パルスを生成し、これをＲＦコイルユニット３４に送信する。このＲＦ電流パルスに応じたＲＦパルスが、ＲＦコイルユニット３４から被検体Ｐに送信される。

ＲＦコイルユニット３４の全身用コイル、受信ＲＦコイル２４は、被検体Ｐ内の原子核スピンがＲＦパルスによって励起されることで発生したＭＲ信号を検出し、検出されたＭＲ信号は、ＲＦ受信器５０に入力される。

ＲＦ受信器５０は、受信したＭＲ信号に所定の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ(analog to digital)変換を施すことで、デジタル化されたＭＲ信号の複素データである生データを生成する。ＲＦ受信器５０は、ＭＲ信号の生データを演算装置６０（の画像再構成部６２）に入力する。

シーケンスコントローラ５８は、演算装置６０の指令に従って、傾斜磁場電源４６、ＲＦ送信器４８及びＲＦ受信器５０の駆動に必要な制御情報を記憶する。ここでの制御情報とは、例えば、傾斜磁場電源４６に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報である。シーケンスコントローラ５８は、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源４６、ＲＦ送信器４８及びＲＦ受信器５０を駆動させることで、傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚ及びＲＦパルスを発生させる。

演算装置６０は、システム制御部６１と、システムバスＳＢと、画像再構成部６２と、画像データベース６３と、画像処理部６４と、判定部６５と、位置算出部６６と、コイル選択部６７と、プロファイルデータ生成部６８とを有する。

システム制御部６１は、本スキャンの撮像条件の設定、撮像動作及び撮像後の画像表示において、システムバスＳＢ等の配線を介してＭＲＩ装置１０全体のシステム制御を行う。上記撮像条件とは例えば、どの種類のパルスシーケンスにより、どのような条件でＲＦパルス等を送信し、どのような条件で被検体ＰからＭＲ信号を収集するかを意味する。撮像条件の例としては、撮像空間内の位置的情報としての撮像領域、フリップ角、繰り返し時間ＴＲ(Repetition Time)、スライス数、撮像部位、スピンエコー法やパラレルイメージング等のパルスシーケンスの種類などが挙げられる。上記撮像部位とは、例えば、頭部、胸部、腹部などの被検体Ｐのどの部分を撮像領域として画像化するかを意味する。

上記「本スキャン」は、Ｔ１強調画像などの、目的とする診断画像の撮像のためのスキャンであって、位置決め画像用のＭＲ信号収集のスキャンや、較正スキャンを含まないものとする。スキャンとは、ＭＲ信号の収集動作を指し、画像再構成を含まないものとする。較正スキャンとは例えば、本スキャンの撮像条件の内の未確定のものや、画像再構成処理や画像再構成後の補正処理に用いられる条件やデータを決定するために、本スキャンとは別に行われるスキャンを指す。

また、システム制御部６１は、撮像条件の設定画面情報を表示装置７４に表示させ、入力装置７２からの指示情報に基づいて撮像条件を設定し、設定した撮像条件をシーケンスコントローラ５８に入力する。また、システム制御部６１は、撮像後には、生成された表示用画像データが示す画像を表示装置７４に表示させる。
入力装置７２は、撮像条件や画像処理条件を設定する機能をユーザに提供する。

画像再構成部６２は、位相エンコードステップ数及び周波数エンコードステップ数に応じて、ＲＦ受信器５０から入力されるＭＲ信号の生データをｋ空間データとして配置及び保存する。ｋ空間とは、周波数空間の意味である。画像再構成部６２は、ｋ空間データに２次元フーリエ変換などを含む画像再構成処理を施すことで、被検体Ｐの画像データを生成する。画像再構成部６２は、生成した画像データを画像データベース６３に保存する。

画像処理部６４は、画像データベース６３から画像データを取り込み、これに所定の画像処理を施し、画像処理後の画像データを表示用画像データとして記憶装置７６に保存する。

記憶装置７６は、上記の表示用画像データに対し、その表示用画像データの生成に用いた撮像条件や被検体Ｐの情報（患者情報）等を付帯情報として付属させて記憶する。

プロファイルデータ生成部６８は、被検体Ｐに装着されたＲＦコイル装置（図１の例では下肢用ＲＦコイル装置１００及び脊椎用ＲＦコイル装置１２０）の各要素コイルにより検出されたＭＲ信号に基づいて、要素コイル毎にプロファイルデータを生成する。プロファイルデータは、コイル位置計測シーケンスにより生成されるものであり、各要素コイルが検出したＭＲ信号の受信強度の空間的な分布を示す。本実施形態では一例として、プロファイルデータ生成部６８は、装置座標系の原点を基準として、装置座標系に従ってプロファイルデータを生成する。

判定部６５は、ＲＦコイル装置のコイル位置データ(Coil Position Data)をコイル位置計測シーケンスの開始前から予め記憶している。コイル位置データとは、ＲＦコイル装置の代表点の位置と、当該ＲＦコイル装置内の各要素コイルの代表点の位置との相対的位置関係を示す。

ＲＦコイル装置の代表点とは、そのＲＦコイル装置の位置特定に用いられる基準点であり、例えば、ＲＦコイル装置の中心点や、重心点などを用いればよい。また、要素コイルの代表点とは、要素コイルの位置特定に用いられる基準点であり、例えば、要素コイルのアンテナとして機能する導線部分の重心点や中心などを用いればよい。

ＭＲＩ装置１０は、下肢用ＲＦコイル装置１００及び脊椎用ＲＦコイル装置１２０に加えて、頭部用ＲＦコイル装置、胸部用ＲＦコイル装置などの各種の装着型ＲＦコイル装置を使用可能であり、これらのＲＦコイル装置毎のコイル位置データが判定部６５に記憶されている。

判定部６５は、コイル位置計測シーケンスにおいて、コイル位置データ及びプロファイルデータに基づいて、ＲＦコイル装置の利用可否を判定する。ここでの利用可能とは、例えば、「当該ＲＦコイル装置が磁場中心近辺に存在するので、十分な画質が得られる程度の感度で被検体ＰからＭＲ信号を検出できる要素コイルが含まれる」という意味である。

位置算出部６６は、コイル位置計測シーケンスにおいて、プロファイルデータと、コイル位置データとに基づいて、判定部６５により利用可能と判定されたＲＦコイル装置の代表点の位置を算出する。
コイル選択部６７は、撮像（本スキャン）においてＭＲ信号の検出に用いられる要素コイルを選択する。

なお、上記説明では下肢用ＲＦコイル装置１００及び脊椎用ＲＦコイル装置１２０をＭＲＩ装置１０の一部として説明したが、これらはＭＲＩ装置１０とは別個として捉えてもよい。この点は、頭部用ＲＦコイル装置などのＭＲＩ装置１０に使用される他のＲＦコイル装置についても同様である。
また、演算装置６０、入力装置７２、表示装置７４、記憶装置７６の４つを１つのコンピュータとして構成し、例えば制御室に設置してもよい。

また、上記説明では、ＭＲＩ装置１０の構成要素をガントリ３０、寝台ユニット２０、制御装置４０の３つに分類したが、これは一解釈例にすぎない。
例えば、天板移動機構２３は、制御装置４０の一部として捉えてもよい。

或いは、ＲＦ受信器５０は、ガントリ３０外ではなく、ガントリ３０内に配置されてもよい。この場合、例えばＲＦ受信器５０に相当する電子回路基盤がガントリ３０内に配設される。そして、ＲＦコイル装置等によって電磁波からアナログの電気信号に変換されたＭＲ信号は、当該電子回路基盤内のプリアンプで増幅され、デジタル信号としてガントリ３０外に出力され、画像再構成部６２に入力される。ガントリ３０外への出力に際しては、例えば光通信ケーブルを用いて光デジタル信号として送信すれば、外部ノイズの影響が軽減されるので望ましい。

図２は、本実施形態で用いられる下肢用ＲＦコイル装置１００及び脊椎用ＲＦコイル装置１２０の要素コイルの配置例を示す断面模式図である。図２に示すように、本実施形態では一例として、天板２２の上面にはクッション９６が載置され、被検体Ｐの両脚は、クッション９６の上に乗せられる。これは、被検体Ｐの体軸全体をＺ軸方向に平行にするためである。

下肢用ＲＦコイル装置１００は、ＭＲ信号を受信する装着型ＲＦコイル装置として構成され、カバー部材１０２と、ケーブル１０４とを有する。カバー部材１０２内には、ＭＲ信号を検出する４つの要素コイル(coil element)１０６ａ、１０６ｂ、１０６ｃ、１０６ｄが配列される。要素コイル１０６ａ〜１０６ｄは、カバー部材１０２内の増幅回路等を含む公知の回路構成によって、個別にケーブル１０４内の別々の配線に電気的に接続される（図示せず）。ケーブル１０４は先端に不図示のコネクタを有し、このコネクタが接続ポート２５に接続されることで、要素コイル１０６ａ〜１０６ｄはＲＦ受信器５０に接続される。

また、カバー部材１０２内には、要素コイル（１０６ａ〜１０６ｄ）の選択等の制御を実行すると共に、下肢用ＲＦコイル装置１００の識別情報を記憶した制御回路（図示せず）が配置される。ケーブル１０４が接続ポート２５に接続された場合、下肢用ＲＦコイル装置１００の識別情報は、この制御回路から、ＭＲＩ装置１０内の配線を介してシステム制御部６１に入力される。また、ここでは一例として、カバー部材１０２の中心を下肢用ＲＦコイル装置１００の代表点Ｑ１とする。

脊椎用ＲＦコイル装置１２０は、ＭＲ信号を受信する装着型ＲＦコイル装置として構成され、カバー部材１２２と、ケーブル１２４とを有する。カバー部材１２２内には、ＭＲ信号を検出する８つの要素コイル１２６ａ〜１２６ｈが配列される。要素コイル１２６ａ〜１２６ｈは、カバー部材１２２内の増幅回路等を含む公知の回路構成によって、個別にケーブル１２４内の別々の配線に電気的に接続される（図示せず）。ケーブル１２４は先端に不図示のコネクタを有し、このコネクタが接続ポート２５に接続されることで、要素コイル１２６ａ〜１２６ｈはＲＦ受信器５０に接続される。

また、上記同様に、カバー部材１２２内には、要素コイル（１２６ａ〜１２６ｈ）の選択等の制御を実行すると共に、脊椎用ＲＦコイル装置１２０の識別情報を記憶した制御回路（図示せず）が配置される。ここでは一例として、カバー部材１２２の中心を脊椎用ＲＦコイル装置１２０の代表点Ｑ２とする。

本実施形態の特徴の１つは、新規なコイル位置計測シーケンスにより、ＲＦコイル装置の代表点及び各要素コイルの位置を従来よりも正確に判定する点にある。このコイル位置計測シーケンスの説明の前に、その説明に用いる図３〜図７について以下に説明する。

図３は、下肢用ＲＦコイル装置１００のコイル位置データの例、及び、脊椎用ＲＦコイル装置１２０のコイル位置データの例を示す表である。ここでは要素コイルの位置算出の説明の簡単化のため、各要素コイルの配置を一次元的に捉え、以下のように仮定する。

まず、各要素コイル（１０６ａ〜１０６ｄ、１２６ａ〜１２６ｈ）は、カバー部材（１０２、１２２）内で一次元的に配列されるものとする。また、要素コイルの配列方向がＺ軸方向にほぼ合致するように、下肢用ＲＦコイル装置１００及び脊椎用ＲＦコイル装置１２０は、天板２２上で被検体Ｐに装着されるものとする。

図３のコイル位置データでは、一例として、代表点と各要素コイルとの相対的位置関係は、要素コイルの配列方向における、代表点から各要素コイルの中心点までの距離及び方向として示される。
下肢用ＲＦコイル装置１００の場合、代表点Ｑ１から要素コイル１０６ｄの中心に向かう方向が正方向、その反対方向が負方向である（図２参照）。同様に、脊椎用ＲＦコイル装置１２０の場合、代表点Ｑ２から要素コイル１２６ｈの中心に向かう方向が正方向、その反対方向が負方向である（図２参照）。
例えば、図３の下肢用ＲＦコイル装置１００のコイル位置データでは、要素コイル１０６ｂは、代表点Ｑ１から要素コイル１０６ａの中心に向かう方向に、１００（距離の単位は、例えばミリメートル）だけ代表点Ｑ１から離れている。

図４は、下肢用ＲＦコイル装置１００及び脊椎用ＲＦコイル装置１２０の全要素コイルのプロファイルデータの一例を示す模式図である。図４において、横軸は装置座標系のＺ軸方向の位置を示し、ここでは一例として、磁場中心が装置座標系の原点（Ｘ＝０、Ｙ＝０、Ｚ＝０）に合致するものとする。縦軸は、各要素コイル１０６ａ〜１０６ｄ、１２６ａ〜１２６ｈにより検出されたＭＲ信号の強度を示す。

図４において、下肢用ＲＦコイル装置１００の要素コイル１０６ａ〜１０６ｄのＭＲ信号の受信強度分布は実線で示し、脊椎用ＲＦコイル装置１２０の要素コイル１２６ａ〜１２６ｈのＭＲ信号の受信強度分布は破線で示す。また、下肢用ＲＦコイル装置１００、脊椎用ＲＦコイル装置１２０の中でピーク時の受信強度が最大のもの（この例では、要素コイル１０６ｂ、１２６ｄ）をそれぞれ太線で示す。ここでは一例として、縦軸の値は、下肢用ＲＦコイル装置１００及び脊椎用ＲＦコイル装置１２０の全要素コイルの中で得られた最大の信号強度（この例ではＺ＝−３３での要素コイル１０６ｂのピーク受信強度）により、正規化されている。

図５は、各プロファイルデータに基づいて各要素コイル１０６ａ〜１０６ｄ、１２６ａ〜１２６ｈの受信強度のピーク値をプロットし、ピーク位置と、コイル位置データとを対比した模式図である。図５の上段において、縦軸、横軸は図４と同じであり、丸のプロットは下肢用ＲＦコイル装置１００の要素コイル１０６ａ〜１０６ｄの受信強度のピーク値を示し、四角のプロットは、脊椎用ＲＦコイル装置１２０の要素コイル１２６ａ〜１２６ｈの受信強度のピーク値を示す。

図５の中段は、プロファイルデータにより示される各要素コイル１０６ａ〜１０６ｄの位置と、下肢用ＲＦコイル装置１００のコイル位置データにより示される各要素コイル１０６ａ〜１０６ｄの位置とを対比したものである。

図５の下段は、プロファイルデータにより示される各要素コイル１２６ａ〜１２６ｈの位置と、脊椎用ＲＦコイル装置１２０のコイル位置データにより示される各要素コイル１２６ａ〜１２６ｈの位置とを対比したものである。図５の中段、下段の詳細については、図８のフローチャートでコイル位置計測シーケンスと共に説明する。

図６は、各要素コイル１０６ａ〜１０６ｄ、１２６ａ〜１２６ｈの位置について、プロファイルデータにより示される位置と、コイル位置データにより示される位置との差が「設定値」以下であった要素コイルのみを選択した一覧表の例を示す。上記「設定値」の定め方については、図８でコイル位置計測シーケンスと共に説明する。

図７は、ピーク時の受信強度が閾値以上の要素コイルのプロファイルデータに基づく、代表点の位置算出方法を示すグラフである。具体的には、図６の一覧表に選択された下肢用ＲＦコイル装置１００のコイル要素１０６ａ〜１０６ｄの中から、統計的な閾値を満たす要素コイルがさらに選択され、選択された要素コイルのプロファイルデータに基づいて代表点Ｑ１の位置が算出される。統計的な閾値の定め方、代表点Ｑ１の位置算出方法については、図８でコイル位置計測シーケンスの流れと共に説明する。

なお、図７において、横軸（Ｘ軸）は、コイル位置データが示す代表点Ｑ１を基準（Ｘ＝０）とした各コイル要素１０６ａ〜１０６ｄの相対的位置を示す。縦軸（Ｙ軸）は、装置座標系の原点を基準（Ｙ＝０）とした各コイル要素１０６ａ〜１０６ｄの暫定位置を示す。暫定位置とは、各コイル要素の位置の最終的な算出結果が得られる前における、プロファイルデータに基づく各要素コイルの暫定的な測定位置を意味する。

図８は、本実施形態のＭＲＩ装置１０によるコイル位置計測シーケンスの動作の流れの一例を示すフローチャートである。以下、前述した各図を適宜参照しながら、図８に示すステップ番号に従って、コイル位置計測シーケンスの流れを説明する。

［ステップＳ１］システム制御部６１（図１参照）は、ＭＲＩ装置１０の各部を制御して、例えばスピンエコー法などに基づく一次元パルスシーケンスにより、Ｚ軸方向のＭＲ信号収集シーケンスを実行させる。これにより、要素コイル毎に収集されたＭＲ信号は、ＲＦ受信器５０からプロファイルデータ生成部６８に入力される。プロファイルデータ生成部６８は、下肢用ＲＦコイル装置１００及び脊椎用ＲＦコイル装置１２０の要素コイル１０６ａ〜１０６ｄ、１２６ａ〜１２６ｈのＺ軸方向におけるＭＲ信号の受信強度分布を、プロファイルデータとして個別に生成する（図４参照）。

判定部６５は、下肢用ＲＦコイル装置１００の全要素コイル１０６ａ〜１０６ｄのプロファイルデータの中で、ＭＲ信号の受信強度の最大値を判定し、これを最大受信強度ＣＡｍａｘとする。最大受信強度ＣＡｍａｘが得られたＺ軸方向位置を暫定位置ＰＡとする。図４、図５の例では、要素コイル１０６ｂの暫定位置ＰＡ（Ｚ＝−３３）における受信強度が最大受信強度ＣＡｍａｘとして判定部６５に記憶される。

判定部６５は、脊椎用ＲＦコイル装置１２０の全要素コイル１２６ａ〜１２６ｈのプロファイルデータの中で、ＭＲ信号の受信強度の最大値を判定し、これを最大受信強度ＣＢｍａｘとする。最大受信強度ＣＢｍａｘが得られたＺ軸方向位置を暫定位置ＰＢとする。図４、図５の例では、要素コイル１２６ｄの暫定位置ＰＢ（Ｚ＝−２００）における受信強度が最大受信強度ＣＢｍａｘとして判定部６５に記憶される。

［ステップＳ２］判定部６５は、最大受信強度ＣＡｍａｘ、ＣＢｍａｘに該当しない他の全要素コイルについて、プロファイルデータにおける受信強度の最大値が得られたＺ軸方向位置を、各要素コイルの「暫定位置」として判定及び記憶する。

次に、判定部６５は、下肢用ＲＦコイル装置１００について、プロファイルデータにより示される各要素コイル１０６ａ〜１０６ｄの「暫定位置」と、コイル位置データ（図３の左欄参照）により示される各要素コイルの位置とのズレΔＺを算出する。この計算は、最大受信強度ＣＡｍａｘが得られた要素コイル１０６ｂの暫定位置ＰＡを基準に実行される。

具体的には、判定部６５は、下肢用ＲＦコイル装置１００のコイル位置データにより示される要素コイル１０６ｂの位置と、プロファイルデータにより示される要素コイル１０６ｂの暫定位置ＰＡとを合致させる第１合致条件を算出する。下肢用ＲＦコイル装置１００の代表点Ｑ１が装置座標系の原点に合致する場合、コイル位置データに従えば、要素コイル１０６ｂの暫定位置ＰＡはＺ＝−１００となるはずである（図３の左欄参照）。しかし、要素コイル１０６ｂの暫定位置ＰＡ＝−３３である（図５の上段参照）。
従って、判定部６５は、コイル位置データにより示される位置をＺ軸正方向に６７だけシフトさせる条件を第１合致条件として算出する。これにより、他の要素コイル１０６ａ、１０６ｃ、１０６ｄについて、コイル位置データが示す位置が得られる。

即ち、図５の中段の横軸は、第１合致条件に従って図５の上段の横軸をＺ軸正方向に６７だけシフトさせ、コイル位置データにより示される要素コイル１０６ｂの位置と、要素コイル１０６ｂの暫定位置ＰＡとを合致させたものである。なお、図５の中段の横軸の２段表記の目盛の内、上側は代表点Ｑ１を基準とした位置を示し、下側は対応する要素コイルの符合を括弧書きで示す（図５の下段も同様）。

判定部６５は、他の要素コイル１０６ａ、１０６ｃ、１０６ｄについて、コイル位置データにより示される位置と、暫定位置とのズレΔＺａ、ΔＺｃ、ΔＺｄを第１合致条件の下で算出する。例えば、要素コイル１０６ｄの暫定位置は、図５の上段ではＺ＝４００であるが、第１合致条件下でコイル位置データが定める位置は、３００＋６７＝３６７である（３００は、図３のコイル位置データの要素コイル１０６ｄの値）。即ち、図５の中段の横軸の目盛３００に相当する位置は、図５の上段のＺ＝３６７の位置であり、このＺ＝３６７と、要素コイル１０６ｄの暫定位置４００とのズレが、ΔＺｄ＝３３として算出される。

次に、判定部６５は、脊椎用ＲＦコイル装置１２０について、プロファイルデータにより示される各要素コイル１２６ａ〜１２６ｈの暫定位置と、コイル位置データにより示される各要素コイルの位置とのズレΔＺ’を算出する。この計算は、最大受信強度ＣＢｍａｘが得られた要素コイル１２６ｄの暫定位置ＰＢを基準に実行される。

判定部６５は、上記同様に、脊椎用ＲＦコイル装置１２０のコイル位置データ（図３の右欄参照）により示される要素コイル１２６ｄの位置と、プロファイルデータにより示される要素コイル１２６ｄの暫定位置ＰＡとを合致させる第２合致条件を算出する。即ち、図５の下段の横軸は、第２合致条件として図５の上段の横軸をＺ軸負方向に１００だけシフトさせ、コイル位置データにより示される要素コイル１２６ｄの位置と、要素コイル１２６ｄの暫定位置ＰＢとを合致させたものである。
判定部６５は、他の要素コイル１２６ａ〜１２６ｃ、１２６ｅ〜１２６ｈについて、コイル位置データにより示される位置と、暫定位置とのズレΔＺ’ａ〜ΔＺ’ｃ、ΔＺ’ｅ〜ΔＺ’ｈを第２合致条件の下で算出する。

［ステップＳ３］判定部６５は、コイル位置データにより示される位置と、暫定位置とのズレが許容範囲内の要素コイル（のプロファイルデータ）をＲＦコイル装置の利用可否の判定用に選択する。なお、選択対象については、要素コイルを選択すると解釈しても、要素コイルのプロファイルデータを選択すると解釈しても技術的には等価であるが、利用可否の判定にはプロファイルデータが用いられる。

ここでは一例として、判定部６５は、ズレΔＺａ〜ΔＺｄ、ΔＺ’ａ〜ΔＺ’ｈについて、絶対値が所定値（例えば９０）以下の要素コイルを選択する。なお、最大受信強度ＣＡｍａｘ、ＣＢｍａｘが得られた要素コイル１０６ｂ、１２６ｄについては、ΔＺｂ＝０、ΔＺ’ｄ＝０なので当然に選択される。また、上記の所定値は、下肢用ＲＦコイル装置１００と、脊椎用ＲＦコイル装置１２０とで共通の値であるが、互いに異なる値を用いてもよい。
本実施形態の例では、下肢用ＲＦコイル装置１００については要素コイル１０６ａ〜１０６ｄが選択され、脊椎用ＲＦコイル装置１２０については要素コイル１２６ｃ〜１２６ｆが選択される（図６参照）。

［ステップＳ４］判定部６５は、下肢用ＲＦコイル装置１００及び脊椎用ＲＦコイル装置１２０について、両者の利用可否の判定に用いられる共通の統計的な閾値Ｔｈを算出する。ステップＳ３で選択された全要素コイルのピーク時のＭＲ信号の受信強度の平均値及び分散をそれぞれμ、σとする場合、判定部６５は、例えば次式で閾値Ｔｈを算出する。

Ｔｈ＝μ−（Ｎ×σ） ・・・（１）

（１）式において、Ｎは自然数であり、例えば、３や４などの値を用いることができる。
なお、閾値Ｔｈとしては、（１）式は一例にすぎず、例えば単なる平均値μでもよい。
或いは、閾値Ｔｈとしては、標準偏差（μ−√σ）でもよい。図６の場合、８つの要素コイルのピーク時の受信強度の平均は０．５であり、分散は０．０５である。ここでは一例として、判定部６５は、閾値Ｔｈ＝０．４と算出する（（１）式でＮ＝２の場合）。

［ステップＳ５］判定部６５は、ステップＳ３で利用可否の判定用に選択された要素コイルの中で、ピーク時のＭＲ信号の受信強度が閾値Ｔｈ以上の要素コイルが少なくとも１つ存在するＲＦコイル装置を、「磁場中心近辺にあるので利用可能」と判定する。ピーク時のＭＲ信号の受信強度が閾値Ｔｈ以上の要素コイルの存在しないＲＦコイル装置は、「利用に適さない」と判定される。

図４〜図６の例では、下肢用ＲＦコイル装置１００は、ステップＳ３で選択された４つの要素コイル１０６ａ〜１０６ｄの内、４つ共ピーク時の受信強度が閾値Ｔｈ以上なので、利用可能と判定される。脊椎用ＲＦコイル装置１２０は、ステップＳ３で選択された４つの要素コイル１２６ｃ〜１２６ｆの内、要素コイル１２６ｄ、１２６ｅのピーク時の受信強度が閾値Ｔｈ以上なので、利用可能と判定される。

なお、利用可否の判定方法について、上記の方法は一例にすぎない。例えば、ステップＳ３で選択された要素コイルの内、ピーク時のＭＲ信号の受信強度が閾値Ｔｈ以上の要素コイルの数が２つ以上の場合に利用可能と判定してもよい。或いは、ステップＳ３で選択された全要素コイルの内、例えば１５％などの所定割合以上の要素コイルにおいて、ピーク時のＭＲ信号の受信強度が閾値Ｔｈ以上である場合に、当該ＲＦコイル装置を利用可能と判定してもよい。

［ステップＳ６］位置算出部６６は、ステップＳ５で利用可能と判定されたＲＦコイル装置毎に、代表点の位置算出に用いられる要素コイルをそれぞれ選択する。ここでの選択対象についても上記同様、要素コイルを選択すると解釈しても、要素コイルのプロファイルデータを選択すると解釈しても技術的には等価であるが、代表点の位置算出にはプロファイルデータが用いられる。

この選択に際しては、各ＲＦコイル装置の中で、ＭＲ信号の受信強度の各ピーク値の最大値が用いられる。具体的には、位置算出部６６は、下肢用ＲＦコイル装置１００内の全要素コイル１０６ａ〜１０６ｄ（のプロファイルデータ）の中から、ＭＲ信号の受信強度のピーク値が最大受信強度ＣＡｍａｘの所定割合ＲＡ以上であるものを、代表点Ｑ１の位置算出用に選択する。同様に、位置算出部６６は、脊椎用ＲＦコイル装置１２０内の全要素コイル１２６ａ〜１２６ｈ（のプロファイルデータ）の中から、ＭＲ信号の受信強度のピーク値が、最大受信強度ＣＢｍａｘの所定割合ＲＡ以上であるものを、代表点Ｑ２の位置算出用に選択する。

所定割合ＲＡは、ここでは一例として５０％とする。この場合、下肢用ＲＦコイル装置１００については４つの要素コイル１０６ａ〜１０６ｄが選択され、脊椎用ＲＦコイル装置１２０については４つの要素コイル１２６ｃ〜１２６ｆが選択される。但し、所定割合ＲＡは、例えば２０〜７０％の範囲で適正に定めればよく、５５％でもよいし、２０％でもよい。

また、本実施形態では一例として、各ＲＦコイル装置について、代表点の位置算出に用いられる要素コイルが、最大受信強度（ＣＡｍａｘ又はＣＢｍａｘ）であった要素コイルの１つしか選択されない場合、複数の要素コイルが選択されるように、所定割合ＲＡを段階的に下げる。

［ステップＳ７］位置算出部６６は、ステップＳ５で利用可能と判定されたＲＦコイル装置毎に、代表点の位置を算出する。そのために、位置算出部６６は、下肢用ＲＦコイル装置１００の代表点Ｑ１の位置と、装置座標系の原点（この例では磁場中心）とのズレＤ１を算出する。

具体的には、位置算出部６６は、ステップＳ６で選択された下肢用ＲＦコイル装置１００の要素コイル１０６ａ〜１０６ｄについて、図７のようなグラフを作成する。図７における要素コイル１０６ａ〜１０６ｄの各プロットにおいて、Ｘ座標値（横軸の値）は、コイル位置データに基づく代表点Ｑを基準とした各要素コイル１０６ａ〜１０６ｄの位置を示す。また、図７の要素コイル１０６ａ〜１０６ｄの各プロットにおいて、Ｙ座標値（縦軸の値）は、各要素コイル１０６ａ〜１０６ｄの暫定位置（ＭＲ信号の受信強度が最大であった装置座標系のＺ軸上の位置）を示す。

但し、各要素コイル１０６ａ〜１０６ｄの暫定位置（Ｙ座標値）については、プロファイルデータのＭＲ信号強度の重心のＺ軸方向位置を用いてもよい。ここでの重心とは、例えば、計測を行ったＺ軸方向の範囲でＭＲ信号強度をＺ軸方向に積分することで総積分値を算出後、ＭＲ信号強度のＺ軸方向積分値が総積分値の半分となるＺ軸位置である。

位置算出部６６は、図７のグラフにおいて、最小二乗法に従って要素コイル１０６ａ〜１０６ｄの４つのプロットを直線近似する。位置算出部６６は、この直線のＹ切片ＩＰ１を、代表点Ｑ１の位置と装置座標系の原点とのズレＤ１として算出する。これにより、位置算出部６６は、装置座標系に基づく代表点Ｑ１の位置を算出する。位置算出部６６は、上記同様にして、脊椎用ＲＦコイル装置１２０の代表点Ｑ２の位置と装置座標系の原点とのズレＤ２を算出することで、代表点Ｑ２の位置を算出する。
なお、暫定位置及びコイル位置データに基づいて代表点の位置を算出する方法は、上記最小二乗法以外の手法でもよい。この点、本実施形態の補足事項［５］として後述する。

［ステップＳ８］位置算出部６６は、ステップＳ７で算出した代表点Ｑ１の位置と、コイル位置データとに基づいて、下肢用ＲＦコイル装置１００の各要素コイル１０６ａ〜１０６ｄの実際の位置を算出する。例えば、図７のＹ切片ＩＰ１（ズレＤ１）が＋６７であり、代表点Ｑ１のＺ軸座標位置が＋６７と算出された場合、位置算出部６６は、コイル位置データにおける各要素コイルの位置を６７だけＺ軸正方向にずらす。例えば、要素コイル１０６ｄのＺ軸方向の位置は、３６７と算出される。

同様にして、位置算出部６６は、ステップＳ７で算出した代表点Ｑ２の位置と、コイル位置データとに基づいて、脊椎用ＲＦコイル装置１２０の各要素コイル１２６ａ〜１２６ｈの実際の位置を算出する。例えばズレＤ２が−１００であり、代表点Ｑ２のＺ軸座標位置が−１００と算出された場合、位置算出部６６は、コイル位置データにおける各要素コイルの位置を１００だけＺ軸負方向にずらす。
以上がコイル位置計測シーケンスの動作説明である。

図９は、コイル位置計測シーケンスの実行後に表示される各要素コイルの配置例を示す模式図である。本実施形態では一例として、表示装置７４は、各ＲＦコイル装置の利用可否の判定結果を文字情報的に表示装置７４の画面上のガイド欄２００に表示する。図４〜図９の例では、下肢用ＲＦコイル装置１００、脊椎用ＲＦコイル装置１２０が共に利用可能である旨がガイド欄２００に表示されている。
ここでは一例として、表示装置７４は、代表点の位置が算出されなかった（利用不可と判定された）ＲＦコイル装置の要素コイルの位置情報を表示せず、代表点の位置が算出された（利用可能と判定された）ＲＦコイル装置の要素コイルの位置情報を表示する。

また、ここでは一例として、表示装置７４は、ステップＳ３で利用可否の判定用に選択された要素コイルの中で、ピーク時の受信強度が閾値Ｔｈ以上の要素コイルのみを、利用可能な要素コイルとして識別表示する。ステップＳ５で利用可能と判定されたＲＦコイル装置内で、利用可能として識別表示する要素コイルの判定基準については、上記閾値Ｔｈではなく、他の基準でもよい。また、この識別表示に際して、表示装置７４は、画面上で磁場中心の位置を基準に、ステップＳ８で算出された要素コイルの位置に合わせて、例えば要素コイルの太枠を表示する。太枠内には、該当する要素コイルの識別情報が表示される。

図４〜図９の例では、下肢用ＲＦコイル装置１００については要素コイル１０６ａ〜１０６ｄが利用可能として表示され、脊椎用ＲＦコイル装置１２０については要素コイル１２６ｄ、１２６ｅが利用可能として表示されている。また、図９において、Ｚ軸方向における磁場中心（Magnetic Field Center）の位置は、縦方向の一点鎖線で示されている。

ピーク時の受信強度が閾値Ｔｈ未満の要素コイル（利用に適さない要素コイル）については、表示しなくてよいし、利用可能な要素コイルとは識別された態様で表示してもよい。図９では、位置算出部６６により算出された要素コイルの位置に合わせて、利用に適さない要素コイルの点線枠が表示される。

また、判定部６５は、全要素コイルのプロファイルファイルデータにおいてＭＲ信号が検出された範囲、及び、身長などの被検体Ｐの情報に基づいて、被検体Ｐの存在領域を算出し、算出結果を表示装置７４に入力する。そして、表示装置７４は、入力された被検体Ｐの領域も併せて、各要素コイルの配置と共に表示する。

（本実施形態の動作説明）
図１０は、本実施形態におけるＭＲＩ装置１０の撮像動作の流れの一例を示すフローチャートである。以下、前述した各図を適宜参照しながら、図１０に示すステップ番号に従って、ＭＲＩ装置１０の動作を説明する。

［ステップＳ２１］入力装置７２に対して、被検体Ｐの身長などの情報や、パルスシーケンスの種類などの主要な撮像条件が入力される。システム制御部６１（図１参照）は、入力装置７２を介してＭＲＩ装置１０に対して入力された撮像条件に基づいて、ＭＲＩ装置１０の初期設定を行う。また、天板２２上で、被検体Ｐに下肢用ＲＦコイル装置１００、脊椎用ＲＦコイル装置１２０が装着され、これらがそれぞれ接続ポート２５に接続される。接続ポート２５を介して、システム制御部６１は、これらの接続されたＲＦコイル装置の識別情報を取得する。

この後、天板移動機構２３は、シーケンスコントローラ５８及びシステム制御部６１の制御に従って、被検体Ｐが載置された天板２２をガントリ３０内に水平移動させる。この後、プレスキャンなどによってＲＦパルスの暫定的な中心周波数等が設定される。

［ステップＳ２２］システム制御部６１は、ＭＲＩ装置１０の各部を制御して、前述のコイル位置計測シーケンスを実行させる（図３〜図８参照）。

［ステップＳ２３］判定部６５及び位置算出部６６は、コイル位置計測シーケンスの実行結果を表示装置７４に入力する。表示装置７４は、コイル位置計測シーケンスの実行結果に基づいて、利用可能なＲＦコイル装置、及び、利用可能な要素コイルを識別表示する（図９参照）。このとき、表示装置７４は、磁場中心の位置を基準に、コイル位置計測シーケンスで算出された要素コイルの位置に合わせて、利用可能な要素コイルを表示する。

この後、表示装置７４上に表示された利用可能な要素コイルの中から、ユーザにより、撮像に用いられる要素コイルが選択される。コイル選択部６７は、入力装置７２を介してユーザにより選択された要素コイルが撮像に用いられるように、所定の制御信号を下肢用ＲＦコイル装置１００、脊椎用ＲＦコイル装置１２０に入力する。ここでの「撮像に用いられる」とは、本スキャンにおいてその要素コイルにより受信されたＭＲ信号を画像再構成に用いる、という意味である。

なお、撮像に用いられる要素コイルの選択は、撮像部位などの撮像条件に応じてコイル選択部６７により自動的に実行されてもよい。また、表示されたコイル位置計測シーケンスの実行結果に疑問がある場合に、ユーザの再実行指示に従ってステップＳ２２の処理が再実行されるように、入力装置７２及びＭＲＩ装置１０の各部は構成される。

［ステップＳ２４］下肢用ＲＦコイル装置１００、脊椎用ＲＦコイル装置１２０内の各要素コイルの３次元的な（空間的な）感度分布マップの生成シーケンスなどのプレスキャンが実行される。感度分布マップの生成手法については、例えば特開２００５−２３７７０３号公報などの従来技術と同様でよい。

［ステップＳ２５］位置決め画像が撮像される。具体的には、ステップＳ２の時点から、ガントリ３０内に挿入された天板２２上には被検体Ｐが載置されており、静磁場電源４２により励磁された静磁場磁石３１によって撮像空間に静磁場が形成されている。そして、シムコイル電源４４からシムコイルユニット３２に電流が供給されることでオフセット磁場が形成され、静磁場が均一化される。さらに、入力装置７２からシステム制御部６１に開始指示が入力されると、システム制御部６１は、パルスシーケンスを含む撮像条件をシーケンスコントローラ５８に入力する。シーケンスコントローラ５８は、入力されたパルスシーケンスに従って傾斜磁場電源４６、ＲＦ送信器４８及びＲＦ受信器５０を駆動させることで、被検体Ｐの撮像部位が含まれる撮像領域に傾斜磁場を形成させると共に、ＲＦコイルユニット３４からＲＦパルスを発生させる。

このため、被検体Ｐ内の核磁気共鳴により生じたＭＲ信号は、ＲＦコイルユニット３４、及び、ステップＳ２３で選択された（下肢用ＲＦコイル装置１００又は脊椎用ＲＦコイル装置１２０の）要素コイルにより検出されて、ＲＦ受信器５０に入力される。ＲＦ受信器５０は、ＭＲ信号に前述の処理を施すことでＭＲ信号の生データを生成し、これら生データを画像再構成部６２に入力する。画像再構成部６２は、ＭＲ信号の生データをｋ空間データとして配置及び保存する。

画像再構成部６２は、ｋ空間データにフーリエ変換を含む画像再構成処理を施すことで画像データを再構成し、画像データを画像データベース６３に保存する。
画像処理部６４は、画像データベース６３から画像データを取り込み、これに所定の画像処理を施すことで位置決め画像の表示用画像データを生成し、この表示用画像データを記憶装置７６に保存する。この後、システム制御部６１は、位置決め画像の表示用画像データが示す画像を表示装置７４に表示させる。

［ステップＳ２６］表示された位置決め画像に基づいて、撮像領域などの本スキャンの撮像条件の一部がユーザにより設定される。また、システム制御部６１は、本スキャンにおける他の未確定の撮像条件を設定する。

［ステップＳ２７］ステップＳ２６で設定された撮像条件に従って本スキャンが実行される。これにより、位置決め画像の撮像時と同様に各部が動作し、本スキャンのＭＲ信号の生データがｋ空間データとして画像再構成部６２内に配置及び保存される。

［ステップＳ２８］画像再構成部６２は、ｋ空間データにフーリエ変換を含む画像再構成処理を施すことで画像データを再構成し、再構成後の画像データに対して感度分布マップに基づく輝度補正処理を施す。画像再構成部６２は、輝度補正処理後の画像データを画像データベース６３に保存する。

画像処理部６４は、画像データベース６３から画像データを取り込み、これに所定の画像処理を施すことで２次元の表示用画像データを生成し、これら表示用画像データを記憶装置７６に保存する。この後、システム制御部６１は、本スキャンの表示用画像データが示す画像を撮像画像として表示装置７４に表示させる。以上が本実施形態のＭＲＩ装置１０の動作説明である。

（本実施形態の効果）
複数の装着型のＲＦコイル装置が撮像に利用されるが、ＲＦコイル装置毎に受信感度が大きく異なる場合がある。例えば図２のように被検体Ｐの両脚の下にクッション９６が敷かれる場合、被検体Ｐとの距離がＲＦコイル装置毎に大きく異なるので、１のＲＦコイル装置内の各要素コイルと、別のＲＦコイル装置内の各要素コイルとで、ＭＲ信号に対する受信感度が大きく異なる。ＭＲ信号は微弱であるため、被検体Ｐとの距離が大きいＲＦコイル装置は、その内部の各要素コイルの受信感度が相対的に小さくなる。

このような条件において、従来技術では、内部の全要素コイルがＭＲ信号の受信強度において所定値を超えないために、当該ＲＦコイル装置が（利用に適さないとして）表示されない場合があった。例えば、図２のような配置において、下肢用ＲＦコイル装置１００は表示されるが、クッション９６により被検体Ｐから離れた脊椎用ＲＦコイル装置１２０が表示されない場合があった。

ここで、磁場中心から離れるほど、傾斜磁場の線形性が劣化するのでＭＲ信号の検出精度が低くなる。即ち、受信信号のピーク位置を特定しても、これがノイズのピークなのか、コイル間のカップリングによるものなのか、本来検出すべき被検体ＰからのＭＲ信号のピークなのかを判定しづらくなる。従って、受信信号のピーク位置は、磁場中心から離れた要素コイルほど、検出すべき被検体からのＭＲ信号のピーク位置とは異なる可能性が高くなる。

そこで本実施形態では、ＲＦコイル装置の利用可否の判定において、当該ＲＦコイル装置が磁場中心付近にあるか否かを確認する、という新規のアルゴリズムにした。具体的にはまず、ステップＳ３において、受信信号のピーク位置が被検体ＰからのＭＲ信号のピーク位置とは大きく異なる要素コイルは、利用可否の判定から除外される。コイル位置データが示す位置とのズレΔＺ、ΔＺ’が許容範囲の要素コイルのみが選択されるからである。

これらピーク位置の信頼性の高い要素コイルの中で、それぞれのピーク信号レベルに基づいて統計的な閾値Ｔｈが算出される（ステップＳ４）。そして、これらピーク位置の信頼性の高い要素コイルの中で、受信強度のピーク値が閾値Ｔｈ以上のものがあれば、当該ＲＦコイル装置は、磁場中心近辺に存在するので利用可能と判定される（ステップＳ５）。当該ＲＦコイル装置内には、磁場中心近辺に存在するのでピーク位置の信頼性が高く、且つ、十分な受信感度を有する要素コイルが少なくとも１つ存在する、と言えるからである。

従って、極めて高い信頼性で、ＲＦコイル装置の利用可否を判定できる。
また、クッション９６などによって内部の要素コイルが被検体Ｐから離れるためにＭＲ信号の強度が下がり、当該ＲＦコイル装置の位置が自動検出されずに表示されないという従来の問題は、信頼性の高い要素コイルのピーク位置が統計的な閾値以上になり利用可能と判定される可能性が高いため、少なくなる。

そして、利用可能と判定されたＲＦコイル装置の要素コイルの中で、ＭＲ信号の受信強度のピーク値が最大受信強度（ＣＡｍａｘ又はＣＢｍａｘ）の所定割合ＲＡ以上であるものが、代表点（Ｑ１又はＱ２）の位置算出用に選択される（ステップＳ６）。このように、十分な受信感度を有する要素コイルのみを選択した上で、これらの暫定位置（ピーク位置）と、コイル位置データに基づく相対位置との間で最小二乗法に従って近似直線を算出することで、その切片が代表点の位置として算出される（ステップＳ７）。従って、代表点の位置を正確に算出できる。代表点の位置が正確に算出される結果、各要素コイルの位置は、コイル位置データに基づいて正確に算出される（ステップＳ８）。

以上説明した実施形態によれば、ＭＲＩのＲＦコイル装置の位置を従来よりも正確に検出できる。また、ＭＲＩにおいて、イメージングに有効な要素コイルを判定できる。ここでの「イメージングに有効な要素コイル」とは、例えば、「良好な画質を得るために十分な受信感度が得られる位置に配置された要素コイル」を意味する。

（本実施形態の補足事項）
［１］本実施形態では、要素コイル単位でプロファイルデータが生成され、要素コイルのプロファイルデータに基づいてＲＦコイル装置の利用可否の判定及び代表点の位置算出が実行される例を述べた。これらの処理は、要素コイル単位ではなく、例えばセクション単位で実行されてもよい。

図１１は、下肢用ＲＦコイル装置１００’の要素コイルをセクション毎に配列した一例を示す平面模式図である。図１１において、下肢用ＲＦコイル装置１００’のカバー部材１０２’内には、第１セクション１０６Ａ、第２セクション１０６Ｂ、第３セクション１０６Ｃ、第４セクション１０６Ｄの４つ要素コイル群が配置される。

第１セクション１０６Ａは４つの要素コイル１０６ａ１〜１０６ａ４を有し、第２セクション１０６Ｂは４つの要素コイル１０６ｂ１〜１０６ｂ４を有し、第３セクション１０６Ｃは４つの要素コイル１０６ｃ１〜１０６ｃ４を有し、第４セクション１０６Ｄは４つの要素コイル１０６ｄ１〜１０６ｄ４を有する。

ここで、ＲＦコイル装置からそれぞれ出力され、ＲＦ受信器５０に入力されるまでの複数のＭＲ信号の各経路を「チャンネル」と定義する。チャンネル数は、ＲＦ受信器５０の入力受付数以下に設定される。各チャンネルで伝送され、ＲＦ受信器５０に１信号として入力されるＭＲ信号は、１の要素コイルのＭＲ信号のみから構成される場合もあるし、複数の要素コイルのＭＲ信号の合成信号の場合もある。合成処理は、例えばＲＦコイル装置内において、複数の要素コイルからのＭＲ信号をそれぞれ、同位相、反位相、ＱＤ(quadrature）、半ＱＤなどに変換してから足し合わることで、後で分離可能に行われる。

従って、第１セクション１０６Ａの４つの要素コイル１０６ａ１〜１０６ａ４のいずれか１つが受信したＭＲ信号を第１セクションのＭＲ信号とし、この代表のＭＲ信号に基づいて第１セクションのプロファイルデータを生成してもよい。或いは、要素コイル１０６ａ１〜１０６ａ４でそれぞれ受信した４つのＭＲ信号を合成した１の信号に基づいて、第１セクション１０６Ａのプロファイルデータを生成してもよい。

第２セクション１０６Ｂ、第３セクション１０６Ｃ、第４セクション１０６Ｄについても上記同様にプロファイルデータを生成すれば、各セクションのプロファイルデータに基づいて下肢用ＲＦコイル装置１００’の利用可否の判定を上記実施形態と同様に実行できる。また、下肢用ＲＦコイル装置１００’が利用可能と判定された場合、代表点Ｑ１の位置算出、及び、第１〜第４セクション（１０６Ａ〜１０６Ｄ）のどれが利用可能かを、上記実施形態と同様に算出できる。

［２］代表点の位置を算出する例を述べたが、本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。代表点とは例えば、広がりをもった範囲である代表部分における、所定の座標点であるが、代表部分の位置を算出するようにしてもよい。本明細書では、代表部分は、代表点の上位概念の表現であるものとする。

［３］天板２２の水平移動方向（Ｚ軸方向）に沿ってＭＲ信号の受信強度分布のプロファイルデータを１次元的に生成し、代表点Ｑ１、Ｑ２及び各要素コイルの位置を１次元的に算出する例を述べた。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。プロファイルデータを２次元的或いは３次元的に生成し、代表点Ｑ１、Ｑ２及び各要素コイルの位置を３次元的に算出してもよい。

３次元的に算出する場合、コイル位置データは例えば、ＲＦコイル装置の代表点を原点として、ＲＦコイル装置を所定方向に置いた場合の各要素コイルの代表点の３次元座標として判定部６５に記憶される。上記所定方向とは、例えば、要素コイルの配列方向をＺ軸方向に合致させる方向である。次に、例えば３次元的にＭＲ信号を収集し、プロファイルデータを３次元的に生成する。次に、プロファイルデータにおけるＭＲ信号の受信強度のピークの３次元座標と、コイル位置データが示す要素コイルの代表点の３次元座標との差を３次元ベクトルとして算出する。この３次元ベクトルを上記実施形態のΔＺと同様の判断基準とすることで、ＲＦコイル装置の利用可否の判定、ＲＦコイル装置の代表点の位置算出、各要素コイルの位置算出を上記実施形態と同様に実行できる。

［４］受信専用の下肢用ＲＦコイル装置１００、脊椎用ＲＦコイル装置１２０に対して、利用可否の判定や代表点の位置算出等が実行される例を述べた。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。送受信兼用のＲＦコイル装置に対しても、上記実施形態と同様に、利用可否の判定や代表点の位置算出等を実行可能である。

［５］コイル位置計測シーケンスのステップＳ７（図８）において、図７のように最小二乗法で要素コイル１０６ａ〜１０６ｄのプロットを直線近似し、下肢用ＲＦコイル装置１００及び脊椎用ＲＦコイル装置１２０の各代表点Ｑ１、Ｑ２の位置を算出する例を述べた。暫定位置と、コイル位置データとに基づいてＲＦコイル装置の代表点の位置を算出する方法は、図７の最小二乗法に限らず、他の手法でもよい。

例えば、図３のコイル位置データが示す（代表点Ｑ１を基準した）各要素コイル１０６ａ〜１０６ｄの位置と、暫定位置（ＭＲ信号のピークのＺ軸方向位置）との差分を下肢用ＲＦコイル装置１００の各要素コイル１０６ａ〜１０６ｄについてそれぞれ算出する。そして、これら４つの差分の平均値を代表点Ｑ１の装置座標系のＺ軸方向位置としてもよい（ここでの差分は、最大受信強度ＣＡｍａｘが得られた要素コイル１０６ｂの暫定位置が基準となるシフトが行われない点で、上記実施形態のΔＺａ〜ΔＺｄとは若干異なる）。脊椎用ＲＦコイル装置１２０、及び、他のＲＦコイル装置についても同様である。

［６］上記実施形態では、ＲＦコイル装置毎にコイル位置データを記憶し、各ＲＦコイル装置の代表点（Ｑ１又はＱ２）の位置を算出し、代表点の位置及びコイル位置データに基づいて各要素コイルの位置を算出する例を述べた。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。コイル位置データの記憶、及び、代表点の位置算出は、必須ではない。
例えば、要素コイル毎に、ＭＲ信号の受信強度がピークであった位置を当該要素コイルの位置として取り扱い、他のアルゴリズムは上記実施形態と同様にして、ＲＦコイル装置毎に利用可否を判定すると共にイメージングに有効な要素コイルを選別（識別表示）してもよい。

［７］請求項の用語と実施形態との対応関係を説明する。なお、以下に示す対応関係は、参考のために示した一解釈であり、本発明を限定するものではない。
下肢用ＲＦコイル装置１００及び脊椎用ＲＦコイル装置１２０の内、一方が請求項記載の第１ＲＦコイル装置の一例であり、他方が請求項記載の第２ＲＦコイル装置の一例である。
表示装置７４は、請求項記載の表示部の一例である。
コイル位置データをＲＦコイル装置毎に記憶する判定部６５は、請求項記載のコイル位置データ記憶部の一例である。

［８］本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１０：ＭＲＩ装置，
２０：寝台ユニット，２２：天板，３０：ガントリ，
３１：静磁場磁石，３２：シムコイル，３３：傾斜磁場コイルユニット，
３４：ＲＦコイルユニット，４０：制御装置，６０：演算装置

Claims (19)

1. 第１ＲＦコイル装置及び第２ＲＦコイル装置のそれぞれの複数の要素コイルによりそれぞれ受信された被検体からの核磁気共鳴信号に基づいて、前記複数の要素コイルにそれぞれ対応すると共に前記核磁気共鳴信号の受信強度分布を示す複数のプロファイルデータを生成するプロファイルデータ生成部と、
   複数の前記プロファイルデータを前記第１ＲＦコイル装置、前記第２ＲＦコイル装置毎に分析することで、前記第１ＲＦコイル装置及び前記第２ＲＦコイル装置のそれぞれにおいて磁気共鳴イメージングに有効な要素コイルを判定する判定部と
   を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記判定部は、前記第１ＲＦコイル装置内の各要素コイルと前記第１ＲＦコイル装置の代表部分との相対的位置関係、及び、前記第２ＲＦコイル装置内の各要素コイルと前記第２ＲＦコイル装置の代表部分との相対的位置関係を示すコイル位置データを記憶し、前記コイル位置データ及び複数の前記プロファイルデータに基づいて、前記第１ＲＦコイル装置、前記第２ＲＦコイル装置毎に利用可否を判定するように構成される磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記判定部は、各々の前記プロファイルデータにおける前記核磁気共鳴信号の受信強度のピーク値に基づいて統計的な閾値を設定し、前記プロファイルデータにおいて前記核磁気共鳴信号の受信強度が前記閾値を超える前記要素コイルの数に基づいて、前記第１ＲＦコイル装置、前記第２ＲＦコイル装置毎に利用可否を判定するように構成される磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記判定部は、各々の前記ピーク値の平均に基づいて前記閾値を設定するように構成される磁気共鳴イメージング装置。
5. 請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記判定部は、各々の前記ピーク値の平均及び分散に基づいて前記閾値を設定するように構成される磁気共鳴イメージング装置。
6. 請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記判定部は、各々の前記ピーク値の標準偏差に基づいて前記閾値を設定するように構成される磁気共鳴イメージング装置。
7. 請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記判定部は、各々の前記プロファイルデータにおける前記核磁気共鳴信号の受信強度のピーク値に基づいて統計的な閾値を設定し、前記プロファイルデータにおいて前記核磁気共鳴信号の受信強度が前記閾値を超える前記要素コイルの割合に基づいて、前記第１ＲＦコイル装置、前記第２ＲＦコイル装置毎に利用可否を判定するように構成される磁気共鳴イメージング装置。
8. 請求項７記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記判定部は、各々の前記ピーク値の平均に基づいて前記閾値を設定するように構成される磁気共鳴イメージング装置。
9. 請求項７記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記判定部は、各々の前記ピーク値の平均及び分散に基づいて前記閾値を設定するように構成される磁気共鳴イメージング装置。
10. 請求項７記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記判定部は、各々の前記ピーク値の標準偏差に基づいて前記閾値を設定するように構成される磁気共鳴イメージング装置。
11. 請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記第１ＲＦコイル装置、前記第２ＲＦコイル装置の内、前記判定部により利用可能と判定された方の複数の前記要素コイルにそれぞれ対応する複数の前記プロファイルデータの中から、前記代表部分の位置算出に用いる前記プロファイルデータを、前記プロファイルデータにより示される前記要素コイルの受信感度に応じて選択し、選択した前記プロファイルデータと、前記コイル位置データとに基づいて前記代表部分の位置を算出する位置算出部をさらに備える磁気共鳴イメージング装置。
12. 請求項１１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記位置算出部により算出された前記代表部分の位置と、前記コイル位置データとに基づく複数の前記要素コイルの位置情報を表示する表示部をさらに備える磁気共鳴イメージング装置。
13. 請求項１２記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記被検体の磁気共鳴イメージングに用いられる前記要素コイルを選択するコイル選択部をさらに備え、
    前記表示部は、前記第１ＲＦコイル装置及び前記第２ＲＦコイル装置の内、前記代表部分の位置が算出されなかった方の前記要素コイルの位置情報を表示せずに、前記代表部分の位置が算出された方の複数の前記要素コイルの位置情報を表示するように構成され、
    前記コイル選択部は、表示された複数の前記要素コイルの中から特定の前記要素コイルを指定する入力情報を受けて、前記入力情報に従って前記要素コイルを選択するように構成される磁気共鳴イメージング装置。
14. 請求項１２記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記第１ＲＦコイル装置及び前記第２ＲＦコイル装置のそれぞれが、複数の要素コイルが含まれるセクションを複数有する場合に、前記被検体の磁気共鳴イメージングに用いられる前記セクションを選択するコイル選択部をさらに備え、
    前記表示部は、前記第１ＲＦコイル装置及び前記第２ＲＦコイル装置の内、前記代表部分の位置が算出されなかった方の前記セクションの位置情報を表示せずに、前記代表部分の位置が算出された方の複数の前記セクションの位置情報を表示するように構成され、
    前記コイル選択部は、表示された複数の前記セクションの中から特定の前記セクションを指定する入力情報を受けて、前記入力情報に従って前記セクションを選択するように構成される磁気共鳴イメージング装置。
15. 請求項１１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記位置算出部は、前記代表部分の位置算出に用いる前記プロファイルデータとして、前記プロファイルデータにおける前記核磁気共鳴信号の受信強度のピーク値が所定値を超える前記プロファイルデータを複数選択するように構成される磁気共鳴イメージング装置。
16. 請求項１１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記プロファイルデータ生成部は、撮像空間内の所定位置を基準として複数の前記プロファイルデータを生成するように構成され、
    前記位置算出部は、前記プロファイルデータの受信強度分布のピーク位置を前記要素コイルの暫定位置とし、前記要素コイルの暫定位置と前記コイル位置データとに基づいて前記代表部分の位置と前記所定位置との距離を算出することで、前記代表部分の位置を算出するように構成される磁気共鳴イメージング装置。
17. 請求項１１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記プロファイルデータ生成部は、撮像空間内の所定位置を基準として複数の前記プロファイルデータを生成するように構成され、
    前記位置算出部は、前記プロファイルデータの受信強度分布の重心位置を前記要素コイルの暫定位置とし、前記要素コイルの暫定位置と前記コイル位置データとに基づいて前記代表部分の位置と前記所定位置との距離を算出することで、前記代表部分の位置を算出するように構成される磁気共鳴イメージング装置。
18. 少なくとも１つのＲＦコイル装置の複数の要素コイルによりそれぞれ受信された被検体からの核磁気共鳴信号に基づいて、前記複数の要素コイルにそれぞれ対応すると共に前記核磁気共鳴信号の受信強度分布を示す複数のプロファイルデータを生成するプロファイルデータ生成部と、
    前記ＲＦコイル装置の代表部分と、各々の前記要素コイルとの相対的位置関係を示すコイル位置データを記憶し、前記コイル位置データ及び前記プロファイルデータに基づいて前記ＲＦコイル装置の利用可否を判定する判定部と、
    前記判定部により利用可能と判定された前記ＲＦコイル装置の複数の要素コイルにそれぞれ対応する複数の前記プロファイルデータの中から、前記ＲＦコイル装置の代表部分の位置算出に用いる前記プロファイルデータを、前記プロファイルデータにより示される前記要素コイルの受信感度に応じて少なくとも１つ選択し、選択した前記プロファイルデータと、前記コイル位置データとに基づいて前記代表部分の位置を算出する位置算出部と
    を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
19. 被検体に装着されるＲＦコイル装置の中から、磁気共鳴イメージングに用いられる要素コイルを選択する場合の支援情報を得るコイル選択支援方法であって、
    第１ＲＦコイル装置及び第２ＲＦコイル装置のそれぞれの複数の要素コイルによりそれぞれ受信された前記被検体からの核磁気共鳴信号に基づいて、前記複数の要素コイルにそれぞれ対応すると共に前記核磁気共鳴信号の受信強度分布を示す複数のプロファイルデータを生成するステップと、
    前記複数のプロファイルデータを前記第１ＲＦコイル装置、前記第２ＲＦコイル装置毎に分析することで、前記第１ＲＦコイル装置及び前記第２ＲＦコイル装置のそれぞれにおいて、磁気共鳴イメージングに有効な要素コイルを判定するステップと
    を有することを特徴とする磁気共鳴イメージングにおけるコイル選択支援方法。