JP4749417B2 - 磁気共鳴を用いた検査装置および核磁気共鳴信号受信用コイル - Google Patents

磁気共鳴を用いた検査装置および核磁気共鳴信号受信用コイル Download PDF

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Description

本発明は磁気共鳴を用いた検査装置（以下、ＭＲＩ装置という）に係わり、特に核磁気共鳴信号を検出する受信用のRFコイルにかかわる。
ＭＲＩ装置は、均一な磁場に置かれた検査対象（被検者）から核磁気共鳴により信号を得て画像化するものであり、撮像視野は静磁場磁石が発生する均一な磁場空間に限られている。しかし近年、被検体を載せたテーブルを移動しながら撮像する手法が開発され、例えば被検体の全身などの広視野を撮像することが可能になってきている。上述したテーブルの移動を伴う広視野撮像は、計測時間を被検者の耐えられる時間以内とするため、撮像時間の短縮が望まれる。
撮像時間の短縮を図るための高速撮像法の一つとして、複数のサブコイルからなる受信コイルを用いて通常の位相エンコードより間隔をあけた位相エンコードで撮像を行ない、画像に生じる折り返しを複数の受信コイルの感度分布情報を用いて除去する技術（パラレルイメージングなどと称される。ここでは撮像時間短縮技術という）が開発されている（非特許文献１）。この撮像方法は、通常の撮像に比べ位相エンコードステップを少なくできるので、全体としての撮像時間が短縮される。理論的には、位相エンコードの間引き率（＝間引いた後の位相エンコード数／通常の位相エンコード数）は［サブコイルの数］分の１にすることができ、位相エンコードの間引き率に対応する撮像時間の短縮が可能となる。
このような撮像時間短縮技術を実現するためには、まず複数個のサブコイル間の互いの電磁気的結合が十分小さい必要がある。サブコイル間の電磁気的結合があると、コイル間でノイズが干渉し、画像のＳ/Ｎを劣化させる。２つのコイルの電磁気的結合を抑制する方法として、信号検出に低入力インピーダンスのアンプを用いる方法が非特許文献２に記載されている。ただし２つのコイル間の距離に対してコイルの寸法が大きい場合にはこの方法だけでは磁気結合を抑制しきれない。
また撮像時間短縮技術においては、複数個のサブコイルの幾何学的配置を適切なものとする必要がある。複数の受信コイルの幾何学的配置が適切でないと、画像のＳ/Ｎが部分的に劣化する。複数の受信コイルの幾何学的配置は、具体的には、受信コイルの合成感度分布が撮像領域をカバーし且つ互いにできるだけ異なっていることが望ましく、それを評価する基準の一つとしてＧファクターと呼ばれる基準がある。Ｇファクターは、次の式で求めることができる（非特許文献３）。
式中、Ｓは、コイル数ｎｃの受信コイルの重なり数がｎｐであるとき、重なった位置における感度マトリックス（ｎｐ×ｎｃ）であり、上付きのＨは、転置複素共役であることを表す。Ψは受信コイルのノイズマトリックス（ｎｃ×ｎｃ）である。
Ｇファクターは、用いられたコイル構成で、折り返しにより重なったピクセルを分離できる程度を表しており、１以上の数値である。
このように上記撮像時間短縮技術に用いる受信コイルでは、サブコイルの電磁気的結合とＧファクターの改善が重要な課題となる。
これまで撮像時間短縮技術は、主に高磁場の水平磁場機上で開発が行なわれ、受信コイルの構成についても水平磁場機対応のものは種々提案されている。ＭＲＩ装置では静磁場方向（ｚ方向）と直交する方向のＲＦ磁場が検出され、通常、水平磁場機では、静磁場方向は被検体の体軸方向と一致するので、水平磁場機用の受信コイルとしては、図２６（Ａ）〜（Ｃ）に示すような表面コイル26-1〜〜26-10が用いられる。（Ａ）のものは、ｘ方向とｙ方向に感度分布の異なるサブコイルが存在するので、ＭＲ画像の位相エンコード方向をｘ方向或いはｙ方向に選べば画像の折り返しを分離できる。また（Ｂ）、（Ｃ）のものは、ｘ、ｙ、ｚの３方向に感度分布の異なるサブコイルが存在するので、位相エンコード方向をいずれの方向に選んだ場合にも画像の折り返しを分離できる。
また水平磁場機用の受信コイルとして、図２７に示すように、異なる種類のコイルを組合わせたものも提案されている（特許文献１）。この受信コイルでは、コイル27-1と27-3はｚ軸に対して左右対称に配置することにより電磁気的にカップリングしない。またコイル27-2が作る磁界の向きはｙ方向であり、コイル27-1、27-3がコイル27-2と重なっている領域で作る磁界の向きは主にｘ方向であるので電磁気的結合は弱い。
一方、垂直磁場機では、静磁場の向きが垂直方向であり、通常、被検体はその体軸方向が静磁場方向と直交する方向に置かれるので、受信コイルとしては被検体の外周に配置されたソレノイドコイルを使用することができる。被検体の外周に配置されたソレノイドコイルは被検体表面に置かれたループコイルとは異なり、被写体の深部においても強い感度を有する。このため、同じ磁場強度であれば、ソレノイドコイルを使用可能な垂直磁場型ＭＲＩの方が、水平磁場型MRIよりも一般に被写体深部の感度が高い。垂直磁場機用の受信コイルとして、特許文献２には、図２８に示すように、被検体の外周に配置された複数個のソレノイドコイル28-1、28-2、28-3と表面コイル29-1、29-2の組合せたものが開示され、この受信コイルを用いることにより、被検体深部である心臓近辺領域において、非特許文献１記載の撮影時間短縮技術を適用して高感度かつ高速に撮像することが開示されている。
この受信コイルは心臓近辺領域など局所的な領域には有効であるが、前述したテーブル移動を伴う広視野撮像に適用することは難しい。
J.B.Ra, C.Y.Rim :"Fast Imaging UsingSubencoding Data Sets from Multiple Detectors", Magnetic Resonance inMedicine, vol.30, pp.142-145(1993) P. B. Roemer, W. A. Edelstein, C. E. Hayes, S. P. Souza, and O. M.Mueller, : "The NMR Phased Array", Magnetic Resonance inMedicine, vol.16, pp.192-225(1990) Klaas P. Pruessmann, Markus Weiger, Markus B.Scheidegger, and PeterBoesiger : "SENSE: Sensitivity Encoding for Fast MRI", Magnetic Resonance in Medicine,vol.42, pp.952-962(1999) 米国特許公開20040196042号公報 特開２００２−１５３４４０公報
そこで本発明は、撮影時間短縮技術やそれを適用した広視野撮像に好適であり、どの方向に位相エンコード方向を選んでも撮影断面全体においてＧファクターが小さくなる垂直磁場用受信コイルとそれを備えたＭＲＩ装置を提供することを目的とする。
上記課題を解決するために本発明のＭＲＩ装置は、垂直方向に静磁場を発生する手段と、前記静磁場に置かれた検査対象に印加する励起ＲＦパルスを発生する手段と、前記静磁場に重畳する傾斜磁場を発生する手段と、複数のサブコイルから構成され前記検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出する受信用コイルとを具備し、
前記複数のサブコイルが、前記静磁場方向に平行な軸を含む面内に配置され前記検査対象の外周に電流ループを形成する第1のコイルと、前記第1のコイルの電流ループ面と交差する面に偶数の電流ループを形成する第２のコイルと、前記第２のコイルの電流ループ面と略平行な面に奇数の電流ループを形成する第３のコイルとを有し、
前記第２のコイルと第３のコイルは、第２のコイルが形成する電流ループの配列方向と第３のコイルが形成する電流ループの配列方向が等しく、且つ当該電流ループの配列方向において、前記第２のコイルの感度が最小となる位置と第３のコイルの感度が最大となる位置が略一致するように配置されていることを特徴とする。
また本発明のＭＲＩ装置は、受信用コイルを構成する複数のサブコイルが、前記静磁場方向に平行な軸を含む面内に配置され前記検査対象の外周に電流ループを形成する第1のコイルと、前記第1のコイルの電流ループ面と交差する面に偶数の電流ループを形成する第２のコイルと、前記第２のコイルの電流ループ面と略平行な面に奇数の電流ループを形成する第３のコイルとを有し、
前記第２のコイルと第３のコイルは、電流ループの配列方向が略同一であって且つその配列方向について互いの電流ループの中心が交互となるように配置されていることを特徴とする。
本発明のＭＲＩ装置において、例えば、第２のコイル及び第３のコイルの少なくとも一方が、前記電流ループの配列方向と交差する方向に複数配置された構成とすることができる。
また、第２のコイル及び第３のコイルの少なくとも一方が、前記検査対象を挟んで略平行な２つの面に配置された構成とすることができる。この場合、好適には、検査対象を挟んで略平行な面に配置された一対のサブコイルは、その電流ループ面に直交する軸について互いの電流ループが異なる位置となるように配置される。
さらに本発明のＭＲＩ装置の好適な態様では、第２のコイルと第３のコイルは、互いの電流ループが、前記電流ループの配列方向と直交する方向にずれた位置に配置されている。
第２のコイルは、例えば２つの電流ループを有し、第３のコイルは、例えば３つの電流ループを有する。
また本発明のＭＲＩ装置において、受信用コイルは、サブコイルとして、前記第１のコイルの電流ループ面と平行な複数の面にそれぞれ電流ループを形成する第４のコイルを有していてもよい。
本発明のＭＲＩ装置において、第１のコイルは、その電流ループ面と直交する方向に複数配置されていてもよい。この場合、例えば、受信用コイルは、複数の第１のコイルの各々を電磁気的に切り離す手段を有する。
また本発明の核磁気共鳴信号受信用コイルは、外部から印加される静磁場の方向に平行な軸を含む面内に配置され検査対象の外周に電流ループを形成する第1のコイルと、第1のコイルの電流ループ面と交差する面に偶数の電流ループを形成する第２のコイルと、第２のコイルの電流ループ面と略平行な面に奇数の電流ループを形成する第３のコイルとを有する。第２のコイルと第３のコイルは、第２のコイルが形成する電流ループの配列方向と第３のコイルが形成する電流ループの配列方向が等しく、且つ当該電流ループの配列方向において、前記第２のコイルの感度が最小となる位置と第３のコイルの感度が最大となる位置が略一致するように配置されている。あるいは、第２のコイルと第３のコイルは、電流ループの配列方向が略同一であって且つその配列方向について互いの電流ループの中心が交互となるように配置されている。
本発明によれば互いの電磁気的結合が抑制され且つ適切に配置された３種類のサブコイルからなる受信用コイルを備えたことにより、撮影時間短縮技術を採用した場合にＳ/Ｎの劣化のない画像を得ることができる。また３種類のサブコイルを、例えば被検体の体軸方向に複数並べた構成とすることにより、ｘ、ｙ、ｚの全ての方向を位相エンコード方向に選ぶことができ撮像の自由度が増すとともに、テーブル移動を伴う広視野撮像に適用できる。これによりテーブル移動を伴う広視野撮像において大幅な撮影時間の短縮を図ることができる。
以下、本発明の実施の形態を、図面を参照して説明する。
図１は、本発明が適用される垂直磁場型ＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図である。図２９はその外観を示す図である。このＭＲＩ装置は、垂直方向（本明細書では、以下、静磁場の方向をｚ方向として説明する）の静磁場を発生するマグネット101、傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル102、検査対象（被検体）103、例えば人体に印加するＲＦパルスを発生する照射用コイル107、被検体103から発生した核磁気共鳴（ＮＭＲ）信号を受信する受信用コイル116、撮像の制御を行なうシーケンサ104、受信用コイル116が受信したＮＭＲ信号を信号処理し、画像再構成に必要な各種演算を行なう計算機109及び被検体103をマグネット101が発生する静磁場内に搬入するためのテーブル（図２９、120）などを備え、被検体103はテーブルに載せた状態で、静磁場空間に搬入される。
マグネット101は、永久磁石、常電導磁石、超電導磁石など公知の磁石装置が採用される。傾斜磁場コイル102は、マグネット101が発生する静磁場に磁場勾配を与えるもので、互いに直交する３軸方向（例えばｘ、ｙ、ｚ方向）に傾斜磁場を発生する３つの傾斜磁場コイルからなり、シーケンサ104の制御によって３軸方向の傾斜磁場電源105を駆動することにより所望の方向の傾斜磁場を発生する。傾斜磁場の与え方により、被検体の撮影断面を決定することができ、またＮＭＲ信号に位置情報を付与することができる。また静磁場の均一度を高めるために必要に応じてシムコイルが配置される。傾斜磁場コイルがシムコイルの一部を兼ねる場合もある。
照射用コイル107はＲＦパワーアンプ115を介してＲＦパルス発生器106に接続されている。シーケンサ104からの命令によってＲＦパルス発生器106から出力されたＲＦパルスはＲＦパワーアンプ115により増幅され、照射用コイル107を通じて被検体103に印加される。
受信用コイル116は、ＲＦパルスを照射することによって被検体103から発生したＮＭＲを受信する。本発明においては受信用コイル116は、複数個のサブコイル116-1〜116-nから構成され、それぞれＡ/Ｄ変換、検波のための回路を備えた受信器108に接続されている。但しサブコイルによっては、複数のサブコイルを切り換え器を介して一つの受信器108に接続され、切り換え器を切り換えることにより選択的に一つのサブコイルからの信号が受信器108に入力される。受信器において検波の基準とする中心周波数（磁気共鳴周波数）は、シーケンサ104によりセットされる。
受信用コイル106で受信され、受信器108で検波された信号は、計算機109に送られ、ここでリサンプリング処理された後、画像再構成等の信号処理が行われる。結果はディスプレイ110に表示される。また結果である画像や測定条件などは、必要に応じて、記憶媒体111に記憶される。
シーケンサ104は、各装置がプログラムされたタイミング、強度で動作するように制御を行う。このプログラムのうち、特にＲＦパルスの印加、傾斜磁場の印加、核磁気共鳴信号の受信のタイミングや、ＲＦパルスと傾斜磁場の強度を記述したものは撮影シーケンスと呼ばれている。
次にこのような構成のＭＲＩ装置の受信用コイルについて説明する。
本発明のＭＲＩ装置においては、受信用コイルとして、被検体の外周に配置されるソレノイドコイルと、被検体の外周表面に配置される２種類の表面コイルを含む少なくとも３種類のサブコイルを組合わせたものを用いる。本発明のＭＲＩ装置が発生する静磁場は、垂直方向なので、３種類のサブコイルは静磁場方向と直交する方向の磁場を発生或いは検出するように構成されるとともに、互いの磁気的結合がないか、公知のデカップリング手段によって除去可能な配置であって且つｘ、ｙ、ｚのいずれの方向についても良好なＧファクターが得られる幾何学的配置になっている。
このようなサブコイルからなる受信用コイルの第１の実施の形態を図２に示す。図示する受信用コイルは、ｚ軸を含む面に電流ループを形成する第１のコイル3-1と、第１のコイルの電流ループ面と交差する面に２つの電流ループを形成する第２のコイル5-1、5-2と、第２のコイル5-1、5-2とほぼｚ軸方向に重なる位置に配置され、第１のコイルの電流ループ面と交差する面に３つの電流ループを形成する第３のコイル7-1、7-2とからなる。図では、一つの第１のコイル3-1と一組の第２のコイルと一組の第３のコイルからなる１つのブロックのみを示しているが、撮影の目的や撮影方法に応じて、複数のブロックを被検体の体軸方向に組合わせたものを受信用コイルとして用いる。
第１のコイル3-1は、図３（Ａ）に示すように、一組のループコイルからなるソレノイドコイルで、各ループコイルが形成する電流ループはｚ方向の軸を含む面（ｘｚ面）にあり且つ２つのループコイルが被検体の体軸方向（ｙ方向）に間隔を持って被検体103の外周を囲むように配置される。このソレノイド3-1が作る磁界の向き（ソレノイドコイルが検出する磁場の向き）はｙ方向となる。また図には示していないが、ソレノイドコイル3-1は、コイル導体をキャパシタで複数箇所分割し、コイルの共振周波数を核磁気共鳴周波数とマッチングさせて用いる。なお第１のコイル3-1としては、図３（Ａ）に示すようなコイルの他、図４に示すような１ターンのソレノイドコイル3-2であってもよい。
第２のコイル5-1、5-2は、図３（Ｂ）に示すように、２つの電流ループを有する蝶型コイルで、２つの電流ループは、第１のコイル3-1の電流ループ面（ｘｚ面）と交差し、ｚ方向と直交する方向（ここでは被検体の横方向：ｘ方向）に配列している。このような第２のコイル5-1、5-2が作る磁界の向きはｘ方向あるいはｚ方向であって、第１のコイル3-1が作る磁界の向き（ｙ方向）と直交するので、両者の電磁気的結合は弱い。なお、第２のコイル5-1、5-2は、いずれか一つのみでもよいが、本実施の形態においては、２つの蝶型コイルを、被検体103を挟んで互いに対向するように配置している。このように位置的に対向している２つのコイルは、一般的には電磁気的カップリングがあるが、本実施の形態では、例えば信号検出に低入力インピーダンスのアンプを用いることにより磁気結合を抑制している。なお、蝶型コイル5-1と5-2それぞれが有する２つの電流ループの寸法に比べ、蝶型コイル5-1と5-2の距離が短い場合には、上述した方法を用いても十分に磁気結合を抑制することができない。従って別の抑制手段が必要となる。上下のコイルにおける磁気結合の抑制については後に詳述する。
第３のコイル7-1、7-2は、図３（Ｃ）に示すように、３つの電流ループを有するコイルで、３つの電流ループは、第２のコイルの２つの電流ループと同様に、第１のコイル3-1の電流ループ面（ｘｚ面）と交差し、ｘ方向に配列している。従って第３のコイルも、第１のコイルとの電磁気的結合は弱い。また第３のコイル7-1、7-2も、いずれか一つのみでもよいが、本実施の形態においては、２つを被検体103を挟んで互いに対向するように配置し、公知の手法により例えば信号検出に低入力インピーダンスのアンプを用いることにより磁気結合を抑制している。
第３のコイル7-1（7-2）には、図５（Ａ）に示すように、２つの共振モード4-1、4-2が存在する。同図（Ｂ）、（Ｃ）はそれぞれ各共振モードにおける電流分布を矢印の太さで表現した図であり、（Ｂ）に示す共振周波数が低いほうの共振モード4-2では、中央の導体ループには電流ループが形成されない。（Ｃ）に示す共振周波数が高いほうの共振モード4-1では、節4-3-4と節4-3-1と節4-3-2と節4-3-3を結ぶ導体経路、節4-3-1と節4-3-2と節4-3-6と節4-3-5を結ぶ導体経路および節4-3-5と節4-3-8と節4-3-7と節4-3-6を結ぶ導体経路が、第１〜第３の電流ループとして形成される。本発明では、この共振周波数が高いほうの共振モード4-1で使用される。第３のコイル7-1（7-2）に挿入されたコンデンサー(図示せず)等を共振周波数に合わせて調整することによりコイル7-1（7-2）を共振モード4-1で動作させることができる。
次に上述した２つの電流ループを形成する第２のコイル5-1、5-2と３つの電流ループを形成する第３のコイル7-1、7-2の配置について説明する。複数の電流ループが形成されるコイルでは、その電流ループの配列方向の感度分布はコイル導体近傍で最も高い。従って、２つの電流ループを形成する第２のコイル5-1の感度分布では、図６（Ａ）に示すように、３つの感度が高い部分とその間の低感度部分が存在し、２つの電流ループを形成する第３のコイル7-1の感度分布では、同図（Ｂ）に示すように、４つの感度の高い部分とその間の低感度部分が存在する。本実施の形態では、このような感度分布を有する２種類のコイルを、一方の最大感度部分と他方の最小感度部分とがほぼ重なるように配置する。
即ち、第３のコイル7-1の節4-3-1と節4-3-2とを結ぶコイル導体が、第２のコイル5-1の節4-4-5と節4-4-4とを結ぶコイル導体と節4-4-1と4-4-2とを結ぶコイル導体との間に位置し、第３のコイル7-1の節4-3-5と節4-3-6とを結ぶコイル導体が、第２のコイル5-1の節4-4-6と節4-4-7とを結ぶコイル導体と節4-4-10と4-4-9とを結ぶコイル導体との間に位置するようにする。このように第２及び第３のコイルを互いの最大感度となる部分が互い違いになるように重ねて、ｙ軸に対し対称に配置することにより、第２及び第３のコイルの電磁気的結合を最小にすることができる。
これら２種のコイルの合成感度分布を図７に示す。合成した感度では、被写体の存在する範囲で感度がゼロとなる領域はないことが分かる。
このように第２のコイルと第３のコイルを重ねる場合、製作精度などの制約から、第３のコイルの感度が最大となる２箇所の領域を、第２のコイルの感度が最小となる２箇所の領域に、完全に一致させることは困難であるが、第２のコイルのｘ方向の幅の２０％の長さ以内で一致させることが好ましい。実装上の制約で、第２のコイルのｘ方向の幅の２０％程度ずれていたとしてもＧファクターの改善効果が期待できる。
なお本実施の形態における第３のコイルとしては、３つの隣接した電流ループを形成できるものであればよく、図３（Ｃ）に示すコイルのほか、例えば図８に示すような、１ターンのループコイルを２箇所でツイストした形状のコイル8-1、8-2を用いることも可能である。図８（Ａ）は、コイル8-1、8-2と被検体103との関係を示す斜視図、図８（Ｂ）はコイル8-1をｚ軸正方向から見た図と、ｘ方向の感度分布を示す図である。
このコイル8-1は、節8-3-3と節8-3-4と節8-3-5と節8-3-6と節8-3-1と節8-3-2とを結ぶ導体経路で第１の電流ループが形成され、節8-3-9と節8-3-10と節8-3-11と節8-3-12と節8-3-13と節8-3-14と節8-3-7と節8-3-8とを結ぶ導体経路で第２の電流ループが形成され、節8-3-20と節8-3-15と節8-3-16と節8-3-17と節8-3-18と節8-3-19とを結ぶ導体経路で第３の電流ループが形成される。このコイル8-1にはコイル7-1と異なり共振モードは一つしか存在しない。また感度分布を見ると、節8-3-7と節8-3-8と節8-3-9と節8-3-4とを結ぶ導体近傍と、節8-3-1と節8-3-2と節8-3-9と節8-3-10とを結ぶ導体近傍と、節8-3-11と節8-3-12と節8-3-20と節8-3-15とを結ぶ導体近傍と、節8-3-18と節8-3-19と節8-3-13と節8-3-14とを結ぶ導体近傍で感度が最大となる。前述したように、受信用コイルは静磁場方向（ｚ方向）と直交する方向のＲＦ磁場を検出するので、コイル8-1は図２７（Ｄ）に示した水平磁場用コイルと類似のコイルであるが、その感度分布は、水平磁場用コイルの感度分布とは異なっている。
このコイル8-1についても、コイル7-1と同様に、その感度分布が最大となる部分と、第２のコイルの感度分布が最小となる部分とがほぼ重なるように配置することにより、互いに磁気結合が抑制された受信用コイルが構成される。
次に、上述した第１〜第３のコイルを組合わせたブロックを被検体103の体軸方向（Ｙ方向）に複数並べる場合のデカップリングについて説明する。上述したように、第１のコイルと第２のコイル、第１のコイルと第３のコイル、第２のコイルと第３のコイルについてはそれぞれ磁気結合を最小にするように配置されているが、第１〜第３のコイルをＹ方向に複数並べる場合には、同種類のコイル同士の電磁気的結合を抑制する必要がある。以下、同種類のコイルのデカップリングについて説明する。
図９（Ａ）、（Ｂ）は、それぞれ第２のコイル5-1、5-2及び5-3、5-4をｙ方向に並べた状態を示す図である。（Ａ）では、被検体103を挟んで上下に配置される２つのコイル5-1と5-3及びコイル5-2と5-4を、それぞれｙ方向に適度に（例えば面積で１０％程度）オーバーラップさせることにより、磁気結合を除去している。また（Ｂ）に示すように、コイル5-1と5-3及びコイル5-2と5-4のｙ方向の距離を離すことにより磁気結合を除去することも可能である。この場合には、コイル間の距離を離すと共に信号検出に低入力インピーダンスのアンプを用いることにより磁気結合を抑制している。このようにコイル間の距離を離したものでは、コイルをオーバーラップさせて配置する場合に比べ電流ループの面積を小さくすることができるので、上下のコイル間の距離が同じであれば、上下で対向するコイル間の電磁気的カップリングが小さくなり、低入力インピーダンスのアンプを用いた磁気結合抑制効果が大きくなる。
図１０は、第３のコイル7-1と7-2及び7-3と7-4をｙ方向に並べた状態を示す図である。第３のコイルにおいても、ｙ方向に隣接するコイルを適度にオーバーラップさせることにより、隣接するコイル同士の磁気結合を抑制することができる。また図示していないが、第２のコイルの場合と同様に、隣接するコイル間の距離を離すことにより磁気結合を抑制することも可能である。
このように第２のコイルと第３のコイルはｙ方向に連続して並べることができるが、第１のコイルであるソレノイドコイル3-1又は3-2をｙ方向に並べると互いの電磁気的カップリングが非常に大きく、出力に低インピーダンスのアンプを使用するデカップリング方法を用いても磁気結合を十分抑制することができない。しかし全身撮像のような広視野の撮像においては撮影領域を被写体の体軸方向（垂直磁場ＭＲＩではｙ方向）に複数個の計測ブロックに分割して撮影を行うのが一般的である。従って、本実施の形態では、一つの計測ブロックにソレノイドコイルは一つ存在するように設定し、撮像中の計測ブロックに含まれない（撮像に用いない）ソレノイドコイルは動作しないようにする。
ｙ方向に複数配置されたソレノイドコイル3-1、3-2、3-3を選択的に動作させるための構成を図１１に示す。各ソレノイドコイル3-1〜3-3には、同図（Ａ）に示すように、その一部に直列に接続されているキャパシタ11-1と並列にインダクタンス11-2が挿入されている。インダクタンスは、核磁気共鳴周波数で共振ピークを持つような値に設定され、インダクタンス11-2とキャパシタ11-1とで共振回路が形成される。この共振回路には例えばシーケンサ104からの制御信号によってオンオフするダイオード11-3が挿入されている。また複数のソレノイドコイルは、スイッチ11-4を介して一つの受信器11-5に接続されている。
このような構成において、ダイオード11-3をＯＮするとインダクタ11-2とキャパシタ11-1が共振し大きなインピーダンスとなるため、キャパシタ11-1部分に大きな抵抗が挿入されているのと等価となる。この状態ではループ電流が流れなくなりRFコイルとして動作しない。例えばコイル3-3が存在する計測ブロックで撮像が行なわれる場合には、同図（Ｂ）に示すように、ダイオード11-3-2と11-3-1には直流電流を流し、ダイオード11-3-3には直流電流を流さないようにする。同時に、スイッチ11-4を切り換え、コイル3-3の出力ケーブルを受信器11-5に接続する。これによりコイル3-3のみがソレノイドコイルとして動作し、コイル3−1と3−2はRFコイルとして動作しない。またこのような構成により、複数の第１のコイルからの信号を１つの受信器（第１のコイル用の受信器）11-5で処理することができる。
以上説明したように、本実施の形態の受信用コイルは、異なる種類のコイル間及び同種のコイル間で磁気結合がないか、最小となるように配置されているので、通常の撮像のみならず、位相エンコードの間隔を大きくしＦＯＶを小さくした撮影時間短縮技術（パラレルイメージング）に好適である。
上記撮影時間短縮技術では、通常位相エンコードステップよりも広い間隔で少ない位相エンコード数の計測を行なう。受信用コイルの各サブコイルで検出した信号は、サブコイル毎に接続された受信器108-1〜108-ｎでサンプリングされた後、画像データに再構成された後、合成され、受信用コイル全体がカバーする領域の画像が形成される。或いは画像データに再構成される前に合成された後、再構成される。信号合成の際に、画像に生じる折り返しを各受信用コイルの感度分布情報を用いて除去する。なお撮影時間短縮技術における折り返し除去演算は、例えば、非特許文献１に記載されている。この折り返し演算におけるノイズレベルは、受信用コイルを構成するサブコイルの幾何学的配置に依存するＧファクターが問題となるが、本実施の形態では、３種のコイルの感度分布の重なりが最小となるように配置し、且つ電磁気的結合を除去することにより、Ｇファクターを小さく(例えば、２以下に)することができ、ＳＮＲの低い高品質なＭＲ画像を得ることができる。
また撮影時間短縮技術における折り返し除去処理を効果的に行なうためには、位相エンコード方向におけるＧファクターが重要となるが、ｘ、ｙ、ｚのいずれの方向においてもそれぞれ感度分布の異なるサブコイルが配列した構成を有しているので、どの方向を位相エンコード方向に選んだ場合にも撮影時間短縮技術が可能となる。
次に本発明のＭＲＩ装置の受信用コイルの他の実施の形態を説明する。
図１２及び図１３（Ａ）は、受信用コイルの第２の実施の形態を示す図である。なお図では第２及び第３のコイルのみを示し、第１のコイルは省略しているが、第１のコイルとしてｚ方向の軸を含む面に電流ループを形成し、被検体の外周に配置されるサブコイルを用いることは第１の実施の形態と同様である。
本実施の形態では、第２及び第３のコイルは第１の実施の形態と同様に被検体を挟んで上下（胸側および背中側）に配置されるが、上下のコイルが被検体103の体軸方向（電流ループの配列方向と直交する方向：ｙ方向）にずれていることが特徴である。図１２（Ａ）、（Ｂ）はいずれも被検体103の胸側から見たものであるが、（Ａ）は背中側に配置された第２のコイル5-2、5-4、5-6及び第３のコイル7-2、7-4、7-6、7-8を示し、（Ｂ）は胸側に配置された第２のコイル5-1、5-3、5-3、5-7及び第３のコイル7-1、7-3、7-5、7-7を示している。そのうち第２のコイルの配置を被検体の横から見た図が図１３（Ａ）である。
図示するように、本実施の形態では、同種のコイルが上下で半周期ずれて（すなわち電流ループがその長さの半分の長さ分ずれて）配置されている。このような配置とすることにより、図１３（Ｂ）に示すような同じ種類のコイルが対向して配置されている場合に比べて、胸側と背中側のコイルの電磁気的カップリングが小さくなる。これにより出力に低インピーダンスのアンプを用いた磁気結合抑制方法の抑制効果が大きくなる。従って本実施の形態の配置は、上下のコイル間の距離が、各コイルが有する２つの電流ループの寸法に比べ短く、出力に低インピーダンスのアンプを用いても十分に磁気結合を抑制することができない場合に有効である。また胸側と背中側のコイルの距離をより短く設定でき、被検体の体形に合わせたコイル設計の自由度が増す。
なお図１２及び図１３では、第３のコイルとして図３（Ｃ）に示すコイルを用いた例を示したが、本実施の形態においても第３のコイルとして図８に示すようなツイストした形状のコイルを用いることも可能である。またｙ方向について同種のコイル間の磁気結合を抑制するために同種のコイルをｙ方向にオーバーラップさせて配置した例を示したが、図９（Ｂ）に示したようなコイル間の距離を離した配置も可能である。
図１４は本発明の第３の実施の形態を示す図である。本実施の形態では、第１〜第３のコイルに加えて第４のコイルを用いる。図では第２、第３のコイルは省略したが、その構成は第１又は第２の実施の形態と同様である。
第４のコイルとしては、第１〜第３のコイルと実質的に磁気的結合がなく、或いは公知のデカップリング手法によって磁気的結合を抑制できるものであればよく、図１４に示す実施の形態では、第１のコイルとして図４に示すような１ターンソレノイドコイル3-2を用いるとともに、これと組合わせて被検体103の外周に配置されるサブコイル14-1を用いる。
第４のコイル14-1は、図１４（Ａ）に示すｘ方向に長いループコイルを（Ｂ）に示すように、被検体外周に巻きつけた構造である。このコイル14-1と第１のコイル3-2のｙ方向の感度分布を図１５に示す。図示するように、コイル14-1は２つの電流ループを形成する導体近傍に最大感度の部分を有し、その間に感度の低い部分を有する。この感度の低い部分と、第１のコイルの最大感度の部分が一致するように両コイルを配置することにより、磁気的結合をなくすことができる。また第４のコイルは、第１のコイルと同様、第２、第３のコイルとは磁気的結合がない。本実施の形態によれば、第４のコイルを加えることにより、更にＧファクターを改善することができる。
図１６は、図１４に示す第４のコイルと直交して同種のコイル16-1を配置した実施の形態を示す図である。この図では第１〜第３のコイルは省略されているが、これらの構成は上述した実施の形態と同様である。
このコイル16-1は、（Ａ）に示すｙ方向に長いループコイルを被検体103に巻きつけた構造である。一般に、コイル14-1とコイル16-1の間の電磁気的カップリングは大きく、両者の出力に低インピーダンスアンプを用いても磁気的結合を抑制しきれない。この場合には、図１７（Ａ）に示すように、２つのコイルのオーバーラップ部分17-1の面積を調整することにより、両者の磁気的結合を除去する。
またコイル16-1は、第１、第２のコイルとは磁気的結合はないが、第３のコイルとして、図８に示したような３つの電流ループを有するツイスト型のコイル8-1を用いた場合には、両者の形状が類似しているため、図１７（Ｂ）に示すように配置すると電磁気的結合がある。この場合においても、オーバーラップ部分17-2の面積を調整することにより電磁気的結合を低減することができ、加えて低インピーダンスアンプを用いて磁気結合を抑制することにより、実用上問題のない程度まで両者の電磁気的結合を低減できる。
本実施の形態においても、コイル16-1と適切な電磁気的結合低減手段を用いることにより、コイル14-1を第４種類目のコイルとして加えることができ、Ｇファクターをより改善することができる。
なお以上の説明では、第２のコイルとして隣接する電流ループが２つである蝶型コイルを、第３のコイルとして隣接する電流ループが３つであるコイルをそれぞれ例示したが、被検体の表面に配置されるコイルの電流ループの数はこれら実施の形態に限定されず、一方が奇数、他方が偶数であればよい。
例えば２つの電流ループを有する第２のコイルの代わりに、図１８（Ａ）に示した４つの電流ループを有するコイル18-1を用い、３つの電流ループを有する第３のコイルと組合せてもよいし、第２のコイルとしてコイル18-1を用い、３つの電流ループを有する第３のコイルの代わりに、図１８（Ｂ）に示した５つの電流ループを有するコイル19-1を用いることもできる。図１８（Ａ）、（Ｂ）に、それぞれのコイル18-1、19-1のｘ方向の感度分布を示す。このような感度分布を有するコイル18-1、19-1は、第２のコイル18-1の感度が最小となる４箇所の領域の近辺に、第３のコイル19-1の感度が最大となる４箇所の領域を、おおむね一致させて配置する。
２つのコイルの合成感度分布を図１９に示す。合成した感度では、被写体の存在する範囲で感度がゼロとなる領域はないことが分かる。またこの感度分布は、第２のコイルとして２つの電流ループを有するコイルを用い、第３のコイルとして３つの電流ループを有するコイルを用いた場合の合成感度分布（図７）と比較して、より合成感度の均一性が高いことが分かる。合成感度の均一性が高いと、撮影した被写体の画像の感度むらが小さくなるという効果がある。このような配置の２種のコイルを、静磁場方向に平行な軸を含む面内に配置された第1のコイルとともに用いることにより、深部感度も高く、かつ、全身のような広い領域の任意断面の撮像高速化が可能となる。
以上、本発明のＭＲＩ装置における受信用コイルの種々の実施の形態を図面を参照して説明したが、第１〜第３のサブコイルの形状や、３種類のコイルに付加する別種類のコイルの形状や数、さらに電磁気的結合低減手段を適宜組合わせて変更することが可能である。例えば、３種類のコイルに複数の別種類のコイルを加えても良い。この場合は、コイルの種類が増えて、さらにＧファクターを向上可能なコイル配置となる。また、第２のコイルと第３のコイルをさらに左右方向に複数個に分割した配置とすることもできる。この場合は、コイルの個数が増えて、さらにＧファクターを向上可能なコイル配置となる。
次に上述した受信用コイルをＭＲＩ装置に組み込んだ構造の実施の形態を説明する。
図２０は、受信用コイルを胸側20-1、20-2と背中側20-3に分割可能な構成にしたものである。胸側のコイル部分20-1、20-2はさらに複数に分割されており、被検体103を背中側20-3に載せた状態で、コイル部分20-1、20-2をコネクタ20-4、20-5により背中側のコイル部分20-3に接続する。背中側のコイル部分20-3は共通とし、胸側のコイル部分20-1、20-2として、図２１に示すように、サイズの異なるもの21-1、21-2を複数種類用意することにより、サイズの異なる被写体への対応が可能となる。
胸側のコイル部分を分割する単位は特に限定されないが、例えば図２に示すブロックを一つの単位として分割しておくことにより、本発明の受信用コイルを１ブロックで構成された局所コイルとして使用することも、また広視野用或いは全身用コイルとして使用することも可能である。分割可能な受信用コイルを全身用コイルとして装着した状態を図２２（Ａ）に示す。このような全身用コイルは、ベッドを移動しながら広視野を撮像するのに好適であり、その場合、位相エンコード方向及び読み出し方向を任意の方向に設定しても高感度の画像を得ることができる。
なお本実施形態の変更例として、図２２（Ｂ）に示すように、被検体103の足の部分をさらに左右に分割することも可能である。
次に本発明のＭＲＩ装置が採用する受信用コイルの効果をシミュレーションした結果について説明する。
シミュレーションに用いた受信用コイルの構成を、図２３〜図２５の（Ａ）、（Ｂ）にそれぞれ示す。図２３及び図２４の受信用コイルは、第１のコイルとして図３（Ａ）に示すソレノイドコイル3-1を、第２のコイルとして図３（Ｂ）に示す２つの電流ループを有する蝶型コイル5-2、5-4を、第３のコイルとして図３（Ｃ）に示す３つの電流ループを有するコイル7-2、7-4、7-6を用いている。ソレノイドコイル3-1は、その電流ループが静磁場方向であって被検体103（ファントム）の外周を囲むように配置されている。２つの蝶型コイル5-2、5-4及びコイル7-2、7-4、7-6は、それぞれ同種の電流ループが面積で１０％程度オーバーラップするようにして、隣接する電流ループの配列がＸ方向となるように被検体103の一方の表面近傍に配置されている。また蝶型コイル5-2、5-4とコイル7-2、7-4、7-6は、Ｘ方向において、コイル7-2、7-4、7-6の感度が最大となる２箇所の領域に蝶型コイル5-2、5-4の感度が最小となる２箇所の領域が重なるように配置されている。但し、図２３の受信用コイルは、蝶型コイル5-2、5-4とコイル7-2、7-4とがほぼ重なるように配置されているのに対し、図２４の受信用コイルは、蝶型コイル5-2、5-4の電流ループとコイル7-2、7-4、7-6の電流ループがＹ方向にその長さの約半分ずれて配置されている点が異なる。
一方、図２５の受信用コイルは、第１のコイルとして図３（Ａ）に示すソレノイドコイル3-1を、第２のコイルとして図３（Ｂ）に示す２つの電流ループを有する蝶型コイル5-2、5-4を用いている点は、図２３、図２４の受信用コイルと同じである。しかしコイル4-1及びコイル5-2、5-4だけでは、ｘ方向に感度分布が異なる複数個のコイルが存在せず、ｘ方向に位相エンコード方向を選んだ場合Ｇファクターが著しく大きくなるので、図２５の受信用コイルでは、第１のコイルの電流ループ面と交差し且つ第２のコイルの電流ループ面と交差する電流ループ面を有する１対の１ターンソレノイドコイル25-1、25-2をそれぞれ被検体の側面（ｘ方向）に配置している。
図２３〜図２５に示す３つの受信用コイルについて、被写体背中側に近いコロナル断面（ｘｙ面）において、位相エンコード方向をｘ方向に選んだ場合のＧファクターをシミュレーションした結果をそれぞれ（Ｃ）に示す。図中、黒色で示された領域がＧファクターの小さい（１以上、1.1以下）領域であり、白色で示された領域はＧファクターの大きい（２以上）領域である。なお本発明の受信用コイルでは、表面コイル（コイル5-2、5-4、7-2、7-4、7-6）がｚ方向とｙ方向には複数個並べてあるため、これらの方向を位相エンコード方向に選んだ場合のＧファクターは小さくなる。従ってここでは、ｘ方向を位相エンコード方向に選んだ場合のＧファクターの改善が得られるかをシミュレーションした。
図２５（Ｃ）に示すように、第３のコイルを用いず、ｘ方向に二つのソレノイドコイルを配置した受信用コイルでは、撮像断面中心付近にＧファクターの極めて大きい領域が４箇所存在することが分かる。この４箇所はコイル5-2と5-4の２つの電流ループの中心近辺で感度が最小となる領域と一致する。この領域では、撮像画像のＳ／Ｎが大きく劣化するという問題が生じる。この結果から、ｘ方向に感度分布が異なる複数個のコイルとしてループ型コイルを被検体の左右（ｘ方向）に配置しても、コイル5-2と5-4の感度が最小となる領域におけるＧファクターの劣化は防げないことが分かる。
これに対し、図２３の受信用コイルでは、同図（Ｃ）に示すように、図２５の受信用コイルと比較しＧファクターが改善していることが分かる。コイル5-2と5-4の感度が最小となる４箇所の領域でＧファクターが２よりも大きくなる領域は存在しない。第２のコイル5-2、5-4と第３のコイル7-2、7-4、7-6をそれぞれｙ方向にその長さの約半分の長さだけずらして配置した図２４の受信用コイルでは、さらにＧファクターが改善していることが分かる。
本発明のＭＲＩ装置は、ｘ、ｙ、ｚのいずれについても異なる感度分布を有するサブコイルの組合わせからなる垂直磁場用受信用コイルを備えているので、全身のような広い領域の任意断面の撮像高速化が可能となる。
本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体構成を示す図 本発明の受信用コイルの第１の実施の形態を示す図 図２の受信用コイルを構成するサブコイルを示す図で、（Ａ）は第１のコイル、（Ｂ）は第２のコイル、（Ｃ）は第３のコイルを示す図 第１のコイルの変更例を示す図 第３のコイルの動作モードを説明する図 第２のコイルと第３のコイルの配置を説明する図 第２のコイルと第３のコイルの合成感度分布を示す図 第３のコイルの変更例を示す図 第２のコイルをｙ方向に複数並べた状態を示す図 第２のコイルをｙ方向に複数並べた状態を示す図 第１のコイルをｙ方向に複数並べた場合の受信用コイルの構成を示す図 本発明の第２の実施の形態を示す図で、（Ａ）は被検体の胸側のコイルの配置、（Ｂ）は背中側のコイルの配置を示す。 上下に配置される同種のコイルの配置例を示す図で、（Ａ）は第２の実施の形態を示す図、（Ｂ）は（Ａ）とは異なるコイルの配置を示す図 本発明の第３の実施の形態を示す図 第３の実施の形態における感度分布を示す図 第３の実施の形態の変更例を示す図 図１６の実施の形態におけるデカップリングを説明する図 本発明の第４の実施の形態を示す図 第４の実施の形態における第２のコイルと第３のコイルの合成感度分布を示す図 本発明の受信用コイルを分割した場合の斜視図を示す図 本発明の受信用コイルを分割した場合の斜視図を示す図 本発明の受信用コイルを全身装着した場合の斜視図を示す図 本発明の受信用コイルのＧファクターをシミュレーションした結果を示す図 本発明の受信用コイルのＧファクターをシミュレーションした結果を示す図 比較例の受信用コイルのＧファクターをシミュレーションした結果を示す図 水平磁場型ＭＲＩ用従来型受信用コイルの配置例を示す図 水平磁場型ＭＲＩ用従来型受信用コイルの配置例を示す図 垂直磁場型ＭＲＩ用従来型受信用コイルの配置例を示す図 オープン型ＭＲＩ装置を示す図
符号の説明
3-1、3-2・・・第１のコイル、5-1、5-2・・・第２のコイル、7-1、7-2・・・第３のコイル、101・・・マグネット、102・・・傾斜磁場発生コイル、103・・・被検体、104・・・シーケンサ、105・・・傾斜磁場電源、106・・・ＲＦパルス発生器、107・・・受信用コイルコイル、115・・・ＲＦパワーアンプ、108・・・受信器、109・・・計算機、110・・・ディスプレイ、111・・・記憶媒体

Claims (12)

  1. 垂直方向に静磁場を発生する手段と、前記静磁場に置かれた検査対象に印加する励起ＲＦパルスを発生する手段と、前記静磁場に重畳する傾斜磁場を発生する手段と、複数のサブコイルから構成され前記検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出する受信用コイルとを具備し、前記複数のサブコイルが、
    前記静磁場方向に平行な軸を含む面内に配置され前記検査対象の外周に電流ループを形成する第1のコイルと、
    前記第1のコイルの電流ループ面と交差する面に偶数の電流ループを形成する第２のコイルと、
    前記第２のコイルの電流ループ面と略平行な面に奇数の電流ループを形成する第３のコイルとを有し、
    前記第２のコイルと第３のコイルは、第２のコイルが形成する電流ループの配列方向と第３のコイルが形成する電流ループの配列方向が等しく、且つ当該電流ループの配列方向において、前記第２のコイルの感度が最小となる位置と第３のコイルの感度が最大となる位置が略一致するように配置されていることを特徴とする磁気共鳴を用いた検査装置。
  2. 垂直方向に静磁場を発生する手段と、前記静磁場に置かれた検査対象に印加する励起ＲＦパルスを発生する手段と、前記静磁場に重畳する傾斜磁場を発生する手段と、複数のサブコイルから構成され前記検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出する受信用コイルとを具備し、前記複数のサブコイルが、
    前記静磁場方向に平行な軸を含む面内に配置され前記検査対象の外周に電流ループを形成する第1のコイルと、
    前記第1のコイルの電流ループ面と交差する面に偶数の電流ループを形成する第２のコイルと、
    前記第２のコイルの電流ループ面と略平行な面に奇数の電流ループを形成する第３のコイルとを有し、
    前記第２のコイルと第３のコイルは、電流ループの配列方向が略同一であって且つその配列方向について互いの電流ループの中心が交互となるように配置されていることを特徴とする磁気共鳴を用いた検査装置。
  3. 請求項１又は２に記載の磁気共鳴を用いた検査装置であって、
    前記第２のコイル及び第３のコイルの少なくとも一方は、前記電流ループの配列方向と交差する方向に複数配置されていることを特徴とする磁気共鳴を用いた検査装置。
  4. 請求項１ないし３のいずれか１項に記載の磁気共鳴を用いた検査装置であって、
    前記第２のコイル及び第３のコイルの少なくとも一方は、前記検査対象を挟んで略平行な２つの面に配置されていることを特徴とする磁気共鳴を用いた検査装置。
  5. 請求項４に記載の磁気共鳴を用いた検査装置であって、
    前記検査対象を挟んで略平行な面に配置された一対のサブコイルは、前記電流ループの配列方向と直交する方向について、互いにずれた位置に配置されていることを特徴とする磁気共鳴を用いた検査装置。
  6. 請求項１ないし５のいずれか１項に記載の磁気共鳴を用いた検査装置であって、
    前記第２のコイルと第３のコイルは、互いの電流ループが、前記電流ループの配列方向と直交する方向について、ずれた位置に配置されていることを特徴とする磁気共鳴を用いた検査装置。
  7. 請求項１ないし６のいずれか１項に記載の磁気共鳴を用いた検査装置であって、
    前記第２のコイルは２つの電流ループを有し、前記第３のコイルは３つの電流ループを有することを特徴とする磁気共鳴を用いた検査装置。
  8. 請求項１ないし７のいずれか１項に記載の検査装置であって、
    前記受信用コイルは、サブコイルとして、前記第１のコイルの電流ループ面と平行な複数の面にそれぞれ電流ループを形成する第４のコイルを有することを特徴とする磁気共鳴を用いた検査装置。
  9. 請求項１ないし８のいずれか１項に記載の磁気共鳴を用いた検査装置であって、
    前記第１のコイルは、その電流ループ面と直交する方向に複数配置されていることを特徴とする磁気共鳴を用いた検査装置。
  10. 請求項９記載の磁気共鳴を用いた検査装置であって、
    前記受信用コイルは、前記複数の第１のコイルの各々を電磁気的に切り離す手段を有することを特徴とする磁気共鳴を用いた検査装置。
  11. 外部から印加される静磁場の方向に平行な軸を含む面内に配置され検査対象の外周に電流ループを形成する第1のコイルと、
    前記第1のコイルの電流ループ面と交差する面に偶数の電流ループを形成する第２のコイルと、
    前記第２のコイルの電流ループ面と略平行な面に奇数の電流ループを形成する第３のコイルとを有し、
    前記第２のコイルと第３のコイルは、第２のコイルが形成する電流ループの配列方向と第３のコイルが形成する電流ループの配列方向が等しく、且つ当該電流ループの配列方向において、前記第２のコイルの感度が最小となる位置と第３のコイルの感度が最大となる位置が略一致するように配置されていることを特徴とする核磁気共鳴信号受信用コイル。
  12. 外部から印加される静磁場の方向に平行な軸を含む面内に配置され前記検査対象の外周に電流ループを形成する第1のコイルと、
    前記第1のコイルの電流ループ面と交差する面に偶数の電流ループを形成する第２のコイルと、
    前記第２のコイルの電流ループ面と略平行な面に奇数の電流ループを形成する第３のコイルとを有し、
    前記第２のコイルと第３のコイルは、電流ループの配列方向が略同一であって且つその配列方向について互いの電流ループの中心が交互となるように配置されていることを特徴とする核磁気共鳴信号受信用コイル。
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