JPH0549617A

JPH0549617A - Ｍｒｉ装置の受信回路

Info

Publication number: JPH0549617A
Application number: JP3237327A
Authority: JP
Inventors: Shizuka Nagai; 靜永井
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1991-08-23
Filing date: 1991-08-23
Publication date: 1993-03-02

Abstract

(57)【要約】【目的】全体用の受信コイルと、該受信コイルに直交
する局部用の２つの受信コイルとを持つ３受信コイルの
受信回路において、映像部位に応じた受信能力を持たせ
たい。【構成】３受信コイル方式は、Ｓ／Ｎの向上及び複数
の映像部位の撮影に好適である。そこで、本発明では、
複数の映像部位に応じて、３つの受信コイル出力の組合
せをはかると共に、振幅、位相をもこうした組合せに応
じて変更せしめることとした。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、ＭＲＩ装置用の受信回
路、特に３つの受信コイルを持つ受信回路に関する。

【０００２】

【従来の技術】ＭＲＩ装置は、生体組織を構成する原子
核に核磁気共鳴を起こさせ、それによって発生する磁気
共鳴信号を受信コイル回路で受信するようになってい
る。そして、受信された前記磁気共鳴信号にいわゆるフ
ーリエ変換を行い画像に再構成するもので人体の任意の
箇所における断層像を得るため等に広く利用されてい
る。電磁波の照射、検出には通常、コイルが使用され、
サドル型、ソレノイド型、及びそれ等を変形した種々の
コイルが考えられている。前記照射と検出は異なる時間
帯で行うため、両者を１つのコイルで兼用する手法も考
えられている。また、人体を対象とする核磁気共鳴イメ
ージング装置では、空間的に広く一様な照射用の比較的
大きな照射コイルと、感度が高くＳＮの良い検出を実現
するための人体の近くに配置した比較的小さな検出コイ
ルとがよく用いられている。検出コイルと同方向に照射
コイルを配置すると、両者が高周波的に結合して検出感
度が低下するため、通常は両者を直行する軸上に配置す
る。

【０００３】ところで、前記検出コイルは、その感度が
再構成された画像のＳＮ比に直接影響するため、その研
究改良が多くなされている。励起されたスピンは、小さ
な磁極片が同一平面上を回転しているようにふるまうた
め、この点に着目してシー・エヌ・チェン（Ｃ．Ｎ．Ｃ
ＨＥＮ）他は、直交した２つのコイル系で検出する直交
コイル（ＱｕａｄｒａｔｕｒｅＣｏｉｌ）を提案して
おり（シー・エヌ・チェン（Ｃ．Ｎ．ＣＨＥＮ）他「ジ
ェイ・オブ・マグネティック・レゾナンス（ＪＯＦＭ
ＡＧＮＥＴＩＣＲＥＳＯＮＡＮＳＥ）」５３ー３２４
ー３２７，１９８３参照）原理的にはＳＮ比がルート２
倍に向上するといわれている。

【０００４】図７は、この検出コイルを直交コイル化し
た例であり、コイル及びこのコイルに直交して配置され
たコイル２、位相シフタ３、合成器４より成る。ここで
は説明を簡単にするため同調回路等は省略してある。図
において、１つの平面内で回転している磁化は、コイル
１とコイル２は９０゜の位相差を伴った同一の信号を誘
起する。ここで、コイル１とコイル２は、軸方向が直交
しているため、検出信号には互いに独立なランダムノイ
ズを伴う。ノイズ源となり得るものは、コイル１、コイ
ル２の抵抗、被検体とコイル１、２の磁気的結合及び電
気的結合に起因する被検体からの等価抵抗等などであ
る。両コイル１、２の信号の位相を位相シフタ３などで
合わせ（一方のコイル出力を約９０゜遅延させる）て合
成器４等で加算すると、信号は２倍、ノイズはルート２
倍となり、結果的にＳＮ比はルート２倍（約１．４倍）
となる。ただしこの結果はコイル１とコイル２の感度が
等しい場合に成立するもので、この為にはコイル１、２
の寸法形状が等しく、更に前記した被検体からの等価抵
抗も等しくする必要がある。被検体からの等価抵抗は各
被検体の形状の相違から事実上等価にならず、実際には
直交したコイル１、２間でアンバランスを生ずる。その
為コイル１、２の情報量の違いに応じて信号の重み付け
を行い計測するやり方がある。この従来例には特願昭６
２ー１７３８４３号がある。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】特願昭６２ー１７３８
４３号は、互いに直交する２つの検出コイルを持つ場合
に適用できるが、検出コイルが３個の事例は、考慮され
ていない。検出コイルが３個の事例とは、頭部断層用の
例では以下の如きものである。大型化した１個の検出コ
イル…頭部全体の任意の断層面検出用のコイルである。
例えばソレノイド型の形状のコイル例がある。

【０００６】小型化した２個の検出コイル…右耳近傍の
断層面検出用の１個の検出コイルと、左耳近傍の断層面
検出用の１個の検出コイルである。この２つの検出コイ
ルは、上記大型化した検出コイルとは直交した配置関係
としている。

【０００７】この３つの検出コイルにおいては、以下の
如き課題がある。（１）、３つの検出コイルの感度補正はどうするか。（２）、３つの検出コイルの直交姓による位相補正はど
うするか。（３）、３つの検出コイルでの高感度検出はどう実現す
るのか。（４）、３つの検出コイルは、検出部位に応じて選択す
べきであり、その選択の考え方はどんなことか。

【０００８】本発明の目的は、直交化した３つの検出コ
イルを持つ場合の以上の４つの課題を解決してなるＭＲ
Ｉ装置の受信回路を提供するものである。

【０００９】

【課題を解決するための手段】本発明は、全体用の受信
コイルと、該受信コイルに直交する局部用の２つの受信
コイルと、映像部位に応じて上記全体用、局部用の受信
コイル出力を検出部位に応じて任意に組み合わせて受信
エコー信号を得る手段と、より成る（請求項１）。

【００１０】更に本発明は、全体用の受信コイルと、該
受信コイルに直交する局部用の２つの受信コイルと、該
３つの受信コイル出力を増幅する第１、第２、第３の増
幅器と、第１、第２、第３の増幅器の出力振幅を変更さ
せる第１、第２、第３のアッテネータと、該第２、第３
のアッテネータの出力と第１のアッテネータの出力との
位相合わせをする、第２、第３のアッテネータ対応の第
１、第２の位相シフタと、上記第１のアッテネータ出力
と第１、第２の位相シフタ出力との３出力から必要出力
を選択する選択器と、該選択器出力を相互に加算する加
算器と、より成ると共に、上記第１、第２、第３のアッ
テネータの振幅及び第１、第２、の位相シフタの位相シ
フト値及び選択器での選択内容とを、映像部位に応じて
制御する制御手段と、より成る（請求項２）。

【００１１】更に本発明は、上記局部用の２つの受信コ
イルは、互いに平行に配置され、且つその両者の距離が
自在に設定可能に構成されている（請求項３）。

【００１２】

【作用】本発明によれば、全体用の受信コイルと、それ
に直交する局部用の２つの受信コイルとより成り、これ
らの受信コイル出力を任意に組み合わせることによっ
て、映像部位に応じた受信エコーを得ることができる
（請求項１）。

【００１３】更に本発明によれば、第１、第２、第３の
アッテネータと、第１、第２の位相シフタと、選択器と
を有し、アッテネータの振幅、位相シフタの位相シフト
値、選択器での選択内容とを映像部位に応じて制御させ
ることにより、任意の組合せに応じた受信エコーを得る
ことができる。（請求項２）。

【００１４】更に本発明によれば、２つの局部用の受信
コイルは互いに平行に配置され、且つ両者の距離が自在
に設定可能に構成されている故に、２つの局部用の受信
コイルは、被検体部位に最適な位置に設定できる（請求
項３）。

【００１５】

【実施例】直交コイル化の考え方を頭部用に発展された
例として、１つの頭部用コイルと、これに直交する２つ
の局部用コイルとより成る３個の受信コイルの実施例を
図１に示す。頭部用コイル５は、頭部径よりも大きな径
のコイルであり、２つの局部コイル７Ａ、７Ｂは、頭部
側面の耳用等の局部コイルであり、７Ａは被検体６の右
側の耳近傍に設置、７Ｂは被検体６の左側の耳近傍に設
置する。かかる３つのコイルにおいて、全体コイル５と
２つの局部コイル７Ａ、７Ｂとが互いに直交に配置され
ている。

【００１６】コイル５では左右の耳を含む頭部スライス
面の計測を行い、コイル７Ａ、７Ｂではそれぞれ右側の
耳、及び左側の耳近傍の頭部局所の計測を行う。こうし
た計測例を図２に示す。図２（イ）はコイル５、図２
（ロ）はコイル₇Ａ、図２（ハ）はコイル７Ｂの計測例
を示す。Ｐ₁点は頭部の右側の耳部位置、Ｐ₂点は頭部の
左側の耳部位置を示す。この図から明らかなように、コ
イル５によれば、Ｐ₁ーＰ₂間全体についての計測値が得
られ、コイル７ＡによればＰ₁点近傍の計測値が得ら
れ、コイル７ＢによればＰ₂点近傍の計測値得られる。

【００１７】こうした３つの計測値を組み合わせること
によって種々の映像部位に応じたエコー信号を得ること
ができる。組み合せ方法は以下の通りである。（１）、コイル５のみの計測エコー信号を利用する例。これは、コイル５のみの計測エコー信号を取り込み、コ
イル７Ａ、７Ｂのエコー信号は利用しない例である。こ
の頭部スライス面全体についてのエコー信号として、コ
イル５のみのエコー信号を受信し、画像再構成する。（２）、コイル７Ａのみの計測エコー信号を利用する
例。これは、コイル５及び７Ｂの計測エコー信号は利用せ
ず、コイル７Ａのみの計測エコー信号を利用する例であ
る。右側の耳近傍の画像再構成をコイル７Ａのみのエコ
ー信号で行う点に特徴がある。（３）、コイル７Ｂのみの計測エコー信号を利用する
例。これは、（２）と同様に左側の耳近傍の画像再構成をコ
イル７Ｂのみのエコー信号で行う点に特徴がある。

【００１８】（４）、コイル５とコイル７Ａとの組み合
せ例。これは、コイル７Ｂのエコー信号は利用せずに、コイル
５とコイル７Ａとの２つの信号を利用して、全体スライ
ス面及び右耳近傍の画像再構成を行うものであり、特に
右耳近傍の状況を強調させた再構成画像を得る。ここ
で、コイル５とコイル７Ａとの信号は、互いにある処理
をして１つのエコー信号を得、このエコー信号から再構
成画像を得る。ここでのある処理とは、位相合わせをす
ること、振幅を調整して（重み係数の乗算）感度補正を
行うこと、を云う。ここで、位相合わせとは、コイル５
とコイル７Ａとは互いに直交することから、エコー信号
も９０°の位相差をなくして同相でコイル５とコイル７
Ａとのエコー信号を受信するための９０°位相遅れ操作
を云う。更に、感度補正とは、図２（イ）、（ロ）に示
すように、区間Ｑ₁でコイル５とコイル７Ａとの信号が
別々に得られる故に、この２つの信号を重畳させて１つ
のエコー信号とするるため、相互の振幅調整を行うこと
を云う。（５）、コイル５とコイル７Ｂとの組み合せ例。（４）と同様な考え方によるものであり、図２（イ）、
（ハ）での区間Ｑ₂が振幅調整区間を云う。（６）、コイル７Ａとコイル７Ｂとの組み合せ例。コイル５のエコー信号は利用せずに、コイル７Ａと７Ｂ
とのエコー信号のみを利用するものである。このエコー
信号は、図２の（イ）、（ロ）に示す如きものであり、
区間Ｑ₃で互いに重なりあうものであり、この区間では
振幅調整を行う必要がある。また、位相は、互いに平行
なことから同相（又はそれに近い）である故に、位相調
整は不要である。（７）、コイル５と７Ａと７Ｂとの組み合せ例。これは、３つのコイルをすべて組み合わせて１つのエコ
ー信号を得る例であり、コイル７Ａと７Ｂとのエコー信
号とコイル５のエコー信号との位相合わせを行わせ、区
間Ｑ₁、Ｑ₂、Ｑ₃で相互に関連信号の振幅調整を行わせ
る。

【００１９】以上の（１）〜（７）は、それぞれの映像
部位や診断目的によって選択する。以下、その選択目的
を述べる。（１）〜（３）…コイル５、７Ａ、７Ｂとの単独のエコ
ー信号を、単独で利用する例であり、従前の１個の受信
コイル例と変わりない。（４）〜（６）…コイル５、７Ａ、７Ｂとの中の２つの
コイル出力を利用する例であり、コイル５との組み合せ
では直交コイル化されたものとなり、右又は左の耳部近
傍でＳ／Ｎ比の良いエコー信号を得ることができる。（７）…コイル５、７Ａ、７Ｂとのすべてのコイル出力
を利用して、右及び左の耳部近傍のＳ／Ｎ比の良いエコ
ー信号を得ることができる。例えば、右側の耳近傍に異
常がある場合で且つその異常が判別しかねるといった状
況の場合、左側の耳近傍は正常であり、この正常な部位
との比較で右側の耳近傍の異常判別を行うことが必要と
なる。こうした例にあっては、コイル５のスライス面全
体からのエコー信号と、コイル７Ａ、７Ｂとの局部から
のエコー信号とから、両者の合成をはかり、Ｓ／Ｎのよ
い再構成画像を得ることができる。かくして、左右の耳
近傍の比較を正確に行うことができ、異常か否か、異常
の様子等の判断をしやすくなる。

【００２０】図３には頭部での映像部位とコイル選択例
を示す。点Ｐ₁₀は、コイル５と７Ａとの合成によるエコ
ー信号、点Ｐ₁₁は、コイル５と７Ｂとの合成によるエコ
ー信号、点Ｐ₁₂は、コイル５と７Ａと７Ｂとの合成によ
るエコー信号を利用することによって、それぞれ好適な
映像化を達成できる。

【００２１】図４は受信回路の実施例図である。構成要
素を列挙すると以下となる。高周波増幅器３０、３１、
３２…コイル５、７Ａ、７Ｂからの受信エコー信号を増
幅する。アッテネータ３３、３４、３５…増幅器３０、
３１、３２の出力の振幅調整を行う。ここでの振幅調整
は、対象とする空間的位置に適した減衰を行うようにす
るためである。これはいわゆる感度補正である。位相シ
フタ３６、３７…コイル７Ａ、７Ｂのエコー信号の位相
を、コイル５のエコー信号の位相に合わせる。例えば９
０°遅延する。選択器３８…アッテネータ３３、位相シ
フタ３６、３７の３出力を前記（１）〜（７）の７通り
の組み合せに従って選択する。加算器３９…選択器３８
で選択した出力の加算を行う。１個の選択では、当然に
加算は不要である。ＣＰＵ４０…増幅器３０、３１、３
２の３出力をラッチし、アッテネータ３３、３４、３５
の振幅決定、位相シフタ３６、３７の位相シフト値決定
を行う。更に操作者の指示に従って選択器３８での選択
設定を行う。このＣＰＵ４０は、後述する。図５のＣＰ
Ｕ１１と同一物である。更に、加算器３９の出力は、図
５の検波器２４又はＡＤ変換器２５への入力となり、Ｃ
ＰＵ１１へと取り込まれ処理される。

【００２２】ここで、図４におけるアッテネータ３３、
３４、３５における感度補正について詳述する。例え
ば、コイル５とコイル７Ａとの利用例ではコイル５とコ
イル７Ａとの両者の情報量（形状、位置、電気的特性等
によって定まるもの）の違いに応じて信号の重み付けを
行うようにし、これによってより高いＳＮ比を達成させ
ることとした。

【００２３】図１において、コイル５で得られる信号成
分をＳ₁、ＳＮ比をＳＮ₁とし、コイル７Ａでも同様にＳ
₂、ＳＮ₂とする。また絶対感度の比Ｓ₂／Ｓ₁をＧとし、
重み付け加算の割合をコイル５側を１、コイル７Ａ側を
Ｋとすると、加算後のＳＮ比は、

【数１】となる。ここでＳＮ比を最大とする条件は、

【数２】であり、その時のＳＮ比ＳＮｍａｘは、

【数３】となる。前記アンバランスを考慮し、情報量の違いに着
目して上記［数２］の条件のもとで、［数３］により加
算（２乗平均化処理）すると、例えばＳＮ比を９４．３
に高めることができ、約１８％も改善されることにな
る。

【００２４】ところで［数２］によるＳＮ比の最適化は
次の３つの手段により達成できる。最も簡便な第１の手
段は、直交コイル各々の中心付近でのＳＮ比を計測し、
その値を［数２］に用いてＫを求め、各コイルの出力の
ゲインを、半固定のアッテネータを用いて合わせる手段
である。この手段は装置のコスト増加を伴わず、実質的
にＳＮ比を向上できる。第２の手段は、各コイルの空間
的な感度分布によりＳＮ比のマッピングを計測してお
き、得ようとしている画像の関心領域でＫを求め、各コ
イルの出力を、可変アッテネータにより最適化して計測
する手段である。この手段は装置のコスト増加が少な
く、核磁気共鳴イメージング装置に独特のマルチスライ
ス計測に適用できる。

【００２５】第３の手段は、第２の手法と同様のＳＮ比
のマッピングにより、更に、（２）式によるＫのマップ
（Ｋマップ）を求めておき、各コイルの信号を別々に取
り扱ってそれぞれの画像を求め、２つの画像をＫマップ
に従って画素ごと、あるいは局所の画素集合ごとに合成
する手段である。この手段はコストが増加するが、全て
の領域でＳＮ比を最高に保つことができる。第１、第２
の手段は、図４のアッテネータ３３、３４を半固定か可
変かにして重みを設定すれば、即ち、あらかじめ基準と
する物体（図示せず）を計測した時の各出力のＳＮ比及
び絶対感度比Ｇにより前記［数２］を用いて求めた値に
設定しておくことによって達成できる。第３の手段は、
図４の実施例を使わずに、増幅器３０、３１の出力をＡ
Ｄ変換器を介してＣＰＵに取り込み、ディジタル的に直
接処理するやり方で達成できる。

【００２６】以上のＳＮ比最大になるような第１、第２
の手段による設定すりやり方によれば、各コイルの出力
のＳＮ比によってそれらの出力に対してアッテネータで
重み付けをし、位相シフタで位相差を補正して加算し、
又は各出力による画像の各ＳＮ比に応じて各出力に対し
て重み付け加算すれば、最終的なＳＮ比は高められ、良
質の画像が得られる。第３の手段の場合でも同様であ
る。本実施例の意図することは［数２］で得た相対的な
感度バランスに調整することにあるので、図４例示の構
成を変形しても同様のことが実施可能である。例えば、
回路部３１、３４、３６の配列順序（３２、３５、３７
も同様）、回路部３１と３４を一体化（３２と３５も同
様）した可変ゲインのアンプを用いたり、各コイル５、
７Ａ、７Ｂの同調後のインピーダンスを変えて合成する
ことなどである。３０、３３も同様である。いずれの方
式でも本実施例によれば、画質上最も重要な検出部位付
近でのＳＮ比を向上させることができる。

【００２７】図５は本発明に係る核磁気共鳴イメージン
グ装置の全体構成例を示すブロック図である。この核磁
気共鳴イメージング装置は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象
を利用して被検体６の断層画像を得るもので、静磁場発
生磁石１０と、中央処理装置（以下、ＣＰＵと云う）１
１と、シーケンサ１２と、送信系１３と、磁場勾配発生
系１４と、受信系１５と信号処理系１６とからなる。上
記静磁場発生磁石１０は、被検体６の周りにその体軸方
向又は体軸と直交する方向に強く均一な静磁場を発生さ
せるもので、上記被検体６の周りのある広がりをもった
空間に永久磁石方式又は常電導方式あるいは超電導方式
の磁場発生手段が配置されている。上記シーケンサ１２
は、ＣＰＵ１１の制御で動作し、被検体６の断層画像の
データ収集に必要な種々の命令を送信系１３及び磁場勾
配発生系１４並びに受信系１５に送るものである。

【００２８】上記送信系１３は、高周波発振器１７と変
調器１８と高周波増幅器１９と送信側の高周波コイル２
０ａとからなり、上記高周波発振器１７から出力された
高周波パルスをシーケンサ１２の命令に従って変調器１
８で振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高
周波増幅器１９で増幅した後に被検体６に近接して配置
された高周波コイル２０ａに供給することにより、電磁
波が上記被検体６に照射されるようになっている。上記
磁場勾配発生系１４は、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向に巻かれ
た傾斜磁場コイル２１と、それぞれのコイルを駆動する
傾斜磁場電源２２とからなり、上記シーケンサ１２から
の命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源２２を
駆動することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向の傾斜磁場
Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを被検体６に印加するようになってい
る。この傾斜磁場の加え方により、被検体６に対するス
ライス面を設定することができる。上記受信系１５は、
受信側の高周波コイル高周波２０ｂと増幅器２３と直交
位相検波器２４とＡ／Ｄ変換器２５とからなり、上記送
信側の高周波高周波２０ａから照射された電磁波による
被検体６の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は被検体６に近
接して配置された高周波コイル２０ｂで検出され、増幅
器２３及び直交位相検波器２４を介してＡ／Ｄ変換器２
５に入力してディジタル量に変換され、更にシーケンサ
１２からの命令によるタイミングで直交位相検波器２４
によりサンプリングされた二系列の収集データとされ、
その信号が信号処理系１６に送られるようになってい
る。この信号処理系１６は、ＣＰＵ１１と、磁気ディス
ク２６及び磁気テープ２７等の記録装置と、ＣＲＴ等の
ディスプレイ２８とからなり、上記ＣＰＵ１１でフーリ
エ変換、補正係数計算像再構成等の処理を行い、任意断
面の信号強度分布あるいは複数の信号に適当な演算を行
って得られた分布を画像化してディスプレイ２８に表示
するようになっている。尚、図において、送信側及び受
信側の高周波コイル２０ａ，２０ｂと傾斜磁場コイル２
１は、被検体１の周りの空間に配置された静磁場発生磁
石１０の磁場空間内に配置されている。

【００２９】ここで、本発明に係る高周波高周波２０ｂ
は図１で示したようなコイル５と、コイル５に直交する
コイル７Ａ、７Ｂである。又前記したように、照射用の
高周波コイル２０ａを一軸側の受信コイルとして兼用
し、それに直交した受信専用のコイル５、７Ａ、７Ｂを
構成してもよい。更に、コイル５、７Ａ、７Ｂの３者と
も照射と受信を兼ねて使用してもよい。いずれにしても
１つのコイルとそれに直交する一対のコイルから映像部
位（撮影部位）に応じて選択して信号を取り出すことが
重要である。

【００３０】図６は、受信コイル７Ａ、７Ｂの駆動系を
示す図である。受信コイル７Ａ、７Ｂは、互いに逆向き
にねじ切りされたシャフト４１、４２に設けられ、モー
タ４５で互いに接近又は遠ざかる方向に駆動制御を受け
る。更に、受信コイル７Ａ、７Ｂは、上下動する部材４
４Ａによって、シャフト４４、モータ４６の働きで、上
下動するように、駆動制御を受ける。モータ４５、４６
はＣＰＵ１１の制御を受ける。更に、受信コイル７Ａ、
７Ｂには、近接スィッチ４３Ａ、４３Ｂが設けられ、被
検体６への接触防止用に使用される。更に、上下動によ
るシャフト４４又は４２の被検体接触防止用に、近接ス
ィッチ４３Ｃが設けられている。

【００３１】以上の駆動系において、被検体６のＣＴ断
層像や透視像をＣＲＴに表示させておき、操作者がその
表示画面上の受信コイル７Ａ、７Ｂの計測位置を指定す
る。これをＣＰＵ１１が読み取り、モータ４５、４６に
その位置までの操作量を与えて、シャフト４１、４２、
４４を駆動し、受信コイル７Ａ、７Ｂの位置決めを行
う。受信コイル７Ａ、７Ｂは被検体６に近ければ近い程
に感度がよいため、できるだけ近く接近させるが、被検
体６への接触は安全上避けるべきである。そこで、近接
スィッチ４３Ａ、４３Ｂ、４３Ｃを設けて、ＣＰＵ１１
がスィッチ状態を見て最終的な位置決めを行う。尚、シ
ャフト４１、４２、４３は一例であり、要は、受信コイ
ルコイル７Ａ、７Ｂの上下動及び水平方向の移動とが可
能な機構であればよい。

【００３２】以上の実施例では、頭部用としたが、胸部
や首部等の他の被検体部位にも、全体コイル、２つの局
部所コイルとの考え方は適用できる。尚、局部コイル
は、３個以上の例も有り得る。

【００３３】

【発明の効果】本発明によれば、１つのコイルとそれに
直交する一対のコイルの３つのコイルを撮影部位に応じ
た最適な組合せにより検出した信号を最適な重み付けで
合成し、更に、３つのコイルを最適な位置に移動できる
ことによりＳＮ比を高めることができ、良質の画像が得
られると云う効果がある。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の３つの受信コイルの実施例図を示す図
である。

【図２】本発明の３つの受信コイルによる計測波形図で
ある。

【図３】本発明の頭部検出でのコイル配置例図である。

【図４】本発明の受信回路の実施例図である。

【図５】本発明のＭＲＩ装置の実施例図である。

【図６】本発明の受信コイル７Ａ、７Ｂの駆動系の実施
例図である。

【図７】従来の直交コイル例を示す図である。

【符号の説明】

５全体用の受信コイル７Ａ、７Ｂ局部用の受信コイル

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁵ 識別記号庁内整理番号ＦＩ技術表示箇所 9118−2ＪＧ０１Ｎ 24/04 Ｈ

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】全体用の受信コイルと、該受信コイルに
直交する局部用の２つの受信コイルと、映像部位に応じ
て上記全体用、局部用の受信コイル出力を検出部位に応
じて任意に組み合わせて受信エコー信号を得る手段と、
より成るＭＲＩ装置の受信回路。
【請求項２】全体用の受信コイルと、該受信コイルに
直交する局部用の２つの受信コイルと、該３つの受信コ
イル出力を増幅する第１、第２、第３の増幅器と、第
１、第２、第３の増幅器の出力振幅を変更させる第１、
第２、第３のアッテネータと、該第２、第３のアッテネ
ータの出力と第１のアッテネータの出力との位相合わせ
をする、第２、第３のアッテネータ対応の第１、第２の
位相シフタと、上記第１のアッテネータ出力と第１、第
２の位相シフタ出力との３出力から必要出力を選択する
選択器と、該選択器出力を相互に加算する加算器と、よ
り成ると共に、上記第１、第２、第３のアッテネータの
振幅及び第１、第２、の位相シフタの位相シフト値及び
選択器での選択内容とを、映像部位に応じて制御する制
御手段と、より成るＭＲＩ装置の受信回路。
【請求項３】上記局部用の２つの受信コイルは、互い
に平行に配置され、且つその両者の距離が自在に設定可
能に構成されている請求項１又は２のＭＲＩ装置の受信
回路。