磁気共鳴イメージング装置
【課題】被検体に応じてＲＦ磁場の分布を調整することができる磁気共鳴イメージング装置を提供することである。
【解決手段】実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、送信部と、最適差記憶部と、電流測定部と、送信制御部とを有する。送信部は、複数の送信チャンネルに高周波パルスを送信する。電流測定部は、前記送信部によって高周波パルスが送信されることで前記複数の送信チャンネルに流れる電流の分布を測定する。送信制御部は、前記電流測定部によって測定された電流の分布から前記複数の送信チャンネル間の電流の振幅差及び位相差を算出し、算出した振幅差及び位相差と振幅差及び位相差の最適値との差異が小さくなるように、前記送信部によって送信される高周波パルスの振幅及び位相の少なくも一方を制御する。
【解決手段】実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、送信部と、最適差記憶部と、電流測定部と、送信制御部とを有する。送信部は、複数の送信チャンネルに高周波パルスを送信する。電流測定部は、前記送信部によって高周波パルスが送信されることで前記複数の送信チャンネルに流れる電流の分布を測定する。送信制御部は、前記電流測定部によって測定された電流の分布から前記複数の送信チャンネル間の電流の振幅差及び位相差を算出し、算出した振幅差及び位相差と振幅差及び位相差の最適値との差異が小さくなるように、前記送信部によって送信される高周波パルスの振幅及び位相の少なくも一方を制御する。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置）は、磁気共鳴現象を利用して被検体内を画像化する装置である。具体的には、磁気共鳴イメージング装置は、送信コイルに高周波パルス（以下、ＲＦ（Radio Frequency）パルス）を送信することにより送信コイルに電流を流し、かかる送信コイルに高周波磁場（以下、ＲＦ磁場）を発生させる。そして、磁気共鳴イメージング装置は、送信コイルによって発生されたＲＦ磁場（Ｂ１）内に位置する被検体から発せられる磁気共鳴（ＭＲ：Magnetic Resonance）信号を検出し、検出したＭＲ信号に基づいて磁気共鳴画像（ＭＲＩ画像）を再構成する。なお、ＲＦパルスが送信される送信コイル、又は、ＲＦパルスが送信される送信コイル内のエレメントは、「送信チャンネル」と呼ばれることがある。
【０００３】
このようなＭＲＩ装置は、ＲＦ磁場をマルチチャンネルで発生する送信コイルを有する場合がある。送信コイルがマルチチャンネルである場合、ＭＲＩ装置は、各々の送信チャンネルに送信するＲＦパルスの振幅や位相を送信チャンネル毎に調整する。例えば、ＭＲＩ装置は、ＱＤ（Quadrature Detection）コイルと呼ばれる送信コイルを有する場合には、２つの送信チャンネルに振幅が略同一であり、かつ、位相差が９０°であるＲＦパルスを送信する。このように、ＭＲＩ装置は、マルチチャンネルの送信コイルを有することで、ＲＦ磁場の均一性を保ち、感度領域を広げることが可能になると考えられる。
【０００４】
ただし、被検体がＭＲＩ装置内に位置すると、被検体内部における電気的な損失や誘電共振等が原因となって、マルチチャンネルの各送信チャンネルに流れる電流の振幅や位相にずれが生じる結果、ＲＦ磁場の分布が不均一になることが知られている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特表２００４−５２６５４７号公報
【特許文献２】特表２００８−５１４２５９号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
本発明が解決しようとする課題は、被検体に応じてＲＦ磁場の分布を調整することができる磁気共鳴イメージング装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、送信コイルと、送信部と、最適差記憶部と、電流測定部と、送信制御部とを有する。送信コイルは、複数の送信チャンネルにより高周波磁場を発生する。送信部は、前記複数の送信チャンネルに高周波パルスを送信する。最適差記憶部は、前記複数の送信チャンネルに流れる電流の振幅差及び位相差の最適値を記憶する。電流測定部は、前記送信部によって高周波パルスが送信されることで前記複数の送信チャンネルに流れる電流の分布を測定する。送信制御部は、前記電流測定部によって測定された電流の分布から前記複数の送信チャンネル間の電流の振幅差及び位相差を算出し、算出した振幅差及び位相差と前記最適差記憶部に記憶されている振幅差及び位相差の最適値との差異が小さくなるように、前記送信部によって送信される高周波パルスの振幅及び位相の少なくも一方を制御する。
【図面の簡単な説明】
【０００８】
【図１】図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示すブロック図である。
【図２】図２は、第１の実施形態におけるＲＦコイルの構成例を示す図である。
【図３】図３は、ＲＦコイルの各ラング部に流れる電流分布の一例を示す。
【図４】図４は、第１の実施形態におけるＲＦコイルに設けられる検出器の一例を示す。
【図５】図５は、第１の実施形態における制御部等の構成例を示すブロック図である。
【図６】図６は、最適差記憶部の一例を示す図である。
【図７】図７は、整形部による整形処理の一例を示す図である。
【図８】図８は、第１の実施形態における処理手順の一部を示すフローチャートである。
【図９】図９は、第２の実施形態における制御部等の構成例を示すブロック図である。
【図１０】図１０は、補正係数記憶部の一例を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【０００９】
以下、実施形態に係るＭＲＩ装置を説明する。
【００１０】
（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１の構成例を示すブロック図である。
【００１１】
静磁場磁石１１０は、中空の円筒形状に形成され、内部の空間に一様な静磁場を発生する。例えば、静磁場磁石１１０は、永久磁石や超伝導磁石等である。傾斜磁場コイル１２０は、中空の円筒形状に形成され、内部の空間に傾斜磁場を発生する。具体的には、傾斜磁場コイル１２０は、静磁場磁石１１０の内側に配置され、後述する傾斜磁場電源１１から電流の供給を受けて傾斜磁場を発生する。
【００１２】
ＲＦコイル１３０は、静磁場磁石１１０の開口部内で被検体Ｐに対向するように配設された送受信兼用のコイルであり、後述する送信部１３からＲＦパルスの供給を受けてＲＦ磁場を発生する。また、ＲＦコイル１３０は、励起によって被検体Ｐの水素原子核から放出される磁気共鳴信号を受信する。なお、第１の実施形態では、ＲＦコイル１３０が、複数のエレメントによりＲＦ磁場を発生するバードケージ（Bridcage）型のＱＤコイルであるものとする。かかるＲＦコイル１３０の構成については、後に詳細に説明する。
【００１３】
寝台装置１４１は、被検体Ｐが載置される天板１４２を有し、被検体Ｐが載置された天板１４２をＲＦコイル１３０の空洞（撮像口）内へ挿入する。通常、寝台装置１４１は、長手方向が静磁場磁石１１０の中心軸と平行になるように設置される。
【００１４】
傾斜磁場電源１１は、傾斜磁場コイル１２０に電流を供給する。寝台制御部１２は、後述する制御部２６０による制御のもと、寝台装置１４１を制御する装置であり、寝台装置１４１を駆動して、天板１４２を長手方向及び上下方向に移動させる。
【００１５】
送信部１３は、ラーモア周波数に対応するＲＦパルスをＲＦコイル１３０に送信する。具体的には、送信部１３は、発振部、位相選択部、周波数変換部、振幅変調部、高周波電力増幅部等を有する。発振部は、静磁場中における対象原子核に固有の共鳴周波数の高周波信号を発生する。位相選択部は、上記高周波信号の位相を選択する。周波数変換部は、位相選択部から出力された高周波信号の周波数を変換する。振幅変調部は、周波数変換部から出力された高周波信号の振幅を例えばｓｉｎｃ関数に従って変調する。高周波電力増幅部は、振幅変調部から出力された高周波信号を増幅する。
【００１６】
受信部１４は、ＲＦコイル１３０によって受信されたＭＲ信号を検出し、検出したＭＲ信号のデータを生成する。具体的には、受信部１４は、選択器、前段増幅器、位相検波器及びアナログデジタル変換器を有する。選択器は、ＲＦコイル１３０から出力されるＭＲ信号を選択的に入力する。前段増幅器は、選択器から出力されるＭＲ信号を増幅する。位相検波器は、前段増幅器から出力されるＭＲ信号の位相を検波する。アナログデジタル変換器は、位相検波器から出力される信号をデジタル変換することでＭＲ信号データを生成し、生成したＭＲ信号データをシーケンス制御部１５を介して計算機システム２００に送信する。
【００１７】
シーケンス制御部１５は、計算機システム２００から送信されるシーケンス情報に基づいて、傾斜磁場電源１１、送信部１３及び受信部１４を駆動することで、被検体Ｐのスキャンを行う。そして、シーケンス制御部１５は、傾斜磁場電源１１、送信部１３及び受信部１４を駆動して被検体Ｐをスキャンした結果、受信部１４からＭＲ信号データが送信された場合に、かかるＭＲ信号データを計算機システム２００へ転送する。
【００１８】
なお、「シーケンス情報」とは、傾斜磁場電源１１が傾斜磁場コイル１２０に供給する電源の強さや電源を供給するタイミング、送信部１３がＲＦコイル１３０に送信する高周波信号の強さや高周波信号を送信するタイミング、受信部１４がＭＲ信号を検出するタイミング等、スキャンを行うための手順を時系列に沿って定義した情報である。すなわち、送信部１３によって送信されるＲＦパルスの振幅及び位相は、計算機システム２００によって制御される。
【００１９】
計算機システム２００は、ＭＲＩ装置１の全体制御や、ＭＲ信号データの収集、画像再構成等を行う。
【００２０】
インタフェース部２１０は、シーケンス制御部１５との間で送受される各種信号の入出力を制御する。例えば、インタフェース部２１０は、シーケンス制御部１５に対してシーケンス情報を送信し、シーケンス制御部１５からＭＲ信号データを受信する。また、インタフェース部２１０は、ＭＲ信号データを受信した場合に、受信したＭＲ信号データを記憶部２５０に格納する。
【００２１】
入力部２２０は、操作者から各種操作や情報入力を受け付け、マウスやトラックボール等のポインティングデバイスやキーボード等を有し、表示部２３０と協働することによって、各種操作を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）をＭＲＩ装置１の操作者に対して提供する。
【００２２】
表示部２３０は、後述する制御部２６０による制御のもと、画像データ等の各種の情報を表示する。表示部２３０としては、液晶表示器等の表示デバイスが利用可能である。
【００２３】
画像再構成部２４０は、記憶部２５０に記憶されたＭＲ信号データに対して、後処理、すなわちフーリエ変換等の再構成処理を施すことによって、ＭＲＩ画像を再構成する。また、画像再構成部２４０は、記憶部２５０に記憶されたＭＲ信号データの強度（ＭＲ信号強度）を測定したり、再構成したＭＲＩ画像の解析を行なったりする。
【００２４】
記憶部２５０は、インタフェース部２１０により受信されたＭＲ信号データや、画像再構成部２４０による処理結果（ＭＲＩ画像、ＭＲ信号強度の測定結果、磁気共鳴画像の解析結果等）を記憶する。また、第１の実施形態における記憶部２５０は、ＲＦコイル１３０に流れる電流値の最適値に関する情報を記憶する。かかる記憶部２５０が記憶する各種情報については、後に詳細に説明する。
【００２５】
制御部２６０は、図示しないＣＰＵ（Central Processing Unit）やメモリ等を有し、ＭＲＩ装置１の全体制御を行う。具体的には、制御部２６０は、入力部２２０を介して操作者から入力される撮影条件に基づいてシーケンス情報を生成し、生成したシーケンス情報をシーケンス制御部１５に送信することでスキャンを制御する。また、制御部２６０は、スキャンの結果としてシーケンス制御部１５から送られるＭＲ信号データのデータ処理を制御する。
【００２６】
次に、図１に示したＲＦコイル１３０について説明する。図２は、第１の実施形態におけるＲＦコイル１３０の構成例を示す図である。図２に例示するように、ＲＦコイル１３０は、コイル支持部１３１上に、リング部１３２−１及び１３２−２と、ラング部１３３−１、１３３−２、１３３−３及び１３３−４が設けられる。なお、図２では、図示することを省略したが、ＲＦコイル１３０には、８個のラング部が設けられる。
【００２７】
コイル支持部１３１は、円筒状に形成された支持部材（ボビン）であり、リング部１３２−１及び１３２−２や、ラング部１３３−１、１３３−２、１３３−３及び１３３−４等をそれぞれ所定の位置で保たれるように支持する。
【００２８】
リング部１３２−１及び１３２−２の各々は、銅箔等を用いてリング状に形成された導電部材である。リング部１３２−１とリング部１３２−２とは、リングの中心軸が略一致し、かつ、所定の距離だけ間が離れるように、互いに平行する位置に配置される。
【００２９】
また、図２に例示するように、リング部１３２−１には、所定の間隔で複数のギャップが形成されており、各ギャップを架け渡すように、キャパシタ１３４−１ａ、１３４−２ａ、１３４−３ａ等が接続される。同様に、リング部１３２−２には、所定の間隔で形成された各ギャップを架け渡すように、キャパシタ１３４−１ｂ、１３４−２ｂ、１３４−３ｂ等が接続される。
【００３０】
８個のラング部（ラング部１３３−１等）の各々は、銅箔等を用いて矩形状に形成された導電部材である。かかるラング部の各々は、リング部１３２−１とリング部１３２−２の周縁同士を接続し、互いに所定の間隔で配置される。なお、ラング部は、「エレメント」と呼ばれることもある。
【００３１】
また、図２に例示するように、８個のラング部（ラング部１３３−１等）の各々には、長手方向の略中心で分離するようにスリット状のギャップが形成される。そして、ラング部の各々には、各ギャップを架け渡すように、ＰＩＮ（P-Intrinsic-N）ダイオード１３５−１、１３５−２、１３５−３、１３５−４等が接続される。かかるＰＩＮダイオード１３５−１等は、送受信兼用コイルであるＲＦコイル１３０の動作モードを送信／受信の両モード間で切替える。
【００３２】
ここで、第１の実施形態におけるＲＦコイル１３０は、８個のラング部のうち、ラング部１３３−１及びラング部１３３−３が送信部１３からＲＦパルスを受け付けることによりＲＦ磁場を発生し、ラング部１３３−１及びラング部１３３−３がＭＲ信号を受信するものとする。すなわち、第１の実施形態におけるＲＦコイル１３０においては、ラング部１３３−１及びラング部１３３−３が送信チャンネルとなるとともに受信チャンネルとなる。
【００３３】
また、ラング部１３３−１に送信されるＲＦパルスと、ラング部１３３−３に送信されるＲＦパルスとは、基本的には、振幅が略同一であり、かつ、位相差が略９０°であるものとする。ここで、ＲＦコイル１３０は、８個のラング部が含まれるので、ラング部１３３−１は、ラング部１３３−３の配置位置からＲＦコイル１３０の円周上に９０°ずれた位置に配置される。したがって、第１の実施形態におけるＲＦコイル１３０は、ＱＤコイルとして動作する。なお、以下では、送信チャンネルであるラング部１３３−１を「送信チャンネルｃｈ１」と表記し、送信チャンネルであるラング部１３３−３を「送信チャンネルｃｈ２」と表記する場合がある。
【００３４】
このようなＲＦコイル１３０の送信チャンネルｃｈ１又はｃｈ２のいずれか一方のみにＲＦパルスを送信すると、理想的な環境下においては、各ラング部に流れる電流の分布は、サイン波（ｓｉｎ波、正弦波）を描く定常波（「定在波」とも呼ばれる）となる。具体的には、送信チャンネルｃｈ１又はｃｈ２のいずれか一方のみにＲＦパルスを送信し、ＲＦコイル１３０の円筒上を周回する方向に各ラング部に流れる電流値をプロットすると、サイン波を描く定常波となる。なお、理想的な環境下とは、各ラング部に流れる電流が外部からの影響を受けない環境を示し、例えば、ＲＦコイル１３０の円筒内に被検体Ｐが存在しない場合等である。
【００３５】
ここで、図３に、ＲＦコイル１３０の各ラング部に流れる電流分布の一例を示す。なお、図３では、理想的な環境下における各ラング部の電流分布を示す。図３（ａ）は、図２に示したＲＦコイル１３０を周方向に展開した図を示す。ただし、図３（ａ）では、各キャパシタ（キャパシタ１３４−１ａ等）や各ＰＩＮダイオード（ＰＩＮダイオード１３５−１等）を図示することを省略する。
【００３６】
また、図３（ｂ）は、送信チャンネルｃｈ１であるラング部１３３−１のみにＲＦパルスが送信された場合における各ラング部の電流分布を示す。また、図３（ｃ）は、送信チャンネルｃｈ２であるラング部１３３−３のみにＲＦパルスが送信された場合における各ラング部の電流分布を示す。なお、以下では、送信チャンネルｃｈ１のみにＲＦパルスが送信された場合における各ラング部の電流分布を「第１の電流分布」と表記し、送信チャンネルｃｈ２のみにＲＦパルスが送信された場合における各ラング部の電流分布を「第２の電流分布」と表記する場合がある。
【００３７】
図３（ｂ）に例示するように、理想的な環境下で送信チャンネルｃｈ１のみにＲＦパルスが送信された場合には、第１の電流分布は、電流分布Ｄ１１と電流分布Ｄ１２との間で変動する定常波となる。また、図３（ｃ）に例示するように、理想的な環境下で送信チャンネルｃｈ２のみにＲＦパルスが送信された場合には、第２の電流分布は、電流分布Ｄ２１と電流分布Ｄ２２との間で変動する定常波となる。したがって、送信チャンネルｃｈ１及びｃｈ２の双方にＲＦパルスが送信された場合には、各ラング部の電流分布は、図３（ｂ）及び（ｃ）に示した電流分布を加算した電流分布となる。
【００３８】
ここで、送信チャンネルｃｈ１に送信されるＲＦパルスと、送信チャンネルｃｈ２に送信されるＲＦパルスとの位相差は略９０°であるので、第１の電流分布がＤ１１である場合には、第２の電流分布は、全てのラング部の電流値が０となる。つまり、このときの各ラング部の電流分布は、第１の電流分布と第２の電流分布との和であるＤ１１となる。同様に、第１の電流分布がＤ１２である場合には、第２の電流分布は、全てのラング部の電流値が０となるので、各ラング部の電流分布はＤ１２となる。
【００３９】
また、第１の電流分布がＤ２１である場合には、第２の電流分布は、全てのラング部の電流値が０となる。つまり、このときの各ラング部の電流分布はＤ２１となる。同様に、第１の電流分布がＤ２２である場合には、第２の電流分布は、全てのラング部の電流値が０となるので、各ラング部の電流分布はＤ２２となる。
【００４０】
このように、バードケージ型のＱＤコイルであるＲＦコイル１３０は、理想的な環境下において、送信チャンネルｃｈ１と送信チャンネルｃｈ２に送信されるＲＦパルスの振幅が略同一かつ位相差が９０°である場合には、図３（ｂ）及び（ｃ）に例示した電流が流れる。これにより、ＲＦコイル１３０は、時間変動によりＲＦ磁場の向きが変動し、かつ、均一なＲＦ磁場を発生することができる。
【００４１】
また、ここでは、ＲＦパルスの振幅が略同一であり位相差が９０°である場合を例に挙げて説明したが、理想的な環境下であれば、ＲＦパルスの振幅や位相を変動させることで、ＲＦコイル１３０に所望の電流を流すことができ、所望のＲＦ磁場を発生させることができる。
【００４２】
しかし、ＲＦコイル１３０の空洞内に被検体Ｐが位置すると、被検体内部における電気的な損失や誘電共振等が原因となって、各ラング部に流れる電流の振幅や位相は、理想的な環境下において各ラング部に流れる電流の振幅や位相と異なる場合がある。例えば、送信チャンネルｃｈ１に送信されるＲＦパルスと送信チャンネルｃｈ２に送信されるＲＦパルスの振幅が略同一であり位相差が９０°であっても、各ラング部に実際に流れる電流の振幅が略同一になるとは限らず、位相差も略９０°になるとは限らない。
【００４３】
特に、共振周波数は静磁場強度に比例するので、静磁場強度が大きくなると共振周波数も高くなる関係にあるが、静磁場強度が例えば１．５Ｔ（テスラ）を超えると、被検体内部における電気的な損失や誘電共振等が原因となって、各ラング部に流れる電流の振幅や位相は、理想的な環境下と異なる場合が多い。ＲＦ磁場の分布が不均一になると、ＭＲＩ装置によって再構成されるＭＲＩ画像において、部分的な信号低下やコントラスト低下が発生し、画質が劣化する場合がある。
【００４４】
また、所望のＲＦ磁場を発生させるために、操作者等がＲＦパルスの振幅や位相を変動させたとしても、ＲＦコイル１３０に所望の電流を流すことができず、この結果、所望のＲＦ磁場を発生させることができない場合がある。
【００４５】
近年では、本スキャンの前にプリスキャンをＭＲＩ装置に実行させ、プリスキャンにおいて得られたＭＲＩ画像の劣化が小さくなるように、ＲＦコイルに送信するＲＦパルスの振幅や位相を調整する技術も提案されている。しかし、かかる技術は、操作者がＭＲＩ画像の劣化度合いを目視で判断するものであるので、必ずしもＲＦ磁場が均一になるようにＲＦパルスの振幅や位相を調整できるものではない。例えば、撮像部位によっては、正しく被検体内が画像化されたＭＲＩ画像であっても劣化しているかのように見えたり、正しく被検体内が画像化されていないＭＲＩ画像であるにかかわらず劣化していないかのように見えたりする。このように、操作者の目視によってＭＲＩ画像の劣化度合いを判定するには限界があり、ＲＦパルスの振幅や位相を正しく調整できず、ＲＦ磁場の不均一性を改善できるとは限らない。
【００４６】
また、撮像部位毎にＲＦパルスの振幅や位相を所定の記憶部に記憶しておき、撮像部位に対応するＲＦパルスの振幅や位相を用いて、撮像処理を行う技術も提案されている。かかる技術では、特定の部位を撮像する場合には、ＲＦコイルに流れる電流に誤差が生じることを想定して、かかる誤差を抑制可能であると考えられるＲＦパルスをＲＦコイルに送信するものである。しかし、被検体の体型や姿勢や個人差等によってＲＦコイルに流れる電流に生じる誤差は異なる。すなわち、このような技術を用いたとしても、ＲＦ磁場の不均一性を改善できるとは限らない。
【００４７】
そこで、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１は、ＲＦコイル１３０に流れる電流の実測値に基づいて、ＲＦコイル１３０に送信するＲＦパルスの振幅及び位相を調整することにより、被検体Ｐに応じてＲＦ磁場の分布を調整する。
【００４８】
まず、第１の実施形態におけるＲＦコイル１３０について説明する。第１の実施形態におけるＲＦコイル１３０には、リング部１３２−１に接続されている各キャパシタ（１３４−１ａ等）に印加される電圧を検出する検出器がキャパシタ毎に設けられる。図４に、第１の実施形態におけるＲＦコイル１３０に設けられる検出器の一例を示す。
【００４９】
図４に例示する検出器１３６は、非接触型の電圧検出器である。検出器１３６の検出部１３６ａは、リング部１３２−１に接続されるキャパシタ１３４−１ａの印加電圧を検出する。かかる検出部１３６ａのインピーダンスは、電流が流れない程度に高い値に設定される。これにより、検出部１３６ａは、キャパシタ１３４−１ａの印加電圧を正確に検出することができる。
【００５０】
また、検出器１３６の非接触部１３６ｂ及び１３６ｃは、リング部１３２−１と接触しない位置に設けられる。具体的には、非接触部１３６ｂは、リング部１３２−１の部位１３２−１ａと接触しない位置に設けられ、非接触部１３６ｃは、リング部１３２−１の部位１３２−１ｂと接触しない位置に設けられる。これにより、非接触部１３６ｂ及び１３６ｃに電流が流れることを抑制できるので、検出部１３６ａは、キャパシタ１３４−１ａの印加電圧を正確に検出することができる。
【００５１】
なお、検出器１３６の検出部１３６ａは、計算機システム２００のインタフェース部２１０と光ファイバにより接続される。検出部１３６ａにより検出されたキャパシタ１３４−１ａの印加電圧値は、フォトカプラ等により光変換され、光ファイバを介して計算機システム２００に伝達される。このように光ファイバを用いることにより、デジタル信号により生じるノイズを抑制することができる。
【００５２】
次に、第１の実施形態における計算機システム２００による処理について説明する。図５は、第１の実施形態における制御部２６０等の構成例を示すブロック図である。
【００５３】
信号強度測定部２４１は、本スキャンの前に行われるプリスキャンにおいて、被検体からのＭＲ信号の強度を測定し、予め決められているＭＲ信号の強度となるＲＦパルスの条件を決定する。なお、第１の実施形態では、信号強度測定部２４１は、核スピンの磁化ベクトルを９０°回転させるためのＲＦパルスの強度（振幅及び位相）を決定するものとする。なお、以下では、磁化ベクトルを９０°回転させるためのＲＦパルスの条件を「９０°条件」と表記する場合がある。
【００５４】
画像再構成部２４２は、記憶部２５０からＭＲ信号データを読み出して、読み出したＭＲ信号データから磁気共鳴画像を再構成し、再構成した磁気共鳴画像を記憶部２５０に格納する。
【００５５】
最適差記憶部２５１は、被検体Ｐの身体情報及び撮像部位毎に、送信チャンネルｃｈ１に流れる電流と送信チャンネルｃｈ２に流れる電流の振幅差及び位相差の最適値を記憶する。図６に、最適差記憶部２５１の一例を示す。図６に示した例では、最適差記憶部２５１は、「撮像部位」、「体重」、「振幅差」、「位相差」といった項目を有する。
【００５６】
「撮像部位」は、撮像対象の部位を示す。図６では、最適差記憶部２５１の「撮像部位」に、「心臓」、「胃」、「腎臓」といった情報が記憶される例を示している。「体重」は、被検体Ｐの体重を示す。「振幅差」は、第１の電流分布と第２の電流分布との最適な振幅差を示す。「位相差」は、第１の電流分布と第２の電流分布との最適な位相差を示す。
【００５７】
図６の例では、撮像部位が「心臓」であり、被検体Ｐの体重が「Ｗ１１」である場合には、第１の電流分布と第２の電流分布との最適な振幅差が「０」であり、第１の電流分布と第２の電流分布との最適な位相差が「９０°」であることを示している。この例では、ＲＦコイル１３０の電流分布が図３に例示した状態になるので、ＲＦコイル１３０は均一なＲＦ磁場を発生する。すなわち、撮像部位「心臓」かつ被検体Ｐの体重「Ｗ１１」である場合には、ＲＦ磁場が均一であることが望ましいことを示している。
【００５８】
また、図６の例では、撮像部位が「胃」であり、被検体Ｐの体重が「Ｗ１１」である場合には、第１の電流分布と第２の電流分布との最適な振幅差が「Ａ１１（０でない値）」であり、第１の電流分布と第２の電流分布との最適な位相差が「９５°」であることを示している。この例では、ＲＦコイル１３０の電流分布が図３に例示した状態にならないので、ＲＦコイル１３０が均一なＲＦ磁場を発生するとは限らない。
【００５９】
この点について説明すると、一般的にはＲＦ磁場が均一であることが望ましいことが多いが、撮像部位がＲＦコイル１３０の中心軸近傍に位置しない場合には、ＲＦ磁場が均一であることが望ましいとは限らない。このため、撮像部位によっては、第１の電流分布と第２の電流分布との振幅が同一でないことが望ましい場合や、第１の電流分布と第２の電流分布との位相差が９０°でないことが望ましい場合がある。
【００６０】
なお、図６では、最適差記憶部２５１が、身体情報である「体重」に対応付けて振幅差及び位相差を記憶する例を示したが、最適差記憶部２５１が記憶する身体情報は体重に限られない。例えば、最適差記憶部２５１は、被検体Ｐの身長、胸囲や腹囲等毎に振幅差及び位相差を記憶してもよい。
【００６１】
電流測定部２６１、整形部２６２及び送信制御部２６３は、本スキャンの前に行われるプリスキャンにおいて動作する。
【００６２】
電流測定部２６１は、ＲＦコイル１３０の各ラング部に流れる電流の分布を測定する。第１の実施形態における電流測定部２６１は、送信部１３に対して、送信チャンネルｃｈ１又はｃｈ２のいずれか一方のみＲＦパルスを送信させ、第１の電流分布及び第２の電流分布を測定する。
【００６３】
具体的には、電流測定部２６１は、送信部１３に対して、送信チャンネルｃｈ１のみにＲＦパルスを送信するように指示する。そして、電流測定部２６１は、送信部１３によって送信チャンネルｃｈ１のみにＲＦパルスが送信された状態において、ＲＦコイル１３０の検出器１３６から電圧値を受信し、かかる電圧値から電流値を算出する。これにより、電流測定部２６１は、図３に例示したようなＲＦコイル１３０の電流分布を測定する。
【００６４】
同様に、電流測定部２６１は、送信部１３に対して、送信チャンネルｃｈ２のみにＲＦパルスを送信するように指示する。そして、電流測定部２６１は、送信部１３によって送信チャンネルｃｈ２のみにＲＦパルスが送信された状態において、ＲＦコイル１３０の検出器１３６から電圧値を受信し、ＲＦコイル１３０の電流分布を測定する。
【００６５】
整形部２６２は、電流測定部２６１によって測定された第１の電流分布及び第２の電流分布の波形を略サイン波形に整形する。上記の通り、ＲＦコイル１３０の空洞内に被検体Ｐが位置すると、実測値である第１の電流分布や第２の電流分布はサイン波形にならない場合がある。かかる場合には、後述する送信制御部２６３が、第１の電流分布や第２の電流分布の振幅差や位相差を算出することができないおそれがある。そこで、整形部２６２は、第１の電流分布や第２の電流分布をサイン波形に整形することにより、第１の電流分布や第２の電流分布の振幅差や位相差を算出することを可能にする。
【００６６】
図７を用いて、整形部２６２による整形処理の一例を説明する。図７に実線で例示した電流分布Ｄ３１は、電流測定部２６１によって測定された実測値を示す。整形部２６２は、電流測定部２６１によって測定された電流分布Ｄ３１をサイン波形に整形することで、図７に点線で例示した電流分布Ｄ３２を得る。整形手法としては、例えば、電流分布Ｄ３１の波形に最も近いサイン波形を選択する手法であってもよいし、各ラング部の電流値を回帰分析してカーブフィッティングを行う手法であってもよい。
【００６７】
送信制御部２６３は、整形部２６２によって整形された第１の電流分布と第２の電流分布との振幅差及び位相差を算出し、算出した振幅差及び位相差と、最適差記憶部２５１に記憶されている振幅差及び位相差との差異が小さくなるように、ＲＦパルスの振幅や位相を変動させるように送信部１３を制御する。
【００６８】
具体的には、ＭＲＩ装置１は、スキャン開始時に、操作者から入力部２２０を介して撮像部位及び被検体Ｐの体重等が入力される。送信制御部２６３は、かかる撮像部位及び被検体Ｐの体重に対応する振幅差及び位相差の最適値を最適差記憶部２５１から取得する。また、送信制御部２６３は、整形部２６２によって略サイン波形に整形された第１の電流分布と第２の電流分布との振幅差及び位相差を算出する。すなわち、送信制御部２６３は、実測値である第１の電流分布と第２の電流分布との振幅差及び位相差を算出する。
【００６９】
そして、送信制御部２６３は、実測値から得られた振幅差と最適差記憶部２５１から取得した振幅差の最適値との差異が小さくなるとともに、実測値から得られた位相差と最適差記憶部２５１から取得した位相差の最適値との差異が小さくなるように、送信チャンネルｃｈ１に送信するＲＦパルスの振幅及び位相と、送信チャンネルｃｈ２に送信するＲＦパルスの振幅及び位相とを算出する。そして、送信制御部２６３は、算出したＲＦパルスの振幅及び位相を記憶部２５０に格納する。
【００７０】
このとき、送信制御部２６３は、信号強度測定部２４１によって決定された９０°条件を満たす範囲で、送信チャンネルｃｈ１及びｃｈ２に送信するＲＦパルスの振幅及び位相を算出する。例えば、送信チャンネルｃｈ１に送信するＲＦパルスの振幅を「Ａ１」とし、送信チャンネルｃｈ２に送信するＲＦパルスの振幅を「Ａ２」とし、双方のＲＦパルスの位相差が「θ」をとする。かかる場合に、送信制御部２６３は、大きさが「Ａ１」であるベクトルＡ１と、大きさが「Ａ２」であるベクトルＡ２とのなす角をθとし、かかるベクトルＡ１とベクトルＡ２との和の絶対値が、信号強度測定部２４１によって決定されたＲＦパルスの強度の絶対値と略一致するように、Ａ１、Ａ２及びθを算出する。
【００７１】
なお、記憶部２５０に格納されたＲＦパルスの振幅及び位相は、本スキャン時に送信部１３によって用いられる。具体的には、計算機システム２００は、送信制御部２６３によって特定されたＲＦパルスの振幅及び位相を用いてシーケンス情報を生成し、生成したシーケンス情報をシーケンス制御部１５に送信する。
【００７２】
また、送信制御部２６３は、ＲＦパルスの振幅及び位相を算出する際には、送信チャンネルｃｈ１及びｃｈ２にＲＦパルスを送信させることで、実際に第１の電流分布と第２の電流分布との振幅差及び位相差を算出し、算出した振幅差及び位相差と、最適差記憶部２５１に記憶されている振幅差及び位相差とを比較してもよい。具体的には、送信制御部２６３は、送信部１３に対して、ＲＦパルスの振幅及び位相を少しずつ変動させながら、ＲＦパルスを送信チャンネルｃｈ１のみに送信させた後に、ＲＦパルスを送信チャンネルｃｈ２のみに送信させる。続いて、送信制御部２６３は、送信部１３によってＲＦパルスが送信されるたびに、整形部２６２から第１の電流分布及び第２の電流分布を受け付け、かかる第１の電流分布と第２の電流分布との振幅差及び位相差と、最適差記憶部２５１から取得した振幅差及び位相差とを比較する。そして、送信制御部２６３は、第１の電流分布と第２の電流分布との振幅差及び位相差と、最適差記憶部２５１から取得した振幅差及び位相差との差異が最小となるＲＦパルスの振幅及び位相を特定する。
【００７３】
このように、送信制御部２６３は、ＲＦコイル１３０に流れる電流の実測値に基づいて、ＲＦパルスの振幅及び位相を調整するので、ＲＦ磁場の不均一性を改善することができる。また、図６を用いて説明したように、必ずしもＲＦ磁場の均一性が必要とされない場合もあるが、送信制御部２６３は、ＲＦコイル１３０に流れる電流の実測値と、最適差記憶部２５１に記憶されている最適値に基づいて、振幅差及び位相差を調整するので、操作者等が所望するＲＦ磁場を発生させることができる。
【００７４】
図８は、第１の実施形態における処理手順の一部を示すフローチャートである。
【００７５】
ＭＲＩ装置１は、操作者から撮影要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ１０１）。ここで、撮影要求を受け付けない場合には（ステップＳ１０１で「Ｎｏ」）、ＭＲＩ装置１は、待機状態となる。
【００７６】
一方、撮影要求を受け付けた場合には（ステップＳ１０１で「Ｙｅｓ」）、制御部２６０が以下の処理を行う。なお、このとき、ＭＲＩ装置１は、操作者から入力部２２０を介して撮像部位及び被検体Ｐの体重等が入力される。
【００７７】
まず、電流測定部２６１は、送信部１３を制御することにより、送信チャンネルｃｈ１のみにＲＦパルスを送信する（ステップＳ１０２）。そして、電流測定部２６１は、ＲＦコイル１３０の検出器１３６から電圧値を受信することで、ＲＦコイル１３０の各ラング部に流れる電流の分布である第１の電流分布を測定する（ステップＳ１０３）。そして、整形部２６２は、電流測定部２６１によって測定された第１の電流分布の波形を略サイン波形に整形する（ステップＳ１０４）。
【００７８】
また、電流測定部２６１は、送信部１３を制御することにより、送信チャンネルｃｈ２のみにＲＦパルスを送信する（ステップＳ１０５）。そして、電流測定部２６１は、ＲＦコイル１３０の検出器１３６から電圧値を受信することで、各ラング部に流れる電流の分布である第２の電流分布を測定する（ステップＳ１０６）。そして、整形部２６２は、電流測定部２６１によって測定された第２の電流分布の波形を略サイン波形に整形する（ステップＳ１０７）。
【００７９】
そして、送信制御部２６３は、整形部２６２によって整形された第１の電流分布と第２の電流分布との振幅差及び位相差と、撮像部位及び被検体Ｐの体重に対応付けて最適差記憶部２５１に記憶されている振幅差及び位相差との差異が小さくなるように、ＲＦパルスの振幅及び位相を算出する（ステップＳ１０８）。
【００８０】
ＭＲＩ装置１は、ステップＳ１０２〜Ｓ１０８に示したプリスキャンを行った後に、ステップＳ１０８において算出された振幅及び位相のＲＦパルスを用いて、本スキャンを行う（ステップＳ１０９）。
【００８１】
そして、ＭＲＩ装置１は、撮影終了要求を操作者から受け付けたか否かを判定し（ステップＳ１１０）、撮影終了要求を受け付けなかった場合（ステップＳ１１０で「Ｎｏ」）、ステップＳ１０９に戻る。一方、ＭＲＩ装置１は、撮影終了要求を受け付けた場合（ステップＳ１１０で「Ｙｅｓ」）、処理を終了する。
【００８２】
上述したように、第１の実施形態によれば、被検体に応じてＲＦ磁場の分布を調整することができる。
【００８３】
（第２の実施形態）
図９及び図１０を用いて、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置１を説明する。第２の実施形態に係るＭＲＩ装置１は、ＲＦコイル１３０に設けられた検出器１３６の個体差による検出誤差を補正する。具体的には、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置１は、ファントム撮像時にＲＦコイル１３０の各ラング部に流れる電流値を測定し、測定結果と期待値とに基づいて、各検出器の検出誤差を補正するための補正係数を算出する。
【００８４】
より詳細に説明すると、ファントムは、ＭＲＩ装置１の特定を調べるために用いられる人工物であり、形状や性質が既知である。すなわち、被検体Ｐがファントムである場合には、ＲＦコイル１３０にＲＦパルスを送信することで各ラング部に流れる電流の値も既知の期待値となるはずである。しかし、ラング部毎に設けられた検出器１３６による検出結果には個体差があるので、各ラング部に実際に流れる電流値が期待値であったとしても、検出器１３６によっては異なる結果を検出する場合がある。そこで、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置１は、電流の実測値と期待値とを比較することで、検出器１３６の検出誤差を補正するための補正係数を算出する。
【００８５】
なお、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置１は、被検体Ｐを撮像する撮像モード、又は、ファントムを用いて補正係数を算出する補正係数算出モードのいずれかの動作モードにより動作する。そして、ＭＲＩ装置１は、撮像モードで動作する場合には、上記第１の実施形態において説明した各種処理を行う。また、ＭＲＩ装置１は、補正係数算出モードで動作する場合には、被検体Ｐがファントムであるものとして、以下に説明する補正係数算出処理を行う。このようなＭＲＩ装置１の動作モードは、操作者が入力部２２０を操作することにより切り替えることができる。
【００８６】
図９は、第２の実施形態における制御部３６０等の構成例を示すブロック図である。なお、以下では、既に示した構成部位と同様の機能を有する部位には同一符号を付すこととして、その詳細な説明を省略する。
【００８７】
電流測定部３６１は、第１の実施形態における電流測定部２６１と同様に、ＲＦコイル１３０の各ラング部に流れる電流値を測定する。具体的には、電流測定部３６１は、送信部１３に対して、送信チャンネルｃｈ１又はｃｈ２のいずれか一方のみＲＦパルスを送信させ、各ラング部に流れる電流値を測定する。
【００８８】
なお、電流測定部３６１は、ＭＲＩ装置１が撮像モードで動作する場合には、測定結果を整形部２６２に出力し、ＭＲＩ装置１が補正係数算出モードで動作する場合には、測定結果を補正係数算出部３６４に出力してもよい。
【００８９】
補正係数算出部３６４は、ＭＲＩ装置１の動作モードが補正係数算出モードである場合に動作する。具体的には、補正係数算出部３６４は、電流測定部３６１によって測定された電流値と期待値とをラング部毎に比較する。そして、補正係数算出部３６４は、ラング部毎に、期待値を電流の実測値で除算することで、かかるラング部の印加電圧を検出する検出器１３６の検出誤差を補正するための補正係数を算出する。そして、補正係数算出部３６４は、算出した補正係数を補正係数記憶部３５２に格納する。
【００９０】
図１０に、補正係数記憶部３５２の一例を示す。図１０に示した例では、補正係数記憶部３５２は、検出器を識別するための情報と、補正係数とを対応付けて記憶している。なお、ＲＦコイル１３０のラング部１３３−１、１３３−２、・・・、１３３−８の印加電圧を検出する検出器が、検出器１３６−１、１３６−２、・・・、１３６−８であるものとする。そして、図１０に例示した「検出器」には、かかる検出器１３６−１に付した符号が記憶されるものとする。
【００９１】
すなわち、図１０の例では、検出器１３６−１による検出結果には、誤差がないことを示している。また、図１０の例では、検出器１３６−２による検出結果には誤差があり、かかる検出結果に補正係数「０．９５」を乗算することで、誤差を補正できることを示している。
【００９２】
このような補正係数記憶部３５２に記憶されている補正係数は、電流測定部３６１によって用いられる。例えば、電流測定部３６１は、撮像モードである場合に、ＲＦコイル１３０の検出器から受信した電圧値から電流値を算出する際に、補正係数記憶部３５２に記憶されている補正係数を用いる。
【００９３】
上述したように、第２の実施形態によれば、検出器の検出誤差を補正することができる。この結果、被検体に応じてＲＦ磁場の分布をより正確に調整することができる。
【００９４】
なお、上記実施形態では、８個のラング部を有するＲＦコイル１３０を例に挙げて説明したが、ＲＦコイル１３０が有するラング部の数は８個に限られない。例えば、ＲＦコイル１３０は、１６個のラング部を有してもよい。また、上記実施形態では、２個の送信チャンネルを有するＲＦコイル１３０を例に挙げて説明したが、ＲＦコイル１３０が有する送信チャンネルの数は２個に限られない。例えば、ＲＦコイル１３０は、４個の送信チャンネルを有してもよい。
【００９５】
また、上記実施形態では、バードケージ型のＱＤコイルであるＲＦコイル１３０を例に挙げて説明したが、ＲＦコイル１３０は、マルチチャンネルでＲＦ磁場を発生する送信コイルであればよい。
【００９６】
以上説明したとおり、第１及び第２の実施形態によれば、被検体に応じてＲＦ磁場の分布を調整することができる。
【００９７】
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、発明の技術的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。
【符号の説明】
【００９８】
１ ＭＲＩ装置
１３ 送信部
１００ ＭＲＩ装置
１３０ ＲＦコイル
１３６ 検出器
２４１ 信号強度測定部
２５１ 最適差記憶部
２６１ 電流測定部
２６２ 整形部
２６３ 送信制御部
３５２ 補正係数記憶部
３６４ 補正係数算出部
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置）は、磁気共鳴現象を利用して被検体内を画像化する装置である。具体的には、磁気共鳴イメージング装置は、送信コイルに高周波パルス（以下、ＲＦ（Radio Frequency）パルス）を送信することにより送信コイルに電流を流し、かかる送信コイルに高周波磁場（以下、ＲＦ磁場）を発生させる。そして、磁気共鳴イメージング装置は、送信コイルによって発生されたＲＦ磁場（Ｂ１）内に位置する被検体から発せられる磁気共鳴（ＭＲ：Magnetic Resonance）信号を検出し、検出したＭＲ信号に基づいて磁気共鳴画像（ＭＲＩ画像）を再構成する。なお、ＲＦパルスが送信される送信コイル、又は、ＲＦパルスが送信される送信コイル内のエレメントは、「送信チャンネル」と呼ばれることがある。
【０００３】
このようなＭＲＩ装置は、ＲＦ磁場をマルチチャンネルで発生する送信コイルを有する場合がある。送信コイルがマルチチャンネルである場合、ＭＲＩ装置は、各々の送信チャンネルに送信するＲＦパルスの振幅や位相を送信チャンネル毎に調整する。例えば、ＭＲＩ装置は、ＱＤ（Quadrature Detection）コイルと呼ばれる送信コイルを有する場合には、２つの送信チャンネルに振幅が略同一であり、かつ、位相差が９０°であるＲＦパルスを送信する。このように、ＭＲＩ装置は、マルチチャンネルの送信コイルを有することで、ＲＦ磁場の均一性を保ち、感度領域を広げることが可能になると考えられる。
【０００４】
ただし、被検体がＭＲＩ装置内に位置すると、被検体内部における電気的な損失や誘電共振等が原因となって、マルチチャンネルの各送信チャンネルに流れる電流の振幅や位相にずれが生じる結果、ＲＦ磁場の分布が不均一になることが知られている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特表２００４−５２６５４７号公報
【特許文献２】特表２００８−５１４２５９号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
本発明が解決しようとする課題は、被検体に応じてＲＦ磁場の分布を調整することができる磁気共鳴イメージング装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、送信コイルと、送信部と、最適差記憶部と、電流測定部と、送信制御部とを有する。送信コイルは、複数の送信チャンネルにより高周波磁場を発生する。送信部は、前記複数の送信チャンネルに高周波パルスを送信する。最適差記憶部は、前記複数の送信チャンネルに流れる電流の振幅差及び位相差の最適値を記憶する。電流測定部は、前記送信部によって高周波パルスが送信されることで前記複数の送信チャンネルに流れる電流の分布を測定する。送信制御部は、前記電流測定部によって測定された電流の分布から前記複数の送信チャンネル間の電流の振幅差及び位相差を算出し、算出した振幅差及び位相差と前記最適差記憶部に記憶されている振幅差及び位相差の最適値との差異が小さくなるように、前記送信部によって送信される高周波パルスの振幅及び位相の少なくも一方を制御する。
【図面の簡単な説明】
【０００８】
【図１】図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示すブロック図である。
【図２】図２は、第１の実施形態におけるＲＦコイルの構成例を示す図である。
【図３】図３は、ＲＦコイルの各ラング部に流れる電流分布の一例を示す。
【図４】図４は、第１の実施形態におけるＲＦコイルに設けられる検出器の一例を示す。
【図５】図５は、第１の実施形態における制御部等の構成例を示すブロック図である。
【図６】図６は、最適差記憶部の一例を示す図である。
【図７】図７は、整形部による整形処理の一例を示す図である。
【図８】図８は、第１の実施形態における処理手順の一部を示すフローチャートである。
【図９】図９は、第２の実施形態における制御部等の構成例を示すブロック図である。
【図１０】図１０は、補正係数記憶部の一例を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【０００９】
以下、実施形態に係るＭＲＩ装置を説明する。
【００１０】
（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１の構成例を示すブロック図である。
【００１１】
静磁場磁石１１０は、中空の円筒形状に形成され、内部の空間に一様な静磁場を発生する。例えば、静磁場磁石１１０は、永久磁石や超伝導磁石等である。傾斜磁場コイル１２０は、中空の円筒形状に形成され、内部の空間に傾斜磁場を発生する。具体的には、傾斜磁場コイル１２０は、静磁場磁石１１０の内側に配置され、後述する傾斜磁場電源１１から電流の供給を受けて傾斜磁場を発生する。
【００１２】
ＲＦコイル１３０は、静磁場磁石１１０の開口部内で被検体Ｐに対向するように配設された送受信兼用のコイルであり、後述する送信部１３からＲＦパルスの供給を受けてＲＦ磁場を発生する。また、ＲＦコイル１３０は、励起によって被検体Ｐの水素原子核から放出される磁気共鳴信号を受信する。なお、第１の実施形態では、ＲＦコイル１３０が、複数のエレメントによりＲＦ磁場を発生するバードケージ（Bridcage）型のＱＤコイルであるものとする。かかるＲＦコイル１３０の構成については、後に詳細に説明する。
【００１３】
寝台装置１４１は、被検体Ｐが載置される天板１４２を有し、被検体Ｐが載置された天板１４２をＲＦコイル１３０の空洞（撮像口）内へ挿入する。通常、寝台装置１４１は、長手方向が静磁場磁石１１０の中心軸と平行になるように設置される。
【００１４】
傾斜磁場電源１１は、傾斜磁場コイル１２０に電流を供給する。寝台制御部１２は、後述する制御部２６０による制御のもと、寝台装置１４１を制御する装置であり、寝台装置１４１を駆動して、天板１４２を長手方向及び上下方向に移動させる。
【００１５】
送信部１３は、ラーモア周波数に対応するＲＦパルスをＲＦコイル１３０に送信する。具体的には、送信部１３は、発振部、位相選択部、周波数変換部、振幅変調部、高周波電力増幅部等を有する。発振部は、静磁場中における対象原子核に固有の共鳴周波数の高周波信号を発生する。位相選択部は、上記高周波信号の位相を選択する。周波数変換部は、位相選択部から出力された高周波信号の周波数を変換する。振幅変調部は、周波数変換部から出力された高周波信号の振幅を例えばｓｉｎｃ関数に従って変調する。高周波電力増幅部は、振幅変調部から出力された高周波信号を増幅する。
【００１６】
受信部１４は、ＲＦコイル１３０によって受信されたＭＲ信号を検出し、検出したＭＲ信号のデータを生成する。具体的には、受信部１４は、選択器、前段増幅器、位相検波器及びアナログデジタル変換器を有する。選択器は、ＲＦコイル１３０から出力されるＭＲ信号を選択的に入力する。前段増幅器は、選択器から出力されるＭＲ信号を増幅する。位相検波器は、前段増幅器から出力されるＭＲ信号の位相を検波する。アナログデジタル変換器は、位相検波器から出力される信号をデジタル変換することでＭＲ信号データを生成し、生成したＭＲ信号データをシーケンス制御部１５を介して計算機システム２００に送信する。
【００１７】
シーケンス制御部１５は、計算機システム２００から送信されるシーケンス情報に基づいて、傾斜磁場電源１１、送信部１３及び受信部１４を駆動することで、被検体Ｐのスキャンを行う。そして、シーケンス制御部１５は、傾斜磁場電源１１、送信部１３及び受信部１４を駆動して被検体Ｐをスキャンした結果、受信部１４からＭＲ信号データが送信された場合に、かかるＭＲ信号データを計算機システム２００へ転送する。
【００１８】
なお、「シーケンス情報」とは、傾斜磁場電源１１が傾斜磁場コイル１２０に供給する電源の強さや電源を供給するタイミング、送信部１３がＲＦコイル１３０に送信する高周波信号の強さや高周波信号を送信するタイミング、受信部１４がＭＲ信号を検出するタイミング等、スキャンを行うための手順を時系列に沿って定義した情報である。すなわち、送信部１３によって送信されるＲＦパルスの振幅及び位相は、計算機システム２００によって制御される。
【００１９】
計算機システム２００は、ＭＲＩ装置１の全体制御や、ＭＲ信号データの収集、画像再構成等を行う。
【００２０】
インタフェース部２１０は、シーケンス制御部１５との間で送受される各種信号の入出力を制御する。例えば、インタフェース部２１０は、シーケンス制御部１５に対してシーケンス情報を送信し、シーケンス制御部１５からＭＲ信号データを受信する。また、インタフェース部２１０は、ＭＲ信号データを受信した場合に、受信したＭＲ信号データを記憶部２５０に格納する。
【００２１】
入力部２２０は、操作者から各種操作や情報入力を受け付け、マウスやトラックボール等のポインティングデバイスやキーボード等を有し、表示部２３０と協働することによって、各種操作を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）をＭＲＩ装置１の操作者に対して提供する。
【００２２】
表示部２３０は、後述する制御部２６０による制御のもと、画像データ等の各種の情報を表示する。表示部２３０としては、液晶表示器等の表示デバイスが利用可能である。
【００２３】
画像再構成部２４０は、記憶部２５０に記憶されたＭＲ信号データに対して、後処理、すなわちフーリエ変換等の再構成処理を施すことによって、ＭＲＩ画像を再構成する。また、画像再構成部２４０は、記憶部２５０に記憶されたＭＲ信号データの強度（ＭＲ信号強度）を測定したり、再構成したＭＲＩ画像の解析を行なったりする。
【００２４】
記憶部２５０は、インタフェース部２１０により受信されたＭＲ信号データや、画像再構成部２４０による処理結果（ＭＲＩ画像、ＭＲ信号強度の測定結果、磁気共鳴画像の解析結果等）を記憶する。また、第１の実施形態における記憶部２５０は、ＲＦコイル１３０に流れる電流値の最適値に関する情報を記憶する。かかる記憶部２５０が記憶する各種情報については、後に詳細に説明する。
【００２５】
制御部２６０は、図示しないＣＰＵ（Central Processing Unit）やメモリ等を有し、ＭＲＩ装置１の全体制御を行う。具体的には、制御部２６０は、入力部２２０を介して操作者から入力される撮影条件に基づいてシーケンス情報を生成し、生成したシーケンス情報をシーケンス制御部１５に送信することでスキャンを制御する。また、制御部２６０は、スキャンの結果としてシーケンス制御部１５から送られるＭＲ信号データのデータ処理を制御する。
【００２６】
次に、図１に示したＲＦコイル１３０について説明する。図２は、第１の実施形態におけるＲＦコイル１３０の構成例を示す図である。図２に例示するように、ＲＦコイル１３０は、コイル支持部１３１上に、リング部１３２−１及び１３２−２と、ラング部１３３−１、１３３−２、１３３−３及び１３３−４が設けられる。なお、図２では、図示することを省略したが、ＲＦコイル１３０には、８個のラング部が設けられる。
【００２７】
コイル支持部１３１は、円筒状に形成された支持部材（ボビン）であり、リング部１３２−１及び１３２−２や、ラング部１３３−１、１３３−２、１３３−３及び１３３−４等をそれぞれ所定の位置で保たれるように支持する。
【００２８】
リング部１３２−１及び１３２−２の各々は、銅箔等を用いてリング状に形成された導電部材である。リング部１３２−１とリング部１３２−２とは、リングの中心軸が略一致し、かつ、所定の距離だけ間が離れるように、互いに平行する位置に配置される。
【００２９】
また、図２に例示するように、リング部１３２−１には、所定の間隔で複数のギャップが形成されており、各ギャップを架け渡すように、キャパシタ１３４−１ａ、１３４−２ａ、１３４−３ａ等が接続される。同様に、リング部１３２−２には、所定の間隔で形成された各ギャップを架け渡すように、キャパシタ１３４−１ｂ、１３４−２ｂ、１３４−３ｂ等が接続される。
【００３０】
８個のラング部（ラング部１３３−１等）の各々は、銅箔等を用いて矩形状に形成された導電部材である。かかるラング部の各々は、リング部１３２−１とリング部１３２−２の周縁同士を接続し、互いに所定の間隔で配置される。なお、ラング部は、「エレメント」と呼ばれることもある。
【００３１】
また、図２に例示するように、８個のラング部（ラング部１３３−１等）の各々には、長手方向の略中心で分離するようにスリット状のギャップが形成される。そして、ラング部の各々には、各ギャップを架け渡すように、ＰＩＮ（P-Intrinsic-N）ダイオード１３５−１、１３５−２、１３５−３、１３５−４等が接続される。かかるＰＩＮダイオード１３５−１等は、送受信兼用コイルであるＲＦコイル１３０の動作モードを送信／受信の両モード間で切替える。
【００３２】
ここで、第１の実施形態におけるＲＦコイル１３０は、８個のラング部のうち、ラング部１３３−１及びラング部１３３−３が送信部１３からＲＦパルスを受け付けることによりＲＦ磁場を発生し、ラング部１３３−１及びラング部１３３−３がＭＲ信号を受信するものとする。すなわち、第１の実施形態におけるＲＦコイル１３０においては、ラング部１３３−１及びラング部１３３−３が送信チャンネルとなるとともに受信チャンネルとなる。
【００３３】
また、ラング部１３３−１に送信されるＲＦパルスと、ラング部１３３−３に送信されるＲＦパルスとは、基本的には、振幅が略同一であり、かつ、位相差が略９０°であるものとする。ここで、ＲＦコイル１３０は、８個のラング部が含まれるので、ラング部１３３−１は、ラング部１３３−３の配置位置からＲＦコイル１３０の円周上に９０°ずれた位置に配置される。したがって、第１の実施形態におけるＲＦコイル１３０は、ＱＤコイルとして動作する。なお、以下では、送信チャンネルであるラング部１３３−１を「送信チャンネルｃｈ１」と表記し、送信チャンネルであるラング部１３３−３を「送信チャンネルｃｈ２」と表記する場合がある。
【００３４】
このようなＲＦコイル１３０の送信チャンネルｃｈ１又はｃｈ２のいずれか一方のみにＲＦパルスを送信すると、理想的な環境下においては、各ラング部に流れる電流の分布は、サイン波（ｓｉｎ波、正弦波）を描く定常波（「定在波」とも呼ばれる）となる。具体的には、送信チャンネルｃｈ１又はｃｈ２のいずれか一方のみにＲＦパルスを送信し、ＲＦコイル１３０の円筒上を周回する方向に各ラング部に流れる電流値をプロットすると、サイン波を描く定常波となる。なお、理想的な環境下とは、各ラング部に流れる電流が外部からの影響を受けない環境を示し、例えば、ＲＦコイル１３０の円筒内に被検体Ｐが存在しない場合等である。
【００３５】
ここで、図３に、ＲＦコイル１３０の各ラング部に流れる電流分布の一例を示す。なお、図３では、理想的な環境下における各ラング部の電流分布を示す。図３（ａ）は、図２に示したＲＦコイル１３０を周方向に展開した図を示す。ただし、図３（ａ）では、各キャパシタ（キャパシタ１３４−１ａ等）や各ＰＩＮダイオード（ＰＩＮダイオード１３５−１等）を図示することを省略する。
【００３６】
また、図３（ｂ）は、送信チャンネルｃｈ１であるラング部１３３−１のみにＲＦパルスが送信された場合における各ラング部の電流分布を示す。また、図３（ｃ）は、送信チャンネルｃｈ２であるラング部１３３−３のみにＲＦパルスが送信された場合における各ラング部の電流分布を示す。なお、以下では、送信チャンネルｃｈ１のみにＲＦパルスが送信された場合における各ラング部の電流分布を「第１の電流分布」と表記し、送信チャンネルｃｈ２のみにＲＦパルスが送信された場合における各ラング部の電流分布を「第２の電流分布」と表記する場合がある。
【００３７】
図３（ｂ）に例示するように、理想的な環境下で送信チャンネルｃｈ１のみにＲＦパルスが送信された場合には、第１の電流分布は、電流分布Ｄ１１と電流分布Ｄ１２との間で変動する定常波となる。また、図３（ｃ）に例示するように、理想的な環境下で送信チャンネルｃｈ２のみにＲＦパルスが送信された場合には、第２の電流分布は、電流分布Ｄ２１と電流分布Ｄ２２との間で変動する定常波となる。したがって、送信チャンネルｃｈ１及びｃｈ２の双方にＲＦパルスが送信された場合には、各ラング部の電流分布は、図３（ｂ）及び（ｃ）に示した電流分布を加算した電流分布となる。
【００３８】
ここで、送信チャンネルｃｈ１に送信されるＲＦパルスと、送信チャンネルｃｈ２に送信されるＲＦパルスとの位相差は略９０°であるので、第１の電流分布がＤ１１である場合には、第２の電流分布は、全てのラング部の電流値が０となる。つまり、このときの各ラング部の電流分布は、第１の電流分布と第２の電流分布との和であるＤ１１となる。同様に、第１の電流分布がＤ１２である場合には、第２の電流分布は、全てのラング部の電流値が０となるので、各ラング部の電流分布はＤ１２となる。
【００３９】
また、第１の電流分布がＤ２１である場合には、第２の電流分布は、全てのラング部の電流値が０となる。つまり、このときの各ラング部の電流分布はＤ２１となる。同様に、第１の電流分布がＤ２２である場合には、第２の電流分布は、全てのラング部の電流値が０となるので、各ラング部の電流分布はＤ２２となる。
【００４０】
このように、バードケージ型のＱＤコイルであるＲＦコイル１３０は、理想的な環境下において、送信チャンネルｃｈ１と送信チャンネルｃｈ２に送信されるＲＦパルスの振幅が略同一かつ位相差が９０°である場合には、図３（ｂ）及び（ｃ）に例示した電流が流れる。これにより、ＲＦコイル１３０は、時間変動によりＲＦ磁場の向きが変動し、かつ、均一なＲＦ磁場を発生することができる。
【００４１】
また、ここでは、ＲＦパルスの振幅が略同一であり位相差が９０°である場合を例に挙げて説明したが、理想的な環境下であれば、ＲＦパルスの振幅や位相を変動させることで、ＲＦコイル１３０に所望の電流を流すことができ、所望のＲＦ磁場を発生させることができる。
【００４２】
しかし、ＲＦコイル１３０の空洞内に被検体Ｐが位置すると、被検体内部における電気的な損失や誘電共振等が原因となって、各ラング部に流れる電流の振幅や位相は、理想的な環境下において各ラング部に流れる電流の振幅や位相と異なる場合がある。例えば、送信チャンネルｃｈ１に送信されるＲＦパルスと送信チャンネルｃｈ２に送信されるＲＦパルスの振幅が略同一であり位相差が９０°であっても、各ラング部に実際に流れる電流の振幅が略同一になるとは限らず、位相差も略９０°になるとは限らない。
【００４３】
特に、共振周波数は静磁場強度に比例するので、静磁場強度が大きくなると共振周波数も高くなる関係にあるが、静磁場強度が例えば１．５Ｔ（テスラ）を超えると、被検体内部における電気的な損失や誘電共振等が原因となって、各ラング部に流れる電流の振幅や位相は、理想的な環境下と異なる場合が多い。ＲＦ磁場の分布が不均一になると、ＭＲＩ装置によって再構成されるＭＲＩ画像において、部分的な信号低下やコントラスト低下が発生し、画質が劣化する場合がある。
【００４４】
また、所望のＲＦ磁場を発生させるために、操作者等がＲＦパルスの振幅や位相を変動させたとしても、ＲＦコイル１３０に所望の電流を流すことができず、この結果、所望のＲＦ磁場を発生させることができない場合がある。
【００４５】
近年では、本スキャンの前にプリスキャンをＭＲＩ装置に実行させ、プリスキャンにおいて得られたＭＲＩ画像の劣化が小さくなるように、ＲＦコイルに送信するＲＦパルスの振幅や位相を調整する技術も提案されている。しかし、かかる技術は、操作者がＭＲＩ画像の劣化度合いを目視で判断するものであるので、必ずしもＲＦ磁場が均一になるようにＲＦパルスの振幅や位相を調整できるものではない。例えば、撮像部位によっては、正しく被検体内が画像化されたＭＲＩ画像であっても劣化しているかのように見えたり、正しく被検体内が画像化されていないＭＲＩ画像であるにかかわらず劣化していないかのように見えたりする。このように、操作者の目視によってＭＲＩ画像の劣化度合いを判定するには限界があり、ＲＦパルスの振幅や位相を正しく調整できず、ＲＦ磁場の不均一性を改善できるとは限らない。
【００４６】
また、撮像部位毎にＲＦパルスの振幅や位相を所定の記憶部に記憶しておき、撮像部位に対応するＲＦパルスの振幅や位相を用いて、撮像処理を行う技術も提案されている。かかる技術では、特定の部位を撮像する場合には、ＲＦコイルに流れる電流に誤差が生じることを想定して、かかる誤差を抑制可能であると考えられるＲＦパルスをＲＦコイルに送信するものである。しかし、被検体の体型や姿勢や個人差等によってＲＦコイルに流れる電流に生じる誤差は異なる。すなわち、このような技術を用いたとしても、ＲＦ磁場の不均一性を改善できるとは限らない。
【００４７】
そこで、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１は、ＲＦコイル１３０に流れる電流の実測値に基づいて、ＲＦコイル１３０に送信するＲＦパルスの振幅及び位相を調整することにより、被検体Ｐに応じてＲＦ磁場の分布を調整する。
【００４８】
まず、第１の実施形態におけるＲＦコイル１３０について説明する。第１の実施形態におけるＲＦコイル１３０には、リング部１３２−１に接続されている各キャパシタ（１３４−１ａ等）に印加される電圧を検出する検出器がキャパシタ毎に設けられる。図４に、第１の実施形態におけるＲＦコイル１３０に設けられる検出器の一例を示す。
【００４９】
図４に例示する検出器１３６は、非接触型の電圧検出器である。検出器１３６の検出部１３６ａは、リング部１３２−１に接続されるキャパシタ１３４−１ａの印加電圧を検出する。かかる検出部１３６ａのインピーダンスは、電流が流れない程度に高い値に設定される。これにより、検出部１３６ａは、キャパシタ１３４−１ａの印加電圧を正確に検出することができる。
【００５０】
また、検出器１３６の非接触部１３６ｂ及び１３６ｃは、リング部１３２−１と接触しない位置に設けられる。具体的には、非接触部１３６ｂは、リング部１３２−１の部位１３２−１ａと接触しない位置に設けられ、非接触部１３６ｃは、リング部１３２−１の部位１３２−１ｂと接触しない位置に設けられる。これにより、非接触部１３６ｂ及び１３６ｃに電流が流れることを抑制できるので、検出部１３６ａは、キャパシタ１３４−１ａの印加電圧を正確に検出することができる。
【００５１】
なお、検出器１３６の検出部１３６ａは、計算機システム２００のインタフェース部２１０と光ファイバにより接続される。検出部１３６ａにより検出されたキャパシタ１３４−１ａの印加電圧値は、フォトカプラ等により光変換され、光ファイバを介して計算機システム２００に伝達される。このように光ファイバを用いることにより、デジタル信号により生じるノイズを抑制することができる。
【００５２】
次に、第１の実施形態における計算機システム２００による処理について説明する。図５は、第１の実施形態における制御部２６０等の構成例を示すブロック図である。
【００５３】
信号強度測定部２４１は、本スキャンの前に行われるプリスキャンにおいて、被検体からのＭＲ信号の強度を測定し、予め決められているＭＲ信号の強度となるＲＦパルスの条件を決定する。なお、第１の実施形態では、信号強度測定部２４１は、核スピンの磁化ベクトルを９０°回転させるためのＲＦパルスの強度（振幅及び位相）を決定するものとする。なお、以下では、磁化ベクトルを９０°回転させるためのＲＦパルスの条件を「９０°条件」と表記する場合がある。
【００５４】
画像再構成部２４２は、記憶部２５０からＭＲ信号データを読み出して、読み出したＭＲ信号データから磁気共鳴画像を再構成し、再構成した磁気共鳴画像を記憶部２５０に格納する。
【００５５】
最適差記憶部２５１は、被検体Ｐの身体情報及び撮像部位毎に、送信チャンネルｃｈ１に流れる電流と送信チャンネルｃｈ２に流れる電流の振幅差及び位相差の最適値を記憶する。図６に、最適差記憶部２５１の一例を示す。図６に示した例では、最適差記憶部２５１は、「撮像部位」、「体重」、「振幅差」、「位相差」といった項目を有する。
【００５６】
「撮像部位」は、撮像対象の部位を示す。図６では、最適差記憶部２５１の「撮像部位」に、「心臓」、「胃」、「腎臓」といった情報が記憶される例を示している。「体重」は、被検体Ｐの体重を示す。「振幅差」は、第１の電流分布と第２の電流分布との最適な振幅差を示す。「位相差」は、第１の電流分布と第２の電流分布との最適な位相差を示す。
【００５７】
図６の例では、撮像部位が「心臓」であり、被検体Ｐの体重が「Ｗ１１」である場合には、第１の電流分布と第２の電流分布との最適な振幅差が「０」であり、第１の電流分布と第２の電流分布との最適な位相差が「９０°」であることを示している。この例では、ＲＦコイル１３０の電流分布が図３に例示した状態になるので、ＲＦコイル１３０は均一なＲＦ磁場を発生する。すなわち、撮像部位「心臓」かつ被検体Ｐの体重「Ｗ１１」である場合には、ＲＦ磁場が均一であることが望ましいことを示している。
【００５８】
また、図６の例では、撮像部位が「胃」であり、被検体Ｐの体重が「Ｗ１１」である場合には、第１の電流分布と第２の電流分布との最適な振幅差が「Ａ１１（０でない値）」であり、第１の電流分布と第２の電流分布との最適な位相差が「９５°」であることを示している。この例では、ＲＦコイル１３０の電流分布が図３に例示した状態にならないので、ＲＦコイル１３０が均一なＲＦ磁場を発生するとは限らない。
【００５９】
この点について説明すると、一般的にはＲＦ磁場が均一であることが望ましいことが多いが、撮像部位がＲＦコイル１３０の中心軸近傍に位置しない場合には、ＲＦ磁場が均一であることが望ましいとは限らない。このため、撮像部位によっては、第１の電流分布と第２の電流分布との振幅が同一でないことが望ましい場合や、第１の電流分布と第２の電流分布との位相差が９０°でないことが望ましい場合がある。
【００６０】
なお、図６では、最適差記憶部２５１が、身体情報である「体重」に対応付けて振幅差及び位相差を記憶する例を示したが、最適差記憶部２５１が記憶する身体情報は体重に限られない。例えば、最適差記憶部２５１は、被検体Ｐの身長、胸囲や腹囲等毎に振幅差及び位相差を記憶してもよい。
【００６１】
電流測定部２６１、整形部２６２及び送信制御部２６３は、本スキャンの前に行われるプリスキャンにおいて動作する。
【００６２】
電流測定部２６１は、ＲＦコイル１３０の各ラング部に流れる電流の分布を測定する。第１の実施形態における電流測定部２６１は、送信部１３に対して、送信チャンネルｃｈ１又はｃｈ２のいずれか一方のみＲＦパルスを送信させ、第１の電流分布及び第２の電流分布を測定する。
【００６３】
具体的には、電流測定部２６１は、送信部１３に対して、送信チャンネルｃｈ１のみにＲＦパルスを送信するように指示する。そして、電流測定部２６１は、送信部１３によって送信チャンネルｃｈ１のみにＲＦパルスが送信された状態において、ＲＦコイル１３０の検出器１３６から電圧値を受信し、かかる電圧値から電流値を算出する。これにより、電流測定部２６１は、図３に例示したようなＲＦコイル１３０の電流分布を測定する。
【００６４】
同様に、電流測定部２６１は、送信部１３に対して、送信チャンネルｃｈ２のみにＲＦパルスを送信するように指示する。そして、電流測定部２６１は、送信部１３によって送信チャンネルｃｈ２のみにＲＦパルスが送信された状態において、ＲＦコイル１３０の検出器１３６から電圧値を受信し、ＲＦコイル１３０の電流分布を測定する。
【００６５】
整形部２６２は、電流測定部２６１によって測定された第１の電流分布及び第２の電流分布の波形を略サイン波形に整形する。上記の通り、ＲＦコイル１３０の空洞内に被検体Ｐが位置すると、実測値である第１の電流分布や第２の電流分布はサイン波形にならない場合がある。かかる場合には、後述する送信制御部２６３が、第１の電流分布や第２の電流分布の振幅差や位相差を算出することができないおそれがある。そこで、整形部２６２は、第１の電流分布や第２の電流分布をサイン波形に整形することにより、第１の電流分布や第２の電流分布の振幅差や位相差を算出することを可能にする。
【００６６】
図７を用いて、整形部２６２による整形処理の一例を説明する。図７に実線で例示した電流分布Ｄ３１は、電流測定部２６１によって測定された実測値を示す。整形部２６２は、電流測定部２６１によって測定された電流分布Ｄ３１をサイン波形に整形することで、図７に点線で例示した電流分布Ｄ３２を得る。整形手法としては、例えば、電流分布Ｄ３１の波形に最も近いサイン波形を選択する手法であってもよいし、各ラング部の電流値を回帰分析してカーブフィッティングを行う手法であってもよい。
【００６７】
送信制御部２６３は、整形部２６２によって整形された第１の電流分布と第２の電流分布との振幅差及び位相差を算出し、算出した振幅差及び位相差と、最適差記憶部２５１に記憶されている振幅差及び位相差との差異が小さくなるように、ＲＦパルスの振幅や位相を変動させるように送信部１３を制御する。
【００６８】
具体的には、ＭＲＩ装置１は、スキャン開始時に、操作者から入力部２２０を介して撮像部位及び被検体Ｐの体重等が入力される。送信制御部２６３は、かかる撮像部位及び被検体Ｐの体重に対応する振幅差及び位相差の最適値を最適差記憶部２５１から取得する。また、送信制御部２６３は、整形部２６２によって略サイン波形に整形された第１の電流分布と第２の電流分布との振幅差及び位相差を算出する。すなわち、送信制御部２６３は、実測値である第１の電流分布と第２の電流分布との振幅差及び位相差を算出する。
【００６９】
そして、送信制御部２６３は、実測値から得られた振幅差と最適差記憶部２５１から取得した振幅差の最適値との差異が小さくなるとともに、実測値から得られた位相差と最適差記憶部２５１から取得した位相差の最適値との差異が小さくなるように、送信チャンネルｃｈ１に送信するＲＦパルスの振幅及び位相と、送信チャンネルｃｈ２に送信するＲＦパルスの振幅及び位相とを算出する。そして、送信制御部２６３は、算出したＲＦパルスの振幅及び位相を記憶部２５０に格納する。
【００７０】
このとき、送信制御部２６３は、信号強度測定部２４１によって決定された９０°条件を満たす範囲で、送信チャンネルｃｈ１及びｃｈ２に送信するＲＦパルスの振幅及び位相を算出する。例えば、送信チャンネルｃｈ１に送信するＲＦパルスの振幅を「Ａ１」とし、送信チャンネルｃｈ２に送信するＲＦパルスの振幅を「Ａ２」とし、双方のＲＦパルスの位相差が「θ」をとする。かかる場合に、送信制御部２６３は、大きさが「Ａ１」であるベクトルＡ１と、大きさが「Ａ２」であるベクトルＡ２とのなす角をθとし、かかるベクトルＡ１とベクトルＡ２との和の絶対値が、信号強度測定部２４１によって決定されたＲＦパルスの強度の絶対値と略一致するように、Ａ１、Ａ２及びθを算出する。
【００７１】
なお、記憶部２５０に格納されたＲＦパルスの振幅及び位相は、本スキャン時に送信部１３によって用いられる。具体的には、計算機システム２００は、送信制御部２６３によって特定されたＲＦパルスの振幅及び位相を用いてシーケンス情報を生成し、生成したシーケンス情報をシーケンス制御部１５に送信する。
【００７２】
また、送信制御部２６３は、ＲＦパルスの振幅及び位相を算出する際には、送信チャンネルｃｈ１及びｃｈ２にＲＦパルスを送信させることで、実際に第１の電流分布と第２の電流分布との振幅差及び位相差を算出し、算出した振幅差及び位相差と、最適差記憶部２５１に記憶されている振幅差及び位相差とを比較してもよい。具体的には、送信制御部２６３は、送信部１３に対して、ＲＦパルスの振幅及び位相を少しずつ変動させながら、ＲＦパルスを送信チャンネルｃｈ１のみに送信させた後に、ＲＦパルスを送信チャンネルｃｈ２のみに送信させる。続いて、送信制御部２６３は、送信部１３によってＲＦパルスが送信されるたびに、整形部２６２から第１の電流分布及び第２の電流分布を受け付け、かかる第１の電流分布と第２の電流分布との振幅差及び位相差と、最適差記憶部２５１から取得した振幅差及び位相差とを比較する。そして、送信制御部２６３は、第１の電流分布と第２の電流分布との振幅差及び位相差と、最適差記憶部２５１から取得した振幅差及び位相差との差異が最小となるＲＦパルスの振幅及び位相を特定する。
【００７３】
このように、送信制御部２６３は、ＲＦコイル１３０に流れる電流の実測値に基づいて、ＲＦパルスの振幅及び位相を調整するので、ＲＦ磁場の不均一性を改善することができる。また、図６を用いて説明したように、必ずしもＲＦ磁場の均一性が必要とされない場合もあるが、送信制御部２６３は、ＲＦコイル１３０に流れる電流の実測値と、最適差記憶部２５１に記憶されている最適値に基づいて、振幅差及び位相差を調整するので、操作者等が所望するＲＦ磁場を発生させることができる。
【００７４】
図８は、第１の実施形態における処理手順の一部を示すフローチャートである。
【００７５】
ＭＲＩ装置１は、操作者から撮影要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ１０１）。ここで、撮影要求を受け付けない場合には（ステップＳ１０１で「Ｎｏ」）、ＭＲＩ装置１は、待機状態となる。
【００７６】
一方、撮影要求を受け付けた場合には（ステップＳ１０１で「Ｙｅｓ」）、制御部２６０が以下の処理を行う。なお、このとき、ＭＲＩ装置１は、操作者から入力部２２０を介して撮像部位及び被検体Ｐの体重等が入力される。
【００７７】
まず、電流測定部２６１は、送信部１３を制御することにより、送信チャンネルｃｈ１のみにＲＦパルスを送信する（ステップＳ１０２）。そして、電流測定部２６１は、ＲＦコイル１３０の検出器１３６から電圧値を受信することで、ＲＦコイル１３０の各ラング部に流れる電流の分布である第１の電流分布を測定する（ステップＳ１０３）。そして、整形部２６２は、電流測定部２６１によって測定された第１の電流分布の波形を略サイン波形に整形する（ステップＳ１０４）。
【００７８】
また、電流測定部２６１は、送信部１３を制御することにより、送信チャンネルｃｈ２のみにＲＦパルスを送信する（ステップＳ１０５）。そして、電流測定部２６１は、ＲＦコイル１３０の検出器１３６から電圧値を受信することで、各ラング部に流れる電流の分布である第２の電流分布を測定する（ステップＳ１０６）。そして、整形部２６２は、電流測定部２６１によって測定された第２の電流分布の波形を略サイン波形に整形する（ステップＳ１０７）。
【００７９】
そして、送信制御部２６３は、整形部２６２によって整形された第１の電流分布と第２の電流分布との振幅差及び位相差と、撮像部位及び被検体Ｐの体重に対応付けて最適差記憶部２５１に記憶されている振幅差及び位相差との差異が小さくなるように、ＲＦパルスの振幅及び位相を算出する（ステップＳ１０８）。
【００８０】
ＭＲＩ装置１は、ステップＳ１０２〜Ｓ１０８に示したプリスキャンを行った後に、ステップＳ１０８において算出された振幅及び位相のＲＦパルスを用いて、本スキャンを行う（ステップＳ１０９）。
【００８１】
そして、ＭＲＩ装置１は、撮影終了要求を操作者から受け付けたか否かを判定し（ステップＳ１１０）、撮影終了要求を受け付けなかった場合（ステップＳ１１０で「Ｎｏ」）、ステップＳ１０９に戻る。一方、ＭＲＩ装置１は、撮影終了要求を受け付けた場合（ステップＳ１１０で「Ｙｅｓ」）、処理を終了する。
【００８２】
上述したように、第１の実施形態によれば、被検体に応じてＲＦ磁場の分布を調整することができる。
【００８３】
（第２の実施形態）
図９及び図１０を用いて、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置１を説明する。第２の実施形態に係るＭＲＩ装置１は、ＲＦコイル１３０に設けられた検出器１３６の個体差による検出誤差を補正する。具体的には、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置１は、ファントム撮像時にＲＦコイル１３０の各ラング部に流れる電流値を測定し、測定結果と期待値とに基づいて、各検出器の検出誤差を補正するための補正係数を算出する。
【００８４】
より詳細に説明すると、ファントムは、ＭＲＩ装置１の特定を調べるために用いられる人工物であり、形状や性質が既知である。すなわち、被検体Ｐがファントムである場合には、ＲＦコイル１３０にＲＦパルスを送信することで各ラング部に流れる電流の値も既知の期待値となるはずである。しかし、ラング部毎に設けられた検出器１３６による検出結果には個体差があるので、各ラング部に実際に流れる電流値が期待値であったとしても、検出器１３６によっては異なる結果を検出する場合がある。そこで、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置１は、電流の実測値と期待値とを比較することで、検出器１３６の検出誤差を補正するための補正係数を算出する。
【００８５】
なお、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置１は、被検体Ｐを撮像する撮像モード、又は、ファントムを用いて補正係数を算出する補正係数算出モードのいずれかの動作モードにより動作する。そして、ＭＲＩ装置１は、撮像モードで動作する場合には、上記第１の実施形態において説明した各種処理を行う。また、ＭＲＩ装置１は、補正係数算出モードで動作する場合には、被検体Ｐがファントムであるものとして、以下に説明する補正係数算出処理を行う。このようなＭＲＩ装置１の動作モードは、操作者が入力部２２０を操作することにより切り替えることができる。
【００８６】
図９は、第２の実施形態における制御部３６０等の構成例を示すブロック図である。なお、以下では、既に示した構成部位と同様の機能を有する部位には同一符号を付すこととして、その詳細な説明を省略する。
【００８７】
電流測定部３６１は、第１の実施形態における電流測定部２６１と同様に、ＲＦコイル１３０の各ラング部に流れる電流値を測定する。具体的には、電流測定部３６１は、送信部１３に対して、送信チャンネルｃｈ１又はｃｈ２のいずれか一方のみＲＦパルスを送信させ、各ラング部に流れる電流値を測定する。
【００８８】
なお、電流測定部３６１は、ＭＲＩ装置１が撮像モードで動作する場合には、測定結果を整形部２６２に出力し、ＭＲＩ装置１が補正係数算出モードで動作する場合には、測定結果を補正係数算出部３６４に出力してもよい。
【００８９】
補正係数算出部３６４は、ＭＲＩ装置１の動作モードが補正係数算出モードである場合に動作する。具体的には、補正係数算出部３６４は、電流測定部３６１によって測定された電流値と期待値とをラング部毎に比較する。そして、補正係数算出部３６４は、ラング部毎に、期待値を電流の実測値で除算することで、かかるラング部の印加電圧を検出する検出器１３６の検出誤差を補正するための補正係数を算出する。そして、補正係数算出部３６４は、算出した補正係数を補正係数記憶部３５２に格納する。
【００９０】
図１０に、補正係数記憶部３５２の一例を示す。図１０に示した例では、補正係数記憶部３５２は、検出器を識別するための情報と、補正係数とを対応付けて記憶している。なお、ＲＦコイル１３０のラング部１３３−１、１３３−２、・・・、１３３−８の印加電圧を検出する検出器が、検出器１３６−１、１３６−２、・・・、１３６−８であるものとする。そして、図１０に例示した「検出器」には、かかる検出器１３６−１に付した符号が記憶されるものとする。
【００９１】
すなわち、図１０の例では、検出器１３６−１による検出結果には、誤差がないことを示している。また、図１０の例では、検出器１３６−２による検出結果には誤差があり、かかる検出結果に補正係数「０．９５」を乗算することで、誤差を補正できることを示している。
【００９２】
このような補正係数記憶部３５２に記憶されている補正係数は、電流測定部３６１によって用いられる。例えば、電流測定部３６１は、撮像モードである場合に、ＲＦコイル１３０の検出器から受信した電圧値から電流値を算出する際に、補正係数記憶部３５２に記憶されている補正係数を用いる。
【００９３】
上述したように、第２の実施形態によれば、検出器の検出誤差を補正することができる。この結果、被検体に応じてＲＦ磁場の分布をより正確に調整することができる。
【００９４】
なお、上記実施形態では、８個のラング部を有するＲＦコイル１３０を例に挙げて説明したが、ＲＦコイル１３０が有するラング部の数は８個に限られない。例えば、ＲＦコイル１３０は、１６個のラング部を有してもよい。また、上記実施形態では、２個の送信チャンネルを有するＲＦコイル１３０を例に挙げて説明したが、ＲＦコイル１３０が有する送信チャンネルの数は２個に限られない。例えば、ＲＦコイル１３０は、４個の送信チャンネルを有してもよい。
【００９５】
また、上記実施形態では、バードケージ型のＱＤコイルであるＲＦコイル１３０を例に挙げて説明したが、ＲＦコイル１３０は、マルチチャンネルでＲＦ磁場を発生する送信コイルであればよい。
【００９６】
以上説明したとおり、第１及び第２の実施形態によれば、被検体に応じてＲＦ磁場の分布を調整することができる。
【００９７】
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、発明の技術的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。
【符号の説明】
【００９８】
１ ＭＲＩ装置
１３ 送信部
１００ ＭＲＩ装置
１３０ ＲＦコイル
１３６ 検出器
２４１ 信号強度測定部
２５１ 最適差記憶部
２６１ 電流測定部
２６２ 整形部
２６３ 送信制御部
３５２ 補正係数記憶部
３６４ 補正係数算出部
【特許請求の範囲】
【請求項１】
複数の送信チャンネルにより高周波磁場を発生する送信コイルと、
前記複数の送信チャンネルに高周波パルスを送信する送信部と、
前記複数の送信チャンネルに流れる電流の振幅差及び位相差の最適値を記憶する最適差記憶部と、
前記送信部によって高周波パルスが送信されることで前記複数の送信チャンネルに流れる電流の分布を測定する電流測定部と、
前記電流測定部によって測定された電流の分布から前記複数の送信チャンネル間の電流の振幅差及び位相差を算出し、算出した振幅差及び位相差と前記最適差記憶部に記憶されている振幅差及び位相差の最適値との差異が小さくなるように、前記送信部によって送信される高周波パルスの振幅及び位相の少なくも一方を制御する送信制御部と
を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記送信コイルは、
互いに平行する位置に配置された略円形の２個のリング部と、前記２個のリング部の周縁同士を接続する複数のエレメントとを有し、前記複数のエレメントに流れる電流によって高周波磁場を発生し、
前記送信部は、
前記複数のエレメントのうち、第１のエレメントと第２のエレメントとに異なる時相で高周波パルスを送信し、
前記最適差記憶部は、
前記第１のエレメントと前記第２のエレメントに流れる電流の振幅差及び位相差の最適値を記憶し、
前記電流測定部は、
前記送信部によって前記第１のエレメントのみに高周波パルスが送信されることで前記複数のエレメントに流れる電流の分布である第１の電流分布と、前記送信部によって前記第２のエレメントのみに高周波パルスが送信されることで前記複数のエレメントに流れる電流の分布である第２の電流分布とを測定し、
前記送信制御部は、
前記電流測定部によって測定された第１の電流分布及び第２の電流分布の振幅差及び位相差と、前記最適差記憶部に記憶されている振幅差及び位相差の最適値との差異が小さくなるように、前記高周波パルスの振幅及び／又は位相を変動させるように前記送信部を制御する
ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記電流測定部によって測定された第１の電流分布及び第２の電流分布の波形を略サイン波形に整形する整形部をさらに有し、
前記送信制御部は、
前記整形部によって整形された第１の電流分布及び第２の電流分布の振幅差及び位相差と、前記最適差記憶部に記憶されている振幅差及び位相差の最適値との差異が小さくなるように、前記高周波パルスの振幅及び位相の少なくとも一方を変動させるように前記送信部を制御する
ことを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記最適差記憶部は、
被検体の身体情報及び前記被検体の撮像対象部位の少なくとも一方毎に、前記電流の振幅及び位相の最適値を記憶し、
前記送信制御部は、
前記最適差記憶部から、撮像対象の被検体及び撮像対象部位の少なくとも一方に対応する振幅差及び位相差の最適値を取得し、取得した振幅差及び位相差の最適値を用いて、前記送信部によって送信される高周波パルスの振幅及び位相の少なくも一方を制御する
ことを特徴とする請求項１〜３のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記送信チャンネル又は前記エレメント毎に、前記複数の送信チャンネル又は前記複数のエレメントに印加される電圧値を検出する検出器と、
撮像対象がファントムである状態において前記検出器によって検出された電圧値から求められる電流値を、撮像対象がファントムである場合における前記複数の送信チャンネル又は前記複数のエレメントに流れる電流値の期待値と一致させるための補正係数を算出する補正係数算出部と、
前記補正係数算出部によって算出された補正係数を前記検出器毎に記憶する補正係数記憶部と
をさらに有し、
前記電流測定部は、
撮像対象が被検体である場合に、前記補正係数記憶部に記憶されている補正係数を用いて、前記検出器によって検出された電圧から求められる電流値を補正する
ことを特徴とする請求項１〜４のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１】
複数の送信チャンネルにより高周波磁場を発生する送信コイルと、
前記複数の送信チャンネルに高周波パルスを送信する送信部と、
前記複数の送信チャンネルに流れる電流の振幅差及び位相差の最適値を記憶する最適差記憶部と、
前記送信部によって高周波パルスが送信されることで前記複数の送信チャンネルに流れる電流の分布を測定する電流測定部と、
前記電流測定部によって測定された電流の分布から前記複数の送信チャンネル間の電流の振幅差及び位相差を算出し、算出した振幅差及び位相差と前記最適差記憶部に記憶されている振幅差及び位相差の最適値との差異が小さくなるように、前記送信部によって送信される高周波パルスの振幅及び位相の少なくも一方を制御する送信制御部と
を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記送信コイルは、
互いに平行する位置に配置された略円形の２個のリング部と、前記２個のリング部の周縁同士を接続する複数のエレメントとを有し、前記複数のエレメントに流れる電流によって高周波磁場を発生し、
前記送信部は、
前記複数のエレメントのうち、第１のエレメントと第２のエレメントとに異なる時相で高周波パルスを送信し、
前記最適差記憶部は、
前記第１のエレメントと前記第２のエレメントに流れる電流の振幅差及び位相差の最適値を記憶し、
前記電流測定部は、
前記送信部によって前記第１のエレメントのみに高周波パルスが送信されることで前記複数のエレメントに流れる電流の分布である第１の電流分布と、前記送信部によって前記第２のエレメントのみに高周波パルスが送信されることで前記複数のエレメントに流れる電流の分布である第２の電流分布とを測定し、
前記送信制御部は、
前記電流測定部によって測定された第１の電流分布及び第２の電流分布の振幅差及び位相差と、前記最適差記憶部に記憶されている振幅差及び位相差の最適値との差異が小さくなるように、前記高周波パルスの振幅及び／又は位相を変動させるように前記送信部を制御する
ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記電流測定部によって測定された第１の電流分布及び第２の電流分布の波形を略サイン波形に整形する整形部をさらに有し、
前記送信制御部は、
前記整形部によって整形された第１の電流分布及び第２の電流分布の振幅差及び位相差と、前記最適差記憶部に記憶されている振幅差及び位相差の最適値との差異が小さくなるように、前記高周波パルスの振幅及び位相の少なくとも一方を変動させるように前記送信部を制御する
ことを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記最適差記憶部は、
被検体の身体情報及び前記被検体の撮像対象部位の少なくとも一方毎に、前記電流の振幅及び位相の最適値を記憶し、
前記送信制御部は、
前記最適差記憶部から、撮像対象の被検体及び撮像対象部位の少なくとも一方に対応する振幅差及び位相差の最適値を取得し、取得した振幅差及び位相差の最適値を用いて、前記送信部によって送信される高周波パルスの振幅及び位相の少なくも一方を制御する
ことを特徴とする請求項１〜３のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記送信チャンネル又は前記エレメント毎に、前記複数の送信チャンネル又は前記複数のエレメントに印加される電圧値を検出する検出器と、
撮像対象がファントムである状態において前記検出器によって検出された電圧値から求められる電流値を、撮像対象がファントムである場合における前記複数の送信チャンネル又は前記複数のエレメントに流れる電流値の期待値と一致させるための補正係数を算出する補正係数算出部と、
前記補正係数算出部によって算出された補正係数を前記検出器毎に記憶する補正係数記憶部と
をさらに有し、
前記電流測定部は、
撮像対象が被検体である場合に、前記補正係数記憶部に記憶されている補正係数を用いて、前記検出器によって検出された電圧から求められる電流値を補正する
ことを特徴とする請求項１〜４のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【公開番号】特開２０１２−２３９７３７（Ｐ２０１２−２３９７３７Ａ）
【公開日】平成２４年１２月１０日（２０１２．１２．１０）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１１−１１４６２４（Ｐ２０１１−１１４６２４）
【出願日】平成２３年５月２３日（２０１１．５．２３）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２４年１２月１０日（２０１２．１２．１０）
【国際特許分類】
【出願日】平成２３年５月２３日（２０１１．５．２３）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【Ｆターム（参考）】
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