JP6621978B2 - Ｍｒｉ装置 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、ＭＲＩ装置に関する。

近年、医用画像撮像機器（以下、モダリティ装置とする）は被検体の多様な情報を低侵襲に収集できることから、医療の現場ではかかせない装置となっている。そのなかでも、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）装置は、放射線被ばくがなく、組織のコントラスト分解能が他のモダリティ装置よりも優れていることから、多くの医療機関で使用されるようになってきている。このＭＲＩ装置は、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高周波（ＲＦ：Radio Frequency）パルスで励起し、励起に伴って被検体から発生する磁気共鳴信号を再構成して画像を生成する撮像装置である。ＭＲＩ装置においてコントラストの良い画像を取得するためには、この高周波パルスの印加によって、被検体の原子核スピンを所望の角度に傾けることが必要である。この傾きをフリップ角といい、高周波パルスの大きさはフリップ角の角度で表される。すなわち、コントラストの良い画像を取得するためには、ＭＲＩ装置から正確な高周波パルスが出力されなければならない。

また、ＭＲＩ装置における高周波パルスの印加は、原子核スピンに傾きを与えるためのエネルギーとして使用される一方、一部は熱エネルギーとなり被検体を加熱し、被検体の体温を上昇させる。そこで、ＭＲＩ装置の使用においては、安全面の観点から、被検体の単位質量当たりに吸収されるエネルギーとしてＳＡＲ（Specific Absorption Ratio）が定義され、ＳＡＲの上限値、即ち安全基準値が、ＩＥＣ（International Electrotechnical Commission）規格（ＩＥＣ６０６０１−２−３３）として規定されている。より具体的には、ＳＡＲ（単位はＷ／ｋｇ）は、生体組織１ｋｇに吸収される高周波パルスのエネルギーとして定義され、任意の１０秒間や、直近の６分間での平均ＳＡＲの上限値が、全身や頭部等の撮像部位に応じてそれぞれ規定されている。このＳＡＲが安全基準を満たすように撮像するためには、被検体に印加される高周波パルスが正確でなければならない。

そこで、撮像条件等からＳＡＲ値を予測し、安全基準値を満たすように撮像単位の順序を最適化するＭＲＩ装置が提供されている（たとえば、特許文献１等）。

しかしながら、ＳＡＲの安全管理を厳密に行うためには、ＳＡＲ値を正確に算出する必要がある。そこで、プリスキャンと呼ばれる被検体の検査に先立って実施されるスキャンで、送信コイルに流れる電流を直接測定し、測定した電流に基づき被検体で消費された電力を算出し、ＳＡＲを正確に計算するＭＲＩ装置が提供されている（たとえば、特許文献２等）。さらに、部位または寝台の位置などの係数から実際に被検体に照射される高周波パルスの損失量を加味した消費電力量を算出し、その数値からＳＡＲ値を予測し、撮像条件等を修正するＭＲＩ装置が提供されている（たとえば、特許文献３等）。

このように、被検体に照射されたエネルギーを計算することにより、正確にＳＡＲ値を算出する技術が提供されている。

特開２０１１-１４３２３５号公報 特開２０１３-１４４０６６号公報 特開２０１１-１２０８７３号公報

上述の技術では、より正確なＳＡＲ値を算出でき、厳密にＳＡＲによる安全管理を行うことが可能である。しかしながら、撮像条件で設定したとおりの高周波パルスが出力されているかどうか不明であり、実際に出力される高周波パルスが設定より強すぎることにより、ＳＡＲ値の上昇が大きくなり、結果的に設定した撮像条件を変更する必要が生じている可能性もある。また、ＳＡＲ値は正確に測れているが、設定された出力で高周波パルスが印加されていないため所望の画像コントラストが得られないなどの問題がある。

高周波パルスは１つの検査においてパルス状に何度も出力され、出力される高周波パルスは、高周波パルスの送信系回路の増幅器や送信コイルのなどに使用されている素子の加熱、負荷変動、経年劣化などにより、リアルタイムで変動する。すなわち、撮像条件の設定等において予定していた高周波パルスの出力と、実際の出力とがリアルタイムに変動し、そのような変動により、予測したＳＡＲ値より高い出力で撮像が行われ、設定された撮像条件を変更しなければならないという手間が生じたり、設定した高周波パルスより低い出力で撮像が実行されたりしため、所望の画像コントラストを得ることができない場合が起こり得る。したがって、ＭＲＩ装置における検査では、ＳＡＲ値が正しく測定されるとともに、撮像条件で設定した出力で高周波パルスが被検体に印加されることが必要である。
そこで、より正確な高周波パルスを被検体に印加できるＭＲＩ装置が要望されている。

本実施形態に係るＭＲＩ装置は、パルスシーケンス内で印加される高周波パルスを生成する生成部と、パルスシーケンス内の１ＴＲの実行中に、画像信号の取得に関連する高周波パルスと、補正用の高周波パルスとを印加するシーケンス制御部と、前記補正用の高周波パルスを測定し、高周波パルスの補正値を算出する算出部とを備え、前記生成部は、前記補正用の高周波パルスが測定されたＴＲよりも後段のＴＲにて印加される画像信号の取得に関連する高周波パルスを、前記補正値に基づき補正することを特徴とする。

実施形態に係るＭＲＩ装置の一例を示す概念的な構成図。 実施形態に係るＭＲＩ装置の第１の実施形態における機能構成例を示す機能ブロック図。 実施形態に係るＭＲＩ装置の送信部の入出力特性を説明する図。 実施形態に係るＭＲＩ装置の第１の実施形態における動作の一例を示すフローチャート。 実施形態に係るＭＲＩ装置のＳＥ法のパルスシーケンスにおける補正用の高周波信号の出力可能なタイミングを説明する図。 実施形態に係るＭＲＩ装置の第１の補正用の高周波信号を説明する図。 実施形態に係るＭＲＩ装置の第２の補正用の高周波信号を説明する図。 実施形態に係るＭＲＩ装置のＧＲＥ法のパルスシーケンスにおける補正用の高周波信号の出力可能なタイミングを説明する図。 実施形態に係るＭＲＩ装置の第１の補正用の高周波信号の変形例を説明する図。 実施形態に係るＭＲＩ装置の撮像用の高周波信号による入出力特性の算出方法を説明する図。 実施形態に係るＭＲＩ装置の第２の実施形態における機能構成例を示す機能ブロック図。 実施形態に係るＭＲＩ装置の第２の実施形態における動作の一例を示すフローチャート。

以下、本実施形態のＭＲＩ装置を添付図面に基づいて説明する。

（１）構成
図１は、実施形態に係るＭＲＩ装置の一例を示す概念的な構成図である。図１に示すように、ＭＲＩ装置１０は、大きく、撮像システム１１と制御システム１２とから構成される。

撮像システム１１は、静磁場磁石２１、傾斜磁場コイル２２、傾斜磁場電源装置２３、寝台２４、寝台制御部２５、送信コイル２６、送信部２７、受信コイル２８ａ〜２８ｅ、ピックアップコイル２８ｆ、受信部２９、検波器３０およびシーケンス制御部４０（シーケンスコントローラ）を備える。

静磁場磁石２１は、架台（図示しない）の最外部に中空の円筒形状に形成されており、内部空間に一様な静磁場を発生する。静磁場磁石２１としては、たとえば永久磁石や超伝導磁石等が使用される。

傾斜磁場コイル２２は、中空の円筒形状に形成されており、静磁場磁石２１の内側に配置される。傾斜磁場コイル２２は、互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚの各軸にそれぞれ対応するＸｃｈコイル２２ｘ、Ｙｃｈコイル２２ｙ、およびＺｃｈコイル２２ｚ（図示せず）が組み合わされて形成されている。３つのコイル２２ｘ、２２ｙ、２２ｚは、後述する傾斜磁場電源装置２３から個別に電流供給を受けて、Ｘ、Ｙ、Ｚの各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を発生させる。なお、Ｚ軸方向は、静磁場と同方向とする。

ここで、傾斜磁場コイル２２によって発生するＸ、Ｙ、Ｚ各軸の傾斜磁場は、たとえば、リードアウト用傾斜磁場Ｇｒ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｐおよびスライス選択用傾斜磁場Ｇｓにそれぞれ対応している。リードアウト用傾斜磁場Ｇｒは、空間的位置に応じてＭＲ（magnetic resonance）信号の周波数を変化させるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場Ｇｐは、空間的位置に応じてＭＲ信号の位相を変化させるために利用される。スライス選択用傾斜磁場Ｇｓは、任意に撮像断面を決めるために利用される。

傾斜磁場電源装置２３は、シーケンス制御部４０から送られるパルスシーケンス実行データに基づいて、傾斜磁場コイル２２に電流を供給する。

寝台２４は、被検体Ｐが載置される天板２４ａを備えている。寝台２４は、後述する寝台制御部２５による制御のもと、天板２４ａを、被検体Ｐが載置された状態で傾斜磁場コイル２２の撮像領域である空洞（ボア）内へ挿入する。通常、この寝台２４は、長手方向が静磁場磁石２１の中心軸と平行になるように設置される。

寝台制御部２５は、シーケンス制御部４０による制御のもと、寝台２４を駆動して、天板２４ａを長手方向および上下方向へ移動する。

送信コイル２６は、傾斜磁場コイル２２の内側に配置されており、送信部２７から電力供給を受けて、高周波パルスを発生する。

送信部２７は、シーケンス制御部４０から送られるパルスシーケンスと称するタイムチャートに従って、送信コイル２６に供給する電力を制御する。送信部２７における電力制御にかかわる構成については後述する。

受信コイル２８ａ〜２８ｅは、傾斜磁場コイル２２の内側に配置されており、ＲＦ磁場の影響によって被検体Ｐから放射されるＭＲ信号を受信する。ここで、受信コイル２８ａ〜２８ｅは、それぞれ、被検体Ｐから発せられた磁気共鳴信号をそれぞれ受信する複数の要素コイルを有するアレイコイルであり、各要素コイルによってＭＲ信号が受信されると、受信されたＭＲ信号を受信部２９へ出力する。

受信コイル２８ａは、被検体Ｐの頭部に装着される頭部用のコイルである。また、受信コイル２８ｂ、２８ｃは、それぞれ、被検体Ｐの背中と天板２４ａとの間に配置される脊椎用のコイルである。また、受信コイル２８ｄ、２８ｅは、それぞれ、被検体Ｐの腹側に装着される腹部用のコイルである。また、ＭＲＩ装置１０は、送受信兼用のコイルを備えてもよい。

ピックアップコイル２８ｆは、ボア内または、傾斜磁場コイル２２の架台の外側などに配置され、送信コイル２６から出力される補正用高周波パルスを受信する。ピックアップコイル２８ｆが補正用高周波パルスを受信した際の信号は検波器３０で検出される。検波器３０で検波された信号はＡＤ変換器（図示せず）でデジタル変換され、シーケンス制御部４０を介して制御システム１２に送信される。制御システム１２では、取得したデータを用いて送信部２７から出力される高周波パルスの補正や、ＳＡＲ値の計算を行う。

受信部２９は、シーケンス制御部４０から送られるパルスシーケンスに基づいて、受信コイル２８ａ〜２８ｅからＭＲ信号データを生成する。

シーケンス制御部４０は、傾斜磁場電源装置２３、寝台制御部２５、送信部２７、受信部２９、検波器３０および制御システム１２と接続される。シーケンス制御部４０は、図示しないプロセッサ、たとえばＣＰＵ（central processing unit）およびメモリを備えており、傾斜磁場電源装置２３、寝台制御部２５、送信部２７、受信部２９および検波器３０を駆動させるために必要な制御情報、たとえば傾斜磁場電源装置２３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パルスシーケンスを記憶する。

また、シーケンス制御部４０は、記憶した所定のパルスシーケンスに従って寝台制御部２５を駆動させることによって、天板２４ａを架台に対してＺ方向に進退させる。さらに、シーケンス制御部４０は、記憶した所定のパルスシーケンスに従って傾斜磁場電源装置２３、送信部２７、受信部２９および検波器３０を駆動させることによって、架台内にＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚおよび高周波パルスの発生と検出を制御する。

制御システム１２は、ＭＲＩ装置１０の全体制御や、データ収集、画像再構成、送信部２７の入出力特性の算出、補正などを行う。制御システム１２は、インターフェース部４１、データ収集部４２、データ処理部４３、記憶部４４、表示部４５、入力部４６、および制御部４７を有する。

インターフェース部４１は、シーケンス制御部４０を介して撮像システム１１の傾斜磁場電源装置２３、寝台制御部２５、送信部２７、受信部２９および検波器３０に接続されており、これらの接続された各部と制御システム１２との間で授受される信号の入出力を制御する。

データ収集部４２は、インターフェース部４１を介して受信部２９から送信されるＭＲ信号データを収集する。データ収集部４２は、ＭＲ信号データを収集すると、収集したＭＲ信号データを記憶部４４に記憶させる。

データ処理部４３は、記憶部４４に記憶されている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、被検体Ｐ内における所望核スピンのスペクトラムデータあるいは画像データを生成する。また、データ処理部４３は、プレスキャンなどにおいて、位置決め画像の撮像が行われる場合には、受信コイル２８ａ〜２８ｅが有する複数の要素コイルそれぞれによって受信されたＭＲ信号に基づいて、要素コイルの配列方向におけるＭＲ信号の分布を示すプロファイルデータを要素コイルごとに生成する。そして、データ処理部４３は、生成した各種データを記憶部４４に格納する。

表示部４５は、データ処理部４３によって生成されたスペクトラムデータあるいは画像データ等の各種の情報を表示する。表示部４５としては、液晶表示器等の表示デバイスを利用可能である。

入力部４６は、操作者から各種操作や情報入力を受け付ける。入力部４６としては、マウスやトラックボール等のポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスを適宜に利用可能である。

制御部４７は、送信部２７で高周波パルスを生成するために入力された電力と、送信コイル２６に出力された電力とから送信部２７の入出力特性を測定し、次の繰り返し時間 (ＴＲ：Repetition Time)における測定用の高周波パルスの出力を制御するための補正値を算出する。ＴＲとは、被検体Ｐを励起するために印加される高周波パルスから、次に被検体Ｐを励起するための高周波パルスが印加されるまでの時間のことである。さらに、ＲＦ受信信号を受信するピックアップコイル２８ｆを測定する検波器３０で検出された信号に基づき、送信部２７や送信コイル２６へ供給される電力の補正値を算出する。また、図示していないＣＰＵやメモリ等を有し、ＳＡＲ値の算出や、上述した各部を制御することによってＭＲＩ装置１０を総括的に制御する。

記憶部４４は、パルスシーケンスの生成に必要な撮像条件や、データ収集部４２によって収集されたＭＲ信号データ、データ処理部４３によって生成された画像データおよび算出されたＳＡＲ値や、補正値などを、被検体Ｐごと、撮像単位ごとに記憶する。

図２は、実施形態に係るＭＲＩ装置１０の第１の実施形態における機能構成例を示す機能ブロック図である。図２に示すようにＭＲＩ装置１０は、送信コイル２６、増幅部２７２、生成部２７５、検波器２７７、シーケンス制御部４０、撮像条件記憶部４４１、算出部４７１から成る。増幅部２７２は、信号増幅器２７１、方向性結合器２７３から構成されている。このうち、算出部４７１は制御システム１２の備えた制御部４７のＣＰＵが記憶部４４に格納されたプログラムを実行することによって実現する機能である。

撮像条件記憶部４４１は、パルスシーケンスを規定する撮像条件を格納している。撮像条件とは、たとえば、どの種類のパルスシーケンスにより、どのような条件で高周波パルス等を送信し、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、ＳＥ（spin echo）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、たとえば、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。パルスシーケンスの例については後述する。

生成部２７５は、パルスシーケンス内で印加される高周波パルスを生成する。パルスシーケンスに規定された条件に応じて基準高周波パルス（ＲＦ搬送波）から、所定の波形の高周波パルスを生成する。また、生成部２７５は、補正用の高周波パルスが測定されたＴＲよりも後段のＴＲにて印加される画像信号の取得に関連する高周波パルスを、補正値に基づき補正する。生成部２７５で生成される高周波パルスには、送信部２７の利得やリニアリティといった入出力特性の補正（以下、単に送信部２７の補正と呼ぶ）を行うための補正用の高周波パルスと、被検体Ｐを撮影するための撮像用の高周波パルスのいずれかが生成される。生成されるこれらの高周波パルスについては後述する。

信号増幅器２７１は、生成部２７５で生成された高周波パルスを増幅して方向性結合器２７３を介して送信コイル２６に与える。増幅された高周波パルスは送信コイル２６に伝送される。

方向性結合器２７３は、信号増幅器２７１から送信コイル２６に伝送される高周波パルスを所定の結合度（カップリング係数）で減衰させて分岐する高周波デバイスである。方向性結合器２７３の出力信号は、ＭＲ信号処理基板の検波器２７７で検波され、ＡＤ変換器（図示せず）でデジタル変換される。ＡＤ変換器で変換されたデータは、シーケンス制御部４０を介して、制御システム１２に送信される。制御システム１２では、取得したデータを用いて送信部２７の補正や、ＳＡＲ値の計算を行う。

算出部４７１は、補正用の高周波パルスを測定し、高周波パルスの補正値を算出する。算出部４７１はＡＤ変換器の出力データを受信し、送信部２７の補正値を算出する。算出部４７１での補正値の算出方法については後述する。

シーケンス制御部４０は、パルスシーケンス内の１ＴＲの実行中に、画像信号の取得に関連する高周波パルスと、補正用の高周波パルスとを印加する。シーケンス制御部４０は、算出部４７１で算出した入出力特性に応じて、その入出力特性を算出したＴＲ以降のＴＲで出力される高周波パルスの生成のために生成部２７１で生成される高周波パルスの大きさ、あるいは信号増幅器２７１への入力電力などを調整する。

図３は、実施形態に係るＭＲＩ装置１０の送信部２７の入出力特性を説明する図である。送信部２７は、高周波パルスの送信系回路の信号増幅器２７１や送信コイル２６のなどに使用されている素子の加熱、負荷変動、経年劣化などにより入出力特性が変動する。また、信号増幅器２７１と送信コイル２６とにかかる抵抗値のバランスなどによっても、信号増幅器２７１から送信コイル２６に入力される電力が異なり、実際に送信される高周波パルスが撮像条件で設定された出力と異なることがある。

図３の実線は、ＭＲＩ装置１０の据え付け時に測定された送信部２７の入出力特性を示した例である。図３の一点鎖線の入出力特性Ａおよび、破線の入出力特性Ｂは実際に稼働させた後のＭＲＩ装置１０における送信部２７の入出力特性の例を示している。入出力特性Ａは、信号増幅器２７１に入力された入力電力に対して、検波器２７７で検出された出力電力Ａが据え付け時の入出力特性から予測される予測出力電力より大きい値が出力されている。一方、入出力特性Ｂは、信号増幅器２７１に入力された入力電力に対して、検波器２７７で検出された出力電力Ｂが据え付け時の入出力特性から予測される予測出力電力より小さい値となっている。また、入出力特性Ｂは、入力電力が大きくなるほど、傾きが小さくなり、据え付け時の入出力特性から大きく乖離した出力になることがわかる。

図３に示した送信部２７の入出力特性の変化は、送信部２７や送信コイル２６の素子の加熱や抵抗値の変化などの影響を受ける。通常ＭＲＩ装置での撮像では、本格的に画像の撮像を始まる前に撮像が正しく行われるようにいくつかの設定の較正を行っている。この較正のことをプリスキャン（prescan）と呼ぶ。このプリスキャンでは、高周波パルスの中心周波数を算出するシーケンスが行われ、１検査ごとに高周波パルスの出力補正が行われている。しかしながら、図３に示したような変化は、ＭＲＩ装置の稼働中刻々と変化し、１ＴＲごとに変動することが考えられる。

そこで、本発明に係るＭＲＩ装置１０は、変動する送信部２７の入出力特性をリアルタイムで測定し、撮像条件から勘案される高周波パルスを正確に出力するものである。

（２）動作
図４は、実施形態に係るＭＲＩ装置１０の第１の実施形態における動作の一例を示すフローチャートである。

図４のＳＴ１０１では、生成部２７５が補正用の高周波パルスを生成する。

ＳＴ１０３では、生成された高周波パルスが信号増幅器２７１を介して送信コイル２６に出力される。

ＳＴ１０５では、送信コイル２６に出力される際の信号が方向性結合器２７３によって減衰された出力信号は、ＭＲ信号処理基板の検波器２７７で測定される。

ＳＴ１０７では、測定された信号がシーケンス制御部４０を介して算出部４７１に送られ、測定された信号に基づき送信部２７の入出力特性が測定され、補正値が算出される。

ＳＴ１０９では、算出部４７１は算出された補正値に基づき、生成部２７５が撮像用の高周波パルスを生成するための基準高周波パルスの大きさを補正する数値を算出する。また、算出された補正値に基づき、信号増幅器２７１への入力電力が調整され、送信部２７は補正後の撮像用の高周波パルスを出力する。

図５は、実施形態に係るＭＲＩ装置１０のＳＥ法のパルスシーケンスにおける補正用の高周波パルスの出力可能なタイミングを説明する図である。図５に示した線図は、ＳＥ（spin echo）法におけるパルスシーケンスを示したものである。上から、高周波パルス、スライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｐおよびリードアウト用傾斜磁場Ｇｒ、ＭＲ信号を示しており、一番下の矢印は時間を示している。ＳＥ法は、励起パルスを与えた後、ＦＩＤ（Free Induction Decay）信号が減衰し、再びエコーとして帰ってくる信号を用いる方法である。具体的には、図５に示すように、フリップ角９０°の励起パルスを印加した後、エコーの帰ってくるまでの時間をエコー時間（ＴＥ）とした場合、その時間の半分（ＴＥ／２）の時間後にフリップ角１８０°のリフォーカスパルスを印加する。リフォーカスパルスの印加により、拡散した横磁化が収束し、ＴＥ時間でエコー信号を生じるので、これを受信コイル２８で受信する。ＳＥ法は、磁場の不均一性による影響を相殺できるため、静磁場が少々不均一であったり、磁場を変化させる物質（磁化率の高い物質）があっても、その影響を最小限にとどめることができる撮像方法である。

図５においてＴＲで示す矢印で示された間隔が繰り返し時間である。すなわち、ＳＥ法においては、フリップ角９０°パルスと次のフリップ角９０°パルスまでの時間がＴＲである。１回の検査は複数の撮像単位から構成され、１つの撮像単位は複数のＴＲから構成されている。１つの撮像単位ではこのＴＲが画像の再構成に必要な回数分繰り返し実行される。

図５に示した領域Ａは、ＳＥ法におけるシーケンスで補正用の高周波パルスを出力するタイミングの例を示している。このように、シーケンス制御部４０はパルスシーケンスの一部に補正用の高周波パルスが付加される。補正用の高周波パルスを出力するタイミングは、パルスシーケンスにおいて、画像再構成のために収集されるＭＲ信号に影響を与えないタイミングや出力条件で行われる必要がある。すなわち、ＳＥ法においては、領域Ａと同じタイミングで傾斜磁場パルスを印加することで、画像化領域外に影響範囲を移動させることができる。また、補正用の高周波数信号の周波数を画像化帯域に含まれないような出力条件に設定することによって、画像化領域外に影響範囲を移動させることができる。補正用の高周波パルスを出力するタイミングは、たとえば、図５の領域Ａで示すように、画像再構成のためのＭＲ信号の収集が完了した直後から、次のＴＲが始まる前までである。上述のタイミングで補正用の高周波パルスを印加する場合は、ＴＲの時間を補正用の高周波パルスを印加しない場合よりも長くすることで、次のＴＲでの撮像に影響を与えることなく、補正用の高周波パルスを印加できる。また、補正用の高周波パルスを印加する際に、撮像に無関係の部分をスライス選択することで、画像化領域外に補正用高周波パルスによる影響を移動させることができ、ＴＲを延長せずに補正用の高周波パルスを印加することができる。たとえば、腹部の撮像を行う場合、補正用の高周波パルスを印加するタイミングで脚部など撮像と関係しない部分が選択されるよう傾斜磁場を同時に印加することで、腹部の撮像部位に影響を与えることなく補正用の高周波パルスを印加することができる。

図６は、実施形態に係るＭＲＩ装置１０の第１の補正用の高周波パルスを説明する図である。図６（ａ）には、生成部２７５で生成される補正用の高周波パルスの例として、三角波が例示されている。縦軸は電力、横軸は時間を示している。この三角波は撮像用の高周波パルスの出力を包含する振幅で出力される。たとえば、図５で説明したＳＥ法においては、撮像用の高周波パルスとして、少なくともフリップ角９０°の励起パルスおよびフリップ角１８０°のリフォーカスパルスのＲＦ出力に該当する電力を含む高周波パルスが出力される。具体的には、補正用の高周波パルスとして、フリップ角１８０°の高周波パルスを出力する際に送信コイル２６に供給される電力以上のピーク電力を供給する三角波が出力される。図６（ａ）に示すように、出力した三角波について複数の点で生成部２７５から出力される電力と、検波器２７７で検出される出力電力とをサンプリングし、送信部２７の入出力特性を測定する。

なお、補正用の高周波パルスの出力には十数ｍｓ（ミリ秒）程度の短い時間で完了するため、ＴＲ間隔が１００ｍｓから１０００ｍｓといった大きさで実施されることを鑑みても、非常に短い時間で測定を行うことができる。したがって、このような補正用の高周波パルスが被検体Ｐに照射されたとしても、被検体Ｐの体温は急速に上昇されることはなく、ＳＡＲ値の変動には大きな影響を与えない。

図６（ｂ）は、図６（ａ）に例示した三角波から測定された送信部２７の入出力特性を示すグラフである。縦軸は出力電力、横軸は入力電力を示している。実線は検波器２７７で検出された出力電力を検出したグラフを示し、破線は入力された三角波について、撮像条件に設定された条件などから予想される出力電力に基づくグラフを示している。図６（ｂ）の実線で示したグラフは、入力電力に比べて出力電力が低い例を示しており、入力電力が図６（ａ）における９０°パルス付近で予測される出力から大きく乖離している。図６（ｂ）の矢印は、算出部４７１で算出される補正値を示しており、実際に出力された電力と、入力電力に応じて予測される出力電力との差から算出される。

図６（ｃ）は、図６（ｂ）と同様に、図６（ａ）に例示した三角波から測定された送信部２７の入出力特性を示すグラフである。図６（ｃ）は図６（ｂ）と異なり、入力電力に比べて出力電力が高い例を示しており、入力電力が大きくなるにしたがって出力電力が予測される出力より大きくなっている。図６（ｃ）の矢印は、図６（ｂ）と同様に、算出部４７１で算出される補正値を示しており、実際に出力された電力と、入力電力に応じて予測される出力電力との差から算出される。

図７は、実施形態に係るＭＲＩ装置１０の第２の補正用の高周波パルスを説明する図である。図６（ａ）では、補正用の高周波パルスとして三角波を用いる例を示したが、図７（ａ）では、ｓｉｎｃ波を用いる例を示している。縦軸は電力、横軸は時間を示している。このｓｉｎｃ波は、図６（ａ）の三角波同様、撮像用の高周波パルスの出力を包含し、複数の点で生成部２７５から出力される電力と、検波器２７７で検出される出力電力とがサンプリングされ、送信部２７の入出力特性が測定される。

図７（ｂ）では、実線は検波器２７７で検出されたｓｉｎｃ波を、破線は生成部２７５から出力されたｓｉｎｃ波を示している。図７（ｂ）の例では、振幅が大きい箇所において、実際に出力されたｓｉｎｃ波の振幅が小さくなっている例を示している。このように予測されるｓｉｎｃ波と実際に検出されたｓｉｎｃ波との差の部分から、算出部４７１は補正値を算出する。

図７（ｃ）は、図７（ａ）で示したｓｉｎｃ波から測定された送信部２７の入出力特性を示すグラフである。図７（ｂ）と同様に、実線は検波器２７７で検出された出力電力を、破線は、送信コイル２６に出力される出力電力を示す。図７（ｂ）からも明らかなように、振幅が大きい、すなわち、電力が高い場合に予測出力と実出力とに大きな乖離が発生することがわかる。

上述のＭＲＩ装置１０は、１ＴＲの画像再構成に影響がないタイミングで、補正用の高周波パルスを出力し、実際に出力された信号から送信部２７の入出力特性を算出することによって、次以降に実行されるＴＲの撮像用の高周波パルスの補正を行うものである。このようにＴＲごとに送信部２７の入出力特性を測定することで、リアルタイムに送信部２７の補正を行うことができ、より撮像条件に忠実な高周波パルスを出力することができることによって、画質のコントラストの向上や、ＳＡＲの安全管理を厳格に行うことを可能とする。

図５では、ＳＥ法における補正用の高周波パルスの印加タイミングを例にとって説明したが、補正用の高周波パルスを印加できるタイミングは、それに限られない。

図８は、実施形態に係るＭＲＩ装置１０のＧＲＥ法のパルスシーケンスにおける補正用の高周波パルスの出力可能なタイミングを説明する図である。ＧＲＥ（Gradient Recalled Echo）法は、高周波パルスの照射によりスピンを励起後、一旦、リードアウト用傾斜磁場Ｇｒ方向の傾斜磁場を反転し、その後再び傾斜磁場を正しい方向からかけることによりスピンの位相が揃いエコー信号が得られる手法である。リードアウト用傾斜磁場Ｇｒをあらかじめ与えておき、これを反転すると、位相の進んだスピンは遅くなり、逆に遅れたスピンは早くなるため、拡散した信号は再び収束してエコー信号を生じる。励起時に９０°のフリップ角を用いなくても良いため回復時間を短くでき、ＳＥ法に比べて高速に撮像可能な方法である。

図８は、ＧＲＥ法におけるパルスシーケンスを示したものであり、図５と同様に、上から、高周波パルス、スライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｐおよびリードアウト用傾斜磁場Ｇｒ、ＭＲ信号を示しており、一番下の矢印は時間を示している。また、ＴＲで示す矢印で示された間隔は繰り返し時間（ＴＲ）を示している。上述したとおり、ＧＲＥ法では、図５のＳＥ法と異なり、励起パルスは１回で、図８ではα°で示すようにフリップ角９０°のパルスを必要としない。さらに、フリップ角１８０°のリフォーカスパルスを用いないため、静磁場の不均一性の影響をキャンセルすることができない。そこで、信号収集後にspoilerと呼ばれるパルスを与えて、残留磁化を消去させる方法により高速に撮像を行う方法が提供されている。このようなＧＲＥ法のパルスシーケンスでは、図８の領域Ｂが示すように、補正用の高周波パルスをspoilerパルスが出力されるタイミングで出力することで、次のシーケンスに影響を与えることなく、送信部２７の入出力特性を測定することができる。

図５および図８においては、１つのＴＲで複数のサンプリングを行う例を示したが、サンプリング回数は１回以上であれば、その回数は限定されない。また、補正用の高周波パルスの大きさも、ＴＲごとに同じ大きさで出力してもよいし、異なる出力または、三角波、ｓｉｎｃ波を交互に出力するなどのパターンで測定を行ってもよい。さらに、補正のタイミングについても、取得した補正値を直後のＴＲに反映させてもよいし、補正値を取得したＴＲの複数回後に実行されるＴＲに反映させてもよい。また、複数回のＴＲに渡って取得された補正値の平均値または中央値を算出し、高周波パルスの補正を行ってもよい。

図９は、実施形態に係るＭＲＩ装置１０の第１の補正用の高周波パルスの変形例を説明する図である。図９は、図６の例で示した三角波を様々な大きさで、異なるＴＲに渡って出力する例を示している。

図９（ａ）に破線で示した三角波は図６（ａ）と同じものを示している。実線で示した３つの三角波は図６（ａ）の三角波のサンプリング点のいずれかを頂点とする三角波を示している。左から順に、三角波Ａ、三角波Ｂ、三角波Ｃとする。

図９（ｂ）は、この３つの実線で示した三角波ＡからＣを、それぞれ異なるＴＲで出力する例を示している。図９（ｂ）はＴＲ１では三角波Ａが、ＴＲ２では三角波Ｂが、ＴＲ３では三角波Ｃが出力され、ＴＲ４では再度三角波Ａが出力される例を示している。図９（ｂ）では、それぞれのＴＲで補正値が算出され、ＴＲ１では補正値±ａ、ＴＲ２では補正値±ｂ、ＴＲ３では補正値±ｃ、ＴＲ４では補正値±ｄのように、異なる大きさの三角波を別々に出力しても、それぞれの三角波について補正値が算出される。また算出された補正値は、次のＴＲにおける撮像用の高周波パルスの生成に反映させてもよい。さらに、複数のＴＲに渡って取得した補正値を用いて、補正値を取得したＴＲより後に実行されるいずれかのＴＲで出力される高周波パルスを補正してもよい。たとえば、図９（ｂ）を例とすると、ＴＲ１および２で取得した補正値±ａおよび±ｂから補正値を算出し、その後のＴＲであるＴＲ３またはＴＲ４における高周波パルスの出力を補正してもよい。それぞれの三角波において複数のサンプリングを行うことができ、送信部２７の入出力特性を測定することができる。また、サンプリング回数が一点であったとしても、予定出力と実出力との差から所望の出力における実出力を予測することで、補正値を算出することができる。

このように、複数の大きさの異なる補正用の高周波パルスを出力する方法を用いることで、通常の三角波やｓｉｎｃ波を用いるより、短い時間で信号を印加することができる。また、たとえば、三角波やｓｉｎｃ波の周波数を小さくすることで、より細かいサンプリングを行うことができることから、より正確な入出力特性を測定することができる。さらに、図９では、図６（ａ）の三角波に内接する三角波を示したが、互いに相似関係にある三角波を異なるＴＲで出力してもよい。

上述では、撮像用の高周波パルス以外に補正用の高周波パルスを印加することで、送信部２７の入出力特性を測定する方法を示した。しかし、これに限定されるものではなく、撮像用の高周波パルスを、補正用の高周波パルスとして用いることも可能である。すなわち、上述のように、パルスシーケンスの実行において補正用の高周波パルスを出力せずとも、実際の撮像用の高周波パルスについて生成部２７５から送信コイル２６へと入力される入力電力と、検波器２７７で検出される出力電力とから算出部４７１は送信部２７の入出力特性を測定し、補正値を算出することができる。

図１０は、実施形態に係るＭＲＩ装置の撮像用の高周波パルスによる入出力特性の算出方法を説明する図である。図１０は、図６および図７と同様に、送信部２７の入出力特性を示すグラフである。縦軸は出力電力、横軸は入力電力を示している。点はＳＥ法において印加されるフリップ角９０°およびフリップ角１８０°のパルスについて検波器２７７で検出された出力電力をそれぞれ示している。破線は、撮像条件に設定された条件などから予想される出力電力に基づくグラフを示している。一点鎖線は、フリップ角９０°およびフリップ角１８０°のパルスについて測定された２点から、送信部２７の現在の入出力特性をグラフ化したものを示している。これらの２点からそれぞれ補正値を算出することもできるし、いずれか一点を検出した場合でも、算出された補正値から他方の出力における補正値を予測することができる。

このように、それぞれのＴＲごとに送信部２７の入出力特性が測定され、正確な高周波パルスが印加されることで、撮像条件で設定された条件に限りなく近い条件で撮像を行うことができ、画像コントラストの向上や、画像再構成または画像処理の精度が向上する。さらに、正確なＳＡＲ値をリアルタイムで算出することができるため、より効率のよい順序や撮像条件での撮像が可能となる。

第１の実施形態では、送信部２７が備えた構成により入力電力と出力電力とを測定することで、送信部２７の入出力特性を測定する方法を示したが、実施形態はこれに限られるものではない。以下に示す第２の実施形態では、送信コイル２６から実際に出力された高周波パルスを架台付近またはボア内に設置したピックアップコイルで受信した信号に基づき、ＭＲＩ装置１０の入出力特性を測定する方法を説明する。

図１１は、実施形態に係るＭＲＩ装置１１の第２の実施形態における機能構成例を示す機能ブロック図である。第１の実施形態と同一の構成には同一の番号が付されている。以下、図２と異なる構成についてのみ説明する。

図１１に示すように、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置１１は、第１の実施形態の構成に加えて、ピックアップコイル２８ｆおよび検波器３０を備えている。

ピックアップコイル２８ｆは、送信コイル２６から出力された補正用の高周波パルスを受信する。

検波器３０は、ピックアップコイル２８ｆが補正用の高周波パルスを受信した際の電圧を測定し、出力電圧を取得する。取得した出力電圧は、シーケンス制御部４０を介して算出部４７１に送信される。算出部４７１では、取得した出力電圧と、生成部２７５が送信コイル２６に補正用の高周波パルスを送信したときの出力電圧とから、補正値が算出される。

図１２は、実施形態に係るＭＲＩ装置１０の第２の実施形態における動作の一例を示すフローチャートである。図１０と同様に、第１の実施形態と同一の処理には同一の番号が付されている。以下、図４と異なる処理についてのみ説明する。

ＳＴ１５１では、補正用の高周波パルスをピックアップコイル２８ｆが受信する。

ＳＴ１５３では、検波器３０が出力電圧を検出する。

ＳＴ１５５では、算出部４７１が、生成部２７５が送信コイル２６に入力した入力電圧と、検波器３０が取得した出力電圧とから、ＭＲＩ装置１０の入出力特性を算出し、次の撮像用の高周波パルスの出力補正を行う。

なお、第２の実施形態における補正用の高周波パルスの出力タイミングは第１の実施形態と同じである。

このように、第２の実施形態では、実際に出力された高周波パルスをボア内または架台付近に設置したピックアップコイル２８ｆを用いて測定することで、第１の実施形態と比較して送信コイル２６からの出力を含めたＭＲＩ装置１０の送信回路系全体の入出力特性を測定することができる。すなわち、送信コイル２６から実際に被検体Ｐに印加される高周波パルスを直接的に測定することで、送信コイル２６における損失や負荷変動を加味した補正を行うことが可能となる。

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
２６ 送信コイル
２７２ 増幅部
２７１ 信号増幅器
２７３ 方向性結合器
２７５ 生成部
２７７ 検波器
４０ シーケンス制御部
４４１ 撮像条件記憶部、
４７１ 算出部

Claims (11)

1. パルスシーケンス内で印加される高周波パルスを生成する生成部と、
   パルスシーケンス内の１ＴＲの実行中に、画像信号の取得に関連する高周波パルスと、補正用の高周波パルスとを印加するシーケンス制御部と、
   前記補正用の高周波パルスを測定し、高周波パルスの補正値を算出する算出部とを備え、
   前記生成部は、前記補正用の高周波パルスが測定されたＴＲよりも後段のＴＲにて印加される画像信号の取得に関連する高周波パルスを、前記補正値に基づき補正し、
   前記シーケンス制御部は、残留磁化を消失させる傾斜磁場が印加されるタイミングで前記補正用の高周波パルスを印加する、
   ことを特徴とするＭＲＩ装置。
2. パルスシーケンス内で印加される高周波パルスを生成する生成部と、
   パルスシーケンス内の１ＴＲの実行中に、画像信号の取得に関連する高周波パルスと、補正用の高周波パルスとを印加するシーケンス制御部と、
   前記補正用の高周波パルスを測定し、高周波パルスの補正値を算出する算出部とを備え、
   前記生成部は、前記補正用の高周波パルスが測定されたＴＲよりも後段のＴＲにて印加される画像信号の取得に関連する高周波パルスを、前記補正値に基づき補正し、
   前記補正用の高周波パルスとして三角波を使用する、
   ことを特徴とするＭＲＩ装置。
3. パルスシーケンス内で印加される高周波パルスを生成する生成部と、
   パルスシーケンス内の１ＴＲの実行中に、画像信号の取得に関連する高周波パルスと、補正用の高周波パルスとを印加するシーケンス制御部と、
   前記補正用の高周波パルスを測定し、高周波パルスの補正値を算出する算出部とを備え、
   前記生成部は、前記補正用の高周波パルスが測定されたＴＲよりも後段のＴＲにて印加される画像信号の取得に関連する高周波パルスを、前記補正値に基づき補正し、
   前記補正用の高周波パルスは、異なるＴＲ間で異なる大きさで出力される、
   ことを特徴とするＭＲＩ装置。
4. 前記算出部は、前記補正用の高周波パルスを出力するたびに補正値を算出し、
   前記生成部は、前記補正値に応じて、前記補正値を算出したＴＲより後に実行されるＴＲで出力される撮像用の高周波信号を補正した、補正後の撮像用の高周波信号を生成する、
   ことを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載のＭＲＩ装置。
5. パルスシーケンス内で印加される高周波パルスを生成する生成部と、
   パルスシーケンス内の１ＴＲの実行中に、画像信号の取得に関連する高周波パルスと、補正用の高周波パルスとを印加するシーケンス制御部と、
   前記補正用の高周波パルスを測定し、高周波パルスの補正値を算出する算出部とを備え、
   前記生成部は、前記補正用の高周波パルスが測定されたＴＲよりも後段のＴＲにて印加される画像信号の取得に関連する高周波パルスを、前記補正値に基づき補正し、
   前記算出部は、前記補正用の高周波パルスが所定の回数出力されるたびに補正値を算出し、
   前記生成部は、前記補正値が算出されたタイミングに応じて撮像用の高周波パルスの出力を補正した補正後の撮像用の高周波パルスを生成する、
   ことを特徴とするＭＲＩ装置。
6. 前記補正用の高周波パルスとして、撮像用の高周波パルスを代用する、
   ことを特徴とする請求項１、３乃至５のいずれか１項に記載のＭＲＩ装置。
7. 前記補正用の高周波パルスとしてｓｉｎｃ波を使用する、
   ことを特徴とする請求項１、３乃至５のいずれか１項に記載のＭＲＩ装置。
8. 前記シーケンス制御部は、画像化領域外を選択して前記補正用の高周波パルスを印加する、
   ことを特徴とする請求項１乃至７のいずれか１項に記載のＭＲＩ装置。
9. 前記補正用の高周波パルスは、前記高周波パルスを受信する受信コイルであるピックアップコイルで測定される、
   ことを特徴とする請求項１乃至８のいずれか１項に記載のＭＲＩ装置。
10. 前記補正用の高周波パルスは前記生成部から出力される高周波パルスを入力する方向性結合器を介して測定される、
    ことを特徴とする請求項１乃至８のいずれか１項に記載のＭＲＩ装置。
11. 前記補正用の高周波パルスは、撮像用の高周波パルスの最大値および最小値を包含する大きさで出力される、
    ことを特徴とする請求項１乃至１０のいずれか１項に記載のＭＲＩ装置。

Images