CN104023628A - 磁共振成像装置及其高频输出测定装置 - Google Patents

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Abstract

磁共振成像装置的高频输出测定装置具备：耦合度不同的多个方向性耦合器，使由高频信号发生器产生并由高频功率放大器放大的高频信号衰减；比较器，对输入到高频功率放大器的信号的输入电平信息与阈值进行比较；切换器，基于比较结果，切换至多个方向性耦合器中的某一方向性耦合器，由此，输出通过一个方向性耦合器而被衰减的高频信号；转换器，对通过一个方向性耦合器而被衰减的高频信号进行数字转换并加以输出。

Description

磁共振成像装置及其高频输出测定装置
技术领域
作为本发明的一个方案的实施方式涉及磁共振成像(MRI)装置及其高频输出测定装置。
背景技术
MRI是通过拉莫尔频率的高频(RF：radio frequency)脉冲对被置于静磁场中的被检体的原子核自旋进行磁激励，并通过伴随着该激励所产生的核磁共振信号来重构图像的摄像法。在通过MRI进行的摄像中，使用RF线圈，将用于引起核磁共振的RF脉冲发送至摄像部位。RF脉冲的共振频率与MRI装置的静磁场强度成比例，例如在1.5特斯拉的静磁场的情况下，共振频率为63.8MHz。
在该频率区域会产生被检体的体温上升，因此，对于所发送的RF脉冲的能量，从安全方面考虑，例如通过IEC(international electrotechnicalcommission)规格等来确定上限值。具体地讲，将被活体组织1kg所吸收的RF脉冲的能量作为比吸收率(SAR：specific absorption ratio)，例如以任意10秒钟、6分钟的SAR分别不超过第一或第二上限值的方式进行确定，根据全身以及部分(头部等)的部位的不同，上限值有所不同。
为了满足关于SAR的安全基准，在以往的技术中，对于最近的1秒、5秒、10秒，分别计算被发送至被检体的RF脉冲的能量的累计值。而且，在以下的三种情况下，变更脉冲时序。第一种为对于最近的1秒，累计值超过了第一规定值的情况。第二种为对于最近的5秒，上述累计值超过了第二规定值的情况。第三种为对于最近的10秒，累计值超过了第三规定值的情况。作为脉冲时序变更的例子，也列举出RF脉冲发生器的动作停止，但这样的话，摄像恐怕会中途中断。
因此，在以往的技术中，在摄像前的预扫描时计算对于整个被检体或摄像部位的SAR。然后，在所计算的部分SAR超过上限值的情况下，显示警告后，以部分SAR不超过上限值的方式变更脉冲时序，并在验证对被检体的照射量不超过部分SAR的上限值之后进行摄像。
为了计算SAR，作为以往技术，存在如下技术，即：在摄像前的预扫描时，对于发送部所具备的1个RF功率放大器，测定使用耦合度已被固定的1个方向性耦合器而被衰减的RF信号的能量值(或能量控制值)。此外，还存在如下技术，即：在摄像前的预扫描时，对于1个RF功率放大器，测定使用在传送路上串联配置的多个方向性耦合器而被衰减的RF输出(例如，参照专利文献1)。
现有技术文献
专利文献
专利文献1日本特开平5－45387号公报
发明的概要
发明所要解决的课题
但是，在使用耦合度已被固定的1个方向性耦合器的以往技术的情况下，在具有很宽的发送增益的动态范围的MRI摄像中，RF输出的监控器的精确度可能恶化。四肢等的局部摄像所需的RF输出为100～200[W]的程度，与此相对，全身摄像(腹部摄像)所需的RF输出有赖于摄像时序，为10000～20000[W]。在对通过方向性耦合器被衰减的RF信号进行检波以及AD(analog to digital)转换时，以能够应对高输出(10000～20000[W])的信号的方式，在不超过检波器和AD转换器的最大输入的范围内，将方向性耦合器的耦合度设定得较大。该情况下，在低输出(100～200[W])的信号中，信号的衰减量变大，信号电平易被噪声层或偏置影响，因此，存在检波以及AD转换的精确度恶化的问题。
此外，在将使用专利文献1中所述的多个方向性耦合器的以往技术的情况下，反射RF信号的影响可能减少，但由于耦合度不变，所以，与使用1个方向性耦合器的以往技术的情况同样地，在低输出(100～200[W])的信号中，存在检波以及AD转换的精确度恶化的问题。
附图说明
图1为表示第1实施方式的MRI装置的硬件构成的示意图。
图2为表示以往的MRI装置的发送部的构成的图。
图3为将以往的MRI装置的RF信号的衰减以及校正的内容作为表格来表示的图。
图4为表示第1实施方式的MRI装置的发送部的构成的图。
图5为将第1实施方式的MRI装置的RF信号的衰减以及校正的内容作为表格来表示的图。
图6为表示第1实施方式的MRI装置的动作的流程图。
图7为表示第2实施方式的MRI装置的硬件构成的示意图。
图8为表示第2实施方式的MRI装置的发送部的构成的图。
图9为将第2实施方式的MRI装置的RF信号的衰减以及校正的内容作为表格来表示的图。
图10为表示第2实施方式的MRI装置的动作的流程图。
具体实施方式
参照附图，对本实施方式的磁共振成像(MRI)装置及其高频输出测定装置加以说明。
为了解决上述课题，本实施方式的磁共振成像装置的高频输出测定装置具备：耦合度不同的多个方向性耦合器，使由高频信号发生器产生并由高频功率放大器放大的高频信号衰减；比较器，对输入到上述高频功率放大器的信号的输入电平信息与阈值进行比较；切换器，基于上述比较结果，切换至上述多个方向性耦合器中的某一方向性耦合器，由此，输出通过上述一个方向性耦合器而被衰减的高频信号；转换器，对通过上述一个方向性耦合器所产生的高频信号进行数字转换并加以输出。
为了解决上述课题，本实施方式的磁共振成像装置的高频输出测定装置具备：耦合度可变的方向性耦合器，使由高频信号发生器产生并由高频功率放大器放大的高频信号衰减；信号控制器，控制上述方向性耦合器的耦合度；转换器，对来自上述方向性耦合器的高频信号进行数字转换并加以输出。
根据本实施方式的磁共振成像装置的高频输出测定装置，即使在RF输出小的情况下，也能够正确而且高精度地测定RF输出。
为了解决上述课题，本实施方式的磁共振成像装置具备：静磁场磁铁，产生静磁场；倾斜磁场线圈，产生磁场强度变化的倾斜磁场；发送线圈，其为产生高频磁场的高频线圈；高频功率放大器，将由高频信号发生器产生的高频信号放大并赋予上述发送线圈；耦合度不同的多个方向性耦合器，使由上述高频功率放大器放大的高频信号衰减；比较器，对输入到上述高频放大器的信号的输入电平信息与阈值进行比较；切换器，基于上述比较结果，切换至上述多个方向性耦合器中的某一方向性耦合器，由此，输出通过上述一个方向性耦合器而被衰减的高频信号；转换器，对通过上述一个方向性耦合器而被衰减的高频信号进行数字转换并加以输出；运算器，基于从上述转换器被输出的高频信号，计算比吸收率。
根据本实施方式的磁共振成像装置，能够正确而且高精度地计算SAR。
(第1实施方式)
图1为表示第1实施方式的MRI装置的硬件构成的示意图。
图1表示进行被检体(患者)P的摄像的第1实施方式的MRI装置10。该MRI装置10大体上包括摄像系统11和控制系统12。
摄像系统11具备：静磁场磁铁21、倾斜磁场线圈22、倾斜磁场电源装置23、诊察台24、诊察台控制部25、发送线圈26、发送部27、接收线圈28a～28e、接收部29以及时序器(时序控制器)30。
静磁场磁铁21在架台(未作图示)的最外部形成为中空的圆筒形状，在内部空间产生均匀的静磁场。作为静磁场磁铁21，例如使用永久磁铁以及超传导磁铁等。
倾斜磁场线圈22形成为中空的圆筒形状，并配置于静磁场磁铁21的内侧。倾斜磁场线圈22由分别与彼此正交的X、Y、Z的各轴对应的Xch线圈22x、Ych线圈22y以及Zch线圈22z(图2中示出)组合形成。3个线圈22x、22y、22z从后述的倾斜磁场电源装置23单独接受电流供给，并沿着X、Y、Z的各轴产生磁场强度变化的倾斜磁场。另外，使Z轴方向与静磁场同方向。
在此，通过倾斜磁场线圈22所产生的X、Y、Z各轴的倾斜磁场例如分别与读出用倾斜磁场Gr、相位编码用倾斜磁场Ge以及切片选择用倾斜磁场Gs对应。读出用倾斜磁场Gr用于根据空间的位置使NMR(nuclearmagnetic resonance)信号的频率变化。相位编码用倾斜磁场Ge用于根据空间的位置使NMR信号的相位变化。切片选择用倾斜磁场Gs用于任意地决定摄像剖面。
倾斜磁场电源装置23基于从时序器30传送来的脉冲时序执行数据，向倾斜磁场线圈22供给电流。
诊察台24具备载置被检体P的顶板24a。诊察台24在通过后述的诊察台控制部25进行的控制之下，在已载置了被检体P的状态下将顶板24a插入倾斜磁场线圈22的空洞(摄像口)内。通常，该诊察台24被设置为长度方向与静磁场磁铁21的中心轴平行。
诊察台控制部25在通过时序器30进行的控制之下，驱动诊察台24，向长度方向以及上下方向移动顶板24a。
发送线圈26被配置于倾斜磁场线圈22的内侧，从发送部27接受RF(高频)脉冲的供给，并产生RF磁场。
发送部27基于从时序器30传送来的脉冲时序执行数据，将对应于拉莫尔频率的RF脉冲发送至发送线圈26。对于发送部27的构成，后面将加以记述。
接收线圈28a～28e被配置于倾斜磁场线圈22的内侧，通过RF磁场的影响，接受从被检体P放射出的NMR信号。在此，接收线圈28a～28e分别为具有分别接收从被检体P发出的磁共振信号的多个要素线圈的阵列线圈，若通过各要素线圈接收NMR信号，则将所接收到的NMR信号向接收部29输出。
接收线圈28a为安装于被检体P的头部的头部用线圈。此外，接收线圈28b、28c分别为配置于被检体P的后背与顶板24a之间的脊椎用线圈。此外，接收线圈28d、28e分别为安装于被检体P的腹侧的腹部用线圈。此外，MRI装置10也可以具备发送接收兼用的线圈。
接收部29基于从时序器30传送来的脉冲时序执行数据，基于从接收线圈28a～28e输出的NMR信号来生成NMR信号数据。此外，若生成NMR信号数据，则接收部29将此NMR信号数据介由时序器30发送至控制系统12。
另外，接收部29具有用于接收从接收线圈28a～28e所具有的多个要素线圈输出的NMR信号的多个接收通道。而且，在用于摄像的要素线圈得到了来自控制系统12的通知的情况下，接收部29以接收从被通知的要素线圈输出的NMR信号的方式，对被通知的要素线圈分配接收通道。
时序器30与倾斜磁场电源装置23、诊察台控制部25、发送部27、接收部29以及控制系统12连接。时序器30具备未做图示的处理器，例如CPU(central processing unit)以及存储器，并存储时序信息，该时序信息记述了驱动倾斜磁场电源装置23、诊察台控制部25、发送部27以及接收部29所需的控制信息，例如应该施加到倾斜磁场电源装置23的脉冲电流的强度和施加时间、施加定时等动作控制信息。
此外，时序器30按照所存储的规定的时序驱动诊察台控制部25，由此，使顶板24a相对于架台在Z方向上进退。并且，时序器30按照所存储的规定的时序驱动倾斜磁场电源装置23、发送部27以及接收部29，由此，在架台内产生X轴倾斜磁场Gx、Y轴倾斜磁场Gy、Z轴倾斜磁场Gz以及RF信号。
控制系统12进行MRI装置10的整体控制和数据收集、图像重构等。控制系统12具有接口部31、数据收集部32、数据处理部33、存储部34、显示部35、输入部36以及控制部37。
接口部31介由时序器30与摄像系统11的倾斜磁场电源装置23、诊察台控制部25、发送部27以及接收部29连接，控制在这些所连接的各部分与控制系统12之间所收受的信号的输入输出。
数据收集部32介由接口部31，收集从接收部29所发送的NMR信号数据。数据收集部32若收集NMR信号数据，则将所收集的NMR信号数据存储于存储部34。
数据处理部33对存储于存储部34的NMR信号数据施加后处理即傅里叶变换等重构处理，由此，生成被检体P内的所希望的核自旋的光谱数据或者图像数据。此外，数据处理部33在进行定位图像的摄像的情况下，基于通过接收线圈28a～28e所具有的多个要素线圈分别接收到的NMR信号，按要素线圈生成表示要素线圈的排列方向的NMR信号的分布的剖面数据。然后，数据处理部33将所生成的各种数据容纳于存储部34。
存储部34按被检体P存储通过数据收集部32收集的NMR信号数据和通过数据处理部33生成的图像数据等。
显示部35显示通过数据处理部33生成的光谱数据或者图像数据等的各种信息。作为显示部35，可以利用液晶显示器等显示设备。
输入部36受理来自操作者的各种操作和信息输入。作为输入部36，可以适当利用鼠标或跟踪球等定点设备、模式切换开关等的选择设备、或者键盘等输入设备。
控制部37具有未做图示的CPU(central processing unit)和存储器等，通过对上述各部进行控制来对MRI装置10进行整体控制。
图2为表示以往的MRI装置的发送部的构成的图。
以往的MRI装置50的发送部57具备基准RF发生器61、调制器62、RF功率放大器63、方向性耦合器64、检波器65以及AD(analog todigital)转换器66。
基准RF发生器61在通过时序器进行的控制之下，产生基准RF信号(RF输送波)。
调制器62在通过时序器进行的控制之下，将通过基准RF发生器61产生的基准RF信号调制为规定波形的RF信号。
RF功率放大器63将通过调制器62调制后的RF信号放大并介由方向性耦合器64赋予发送线圈。被放大的RF信号被传送至发送线圈，RF从发送线圈被放射到被检体。作为发送线圈，存在全身用发送线圈和局部发送用线圈。
方向性耦合器64与传送路非接触地被配置于RF信号的传送路上，以所需要的耦合度(耦合系数)使被传送至发送线圈的RF信号衰减并发送至检波器65。方向性耦合器64为用于使RF信号(进行波以及反射波)的输出(RF功率)衰减的高频设备。方向性耦合器64的输出信号通过MR信号处理基板的检波器65而被检波，并通过AD转换器66被进行数字转换。AD转换器66的输出数据被用于计算SAR。
图3为将以往的MRI装置的RF信号的衰减以及校正的内容作为表格来表示的图。
以能够应对高输出(10000～20000[W])的信号的方式，在不超出检波器65或AD转换器66的最大输入的范围内，将方向性耦合器64的耦合度设定得较大。例如，考虑方向性耦合器64的耦合度为1/10000倍的情况。若从RF功率放大器63输出高输出(10000[W])的RF信号，则介由方向性耦合器64，向检波器65输入1[W]的信号。
另一方面，若从RF功率放大器63输出低输出(100[W])的RF信号，则介由方向性耦合器64，向检波器65输入0.01[W]的信号。
通过AD转换器66进行了数字处理的信号被输出至时序器，并基于方向性耦合器64的耦合度的1/10000倍，分别将高输出以及低输出的RF信号换算为10000[W]以及100[W]。
由于使方向性耦合器64的耦合度与高输出侧相配合，所以，在低输出侧，信号的衰减量大，方向性耦合器64的输出变为0.01[W]。因此，在低输出侧，信号电平易被噪声层或偏置影响，存在检波以及AD转换的精确度恶化的问题。
图4为表示第1实施方式的MRI装置10的发送部27的构成的图。
第1实施方式的MRI装置10的发送部27具备：基准RF发生器41、调制器42、RF功率放大器43、方向性耦合器单元44、比较器45、切换器46、检波器47以及AD转换器48。通过方向性耦合器单元44、比较器45、切换器46、检波器47以及AD转换器48，形成本实施方式的高频输出测定装置。
基准RF发生器41在通过时序器30进行的控制之下，产生基准RF信号(RF输送波)。
调制器42在通过时序器30进行的控制之下，将通过基准RF发生器41所产生的基准RF信号调制为规定的波形的RF信号。
RF功率放大器43将通过调制器42调制的RF信号放大，并介由方向性耦合器单元44将该RF信号赋予发送线圈26。被放大的RF信号被传送至发送线圈26，RF从发送线圈26被放射至被检体。作为发送线圈26，存在全身用发送线圈和局部发送用线圈。
方向性耦合器单元44具备耦合度不同的多个方向性耦合器44a、44b，…。以下，对方向性耦合器单元44具备2个方向性耦合器44a、44b的情况加以说明。方向性耦合器44a、44b与传送路非接触地被串联配置于RF信号的传送路上，以不同的耦合度使被传送至发送线圈26的RF信号分别衰减，并发送至切换器46。
比较器45对来自调制器42的、被输入RF功率放大器43的信号的输入电平信息(增益信息)和来自时序器30的、作为参考的阈值进行比较，基于其输出来控制切换器46。比较器45对切换器46切换为方向性耦合器44a、44b的哪一个进行控制。比较器45的输出信号为切换器46的控制信号。
切换器46分别输入通过方向性耦合器44a、44b被衰减的RF信号，按照比较器45的控制信号，切换为方向性耦合器44a以及方向性耦合器44b的中的某一方向性耦合器44a或44b，由此，向检波器47输出通过一个方向性耦合器44a或44b被衰减的RF信号。切换器46的输出信号通过MR信号处理基板的检波器47而被检波，并通过AD转换器48被进行数字转换。AD转换器48在对检波器47的输出信号进行数字转换时，乘以与来自调制器42的、被输入RF功率放大器43的信号的输入电平信息对应的校正系数来进行数据化。AD转换器48的输出数据介由时序器30被发送至控制系统12(图1中示出)，并被用于在控制系统12计算SAR。
图5为将第1实施方式的MRI装置10的RF信号的衰减以及校正的内容作为表格来表示的图。
以能够应对高输出(10000～20000[W])的信号的方式，在不超出检波器47或AD转换器48的最大输入的范围内，设定方向性耦合器44a、44b的耦合度。例如，考虑方向性耦合器44a的耦合度为1/10000倍，方向性耦合器44b的耦合度为1/100倍的情况。若从RF功率放大器43输出高输出(10000[W])的RF信号，则介由方向性耦合器44a向切换器46输入1[W]的信号，并介由方向性耦合器44b向切换器46输入100[W]的信号。
另一方面，若从RF功率放大器43输出低输出(100[W])的RF信号，则介由方向性耦合器44a向切换器46输入0.01[W]的信号，并介由方向性耦合器44b向切换器46输入1[W]的信号。
若从RF功率放大器43输出10000[W]的RF信号，则切换器46采用从方向性耦合器44a输出的1[W]的信号来进行输出。若从RF功率放大器43输出100[W]的RF信号，则采用从方向性耦合器44b输出的1[W]的信号来进行输出。
AD转换器48基于作为与来自调制器42的输入电平信息对应的校正系数的耦合度来对输出值进行换算。即，AD转换器48在采用了方向性耦合器44a的输出信号的情况下，取方向性耦合器44a的输出信号的10000倍作为相当于10000[W]的输出来进行换算，在采用了方向性耦合器44b的输出信号的情况下，取方向性耦合器44b的输出信号的100倍作为相当于100[W]的输出来进行换算。
根据上述的方向性耦合器44a、44b的耦合度和RF信号的输出的例子，无论是高输出的信号还是低输出的信号，切换器46的输出均为1[W]。由此，无论是高输出侧还是低输出侧，信号电平均不易被噪声层或偏置影响，所以，检波以及AD转换的精确度提高。另外，即使是上述的例子以外的情况下，通过耦合度不同的多个方向性耦合器44a、44b，检波以及AD转换的精确度也将提高，这一点自不必说。
接着，图1所示的控制系统12基于来自操作者的操作进行MRI装置10整体的控制，并将从时序器30发送的实时数据转换为k空间数据，并根据此k空间数据对图像进行重构。此外，控制系统12在正式扫描(成像)前的预扫描时，计算对于被检体P整体或摄像部位的SAR。然后，在所计算的部分SAR超过上限值的情况下，进行警告显示后，以部分SAR不超过上限值的方式变更脉冲时序，在验证了向被检体P的照射量不超过部分SAR的上限值之后，进行正式扫描。所谓预扫描是指正式扫描之前进行的扫描，其目的至少包含发送增益的调整。
以上，对第1实施方式的MRI装置10的预扫描时的作用进行了说明。但是，上述的预扫描时的作用也能够应用到正式扫描时的作用。接下来，使用图4，对正式扫描时的作用加以说明。
从发送线圈26向通过静磁场而处于热平衡状态的原子核自旋发送RF信号，由此，能够使原子核自旋以某角度倾斜(激励)。该角度被称为“翻转角(flip angle)”。首先，在先于正式扫描的预扫描中，测定RF电平、即、作为基准的翻转角(例如，90度)的激励脉冲的情况下的RF信号的输出。RF电平在发送线圈26的负荷条件不同的情况下，例如，被检体P不同的情况下(体厚不同的情况下)、虽然是同一被检体P但发送线圈26与被检体P的位置关系不同的情况下(摄像部位不同的情况下)，一般测定不同的值。
接着，基于RF电平，按包含于脉冲时序的RF脉冲(包含前脉冲以及激励脉冲)设定RF信号的输出。然后，通过自动功率控制(APC)，以成为所设定的RF信号的输出的方式，对被输入到RF功率放大器43的信号的输入电平信息进行控制。在此，作为前脉冲的代表例，可举出STIR(shortTI inversion recovery)脉冲、CHESS(chemical shift selective)脉冲、SPIR(spectral presaturation with inversion recovery)脉冲、SPAIR(spectral attenuated inversion recovery)脉冲等脂肪抑制脉冲。所谓激励脉冲是用于使原子核自旋倾斜翻转角的量的脉冲。
如以上那样，基于RF电平，按包含于脉冲时序的RF脉冲设定RF信号的输出，基于RF信号的输出，能够按RF脉冲预测正式扫描中被输入到RF功率放大器43的信号的输入电平信息。
接下来，使用图4以及图6，对第1实施方式的MRI装置10的动作加以说明。
图6为表示第1实施方式的MRI装置10的动作的流程图。
MRI装置10基于操作者在摄像条件编辑画面上使用输入部36(图1中示出)输入的信息，设定被检体P的患者信息(体重、身高等)(步骤ST1)。
MRI装置10基于操作者在摄像条件编辑画面上使用输入部36(图1中示出)输入的信息，设定摄像部位以及摄像条件(步骤ST2)。作为摄像条件，设定脉冲时序的类别(包含RF脉冲的数量)、多切片的数量以及切片厚度等。
接着，MRI装置10执行被检体P的预扫描(步骤ST3)。MRI装置10在通过步骤ST3进行的预扫描中，基于通过步骤ST2设定的摄像部位，测定RF电平，即作为基准的翻转角(例如，90度)的激励脉冲的情况下的RF信号的输出(步骤ST31)。MRI装置10在通过步骤ST3进行的预扫描中，对通过步骤ST31进行测定时被输入到RF功率放大器43的信号的输入电平信息和阈值进行比较，由此来切换使被发送至发送线圈26的RF信号衰减的方向性耦合器44a、44b(步骤ST32)。RF电平按被检体P以及摄像部位产生变动。
MRI装置10在步骤ST3，对通过方向性耦合器44a或44b而被衰减的RF信号进行检波，并乘以与被输入到RF功率放大器43的信号的输入电平信息对应的校正系数来进行数字数据化，基于此数据，计算SAR(整体SAR、部分SAR)并显示于显示部35(图1中示出)(步骤ST33)。
接下来，MRI装置10对时序器30发送符合通过步骤ST2设定的摄像条件的时序信息，由此来执行被检体P的正式扫描(步骤ST4)。MRI装置10在步骤ST4中，按包含于通过步骤ST2设定的摄像条件的脉冲时序的RF脉冲(包含前脉冲以及激励脉冲)，设定基于通过步骤ST31测定的RF电平的RF信号的输出，并基于RF信号的输出，在正式扫描中按RF脉冲预测被输入到RF功率放大器43的信号的输入电平信息(步骤ST41)。MRI装置10在步骤ST4中，对通过步骤ST41预测的输入电平信息与阈值进行比较，由此对使被发送至发送线圈26的RF信号衰减的方向性耦合器44a、44b进行切换(步骤ST42)。
MRI装置10在步骤ST4中，对通过方向性耦合器44a或44b衰减的RF信号进行检波，并乘以与被输入到RF功率放大器43的信号的输入电平信息对应的校正系数来进行数字数据化，基于此数据，计算SAR(整体SAR、部分SAR)并显示于显示部35(图1中示出)(步骤ST43)。此外，MRI装置10在步骤ST4，根据在正式扫描中收集的实时数据对图像(二维图像、三维图像)进行重构并显示于显示部35(图1中示出)(步骤ST44)。通过步骤ST44，正式扫描中的SAR被监控。
通过第1实施方式的MRI装置10的发送部27，在预扫描时或正式扫描时，通过控制检波/AD转换时的RF信号的强度，即使在RF输出小的情况下，也能够正确且高精度地测定RF输出。由此，通过第1实施方式的MRI装置10，能够正确且高精度地计算SAR。
(第2实施方式)
图7为表示第2实施方式的MRI装置的硬件构成的示意图。
图7表示进行被检体(患者)P的摄像的第2实施方式的MRI装置10A。该MRI装置10A大体上包括摄像系统11A和控制系统12。
摄像系统11A具备：静磁场磁铁21、倾斜磁场线圈22、倾斜磁场电源装置23、诊察台24、诊察台控制部25、发送线圈26、发送部27A、接收线圈28a～28e、接收部29以及时序器30。
另外，在图7所示的第2实施方式的MRI装置10A中，对与图1所示的第1实施方式的MRI装置10相同的部件赋予相同的符号，并省略说明。
发送部27A与图1所示的发送部27同样地，基于从时序器30送出的脉冲时序执行数据，将对应于拉莫尔频率的RF脉冲发送至发送线圈26。
图8为表示第2实施方式的MRI装置10A的发送部27A的构成的图。
第2实施方式的MRI装置10A的发送部27A具备：基准RF发生器41、调制器42、RF功率放大器43、耦合度可变的方向性耦合器44A、检波器47、AD转换器48以及信号控制器49。通过耦合度可变的方向性耦合器44A、检波器47、AD转换器48以及信号控制器49，形成本实施方式的高频输出测定装置。
另外，在图8所示的发送部27A中，对与图4所示的发送部27相同的部件赋予相同的符号，并省略说明。
在具备耦合度可变的一个方向性耦合器44A的情况下，不需要切换器46(图4中示出)，通过方向性耦合器44A被衰减的RF信号直接被输出至检波器47。
方向性耦合器44A与传送路非接触地被配置于RF信号的传送路上，以可变的耦合度使被传送至发送线圈26的RF信号衰减并发送至检波器47。方向性耦合器44A为用于使RF信号的功率衰减的高频设备。方向性耦合器44A的输出信号通过MR信号处理基板的检波器47被检波，并通过AD转换器48被进行数字转换。AD转换器48在对检波器47的输出信号进行数字转换时，乘以来自调制器42的、与被输入RF功率放大器43的信号的输入电平信息对应的校正系数来进行数据化。AD转换器48的输出数据介由时序器30被发送至控制系统12(图7中示出)，并被用于在控制系统12中计算SAR。
作为用于变更方向性耦合器44A的耦合度的控制，将来自调制器42的、被输入到RF功率放大器43的信号的输入电平信息输入至信号控制器49。信号控制器49基于输入电平信息，变更方向性耦合器44A的耦合度。
图9为将第2实施方式的MRI装置10A的RF信号的衰减以及校正的内容作为表格来表示的图。
以能够应对高输出(10000～20000[W])的信号的方式，在不超过检波器47或AD转换器48的最大输入的范围内，设定耦合度可变的方向性耦合器44A的耦合度的上限。例如，考虑能够将耦合度可变的方向性耦合器44A的耦合度变更为1/10000倍的情况。若从RF功率放大器43输出高输出(10000[W])的RF信号，则介由方向性耦合器44A向检波器47输入1[W]的信号。
另一方面，以能够应对低输出(100[W])的信号的方式，设定耦合度可变的方向性耦合器44A的耦合度的下限。例如，考虑能够将耦合度可变的方向性耦合器44A的耦合度变更为1/100倍的情况。若从RF功率放大器43输出低输出(100[W])的RF信号，则介由方向性耦合器44A向检波器47输入1[W]的信号。
AD转换器48基于作为与来自调制器42的输入电平信息对应的校正系数的耦合度来对输出值进行换算。即，AD转换器48在耦合度为1/10000倍的情况下，取方向性耦合器44A的输出信号的10000倍作为相当于10000[W]的输出来进行换算，在耦合度为1/100倍的情况下，取方向性耦合器44A的输出信号的100倍作为相当于100[W]的输出来进行换算。
根据上述的方向性耦合器44A的耦合度和RF信号的输出的例子，无论是高输出的信号还是低输出的信号，方向性耦合器44A的输出均为1[W]。由此，无论是高输出侧还是低输出侧，信号电平均不易被噪声层或偏置影响，所以，检波以及AD转换的精确度提高。另外，即使是上述的例子以外的情况，通过耦合度可变的方向性耦合器44A，检波以及AD转换的精确度也将提高，这一点自不必说。
接着，图7所示的控制系统12在摄像前的预扫描时，进行对被检体P整体或摄像部位的SAR的计算。然后，在所计算的部分SAR超过上限值的情况下，进行警告显示后，以部分SAR不超过上限值的方式变更脉冲时序，在验证了向被检体P的照射量不超过部分SAR的上限值之后，进行正式扫描。
以上，对第2实施方式的MRI装置10A的预扫描时的作用进行了说明。但是，上述的预扫描时的作用能够如在第1实施方式的MRI装置10中所说明的那样应用于正式扫描时的作用。
接下来，使用图8以及图10，对第2实施方式的MRI装置10A的动作加以说明。
图10为表示第2实施方式的MRI装置10A的动作的流程图。
另外，在图10所示的流程图中，对与图6所示的流程图相同的步骤赋予相同的符号，并省略说明。
MRI装置10A在通过步骤ST3进行的预扫描中，对在通过步骤ST31进行的测定时被输入到RF功率放大器43的信号的输入电平信息与阈值进行比较，由此，对使被发送至发送线圈26的RF信号衰减的方向性耦合器44A的耦合度进行控制(步骤ST32′)。
MRI装置10A在步骤ST4中，对通过步骤ST41所预测的输入电平信息与阈值进行比较，由此，对使被发送至发送线圈26的RF信号衰减的方向性耦合器44A的耦合度进行控制(步骤ST42′)。
通过第2实施方式的MRI装置10A的发送部27A，在预扫描时或正式扫描时，通过控制检波/AD转换时的RF信号的强度，即使在RF输出小的情况下，也能够正确且高精度地测定RF输出。由此，通过第2实施方式的MRI装置10A，能够正确且高精度地计算SAR。
以上，对本发明的几个实施方式进行了说明，但这些实施方式是作为例子提出的，其意图并不在于限定发明的范围。这些新颖的实施方式能够通过其他各种方式加以实施，在不脱离发明的主旨的范围内，能够进行各种省略、置换、变更。这些实施方式及其变形包含于发明的范围和主旨内，并包含于权利要求书所述的的发明及其等同范围内。

Claims (8)

1.一种磁共振成像装置的高频输出测定装置，具备：
耦合度不同的多个方向性耦合器，使由高频信号发生器产生并由高频功率放大器放大的高频信号衰减；
比较器，对输入到上述高频功率放大器的信号的输入电平信息与阈值进行比较；
切换器，基于上述比较结果，切换至上述多个方向性耦合器中的某一方向性耦合器，由此，输出通过上述一个方向性耦合器而被衰减的高频信号；以及
转换器，对通过上述一个方向性耦合器而被衰减的高频信号进行数字转换并加以输出。
2.一种磁共振成像装置的高频输出测定装置，具备：
耦合度可变的方向性耦合器，使由高频信号发生器产生并由高频功率放大器放大的高频信号衰减；
信号控制器，控制上述方向性耦合器的耦合度；以及
转换器，对来自上述方向性耦合器的高频信号进行数字转换并加以输出。
3.根据权利要求2所述的高频输出测定装置，其中，
上述信号控制器基于被输入到上述高频功率放大器的信号的输入电平信息，控制上述方向性耦合器的耦合度。
4.一种磁共振成像装置，具备：
静磁场磁铁，产生静磁场；
倾斜磁场线圈，产生磁场强度变化的倾斜磁场；
发送线圈，其为产生高频磁场的高频线圈；
高频功率放大器，将由高频信号发生器产生的高频信号放大并赋予上述发送线圈；
耦合度不同的多个方向性耦合器，使由上述高频功率放大器放大的高频信号衰减；
比较器，对输入到上述高频放大器的信号的输入电平信息与阈值进行比较；
切换器，基于上述比较结果，切换至上述多个方向性耦合器中的某一方向性耦合器，由此，输出通过上述一个方向性耦合器而被衰减的高频信号；
转换器，对通过上述一个方向性耦合器而被衰减的高频信号进行数字转换并加以输出；以及
运算器，基于从上述转换器被输出的高频信号，计算比吸收率。
5.根据权利要求4所述的磁共振成像装置，其中，
上述输入电平信息是基于高频电平预测的，该高频电平为作为基准的翻转角的激励脉冲的情况下的高频信号的输出。
6.根据权利要求5所述的磁共振成像装置，其中，
上述高频电平是按被检体以及按摄像部位而测定的。
7.根据权利要求5或6所述的磁共振成像装置，其中，
上述输入电平信息是基于上述高频电平，并按包含于脉冲时序中的高频脉冲而设定的。
8.根据权利要求7所述的磁共振成像装置，其中，
包含于上述脉冲时序的上述高频脉冲包含前脉冲以及激励脉冲。
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