JP2013132498A

JP2013132498A - Magnetic resonance imaging apparatus

Info

Publication number: JP2013132498A
Application number: JP2011286153A
Authority: JP
Inventors: Haruki Nakamura; 治貴中村; Kazuyuki Fukushima; 和幸副島; Sojuro Kato; 荘十郎加藤
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2011-12-27
Filing date: 2011-12-27
Publication date: 2013-07-08
Anticipated expiration: 2031-12-27
Also published as: JP5925486B2

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an MRI apparatus capable of eliminating the unevenness of RF magnetic fields during a main scan.SOLUTION: The magnetic resonance imaging apparatus includes a transmission part, a phase detection part, and a correction part. The transmission part transmits high-frequency pulses to a plurality of transmission channels of a transmission coil. The phase detection part detects phase difference among the high-frequency pulses transmitted by the transmission part. The correction part corrects the phase difference among the high-frequency pulses transmitted by the transmission part by comparing the phase difference detected by the phase detection part with predetermined phase difference when a subject is imaged.

Description

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。 Embodiments described herein relate generally to a magnetic resonance imaging apparatus.

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。 2. Description of the Related Art A magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter referred to as an MRI (Magnetic Resonance Imaging) apparatus) is an apparatus that images a subject using a magnetic resonance phenomenon. Specifically, the magnetic resonance imaging apparatus sends a high-frequency pulse (hereinafter referred to as RF (Radio Frequency) pulse) to the transmission coil to cause a current to flow through the transmission coil, and the high-frequency magnetic field (hereinafter referred to as RF magnetic field) flows through the transmission coil. Is generated. Then, the magnetic resonance imaging apparatus detects a magnetic resonance (MR) signal emitted from a subject located in the RF magnetic field (B1) generated by the transmission coil, and magnetic resonance based on the detected MR signal. Reconstruct an image (MRI image).

このようなＭＲＩ装置は、ＲＦ磁場をマルチチャンネルにより発生させ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、各々のチャンネルに送信するＲＦパルスの振幅や位相を調整する。このようなマルチチャンネルの送信コイルを有するＭＲＩ装置は、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。ただし、環境変化等の原因により、各チャンネルに送信するＲＦパルスの位相差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。 Such an MRI apparatus may have a transmission coil that generates an RF magnetic field by multiple channels. When the transmission coil is multi-channel, the MRI apparatus adjusts the amplitude and phase of the RF pulse transmitted to each channel. It is considered that an MRI apparatus having such a multi-channel transmission coil can maintain the uniformity of the RF magnetic field and expand the sensitivity region. However, it is known that the RF magnetic field distribution becomes non-uniform as a result of a shift in the phase difference of the RF pulses transmitted to each channel due to environmental changes or the like.

特開平５−２３３１５号公報Japanese Patent Laid-Open No. 5-23315

本発明が解決しようとする課題は、本スキャン中にＲＦ磁場の不均一を改善することができるＭＲＩ装置を提供することである。 The problem to be solved by the present invention is to provide an MRI apparatus capable of improving the non-uniformity of the RF magnetic field during the main scan.

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、位相検出部と、補正部とを備える。送信部は、送信コイルが有する複数の送信チャンネルそれぞれに高周波パルスを送信する。位相検出部は、前記送信部によって送信された高周波パルス間の位相差を検出する。補正部は、被検体を撮像している場合に、前記位相検出部によって検出された位相差と予め定めた位相差との比較により、前記送信部によって送信される高周波パルス間の位相差を補正する。 The magnetic resonance imaging apparatus of the embodiment includes a transmission coil, a transmission unit, a phase detection unit, and a correction unit. The transmission unit transmits a high frequency pulse to each of a plurality of transmission channels included in the transmission coil. The phase detector detects a phase difference between the high frequency pulses transmitted by the transmitter. The correction unit corrects the phase difference between the high-frequency pulses transmitted by the transmission unit by comparing the phase difference detected by the phase detection unit and a predetermined phase difference when imaging the subject. To do.

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。FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration example of the MRI apparatus according to the first embodiment. 図２は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の要部構成例を示すブロック図である。FIG. 2 is a block diagram illustrating a configuration example of a main part of the MRI apparatus according to the first embodiment. 図３は、第１の実施形態に係る送信条件記憶部の一例を示す図である。FIG. 3 is a diagram illustrating an example of a transmission condition storage unit according to the first embodiment. 図４は、第１の実施形態に係るＲＦ送信制御ユニットによる位相差の補正処理手順を示すフローチャートである。FIG. 4 is a flowchart illustrating a phase difference correction processing procedure performed by the RF transmission control unit according to the first embodiment.

（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。 (First embodiment)
FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration example of the MRI apparatus 1 according to the first embodiment.

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。 The static magnetic field magnet 110 is formed in a hollow cylindrical shape, and generates a uniform static magnetic field in the internal space. For example, the static magnetic field magnet 110 is a permanent magnet, a superconducting magnet, or the like. The gradient coil 120 is formed in a hollow cylindrical shape and generates a gradient magnetic field in the internal space. Specifically, the gradient magnetic field coil 120 is disposed inside the static magnetic field magnet 110 and generates a gradient magnetic field upon receiving a current supplied from a gradient magnetic field power supply 11 described later.

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の実施形態におけるＲＦコイル１３０は、マルチチャンネルでＲＦ磁場を発生させる。例えば、ＲＦコイル１３０は、ＱＤ（Quadrature Detection）コイル、サドルコイル、バードケージ（Birdcage）コイル等である。以下では、ＲＦコイル１３０が２個のチャンネルｃｈ１及びｃｈ２によってＲＦ磁場を発生させるものとして説明する。 The RF coil 130 is a transmission / reception coil disposed in the opening of the static magnetic field magnet 110 so as to face the subject P. The RF coil 130 receives an RF pulse from the transmission unit 13 described later and generates an RF magnetic field. . Further, the RF coil 130 receives a magnetic resonance signal emitted from the hydrogen nucleus of the subject P by excitation. Note that the RF coil 130 in the first embodiment generates an RF magnetic field in multiple channels. For example, the RF coil 130 is a QD (Quadrature Detection) coil, a saddle coil, a birdcage coil, or the like. In the following description, it is assumed that the RF coil 130 generates an RF magnetic field by two channels ch1 and ch2.

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。 The couch device 141 has a top plate 142 on which the subject P is placed, and the top plate 142 on which the subject P is placed is inserted into the cavity (imaging port) of the RF coil 130. Normally, the bed apparatus 141 is installed so that the longitudinal direction is parallel to the central axis of the static magnetic field magnet 110.

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。 The gradient magnetic field power supply 11 supplies a current to the gradient magnetic field coil 120. The couch control unit 12 is a device that controls the couch device 141 under the control of the control unit 260 described later, and drives the couch device 141 to move the top plate 142 in the longitudinal direction and the vertical direction.

送信部１３は、後述するシーケンス制御部１５による制御に従って、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。 The transmission unit 13 transmits an RF pulse corresponding to the Larmor frequency to the RF coil 130 according to control by the sequence control unit 15 described later. Specifically, the transmission unit 13 includes an oscillation unit, a phase selection unit, a frequency conversion unit, an amplitude modulation unit, a high frequency power amplification unit, and the like. The oscillation unit generates a high-frequency signal having a resonance frequency unique to the target nucleus in the static magnetic field. The phase selection unit selects the phase of the high-frequency signal. The frequency conversion unit converts the frequency of the high-frequency signal output from the phase selection unit. The amplitude modulation unit modulates the amplitude of the high-frequency signal output from the frequency conversion unit according to, for example, a sinc function. The high frequency power amplification unit amplifies the high frequency signal output from the amplitude modulation unit.

上記の通り、ＲＦコイル１３０はチャンネルｃｈ１及びｃｈ２を有するので、送信部１３は、チャンネルｃｈ１とチャンネルｃｈ２に対して位相の異なるＲＦパルスを送信する。また、第１の実施形態における送信部１３は、チャンネルｃｈ１及びｃｈ２に送信したＲＦパルスを計算機システム２００にフィードバックする。これにより、計算機システム２００は、送信部１３からのフィードバック情報に基づいて、チャンネル間の位相差を補正する。なお、計算機システム２００による位相差の補正処理については後述する。 As described above, since the RF coil 130 has the channels ch1 and ch2, the transmitter 13 transmits RF pulses having different phases to the channels ch1 and ch2. In addition, the transmission unit 13 in the first embodiment feeds back the RF pulse transmitted to the channels ch1 and ch2 to the computer system 200. Thereby, the computer system 200 corrects the phase difference between channels based on the feedback information from the transmission unit 13. The phase difference correction process by the computer system 200 will be described later.

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。なお、受信部１４は、静磁場磁石１１０や傾斜磁場コイル１２０などを備える架台装置側に備えられていてもよい。 The receiving unit 14 detects the MR signal received by the RF coil 130 and generates data of the detected MR signal. Specifically, the receiving unit 14 includes a selector, a pre-stage amplifier, a phase detector, and an analog / digital converter. The selector selectively inputs the MR signal output from the RF coil 130. The pre-stage amplifier amplifies the MR signal output from the selector. The phase detector detects the phase of the MR signal output from the pre-stage amplifier. The analog / digital converter digitally converts the signal output from the phase detector to generate MR signal data, and transmits the generated MR signal data to the computer system 200 via the sequence control unit 15. The receiving unit 14 may be provided on the gantry device side including the static magnetic field magnet 110 and the gradient magnetic field coil 120.

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。 The sequence control unit 15 scans the subject P by driving the gradient magnetic field power supply 11, the transmission unit 13, and the reception unit 14 based on the sequence information transmitted from the computer system 200. The sequence control unit 15 drives the gradient magnetic field power source 11, the transmission unit 13, and the reception unit 14 and scans the subject P. As a result, the MR signal data is transmitted from the reception unit 14. Is transferred to the computer system 200.

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。 The sequence information refers to the strength of the power supplied from the gradient magnetic field power supply 11 to the gradient magnetic field coil 120 and the timing to supply the power, the strength of the high frequency signal transmitted from the transmitter 13 to the RF coil 130, and the timing to transmit the high frequency signal. This is information that defines a procedure for performing scanning, such as timing at which the receiving unit 14 detects an MR signal, in time series. That is, the amplitude and phase of the RF pulse transmitted by the transmission unit 13 are controlled by the computer system 200.

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。 The computer system 200 performs overall control of the MRI apparatus 1, collection of MR signal data, image reconstruction, and the like.

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。また、インタフェース部２１０は、送信部１３からフィードバック情報を受信した場合に、受信したフィードバック情報を制御部２６０に入力する。 The interface unit 210 controls input / output of various signals transmitted / received to / from the sequence control unit 15. For example, the interface unit 210 transmits sequence information to the sequence control unit 15 and receives MR signal data from the sequence control unit 15. Further, when receiving MR signal data, the interface unit 210 stores the received MR signal data in the storage unit 250. When the interface unit 210 receives feedback information from the transmission unit 13, the interface unit 210 inputs the received feedback information to the control unit 260.

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。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。 The input unit 220 receives various operations and information input from an operator, has a pointing device such as a mouse and a trackball, a keyboard, and the like, and cooperates with the display unit 230 to receive various operations. User Interface) is provided to the operator of the MRI apparatus 1. The display unit 230 displays various information such as image data under the control of the control unit 260 described later. A display device such as a liquid crystal display can be used as the display unit 230.

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、フーリエ変換等の再構成処理を行うことによってＭＲＩ画像を再構成し、再構成したＭＲＩ画像を記憶部２５０に格納する。 The image reconstruction unit 240 reconstructs an MRI image by performing reconstruction processing such as Fourier transform on the MR signal data stored in the storage unit 250 and stores the reconstructed MRI image in the storage unit 250. To do.

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によって格納されるＭＲＩ画像や、ＭＲＩ装置１において用いられるその他のデータを記憶する。また、第１の実施形態における記憶部２５０は、ＲＦコイル１３０のチャンネルｃｈ１に送信するＲＦパルスとチャンネルｃｈ２に送信するＲＦパルスとの位相差や、双方のＲＦパルスのパワー（振幅）等に関する送信条件を記憶する。かかる記憶部２５０が記憶する送信条件については後に説明する。なお、記憶部２５０は、例えば、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ（flash memory）などの半導体メモリ素子、ハードディスク、光ディスクなどである。 The storage unit 250 stores MR signal data received by the interface unit 210, MRI images stored by the image reconstruction unit 240, and other data used in the MRI apparatus 1. In addition, the storage unit 250 in the first embodiment transmits the phase difference between the RF pulse transmitted to the channel ch1 of the RF coil 130 and the RF pulse transmitted to the channel ch2, the power (amplitude) of both RF pulses, and the like. Memorize the conditions. The transmission conditions stored in the storage unit 250 will be described later. The storage unit 250 is, for example, a semiconductor memory device such as a RAM (Random Access Memory) or a flash memory, a hard disk, or an optical disk.

制御部２６０は、上述した各部を制御することによってＭＲＩ装置１を総括的に制御する。例えば、制御部２６０は、入力部２２０を介して操作者から入力される撮像条件に基づいてシーケンス実行データを生成し、生成したシーケンス実行データをシーケンス制御部１５に送信することでＭＲＩ装置１によるスキャンを制御する。なお、制御部２６０は、例えば、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）などの集積回路、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＭＰＵ（Micro Processing Unit）などの電子回路である。 The control unit 260 comprehensively controls the MRI apparatus 1 by controlling each unit described above. For example, the control unit 260 generates sequence execution data based on the imaging conditions input from the operator via the input unit 220 and transmits the generated sequence execution data to the sequence control unit 15, thereby causing the MRI apparatus 1 to Control the scan. The control unit 260 is, for example, an integrated circuit such as an ASIC (Application Specific Integrated Circuit) or FPGA (Field Programmable Gate Array), or an electronic circuit such as a CPU (Central Processing Unit) or MPU (Micro Processing Unit).

以上、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１は、制御部２６０による処理の下、被検体Ｐのスキャン中に、送信部１３からＲＦコイル１３０に送信されるＲＦパルスの位相差を動的に補正する。 As described above, the MRI apparatus 1 according to the first embodiment dynamically calculates the phase difference of the RF pulse transmitted from the transmission unit 13 to the RF coil 130 during the scan of the subject P under the process of the control unit 260. to correct.

図２は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１の要部構成例を示すブロック図である。送信条件記憶部２５１は、被検体Ｐを撮像する撮像条件に対応付けて、送信部１３から各チャンネルに送信するＲＦパルスの位相差やパワー等の送信条件を記憶する。図３に、第１の実施形態に係る送信条件記憶部２５１の一例を示す。図３に示した例では、送信条件記憶部２５１は、「撮像部位」、「位相差」、「パワー」といった項目を有する。 FIG. 2 is a block diagram illustrating a configuration example of a main part of the MRI apparatus 1 according to the first embodiment. The transmission condition storage unit 251 stores transmission conditions such as a phase difference and power of RF pulses transmitted from the transmission unit 13 to each channel in association with imaging conditions for imaging the subject P. FIG. 3 shows an example of the transmission condition storage unit 251 according to the first embodiment. In the example illustrated in FIG. 3, the transmission condition storage unit 251 includes items such as “imaging part”, “phase difference”, and “power”.

「撮像部位」は、撮像対象の部位を示す。図３では、送信条件記憶部２５１の「撮像部位」に、「頭部」、「腹部」といった情報が記憶される例を示している。「位相差」は、ＲＦコイル１３０のチャンネルｃｈ１に送信するＲＦパルスと、チャンネルｃｈ２に送信するＲＦパルスとの位相差を示し、予め定められた最適と想定される値を示す。「パワー」は、ＲＦコイル１３０のチャンネルｃｈ１に送信するＲＦパルスのパワーの最適値と、チャンネルｃｈ２に送信するＲＦパルスのパワーの最適値とを示し、予め定められた最適と想定される値を示す。 “Imaging part” indicates a part to be imaged. FIG. 3 illustrates an example in which information such as “head” and “abdomen” is stored in “imaging region” of the transmission condition storage unit 251. The “phase difference” indicates the phase difference between the RF pulse transmitted to the channel ch1 of the RF coil 130 and the RF pulse transmitted to the channel ch2, and represents a value assumed to be a predetermined optimum. “Power” indicates the optimum value of the power of the RF pulse transmitted to the channel ch1 of the RF coil 130 and the optimum value of the power of the RF pulse transmitted to the channel ch2, and is a value assumed to be a predetermined optimum. Show.

図３の例では、撮像部位が「頭部」である場合には、チャンネルｃｈ１に送信するＲＦパルスとチャンネルｃｈ２に送信するＲＦパルスとの最適な位相差が「１０５°」であり、チャンネルｃｈ１に送信するＲＦパルスの最適なパワーが「Ｐ１１」であり、チャンネルｃｈ２に送信するＲＦパルスの最適なパワーが「Ｐ１２」であることを示している。また、図３の例では、撮像部位が「腹部」である場合には、チャンネルｃｈ１及びｃｈ２に送信するＲＦパルスの最適な位相差が「１２０°」であり、チャンネルｃｈ１に送信するＲＦパルスの最適なパワーが「Ｐ２１」であり、チャンネルｃｈ２に送信するＲＦパルスの最適なパワーが「Ｐ２２」であることを示している。このように、撮像部位に応じて、ＲＦパルスの最適な位相差及び最適なパワーは異なる場合がある。 In the example of FIG. 3, when the imaging region is the “head”, the optimum phase difference between the RF pulse transmitted to the channel ch1 and the RF pulse transmitted to the channel ch2 is “105 °”, and the channel ch1 It is shown that the optimum power of the RF pulse transmitted to is “P11” and the optimum power of the RF pulse transmitted to the channel ch2 is “P12”. In the example of FIG. 3, when the imaging region is “abdomen”, the optimum phase difference between the RF pulses transmitted to the channels ch1 and ch2 is “120 °”, and the RF pulse transmitted to the channel ch1 is It shows that the optimum power is “P21” and the optimum power of the RF pulse transmitted to the channel ch2 is “P22”. Thus, the optimum phase difference and optimum power of the RF pulse may differ depending on the imaging region.

なお、送信条件記憶部２５１が記憶する各種情報は、ＭＲＩ装置１の管理者等によって予め記憶されているものとする。また、送信条件記憶部２５１に記憶されている各種情報は、管理者等によって更新されてもよい。 Note that various information stored in the transmission condition storage unit 251 is stored in advance by an administrator of the MRI apparatus 1 or the like. Various information stored in the transmission condition storage unit 251 may be updated by an administrator or the like.

図２の説明に戻って、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、図１に示した制御部２６０に含まれる処理部であり、送信条件記憶部２５１に記憶されているＲＦパルスの送信条件に基づいて、ＲＦパルスの位相や送信ゲインを制御する。具体的には、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、操作者によって入力部２２０を介して撮像部位が入力された場合に、入力された撮像部位に対応する送信条件（位相差、パワー等）を送信条件記憶部２５１から取得する。そして、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、かかる送信条件及び送信波形データをシーケンス制御部１５経由でＲＦ送信ユニット１３１に送信する。 Returning to the description of FIG. 2, the RF transmission control unit 261 is a processing unit included in the control unit 260 illustrated in FIG. 1, and based on the RF pulse transmission conditions stored in the transmission condition storage unit 251. Controls the phase and transmission gain of the RF pulse. Specifically, when an imaging part is input via the input unit 220 by the operator, the RF transmission control unit 261 sets a transmission condition (phase difference, power, etc.) corresponding to the input imaging part as the transmission condition. Obtained from the storage unit 251. Then, the RF transmission control unit 261 transmits such transmission conditions and transmission waveform data to the RF transmission unit 131 via the sequence control unit 15.

ここで、第１の実施形態に係るＲＦ送信制御ユニット２６１は、後述する位相検出器１３４から送信されるフィードバック情報（位相差）に基づいて、送信条件記憶部２５１から取得した位相差を補正し、補正後の位相差をＲＦ送信ユニット１３１に送信する。この点については、位相検出器１３４等を説明した後に再度説明する。 Here, the RF transmission control unit 261 according to the first embodiment corrects the phase difference acquired from the transmission condition storage unit 251 based on feedback information (phase difference) transmitted from the phase detector 134 described later. The phase difference after correction is transmitted to the RF transmission unit 131. This will be described again after describing the phase detector 134 and the like.

ＲＦ送信ユニット１３１は、上述した位相選択部、周波数変換部、振幅変調部等に対応する。具体的には、ＲＦ送信ユニット１３１は、ＲＦ送信制御ユニット２６１から受信した送信波形データをＤＡ（Digital to Analog）変換することにより、アナログ送信波形を生成する。さらに、ＲＦ送信ユニット１３１は、アナログ送信波形をチャンネルｃｈ１用のアナログ送信波形とチャンネルｃｈ２用のアナログ送信波形とに分配する。このとき、ＲＦ送信ユニット１３１は、ＲＦ送信制御ユニット２６１から受信した送信条件に基づいて、一方のチャンネル（ここでは、チャンネルｃｈ１とする）に送信するアナログ送信波形の位相及びパワーを固定した状態で、他方のチャンネル（ここでは、チャンネルｃｈ２とする）に送信するアナログ送信波形の位相及びパワーを制御する。すなわち、ＲＦ送信ユニット１３１は、チャンネルｃｈ１に送信するＲＦパルスとチャンネルｃｈ２に送信するＲＦパルスとの位相差及びパワー差と、ＲＦ送信制御ユニット２６１から受信した送信条件とが一致するように、チャンネルｃｈ２に送信するアナログ送信波形の位相及びパワーを制御する。そして、ＲＦ送信ユニット１３１は、このようにして生成したチャンネルｃｈ１用のアナログ送信波形をＲＦ増幅ユニット１３２ａに送信するとともに、チャンネルｃｈ２用のアナログ送信波形をＲＦ増幅ユニット１３２ｂに送信する。 The RF transmission unit 131 corresponds to the above-described phase selection unit, frequency conversion unit, amplitude modulation unit, and the like. Specifically, the RF transmission unit 131 generates an analog transmission waveform by performing DA (Digital to Analog) conversion on the transmission waveform data received from the RF transmission control unit 261. Further, the RF transmission unit 131 distributes the analog transmission waveform into an analog transmission waveform for channel ch1 and an analog transmission waveform for channel ch2. At this time, the RF transmission unit 131 fixes the phase and power of the analog transmission waveform to be transmitted to one channel (here, channel ch1) based on the transmission condition received from the RF transmission control unit 261. The phase and power of the analog transmission waveform transmitted to the other channel (here, channel ch2) are controlled. That is, the RF transmission unit 131 adjusts the channel so that the phase difference and the power difference between the RF pulse transmitted to the channel ch1 and the RF pulse transmitted to the channel ch2 coincide with the transmission conditions received from the RF transmission control unit 261. The phase and power of the analog transmission waveform transmitted to ch2 are controlled. Then, the RF transmission unit 131 transmits the analog transmission waveform for channel ch1 generated in this way to the RF amplification unit 132a, and transmits the analog transmission waveform for channel ch2 to the RF amplification unit 132b.

ＲＦ増幅ユニット１３２ａは、上述した高周波電力増幅部に対応し、ＲＦ送信ユニット１３１から受信したアナログ送信波形を増幅し、増幅後の信号であるＲＦパルスをＲＦコイル１３０のチャンネルｃｈ１に送信する。同様に、ＲＦ増幅ユニット１３２ｂは、ＲＦ送信ユニット１３１から受信したアナログ送信波形を増幅し、増幅後の信号であるＲＦパルスをＲＦコイル１３０のチャンネルｃｈ２に送信する。これにより、ＲＦコイル１３０のチャンネルｃｈ１及びｃｈ２は、ＲＦ磁場を発生させる。 The RF amplification unit 132a corresponds to the above-described high-frequency power amplification unit, amplifies the analog transmission waveform received from the RF transmission unit 131, and transmits an RF pulse, which is an amplified signal, to the channel ch1 of the RF coil 130. Similarly, the RF amplification unit 132b amplifies the analog transmission waveform received from the RF transmission unit 131, and transmits an RF pulse that is an amplified signal to the channel ch2 of the RF coil 130. Thereby, the channels ch1 and ch2 of the RF coil 130 generate an RF magnetic field.

また、方向性結合器１３３ａは、ＲＦ増幅ユニット１３２ａ内にＲＦ増幅ユニット１３２ａと非接触に設けられ、ＲＦ増幅ユニット１３２ａによって送信されるＲＦパルスを減衰させた上で位相検出器１３４に入力する。同様に、方向性結合器１３３ｂは、ＲＦ増幅ユニット１３２ｂによって送信されるＲＦパルスを減衰させた上で位相検出器１３４に入力する。 The directional coupler 133a is provided in the RF amplification unit 132a in a non-contact manner with the RF amplification unit 132a, and attenuates an RF pulse transmitted by the RF amplification unit 132a and inputs the attenuated RF pulse to the phase detector 134. Similarly, the directional coupler 133b attenuates the RF pulse transmitted by the RF amplification unit 132b and inputs it to the phase detector 134.

位相検出器１３４は、方向性結合器１３３ａから入力された減衰後のＲＦパルスと、方向性結合器１３３ｂから入力された減衰後のＲＦパルスとの位相差を検出し、検出した位相差をフィードバック情報としてＲＦ送信制御ユニット２６１に送信する。すなわち、位相検出器１３４は、送信部１３によってＲＦコイル１３０のチャンネルｃｈ１に送信されるＲＦパルスと、送信部１３によってチャンネルｃｈ２に送信されるＲＦパルスとの位相差をＲＦ送信制御ユニット２６１に送信することとなる。なお、位相検出器１３４は、ＲＦ送信制御ユニット２６１の内部に設けられてもよいし、送信部１３の内部に設けられてもよいし、ＲＦ送信制御ユニット２６１及び送信部１３とは別体にＭＲＩ装置１の内部に設けられてもよい。 The phase detector 134 detects the phase difference between the attenuated RF pulse input from the directional coupler 133a and the attenuated RF pulse input from the directional coupler 133b, and feeds back the detected phase difference. Information is transmitted to the RF transmission control unit 261 as information. That is, the phase detector 134 transmits the phase difference between the RF pulse transmitted to the channel ch1 of the RF coil 130 by the transmitter 13 and the RF pulse transmitted to the channel ch2 by the transmitter 13 to the RF transmission control unit 261. Will be. The phase detector 134 may be provided inside the RF transmission control unit 261, may be provided inside the transmission unit 13, or is separate from the RF transmission control unit 261 and the transmission unit 13. It may be provided inside the MRI apparatus 1.

そして、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、位相検出器１３４から受信した位相差と、ＲＦ送信ユニット１３１に送信している位相差とを比較し、双方の位相差の差異（誤差）が所定の閾値以上である場合には、ＲＦ送信ユニット１３１に送信する位相差を補正する。このように、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、位相差の誤差が閾値より小さく許容範囲である場合には補正処理を行わないので、補正処理にかかる負荷増大を防止することができる。 Then, the RF transmission control unit 261 compares the phase difference received from the phase detector 134 with the phase difference transmitted to the RF transmission unit 131, and the difference (error) in both phase differences is equal to or greater than a predetermined threshold value. If so, the phase difference transmitted to the RF transmission unit 131 is corrected. As described above, the RF transmission control unit 261 does not perform the correction process when the phase difference error is smaller than the threshold value and is within the allowable range, so that it is possible to prevent an increase in the load on the correction process.

図３に示した例を用いて説明する。ここでは、操作者によって「頭部」を撮像することが設定されたものとする。かかる場合に、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、送信条件記憶部２５１から撮像部位「頭部」に対応する位相差「１０５°」を取得し、取得した位相差「１０５°」をＲＦ送信ユニット１３１に送信する。その後、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、位相検出器１３４から位相差「１０５°」を受信した場合には、チャンネルｃｈ１及びｃｈ２に送信されるＲＦパルスの位相差が最適な位相差「１０５°」と同一であるので、ＲＦ送信ユニット１３１に対して位相差「１０５°」を送信し続ける。 This will be described using the example shown in FIG. Here, it is assumed that the imaging of the “head” is set by the operator. In such a case, the RF transmission control unit 261 acquires the phase difference “105 °” corresponding to the imaging region “head” from the transmission condition storage unit 251, and the acquired phase difference “105 °” to the RF transmission unit 131. Send. Thereafter, when the RF transmission control unit 261 receives the phase difference “105 °” from the phase detector 134, the phase difference between the RF pulses transmitted to the channels ch1 and ch2 is the optimum phase difference “105 °”. Since they are the same, the phase difference “105 °” is continuously transmitted to the RF transmission unit 131.

一方、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、位相検出器１３４から位相差「９０°」を受信した場合には、かかる位相差「９０°」が最適な位相差「１０５°」と異なるので、ＲＦ送信ユニット１３１に送信する位相差「１０５°」を補正する。この例において、送信部１３は、チャンネルｃｈ１に送信するＲＦパルスとチャンネルｃｈ２に送信するＲＦパルスとの位相差が「１０５°」となるようにＲＦパルスの送信処理を行っているにもかかわらず、かかる位相差「１０５°」と「−１５°」の誤差がある位相差「９０°」のＲＦパルスを送信している。このような誤差は、ＲＦ増幅ユニット１３２ａ及び１３２ｂによる個体差や、ＭＲＩ装置１の起動後に送信部１３内の各回路素子が温まることにより生じることがある。 On the other hand, when the RF transmission control unit 261 receives the phase difference “90 °” from the phase detector 134, the phase difference “90 °” is different from the optimum phase difference “105 °”. The phase difference “105 °” transmitted to 131 is corrected. In this example, the transmission unit 13 performs the RF pulse transmission process so that the phase difference between the RF pulse transmitted to the channel ch1 and the RF pulse transmitted to the channel ch2 is “105 °”. The RF pulse having the phase difference “90 °” having the error of the phase difference “105 °” and “−15 °” is transmitted. Such an error may be caused by individual differences between the RF amplification units 132a and 132b, or when each circuit element in the transmission unit 13 is warmed after the MRI apparatus 1 is activated.

そこで、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、例えば、最適な位相差「１０５°」に「１５°」を加算した位相差「１２０°」をＲＦ送信ユニット１３１に送信する。このとき、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、ＲＦ送信ユニット１３１に送信した位相差「１２０°」を所定の記憶部に保持しておく。送信部１３は、位相差が「１０５°」であるＲＦパルスをチャンネルｃｈ１及びｃｈ２に送信するように処理した場合に、位相差「９０°」のＲＦパルスを送信するので、位相差が「１２０°」であるＲＦパルスをチャンネルｃｈ１及びｃｈ２に送信するように処理した場合には、「１２０°」と「−１５°」の誤差がある位相差「１０５°」のＲＦパルスを送信することが期待できる。これにより、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、被検体Ｐをスキャンしている最中（本スキャン中）であっても、送信部１３に最適な位相差を有するＲＦパルスをＲＦコイル１３０のチャンネルｃｈ１及びｃｈ２に送信させることができるので、ＲＦ磁場の不均一を改善することができる。 Therefore, the RF transmission control unit 261 transmits, for example, the phase difference “120 °” obtained by adding “15 °” to the optimum phase difference “105 °” to the RF transmission unit 131. At this time, the RF transmission control unit 261 holds the phase difference “120 °” transmitted to the RF transmission unit 131 in a predetermined storage unit. The transmitter 13 transmits the RF pulse having the phase difference “90 °” when the RF pulse having the phase difference “105 °” is transmitted to the channels ch1 and ch2, so that the phase difference is “120”. When processing is performed so that the RF pulse of “°” is transmitted to the channels ch1 and ch2, the RF pulse of the phase difference “105 °” having an error of “120 °” and “−15 °” may be transmitted. I can expect. As a result, the RF transmission control unit 261 transmits the RF pulse having the optimum phase difference to the transmission unit 13 even when the subject P is being scanned (during the main scan) and the channel ch1 and the channel ch1 of the RF coil 130. Since it can be transmitted to ch2, nonuniformity of the RF magnetic field can be improved.

また、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、位相差「１２０°」をＲＦ送信ユニット１３１に送信した後に、位相検出器１３４から受信した位相差と最適な位相差「１０５°」との誤差が所定の閾値以上である場合には、かかる誤差に基づいて、前述の所定の記憶部に保持しておいた位相差「１２０°」を補正し、補正後の位相差をＲＦ送信ユニット１３１に送信する。かかる場合にも、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、補正後の位相差を所定の記憶部に保持しておく。 Further, after transmitting the phase difference “120 °” to the RF transmission unit 131, the RF transmission control unit 261 has an error between the phase difference received from the phase detector 134 and the optimum phase difference “105 °” as a predetermined threshold value. If so, the phase difference “120 °” held in the predetermined storage unit is corrected based on the error, and the corrected phase difference is transmitted to the RF transmission unit 131. Also in such a case, the RF transmission control unit 261 holds the corrected phase difference in a predetermined storage unit.

このようにして、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、位相検出器１３４によって検出される位相差と、予め定めた最適と想定される位相差との誤差が所定の閾値以下になるまで、ＲＦ送信ユニット１３１に送信する位相差を補正する。このように、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、ＲＦコイル１３０によって送信されるＲＦパルス間の位相差を補正する補正部として動作する。 In this manner, the RF transmission control unit 261 performs the RF transmission unit 131 until the error between the phase difference detected by the phase detector 134 and the phase difference that is assumed to be optimum is equal to or less than a predetermined threshold value. Correct the phase difference to be transmitted to. As described above, the RF transmission control unit 261 operates as a correction unit that corrects a phase difference between RF pulses transmitted by the RF coil 130.

なお、上記例の位相差はあくまで一例である。例えば、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、最適な位相差と位相検出器１３４により検出された位相差との誤差が「−１５°」であっても、ＲＦ送信ユニット１３１に送信する位相差を「１５°」補正することを要しない。例えば、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、誤差が「−１５°」であっても、ＲＦ送信ユニット１３１に送信する位相差を「５°」だけ補正してもよい。 Note that the phase difference in the above example is merely an example. For example, even if the error between the optimum phase difference and the phase difference detected by the phase detector 134 is “−15 °”, the RF transmission control unit 261 sets the phase difference to be transmitted to the RF transmission unit 131 to “15”. “No correction” is required. For example, even if the error is “−15 °”, the RF transmission control unit 261 may correct the phase difference transmitted to the RF transmission unit 131 by “5 °”.

図４は、第１の実施形態に係るＲＦ送信制御ユニット２６１による位相差の補正処理手順を示すフローチャートである。なお、図４に示した処理手順は、ＭＲＩ装置１によって被検体Ｐをスキャンする本スキャンが実行されている間、ＲＦ送信制御ユニット２６１によって行われる。 FIG. 4 is a flowchart illustrating a phase difference correction processing procedure performed by the RF transmission control unit 261 according to the first embodiment. The processing procedure shown in FIG. 4 is performed by the RF transmission control unit 261 while the main scan for scanning the subject P is performed by the MRI apparatus 1.

図４に示すように、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、ＭＲＩ装置１によって被検体Ｐの撮像（本スキャン）が開始された場合に、操作者によって設定された撮像部位に対応する送信条件を送信条件記憶部２５１から取得する（ステップＳ１０１）。例えば、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、送信条件として、図３に例示した位相差やパワーを取得する。なお、ここでは、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、位相差αを取得したものとする。 As shown in FIG. 4, when the MRI apparatus 1 starts imaging (main scan) of the subject P, the RF transmission control unit 261 sets a transmission condition corresponding to the imaging region set by the operator. Obtained from the storage unit 251 (step S101). For example, the RF transmission control unit 261 acquires the phase difference and power illustrated in FIG. 3 as the transmission conditions. Here, it is assumed that the RF transmission control unit 261 has acquired the phase difference α.

続いて、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、送信条件記憶部２５１から取得した位相差αを送信部１３に送信する（ステップＳ１０２）。これにより、送信部１３は、位相差αに基づいて、ＲＦコイル１３０のチャンネルｃｈ１にＲＦパルスを送信するとともに、ＲＦコイル１３０のチャンネルｃｈ２にＲＦパルスを送信する。 Subsequently, the RF transmission control unit 261 transmits the phase difference α acquired from the transmission condition storage unit 251 to the transmission unit 13 (step S102). Thereby, the transmission unit 13 transmits an RF pulse to the channel ch1 of the RF coil 130 and transmits an RF pulse to the channel ch2 of the RF coil 130 based on the phase difference α.

続いて、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、送信部１３によってチャンネルｃｈ１に送信されたＲＦパルスと、送信部１３によってチャンネルｃｈ２に送信されたＲＦパルスとの位相差（ここでは位相差βとする）を受信する（ステップＳ１０３）。かかる場合に、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、位相差αと位相差βとの差異が所定の閾値γよりも小さいか否かを判定する（ステップＳ１０４）。 Subsequently, the RF transmission control unit 261 calculates a phase difference (here, referred to as a phase difference β) between the RF pulse transmitted to the channel ch1 by the transmission unit 13 and the RF pulse transmitted to the channel ch2 by the transmission unit 13. Receive (step S103). In such a case, the RF transmission control unit 261 determines whether or not the difference between the phase difference α and the phase difference β is smaller than a predetermined threshold value γ (step S104).

このとき、位相差αと位相差βとの差異が閾値γよりも小さい場合には（ステップＳ１０４で「Ｙｅｓ」）、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、ステップＳ１０２における処理に戻る。一方、位相差αと位相差βとの差異が閾値γ以上である場合には（ステップＳ１０４で「Ｎｏ」）、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、位相差αと位相差βとの差異に基づいて、送信部１３に送信した位相差αを補正する（ステップＳ１０５）。そして、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、補正後の位相差αを送信部１３に送信する（ステップＳ１０２）。 At this time, if the difference between the phase difference α and the phase difference β is smaller than the threshold γ (“Yes” in step S104), the RF transmission control unit 261 returns to the process in step S102. On the other hand, when the difference between the phase difference α and the phase difference β is greater than or equal to the threshold value γ (“No” in step S104), the RF transmission control unit 261 determines that the difference between the phase difference α and the phase difference β is based on the difference. Then, the phase difference α transmitted to the transmission unit 13 is corrected (step S105). Then, the RF transmission control unit 261 transmits the corrected phase difference α to the transmission unit 13 (step S102).

上述したように、第１の実施形態によれば、本スキャン中にＲＦ磁場の不均一を改善することができる。 As described above, according to the first embodiment, the non-uniformity of the RF magnetic field can be improved during the main scan.

（第２の実施形態）
上述したＭＲＩ装置１は、上記第１の実施形態例以外にも種々の異なる形態にて実施されてよい。そこで、第２の実施形態では、上記のＭＲＩ装置１の他の実施形態について説明する。 (Second Embodiment)
The MRI apparatus 1 described above may be implemented in various different forms other than the first embodiment. Therefore, in the second embodiment, another embodiment of the MRI apparatus 1 will be described.

上記第１の実施形態では、ＲＦコイル１３０が２個のチャンネルによりＲＦ磁場を発生させる例を示した。しかし、ＭＲＩ装置１は、３個以上のチャンネルによりＲＦ磁場を発生させるＲＦコイル１３０を有してもよい。例えば、ＲＦコイル１３０がチャンネルｃｈ１〜ｃｈ３を有する場合には、上記の送信条件記憶部２５１は、チャンネルｃｈ１とチャンネルｃｈ２との最適な位相差と、チャンネルｃｈ１とチャンネルｃｈ３との最適な位相差とを記憶する。そして、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、位相検出器１３４から、送信部１３によってチャンネルｃｈ１に送信されたＲＦパルスとチャンネルｃｈ２に送信されたＲＦパルスとの位相差を受信するとともに、送信部１３によってチャンネルｃｈ１に送信されたＲＦパルスとチャンネルｃｈ３に送信されたＲＦパルスとの位相差を受信する。そして、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、送信部１３に送信したチャンネルｃｈ１及びｃｈ２の位相差と、位相検出器１３４から受信したチャンネルｃｈ１及びｃｈ２の位相差とを比較することにより、送信部１３に送信するチャンネルｃｈ１及びｃｈ２の位相差を補正する。同様にして、ＲＦ送信制御ユニット２６１は、送信部１３に送信するチャンネルｃｈ１及びｃｈ３の位相差を補正する。 In the first embodiment, the example in which the RF coil 130 generates the RF magnetic field using two channels has been described. However, the MRI apparatus 1 may include an RF coil 130 that generates an RF magnetic field using three or more channels. For example, when the RF coil 130 has channels ch1 to ch3, the transmission condition storage unit 251 has an optimum phase difference between the channels ch1 and ch2 and an optimum phase difference between the channels ch1 and ch3. Remember. The RF transmission control unit 261 receives, from the phase detector 134, the phase difference between the RF pulse transmitted to the channel ch1 by the transmission unit 13 and the RF pulse transmitted to the channel ch2, and the channel by the transmission unit 13. The phase difference between the RF pulse transmitted to ch1 and the RF pulse transmitted to channel ch3 is received. Then, the RF transmission control unit 261 transmits to the transmission unit 13 by comparing the phase difference between the channels ch1 and ch2 transmitted to the transmission unit 13 and the phase difference between the channels ch1 and ch2 received from the phase detector 134. The phase difference between the channels ch1 and ch2 to be corrected is corrected. Similarly, the RF transmission control unit 261 corrects the phase difference between the channels ch1 and ch3 transmitted to the transmission unit 13.

また、上記第１の実施形態において、ＭＲＩ装置１のＲＦ送信制御ユニット２６１は、送信部１３に送信する位相差を常に補正するのではなく、所定の時間毎（例えば、５分毎や３０分毎）に位相差の補正処理を行ってもよい。 Further, in the first embodiment, the RF transmission control unit 261 of the MRI apparatus 1 does not always correct the phase difference transmitted to the transmission unit 13, but every predetermined time (for example, every 5 minutes or 30 minutes). You may perform a phase difference correction process every time.

また、図示した各装置の各構成要素は機能概念的なものであり、必ずしも物理的に図示の如く構成されていることを要しない。すなわち、各装置の分散・統合の具体的形態は図示のものに限られず、その全部または一部を、各種の負荷や使用状況などに応じて、任意の単位で機能的または物理的に分散・統合して構成することができる。更に、各装置にて行われる各処理機能は、その全部または任意の一部が、ＣＰＵおよび当該ＣＰＵにて解析実行されるプログラムにて実現され、あるいは、ワイヤードロジックによるハードウェアとして実現され得る。 Further, each component of each illustrated apparatus is functionally conceptual, and does not necessarily need to be physically configured as illustrated. In other words, the specific form of distribution / integration of each device is not limited to that shown in the figure, and all or a part thereof may be functionally or physically distributed or arbitrarily distributed in arbitrary units according to various loads or usage conditions. Can be integrated and configured. Furthermore, all or a part of each processing function performed in each device may be realized by a CPU and a program that is analyzed and executed by the CPU, or may be realized as hardware by wired logic.

また、上述の実施形態で説明した位相差補正方法は、あらかじめ用意された位相差補正プログラムをパーソナルコンピュータやワークステーションなどのコンピュータで実行することによって実現することができる。この位相差補正プログラムは、インターネットなどのネットワークを介して配布することができる。また、このプログラムは、ハードディスク、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＣＤ−ＲＯＭ、ＭＯ、ＤＶＤなどのコンピュータで読み取り可能な記録媒体に記録され、コンピュータによって記録媒体から読み出されることによって実行することもできる。 In addition, the phase difference correction method described in the above embodiment can be realized by executing a phase difference correction program prepared in advance on a computer such as a personal computer or a workstation. This phase difference correction program can be distributed via a network such as the Internet. The program can also be executed by being recorded on a computer-readable recording medium such as a hard disk, a flexible disk (FD), a CD-ROM, an MO, and a DVD and being read from the recording medium by the computer.

以上説明したとおり、第１及び第２の実施形態によれば、ＲＦ磁場の不均一を改善することができる。 As described above, according to the first and second embodiments, the nonuniformity of the RF magnetic field can be improved.

発明の技術的範囲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。 Although several embodiments of the technical scope of the invention have been described, these embodiments have been presented by way of example and are not intended to limit the scope of the invention. These embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the spirit of the invention. These embodiments and their modifications are included in the scope and gist of the invention, and are also included in the invention described in the claims and the equivalents thereof.

１ＭＲＩ装置
１３送信部
１４受信部
１２０傾斜磁場コイル
１３０ＲＦコイル
１３１ＲＦ送信ユニット
１３２ａＲＦ増幅ユニット
１３２ｂＲＦ増幅ユニット
１３３ａ方向性結合器
１３３ｂ方向性結合器
１３４位相検出器
２４０画像再構成部
２５１送信条件記憶部
２６１ＲＦ送信制御ユニット DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 MRI apparatus 13 Transmission part 14 Reception part 120 Gradient magnetic field coil 130 RF coil 131 RF transmission unit 132a RF amplification unit 132b RF amplification unit 133a Directional coupler 133b Directional coupler 134 Phase detector 240 Image reconstruction part 251 Transmission conditions Storage unit 261 RF transmission control unit

Claims

A transmission unit that transmits a high-frequency pulse to each of a plurality of transmission channels of the transmission coil;
A phase detector for detecting a phase difference between high-frequency pulses transmitted by the transmitter;
A correction unit that corrects a phase difference between high-frequency pulses transmitted by the transmission unit by comparing a phase difference detected by the phase detection unit with a predetermined phase difference when imaging a subject; A magnetic resonance imaging apparatus comprising:

The correction unit is
When the difference between the phase difference detected by the phase detector and a predetermined phase difference is equal to or greater than a predetermined threshold, the phase difference between the high-frequency pulses transmitted by the transmitter is corrected. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1.

A transmission condition storage unit that stores a phase difference between the high-frequency pulses in association with an imaging condition for imaging the subject;
The correction unit is
A phase difference corresponding to an imaging condition for imaging the subject is acquired from the transmission condition storage unit, and a phase difference between high-frequency pulses transmitted by the transmission unit is corrected using the acquired phase difference. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 or 2.

The correction unit is
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein a phase difference between high-frequency pulses transmitted by the transmission unit is corrected every predetermined time.