JP2015058009A

JP2015058009A - 磁気共鳴イメージング装置

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Publication number: JP2015058009A
Application number: JP2013191262A
Authority: JP
Inventors: 敦士太田; Atsushi Ota
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2013-09-17
Filing date: 2013-09-17
Publication date: 2015-03-30

Abstract

【課題】チャンネル毎に設定(意図)した振幅及び位相のRFパルスを精度よく出力することが可能にする。
【解決手段】位相変調されたRFパルス波形のデジタルデータをチャンネル毎に生成する多チャンネルデジタル波形生成部と、多チャンネルデジタル波形生成部でチャンネル毎に生成されたデジタル波形データをチャンネル毎にアナログ信号に変換してアナログRFパルスを出力する多チャンネルアナログ波形生成部と、を備える。そして、多チャンネルアナログ波形生成部は、アナログRFパルスの位相と振幅の内の少なくとも一方を調整する調整部をチャンネル毎に備える。
【選択図】図2

Description

本発明は、核磁気共鳴を利用して被検体の所望箇所を画像化する磁気共鳴イメージング装置において、複数チャンネルでの高周波磁場パルスの照射技術に関する。

磁気共鳴イメージング装置(以下MRI装置と記す)は、核磁気共鳴現象を利用して被検体中の所望の検査部位における原子核スピン(以下、スピンと略記する)の密度分布、緩和時間分布を計測して、その計測データから被検体の断面を画像表示するものである。

MRI装置の均一で強力な静磁場空間内に配置された被検体のスピンは磁場強度によって定まる周波数(ラーモア周波数)で磁場の方向を軸として歳差運動を行なう。そこで、このラーモア周波数に等しい周波数の高周波磁場パルス(以下、RFパルスと略記する)を被検体に照射すると、スピンが励起され高いエネルギー状態に遷移する(核磁気共鳴現象)。この照射を打ち切ると、スピンはそれぞれの状態に応じた時定数で元の低いエネルギー状態にもどり、このときに外部に電磁波(NMR信号)を放出する。これをその周波数に同調した受信コイルで検出する。

このようなMRI装置におけるRF送信部は、多チャンネル化され、多チャンネルの照射コイルをチャンネル毎に独立に駆動して、チャンネル毎にRFパルスを被検体に照射できるようになっている。そのためには、RF送信部はチャンネル毎に独立にRFパルスの振幅、位相を設定できるようになっている(例えば特許文献1)。

米国特許第6969992号明細書

多チャンネル化されたRF送信部では、チャンネル毎の出力波形が意図した出力波形と異なると、RFパルスが照射される空間におけるRF(B1)分布の空間均一度が劣化して、得られる画像にも輝度(感度)不均一が生じることになる。

例えば、多チャンネルのRF送信部の回路基板においては、アナログフィルター回路、配線用ケーブル、基板内電磁干渉により、最終的なアナログ出力波形において、チャンネル間で振幅、位相に差異が生じる課題がある。チャンネル毎のRFパルス波形の振幅、位相の調整を、パルスシーケンスの設定画面上で対応することも考えられるが、多チャンネルのRF送信部では、調整項目が増えてしまうために実質的に実現困難である。

そこで本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、チャンネル毎に設定(意図)した振幅及び位相のRFパルスを精度よく出力することが可能なRF送信部を有したMRI装置を提供することを目的とする。

上記課題を解決するために本発明のMRI装置は、位相変調されたRFパルス波形のデジタルデータをチャンネル毎に生成する多チャンネルデジタル波形生成部と、多チャンネルデジタル波形生成部でチャンネル毎に生成されたデジタル波形データをチャンネル毎にアナログ信号に変換してアナログRFパルスを出力する多チャンネルアナログ波形生成部と、を備えて、チャンネル毎に位相の調整可能にRFパルスをそれぞれ生成する多チャンネルRF送信部を備える。そして、多チャンネルアナログ波形生成部は、アナログRFパルスの位相と振幅の内の少なくとも一方を調整する調整部をチャンネル毎に備えていることを特徴とする。

本発明のMRI装置によれば、チャンネル毎に設定(意図)した振幅及び位相のRFパルス波形を精度よく出力することが可能になる。

本発明に係るMRI装置の一実施例の全体構成を示すブロック図である。 n(n≧2)チャンネルのRF送信部110から信号処理部107までの、チャンネル毎のRFパルスの送受信に関わる各部の詳細を示す図である。多(n)チャンネルデジタル波形生成部110-1の詳細を示す図である。多(n)チャンネルデジタル波形生成部110-1の各段が出力するデジタルデータの一例を示す図である。(a)は、DDSが出力する位相変調済みの低周波デジタルサイン波形(SIN)データの一例を示す。(b)は、SINC波形データが出力するデジタルSINC波形(SINC)データの一例を示す。(c)は、MixerAが出力する低周波デジタルSINC波形(SIN*SINC)データの例を示す。多(n)チャンネルアナログ波形生成部110-2の詳細を示す図である。最終段における位相誤差の一例を示す図である。調整部の一例を示す図である。(a)は、位相調整部の一例としてのデジタルポテンショメータを用いた位相補正回路を示す。(b)は、位相調整部の他の一例としてのデジタル可変キャパシタを用いた位相補正回路を示す。(c)は、振幅調整部の一例としてのT型アッテネーターを示す。多(n)チャンネルアナログ波形生成部110-2の最終段にあたる個所に、チャンネル毎に調整部を設けた一例を示す図である。多(n)チャンネルアナログ波形生成部110-2の最終段にあたる個所に、チャンネル毎に調整部を設けた他の一例を示す図である。

以下、添付図面に従って本発明のMRI装置の好ましい実施例について詳説する。なお、発明の実施例を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。

最初に、本発明に係るMRI装置を図1に基づいて説明する。図1は、本発明に係るMRI装置の一実施例の全体構成を示すブロック図である。

このMRI装置は、NMR現象を利用して被検体101の断層画像を得るもので、図1に示すように、静磁場発生磁石102と、傾斜磁場コイル103及び傾斜磁場電源109と、RF送信コイル104及びRF送信部110と、T/Rスイッチ108と、RF受信コイル105及び信号処理部107と、計測制御部111と、全体制御部112と、表示・操作部118と、被検体101を搭載する天板を静磁場発生磁石102の内部に出し入れするベッド106と、を備えて構成される。

静磁場発生磁石102は、垂直磁場方式であれば被検体101の体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば体軸方向に、それぞれ均一な静磁場を発生させるもので、被検体101の周りに永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源が配置されている。

傾斜磁場コイル103は、MRI装置の実空間座標系(静止座標系)であるX、Y、Zの3軸方向に巻かれたコイルであり、それぞれの傾斜磁場コイルは、それを駆動する傾斜磁場電源109に接続され電流が供給される。具体的には、各傾斜磁場コイルの傾斜磁場電源109は、それぞれ後述の計測制御部111からの命令に従って駆動されて、それぞれの傾斜磁場コイルに電流を供給する。これにより、X、Y、Zの3軸方向に傾斜磁場Gx、Gy、Gzが発生する。この傾斜磁場コイル103と傾斜磁場電源109とを含めて傾斜磁場発生部となる。

2次元スライス面の撮像時には、スライス面(撮像断面)に直交する方向にスライス傾斜磁場パルス(Gs)が印加されて被検体101に対するスライス面が設定され、そのスライス面に直交して且つ互いに直交する残りの2つの方向に位相エンコード傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード(読み出し)傾斜磁場パルス(Gf)が印加されて、核磁気共鳴信号(エコー信号)にそれぞれの方向の位置情報がエンコードされる。

RF送信コイル104は、被検体101にRFパルスを照射するコイルであり、T/Rスイッチ108を介してRF送信部110に接続され、T/Rスイッチ108が送信モードにスイッチにされて高周波パルス電流が供給される。これにより、被検体101の生体組織を構成する原子のスピンにNMR現象が誘起される。具体的には、RF送信部110が、後述の計測制御部111からの命令に従って、振幅・位相変調したRFパルスを生成して増幅した後に、後述の計測制御部111からの制御に従って送信モードにスイッチにされたT/Rスイッチ108を介して、被検体101に近接して配置されたRF送信コイル104に供給することにより、RFパルスが被検体101に照射される。

RF受信コイル105は、被検体101の生体組織を構成するスピンのNMR現象により放出されるエコー信号を受信するコイルであり、信号処理部107に接続されて受信したエコー信号が信号処理部107に送られる。或いは、RF送信コイル104でエコー信号を受信する場合には、後述の計測制御部111からの制御に従って受信モードにスイッチにされたT/Rスイッチ108を介して、RF送信コイル104で受信されたエコー信号が信号処理部107に送られる。

信号処理部107は、RF受信コイル105で受信されたエコー信号の検出処理を行う。具体的には、後述の計測制御部111からの命令に従って、信号処理部107が、受信されたエコー信号を増幅し、直交位相検波により直交する二系統の信号に分割し、それぞれを所定数(例えば128、256、512等)サンプリングし、各サンプリング信号をA/D変換してディジタル量に変換する。従って、エコー信号は所定数のサンプリングデータからなる時系列のデジタルデータ(以下、エコーデータという)として得られる。そして、信号処理部107は、エコーデータに対して各種処理を行い、処理したエコーデータを計測制御部111に送る。

T/Rスイッチ108は、RFパルスの送信時には送信モードにスイッチされて、RF送信部110とRF送信コイル104とを導通させて、RF送信部110からのRFパルスをRF送信コイル104に送る。一方、RF送信コイル104によるNMR信号の受信時には、T/Rスイッチ108は受信モードにスイッチされて、RF送信コイル104と信号処理部107とを導通させて、RF送信コイル104からのNMR信号を信号処理部107に送る。

計測制御部111は、被検体101の断層画像の再構成に必要なエコーデータ収集のための種々の命令を、主に、傾斜磁場電源109と、RF送信部110と、信号処理部107に送信してこれらを制御する制御部である。具体的には、計測制御部111は、後述する全体制御部112の制御で動作し、ある所定のパルスシーケンスの制御データに基づいて、傾斜磁場電源109、RF送信部110及び信号処理部107を制御して、被検体101へのRFパルスの照射及び傾斜磁場パルスの印加と、被検体101からのエコー信号の検出と、を繰り返し実行し、被検体101の撮像領域についての画像の再構成に必要なエコーデータの収集を制御する。繰り返しの際には、2次元撮像の場合には位相エンコード傾斜磁場の印加量を、3次元撮像の場合には更にスライスエンコード傾斜磁場の印加量も、変えて行なう。位相エンコードの数は通常1枚の画像あたり128、256、512等の値が選ばれ、スライスエンコードの数は、通常16、32、64等の値が選ばれる。これらの制御により信号処理部107からのエコーデータを全体制御部112に出力する。

全体制御部112は、計測制御部111の制御、及び、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等の制御を行うものであって、演算処理部(CPU)114と、メモリ113と、磁気ディスク等の内部記憶部115と、外部ネットワークとのインターフェースを行うネットワークIF116と、を有して成る。また、全体制御部112には、光ディスク等の外部記憶部117が接続されていても良い。

具体的には、計測制御部111に撮像シーケンスの実行によりエコーデータを収集させ、計測制御部111からのエコーデータが入力されると、演算処理部114がそのエコーデータに印加されたエンコード情報に基づいて、メモリ113内のk空間に相当する領域に記憶させる。以下、エコーデータをk空間に配置する旨の記載は、エコーデータをメモリ113内のk空間に相当する領域に記憶させることを意味する。また、メモリ113内のk空間に相当する領域に記憶されたエコーデータ群をk空間データともいう。

そして演算処理部114は、このk空間データに対して信号処理やフーリエ変換による画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体101の画像を、後述の表示・操作部118に表示させ、内部記憶部115や外部記憶部117に記録させたり、ネットワークIF116を介して外部装置に転送したりする。

表示・操作部118は、再構成された被検体101の画像を表示する表示部と、MRI装置の各種制御情報や上記全体制御部112で行う処理の制御情報を入力するトラックボール又はマウス及びキーボード等の操作部と、から成る。この操作部は表示部に近接して配置され、操作者が表示部を見ながら操作部を介してインタラクティブにMRI装置の各種処理を制御する。

現在MRI装置の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質である水素原子核(プロトン)である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮像する。

次に、本発明の多チャンネル送受信系の詳細を図2に基づいて説明する。図2は、n(n≧2)チャンネルのRF送信部110から信号処理部107までの、チャンネル毎のRFパルスの送受信に関わる各部の詳細を示している。

多チャンネルのRF送信部110は、所定の低周波数の位相変調されたRFパルス波形のデジタルデータをチャンネル毎に生成する多チャンネルデジタル波形生成部110-1と、多チャンネルデジタル波形生成部110-1でチャンネル毎に生成されたデジタル波形データをチャンネル毎にアナログ信号に変換してアナログRFパルスを出力する多チャンネルアナログ波形生成部110-2と、多チャンネルアナログ波形生成部110-2からのアナログRFパルスを、チャンネル毎に増幅する高周波増幅器(パワーアンプ)110-3と、を有して成る。

そして、RFパルスの送信時には、RF送信部110からのRFパルスがT/Rスイッチ108を介してRF送信コイル104に供給される。また、RF送信コイル104による受信時には、RF送信コイル104からのNMR信号が、T/Rスイッチ108内のプリアンプで増幅されて信号処理部107に送られる。

なお、チャンネル数は、RF送信部110、RF送信コイル104、及び信号処理部107で同じでも良いし、異なっていてもよい。チャンネル数が異なる場合には、送受信時に同じチャンネル数となるように複数のチャンネルの中から選択すればよい。

図3に、多(n)チャンネルデジタル波形生成部110-1の詳細を示す。この多(n)チャンネルデジタル波形生成部110-1は、チャンネル毎に、後段のデジタル・アナログ変換機(DAC)が変換可能な低周波数領域において、位相と周波数(fa)が制御された低周波デジタルサイン(SIN)波形データを出力するダイレクトデジタルシンセサイザー(DDS)と、最終的に出力されるRFパルスの包絡線となるSINC波形のデジタルデータであるデジタルSINC波形データを各チャンネルに出力するSINC波形データと、DDSからの低周波デジタルSIN波形データとSINC波形データからのデジタルSINC波形データとをミキシングして低周波デジタルSINC波形データを生成するMixerAと、を有して成る。そして、各MixerAからのチャンネル毎の低周波デジタルSINC波形データを次段の多(n)チャンネルアナログ波形生成部110-2に通知する。

なお、i(1≦i≦n)チャンネルの各要素に“−i”をつけ区別している。以降も同様である。各DDS-1〜DDS-nが生成するチャンネル毎の低周波デジタルサイン(SIN)波形データの位相と周波数を、計測制御部111がチャンネル毎に制御する。このように、本発明の特徴の一つは、DDSが位相変調済みのデジタル波形データをチャンネル毎に直接生成するのであって、チャンネル毎に同一の波形データを生成した後で、後段でチャンネル毎に位相変調するものでない。

ここで、各段が出力するデジタルデータの一例を図4に示す。

図4(a)は、DDSが出力する位相変調済みの低周波デジタルサイン波形(SIN)データの一例を示す。ここでは、実線が位相シフトの一例である＋20度のSIN(fa・t＋20)波形を示し、DDSは、その実線上のX印に相当する点のデジタルデータを時系列で出力することを示している。このようにチャンネル毎に位相シフト量の異なる低周波デジタルサイン波形(SIN)データを各DDSがそれぞれ出力する。

図4(b)は、SINC波形データが出力するデジタルSINC波形(SINC)データの一例を示す。実線がSINC波形を示し、SINC波形データがその実線上のX印に相当する点のデジタルデータを時系列で出力することを示している。SINC波形データはこのような同一のデジタルSINC波形(SINC)データを各チャンネルにそれぞれ出力する。

図4(c)は、MixerAが出力する低周波デジタルSINC波形(SIN*SINC)データの例を示す。実線が低周波SINC波形を示し、MixerAが、その実線上の丸印に相当する点のデジタルデータを時系列で出力することを示している。図4(c)の例は、図4(a)に示した位相シフト＋20度の例に基づいているために、位相シフト＋20度の低周波SINC波形となっている。

図5に、多(n)チャンネルアナログ波形生成部110-2の詳細を示す。この多(n)チャンネルアナログ波形生成部110-2は、多(n)チャンネルデジタル波形生成部110-1からのチャンネル毎の低周波デジタルSINC波形データをデジタル・アナログ変換して低周波アナログSINC波を生成するデジタル・アナログ変換機(DAC)と、DACからの低周波アナログSINC波をチャンネル毎にフィルタリングするFilterAと、所定周波数(fb)の同一のクロック信号を各チャンネルに出力するCLOCKと、FilterAからの低周波アナログSINC波とCLOCKからのクロック信号とをミキシングして静磁場強度で定まる所定高周波(fc)の高周波アナログSINC波にアップコンバートするMixerBと、MixerBから高周波アナログSINC波をチャンネル毎にフィルタリングするFilterBと、FilterBからの高周波アナログSINC波をチャンネル毎に増幅(振幅変調)するVGA(Variable Gain Amplifier；可変増幅部)と、を有して成る。そして、各VGAからのチャンネル毎の高周波アナログSINC波を次段の高周波増幅器110-3に通知する。ここで、計測制御部111が各VGA-1〜VGA-nの増幅率をチャンネル毎に制御する。また前述の各段の周波数の関係は、fa＋fb＝fcとなる。

以上の説明では、多(n)チャンネルデジタル波形生成部110-1と多(n)チャンネルアナログ波形生成部110-2を別々に説明したが、回路基板としては、各々独立した基板で構成してもよし、低周波用の基板と高周波用の基板とで分けるのであれば、多(n)チャンネルデジタル波形生成部110-1と、多(n)チャンネルアナログ波形生成部110-2の内のDACとFilterAまでとを一つの基板に纏めて構成し、多(n)チャンネルアナログ波形生成部110-2の内のMixerBとFilterBとVGAとを一つの基板に纏めて構成してもよい。或いは、多(n)チャンネルデジタル波形生成部110-1を一つの基板で構成し、多(n)チャンネルアナログ波形生成部110-2の内のDACとFilterAを別の一つの基板で構成し、多(n)チャンネルアナログ波形生成部110-2の内のMixerBとFilterBとVGAとを更に別の基板で構成してもよい。

ここで、多(n)チャンネルデジタル波形生成部110-1と多(n)チャンネルアナログ波形生成部110-2とを複数の基板で構成する場合に、基板間のケーブル長、基板内部のパターン長、各チャンネルのアナログフィルター(FilterA、FilterB)の誤差、基板内電磁波干渉、基板内の電流分布などの要因で、最終段の基板から出力される最終的な照射波形の、振幅、位相に、微小にズレが生じる可能性がある。最終段における位相誤差の一例を図6に示す。

単一照射システムの場合は、チャンネル間の位相差については、特に問題とならなかったが、多チャンネルRF送信部の場合においては、多(n)チャンネルアナログ波形生成部110-2から出力されるチャンネル毎の高周波アナログSINC波の振幅、位相差の微小な誤差が、最終的なRFパルスが照射される空間のRF(B1)分布についての空間均一度の低下をもたらすことになる。また、最終的なRFパルスを送信コイルへ送信する際にバランスの崩れた電力を送ることで、送信コイルに異常な温度上昇が生じる可能性がある。

そこで、本発明の多チャンネル送受信系は、多(n)チャンネルアナログ波形生成部110-2の最終段にあたる個所に、チャンネル毎に出力波(高周波アナログSINC波)の振幅、位相を調整可能にする調整部を更に設けて、多(n)チャンネルアナログ波形生成部110-2からのチャンネル毎の最終的な出力波であるRFパルスの振幅、位相が所望の値になっていることをチャンネル毎に確認するとともに、チャンネル毎に出力波の振幅、位相を調整可能にする。

図7に調整部の一例を示す。この調整部は、チャンネル毎に、位相調整部と振幅調整部とを有して構成され、チャンネル毎に、多(n)チャンネルアナログ波形生成部110-2からの出力波(RFパルス)の位相と振幅を調整する。

図7(a)は、位相調整部の一例としての位相補正回路を示す。この位相補正回路は、デジタルポテンショメータ(可変抵抗)R1の値を制御することで、入力信号の位相φをθだけ変えて、出力信号の位相を(φ＋θ)とすることができる。この位相θの値は、図6(a)の位相補正回路では、
θ＝tan⁻¹[(-2ωC₁R)/(1−ω²C₁ ²R₁)]
となる。ここで、ω＝2πfcである。このデジタルポテンショメータの値(R₁)を制御することによって、位相補正量(θ)を制御することが可能になる。

また、図7(b)は、上記の位相調整をデジタル可変キャパシタ(C₁)の値を制御することにした例である。

最終的な振幅調整部の一例としての調整回路を図7(c)に示す。この調整回路では、デジタル可変抵抗(R_2,R₃)の値を制御することで、信号の減衰量を調整することができる。この減衰量α(dB)の値は、図7(c)のような、一般的なT型アッテネーターの場合では、
α(dB)＝10*log10[[R3*Zout/{Zout*(R2+R3)+R2(R2+R3)}]^2*Zin/Zout]
となる。このデジタル可変抵抗(R_2, R₃)の値を制御することによって、減衰量(α)を制御することが可能になる。

以上の位相調整部と振幅調整部とから成る調整部を、多(n)チャンネルアナログ波形生成部110-2の最終段に、チャンネル毎に設けることによって、最終段における位相誤差や振幅誤差が生じた場合においても、チャンネル毎に出力波(RFパルス)の位相や振幅を調整して、それらの誤差をキャンセルし所望の位相と振幅に調整(戻す)ことが可能になる。

多(n)チャンネルアナログ波形生成部110-2の最終段にあたる個所に、チャンネル毎に調整部を設けた一例を図8に示す。図8の例は、多(n)チャンネルアナログ波形生成部110-2の最終段に、チャンネル毎に図7(a)又は(b)に示した位相調整部(Adjust Phase)とその後に図7(c)に示した振幅調整部(Adjust ATT)をそれぞれ配置し、位相調整部(Adjust Phase)のデジタルポテンショメータ(R1)又はデジタル可変キャパシタ(C₁)と振幅調整回路のデジタル可変抵抗(R_2,R₃)の値を計測制御部111でチャンネル毎に制御する例を示している。なお、調整部と計測制御部111との間にCPＵ/メモリを介在させてもよい。これにより、MRI装置の表示部に、サービス・メンテナンスツール(調整GUI)などを表示し、操作者からのコマンド入力を介してデジタルポテンショメータ(R1)又は可変キャパシタ(C₁)とデジタル可変抵抗(R_2,R₃)等の調整パラメータをチャンネル毎に変更できるようにしてもよい。

また、多(n)チャンネルアナログ波形生成部110-2の最終段にあたる個所に、チャンネル毎に調整部を設けた他の一例を図9に示す。図9の例は、外部PCでデジタルポテンショメータ(R1)又は可変キャパシタ(C₁)とデジタル可変抵抗(R_2,R₃)等の調整パラメータを変更する例である。具体的には、多(n)チャンネルアナログ波形生成部110-2の基板内にマイコンやFPGA等のメモリを搭載して外部PCと接続できるように接続部を有し、外部PCがデジタルポテンショメータ(R1)又は可変キャパシタ(C₁)とデジタル可変抵抗(R_2,R₃)等の調整パラメータを設定・変更できるようにする。

なお、上記の例では、調整部が位相補正回路と振幅調整回路とを有して、位相補正と振幅調整を行う例を説明したが、いずれか一方のみを有して、当該一方のみを調整できるようにしてもよい。或いは、より安価な方法としては、デジタルポテンショメータ/デジタル可変キャパシタ/デジタル可変抵抗を使用せずに、トリマー付きのアナログポテンショメータ、アナログアッテネータを利用し、手動で同様の誤差補正を行なっても、最終的な照射RFパルスの位相と振幅の補正を行うようにしてもよい。

以上説明したように、本発明のMRI装置によれば、多チャンネルRF送信部の出力最終段に、RFパルスの位相と振幅の少なくとも一方の調整機構を有する調整部をチャンネル毎に備えることにより、多チャンネルの波形生成においても、容易に、より高精度で高信頼性のある波形を出力することが可能となる。従って、チャンネル毎に設定(意図)した振幅及び位相のRFパルス波形を精度よく出力することが可能になる。

101 被検体、102 静磁場発生磁石、103 傾斜磁場コイル、104 送信RFコイル、105 RF受信コイル、106 寝台、107 信号処理部、108 T/Rスイッチ、109 傾斜磁場電源、110 RF送信部、111 計測制御部、112 全体制御部、113 メモリ、114 演算処理部(CPU)、115 内部記憶部、116 ネットワークIF、117 外部記憶部、118 表示・操作部

Claims

位相変調されたＲＦパルス波形のデジタルデータをチャンネル毎に生成する多チャンネルデジタル波形生成部と、
前記多チャンネルデジタル波形生成部でチャンネル毎に生成されたデジタル波形データをチャンネル毎にアナログ信号に変換してアナログＲＦパルスを出力する多チャンネルアナログ波形生成部と、
を備えて、チャンネル毎に位相の調整可能に前記アナログＲＦパルスをそれぞれ生成する多チャンネルＲＦ送信部を備えていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記多チャンネルアナログ波形生成部は、前記デジタル波形データから変換されたアナログ信号を振幅変調する可変増幅部をチャンネル毎に備えていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項１又は２記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記多チャンネルデジタル波形生成部は、位相変調された低周波デジタルサイン波形データと、デジタルＳＩＮＣ波形データとから、低周波デジタルＳＩＮＣ波形データを前記ＲＦパルス波形のデジタルデータとしてチャンネル毎に生成することを特徴する磁気共鳴イメージング装置。
請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記多チャンネルアナログ波形生成部は、前記多チャンネルデジタル波形生成部から低周波デジタルＳＩＮＣ波形データをアナログ低周波ＳＩＮＣ波にチャンネル毎に変換し、該チャンネル毎のアナログ低周波ＳＩＮＣ波を静磁場強度で定まる所定の高周波アナログＳＩＮＣ波に変換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１乃至４のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記多チャンネルアナログ波形生成部は、前記アナログＲＦパルスの位相と振幅の内の少なくとも一方を調整する調整部をチャンネル毎に備えていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項５記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記調整部は、デジタルポテンショメータ又はデジタル可変キャパシタを有する位相調整回路をチャンネル毎に備えていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項５記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記調整部は、デジタル可変抵抗を有する振幅調整回路をチャンネル毎に備えていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項５記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記調整部の調整パラメータをチャンネル毎に変更可能な調整ＧＵＩを表示する表示部を備えていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項５記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記調整部の調整パラメータの調整を外部から受け付けるための接続部を備えていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。