JP2016016051A

JP2016016051A - Ｍｒｉ装置

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Publication number: JP2016016051A
Application number: JP2014139533A
Authority: JP
Inventors: 治貴中村; Haruki Nakamura; 和幸副島; Kazuyuki Fukushima
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2014-07-07
Filing date: 2014-07-07
Publication date: 2016-02-01
Anticipated expiration: 2034-07-07
Also published as: US10310046B2; JP6407590B2; US20160003925A1

Abstract

【課題】ＲＦ信号の出力を適切に行うことができるＭＲＩ装置を提供する。【解決手段】本実施形態に係るＭＲＩ装置は、デジタル信号に基づいて生成される基準ＲＦ信号を増幅し、出力ＲＦ信号として出力する増幅器と、前記増幅器から出力された前記出力ＲＦ信号を検波し、検出ＲＦ信号として出力する検波器と、前記基準ＲＦ信号と前記検出ＲＦ信号との差に基づいて、被検体の撮影時に出力される前記出力ＲＦ信号のエンベロープが前記基準ＲＦ信号のエンベロープと一致するように、前記基準ＲＦ信号のエンベロープを補正するエンベロープ補正部と、備えたことを特徴とする。【選択図】図２

Description

本発明の一態様としての実施形態は、ＭＲＩ装置に関する。

磁気共鳴イメージング(ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging)装置はＸ線による被ばくの問題がなく、低侵襲に体内の検査を行うことができるため、現在の医療において不可欠なモダリティ装置である。

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）信号で励起し、励起に伴って被検体から発生するＭＲ（Magnetic Resonance）信号を再構成して画像を生成する撮像装置である。このＭＲ信号を得るために高周波信号（ＲＦ信号）を被検体に印加するが、高周波信号の印加は被検体を加熱し、被検体の体温を上昇させる。そのため、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）が定義されている。ＳＡＲ（単位はＷ/ｋｇ）は、生体組織１ｋｇに吸収されるＲＦ信号のエネルギーとして定義され、ＳＡＲの上限値に基づく安全基準値はＩＥＣ（International Electrotechnical Commission）規格（ＩＥＣ６０６０１−２−３３）で規定されている。

ＲＦ信号は所定の電力となるように増幅器で増幅されて被検体に照射される。この増幅器は非線形性を有しており、出力されるＲＦ信号の歪みの原因となる。その結果、ＳＡＲの設定精度にも影響を与える。

特開平２−３０５５４８号公報特開２０１０−５２５８５５号公報

本発明が解決しようとする課題は、ＲＦ信号の出力を適切に行うことができるＭＲＩ装置を提供することである。

本実施形態に係るＭＲＩ装置は、デジタル信号に基づいて生成される基準ＲＦ信号を増幅し、出力ＲＦ信号として出力する増幅器と、前記増幅器から出力された前記出力ＲＦ信号を検波し、検出ＲＦ信号として出力する検波器と、前記基準ＲＦ信号と前記検出ＲＦ信号との差に基づいて、被検体の撮影時に出力される前記出力ＲＦ信号のエンベロープが前記基準ＲＦ信号のエンベロープと一致するように、前記基準ＲＦ信号のエンベロープを補正するエンベロープ補正部と、備えたことを特徴とする。

実施形態に係るＭＲＩ装置のハードウェア構成を示す概略図。第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の機能構成例を示す機能ブロック図。第１の実施形態に係るＭＲＩ装置のプリスキャンの動作の一例を示すフローチャート。ＲＦ信号のゲインリニアリティと補正方法の一例を説明する図。基準ＲＦ信号と検出ＲＦ信号とのエンベロープの違いを説明する図。第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の補正関数を説明する図。第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の補正テーブルを説明する図。第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の補正テーブルによる補正方法を説明する図。第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の本スキャンの動作の一例を示すフローチャート。第２の実施形態に係るＭＲＩ装置の機能構成例を示す機能ブロック図。

本実施形態に係るＭＲＩ装置について、添付図面を参照して説明する。

（全体構成）
図１は、ＭＲＩ装置のハードウェア構成を示す概略図である。図１に示した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、受信部２９、およびシーケンサ（シーケンスコントローラー）３０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、たとえば永久磁石あるいは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コイルが組み合わされて形成されている。３つのコイルは傾斜磁場電源装置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。傾斜磁場電源装置２３は、シーケンサ３０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。

ここで、傾斜磁場コイル２２によって発生する傾斜磁場にはリードアウト用傾斜磁場Ｇｒ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅおよびスライス選択用傾斜磁場Ｇｓがある。リードアウト用傾斜磁場Ｇｒは、空間的位置に応じてＭＲ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Ｇｅ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。たとえば、アキシャル断面のスライスを取得する場合は、図１に示したＸ、Ｙ、Ｚの各軸を、リードアウト用傾斜磁場Ｇｒ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅ、スライス選択用傾斜磁場Ｇｓにそれぞれ対応させる。

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の空洞（撮像口）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、シーケンサ３０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から高周波（ＲＦ：radio Frequency）信号の供給を受けて、ＲＦ磁場を発生する。送信コイル２６は受信コイルとしても使用され、全身用ＲＦコイルとも呼ばれる。

送信部２７は、シーケンサ３０から送られるパルスシーケンス実行データに基づいて、ラーモア周波数に対応するＲＦ信号を送信コイル２６に送信する。送信部２７の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ＭＲ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。

受信部２９は、シーケンサ３０から送られるパルスシーケンス実行データに基づいて、受信コイル２８ａ〜２８ｅから出力されるＭＲ信号に基づいてＭＲ信号データを生成する。また、受信部２９は、ＭＲ信号データを生成すると、そのＭＲ信号データをシーケンサ３０を介して制御システム１２に送信する。

なお、受信部２９は、受信コイル２８ａ〜２８ｅが有する複数の要素コイルから出力されるＭＲ信号を受信するための複数の受信チャンネルを有している。そして、受信部２９は、撮像に用いる要素コイルが制御システム１２から通知された場合には、通知された要素コイルから出力されたＭＲ信号が受信されるように、通知された要素コイルに対して受信チャンネルを割り当てる。

シーケンサ３０は、傾斜磁場電源装置２３、寝台制御部２５、送信部２７、受信部２９、および制御システム１２と接続される。シーケンサ３０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、および受信部２９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シーケンス情報を記憶する。

また、シーケンサ３０は、記憶した所定のシーケンス情報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、シーケンサ３０は、記憶した所定のシーケンス情報に従って傾斜磁場電源装置２３、送信部２７、および受信部２９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ＲＦ信号を発生させる。

制御システム１２は、ＭＲＩ装置１０の全体制御や、データ収集、画像再構成などを行う。制御システム１２は、インターフェース部３１、データ収集部３２、データ処理部３３、記憶部３４、表示部３５、入力部３６、および制御部３７を有する。

インターフェース部３１は、シーケンサ３０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、および受信部２９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３２は、インターフェース部３１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３２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３４に記憶させる。

データ処理部３３は、記憶部３４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３３は、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毎に生成する。そして、データ処理部３３は、生成した各種データを記憶部３４に格納する。

記憶部３４は、データ収集部３２によって収集されたＭＲ信号データと、データ処理部３３によって生成された画像データ等を、被検体Ｐ毎に記憶する。

表示部３５は、データ処理部３３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３５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３６は、操作者から各種操作や情報入力を受け付ける。入力部３６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３７は、図示していないＣＰＵやメモリ等を有し、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。

（第１の実施形態）
第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１０は、予め増幅器４４の非線形性を測定し、その測定結果に基づいて補正を行う。

第１の実施形態では、送信部２７が出力するＲＦ信号のエンベロープ補正に必要なデータを収集するスキャンを「校正スキャン」と呼ぶこととする。また、ＭＲＩ装置１０の撮影で被検体Ｐの診断に必要なデータを収集するための撮像シーケンスを実行するスキャンを「本スキャン」と呼ぶこととする。さらに、本スキャンに先駆けて行われ、データを収集する部位の位置決めやマップ等の生成を行うスキャンを「プリスキャン」と呼ぶこととする。

（１）構成
図２は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１０の機能構成例を示す機能ブロック図である。図２が示すように、ＭＲＩ装置１０の送信部２７は、基準ＲＦ信号発生器４１、エンベロープ補正部４２、Ｄ／Ａ変換器４３、増幅器４４、方向性結合器４５、検波器４６、Ａ／Ｄ変換器４７、検出ＲＦ信号記憶部４８、リニアリティ測定部４９、補正関数生成部５０、補正テーブル生成部５１を有する。上記構成のうち、基準ＲＦ信号発生器４１、エンベロープ補正部４２、検出ＲＦ信号記憶部４８、リニアリティ測定部４９、補正関数生成部５０、補正テーブル生成部５１は送信部２７においてデジタル処理を行う機能である。

基準ＲＦ信号発生器４１は、シーケンサによる制御の下、基準ＲＦ信号を発生させる。基準ＲＦ信号発生器４１が発生させた基準ＲＦ信号は、たとえば、ｓｉｎｃ関数などの基準波形で搬送波を変調した信号である。基準波形がｓｉｎｃ関数の場合、基準ＲＦ信号のエンベロープの形状もｓｉｎｃ関数となる。

Ｄ／Ａ変換器４３は、デジタル信号である基準ＲＦ信号をアナログ信号に変換する。

増幅器４４は、デジタル信号に基づいて生成される基準ＲＦ信号を増幅し、出力ＲＦ信号として出力する。増幅器４４で増幅された出力ＲＦ信号は送信コイル２６に伝送される。

方向性結合器４５は、増幅器４４と送信コイル２６との間に配役される高周波デバイスである。増幅器４４から送信コイル２６に伝送される出力ＲＦ信号を所要の結合度（カップリング係数）で減衰させて取り出し、検波器４６に送る。

検波器４６は、増幅器４４から出力された出力ＲＦ信号を検波し、検出ＲＦ信号として出力する。検波器４６は方向性結合器４５からの信号を検波する。

Ａ／Ｄ変換器４７は、検波器４６で検出された検出ＲＦ信号をアナログ信号からデジタル信号に変換する。

検出ＲＦ信号記憶部４８は、Ａ／Ｄ変換器４７で変換された検出ＲＦ信号のデジタルデータを記憶する。

エンベロープ補正部４２は、基準ＲＦ信号と検出ＲＦ信号との差に基づいて、被検体の撮影時に出力される出力ＲＦ信号のエンベロープが基準ＲＦ信号のエンベロープと一致するように、基準ＲＦ信号のエンベロープを補正する。以下、出力ＲＦ信号のエンベロープが基準ＲＦ信号のエンベロープと一致するように波形を補正することをエンベロープ補正と呼ぶこととする。エンベロープ補正については後述する。

リニアリティ測定部４９は、被検体の撮影前に、基準ＲＦ信号と検出ＲＦ信号との差から増幅器４４のゲインリニアリティを測定する。ゲインリニアリティの測定については後述する。

補正関数生成部５０は、ゲインリニアリティに基づいて増幅器４４の非線形性を補正する補正関数を生成する。補正関数については後述する。

補正テーブル生成部５１は、ゲインリニアリティに基づいて補正テーブルを生成する。補正テーブルについては後述する。

（２）動作
次に、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１０の動作について説明する。

以下の説明では、「校正スキャン」が「プリスキャン」における１手順として実行される場合を例として説明する。

図３は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置のプリスキャンの動作の一例を示すフローチャートである。図３のフローチャートは「校正スキャン」を「プリスキャン」の手順として含むプリスキャンの動作の例を示している。ＳＴ１０１からＳＴ１１５までが「校正スキャン」のフローチャートを示している。

ＳＴ１０１では、基準ＲＦ信号生成器４１が基準ＲＦ信号を生成する。基準ＲＦ信号生成器４１はシーケンサ３０による制御に基づいてデジタル信号として基準ＲＦ信号を発生させる。

ＳＴ１０３では、Ｄ／Ａ変換器４３が基準ＲＦ信号をＤ／Ａ変換する。Ｄ／Ａ変換器４３によりデジタル信号であった基準ＲＦ信号がアナログ信号に変換される。

ＳＴ１０５では、増幅器４４が基準ＲＦ信号を増幅する。増幅器４４は基準ＲＦ信号のパワー（電力）を増幅し、出力ＲＦ信号を生成する。

ＳＴ１０７では、送信コイル２６に出力ＲＦ信号が送信され、送信コイル２６から出力ＲＦ信号が出力される。

ＳＴ１０９では、検波器４６は、方向性結合器４５からの信号を検波する。方向性結合器４５に入力した出力ＲＦ信号を検波器４６が検波し、検出ＲＦ信号を検出する。

ＳＴ１１１では、Ａ／Ｄ変換器４７がアナログ信号である検出ＲＦ信号をデジタル信号に変換する。デジタル信号に変換された検出ＲＦ信号は、検出ＲＦ信号記憶部４８に記憶される。

ＳＴ１１３では、リニアリティ測定部４９がゲインリニアリティを測定する。ゲインリニアリティは、入力信号である基準ＲＦ信号のパワーと出力信号である検出ＲＦ信号のパワーとの差から求められる。なお、リニアリティ測定部４９は、検波器４６で検出した出力ＲＦ信号から所定のサンプリング間隔でパワーを取得し、リニアリティを測定してもよいし、基準ＲＦ信号発生器４１で様々なパワーのＲＦ信号を生成し、それぞれのピークパワーを取得してリニアリティを測定してもよい。

図４は、ＲＦ信号のゲインリニアリティと補正方法の一例を説明する図である。

図４（ａ）はゲインリニアリティの測定結果の例を示している。ゲインリニアリティは要求したパワーである理想の出力パワーと、実際に出力された実際の出力パワーとの差により、増幅器４４の性能を示す指標である。図４（ａ）の破線で示したグラフは、縦軸を検出ＲＦ信号のパワー（実際の出力パワー）、横軸を基準ＲＦ信号のパワーの設定値（理想の出力パワー）とし、設定値を変化させながら基準ＲＦ信号のパワーを出力したときに検波器４６で測定された検出ＲＦ信号のパワーに基づいて作成されたリニアリティを示している。図４（ａ）の例では、理想の出力パワーと実際の出力パワーとが一致する場合を実線で示した理想直線で示している。図４（ａ）が示すように、増幅器４４で増幅された後検出された検出ＲＦ信号は、理想のパワーとは異なるパワーで出力されていることがわかる。たとえば、図４（ａ）のＸ５の基準ＲＦ信号のパワーを入力した場合、検出ＲＦ信号のパワーが理想のパワーである場合はＹ’のパワーが検出される。一方、実際に検出された検出ＲＦ信号のパワーはＹ５の値となる。このように、理想の出力パワーと実際の出力パワーには差が生じ、その差は増幅器４４に入力されるパワーの大きさなどによって異なり、非線形性を示す。この非線形性は、主に増幅器４４の特性に起因するものである。増幅器４４の非線形性は、要求した（理想の）ＲＦ信号の出力パワーと実際に出力されたＲＦ信号の出力パワーとに差を生じさせ、ＳＡＲの設定精度や画質などに影響を与える要因となっている。

そこで、従来のＭＲＩ装置では、増幅器４４に入力するＲＦ信号のピークパワーを増幅器４４の非線形性を加味して補正することで、非線形性の影響を抑制する補正が行われていた。

図４（ｂ）は、ＲＦ信号の補正方法の一例を示している。図４（ｂ）のグラフの縦軸はＲＦ信号のパワーを、横軸は時間を示している。実線はピークパワーが図４（ａ）のＹ’となる基準ＲＦ信号を示しており、破線は、ピークパワーが図４（ａ）のＹ５となる検出ＲＦ信号を示している。

たとえば、この検出ＲＦ信号のピークパワーが理想のパワーと一致するように補正を行う方法がある。すなわち、図４（ｂ）に矢印で示した検出ＲＦ信号のピークパワーと基準ＲＦ信号のピークパワーとの差が発生しないように、予め入力する基準ＲＦ信号のピークパワーが小さくなるよう補正する方法がある。

しかしながら、増幅器４４の非線形性は、ＲＦ信号のパワーによって異なる特性を有するため、たとえばピークパワーの値を用いて補正を行った場合であっても、ピークパワー以外のパワーにおいては、十分な補正の効果を得ることができない場合がある。たとえば、図４（ｂ）のようにピークパワーを対象として部分的に補正を行った場合、補正の対象とするパワーにおいては適切な補正が可能であるのに対し、ピークパワー以外のパワーに対しても同様の補正が実行されてしまうため、あるパワーでは出力が下がりすぎたり、上がりすぎたりしてしまう。このような一律な補正を行うことで、増幅器４４の影響が部分的に残ってしまう（あるいは補正の影響を受けすぎてしまう）場合があり、検出ＲＦ信号のエンベロープは基準ＲＦ信号のエンベロープとは異なる形状となってしまう。

図５は、基準ＲＦ信号と検出ＲＦ信号とのエンベロープの違いを説明する図である。図５の破線は、図４（ｂ）の補正方法でピークパワーのみを補正した後の検出ＲＦ信号を示している。実線は、基準ＲＦ信号を示している。ピークパワーにおいて検出ＲＦ信号と基準ＲＦ信号とのパワーを一致させた場合であっても、それ以外のパワーにおける非線形性による影響はピークにおける特性と異なるため、補正しきれない。したがって、補正したピークパワー以外のパワーでは増幅器４４の非線形性の影響により要求したパワーと異なるパワーで出力されてしまう。

図５の例では、実線で示した基準ＲＦ信号と破線で示した検出ＲＦ信号とでは、ピークパワーにおいてはおおむね一致しているが、それ以外のパワーでは基準ＲＦ信号より高いパワーで出力されている。このため、出力されるＲＦ信号のエンベロープが理想のＲＦ信号のエンベロープと異なる。

ＳＡＲは、ＲＦ信号のピーク値だけでなく、ＲＦ信号のエンベロープの形状によっても異なってくる。したがって、実際に出力されるＲＦ信号のエンベロープが理想のＲＦ信号のエンベロープと異なった場合、想定しているＳＡＲと実際のＳＡＲが異なってくる。このため、基準値以上のＳＡＲを設定したり、あるいは、基準値に対して過度の余裕を持ったＳＡＲを設定したりすることとなる。このように、実際に出力されるＲＦ信号のエンベロープが理想のＲＦ信号のエンベロープと異なった場合、ＳＡＲの設定精度に影響を与える。

一方、ＲＦ信号をフーリエ変換した周波数領域での形状はスライスの形状とスライスの厚みとに影響を与える。このスライスの形状とスライスの厚みのことをスライスプロファイルと呼ぶ。スライスプロファイルは矩形が理想的な形状である。そして、スライスプロファイルを矩形とするために、通常ｓｉｎｃ関数のエンベロープ形状を持つＲＦ信号が送信される。しかしながら、上述のような増幅器の非線形性により、ＲＦ信号に歪みが発生すると、ＲＦ信号のエンベロープの形状が設定したｓｉｎｃ関数から乖離する。この結果、スライスプロファイルが変形する場合がある。スライスプロファイルの変形は、クロストークと呼ばれるＭＲＩ画像におけるアーティファクトの原因となる。

そこで、本実施形態に係るＭＲＩ装置１０は、ＲＦ信号のエンベロープ全体を補正対象として、理想のＲＦ信号のエンベロープに一致させる補正（エンベロープ補正）を行うことで、ＳＡＲの設定精度を高め、スライスプロファイルへの影響などを抑制するものである。

図３のフローチャートに戻って、エンベロープ補正の方法を説明する。まず、エンベロープ補正を行うために、プリスキャンにおいて実行される校正スキャンにおいて、予め補正関数または補正テーブルが生成される。

ＳＴ１１５では、補正関数生成部５０が補正関数を導出する。または補正テーブル生成部５１が補正テーブルを生成する。

ＳＴ１１７では、プリスキャンで通常実施される位置決めやマップの生成、シミングなどが行われる。

図６は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１０の補正関数を説明する図である。図６は、縦軸を理想のパワーと実際のパワーとの比率、横軸をＲＦ信号のパワーを示している。図６は、リニアリティ測定部４９で測定されたゲインリニアリティの測定値に基づいて、複数の大きさのＲＦ信号のパワーについて理想のパワーと実際のパワーとの比率をプロットしたグラフを例示している。理想のパワーと実際のパワーとの比率は、たとえば、基準ＲＦ信号のパワーと検出ＲＦ信号のパワーの比率のことである。

図６では、理想のパワーと実際のパワーとの比率から近似曲線を求めることで、補正関数を導出する例を示している。図６下部に示したＧ’（ｘ）は図６上部に示したＧ（ｘ）の逆数のグラフであり、たとえば、Ｇ’（ｘ）を基準ＲＦ信号の関数にかけ合わせることで出力されるＲＦ信号のエンベロープ全体を補正することができる。また、補正前の基準ＲＦ信号の関数をＹ（ｔ）、補正後の基準ＲＦ信号の関数をＦ（ｔ）とし、下記の式により求めることもできる。

Ｆ（ｔ）＝Ｙ（ｔ）／Ｇ［ｆ（ｔ）］・・・（１）

また、補正関数以外にも、補正テーブルに基づいてエンベロープ補正を行うこともできる。

図７は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１０の補正テーブルを説明する図である。図７の補正テーブルは、「基準ＲＦ信号のパワー」と「補正値」が例示されている。補正値は、リニアリティ測定部４９で測定されたリニアリティに基づいて算出可能な基準ＲＦ信号と検出ＲＦ信号の比率であってもよいし、両者の差、あるいは実際にパワーを補正するためのゲインであってもよい。また補正テーブルは、上述の式（１）の演算結果が一覧化されたルックアップテーブルであってもよい。図７に示すように、補正テーブルは複数のＲＦパワーにおける補正値を備えており、それぞれのパワーにおいて基準ＲＦ信号を補正することで、エンベロープ補正を行う。

図８は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００の補正テーブルによる補正方法を説明する図である。図８の実線は基準ＲＦ信号、破線は従来の方法でピークパワーのみを補正した後の検出ＲＦ信号を示している。このＲＦ信号を補正する場合、図７の補正テーブルに例示したＲＦパワーにおける補正値を用いて補正を行う。図８に２点鎖線で示した線は、基準ＲＦ信号のパワーを示しており、一点鎖線は検出ＲＦ信号のパワーを示している。たとえば、Ｘ１の基準ＲＦ信号のパワー入力した場合、Ｘ１’の検出ＲＦ信号のパワーが検出されたとする。

Ｘ１のパワーを実際に出力するためには、図７の補正テーブルから補正値Ｃ１を取得し、この補正値Ｃ１分、基準ＲＦ信号を補正することで、出力されるＲＦ信号を理想のパワーに近づけることができる。同様の補正を図８のＸ２のパワーにおいても行う。このように、段階的に複数のパワーを補正することによって、全体のエンベロープ補正を行うことができる。また、より細かい間隔でＲＦ信号のパワーを補正することでより滑らかにエンベロープを補正することができる。

このような補正関数や補正テーブルを予め作成しておくことで、要求した信号を被検体Ｐに照射することが可能となる。たとえば、プリスキャンで行われる位置決めやＢ１マップの生成を行うために被検体Ｐを撮影する場合においても、正確なＲＦ信号を送信することが可能となり、より正確な情報を取得することができる。

以下、上述のような補正方法を用いて実際に本スキャンを実行する場合の動作を説明する。

図９は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の本スキャンの動作の一例を示すフローチャートである。

ＳＴ２０１では、基準ＲＦ信号生成器４１が基準ＲＦ信号を生成する。

ＳＴ２０３では、エンベロープ補正部４２が基準ＲＦ信号をデジタル処理によりエンベロープ補正する。エンベロープ補正の方法は補正関数を使用してもよいし、補正テーブルを使用してもよい。

ＳＴ２０５では、Ｄ／Ａ変換器４３が補正後の基準ＲＦ信号をＤ／Ａ変換する。Ｄ／Ａ変換器４３によりデジタル信号であった補正後の基準ＲＦ信号がアナログ信号に変換される。

ＳＴ２０７では、増幅器４４が補正後の基準ＲＦ信号を増幅し出力ＲＦ信号を生成する。

ＳＴ２０９では、送信コイル２６に出力ＲＦ信号が送信され、送信コイル２６から出力ＲＦ信号が出力される。

このようにして、予め生成された補正関数や補正テーブルに基づいて、出力ＲＦ信号のエンベロープは、要求した基準ＲＦ信号のエンベロープとおおむね一致するように補正されて出力される。このようなエンベロープ補正により、要求通りのＲＦ信号を送信することができることから、ＳＡＲの設定精度が向上し、本スキャンなどにおいてＳＡＲの安全基準値に基づく管理をより的確に行うことが可能となる。また、設定通りのスライスプロファイルによりスライスを規定することができるため、所望のスライス形状、スライス厚の画像を取得することができる。またスライスプロファイルをより正確に把握することができるため、クロストークを回避したより適切なスライス間隔を設定することが可能となる。

なお、第１の実施形態の説明においては、プリスキャンの１手順として補正関数や補正テーブルを生成するための校正スキャンを実施する例を示したが、校正スキャンはＭＲＩ装置１０の据え付け時に行ってもよい。また、本スキャンにおいて複数のシーケンスが実行されるときは、シーケンスとシーケンスの間に校正スキャンを実行してもよい。さらに、１日のうちＭＲＩ装置１０を使用する前（開始前の点検）や使用した後（終了時の点検）などの所定の時間に校正スキャンを実行してもよいし、定期保守点検の際に実行し、定期的に更新するようにしてもよい。

また、ＲＦ信号はシーケンスの種類によって出力間隔が長かったり、短かったりする場合がある。特に出力間隔が短い場合（Ｄｕｔｙ比が大きい場合）は、非線形性は様々に変化する場合がある。そのため、ＲＦ信号の出力間隔が短いファストスピンエコー（ＦＳＥ：Fast Spin Echo）法などのようなシーケンスにおいては、ＲＦ信号の出力間隔が短いＲＦ信号を実際に出力してゲインリニアリティを測定することで作成された補正関数や補正テーブルを用いることで、より正確な補正を行うことができる。

そこで、第１の実施形態の変形例として、Ｄｕｔｙ比が様々なＲＦ信号を出力して、そのＲＦ信号のＤｕｔｙ比毎にゲインリニアリティを測定し補正関数または補正テーブルを生成する校正スキャンを行ってもよい。また、ＲＦ信号のＤｕｔｙ比はパルスシーケンスの種類に応じて異なることから、校正スキャンにおいてシーケンス毎に専用の補正関数や補正テーブルを生成してもよい。

（第２の実施形態）
第２の実施形態に係るＭＲＩ装置１０は、リアルタイムフィードバック制御により増幅器４４の非線形性を補正する。

（１）構成
図１０は、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置１０の機能構成例を示す機能ブロック図である。第１の実施形態と同じ構成については同一の符号を付し、説明を省略する。

図１０が示すように、ＭＲＩ装置１０の送信部２７は、差分増幅器６０、可変利得アンプ６１を有する。

差分増幅器６０は、基準ＲＦ信号と検出ＲＦ信号とのエンベロープの差を求める。差分増幅器６０が出力する差は、ピークの差だけではなくエンベロープの形状の差を含めたものである。

可変利得アンプ６１は、差に基づいて前記基準ＲＦ信号に対する利得を変更することにより、前記出力ＲＦ信号のエンベロープが前記基準ＲＦ信号のエンベロープと一致するように前記基準ＲＦ信号のエンベロープを補正する。

（２）動作
以下、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置１０におけるエンベロープをアナログ回路で補正する際の動作を説明する。

まず、基準ＲＦ信号生成器４１が基準ＲＦ信号を生成する。基準ＲＦ信号は、Ｄ／Ａ変換器４３でアナログ信号に変換され、増幅器４４が基準ＲＦ信号を増幅し出力ＲＦ信号を生成する。増幅された出力ＲＦ信号は送信コイル２６から被検体Ｐに送信される。

送信コイル２６に送信された出力ＲＦ信号は検波器４６で検波される。差分増幅器６０は検波器４６で検出された検出ＲＦ信号と基準ＲＦ信号のパワーを比較する。差分増幅器６０では、検出ＲＦ信号と基準ＲＦ信号のパワーを比較し、両者の差を出力する。

次に、可変利得アンプ６１が、差分増幅器６０で算出された基準ＲＦ信号と検出ＲＦ信号の差に基づいて、基準ＲＦ信号のゲインを変更する。すなわち、可変利得アンプ６１は、基準ＲＦ信号と検出ＲＦ信号とが合致するようにゲインを調整する。このように、増幅器４４に送信される前に、増幅器４４の非線形性を加味したＲＦパワーの補正を行うことで、実際に増幅器４４から出力されるＲＦパワーを要求したパワーに近づけることができる。

最後に、増幅器４４が補正後の変調ＲＦ信号を増幅し、出力ＲＦ信号を生成する。補正後の出力ＲＦ信号は、送信コイル２６から被検体Ｐに出力される。出力ＲＦ信号は検波器４６で検波され、差分増幅器６０が検出ＲＦ信号と基準ＲＦ信号のパワーの差を出力し、可変利得アンプ６１がその差に基づいてゲインを調整することで、フィードバックによるエンベロープの補正が行われる。

このように第２の実施形態では、上述のように、増幅器４４によって増幅された波形をフィードバック制御により基準ＲＦ信号の波形とおおむね一致させることで、実際に被検体Ｐに送信されるＲＦ信号のエンベロープを要求した形状に近づけることができる。また、第２の実施形態では、リアルタイムで補正を行うことが可能である。このため、たとえば、増幅器４４の熱による利得の変化や継時的な入出力特性の変化により、出力されるＲＦ信号のパワーが変動した場合でも、第２の実施形態では逐次補正することが可能となる。

以上述べた少なくとも一つの実施形態のＭＲＩ装置によれば、ＲＦ信号の出力を適切に行うことができる。

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。

１０ＭＲＩ装置
１１撮像システム
１２制御システム
２１静磁場磁石
２２傾斜磁場コイル
２３傾斜磁場電源装置
２４寝台
２４ａ天板
２５寝台制御部
２６送信コイル
２７送信部
２８ａ〜２８ｄ受信コイル
２９受信部
３０シーケンサ
３１インターフェース部
３２データ収集部
３３データ処理部
３４記憶部
３５表示部
３６入力部
３７制御部
４１基準ＲＦ信号発生器
４２エンベロープ補正部
４３Ｄ／Ａ変換器
４４増幅器
４５方向性結合器
４６検波器
４７Ａ／Ｄ変換器
４８検出ＲＦ信号記憶部
４９リニアリティ測定部
５０補正関数生成部
５１補正テーブル生成部
６０差分増幅器
６１可変利得アンプ

Claims

デジタル信号に基づいて生成される基準ＲＦ信号を増幅し、出力ＲＦ信号として出力する増幅器と、
前記増幅器から出力された前記出力ＲＦ信号を検波し、検出ＲＦ信号として出力する検波器と、
前記基準ＲＦ信号と前記検出ＲＦ信号との差に基づいて、被検体の撮影時に出力される前記出力ＲＦ信号のエンベロープが前記基準ＲＦ信号のエンベロープと一致するように、前記基準ＲＦ信号のエンベロープを補正するエンベロープ補正部と、
を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
前記被検体の撮影前に、前記基準ＲＦ信号と前記検出ＲＦ信号との差から前記増幅器のゲインリニアリティを測定するリニアリティ測定部をさらに備え、
前記エンベロープ補正部は、前記ゲインリニアリティの測定結果に基づいて前記基準ＲＦ信号のエンベロープを補正する、
ことを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。
前記ゲインリニアリティに基づいて前記増幅器の非線形性を補正する補正関数を生成する補正関数生成部をさらに備え、
前記エンベロープ補正部は、前記補正関数を用いて前記基準ＲＦ信号を補正する、
ことを特徴とする請求項２に記載のＭＲＩ装置。
前記ゲインリニアリティに基づいて補正テーブルを生成する補正テーブル生成部をさらに備え、
前記エンベロープ補正部は、前記補正テーブルを用いて前記基準ＲＦ信号を補正する、
ことを特徴とする請求項２に記載のＭＲＩ装置。
前記補正関数生成部は、前記基準ＲＦ信号のデューティ比に応じて複数の異なる補正関数を生成する、
ことを特徴とする請求項３に記載のＭＲＩ装置。
前記補正テーブル生成部は、前記基準ＲＦ信号のデューティ比に応じて複数の異なる補正テーブルを生成する、
ことを特徴とする請求項４に記載のＭＲＩ装置。
前記補正関数生成部は、前記撮影時において実行されるパルスシーケンスの種類に応じてそれぞれの補正関数を生成する、
ことを特徴とする請求項３に記載のＭＲＩ装置。
前記補正テーブル生成部は、前記撮影時において実行されるパルスシーケンスの種類に応じてそれぞれの補正テーブルを生成する、
ことを特徴とする請求項４に記載のＭＲＩ装置。
前記リニアリティ測定部は、前記ＭＲＩ装置の据え付け時、前記被検体の撮影前に行われるプリスキャン時、および、前記被検体を撮影するためのパルスシーケンスが実行される直前、のうち少なくともいずれか１つのタイミングで前記ゲインリニアリティを測定する、
ことを特徴とする請求項１乃至８のいずれか１つに記載のＭＲＩ装置。
前記エンベロープ補正部は、
前記基準ＲＦ信号と前記検出ＲＦ信号とのエンベロープの差を求める差分増幅器と、
前記差に基づいて前記基準ＲＦ信号に対する利得を変更することにより、前記出力ＲＦ信号のエンベロープが前記基準ＲＦ信号のエンベロープと一致するように前記基準ＲＦ信号のエンベロープを補正する可変利得アンプと、
を備えて構成される、
ことを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。