JP4739735B2

JP4739735B2 - MRI equipment

Info

Publication number: JP4739735B2
Application number: JP2004337268A
Authority: JP
Inventors: 昌弘藤本; 大吉田; 研吾中島
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2004-11-22
Filing date: 2004-11-22
Publication date: 2011-08-03
Anticipated expiration: 2024-11-22
Also published as: JP2006141774A

Description

本発明は、ＭＲＩ（ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅＩｍａｇｉｎｇ）装置に関し、とくに、静磁場、勾配磁場および複数のＲＦコイル（ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙｃｏｉｌ）によるＲＦ磁場を対象に印加して発生させた磁気共鳴信号に基づいて画像を再構成するＭＲＩ装置に関する。 The present invention relates to an MRI (Magnetic Resonance Imaging) apparatus, and more particularly to an image based on a magnetic resonance signal generated by applying a static magnetic field, a gradient magnetic field, and an RF magnetic field by a plurality of RF coils (radio frequency coils) to an object. The present invention relates to an MRI apparatus to be reconfigured.

パラレルイメージング（ｐａｒａｌｌｅｌｉｍａｇｉｎｇ）等を行うＭＲＩ装置では、対象からの磁気共鳴信号の受信は複数のＲＦコイルを用いて行われる。複数のＲＦコイルの受信信号は複数の受信器を通じてそれぞれ受信される。複数のＲＦコイルは相互に電磁結合しないように構成されており、そのようなＲＦコイルはフェーズドアレイ・コイル（ｐｈａｓｅｄａｒｒａｙｃｏｉｌ）とも呼ばれる（例えば、特許文献１参照）。
特開２００４−０９７６０６号公報（第５−７頁、図１−２） In an MRI apparatus that performs parallel imaging or the like, reception of a magnetic resonance signal from a target is performed using a plurality of RF coils. The reception signals of the plurality of RF coils are respectively received through the plurality of receivers. The plurality of RF coils are configured not to be electromagnetically coupled to each other, and such RF coils are also called phased array coils (see, for example, Patent Document 1).
Japanese Patent Laying-Open No. 2004-097606 (page 5-7, FIG. 1-2)

フェーズドアレイ・コイルを送信コイルとしても使用する試みがあるが、フェーズドアレイ・コイルは対象に近接して使用されるので、個々のＲＦコイルごとに対象との位置関係が異なることがあり得る。そのような場合は、各ＲＦコイルに同一のＲＦ電力を供給しても、個々のＲＦコイルによる対象へのＲＦ磁場の印加が均等にならず、適切なイメージングは行えない。 Although there are attempts to use a phased array coil as a transmission coil, since the phased array coil is used in close proximity to the object, the positional relationship with the object may be different for each individual RF coil. In such a case, even if the same RF power is supplied to each RF coil, the application of the RF magnetic field to the object by the individual RF coils is not uniform, and appropriate imaging cannot be performed.

そこで、本発明の課題は、複数のＲＦコイルによるＲＦ磁場の印加が均等なＭＲＩ装置を実現することである。 Thus, an object of the present invention is to realize an MRI apparatus in which application of an RF magnetic field by a plurality of RF coils is uniform.

上記の課題を解決するための本発明は、静磁場、勾配磁場および複数のＲＦコイルによるＲＦ磁場を対象に印加して発生させた磁気共鳴信号に基づいて画像を再構成するＭＲＩ装置であって、複数のＲＦコイルにより対象にそれぞれ印加されるＲＦ磁場の強度が均等になるように複数のＲＦコイルの供給電力の比を調節する調節手段、を具備することを特徴とするＭＲＩ装置である。 The present invention for solving the above problems is an MRI apparatus that reconstructs an image based on a magnetic resonance signal generated by applying a static magnetic field, a gradient magnetic field, and an RF magnetic field generated by a plurality of RF coils to a target. An MRI apparatus comprising adjusting means for adjusting a ratio of power supplied to a plurality of RF coils so that the intensity of the RF magnetic field applied to the object by each of the plurality of RF coils is equalized.

前記調節手段は、共通のセンサによるＲＦ磁場検出信号に基づいて前記比を調節することが、センサ数を最小限にする点で好ましい。
前記比は、前記共通のセンサによるＲＦ磁場検出信号として、対象が存在しない状態において複数のＲＦコイルに同一強度のＲＦ磁場をそれぞれ発生させたときのＲＦ磁場検出信号に一致する信号が得られる比であることが、電力比を適正化する点で好ましい。 The adjustment means preferably adjusts the ratio based on an RF magnetic field detection signal from a common sensor in order to minimize the number of sensors.
The ratio is a ratio at which a signal that matches an RF magnetic field detection signal when an RF magnetic field having the same intensity is generated in each of a plurality of RF coils in a state where no target exists is obtained as an RF magnetic field detection signal by the common sensor. It is preferable in terms of optimizing the power ratio.

前記調節手段は、複数のＲＦコイルごとのセンサによるＲＦ磁場検出信号に基づいて前記比を調節することが、ＲＦ磁場検出条件を平等にする点で好ましい。
前記比は、前記検出信号の２乗の逆数の比であることが、電力比を適正化する点で好ましい。 The adjustment means preferably adjusts the ratio based on an RF magnetic field detection signal from a sensor for each of a plurality of RF coils in terms of equalizing the RF magnetic field detection conditions.
The ratio is preferably a ratio of the reciprocal of the square of the detection signal in terms of optimizing the power ratio.

前記調節手段は、複数のＲＦコイルの個別のインピーダンスに基づいて前記比を調節することが、ＲＦコイルの電気的特性値を利用する点で好ましい。
前記比は、前記インピーダンスの逆数の比であることが、電力比を適正化する点で好ましい。 It is preferable that the adjusting means adjust the ratio based on individual impedances of a plurality of RF coils in view of using electrical characteristic values of the RF coils.
The ratio is preferably a ratio of the reciprocal of the impedance from the viewpoint of optimizing the power ratio.

前記複数のＲＦコイルは対象を円筒状に取り囲むことが、撮像中心の共有が容易な点で好ましい。 It is preferable that the plurality of RF coils surround the object in a cylindrical shape because it is easy to share the imaging center.

本発明によれば、ＭＲＩ装置が、静磁場、勾配磁場および複数のＲＦコイルによるＲＦ磁場を対象に印加して発生させた磁気共鳴信号に基づいて画像を再構成するＭＲＩ装置であって、複数のＲＦコイルにより対象にそれぞれ印加されるＲＦ磁場の強度が均等になるように複数のＲＦコイルの供給電力の比を調節する調節手段を具備するので、複数のＲＦコイルによるＲＦ磁場の印加を均等にすることができる。 According to the present invention, the MRI apparatus is an MRI apparatus that reconstructs an image based on a magnetic resonance signal generated by applying a static magnetic field, a gradient magnetic field, and an RF magnetic field generated by a plurality of RF coils to an object. Since there is an adjustment means for adjusting the ratio of the power supplied to the plurality of RF coils so that the intensity of the RF magnetic field applied to the object by each RF coil is equal, the application of the RF magnetic field by the plurality of RF coils is even. Can be.

以下、図面を参照して発明を実施するための最良の形態を詳細に説明する。なお、本発明は発明を実施するための最良の形態に限定されるものではない。図１にＭＲＩ装置のブロック（ｂｌｏｃｋ）図を示す。本装置は発明を実施するための最良の形態の一例である。本装置の構成によって、ＭＲＩ装置に関する本発明を実施するための最良の形態の一例が示される。 The best mode for carrying out the invention will be described below in detail with reference to the drawings. The present invention is not limited to the best mode for carrying out the invention. FIG. 1 shows a block diagram of the MRI apparatus. This apparatus is an example of the best mode for carrying out the invention. An example of the best mode for carrying out the present invention relating to the MRI apparatus is shown by the configuration of the apparatus.

同図に示すように、本装置はマグネットシステム（ｍａｇｎｅｔｓｙｓｔｅｍ）１００を有する。マグネットシステム１００は主磁場コイル（ｃｏｉｌ）部１０２、勾配コイル部１０６およびＲＦコイル部１０８を有する。これら各コイル部は概ね円筒状の形状を有し、互いに同軸的に配置されている。 As shown in the figure, this apparatus has a magnet system 100. The magnet system 100 includes a main magnetic field coil unit 102, a gradient coil unit 106, and an RF coil unit 108. Each of these coil portions has a substantially cylindrical shape and is arranged coaxially with each other.

マグネットシステム１００の概ね円柱状の内部空間（ボア：ｂｏｒｅ）に、撮像の対象１がクレードル（ｃｒａｄｌｅ）５００に搭載されて図示しない搬送手段により搬入および搬出される。対象１の例えば頭部はＲＦコイル部１０８内に収容されている。ＲＦコイル部１０８については、後にあらためて説明する。 The imaging target 1 is mounted on a cradle 500 in a generally cylindrical internal space (bore) of the magnet system 100 and is carried in and out by a conveying means (not shown). For example, the head of the object 1 is accommodated in the RF coil unit 108. The RF coil unit 108 will be described later.

主磁場コイル部１０２はマグネットシステム１００の内部空間に静磁場を形成する。静磁場の方向は概ね対象１の体軸の方向に平行である。すなわちいわゆる水平磁場を形成する。主磁場コイル部１０２は例えば超伝導コイルを用いて構成される。なお、超伝導コイルに限らず常伝導コイル等を用いて構成してもよい。 The main magnetic field coil unit 102 forms a static magnetic field in the internal space of the magnet system 100. The direction of the static magnetic field is generally parallel to the direction of the body axis of the object 1. That is, a so-called horizontal magnetic field is formed. The main magnetic field coil unit 102 is configured using, for example, a superconducting coil. In addition, you may comprise using not only a superconductive coil but a normal conductive coil.

勾配コイル部１０６は、互いに垂直な３軸すなわちスライス（ｓｌｉｃｅ）軸、位相軸および周波数軸の方向において、それぞれ静磁場強度に勾配を持たせるための３つの勾配磁場を生じる。 The gradient coil section 106 generates three gradient magnetic fields for giving gradients to the static magnetic field strength in the directions of three axes perpendicular to each other, that is, the slice axis, the phase axis, and the frequency axis.

静磁場空間における互いに垂直な座標軸をｘ，ｙ，ｚとしたとき、いずれの軸もスライス軸とすることができる。その場合、残り２軸のうちの一方を位相軸とし、他方を周波数軸とする。また、スライス軸、位相軸および周波数軸は、相互間の垂直性を保ったままｘ，ｙ，ｚ軸に関して任意の傾きを持たせることも可能である。本装置では対象１の体幅の方向をｘ方向とし、体厚の方向をｙ方向とし、体軸の方向をｚ方向とする。 When the coordinate axes perpendicular to each other in the static magnetic field space are x, y, and z, any of the axes can be a slice axis. In that case, one of the remaining two axes is a phase axis, and the other is a frequency axis. In addition, the slice axis, the phase axis, and the frequency axis can have arbitrary inclinations with respect to the x, y, and z axes while maintaining the perpendicularity therebetween. In this apparatus, the body width direction of the object 1 is the x direction, the body thickness direction is the y direction, and the body axis direction is the z direction.

スライス軸方向の勾配磁場をスライス勾配磁場ともいう。位相軸方向の勾配磁場を位相エンコード（ｅｎｃｏｄｅ）勾配磁場ともいう。周波数軸方向の勾配磁場をリードアウト（ｒｅａｄｏｕｔ）勾配磁場ともいう。リードアウト勾配磁場は周波数エンコード勾配磁場と同義である。このような勾配磁場の発生を可能にするために、勾配コイル部１０６は図示しない３系統の勾配コイルを有する。以下、勾配磁場を単に勾配ともいう。 The gradient magnetic field in the slice axis direction is also called a slice gradient magnetic field. The gradient magnetic field in the phase axis direction is also referred to as a phase encode gradient magnetic field. The gradient magnetic field in the frequency axis direction is also referred to as a read out gradient magnetic field. The readout gradient magnetic field is synonymous with the frequency encoding gradient magnetic field. In order to make it possible to generate such a gradient magnetic field, the gradient coil unit 106 has three gradient coils (not shown). Hereinafter, the gradient magnetic field is also simply referred to as a gradient.

ＲＦコイル部１０８は静磁場空間に対象１の体内のスピン（ｓｐｉｎ）を励起するためのＲＦ磁場を形成する。以下、ＲＦ磁場を形成することをＲＦ励起信号の送信ないしＲＦ送信ともいう。また、ＲＦ励起信号をＲＦパルス（ｐｕｌｓｅ）ともいう。 The RF coil unit 108 forms an RF magnetic field for exciting spins in the body of the subject 1 in the static magnetic field space. Hereinafter, forming the RF magnetic field is also referred to as RF excitation signal transmission or RF transmission. The RF excitation signal is also referred to as an RF pulse.

励起されたスピンが生じる電磁波すなわち磁気共鳴信号は、ＲＦコイル部１０８によって受信される。磁気共鳴信号は、周波数ドメイン（ｄｏｍａｉｎ）すなわちフーリエ（Ｆｏｕｒｉｅｒ）空間の信号となる。 An electromagnetic wave generated by the excited spin, that is, a magnetic resonance signal is received by the RF coil unit 108. The magnetic resonance signal is a signal in the frequency domain (Fourier) space.

位相軸方向および周波数軸方向の勾配により、磁気共鳴信号のエンコードを２軸で行えば、磁気共鳴信号は２次元フーリエ空間についてのサンプリング信号として得られ、スライス勾配をも利用してエンコードを３軸で行えば３次元フーリエ空間についての信号として得られる。各勾配は、２次元あるいは３次元フーリエ空間における信号のサンプリング位置を決定する。以下、フーリエ空間をｋスペース（ｋ−ｓｐａｃｅ）ともいう。 If the magnetic resonance signal is encoded in two axes by the gradient in the phase axis direction and the frequency axis direction, the magnetic resonance signal is obtained as a sampling signal for the two-dimensional Fourier space, and the encoding is performed in three axes using the slice gradient. Is obtained as a signal for a three-dimensional Fourier space. Each gradient determines the sampling position of the signal in 2D or 3D Fourier space. Hereinafter, the Fourier space is also referred to as k-space.

勾配コイル部１０６には勾配駆動部１３０が接続されている。勾配駆動部１３０は勾配コイル部１０６に駆動信号を与えて勾配磁場を発生させる。勾配駆動部１３０は、勾配コイル部１０６における３系統の勾配コイルに対応して、図示しない３系統の駆動回路を有する。 A gradient driving unit 130 is connected to the gradient coil unit 106. The gradient driving unit 130 gives a driving signal to the gradient coil unit 106 to generate a gradient magnetic field. The gradient drive unit 130 has three systems of drive circuits (not shown) corresponding to the three systems of gradient coils in the gradient coil unit 106.

ＲＦコイル部１０８にはＲＦ駆動部１４０が接続されている。ＲＦ駆動部１４０はＲＦコイル部１０８に駆動信号を与えてＲＦパルスを送信させ、対象１の体内のスピンを励起する。 An RF drive unit 140 is connected to the RF coil unit 108. The RF drive unit 140 gives a drive signal to the RF coil unit 108 to transmit an RF pulse, thereby exciting the spin in the body of the subject 1.

ＲＦコイル部１０８には、また、データ（ｄａｔａ）収集部１５０が接続されている。データ収集部１５０は、ＲＦコイル部１０８が受信した受信信号をディジタルデータ（ｄｉｇｉｔａｌｄａｔａ）として収集する。 A data collection unit 150 is also connected to the RF coil unit 108. The data collection unit 150 collects reception signals received by the RF coil unit 108 as digital data.

勾配駆動部１３０、ＲＦ駆動部１４０およびデータ収集部１５０にはシーケンス（ｓｅｑｕｅｎｃｅ）制御部１６０が接続されている。シーケンス制御部１６０は、勾配駆動部１３０ないしデータ収集部１５０をそれぞれ制御して磁気共鳴信号の収集を遂行する。 A sequence control unit 160 is connected to the gradient driving unit 130, the RF driving unit 140, and the data collecting unit 150. The sequence controller 160 controls the gradient driver 130 or the data collector 150 to collect magnetic resonance signals.

シーケンス制御部１６０は、例えばコンピュータ（ｃｏｍｐｕｔｅｒ）等を用いて構成される。シーケンス制御部１６０はメモリ（ｍｅｍｏｒｙ）を有する。メモリはシーケンス制御部１６０用のプログラム（ｐｒｏｇｒａｍ）および各種のデータを記憶している。シーケンス制御部１６０の機能は、コンピュータがメモリに記憶されたプログラムを実行することにより実現される。 The sequence control unit 160 is configured using, for example, a computer. The sequence control unit 160 has a memory. The memory stores a program for the sequence control unit 160 and various data. The function of the sequence control unit 160 is realized by the computer executing a program stored in the memory.

データ収集部１５０の出力側はデータ処理部１７０に接続されている。データ収集部１５０が収集したデータがデータ処理部１７０に入力される。データ処理部１７０は、例えばコンピュータ等を用いて構成される。データ処理部１７０はメモリを有する。メモリはデータ処理部１７０用のプログラムおよび各種のデータを記憶している。 The output side of the data collection unit 150 is connected to the data processing unit 170. Data collected by the data collection unit 150 is input to the data processing unit 170. The data processing unit 170 is configured using, for example, a computer. The data processing unit 170 has a memory. The memory stores a program for the data processing unit 170 and various data.

データ処理部１７０はシーケンス制御部１６０に接続されている。データ処理部１７０はシーケンス制御部１６０の上位にあってそれを統括する。本装置の機能は、データ処理部１７０がメモリに記憶されたプログラムを実行することによりを実現される。 The data processing unit 170 is connected to the sequence control unit 160. The data processing unit 170 is above the sequence control unit 160 and controls it. The function of this apparatus is realized by the data processing unit 170 executing a program stored in the memory.

データ処理部１７０は、データ収集部１５０が収集したデータをメモリに記憶する。メモリ内にはデータ空間が形成される。このデータ空間はｋスペースに対応する。データ処理部１７０は、ｋスペースのデータを逆フ−リエ変換することにより画像を再構成する。 The data processing unit 170 stores the data collected by the data collection unit 150 in a memory. A data space is formed in the memory. This data space corresponds to k-space. The data processing unit 170 reconstructs an image by performing inverse Fourier transform on k-space data.

データ処理部１７０には表示部１８０および操作部１９０が接続されている。表示部１８０は、グラフィックディスプレー（ｇｒａｐｈｉｃｄｉｓｐｌａｙ）等で構成される。操作部１９０はポインティングデバイス（ｐｏｉｎｔｉｎｇｄｅｖｉｃｅ）を備えたキーボード（ｋｅｙｂｏａｒｄ）等で構成される。 A display unit 180 and an operation unit 190 are connected to the data processing unit 170. The display unit 180 is configured by a graphic display or the like. The operation unit 190 includes a keyboard having a pointing device.

表示部１８０は、データ処理部１７０から出力される再構成画像および各種の情報を表示する。操作部１９０は、使用者によって操作され、各種の指令や情報等をデータ処理部１７０に入力する。使用者は表示部１８０および操作部１９０を通じてインタラクティブ（ｉｎｔｅｒａｃｔｉｖｅ）に本装置を操作することが可能である。 The display unit 180 displays the reconstructed image and various information output from the data processing unit 170. The operation unit 190 is operated by the user and inputs various commands and information to the data processing unit 170. A user can operate the apparatus interactively through the display unit 180 and the operation unit 190.

図２に、ＲＦコイル部１０８の主要部を斜視図によって示す。同図に示すように、ＲＦコイル部１０８は複数のコイル８０２−８０８を有する。コイル８０２−８０８は、それぞれが長方形のコイルであり、全体として円筒を形成するように配置される。このように配置することにより、撮像中心を共有することが容易になる。円筒の軸方向は体軸方向と一致する。コイル８０２−８０８は、本発明における複数のＲＦコイルの一例である。 FIG. 2 is a perspective view showing the main part of the RF coil unit 108. As shown in the figure, the RF coil unit 108 has a plurality of coils 802-808. Each of the coils 802 to 808 is a rectangular coil and is disposed so as to form a cylinder as a whole. By arranging in this way, it becomes easy to share the imaging center. The axial direction of the cylinder coincides with the body axis direction. Coils 802 to 808 are an example of a plurality of RF coils in the present invention.

ここでは、コイル数が４である例を示すが、それ以外の適宜の複数であってよい。コイル８０２−８０８はそれぞれ閉ループ（ｌｏｏｐ）をなす。各ループは、キャパシタ（ｃａｐａｃｉｔｏｒ）を直列に有する導体のループである。ただし、キャパシタの図示は省略してある。 Here, an example in which the number of coils is four is shown, but other appropriate plural numbers may be used. Each of the coils 802 to 808 forms a closed loop. Each loop is a conductor loop having a capacitor in series. However, the illustration of the capacitor is omitted.

コイル８０２−８０８は、相互に電磁的にカップリング（ｃｏｕｐｌｉｎｇ）しないように構成されている。すなわち、コイル８０２−８０８はフェーズドアレイ・コイルとなっている。フェーズドアレイ・コイルは、各ループに中和回路を設けること等によって実現される。 Coils 802-808 are configured not to be electromagnetically coupled to each other. That is, the coils 802-808 are phased array coils. The phased array coil is realized by providing a neutralization circuit in each loop.

ＲＦコイル部１０８内に対象１を収容した状態を図３に示す。同図は、体軸方向に見た図である。対象１はその輪郭が概ね楕円形ではあるが、一般的には厳密な体軸対称性を持たない。さらに、体軸がＲＦコイル部１０８の中心軸に常に一致するとは限らない。したがって、対象１とコイル８０２−８０８の位置関係はコイルごとに相違する。 A state in which the object 1 is accommodated in the RF coil unit 108 is shown in FIG. The figure is a view seen in the body axis direction. The object 1 has a generally elliptical outline, but generally does not have strict body axis symmetry. Furthermore, the body axis does not always coincide with the central axis of the RF coil unit 108. Therefore, the positional relationship between the object 1 and the coils 802 to 808 is different for each coil.

このため、コイル８０２−８０８に供給するＲＦ電力を全て同一にしても、対象１に実際に印加されるＲＦ磁場は、負荷条件等の相違によりコイルごとに相違することとなるが、本装置は、対象１とコイル８０２−８０８の個々の位置関係の相違に関わらず、対象１に実際に印加されるＲＦ磁場を均等にする手段を備えている。以下、それについて説明する。 For this reason, even if all the RF power supplied to the coils 802 to 808 is the same, the RF magnetic field actually applied to the object 1 will be different for each coil due to differences in load conditions and the like. Regardless of the difference in the individual positional relationship between the object 1 and the coils 802 to 808, a means for equalizing the RF magnetic field actually applied to the object 1 is provided. This will be described below.

図４に、ＲＦコイル部１０８、ＲＦ駆動部１４０、データ収集部１５０およびシーケンス制御部１６０の主要な構成の一例を示す。同図に示すように、ＲＦ駆動部１４０は出力段にパワーアンプ（ｐｏｗｅｒａｍｐｌｉｆｉｅｒ）４０２−４０８を有する。パワーアンプ４０２−４０８は可変ゲイン（ｇａｉｎ）のアンプである。パワーアンプ４０２−４０８は入力のＲＦパルスを電力増幅し、送受切換器４１２−４１８を通じてＲＦコイル部１０８のコイル８０２−８０８にそれぞれ供給する。 FIG. 4 shows an example of main components of the RF coil unit 108, the RF drive unit 140, the data collection unit 150, and the sequence control unit 160. As shown in the figure, the RF driving unit 140 includes power amplifiers 402 to 408 at the output stage. The power amplifiers 402 to 408 are variable gain amplifiers. The power amplifiers 402-408 amplify the power of the input RF pulses and supply them to the coils 802-808 of the RF coil unit 108 through the transmission / reception switchers 412-418, respectively.

コイル８０２−８０８の受信信号は、送受切換器４１２−４１８を通じてデータ収集部１５０の入力段のプリアンプ（ｐｒｅ−ａｍｐｌｉｆｉｅｒ）５０２−５０８にそれぞれ入力される。 The reception signals of the coils 802 to 808 are respectively input to pre-amplifiers 502 to 508 in the input stage of the data collection unit 150 through the transmission / reception switchers 412 to 418.

ＲＦコイル部１０８の近傍には、センサ（ｓｅｎｓｏｒ）４２０が設けられ、ＲＦコイル部１０８が発生するＲＦ磁場の強度が検出される。センサ４２０は、本発明における共通のセンサの一例である。共通のセンサを用いるので、センサ数を最小限にすることができる。センサ４２０としては、例えばサーチコイル（ｓｅａｒｃｈｃｏｉｌ）等が用いられる。センサ４２０の検出信号は調節部４３０に入力される。 A sensor 420 is provided in the vicinity of the RF coil unit 108 to detect the intensity of the RF magnetic field generated by the RF coil unit 108. The sensor 420 is an example of a common sensor in the present invention. Since a common sensor is used, the number of sensors can be minimized. As the sensor 420, for example, a search coil or the like is used. A detection signal of the sensor 420 is input to the adjustment unit 430.

調節部４３０は、入力信号に基づいてパワーアンプ４０２−４０８のゲインを個々に調節する。パワーアンプ４０２−４０８の個々のゲインは、コイル８０２−８０８によって対象１にそれぞれ印加されるＲＦ磁場の強度が全て同じになるように調節される。調節部４３０は、本発明における調節手段の一例である。 The adjustment unit 430 individually adjusts the gains of the power amplifiers 402 to 408 based on the input signal. The individual gains of the power amplifiers 402-408 are adjusted so that the strengths of the RF magnetic fields applied to the object 1 by the coils 802-808 are all the same. The adjustment unit 430 is an example of an adjustment unit in the present invention.

ゲイン調節について説明する。ゲイン調節に当たっては、まず、ＲＦコイル部１０８内に対象１を収容しない状態で、コイル８０２−８０８に同一のＲＦ電力を逐次供給して同一磁場強度のＲＦ磁場をそれぞれ発生させ、そのつど得られるセンサ４２０の検出値をそれぞれ記憶する。これによって、コイル８０２−８０８に同一のＲＦ磁場をそれぞれ発生させたときの、センサ４２０の位置におけるＲＦ磁場強度検出値がコイルごとに得られる。 The gain adjustment will be described. In the gain adjustment, first, the RF power of the same magnetic field strength is generated by sequentially supplying the same RF power to the coils 802 to 808 in a state where the object 1 is not accommodated in the RF coil section 108, and is obtained each time. Each detection value of the sensor 420 is stored. Thus, an RF magnetic field strength detection value at the position of the sensor 420 when the same RF magnetic field is generated in each of the coils 802 to 808 is obtained for each coil.

次に、ＲＦコイル部１０８内に対象１を収容した状態で、コイル８０２−８０８のうちの１つ例えばコイル８０２について、上記と同一のＲＦ電力を供給してＲＦ磁場を発生させ、そのときのセンサ４２０の検出値を求める。 Next, in a state where the object 1 is accommodated in the RF coil unit 108, one of the coils 802 to 808, for example, the coil 802, is supplied with the same RF power as above to generate an RF magnetic field. A detection value of the sensor 420 is obtained.

対象１を収容したことに伴う負荷条件等の変化により、同一のＲＦ電力を供給しても、コイル８０２が発生するＲＦ磁場は先の無負荷時と同じになるとは限らない。磁場強度が相違する場合は、先の検出値とは異なる検出値が得られる。 Even if the same RF power is supplied due to a change in the load condition and the like accompanying accommodation of the object 1, the RF magnetic field generated by the coil 802 is not always the same as in the previous no-load state. When the magnetic field strength is different, a detection value different from the previous detection value is obtained.

そのような場合は、調節部４３０は、パワーアンプ４０２のゲインを調節してコイル８０２に供給するＲＦ電力を変化させ、磁場強度の検出値が先の検出値と一致するようにする。検出値の一致は磁場強度の一致を示しているので、このとき、パワーアンプ４０２の出力電力は、コイル８０２に無負荷時と同一強度のＲＦ磁場を発生させるＲＦ電力となる。これによって、コイル８０２に無負荷時と同一強度のＲＦ磁場を発生させるＲＦ電力を供給するための、パワーアンプ４０２のゲインが定まる。 In such a case, the adjustment unit 430 changes the RF power supplied to the coil 802 by adjusting the gain of the power amplifier 402 so that the detected value of the magnetic field strength matches the previous detected value. Since the coincidence of the detected values indicates the coincidence of the magnetic field strengths, at this time, the output power of the power amplifier 402 is RF power that causes the coil 802 to generate an RF magnetic field having the same intensity as when there is no load. As a result, the gain of the power amplifier 402 for supplying the coil 802 with RF power for generating an RF magnetic field having the same strength as that at the time of no load is determined.

同様なゲイン調節が他のパワーアンプ４０４−４０８についてもそれぞれ行われ、無負荷時と同一強度のＲＦ磁場をコイル８０４−８０８にそれぞれ発生させるための、パワーアンプ４０４−４０８のゲインがそれぞれ定まる。 The same gain adjustment is performed for each of the other power amplifiers 404-408, and the gains of the power amplifiers 404-408 for generating the RF magnetic fields having the same intensity as those in the no-load state in the coils 804-808 are determined.

このようにして定められたパワーアンプ４０２−４０８のゲインの比は、現在の負荷条件等の下で、コイル８０２−８０８に同一強度のＲＦ磁場をそれぞれ発生させるための、パワーアンプ４０２−４０８の出力電力の比を表す。 The gain ratio of the power amplifiers 402-408 thus determined is that of the power amplifiers 402-408 for generating the RF magnetic fields of the same intensity in the coils 802-808 under the current load conditions and the like. Represents the ratio of output power.

したがって、撮影用のＲＦ励起時には、パワーアンプ４０２−４０８の出力電力をこの比を維持して行うことにより、コイル８０２−８０８から対象１に印加されるＲＦ磁場強度を全て均等にすることができる。なお、パワーアンプ４０２−４０８の出力電力の絶対値すなわちＲＦ磁場強度の絶対値は、所望するスピン励起の度合いに応じて適宜に制御される。 Therefore, at the time of RF excitation for imaging, the output power of the power amplifier 402-408 is maintained while maintaining this ratio, so that all the RF magnetic field strengths applied to the object 1 from the coils 802-808 can be made equal. . Note that the absolute value of the output power of the power amplifiers 402-408, that is, the absolute value of the RF magnetic field strength, is appropriately controlled according to the desired degree of spin excitation.

図５に、ＲＦコイル部１０８、ＲＦ駆動部１４０、データ収集部１５０およびシーケンス制御部１６０の主要な構成の他の例を示す。同図において図４に示したものと同様な部分は同一の符号を付して説明を省略する。 FIG. 5 shows another example of main configurations of the RF coil unit 108, the RF drive unit 140, the data collection unit 150, and the sequence control unit 160. In the figure, the same parts as those shown in FIG.

同図では、ＲＦ磁場用のセンサ４２２−４２８がコイル８０２−８０８ごとに設けられる。センサ４２２−４２８は対応するコイルの近傍にそれぞれ設けられる。センサ４２２−４２８は、本発明における複数のＲＦコイルごとのセンサの一例である。複数のＲＦコイルごとにセンサを設けることにより、ＲＦ磁場検出条件を平等にすることができる。 In the figure, RF magnetic field sensors 422-428 are provided for the coils 802-808. Sensors 422-428 are provided in the vicinity of the corresponding coils, respectively. Sensors 422 to 428 are an example of a sensor for each of a plurality of RF coils in the present invention. By providing a sensor for each of the plurality of RF coils, the RF magnetic field detection conditions can be made equal.

調節部４３０は、センサ４２２−４２８からの入力信号に基づいてパワーアンプ４０２−４０８のゲインを個々に調節する。パワーアンプ４０２−４０８の個々のゲインは、コイル８０２−８０８によって対象１にそれぞれ印加されるＲＦ磁場の強度が全て同じになるように調節される。調節部４３０は、本発明における調節手段の一例である。 The adjustment unit 430 individually adjusts the gains of the power amplifiers 402-408 based on the input signals from the sensors 422-428. The individual gains of the power amplifiers 402-408 are adjusted so that the strengths of the RF magnetic fields applied to the object 1 by the coils 802-808 are all the same. The adjustment unit 430 is an example of an adjustment unit in the present invention.

ゲイン調節について説明する。ゲイン調節はＲＦコイル部１０８内に対象が収容された状態で行われる。すなわち、ＲＦコイル部１０８内に対象１を収容した状態で、コイル８０２−８０８に同一のＲＦ電力を逐次供給してＲＦ磁場をそれぞれ発生させ、そのつど得られるセンサ４２２−４２８の検出値をそれぞれ求める。これによって、コイル８０２−８０８に同一のＲＦ電力をそれぞれ供給したときの、ＲＦ磁場強度検出値がコイルごとに得られる。 The gain adjustment will be described. Gain adjustment is performed in a state where the object is accommodated in the RF coil unit 108. That is, in a state where the object 1 is accommodated in the RF coil unit 108, the same RF power is sequentially supplied to the coils 802 to 808 to generate RF magnetic fields, and the detection values of the sensors 422 to 428 obtained respectively are respectively obtained. Ask. Thereby, an RF magnetic field strength detection value when the same RF power is supplied to the coils 802 to 808 is obtained for each coil.

対象１とコイル８０２−８０８の位置関係がコイルごとに異なることにより、同一のＲＦ電力を供給しても、コイル８０２−８０８が発生するＲＦ磁場は全て同じになるとは限らない。磁場強度が相違する場合は、センサ４２２−４２８によってそれぞれ異なる検出値が得られる。 Because the positional relationship between the object 1 and the coils 802-808 differs for each coil, the RF magnetic fields generated by the coils 802-808 are not necessarily the same even when the same RF power is supplied. When the magnetic field strengths are different, different detection values are obtained by the sensors 422 to 428, respectively.

調節部４３０は、パワーアンプ４０２−４０８のゲインの比をセンサ４２２−４２８の検出値の２乗の逆数の比となるように調節する。このようにして定められたパワーアンプ４０２−４０８のゲインの比は、現在の負荷条件等の下で、コイル８０２−８０８に同一強度のＲＦ磁場をそれぞれ発生させるための、パワーアンプ４０２−４０８の出力電力の比となる。 The adjustment unit 430 adjusts the gain ratio of the power amplifiers 402-408 so as to be the ratio of the reciprocal of the square of the detection values of the sensors 422-428. The gain ratio of the power amplifiers 402-408 thus determined is that of the power amplifiers 402-408 for generating the RF magnetic fields of the same intensity in the coils 802-808 under the current load conditions and the like. This is the ratio of output power.

したがって、撮影時のＲＦ励起は、パワーアンプ４０２−４０８の出力電力の比をこの比に維持して行うことにより、コイル８０２−８０８から対象１に印加されるＲＦ磁場強度を全て均等にすることができる。なお、パワーアンプ４０２−４０８の出力電力の絶対値は、所望するスピン励起の度合いに応じて適宜に制御される。 Therefore, RF excitation at the time of imaging is performed while maintaining the ratio of the output power of the power amplifiers 402-408 at this ratio, so that all the RF magnetic field strengths applied to the object 1 from the coils 802-808 are equalized. Can do. The absolute value of the output power of the power amplifier 402-408 is appropriately controlled according to the desired degree of spin excitation.

図６に、ＲＦコイル部１０８、ＲＦ駆動部１４０、データ収集部１５０およびシーケンス制御部１６０の主要な構成の他の例を示す。同図において図４に示したものと同様な部分は同一の符号を付して説明を省略する。 FIG. 6 shows another example of the main configuration of the RF coil unit 108, the RF drive unit 140, the data collection unit 150, and the sequence control unit 160. In the figure, the same parts as those shown in FIG.

同図では、コイル８０２−８０８のインピーダンス（ｉｍｐｅｄａｎｃｅ）がインピーダンス測定部４４０によって測定される。インピーダンス測定部４４としては、例えば、反射波利用形のインピーダンス測定器等が用いられる。 In the figure, the impedance of the coils 802 to 808 is measured by the impedance measuring unit 440. As the impedance measuring unit 44, for example, a reflected wave type impedance measuring device or the like is used.

調節部４３０は、インピーダンス測定部４４０から入力されるコイル８０２−８０８ごとのインピーダンスに基づいてパワーアンプ４０２−４０８のゲインを個々に調節する。パワーアンプ４０２−４０８の個々のゲインは、コイル８０２−８０８によって対象１にそれぞれ印加されるＲＦ磁場の強度が全て同じになるように調節される。調節部４３０は、本発明における調節手段の一例である。 The adjustment unit 430 individually adjusts the gains of the power amplifiers 402-408 based on the impedance of each of the coils 802-808 input from the impedance measurement unit 440. The individual gains of the power amplifiers 402-408 are adjusted so that the strengths of the RF magnetic fields applied to the object 1 by the coils 802-808 are all the same. The adjustment unit 430 is an example of an adjustment unit in the present invention.

ゲイン調節について説明する。ゲイン調節はＲＦコイル部１０８内に対象が収容された状態で行われる。すなわち、ＲＦコイル部１０８内に対象１を収容した状態で、コイル８０２−８０８のインピーダンスをそれぞれ測定する。 The gain adjustment will be described. Gain adjustment is performed in a state where the object is accommodated in the RF coil unit 108. That is, the impedances of the coils 802 to 808 are measured in a state where the object 1 is accommodated in the RF coil unit 108.

対象１とコイル８０２−８０８の位置関係がコイルごとに異なることにより、コイル８０２−８０８インピーダンスが全て同じになるとは限らない。インピーダンスが相違する場合は、コイル８０２−８０８についてそれぞれ異なる値が測定される。 Since the positional relationship between the target 1 and the coils 802-808 differs from coil to coil, the impedances of the coils 802-808 are not always the same. If the impedances are different, different values are measured for coils 802-808.

調節部４３０は、パワーアンプ４０２−４０８のゲインの比をコイル８０２−８０８のインピーダンスの逆数の比となるように調節する。複数のＲＦコイルの個別のインピーダンスに基づいて比を調節するので、ＲＦコイルの電気的特性値を利用した調節を行うことができる。 The adjustment unit 430 adjusts the gain ratio of the power amplifiers 402-408 so as to be the ratio of the reciprocal of the impedance of the coils 802-808. Since the ratio is adjusted based on the individual impedances of the plurality of RF coils, the adjustment using the electrical characteristic values of the RF coils can be performed.

このようにして定められたパワーアンプ４０２−４０８のゲインの比は、現在の負荷条件等の下で、コイル８０２−８０８に同一強度のＲＦ磁場をそれぞれ発生させるための、パワーアンプ４０２−４０８の出力電力の比となる。 The gain ratio of the power amplifiers 402-408 thus determined is that of the power amplifiers 402-408 for generating the RF magnetic fields of the same intensity in the coils 802-808 under the current load conditions and the like. This is the ratio of output power.

図７に、撮影用のパルスシーケンスの一例を示す。このパルスシーケンスはＥＰＩ（ｅｃｈｏｐｌａｎａｒｉｍａｇｉｎｇ）によるパルスシーケンス（ｐｕｌｓｅｓｅｑｕｅｎｃｅ）である。パルスシーケンスは左から右に進行する。以下同様である。 FIG. 7 shows an example of a pulse sequence for photographing. This pulse sequence is a pulse sequence by EPI (echo planer imaging). The pulse sequence proceeds from left to right. The same applies hereinafter.

同図において、（１）はＲＦ信号のシーケンスを示す。（２）−（４）はいずれも勾配磁場のシーケンスで、（２）はスライス勾配、（３）は周波数エンコード勾配、（４）は位相エンコード勾配である。なお、静磁場は一定の磁場強度で常時印加されている。 In the figure, (1) shows an RF signal sequence. (2) to (4) are all gradient magnetic field sequences, (2) is a slice gradient, (3) is a frequency encoding gradient, and (4) is a phase encoding gradient. The static magnetic field is always applied with a constant magnetic field strength.

まず、９０°パルスによるスピン励起が行われる。９０°励起の所定時間後に１８０°パルスによる１８０°励起が行われる。いずれもスライス勾配Ｇｓｌｉｃｅの下での選択励起である。 First, spin excitation is performed with a 90 ° pulse. 180 ° excitation by a 180 ° pulse is performed after a predetermined time of 90 ° excitation. Both are selective excitations under the slice gradient Gslice.

次に、位相エンコード勾配Ｇｐｈａｓｅおよび周波数エンコード勾配Ｇｆｒｅｑが所定のシーケンスで印加され、複数のエコーが逐次読み出される。複数のエコーは位相エンコードがそれぞれ異なる。エコーは中心信号で代表する。以下同様である。 Next, a phase encode gradient Gphase and a frequency encode gradient Gfreq are applied in a predetermined sequence, and a plurality of echoes are sequentially read out. Multiple echoes have different phase encodings. The echo is represented by the center signal. The same applies hereinafter.

このようなパルスシーケンスが、繰り返し時間ＴＲで所定回数繰り返され、そのつど、複数のエコーが読み出される。すなわち、マルチショット（ｍｕｌｔｉ−ｓｈｏｔ）のスキャン（ｓｃａｎ）が行われる。繰り返しのたびにエコーの位相エンコードが変更され、所定回数の繰り返しによって、ｋスペース全体についてのサンプリングが行われる。このデータを２次元逆フーリエ変換することにより、２Ｄ画像が再構成される。 Such a pulse sequence is repeated a predetermined number of times with a repetition time TR, and a plurality of echoes are read out each time. That is, a multi-shot scan is performed. The echo phase encoding is changed at each repetition, and the entire k-space is sampled by a predetermined number of repetitions. A 2D image is reconstructed by performing a two-dimensional inverse Fourier transform on this data.

パルスシーケンスはＥＰＩに限らず他の適宜のパルスシーケンスでよい。ＥＰＩ以外のパルスシーケンスとして、例えば、３Ｄグラディエントエコー（３ＤｉｍｅｎｓｉｏｎａｌＧｒａｄｉｅｎｔＥｃｈｏ）法によるパルスシーケンスがある。 The pulse sequence is not limited to EPI, but may be another appropriate pulse sequence. As a pulse sequence other than EPI, for example, there is a pulse sequence by a 3D gradient echo (3D gradient echo) method.

図８に、そのパルスシーケンスを示す。同図において、（１）はＲＦ信号のパルスシーケンスを示す。（２）−（４）はいずれも勾配磁場のパルスシーケンスを示す。（２）はスライス勾配およびスライス方向の位相エンコード勾配、（３）は周波数エンコード勾配、（４）は位相エンコード勾配勾配である。なお、静磁場は一定の磁場強度で常時印加されている。 FIG. 8 shows the pulse sequence. In the figure, (1) shows the pulse sequence of the RF signal. (2)-(4) each show a pulse sequence of a gradient magnetic field. (2) is the slice gradient and the phase encode gradient in the slice direction, (3) is the frequency encode gradient, and (4) is the phase encode gradient. The static magnetic field is always applied with a constant magnetic field strength.

まず、α°パルスによるスピン励起が行われる。α°励起はスライス勾配Ｇｓｌｉｃｅの下での選択励起である。α°励起後に、スライス方向の位相エンコード勾配Ｇｓｌｉｃｅ、周波数エンコード勾配Ｇｆｒｅｑおよび位相エンコード勾配Ｇｐｈａｓｅが所定のシーケンスで印加され、エコーが読み出される。 First, spin excitation by an α ° pulse is performed. α ° excitation is selective excitation under a slice gradient Gslice. After the α ° excitation, the phase encode gradient Gslice, the frequency encode gradient Gfreq, and the phase encode gradient Gphase in the slice direction are applied in a predetermined sequence, and the echo is read out.

このようなパルスシーケンスが、繰り返し時間ＴＲで所定回数繰り返され、そのつど、エコーが読み出される。繰り返しのたびにエコーの位相エンコードが変更され、所定回数の繰り返しによって、ｋスペース全体についてのサンプリングが行われる。このデータを３次元逆フーリエ変換することにより３Ｄ画像が再構成される。 Such a pulse sequence is repeated a predetermined number of times with a repetition time TR, and an echo is read out each time. The echo phase encoding is changed at each repetition, and the entire k-space is sampled by a predetermined number of repetitions. A 3D image is reconstructed by performing a three-dimensional inverse Fourier transform on this data.

本発明を実施するための最良の形態の一例のブロック図である。It is a block diagram of an example of the best mode for carrying out the present invention. 受信コイル部の主要部を示す図である。It is a figure which shows the principal part of a receiving coil part. 受信コイル部と対象の関係を示す図である。It is a figure which shows the relationship between a receiving coil part and object. ＲＦコイル部１０８、ＲＦ駆動部１４０、データ収集部１５０およびシーケンス制御部１６０の構成を示す図である。FIG. 2 is a diagram illustrating the configuration of an RF coil unit, an RF drive unit, a data collection unit, and a sequence control unit. ＲＦコイル部１０８、ＲＦ駆動部１４０、データ収集部１５０およびシーケンス制御部１６０の構成を示す図である。FIG. 2 is a diagram illustrating the configuration of an RF coil unit, an RF drive unit, a data collection unit, and a sequence control unit. ＲＦコイル部１０８、ＲＦ駆動部１４０、データ収集部１５０およびシーケンス制御部１６０の構成を示す図である。FIG. 2 is a diagram illustrating the configuration of an RF coil unit, an RF drive unit, a data collection unit, and a sequence control unit. 磁気共鳴撮影用のパルスシーケンスの一例を示す図である。It is a figure which shows an example of the pulse sequence for magnetic resonance imaging. 磁気共鳴撮影用のパルスシーケンスの一例を示す図である。It is a figure which shows an example of the pulse sequence for magnetic resonance imaging.

Explanation of symbols

１対象
１００マグネットシステム
１０２主磁場コイル部
１０６勾配コイル部
１０８ＲＦコイル部
１１０受信コイル部
１３０勾配駆動部
１４０ＲＦ駆動部
１５０データ収集部
１６０シーケンス制御部
１７０データ処理部
１８０表示部
１９０操作部
５００クレードル
８０２−８０８コイル
４０２−４０８パワーアンプ
４１２−４１８送受切換器
４２０−４２８センサ
４３０調節部
４４０信号測定部
４５０インピーダンス測定部 1 Target 100 Magnet system 102 Main magnetic field coil unit 106 Gradient coil unit 108 RF coil unit 110 Reception coil unit 130 Gradient drive unit 140 RF drive unit 150 Data collection unit 160 Sequence control unit 170 Data processing unit 180 Display unit 190 Operation unit 500 Cradle 802-808 Coil 402-408 Power amplifier 412-418 Transmission / reception switcher 420-428 Sensor 430 Adjustment unit 440 Signal measurement unit 450 Impedance measurement unit

Claims

An MRI apparatus that reconstructs an image based on a magnetic resonance signal generated by applying an RF magnetic field generated by an RF coil unit having a static magnetic field, a gradient magnetic field, and a plurality of RF coils to an object,
A common sensor for detecting the intensity of the RF magnetic field generated by the RF coil unit;
And adjusting means for adjusting the ratio of the power supply of a plurality of RF coils so that the intensity of the RF magnetic field applied respectively to the subject is equalized by the plurality of RF coils,
Equipped with,
The adjusting means is
In the state where the target does not exist, the same RF power is sequentially supplied to the plurality of RF coils to generate RF magnetic fields having the same magnetic field strength, and the first detection value of the common sensor obtained each time is stored. And
In a state where the target exists, an RF magnetic field is generated by supplying the same RF power as the RF power for each of the plurality of coils, and a second detection value of the common sensor at that time is obtained. Seeking
An MRI apparatus , wherein the ratio is adjusted based on the first detection value and the second detection value .

The plurality of RF coils surround the object in a cylindrical shape ,
The MRI apparatus according to claim 1.