JP6965016B2 - 磁気共鳴イメージング装置及びその調整方法 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）装置及びその調整方法に関する。

ＭＲＩ装置は、天板上の被検体を撮像し、被検体の内部情報を画像データとして取得する装置である。

ＭＲＩ装置は、高周波パルス、即ち、ＲＦ（Radio Frequency）パルスを送信する送信コイル、例えばＷＢ（Whole Body）コイルを備える。ＷＢコイルは、ＲＦ送信器からＲＦパルス信号を受信し、静磁場中に置かれた撮像部位の原子核スピンをラーモア周波数の高周波パルス、即ち、ＲＦ（Radio Frequency）パルスで励起する。そして、ＭＲＩ装置は、当該励起に伴って撮像部位から発生する磁気共鳴信号、即ち、ＭＲ（Magnetic Resonance）信号を受信コイル、例えばローカルコイルで受信し、ＭＲ信号に基づいて画像データを生成する。

ＲＦ送信器と、その負荷であるＷＢコイルとの間にはＲＦパルスを伝送するための伝送線路が設けられている。そして、通常、ＷＢコイルのインピーダンス（即ち、負荷インピーダンス）は、伝送線路の特性インピーダンス（例えば、５０［Ω］）と合致するように設定されている。

しかしながら、負荷インピーダンスは、ＷＢコイル内に配置される患者の体重や、患者の撮像部位によって異なる値を示す。

特開平１１−３０９１２８号公報

本発明が解決しようとする課題は、高負荷の場合において、反射波が存在しても、ＲＦ増幅器の送信効率を高めることができるＭＲＩ装置及びその調整方法を提供することである。

本実施形態に係るＭＲＩ装置は、高周波パルスを送信する送信コイルと、前記送信コイルに高周波パルス信号を伝送する高周波増幅器と、前記高周波増幅器と前記送信コイルとの間に設けられ、線路長が前記高周波増幅器の送信効率又は出力電力に基づいて決定される位相調整用ケーブルと、を備えた。

第１実施形態に係るＭＲＩ装置の全体構成を示す概略図。 第１実施形態に係るＭＲＩ装置に備えられるＲＦ送信器の詳細構成を示す図。 第１実施形態に係るＭＲＩ装置の動作をフローチャートとして示す図。 第１実施形態に係るＭＲＩ装置において各線路長を構成するケーブルの例を示す図。 第１実施形態に係るＭＲＩ装置において、線路長と負荷インピーダンスとの関係をスミスチャートとして示した図。 第１実施形態に係るＭＲＩ装置において位相と送信効率との関係をグラフとして示す図。 第１実施形態に係るＭＲＩ装置の変形例の動作をフローチャートとして示す図。 第１実施形態に係るＭＲＩ装置において、無負荷の位相から有負荷の位相への推移をスミスチャートとして示す図。 第１実施形態に係るＭＲＩ装置において位相と送信効率との関係をグラフとして示す図。 第２実施形態に係るＭＲＩ装置に備えられるＲＦ送信器の詳細構成を示す図。 第２実施形態に係るＭＲＩ装置の動作をフローチャートとして示す図。

以下、本発明の実施形態を添付図面に基づいて説明する。

（第１実施形態）
図１は、第１実施形態に係るＭＲＩ装置の全体構成を示す概略図である。

図１は、第１実施形態に係るＭＲＩ装置１を示す。ＭＲＩ装置１は、磁石架台１００、制御キャビネット３００、コンソール４００、及び寝台装置５００を備える。磁石架台１００、制御キャビネット３００、及び寝台装置５００は、一般的には、検査室に備えられる。検査室は、撮影室とも呼ばれる。コンソール４００は、制御室に備えられる。制御室は、操作室とも呼ばれる。

磁石架台１００は、静磁場磁石１０、傾斜磁場コイル１１、及びＷＢコイル１２を有する。これらの部材は円筒状の筐体に収納されている。寝台装置５００は、寝台本体５０及び天板５１を有する。

制御キャビネット３００は、傾斜磁場用電源３１（Ｘ軸用３１ｘ、Ｙ軸用３１ｙ、Ｚ軸用３１ｚ）、ＲＦ送信器３２、ＲＦ受信器３３、及びシーケンスコントローラ３４を備える。

コンソール４００は、処理部（例えば、処理回路）４０、記憶部（例えば、記憶回路）４１、表示部（例えば、ディスプレイ）４２、及び入力部（例えば、入力回路）４３を備える。コンソール４００は、ホスト計算機として機能する。

磁石架台１００の静磁場磁石１０は、磁石が円筒形状の磁石構造であるトンネルタイプと、撮像空間を挟んで上下に一対の磁石が配置された開放型（オープン型）とに大別される。ここでは、静磁場磁石１０がトンネル型である場合について説明するが、その場合に限定されるものではない。

静磁場磁石１０は、概略円筒形状をなしており、被検体、例えば患者Ｕが搬送されるボア内に静磁場を発生させる。ボアとは、磁石架台１００の円筒内部の空間のことである。静磁場磁石１０は、液体ヘリウムを保持するための筐体と、液体ヘリウムを極低温に冷却するための冷凍機と、筐体内部の超伝導コイルとによって構成される。なお、静磁場磁石１０は、常伝導磁石又は永久磁石によって構成されてもよい。以下、静磁場磁石１０が、超伝導コイルを有する場合について説明する。

静磁場磁石１０は、超伝導コイルを内蔵し、液体ヘリウムによって超伝導コイルが極低温に冷却されている。静磁場磁石１０は、励磁モードにおいて静磁場用電源から供給される電流を超伝導コイルに印加することで静磁場を発生する。その後、永久電流モードに移行すると、静磁場用電源は切り離される。一旦永久電流モードに移行すると、静磁場磁石１０は、長時間、例えば１年以上に亘って、大きな静磁場を発生し続ける。

傾斜磁場コイル１１は、静磁場磁石１０と同様に概略円筒形状をなし、静磁場磁石１０の内側に設置されている。傾斜磁場コイル１１は、傾斜磁場用電源３１から供給される電力により傾斜磁場を患者Ｕに印加する。

ここで、傾斜磁場の生成に伴って発生する渦電流がイメージングの妨げとなることから、傾斜磁場コイル１１として、例えば、渦電流の低減を目的としたＡＳＧＣ（Actively Shielded Gradient Coil）が用いられてもよい。ＡＳＧＣは、Ｘ軸、Ｙ軸、及びＺ軸方向の各傾斜磁場をそれぞれ形成するためのメインコイルの外側に、漏れ磁場を抑制するためのシールドコイルを設けた傾斜磁場コイルである。

ＷＢコイル１２は、全身用コイルとも呼ばれ、傾斜磁場コイル１１の内側に患者Ｕを取り囲むように概略円筒形状に設置されている。ＷＢコイル１２は、送信コイルとして機能する。つまり、ＷＢコイル１２は、ＲＦ送信器３２から伝送されたＲＦパルス信号に従ってＲＦパルスを患者Ｕに向けて送信する。一方、ＷＢコイル１２は、ＲＦパルスを送信する送信コイルとしての機能に加え、受信コイルとしての機能を備える場合もある。その場合、ＷＢコイル１２は、受信コイルとして、原子核の励起によって患者Ｕから放出されるＭＲ信号を受信する。

ＭＲＩ装置１は、ＷＢコイル１２の他、ローカルコイル２０を備える場合もある。ローカルコイル２０は、局所用コイルとも呼ばれ、患者Ｕの体表面に近接して載置される。ローカルコイル２０は、複数のコイル要素を備えてもよい。これら複数のコイル要素は、ローカルコイル２０の内部でアレイ状に配列されるため、ＰＡＣ（Phased Array Coil）と呼ばれることもある。

ローカルコイル２０には幾つかの種別がある。例えば、ローカルコイル２０には、図１に示すように患者Ｕの胸部、腹部、又は脚部に設置されるボディコイル（Body Coil）や、患者Ｕの背側に設置されるスパインコイル（Spine Coil）といった種別がある。この他、ローカルコイル２０には、患者Ｕの頭部を撮像するための頭部コイル（Head Coil）や、足を撮像するためのフットコイル（Foot Coil）といった種別もある。また、ローカルコイル２０には、手首を撮像するためのリストコイル（Wrist Coil）、膝を撮像するためのニーコイル（Knee Coil）、肩を撮像するためのショルダーコイル（Shoulder Coil）といった種別もある。

ローカルコイル２０は、受信コイルとして機能する。つまり、ローカルコイル２０は、前述のＭＲ信号を受信する。ただし、ローカルコイル２０は、ＭＲ信号を受信する受信コイルとしての機能に加え、ＲＦパルスを送信する送信コイルとしての機能を備える送受信コイルでもよい。例えば、ローカルコイル２０としての頭部コイル及びニーコイルの中には、送受信コイルも存在する。つまり、ローカルコイル２０は、送信専用、受信専用、送受信兼用の種別を問わない。

傾斜磁場用電源３１は、Ｘ軸、Ｙ軸、及びＺ軸の傾斜磁場を発生するコイルそれぞれを駆動する各チャンネル用の傾斜磁場用電源３１ｘ，３１ｙ，３１ｚを備える。傾斜磁場用電源３１ｘ、３１ｙ、３１ｚは、シーケンスコントローラ３４の指令により、必要な電流を各チャンネル独立に出力する。それにより、傾斜磁場コイル１１は、Ｘ軸、Ｙ軸、及びＺ軸の方向における傾斜磁場を患者Ｕに印加することができる。

ＲＦ送信器３２は、シーケンスコントローラ３４からの指示に基づいてＲＦパルス信号を生成する。ＲＦ送信器３２は、生成したＲＦパルス信号をＷＢコイル１２に伝送する。なお、ＲＦ送信器３２の詳細構成については、図２を使って後述する。

ローカルコイル２０で受信したＭＲ信号、より具体的には、ローカルコイル２０内の各コイル要素で受信したＭＲ信号は、ＲＦ受信器３３に伝送される。各コイル要素の出力線路や、ＷＢコイル１２の出力線路はチャンネルと呼ばれる。このため、各コイル要素やＷＢコイル１２から出力される夫々のＭＲ信号をチャンネル信号と呼ぶこともある。ＷＢコイル１２で受信したチャンネル信号もＲＦ受信器３３に伝送される。

ＲＦ受信器３３は、ローカルコイル２０やＷＢコイル１２からのチャンネル信号、即ち、ＭＲ信号をＡＤ（Analog to Digital）変換して、シーケンスコントローラ３４に出力する。デジタルに変化されたＭＲ信号は、生データ（Raw Data）と呼ばれることもある。

シーケンスコントローラ３４は、コンソール４００による制御のもと、傾斜磁場用電源３１、ＲＦ送信器３２、及びＲＦ受信器３３をそれぞれ駆動することによって患者Ｕの撮像を行う。撮像によってＲＦ受信器３３から生データを受信すると、シーケンスコントローラ３４は、その生データをコンソール４００に送信する。

シーケンスコントローラ３４は、処理回路（図示を省略）を具備する。この処理回路は、例えば所定のプログラムを実行するプロセッサや、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）及びＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）等のハードウェアで構成される。

コンソール４００は、処理回路４０、記憶回路４１、ディスプレイ４２、及び入力回路４３を備える。

処理回路４０は、専用又は汎用のＣＰＵ（Central Processing Unit）又はＭＰＵ（Micro Processor Unit）の他、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、及び、プログラマブル論理デバイス等の処理回路を意味する。プログラマブル論理デバイスとしては、例えば、単純プログラマブル論理デバイス（ＳＰＬＤ：Simple Programmable Logic Device）、複合プログラマブル論理デバイス（ＣＰＬＤ：Complex Programmable Logic Device）、及び、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）等の回路が挙げられる。処理回路４０は、記憶回路４１に記憶された、又は、処理回路４０内に直接組み込まれたプログラムを読み出し実行することで後述する機能を実現する。

また、処理回路４０は、単一の処理回路によって構成されてもよいし、複数の独立した処理回路の組み合わせによって構成されてもよい。後者の場合、複数の記憶回路４１が複数の処理回路の機能に対応するプログラムをそれぞれ記憶するものであってもよいし、１個の記憶回路４１が複数の処理回路の機能に対応するプログラムを記憶するものであってもよい。

記憶回路４１は、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ（Flash Memory）等の半導体メモリ素子、ハードディスク、及び光ディスク等を備える。記憶回路４１は、ＵＳＢ（Universal Serial bus）メモリ及びＤＶＤ（Digital Video Disk）等の可搬型メディアを備えてもよい。記憶回路４１は、処理回路４０において用いられる各種処理プログラム（アプリケーションプログラムの他、ＯＳ（Operating System）等も含まれる）や、プログラムの実行に必要なデータや、医用画像を記憶する。また、ＯＳに、操作者に対するディスプレイ４２への情報の表示にグラフィックを多用し、基礎的な操作を入力回路４３によって行うことができるＧＵＩ（Graphical User Interface）を含めることもできる。

ディスプレイ４２は、液晶ディスプレイパネル、プラズマディスプレイパネル、及び有機ＥＬ（Electro Luminescence）パネル等の表示デバイスである。

入力回路４３は、操作者によって操作が可能な入力デバイスからの信号を入力する回路であり、ここでは、入力デバイス自体も入力回路４３に含まれるものとする。入力デバイスは、ポインティングデバイス（例えばマウス）、キーボード、及び各種ボタン等を含む。操作者により入力デバイスが操作されると、入力回路４３はその操作に応じた入力信号を生成して処理回路４０に出力する。なお、ＭＲＩ装置１は、入力デバイスがディスプレイ４２と一体に構成されたタッチパネルを備えてもよい。

寝台装置５００は、寝台本体５０及び天板５１を備える。寝台本体５０は、天板５１をＸ軸方向、Ｙ軸方向、及びＺ軸方向に移動可能である。天板５１のＸ軸方向の移動は、天板５１の左右方向、つまり、天板５１の短手方向の移動である。天板５１のＹ軸方向の移動は、天板５１の上下方向、つまり、天板５１の厚み方向の移動である。天板５１のＺ軸方向の移動は、天板５１の前後方向、つまり、天板５１の長手方向の移動である。撮像前に天板５１に配置された患者Ｕを所定の高さまでＹ軸方向に移動させる。その後、寝台本体５０は、天板５１をＺ軸方向に走行させて患者Ｕを磁石架台１００内部に移動させる。

図２は、ＭＲＩ装置１に備えられるＲＦ送信器３２の詳細構成を示す図である。また、図２は、ＲＦ送信器３２とＷＢコイル１２との接続関係も図示する。

図２に示すように、ＲＦ送信器３２は、パルス波形発生器３２１、ＲＦ変調器３２２、ＲＦ増幅器３２３、方向性結合器３２４、検波器３２５、及びＡＤ（Analog to Digital）変換器３２６を備える。また、ＲＦ送信器３２とＷＢコイル１２との間には、位相調整用ケーブルＣ（以下、単に、「ケーブル」と呼ぶ。）が設けられる。

パルス波形発生器３２１は、シーケンスコントローラ３４による制御の下、包絡線情報を発生させる。

ＲＦ変調器３２２は、シーケンスコントローラ３４による制御の下、搬送波と、パルス波形発生器３２１によって発生された包絡線情報とをミキシングすることで共鳴周波数を有するＲＦパルス信号に変調する。

ＲＦ増幅器３２３は、ＲＦ変調器３２２によって変調されたＲＦパルス信号を増幅して送信コイル、例えば、ＷＢコイル１２に伝送する。伝送されたＲＦパルス信号に応じて、ＷＢコイル１２は、ＲＦパルスを患者Ｕ（図１に図示）に送信する。なお、ＲＦ送信器３２からのＲＦパルス信号の伝送によりＲＦパルスを送信するものは、ＷＢコイル１２に限定されるものではなく、前述した頭部コイル及びニーコイルのようなローカルコイルの場合もある。

方向性結合器３２４は、ＲＦパルス信号の伝送線路上に伝送路に非接触で配置され、ＷＢコイル１２に伝送されるＲＦパルス信号を所要の結合度（カップリング係数）にて減衰させて検波器３２５に送る。

検波器３２５は、方向性結合器３２４の出力信号を検波する。

ＡＤ変換器３２６は、検波器３２５によって検波された出力信号をデジタル変換する。ＡＤ変換器３２６の出力データはＲＦパルス信号としてＳＡＲ（Specific Absorption Rate）や、後述するＲＦ増幅器３２３の出力電力を計測するために使用される。

ここで、ＷＢコイル１２の負荷インピーダンスは、通常は、ＲＦパルス信号の伝送線路の特性インピーダンス（例えば、５０［Ω］）と合致するように設計されている。しかしながら、負荷インピーダンスは、ＷＢコイル１２内に配置される患者Ｕの体重や、患者Ｕの撮像部位によって異なる値を示す。このため、ＲＦパルス信号の伝送線路の特性インピーダンスと負荷インピーダンスとは完全には整合せず、ＷＢコイル１２からＲＦ送信器３２に向けて反射する反射波が発生する。そして、この反射波の影響によって、ＲＦ送信器３２内のＲＦ増幅器３２３の送信効率（「平均電力性能」とも呼ばれる。）が低下することが知られている。

ＲＦ増幅器３２３の送信効率の低下を抑えるために、反射波のＲＦ増幅器への到達を回避するために、ＲＦ増幅器の内部にサーキュレータを具備して反射波を別線路に伝送したり、ＷＢコイルの前段にハイブリッド９０度分配回路を具備して当該回路で反射波を相殺したりして、反射波の影響によるＲＦ送信器の送信効率の低下を抑制する方法が採られることも考えられる。しかしながら、前述のサーキュレータを具備する方法を採ると、大電力用のサーキュレータが高額部品であるためコストがかかってしまう。また、前述のハイブリッド９０度分配回路を具備する方法を採ると、ＷＢコイルを新規に開発する必要がある可能性が高く、開発費や時間を要してしまう。

一方で、発明者らの知見によれば、ＲＦ増幅器３２３の送信効率は、ＷＢコイル１２の負荷インピーダンスの位相に応じて変動することが判っている。つまり、ＲＦ増幅器３２３に同じ電力を入力した場合であっても、ＲＦ増幅器３２３で出力可能な電力が、ＷＢコイル１２の負荷インピーダンスの位相に依存して変化する。

そこで、本実施形態では、ＲＦ増幅器３２３からＷＢコイル１２にＲＦパルス信号を伝送する伝送線路の長さ（以下、単に「線路長」という。）を調整することにより、即ち、ＲＦ増幅器３２３から見た負荷インピーダンスの位相を調整することにより、ＲＦ増幅器３２３を、送信効率の高い状態で使用することを可能としている。

サーキュレータや、ハイブリッド９０度分配回路をＲＦ増幅器３２３とＷＢコイル１２の間に設けないと、反射波がＲＦ増幅器３２３まで到達してしまう場合がある。しかし、このような反射波が存在する場合であっても、負荷インピーダンスの位相、即ち、ＲＦ増幅器３２３及びＷＢコイル１２の間の線路長を調整することで、ＲＦ増幅器３２３の送信効率を高めることができる。

続いて、ＲＦ増幅器３２３及びＷＢコイル１２の間の線路長の調整方法について説明する。

この調整は、装置の据え付け時等において、ＲＦ増幅器３２３の出力電力が所定値を超える高負荷ファントム（例えば、質量の大きなファントム）をＷＢコイル１２内に設置した状態で行われる。高い送信効率が必要となるのは、ＷＢコイル１２への負荷が高い場合、したがってＲＦ増幅器３２３からの大きな出力電力が必要となる場合であるからである。なお、小さな質量の患者Ｕを撮像する場合や、撮像部位が限定的な場合（例えば頭部）は、必ずしも線路長を調整する必要はない。なぜならば、必要とされる出力電力が小さいため、送信効率はそれ程考慮しなくても良いからである。

続いて、図２及び図３を用いて、ＭＲＩ装置１の動作、つまり、ＲＦ増幅器３２３及びＷＢコイル１２の間の線路長の調整方法について説明する。

図３は、ＭＲＩ装置１の動作をフローチャートとして示す図である。ＭＲＩ装置１は、ＲＦ増幅器３２３の送信効率が最大となるように、ＲＦ増幅器３２３の出力電力が所定値を超える高負荷の状態で検出された場合の最大の出力電力に基づいて、ＲＦ増幅器３２３とＷＢコイル１２との間に設けられる伝送線路の線路長を調整する。

据え付け者は、ｎ（ｎ：２以上の整数）個の線路長を有するｎ個の伝送線路、つまり、第１〜第ｎの線路長を有する第１〜第ｎの伝送線路Ｌ１〜Ｌｎを準備する。線路長が異なる第１〜第ｎの伝送線路Ｌ１〜Ｌｎは、位相θ１〜θｎにそれぞれ対応する。各伝送線路は、単一のケーブルから構成されていてもよいし、複数のケーブルの組み合わせによって構成されていてもよい。図４は、ＭＲＩ装置１において各線路長を構成するケーブルの例を示す図である。図４に示すように、第１の線路長を有する第１の伝送線路Ｌ１は、第１のケーブルＣ１によって構成されたり、複数のケーブル要素Ｃ１´によって構成されたりする。

図５は、ＭＲＩ装置１において、線路長と負荷インピーダンスとの関係をスミスチャートとして示した図である。

スミスチャートとは、極座標で表した複素反射係数ρ上に規格化インピーダンス（アドミタンス）を割り当てたものである。ここで、複素反射係数ρは、ＲＦ増幅器３２３及びＷＢコイル１２の間に設けられる伝送線路の受端（ｚ＝０）に接続されている負荷インピーダンスＺ_Ｌと特性インピーダンスＺ_０とにより次の式（１）で表される。

スミスチャートでは、中心Ｏからの半径が振幅｜ρ｜であり、位相∠ρは、実軸の右側から測った角度で表される。また、スミスチャートは、規格化インピーダンスの抵抗分によって変化する円群（細い実線）と、リアクタンス分によって変化する円群（破線）とで構成される。振幅｜ρ｜は、電圧定在波比（ＶＳＷＲ：Voltage Standing Wave Ratio）と１対１対応となるため、スミスチャートにおける原点Ｏを中心とする円は、ＶＳＷＲ＝一定である点の集合ともなる。図３では、反射波が存在することを前提とし同一反射率を示すＶＳＷＲ＝２の場合の円（太い実線）を示している。ここで、ＶＳＷＲは、振幅｜ρ｜により次の式（２）で与えられる。

負荷インピーダンスが種々に変化すると、スミスチャート上に表示される点も種々に変化する。一方で線路長が変化する場合は、ＶＳＷＲ＝一定の場合の円上を、負荷インピーダンスの位相角が変化するだけである。線路長をＲＦパルス信号の波形の１波長分だけ長くした場合、負荷インピーダンスの位相θは３６０度回転する。また、線路長が１／４波長だけ長くなった場合は、負荷インピーダンスの位相は９０度回転する。図５に示す３つの点（Ｇ、Ｈ、Ｊ）は、点Ｆに対応する基準長に対して、それぞれ線路長を１／４波長、１／２波長、３／４波長ずつ長くした場合に対応する負荷インピーダンスの位相を示している。

図３の説明に戻る。まず、据え付け者によって撮像領域に高負荷ファントムが配置される（ステップＳＴ１）。高負荷ファントムとは、所定の質量の人体部分からのＭＲ信号の放射を模擬するファントムである。シーケンスコントローラ３４は、ステップＳＴ２〜ＳＴ３において、位相の異なるｎパターンのケーブルＣ１〜ＣｎがＭＲＩ装置１にそれぞれ据え付けられた場合のＲＦパルス信号を出力し、ＡＤ変換器３２６からそれぞれ出力されたＲＦパルス信号に基づいて、ＲＦ増幅器３２３の出力電力Ｐ１〜Ｐｎをそれぞれ検出する。つまり、シーケンスコントローラ３４は、ステップＳＴ２〜ＳＴ３において、ＭＲＩ装置１に据え付けられるｎ個のケーブルＣ１〜Ｃｎが次々に切り替えられることで、ｎ個のケーブルＣ１〜Ｃｎに対応するＲＦ増幅器３２３の出力電力Ｐ１〜Ｐｎをそれぞれ検出する。

具体的には、据え付け者は、第１の線路長を有する第１の伝送線路Ｌ１、つまり、第１のケーブルＣ１（位相θ１）をＭＲＩ装置１に仮に据え付ける。シーケンスコントローラ３４は、第１のケーブルＣ１においてＲＦパルス信号を出力し、ＡＤ変換器３２６から出力されたＲＦパルス信号に基づいてＲＦ増幅器３２３の出力電力Ｐ１を検出する（ステップＳＴ２）。次いで、据え付け者は、第ｎ−１のケーブルＣｎ−１に代えて、第ｎの線路長を有する第ｎの伝送線路Ｌｎ、つまり、第ｎのケーブルＣｎ（位相θｎ）をＭＲＩ装置１に仮に据え付ける。シーケンスコントローラ３４は、第ｎのケーブルＣｎにおいてＲＦパルス信号を出力し、ＡＤ変換器３２６から出力されたＲＦパルス信号に基づいてＲＦ増幅器３２３の出力電力Ｐｎを検出する（ステップＳＴ３）。

シーケンスコントローラ３４は、ステップＳＴ２〜ＳＴ３によって検出されたｎ個の出力電力Ｐ１〜Ｐｎのうち、所定の位相、即ち、最大出力電力ＰＡ（図６に図示）に対応する所定の位相θＡ（図６に図示）（即ち、最も送信効率が高くなる位相θＡ）を決定する（ステップＳＴ４）。

ここで、ステップＳＴ１によって高負荷ファントムが配置されているので、シーケンスコントローラ３４は、高負荷な撮像対象を撮像する場合においてＲＦ増幅器３２３の送信効率が良い位相とするために、ステップＳＴ４において、最大出力電力ＰＡを採用する。一方で、変形例を用いて後述するが、低負荷ファントムが配置される場合、又は、無負荷（ファントム無し）の場合、シーケンスコントローラ３４は、高負荷な撮像対象を撮像する場合においてＲＦ増幅器３２３の送信効率が良い位相とするために、ステップＳＴ４において、最小出力電力を採用する。

図６は、ＭＲＩ装置１において位相と送信効率との関係をグラフとして示す図である。

図５に示す位相の変化に伴って、図６に示す出力可能な送信効率が変化する。図３に示すステップＳＴ４では、最大出力電力ＰＡに対応する所定の位相θＡが決定される。

図３の説明に戻る。シーケンスコントローラ３４は、ステップＳＴ４によって決定された所定の位相θＡに対応する線路長を決定する（ステップＳＴ５）。据え付け者は、ステップＳＴ５によって決定された線路長を有するケーブルＣを、ＲＦ増幅器３２３及び送信コイルの間に据え付ける（ステップＳＴ６）。つまり、ステップＳＴ６によって据え付けられるケーブルＣは、線路長が異なるｎ個のケーブルＣ１〜Ｃｎの中から選択されるケーブルである。そして、ケーブルＣは、高負荷の状態で検出されたｎ個のケーブルＣ１〜Ｃｎに相当するｎ個の出力電力Ｐ１〜Ｐｎのうち、最大出力電力ＰＡを示す線路長に対応するケーブルである。

ＭＲＩ装置１によれば、高負荷の撮像対象を想定して設定した高負荷ファントムを配置して設計された線路長を有するケーブルをＲＦ増幅器３２３及び送信コイルの間に据え付けることで、反射波が存在しても、ＲＦ増幅器３２３の送信効率を損なうことなく撮像できる。高負荷の撮像対象とは、例えば大きな質量の患者Ｕや腹部や胸部などの大きな撮像部位である。また、ＭＲＩ装置１によれば、高負荷ファントムを配置して設定された線路長を有するケーブルＣをＲＦ増幅器３２３及び送信コイルの間に据え付けることで、ＲＦ増幅器３２３の送信効率の低下に伴う内部電源エラーを回避することができる。さらに、ＭＲＩ装置１によれば、反射波のＲＦ増幅器への到達を回避するためにＲＦ増幅器の内部にサーキュレータを具備したりＷＢコイルの前段にハイブリッド９０度分配回路を具備したりする必要がないので、前述のサーキュレータを具備する方法を採る場合のコストや、前述のハイブリッド９０度分配回路を具備する方法を採る場合の開発費や時間を削減できる。

（変形例）
図３に示すステップＳＴ１において高負荷ファントムが配置される場合に、高負荷な撮像対象を撮像する場合においてＲＦ増幅器３２３の送信効率の良い位相に相当する線路長を求める方法について説明したが、その場合に限定されるものではない。ここでは、ＲＦ増幅器３２３の出力電力が所定値以下となる低負荷ファントムが配置される場合に、高負荷な撮像対象を撮像する場合においてＲＦ増幅器３２３の送信効率の良い位相に相当する線路長を求める方法について説明する。なお、低負荷ファントムを配置する代わりに、ＷＢコイルの中が空の状態である無負荷（ファントム無し）の状態を利用しても良い。

続いて、図２及び図７を用いて、ＭＲＩ装置１の変形例の動作、つまり、ＲＦ増幅器３２３及びＷＢコイル１２の間の線路長の調整方法について説明する。

図７は、ＭＲＩ装置１の変形例の動作をフローチャートとして示す図である。ＭＲＩ装置１の変形例は、ＲＦ増幅器３２３の送信効率が略最大となるように、低負荷の状態で検出された最小の出力電力に基づいて、ＲＦ増幅器３２３とＷＢコイル１２との間に設けられる伝送線路の線路長を調整するものである。

なお、図７において、図３に示すステップと同一ステップには同一符号を付して説明を省略する。

据え付け者は、ｎ個の線路長を有するｎ個の伝送線路、つまり、第１〜第ｎの線路長を有する第１〜第ｎの伝送線路Ｌ１〜Ｌｎを準備する。線路長が異なる第１〜第ｎの伝送線路Ｌ１〜Ｌｎは、位相θ１〜θｎにそれぞれ対応する。

据え付け者によって撮像領域に、ＲＦ増幅器３２３の出力電力が所定値以下となる低負荷ファントムが配置される（ステップＳＴ１１）。

シーケンスコントローラ３４は、ステップＳＴ２〜ＳＴ３によって検出されたｎ個の出力電力Ｐ１〜Ｐｎのうち、所定の位相、即ち、最小出力電力ＰＢに対応する位相θＢ（図９に図示）を決定し、位相θＢに基づいて最大出力電力ＰＡに対応する所定の位相θＡ（図９に図示）を算出する（ステップＳＴ１４）。

ステップＳＴ１４において、シーケンスコントローラ３４は、高負荷な撮像対象を撮像する場合においてＲＦ増幅器３２３の送信効率が良い位相とするために、ｎ個の出力電力Ｐ１〜Ｐｎのうち最小出力電力に対応する位相θＢから所定の位相だけずらした所定の位相θＡを算出する。

つまり、ステップＳＴ１４を介してステップＳＴ６によって据え付けられるケーブルＣは、線路長が異なるｎ個のケーブルＣ１〜Ｃｎの中から選択されるケーブルである。そして、ケーブルＣは、低負荷の状態で検出されたｎ個のケーブルＣ１〜Ｃｎに相当するｎ個の出力電力Ｐ１〜Ｐｎのうち、最小出力電力ＰＢを示す線路長に対して、所定の線路長を加減算して求めた線路長を有するケーブルである。

図８は、ＭＲＩ装置１において、無負荷の位相から有負荷の位相への推移をスミスチャートとして示す図である。

図８に示すように、無負荷から有負荷の状態に推移する場合、送信コイルと負荷とが電気的に結合（カップリング）することにより、スミスチャート上の点Ｋ（無負荷の位相θＢ）が内部の等レジスタンス円上を点Ｌまで移動し（太い破線矢印）、内部の等リアクタンス円を点Ｌから点Ｍ（有負荷の位相θＡ）まで移動する（太い破線矢印）。その結果、無負荷の位相θＢは、無負荷の位相θＡまで大きく変化することになる（図９に矢印として図示）。

なお、ステップＳＴ１４において、配置されるファントムによっては、シーケンスコントローラ３４は、ｎ個の出力電力Ｐ１〜Ｐｎのうち変曲点等に対応する出力電力に対応する位相から所定の位相だけずらした所定の位相θＡを算出してもよい。例えば、変曲点は、図９に図示する点Ｖである。

ＭＲＩ装置１の変形例によれば、低負荷ファントム、又は、無負荷の状態で出力が最小となる線路長（即ち、図９の位相θＢに相当する線路長）を求め、この線路長に対して、所定の線路長を加減算して求めた線路長（即ち、図９の位相θＡの範囲に相当する線路長）を高負荷の撮像対象を想定して設定した線路長を有するケーブルＣとして推定する。そして、推定された線路長を有するケーブルＣをＲＦ増幅器３２３及び送信コイルの間に据え付けることで、反射波が存在しても、ＲＦ増幅器３２３の送信効率を損なうことなく撮像できる。また、ＭＲＩ装置１の変形例によれば、推定された線路長を有するケーブルＣをＲＦ増幅器３２３及び送信コイルの間に据え付けることで、ＲＦ増幅器３２３の送信効率の低下に伴う内部電源エラーを回避することができる。さらに、ＭＲＩ装置１の変形例によれば、反射波のＲＦ増幅器への到達を回避するためにＲＦ増幅器の内部にサーキュレータを具備したりＷＢコイルの前段にハイブリッド９０度分配回路を具備したりする必要がないので、前述のサーキュレータを具備する方法を採る場合のコストや、前述のハイブリッド９０度分配回路を具備する方法を採る場合の開発費や時間を削減できる。

（第２実施形態）
図１乃至図９に示す第１実施形態に係るＭＲＩ装置１（及びその変形例）では、据え付け時に適切な線路長（位相）を決定し、決定した線路長をもつ１つのケーブルＣを、ＲＦ送信器３２とＷＢコイル１２との間に配設するものとしている。これに対して、第２実施形態に係るＭＲＩ装置１Ａでは、ＲＦ送信器３２とＷＢコイル１２との間に、複数の線路長をもつ位相切替器を配設し、ＲＦ増幅器３２３の出力電力の調整等を行う事前撮像（「プリスキャン」とも呼ばれる。）時において適切な線路長を適宜選択できる構成としている。その後、第２実施形態に係るＭＲＩ装置１Ａは、事前撮像によって選択された線路長や、事前撮像によって設定された撮像条件（「撮像パラメータ」とも呼ばれる）に応じて、診断画像を生成するための本撮像（「メインスキャン」とも呼ばれる）を実行する。

なお、ＭＲＩ装置１Ａの全体構成については図１に示すＭＲＩ装置１の全体構成と同等であるので、説明を省略する。

図１０は、ＭＲＩ装置１Ａに備えられるＲＦ送信器３２の詳細構成を示す図である。また、図１０は、ＲＦ送信器３２とＷＢコイル１２との接続関係も図示する。

なお、図１０において、図２に示すＲＦ送信器３２と同一部材には同一符号を付して説明を省略する。

図１０に示すように、ＲＦ送信器３２は、パルス波形発生器３２１、ＲＦ変調器３２２、ＲＦ増幅器３２３、方向性結合器（図示省略）、検波器（図示省略）、及びＡＤ変換器（図示省略）を備える。

また、ＭＲＩ装置１Ａは、ＲＦ送信器３２及びＷＢコイル１２の間に、位相切替器３５を備える。なお、位相切替器３５は、ＲＦ送信器３２の内部に備えられてもよい。位相切替器３５は、スイッチ回路ＳＷ及び基板ＢＰを備える。基板ＢＰは、ＲＦ増幅器３２３及びＷＢコイル１２の間に複数の伝送線路を備える。位相切替器３５は、シーケンスコントローラ３４からの切替信号に応じて、複数の伝送線路のうちいずれかにスイッチする。

続いて、図１０及び図１１を用いて、ＭＲＩ装置１Ａの動作、つまり、ＲＦ増幅器３２３及びＷＢコイル１２の間の線路長の調整方法について説明する。

図１１は、ＭＲＩ装置１Ａの動作をフローチャートとして示す図である。

撮像を実行する技師によって撮像領域に患者Ｕが配置される（ステップＳＴ２０）。シーケンスコントローラ３４は、本撮像を実行するための撮像条件を設定するための事前撮像を開始する（ステップＳＴ２１）。シーケンスコントローラ３４は、ステップＳＴ２２〜ＳＴ２３において、位相の異なるｎ個の伝送線路Ｌ１〜Ｌｎをそれぞれ利用してＲＦパルス信号を出力し、ＡＤ変換器３２６からそれぞれ出力されたＲＦパルス信号に基づいて、ＲＦ増幅器３２３の出力電力Ｐ１〜Ｐｎをそれぞれ検出する。つまり、シーケンスコントローラ３４は、ステップＳＴ２２〜ＳＴ２３において、ｎ個の伝送線路Ｌ１〜Ｌｎが次々に切り替えられることで、ｎ個の伝送線路Ｌ１〜Ｌｎが利用される場合のＲＦ増幅器３２３の出力電力Ｐ１〜Ｐｎをそれぞれ検出する。

具体的には、シーケンスコントローラ３４は、位相切替器３５のスイッチＳＷを切り替えて、第１の伝送線路Ｌ１においてＲＦパルス信号を出力し、ＡＤ変換器３２６から出力されたＲＦパルス信号に基づいてＲＦ増幅器３２３の出力電力Ｐ１を検出する（ステップＳＴ２２）。次いで、シーケンスコントローラ３４は、位相切替器３５のスイッチＳＷを切り替えて、第ｎの伝送線路ＬｎにおいてＲＦパルス信号を出力し、ＡＤ変換器３２６から出力されたＲＦパルス信号に基づいてＲＦ増幅器３２３の出力電力Ｐｎを検出する（ステップＳＴ２３）。

シーケンスコントローラ３４は、ステップＳＴ２２〜ＳＴ２３によって検出されたｎ個の出力電力Ｐ１〜Ｐｎのうち、所定の位相、即ち、最大出力電力ＰＡ（図６に図示）に対応する所定の位相θＡ（図６に図示）を決定する（ステップＳＴ２４）。

シーケンスコントローラ３４は、ステップＳＴ２４によって決定された所定の位相θＡに対応する線路長を決定し（ステップＳＴ２５）、その線路長を有する伝送線路を、本撮像に使用する伝送線路として決定する（ステップＳＴ２６）。つまり、ステップＳＴ２２〜ＳＴ２６において、シーケンスコントローラ３４は、ｎ個の伝送線路に相当するｎ個の出力電力Ｐ１〜Ｐｎを検出し、検出されたｎ個の出力電力Ｐ１〜Ｐｎのうち最大出力電力ＰＡを示す線路長に対応する伝送線路を選択する。なお、最大出力電力ＰＡを採用する場合に限定されるものではない。例えば、シーケンスコントローラ３４は、検出されたｎ個の出力電力Ｐ１〜Ｐｎのうち最小出力電力ＰＢを示す線路長に対して、所定の線路長を加減算して求めた線路長を有する伝送線路を選択してもよい。

シーケンスコントローラ３４は、ステップＳＴ２１によって開始された事前撮像を終了し（ステップＳＴ２７）、ステップＳＴ２６によって決定された伝送線路を使って患者Ｕの本撮像を実行する（ステップＳＴ２８）。

ＭＲＩ装置１Ａによれば、事前撮像時に負荷に応じた適切な線路長を有する伝送線路を設定することができるので、反射波が存在しても、ＲＦ増幅器３２３の送信効率を損なうことなく撮像できる。また、ＭＲＩ装置１Ａによれば、第１の実施形態に対して位相切替器３５の構成が付加されるものの、適切な線路長を決定するための時間が短縮される。

なお、図２及び図１０に示すＲＦ送信器３２は、１個のＲＦ増幅器３２３を備える場合を示しているがその場合に限定されない。ＲＦ送信器３２は、９０度ずれた位相の信号を出力する２個のＲＦ増幅器３２３を備え、ＲＦ増幅器３２３の各出力を、ＱＤコイルとして構成された２チャンネルのＷＢコイルのＩ（In-phase）入力と、Ｑ（Quadrature）入力に供給する構成とすることもできる。その場合、２個のＲＦ増幅器３２３は、それぞれ、スイッチＳＷと基板ＢＰとを備え、２個のＲＦ増幅器３２３からＷＢコイル１２までの線路長が同一とされる。なお、ＱＤコイルとして構成された２チャンネルのＷＢコイルが使用される場合に限定されるもではなく、３チャンネル以上のＷＢコイルが使用される場合であってもよい。

以上述べた少なくともひとつの実施形態のＭＲＩ装置及びその調整方法によれば、高負荷の場合において、反射波が存在しても、ＲＦ増幅器の送信効率を高めることができる。

以上、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。これら新規な実施形態は、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。これらの実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、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。

１，１Ａ…磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置
１２…ＷＢコイル
２０…ローカルコイル
３２…ＲＦ送信器
３４…シーケンスコントローラ
３５…位相切替器
５０…寝台本体
１００…磁石架台
３２３…ＲＦ増幅器

Claims (12)

1. 高周波パルスを送信する送信コイルと、
   前記送信コイルに高周波パルス信号を伝送する高周波増幅器と、
   前記高周波増幅器と前記送信コイルとの間に設けられ、線路長が前記高周波増幅器の送信効率又は出力電力に基づいて決定される位相調整用ケーブルと、
   を備え、
   前記位相調整用ケーブルは、
   線路長が異なる複数のケーブルの中から選択されるケーブルであり、
   前記高周波増幅器の出力電力が所定値を超える場合に前記複数のケーブルのそれぞれで前記高周波増幅器の出力電力を検出した場合に、検出された複数の出力電力のうち最大出力電力を示す線路長に対応するケーブルである、
   磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記送信コイルは、全身用コイルであり、
   前記高周波増幅器の出力電力が所定値を超える場合とは、前記全身用コイルの中に、所定の質量の人体部分からの磁気共鳴信号の放射を模擬するファントムを設置した状態である、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 高周波パルスを送信する送信コイルと、
   前記送信コイルに高周波パルス信号を伝送する高周波増幅器と、
   前記高周波増幅器と前記送信コイルとの間に設けられ、線路長が前記高周波増幅器の送信効率又は出力電力に基づいて決定される位相調整用ケーブルと、
   を備え、
   前記位相調整用ケーブルは、
   線路長が異なる複数のケーブルの中から選択されるケーブルであり、
   無負荷の状態で前記複数のケーブルのそれぞれで前記高周波増幅器の出力電力を検出した場合に、検出された複数の出力電力のうち最小出力電力を示す線路長に対して、所定の線路長を加減算して求めた線路長を有するケーブルである、
   磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記送信コイルは、全身用コイルであり、
   前記無負荷の状態とは、前記全身用コイルの中が空の状態である、
   請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 高周波パルスを送信する送信コイルと、
   前記送信コイルに高周波パルス信号を伝送する高周波増幅器と、
   前記高周波増幅器と前記送信コイルとの間に設けられ、線路長が前記高周波増幅器の送信効率又は出力電力に基づいて決定される位相調整用ケーブルと、
   を備え、
   前記高周波増幅器は、複数の高周波増幅器を含み、
   前記複数の高周波増幅器において決定される線路長を同一とする、
   磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記高周波増幅器の出力電力を検波する検波器を更に有し、
   前記線路長は、前記検波器で検出される前記出力電力に基づいて決定される、
   請求項１乃至５にうちいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 高周波パルスを送信する送信コイルと、
   前記送信コイルに高周波パルス信号を伝送する高周波増幅器と、
   前記高周波増幅器から前記送信コイルに前記高周波パルス信号を伝送するための、複数の線路長を有する複数の伝送線路と、
   前記複数の線路長のうちいずれかの線路長を決定する決定手段と、
   伝送線路を、前記決定された線路長を有する伝送線路に切り替える切替器と、
   前記切替器による切り替えを制御する制御手段と、
   を有し、
   前記決定手段は、前記複数の伝送線路のそれぞれで前記高周波増幅器の出力電力を検出し、検出された複数の出力電力のうち最大出力電力を示す線路長に対応する伝送線路を選択する、
   磁気共鳴イメージング装置。
8. 高周波パルスを送信する送信コイルと、
   前記送信コイルに高周波パルス信号を伝送する高周波増幅器と、
   前記高周波増幅器から前記送信コイルに前記高周波パルス信号を伝送するための、複数の線路長を有する複数の伝送線路と、
   前記複数の線路長のうちいずれかの線路長を決定する決定手段と、
   伝送線路を、前記決定された線路長を有する伝送線路に切り替える切替器と、
   前記切替器による切り替えを制御する制御手段と、
   を有し、
   前記決定手段は、
   前記複数の伝送線路のそれぞれで前記高周波増幅器の出力電力を検出し、
   検出された複数の出力電力のうち最小出力電力を示す線路長に対して、所定の線路長を加減算して求めた線路長を有する伝送線路を選択する、
   磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記送信コイルは、全身用コイルである、
   請求項７又は８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. 高周波パルスを送信する送信コイルと、
    前記送信コイルに高周波パルス信号を伝送する高周波増幅器と、
    前記高周波増幅器から前記送信コイルに前記高周波パルス信号を伝送するための、複数の線路長を有する複数の伝送線路と、
    前記複数の線路長のうちいずれかの線路長を決定する決定手段と、
    伝送線路を、前記決定された線路長を有する伝送線路に切り替える切替器と、
    前記切替器による切り替えを制御する制御手段と、
    を有し、
    前記高周波増幅器は、複数の高周波増幅器を含み、
    前記決定手段は、前記複数の高周波増幅器において決定される線路長を同一とする、
    磁気共鳴イメージング装置。
11. 高周波パルスを送信する送信コイルと、前記送信コイルに高周波パルス信号を伝送する高周波増幅器とを備えた磁気共鳴イメージング装置の調整方法であって、
    前記高周波増幅器の出力電力を検出するステップと、
    前記送信コイルに負荷がある状態で前記高周波増幅器の出力電力が所定値を超えるように、又は、前記送信コイルに負荷がない状態で前記高周波増幅器の出力電力が所定値を下回るようにして、前記高周波増幅器と前記送信コイルとの間に設けられる伝送線路の線路長を調整するステップと、
    を含む磁気共鳴イメージング装置の調整方法。
12. 前記伝送線路の線路長を調整するステップにおいて、
    前記高周波増幅器の送信効率が略最大となるように伝送線路の線路長を調整する、
    請求項１１に記載の磁気共鳴イメージング装置の調整方法。

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