(57)【要約】      （修正有）【課題】ＲＦ出力が小さい場合でも、ＲＦ出力を正確に精度よく測定し、ＳＡＲを正確に精度よく算出することが可能な磁気共鳴イメージング装置の高周波出力測定装置を提供する。【解決手段】磁気共鳴イメージング装置１０の送信部２７は、基準ＲＦ発生器４１で発生し、ＲＦ電力増幅器４３で増幅された高周波信号を減衰させる、結合度の異なる複数の方向性結合器４４ａ，４４ｂと、ＲＦ電力増幅器４３に入力される信号の入力レベル情報と閾値とを比較する比較器４５と、比較結果に基づいて複数の方向性結合器４４ａ，４４ｂのうちいずれか１の方向性結合器に切り替えることで１の方向性結合器による高周波信号を出力する切替器４６と、１の方向性結合器による高周波信号をデジタル変換して出力するＡＤ変換器４８と、を備える。【選択図】図４
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
高周波信号発生器で発生し、高周波電力増幅器で増幅された高周波信号を減衰させる、結合度の異なる複数の方向性結合器と、
前記高周波電力増幅器に入力される信号の入力レベル情報と閾値とを比較する比較器と、
前記比較結果に基づいて前記複数の方向性結合器のうちいずれか１の方向性結合器に切り替えることで前記１の方向性結合器による高周波信号を出力する切替器と、
前記１の方向性結合器による高周波信号をデジタル変換して出力する変換器と、
を備える、磁気共鳴イメージング装置の高周波出力測定装置。
【請求項２】
高周波信号発生器で発生し、高周波電力増幅器で増幅された高周波信号を減衰させる、結合度が可変の方向性結合器と、
前記方向性結合器の結合度を制御する信号制御器と、
前記方向性結合器からの高周波信号をデジタル変換して出力する変換器と、
を備える、磁気共鳴イメージング装置の高周波出力測定装置。
【請求項３】
前記信号制御器は、前記高周波電力増幅器に入力される信号の入力レベル情報に基づいて前記方向性結合器の結合度を制御する請求項２に記載の高周波出力測定装置。
【請求項４】
静磁場を発生する静磁場磁石と、
磁場強度が変化する傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイルと、
高周波磁場を発生する高周波コイルである送信コイルと、
高周波信号発生器で発生した高周波信号を増幅して前記送信コイルに与える高周波電力増幅器と、
前記高周波電力増幅器で増幅された高周波信号を減衰させる、結合度の異なる複数の方向性結合器と、
前記高周波増幅器に入力される信号の入力レベル情報と閾値とを比較する比較器と、
前記比較結果に基づいて前記複数の方向性結合器のうちいずれか１の方向性結合器に切り替えることで前記１の方向性結合器による高周波信号を出力する切替器と、
前記１の方向性結合器による高周波信号をデジタル変換して出力する変換器と、
前記変換器から出力された高周波信号に基づいて比吸収率を算出する演算器と、
を備えた磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記入力レベル情報は、基準となるフリップ角の励起パルスの場合における高周波信号の出力である高周波レベルに基づいて予測される請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記高周波レベルは、被検体毎、及び、撮像部位毎に測定される請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記入力レベル情報は、前記高周波レベルに基づいて、パルスシーケンスに含まれる高周波パルスごとに設定される請求項５又は６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
前記パルスシーケンスに含まれる前記高周波パルスは、プリパルス及び励起パルスを含む請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の一態様としての実施形態は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置およびその高周波出力測定装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩ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）パルスで磁気的に励起し、この励起に伴って発生する核磁気共鳴信号から画像を再構成する撮像法である。ＭＲＩによる撮像では、ＲＦコイルを用いて、核磁気共鳴を起こすためのＲＦパルスを撮像部位に送信する。ＲＦパルスの共鳴周波数は、ＭＲＩ装置の静磁場強度に比例し、例えば１.５テスラの静磁場の場合、共鳴周波数は６３.８ＭＨｚである。
【０００３】
当該周波数領域では被検体の体温上昇が生じるため、送信されるＲＦパルスのエネルギーについて、安全面から例えばＩＥＣ（ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  ｅｌｅｃｔｒｏｔｅｃｈｎｉｃａｌ  ｃｏｍｍｉｓｓｉｏｎ）規格等によって上限値が定められている。具体的には、生体組織１ｋｇに吸収されるＲＦパルスのエネルギーを比吸収率（ＳＡＲ：ｓｐｅｃｉｆｉｃ  ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ  ｒａｔｉｏ）として、例えば任意の１０秒間、６分間のＳＡＲがそれぞれ第１または第２の上限値を超えないように定められており、全身及び部分（頭部等）の部位によっても上限値は異なる。
【０００４】
ＳＡＲに関する安全基準を満たすため、従来技術では、直近の１秒、５秒、１０秒のそれぞれについて被検体に送信されるＲＦパルスのエネルギーの積算値が計算されている。そして、以下の３つの場合に、パルスシーケンスが変更される。第１に、直近の１秒について積算値が第１の所定値を超えた場合である。第２に、直近の５秒について前記積算値が第２の所定値を超えた場合である。第３に、直近の１０秒について積算値が第３の所定値を超えた場合である。パルスシーケンス変更の例として、ＲＦパルス発生器の動作停止を挙げているものもあるが、これでは撮像が途中で中断となる虞がある。
【０００５】
そこで、従来技術では、被検体全体や撮像部位に対するＳＡＲが撮像前のプレスキャン時に計算される。そして、計算した部分ＳＡＲが上限値を超える場合には、警告表示後、部分ＳＡＲが上限値を超えないようにパルスシーケンスが変更され、被検体への照射量が部分ＳＡＲの上限値を超えないことを検証後に撮像が行なわれる。
【０００６】
ＳＡＲを算出するために、従来技術として、撮像前のプレスキャン時に、送信部に備えられる１個のＲＦ電力増幅器に対して、結合度が固定された１個の方向性結合器を用いて減衰されたＲＦ信号のエネルギー値（又は、エネルギー制御値）を測定する技術がある。また、撮像前のプレスキャン時に、１個のＲＦ電力増幅器に対して、伝送路上に直列的に配置された複数の方向性結合器を用いて減衰されたＲＦ出力を測定する技術もある（例えば、特許文献１参照）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００７】
【特許文献１】特開平５−４５３８７号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
しかしながら、結合度が固定された１個の方向性結合器を用いる従来技術の場合、広い送信ゲインのダイナミックレンジを持つＭＲＩ撮像において、ＲＦ出力のモニタの精度が悪化する可能性がある。四肢等の局所撮像に必要なＲＦ出力が１００〜２００［Ｗ］程度に対し、全身撮像（腹部撮像）に必要なＲＦ出力は、撮像シーケンスにも依存するが１００００〜２００００［Ｗ］となる。方向性結合器にて減衰されたＲＦ信号を検波及びＡＤ（ａｎａｌｏｇ  ｔｏ  ｄｉｇｉｔａｌ）変換する際に、高出力（１００００〜２００００［Ｗ］）の信号に対応できるように、検波器やＡＤ変換器の最大入力を超えない範囲内で、方向性結合器の結合度を大きく設定する。この場合、低出力（１００〜２００［Ｗ］）の信号では、信号の減衰量が大きくなってしまい、信号レベルがノイズフロアやオフセットに影響されやすくなるため、検波及びＡＤ変換の精度が悪化する問題がある。
【０００９】
また、特許文献１に記載の複数の方向性結合器を用いる従来技術の場合、反射ＲＦ信号の影響は低減されるかもしれないが、結合度が不変であるため１個の方向性結合器を用いる従来技術の場合と同様に、低出力（１００〜２００［Ｗ］）の信号では、検波及びＡＤ変換の精度が悪化する問題が残る。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の高周波出力測定装置は、上述した課題を解決するために、高周波信号発生器で発生し、高周波電力増幅器で増幅された高周波信号を減衰させる、結合度の異なる複数の方向性結合器と、前記高周波電力増幅器に入力される信号の入力レベル情報と閾値とを比較する比較器と、前記比較結果に基づいて前記複数の方向性結合器のうちいずれか１の方向性結合器に切り替えることで前記１の方向性結合器による高周波信号を出力する切替器と、前記１の方向性結合器による高周波信号をデジタル変換して出力する変換器と、を備える。
【００１１】
本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の高周波出力測定装置は、上述した課題を解決するために、高周波信号発生器で発生し、高周波電力増幅器で増幅された高周波信号を減衰させる、結合度が可変の方向性結合器と、前記方向性結合器の結合度を制御する信号制御器と、前記方向性結合器からの高周波信号をデジタル変換して出力する変換器と、を備える。
【００１２】
本実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、上述した課題を解決するために、静磁場を発生する静磁場磁石と、磁場強度が変化する傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイルと、高周波磁場を発生する高周波コイルである送信コイルと、高周波信号発生器で発生した高周波信号を増幅して前記送信コイルに与える高周波電力増幅器と、前記高周波電力増幅器で増幅された高周波信号を減衰させる、結合度の異なる複数の方向性結合器と、前記高周波増幅器に入力される信号の入力レベル情報と閾値とを比較する比較器と、前記比較結果に基づいて前記複数の方向性結合器のうちいずれか１の方向性結合器に切り替えることで前記１の方向性結合器による高周波信号を出力する切替器と、前記１の方向性結合器による高周波信号をデジタル変換して出力する変換器と、前記変換器から出力された高周波信号に基づいて比吸収率を算出する演算器と、を備えた。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
【図１】第１実施形態のＭＲＩ装置のハードウェア構成を示す概略図。
【図２】従来のＭＲＩ装置における送信部の構成を示す図。
【図３】従来のＭＲＩ装置におけるＲＦ信号の減衰及び補正の内容を表として示す図。
【図４】第１実施形態のＭＲＩ装置における送信部の構成を示す図。
【図５】第１実施形態のＭＲＩ装置におけるＲＦ信号の減衰及び補正の内容を表として示す図。
【図６】第１実施形態のＭＲＩ装置の動作を示すフローチャート。
【図７】第２実施形態のＭＲＩ装置のハードウェア構成を示す概略図。
【図８】第２実施形態のＭＲＩ装置における送信部の構成を示す図。
【図９】第２実施形態のＭＲＩ装置におけるＲＦ信号の減衰及び補正の内容を表として示す図。
【図１０】第２実施形態のＭＲＩ装置の動作を示すフローチャート。
【発明を実施するための形態】
【００１４】
本実施形態に係る磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置およびその高周波出力測定装置について、添付図面を参照して説明する。
【００１５】
（第１実施形態）
図１は、第１実施形態のＭＲＩ装置のハードウェア構成を示す概略図である。
【００１６】
図１は、被検体（患者）Ｐの撮像を行なう第１実施形態のＭＲＩ装置１０を示す。このＭＲＩ装置１０は、大きくは、撮像システム１１と制御システム１２とから構成される。
【００１７】
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、及びシーケンサ（シーケンスコントローラ）３０を備える。
【００１８】
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、例えば永久磁石及び超伝導磁石等が使用される。
【００１９】
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Ｘｃｈコイル２２ｘ、Ｙｃｈコイル２２ｙ、及びＺｃｈコイル２２ｚ（図２に図示）が組み合わされて形成されている。３つのコイル２２ｘ，２２ｙ，２２ｚは、後述する傾斜磁場電源装置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。
【００２０】
ここで、傾斜磁場コイル２２によって発生するＸ，Ｙ，Ｚ各軸の傾斜磁場は、例えば、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にそれぞれ対応している。リードアウト用傾斜磁場Ｇｒは、空間的位置に応じてＮＭＲ（ｎｕｃｌｅａｒ  ｍａｇｎｅｔｉｃ  ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）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ＮＭＲ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。
【００２１】
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。
【００２２】
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。
【００２３】
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。
【００２４】
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ＲＦ（高周波）パルスの供給を受けて、ＲＦ磁場を発生する。
【００２５】
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パルスを送信コイル２６に送信する。送信部２７の構成については後述する。
【００２６】
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ＮＭＲ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から発せられた磁気共鳴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ＮＭＲ信号が受信されると、受信されたＮＭＲ信号を受信部２９へ出力する。
【００２７】
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。
【００２８】
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ＮＭＲ信号に基づいてＮＭＲ信号データを生成する。また、受信部２９は、ＮＭＲ信号データを生成すると、そのＮＭＲ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。
【００２９】
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ＮＭＲ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ＮＭＲ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。
【００３０】
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、及び制御システム１２と接続される。シーケンサ３０は、図示しないプロセッサ、例えばＣＰＵ（ｃｅｎｔｒａｌ  ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ  ｕｎｉｔ）及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、及び受信部２９を駆動させるために必要な制御情報、例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。
【００３１】
また、シーケンサ３０は、記憶した所定のシーケンス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に従って傾斜磁場電源装置２３、送信部２７、及び受信部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及びＲＦ信号を発生させる。
【００３２】
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なう。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、及び制御部３７を有する。
【００３３】
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、及び受信部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。
【００３４】
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ＮＭＲ信号データを収集する。データ収集部３２は、ＮＭＲ信号データを収集すると、収集したＮＭＲ信号データを記憶部３４に記憶させる。
【００３５】
データ処理部３３は、記憶部３４に記憶されているＮＭＲ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なわれる場合には、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ＮＭＲ信号に基づいて、要素コイルの配列方向におけるＮＭＲ信号の分布を示すプロファイルデータを要素コイルごとに生成する。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。
【００３６】
記憶部３４は、データ収集部３２によって収集されたＮＭＲ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。
【００３７】
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。
【００３８】
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。
【００３９】
制御部３７は、図示していないＣＰＵ（ｃｅｎｔｒａｌ  ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ  ｕｎｉｔ）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。
【００４０】
図２は、従来のＭＲＩ装置における送信部の構成を示す図である。
【００４１】
従来のＭＲＩ装置５０における送信部５７は、基準ＲＦ発生器６１、変調器６２、ＲＦ電力増幅器６３、方向性結合器６４、検波器６５、及びＡＤ（ａｎａｌｏｇ  ｔｏ  ｄｉｇｉｔａｌ）変換器６６を備える。
【００４２】
基準ＲＦ発生器６１は、シーケンサによる制御の下、基準ＲＦ信号（ＲＦ搬送波）を発生させる。
【００４３】
変調器６２は、シーケンサによる制御の下、基準ＲＦ発生器６１によって発生された基準ＲＦ信号を所定の波形のＲＦ信号に変調する。
【００４４】
ＲＦ電力増幅器６３は、変調器６２によって変調されたＲＦ信号を増幅して方向性結合器６４を介して送信コイルに与える。増幅されたＲＦ信号は送信コイルに伝送され、送信コイルからＲＦが被検体に放射される。送信コイルとしては全身用送信コイルと局所送信用コイルが存在する。
【００４５】
方向性結合器６４は、ＲＦ信号の伝送路上に伝送路に非接触で配置され、送信コイルに伝送されるＲＦ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６５に送る。方向性結合器６４は、ＲＦ信号（進行波及び反射波）の出力（ＲＦパワー）を減衰させるための高周波デバイスである。方向性結合器６４の出力信号は、ＭＲ信号処理基板の検波器６５で検波され、ＡＤ変換器６６でデジタル変換される。ＡＤ変換器６６の出力データはＳＡＲを計算するために使用される。
【００４６】
図３は、従来のＭＲＩ装置におけるＲＦ信号の減衰及び補正の内容を表として示す図である。
【００４７】
高出力（１００００〜２００００［Ｗ］）の信号に対応できるように、検波器６５やＡＤ変換器６６の最大入力を超えない範囲内で、方向性結合器６４の結合度が大きく設定される。例えば、方向性結合器６４の結合度が１／１００００倍である場合を考える。ＲＦ電力増幅器６３から高出力（１００００［Ｗ］）のＲＦ信号が出力されると方向性結合器６４を介して検波器６５に、１［Ｗ］の信号が入力される。
【００４８】
一方で、ＲＦ電力増幅器６３から低出力（１００［Ｗ］）のＲＦ信号が出力されると方向性結合器６４を介して検波器６５に、０．０１［Ｗ］の信号が入力される。
【００４９】
ＡＤ変換器６６でデジタル処理された信号はシーケンサに出力され、方向性結合器６４の結合度の１／１００００倍に基づいて、高出力及び低出力のＲＦ信号がそれぞれ１００００［Ｗ］及び１００［Ｗ］と換算される。
【００５０】
方向性結合器６４の結合度が高出力側に合わせられるので、低出力側では、信号の減衰量が大きく方向性結合器６４の出力が０．０１［Ｗ］となってしまう。よって、低出力側で信号レベルがノイズフロアやオフセットに影響されやすくなるため、検波及びＡＤ変換の精度が悪化する問題がある。
【００５１】
図４は、第１実施形態のＭＲＩ装置１０における送信部２７の構成を示す図である。
【００５２】
第１実施形態のＭＲＩ装置１０における送信部２７は、基準ＲＦ発生器４１、変調器４２、ＲＦ電力増幅器４３、方向性結合器ユニット４４、比較器４５、切替器４６、検波器４７、及びＡＤ変換器４８を備える。方向性結合器ユニット４４、比較器４５、切替器４６、検波器４７、及びＡＤ変換器４８によって、本実施形態の高周波出力測定装置が形成される。
【００５３】
基準ＲＦ発生器４１は、シーケンサ３０による制御の下、基準ＲＦ信号（ＲＦ搬送波）を発生させる。
【００５４】
変調器４２は、シーケンサ３０による制御の下、基準ＲＦ発生器４１によって発生された基準ＲＦ信号を所定の波形のＲＦ信号に変調する。
【００５５】
ＲＦ電力増幅器４３は、変調器４２によって変調されたＲＦ信号を増幅して方向性結合器ユニット４４を介して送信コイル２６に与える。増幅されたＲＦ信号は送信コイル２６に伝送され、送信コイル２６からＲＦが被検体に放射される。送信コイル２６としては全身用送信コイルと局所送信用コイルが存在する。
【００５６】
方向性結合器ユニット４４は、結合度が異なる複数の方向性結合器４４ａ，４４ｂ，…を備える。以下、方向性結合器ユニット４４が２個の方向性結合器４４ａ，４４ｂを備える場合について説明する。方向性結合器４４ａ，４４ｂは、ＲＦ信号の伝送路上に伝送路に非接触で直列的に配置され、送信コイル２６に伝送されるＲＦ信号を異なる結合度にてそれぞれ減衰させて切替器４６に送る。
【００５７】
比較器４５は、変調器４２からの、ＲＦ電力増幅器４３に入力される信号の入力レベル情報（ゲイン情報）と、シーケンサ３０からのリファレンスとしての閾値とを比較して、その出力に基づいて切替器４６を制御する。比較器４５は、切替器４６が方向性結合器４４ａ，４４ｂのいずれに切り替えるかを制御する。比較器４５の出力信号は、切替器４６の制御信号となる。
【００５８】
切替器４６は、方向性結合器４４ａ，４４ｂによって減衰されたＲＦ信号をそれぞれ入力し、比較器４５の制御信号に従って方向性結合器４４ａ及び方向性結合器４４ｂのうちいずれか１の方向性結合器４４ａ又は４４ｂに切り替えることで１の方向性結合器４４ａ又は４４ｂによるＲＦ信号を検波器４７に出力する。切替器４６の出力信号は、ＭＲ信号処理基板の検波器４７で検波され、ＡＤ変換器４８でデジタル変換される。ＡＤ変換器４８は、検波器４７の出力信号をデジタル変換する際、変調器４２からの、ＲＦ電力増幅器４３に入力される信号の入力レベル情報に応じた補正係数を乗じてデータ化する。ＡＤ変換器４８の出力データはシーケンサ３０を介して制御システム１２（図１に図示）に送信され、制御システム１２でＳＡＲを計算するために使用される。
【００５９】
図５は、第１実施形態のＭＲＩ装置１０におけるＲＦ信号の減衰及び補正の内容を表として示す図である。
【００６０】
高出力（１００００〜２００００［Ｗ］）の信号に対応できるように、検波器４７やＡＤ変換器４８の最大入力を超えない範囲内で、方向性結合器４４ａ，４４ｂの結合度が設定される。例えば、方向性結合器４４ａの結合度が１／１００００倍であり、方向性結合器４４ｂの結合度が１／１００倍である場合を考える。ＲＦ電力増幅器４３から高出力（１００００［Ｗ］）のＲＦ信号が出力されると方向性結合器４４ａを介して切替器４６に、１［Ｗ］の信号が入力され、方向性結合器４４ｂを介して切替器４６に、１００［Ｗ］の信号が入力される。
【００６１】
一方で、ＲＦ電力増幅器４３から低出力（１００［Ｗ］）のＲＦ信号が出力されると方向性結合器４４ａを介して切替器４６に、０．０１［Ｗ］の信号が入力され、方向性結合器４４ｂを介して切替器４６に、１［Ｗ］の信号が入力される。
【００６２】
切替器４６は、ＲＦ電力増幅器４３から１００００［Ｗ］のＲＦ信号が出力されると、方向性結合器４４ａから出力された１［Ｗ］の信号を採用して出力する。ＲＦ電力増幅器４３から１００［Ｗ］のＲＦ信号が出力されると、方向性結合器４４ｂから出力された１［Ｗ］の信号を採用して出力する。
【００６３】
ＡＤ変換器４８は、変調器４２からの入力レベル情報に応じた補正係数である結合度に基づいて出力値を換算する。すなわち、ＡＤ変換器４８は、方向性結合器４４ａの出力信号が採用された場合には方向性結合器４４ａの出力信号を１００００倍して１００００［Ｗ］相当の出力として換算し、方向性結合器４４ｂの出力信号が採用された場合には方向性結合器４４ｂの出力信号を１００倍して１００［Ｗ］相当の出力として換算する。
【００６４】
上述の方向性結合器４４ａ，４４ｂの結合度やＲＦ信号の出力の例によれば、高出力の信号でも低出力の信号でも切替器４６の出力が１［Ｗ］となる。よって、高出力側でも低出力側でも信号レベルがノイズフロアやオフセットに影響されにくくなるため、検波及びＡＤ変換の精度が向上する。なお、上述の例以外の場合であっても、結合度が異なる複数の方向性結合器４４ａ，４４ｂによれば、検波及びＡＤ変換の精度が向上することは言うまでもない。
【００６５】
続いて、図１に示す制御システム１２は、操作者からの操作に基づいてＭＲＩ装置１０全体の制御を行なうとともに、シーケンサ３０から送信される生データをｋ空間データに変換し、そのｋ空間データから画像を再構成する。また、制御システム１２は、被検体Ｐ全体や撮像部位に対するＳＡＲを本スキャン（イメージング）前のプレスキャン時に計算する。そして、計算した部分ＳＡＲが上限値を超える場合には、警告表示後、部分ＳＡＲが上限値を超えないようにパルスシーケンスが変更され、被検体Ｐへの照射量が部分ＳＡＲの上限値を超えないことを検証後に本スキャンが行なわれる。プレスキャンとは、本スキャンの前に行なわれるスキャンであり、目的として少なくとも送信ゲインの調整を含むものである。
【００６６】
以上、第１実施形態のＭＲＩ装置１０におけるプレスキャン時の作用について説明した。しかしながら、上述のプレスキャン時の作用は、本スキャン時の作用にも応用できる。次に、図４を用いて本スキャン時の作用について説明する。
【００６７】
静磁場によって熱平衡状態にある原子核スピンに送信コイル２６からＲＦ信号を送信することで、原子核スピンをある角度だけ傾ける（励起する）ことができる。この角度は「フリップ角」と呼ばれる。まず、本スキャンに先立つプレスキャンにおいて、ＲＦレベル、すなわち、基準となるフリップ角（例えば、９０度）の励起パルスの場合におけるＲＦ信号の出力が測定される。ＲＦレベルは、送信コイル２６の負荷条件が異なる場合、例えば、被検体Ｐが異なる場合（体厚が異なる場合）や、同一の被検体Ｐであっても送信コイル２６と被検体Ｐの位置関係が異なる場合（撮像部位が異なる場合）、一般的には異なる値が測定される。
【００６８】
次いで、ＲＦレベルに基づいて、パルスシーケンスに含まれるＲＦパルス（プリパルス及び励起パルスを含む）ごとにＲＦ信号の出力が設定される。そして、自動パワー制御（ＡＰＣ）によって、設定されたＲＦ信号の出力となるようにＲＦ電力増幅器４３に入力される信号の入力レベル情報が制御される。ここで、プリパルスの代表例としては、ＳＴＩＲ（ｓｈｏｒｔ  ＴＩ  ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ  ｒｅｃｏｖｅｒｙ）パルス、ＣＨＥＳＳ（ｃｈｅｍｉｃａｌ  ｓｈｉｆｔ  ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ）パルス、ＳＰＩＲ（ｓｐｅｃｔｒａｌ  ｐｒｅｓａｔｕｒａｔｉｏｎ  ｗｉｔｈ  ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ  ｒｅｃｏｖｅｒｙ）パルス、ＳＰＡＩＲ（ｓｐｅｃｔｒａｌ  ａｔｔｅｎｕａｔｅｄ  ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ  ｒｅｃｏｖｅｒｙ）パルスなどの脂肪抑制パルスが挙げられる。励起パルスとは、原子核スピンをフリップ角分傾けるためのパルスである。
【００６９】
以上のように、ＲＦレベルに基づいてパルスシーケンスに含まれるＲＦパルスごとにＲＦ信号の出力が設定され、ＲＦ信号の出力に基づいて、本スキャンにおける、ＲＦ電力増幅器４３に入力される信号の入力レベル情報がＲＦパルスごとに予測可能である。
【００７０】
続いて、第１実施形態のＭＲＩ装置１０の動作について、図４及び図６を用いて説明する。
【００７１】
図６は、第１実施形態のＭＲＩ装置１０の動作を示すフローチャートである。
【００７２】
ＭＲＩ装置１０は、撮像条件編集画面上で操作者が入力部３６（図１に図示）を用いて入力した情報に基づいて、被検体Ｐの患者情報（体重、身長など）を設定する（ステップＳＴ１）。
【００７３】
ＭＲＩ装置１０は、撮像条件編集画面上で操作者が入力部３６（図１に図示）を用いて入力した情報に基づいて、撮像部位および撮像条件を設定する（ステップＳＴ２）。撮像条件として、パルスシーケンスの種別（ＲＦパルスの数を含む）や、マルチスライス数、及びスライス厚などが設定される。
【００７４】
次に、ＭＲＩ装置１０は、被検体Ｐのプレスキャンを実行する（ステップＳＴ３）。ＭＲＩ装置１０は、ステップＳＴ３によるプレスキャンにおいて、ステップＳＴ２によって設定された撮像部位に基づいて、ＲＦレベル、すなわち、基準となるフリップ角（例えば、９０度）の励起パルスの場合におけるＲＦ信号の出力を測定する（ステップＳＴ３１）。ＭＲＩ装置１０は、ステップＳＴ３によるプレスキャンにおいて、ステップＳＴ３１による測定時にＲＦ電力増幅器４３に入力される信号の入力レベル情報と閾値とを比較することで、送信コイル２６に伝送されるＲＦ信号を減衰させる方向性結合器４４ａ，４４ｂを切り替える（ステップＳＴ３２）。ＲＦレベルは被検体Ｐ毎、及び、撮像部位毎に、変動する。
【００７５】
ＭＲＩ装置１０は、ステップＳＴ３において、方向性結合器４４ａ又は４４ｂによって減衰されたＲＦ信号を検波し、ＲＦ電力増幅器４３に入力される信号の入力レベル情報に応じた補正係数を乗じてデジタルデータ化し、そのデータに基づいて、ＳＡＲ（全体ＳＡＲ、部分ＳＡＲ）を計算して表示部３５（図１に図示）に表示させる（ステップＳＴ３３）。
【００７６】
次に、ＭＲＩ装置１０は、シーケンサ３０に対してステップＳＴ２によって設定された撮像条件に従ったシーケンス情報を送信することによって、被検体Ｐの本スキャンを実行する（ステップＳＴ４）。ＭＲＩ装置１０は、ステップＳＴ４において、ステップＳＴ２によって設定された撮像条件のパルスシーケンスに含まれるＲＦパルス（プリパルス及び励起パルスを含む）ごとに、ステップＳＴ３１によって測定されたＲＦレベルに基づくＲＦ信号の出力を設定し、ＲＦ信号の出力に基づいて、本スキャンにおいてＲＦ電力増幅器４３に入力される信号の入力レベル情報をＲＦパルスごとに予測する（ステップＳＴ４１）。ＭＲＩ装置１０は、ステップＳＴ４において、ステップＳＴ４１によって予測された入力レベル情報と閾値とを比較することで、送信コイル２６に伝送されるＲＦ信号を減衰させる方向性結合器４４ａ，４４ｂを切り替える（ステップＳＴ４２）。
【００７７】
ＭＲＩ装置１０は、ステップＳＴ４において、方向性結合器４４ａ又は４４ｂによって減衰されたＲＦ信号を検波し、ＲＦ電力増幅器４３に入力される信号の入力レベル情報に応じた補正係数を乗じてデジタルデータ化し、そのデータに基づいて、ＳＡＲ（全体ＳＡＲ、部分ＳＡＲ）を計算して表示部３５（図１に図示）に表示させる（ステップＳＴ４３）。また、ＭＲＩ装置１０は、ステップＳＴ４において、本スキャンにおいて収集された生データから画像（２次元画像、３次元画像）を再構成して表示部３５（図１に図示）に表示させる（ステップＳＴ４４）。ステップＳＴ４４によって、本スキャン中のＳＡＲがモニタリングされる。
【００７８】
第１実施形態のＭＲＩ装置１０の送信部２７によると、プレスキャン時や本スキャン時に、検波・ＡＤ変換する際のＲＦ信号の強度を制御することで、ＲＦ出力が小さい場合でも、ＲＦ出力を正確に精度よく測定することができる。よって、第１実施形態のＭＲＩ装置１０によると、ＳＡＲを正確に精度よく算出することができる。
【００７９】
（第２実施形態）
図７は、第２実施形態のＭＲＩ装置のハードウェア構成を示す概略図である。
【００８０】
図７は、被検体（患者）Ｐの撮像を行なう第２実施形態のＭＲＩ装置１０Ａを示す。このＭＲＩ装置１０Ａは、大きくは、撮像システム１１Ａと制御システム１２とから構成される。
【００８１】
撮像システム１１Ａ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２７Ａ、受信コイル２８ａ〜２８ｅ、受信部２９、及びシーケンサ３０を備える。
【００８２】
なお、図７に示す第２実施形態のＭＲＩ装置１０Ａにおいて、図１に示す第１実施形態のＭＲＩ装置１０と同一部材に同一符号を付して説明を省略する。
【００８３】
送信部２７Ａは、図１に示す送信部２７と同様に、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パルスを送信コイル２６に送信する。
【００８４】
図８は、第２実施形態のＭＲＩ装置１０Ａにおける送信部２７Ａの構成を示す図である。
【００８５】
第２実施形態のＭＲＩ装置１０Ａにおける送信部２７Ａは、基準ＲＦ発生器４１、変調器４２、ＲＦ電力増幅器４３、結合度可変の方向性結合器４４Ａ、検波器４７、ＡＤ変換器４８、及び信号制御器４９を備える。結合度可変の方向性結合器４４Ａ、検波器４７、ＡＤ変換器４８、及び信号制御器４９によって、本実施形態の高周波出力測定装置が形成される。
【００８６】
なお、図８に示す送信部２７Ａにおいて、図４に示す送信部２７と同一部材に同一符号を付して説明を省略する。
【００８７】
結合度可変の１の方向性結合器４４Ａを具備する場合、切替器４６（図４に図示）が不要となり、方向性結合器４４Ａにて減衰されたＲＦ信号はそのまま検波器４７に出力される。
【００８８】
方向性結合器４４Ａは、ＲＦ信号の伝送路上に伝送路に非接触で配置され、送信コイル２６に伝送されるＲＦ信号を可変の結合度にて減衰させて検波器４７に送る。方向性結合器４４Ａは、ＲＦ信号の電力を減衰させるための高周波デバイスである。方向性結合器４４Ａの出力信号は、ＭＲ信号処理基板の検波器４７で検波され、ＡＤ変換器４８でデジタル変換される。ＡＤ変換器４８は、検波器４７の出力信号をデジタル変換する際、変調器４２からの、ＲＦ電力増幅器４３に入力される信号の入力レベル情報に応じた補正係数を乗じてデータ化する。ＡＤ変換器４８の出力データはシーケンサ３０を介して制御システム１２（図７に図示）に送信され、制御システム１２でＳＡＲを計算するために使用される。
【００８９】
方向性結合器４４Ａの結合度を変更するための制御として、変調器４２からの、ＲＦ電力増幅器４３に入力される信号の入力レベル情報を信号制御器４９に入力する。信号制御器４９は、入力レベル情報に基づいて、方向性結合器４４Ａの結合度を変更する。
【００９０】
図９は、第２実施形態のＭＲＩ装置１０ＡにおけるＲＦ信号の減衰及び補正の内容を表として示す図である。
【００９１】
高出力（１００００〜２００００［Ｗ］）の信号に対応できるように、検波器４７やＡＤ変換器４８の最大入力を超えない範囲内で、結合度可変の方向性結合器４４Ａの結合度の上限が設定される。例えば、結合度可変の方向性結合器４４Ａの結合度が１／１００００倍に変更できる場合を考える。ＲＦ電力増幅器４３から高出力（１００００［Ｗ］）のＲＦ信号が出力されると方向性結合器４４Ａを介して検波器４７に、１［Ｗ］の信号が入力される。
【００９２】
一方で、低出力（１００［Ｗ］）の信号に対応できるように、結合度可変の方向性結合器４４Ａの結合度の下限が設定される。例えば、結合度可変の方向性結合器４４Ａの結合度が１／１００倍に変更できる場合を考える。ＲＦ電力増幅器４３から低出力（１００［Ｗ］）のＲＦ信号が出力されると方向性結合器４４Ａを介して検波器４７に、１［Ｗ］の信号が入力される。
【００９３】
ＡＤ変換器４８は、変調器４２からの入力レベル情報に応じた補正係数である結合度に基づいて出力値を換算する。すなわち、ＡＤ変換器４８は、結合度が１／１００００倍である場合には方向性結合器４４Ａの出力信号を１００００倍して１００００［Ｗ］相当の出力として換算し、結合度が１／１００倍である場合には方向性結合器４４Ａの出力信号を１００倍して１００［Ｗ］相当の出力として換算する。
【００９４】
上述の方向性結合器４４Ａの結合度やＲＦ信号の出力の例によれば、高出力の信号でも低出力の信号でも方向性結合器４４Ａの出力が１［Ｗ］となる。よって、高出力側でも低出力側でも信号レベルがノイズフロアやオフセットに影響されにくくなるため、検波及びＡＤ変換の精度が向上する。なお、上述の例以外の場合であっても、結合度可変の方向性結合器４４Ａによれば、検波及びＡＤ変換の精度が向上することは言うまでもない。
【００９５】
続いて、図７に示す制御システム１２は、被検体Ｐ全体や撮像部位に対するＳＡＲを撮像前のプレスキャン時に計算する。そして、計算した部分ＳＡＲが上限値を超える場合には、警告表示後、部分ＳＡＲが上限値を超えないようにパルスシーケンスが変更され、被検体Ｐへの照射量が部分ＳＡＲの上限値を超えないことを検証後に本スキャンが行なわれる。
【００９６】
以上、第２実施形態のＭＲＩ装置１０Ａにおけるプレスキャン時の作用について説明した。しかしながら、上述のプレスキャン時の作用は、第１実施形態のＭＲＩ装置１０で説明したように、本スキャン時の作用にも応用できる。
【００９７】
続いて、第２実施形態のＭＲＩ装置１０Ａの動作について、図８及び図１０を用いて説明する。
【００９８】
図１０は、第２実施形態のＭＲＩ装置１０Ａの動作を示すフローチャートである。
【００９９】
なお、図１０に示すフローチャートにおいて、図６に示すフローチャートと同一ステップには同一符号を付して説明を省略する。
【０１００】
ＭＲＩ装置１０Ａは、ステップＳＴ３によるプレスキャンにおいて、ステップＳＴ３１による測定時にＲＦ電力増幅器４３に入力される信号の入力レベル情報と閾値とを比較することで、送信コイル２６に伝送されるＲＦ信号を減衰させる方向性結合器４４Ａの結合度を制御する（ステップＳＴ３２´）。
【０１０１】
ＭＲＩ装置１０Ａは、ステップＳＴ４において、ステップＳＴ４１によって予測された入力レベル情報と閾値とを比較することで、送信コイル２６に伝送されるＲＦ信号を減衰させる方向性結合器４４Ａの結合度を制御する（ステップＳＴ４２´）。
【０１０２】
第２実施形態のＭＲＩ装置１０Ａの送信部２７Ａによると、プレスキャン時や本スキャン時に、検波・ＡＤ変換する際のＲＦ信号の強度を制御することで、ＲＦ出力が小さい場合でも、ＲＦ出力を正確に精度よく測定することができる。よって、第２実施形態のＭＲＩ装置１０Ａによると、ＳＡＲを正確に精度よく算出することができる。
【０１０３】
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、変更を行なうことができる。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。
【符号の説明】
【０１０４】
１０，１０Ａ  磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）
１１，１１Ａ  撮像システム
１２  制御システム
２６  送信コイル
２７，２７Ａ  送信部
３０  シーケンサ
４１  基準ＲＦ発生器
４２  変調器
４３  ＲＦ電力増幅器
４４  方向性結合器ユニット
４４ａ，４４ｂ  方向性結合器
４４Ａ  結合度可変の方向性結合器
４５  比較器
４６  切替器
４７  検波器
４８  ＡＤ変換器
４９  信号制御器
【図１】
2014079573.tif 000003
【図２】
2014079573.tif 000004
【図３】
2014079573.tif 000005
【図４】
2014079573.tif 000006
【図５】
2014079573.tif 000007
【図６】
2014079573.tif 000008
【図７】
2014079573.tif 000009
【図８】
2014079573.tif 000010
【図９】
2014079573.tif 000011
【図１０】
2014079573.tif 000012