CN103874457B - 磁共振摄像装置以及高频磁场照射方法 - Google Patents

Abstract

本发明的磁共振摄像装置在将摄像时间的延长抑制为最小限的同时，使任意轴方向、任意位置的摄像截面的因RF匀场造成的B₁不均匀的降低效果最大。只测量预先确定的一个方向的数个B₁分布，根据该B₁分布数据，针对任意方向、任意位置的摄像截面，分别计算使B₁不均匀降低效果最大的高频磁场条件。例如，在AX方向上只测量数个B₁分布的基础上，根据基于与摄像截面接近的2个B₁分布计算出的高频磁场条件进行内插，从而求出对AX方向的任意位置的摄像截面最优的高频磁场条件，只提取B₁分布中的与摄像截面的交叉区域内的B₁值，使用它来求出对SAG、COR方向的任意位置的摄像截面最优的高频磁场条件。

Description

磁共振摄像装置以及高频磁场照射方法

技术领域

本发明涉及一种磁共振摄像（MRI：MagneticResonaceImaging）装置（以下称为MRI装置），特别涉及一种引起磁共振现象的旋转磁场的空间分布的调整技术。

背景技术

MRI装置是一种使横切了检查对象的任意截面内的原子核产生磁共振，根据产生的磁共振信号得到该截面内的断层像的医用图像诊断装置。向检查对象发送作为电磁波的一种的无线电波（RadioFrequencywave，以下称为高频或RF），激励检查对象内的原子核的自旋，并且在其后接收由于核自旋而产生的核磁共振信号，对检查对象进行图像化。通过RF发送用线圈进行发送，通过RF接收用线圈进行接收。

近年来，为了提高图像的SNR（信噪比：SignaltoNoiseratio），在提高静磁场强度的方向上，开始普及静磁场强度为3T（特斯拉）以上的高磁场MRI装置（3TMRI装置）。但是，静磁场强度越大，则摄像图像越是容易产生模糊。这是因为伴随着高磁场化，为了引起磁共振现象而使用的RF的频率变高。例如，在MRI装置中使用了频率128MHz的RF，但该RF在生物体内的波长为与腹部截面大致相同范围的30cm左右，在生物体内RF的相位产生变化。因此，照射RF分布、以及通过该RF生成并引起磁共振现象的旋转磁场（以下为B₁）的空间分布不均匀，产生图像模糊。根据这样的现状，在通过高磁场MRI装置进行的RF照射中，为了提高画质，需要一种降低旋转磁场B₁的分布不均匀的技术。

作为降低B₁分布的不均匀的方法，提出了致力于RF照射方法的若干个方法。其中，近年来出现了“RF匀场”这样的方法并受到关注。该方法为，使用具有多个信道的RF发送用线圈，控制赋予给各信道的RF的相位和振幅，降低摄像区域的B₁不均匀。

在RF匀场中，一般预先在主摄像之前测量各信道的B₁分布，使用该B₁分布计算降低B₁不均匀的RF的振幅和相位（例如参照专利文献1、非专利文献1）。另外，有一种技术，即设定关注区域（ROI），将RF的振幅和相位的至少一方作为摄像条件进行成像，使得降低ROI内的B₁不均匀（例如参照专利文献2）。在专利文献2所记载的技术中，在设定了多个ROI的情况下，取得降低多个ROI之间的数据的偏差那样的RF的振幅和相位的至少一方。由此，解决了根据每个被检测体的特征而B₁不均匀性的影响不同的问题。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：美国专利第7078901号说明书

专利文献2：日本特开2010-29640号公报

非专利文献

非专利文献1：NistlerJ以及其他著作，“HomogeneityImprovementUsingA2PortBirdcageCoil”ProceedingsofInternationalSocietyofMagneticResonanceinMedicine2007p.1063

发明内容

发明要解决的问题

根据专利文献1和非专利文献1，通过预先测量摄像截面的B₁分布来计算降低B₁不均匀的RF脉冲的振幅和相位。但是，在实际的图像摄像时，取得与各种轴垂直的方向（以下称为轴方向）的各个位置的截面的多个图像。轴方向一般有轴向（以下称为AX）、径向（以下称为SAG）、切向（以下称为COR）的3个方向，进而还有从这些方向只倾斜了某角度的轴方向（斜向）。另外，截面数大多为每个方向几个～几十个。

因此，在使用专利文献1和非专利文献1的技术的情况下，为了使所有摄像截面的B₁不均匀降低效果为最大，需要针对所有摄像截面分别测量B₁分布，分别计算最优的RF的振幅和相位，这要花费很多时间。因此，总摄像时间延长。另一方面，如果只测量预定的摄像截面的B₁分布，并将计算出的一个RF的振幅和相位的值也应用于其他所有的截面，则有时会在其他截面中无法充分得到B₁不均匀降低效果。

在专利文献2所记载的技术中，为了测量所有的摄像截面的B₁分布，也花费很多时间，总摄像时间延长。

本发明就是鉴于上述情况而提出的，提供以下一种技术，即在将摄像时间的延长抑制为最小限的同时，使任意轴方向、任意位置的摄像截面的因RF匀场造成的B₁不均匀的降低效果最大。

解决问题的方案

本发明使用预定轴方向的预定数的截面的B₁分布、使B₁不均匀降低效果最大的RF的振幅和相位，计算使任意的摄像截面的B₁不均匀降低效果最大的RF的振幅和相位。

以下表示本发明的代表性的一个例子。即，本发明提供一种磁共振摄像装置，其特征在于，具备：静磁场形成部，其形成静磁场；倾斜磁场施加部，其施加倾斜磁场；高频磁场发送部，其具有向被检测体分别发送不同的高频磁场的多个信道；信号接收部，其从上述被检测体接收所产生的核磁共振信号；分布计算部，其根据在从上述高频磁场发送部向上述被检测体发送了上述高频磁场后由上述信号接收部接收到的核磁共振信号，计算与第一轴垂直的第一分布测量截面的高频磁场分布即第一高频磁场分布；条件计算部，其根据上述第一高频磁场分布，计算成为摄像对象的任意摄像截面的摄像条件中的从上述多个信道分别照射的高频磁场的相位和振幅的至少一方作为高频磁场条件。

另外，提供一种摄像条件决定方法，其降低磁共振摄像装置的高频磁场的不均匀，该磁共振摄像装置具备：高频磁场发送部，其具有向被检测体分别发送不同的高频磁场的多个信道；信号接收部，其从上述被检测体接收所产生的核磁共振信号，该摄像条件决定方法的特征在于，具备：根据在从上述高频磁场照射部向上述被检测体发送了上述高频磁场后由上述信号接收部检测出的核磁共振信号，计算与第一轴垂直的第一分布测量截面的高频磁场分布即第一高频磁场分布的分布计算步骤；根据上述第一高频磁场分布，计算成为摄像对象的任意摄像截面的摄像条件中的从上述多个信道分别照射的高频磁场的相位和振幅的至少一方作为高频磁场条件的条件计算步骤。

发明效果

根据本发明，能够在将摄像时间的延长抑制为最小限的同时，能够在任意轴方向、任意位置的摄像截面的全部中将因RF匀场造成的B₁不均匀的降低效果设为最大。

附图说明

图1是表示第一实施方式的MRI装置的结构的结构图。

图2是用于说明第一实施方式的发送线圈、体模以及旋转磁场的说明图。

图3（A）是表示体模内的AX截面中的旋转磁场B₁分布的模拟结果的说明图，图3（B）是表示体模内的SAG截面中的旋转磁场B₁分布的模拟结果的说明图，图3（C）是表示体模内的COR截面中的旋转磁场B₁分布的模拟结果的说明图。

图4是用于说明摄像截面的说明图。

图5（A）是用于说明主摄像时的摄像截面是多个AX截面的情况下的截面位置的说明图，图5（B）是用于说明主摄像时的摄像截面是多个SAG截面的情况下的截面位置的说明图，图5（C）是用于说明主摄像时的摄像截面是多个COR截面的情况下的截面位置的说明图。

图6是第一实施方式的计算部的功能框图。

图7是用于说明第一实施方式的摄像区域和B₁分布测量截面的说明图。

图8是用于说明第一实施方式的计算摄像截面的最优的高频磁场条件的方法的说明图，图8（A）是摄像截面是AX截面的情况，图8（B）是摄像截面是SAG截面的情况，图8（C）是摄像截面是COR截面的情况。

图9是第一实施方式的摄像处理的流程图。

图10（A）是在骨盆区域的COR图像上表示所设定的各AX截面位置和SAG截面位置，说明第一实施方式的具体例子的说明图，图10（B）是在骨盆区域的AX图像上表示SAG、COR的各方向的交叉区域，说明第一实施方式的具体例子的说明图。

图11（A）是摄像截面是骨盆区域的AX截面的情况下的B₁均匀度指标的图表，图11（B）是摄像截面是骨盆区域的SAG截面的情况下的B₁均匀度指标的图表，图11（C）是摄像截面是骨盆区域的COR截面的情况下的B₁均匀度指标的图表。

图12是在颈椎区域的COR图像上表示AX、SAG的各方向的截面位置，说明第一实施方式的具体例子的说明图。

图13（A）是摄像截面是颈椎区域的AX截面的情况下的B₁均匀度指标的图表，图13（B）是摄像截面是颈椎区域的SAG截面的情况下的B₁均匀度指标的图表，图13（C）是摄像截面是颈椎区域的COR截面的情况下的B₁均匀度指标的图表。

图14是用于说明第一实施方式的摄像截面是斜向截面的情况下的RF匀场的方法的说明图。

图15是在骨盆区域的AX图像上表示SAG、COR的各方向的区域，说明第一实施方式的变形例子的说明图。

图16是第二实施方式的计算机的功能框图。

图17是第二实施方式的摄像处理的流程图。

图18是第三实施方式的计算机的功能框图。

图19是第三实施方式的摄像处理的流程图。

具体实施方式

首先，说明本发明的概要。本发明如上述那样根据预定轴方向的规定数的截面的B₁分布，计算使任意的摄像截面的B₁不均匀降低效果为最大的RF的振幅和相位。

具体地说，测量与预先确定的一个轴垂直的多个不同的截面的B₁分布（以下也称为高频磁分布）。另外，使用该B₁分布，计算在摄像任意的摄像截面时用作摄像条件的高频磁场（RF）的振幅和相位的至少一方。计算出的RF的振幅和相位使该摄像截面的B₁分布不均匀降低效果为最大。

以下，在本说明书中，将测量B₁分布的截面称为分布测量截面，将与分布测量截面垂直的轴称为分布测量轴。另外，将作为摄像条件而计算出的RF的振幅和相位的至少一方称为高频磁场条件。另外，将使B₁分布不均匀降低效果为最大的高频磁场条件称为最优高频磁场条件。进而，将与预定的轴垂直的截面称为该轴方向的截面。

通过对根据多个分布测量截面的B₁分布计算出的各分布测量截面的最优的高频磁场条件进行内插，计算该B₁分布测量轴方向的任意位置的摄像截面的最优的高频磁场条件。

另外，从各分布测量截面的B₁分布中提取包含分布测量截面和摄像截面的交线的区域（以下称为交叉区域）的B₁值，计算与B₁分布测量轴不同的轴方向的、任意位置的摄像截面的最优的高频磁场条件，使得这些值的偏差最小。

此外，分布测量截面也可以是一个。在该情况下，对B₁分布测量轴方向的任意位置的摄像截面的最优的高频磁场条件，直接使用根据该1个分布测量截面的B₁分布得到的高频磁场条件。另外，从该B₁分布提取交叉区域的B₁值，根据该值计算与B₁分布测量轴不同的轴方向的任意位置的摄像截面的最优的高频磁场条件。

<<第一实施方式>>

以下，说明本发明的第一实施方式。首先，说明本实施方式的MRI装置的整体结构。图1是本实施方式的MRI装置100的框图。如该图所示那样，本实施方式的MRI装置100具备产生静磁场的磁铁101、产生倾斜磁场的线圈102、调整静磁场均匀度的匀场线圈112、时序产生器104、照射（发送）高频磁场（RF）的RF发送用线圈（发送线圈）114、检测（接收）从被检测体103产生的核磁共振信号的RF接收用线圈（接收线圈）115、载置被检测体103的工作台107、倾斜磁场电源105、高频磁场产生器106、接收器108、匀场电源113、计算机109。

倾斜磁场线圈102和匀场线圈112分别与倾斜磁场电源105和匀场电源113连接。另外，发送线圈114和接收线圈115分别与高频磁场产生器106和接收器108连接。时序产生器114向倾斜磁场电源105和匀场电源113、以及高频磁场产生器106发送指令，分别使得产生倾斜磁场和RF。RF通过发送线圈114照射（发送）到被检测体103。通过照射（发送）RF而从被检测体103产生的核磁共振信号被接收线圈115检测（接收），在接收器108中进行检波。由计算机109经由时序产生器104设置成为接收器108中的检波的基准的磁共振频率。检波的信号通过A/D变换电路发送到计算机109，在此进行图像重构等信号处理。其结果是显示在与计算机109连接的显示器110上。根据需要，将检波的信号和测定条件保存在与计算机109连接的存储装置111中。时序产生器104通常进行控制使得各装置以预先编程的定时、强度进行动作。

磁铁101、匀场线圈112、匀场电源113构成形成静磁场空间的静磁场形成部。倾斜磁场线圈102和倾斜磁场电源105构成向静磁场空间施加倾斜磁场的倾斜磁场施加部。另外，发送线圈114和高频磁场产生器106构成向被检测体103照射（发送）RF的高频磁场发送部。接收线圈115和接收器108构成检测（接收）从被检测体103产生的核磁共振信号的信号接收部。

接着，使用图2和图3简单说明降低B₁不均匀的RF匀场。首先，说明在从发送线圈114向模拟被检测体103所得的体模202照射RF时在体模202内生成的旋转磁场（B₁）的状况。

图2是发送线圈114和体模202的示意图。图3（A）、图3（B）以及图3（C）分别是通过电磁场模拟计算出的体模202内的B₁分布的一个例子。图3（A）是分别表示体模内的AX截面中的旋转磁场B₁分布的模拟结果，图3（B）是表示体模内的SAG截面中的旋转磁场B₁分布的模拟结果，图3（C）是表示体模内的COR截面中的旋转磁场B₁分布的模拟结果。此外，对图3（A）、图3（B）以及图3（C）内的B₁强度进行标准化使得体模202内的最大B₁强度为1。另外，在图3（B）以及图3（C）中，在z轴方向上表示300mm的范围内的B₁分布。在此，使用将静磁场方向作为z的坐标系。

在本模拟中使用的体模202具有长方体形状，其x、y、z轴方向的尺寸分别为350mm、200mm、600mm。这是设想生物体的腹部截面而决定的尺寸。另外，体模202的物性值是导电率为0.6S/m，相对介电常数为60。这是在设想了生物体的各物性值的基础上决定的。

作为用于向该体模202赋予磁通的发送线圈114，使用了24横档（rung）的笼式线圈。该笼式线圈（发送线圈114）具有直径为615mm、z轴方向的横档长度为500mm的圆筒形状，配置为中心轴与z轴平行。设想3TMRI装置，将从笼式线圈（发送线圈114）照射（发送）的RF的频率设为128MHz。另外，笼式线圈（发送线圈114）具有以下构造，即在2个位置具有供电点201，能够进行2个信道的RF发送。将各信道分别称为信道1（ch1）、信道2（ch2）。此外，供电点201和信道的个数可以是多个，并不限于2个。以下，在本实施方式中，举例说明发送线圈114为2个信道的情况。

此外，在笼式线圈（发送线圈114）的外侧，设置直径655mm、z轴方向的尺寸为900mm的圆筒屏蔽（未图示），进行电磁场模拟。

通过向各供电点201供电sine波形的电压，生成正交的2个磁通。具体地说，如果将A1、φ1设为向信道1供给的电压的振幅和相位，将A2、φ2设为向信道2供给的电压的振幅和相位，将B_ch1设为通过信道1生成的磁通，将B_ch2设为通过信道2生成的磁通，则通过向各供电点供电A1sin（ωt+φ1）和A2sin（ωt+φ2）的电压，来生成磁通B_ch1和B_ch2。

这时，用以下的公式（1）表示所生成的旋转磁场B₁。

B₁=（B_ch1+i×B_ch2）/2……（1）

在现有的MRI装置中，为了最高效地生成该B₁，将B_ch1和B_ch2之间的振幅比（A2/A1）设定为1，将相位差（φ2-φ1）设定为π/2。这在被称为QD（QuadratureDrive）的RF照射方法中是标准的设定。

图3（A）是这样设定了振幅比和相位差的情况下（QD照射时）的AX截面的B₁分布。在该情况下，在体模202内，可以看到B₁强度有很大偏差而变得不均匀。这是当前在高磁场MRI装置中成为课题的B₁不均匀。

在RF匀场中，为了降低该B₁不均匀，对向信道1（ch1）和信道2（ch2）分别供给的电压的振幅（A1、A2）和相位（φ1、φ2）、即从各信道发送的RF的振幅和相位进行调整。

接着，说明摄像截面。图4是用于说明在被检测体103为人的情况下摄像预定的一个截面的情况下的摄像截面的图。此外，在该图中，表示摄像人骨盆区域402的轴向（AX）截面401的例子。以下，在本说明书中，列举被检测体103为人的情况的例子，设z轴方向为轴向（AX）方向、与z轴垂直的截面（z轴方向的截面）为AX截面、x轴方向为径向（SAG）方向、与x轴垂直的截面（x轴方向的截面）为SAG截面、y轴方向为切向（COR）方向、与y轴垂直的截面（y轴方向的截面）为COR截面。

如该图所示，在摄像预定的一个截面的情况下，首先测量该摄像截面401内的骨盆区域402的B₁分布，得到B₁分布。然后，根据所得到的B₁分布，决定最适合于该摄像截面401的RF的振幅和相位。然后，将其设定为摄像条件。由此，能够使B₁不均匀降低效果为最大。

但是，实际的摄像时（图像主摄像时）的摄像截面不限于一个截面。在各种轴方向上进行多个截面的摄像。图5（A）是摄像多个AX截面411的情况的摄像截面的例子，图5（B）是摄像多个SAG截面412的情况的摄像截面的例子，图5（C）是摄像多个COR截面413的情况的摄像截面的例子。

这样在各个方向上摄像多个摄像截面的情况下，如果如上述那样，测量全部摄像截面的B₁分布，对每个摄像截面分别计算最优的RF的振幅和相位，则能够使各摄像截面的B₁不均匀降低效果为最大，但摄像时间延长。

在本实施方式中，为了避免该总摄像时间的延长，测量B₁分布的截面与摄像截面的个数、方向无关而设为预先确定的方向的预先确定的个数。另外，根据该测量出的截面的B₁分布，通过计算决定各摄像截面的最优的高频磁场条件。以下，在本实施方式中，列举作为最优的高频磁场条件设为从各信道发送的RF的最优的振幅和相位的情况为例子进行说明。

图6是实现它的本实施方式的计算机109的功能框图。如该图所示，本实施方式的计算机109具备摄像位置设定部310、静磁场匀场部320、RF匀场部330、图像主摄像部340。通过由计算机109所具备的CPU将预先存储在存储装置111中的程序装载到存储器中而执行，从而实现计算机109的各功能。

摄像位置设定部310在进行主摄像之前实施选取扫描等，进行摄像截面的定位，决定定位相关的各参数。定位相关的参数例如是主摄像图像的轴方向、个数、位置等。例如另外，将所决定的各参数设定为用于图像主摄像的摄像条件。将摄像位置设定部310所进行的处理称为摄像位置设定处理。

静磁场匀场部320测量静磁场分布，进行静磁场匀场处理，即决定静磁场均匀度调整相关的各参数，使得静磁场尽量均匀。另外，将所决定的各参数设定为用于图像主摄像的摄像条件。将静磁场匀场部320所进行的处理称为静磁场匀场处理。在摄像能够得到充分的静磁场均匀度的情况下，也可以不进行静磁场匀场处理。在不进行静磁场匀场处理的情况下，也可以不具备静磁场匀场部320。以下，在本实施方式中，举例说明不进行静磁场匀场处理的情况。

RF匀场部330对每个摄像截面决定RF匀场相关的参数（高频磁场条件）。在本实施方式中，针对每个摄像截面，计算从各信道发送的最优的RF的振幅和相位作为高频磁场条件。另外，将计算出的高频磁场条件设定为用于图像主摄像的摄像条件。将RF匀场部330的处理称为RF匀场处理。将在后面详细说明本实施方式的RF匀场处理。

图像主摄像部340根据对摄像位置设定部310、静磁场匀场部320、RF匀场部330设定的摄像条件，实施主摄像。

以下，说明本实施方式的RF匀场部330的RF匀场处理。本实施方式的RF匀场部330具备：分布计算部331，其根据核磁共振信号，计算与预先确定的分布测量轴垂直的分布测量截面的B₁分布（高频磁场分布）；条件计算部332，其使用所得到的B₁分布，计算任意的摄像截面的高频磁场条件；条件设定部333，其将所得到的高频磁场条件设定为用于图像主摄像的摄像条件。在此，将作为高频磁场条件计算出的对摄像截面最优的RF振幅和相位的值设定为时序产生器104内的RF脉冲的参数值。在本实施方式中，设定为向发送线圈114的各信道的供电点201发送所计算出的振幅和相位的电压。

另外，条件计算部332具备：分布提取部334，其从分布测量截面的B₁分布中提取包含摄像截面和分布测量截面的交线的区域（以下称为交叉区域）的B₁分布（B₁值）。交叉区域为在与测量轴方向和摄像截面垂直的方向上具有预定宽度的区域。

以下，使用具体例子说明分布计算部331和条件计算部332的处理的详细。

首先，说明分布计算部331的处理的详细。分布计算部331进行用于得到摄像区域内的B₁分布的测量，根据测量结果计算预先确定的分布测量截面的每个信道的B₁分布。通过执行预先确定的时序，测量摄像区域内的B₁分布。另外，理想的是将分布测量截面的测量轴设定为B₁分布的变化小的方向。或者，理想的是设为被检测体的形状变化最少的方向。

例如，在被检测体103是人，使用图2所示的笼式线圈作为发送线圈114的情况下，理想的是分布测量截面为AX截面，测量轴为z轴方向。这基于以下的理由。

如果考虑到图2所示的形状的笼式线圈的直线状地在z轴方向上延伸的横档的各个电流分布，则z轴方向的电流变化小并大致相同。由此，可以认为在这样的形状的笼式线圈中，在z轴方向上生成的磁场的分布也大致相同，z轴方向的B₁的变化也小。

根据图3（B）、图3（C）所示的SAG截面（yz平面）和COR截面（xz平面）中的B₁分布，可知与z轴方向对应的B₁的变化比较小。另一方面，如图3（A）所示，在AX截面（xy平面）内，B₁分布有很大变化。由此，如果考虑摄像区域的B₁的三维分布，则与x和y轴方向的B₁变化相比，可以说z轴方向的B₁变化小。

此外，B₁分布还很大地依存于摄像截面的形状，但在与z轴方向对应的摄像截面的形状变化小的情况下，在z坐标不同的多个AX截面中，表示出大致相同的B₁分布。例如，在摄像对象是骨盆区域、上腹部区域的情况下，与z轴方向对应的截面形状的变化比较小，因此任意的z坐标的B₁分布都表示出比较相同的倾向。

根据以上的理由，例如在被检测体103是人，使用图2所示的笼式线圈作为发送线圈114的情况下，理想的是z轴方向（与AX截面垂直的方向）是B₁分布的变化最小的方向，并且是被检测体103的形状变化最少的方向，作为测量轴方向。

另外，理想的是在包含全部摄像截面的摄像区域内设定所测量的分布测量截面。以下，在本实施方式中，将所测量的分布测量截面的个数设为N个（N为1以上的整数）。在具体例子中，将测量轴方向设为AX方向，将分布测量截面的个数N设为3。

例如，在如图5（A）～图5（C）所示那样分别在y轴方向（AX截面）、x轴方向（SAG截面）、y轴方向（COR截面）中设定多个摄像截面的情况下，在包含这些摄像截面411、412、413的图7所示的摄像区域420内设定分布测量截面。例如，在将测量轴设为AX方向，将分布测量截面的个数N设为3的情况下，如图7所示，在AX方向上的、摄像区域420的两端部421、423和中央部422设定分布测量截面。

例如，在设想了骨盆区域的摄像的情况下，如果将SAG、COR方向的图像的z轴方向的FOV（关注区域：FieldofView）设为300mm，将区域420的z轴方向的中心作为原点，则测量通过z=-150mm、0mm、150mm的3个位置的分布测量截面421、422、423的B₁分布。这时，分布测量截面的FOV为300～500mm左右，切片宽度为5～20mm左右。

此外，例如使用多切片法等进行多个分布测量截面的B₁分布的测量。

接着，详细说明条件计算部332的处理。条件计算部332在摄像截面与测量轴垂直的情况、和除此以外的情况下，按照不同的步骤计算最优的高频磁场条件。

首先，说明摄像截面与测量轴垂直的情况，即，摄像截面与分布测量截面平行的情况下的、条件计算部332对最优高频磁场条件的计算步骤。在该情况下，条件计算部332首先计算各分布测量截面的每个信道的最优的高频磁场，将计算结果例如登记到存储装置111等中。可以使用各个分布测量截面的B₁分布，由以下的公式（2）计算各分布测量截面的每个信道的最优的高频磁场条件。

Bx=m……（2）

在此，B是表示各信道的B₁分布的矩阵，m是表示理想的B₁分布的矩阵，x是希望求出的最优的高频磁场条件（在此为RF的振幅和相位）。矩阵m例如设想理想的B₁分布而将全部的要素设为相同的值。例如使用最小二乘法求解上述公式（2）而计算x的值。所得到的高频磁场条件是最优的高频磁场条件。

例如，在各信道的B₁分布由1000个数据构成，信道数为2的情况下，B为1000×2的矩阵。另外，x为2×1的矩阵，m为1000×1的矩阵。例如，在信道数为2，分布测量截面数N为3，计算RF的振幅和相位作为高频磁场条件的情况下，计算共计3组的振幅/相位的值（A1、A2、φ1、φ2）。

如果得到各分布测量截面的最优的高频磁场条件，则条件计算部332从其中提取2个以上的分布测量截面，通过内插计算摄像截面的最优的高频磁场条件。例如，在使用2个分布测量截面进行内插的情况下，理想的是使用摄像截面的两侧的分布测量截面的高频磁场条件。

在此，使用具体例子说明通过内插计算摄像截面的高频磁场条件的方法。在此，如图8（A）所示，分布测量截面是AX（z轴方向）的3个511、512、513，摄像截面510为相同方向上分布测量截面511和分布测量截面512之间，高频磁场条件为RF的振幅和相位。另外，将各测量截面511、512、513的z坐标分别设为z1、z2、z3（z1≤z2≤z3），将摄像截面510的z坐标设为zi（z1≤zi≤z2）。

可以认为被检测体的截面形状和最优的RF的振幅和相位的z轴方向的变化大致为线性。因此，可以用以下的公式（3）计算摄像截面510的信道1的最优的RF的振幅A1的值A1_zi。

公式3

${A1}_{\mathrm{zi}}={A1}_{\mathrm{zl}}\&CenterDot;\frac{z2-\mathrm{zi}}{z2-z1}+{A1}_{z2}\&CenterDot;\frac{\mathrm{zi}-z1}{z2-z1}...\left(3\right)$

在此，A1_z1、A1_z2分别是测量截面511和512的信道1的最优的RF的振幅。

分别将上述公式（3）的A1_z1、A1_z2置换为分布测量截面511和512的信道2的最优的RF的振幅A2_z1、A2_z2，来计算摄像截面的信道2的最优的RF的振幅A2的值A2_zi。分别将上述公式（3）的A1_z1、A1_z2置换为分布测量截面511和512的信道1的最优的RF的相位φ1_z1、Φ1_z2，来计算信道1的最优的RF的相位Φ1_zi。分别将上述公式（3）的A1_z1、A1_z2置换为分布测量截面511和512的信道2的最优的RF的相位Φ2_z1、Φ2_z2，来计算信道2的最优的RF的相位Φ2_zi。

此外，在摄像截面与分布测量截面一致的情况（zi与z1、z2、z3的任意一个相等的情况）下，将一致的分布测量截面的最优的高频磁场条件直接作为该摄像截面的高频磁场条件。也可以使用公式3计算它。

接着，说明摄像截面与测量轴以外的轴垂直的情况、即摄像截面与分布测量截面不平行的情况下的、条件计算部332对最优的高频磁场条件的计算步骤。在该情况下，条件计算部332首先使分布提取部334对每个信道提取摄像截面和分布测量截面的交叉区域的B₁分布。另外，根据所得到的每个信道的交叉区域的B₁分布，条件计算部332使用上述公式（2），计算摄像截面的最优的高频磁场条件。这时，条件计算部332针对上述公式（2）的B，使用表示各信道的交叉区域的B₁分布的矩阵。

此外，这时，理想的是分布提取部334所提取的交叉区域的与摄像截面垂直的方向的宽度是10～80mm左右。这是因为如果交叉区域的宽度过小，则提取的B₁值的个数变少，在计算最优的RF的振幅和相位时不充分，相反如果交叉区域的长度过大，则会损失位置信息。B₁分布的空间变化主要依存于RF波长，波长越短则空间变化也变得越剧烈。因此，波长越短则需要设定为更小的宽度。

使用具体例子说明计算摄像截面与分布测量截面不平行的情况下的最优的高频磁场条件的方法。与图8（A）的情况同样，分布测量截面为AX方向的3个511、512、513。

例如，如图8（B）所示，将摄像截面520设为SAG截面。这时，分布提取部334如图8（B）所示，从3个分布测量截面511、512、513的B₁分布中只提取预先确定的区域（交叉区域）521、522、523的B₁值。这时，交叉区域521、522、523分别包含SAG截面（SAG（x轴）方向的截面）即与摄像截面520的交线（图8（B）的虚线位置）。例如，在摄像截面520的x轴方向的位置是x=0mm的情况下，如图8（B）所示，只提取以x=0mm为中心而在y轴方向长的长方形的区域（521、522、523）的B₁值。然后，条件计算部332根据该B₁值并根据公式（2），计算最优的高频磁场条件。

另外，如图8（C）所示，将摄像截面530设为COR截面。这时，分布提取部334如图8（C）所示，从3个分布测量截面511、512、513的B₁分布中，只提取预先确定的区域（交叉区域）531、532、533的B₁值。这时，交叉区域531、532、533包含COR截面（COR（y轴）方向的截面）即与摄像截面530的交线（图8（C）的虚线位置）。例如，在摄像截面530的y轴方向的位置是y=0mm的情况下，如图8（C）所示，只提取以y=0mm为中心而在x轴方向长的长方形的区域（531、532、533）的B₁值。然后，条件计算部332根据该B₁值并根据公式（2），计算最优的高频磁场条件。

以下，使用图9说明本实施方式的计算机109的摄像处理的流程。图9是本实施方式的摄像处理的处理流程。在此，将测量轴方向设为AX方向，将分布测量截面的个数设为N个。另外，将摄像截面数设为M（M为1以上的整数）。

首先，摄像位置设定部310进行摄像区域设定处理（步骤S1101）。接着，分布计算部331进行B₁分布测量，对AX方向计算N个分布测量截面的B₁分布（步骤S1102）。这时，分布计算部331参照摄像位置设定部310计算出的主摄像图像的位置相关的各参数，决定测量B₁分布的摄像区域。

然后，RF匀场部330针对摄像位置设定部310设定的每个摄像截面进行RF匀场处理。在此，对每个摄像截面，由条件计算部332计算最优的高频磁场条件，由条件设定部333设定所计算出的高频磁场条件。

作为RF匀场处理，RF匀场部330针对全部摄像截面数、重复M次地进行以下的处理（步骤S1103、步骤S1109、步骤S1110）。

首先，条件计算部332判别处理对象的第m个（m为满足1≤m≤M的整数）摄像截面的方向是否是测量轴方向（步骤S1104）。然后，如果是测量轴方向，则条件计算部332判别是否已经计算出各分布测量截面的最优的高频磁场条件（步骤S1105）。例如根据各分布测量截面的最优的高频磁场条件是否登记在存储装置111中，来判别是否已经计算。

在步骤S1105中判别为没有计算出的情况下，条件计算部332使用上述方法计算各分布测量截面的最优的高频磁场条件，并登记在存储装置111中（步骤S1106）。然后，使用计算出的各分布测量截面的最优的高频磁场条件，依照上述方法，计算第m个摄像截面的最优的高频磁场条件（步骤S1107）。另一方面在步骤S1105中已经计算出的情况下，前进到步骤S1106，使用已经计算出的各分布测量截面的最优的高频磁场条件，依照上述方法，计算第m个摄像截面的最优的高频磁场条件。

条件设定部333将计算出的最优的高频磁场条件设定为第m个摄像截面的摄像条件（步骤S1108）。然后，条件设定部333判别是否对全部的摄像截面结束了处理（步骤S1109），如果没有结束，则将m加1（步骤S1110），返回到步骤S1104，重复进行处理。

在步骤S1109中判别为全部的处理结束了的情况下，RF匀场部330结束RF匀场处理，图像主摄像部340执行图像主摄像（步骤S1111）。

另一方面，在步骤S1104中判别为处理对象的第m个摄像截面不是测量轴方向的截面的情况下，条件计算部332使分布提取部334提取第m个摄像截面和分布测量面的交叉区域的B₁分布（步骤S1112）。然后，条件计算部332根据所提取的B₁分布，依照上述方法，计算第m个摄像截面的最优的高频磁场条件（步骤S1113）。然后，转移到步骤S1108。

以上，说明了本实施方式的包含RF匀场在内的摄像处理整体的流程。

在此，以下表示将本实施方式的RF匀场应用于实际的人摄像的实验结果的一个例子。

首先，表示对骨盆区域应用本实施方式的RF匀场的结果。首先，记述具体的实验条件。使用3TMRI装置作为实验装置，摄像截面为5个AX截面、7个SAG截面、3个COR截面。计算RF的振幅和相位作为最优的高频磁场条件。

此外，AX截面的间隔在z轴方向上为75mm，SAG截面的间隔在x轴方向上为40mm，COR截面的间隔在y轴方向上为40mm。将5个AX截面的AX方向中央的截面的z轴上的位置设为0mm，将其他4个的z轴上的位置分别设为-150mm、-75mm、75mm、150mm。另外，将7个SAG截面的SAG方向中央的截面的x轴上的位置设为0mm，将其他6个的x轴上的位置分别设为-120mm、-80mm、-40mm、40mm、80mm、120mm。另外，将3个COR截面的COR方向中央的截面的y轴上的位置设为0mm，将其他2个的y轴上的位置分别设为-40mm、40mm。

图10（A）是在骨盆区域的COR图像630上表示所设定的各AX截面位置611和SAG截面位置621的图。为了在骨盆区域整体上确认本实施方式的效果，设定了这样的摄像截面位置。

在此，为了验证本实施方式的效果，实施3种RF的振幅和相位的计算方法而进行了比较。所比较的各方法为以下3种情况：（方法1）针对全部摄像截面（5个AX截面、7个SAG截面、3个COR截面；共计15个）全部测量B₁分布，进行每个摄像截面的最优的RF的振幅和相位的计算的情况；（方法2）只根据AX方向的中央的1个AX截面的B₁分布，只进行每个摄像截面的最优的RF的振幅和相位的计算的情况（相当于本实施方式的将分布测量截面设为1个的情况）；（方法3）根据3个AX截面的B₁分布，进行每个摄像截面的最优的RF的振幅和相位的计算的情况（相当于将本实施方式的分布测量截面设为3个的情况）。

在此，说明方法3的具体处理方法。在此，分布测量截面为-150mm、0mm、150mm的位置的AX截面。即，在z=150mm、0mm、150mm的位置测量B₁分布。

首先，说明对5个AX截面的最优的RF的振幅和相位的计算方法。针对z=150mm、0mm、150mm的位置的摄像截面，根据用各个坐标测量到的总B₁分布，计算RF的振幅和相位。另外，针对z=75mm的位置的摄像截面位置，使用根据z=0mm和z=150mm的2个分布测量截面的B₁分布计算出的RF的振幅和相位的值，通过内插计算最优的RF的振幅和相位。针对z=-75mm的位置的摄像截面，使用通过z=0mm和z=-150mm的2个B₁分布计算出的RF的振幅和相位的值，通过内插计算最优的RF的振幅和相位。

接着，说明对7个SAG截面的最优的RF的振幅和相位的计算方法。在图10（B）中表示人骨盆区域的AX截面的图像610、以及以SAG方向的各摄像截面位置为中心的长方形的交叉区域622、以及以COR方向3个的各摄像截面位置为中心的交叉区域632。此外，图像610是表示分布测量截面的B₁分布的图像。

提取交叉区域622中位于中央的交叉区域622的B₁值，设为上述公式（2）的B，计算SAG方向的中心截面（x=0mm的位置的截面）的最优的RF的振幅和相位。同样地提取以相应摄像截面位置为中心的长方形的交叉区域622的B₁值，设为上述公式（2）的B，对其他摄像截面也进行了计算。

此外，如果设想主摄像，则切片厚度为数mm左右，但图10（B）内的SAG方向的交叉区域622的x轴方向的长度为40mm。如果交叉区域622的x轴方向的长度过小，则提取的B₁值的数变少，在计算最优的RF的振幅和相位时有时不充分。相反，如果SAG方向的各交叉区域622的x轴方向的长度过大，则损失SAG截面的位置信息。因此，理想的是交叉区域622的x轴方向的长度为10～800mm左右。

对3个COR截面的最优的RF的振幅和相位的计算方法与SAG截面的情况相同。即，使用以各摄像截面为中心位置的长方形的交叉区域632的B₁分布，计算最优的RF的振幅和相位。

针对以上的3种方法，确认了B₁不均匀降低效果。在此，使用以下的公式（4）所示的定量的指标U_SD对B₁分布的不均匀进行了评价。

公式4

$U_{\mathrm{SD}}=\frac{\mathrm{\&sigma;}\left(B_1\right)}{m\left(B_1\right)}...\left(4\right)$

此外，m（B₁）、σ（B₁）分别是B₁的平均值、标准偏差。公式（4）所示的均匀度指标U_SD是将标准偏差除以平均值所得的值。B₁的偏差越小则该U_SD的值越小。因此，U_SD的值越小则B₁均匀度越高。

在图11中表示上述各方法的各方向的摄像截面的均匀度指标U_SD。图11（A）是骨盆区域的AX方向的各摄像截面的应用了上述各方法的情况下的均匀度指标U_SD的值，图11（B）是SAG方向的各摄像截面的应用了上述各方法的情况下的均匀度指标U_SD的值，图11（C）是COR方向的各摄像截面的应用了上述各方法的情况下的均匀度指标U_SD的值。另外，与之对应地还表示出不进行RF匀场的QD照射时的均匀度指标U_SD的值。此外，在各图中，纵轴是U_SD的值，横轴是各方向的位置。在图11（A）中，用641表示方法1的结果（均匀度指标），用642表示方法2的结果（不均匀度指标），用643表示方法3的结果（均匀度指标），用644表示不进行RF匀场的QD照射时的结果。同样，在图11（B）中，分别用651、652、653、654表示，在图11（C）中，分别用661、662、663、664表示。

如图11（A）所示，可知在AX方向的摄像截面中，对于方法1（641）、方法2（642）、方法3（643）的任意一个方法，与QD照射时（644）相比，都是U_SD变小，B₁不均匀降低。更详细地说，可知与方法1、方法3相比，在方法2中，在z=150mm的位置的摄像截面中，U_SD的值大，B₁不均匀的降低效果小。这可以认为是出现了只根据AX中心截面（z=0mm）的B₁分布计算出的RF的振幅和相位的影响。另一方面，方法1和方法3表示对于任意一个摄像截面都为大致相同的U_SD的值，根据方法1和方法3，能够得到大致同等的B₁不均匀降低效果的情况。

在SAG截面、COR截面中也可以看到与AX截面的情况相同的倾向。如图11（B）和图11（C）所示那样，在方法2中，在一部分摄像截面中U_SD的值变大，无法充分得到B₁不均匀降低效果，但方法1和方法3在任意一个摄像截面中都为大致相同的U_SD的值。由此，根据方法1和方法3，表示出能够得到大致同等的B₁不均匀降低效果的情况。

在方法1中，花费了B₁分布测量的时间，但在摄像截面自身中对全部B₁分布进行测量，因此能够在全部摄像截面中计算最优的RF的振幅和相位。由此，可以说通过方法1实现的B₁不均匀降低效果最大。对于方法2，B₁分布测量时间短而只有1个的量，但将所得的一个RF的振幅和相位应用于全部15个摄像截面。因此，有时B₁不均匀降低效果小。但是，与QD照射时（不进行RF匀场的情况）相比，U_SD的值稍小，B₁的均匀度增加。另一方面，对于方法3，B₁分布的测量时间也短，并且B₁不均匀降低效果也为与方法1大致相同的程度。

根据以上的研究结果，在摄像区域是骨盆区域的情况下，作为本实施方式的方法的方法3表示出能够得到与B₁不均匀降低效果最大的方法1大致相同程度的B₁不均匀降低效果的情况。因此，根据本实施方式的方法，表示出在全部摄像截面中能够使基于RF匀场的B₁不均匀降低效果为最大。因此，表示出本实施方式的方法（方法3）的有用性。

接着，表示对颈椎区域应用本实施方式的RF匀场的结果。颈椎区域与骨盆区域相比，与z轴方向对应的AX截面形状的变化大。对本实施方式对这样的形状变化大的区域的有用性进行了研究。在本研究中，实验装置与上述骨盆区域同样作为3TMRI装置，所计算的最优的高频磁场条件为RF的振幅和相位。另外，针对9个AX截面、5个SAG截面、3个COR截面，进行了本实施方式的效果的确认。此外，AX截面在z轴方向上为30mm的间隔，SAG截面在x轴方向上为25mm的间隔，COR截面在y轴方向上为25mm的间隔。另外，将各方向的中央的摄像截面的各轴上的位置设为0mm。

图12是在颈椎区域的COR图像730上表示出所设定的各AX截面位置711、SAG截面位置721的图。为了在颈椎区域全体上确认本实施方式的效果，设定了这样的截面位置，此外，在方法3中，将AX方向的-120mm、0mm、120mm的位置的3个位置作为分布测量截面，对B₁的分布进行了测量。

在图13中表示上述各方法的各方向的摄像截面的均匀度指标U_SD。图13（A）是颈椎区域中的AX方向的各摄像截面的应用了各方法的情况下的均匀度指标U_SD的值，图13（B）是SAG方向的各摄像截面的应用了各方法的情况下的均匀度指标U_SD的值，图13（C）是COR方向的各摄像截面的应用了各方法的情况下的均匀度指标U_SD的值。在图13（A）中分别用折线图741、742、743表示，在图13（B）中分别用折线图751、752、753表示，在图13（C）中分别用折线图761、762、763表示。另外，与之对应地，还分别用744、754、764表示不进行RF匀场的QD照射时的均匀度指标U_SD的值。

如图13（A）所示，可知在AX方向的摄像截面中，对于方法1（741）、方法2（742）、方法3（743）的任意一个方法，与QD照射时（744）相比，都是U_SD变小，B₁不均匀降低。更详细地说，可知与方法1、方法3相比，在方法2中，在z=0mm以外的截面中，U_SD的值变大，B₁不均匀的降低效果小。另一方面，可知方法1和方法3对于任意一个摄像截面都为大致相同的U_SD的值，方法1和方法3表示出同等的B₁不均匀降低效果。

SAG截面、COR截面如图13（B）和图13（C）所示也表示出同样的倾向。即在方法2中，在一部分摄像截面中U_SD的值变大，无法充分得到B₁不均匀降低效果，但方法1和方法3在任意一个截面中都为大致相同的U_SD的值。因此，可知方法1和方法3表示出同等的B₁不均匀降低效果。

根据以上，在z轴方向上AX截面形状的变化大的颈椎区域中，根据本实施方式的方法，也表示出能够在全部截面中使RF匀场的B₁不均匀降低效果为最大。

如以上说明的那样，本实施方式的MRI装置100具备：静磁场形成部，其形成静磁场；倾斜磁场施加部，其施加倾斜磁场；高频磁场发送部，其具有向被检测体分别发送不同的高频磁场的多个信道；信号接收部，其从上述被检测体接收所产生的核磁共振信号；分布计算部331，其根据在从上述高频磁场发送部向上述被检测体发送了上述高频磁场后由上述信号接收部接收到的核磁共振信号，计算与第一轴垂直的第一分布测量截面的高频磁场分布即第一高频磁场分布；条件计算部332，其根据上述第一高频磁场分布，计算成为摄像对象的任意摄像截面的摄像条件中的从上述多个信道分别照射的高频磁场的相位和振幅的至少一方作为高频磁场条件。

这时，也可以是上述分布计算部331还根据上述核磁共振信号，计算与上述第一轴垂直的第二分布测量截面的高频磁场分布即第二高频磁场分布，上述条件计算部332还根据第二高频磁场分布，计算上述高频磁场条件。

另外，也可以在上述摄像截面是与不同于上述第一轴的第二轴垂直的截面时，上述条件计算部332具备：分布提取部334，其从上述第一高频磁场分布中，提取包含上述摄像截面和上述第一分布测量截面的交线的区域的高频磁场分布即交叉区域高频磁场分布，使用上述交叉区域高频磁场分布，计算上述摄像截面的上述高频磁场条件。另一方面，也可以在上述摄像截面是与上述第一轴垂直并且与上述第一分布测量截面和上述第二分布测量截面的任意一个都不同的截面时，上述条件计算部332通过对根据上述第一高频磁场分布计算出的第一高频磁场条件和根据上述第二高频磁场分布计算出的第二高频磁场条件进行内插，计算上述上述摄像截面的高频磁场条件。

这样，根据本实施方式，只测量预先确定的一个方向的数个B₁分布，根据该B₁分布数据，针对任意方向、任意位置的摄像截面，分别计算使B₁不均匀降低效果为最大的高频磁场条件。例如，在AX方向上只测量数个B₁分布的基础上，根据基于与摄像截面接近的2个B₁分布计算出的高频磁场条件进行内插，从而求出对AX方向的任意位置的摄像截面最优的高频磁场条件，只提取B₁分布中的与摄像截面的交叉区域内的B₁值，使用它来求出对SAG、COR方向的任意位置的摄像截面最优的高频磁场条件。

即，根据本实施方式，使用一个轴方向的分布测量截面的B₁分布，计算任意摄像截面的每个信道的高频磁场条件。因此，B1分布的测量所花费的时间少，因此，能够抑制总摄像时间的延长。另外，利用因发送线圈的性质、被检测体的形状等产生的B₁分布的变化的特性，针对测量轴方向和其他方向，分别根据最优的方法计算摄像截面的高频磁场条件。因此，能够以与实际根据摄像截面的B₁分布得到的最优的高频磁场条件大致同等的精度，得到各摄像截面的最优的高频磁场条件，能够得到同等的B₁不均匀降低效果。

另外，在本实施方式中，特别地将测量轴设为一个方向。这样，通过将进行B₁分布测量的截面的方向设为一个方向，能够在B₁分布测量中使用多切片法。因此，能够以测量一个截面的B₁分布的情况相同的测量时间，测量所需要的全部分布测量截面的B₁分布，能够抑制B₁分布测量所花费的时间。

如以上说明的那样，根据本实施方式，能够在将摄像时间的延长抑制为最小限的同时，不管摄像截面而使基于RF匀场的B₁不均匀降低效果为最大。因此，能够与摄像截面无关而高效地得到高画质的图像。

此外，在上述实施方式中，使用上述公式（2），根据分布测量截面的B₁分布计算最优的高频磁场条件。但是，根据各分布测量截面的B₁分布计算高频磁场条件（RF的振幅和相位）的方法并不限于此。例如，也可以使用专利文献2所记载的方法。即，按照某一定间隔使RF的振幅和相位变化，计算各个均匀度，将均匀度最高的RF的振幅和相位作为最优的RF的振幅和相位。

另外，在上述实施方式中，构成为为了降低B₁分布的不均匀，而计算最优的RF的振幅和相位作为高频磁场条件，但并不一定需要计算出RF的振幅和相位的双方，也可以是任意一方。例如在希望只控制相位的情况下，在求解公式（2）时将振幅的值固定而计算x即可。在希望只控制振幅的情况下也同样，将相位的值固定而求解公式（2）来计算x。

另外，在本实施方式中，以摄像截面主要是AX截面、SAG截面、COR截面的3个方向的截面的情况进行了举例说明，但摄像截面并不限于此。也可以是从这些方向倾斜了预定的角度的轴方向的截面。即，摄像截面也可以是斜向摄像的摄像截面。条件计算部332只在摄像截面与分布测量截面不平行的情况下，使分布提取部334提取摄像截面和分布测量截面的交叉区域的B₁值，使用它来计算摄像截面的最优的高频磁场条件。

图14是用于说明进行将从SAG截面倾斜了预定角度的截面作为摄像截面的斜向摄像的情况下的提取B₁值的区域（交叉区域）的图。分布测量截面与上述实施方式同样为AX方向的3个截面511、512、513。

如该图所示，在斜向摄像的情况下，也将包含该摄像截面540和分布测量截面511、512、513的交线的预先确定的区域作为交叉区域541、542、543，提取该交叉区域的B₁值。另外，进行与摄像截面540与测量轴以外的轴垂直的情况同样的处理，计算最优的高频磁场条件。

但是，在斜向摄像的情况下，倾斜角越大，则摄像截面不与全部分布测量截面交叉的可能性越高。由此，在斜向摄像时，根据需要进行以下对应，即增多分布测量截面的个数N、或减小所测量的分布测量截面的间隔。

另外，例如也可以构成为在至少存在一个与摄像截面540不交叉的分布测量截面的情况下，显示错误消息。具体地说，取得3个AX截面的B₁分布作为分布测量截面，在分布提取部334提取与斜向摄像的摄像截面的交叉区域的B₁分布时，在存在所提取的B₁值的个数为0的分布测量截面的情况下，输出错误消息。然后，也可以构成为进行以下的对应，即由用户增多分布测量截面个数、或减小分布测量截面之间的间隔。或者，也可以构成为分布提取部334接受输出了错误消息的情况而分布计算部331增多预先确定个数的分布测量截面数，或者将分布测量截面之间的间隔减小预先确定的长度而变更分布计算处理的条件，再次进行B₁分布测量。通过导入这样的流程，在摄像截面的倾斜角大的情况下，也能够计算最优的RF的振幅和相位。

另外，在上述实施方式中，作为具体例子列举将分布测量截面数N设为3的情况为例子进行了说明，但分布测量截面数N也可以是1。例如是与测量轴方向对应的被检测体103的截面形状的变化少的情况等。如果根据上述具体例子说明，则是与z轴方向对应的被检测体103的AX截面的形状的变化少而大致同样的情况。这是因为如果被检测体103的AX截面的形状大致相同，则任意截面位置的B₁分布都大致相同。在这样的情况下，通过设为N=1，而对测量B₁分布的分布测量截面的位置的设定变得容易。在测量轴方向的FOV小的情况下，也可以为N=1。如果根据上述的距离例子说明，则是z轴方向的FOV小的情况。

此外，在将分布测量截面设为1个（N=1）的情况下，针对测量轴方向的摄像截面，将分布测量截面的最优的高频磁场条件直接设为摄像截面的高频磁场条件。另外，针对测量轴方向以外的摄像截面，将使用与该分布测量截面的交叉区域的B₁分布计算出的高频磁场条件作为最优的高频磁场条件。

另一方面，相反在预先可知测量轴方向的被检测体103的截面形状的变化大的情况下，将N的数设定得较大。即，如果根据上述具体例子说明，则在与z轴方向对应的AX截面的形状变化大的情况下，也可以为N=4以上。

另外，也可以构成为与测量轴方向的被检测体的截面形状的变化、FOV的大小等对应地决定分布测量截面数。

另外，如在上述实施方式中说明的那样，理想的是测量B₁分布的分布测量截面原则上将其测量轴方向设为B₁分布的变化少的方向、和/或被检测体的形状变化少的方向。因此，在上述实施方式中，将满足这些条件的AX方向设为测量轴方向的情况为例子进行了说明。但是，测量轴方向并不一定需要满足这些条件。例如，也可以设为SAG方向或COR方向。

例如，是在主摄像中满足上述条件的方向以外的截面的重要度比该方向的截面的重要度高的情况、或不进行该方向的截面的摄像的情况等。在这样的情况下，通过使测量轴与重要度高的摄像截面的方向一致，能够更确实地得到重要度高的摄像截面的B₁不均匀降低效果。

例如，在上述具体例子中，在AX截面的重要度低、SAG、COR截面的重要度高的情况、或不进行AX截面的摄像的情况等下，在将测量轴设为SAG方向或COR方向的分布测量截面中取得B₁分布，由此能够更确实地得到SAG、COR截面的B₁不均匀降低效果。

例如，在颈椎摄像、腰椎摄像中，有时SAG截面图像的重要度高。在这样的情况下，也可以将SAG截面设为分布测量截面，通过取得B₁分布来计算最优的RF的振幅和相位。

另外，在上述实施方式中，测量轴为一个方向，但也可以为2个方向。即，也可以将测量B₁分布的分布测量截面的方向设为2个方向。例如，通过在AX方向和SAG方向的2个方向上取得B₁分布，与B₁分布有关的信息量增多。因此，与根据一个方向的B₁分布计算最优的高频磁场条件的情况相比，能够实现更高的B₁不均匀降低效果。

另外，也可以构成为针对由分布提取部334提取的交叉区域的与摄像截面垂直的方向的宽度，将宽度的设定值作为参数而使其变化，进行最优调整。这时，将得到表示最高的B₁不均匀降低效果的高频磁场条件的宽度设为最优值。这是因为如果交叉区域的宽度过小，则所提取的B₁值的个数减少，在计算最优的RF的振幅和相位时不充分，相反如果交叉区域的长度过大，则损失位置信息。

另外，在上述实施方式中，构成为对每个摄影截面得到并设定最优的高频磁场条件，但并不限于对每个摄像截面得到高频磁场条件。也可以构成为对在各轴方向具有规定的宽度的每个区域，计算一个最优的高频磁场条件并进行设定。

列举对每个预定的区域计算一个最优的高频磁场条件并设定的情况的详细具体例子进行说明。在图15中，表示将人骨盆区域的AX截面810在x轴方向上划分为3个区域821、822、823、以及在y轴方向上划分为3个区域831、832、833。针对x轴方向，将全部摄像区域划分为图的左侧821、中央822、右侧823的3个。另外，针对y轴方向，将全部摄像区域划分为图的上侧831、中央832、下侧833的3个。

分布提取部334例如针对x轴方向，对左侧821、中央822、右侧823的每个区域提取B₁值。然后，条件计算部332针对各个区域计算最优的高频磁场条件。即，使用左侧区域821的B₁值计算各信道的RF的振幅和相位（A1_L、A2_L、φ1_L、φ2_L），使用中央区域822的B₁值计算各信道的RF的振幅和相位（A1_C、A2_C、φ1_C、φ2_C），使用右侧区域823的B₁值计算各信道的RF的振幅和相位（A1_R、A2_R、φ1_R、φ2_R）。

例如，将在x轴方向上划分为3个的区域中的中央的长方形的区域822的x轴方向的长度设定为150mm（将其位置设为x=-75mm～75mm的范围），计算最优的RF的振幅和相位（A1_C、A2_C、φ1_C、φ2_C）。在x坐标为-75mm～75mm的范围的SAG截面即摄像截面中，使用全部的中央的区域822的最优的RF的振幅和相位（A1_C、A2_C、φ1_C、φ2_C）。

即，在此，上述条件计算部332根据上述第一高频磁场分布，计算通过将包含全部摄像截面的摄像区域在与上述摄像截面相同的方向上分割为预定数而得到的各划分区域的上述高频磁场条件，将上述划分区域中的包含上述摄像截面的划分区域的高频磁场条件设为该摄像截面的高频磁场条件。

如果这样构成为以具有预定的宽度的区域为单位计算最优的高频磁场条件，则与对每个摄像截面分别计算一个最优的高频磁场条件并设定的情况相比，能够减轻在时序产生器104内设定各RF脉冲的参数值时的麻烦。

<<第二实施方式>>

接着，说明本发明的第二实施方式。在第一实施方式中，对每个摄像截面设定最优的高频磁场条件，使得在该摄像截面中B₁不均匀降低效果为最大。另一方面，在本实施方式中，考虑到摄像区域整体的B₁不均匀降低效果，设定最优的高频磁场条件。

本实施方式的MRI装置具有基本上与第一实施方式相同的结构。但是，如上述那样，在本实施方式中，在设定最优的高频磁场条件时，考虑到摄像区域整体的B₁不均匀降低效果。因此，实现它的计算机109的功能结构与第一实施方式不同。以下，着眼于与第一实施方式不同的结构来说明本实施方式。

图16是本实施方式的计算机109的功能框图。本实施方式的计算机109与第一实施方式同样，具备摄像位置设定部310、静磁场匀场部320、RF匀场部330、图像主摄像部340。通过由计算机109所具备的CPU将预先存储在存储装置111中的程序装载到存储器中而执行，实现计算机109的各功能。

另外，本实施方式的RF匀场部330与第一实施方式同样地具备：分布计算部331，其根据核磁共振信号，计算与预先确定的分布测量轴垂直的分布测量截面的B₁分布（高频磁场分布）；条件计算部332，其使用所得到的B₁分布，计算任意的摄像截面的高频磁场条件；条件设定部333，其将所得到的高频磁场条件设定为用于图像主摄像的摄像条件。另外，条件计算部332具备：分布提取部334，其从分布测量截面的B₁分布中提取包含摄像截面和分布测量截面的交线的区域（以下称为交叉区域）的B₁分布（B₁值）。这些各功能基本上与第一实施方式的同名的功能相同。

但是，本实施方式的条件计算部332还具备：平均值计算部335，其计算各分布测量截面内的B₁值的平均值（B₁平均值）。另外，本实施方式的条件计算部332在计算各分布测量截面的最优的高频磁场条件时，考虑到由平均值计算部335计算出的各分布测量截面内的B₁平均值。本实施方式的条件计算部332在摄像截面是测量轴方向的情况下，对计算出的各分布测量截面的最优的高频磁场条件进行调整使得B₁平均值成为固定，在摄像截面不是测量轴方向的情况下，进行调整使得提取的各交叉区域的B₁分布的B₁平均值固定后，计算最优的高频磁场条件。

例如，如果将分布测量截面设为AX方向的3个（例如图8（A）、图8（B）、图8（C）的511、512、513，以下在本实施方式中，称为D1、D2、D3）（在AX方向上取得3个B₁分布），则条件计算部332按照以下的步骤计算测量轴方向的摄像截面、即与分布测量截面平行的摄像截面（AX截面、例如图8（A）的510）的最优的高频磁场条件。

首先，条件计算部332按照与第一实施方式相同的步骤，计算各分布测量截面（D1、D2、D3）的最优的高频磁场条件。另外，使平均值计算部335分别计算出各分布测量截面（D1、D2、D3）的B₁平均值，例如登记在存储装置111中。在此，将所得到的各分布测量截面（D1、D2、D3）的B₁平均值分别设为0.8、1.0、0.8。

然后，条件计算部332调整各分布测量截面（D1、D2、D3）的B₁平均值使得全部分布测量截面的B₁平均值固定，登记在存储装置111中。在此，例如将分布测量截面D1和D3的最优的高频磁场条件设为1.25倍，使得全部分布测量截面的B₁平均值为1.0。另外，使用调整后的各分布测量截面的最优的高频磁场条件，按照与第一实施方式同样的步骤，通过内插等来计算摄像截面的最优的高频磁场条件。

另外，条件计算部332在分布测量截面为上述D1、D2、D3的情况下，如测量轴方向以外的摄像截面、例如SAG截面（例如图8（B）的520）、COR截面（例如图8（C）的530）那样，按照以下的步骤计算与分布测量截面不平行的摄像截面的最优的高频磁场条件。

条件计算部332首先按照与第一实施方式相同的步骤，使分布提取部334提取摄像截面和各分布测量截面（D1、D2、D3）的交叉区域的B₁值。例如，在摄像SAG截面（例如图8（B）的520）的2个图像的情况下，分别设为第一个摄像图像和分布测量截面的交叉区域（例如图8（B）的521、522、523，以下在本实施方式中，称为E1_1、E1_2、E1_3），分别设为第二个摄像图像和分布测量截面的交叉区域（例如图8（B）的521、522、523，以下在本实施方式中，称为E2_1、E2_2、E2_3）。然后，使平均值计算部335计算各交叉区域（E1_1、E1_2、E1_3）整体的B₁平均值、各交叉区域（E2_1、E2_2、E2_3）整体的B₁平均值。然后，条件计算部332按照第一实施方式的步骤，计算摄像截面的最优的高频磁场条件，使得全部摄像截面位置（在此为2个位置）的B₁平均值固定。

例如，在上述的例子中，如果将2个摄像截面位置的B₁平均值分别设为0.8、1.0，则条件计算部332例如将B₁平均值为0.8的摄像截面的最优的高频磁场条件设为1.25倍，使得全部的分布测量截面的B₁平均值为1.0。

此外，本实施方式应用于分布测量截面的个数为2个以上的情况。

以下，使用图17说明本实施方式的计算机109的摄像处理的流程。图17是本实施方式的摄像处理的处理流程。在此，将测量轴方向设为AX方向，将分布测量截面的个数设为N个（N为2以上的整数）。另外，将摄像截面数设为M（M为1以上的整数）。

首先，摄像位置设定部310进行摄像区域设定处理（步骤S2101）。接着，分布计算部331进行B₁分布测量，在AX方向上计算N个分布测量截面的B₁分布（步骤S2102）。这时，分布计算部331参照由摄像位置设定部310计算出的主摄像图像的位置相关的参数，决定测量B₁分布的摄像区域。

然后，RF匀场部330对由摄像位置设定部310设定的每个摄像截面，进行RF匀场处理。在此，对每个摄像截面，由条件计算部332计算最优的高频磁场条件，由条件设定部333设定所计算出的高频磁场条件。

作为RF匀场处理，RF匀场部330对全部摄像截面数重复M次进行以下的处理（步骤S2103、步骤S2110、步骤S2111）。

首先，条件计算部332判别处理对象的第m个（m为满足1≤m≤M的整数）摄像截面的方向是否是测量轴方向（步骤S2104）。然后，如果是测量轴方向，则条件计算部332判别是否已经计算出各分布测量截面的调整后的最优的高频磁场条件（步骤S2105）。例如根据各分布测量截面的调整后的最优的高频磁场条件是否登记在存储装置111中，来判别是否计算完成。

在步骤S2105中判别为没有计算完成的情况下，条件计算部332首先计算各分布测量截面的最优的高频磁场条件和B₁平均值（步骤S2106）。如上述那样，使平均值计算部321计算B₁平均值。然后，条件计算部332使用计算出的B₁平均值，通过上述方法调整各分布测量截面的最优的高频磁场条件，作为调整后的高频磁场条件登记在存储装置111中（步骤S2107）。然后，使用所得到的各分布测量截面的调整后的最优的高频磁场条件，依照上述方法，计算第m个摄像截面的最优的高频磁场条件（步骤S2108）。另一方面，在步骤S2105中计算完成的情况下，前进到步骤S2108，使用已经计算出的各分布测量截面的最优的高频磁场条件，依照上述方法，计算第m个摄像截面的最优的高频磁场条件。

条件设定部333将计算出的最优的高频磁场条件设定为第m个摄像截面的摄像条件（步骤S2109）。然后，条件设定部333判别是否对全部的摄像截面结束了处理（步骤S2110），如果没有结束，则将m加1（步骤S2111），返回到步骤S2103，重复进行处理。

在步骤S2110中判别为全部的处理结束了的情况下，RF匀场部330结束RF匀场处理，图像主摄像部340执行图像主摄像（步骤S2112）。

另一方面，在步骤S2104中判别为处理对象的第m个摄像截面不是测量轴方向的截面的情况下，条件计算部332使分布提取部334提取第m个摄像截面和分布测量面的交叉区域的B₁分布（步骤S2113）。然后，条件计算部332使平均值计算部335计算各交叉区域的B₁分布（B₁值）的平均值（步骤S2114）。然后，条件计算部332依照上述方法，计算第m个摄像截面的最优的高频磁场条件（步骤S2115）。然后，转移到步骤S2109。

以上，说明了本实施方式的包含RF匀场在内的摄像处理整体的流程。

如以上说明的那样，本实施方式的MRI装置100具备：静磁场形成部，其形成静磁场；倾斜磁场施加部，其施加倾斜磁场；高频磁场发送部，其具有向被检测体分别发送不同的高频磁场的多个信道；信号接收部，其从上述被检测体接收所产生的核磁共振信号；分布计算部331，其根据在从上述高频磁场发送部向上述被检测体发送了上述高频磁场后由上述信号接收部接收到的核磁共振信号，计算与第一轴垂直的第一分布测量截面的高频磁场分布即第一高频磁场分布；条件计算部332，其根据上述第一高频磁场分布，计算成为摄像对象的任意摄像截面的摄像条件中的从上述多个信道分别照射的高频磁场的相位和振幅的至少一方作为高频磁场条件。

上述第一分布测量截面是多个，在上述摄像截面是与上述第一轴垂直、并且与上述多个第一分布测量截面的任意一个都不同的截面的情况下，上述条件计算部332具备：平均值计算部335，其针对上述多个第一分布测量截面，分别计算各第一分布测量截面内的高频磁场值的平均值即磁场平均值，其中，调整各上述第一测量截面的高频磁场条件使得各上述磁场平均值固定，通过对调整后的各上述高频磁场条件进行内插，来计算上述摄像截面的高频磁场条件。

上述第一分布测量截面是多个，在上述摄像截面是与不同于上述第一轴的第二轴垂直的截面的情况下，上述条件计算部332具备：分布提取部334，其从各上述第一高频磁场分布中分别提取包含各上述第一分布测量截面和上述摄像截面的交线的各区域的高频磁场分布即交叉区域高频磁场分布；平均值计算部335，其对包含上述交线的每个区域，计算该区域内的高频磁场值的平均值即磁场平均值，其中，计算上述摄像截面的高频磁场条件使得各上述磁场平均值固定。

即，根据本实施方式，与第一实施方式同样地，使用一个轴方向的分布测量截面的B₁分布，利用B₁分布的变化的特性，对每个摄像截面分别通过最优的方法计算该摄像截面的最优的高频磁场条件。另外，将测量轴方向设为一个方向。因此，与第一实施方式同样地，能够以与实际从摄像截面的B₁分布得到的最优的高频磁场条件大致同等的精度得到各摄像截面的最优的高频磁场条件，能够得到同等的B₁不均匀降低效果。

因此，与第一实施方式同样地，能够在将摄像时间的延长抑制为最小限的同时，与摄像截面无关地使基于RF匀场的B₁不均匀降低效果为最大。因此，能够与摄像截面无关地高效地得到高画质的图像。

进而，根据本实施方式，还进行使多个分布测量截面之间的B₁平均值固定的调整，因此还能够提高B₁不均匀降低效果，能够得到更高画质的图像。

此外，在本实施方式中，也与第一实施方式同样，B₁分布的计算方法可以使用其他方法。另外，作为最优的高频磁场条件，可以使用RF的振幅和相位的任意一个。另外，摄像截面的方向也可以是斜向。在该情况下，也可以构成为进行与第一实施方式相同的处理。另外，也可以构成为与测量轴方向的被检测体的截面形状的变化、FOV的大小等对应地决定分布测量截面数。另外，测量轴方向可以功能键摄像条件、摄像对象来选择希望的方向。另外，也可以将测量轴方向的个数设为2个方向。另外，在本实施方式中，与第一实施方式同样，也可以构成为以区域为单位设定最优的高频磁场条件。

<<第三实施方式>>

以下，说明本发明的第三实施方式。在本实施方式中，在不超过高频磁场（RF）输出的上限值的限制下，决定RF的振幅和相位作为最优的高频磁场条件。

例如根据被人体吸收的RF的能量（SAR：SpecificAbsorptionRatio特殊吸收率）的上限值、或RF放大器的输出限界值等来决定RF输出的上限值。另外，对于SAR有2个，即存在考虑到被人体整体吸收的能量的全身SAR、考虑到在人体内被局部吸收的能量的局部SAR。在本实施方式中，决定RF输出的上限值使得将全身SAR或局部SAR抑制为不对人体产生影响的程度。例如，根据通过电磁场分析模拟求出的、RF输出与磁场（B₁值）和SAR值之间的对应关系，决定RF输出的上限值。

本实施方式的MRI装置100具有基本上与第一实施方式相同的结构。但是，如上述那样，在本实施方式中，在设定最优的高频磁场条件时，考虑到RF输出的上限值。因此，实现它的计算机109的功能结构与第一实施方式不同。以下，着眼于与第一实施方式不同的结构来说明本实施方式。

图18是本实施方式的计算机109的功能框图。如该图所示那样，本实施方式的计算机109与第一实施方式同样地，具备摄像位置设定部310、静磁场匀场部320、RF匀场部330、图像主摄像部340。通过由计算机109所具备的CPU将预先存储在存储装置111中的程序装载到存储器中而执行，来实现计算机109的各功能。

本实施方式的RF匀场部330与第一实施方式同样地具备：分布计算部331，其根据核磁共振信号，计算与预先确定的分布测量轴垂直的分布测量截面的B₁分布（高频磁场分布）；条件计算部332，其使用所得到的B₁分布，计算任意的摄像截面的高频磁场条件；条件设定部333，其将所得到的高频磁场条件设定为用于图像主摄像的摄像条件。另外，条件计算部332具备：分布提取部334，其从分布测量截面的B₁分布中提取包含摄像截面和分布测量截面的交线的区域（以下称为交叉区域）的B₁分布（B₁值）。这些各功能基本上与第一实施方式的同名的功能相同。

但是，本实施方式的条件计算部332还具备：输出计算部336，其计算在计算出的最优的高频磁场条件下发送RF的情况下的SAR相对于预先确定的SAR的上限值的比例。在本实施方式中，例如预先通过电磁场分析模拟使RF输出和SAR的值对应起来，根据该对应关系得到与预定的RF输出对应的SAR的值。另外，根据考虑到对人体的安全性而决定的SAR的值等，决定SAR上限值。输出计算部336将SAR值除以SAR上限值，来计算上述比例。

条件计算部332在摄像截面是测量轴方向的情况下，在输出计算部336计算出的比例超过1的情况下，将该分布测量截面的最优的高频磁场条件的RF的振幅除以所得到的比例，由此调整为不超过SAR上限值。

例如，如果将分布测量截面设为AX方向的3个（例如图8（A）、图8（B）、图8（C）的511、512、513，以下在本实施方式中，称为D1、D2、D3）（在AX方向上取得3个B₁分布），则条件计算部332按照以下的步骤计算测量轴方向的摄像截面、即与分布测量截面平行的摄像截面（AX截面、例如图8（A）的510）的最优的高频磁场条件。

首先，条件计算部332按照与第一实施方式相同的步骤，计算各分布测量截面（D1、D2、D3）的最优的高频磁场条件。输出计算部336根据各分布测量截面（D1、D2、D3）的SAR的值和SAR上限值而计算比例。然后，条件计算部332针对比例超过1的分布测量截面，将计算出的最优的高频磁场条件除以该比例，得到调整后的最优的高频磁场条件。

例如，当所得到的各分布测量截面（D1、D2、D3）的比例为1.25、1、1的情况下，条件计算部332将分布测量截面D1的最优的高频磁场条件的RF的振幅除以1.25，即0.8倍，得到调整后的最优的高频磁场条件。然后，使用调整后的各分布测量截面的最优的高频磁场条件，按照与第一实施方式同样的步骤，通过内插等计算摄像截面的最优的高频磁场条件。

另外，条件计算部332在分布测量截面为上述D1、D2、D3的情况下，如测量轴方向以外的摄像截面、例如SAG截面（例如图8（B）的520）、COR截面（例如图8（C）的530）那样，按照以下的步骤计算与分布测量截面不平行的摄像截面的最优的高频磁场条件。

条件计算部332首先按照与第一实施方式相同的步骤，使分布提取部334提取摄像截面和各分布测量截面（D1、D2、D3）的交叉区域的B₁值。例如，在摄像SAG截面（例如图8（B）的520）的2个图像的情况下，分别设为第一个摄像图像和分布测量截面的交叉区域（例如图8（B）的521、522、523，以下在本实施方式中，称为E1_1、E1_2、E1_3），分别设为第二个摄像图像和分布测量截面的交叉区域（例如图8（B）的521、522、523，以下在本实施方式中，称为E2_1、E2_2、E2_3）。然后，输出计算部336根据各分布测量截面的SAR的值和SAR上限值而计算比例。然后，使用调整后的各交叉区域的B₁值，计算最优的高频磁场条件。

例如如果将2个摄像截面位置的比例分别设为1.25、1，则条件计算部332将比例为1.25的摄像截面的最优的高频磁场条件除以1.25，即0.8倍。然后，计算摄像截面的最优的高频磁场条件。

此外，例如针对全部分布测量截面、或全部的交叉区域，判定是否超过SAR的上限值。这是因为在进行预定的摄像截面的摄像的情况下，也向被检测体103整体照射RF。

以下，使用图19说明本实施方式的计算机109的摄像处理的流程。图19是本实施方式的摄像处理的处理流程。在此，将测量轴方向设为AX方向，将分布测量截面的个数设为N个（N为2以上的整数）。另外，将摄像截面数设为M（M为1以上的整数）。

首先，摄像位置设定部310进行摄像区域设定处理（步骤S3101）。接着，分布计算部331进行B₁分布测量，对AX方向计算N个分布测量截面的B₁分布（步骤S3102）。这时，分布计算部331参照摄像位置设定部310计算出的主摄像图像的位置相关的各参数，决定测量B₁分布的摄像区域。

然后，RF匀场部330针对摄像位置设定部310设定的每个摄像截面进行RF匀场处理。在此，对每个摄像截面，由条件计算部332计算最优的高频磁场条件，由条件设定部333设定所计算出的高频磁场条件。

作为RF匀场处理，RF匀场部330针对全部摄像截面数、重复M次地进行以下的处理（步骤S3103、步骤S3111、步骤S3112）。

首先，条件计算部332判别处理对象的第m个（m为满足1≤m≤M的整数）摄像截面的方向是否是测量轴方向（步骤S3104）。然后，如果是测量轴方向，则条件计算部332判别是否已经计算出各分布测量截面的最优的高频磁场条件（步骤S3105）。例如根据各分布测量截面的调整后的最优的高频磁场条件是否登记在存储装置111中来判别是否已经计算完成。

在步骤S3105中判别为没有计算完成的情况下，条件计算部332首先计算各分布测量截面的最优的高频磁场条件（步骤S3106）。条件计算部332根据各分布测量截面的SAR的值和SAR上限值计算比例（步骤S3107）。如上述那样使输出计算部336进行计算。

然后，条件计算部332通过上述的方法，依照所得到的比例调整各分布测量截面的最优的高频磁场条件，作为调整后的高频磁场条件登记在存储装置111中（步骤S3108）。然后，使用所得到的各分布测量截面的调整后的最优的高频磁场条件，依照上述方法，计算第m个摄像截面的最优的高频磁场条件（步骤S3109）。另一方面，在步骤S3105中已经计算完成的情况下，前进到步骤S3109，使用已经计算出的各分布测量截面的最优的高频磁场条件，依照上述方法，计算第m个摄像截面的最优的高频磁场条件。

条件设定部333将计算出的最优的高频磁场条件设定为第m个摄像截面的摄像条件（步骤S3110）。然后，条件设定部333判别是否对全部的摄像截面结束了处理（步骤S3111），如果没有结束，则将m加1（步骤S3112），返回到步骤S3104，重复进行处理。

在步骤S3111中判别为全部的处理结束了的情况下，RF匀场部330结束RF匀场处理，图像主摄像部340执行图像主摄像（步骤S3113）。

另一方面，在步骤S3104中判别为处理对象的第m个摄像截面不是测量轴方向的截面的情况下，条件计算部332使分布提取部334提取第m个摄像截面和分布测量面的交叉区域的B₁分布（步骤S3114）。然后，条件计算部332使输出计算部336依照上述方法计算SAR的比例（步骤S3115）。然后，计算第m个摄像截面的最优的高频磁场条件（步骤S3116）。然后，转移到步骤S3110。

以上，说明了本实施方式的包含RF匀场在内的摄像处理整体的流程。

如以上说明的那样，本实施方式的MRI装置100具备：静磁场形成部，其形成静磁场；倾斜磁场施加部，其施加倾斜磁场；高频磁场发送部，其具有向被检测体分别发送不同的高频磁场的多个信道；信号接收部，其从上述被检测体接收所产生的核磁共振信号；分布计算部331，其根据在从上述高频磁场发送部向上述被检测体发送了上述高频磁场后由上述信号接收部接收到的核磁共振信号，计算与第一轴垂直的第一分布测量截面的高频磁场分布即第一高频磁场分布；条件计算部332，其根据上述第一高频磁场分布，计算成为摄像对象的任意摄像截面的摄像条件中的从上述多个信道分别照射的高频磁场的相位和振幅的至少一方作为高频磁场条件。

另外，上述条件计算部332具备：输出计算部336，其使用上述第一高频磁场分布和计算出的上述高频磁场条件的任意一方，计算以上述计算出的高频磁场条件从高频磁场照射部照射高频磁场的情况下的SAR相对于预先确定的SAR的上限值的比例，其中，在上述输出计算部336的计算结果超过1的情况下，调整上述高频磁场条件使得上述计算结果为1以下。

即，根据本实施方式，与第一实施方式同样，使用一个轴方向的分布测量截面的B₁分布，利用B₁分布的变化的特性，对每个摄像截面分别通过最优的方法计算该摄像截面的最优的高频磁场条件。另外，将测量轴方向设为一个方向。因此，与第一实施方式同样，能够以与实际从摄像截面的B₁分布得到的最优的高频磁场条件大致同等的精度得到各摄像截面的最优的高频磁场条件，能够得到同等的B₁不均匀降低效果。

因此，与第一实施方式同样，能够在将摄像时间的延长抑制为最小限的同时，与摄像截面无关地使基于RF匀场的B₁不均匀降低效果为最大。因此，能够与摄像截面无关地高效地得到高画质的图像。

进而，根据本实施方式，调整为RF的输出不超过预先确定的SAR的上限值。因此，能够提供安全性高的MRI装置。

此外，根据本实施方式，根据电磁场分析模拟的数据决定SAR的值和SAR的上限值，但这些值的规定并不限于此。例如，也可以构成为使用实测SAR的系统。例如，也可以预先掌握实测的B₁值和SAR之间的关系性，根据它确定SAR的值和SAR上限值。

另外，在上述方法中以SAR上限值为基准调整RF输出，但也可以根据RF放大器的输出限界的值来调整RF输出。在该情况下，条件计算部332计算某RF输出值和RF放大器输出限界值的比例，在比例超过1的情况下，通过将该分布测量截面的最优的高频磁场条件的RF的振幅除以所得到的比例，而调整为不超过RF放大器输出值。

此外，在本实施方式中，也与第一实施方式同样，B₁分布的计算方法可以使用其他方法。另外，作为最优的高频磁场条件，可以使用RF的振幅和相位的任意一个。另外，摄像截面的方向也可以是斜向。在该情况下，也可以构成为进行与第一实施方式相同的处理。另外，也可以构成为与测量轴方向的被检测体的截面形状的变化、FOV的大小等对应地决定分布测量截面数。另外，测量轴方向也可以根据摄像条件、摄像对象来选择希望的方向。另外，也可以将测量轴方向的个数设为2个方向。另外，在本实施方式中，与第一实施方式同样，也可以构成为以区域为单位设定最优的高频磁场条件。

另外，在本实施方式中，还可以与第二实施方式同样，构成为在分布测量截面是多个的情况下，考虑到摄像区域整体的B₁不均匀降低。即，在RF匀场处理中，与第二实施方式同样，使用B₁平均值，调整分布测量截面的最优的高频磁场条件。或者，进行使用交叉区域的B₁平均值这样的处理。通过这样构成，能够还得到第二实施方式的效果。

此外，在上述各实施方式中，使用3TMRI装置、以及2信道的RF发送线圈进行了说明，但上述各实施方式也能够应用于使用比3T更高的静磁场、或比2信道更多的信道数的RF线圈的情况。

另外，在上述实施方式中，在MRI装置100所具备的计算机109上构筑RF匀场部330，但并不限于本结构。例如，也可以构筑在能够与MRI装置100进行数据的收发的从MRI装置100独立的普通的信息处理装置上。

附图标记说明

100：MRI装置；101：磁铁；102：倾斜磁场线圈；103：被检测体；104：时序产生器；105：倾斜磁场电源；106：高频磁场产生器；107：工作台；108：接收器；109：匀场电源；109：计算机；110：显示器；111：存储装置；112：匀场线圈；113：匀场电源；114：发送线圈；115：接收线圈；201：供电点；202：体模；310：摄像位置设定部；320：静磁场匀场部；321：平均值计算部；330：RF匀场部；331：分布计算部；332：条件计算部；333：条件设定部；334：分布提取部；335：平均计算部；336：输出计算部；340：图像主摄像部；401：摄像截面；402：人骨盆区域；411：AX截面；412：SAG截面；413：COR截面；420：摄像区域；421：分布测量截面；422：分布测量截面；423：分布测量截面；510：摄像截面；511：分布测量截面；512：分布测量截面；513：分布测量截面；520：摄像截面；521：交叉区域；522：交叉区域；523：交叉区域；530：摄像截面；531：交叉区域；532：交叉区域；533：交叉区域；540：摄像截面；541：交叉区域；542：交叉区域；543：交叉区域；610：AX图像；611：AX截面位置；621：SAG截面位置；622：交叉区域；630：COR图像；632：交叉区域；641：均匀度指标；642：均匀度指标；643：均匀度指标；644：均匀度指标；651：均匀度指标；652：均匀度指标；653：均匀度指标；654：均匀度指标；661：均匀度指标；662：均匀度指标；663：均匀度指标；664：均匀度指标；711：AX截面位置；721：SAG截面位置；730：COR图像；741：均匀度指标；742：均匀度指标；743：均匀度指标；744：均匀度指标；751：均匀度指标；752：均匀度指标；753：均匀度指标；754：均匀度指标；761：均匀度指标；762：均匀度指标；763：均匀度指标；764：均匀度指标；810：AX图像；821：左侧区域；822：中央区域；823：右侧区域；831：上侧区域；832：中央区域；833：下侧区域。

Claims (19)

1.一种磁共振摄像装置，其特征在于，具备：

静磁场形成部，其形成静磁场；

倾斜磁场施加部，其施加倾斜磁场；

高频磁场发送部，其具有向被检测体分别发送不同的高频磁场的多个信道；

信号接收部，其从上述被检测体接收所产生的核磁共振信号；

分布计算部，其根据在从上述高频磁场发送部向上述被检测体发送了上述高频磁场后由上述信号接收部接收到的核磁共振信号，计算与第一轴垂直的第一分布测量截面的高频磁场分布即第一高频磁场分布；

条件计算部，其根据上述第一高频磁场分布，计算成为摄像对象的任意摄像截面的摄像条件中的从上述多个信道分别照射的高频磁场的相位和振幅的至少一方作为高频磁场条件。

2.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

上述分布计算部还根据上述核磁共振信号，计算与上述第一轴垂直的第二分布测量截面的高频磁场分布即第二高频磁场分布，

上述条件计算部还根据第二高频磁场分布，计算上述高频磁场条件。

3.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

上述摄像截面是与和上述第一轴不同的第二轴垂直的截面，

上述条件计算部具备：分布提取部，其从上述第一高频磁场分布中提取包含上述摄像截面和上述第一分布测量截面的交线的区域的高频磁场分布即交叉区域高频磁场分布，

使用上述交叉区域高频磁场分布，计算上述摄像截面的上述高频磁场条件。

4.根据权利要求2所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

上述摄像截面是与上述第一轴垂直并且与上述第一分布测量截面和上述第二分布测量截面的任意一个都不同的截面，

上述条件计算部通过对根据上述第一高频磁场分布计算出的第一高频磁场条件和根据上述第二高频磁场分布计算出的第二高频磁场条件进行内插，计算上述摄像截面的高频磁场条件。

5.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

上述第一轴的方向是在摄像空间内磁场分布的变化最少的方向。

6.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

上述第一轴的方向是被检测体的形状变化最少的方向。

7.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

上述第一轴的方向是轴向方向。

8.根据权利要求3所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

上述第二轴与上述第一轴垂直。

9.根据权利要求8所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

上述第一轴的方向是体轴方向，上述第二轴的方向是切向方向、或径向方向。

10.根据权利要求3所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

包含上述交线的区域是比上述摄像截面的切片厚度大的区域。

11.根据权利要求10所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

包含上述交线的区域是以该交线为中心且宽度为10～80mm的长方形的区域。

12.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

上述条件计算部根据上述第一高频磁场分布，计算通过将包含全部摄像截面的摄像区域在与上述摄像截面相同的方向上分割为预定数而得到的各划分区域的上述高频磁场条件，将上述划分区域中的包含上述摄像截面的划分区域的高频磁场条件设为该摄像截面的高频磁场条件。

13.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

上述第一分布测量截面是多个，

上述摄像截面是与上述第一轴垂直并且与多个上述第一分布测量截面的任意一个都不同的截面，

上述条件计算部还具备：平均值计算部，其针对多个上述第一分布测量截面，分别计算各第一分布测量截面内的高频磁场值的平均值即磁场平均值，

调整各个上述第一分布测量截面的高频磁场条件使得各上述磁场平均值成为固定，通过对调整后的各上述高频磁场条件进行内插，计算上述摄像截面的高频磁场条件。

14.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

上述第一分布测量截面是多个，

上述摄像截面是与不同于上述第一轴的第二轴垂直的截面，

上述条件计算部具备：

分布提取部，其从各上述第一高频磁场分布中分别提取包含各上述第一分布测量截面和上述摄像截面的交线的各区域的高频磁场分布即交叉区域高频磁场分布；

平均值计算部，其对包含上述交线的每个区域，计算该区域内的高频磁场值的平均值即磁场平均值，其中

计算上述摄像截面的高频磁场条件使得上述各磁场平均值成为固定。

15.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

上述条件计算部具备：输出计算部，其使用上述第一高频磁场分布和计算出的上述高频磁场条件的任意一方，计算以上述计算出的高频磁场条件从高频磁场照射部照射高频磁场的情况下的SAR相对于预先确定的SAR的上限值的比例，其中

在上述输出计算部的计算结果超过1的情况下，调整上述高频磁场条件使得上述计算结果为1以下。

16.根据权利要求2所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

上述第一分布测量截面是包含全部摄像截面的摄像区域的、上述第一轴方向的一个端部的截面，

上述第二分布测量截面是上述摄像区域的上述第一轴方向的另一个端部的截面。

17.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

上述分布计算部还计算与不同于上述第一轴的第三轴垂直的第三分布测量截面的高频磁场分布即第三高频磁场分布，

上述条件计算部还根据上述第三高频磁场分布，计算上述高频磁场条件。

18.根据权利要求12所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

上述摄像区域的分割数是3。

19.一种磁共振摄像装置的高频磁场照射方法，上述磁共振摄像装置具备：高频磁场发送部，其具有向被检测体分别发送不同的高频磁场的多个信道；信号接收部，其从上述被检测体接收所产生的核磁共振信号，该高频磁场照射方法的特征在于，具备：

根据在从上述高频磁场照射部向上述被检测体发送了上述高频磁场后由上述信号接收部检测出的核磁共振信号，计算与第一轴垂直的第一分布测量截面的高频磁场分布即第一高频磁场分布的分布计算步骤；

根据上述第一高频磁场分布，计算成为摄像对象的任意摄像截面的摄像条件中的从上述多个信道分别照射的高频磁场的相位和振幅的至少一方作为高频磁场条件的条件计算步骤。