CN104486992A - 磁共振摄像装置及高频磁场条件决定方法 - Google Patents

Abstract

在使用具有多个通道的发送线圈的MRI装置中，高效且以高像质拍摄想要诊断的区域。具备：区域设定部，将拍摄区域内的想要取得高像质的图像的区域设定为第一区域；和最佳化部，将分别从多个所述通道发送的高频波的振幅与相位中的至少一方决定为高频磁场条件，所述最佳化部以将所述第一区域内的高频磁场分布的均一度设为规定值以上的均一度制约条件下、且将比吸收率及产生假象的区域的信号值中的至少一方设为各自的规定值以下的方式决定所述高频磁场条件。

Description

磁共振摄像装置及高频磁场条件决定方法

技术领域

本发明涉及磁共振拍摄(MRI：Magnetic Resonance Imaging)技术，尤其是涉及用于生成感应出磁共振现象的旋转磁场的高频磁场的照射技术。

背景技术

MRI装置是使横切检查对象的任意断面内的原子核引起磁共振并从所产生的磁共振信号中获得该断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射频波(Radio Frequency wave，以下称作RF)，激励检查对象内的原子核的自旋，然后接收因核自旋而产生的核磁共振信号，将检查对象图像化。对检查对象的RF的发送是通过RF发送用线圈来完成的，来自检查对象的核磁共振信号的接收是通过RF接收用线圈来完成的。

近几年，具有以图像的SNR(Signal to Noise Ratio)的提高为目的而静磁场强度变大的趋势，开始普及了静磁场强度为3T(特斯拉)以上的高磁场MRI装置(超高磁场MRI装置)。但是，虽然静磁场强度越大越能够提高SNR，但是会在摄像图像中容易产生深浅不匀。这是因为，伴随着高磁场化，为了感应出磁共振现象而使用的RF的频率变高。例如，在静磁场强度为3T(特斯拉)的MRI装置(以下称作3T MRI装置)中，使用频率128MHz的RF。在生物体内，该RF的波长大致与腹部断面相同等级，是30cm左右，在其相位上会产生变化。通过该相位的变化，照射RF分布以及因该RF生成且感应出磁共振现象的旋转磁场(以下称作高频磁场分布，B₁)的空间分布变得不均匀，会产生图像紊乱。因此，在超高磁场MRI装置中进行的RF照射中，需要降低旋转磁场B₁的分布不均匀的技术。

作为降低B₁分布的不均匀的RF照射方法，有被称为“RF匀场”的方法。这是一种使用具有多个通道的发送用线圈，控制提供给各通道的RF脉冲的相位和振幅来降低拍摄区域的B₁不均匀的方法(例如，参照专利文献1)。在正式拍摄(本撮像)之前预先测量各通道的B₁分布，使用该B₁分布，计算出用于降低B₁不均匀的最佳RF脉冲的振幅和相位。此时，将断面内的一部分区域、即想要诊断的区域设定为关心区域(ROI：Region of Interest)，决定用于降低ROI内的B₁不均匀的振幅和相位。

此外，还提出了仅提高ROI内的B₁值且降低其他区域的B₁值的RF照射方法(例如，参照非专利文献1)。其中，使用ROI内的区域与ROI外的区域的B₁平均值之比，以ROI内的B₁值最大的方式设定RF的振幅和相位。由此，使B₁分布局部集中于ROI内。

另外，还提出了通过改变RF波形及倾斜磁场波形来更高精度地控制B₁分布的方法(例如，参照专利文献2)。

在先技术文献

专利文献

专利文献1：美国专利7078901号说明书

专利文献2：美国专利0214294号说明书

非专利文献

非专利文献1：Tamer S.Ibrahim等著、Understanding andmanipulating the RF fields at high field MRI、NMR inBiomedicine、2009、pp.927-936

发明内容

发明要解决的课题

在MRI装置中，因高磁场化，由于体动等产生的假象(artifact)变得更加显著。此外，在MRI装置中，考虑对生物体的安全性，规定了生物体内的RF的吸收量(SAR(Specific Absorption Ratio)：比吸收率)收敛于规定范围内。但是，由于装置的高磁场化，所使用的RF的频率变高，SAR也会变大。

在专利文献1或非专利文献1记载的RF匀场中，还不能降低到假象和/或SAR。因此，由于假象而导致重新获取图像等，为了使SAR收敛于规定的范围内而限制检查顺序、拍摄时间，这妨碍了检查的效率。此外，在专利文献2记载的方法中，RF脉冲的照射时间变长，对脉冲序列有限制，也会妨碍检查的效率。

本发明鉴于上述情况而完成，目的在于，在使用具有多个通道的发送线圈的MRI装置中，提供以高效且高像质拍摄想要诊断的区域的技术。

用于解决课题的手段

本发明将关心区域内的B₁分布设为规定以上的均一度的同时至少降低SAR及假象中的一方。

具体而言，提供一种具备发送线圈的磁共振摄像装置，所述发送线圈具有分别向被检测体发送高频波的多个通道，所述磁共振摄像装置的特征在于，具备区域设定部，将拍摄区域内的想要取得高像质的图像的区域设定为第一区域；和最佳化部，将分别从多个所述通道发送的高频波的振幅与相位中的至少一方决定为高频磁场条件，所述最佳化部以将所述第一区域内的高频磁场分布的均一度设为规定值以上、且将比吸收率及产生假象的区域的信号值中的至少一方设为各自的规定值以下的方式决定所述高频磁场条件。

此外，提供一种决定分别从磁共振摄像装置的发送线圈的多个通道发送的所述高频波的振幅及相位中的至少一方的高频磁场条件决定方法，该高频磁场条件决定方法的特征在于，包括：将拍摄区域内的想要取得高像质的图像的区域设定为第一区域的区域设定步骤；和以将所述第一区域内的高频磁场分布的均一度设为规定值以上、且将比吸收率及产生假象的区域的信号值中的至少一方设为各自的规定值以下的方式，决定分别从多个所述通道发送的高频波的振幅与相位中的至少一方的最佳化步骤。

发明效果

根据本发明，在使用具有多个通道的发送线圈的MRI装置中，能够以高效率且高像质拍摄想要诊断的区域。

附图说明

图1是本发明的实施方式的MRI装置的框图。

图2(A)是用于说明本发明的实施方式的发送线圈的说明图，(B)是用于说明本发明的实施方式的拍摄区域的说明图，(C)是用于说明在本发明的实施方式的幻影(phantom)内生成的旋转磁场B₁分布的仿真结果的说明图。

图3是本发明的实施方式的计算机的功能框图。

图4(A)是用于说明本发明的实施方式的第一区域及第二区域的设定例的说明图，(B)是用于说明本发明的实施方式的第一区域的设定例的说明图。

图5是本发明的实施方式的拍摄处理的流程图。

图6是用于说明本发明的实施方式的拍摄腹部时的第一区域及第二区域的设定例的说明图。

图7(A)是用于说明本发明的实施方式的拍摄乳房时的拍摄区域的说明图，(B)是用于说明本发明的实施方式的拍摄乳房时的第一区域及第二区域的设定例的说明图。

图8(A)是用于说明本发明的实施方式的拍摄肩部时的拍摄区域的说明图，(B)是用于说明本发明的实施方式的拍摄肩部时的第一区域及第二区域的设定例的说明图。

图9(A)是用于说明无RF匀场时的幻影内的B₁分布的说明图，(B)是用于说明现有技术中的RF匀场时的幻影内的B₁分布的说明图，(C)是用于说明本发明的实施方式的使用第一最佳化条件时的幻影内的B₁分布的说明图，(D)是本发明的实施方式的使用第二最佳化条件时的幻影内的B₁分布的说明图。

图10是以表格形式表示无RF匀场、现有技术中的RF匀场、使用第一最佳化条件时和使用第二最佳化条件时的、各个幻影内的第一区域内的B₁均一度指标U_SD、RF照射功率及第一区域的B₁平均值与第二区域的B₁平均值之比的例子的说明图。

具体实施方式

以下，利用附图来说明应用本发明的实施方式。另外，在用于说明各实施方式的所有图中，对具有同一功能的部分赋予同一符号，并省略反复的说明。另外，并不通过这些限定本发明。

首先，说明本实施方式的MRI装置的整体构成。图1是本实施方式的MRI装置100的框图。如该图所示，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、调整静磁场均一度的匀磁线圈112、定序器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、搭载被检测体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、匀磁电源113、以及控制MRI装置100的各部分且实现拍摄的计算机109。

倾斜磁场线圈102及匀磁线圈112分别与倾斜磁场电源105及匀磁电源113连接。此外，发送线圈114及接收线圈115分别与高频磁场产生器106及接收器108连接。

定序器104根据来自计算机109的指示，向倾斜磁场电源105、匀磁电源113及高频磁场产生器106发送命令，分别产生倾斜磁场及RF。通过发送线圈114向被检测体103照射(发送)RF。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)，由接收器108进行检波。成为接收器108中的检波的基准的磁共振频率是计算机109经由定序器104设置的。被检波的信号通过A/D变换电路而被发送到计算机109，在计算机109中进行图像重构等信号处理。其结果显示在与计算机109连接的显示装置110上。被检波的信号和测量条件可根据需要而保存在与计算机109连接的存储装置111中。

磁铁101、匀磁线圈112和匀磁电源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。此外，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。

本实施方式的发送线圈114是具备分别发送独立的RF的多个通道的多通道线圈。图2(A)表示本实施方式的发送线圈114的例子。在此，例示了发送线圈114为具备4个通道(114a、114b、114c、114d)的4通道(4ch)线圈的情况。从各通道(114a、114b、114c、114d)发送的RF的振幅及相位分别由计算机109独立地设定。本实施方式的高频磁场产生器106伴随着来自计算机109的控制，经由各通道(114a、114b、114c、114d)所具备的供电点(117a、117b、117c、117d)，向各个通道独立地发送RF波形。另外，在该图中，116是RF屏蔽体。

本实施方式的计算机109抑制SAR或者假象，为了高效地获得关心区域ROI的高像质图像，控制MRI装置100的摄像所涉及的各部分。为了实现该控制，本实施方式的计算机109如图3所示那样，具备设定摄像条件的摄像条件设定部310、根据由摄像条件设定部310设定的摄像条件来进行正式摄像的正式摄像部320。此外，摄像条件设定部310具备摄像位置设定部311、静磁场匀场部312和RF匀场部313。

摄像位置设定部311设定摄像位置(摄像断面)。在进行正式摄像之前实施侦察扫描等，利用所获得的定位图像来设定摄像断面。例如，在显示于显示装置110上的定位图像上，受理用户进行的指定，将所指定的位置设定为摄像断面。作为摄像断面，也可以按每个部位，将预先确定的位置、即定位图像上的特征点等自动设定为线索。另外，将摄像断而上的被检测体103区域称作拍摄区域。

在静磁场匀场部312中，测量静磁场分布，进行调整以使静磁场尽可能均匀。经由匀磁电源113使匀磁线圈112工作，从而进行调整。另外，在不需要调整静磁场的均一度的情况下，也可以不具备静磁场匀场部312、匀磁电源113、匀磁线圈112。

RF匀场部313进行决定从发送线圈114的各通道(114a、114b、114c、114d)发送的RF的振幅与相位中的至少一方的RF匀场处理。本实施方式的RF匀场部313如上所述那样抑制SAR及假象中的至少一方，为了高效地获得关心区域ROI的高像质图像，决定各RF的振幅与相位中的至少一方。以下，将本实施方式的RF匀场部313决定的、发送给发送线圈114的各通道的RF各自的振幅与相位中的至少一方称作高频磁场条件。

为了实现上述决定，本实施方式的RF匀场部313具备区域设定部301、条件设定部302、最佳化部303和条件存储部304。

在说明实现RF匀场部313进行的本实施方式的RF匀场处理的各部分的结构之前，先简单说明本实施方式的发送线圈114进行的RF照射方法。在此，举例说明拍摄被检测体103的腹部区域的情况。拍摄腹部区域时，如图2(B)所示，设定被检测体103的拍摄区域201。

图2(C)示出针对模拟了被检测体103的腹部区域的幻影200，从发送线圈114照射了RF时的、在幻影200内生成的旋转磁场B₁(B₁分布)202的电磁场仿真结果。

另外，在正式仿真中，拍摄区域201内部的B₁强度是无量纲的，使幻影200内的最大B₁强度成为1。幻影200的x、y、z轴方向的尺寸分别是300mm、200mm、900mm。这是在假设了生物体的腹部断面的基础上简化的形状。此外，幻影200的物性值是，导电率为0.6S/m，相对介电常数为80。这是在假设了与生物体的物性值接近的水幻影的基础上决定的。关于所照射的RF的频率，假设3T MRI装置，设为128MHz。

此外，向各通道(114a、114b、114c、114d)各自的供电点(117a、117b、117c、117d)供给以下的式(1)所示的sine波形的电压。

[式1]

$\left.\begin{array}{c}B\_\mathrm{ch}1=A1\sin (\mathrm{\ωt}+\mathrm{\φ}1)\\ B\_\mathrm{ch}2=A2\sin (\mathrm{\ωt}+\mathrm{\φ}2)\\ B\_\mathrm{ch}3=A3\sin (\mathrm{\ωt}+\mathrm{\φ}3)\\ B\_\mathrm{ch}4=A4\sin (\mathrm{\ωt}+\mathrm{\φ}4)\end{array}\right\}...\left(1\right)$

另外，A1、φ1分别表示供电给通道114a的供电点117a的sine波形电压的振幅及相位，A2、φ2分别表示供电给通道114b的供电点117b的sine波形电压的振幅及相位，A3、φ3分别表示供电给通道114c的供电点117c的sine波形电压的振幅及相位，A4、φ4分别表示供电给通道114d的供电点117d的sine波形电压的振幅及相位。此外，图2(C)所示的B₁分布202中，将A1、A2、A3、A4全部设为1，将相位设定为φ1＝0、φ2＝π/2、φ3＝π、φ4＝3π/2。这是被称为QD(Quadrature Drive)的RF照射方法，是标准的RF照射方法。

如QD照射那样，在从各通道(114a、114b、114c、114d)以相同的振幅、分别相差π/2的相位发送RF波形的情况下，如图2(C)所示，在幻影的拍摄区域201内，B₁强度的大小有偏差，变得不均匀。这是目前在高磁场MRI装置中成为问题的B₁不均匀。

本实施方式的RF匀场部313为了降低拍摄区域201内特别是想要诊断的区域(诊断区域)内的B₁不均匀，调整向各个通道(114a、114b、114c、114d)发送的RF的振幅(A1、A2、A3、A4)和相位(φ1、φ2、φ3、φ4)，将最佳的振幅和相位设定为高频磁场条件。此时，本实施方式的RF匀场部313还为了抑制SAR及假象中的至少一方而调整这些参数。

本实施方式的RF匀场部313首先在拍摄区域中确定想要取得高像质的图像的诊断区域。另外，确定抑制区域，作为在诊断区域中产生假象的区域或局部SAR变高的区域。抑制区域是不同于诊断区域的区域。并且，以提高诊断区域内的B₁均一度的同时抑制SAR及假象中的至少一方的方式决定高频磁场条件。

区域设定部301将诊断区域及抑制区域分别设定为第一区域ROI1及第二区域ROI2。分别通过受理用户在定位图像上、或在将高频磁场条件设为初始值而进行的B₁分布测量结果上指定的区域来进行设定。即，区域设定部301根据来自用户的指示，设定第一区域ROI1及第二区域ROI2。图4(A)表示指定腹部作为摄像部位时的第一区域ROI1及第二区域ROI2的设定例。

作为产生假象的区域，例如，设定脂肪区域及心脏区域等有周期性的体动的区域。另外，这是因为对于脂肪区域而言，来自脂肪的信号强度与其他组织相比较大，因此无论是周期性的还是随机的体动，对假象的贡献都较大。

另外，作为诊断区域的第一区域ROI1及作为抑制区域的第二区域ROI2也可以构成为根据摄像部位、摄像目的来自动设定。此时，MRI装置100还具备与部位及摄像目的相对应关联地存储第一区域ROI1及第二区域ROI2的区域存储部，若区域设定部301作为摄像条件而设定了部位及摄像目的，则从区域存储部提取与在摄像条件下设定的摄像部位或摄像目的相对应关联地存储的第一区域ROI1及第二区域ROI2，进行设定。区域存储部预先被注册到存储装置111中。

此外，在第一区域ROI1中不存在产生假象的区域、或即使存在但是是可忽略产生的假象的程度的情况下，如图4(B)所示，也可以不选择第二区域ROI2。

最佳化部303为了最佳化第一区域ROI1内的B₁分布，将发送给各通道(114a、114b、114c、114d)的RF的振幅(A1、A2、A3、A4)及相位(φ1、φ2、φ3、φ4)中的至少一方决定为高频磁场条件。在本实施方式中，如上所述，为了使第一区域ROI1内的B₁分布的均一度为规定值以上、且降低SAR及假象中的至少一方，决定该高频磁场条件。在本实施方式中，将该高频磁场条件作为在预先确定的制约条件下将预先确定的目标函数设为最小时的解。

解的计算使用最佳化问题的解法、例如最陡下降法、梯度法、牛顿法、最小二乘法、共轭梯度法、线性规划法、非线性规划法、使振幅及相位的值穷举地发生变化来计算出最佳解的方法等来进行。

此外，也可以使振幅及相位的值穷举地发生变化来求出将目标函数最小化的解。例如，分别按1dB、5度为单位改变振幅及相位的值来计算出目标函数的值，求出变得最小时的振幅及相位。但是，在穷举地改变振幅和相位时计算时间会增多的情况下，例如，也可以刚开始时在将振幅及相位的变化量设置得较大的状态下求出目标函数取最小值的振幅及相位，接着在该振幅及相位的值附近，在减小变化量的状态下求出振幅及相位。进行这些算法时的振幅及相位的初始值预先保持在存储装置111中。此外，关于最佳的振幅和相位预先可预测某一程度的情况下，也可以将该预测值设为初始值，仅针对该初始值附近的值穷举地改变振幅和相位。

再次，最佳化部303在每次变更高频磁场条件时，也可以进行测量拍摄区域内的B₁分布的B₁分布测量，获得拍摄区域内的B₁值。此外，也可以仅改变振幅及相位中的一方来决定高频磁场条件。

条件存储部304存储最佳化部303在高频磁场条件计算中所使用的制约条件及目标函数的组(最佳化条件)。条件设定部302根据用户的指示，从条件存储部304提取最佳化部303在高频磁场条件计算中所使用的最佳化条件，并进行设定。最佳化部303利用所设定的最佳化条件来计算出高频磁场条件。

另外，也可以构成为，将最佳化条件与摄像部位及摄像目的中的至少一方相对应关联地存储到条件存储部304中，条件设定部302根据由用户设定的摄像部位，从条件存储部304中提取最佳化条件，从而自动选择、设定最佳化条件。

图5表示基于这些各功能的包括本实施方式的RF匀场处理的拍摄处理的流程。本实施方式的拍摄处理通过用户进行的指示而开始。

首先，摄像条件设定部310从用户那里受理包括摄像参数、摄像部位、摄像目的等摄像条件的输入，并进行设定(步骤S1001)。接着，摄像位置设定部311实施侦察扫描，设定摄像位置(步骤S1002)。接着，区域设定部301设定第一区域ROI1及第二区域ROI2(步骤S1003)。如上所述，也可以不设定第二区域ROI2。

接着，条件设定部302从条件存储部304提取并设定由目标函数及制约条件的组构成的最佳化条件(步骤S1004)。最佳化部303在条件设定部302设定的制约条件下，进行求出将目标函数设为最小时的解的最佳化(步骤S1005)。然后，摄像条件设定部310将求出的解作为发送给拍摄中所使用的各通道的RF的振幅及相位，与其他摄像参数一起设定为摄像条件(步骤S1006)。

然后，正式摄像部320根据由摄像条件设定部310设定的摄像条件，进行正式摄像(步骤S1007)。

计算机109所实现的各功能是计算机109所具备的CPU将预先保存在存储装置111中的程序下载到存储器中执行来实现的。此外，在存储装置111上构筑条件存储部304。

接着，说明本实施方式存储在条件存储部304中的最佳化条件(目标函数与制约条件的组)的具体例。在本实施方式中，根据摄像部位及目的，将关心区域ROI内的B₁分布的均一度、影响SAR的照射功率、关心区域ROI内的B₁平均值、在关心区域中产生假象的区域内的B₁平均值中的任一个用在目标函数及制约条件中。

以下，在本实施方式中，作为表示拍摄区域201内的B₁分布的均一度的指标，使用由以下的式(2)表示的B₁分布均一度指标U_SD。B₁分布均一度指标U_SD是B₁值的标准偏差除以B₁平均值而得到的值。可以说该B₁分布均一度指标U_SD越小，对象区域内的B₁分布越均匀。

[式2]

$U_{\mathrm{SD}}=\frac{\mathrm{\σ}\left(B_1\right)}{m\left(B_1\right)}...\left(2\right)$

首先，说明第一个最佳化条件(第一最佳化条件)。在第一最佳化条件中，作为目标函数，使用确定基于发送给发送线圈114的各通道的RF的照射功率的指标。具体而言，使用由以下的式(3)表示的照射功率指标P_SUM。另外，照射功率指标P_SUM是发送给各通道的RF的振幅的平方和。

[式3]

P_SUM＝A1²+A2²+A3²+A4²...(3)

此外，制约条件设为第一区域ROI1的B₁分布均一度指标U_{SD_ROI1}在规定值U_U以下。该规定值U_U被预先确定了可实现规定的像质的值，与最佳化条件一起被存储在条件存储部304中。以下，将第一区域ROI1的B₁分布均一度指标U_{SD_ROI1}在规定值U_U以下的制约条件称作均一度制约条件。

因此，若由条件设定部302将第一最佳化条件设定为最佳化条件，则最佳化部303计算出高频磁场条件作为以下式(4)的最佳解。

[式4]

$\left.\begin{array}{c}\min \left(P_{\mathrm{SUM}}\right)\\ \mathrm{subjectto}{U}_{\mathrm{SD}\_\mathrm{ROI}1}\≤U_U\end{array}\right\}...\left(4\right)$

若选择第一最佳化条件并决定高频磁场条件，则作为诊断区域的第一区域ROI1的B₁分布均一度指标U_SD因均一度制约条件而被抑制在规定值以下。因此，第一区域ROI1变成规定以上的均一度。此外，从各通道照射的RF的功率P_SUM变得最小。因此，针对拍摄区域201整体的照射功率变得最小，能够抑制SAR。

特别是，在诊断区域以外的区域是未产生假象的区域的情况下，能够维持诊断区域的像质的同时高效地抑制SAR。另外，此时不需要选择第二区域ROI2。

接着，说明第二个最佳化条件(第二最佳化条件)。在第二最佳化条件中，用以下的式(5)表示目标函数，设为第二区域ROI2的B₁平均值mean(B_{1_ROI2})与第一区域ROI1的B₁平均值mean(B_{1_ROI1})之比、m_ratio。如式(5)所示，m_ratio是第二区域ROI2的B₁平均值mean(B_{1_ROI2})除以第一区域ROI1的B₁平均值mean(B_{1_ROI1})而得到的值。以下，将m_ratio称作B₁比。

[式5]

$m_{\mathrm{ratio}}=\frac{\mathrm{mean}\left(B_{1\_\mathrm{ROI}2}\right)}{\mathrm{mean}\left(B_{1\_\mathrm{ROI}1}\right)}...\left(5\right)$

此外，作为制约条件，使用前述的均一度制约条件、及将拍摄区域的照射功率指标P_SUM设为规定值P_U以下的照射功率制约条件这两个条件。照射功率制约条件的规定值P_U从安全性等观点出发而预先被确定，与最佳化条件一起被存储在条件存储部304中。

因此，若通过条件设定部302设定第二最佳化条件作为最佳化条件，则最佳化部303计算出高频磁场条件，作为以下的式(6)的最佳解。

[式6]

$\left.\begin{array}{c}\min \left(m_{\mathrm{ratio}}\right)\\ \mathrm{subjectto}\left\{\begin{array}{c}{P}_{\mathrm{SUM}}\≤P_U\\ U_{\mathrm{SD}\_\mathrm{ROI}1}\≤U_U\end{array}\right.\end{array}\right\}...\left(6\right)$

B₁表示各个区域的灵敏度。通过相对地对抑制区域的灵敏度进行抑制，从而降低相对于诊断区域的信号强度的抑制区域的信号强度。因此，若选择第二最佳化条件并决定高频磁场条件，则由于B₁比最小，因此能够抑制来自第二区域ROI2的信号，能够相对地增大第一区域ROI1的信号。此外，分别将第一区域ROI1的B₁分布均一度及拍摄区域201的照射功率抑制在规定值以下。因此，能够以高像质拍摄诊断区域，且可抑制SAR。此外，由于能够对抑制区域的信号值进行抑制，因此能够降低诊断区域的假象，能够获得更高像质的图像。

特别是，若使用第二最佳化条件，则在靠近容易产生假象的部位的部位为诊断对象时，能够维持诊断区域的像质的同时有效地抑制SAR。

因此，例如也可以与作为摄像部位与腹部相对应关联地在条件存储部304中存储第二最佳化条件。如上所述，由于来自脂肪的信号强度比其他组织大，因此对体动假象的影响也大。因此，在拍摄腹部的情况下，将腹部上部的脂肪大量存在的区域(脂肪区域)设定为第二区域ROI2，根据第二最佳化条件来决定高频磁场条件，从而能够减小脂肪区域的信号值，能够降低假象。

此时，通过高精度地选择脂肪区域并将其作为第二区域ROI2，从而能够更有效地降低脂肪区域的B₁比。在此，图6表示拍摄腹部时的第一区域ROI1及第二区域ROI2的设定例。腹部上部表面是脂肪大量存在的区域。因此，将腹部上部表面的区域设定为第二区域ROI2。由此，通过高精度地限定第二区域ROI2的范围，特别是能够有效地仅降低想要降低信号值的区域。另外，作为脂肪区域的选择方法，也可以使用水脂肪分离的图像而由用户指定脂肪区域，也可以由计算机自动指定脂肪区域。

接着，说明第三个最佳化条件(第三最佳化条件)。在第三最佳化条件中，目标函数设为由上述式(6)表示的B₁比。此外，制约条件使用均一度制约条件、及第一区域ROI1的B₁平均值mean(B_{1_ROI1})为规定值B_L以上的第一区域磁场制约条件。第一区域磁场制约条件的规定值B_L被预先确定，且与最佳化条件一起被存储在条件存储部304中。

因此，若通过条件设定部302设定第三最佳化条件作为最佳化条件，则最佳化部303计算出高频磁场条件作为以下的式(7)的解。

[式7]

$\left.\begin{array}{c}\min \left(m_{\mathrm{ratio}}\right)\\ \mathrm{subjectto}\left\{\begin{array}{c}{U}_{\mathrm{SD}\_\mathrm{ROI}1}\≤U_U\\ {\mathrm{meanB}}_{1\_\mathrm{ROI}1}\≤B_L\end{array}\right.\end{array}\right\}...\left(7\right)$

若选择第三最佳化条件并决定高频磁场条件，则由于在B₁平均值为规定值以上这样的条件下B₁比最小，因此能将第一区域ROI1内的信号值维持在规定值以上的同时相对地抑制第二区域ROI2的信号值。因此，能够有效地抑制假象。此外，由于将第一区域ROI1的B₁分布均一度确保规定以上，因此能够以高像质拍摄想要诊断的区域。

例如，在除了拍摄区域201的诊断区域外还包括因周期性的体动而容易产生假象的部位的情况下，将周期性的体动部位设定为第二区域ROI2，由此可以适用第三最佳化条件。因此，第三最佳化条件例如可与作为摄像部位的乳房相对应关联地存储在条件存储部304中。这是因为在拍摄乳房时，会在拍摄区域中包括进行周期性体动的心脏。

图7(A)是用于说明拍摄乳房时的拍摄区域201的图。通过由摄像位置设定部311设定的摄像位置(摄像断面)来确定拍摄区域201。此外，图7(B)是用于说明此时的由区域设定部301设定的第一区域ROI1及第二区域ROI2的说明图。如该图所示，将乳房区域设定为第一区域ROI1，将心脏区域设定为第二区域ROI2。

从各通道发送具有根据上述第三最佳化条件计算出的振幅及相位的RF，从而乳房区域(第一区域ROI1)的B₁均一度得以提高，且获得了规定以上的信号值。另一方面，能够抑制心脏区域(第二区域ROI2)的信号值。因此，能够获得降低了乳房区域的假象的高像质的图像。

接着，说明第四个最佳化条件(第四最佳化条件)。在第四最佳化条件中，将目标函数设为第一区域ROI1的B₁平均值的倒数(1/mean(B_{1_ROI1}))。此外，制约条件使用均一度制约条件、及将第二区域ROI2的B₁平均值mean(B_{1_ROI2})设为规定值B_U以下的第二区域磁场制约条件。

因此，若由条件设定部302将第四最佳化条件设定为最佳化条件，则最佳化部303计算出高频磁场条件，作为以下的式(8)的解。

[式8]

$\left.\begin{array}{c}\min \left(\frac{1}{\mathrm{mean}\left(B_{1\_\mathrm{ROI}1}\right)}\right)\\ \mathrm{subjectto}\left\{\begin{array}{c}{U}_{\mathrm{SD}\_\mathrm{ROI}1}\≤U_U\\ \mathrm{mean}\left(B_{1\_\mathrm{ROI}2}\right)\≤B_U\end{array}\right.\end{array}\right\}...\left(8\right)$

根据第四最佳化条件，针对诊断区域(第一区域ROI1)，在将B₁分布的均一度设为规定值以上的范围之中以B₁平均值变得最大的方式决定高频磁场条件。此外，针对抑制区域(第二区域ROI2)，以B₁平均值为规定值以下的方式，决定高频磁场条件。因此，抑制来自抑制区域的信号值且降低假象，并且提高诊断区域的像质。另外，此时的目标函数并不限于上述函数。只要可以降低假象即可。

第四最佳化条件例如可适用于被检测体103的中心从磁场中心偏离的偏离中心摄像中。因此，第四最佳化条件例如可以与作为摄像部位的肩部相对应关联地被存储在条件存储部304中。

图8(A)是用于说明拍摄肩部时的拍摄区域201的图。根据由摄像位置设定部311设定的摄像位置(摄像断面)来确定拍摄区域201。此外，图8(B)是用于说明此时的由区域设定部301设定的第一区域ROI1及第二区域ROI2的说明图。如该图所示，将摄像对象侧的肩部设定为第一区域ROI1，将另一个肩部设定为第二区域ROI2。

另外，拍摄肩部时，如上所述，由于以高像质拍摄作为摄像对象的一侧的肩部，因此进行以该肩部位于发送线圈114的中心(磁场中心)的方式配置被检测体103的偏离中心摄像。因此，如图8(B)所示，不是摄像对象的肩部区域很难靠近发送线圈114，局部SAR容易变高。

因此，作为以局部SAR的降低作为目的的最佳化条件的制约条件，也可以将第五最佳化条件与肩部相对应地进行存储，第五最佳化条件使用均一度制约条件、及将从靠近想要降低局部SAR的区域的通道、即第二区域附近的通道发送的RF的照射功率设为规定值以下的局部功率制约条件。此时，目标函数与第四最佳化条件相同。

例如，如图8(B)所示，若将与想要降低局部SAR的区域靠近的通道设为通道114b及通道114c，则将这些通道的照射功率之和(A₂ ²+A₃ ²)设为规定值A_U以下。该规定值A_U被预先确定，且与最佳化条件一起被存储在条件存储部304中。

因此，此时若通过条件设定部302将第五最佳化条件设定为最佳化条件，则最佳化部303作为以下的式(9)的解，决定从各通道发送的RF的振幅及相位。

[式9]

$\left.\begin{array}{c}\min \left(\frac{1}{\mathrm{mean}\left(B_{1\_\mathrm{ROI}1}\right)}\right)\\ \mathrm{subjectto}\left\{\begin{array}{c}{U}_{\mathrm{SD}\_\mathrm{ROI}1}\≤U_U\\ {A2}^2{+A3}^2\≤A_U\end{array}\right.\end{array}\right\}...\left(9\right)$

此外，将目标函数设为从与想要降低局部SAR的区域(第二区域ROI2)靠近的通道发送的RF的照射功率之和，与肩部相对应关联地存储第六最佳化条件，该第六最佳化条件作为制约条件而使用与均一度制约条件一起将第二区域ROI2的SAR(SAR_ROI2)设为规定值SAR_U以下的SAR制约条件。SAR制约条件的规定值SAR_U被预先确定，且与最佳化条件一起被存储在条件存储部304中。

因此，例如，若将与想要降低局部SAR的区域靠近的通道设为通道114b及通道114c，则此时最佳化部303决定高频磁场条件作为以下的式(10)的解。

[式10]

$\left.\begin{array}{c}\min ({A2}^2+{A3}^2)\\ \mathrm{subjectto}\left\{\begin{array}{c}{U}_{\mathrm{SD}\_\mathrm{ROI}}\≤U_U\\ {\mathrm{SAR}}_{\mathrm{ROI}2}\≤{\mathrm{SAR}}_U\end{array}\right.\end{array}\right\}...\left(10\right)$

另外，此时，例如根据B₁分布来推测第二区域ROI2的SAR。此外，也可以利用电磁场仿真来计算出第二区域ROI2的SAR。在利用电磁场仿真来计算出的情况下，可以使用利用计算了人体模型内的SAR分布的结果等的方法。

将作为摄像对象的肩部设定为第一区域ROI1，将另一个肩部的靠近发送线圈114的区域设定为第二区域ROI2。此时，从各通道发送上述的具有根据第五或第六最佳化条件计算出的振幅及相位的RF，从而将作为摄像对象的肩部区域(第一区域ROI1)中的B₁均一度确保为规定值，能够抑制另一个肩部区域(第二区域ROI2)附近的照射功率。

因此，若选择第五或第六最佳化条件并决定高频磁场条件，则诊断区域的B₁均一度为规定值以上并且可对抑制区域附近的照射功率进行抑制，因此可提高诊断区域的像质且降低局部SAR。

接着，说明第七个最佳化条件(第七最佳化条件)。在第七最佳化条件中，目标函数使用以下的式(11)表示的对照射功率指标P_SUM和B₁比赋予权重而组合的指标。以下，将该指标称作合成指标。

[式11]

αP_SUM+βm_ratio...(11)

其中，α+β＝1。此外，α和β是根据重视哪一方而由用户设定的。或者，也可以按每个摄像部位预先确定。制约条件使用均一度制约条件。

因此，若通过条件设定部302将第七最佳化条件设定为最佳化条件，则最佳化部303计算出高频磁场条件，作为以下的式(12)的最佳解。

[式12]

$\left.\begin{array}{c}\min (\mathrm{\α}{P}_{\mathrm{SUM}}+\mathrm{\β}{m}_{\mathrm{ratio}})\\ \mathrm{subjectto}{U}_{\mathrm{SD}\_\mathrm{ROI}1}\≤U_U\end{array}\right\}...\left(12\right)$

若选择第七最佳化条件并决定高频磁场条件，则可获得选择第一最佳化条件时及选择第二最佳化条件时的各个效果。此外，根据所设定的系数，能够调整该效果的程度。

另外，存储在条件存储部304中的最佳化条件并不限于上述7个。只要将作为诊断区域的第一区域ROI1内的B₁分布的均一度设为规定等级以上，且能够有效地获得可实现假象的降低及SAR的抑制中的至少一方的解即可。此外，也可以将假象的等级及SAR的等级中的至少一方设为规定值以下，且能够获得可实现第一区域ROI1内的B₁分布的均一度的提高的解即可。

以下，将本实施方式的RF匀场的仿真结果与现有技术中的RF匀场及没有RF匀场的情况进行对比。

在此，将图2(A)所示的4通道的RF线圈用作发送线圈114，针对模拟了被检测体103的幻影200，表示照射了RF时在幻影200内生成的旋转磁场B₁的电磁场仿真结果。所使用的幻影200的规格与图2(C)的电磁场仿真时相同。此外，照射RF的频率也同样是128MHz。提供给各供电点(117a、117b、117c、117d)的sine波形也相同。

图9(A)是无RF匀场时、即对发送给各通道的RF各自的振幅及相位直接使用所设定的初始值时的B₁分布401(案例A)。

图9(B)是进行了现有技术中的RF匀场(现有技术中的RF匀场)时的、即以将第一区域ROI1内的B₁分布均匀化的方式最佳化各RF的振幅及相位时的B₁分布402(案例B)。另外，B₁均一度的指标使用了上述式(2)所示的U_SD。

图9(C)是将本实施方式的第一最佳化条件设为最佳化条件且最佳化了各RF的振幅及相位时的B₁分布403(案例C)，图9(D)是将本实施方式的第二最佳化条件设为最佳化条件且最佳化了各RF的振幅及相位时的B₁分布404(案例D)。

另外，在图9所示的仿真中，与图2(C)相同，以图9(A)内的幻影200内的最大B₁强度成为1的方式进行无因次化(無次元，dimensionless)。

此外，在图10的表500中表示了图9(A)～图9(D)所示的、4个RF照射方法各自中的幻影200内的第一区域ROI1内的B₁均一度指标U_SD、RF照射功率P_SUM、B₁比m_ratio。另外，将图9(A)的无RF匀场时(案例A)的RF照射功率P_SUM设为100％来作为基准。此外，将B₁比设为第一区域ROI1内的B₁平均值与第一区域ROI1外的B₁平均值之比。由于是原点对象的B1分布，因此B₁比为1。

如图9(B)所示，通过现有技术中的RF匀场，第一区域ROI1内的B₁分布变得最均匀。但是，在现有技术中的RF匀场下，无法控制第一区域ROI1外的区域的B₁。

另一方面，如图9(C)所示，可知若根据本实施方式的第一最佳化条件进行RF匀场，则与幻影200的下部的B₁相比，幻影上部的B₁被抑制得更小。此外，如图9(D)所示，可知若根据本实施方式的第二最佳化条件进行RF匀场，则与幻影200下部的B₁相比，幻影200上部的B₁被抑制得更小。

此外，如图10的表500所示，若将无RF匀场时(案例A)的情况考虑为基准，则在现有技术的RF匀场的情况(案例B)下，U_SD变小，第一区域ROI1内的B₁分布变得均匀。但是，RF照射功率P_SUM与无RF匀场时(案例A)相比没有变化。

根据第一最佳化条件的RF匀场(案例C)的情况下，U_SD比无RF匀场(案例A)时的U_SD还小，而且RF照射功率变为51.9％。因此可知，通过根据第一最佳化条件的RF匀场，B₁均一度得到提高，降低了整体SAR(生物体整体吸收的SAR)。

如上所述，在第一最佳化条件下，在制约条件中，第一区域ROI1内的U_SD被设定成等于或小于能够实现规定以上的像质的值(U_U)。因此，通过根据第一最佳化条件进行RF匀场，可获得能够实现规定以上的像质的B₁均一度，且能够将SAR减少一半。另外，在本案例中，将进行了2通道的RF匀场时的U_SD的值(0.167)设为了U_U。即，通过控制4通道的RF参数，从而实现2通道时的B₁均一度的同时能够将SAR减少一半。

在根据第二最佳化条件的RF匀场的情况(案例D)下，U_SD比无RF匀场(案例A)时U_SD还小，并且B₁比m_ratio变得最小。在将第一区域ROI1的B₁平均值设为1的情况下，第二区域ROI2内的B₁平均值变成0.48，可知能够降低设定为第二区域ROI2的幻影200上部的B₁值。由此，能够抑制由幻影200上部产生的假象。

如以上说明，本实施方式的MRI装置100具备具有分别向被检测体发送高频波的多个通道的发送线圈，该MRI装置100的特征在于，具备：区域设定部301，将拍摄区域内的想要取得高像质的图像的区域设定为第一区域；和最佳化部303，将分别从多个所述通道发送的高频波的振幅与相位中的至少一方决定为高频磁场条件，所述最佳化部303以将所述第一区域内的高频磁场分布的均一度设为规定值以上、且将比吸收率及产生假象的区域的信号值中的至少一方设为各自的规定值以下的方式决定所述高频磁场条件。

所述最佳化部303也可以将所述均一度、所述比吸收率及产生所述假象的区域的信号值中的至少一个预先设为制约条件，将剩余参数中的至少1个预先设为目标函数，作为最佳化所述目标函数的解而计算出所述高频磁场条件，然后进行决定。此外，所述区域设定部301也可以将所述拍摄区域内的不同于所述第一区域的、包括产生所述假象的区域在内的区域或比吸收率变高的区域进一步设为第二区域。

由此，根据本实施方式，能够将想要诊断的区域、即第一区域ROI1的B₁分布均一度指标U_SD抑制在规定值以下。因此，第一区域ROI1能够确保规定的均一度。此外，根据最佳化条件，将从各通道照射的RF的功率P_SUM抑制为最小或者规定值以下。因此，能够抑制SAR。此外，例如，在诊断区域外的区域，根据目的来设定为第二区域ROI2，降低该区域的B₁值或照射功率。例如，将对假象的产生影响大的区域设定为第二区域ROI2，若降低了B₁值，就能够高效地降低假象。此外，将产生局部高的SAR的区域设定为第二区域ROI2，若降低了照射功率，就能够高效地降低局部SAR。

因此，根据本实施方式，能够以高像质拍摄想要诊断的区域，且决定降低SAR或假象中的至少一方的照射RF参数。并且，根据该参数来进行拍摄，因此能够高效地获得想要诊断的区域的高像质的图像。

另外，在上述实施方式中，在最佳化处理中，计算出了将各目标函数最小化的解，但是并不限于此。例如，也可以构成为，将各目标函数分别设定为上述各目标函数的倒数，计算出将该倒数最大化的解。另外，也可以构成为对各指标赋予负的符号，计算将该指标最大化的解。

此外，上述实施方式也可以并用为了降低假象而使用的预饱和脉冲的施加。例如，如图9(D)所示，在均匀地照射断面的下半部分区域(第一区域ROI1)、且尽可能抑制上半区域(第二区域ROI2)的信号的情况下，向上半区域照射预饱和脉冲。

预饱和脉冲在尽可能在作为照射对比区域的上半区域内均匀地照射时假象降低效果较高。因此，照射预饱和脉冲时，期望以尽可能使上半部分区域的B₁分布变得均匀的方式计算出RF参数。即，若设为第二区域ROI2的B1均一度(U_{SD_ROI2})，则将目标函数设定为以下的式(13)，计算出预饱和脉冲用的RF参数。

[式13]

min(U_{SD_ROI2})...(13)

接着，如上所述那样以使下半部分区域(第一区域ROI1)的B₁分布均匀的RF参数，照射施加预饱和脉冲后的激励脉冲。由此，通过预饱和脉冲和激励脉冲来应用各个最佳的RF参数，从而假象降低效果变得更高。

另外，在上述实施方式中，举例说明了分别设定1个作为诊断区域的第一区域ROI1及作为抑制区域的第二区域ROI2的情况，但是并不限于此。可分别设定多个。例如，在远离了想要降低假象的区域的位置处存在多个部位的情况下，在各个部位设定第一区域及第二区域。通过这样构成，能够进一步局部抑制B₁值，能够高效地降低假象。

此外，此时，例如如第四最佳化条件那样设定对抑制区域的B₁平均值进行抑制的制约条件的情况下，针对多个抑制区域的每个区域，也可以将制约条件的规定值B_U设定为不同的值。即，可以根据抑制区域的位置来向制约条件施加权重。

此外，在上述实施方式中，主要图示了拍摄区域为二维的情况，但是在三维的情况下也能通过同样的方法求出最佳的高频磁场条件。

此外，在上述实施方式中，举例说明了3T MRI装置及4通道的发送线圈，但是MRI装置的构成并不限于此。也可以使用比3T更高的磁场、通道数比4通道还多的发送线圈。

此外，在上述实施方式中，MRI装置100所具备的计算机109包括RF匀场部313，计算了最佳的RF的振幅及相位中的至少一方，但是并不限于此。例如，也可以在可与计算机109收发数据的独立于MRI装置100的计算机上构筑RF匀场部313。与条件存储部304相同，也可以不是在MRI装置100具备的存储装置111上，而是在计算机109可访问的独立的存储装置上构筑。

此外，本实施方式的方法可以适用于以医用作为目的的各种摄像领域中。

符号说明

100：MRI装置；101：磁铁；102：线圈；102：倾斜磁场线圈；103：被检测体；104：定序器；105：倾斜磁场电源；106：高频磁场产生器；107：工作台；108：接收器；109：计算机；110：显示装置；111：存储装置；112：匀磁线圈；113：匀磁电源；114：发送线圈；114a：通道；114b：通道；114c：通道；114d：通道；115：接收线圈；117a：供电点；117b：供电点；117c：供电点；117d：供电点；200：幻影；201：拍摄区域；202：B₁分布；301：区域设定部；302：条件设定部；303：最佳化部；304：条件存储部；310：摄像条件设定部；311：摄像位置设定部；312：静磁场匀场部；313：RF匀场部；320：正式摄像部；401：B₁分布；402：B₁分布；403：B₁分布；404：B₁分布；500：表格；ROI1：第一区域；ROI2：第二区域。

Claims (15)

1.一种磁共振摄像装置，具备发送线圈，该发送线圈具有分别向被检测体发送高频波的多个通道，所述磁共振摄像装置的特征在于，具备：

区域设定部，将拍摄区域内的预先确定的区域设定为第一区域；和

最佳化部，将分别发送到多个所述通道的高频波的振幅与相位中的至少一方决定为高频磁场条件，

所述最佳化部以将所述第一区域内的高频磁场分布的均一度设为规定值以上、且将比吸收率及产生假象的区域的信号值中的至少一方设为各自的规定值以下的方式决定所述高频磁场条件。

2.根据权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

所述最佳化部将所述均一度、所述比吸收率及产生所述假象的区域的信号值中的至少一个值设为制约条件，并且将所述均一度、所述比吸收率及产生所述假象的区域的信号值中的其他值中的至少一个设为目标函数，决定所述高频磁场条件作为最佳化所述目标函数的解。

3.根据权利要求2所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

所述制约条件是将所述均一度设为规定值以上的条件，

所述目标函数是通过将发送给多个所述通道的高频波的照射功率设为最小来将所述比吸收率设为规定值以下的函数。

4.根据权利要求2所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

所述区域设定部还将所述拍摄区域内的不同于所述第一区域、且包括产生所述假象的区域在内的区域或比吸收率变高的区域进一步设为第二区域。

5.根据权利要求4所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

所述最佳化部以将所述第一区域内的信号值维持在规定值以上并且相对于所述第一区域的信号值而相对地抑制所述第二区域内的信号值的方式，确定所述制约条件及所述目标函数。

6.根据权利要求4所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

所述制约条件是将所述均一度设为规定值以上的条件，

所述目标函数是通过将所述第一区域内的高频磁场的平均值与所述第二区域内的高频磁场的平均值之比最小化来将该第二区域的信号值设为规定值以下的函数。

7.根据权利要求4所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

所述制约条件是将所述均一度设为规定值以上的条件，

所述目标函数是通过将所述第一区域内的高频磁场的平均值最大化来将所述第二区域的信号值设为规定值以下的函数。

8.根据权利要求4所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

所述制约条件是将所述均一度设为规定值以上、且将所述第二区域内的高频磁场的平均值设为规定值以下来将该第二区域的信号值设为规定值以下的条件。

9.根据权利要求4所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

所述目标函数是将从多个所述通道之中的所述第二区域附近的通道发送的高频磁场的照射功率之和最小化来将所述比吸收率设为规定值以下的函数，

所述制约条件是将所述均一度设为规定值以上、且将所述第二区域的生物体吸收量SAR设为规定值以下的条件。

10.根据权利要求2所述的磁共振摄像装置，其特征在于，还具备：

条件存储部，存储所述最佳化部在所述高频磁场条件计算中所使用的所述制约条件及所述目标函数；和

条件设定部，根据用户的指示，从所述条件存储部提取并设定所述最佳化部所使用的制约条件及目标函数。

11.根据权利要求10所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

所述条件存储部与摄像部位相对应关联地存储所述制约条件及所述目标函数，

所述条件设定部根据由用户设定的摄像部位，从所述条件存储部提取并设定所述制约条件及所述目标函数。

12.根据权利要求4所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

所述区域设定部根据来自用户的指示，设定所述第一区域及所述第二区域。

13.根据权利要求4所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

所述区域设定部将脂肪区域或周期性的体动区域设定为所述第二区域。

14.根据权利要求2所述的磁共振摄像装置，其特征在于，

所述最佳化部使用最陡下降法、梯度法、牛顿法、最小二乘法、共轭梯度法、线性规划法、非线性规划法、通过穷举地改变振幅及相位的值来计算出最佳解的方法中的至少一个方法，计算出所述解。

15.一种高频磁场条件决定方法，决定分别从磁共振摄像装置的发送线圈的多个通道发送的所述高频波的振幅及相位中的至少一方，该高频磁场条件决定方法的特征在于，包括：

区域设定步骤，将拍摄区域内的预定的区域设定为第一区域；和

最佳化步骤，以将所述第一区域内的高频磁场分布的均一度设为规定值以上、且将比吸收率及产生假象的区域的信号值中的至少一方设为各自的规定值以下的方式，决定分别从多个所述通道发送的高频波的振幅与相位中的至少一方。