JP2011120873A - 磁気共鳴イメージング装置、および、磁気共鳴イメージング方法 - Google Patents

Abstract

【課題】磁気共鳴イメージングにおいて、ＳＡＲを従来よりも正確に求める技術を提供する。
【解決手段】一実施形態では、磁気共鳴イメージング装置は、画像生成部と、ＳＡＲ算出部とを備える。画像生成部は、ＲＦパルスの送信によって生じた磁気共鳴信号を被検体から受信して、磁気共鳴信号に基づいて被検体の画像データを生成する。このＳＡＲ算出部は、ＲＦパルスのエネルギー制御値に対して、撮像条件に応じた補正演算を施し、前記補正演算後のエネルギー値に基づいてＳＡＲを算出する。
【選択図】 図５

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ Ａｐｐａｒａｔｕｓ：以下適宜、ＭＲＩ装置と略記する）、および、磁気共鳴イメージング方法に関する。また、本発明の実施形態は、ＭＲＩ装置によって被検体に照射される高周波パルスエネルギーの制限技術に関する。

ＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）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パルス（ｒａｄｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｐｕｌｓｅ：以下、ＲＦパルスという）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（ｎｕｃｌｅａｒ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｓｉｇｎａｌ：以下、ＮＭＲ信号という）から画像を再構成する撮像法である。

ＭＲＩ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。この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）規格など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ＳＡＲ（Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ Ｒａｔｉｏ：比吸収率）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いる。全身、頭部等の部位によっても、ＳＡＲの上限値は異なる。

ＳＡＲに係る安全基準を満たすため、特許文献１の従来技術では、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を計算している。そして、以下の３つの場合に、ＲＦパルス発生器の動作を停止させている。第１に、直近の１秒について前記積算値が第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秒について前記積算値が第３の所定値を超えた場合である。

米国特許第６４２６６２３号明細書

従来の安全対策は、被検体への実際の照射量がＳＡＲの上限値を超えることを確実に防止するものであった。このため、実際にはＳＡＲの上限値まで余裕があるにも拘らず、より安全な条件で撮像していた場合もあったと考えられる。即ち、ＳＡＲの上限値までの余裕がある場合には、本来、その余裕の分だけ照射強度を強くする、スライス枚数を増やす等の手段をとることで、より最適化した条件で撮像できたことになる。

従って、より最適化した条件での撮像を行うため、ＭＲＩにおいてＳＡＲを従来よりも正確に求める技術が要望されていた。

本発明の一実施形態では、ＭＲＩ装置は、画像生成部と、ＳＡＲ算出部とを備える。画像生成部は、ＲＦパルスの送信によって生じた磁気共鳴信号を被検体から受信して、前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の画像データを生成する。ＳＡＲ算出部は、前記ＲＦパルスのエネルギー制御値に対して、撮像条件に応じた補正演算を施し、前記補正演算後のエネルギー値に基づいてＳＡＲを算出する。

本発明の一実施形態では、ＭＲＩ方法は、以下のステップを有する。１つは、ＲＦパルスの送信によって生じた磁気共鳴信号を被検体から受信して、前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の画像データを生成するステップである。１つは、前記ＲＦパルスのエネルギー制御値に対して、撮像条件に応じた補正演算を施し、前記補正演算後のエネルギー値に基づいてＳＡＲを算出するステップである。

本実施形態に係るＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図。 図１のＲＦコイルの詳細構成の一例を示す説明図。 図２の被検体Ｐの体表側に設けられるコイル要素の配置例を示す平面模式図。 図２の被検体Ｐの背面側に設けられるコイル要素の配置例を示す平面模式図。 本実施形態におけるＳＡＲの算出過程を示す信号ブロック図。 ＲＦパルスの出力エネルギーと、被検体Ｐの各部に吸収されるエネルギーの時間変化の一例を示すタイミング図。 撮像条件の修正処理が、ＭＲＩ装置の全体の動作の中ではどのような流れになるかを示すフローチャート。 従来の手法で算出した場合における、ＲＦパルスの出力エネルギーと、被検体Ｐの各部に吸収されるエネルギーの時間変化の一例を示すタイミング図。

以下、ＭＲＩ装置およびＭＲＩ方法の実施形態について、添付図面に基づいて説明する。なお、各図において同一要素には同一符号を付し、重複する説明を省略する。

（本実施形態の装置構成）
図１は、本実施形態におけるＭＲＩ装置２０の全体構成を示すブロック図である。ＭＲＩ装置２０は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石２２と、静磁場用磁石２２の内側において軸を同じにして設けられた筒状のシムコイル２４と、傾斜磁場コイル２６と、ＲＦコイル２８と、制御系３０と、被検体Ｐが乗せられる寝台３２とを備える。

なお、ここでは一例として、互いに直交するＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸について、鉛直方向をＹ軸方向として説明する（図１参照）。また、寝台３２は、その天板（ｔａｂｌｅ）の載置用の面がＹ軸に直交するように配置されているものとし、静磁場用磁石２２およびシムコイル２４の軸方向をＺ軸方向とする。また、寝台３２の天板の載置用の面に平行であってＺ軸に直交する方向をＸ軸方向とする。

制御系３０は、静磁場電源４０と、シムコイル電源４２と、傾斜磁場電源４４と、ＲＦ送信器４６と、ＲＦ出力測定器４８と、ＲＦ受信器５０と、寝台位置制御装置５２と、ＳＡＲ算出器５４と、シーケンスコントローラ５６と、コンピュータ５８とを備える。

傾斜磁場電源４４は、Ｘ軸傾斜磁場電源４４ｘと、Ｙ軸傾斜磁場電源４４ｙと、Ｚ軸傾斜磁場電源４４ｚとで構成されている。また、コンピュータ５８は、演算装置６０と、記憶装置６２と、表示装置６４と、入力装置６６とで構成されている。なお、本実施形態の主な特徴であるＳＡＲ算出器５４については、後述の図５を用いて詳細を説明する。

静磁場用磁石２２は、静磁場電源４０に接続され、静磁場電源４０から供給された電流により撮像空間に静磁場を形成させる。シムコイル２４は、シムコイル電源４２に接続され、シムコイル電源４２から供給される電流により、この静磁場を均一化する。静磁場用磁石２２は、超電導コイルで構成される場合が多く、励磁の際に静磁場電源４０に接続されて電流が供給されるが、一旦励磁された後は非接続状態とされるのが一般的である。なお、静磁場電源４０を設けずに、静磁場用磁石２２を永久磁石で構成してもよい。

傾斜磁場コイル２６は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２６ｘと、Ｙ軸傾斜磁場コイル２６ｙと、Ｚ軸傾斜磁場コイル２６ｚとで構成され、静磁場用磁石２２の内側で筒状に形成されている。Ｘ軸傾斜磁場コイル２６ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２６ｙ、Ｚ軸傾斜磁場コイル２６ｚはそれぞれ、傾斜磁場電源４４のＸ軸傾斜磁場電源４４ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源４４ｙ、Ｚ軸傾斜磁場電源４４ｚに接続される。

そして、Ｘ軸傾斜磁場電源４４ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源４４ｙ、Ｚ軸傾斜磁場電源４４ｚからＸ軸傾斜磁場コイル２６ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２６ｙ、Ｚ軸傾斜磁場コイル２６ｚにそれぞれ供給される電流により、Ｘ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸方向の傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場Ｇｚが撮像空間にそれぞれ形成される。

ＲＦ送信器４６は、シーケンスコントローラ５６から入力される制御情報に基づいて、核磁気共鳴を起こすためのＲＦパルスを生成し、これを送信用のＲＦコイル２８に向けて出力する。これらＲＦ送信器４６と送信用のＲＦコイル２８との間には、ＲＦ出力測定器４８が直列に挿入される。ＲＦ出力測定器４８は、ＲＦ送信器４６から出力されるＲＦパルスをそのまま送信用のＲＦコイル２８に向けて転送するものであるが、その際、ＲＦパルスのエネルギー値（エネルギー制御値）を測定し、測定値をＳＡＲ算出器５４に入力する。

ＲＦコイル２８には、ガントリに内蔵されたＲＦパルスの送受信用の全身用コイル（ＷＢＣ：ｗｈｏｌｅ ｂｏｄｙ ｃｏｉｌ）や、寝台３２または被検体Ｐの近傍に設けられるＲＦパルスの受信用の局所コイルなどがある。送信用のＲＦコイル２８は、ＲＦ送信器４６からＲＦ出力測定器４８を介してＲＦパルスを受けて被検体Ｐに送信する。受信用のＲＦコイル２８は、被検体Ｐの内部の原子核スピンがＲＦパルスによって励起されることで発生したＮＭＲ信号を受信し、このＮＭＲ信号は、ＲＦ受信器５０により検出される。

ＲＦ受信器５０は、検出したＮＭＲ信号に所定の信号処理およびＡ／Ｄ（ａｎａｌｏｇ ｔｏ ｄｉｇｉｔａｌ）変換を施すことで、デジタル化された複素データである生データ（ｒａｗ ｄａｔａ）を生成し、生成したＮＭＲ信号の生データをシーケンスコントローラ５６に入力する。

演算装置６０は、撮像動作に際して、ＭＲＩ装置２０全体のシステム制御を行う。演算装置６０は、このシステム制御に際し、操作者によって入力装置６６に入力された撮像条件を反映させると共に、撮像条件を表示装置６４に表示させる。また、演算装置６０は、シーケンスコントローラ５６から入力されるＮＭＲ信号の生データに公知の２次元フーリエ変換等の処理を施して、被検体Ｐの各スライスのＭＲ画像の画像データを作成する。演算装置６０は、この画像データに基づいて、撮像後のＭＲ画像を表示装置６４に表示させる。

シーケンスコントローラ５６は、傾斜磁場電源４４、ＲＦ送信器４６、ＲＦ受信器５０、寝台位置制御装置５２、ＳＡＲ算出器５４、演算装置６０に接続される。シーケンスコントローラ５６は、演算装置６０の指令に従って、傾斜磁場電源４４、ＲＦ送信器４６およびＲＦ受信器５０を駆動させるために必要な制御情報を記憶する。ここでの制御情報とは、例えば、傾斜磁場電源４４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である。

シーケンスコントローラ５６は、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源４４、ＲＦ送信器４６およびＲＦ受信器５０を駆動させることにより、Ｘ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸傾斜磁場ＧｚおよびＲＦパルスを発生させる。また、シーケンスコントローラ５６は、ＲＦ受信器５０から入力されるＮＭＲ信号の生データを受けて、これを演算装置６０に入力する。

寝台位置制御装置５２は、シーケンスコントローラ５６を介して演算装置６０に接続され、演算装置６０の制御によって寝台３２の天板を移動させる。これにより、ｍｏｖｉｎｇ−ｔａｂｌｅ法やｓｔｅｐｐｉｎｇ−ｔａｂｌｅ法による撮像が行われる。

ｍｏｖｉｎｇ−ｔａｂｌｅ法は、撮像時に寝台３２の天板を連続移動することで移動方向に大きな撮像視野（ＦＯＶ：ｆｉｅｌｄ ｏｆ ｖｉｅｗ）を得る技術である。

ｓｔｅｐｐｉｎｇ−ｔａｂｌｅ法は、ｓｔａｔｉｏｎ毎に寝台３２の天板をステップ移動させて、３Ｄ（３−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ）撮像をする技術である。これらの技術は、全身撮像のように一度に撮像できないような広領域の撮像を行う場合に用いられる。なお、演算装置６０は、寝台３２を移動して撮像された複数の画像を合成して互いに繋ぎ合わせることもできる。

図２は、ＲＦコイル２８の詳細構成の一例を示す。図に示すようにＲＦコイル２８は、筒状の全身用コイル２８ａ（図では太線の四角枠として示した）と、フェーズドアレイコイル２８ｂとを備える。全身用コイル２８ａは、ＲＦパルスの送信用のコイルとしても、ＮＭＲ信号の受信用のコイルとしても用いることができる。

フェーズドアレイコイル２８ｂは、被検体Ｐの体表側と背面側にそれぞれ配置される多数のコイル要素２８ｃ（図では斜線のパターンの長方形で示した）からなる。各コイル要素２８ｃは、ＮＭＲ信号の受信用のコイルとして用いられる。なお、コイル要素２８ｃの配置例については、後述の図３および図４で説明する。

ＲＦ受信器５０は、デュプレクサ８０と、複数のアンプ８２と、切替合成器８４と、複数の受信系回路８６とを備える。切替合成器８４の入力側は、アンプ８２を介して各コイル要素２８ｃおよび全身用コイル２８ａに個別に接続されている。また、各受信系回路８６は、切替合成器８４の出力側に個別に接続されている。

デュプレクサ８０は、ＲＦ送信器４６からＲＦ出力測定器４８を介して送信されるＲＦパルスを全身用コイル２８ａに与える。また、デュプレクサ８０は、全身用コイル２８ａで受信されたＮＭＲ信号をアンプ８２に入力し、このＮＭＲ信号は、アンプ８２により増幅されて切替合成器８４の入力側に与えられる。また、各コイル要素２８ｃで受信されたＮＭＲ信号は、それぞれ対応するアンプ８２で増幅されて切替合成器８４の入力側に与えられる。

切替合成器８４は、受信系回路８６の数に応じて、各コイル要素２８ｃおよび全身用コイル２８ａから検出されるＮＭＲ信号の合成処理および切換を行い、対応する受信系回路８６に出力する。このようにしてＭＲＩ装置２０は、全身用コイル２８ａおよび所望の数のコイル要素２８ｃを用いて撮像部位に応じた感度分布を形成し、様々な撮像部位からのＮＭＲ信号を受信する。

図３は、被検体Ｐの体表側に設けられるコイル要素２８ｃの配置例を示す平面模式図である。
図４は、被検体Ｐの背面側に設けられるコイル要素２８ｃの配置例を示す平面模式図である。
図３においてコイル要素２８ｃは、内部に点を散りばめた略正方形として示し、図４においてコイル要素２８ｃは、内部に点を散りばめた略長方形として示した。

例えば図３に示すように被検体Ｐの体表側には、広範囲の撮像部位がカバーされるようにＸ軸方向に４列、Ｚ軸方向に８列の合計３２個のコイル要素２８ｃが配置される。また、図４に示すように被検体Ｐの背面側にも同様に広範囲の撮像部位がカバーされるようにＸ軸方向に４列、Ｚ軸方向に８列の合計３２個のコイル要素２８ｃが配置される。ここでは一例として、背面側では、被検体Ｐの背骨の存在を考慮した感度向上の観点から、体軸付近に他のコイル要素２８ｃよりも小さいコイル要素２８ｃが配置される。

図３および図４において破線で囲った４個ずつのコイル要素２８ｃは、頭部の撮像時に主に用いられるものであり、図３において一点鎖線で囲った８個のコイル要素２８ｃと、図４において一点鎖線で囲った１６個のコイル要素２８ｃは、胴体の撮像時に主に用いられるものである。

図５は、本実施形態の特徴であるＳＡＲ算出器５４によるＳＡＲの算出過程を示す信号ブロック図である。図５において、破線の枠は、ＳＡＲの算出過程で用いられる係数を示し、実線の枠は、ＭＲＩ装置２０の構成要素を示す。ＳＡＲ算出器５４は、図に示す第１補正部１０１と、第２補正部１０２と、第３補正部１０３と、第１記憶部１０４と、第２記憶部１０５と、第３記憶部１０６と、第１計算部１０７と、第２計算部１０８と、第３計算部１０９とを備える。

第１補正部１０１と第１記憶部１０４と第１計算部１０７とによって全身に対するＳＡＲが算出される。また、第２補正部１０２と第２記憶部１０５と第２計算部１０８とによって頭部に対するＳＡＲが算出される。また、第３補正部１０３と第３記憶部１０６と第３計算部１０９とによって部分身体に対するＳＡＲが算出される。

（本実施形態の動作説明）
図６は、ＲＦパルスのエネルギーと、被検体Ｐの各部に吸収されるエネルギー値の時間変化の一例を示すタイミング図である。実際のＲＦパルスの信号レベルは正負の符号が入れ替わるものであるため、図６は、ＲＦパルスの振幅を二乗して、図の縦方向の幅をパルス強度（ＲＦパルスのエネルギー）に見立てたものである。

図６（ａ）は、ＲＦ出力測定器４８により測定されるＲＦパルスの出力強度（エネルギー制御値）を示し、ここでのＲＦパルスは、９０°パルスと１８０°反転パルスとが交互に出力されるものである。また、図６（ｂ）は被検体Ｐの身体全体、図６（ｃ）は被検体Ｐの頭部、図６（ｄ）は被検体Ｐの部分身体、にそれぞれ吸収されるＲＦパルスのエネルギーを示す。

なお、本実施形態では一例として、部分身体は胴体であるものとする。また、図６は、時刻ｔ１と時刻ｔ２において寝台３２がＺ軸方向にガントリの奥側に移動し、時刻ｔ１とｔ２以外では、寝台３２の位置が変わらない場合の例を示す。

以下、図５に示す信号の流れに沿って、適宜図６を参照しながら、本実施形態におけるＳＡＲの算出処理と、次のスキャンの撮像条件の修正処理について説明する。なお、ここでは一例として、撮像開始時の寝台３２の位置において、被検体Ｐと各コイル要素２８ｃとは、図３および図４に示す位置関係にあるものとする。また、ここでの「スキャン」とは、静磁場および傾斜磁場を印加すると共にＲＦパルスを送信し、ＮＭＲ信号を受信して、ＮＭＲ信号に所定の処理を施して保存する一連のデータ収集をいう（後述の図７のステップＳ２を参照）。即ち、「スキャン」は、画像再構成処理を含まないものとする。

まず、スキャンの開始によりＲＦ送信器４６からＲＦパルスが出力され始めると、ＲＦ出力測定器４８は、このＲＦパルスのエネルギー値を所定の時間間隔で順次測定し、測定値を第１補正部１０１、第２補正部１０２、第３補正部１０３に順次入力する。ここで、ＲＦパルスのエネルギー値は例えば１マイクロ秒毎に変化するので、その程度の短い時間間隔でＲＦパルスのエネルギー値を測定することがより正確である。しかし、その場合、データ量が膨大となり、測定の負荷も増大する。従って、ＲＦ出力測定器４８において、所定の時間間隔（例えば１００ミリ秒）におけるエネルギーの時間積分値を計算できるのであれば、その所定の時間間隔でエネルギー値を測定してもよい。

同時に、シーケンスコントローラ５６は、演算装置６０によって指令される寝台３２の位置が変わる毎に、最新の寝台３２の位置情報を第１補正部１０１、第２補正部１０２、第３補正部１０３にそれぞれ入力する。

第１補正部１０１は、所定の時間間隔で順次入力されるＲＦパルスのエネルギー値に対し、経路係数Ｗ１と、コイル係数Ｃ１と、部位係数Ｓ１と、寝台係数Ｔ１とを乗じる補正演算を行い、補正演算後のエネルギー値と寝台３２の位置情報とを第１記憶部１０４に順次入力する。なお、本実施形態で登場する係数は全て、０より大きい１未満の値である。

経路係数Ｗ１は、測定部位が全身であることに対応して、ＲＦ送信器４６から主に全身に対する送信用のＲＦコイル２８までの経路におけるＲＦパルスのエネルギーの減衰分を反映した値である。経路係数Ｗ１については、例えば、撮像前に実測によって予め求めておくか、或いは、ＭＲＩ装置２０の回路構成から計算によって予め算出しておけばよい。

また、コイル係数Ｃ１は、測定部位が全身であることに対応して、全身用コイル２８ａやコイル要素２８ｃでのＲＦパルスの電力消費量（エネルギー減衰分）を反映した値である。

また、部位係数Ｓ１は、測定部位が全身であることに対応するエネルギー減衰分の係数である。即ち、ＳＡＲは、生体組織が単位質量および単位時間当たりに吸収する電磁エネルギーであるから、組織を構成する物質や、組織に占める水分や蛋白質等の割合によって電磁エネルギーの吸収率が異なることと、その組織の質量とを考慮したものである。

また、寝台係数Ｔ１は、寝台３２の位置を考慮したＲＦパルスのエネルギーの減衰分を考慮した値である。即ち、被検体Ｐが全身用コイル２８ａやコイル要素２８ｃから離れるほど、ＲＦパルスの電磁波が分散し、被検体Ｐに到達する（送信される）割合が低くなることを考慮した値である。

第１記憶部１０４は、各測定時刻に対応してそれぞれ、補正演算後のエネルギー値と、そのときの寝台３２の位置とを中間データとして記憶する。ここで、補正演算後のエネルギー値は、例えば、以下のように換算値にしてから、中間データとして記憶することが望ましい。具体的には例えば、安全基準で定められた６分間のＳＡＲの上限値を１００％（基準）として、補正演算後のエネルギー値が何％にあたるかの換算値である。本実施形態では一例として、このような換算値にしてから中間データとして記憶する。

なお、安全基準で定められている１０秒間のＳＡＲの上限値は、６分間のＳＡＲの上限値の例えば３倍（３００％）にあたる。このようにＳＡＲの上限値を１００％とした換算値で補正演算後のエネルギー値を記憶すれば、ＳＡＲの上限値そのもののエネルギー値を記憶しなくてもよい。

第１計算部１０７は、第１記憶部１０４に記憶された中間データを用いて、現時点（現在基準時）から例えば１０秒遡った１０秒間におけるＳＡＲと、現在基準時から例えば６分遡った６分間におけるＳＡＲとを所定の時間間隔で順次算出する。第１計算部１０７は、算出した値を全身に対する１０秒間、６分間のＳＡＲとして、演算装置６０に順次入力する。

なお、１０秒間および６分間のＳＡＲを計算する所定の時間間隔については、時間間隔が大きいほど誤差が大きくなる一方、時間間隔が短いほど計算電力が大きくなることを考慮して決める。例えば、ＳＡＲの算出値として要求される精度を満たす範囲において、なるべく大きい時間間隔とすればよい。

同様に、第２補正部１０２は、順次入力されるＲＦパルスのエネルギー値に対し、経路係数Ｗ２と、コイル係数Ｃ２と、部位係数Ｓ２と、寝台係数Ｔ２とを乗じる補正演算を行い、補正演算後のエネルギー値と寝台３２の位置情報とを第２記憶部１０５に順次入力する。

経路係数Ｗ２は、測定部位が頭部であることに対応して、ＲＦ送信器４６から送信用のＲＦコイル２８までの経路でのＲＦパルスのエネルギーの減衰分を反映した値である。コイル係数Ｃ２は、測定部位が頭部であることに対応して、全身用コイル２８ａやコイル要素２８ｃでのＲＦパルスの電力消費量を反映した値である。

本実施形態では、時刻ｔ１までの期間において寝台３２と各コイル要素２８ｃとが図３および図４に示される位置関係にあるので、コイル係数Ｃ２は、例えば図３および図４において破線で囲った合計８個の頭部に近いコイル要素２８での電力消費量を主に反映した値とすればよい。部位係数Ｓ２は、測定部位が頭部であることに対応するエネルギー減衰分の係数である。寝台係数Ｔ２は、寝台３２の位置を考慮して、頭部へ到達するまでのＲＦパルスのエネルギー減衰分を考慮した値である。

第２記憶部１０５は、各測定時刻に対応してそれぞれ、補正演算後のエネルギー値と、そのときの寝台３２の位置とを中間データとして記憶する。ここでの補正演算後のエネルギー値も、前述の上限値を基準とした値に換算してから、中間データとして記憶される。

第２計算部１０８は、第２記憶部１０５に記憶された中間データを用いて、現在基準時から１０秒遡った１０秒間におけるＳＡＲと、現在基準時から６分遡った６分間におけるＳＡＲとを所定の時間間隔で順次算出する。第２計算部１０８は、算出値を頭部に対する１０秒間、６分間のＳＡＲとして、演算装置６０に順次入力する。

同様に、第３補正部１０３は、順次入力されるＲＦパルスのエネルギー値に対し、経路係数Ｗ３と、コイル係数Ｃ３と、部位係数Ｓ３と、寝台係数Ｔ３とを乗じる補正演算を行い、補正演算後のエネルギー値と寝台３２の位置情報とを第３記憶部１０６に順次入力する。

経路係数Ｗ３は、測定部位が胴体であることに対応して、ＲＦ送信器４６から送信用のＲＦコイル２８までの経路でのＲＦパルスのエネルギーの減衰分を反映した値である。コイル係数Ｃ３は、測定部位が胴体であることに対応して、全身用コイル２８ａやコイル要素２８ｃでのＲＦパルスの電力消費量を反映した値である。

前記同様、時刻ｔ１までの期間でのコイル係数Ｃ３は、例えば、図３および図４において一点鎖線で囲った合計２４個の胴体に近いコイル要素２８ｃでの電力消費量を主に反映した値とすればよい。部位係数Ｓ３は、測定部位が胴体であることに対応するエネルギー減衰分の係数である。寝台係数Ｔ３は、寝台３２の位置を考慮して、胴体へ到達するまでのＲＦパルスのエネルギー減衰分を考慮した値である。

第３記憶部１０６は、各測定時刻に対応してそれぞれ、補正演算後のエネルギー値と、そのときの寝台３２の位置とを中間データとして記憶する。ここでの補正演算後のエネルギー値も、前述の上限値を基準とした値に換算してから、中間データとして記憶される。

第３計算部１０９は、第３記憶部１０６に記憶された中間データを用いて、現在基準時から１０秒遡った１０秒間におけるＳＡＲと、現在基準時から６分遡った６分間におけるＳＡＲとを所定の時間間隔で順次算出する。第３計算部１０９は、算出値を頭部に対する１０秒間、６分間のＳＡＲとして、演算装置６０に順次入力する。

このようにしてＳＡＲが算出されるため、時刻ｔ１までにおける各部への吸収エネルギーは図６（ｂ）〜（ｄ）に示すようになる。１未満である経路係数Ｗ１、コイル係数Ｃ１、部位係数Ｓ１、寝台係数Ｔ１が乗じられるため、図６（ｂ）に示す身体全体への吸収エネルギーは、図６（ａ）に示すＲＦパルスの出力エネルギーよりも低くなる。また、図６（ｄ）に示す胴体（部分身体）への吸収エネルギーは、図６（ｂ）に示す身体全体への吸収エネルギーよりも低くなり、図６（ｃ）に示す頭部への吸収エネルギーは、胴体への吸収エネルギーよりもさらに低くなる。

なお、第１記憶部１０４、第２記憶部１０５、第３記憶部１０６に記憶される中間データについては、スキャン開始から全スキャン終了までの全ての中間データを記憶することが最も望ましいが、記憶容量の観点から、全てのデータを残す必要はない。中間データについては、少なくともＳＡＲの算出対象の最大期間よりも長い所定期間だけ、現在基準時よりも遡った測定時刻から、記憶させることが望ましい。即ち、本実施形態の例では、ＳＡＲの算出対象の期間の最大は６分間であるから、現在基準時よりも６分前以降の中間データを記憶しておくことが望ましい。これにより、６分間のＳＡＲの算出に支障をきたすことはないからである。

次に、時刻ｔ１において寝台３２がＺ軸方向にガントリの奥側に移動し、これにより頭部は全身用コイル２８ａから離れる。これに同期して、シーケンスコントローラ５６は、第１補正部１０１、第２補正部１０２、第３補正部１０３に入力する寝台３２の位置情報を更新する。ここでは、寝台３２がガントリの奥側に移動することで、ＲＦパルスのエネルギーが頭部、胴体、身体全体に到達する割合が低くなる。

そこで、第１補正部１０１、第２補正部１０２、第３補正部１０３はそれぞれ、寝台係数Ｔ１、Ｔ２、Ｔ３を時刻ｔ１までの値よりも低く設定する。以下、上記同様にＳＡＲが算出され、算出値が演算装置６０に入力される。従って、図６（ａ）に示すようにＲＦパルスの出力エネルギーが時刻ｔ１以前と変わらなくとも、時刻ｔ１以降の全身、頭部、胴体への吸収エネルギーは、図６（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）に示すように、寝台係数Ｔ１、Ｔ２、Ｔ３が低くなったことにより、時刻ｔ１以前よりも低くなる。

次に、時刻ｔ２において寝台３２がＺ軸方向にさらにガントリの奥側に移動する。これに同期して、シーケンスコントローラ５６は、第１補正部１０１、第２補正部１０２、第３補正部１０３に入力する寝台３２の位置情報を更新する。ここでは、ＲＦパルスのエネルギーが頭部、胴体、身体全体に到達する割合がさらに低くなるので、第１補正部１０１、第２補正部１０２、第３補正部１０３はそれぞれ、寝台係数Ｔ１、Ｔ２、Ｔ３を時刻ｔ２までの値よりもさらに低く設定する。

以下、上記同様にＳＡＲが算出され、算出値が演算装置６０に入力される。従って、図６（ａ）に示すようにＲＦパルスの出力エネルギーが時刻ｔ２以前と変わらなくとも、時刻ｔ２以降の全身、頭部、胴体への吸収エネルギーは、図６（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）に示すように、時刻ｔ２以前よりも低くなる。

以上がＳＡＲの算出方法の説明であり、このようにしてＳＡＲがリアルタイムで順次算出されながらスキャンが行われる。

一方、演算装置６０は、次のスキャンを行う前に、次のスキャンを実施した場合における１０秒間のＳＡＲ推定値と、６分間のＳＡＲ推定値とを算出する。具体的には、演算装置６０は、ＳＡＲ算出器５４の第１記憶部１０４、第２記憶部１０５、第３記憶部１０６から前のスキャンの期間の中間データをそれぞれ取得する。

演算装置６０は、取得した中間データと、次のスキャンの撮像条件とに基づいて、身体全体、頭部、部分身体のそれぞれに対して、１０秒間のＳＡＲ推定値と、６分間のＳＡＲ推定値とを次のスキャンの全期間に亘って算出する。

演算装置６０は、算出したＳＡＲ推定値の中に、安全基準で定められた上限値を超えるものがあるか否かを判定する。上限値を超えるものがある場合、演算装置６０は、ＳＡＲが上限値を超えないように、撮像条件の修正候補を求める。ここでの修正候補は、例えば、スキャン開始時刻を先に延ばす、ＲＦパルス強度を弱くする、スキャン時間を短くする、スライス枚数を少なくするといったものである。演算装置６０は、求めた修正候補を表示装置６４に表示させると共に、次のスキャンの実施の指令を保留状態にする。

さらに演算装置６０は、上記判定において、安全基準で定められた上限値を超えるものがなかった場合、次のスキャンを最適化するための撮像条件を求める。具体的には、演算装置６０は、次のスキャンの全期間に亘って算出した１０秒間のＳＡＲ推定値の最大値と、６分間のＳＡＲ推定値の最大値とを、安全基準で定められた上限値と比較し、上限値を１００％として例えば２０％以上の余裕があるか否かを判定する。

２０％以上の余裕がない場合、次のスキャンの撮像条件はそのままとし、２０％以上の余裕がある場合、ＳＡＲの最大値が上限値の例えば約９５％となるような撮像条件の修正候補を求める。ここでの修正候補は、例えば、ＲＦパルス強度を強くする、スキャン開始時刻を早くする、スキャン時間を長くする、スライス枚数を多くするといったものである。このとき、補正演算後のエネルギー値は、６分間のＳＡＲの上限値を１００％とした換算値にしてから中間データとして記憶されているので、上記の上限値に対して２０％以上の余裕があるか否かの判定は容易になる。

演算装置６０は、求めた撮像条件の修正候補を表示装置６４に表示させる。このとき、演算装置６０が次のスキャンの実施の指令を保留状態にするものとしてもよい。そして、修正候補が表示装置６４に表示されない場合、そのまま次のスキャンが開始され、修正候補が表示装置６４に表示された場合、操作者が入力装置６６を介して次のスキャンの撮像条件を選択後に次のスキャンが開始される。

図７は、上述した演算装置６０による撮像条件の修正処理が、ＭＲＩ装置２０の全体の動作の中では、どのような流れになるかを示すフローチャートである。以下、図７に示すステップ番号に従って、ＭＲＩ装置２０の動作の流れを説明する。

［ステップＳ１］ＭＲＩ装置２０に対して、入力装置６６（図１参照）を介して初期設定が行われ、各スキャンの撮像条件等が設定される。この後、ステップＳ２に進む。

［ステップＳ２］１スキャンのデータ収集（ＮＭＲ信号の受信および後処理）が行われる。このデータ収集処理に並行して、ＳＡＲ算出器５４は、各測定時刻にそれぞれ対応する補正演算後のエネルギー値と、そのときの寝台３２の位置とを中間データとして記憶すると共に、ＳＡＲをリアルタイムで順次算出し、演算装置６０に入力する。

ＳＡＲの算出では、寝台位置の変化に基づいて寝台係数Ｔ１、Ｔ２、Ｔ３を更新しつつ、補正演算後のエネルギー値は、６分間のＳＡＲの上限値を基準とした値に換算してから中間データとして記憶される。詳細は前述の通りである。

また、データ収集では、以下のように各部が動作する。静磁場用磁石２２によって撮像空間に静磁場が形成され、シムコイル２４によって静磁場が均一化される。シーケンスコントローラ５６は、演算装置６０から入力されるパルスシーケンスに従って傾斜磁場電源４４、ＲＦ送信器４６およびＲＦ受信器５０等を駆動させることで、撮像空間に傾斜磁場を形成させると共に、ＲＦコイル２８からＲＦ信号を発生させる。

これにより、被検体ＰからのＮＭＲ信号がＲＦコイル２８により受信され、ＲＦ受信器５０により検出される。ＲＦ受信器５０は、検出したＮＭＲ信号に所定の信号処理を施した後、これをＡ／Ｄ変換することで生データを生成し、これをシーケンスコントローラ５６に入力する。シーケンスコントローラ５６は、生データを演算装置６０に入力し、演算装置６０は、生データをｋ空間データとして記録する。
このようにして１スキャンのデータ収集が終了後、ステップＳ３に進む。

［ステップＳ３］演算装置６０は、全スキャンのデータ収集が終了したか否かを判定する。全スキャンのデータ収集が終了した場合、ステップＳ１０に進み、そうでない場合、ステップＳ４に進む。

［ステップＳ４］演算装置６０は、ＳＡＲ算出器５４の第１記憶部１０４、第２記憶部１０５、第３記憶部１０６から前のスキャンの期間の中間データをそれぞれ取得する。そして、演算装置６０は、次のスキャンを実施した場合における１０秒間のＳＡＲ推定値と、６分間のＳＡＲ推定値とを算出する。この計算は、中間データと、次のスキャンの撮像条件とに基づいて、身体全体、頭部、部分身体のそれぞれに対して行われる。この後、ステップＳ５に進む。

［ステップＳ５］演算装置６０は、算出した次のスキャンのＳＡＲ推定値の中に、安全基準で定められた上限値を超えるものがあるか否かを判定する。上限値を超えるものがある場合、ステップＳ６に進み、そうでない場合、ステップＳ７に進む。

［ステップＳ６］演算装置６０は、ＳＡＲが上限値を超えないように撮像条件の修正候補を求め、これを表示装置６４に表示させる。ここでの修正候補は、前述した通りである。

この後、入力装置６６を介して撮像条件の修正候補のいずれかが選択された場合、ステップＳ２に戻り、選択された撮像条件に従って次のスキャンのデータ収集が行われる。

修正候補が選択されない場合、演算装置６０は待機する。待機期間が所定時間を超えると、スキャン開始時刻が先に延ばされて、次のスキャンのＳＡＲは上限値を超えなくなる。従って、待機期間がこの所定時間を超えた場合、ステップＳ２に戻り、スキャン開始時刻を除いて撮像条件を修正せずに、次のスキャンのデータ収集が行われる。

［ステップＳ７］演算装置６０は、次のスキャンの全期間に亘って算出した１０秒間のＳＡＲ推定値の最大値と、６分間のＳＡＲ推定値の最大値とを、安全基準で定められた上限値と比較し、上限値を１００％として例えば２０％以上の余裕があるか否かを判定する。２０％以上の余裕がない場合、ステップＳ８に進み、２０％以上の余裕がある場合、ステップＳ９に進む。

［ステップＳ８］演算装置６０は、次のスキャンの撮像条件を変更しない。撮像条件の修正候補が表示されることなく、ステップＳ２に戻り、次のスキャンのデータ収集が行われる。

［ステップＳ９］演算装置６０は、ＳＡＲ推定値の最大値が上限値の例えば約９５％となるような撮像条件の修正候補を求め、表示装置６４に表示させる。ここでの修正候補は、前述した通りである。

この後、入力装置６６を介して撮像条件の修正候補のいずれかが選択されれば、ステップＳ２に戻り、選択された撮像条件に従って、次のスキャンのデータ収集が行われる。

修正候補の表示から所定時間が経過しても、選択入力がない場合、演算装置６０が修正候補のいずれかを自動選択し、ステップＳ２に戻り、自動選択された撮像条件に従って次のスキャンのデータ収集が行われる。

なお、撮像条件の修正候補を表示せずに、演算装置６０が修正候補のいずれかを優先順位に従って自動選択して、ステップＳ２に戻る構成でもよい。ここでの自動選択の優先順位は、例えば、スライス枚数を増やす修正候補を最優先とするものであり、ステップＳ１において予め設定しておけばよい。

［ステップＳ１０］演算装置６０は、全スキャンで得られたｋ空間データに２次元フーリエ変換を含む画像再構成処理を施すことで、画像データを再構成する。演算装置６０は、生成した画像データに所定の画像処理を施すことで２次元の表示用画像データを生成し、表示用画像データを記憶装置６２に保存する。この後、表示用画像データに基づいて、撮像画像が表示装置６４のモニタ上に表示される。
以上が本実施形態の動作説明である。

（本実施形態と従来技術との違い）
図８は、ＲＦパルスの出力エネルギーが図６（ａ）と同じであり、寝台３２が上記同様に時刻ｔ１と時刻ｔ２で移動したものとして、従来手法により被検体Ｐの身体全体、頭部、部分身体に吸収されるエネルギーの時間変化を図６と同じ形式で示したものである。

従来は、測定期間中の寝台３２の位置は固定されているという前提で、送信用のＲＦコイル２８までの減衰分や、全身用コイル２８ａおよびコイル要素２８ｃでのエネルギー消費分を考慮せずにＳＡＲを算出していた。即ち、従来は、本実施形態の部位係数Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３に相当するものしか考慮していなかった。このため、従来は、ＲＦパルスの出力エネルギーそのものを身体全体への吸収エネルギーとして取り扱うことになり、ＲＦパルスの出力エネルギーが変わらない限り、寝台の位置が移動しても身体全体や各部への吸収エネルギーの算出値は変わらなかった（図８（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）参照）。

一方、本実施形態では、測定部位による違いを部位係数Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３として考慮するだけではなく、以下の３つの要素も考慮してＳＡＲを求める。即ち、ＲＦ送信器４６から送信用のＲＦコイル２８までの減衰分を経路係数Ｗ１、Ｗ２、Ｗ３として、全身用コイル２８ａおよびコイル要素２８ｃでのエネルギー消費分をコイル係数Ｃ１、Ｃ２、Ｃ３として、寝台の位置に応じた減衰分を寝台係数Ｔ１、Ｔ２、Ｔ３として考慮する。このため、従来よりもＳＡＲを高い精度で算出できる。このような本実施形態の算出方法によれば、寝台３２を移動させながら頭部から足までを６分以内にて撮像するスクリーニング撮像の場合にも、ＳＡＲをリアルタイムで正確に算出できる。

さらに本実施形態では、どういう条件（スキャン開始からの経過時間、寝台３２の位置）のときの各部への吸収エネルギー値であるかという情報を、中間データとして記憶しておく。このため、過去に遡及して積算して、次のスキャンの実施中にＳＡＲが安全基準で定められた上限値を超えるか否かを正確に予測できる。

このようにして次のスキャンに対して算出したＳＡＲが、前記上限値を超える場合、ＳＡＲが上限値以下となるように、撮像条件の修正候補を求めて表示装置６４に表示する。従って、操作者は、修正候補から選択するだけで安全基準を満たすことができるので、ＭＲＩ装置２０の利便性は向上する。反対に、前記上限値と、次のスキャンに対し算出されたＳＡＲの最大値との差に余裕がある場合、その余裕の分だけ照射強度を強くする等、撮像条件の修正候補を表示する。この場合、操作者は、より最適化した条件での撮像を選択できる。

従来は、強いＲＦパルスを送信するスキャンを次々に流すと、前記上限値を超えてしまうために次のスキャンを実行できず、次のスキャン開始まで必要以上に長い時間待つといった場合があった。一方、本実施形態では、中間データに基づいて修正候補を求めて表示するので、操作者は、例えばあと２分待てば同じ強度のＲＦパルスを送信するスキャンを実施できる等の判断ができる。即ち、ＭＲＩ装置２０自体の運転を止める必要はなく、待ち時間を最小限にすることができる。

また、例えば送信用のＲＦコイル２８を寝台３２の前方と後方とに分割し、一方のＲＦコイル２８のみを用いてＲＦパルスを送信することで、被検体Ｐに吸収されるＲＦパルスのエネルギーを減らすことも考えられる。この場合、使用するＲＦコイル２８が撮像部位によって変わり、ＲＦパルスの出力エネルギーおよび被検体Ｐの各部への吸収の度合いも変わってくる。このような場合でも、本実施形態では、コイル係数Ｃ１、Ｃ２、Ｃ３や部位係数Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３を適切に設定することで、ＳＡＲを正確に算出できる。

（本実施形態の補足事項）
［１］本実施形態では、身体の各部への吸収エネルギーを算出する補正演算として、ＲＦパルスの出力エネルギー値に対し、１未満の経路係数（Ｗ１、Ｗ２、Ｗ３）、コイル係数（Ｃ１、Ｃ２、Ｃ３）、部位係数（Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３）、寝台係数（Ｔ１、Ｔ２、Ｔ３）を乗じる例を述べた。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。

１より大きい係数で割り算をする補正演算としてもよい。また、例えば経路係数（Ｗ１、Ｗ２、Ｗ３）を乗じる代わりに、所定のエネルギー値をＲＦパルスの出力エネルギー値から差し引いてもよい。即ち、予めテーブルデータを記憶させておき、ＲＦパルスのエネルギー値の大きさに応じてそれぞれ、経路係数、コイル係数、部位係数、寝台係数に相当する所定の値を差し引くようにもよい。

［２］補正演算後のエネルギー値について、６分間のＳＡＲの上限値を基準とした値に換算してから中間データとして記憶する例を述べた。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。例えば、換算処理を省略して、補正演算後のエネルギー値そのもの（単位は例えばジュール）を中間データとして記憶してもよい。

［３］請求項の用語と実施形態との対応関係を説明する。なお、以下に示す対応関係は、参考のために示した一解釈であり、本発明を限定するものではない。

ＮＭＲ信号を検出すると共にその生データをシーケンスコントローラ５６に入力するＲＦ受信器５０と、シーケンスコントローラ５６と、シーケンスコントローラ５６を介して入力されるＮＭＲ信号の生データに所定の処理を施してＭＲ画像の画像データを作成する演算装置６０は、請求項記載の画像生成部の一例である。

前のスキャンの期間の中間データを取得し、中間データを用いて次のスキャンに対するＳＡＲを算出（推定）し、算出したＳＡＲが安全基準で定められた上限値を超える場合、ＳＡＲが上限値を超えないように撮像条件の修正候補を求める演算装置６０の機能は、請求項記載の撮像条件修正部の一例である。

中間データを用いて次のスキャンに対するＳＡＲを算出し、算出したＳＡＲが上限値に対して例えば２０％以上の余裕がある場合、ＳＡＲが上限値に近づくように撮像条件の修正候補を求める演算装置６０の機能も、請求項記載の撮像条件修正部の一例である。

［４］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。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、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ものである。

２０ ＭＲＩ装置
２２ 静磁場用磁石
２４ シムコイル
２６ 傾斜磁場コイル
２８ ＲＦコイル
２８ａ 全身用コイル
２８ｂ フェーズドアレイコイル
２８ｃ コイル要素
３０ 制御系
３２ 寝台
４０ 静磁場電源
４２ シムコイル電源
４４ 傾斜磁場電源
４６ ＲＦ送信器
４８ ＲＦ出力測定器
５０ ＲＦ受信器
５２ 寝台位置制御装置
５４ ＳＡＲ算出器
５６ シーケンスコントローラ
５８ コンピュータ
６０ 演算装置
６２ 記憶装置
６４ 表示装置
６６ 入力装置
８０ デュプレクサ
８２ アンプ
８４ 切替合成器
８６ 受信系回路
１０１ 第１補正部
１０２ 第２補正部
１０３ 第３補正部
１０４ 第１記憶部
１０５ 第２記憶部
１０６ 第３記憶部
１０７ 第１計算部
１０８ 第２計算部
１０９ 第３計算部
Ｐ 被検体

Claims (15)

1. ＲＦパルスの送信によって生じた磁気共鳴信号を被検体から受信して、前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の画像データを生成する画像生成部と、
   前記ＲＦパルスのエネルギー制御値に対して、撮像条件に応じた補正演算を施し、前記補正演算後のエネルギー値に基づいてＳＡＲを算出するＳＡＲ算出部と
   を備えていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記ＳＡＲ算出部は、前記被検体の撮像部位に応じて、異なる前記補正演算を行うように構成されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記ＳＡＲ算出部は、前記補正演算を所定の時間間隔で行い、現在基準時から所定期間遡った期間における前記補正演算後のエネルギー値を中間データとして記憶しておくことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記ＳＡＲ算出部から前記中間データを取得して、前記中間データと次のスキャンの撮像条件とに基づいて次のスキャンを実施する場合のＳＡＲの値を推定し、ＳＡＲの推定値が上限値を超える場合には、ＳＡＲの値が前記上限値を超えない次のスキャンの撮像条件を求める撮像条件修正部をさらに備えていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
5. 請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記ＳＡＲ算出部から前記中間データを取得して、前記中間データと次のスキャンの撮像条件とに基づいて次のスキャンを実施する場合のＳＡＲの値を推定し、ＳＡＲの推定値が上限値より低く、かつ、ＳＡＲの推定値と前記上限値との差が所定値以上である場合には、ＳＡＲの値が前記上限値に近づくように次のスキャンの撮像条件を求める撮像条件修正部をさらに備えていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
6. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記ＲＦパルスのエネルギー制御値に対して、前記ＲＦパルスの生成源から、前記被検体に前記ＲＦパルスを送信するＲＦコイルまでの経路での前記ＲＦパルスのエネルギーの減衰分が減少するように、前記補正演算が施されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
7. 請求項６記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記ＳＡＲ算出部は、前記被検体の撮像部位に応じて、異なる前記補正演算を行うように構成されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
8. 請求項６記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記ＳＡＲ算出部は、前記補正演算を所定の時間間隔で行い、現在基準時から所定期間遡った期間における前記補正演算後のエネルギー値を中間データとして記憶しておくことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
9. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記ＲＦパルスのエネルギー制御値に対して、前記被検体に前記ＲＦパルスを送信するＲＦコイルでの前記ＲＦパルスのエネルギーの消費分が減少するように、前記補正演算が施されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
10. 請求項９記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記ＳＡＲ算出部は、前記被検体の撮像部位に応じて、異なる前記補正演算を行うように構成されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
11. 請求項９記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記ＳＡＲ算出部は、前記補正演算を所定の時間間隔で行い、現在基準時から所定期間遡った期間における前記補正演算後のエネルギー値を中間データとして記憶しておくことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
12. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記ＲＦパルスを寝台上の前記被検体に送信するＲＦコイルをさらに備え、
    前記ＳＡＲ算出部は、前記寝台の位置情報を取得して、前記ＲＦパルスのエネルギー制御値に対して、前記寝台の位置に応じたエネルギーの減衰分を減少させる前記補正演算を施すように構成されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
13. 請求項１２記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記ＳＡＲ算出部は、前記被検体の撮像部位に応じて、異なる前記補正演算を行うように構成されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
14. 請求項１２記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記ＳＡＲ算出部は、前記補正演算を所定の時間間隔で行い、現在基準時から所定期間遡った期間における前記補正演算後のエネルギー値を中間データとして記憶しておくことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
15. ＲＦパルスの送信によって生じた磁気共鳴信号を被検体から受信して、前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の画像データを生成するステップと、
    前記ＲＦパルスのエネルギー制御値に対して、撮像条件に応じた補正演算を施し、前記補正演算後のエネルギー値に基づいてＳＡＲを算出するステップと
    を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。

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