JP2014061279A - 磁気共鳴イメージング装置及びその比吸収率の演算方法 - Google Patents

Abstract

【課題】磁気共鳴イメージング装置において、画像の画質を向上し、また、時間当たりの撮像枚数（スライス枚数）を増やすこと。
【解決手段】磁気共鳴イメージング装置１０は、被検体又は被検体内の撮像部位の重量が閾値以下又は未満である場合、重量と閾値との差に応じてＲＦパワーをシフトしてシフトＲＦパワーを算出するシフトＲＦパワー演算部６５ｂと、重量が閾値以下又は未満である場合、閾値及びシフトＲＦパワーに基づいて比吸収率を算出して表示装置に表示させるＳＡＲ推定表示値演算部６５ｃと、を有する。
【選択図】 図２

Description

本発明の一態様としての本実施形態は、磁気共鳴イメージング装置及びその比吸収率の演算方法に関する。

磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生するＮＭＲ信号（エコー信号）を計測し、その頭部、腹部、及び四肢等の形態や機能を２次元的又は３次元的に画像化する装置である。撮影においては、エコー信号には、傾斜磁場によって異なる位相エンコード及び周波数エンコードが付与される。計測されたエコー信号は、２次元又は３次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。

ＭＲＩ装置では、画像を収集するために、人体に高周波パルス（ＲＦパルス：ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｐｕｌｓｅ）を照射（印加）する。近年、多くのＲＦパルスを照射する高速撮像法の普及により、単位時間当たりに人体に照射するＲＦパワーが増加している。ＲＦパワーの照射によって人体に、主に発熱作用を引き起こし、その結果、体温が上昇するという影響を与える。体温上昇は、数度程度にとどまると考えられるが、人体の体温調節機構にとって負荷となるため、危険性も否定できない。

ＲＦパワーにおける人体への影響の指標として、比吸収率（ＳＡＲ：ｓｐｅｃｉｆｉｃ ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ ｒａｔｉｏ）がある。ＳＡＲは、人体に吸収される単位質量当たりの発熱量（Ｗ／ｋｇ）として表される。

半径γ、電気伝導率σの均一な球体のモデルにおいて、次の式（１）に基づいてＳＡＲが演算される。

ここで、Ｂ_０は静磁場強度を、αはフリップ角（ｒａｄ）、Ｄは仕事率（ｄｕｔｙ ｃｙｃｌｅ）をそれぞれ表す。

人体に対するＳＡＲを臨床時に実測することは難しいため、実際はＳＡＲの予測値（以下、「ＳＡＲ予測値」という。）として演算される。ＳＡＲ予測値の演算方式はいくつかあり、パルスエネルギー法や、過去のデータやシミュレーション結果からテーブル等により演算する方法がある。パルスエネルギー法は、実際に人体に照射するＲＦパワーと患者の情報からＳＡＲ予測値を演算する方法である。

いずれの方式で演算した場合でもＳＡＲ予測値は誤差を含んでいるため、誤差を考慮してＳＡＲ予測値を、ＳＡＲ予測値の演算値（以下、「ＳＡＲ予測演算値」という。）よりも高い表示値（以下、「ＳＡＲ予測表示値」という。）として表示させなければない。ＳＡＲ予測演算値より高いＳＡＲ予測表示値を表示させると、少ないＲＦパワーで制限を受けやすくなるため安全性は高まる。しかし、その場合、画像の画質低下や時間当たりの撮像枚数が低下し、利便性が悪化するというトレードオフが発生する。

なお、本発明に関連する従来技術として、アーチファクト及び比吸収率を低減するＭＲＩ装置に関する技術が開示されている（例えば、特許文献１参照。）。

特開２００８−２９５９２５号公報

パルスエネルギー法によると、ＲＦをたくさん必要とする患者の場合には、計算結果に誤差が少ないが、ＲＦパワーをあまり必要としない患者や部位の場合には、誤差が大きくなってしまい、それを考慮してＳＡＲ予測演算値より高いＳＡＲ予測表示値を表示することで、利便性が低下してしまうという欠点がある。

また、過去のデータやシミュレーション結果からＳＡＲ予測値を演算する方法では、患者や部位により誤差の大きさは変化しないが、何らかの理由により想定したＲＦパワー（９０度条件と呼ぶ）以上にＲＦを加えて撮像を行なった場合、安全性が低下するという欠点がある。

本実施形態のＭＲＩ装置は、上述した課題を解決するために、被検体又は前記被検体内の撮像部位の重量が閾値以下又は未満である場合、前記重量と前記閾値との差に応じてＲＦパワーをシフトしてシフトＲＦパワーを算出するシフトＲＦパワー演算手段と、前記重量が前記閾値以下又は未満である場合、前記閾値及び前記シフトＲＦパワーに基づいて比吸収率を算出する比吸収率演算手段と、前記比吸収率を表示装置に表示させる表示手段と、を有する。

本実施形態のＭＲＩ装置は、上述した課題を解決するために、被検体又は前記被検体内の撮像部位の重量とＲＦパワーとに基づいて算出された比吸収率を、前記被検体の重量に応じた補正量に基づいて補正して補正後の比吸収率を算出する比吸収率演算手段と、前記補正後の比吸収率を表示装置に表示させる表示手段と、を有する。

本実施形態のＭＲＩ装置の比吸収率の演算方法は、上述した課題を解決するために、被検体又は前記被検体内の撮像部位の重量が閾値以下又は未満である場合、前記重量と前記閾値との差に応じてＲＦパワーをシフトしてシフトＲＦパワーを算出し、前記重量が前記閾値以下又は未満である場合、前記閾値及び前記シフトＲＦパワーに基づいて比吸収率を算出し、前記比吸収率を表示装置に表示させる。

本実施形態のＭＲＩ装置のハードウェア構成を示す概略図。 本実施形態のＭＲＩ装置の機能を示すブロック図。 （Ａ）〜（Ｃ）は、ＳＡＲ推定演算値及びＳＡＲ推定表示値を説明するための図。 （Ａ）〜（Ｃ）は、ＳＡＲ推定演算値及びＳＡＲ推定表示値を説明するための図。 重量とＳＡＲ推定表示値との関係を示す図。 従来のＳＡＲ推定表示値と本実施形態のＳＡＲ推定表示値との関係を示す図。

本実施形態の磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）及び比吸収率の演算方法について、添付図面を参照して説明する。

図１は、本実施形態のＭＲＩ装置のハードウェア構成を示す概略図である。

図１は、被検体（患者）Ｐの撮像部位に対して撮像を行なう本実施形態の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。

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、及び受信部２９を備える。

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。

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の各軸に対応する３つのコイルが組み合わされて形成されており、これら３つのコイルは、後述する傾斜磁場電源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。

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。

傾斜磁場電源２３は、制御システム１２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。

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。

寝台制御部２５は、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。

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から高周波パルスの供給を受けて、高周波磁場を発生する。

送信部２７は、制御システム１２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高周波パルスを送信コイル２６に送信する。

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、高周波磁場の影響によって被検体Ｐの撮像部位から放射される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の撮像部位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。

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。

受信部２９は、制御システム１２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信号データを制御システム１２に送信する。

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。

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。

インターフェース部３１は、傾斜磁場電源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。

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。

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の撮像部位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。

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。また、記憶部３４は、図２に示すように、角度情報及びスライス条件設定用情報を記憶する。

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。

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。

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。

図２は、本実施形態のＭＲＩ装置１０の機能を示すブロック図である。

制御部３７のＣＰＵがプログラムを実行することによって、図２に示すように、ＭＲＩ装置１０は、インターフェース部６１、撮像部位設定部６２、事前画像生成部６３、撮像条件設定部６４、ＳＡＲ推定部６５、及び本撮像実行部６６として機能する。なお、ＭＲＩ装置１０の構成要素６１乃至６６をソフトウェアとして機能させる場合として説明するが、構成要素６１乃至６６の一部又は全部をＭＲＩ装置１０に回路として設ける場合であってもよい。

インターフェース部６１は、構成要素６２乃至６５と、表示部３５及び入力部３６とを媒介するＧＵＩ（ｇｒａｐｈｉｃａｌ ｕｓｅｒ ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）等のインターフェースである。

撮像部位設定部６２は、被検体Ｐ（図１に図示）に関する１又は複数の撮像部位（撮像位置）を設定する機能を有する。例えば、撮像部位設定部６２は、撮像条件編集画面上で操作者が入力部３６を用いて入力した入力信号に基づいて撮像部位を設定する。複数の撮像部位の中から所望の撮像部位が設定されると、後述する撮像条件設定部６４で、設定された撮像部位に対応する撮像条件（シーケンス及びスキャン条件等）が設定される。すなわち、後述する撮像条件設定部６４が撮像条件を設定する場合は、撮像条件の設定に先立って撮像部位が設定されている。また、例えば、撮像部位設定部６２は、後述する事前画像生成部６３がボリュームスキャンすることで得られたボリュームデータを構造認識することによって撮像部位を設定する。また、例えば、撮像部位設定部６２は、受信コイル２８ａ〜２８ｅのうち、操作者が入力部３６を用いて入力した入力信号に基づいて設定された、ＮＭＲ信号を受信するコイルエレメントと、被検体Ｐ（図１に図示）の架台への進入向き（ｈｅａｄ ｆｉｒｓｔ又はｆｅｅｔ ｆｉｒｓｔ）とに基づいて撮像部位を設定する。

事前画像生成部６３は、本撮像に先立った事前撮像（本撮像のための撮像条件のパラメータを設定するための撮像）のための撮像条件に従って撮像システム１１の動作を制御することによって、撮像部位設定部６２によって設定された撮像部位に対して撮像を行なって、断面画像である元画像をそれぞれ生成する機能を有する。具体的には、事前画像生成部６３は、アキシャル（ＡＸ）画像、サジタル（ＳＧ）画像、及びコロナル（ＣＯ）画像の直交３断面画像のうち１個の断面画像を元画像として生成する。ここでは、事前画像生成部６３は、サジタル画像を元画像として生成するものとして説明する。サジタル画像は、インターフェース部６１を介して表示部３５に表示される。

なお、事前画像生成部６３は、サジタル画像を基に、他の直交３断面画像であるアキシャル画像及びコロナル画像を再構成してもよい。コロナル画像及びアキシャル画像は、インターフェース部６１を介して表示部３５にそれぞれ表示される。

撮像条件設定部６４は、撮像条件編集画面上で撮像条件を設定する機能を有する。

ＳＡＲ推定部６５は、パルスエネルギー法、熱量測定法、又はＱ値測定法を用いて撮像条件設定部６４によって設定された撮像条件に基づいて、被検体Ｐ（図１に図示）内の撮像部位の重量（部分体重）に関するＳＡＲ推定表示値Ｓｄ´を算出する機能を有する。撮像部位の重量は、被検体Ｐの重量（全体体重）及び身長等によって換算される。ＳＡＲ推定部６５によって算出されたＳＡＲ推定表示値Ｓｄ´は、インターフェース部６１を介して表示部３５に表示される。また、撮像条件設定部６４は、ＳＡＲ推定表示値Ｓｄ´が閾値以下となるように、撮像条件を変更して再設定してもよい。なお、ＳＡＲ推定部６５によるＳＡＲ推定表示値Ｓｄ´の算出方法の詳細については後述する。

本撮像実行部６６は、ＳＡＲ推定部６５によって算出されたＳＡＲ推定表示値Ｓｄ´がＳＡＲ閾値（リミット）以下（又は未満）である場合、撮像部位設定部６２によって設定された撮像部位において、撮像条件設定部６４によって設定された撮像条件に従って撮像システム１１の動作を制御することによって、診断に供する本撮像を実行する機能を有する。

続いて、ＳＡＲ推定部６５によるＳＡＲ推定表示値Ｓｄ´の算出方法について説明する。ここでは、パルスエネルギー法によるＳＡＲ推定表示値Ｓｄ´の算出方法を例にとって説明する。

まず、パルスエネルギー法による、被検体Ｐ内の撮像部位の重量（部分体重）に関する従来のＳＡＲ推定表示値Ｓｄの算出方法について説明する。

従来のＳＡＲ推定表示値Ｓｄの算出方法の場合、有負荷（被検体あり）において撮像部位に吸収されたＲＦパワー（発熱量）Ｒｅの計測値から、無負荷（被検体なし）において吸収されたＲＦパワー（発熱量）Ｒｎの計測値を除した値Ｒと、撮像部位の重量Ｂとに基づいて次の式（２）からＳＡＲ推定演算値Ｓｃが求められる。ここで、ＲＦパワーＲｅは、図１に示す送信コイル２６（ＲＦアンプ）の出力に基づいて、撮像時に計測・モニタリングされるものである。なお、ＲＦパワーＲｅは、撮像条件設定部６４によって設定された撮像条件から予測されるものであってもよい。

また、上記式（２）に対して、有負荷において撮像部位に吸収されたＲＦパワーＲｅの計測誤差を考慮してＳＡＲ推定表示値Ｓｄを生成する必要がある。

図３（Ａ）〜（Ｃ）及び図４（Ａ）〜（Ｃ）は、ＳＡＲ推定演算値Ｓｃ及びＳＡＲ推定表示値Ｓｄを説明するための図である。図３（Ａ）〜（Ｃ）は、比較的広い撮像領域に対するＲＦパワーの場合を示し、図４（Ａ）〜（Ｃ）は、頭部撮像等の比較的狭い撮像領域に対するＲＦパワーの場合を示す。

図３（Ａ）及び図４（Ａ）は、有負荷において撮像部位に吸収されたＲＦパワーＲｅとその計測の場合の誤差Ｅを示す。誤差Ｅは、ＲＦパワーＲｅのａ％として予め決定される。図３（Ｂ）及び図４（Ｂ）は、無負荷において撮像部位に吸収されたＲＦパワーＲｎ（その計測の場合の誤差を含む）を示す。これらの場合、次の式（３）に示すＳＡＲ推定表示値Ｓｄの分子は、図３（Ｃ）及び図４（Ｃ）に示すように、有負荷において撮像部位に吸収されたＲＦパワーＲｅから無負荷において撮像部位に吸収されたＲＦパワーＲｎを除した値Ｒに誤差Ｅを加えた値となる。

子供等のように被検体Ｐ（図１に図示）が小さく撮像部位が小さい場合や、比較的狭い撮像領域の場合、撮像部位の重量Ｂが小さくなり、上記式（３）における誤差ＥがＳＡＲ推定表示値Ｓｄに大きく影響することになり、ＳＡＲ推定表示値Ｓｄが過剰に大きくなる。よって、それらの場合、ＳＡＲ推定表示値Ｓｄが過剰に大きくなる。ＳＡＲ推定表示値Ｓｄが過剰に大きくなると、撮像におけるスライス枚数が制限されたり、ＴＲが延長されたりしてしまうという問題がある。

例えば、図３（Ａ）〜（Ｃ）においてＲＦパワーＲが３０［Ｗ］、誤差Ｅが１５［Ｗ］であり、撮像部位の重量が３０［ｋｇ］とすると、ＳＡＲ推定演算値Ｓｃは上記式（２）から１．０［Ｗ／ｋｇ］と算出され、ＳＡＲ推定表示値Ｓｄは上記式（３）から１．５［Ｗ／ｋｇ］と算出される。また、図４（Ａ）〜（Ｃ）においてＲＦパワーＲが１０［Ｗ］、誤差Ｅが１５［Ｗ］であり、撮像部位の重量が１０［ｋｇ］とすると、ＳＡＲ推定演算値Ｓｃは上記式（２）から１．０［Ｗ／ｋｇ］と算出され、ＳＡＲ推定表示値Ｓｄは上記式（３）から２．５［Ｗ／ｋｇ］と算出される。

すなわち、ＳＡＲ推定演算値Ｓｃが上記式（２）から同じく１．０［Ｗ／ｋｇ］と算出される場合であっても、ＳＡＲ推定表示値Ｓｄが上記式（３）から１．５［Ｗ／ｋｇ］と算出される場合もあれば、上記式（３）から２．５［Ｗ／ｋｇ］と算出される場合もある。すなわち、ＳＡＲ推定演算値Ｓｃが同等であっても、ＳＡＲ推定表示値Ｓｄに差異が生じてしまう。撮像部位が小さい場合や、比較的狭い撮像領域の場合、そうでない場合と比較して、ＳＡＲ推定表示値Ｓｄが過剰に大きくなる。

そこで、本実施形態では、撮像部位が小さい場合や、比較的狭い撮像領域の場合に過剰に大きい従来のＳＡＲ推定演算値Ｓｄの代わりに、比較的狭い撮像領域の場合であっても過剰に大きくないＳＡＲ推定演算値Ｓｄ´を提供するものである。

続いて、本実施形態のＳＡＲ推定表示値Ｓｄ´の算出方法について説明する。

図２の説明に戻って、ＳＡＲ推定部６５は、重量閾値設定部６５ａ、シフトＲＦパワー演算部６５ｂ、及びＳＡＲ推定表示値演算部６５ｃを有する。

重量閾値設定部６５ａは、撮像部位毎に、ＳＡＲ推定表示値Ｓｄが安定する重量閾値Ｂｔを設定する機能を有する。重量閾値設定部６５ａは、撮像のタイミングで撮像部位設定部６２によって設定された撮像部位の重量閾値Ｂｔを設定する場合に限られず、予め撮像部位毎に重量閾値Ｂｔが設定されてもよい。

図５は、重量とＳＡＲ推定表示値Ｓｄとの関係を示す図である。

図５は、頭部撮像の場合において、頭部の重量Ｂ毎のＲＦパワーＲを上記式（３）に代入して求められるＳＡＲ推定表示値Ｓｄをプロットした散布図を模した図である。図５に示す斜線部分にプロットが点在する。図５に基づくと、ＳＡＲ推定表示値Ｓｄは、頭部の重量ＢがＢｔ［ｋｇ］より大きい場合に少なくともＳＡＲ真値よりは高い一定値で安定する。頭部の重量ＢがＢｔ［ｋｇ］より大きい場合には、一般的に、頭部の重量Ｂの増加に従ってＲＦパワーＲが増加するからである。一方で、図５に基づくと、ＳＡＲ推定表示値Ｓｄは、頭部の重量ＢがＢｔ［ｋｇ］以下である場合にばらつきが発生する。頭部の重量ＢがＢｔ［ｋｇ］以下である場合には、一般的に、頭部の重量Ｂに対してＲＦパワーＲがばらつくからである。そこで、ＳＡＲ推定表示値Ｓｄが安定する頭部の重量Ｂｔが重量閾値として設定される。なお、撮像部位毎に、ＳＡＲ推定表示値Ｓｄが安定する撮像部位の重量閾値Ｂｔが設定される。

図２の説明に戻って、シフトＲＦパワー演算部６５ｂは、撮像部位設定部６２によって設定された撮像部位の重量Ｂが、重量閾値設定部６５ａによって設定された重量閾値Ｂｔ以下（又は未満）である場合、撮像部位の重量Ｂと重量閾値Ｂｔとの差に応じてＲＦパワーＲ（上記式（３））をシフトして補正後のシフトＲＦパワーＲ´を算出する機能を有する。シフトＲＦパワー演算部６５ｂは、撮像部位の重量Ｂが、重量閾値設定部６５ａによって設定された重量閾値Ｂｔ以下である場合、撮像部位の重量とＲＦパワーとの関係式（撮像部位の重量毎にＲＦパワーをプロットした散布図に基づく回帰式）に、撮像部位の重量Ｂ及び重量閾値Ｂｔをそれぞれ代入して得られた２つのＲＦパワーの差（又は比）を算出する。シフトＲＦパワー演算部６５ｂは、算出された２つのＲＦパワーの差（又は比）を、実際のＲＦパワーＲに上乗せして（又は乗じて）、シフトＲＦパワーＲ´を算出する。

ＳＡＲ推定表示値演算部６５ｃは、撮像部位の重量Ｂが、重量閾値設定部６５ａによって設定された重量閾値Ｂｔより大きい場合、上記式（３）に、撮像部位の重量Ｂと、ＲＦパワーＲとを代入してＳＡＲ推定表示値Ｓｄを算出する一方、撮像部位の重量Ｂが、重量閾値Ｂｔ以下である場合、上記式（３）を変形した次の式（４）に、重量閾値Ｂｔと、シフトＲＦパワーＲ´とを代入してＳＡＲ推定表示値Ｓｄ´を算出する機能を有する。

図６は、従来のＳＡＲ推定表示値Ｓｄと本実施形態のＳＡＲ推定表示値Ｓｄ´との関係を示す図である。

図６は、頭部撮像の場合の、頭部の重量Ｂ毎に、上記式（３）にてＳＡＲ推定表示値Ｓｄをプロットした散布図（図５）に基づく回帰線と、頭部が重量閾値Ｂｔ以下の場合に上記式（４）にてＳＡＲ推定表示値Ｓｄ´をプロットした散布図に基づく回帰線とを示す。図６に示すように、従来のＳＡＲ推定表示値Ｓｄは、頭部が重量閾値Ｂｔ以下の場合、頭部の重量Ｂが低い程、過剰に高くなる。一方、本実施形態のＳＡＲ推定表示値Ｓｄ´は、頭部の重量Ｂに関わらず、少なくともＳＡＲ真値よりは高い一定値で安定する。

なお、頭部撮像において、頭部の重量Ｂが５［ｋｇ］に対して、ＲＦパワーＲが２［ｋＷ］程度（通常は、１．４［ｋＷ］程度）になってしまった場合を想定すると、ＳＡＲ推定表示値Ｓｄはもちろん、ＳＡＲ推定表示値Ｓｄ´も頭部位置のリミットである３．２［Ｗ／ｋｇ］を超えることになる。その場合、本撮像実行部６６（図２に図示）は、撮像を実行しないことになる。

または、ＳＡＲ推定部６５は、上記式（４）によって求められたＳＡＲ推定表示値Ｓｄを直接的に補正すべく、ＲＦパワーＲと、撮像部位の重量Ｂに応じて変動する補正量Ｆ（Ｂ）〜Ｈ（Ｂ）とを用いて、次の式（５）、（６）又は（７）からＳＡＲ推定表示値Ｓｄ´を算出する。この場合、シフトＲＦパワーＲ´（上記式（４）に図示）が求められる必要はない。

図６に示すように、撮像部位の重量Ｂが重量閾値Ｂｔ以下の場合に撮像部位の重量Ｂに関わらずＳＡＲ推定表示値Ｓｄ´が一定値となるように、上記式（５）〜（７）の補正量Ｆ（Ｂ）〜Ｈ（Ｂ）がそれぞれ設定される。一方で、撮像部位の重量Ｂが重量閾値Ｂｔ以上（超える）の場合には、上記式（５）〜（７）の補正量Ｆ（Ｂ）〜Ｈ（Ｂ）は全て「０」と設定される。この場合、撮像部位の重量Ｂと補正量Ｆ（Ｂ）〜Ｈ（Ｂ）とを対応付けたテーブルを予め保有しておき、現実の撮像部位の重量Ｂをテーブルに参照して補正量Ｆ（Ｂ）〜Ｈ（Ｂ）が取得されてもよい。

図２の説明に戻って、本撮像実行部６６は、シフトＲＦパワー演算部６５ｂによって算出されたシフトＲＦパワーＲ´ではなく、あくまで、撮像条件設定部によって設定されたＲＦパワーＲに従って撮像を実行する。

なお、ＳＡＲ推定表示値は、被検体Ｐ（図１に図示）の撮像部位の重量（部分体重）に関するＳＡＲ推定表示値Ｓｄ´に限定されるものではない。ＳＡＲ推定表示値は、被検体Ｐ（図１に図示）の重量（全体体重）に関するものであってもよい。ＳＡＲ推定表示値が被検体Ｐの重量Ｗに関するＳＡＲ推定表示値Ｔｄ´の場合、ＳＡＲ推定表示値Ｔｄ´は、被検体Ｐの重量閾値Ｗｔを用いて、上記式（４）が変形された次の式（８）から算出される。

また、ＳＡＲ推定表示値が被検体Ｐ（図１に図示）の重量Ｗに関するＳＡＲ推定表示値Ｔｄ´の場合、ＳＡＲ推定表示値Ｔｄ´は、上記式（５）〜（７）が変形された次の式（９）〜（１１）から算出される。この場合、シフトＲＦパワーＲ´（上記式（４）に図示）が求められる必要はない。

被検体Ｐの重量Ｗが重量閾値Ｗｔ以下の場合に被検体Ｐの重量Ｗに関わらずＳＡＲ推定表示値Ｔｄ´が一定値となるように、上記式（９）〜（１１）の補正量Ｉ（Ｗ）〜Ｋ（Ｗ）がそれぞれ設定される。一方で、被検体Ｐの重量Ｗが重量閾値Ｗｔ以上（超える）の場合には、上記式（９）〜（１１）の補正量Ｉ（Ｗ）〜Ｋ（Ｗ）は全て「０」と設定される。この場合、被検体Ｐの重量Ｗと補正量Ｉ（Ｗ）〜Ｋ（Ｗ）とを対応付けたテーブルを予め保有しておき、現実の被検体Ｐの重量Ｗをテーブルに参照して補正量Ｉ（Ｗ）〜Ｋ（Ｗ）が取得されてもよい。

本実施形態のＭＲＩ装置１０によると、撮像部位が小さい場合や、比較的狭い撮像領域の場合に過剰に大きい従来のＳＡＲ推定演算値Ｓｄ，Ｔｄの代わりに、比較的狭い撮像領域の場合であっても過剰に大きくないＳＡＲ推定演算値Ｓｄ´，Ｔｄ´を提供することができる。よって、本実施形態のＭＲＩ装置１０によると、撮像の平均パワーを上げることができるので、画像の画質を向上でき、また、時間当たりの撮像枚数（スライス枚数）を増やすことができる。

以上、本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で種々の省略、置き換え、変更を行なうことができる。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。

１０ ＭＲＩ装置
６１ インターフェース部
６２ 撮像部位設定部
６３ 事前画像生成部
６４ 撮像条件設定部
６５ ＳＡＲ推定部
６５ａ 重量閾値設定部
６５ｂ シフトＲＦパワー演算部
６５ｃ ＳＡＲ推定表示値演算部
６６ 本撮像実行部

Claims (8)

1. 被検体又は前記被検体内の撮像部位の重量が閾値以下又は未満である場合、前記重量と前記閾値との差に応じてＲＦパワーをシフトしてシフトＲＦパワーを算出するシフトＲＦパワー演算手段と、
   前記重量が前記閾値以下又は未満である場合、前記閾値及び前記シフトＲＦパワーに基づいて比吸収率を算出する比吸収率演算手段と、
   前記比吸収率を表示装置に表示させる表示手段と、
   を有する磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記シフトＲＦパワー演算手段は、前記重量が閾値以下又は未満である場合、重量とＲＦパワーとの関係式に、前記重量及び前記閾値をそれぞれ代入して得られた２つのＲＦパワーの差を算出し、算出された２つのＲＦパワーの差を前記シフト前のＲＦパワーに上乗せして前記シフトＲＦパワーを算出する請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記シフトＲＦパワー演算手段は、前記重量が閾値以下又は未満である場合、重量とＲＦパワーとの関係式に、前記重量及び前記閾値をそれぞれ代入して得られた２つのＲＦパワーの比を算出し、算出された２つのＲＦパワーの比を前記シフト前のＲＦパワーに乗じて前記シフトＲＦパワーを算出する請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記閾値算出手段は、前記ＲＦパワー及び前記重量に基づく比吸収率のばらつきが第２閾値以下又は未満である重量を前記閾値として設定する請求項１乃至３のうちいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記補正ＲＦパワー演算手段は、前記被検体内の撮像部位の重量が閾値以下又は未満である場合、前記シフトＲＦパワーを算出し、
   前記閾値設定手段は、前記撮像部位毎に重量の閾値を設定する請求項１乃至４のうちいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記シフトＲＦパワー演算手段は、前記シフト前のＲＦパワーを撮像時に計測する請求項１乃至５のうちいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 被検体又は前記被検体内の撮像部位の重量とＲＦパワーとに基づいて算出された比吸収率を、前記被検体の重量に応じた補正量に基づいて補正して補正後の比吸収率を算出する比吸収率演算手段と、
   前記補正後の比吸収率を表示装置に表示させる表示手段と、
   を有する磁気共鳴イメージング装置。
8. 被検体又は前記被検体内の撮像部位の重量が閾値以下又は未満である場合、前記重量と前記閾値との差に応じてＲＦパワーをシフトしてシフトＲＦパワーを算出し、
   前記重量が前記閾値以下又は未満である場合、前記閾値及び前記シフトＲＦパワーに基づいて比吸収率を算出し、
   前記比吸収率を表示装置に表示させる、磁気共鳴イメージング装置の比吸収率の演算方法。

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