JP2016097162A

JP2016097162A - 磁気共鳴イメージング装置及び方法

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Publication number: JP2016097162A
Application number: JP2014237626A
Authority: JP
Inventors: 後藤　智宏; Tomohiro Goto; 智宏後藤
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2014-11-25
Filing date: 2014-11-25
Publication date: 2016-05-30

Abstract

【課題】ＲＦシミングで算出したシミングパラメータの適否を本撮像の前に判断可能にする磁気共鳴イメージング装置を提供する。
【解決手段】被検体１０１に高周波磁場（ＲＦ）を照射する複数の照射チャンネルを有するＲＦ照射部１１０と、被検体から発生される磁気共鳴信号を検出する信号検出部１０６と、ＲＦ照射部と信号検出部を制御して撮像シーケンスを実行する計測制御部１１１と、磁気共鳴信号に基づいて画像を生成する信号処理部１０７と、画像を表示する表示部１０８とを備え、計測制御部１１１は、被検体に照射されるＲＦ分布を均一化処理するＲＦシミングにより算出した各照射チャンネルに供給するＲＦパルスの振幅と位相の組合せであるシミングパラメータを適用して、解像度の低い簡易撮像シーケンス実行して簡易画像を生成して表示部に表示することを特徴とする。
【選択図】図１

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング装置及び方法に係り、具体的には複数の照射チャンネルから照射する高周波磁場分布の不均一を低減するＲＦパルスの振幅と位相の組合せであるシミングパラメータの適否を、本撮像の前に判断可能にすることに関する。

核磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置という。）は、静磁場内に置かれた被検体にラジオ周波数（ＲＦ）の高周波磁場（回転磁場）を照射し、被検体中の水素や燐等の原子核に磁気共鳴を起こさせ、その磁気共鳴信号（以下、ＮＭＲ信号という。）を検出して、被検体の任意の断面を画像化するものである。

ＭＲＩ装置は、ＳＮ比向上のために高静磁場化（例えば３テスラ以上）が図られている。しかし、高静磁場のＭＲＩ装置は、共鳴するＲＦ周波数が高くなるので、ＲＦ波長が被検体の胴部、腹部の断面サイズと同程度になる。そのため、被検体内部を伝播する際にＲＦの位相が変化して干渉が生じ、照射ＲＦ分布ないしＲＦ磁場分布(以下、Ｂ₁マップという。)が不均一となり、画像ムラが生ずるという問題がある。

このようなＢ_１マップの不均一を低減するために、複数のＲＦ送信コイルを配置してＲＦの照射チャンネルを複数化し、各照射チャンネルに供給するＲＦの振幅と位相の少なくとも一方を調整して、被検体内のＢ_１マップの不均一を低減するＲＦシミングが行われている（例えば、特許文献１、２等）。これによれば、本撮像の前にプリスキャンにて照射チャンネルのＢ_１マップを予め計測し、そのＢ_１マップの不均一を低減するために、各照射チャンネルのＲＦパルスの位相と振幅の最適な組合せ（以下、シミングパラメータという。）を算出し、これに基づいて本撮像を行うようにしている。

ＷＯ２０１４／０２１１７２Ａ１ＷＯ２０１３／０６９５１３Ａ１

ところで、特許文献１、２等の従来技術では、ＲＦシミングで算出した最適なシミングパラメータを適用してそのまま本撮像を実行している。したがって、撮像されたＭＲ画像にムラがあるのを見て、初めてそのシミングパラメータが適切でなかったことを認識することになる。この場合、ＲＦシミングの方式であるＲＦシミングモードを変更し、新たなシミングパラメータを求めて本撮像を繰り返すことになるので、検査時間が長くなって被検体に負担をかけるという問題がある。そこで、本撮像の前にシミングパラメータの適否を判断可能にすることが望まれている。

本発明が解決しようとする課題は、ＲＦシミングで算出したシミングパラメータの適否を、本撮像の前に判断可能な磁気共鳴イメージング装置及び方法を提供することにある。

上記の課題を解決するため、本発明の磁気共鳴イメージング装置は、静磁場と傾斜磁場が照射された被検体に高周波磁場（ＲＦ）を照射する複数の照射チャンネルを有するＲＦ照射部と、前記被検体から発生される磁気共鳴信号を検出する信号検出部と、前記傾斜磁場と前記ＲＦ照射部と前記信号検出部を制御して撮像シーケンスを実行する計測制御部と、検出された前記磁気共鳴信号に基づいて画像を生成する信号処理部と、画像を表示する表示部と、前記計測制御部に指令を入力する入力部とを備えて形成され、前記計測制御部は、前記被検体に照射されるＲＦ分布を均一化処理するＲＦシミングにより算出した前記各照射チャンネルに供給するＲＦパルスの振幅と位相の組合せであるシミングパラメータを適用して、前記撮像シーケンスよりも解像度の低い簡易撮像シーケンス実行して簡易画像を生成して前記表示部に表示することを特徴とする。

つまり、本発明は、任意のＲＦシミングモードのシミングパラメータを適用して、本撮像の撮像シーケンスよりも解像度の低い簡易撮像シーケンス実行して簡易画像を生成して表示部に表示するようにしたことを特徴とする。これによれば、複数種類あるＲＦシミングモードにより得られたシミングパラメータを適用して撮像された簡易画像により、診断対象部位におけるＲＦ分布の適否を速やかに、かつ的確に判断することができる。

特に、前記制御計測部は、複数の前記ＲＦシミングモードそれぞれのシミングパラメータを適用して、前記ＲＦシミングモードごとに前記簡易撮像シーケンスを実行して複数の前記簡易画像を生成し、複数の前記ＲＦシミングモードの名称に対応付けて前記簡易画像を対比させて前記表示部に表示することが好ましい。これによれば、操作者は、簡易画像を確認して適切なＲＦシミングモードを選択して本撮像を実行することにより、検査時間を短縮できるので被検体の負担を軽減することができる。

本発明によれば、ＲＦシミングで算出したシミングパラメータの適否を、本撮像の前に判断可能な磁気共鳴イメージング装置及びＲＦシミングモード決定方法を提供することができる。

本発明の磁気共鳴イメージング装置の一実施形態のブロック構成図である。本発明の特徴部に係る計測制御部の実施例１のフローチャートである。実施例１の表示画面の一例を示す図である。本発明の特徴部に係る計測制御部の実施例２のフローチャートである。本発明の実施例３の表示画面の一例を示す図である。本発明の特徴部に係る計測制御部の実施例４のフローチャートである。

以下、本発明の磁気共鳴イメージング装置を一実施形態に基づいて説明する。図１に、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置という。）の全体構成図を示す。図示のように、被検体１０１の周囲に静磁場を発生する静磁場磁石１０２と、その静磁場空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル１０３と、その空間に高周波磁場を発生するＲＦ照射部を構成するＲＦコイル１０４と、被検体１０１が発生する磁気共鳴信号（ＮＭＲ信号）を検出する信号検出部を構成するＲＦプローブ１０５が設けられている。

傾斜磁場コイル１０３は、Ｘ、Ｙ、Ｚの３軸方向の傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルで構成されている。傾斜磁場コイル１０３は、傾斜磁場電源１０９からの信号に応じてそれぞれの方向の傾斜磁場を発生する。ＲＦコイル１０４はＲＦ送信部１１０の信号に応じて高周波磁場（ＲＦ磁場）を発生する。ＲＦプローブ１０５により検出されたＮＭＲ信号は、信号検出部１０６で検出され、信号処理部１０７で信号処理されて画像信号に変換される。信号処理部１０７で変換された画像は表示部１０８に表示される。

傾斜磁場電源１０９、ＲＦ送信部１１０、信号検出部１０６は計測制御部１１１で制御される。すなわち、計測制御部１１１による制御は、一般にパルスシーケンスと呼ばれる撮像シーケンスに従って実行される。ベッド１１２は被検体１０１が横たわるためのものである。ＭＲＩの撮影対象は、臨床で普及しているものとして、被検体１０１の主たる構成物質のプロトンである。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和現象の空間分布を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態又は機能を２元もしくは３元的に撮影する。

撮影方法は、傾斜磁場により異なる位相エンコードを与え、それぞれの位相エンコードで得られるＮＭＲ信号であるエコー信号を信号検出部１０６で検出する。位相エンコードの数は通常１枚の画像あたり１２８、２５６、５１２等の値が選ばれる。各エコー信号は、例えば１２８、２５６、５１２、１０２４個のサンプリングデータからなる時系列信号として得られる。これらのデータを信号処理部１０７で２次元フーリエ変換して１枚のＭＲ画像を作成する。

高静磁場（例えば、３Ｔ以上）のＭＲＩ装置では、ＲＦの周波数が高くなり、被検体１０１内でのＲＦ波長が被検体サイズと同程度となる。そのため、ＲＦが被検体内部を伝播する際にＲＦの位相が変化して干渉が生じ、部位によって回転磁場であるＢ_１が不均一となり、画像にムラが生ずる。このＢ_１不均一を低減するために、複数の照射チャンネルからＲＦを照射し、照射チャンネル毎のＲＦパルスの振幅と位相の組合せであるシミングパラメータを調整し、被検体内で回転磁場Ｂ_１が均一となるように制御する。この回転磁場調整をＲＦシミングと呼び、本実施形態では計測制御部１１１で実行される。なお、本実施形態では、信号処理部１１０と計測制御部１１１を２つのブロックに分けて示しているが、それらは１つの計算機を用いて構成できることは言うまでもない。

ＲＦシミングでは、プリスキャンにて各照射チャンネルから照射される回転磁界の位相分布データ（Ｂ_１マップデータ）を取得し、Ｂ_１マップデータからＢ_１が均一となる振幅比及び位相差を算出し、Ｂ_１マップを均一化するための各照射チャンネルごとのシミングパラメータを算出する。仮に、不適正なＢ_１マップデータが取得されていた場合、そのＢ_１マップデータから算出したシミングパラメータが不適正となり、均一なＢ_１マップとならないので、ＲＦシミングを適用したにもかかわらず、撮像した画像にムラが生じる。つまり、ＲＦシミングは、Ｂ_１マップデータなどに基づいて画像を後処理で補正するのではなく、照射パルスの振幅(照射ゲイン)と位相をシミングパラメータに従って調整して画像データを取得している。そのため、画像データ取得後にムラが問題となった場合、ＲＦシミングをしない状態に戻すことが不可能であり、再撮像が必要となる。

ここで、Ｂ_１マップを実際の本撮像毎に計測しない撮像法としては、撮像部位別にＭＲＩ装置内に保存されているシミングパラメータを用いる方法が知られている。また、ＱＤ照射として知られている基本的なＢ_１マップ均一化法は、例えば４つの照射チャンネル間のＲＦの位相を９０度ずつずらし、振幅は全チャンネルで同じ値のシミングパラメータを適用して撮像する。このように複数の異なるＲＦシミングモードがあるが、最適なＢ_１マップにより画像取得できるＲＦシミングモードがどれであるかは、撮像終了後に画像を確認するまで判断ができない。

そこで、本発明では、シミングパラメータの適否を、本撮像の前に判断可能にするため、任意のＲＦシミングモードで算出したシミングパラメータを適用して、本撮像の撮像シーケンスよりも解像度の低い簡易撮像シーケンス実行して簡易画像を生成して表示部に表示するようにしたことを特徴とする。この特徴によれば、複数種類あるＲＦシミングモードにより得られたシミングパラメータを適用して撮像された簡易画像により、診断対象部位におけるＲＦ分布の適否を速やかに、かつ的確に判断することができる。以下、本発明の特徴を、実施例に基づいて説明する。

図２に、本発明の実施例１の計測制御部１１１における処理手順のフローチャートを示す。同図に示すように、計測開始後、まず従来から行っているプリスキャンを実行する(Ｓ２０１)。つまり、Ｓ２０１は周波数サーチ、受信ゲイン調整など一般的な撮像で実行されるプリスキャンである。

次に、ＲＦシミングのためのプリスキャンとして、Ｂ_１マップ計測を実行し（Ｓ２０２）、計測して得られたＢ_１マップに基づいてＢ_１マップの不均一を低減するためのシミングパラメータを算出する(Ｓ２０３)。ここで、Ｓ２０２のＢ_１マップ計測は、各照射チャンネルのＲＦの振幅と位相の少なくとも一方を変えながら、通常の撮像シーケンスあるいはＢ_１マップ計測用の撮像シーケンスを実施してＭＲ画像データを取得する。取得されたＭＲ画像データに基づいて、スキャン断面の全画像領域のＢ_１マップを計測する。そして、Ｓ２０３のシミングパラメータ算出は、計測した各照射チャンネルのＢ_１マップに基づいて、例えば特許文献１等の最適化演算により各照射チャンネルの振幅と位相を組合せて、Ｂ_１マップが均一になる最適な各照射チャンネルの振幅と位相のシミングパラメータを算出する。

続いて、Ｓ２０３で算出された各照射チャンネルのシミングパラメータを用いて、ＲＦ送信部１１０を制御し、簡易的な撮像を実行して簡易画像を取得する（Ｓ２０４）。この簡易画像の撮像は、操作者が本撮像で用いるＲＦシミングモードを選択する際の参照用として表示することを目的とした撮像であり、検査用の本撮像と同一の撮像断面にて実行する。また、所定のプリスキャン内で短時間に実行する。つまり、本撮像の撮像シーケンスよりも解像度の低い簡易撮像シーケンスを実行して簡易画像を生成する。簡易撮像シーケンスは、例えば、ＴＲ＝４ｍｓで１２８×１２８の計測マトリクスとすれば、０．５ｓｅｃ程度の画像取得時間となる。

本実施例では、操作者のＲＦシミングモード決定の参照用として、他の１又は複数のＲＦシミングモードのシミングパラメータを求めて、あるいは予め設定されたＲＦシミングモードのシミングパラメータにより簡易画像を取得するようにしている。具体的には、ステップＳ２０２、Ｓ２０３にて、今回実行したＢ_１マップ計測とシミングパラメータ算出により得られたシミングパラメータ(今回実行)と、ＭＲＩ装置に予め設定登録されている撮像部位毎のシミングパラメータ(既設定)、ＱＤ照射のシミングパラメータ(ＱＤ)など、複数のＲＦシミングモードの撮像を順次実行する。これにより、それぞれのＲＦシミングモードの簡易画像が取得される。なお、ＲＦシミングモードには、ＲＦシミングを行わないで、各照射チャンネルの振幅と位相を初期設定の状態で撮像した簡易画像を取得して表示するモードを含めることができる。そして、複数のＲＦシミングモードの簡易画像は、例えば、図３に示すように、表示部１０８の表示画面３０１に対比可能に並べて表示される（Ｓ２０５）。

図３の表示例は、３種類のＲＦシミングモードで取得した簡易画像であり、図示左から順に既設定のシミングパラメータを適用した場合の簡易画像３０２１、今回実行のＲＦシミングにより得られたシミングパラメータを適用した場合の簡易画像３０２２、ＱＤ照射のシミングパラメータを適用した場合の簡易画像３０２３である。各簡易画像の下に、それらのＲＦシミングモード名称３０３１と、各簡易画像のＲＦ分布の均一度の指標Ｕｓｄ３０３２が対応付けて表示されている。ここで、ＲＦ分布の均一度の指標Ｕｓｄは、例えば全画像領域（又は関心領域ＲＯＩ）における画素値の標準偏差τを各領域における画素値の平均値で除した値（τ／mean）を用いる。この場合、Ｕｓｄが小さいほど均一度が高い。つまり、図３の例では、今回実行のＲＦシミングにより得られたシミングパラメータを適用した場合のＲＦ分布の均一度が最も高いことが判る。

これにより、操作者は、表示画面３０１に表示された各ＲＦシミングモードによる簡易画像３０２１〜３０２３を観察して、容易にＢ_１マップの均一度を比較して、最適なＲＦシミングモードを判断することができる。また、図３例によれば、均一度の指標Ｕｓｄが表示されるので、一層容易にＢ_１マップの均一度に基づいて、最適なＲＦシミングモードを判断することができる。操作者は、簡易画像と均一度の指標Ｕｓｄをもとに、本撮像を実行するために最適なＲＦシミングモードを選択する（Ｓ２０６）。この選択は、図３に示す選択ボタン（選択スイッチ）３０３３をクリックして選択する。図示例では、今回実行のＲＦシミングモードが選ばれている。これにより、選択したＲＦシミングモードのシミングパラメータが、本撮像のシミングパラメータとして設定される。そして、図示していない入力部から本撮像開始の指令を入力することにより、本撮像が実行される(Ｓ２０８)。

以上説明したように、実施例１によれば、ＭＲ画像の均一度が最適になるＲＦシミングモードを選択した上で本撮像が実行されるから、ＲＦシミング併用の本撮像を繰り返すことなく、最適な均一度のＭＲ画像を得ることができるので、被検体の負担を軽減することができる。

図４に、本発明の実施例２の計測制御部１１１における処理手順のフローチャートを示す。実施例１と異なる点は、最適な均一度となるＲＦ分布のＲＦシミングモードを計測制御部１１１において自動的に選択することにある。したがって、実施例１と同一の処理ステップには同一の符号を付して説明を省略する。

本実施例では、ＲＦシミングモードを自動選択するようにしているから、簡易画像を表示するステップＳ２０５が省略されている。したがって、本実施例では、簡易画像データに基づいてＢ_１マップの均一度の指標Ｕｓｄを算出し（Ｓ３０５）、Ｕｓｄが最小値となるＲＦシミングモードを自動選択する（Ｓ３０６）。そして、自動選択されたＲＦシミングモードのシミングパラメータが、本撮像のシミングパラメータとして設定される（Ｓ２０７）。そして、図示していない入力部から本撮像開始の指令を入力することにより、本撮像が実行される(Ｓ２０８)。つまり、本撮像の実行まで、一連の処理が操作者の操作なしで実行される。

実施例1、２では、Ｂ_１マップの均一度（指標Ｕｓｄ）は取得画像の全体から算出した値であった。これに対し、本実施例３では、検査対象部位又は関心領域ＲＯＩに限定してＢ_１マップの均一度（指標Ｕｓｄ）を算出し、これに基づいて最適な均一度のＲＦシミングモードを選択するようにしている。すなわち、図５に示すように、３種類のＲＦシミングモードに対応する簡易画像６０２１〜６０２３に、それぞれ関心領域（ＲＯＩ）６００１が表示されている。ＲＯＩ６００１は操作者が任意の部位及びサイズに調整可能であり、１つの簡易画像６０２１上で設定すると、連動して他の簡易画像６０２２，６０２３にも設定表示される。また、操作者がＲＯＩ６００１を変更するたびに、ＲＯＩ６００１内のＢ_１マップの均一度の指標Ｕｓｄが算出されて表示される（６０３２）。これにより、操作者はＲＯＩ６００１内のＵｓｄが最良となるＲＦシミングモードを選択する。これにより、検査対象部位のＵｓｄが最良となるＲＦシミングモードが本撮像に設定される。本実施例によれば、所望の検査部位であるＲＯＩ内のＢ_１マップが最も均一なシミングパラメータを適用して本撮像が実施されるから、一層、診断部位の画質を向上させることができる。

実施例１〜３によれば、Ｂ_１マップの均一度が最適なシミングパラメータを選択可能とすることができる。しかし、選択した最適なシミングパラメータであっても、ＭＲＩ装置の不具合等によって必ずしもそのシミングパラメータによる撮像を実施できない場合がある。実施例４は、そのような不具合のチェックに適用可能な実施例である。ＭＲＩ装置の不具合としては、種々考えられるが、例えば、選択したシミングパラメータをそのまま適用すると、複数の照射チャンネルのうち、１つの照射チャンネルの出力強度（振幅値）が他の照射チャンネルの出力強度よりも異常に大きな値になってしまう場合がある。このような場合に、ＲＦ送信部１１０などのハードウエアの出力容量が不足していると、本撮像を実行しても所望の画質のＭＲ画像を撮像することができない。

図６に、本実施例４の計測制御部１１１の処理手順のフローチャートを示す。図において、図２に示した実施例１と同一の処理ステップに同一の符号を付して説明を省略する。本実施例では、ステップＳ２０３でシミングパラメータを算出した時点で、算出されたシミングパラメータによる撮像が実施可能か否かを判断することを特徴とする。

まず、ステップＳ４０１において、取得されたシミングパラメータにより制御する各照射チャンネルＣＨの振幅値（ゲインでもよい）を、照射チャンネルＣＨ間で比較する(Ｓ４０１)。例えば、1ＣＨ目の振幅値を基準に、２ＣＨ目以降の照射チャンネルの振幅値の比率を求める。算出された振幅比率が設定されている閾値以上の場合、その照射チャンネルの出力が不足していると判断し、警告を表示する(Ｓ４０２)。閾値は、例えば、ＲＦ送信部１１０の出力の上限値に設定すると、その照射チャンネルからはシミングパラメータで要求される振幅（強度）のＲＦパルスを出力できないのは明らかである。したがって、本撮像へ移行するまでもなく、本撮像を中止するか否かの判断ができる(Ｓ４０３)。

警告に対して、操作者が撮像を継続した場合には、警告が表示された時のシミングパラメータが設定された状態を含め、複数のＲＦシミングモードの簡易撮像が実行され(Ｓ２０４)、簡易画像が表示される(Ｓ２０５)。これにより、現状のまま本撮像を実行すると、信号ムラの大きな画像が取得されるから、照射不良状態にあることを視覚的に確認可能である(Ｓ４０４)。

以上説明したように、本発明によれば、本撮像の画像(検査用画像)と同じ断面で、各ＲＦシミングモードを適用した簡易画像及び非適用の簡易画像によって、本撮像の画像の取得前にシミングパラメータの適否を確認できる。そのため、Ｂ_１マップの不均一に起因した画像ムラの大きい本撮像の実行を回避することができ、被検体の負担を軽減することができる。また、ＲＦ送信部１１０等のハードウエアの不具合などが原因で、設定したシミングパラメータを実現できない場合でも、本撮像実行前に検知可能である。

なお、ＭＲ画像にムラが生じる原因としては、次のような種々の原因が考えられる。
（１）Ｂ_１マップデータ（ＲＦ磁場分布データ）の計測が適切でなかった場合は、そのＢ_１マップデータから算出したシミングパラメータも不適切となり、ＭＲ画像にムラが生じる。
（２）ＲＦシミングモードには、過去に実施したＲＦシミングにより取得された撮像部位別のシミングパラメータをＭＲ装置内に記憶しておき、新規の撮像時に記憶されている同一の撮像部位のシミングパラメータを読み出して用いることも行われている。しかし、撮像部位が必ずしも一致していない場合、被検体の個体差などにより、適切なシミングパラメータを得られない場合がある。
（３）基本的なＲＦシミングモードとして、照射チャンネル間のＲＦの位相を９０度ずつずらし、ＲＦの振幅は全チャンネルで同値にして撮像するＱＤ照射法が知られているが、撮像部位等によっては必ずしも適切なシミングパラメータを得ることができない。
（４）ＲＦ送信部１１０等のハードウエアの故障などで、シミングパラメータにより要求されるＲＦパルスの振幅、位相に不具合などが生じている場合がある。
更に、ハードウエア不具合が生じた照射チャンネルがあった場合、設定した振幅、位相の出力とならない可能性がある。

以上、本発明を一実施形態に基づいて説明したが、本発明はこれらに限定されるものではなく、本発明の主旨の範囲で変形又は変更された形態で実施することが可能であることは、当業者にあっては明白なことであり、そのような変形又は変更された形態が本願の特許請求の範囲に属することは当然のことである。

１０１…被検体、１０２…静磁場磁石、１０３…傾斜磁場コイル、１０４…ＲＦコイル、１０５…ＲＦプローブ、１０６…信号検出部、１０７…信号処理部(画像再構成部)、１０８…表示部、１０９…傾斜磁場電源、１１０…ＲＦ送信部、１１１…計測制御部、１１２…ベッド

Claims

静磁場と傾斜磁場が照射された被検体に高周波磁場（ＲＦ）を照射する複数の照射チャンネルを有するＲＦ照射部と、前記被検体から発生される磁気共鳴信号を検出する信号検出部と、前記傾斜磁場と前記ＲＦ照射部と前記信号検出部を制御して撮像シーケンスを実行する計測制御部と、検出された前記磁気共鳴信号に基づいて画像を生成する信号処理部と、画像を表示する表示部と、前記計測制御部に指令を入力する入力部とを備えて形成され、
前記計測制御部は、前記被検体に照射されるＲＦ分布を均一化処理するＲＦシミングモードにより算出した前記各照射チャンネルに供給するＲＦパルスの振幅と位相の組合せであるシミングパラメータを適用して、前記撮像シーケンスよりも解像度の低い簡易撮像シーケンス実行して簡易画像を生成して前記表示部に表示することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
前記制御計測部は、異なる複数のＲＦシミングモードにより算出した前記シミングパラメータを適用して、前記ＲＦシミングモードごとに前記簡易撮像シーケンスを実行して複数の前記簡易画像を生成し、複数の前記ＲＦシミングモードの名称に対応付けて前記簡易画像を対比させて前記表示部に表示することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記表示部は、前記ＲＦシミングモードの名称又は前記簡易画像に対応させて選択スイッチを表示し、
前記計測制御部は、前記選択スイッチの動作信号に基づいて又は自動で前記ＲＦシミングモードを選択して、本撮像の前記撮像シーケンスを実行することを特徴とする請求項1又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記計測制御部は、前記簡易画像の画像データに基づいて、任意に設定される画像領域の前記ＲＦ分布の均一度を算出し、算出した均一度を複数の前記簡易画像に対応付けて前記表示部に表示させることを特徴とする請求項1乃至３のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記計測制御部は、さらに、前記各照射チャンネルから照射するＲＦの振幅と位相の前記組合せをそれぞれ調整しながら、前記磁気共鳴信号を検出してＲＦ分布データを求めるＲＦ分布計測部と、求めた前記ＲＦ分布データに基づいて複数の前記照射チャンネルから照射されるＲＦ分布の均一度が最もよいＲＦのシミングパラメータを算出するＲＦシミング算出部とを有してなることを特徴とする請求項２乃至４のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記計測制御部は、前記ＲＦシミング算出部により算出されたＲＦのシミングパラメータによれば、複数の前記照射チャンネル間の振幅比が予め設定された閾値以上になるとき、その旨の警告を発することを特徴とする請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置。
静磁場と傾斜磁場が照射された被検体に複数の照射チャンネルから高周波磁場（ＲＦ）を照射し、前記静磁場と前記傾斜磁場と前記照射チャンネルを制御して撮像シーケンスを実行し、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出してＭＲ画像を生成して表示部に表示する磁気共鳴イメージング方法において、
前記被検体に照射されるＲＦ分布を均一化処理するＲＦシミングモードに従って算出された前記各照射チャンネルのＲＦの振幅と位相の組合せからなるシミングパラメータを適用して、前記撮像シーケンスよりも解像度の低い簡易撮像シーケンス実行して簡易画像を生成して前記表示部に表示することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。