JP6147450B1 - 磁気共鳴イメージング装置、および、その作動方法 - Google Patents

Abstract

【課題】複数のチャンネルを持つＲＦアンテナについて、精度よくＳＡＲマネジメントを行う。【解決手段】高周波アンテナは、複数のチャンネルを含む。Ｑ値算出部２１３は、高周波アンテナの複数のチャンネルに同時に電気信号である送信信号を供給した場合の、高周波アンテナの複数のチャンネルそれぞれの反射信号を、複数のチャンネルのうち１つのチャンネルに供給した送信信号が他のチャンネルから反射される信号も含めて求め、反射信号を用いて高周波アンテナのＱ値を求める。ＳＡＲ算出部２１５は、このＱ値を用いて比吸収率（ＳＡＲ）を算出する。【選択図】図３

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング装置に関し、特に、高周波電波による人体への影響を示す指標である比吸収率ＳＡＲ（Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ Ｒａｔｅ）を制御する技術に関する。

磁気共鳴イメージング（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）装置（以下、「ＭＲＩ装置」という）では、静磁場マグネットが発生する均一な静磁場中に配置された被検体に電磁波である高周波パルス（以下「ＲＦパルス」という）を照射し、被検体内の核スピンを励起すると共に、核スピンが発生する電磁波であるＮＭＲ信号を受信して信号処理することにより、被検体の画像を取得する。

ＭＲＩ装置では被検体にＲＦパルスを照射するため、ＲＦパルスを照射された被検体が、ＲＦパルスの加温作用によって温度上昇を生じたり、やけどをしたりしないように制御する必要がある。高周波（ラジオ波）の人体における比吸収率であるＳＡＲについては、ＩＥＣ（国際電気標準）等の安全規格が設けられており、ＭＲＩ装置においては、この規格に従って、ＳＡＲを厳密かつ正確に管理すること（ＳＡＲマネジメント）が行われる。通常、３テスラ以上の静磁場を生じさせるＭＲＩ装置では、ＲＦパルスの照射パワーをＳＡＲモニタによってリアルタイムでモニタし、ＳＡＲマネジメントを行っている。

ＭＲＩ装置において、ＲＦパルスの照射とＮＭＲ信号の受信は、ラジオ周波数の電磁波を送信あるいは受信するＲＦアンテナもしくはＲＦコイルと呼ばれるアンテナ装置（以下、「ＲＦアンテナ」という。）によって行なわれる。このＲＦパルスを照射させるために、ＲＦアンテナに入力される送信信号のパワーＰ_{ｉｎｐｕｔ}は、以下の式（１）のように、ＲＦアンテナで消費されてＲＦアンテナの発熱を引き起こすアンテナ消費パワーＰ_{ａｎｔｅｎｎａ}と、被検体で消費されて被検体の発熱を引き起こす被検体消費パワーＰ_{ｏｂｊｅｃｔ}との和で表される。

そのため、正確なＳＡＲマネジメントを行うためには、正確な被検体消費パワーＰ_{ｏｂｊｅｃｔ}の把握が必要である。式（１）の被検体消費パワーＰ_{ｏｂｊｅｃｔ}は、例えば、ＲＦアンテナの共振のＱ値を用いて算出することができる。具体的には、ＲＦアンテナ内部に被検体（患者）が入っていない状態でのＱ値（Ｑ_{ｅｍｐｔｙ}）と、入っている状態のＱ値（Ｑ_{ｌｏａｄｅｄ}）とを測定により取得し、これらの値を用いて、以下の式（２）により被検体消費パワーＰ_{ｏｂｊｅｃｔ}を算出できることが、非特許文献１等に開示されている。すなわち、式（２）においては、アンテナ消費パワーＰ_{ａｎｔｅｎｎａ}を、Ｐ_{ａｎｔｅｎｎａ}＝Ｑ_{ｌｏａｄｅｄ}／Ｑ_{ｅｍｐｔｙ}＊Ｐ_inputにより求めている。

Mansfield, P. et al., "NMR imaging in biomedicine". Academic Press, NY. 1982, p313

近年の送信用のＲＦアンテナは、複数のコイル（送信チャンネル（以下、単に「チャンネル」という））を組み合わせて構成され、チャンネル数は増大する傾向にある（例えば、２〜１６チャンネル）。複数チャンネルのＲＦアンテナは、チャンネルごとの照射パワー（振幅）や位相を最適化することにより、照射するＲＦパルスの形成する照射磁場Ｂ１＋の空間均一度を高めるＲＦシミングを行うことができる。

一方、ＳＡＲマネジメントの観点において、複数のチャンネルを備えるＲＦアンテナの正確な被検体消費パワーＰ_{ｏｂｊｅｃｔ}を求めようとすると、チャンネルごとに、ＲＦアンテナ内部に被検体（患者）が入っていない状態でのＱ値（Ｑ_{ｅｍｐｔｙ}）と、入っている状態のＱ値（Ｑ_{ｌｏａｄｅｄ}）とを測定してＱ値を求め、チャンネルごとに上記式（１）及び式（２）によって被検体消費パワーＰ_{ｏｂｊｅｃｔ}を求め、それらを合算する必要がある。

さらに、２以上のチャンネルを持つＲＦアンテナのチャンネル間にカップリングが生じる場合には、チャンネルごとの被検体消費パワーＰ_{ｏｂｊｅｃｔ}の計算に、カップリングによる影響を加味する必要があり、上記式（１）および（２）のみでは、正しい被検体消費パワーＰ_{ｏｂｊｅｃｔ}を算出することができない。ここでいうチャンネル間のカップリングとは、チャンネル１から入射したパワーの一部がチャンネル２から逆行波となって戻ってくる、および／または、チャンネル２から入射したパワーの一部がチャンネル１から逆行波となって戻ってくることをいう。ここではチャンネル１から２へ散乱されるパワーをチャンネル２の逆行波と記述したが、アンテナ全体を１つのシステムと考えれば、反射ととらえることもできるので反射波と呼ぶ場合もある。

２以上のチャンネルを持つアンテナに、チャンネル間のカップリングが生じているかどうかは、実際にある単一のチャンネルから照射し、他のチャンネルの逆行波を計測することで判断できる。ＲＦアンテナのチャンネル間にカップリングがない場合には、ＲＦシミングにより最適化された各チャンネルに供給される送信信号（電気信号）の振幅と位相（以下、「ＲＦシムパラメータ」と呼ぶ）がどのような値であっても、上記Ｑ_{ｌｏａｄｅｄ}とＱ_{ｅｍｐｔｙ}は変わらないため、ある単一チャンネルに照射されたパワーは、そのチャンネルに生じる逆行波以外の他のチャンネルの逆行波はゼロである。しかし、実際には２以上のチャンネルを持つアンテナの単一のチャンネルから照射したパワーは、他のチャンネルの逆行波として測定される。このことから、そのＲＦアンテナのチャンネル間にカップリングが存在することがわかる。一般的に、チャンネル間にカップリングがある場合、各アンテナのＱ値はカップリングがない場合に比較して低下する。チャンネル間のカップリングの大きさは、ＲＦアンテナとＲＦアンテナに対する被検体の位置関係によって変化するため、ＲＦアンテナへの入射パワーＰ_{ｉｎｐｕｔ}と、被検体での消費パワーＰ_{ｏｂｊｅｃｔ}との関係を理論的に解き明かすことは難しく、正確にＱ値を算出するは困難である。このため、従来、カップリングがあるアンテナでは、正確かつ迅速にＳＡＲ推定値を算出することが難しかった。

被検体消費パワーＰ_{ｏｂｊｅｃｔ}が実際よりも高く推定されると、つまり、ＳＡＲの過剰見積もりが生じると、実際の人体に対して照射されたＲＦパルスが安全規定に定められる上限値に満たない照射パワーであるにもかかわらず、ＭＲＩ装置が、照射パワーが上限値まで達したと見做してしまい、画像の取得に要する時間が長期化したり、取得する画像枚数が低減したり、充分な照射パワーのＲＦパルスを照射できずに画像を取得して画質が劣化する、等の問題が生じる。また逆に、被検体消費パワーＰ_{ｏｂｊｅｃｔ}を実際よりも低く推定されると、つまりＳＡＲの過少見積もりが生じると、被検体に制限値よりも大きなパワーのＲＦパルスを照射してしまう恐れがある。

本発明は、上記事情を鑑みてなされたもので、複数のチャンネルを持つＲＦアンテナについて、精度よくＳＡＲマネジメントを行うことを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明によれば、撮像空間に配置された被検体に高周波パルスを照射する高周波アンテナと、高周波アンテナのＱ値を求めるＱ値算出部と、Ｑ値を用いて、高周波アンテナから高周波パルスを照射した場合の被検体における比吸収率の予測値を算出するＳＡＲ算出部とを有するＭＲＩ装置が提供される。ここで、高周波アンテナは、複数のチャンネルを含み、Ｑ値算出部は、高周波アンテナの複数のチャンネルに同時に電気信号である送信信号を供給した場合の、高周波アンテナの複数のチャンネルそれぞれの反射信号を、複数のチャンネルのうち１つのチャンネルに供給した送信信号が他のチャンネルから回り込んで逆行波となる信号も含めて求め、反射信号を用いて高周波アンテナのＱ値を求める。

本発明によれば、チャンネル間のカップリングの影響を加味したＱ値を求めることができるため、複数のチャンネルを持つＲＦアンテナについて、精度よくＳＡＲマネジメントを行うことができる。

本発明の第１の実施形態のＭＲＩ装置の概略構成を示すブロック図である。 本発明の第１の実施形態のＲＦ送信系のブロック図である。 本発明の第１の実施形態のデータ処理部の機能ブロック図である。 本発明の第１の実施形態のＭＲＩ装置の撮像時の各部の動作を示すフローチャートである。 ＲＦアンテナに供給される送信信号（進行波）と反射信号（反射波）の振幅と位相の関係を示す説明図である。 本発明の第２の実施形態のＭＲＩ装置の撮像時の各部の動作を示すフローチャートである。 ＬＣＲ共振回路を２チャンネル模擬した共振回路モデルの説明図である。 本発明の第３の実施形態の散乱行列Ｓを求める動作を示すフローチャートである。

以下、本発明の一実施形態に係るＭＲＩ装置について図面を参照して説明する。

＜＜第1の実施形態＞＞
［ＭＲＩ装置の全体構成］
図１に示すように、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００の概略構成図である。ＭＲＩ装置１００は、被検体１１２が配置される撮像空間に静磁場を形成するマグネット１０１と、静磁場に所定の方向の磁場勾配を与える傾斜磁場コイル１０２と、高周波（以下ＲＦと称す）信号を被検体１１２に送信するとともに被検体１１２から発生する核磁気共鳴信号（ＮＭＲ信号）を受信するＲＦアンテナ１０３と、ＲＦアンテナ１０３に供給する送信信号（ＲＦ信号）のパルス波形を生成してＲＦアンテナ１０３に送信するとともに、ＲＦアンテナ１０３が受信したＮＭＲ信号に対し信号処理を行う送受信機１０４と、傾斜磁場コイル１０２に電流を供給する傾斜磁場電源１０９と、送受信機１０４及び傾斜磁場電源１０９の駆動を制御するとともに、種々の情報処理及びオペレータによる操作を受け付けるデータ処理部１０５と、データ処理部１０５の処理結果を表示するための表示装置１０８と、被検体１１２を載置するベッド１１１と、を備える。

傾斜磁場電源１０９と傾斜磁場コイル１０２とは傾斜磁場制御ケーブル１０７で接続される。また、ＲＦアンテナ１０３と送受信機１０４とは、ＲＦアンテナ１０３と送受信機１０４との間で信号を送受信する送受信ケーブル１０６で接続される。送受信機１０４は、シンセサイザ、パワーアンプ、受信ミキサ、アナログデジタルコンバータ、送受信切り替えスイッチ等（いずれも図示せず）を備える。

ＲＦアンテナ１０３は、所定の周波数で共振し、２以上のチャンネルを有するマルチチャンネル送信のアンテナを用いる。ＲＦアンテナ１０３の形状としては、複数チャンネルを含むものであれば、どのような形状であってもよく、例えば、複数のコイル（チャンネル）を一列に並べて配置したアンテナであってもよいし、バードケージ型のアンテナであってもよい。

また、ＲＦアンテナ１０３は、ＲＦパルスの照射のみならず、ＮＭＲ信号の受信を行なう構成であってもよいし、送信用のＲＦアンテナ１０３の他に、受信専用のアンテナ３２３を備えていてもよい。例えば、広範囲撮影用のＲＦアンテナと局所用のＲＦアンテナとを組み合わせるなど、複数のアンテナから構成されるアンテナをＲＦアンテナ１０３として用いてもよい。

送信用のＲＦアンテナ１０３と受信専用アンテナ３２３を用いる場合、人体の各部位を詳細に撮影するために、送信には、体全体を覆う、傾斜磁場コイル内部に据付られた大きなＲＦアンテナを用い、受信には人体表面近くに設置した局所ＲＦアンテナを用いてもより。また、送信と受信と両方を行う局所送受信ＲＦアンテナを人体近くに局所的に設置してもよい。この場合の局所送受信ＲＦアンテナを複数チャンネルで構成する。

ＭＲＩ装置１００は、マグネット１０１が形成する静磁場の方向によって、水平磁場方式と垂直磁場方式とに区別される。水平磁場方式の場合は、一般的に、マグネット１０１は円筒状のボア（中心空間）を有し、図１において左右方向の静磁場を発生し、トンネル型ＭＲＩ装置と呼ばれる。一方、垂直磁場方式の場合は、一対の磁石が被検体１１２を挟んで上下に配置され、図１において上下方向の静磁場を発生する。

データ処理部１０５は、送受信機１０４及び傾斜磁場電源１０９を制御し、ＲＦアンテナ１０３及び傾斜磁場コイル１０２から、静磁場中に配置された被検体１１２に対し、断続的にＲＦパルスを照射すると共に傾斜磁場を印加する。そのＲＦパルスに共鳴して被検体１１２から発せられるＮＭＲ信号は、ＲＦアンテナ１０３において受信され、データ処理部１０５において信号処理され、画像が再構成される。被検体１１２は、例えば、人体の所定の部位である。さらに、データ処理部１０５は、ＲＦアンテナ１０３の各チャンネルにおける反射特性やＱ値を算出し、これに基づいてＳＡＲマネジメントを行う。データ処理部１０５における散乱行列やＱ値の算出及びＳＡＲマネジメントについての詳細は後述する。

［ＲＦ送受信系の構成］
図２に、図１に示すＭＲＩ装置におけるＲＦ送信系の構成の詳細を示す。図２に示すように、ＲＦ送信系は、送受信機１０４、送受信ケーブル１０６及び上述のＲＦアンテナ１０３を含んでいる。ＲＦアンテナ１０３は、４チャンネル（チャンネル１０３−１〜１０３−４）である場合を例に説明する。

送受信機１０４は、パルス生成部２０１と、チャンネル１０３−１〜１０３−４ごとに配置された受信・検出部２０４とを備えている。受信・検出部２０４は、増幅器２０３と、カプラー３２１と、パワー測定器２０２と、受信増幅器３２２と、ＡＤ変換器（波形検出部）３２０と、ＲＦスイッチ３１０，３１１、３１２とを備える。パルス生成部２０１は、ＲＦアンテナ１０３から所望のＲＦパルスを照射させるためのパルス波形（送信ＲＦパルス）を生成する。なお、送信ＲＦパルスは、ＲＦアンテナ１０３のチャンネル毎に生成される。送信ＲＦパルスは、通常ピークパワーが数ミリワット以下の信号として作成され、増幅器２０３に入力される。増幅器２０３は、入力された送信ＲＦパルスをピークパワーが数キロ〜数１０キロワットのＲＦ波に増幅し、送信信号として、送受信ケーブル１０６を介してＲＦアンテナ１０３に供給する。

送受信ケーブル１０６は、増幅器２０３、カプラー３２１およびＲＦスイッチ３１０を介して、パルス生成部２０１とＲＦアンテナ１０３との間を接続するＲＦ同軸ケーブルである。増幅器２０３からＲＦアンテナ１０３の間は高耐圧のＲＦ同軸ケーブルである必要がある。本実施形態では、パルス生成部２０１とＲＦアンテナ１０３とは、チャンネル毎に接続される。このため、送受信ケーブル１０６は、チャンネルと同数設けられる。図２に示す例では、ＲＦアンテナ１０３が４チャンネルであるため、ＲＦアンテナ１０３とパルス生成部２０１は、４本の送受信ケーブル１０６で接続される。

送受信ケーブル１０６を介して送信信号を供給されたＲＦアンテナ１０３の各チャンネル１０３−１〜１０３−４は、ＲＦパルスを被検体１１２に対して照射する。また、送信信号の一部は、供給されたチャンネルおよび供給されたチャンネルとカップリングを生じている他のチャンネルからの回り込みの逆行波となって受信・検出部２０４側に戻る。

ＲＦパルスを照射された被検体１１２は、ＮＭＲ信号を発生する。ＮＭＲ信号は、ＲＦアンテナ１０３の各チャンネル１０３−１〜１０３−４および／または受信専用アンテナ３２３で受信される。

ＲＦスイッチ３１０は、数十キロワットのハイパワーのＲＦに対応したＲＦスイッチであり、ＲＦ送受アンテナの送信と受信とを切り替えるスイッチである。ＲＦアンテナで受信されたＮＭＲ信号は、ＲＦスイッチ３１０により、送信信号から分離され、受信増幅器３２２に入力され、受信増幅器３２２において増幅される。増幅されたＮＭＲ信号は、ＡＤ変換器３２０に入力され、所定のサンプリング周期でサンプリングされることによりデジタル信号に変換され、ＡＤ変換器３２０からデータ処理部１０５に出力される。また、受信専用アンテナ３２３が配置されている場合には、被検体１１２の発生するＮＭＲ信号は、受信専用アンテナ３２３で受信され、ＡＤ変換器３２０でサンプリングされてデジタル信号に変換され、データ処理部１０５に出力される。データ処理部１０５は、受信信号を用いて画像再構成等を行う。

カプラー３２１は、増幅器２０３からＲＦアンテナ１０３の各チャンネルに向かう方向にカプラー３２１を通過する送信信号（進行波）と、ＲＦアンテナ１０３の各チャンネルから増幅器２０３に戻る方向でカプラー３２１を通過する反射信号（反射波）にそれぞれ比例した、ごく僅かな（例えば１０万分の１程度、−５０ｄＢに相当する）の進行波と反射波を取り出し、それぞれ所定の端子から出力する。カプラー３２１の取り出した進行波は、パワー測定器２０２に入力され、そのパワー（振幅）が測定される。カプラー３２１の取り出した反射波は、ＲＦスイッチ３１１により、パワー測定器２０２に入力されるとともに、もう一つのＲＦスイッチ３１２を介して、ＡＤ変換器３２０にも入力される。これにより、カプラー３２１の取り出したい反射波は、パワー測定器２０２により、そのパワー（振幅）が測定され、ＡＤ変換器３２０によりサンプリングされることにより、その波形が検出される。パワー測定器２０２の測定結果およびＡＤ変換器３２０の検出波形は、データ処理部１０５に出力される。ＡＤ変換器は、パワー測定器２０２よりもずっと短い検出時間間隔で信号処理するため、データ処理部１０５は、反射波の絶対値だけでなく、位相まで検出することができる。なお、ＲＦスイッチ３１１，３１２は、ローパワーのＲＦスイッチである。

このように、カプラー３２１、パワー測定器２０２、ＡＤ変換器３２０は、チャンネル１０３−１〜１０３−４ごとに、その反射信号（反射波）を検出する検出部２００を構成している。なお、ＡＤ変換器３２０は、反射信号の検出するだけでなく、ＮＭＲ信号の受信信号の検出も行うが、反射信号とＮＭＲ信号は、発生するタイミングが異なり、ＮＭＲ信号の発生のタイミング方が反射信号の発生のタイミングよりも遅いため、両者は重畳せず、ＡＤ変換器３２０により両方の波形を別々に検出することができる。

［データ処理部の構成］
データ処理部１０５は、図３に示すように、パルス生成部２０１に生成すべき送信信号の指示する波形データ供給部２１２と、ＲＦコイル１０３のＱ値を求めるＱ値算出部２１３と、ＲＦアンテナ１０３からＲＦパルスを照射した場合の被検体における比吸収率の予測値をＱ値を用いて算出するＳＡＲ算出部２１５と、ＲＦアンテナ１０３に供給される送信信号のパワーＰ_{ｉｎｐｕｔ}を算出するパワー算出部２１６と、ＮＭＲ信号の受信信号を処理して画像を再構成等する受信信号処理部２１７と、パラメータ等を格納する格納部２１９とを備えている。

本実施形態では、ＲＦアンテナ１０３の複数のチャンネル１０３−１〜１０３−４に同時に送信信号を供給した場合の、複数のチャンネル１０３−１〜１０３−４からの反射信号を、チャンネル間のカップリングにより生じた回り込みの信号も含めて検出部２００によって検出する。すなわち、複数のチャンネルのうち１つのチャンネルに供給した送信信号が他のチャンネルから回り込む（反射される）信号も含めて、各チャンネルからの反射信号を検出部２００により検出する。Ｑ値算出部２１３は、これら反射信号を用いてＲＦアンテナのＱ値を求めることにより、チャンネル間のカップリング作用が反映されたＱ値を得る。ＳＡＲ算出部２１５は、このＱ値を用いて、ＲＦアンテナ１０３からＲＦパルスを照射した場合の被検体における比吸収率の予測値を算出する。よって、本実施形態のＭＲＩ装置では、複数のチャンネルを持つＲＦアンテナについて、チャンネル間のカップリング作用が加味された精度のよいＳＡＲを求めることができ、精度よくＳＡＲマネジメントを行うことができる。

本実施形態では、図３のように、Ｑ値算出部２１３は、チャンネルごとの反射係数の集合である散乱行列を求める反射係数決定部２１４を備える構成とする。反射係数決定部２１４は、ＲＦアンテナ１０３の複数のチャンネルのうちの一つのチャンネルに電気信号である送信信号を供給し、送信信号の高周波アンテナによる反射信号を複数のチャンネルごとにそれぞれ検出部２００に検出させる。この動作を、複数のチャンネルについて繰り返した後、反射係数決定部２１４は、チャンネルごとの反射係数の集合である散乱行列を求める。この場合、Ｑ値算出部２１３は、反射係数決定部２１４が求めた散乱行列を用いてＱ値を求める。

具体的には、反射係数決定部２１４は、反射係数を、送信信号の供給を受けたチャンネルと、反射信号を出力したチャンネルとの組み合わせごとに求める構成とする。

さらに具体的には、反射係数決定部２１４は、被検体１１２が撮像空間に配置された状態の散乱行列を求め、Ｑ値算出部２１３は、予め求めておいた被検体１１２を配置していない状態の散乱行列と、反射係数決定部２１４が求めた被検体１１２が配置された状態の散乱行列とを用いてＱ値を求める構成とすることができる。

さらに具体的な手法としては、Ｑ値算出部２１３は、散乱行列と、複数のチャンネルに対して同時に供給する送信信号をそれぞれ成分とするベクトルとを乗算して得られるベクトルの各成分を、送信信号をベクトルの各成分でそれぞれ除算することによって、チャンネルごとの反射信号を示す反射ベクトルを得る。Ｑ値算出部２１３は、この反射ベクトルを用いてＱ値を算出することができる。

このとき、検出部２００は、反射信号の絶対値成分と位相成分を検出可能な構成であるため、反射係数決定部２１４は、反射信号の絶対値成分と位相成分を用いて、反射係数を複素数として求めることができる。

また、Ｑ値算出部２１３は、ＲＦシムパラメータ選択部２１８をさらに備えてもよい。ＲＦシムパラメータ選択部２１８は、チャンネルごとに供給する送信信号を複数種類に変化させて、それぞれ反射ベクトルを得る。そして、ＲＦシムパラメータ選択部２１８は、得られた複数の反射ベクトルを用いて、ＲＦアンテナ１０３から照射されるＲＦパルスの磁場分布のばらつき（均一度）が所定値以下となる送信信号を、上記複数種類の送信信号の中から選択する。これにより、Ｑ値算出部２１３は、ＲＦシミングも実現できる。

以下、本実施形態のＭＲＩ装置を用いて撮像を行う際のデータ処理部１０５の各部の動作を図４のフローを用いて説明する。

まず、撮影前の例えば装置メンテナンス等のタイミングにおいて、被検体が撮像空間に配置されていない状態（無負荷状態）で、式（３）で表されるＲＦアンテナ１０３の散乱行列Ｓを、予め定めた３以上の異なる周波数ｆの送信信号について、それぞれ求める（Ｓ１２０１）。散乱行列Ｓの各要素Ｓ_ｉｊは、ＲＦアンテナ１０３の各チャンネルの反射係数であり、最初の添え字ｉは、反射波が計測されるチャンネルの番号を示し、２番目の添え字ｊは、その反射を生じる送信信号が入力されたチャンネルの番号を示す。例えば、Ｓ_２１は、チャンネル１に入力された送信信号のうち、チャンネル２から反射波となって戻ってくる割合（反射係数）を示している。なお、式（３）はチャンネル数がＭの場合のＳ行列を示している。以下の説明では、チャンネル数Ｍ＝４の場合を例に説明する。また、４つのチャンネルを、それぞれチャンネル１〜４と呼ぶ。

ステップＳ１２０１において、散乱行列Ｓを求めるために、反射係数決定部２１４は、波形データ供給部２１２に指示して、予め定めておいた所定の周波数の所定の強度の送信信号をパルス生成部２０１に生成させ、増幅器２０３で増幅させてチャンネル１のみに送信信号を供給する。送信信号のパワー（振幅）は、パワー測定器２０２によって測定する。送信信号の位相は、パルス生成部２０１が生成した送信信号の位相である。図５に送信信号（進行波）の波形３０１を示す。

照射アンテナのチャンネル１の入力インピーダンスが、送受信ケーブルのインピーダンスからずれていると、チャンネル１に供給された送信信号により、チャンネル１において反射信号（反射波）が生じる。また、チャンネル間のカップリングがある場合、他のチャンネル２〜４においても反射信号が生じる。各チャンネルの受信・検出部２０４の検出部２００において、反射信号のパワー（振幅）と波形をそれぞれパワー測定器２０２とＡＤ変換器３２０により計測する。反射係数決定部２１４は、ＡＤ変換器３２０の検出した、各チャンネル１〜４の反射波の波形から振幅と位相を求める。図５に示すように反射波の波形３０２は、振幅および位相が進行波の波形３０１とは異なっている。反射係数決定部２１４は、進行波と反射波の波形をそれぞれ振幅と位相を含む複素数で表し、その比（反射係数）を求める。反射波を測定した各チャンネルごとに求めた反射係数を、散乱行列Ｓの要素Ｓ_１１，Ｓ_２１，Ｓ_３１，Ｓ_４１とする。

反射係数決定部２１４は、上記送信信号の供給および反射信号の測定を、チャンネル２，３，４について順次行うことにより、４×４の散乱行列Ｓの各要素を求める。

反射係数決定部２１４は、送信信号の周波数を予め定めた３以上の周波数に変えて、散乱行列Ｓをそれぞれ求める。例えば、１２２．５ＭＨｚから０．２ＭＨｚ置きに１２４．５ＭＨｚまで１１点の周波数についてそれぞれ散乱行列Ｓを測定する。

反射係数決定部２１４は、測定した散乱行列Ｓを格納部２１９に格納する。

つぎに、データ処理部１０５は、被検体１１２と、必要に応じて受信専用アンテナ３２３を撮像空間にそれぞれ配置するよう操作者に促す表示を表示装置１０８に表示する（Ｓ１２０２）。

つぎに、データ処理部１０５は、公知のプリスキャンを実行し、ＲＦアンテナ１０３が照射するＲＦパルスの照射周波数の決定、マグネット１０１の形成する静磁場Ｂ０のシミング、受信増幅器３２２の受信ゲインの決定、増幅器２０３の照射ゲインの決定、ＲＦアンテナ１０３が照射するＲＦパルスの磁場Ｂ１の分布（Ｂ１マップ）の取得などを行う（Ｓ１２０３）。

つぎに、反射係数決定部２１４は、被検体１１２が撮像空間に配置された状態で、ＲＦアンテナ１０３の散乱行列Ｓを測定する。ＲＦアンテナ１０３のインピーダンスＺは、ＲＦアンテナ１０３の内部に配置される被検体１１２の大きさ、体組成などに大きく依存して変動する。大きな被検体１１２がＲＦアンテナ１０３内部に入ったり、被検体１１２がＲＦアンテナ１０３の導体近くに配置された場合、ＲＦアンテナ１０３の負荷は大きくなり、インピーダンスＺは変化する（下がる）。このため、被検体１１２が配置された状態で散乱行列Ｓを測定する。具体的には、被検体１１２が配置された状態の散乱行列の複素の対角項と非対角項を計測する（Ｓ１２０４）。測定方法は、ステップＳ１２０１と同様である。

ＲＦシミングにより照射磁場の空間均一度を高めたＲＦパルスを照射するために、ＲＦアンテナ１０３のチャンネル１〜４にそれぞれ供給される送信信号ｈ_１、ｈ_２、ｈ_３、ｈ_４は、「ＲＦシムパラメータ」と呼ばれる。送信信号ｈ_１、ｈ_２、ｈ_３、ｈ_４は、振幅と位相を複素数で表したものである。格納部２１９には、被検体１１２の部位ごとに、選択する可能性のあるＲＦシムパラメータｈのセットが格納されている。Ｑ値算出部２１３は、現在、撮像空間に配置されている被検体１１２の部位に応じて、選択する可能性のあるＲＦシムパラメータｈのセットを格納部２１９から読み出す（Ｓ１２０５）。

つぎに、Ｑ値算出部２１３は、それぞれ３以上の周波数について、ステップＳ１２０１で求めた無負荷（被検体なし）の場合の散乱行列と、ステップＳ１２０６で求めた有負荷（被検体あり）の場合の散乱行列Ｓについて、式（４）により、ＲＦシムパラメータｈの振幅と位相を持つ送信信号をチャンネル１〜４に同時に供給した場合に生じるチャンネル１〜４で生じる反射係数Ｓ_{ｓｉｍｕｌ１}、Ｓ_{ｓｉｍｕｌ２}、Ｓ_{ｓｉｍｕｌ３}、Ｓ_{ｓｉｍｕｌ４}を要素とする反射ベクトルＳ_{ｓｉｍｕｌ}を求める（Ｓ１２０６）。

Ｑ値算出部２１３は、上述のように求めた、無負荷の場合と、有負荷の場合のそれぞれ３以上の周波数の反射係数Ｓ_{ｓｉｍｕｌ１}、Ｓ_{ｓｉｍｕｌ２}、Ｓ_{ｓｉｍｕｌ３}、Ｓ_{ｓｉｍｕｌ４}を式（５）のＳとして代入し、チャンネル１〜４ごとにインピーダンスＺを求める。なお、Ｚ_０は、系の特性インピーダンスである。

Ｑ値算出部２１３は、式（５）により求めた、無負荷の場合と、有負荷の場合のそれぞれ３以上の周波数３についてのインピーダンスＺを縦軸、周波数ｆを横軸としてプロットする。プロット結果から、そのチャンネルのインピーダンスＺのピークを求め、その最大値|Ｚ|_ｍａｘとなるときに周波数ｆ(|Ｚ|_ｍａｘ）と、ピーク幅δfをそれぞれ求め、式（６）から、有負荷の場合のＱ値（Ｑ_{ｌｏａｄｅｄｉ}）と無負荷の場合のＱ値（Ｑ_{ｅｍｐｔｙｉ}）を算出する（Ｓ１２０６）。ピーク幅δｆは、インピーダンスＺが最大値|Ｚ|_ｍａｘの１／√２倍の位置でのピークの周波数幅である。

ＳＡＲ算出部２１５は、式（７）により、チャンネルごとに被検体消費パワーＰ_{ｏｂｊｅｃｔ}を算出し、被検体の体重で割ることによって、そのチャンネルの全身ＳＡＲの予測値を算出する（ステップＳ１２０６）。

Ｑ_{ｅｍｐｔｙ＿ｉ}は、無負荷の状態でのチャンネルｉのＱ値、Ｑ_{ｌｏａｄｅｄ＿ｉ}は、有負荷の状態のチャンネルｉのＱ値、Ｐ_{ｉｎｐｕｔｉ}は、チャンネルｉへの入射パワーである。ここでチャンネルｉの入射パワーＰ_{ｉｎｐｕｔｉ}は、式（８）により求めることができる。ここで、Ｐ_ｆｗｄｉは、チャンネルｉの進行波パワーであり、Ｐ_ｒｅｆｉは、反射波パワーであり、ＳＡＲ算出部２１５は、パワー測定器２０２が測定した値を用いる。

上記処理により、ＳＡＲ算出部２１５は、全身ＳＡＲの予測値を、ステップＳ１２０５で読み出したＲＦシムパラメータｈ毎に求める（Ｓ１２０６）。

ＲＦシムパラメータ選択部２１８は、ステップＳ１２０６で求めたＲＦシムパラメータｈ毎の全身ＳＡＲの予測値、および、ステップＳ１２０３で計測したＲＦパルスの磁場Ｂ１のマップ等から、ＲＦパルスの磁場の分布の均一度が所定値以下で、全身ＳＡＲの予測値が所定の範囲内の撮像に最適なＲＦシムパラメータｈを選択する（Ｓ１２０７）。

データ処理部１０５は、ステップＳ１２０７で選択したＲＦシムパラメータｈを用いて、被検体１１２の本撮像を実行する。すなわち、所定のパルスシーケンスにしたがったタイミングで、波形データ供給部２１２はパルス生成部２０１にパルス波形の生成を指示し、ＲＦアンテナ１０３の各チャンネルにＲＦシムパラメータｈに従った強度分布の送信信号を供給し、ＲＦパルスを被検体１１２に照射させる。また、傾斜磁場電源１０９に指示して、所定のタイミングで傾斜磁場を被検体１１２に印加させる。被検体１１２が生じたＮＭＲ信号は、受信専用アンテナ３２３またはＲＦアンテナ１０３で受信し、ＡＤ変換器３２０によりサンプリングする。データ処理部１０５の受信信号処理部２１７は、ＡＤ変換器３２０の出力を処理して、画像を再構成する。このとき、パワー測定器２０２により、実際の進行波パワーと反射波パワーを測定する。

この本撮像において、パワー測定器２０２は、進行波パワーと反射波パワーを測定し、ＳＡＲ算出部２１５は、本撮像における全身ＳＡＲの値を公知の演算方法により算出する。そして、全身ＳＡＲの値に応じて、ＲＦパルスの強度を調整するＳＡＲマネジメントを公知の手法により行う（Ｓ１２０８）。

上述してきたように、本実施形態においては、反射係数ＳにＲＦシムパラメータｈを乗算することにより、各チャンネルに同時に送信信号が供給された場合の各チャンネルの反射係数（反射ベクトル）を求め、これを用いてＱ値を算出し、ＳＡＲを算出している。これにより、チャンネル間のカップリングによる反射信号を加味して、反射係数を求めることができるため、カップリングが生じるＲＦアンテナのＳＡＲの予測値を精度よく算出できる。よって、精度よくＳＡＲマネジメントを行うことができる。

本実施形態において、データ処理部１０５は、ＣＰＵとメモリと記憶装置とを備える構成とし、データ処理部１０５が実現する各部（Ｑ値算出部２１３、ＳＡＲ算出部２１５）等の機能は、記憶装置に格納されたプログラムを、データ処理部１０５のＣＰＵがメモリにロードして実行するソフトウエアにより実現することができる。また、データ処理部１０５の機能の全部または一部を、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）、ＦＰＧＡ（ｆｉｅｌｄ−ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ ｇａｔｅ ａｒｒａｙ）などのハードウェアによって実現してもよい。また、各機能の処理に用いる各種のデータ、処理中に生成される各種のデータは、記憶装置（格納部２１９）に格納される。

＜＜第２の実施形態＞＞
第２の実施形態は、ＲＦの進行波と反射波の絶対値（振幅）の測定はできるが、位相は測定できない構成のＭＲＩ装置である場合について説明する。

第２の実施形態のＭＲＩ装置の検出部２００は、第１の実施形態の図２の検出部２００とほぼ同様であるが、カプラー３２１が検出した反射波がパワー測定器２０２にのみ入力され、ＡＤ変換器３２０には入力されない構成である。すなわち、第２の実施形態のＭＲＩ装置は、図２におけるカプラー３２１とＡＤ変換器３２０を接続する配線２３０およびＲＦスイッチ３１１，３１２を備えていない。このため、第２の実施形態のＭＲＩ装置は、反射波の位相を検出することができない。そこで、本実施形態では、ＲＦシムパラメータｈの送信信号を実際にチャンネル１〜４に同時に供給し、チャンネル１〜４で生じる反射波を実測することにより、反射係数Ｓ_{ｓｉｍｕｌ１}、Ｓ_{ｓｉｍｕｌ２}、Ｓ_{ｓｉｍｕｌ３}、Ｓ_{ｓｉｍｕｌ４}を要素とする反射ベクトルＳ_{ｓｉｍｕｌ}を求める。

より具体的に説明すると、本実施形態では、反射係数決定部２１４は、反射信号の絶対値成分のみを用いて散乱行列Ｓを求める。Ｑ値算出部２１３は、絶対値成分のみを用いて求めた散乱行列ＳからＱ値を算出する。ＳＡＲ算出部２１５は、このＱ値を用いてＳＡＲの予測値を算出する。Ｑ値算出部２１３は、ＳＡＲの予測値が所定の範囲内となる送信信号のチャンネルごとの組み合わせ（ＲＦシムパラメータ）を求めた後、求めたＲＦシムパラメータの送信信号を実際に各チャンネルに供給し、これにより検出部２００が実際に検出したチャンネルごとの反射信号を用いて、再度、Ｑ値を算出する。この再算出したＱ値を用いて、本撮像のＳＡＲマネジメントを行う。

これにより、絶対値成分のみしか検出できない検出部２００であっても、チャンネル間カップリングが加味された反射波行列を用いてＱ値を求めることができる。また、このＱ値を用いて選択したＲＦシムパラメータを用いて実際にＲＦパルスの照射を行い、その反射波を測定して、再度Ｑ値を算出することにより、Ｑ値の算出精度を高めることができる。よって、再算出したＱ値を用いて本撮像のＳＡＲマネジメントを行うことにより、ＳＡＲマネジメントの精度を向上させることができる。

以下、本実施形態のＭＲＩ装置を用いて撮像を行う際のデータ処理部１０５の各部の動作を図６のフローを用いて説明する。図６のフローにおいて、第１の実施形態の図４のフローと同様のステップについては、同じ符号を付している。

図６のフローにおいて、ステップＳ１２１１において、第１の実施形態の図４のフローのステップＳ１２０１と同様に、反射係数決定部２１４は、１チャンネルごとに送信信号を入力させ、すべてのチャンネルの反射波をパワー測定器２０２で計測させる。これにより、被検体が撮像空間に配置されていない状態の散乱行列Ｓを求める。ただし、本実施形態では、パワー測定器２０２は、進行波、反射波の振幅を計測できるが、位相を計測できない。よって、反射係数決定部２１４は、式（９）により、パワー測定器２０２が測定した反射波の振幅Ｐ_ｒｅｆｉ(freq)を進行波の振幅Ｐ_ｆｗｄｉ(freq)で除算した値の平方根を計算することにより、式（３）の散乱行列の各要素（対角項の絶対値及び非対角項の絶対値）を算出する。これを、送信信号の周波数を３以上に変えてそれぞれ散乱行列Ｓを求める。

図６のステップＳ１２０２，１２０３は、第１の実施形態と同様に行う。

つぎに、第１の実施形態のステップＳ１２０４と同様に、反射係数決定部２１４は、被検体が撮像空間に配置されている有負荷の状態で散乱行列Ｓを求めるが、ステップＳ１２１１と同様に、散乱行列の各要素（対角項の絶対値及び非対角項の絶対値）を算出する（Ｓ１２１４）。

そして、患者の部位により、選択する可能性のあるＲＦシムパラメータｈのセットを準備する（Ｓ１２０５）。

つぎに、Ｑ値算出部２１３は、ステップＳ１２１１とＳ１２１４において、無負荷と有負荷で、それぞれ３周波数以上について得たＳ行列の対角項成分の絶対値｜Ｓ_１１｜、｜Ｓ_２２｜、｜Ｓ_３３｜、｜Ｓ_４４｜を後述する式（１０）で表したＬＣＲ回路モデルにフィッティングして、｜Ｓ_１１｜、｜Ｓ_２２｜、｜Ｓ_３３｜、｜Ｓ_４４｜に対応するＬ，Ｃ，Ｒの値（回路要素の特定値）を求める。これにより、位相を求めることができる（Ｓ１２１６）。

まず、反射ベクトル｜Ｓ_１１｜に対応するＬ、Ｃ、Ｒ値の算出方法について具体的に説明する。ＲＦアンテナ１０３の各チャンネルは、その共振周波数付近の狭い周波数範囲で、単純なＬＣＲ（インダクタ、キャパシタ、抵抗）共振回路モデルで置き換えることができる。図７に、ＲＦアンテナ１０３の２つのチャンネルの共振回路モデル７００を示す。図７の共振回路モデル７００は、２つのチャンネルにそれぞれ対応するＬＣＲ共振回路７０１，７０２を備えている。ＬＣＲ共振回路７０１は、直列に接続されたインダクタ７４０と、キャパシタ７２０及び抵抗７３０によりループを形成している。キャパシタ７２０には、送信信号を供給する増幅器２０３に対応するＲＦ周波数源７１０が並列に接続され、並列共振回路を構成している。同様に、ＬＣＲ共振回路７０２もインダクタ７４１と、キャパシタ７２１及び抵抗７３１の３つの回路要素で構成されている。共振回路モデル７００のうち、ＬＣＲ共振回路７０１の反射係数Ｓは、インダクタ７４０のインダクタンスＬ、キャパシタ７２０の容量Ｃ、抵抗７３０の抵抗値Ｒと、周波数ｆを用いて式（１０)で表される。Ｚ_０は、系の特性インピーダンスである。すなわち、反射係数Ｓは、ｆの関数である。

Ｑ値算出部２１３は、ステップＳ１２２３で求めた｜Ｓ_１１｜を上記式（１０）の左辺Ｓとし、Ｌ、Ｃ、Ｒをパラメータとして最小二乗法フィッティングすることにより、実効的なＬ、Ｃ、Ｒの値を得る。フィッティングには、例えば、汎用の非線形最小二乗法フィッティングのアルゴリズムを使用する。すなわち、Ｌ、Ｃ、Ｒの値を、予め定めた初期値から、予め定めた変化量ずつ、予め定めた範囲で変化させ、最小二乗法により、最もフィットするＬ、Ｃ、Ｒの値の組を解として求める。このようにＬ，Ｃ，Ｒの組が決まったあと、求めたＬＣＲの値を式（１０）を代入すると、式（１０）は複素数で位相を持つので、Ｓ_１１の位相を求めることができる。同様に、｜Ｓ_２２｜、｜Ｓ_３３｜、｜Ｓ_４４｜についてもそれぞれ位相を求める（Ｓ１２１６）。

つぎに、結果得られたＬ，Ｃ，Ｒの値から式（１１）を用いて、有負荷の場合のＱ値（Ｑ_{ｌｏａｄｅｄｉ}）と無負荷の場合のＱ値（Ｑ_{ｅｍｐｔｙｉ}）を算出する。ＳＡＲ算出部２１５は、上述の式（７）により、チャンネルごとに被検体消費パワーＰ_{ｏｂｊｅｃｔ}を算出し、被検体の体重で割ることによって、そのチャンネルの全身ＳＡＲの予測値を算出する（Ｓ１２１６）。

なお、ω_０はＬＣＲ共振系の共振角速度であり、共振周波数ｆ_０に対して、ω_０＝２πｆ_０である。

ＲＦシムパラメータ選択部２１８は、ステップＳ１２１６で求めたＲＦシムパラメータｈごとの全身ＳＡＲの予測値、および、ステップＳ１２０３で計測したＲＦパルスの磁場Ｂ１のマップ等から、最適なＲＦシムパラメータｈを選択する（Ｓ１２０７）。

つぎに、第２の実施形態では、Ｑ値算出部２１３は、波形データ供給部２１２に指示し、ステップＳ１２０７で選択されたＲＦシムパラメータｈの振幅と位相を有する送信信号を、パルス生成部２０１から実際に各チャンネルに供給させ、ＲＦパルスの同時照射を行わせる。そして、Ｑ値算出部２１３は、各チャンネルの反射波の振幅をパワー測定器２０２から受け取る。これにより、ＲＦシムパラメータｈの振幅と位相を持つ送信信号をチャンネル１〜４に同時に供給した場合に生じるチャンネル１〜４で生じる反射係数Ｓ_{ｓｉｍｕｌ１}、Ｓ_{ｓｉｍｕｌ２}、Ｓ_{ｓｉｍｕｌ３}、Ｓ_{ｓｉｍｕｌ４}を要素とする反射ベクトルＳ_{ｓｉｍｕｌ}を、実測により求める。この同時照射と反射波の振幅測定は、ステップＳ１２１４で散乱行列Ｓを求めた周波数ｆ毎に行う。そして、Ｑ値算出部２１３は、測定した反射ベクトルＳの絶対値を、上述の式（１０）で表したＬＣＲ回路モデルにフィッティングして、Ｌ，Ｃ，Ｒの値（回路要素の特定値）を求める。その結果得られたＬ，Ｃ，Ｒの値から上記した式（１１）を用いて、有負荷の場合のＱ値（Ｑ_{ｌｏａｄｅｄｉ}）を算出する（Ｓ１２１８）。このＱ値（Ｑ_{ｌｏａｄｅｄｉ}）は、実際に同時照射した反射ベクトルＳを用いて求めたため、ステップＳ１２１６で求めたＱ値よりも精度があがっている。

一方、Ｑ値算出部２１３は、ステップＳ１２１１で求めた無負荷のＳ行列の絶対値｜Ｓ｜から、後述する第３の実施形態の方法を用いて無負荷の位相を含む複素数のＳ行列をあらかじめ求めておき、このＳ行列と、ステップＳ１２０７のＲＦシムパラメータｈを式（４）に代入して、反射係数Ｓ_{ｓｉｍｕｌ１}、Ｓ_{ｓｉｍｕｌ２}、Ｓ_{ｓｉｍｕｌ３}、Ｓ_{ｓｉｍｕｌ４}を要素とする反射ベクトルＳ_{ｓｉｍｕｌ}を求め、この反射ベクトルをインピーダンスＺへ変換し、Ｚの変化のピーク幅δf等を求め、式（６）により、無負荷の場合のＱ値（Ｑ_{ｅｍｐｔｙｉ}）を算出する（Ｓ１２１８）。このＱ値（Ｑ_{ｅｍｐｔｙｉ}）は、ステップＳ１２１６で求めたＱ値よりも精度があがっている。

ステップＳ１２０７で選択されたＲＦシムパラメータｈを用いて本撮像を行う。本撮像中は、ＳＡＲ算出部２１５は、パワー測定器２０２が実測した進行波パワー、反射波パワー、ステップＳ１２１８で算出したＱ_{ｌｏａｄｅｄｉ、}Ｑ_{ｅｍｐｔｙｉ}から全身ＳＡＲを計算し、全身ＳＡＲを本撮像中は常時モニタする。これにより、スキャン時のＳＡＲマネジメントを行う（Ｓ１２０９）。

本実施形態において、上述した以外のＭＲＩ装置の構成等は、第１の実施形態と同様であるので説明を省略する。

以上の方法により、チャンネル間カップリングが加味された散乱行列ＳをＲＦシムパラメータの最適化計算に取り入れることができるため、最適化計算中での全身ＳＡＲの予測精度が向上し、より正確なＳＡＲマネジメントとＢ１＋の均一度の最適化が達成できる。

＜＜第３の実施形態＞＞
第３の実施形態は、第２の実施形態と同様に検出部２００が絶対値のみしか検出できない構成であるが、計算により位相成分を算出することにより、複素数の反射係数を要素とする散乱行列Ｓを算出する。

以下、本実施形態の散乱行列Ｓの算出方法を図８のフローを用いて説明する。まず、被検体１１２とＲＦコイル１０３をＭＲＩ装置の撮像空間に配置する（ステップＳ１２２１）。

反射係数決定部２１４は、チャンネル１に送信信号を入力させ、すべてのチャンネルの反射波の振幅をパワー測定器２０２で計測させる（Ｓ１２２２）。これを、送信信号の周波数を複数に変えてそれぞれ行う。反射係数決定部２１４は、上述した式（９）により、パワー測定器２０２が測定した反射波の振幅Ｐ_ｒｅｆｉ(freq)を進行波の振幅Ｐ_ｆｗｄｉ(freq)で除算した値の平方根を計算することにより、式（３）の散乱行列の各要素｜Ｓ_１１｜、｜Ｓ_２１｜，｜Ｓ_３１｜，｜Ｓ_４１｜を算出する（Ｓ１２２３）。

チャンネル２〜４についてもステップＳ１２２２とＳ１２２３と同様に散乱行列の要素｜Ｓ_ｉｊ｜を算出する（Ｓ１２２４）。

求めた散乱行列の要素のうち、対角項成分｜Ｓ_１１｜、｜Ｓ_２２｜、｜Ｓ_３３｜、｜Ｓ_４４｜を上述の式（１０）で表したＬＣＲ回路モデルにフィッティングして、｜Ｓ_１１｜、｜Ｓ_２２｜、｜Ｓ_３３｜、｜Ｓ_４４｜に対応するＬ，Ｃ，Ｒの値（回路要素の特定値）を求める（Ｓ１２２５）。

このように、絶対値の散乱行列Ｓの対角項成分をそれぞれ回路モデルでフィッティングして、Ｌ、Ｃ、Ｒ値を求めることにより、その回路モデルの位相をそのチャンネルの位相情報として求めることができるため、実測の絶対値の散乱行列Ｓの対角項成分にそれぞれ付加することができる（Ｓ１２２５）。

散乱行列Ｓの非対角項成分の位相については以下のように求める。ここでは、複数チャンネルの２つのチャンネル間のカップリングを示す非対角項成分について考える。例えば、チャンネル１と２のカップリングを示す反射係数Ｓ_２１とＳ_１２を求める場合を考える。Ｓ_２１とＳ_１２に関しては、まだ絶対値しかわかっていない状況にある。ＲＦコイル１０３は、通常、受動素子のみで構成されており、アンプなどの能動素子は入っていないので、Ｓ_２１＝Ｓ_１２となる。従ってＳ_１２のみ求めればよい。

まず、チャンネル１とチャンネル２を同時に送信信号を供給して同時照射させ、チャンネル１とチャンネル２の反射波の絶対値を検出部２００により測定する。このとき、チャンネル１に供給する送信信号ｈ_１と、チャンネル２に供給する送信信号ｈ_２との位相差θを、複数種類に変えて、それぞれ反射波の絶対値を測定する。例えば、（ｈ_１，ｈ_２）＝（１，ｅｘｐ（ｉθ））として、θ＝０，０．２π，０．４π，０．６π，０．８πなどに設定し、送信信号の位相差を設定する。

２チャンネルを同時照射する場合、チャンネル１の実測される反射係数Ｓ_１は、ｈ_１，ｈ_２の位相差θと、ステップＳ１２２３、１２２４で求めた｜Ｓ_１１｜と｜Ｓ_１２｜とを用いて、式（１２）のように表される。αは、オフセット角度であり、Ｓ_１１に対するＳ_１２の位相差を示す。よって、実測した反射係数Ｓ_１と、設定したθと、ステップＳ１２２３、１２２４で求めた｜Ｓ_１１｜と｜Ｓ_１２｜とを式（１２）に代入することにより、Ｓ_１２の位相成分αを求めることができる（Ｓ１２２７）。このとき、θは、θ＝０，０．２π，０．４π，０．６π，０．８πなどに設定されているため、θごとに位相成分αが算出されるが、算出された位相成分αの一つを選択して以下のステップに用いてもよいし、算出された複数の位相成分αの平均値や代表値等を算出して、以下のステップに用いてもよい。算出された複数の位相成分αから、以下のステップに用いる位相成分αを算出することにより、位相成分αの精度を高めることができる。

同様に、散乱行列Ｓの他の要素Ｓ_１３，Ｓ_１４，Ｓ_２３，Ｓ_２４についても、位相成分を求める（Ｓ１２２８）。

以上の方法で反射波の絶対値のみ測定できて、位相は測定できないＭＲＩ装置であっても、位相情報を含む散乱行列Ｓを求めることができる。

本実施形態の図８のステップＳ１２２２〜１２２８の散乱行列Ｓの算出方法を、第１の実施形態のステップＳ１２０４の代わりに行うことにより、反射波の絶対値のみ測定できるＭＲＩ装置であっても、第１の実施形態とほぼ同様の効果が得られる。

上述した第１及び第２の実施形態においては散乱行列ＳからＱ値を算出する方法と、要素が複素数の散乱行列Ｓの対角成分をＬＣＲ回路モデルでフィッティングすることにより、Ｌ，Ｃ，Ｒの値を求め、Ｌ，Ｃ，Ｒ値からＱ値を算出する方法を説明したが、算出方法は、第１及び第２の実施形態で述べた方法に限られず、種々の方法を用いることも可能である。

例えば、散乱行列Ｓを下式（１３）でインピーダンスを要素とする行列Ｚに変換する。但し、Ｅは対角項が全て１の対角行列である。求めた、行列Ｚの対角項成分のそれぞれについて、上述の式（６）を使用してＱ値を算出する。この式（１３）は前述の式（５）の行列形である。

つぎに、第１〜第３の実施形態におけるＳＡＲマネジメントをより具体的に説明する。ＳＡＲ算出部２１５は、ＳＡＲの予測と、実測による制御を行う。ＳＡＲの予測には、第１〜第３の実施形態で述べたように、有負荷の散乱行列Ｓを用いる。また、プリスキャンにおいて、被検体の撮像部位において、水素スピンが９０度倒れる基準パワーも計測しておく。

ＳＡＲ算出部２１５は、プリスキャンで得られた水素スピンが９０度倒れる基準パワーと、本撮影に用いられるＲＦシムパラメータｈと，有負荷と無負荷の散乱行列Ｓあるいは反射ベクトルＳ_{ｓｉｍｕｌ}と、その後に続く撮影シーケンスのＲＦパルスの波形、強度、頻度から、ＳＡＲを予測する。具体的には、上述の式（７）を用い、各チャンネルから被検体１１２に与えられるパワーである被検体消費パワーＰ_{ｏｂｊｅｃｔ}を計算し、すべてのチャンネルによって与えられる被検体消費パワーＰ_{ｏｂｊｅｃｔ}の合計の１０秒平均、及び６分平均を、ＳＡＲとして求める。全身ＳＡＲはＰ_{ｏｂｊｅｃｔ}を被検体の体重で割ることによって計算する。そして、算出結果が、ＩＥＣ（国際電気標準）などの安全規格、例えば体重１ｋｇあたり３ワット以下などの基準に適合しているか否かを判別し、不適合である場合は、適合するように制御する。

つまり、ＳＡＲ算出部２１５は、ＳＡＲの予測値が、上記安全規格で定める条件に適合しない場合には、例えば、撮影中に休止期間を設けることにより、ＳＡＲが規格で定める条件値を超えないよう、すなわち、安全規格に適合するよう制御する。又は、ＲＦパルスの波形、強度、頻度を変更することにより、安全規格に適合するよう制御する。

パワー測定器２０２は、本撮影が始まってからも被検体に照射したＲＦパルスの実測を継続し、ＳＡＲ算出部２１５は、予測した値と比較して測定器２０２によって実測した値が想定しているマージン以上に超えている場合には、安全に問題があると判定して警告を出したり、装置を緊急停止させたりする。

ＳＡＲの予測と実測との違いは式（７）に於いて、Ｐ_{ｉｎｐｕｔ}として使う値が異なる。予測では、９０度倒れる基準パワーから、その後に続く撮影シーケンスのＲＦパルスの波形、強度、頻度からＰ_{ｉｎｐｕｔ}を計算して予測するが、実測ではＰ_{ｉｎｐｕｔ}を実際に実測する。

上述してきたように、本実施形態によれば、ＲＦアンテナが複数チャンネルを有する場合であっても、ＭＲＩ装置の既存のハードウェアで測定可能な値を用いて散乱行列を算出し、さらにRFシムパラメータで同時照射の反射ベクトルを使用してＱ値を算出することで従来よりも正確な全身SARの推定ができる。すなわち、本実施形態によれば、装置コストを増大させず、ＳＡＲ算出値の過剰評価を回避してより高精度にＳＡＲマネジメントを行うことができる。

従来のＭＲＩ撮影におけるＳＡＲマネジメントでは、チャンネル間のカップリングが影響するため、散乱行列Ｓの対角項のみからＳＡＲを簡便に見積もるとＳＡＲを過大に見積もりがちで、その結果として撮影時間が伸びる、画質が劣化する、撮影枚数が減るなどの不利益が生じてしまうという問題があった。また、正確に見積もるためには、患者の撮影部位ごとに、ＲＦアンテナ１０３の全てのチャンネルの反射係数の測定、すなわち、進行波と反射波の振幅及び位相の測定が必要となり、そのためには、高価な測定器が必要であり、測定の時間もかかる。

これに対し、本実施形態によれば、このような従来技術による問題点を解決でき、ＭＲＩ装置１００に新たなハードウェアを追加することなく、患者の負担も増加させることなく、精度よく全身SARを得ることができ、この高精度な全身SARを用いて、正確なＳＡＲマネジメントが可能となる。

なお、上述した実施形態では、ＭＲＩ装置においてＳＡＲマネジメントを行うことについて説明したが、ＭＲＩ装置に限られず、数ｋＨｚから数ＧＨｚの周波数を持つ電磁波を使用し、その電磁波の送信パワーや送信パワーが人体に与えるＳＡＲをマネジメントする必要があるあらゆる機器に適用することができる。例えば、公知のＴｒａｎｓｍｉｔ ＳＥＮＳＥ技術や、その発展形であるスポーク励起の技術などにも適用可能である。ＲＦシミングの方法では、１度のＲＦ照射時に各照射チャンネルの位相と振幅がチャンネル毎に異なって設定されるが、ＲＦ波形は、各チャンネルにおいて同じであり、ＲＦ照射中にＲＦシムパラメータ“ｈ”が変化しない。一方、Ｔｒａｎｓｍｉｔ ＳＥＮＳＥの技術やスポーク励起の技術では、一度のＲＦ照射波形が時間的に短冊状に分かれており、その短冊１つ１つに異なるＲＦシムパラメータ“ｈ”が設定される。つまり１つのＲＦ照射波形が、合計Ｋ個の時間に分割されている場合、Ｋ種類のＲＦシムパラメータが設定され、その分同時照射のＳベクトルの計算回数、全身ＳＡＲの計算回数が増える。しかしながら、ＳＡＲの基本的な計算方法は、Ｔｒａｎｓｍｉｔ ＳＥＮＳＥの技術やスポーク励起の技術も、ＲＦシミングと変わることがないので、本発明の適用が可能である。

なお、本発明の実施形態は、上述した各実施形態に限定されず、発明の趣旨を逸脱しない範囲において、種々の追加・変更等が可能である。

１００：ＭＲＩ装置、１０１：マグネット、１０２：傾斜磁場コイル、１０３：ＲＦアンテナ、１０４：送受信機、１０５：データ処理部、１０６：送受信ケーブル、１０７：傾斜磁場制御ケーブル、１０８：表示装置、１０９：傾斜磁場電源、１１１：ベッド、１１２：被検体、２０１：パルス生成部、２０２：測定器、２０３：増幅器、２１２：供給部、２１３：Ｑ値算出部、２１４：散乱行列決定部、２１５：ＳＡＲ算出部、２１６：パワー算出部、３０１：進行波、３０２：反射波、７００：共振回路モデル、７０１：ＬＣＲ共振回路、７０２：ＬＣＲ共振回路、７１０：ＲＦ周波数源、７２０：キャパシタ、７３０：抵抗、７４０：インダクタ、７５０：相互インダクタンス係数Ｍ

Claims (14)

1. 撮像空間に配置された被検体に高周波パルスを照射する高周波アンテナと、
   前記高周波アンテナのＱ値を求めるＱ値算出部と、
   前記Ｑ値を用いて、前記高周波アンテナから高周波パルスを照射した場合の前記被検体における比吸収率の予測値を算出するＳＡＲ算出部とを有し、
   前記高周波アンテナは、複数のチャンネルを含み、
   前記Ｑ値算出部は、前記高周波アンテナの前記複数のチャンネルに同時に電気信号である送信信号を供給した場合の、前記高周波アンテナの前記複数のチャンネルそれぞれの反射信号を、前記複数のチャンネルのうち１つのチャンネルに供給した前記送信信号が他のチャンネルから反射される信号も含めて求め、前記反射信号を用いて前記高周波アンテナのＱ値を求め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に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記チャンネルごとに前記反射信号を検出する検出部をさらに有し、
   前記Ｑ値算出部は、前記高周波アンテナの複数のチャンネルのうちの一つのチャンネルに電気信号である送信信号を供給し、前記送信信号の前記高周波アンテナによる反射信号を前記複数のチャンネルごとにそれぞれ前記検出部に検出させる動作を、複数のチャンネルについて繰り返すことにより、前記チャンネルごとの反射係数の集合である散乱行列を求める反射係数決定部を備え、前記反射係数決定部が求めた前記散乱行列を用いて前記Ｑ値を求め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２に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記反射係数決定部は、前記反射係数を、前記送信信号の供給を受けたチャンネルと、前記反射信号の出力したチャンネルとの組み合わせごとに求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記反射係数決定部は、前記被検体が前記撮像空間に配置された状態の前記散乱行列を求め、
   前記Ｑ値算出部は、予め求めておいた前記被検体を配置していない状態の前記散乱行列と、前記反射係数決定部が求めた前記被検体が配置された状態の前記散乱行列とを用いて前記Ｑ値を求め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４に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記Ｑ値算出部は、前記散乱行列と、前記複数のチャンネルに対して同時に供給する前記送信信号をそれぞれ成分とするベクトルとを乗算して得られるベクトルの各成分を、前記送信信号をベクトルの各成分でそれぞれ除算することによって、前記チャンネルごとの反射信号を示す反射ベクトルを得て、当該反射ベクトルを用いて前記Ｑ値を算出す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２に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記検出部は、前記反射信号の絶対値成分と位相成分を検出し、
   前記反射係数決定部は、前記反射信号の絶対値成分と位相成分を用いて、前記反射係数を複素数として求め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５に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記Ｑ値算出部は、前記チャンネルごとの前記送信信号を複数種類に変化させて、それぞれ前記反射ベクトルを得て、当該複数の反射ベクトルを用いて、前記Ｑ値を算出し、
   前記ＳＡＲ算出部は、前記複数種類の送信信号ごとに、前記Ｑ値を用いて前記比吸収率を算出し、
   前記Ｑ値算出部は、前記比吸収率が所定の範囲内である前記送信信号の組み合わせを、本撮像用送信信号として選択す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７に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記Ｑ値算出部は、前記比吸収率が所定の範囲内であるという条件に加えて、前記送信信号により照射される前記ＲＦパルスの磁場分布の均一度が所定値以下であるという条件も加えて前記本撮像用送信信号を選択することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
9. 請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記検出部は、前記反射信号の絶対値成分のみを検出し、
   前記反射係数決定部は、前記反射信号の絶対値成分のみを用いて前記散乱行列を求め、
   前記Ｑ値算出部は、前記絶対値成分のみを用いて求めた前記散乱行列から前記Ｑ値を算出し、さらに、当該Ｑ値を用いて前記ＳＡＲ算出部が求めた比吸収率の予測値から、比吸収率の予測値が所定の範囲内となる前記送信信号の前記チャンネルごとの組み合わせを求めた後、求めた前記チャンネルごとの前記送信信号の組み合わせを実際に前記各チャンネルに供給し、これにより前記検出部が実際に検出した前記チャンネルごとの前記反射信号を用いて、再度、前記Ｑ値を算出す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２に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記検出部は、前記反射信号の絶対値成分のみを検出し、
    前記反射係数決定部は、絶対値成分のみを用いて前記散乱行列を求め、
    前記Ｑ値算出部は、前記散乱行列の対角項成分の絶対値にフィッティングする回路モデルを求め、前記回路モデルの位相情報を求めることにより前記対角項成分の位相を算出す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１０に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記Ｑ値算出部は、前記フィッティングにより前記回路モデルの回路要素の特性値を求め、前記回路要素の特性値から前記位相情報を算出することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
12. 請求項１０に記載の磁気共鳴イメージングであって、
    前記Ｑ値算出部は、前記複数のチャンネルのうち２つのチャンネルに、所定の位相差の送信信号を供給し、前記検出部が検出した前記送信信号の絶対値と、反射信号の絶対値から、前記散乱行列の非対角項成分を算出す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１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記ＲＦアンテナの各チャンネルに接続され、前記送信信号を供給するケーブルと、前記高周波パルスを照射された前記被検体が発生するＮＭＲ信号を前記ＲＦアンテナが受信して出力する受信信号をサンプリングして波形を検出する波形検出部とを有し、
    前記ケーブルと前記波形検出部との間には、前記ケーブルを流れる前記チャンネルからの前記反射信号の一部を前記波形検出部に入力する配線が配置され、前記波形検出部は、前記反射信号の波形も検出することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
14. 撮像空間に配置された被検体に高周波パルスを照射する、複数のチャンネルを含む高周波アンテナと、前記高周波アンテナのＱ値を用いて、前記高周波アンテナから高周波パルスを照射した場合の前記被検体における比吸収率の予測値を算出するＳＡＲ算出部とを有する磁気共鳴イメージング装置の作動方法であって、
    前記高周波アンテナの前記複数のチャンネルに同時に電気信号である送信信号を供給した場合の、前記高周波アンテナの前記複数のチャンネルそれぞれの反射信号を、前記複数のチャンネルのうち１つのチャンネルに供給した前記送信信号が他のチャンネルから反射される信号も含めて求め、前記反射信号を用いて前記高周波アンテナのＱ値を求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置の作動方法。

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