WO2014034722A1 - 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

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WO2014034722A1
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三男 高木
Original Assignee
株式会社東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
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    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/288—Provisions within MR facilities for enhancing safety during MR, e.g. reduction of the specific absorption rate [SAR], detection of ferromagnetic objects in the scanner room
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
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    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G—PHYSICS
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    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/543—Control of the operation of the MR system, e.g. setting of acquisition parameters prior to or during MR data acquisition, dynamic shimming, use of one or more scout images for scan plane prescription

Definitions

  • the present embodiment as one aspect of the present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus and a method for calculating its specific absorption rate.
  • a magnetic resonance imaging apparatus measures an NMR signal (echo signal) generated by a nuclear spin that constitutes a subject, particularly a human tissue, and determines the form and function of the head, abdomen, limbs, and the like. It is an apparatus for imaging in a three-dimensional or three-dimensional manner. In imaging, the echo signal is given different phase encoding and frequency encoding depending on the gradient magnetic field. The measured echo signal is reconstructed into an image by two-dimensional or three-dimensional Fourier transform.
  • NMR signal echo signal generated by a nuclear spin that constitutes a subject, particularly a human tissue
  • a human body is irradiated (applied) with a high-frequency pulse (RF pulse: radiofrequency pulse).
  • RF pulse radiofrequency pulse
  • Irradiation with RF power mainly causes a heat generation effect on the human body, resulting in an increase in body temperature.
  • the rise in body temperature is considered to be only a few degrees, but the risk cannot be denied because it is a burden on the body's body temperature regulation mechanism.
  • SAR specific absorption ratio
  • SAR is calculated based on the following equation (1) in a spherical model with a uniform radius ⁇ and electrical conductivity ⁇ .
  • B 0 represents the static magnetic field strength
  • ⁇ represents the flip angle (rad)
  • D represents the work rate (duty cycle).
  • SAR predicted value Since it is difficult to actually measure the SAR for the human body during clinical practice, it is actually calculated as a predicted value of the SAR (hereinafter referred to as “SAR predicted value”).
  • SAR predicted value There are several methods for calculating the SAR predicted value, and there are a pulse energy method and a method of calculating from a past data and a simulation result using a table or the like.
  • the pulse energy method is a method of calculating a predicted SAR value from RF power actually irradiated to a human body and patient information.
  • the SAR predicted value includes an error in any method
  • the SAR predicted value is higher than the calculated value of the SAR predicted value (hereinafter referred to as “SAR predicted calculated value”) in consideration of the error. It must be displayed as a display value (hereinafter referred to as “SAR predicted display value”).
  • SAR predicted display value When a SAR prediction display value higher than the SAR prediction calculation value is displayed, safety is increased because it is easy to be restricted with a small RF power. However, in that case, there is a trade-off that the image quality is lowered and the number of images taken per hour is lowered, and convenience is deteriorated.
  • the magnitude of the error does not change depending on the patient or the part, but RF is added to the RF power (referred to as 90 degree condition) assumed for some reason.
  • RF is added to the RF power (referred to as 90 degree condition) assumed for some reason.
  • FIG. 1 Schematic which shows the hardware constitutions of the MRI apparatus of this embodiment.
  • the block diagram which shows the function of the MRI apparatus of this embodiment.
  • (A)-(C) are the figures for demonstrating a SAR estimation calculation value and a SAR estimation display value.
  • (A)-(C) are the figures for demonstrating a SAR estimation calculation value and a SAR estimation display value.
  • the figure which shows the relationship between a weight and a SAR estimation display value The figure which shows the relationship between the conventional SAR estimated display value and the SAR estimated display value of this embodiment.
  • the MRI apparatus when the weight of the subject or the imaging region in the subject is less than or less than a threshold value, the RF according to the difference between the weight and the threshold value.
  • Shift RF power calculation means for calculating shift RF power by shifting power, and specific absorption rate calculation for calculating a specific absorption rate based on the threshold and the shift RF power when the weight is less than or less than the threshold
  • specific absorption rate calculation for calculating a specific absorption rate based on the threshold and the shift RF power when the weight is less than or less than the threshold
  • the MRI apparatus uses the specific absorption rate calculated based on the weight of the subject or the imaging region in the subject and the RF power as the weight of the subject.
  • a specific absorptance calculating unit that corrects based on the corresponding correction amount and calculates a corrected specific absorptance; and a display unit that displays the corrected specific absorptance on a display device.
  • the calculation method of the specific absorption rate of the MRI apparatus is configured such that the weight and the threshold value when the weight of the subject or the imaging region in the subject is less than or less than the threshold value.
  • the RF power is shifted according to the difference between the two and the shift RF power is calculated.
  • the specific absorption rate is calculated based on the threshold and the shift RF power, and the ratio The absorption rate is displayed on the display device.
  • the average power of imaging can be increased, so that the image quality can be improved and the number of images captured per time (number of slices) can be increased. .
  • FIG. 1 is a schematic diagram showing a hardware configuration of the MRI apparatus of the present embodiment.
  • FIG. 1 shows an MRI apparatus 10 of the present embodiment that performs imaging on an imaging region of a subject (patient) P.
  • the MRI apparatus 10 mainly includes an imaging system 11 and a control system 12.
  • the imaging system 11 includes a static magnetic field magnet 21, a gradient magnetic field coil 22, a gradient magnetic field power source 23, a bed 24, a bed control unit 25, a transmission coil 26, a transmission unit 27, reception coils 28a to 28e, and a reception unit 29.
  • the static magnetic field magnet 21 is formed in a hollow cylindrical shape at the outermost part of a gantry (not shown), and generates a uniform static magnetic field in the internal space.
  • a static magnetic field magnet 21 for example, a permanent magnet or a superconducting magnet is used.
  • the gradient magnetic field coil 22 is formed in a hollow cylindrical shape, and is disposed inside the static magnetic field magnet 21.
  • the gradient coil 22 is formed by combining three coils corresponding to the x, y, and z axes orthogonal to each other, and these three coils individually supply current from a gradient magnetic field power source 23 described later.
  • a gradient magnetic field whose magnetic field strength changes along the x, y, and z axes is generated.
  • the z-axis direction is the same direction as the static magnetic field.
  • the gradient magnetic fields of the x, y, and z axes generated by the gradient magnetic field coil 22 respectively correspond to, for example, a readout gradient magnetic field Gr, a phase encoding gradient magnetic field Ge, and a slice selection gradient magnetic field Gs.
  • the readout gradient magnetic field Gr is used to change the frequency of an NMR (nuclear magnetic resonance) signal in accordance with the spatial position.
  • the phase encoding gradient magnetic field Ge is used to change the phase of the NMR signal in accordance with the spatial position.
  • the slice selection gradient magnetic field Gs is used to arbitrarily determine an imaging section.
  • the gradient magnetic field power supply 23 supplies current to the gradient magnetic field coil 22 based on the pulse sequence execution data sent from the control system 12.
  • the bed 24 includes a top plate 24a on which the subject P is placed.
  • the couch 24 inserts the couchtop 24a into the cavity (imaging port) of the gradient magnetic field coil 22 with the subject P placed under the control of the couch controller 25 described later.
  • the bed 24 is installed such that the longitudinal direction is parallel to the central axis of the static magnetic field magnet 21.
  • the couch controller 25 drives the couch 24 to move the couchtop 24a in the longitudinal direction and the vertical direction.
  • the transmission coil 26 is arranged inside the gradient magnetic field coil 22 and receives a high frequency pulse from the transmission unit 27 to generate a high frequency magnetic field.
  • the transmission unit 27 transmits a high-frequency pulse corresponding to the Larmor frequency to the transmission coil 26 based on the pulse sequence execution data sent from the control system 12.
  • the receiving coils 28a to 28e are arranged inside the gradient magnetic field coil 22 and receive NMR signals radiated from the imaging region of the subject P due to the influence of the high frequency magnetic field.
  • each of the receiving coils 28a to 28e is an array coil having a plurality of element coils that respectively receive magnetic resonance signals emitted from the imaging region of the subject P, and an NMR signal is received by each element coil.
  • the received NMR signal is output to the receiving unit 29.
  • the receiving coil 28a is a head coil that is attached to the head of the subject P.
  • the reception coils 28b and 28c are spinal coils disposed between the back of the subject P and the top plate 24a.
  • the receiving coils 28d and 28e are abdominal coils that are attached to the ventral side of the subject P, respectively.
  • the receiving unit 29 generates NMR signal data based on the NMR signals output from the receiving coils 28a to 28e based on the pulse sequence execution data sent from the control system 12. Further, when generating the NMR signal data, the receiving unit 29 transmits the NMR signal data to the control system 12.
  • the receiving unit 29 has a plurality of receiving channels for receiving NMR signals output from a plurality of element coils included in the receiving coils 28a to 28e. And when the element coil used for imaging is notified from the control system 12, the receiving unit 29 receives the notified element coil so that the NMR signal output from the notified element coil is received. Assign a receive channel.
  • the control system 12 performs overall control of the MRI apparatus 10, data collection, image reconstruction, and the like.
  • the control system 12 includes an interface unit 31, a data collection unit 32, a data processing unit 33, a storage unit 34, a display unit 35, an input unit 36, and a control unit 37.
  • the interface unit 31 is connected to the gradient magnetic field power source 23, the bed control unit 25, the transmission unit 27, and the reception unit 29, and input / output of signals exchanged between these connected units and the control system 12. To control.
  • the data collection unit 32 collects NMR signal data transmitted from the reception unit 29 via the interface unit 31. When collecting the NMR signal data, the data collecting unit 32 stores the collected NMR signal data in the storage unit 34.
  • the data processing unit 33 performs post-processing, that is, reconstruction processing such as Fourier transform, on the NMR signal data stored in the storage unit 34, thereby obtaining spectrum data of desired nuclear spins within the imaging region of the subject P. Alternatively, image data is generated. Further, when the positioning image is captured, the data processing unit 33, based on the NMR signal received by each of the plurality of element coils included in the reception coils 28a to 28e, the NMR signal in the arrangement direction of the element coils. Profile data indicating the distribution is generated for each element coil. Then, the data processing unit 33 stores the generated various data in the storage unit 34.
  • post-processing that is, reconstruction processing such as Fourier transform
  • the storage unit 34 stores the NMR signal data collected by the data collection unit 32, the image data generated by the data processing unit 33, and the like for each subject P. Further, as shown in FIG. 2, the storage unit 34 stores angle information and slice condition setting information.
  • the display unit 35 displays various types of information such as spectrum data or image data generated by the data processing unit 33.
  • a display device such as a liquid crystal display can be used.
  • the input unit 36 receives various operations and information input from the operator.
  • a pointing device such as a mouse or a trackball
  • a selection device such as a mode switch
  • an input device such as a keyboard
  • the control unit 37 includes a CPU (central processing unit), a memory, and the like (not shown), and controls the MRI apparatus 10 by controlling each unit described above.
  • FIG. 2 is a block diagram showing functions of the MRI apparatus 10 of the present embodiment.
  • the MRI apparatus 10 When the CPU of the control unit 37 executes the program, as shown in FIG. 2, the MRI apparatus 10 includes an interface unit 61, an imaging region setting unit 62, a preliminary image generation unit 63, an imaging condition setting unit 64, and a SAR estimation unit. 65 and the main imaging execution unit 66.
  • or 66 of the MRI apparatus 10 is functioned as software, the case where a part or all of the component 61 to 66 is provided as a circuit in the MRI apparatus 10 may be sufficient.
  • the interface unit 61 is an interface such as a GUI (graphical user interface) that mediates the constituent elements 62 to 65, the display unit 35, and the input unit 36.
  • GUI graphical user interface
  • the imaging part setting unit 62 has a function of setting one or a plurality of imaging parts (imaging positions) related to the subject P (shown in FIG. 1). For example, the imaging region setting unit 62 sets the imaging region based on an input signal input by the operator using the input unit 36 on the imaging condition editing screen.
  • an imaging condition setting unit 64 sets imaging conditions (sequence, scan condition, etc.) corresponding to the set imaging part. That is, when the imaging condition setting unit 64 described later sets the imaging condition, the imaging region is set prior to the setting of the imaging condition.
  • the imaging part setting unit 62 sets the imaging part by recognizing the structure of volume data obtained by volume scanning performed by the pre-image generation unit 63 described later.
  • the imaging region setting unit 62 includes a coil element that receives an NMR signal that is set based on an input signal input by the operator using the input unit 36 among the reception coils 28a to 28e, and a subject. An imaging region is set based on the approach direction (head first or feet first) of P (shown in FIG. 1) to the gantry.
  • the preliminary image generation unit 63 controls the operation of the imaging system 11 according to the imaging conditions for preliminary imaging (imaging for setting the imaging condition parameters for the main imaging) prior to the main imaging, thereby obtaining an imaging region.
  • the imaging part set by the setting unit 62 is imaged, and has a function of generating an original image that is a cross-sectional image.
  • the prior image generation unit 63 generates one cross-sectional image as an original image among three orthogonal cross-sectional images of an axial (AX) image, a sagittal (SG) image, and a coronal (CO) image.
  • AX axial
  • SG sagittal
  • CO coronal
  • the prior image generation unit 63 may reconstruct an axial image and a coronal image, which are other orthogonal three-section images, based on the sagittal image.
  • the coronal image and the axial image are displayed on the display unit 35 via the interface unit 61, respectively.
  • the imaging condition setting unit 64 has a function of setting imaging conditions on the imaging condition editing screen.
  • the SAR estimation unit 65 is based on the imaging conditions set by the imaging condition setting unit 64 using the pulse energy method, the calorimetry method, or the Q value measurement method, and the imaging region in the subject P (shown in FIG. 1). SAR estimated display value Sd ′ related to the weight (partial body weight) of the child. The weight of the imaging region is converted by the weight of the subject P (total body weight), the height, and the like. The SAR estimated display value Sd ′ calculated by the SAR estimating unit 65 is displayed on the display unit 35 via the interface unit 61. The imaging condition setting unit 64 may change and reset the imaging conditions so that the SAR estimated display value Sd ′ is equal to or less than the threshold value. The details of the method for calculating the SAR estimated display value Sd ′ by the SAR estimating unit 65 will be described later.
  • the main imaging execution unit 66 performs imaging at the imaging region set by the imaging region setting unit 62.
  • the main imaging for diagnosis is performed.
  • the measured value of the RF power (heat generation amount) Re absorbed in the imaging region under load (with subject) was absorbed without load (without subject).
  • the SAR estimation calculation value Sc is obtained from the following equation (2).
  • the RF power Re is measured and monitored during imaging based on the output of the transmission coil 26 (RF amplifier) shown in FIG.
  • the RF power Re may be predicted from the imaging conditions set by the imaging condition setting unit 64.
  • FIGS. 3A to 3C and FIGS. 4A to 4C are diagrams for explaining the SAR estimation calculation value Sc and the SAR estimation display value Sd.
  • 3A to 3C show the case of RF power for a relatively wide imaging region
  • FIGS. 4A to 4C show the case of RF power for a relatively narrow imaging region such as head imaging. Indicates.
  • FIGS. 3C and 4C show the RF power Re absorbed by the imaging region under load and the error E in the case of the measurement.
  • the error E is determined in advance as a% of the RF power Re.
  • FIG. 3B and FIG. 4B show the RF power Rn (including an error in the case of measurement) absorbed in the imaging region under no load.
  • the numerator of the SAR estimated display value Sd shown in the following equation (3) is obtained from the RF power Re absorbed in the imaging region under a load. This is a value obtained by adding an error E to a value R obtained by dividing the RF power Rn absorbed by the imaging region under no load.
  • the weight B of the imaging region is small, and the error E in the above equation (3) is SAR.
  • the estimated display value Sd is greatly affected, and the SAR estimated display value Sd becomes excessively large. Therefore, in those cases, the SAR estimated display value Sd becomes excessively large.
  • the SAR estimated display value Sd becomes excessively large.
  • the SAR estimation calculation value Sc is as described above. 1.0 [W / kg] is calculated from the equation (2), and the SAR estimated display value Sd is calculated as 1.5 [W / kg] from the above equation (3).
  • the SAR estimation calculation value Sc is 1.0 [W / kg] is calculated from the equation (2), and the SAR estimated display value Sd is calculated as 2.5 [W / kg] from the above equation (3).
  • the SAR estimation display value Sd is calculated from the above equation (3) to 1.5 [W / Kg] or may be calculated as 2.5 [W / kg] from the above equation (3). That is, even if the SAR estimation calculation value Sc is equivalent, a difference occurs in the SAR estimation display value Sd. In the case where the imaging region is small or in the case of a relatively narrow imaging region, the SAR estimated display value Sd becomes excessively large as compared with the case where the imaging region is not so.
  • the conventional SAR estimation calculation value Sd that is excessively large when the imaging region is small or when the imaging region is relatively narrow, it is excessively large even when the imaging region is relatively narrow.
  • the SAR estimation calculation value Sd ′ is not provided.
  • the SAR estimation unit 65 includes a weight threshold setting unit 65a, a shift RF power calculation unit 65b, and a SAR estimation display value calculation unit 65c.
  • the weight threshold setting unit 65a has a function of setting a weight threshold Bt at which the SAR estimated display value Sd is stable for each imaging region.
  • the weight threshold setting unit 65a is not limited to setting the weight threshold Bt of the imaging part set by the imaging part setting unit 62 at the timing of imaging, and the weight threshold Bt may be set for each imaging part in advance.
  • FIG. 5 is a diagram showing the relationship between the weight and the SAR estimated display value Sd.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating a scatter diagram in which the SAR estimated display value Sd obtained by substituting the RF power R for each head weight B into the above equation (3) in the case of head imaging. Plots are dotted in the shaded area shown in FIG.
  • the SAR estimated display value Sd is stabilized at a constant value at least higher than the SAR true value when the head weight B is larger than Bt [kg]. This is because when the head weight B is larger than Bt [kg], the RF power R generally increases as the head weight B increases.
  • the SAR estimated display value Sd varies when the head weight B is equal to or less than Bt [kg].
  • the weight Bt of the head where the SAR estimated display value Sd is stable is set as the weight threshold value. Note that a weight threshold Bt of an imaging region where the SAR estimated display value Sd is stable is set for each imaging region.
  • the shift RF power calculation unit 65b is configured such that the weight B of the imaging region set by the imaging region setting unit 62 is equal to or less than (or less than) the weight threshold Bt set by the weight threshold setting unit 65a.
  • the RF power R (the above formula (3)) is shifted according to the difference between the weight B of the imaging region and the weight threshold value Bt to calculate the corrected shift RF power R ′.
  • the shift RF power calculation unit 65b is a relational expression between the weight of the imaging region and the RF power (for each weight of the imaging region).
  • the difference (or ratio) between the two RF powers obtained by substituting the weight B and the weight threshold value Bt of the imaging region into the regression formula based on the scatter diagram in which the RF power is plotted is calculated.
  • the shift RF power calculation unit 65b calculates the shift RF power R ′ by adding (or multiplying) the calculated difference (or ratio) between the two RF powers to the actual RF power R.
  • the SAR estimated display value calculation unit 65c has the following equation (3) to calculate the weight B of the imaging region, the RF power R, and ,
  • the SAR estimated display value Sd is calculated, and when the weight B of the imaging region is equal to or less than the weight threshold value Bt, the weight threshold value Bt is changed into the following equation (4) obtained by modifying the above equation (3): It has a function of calculating the SAR estimated display value Sd ′ by substituting the shift RF power R ′.
  • FIG. 6 is a diagram showing the relationship between the conventional SAR estimated display value Sd and the SAR estimated display value Sd ′ of the present embodiment.
  • FIG. 6 shows a regression line based on a scatter diagram (FIG. 5) in which the SAR estimated display value Sd is plotted by the above equation (3) for each head weight B in the case of head imaging, and the head is weighted.
  • the regression line based on the scatter diagram which plotted SAR estimation display value Sd 'in the above-mentioned formula (4) when below threshold Bt is shown.
  • the conventional SAR estimated display value Sd becomes excessively high as the head weight B decreases.
  • the SAR estimated display value Sd ′ of this embodiment is stabilized at a constant value that is at least higher than the SAR true value, regardless of the weight B of the head.
  • the main imaging execution unit 66 (shown in FIG. 2) does not execute imaging.
  • the SAR estimating unit 65 may directly correct the SAR estimated display value Sd obtained by the above equation (4), and the correction amount F (B that varies depending on the RF power R and the weight B of the imaging region. ) To H (B), the SAR estimated display value Sd ′ is calculated from the following equation (5), (6) or (7). In this case, it is not necessary to obtain the shift RF power R ′ (shown in the above equation (4)).
  • the main imaging execution unit 66 performs imaging according to the RF power R set by the imaging condition setting unit 64, not the shift RF power R ′ calculated by the shift RF power calculation unit 65b. Execute.
  • the SAR estimated display value is not limited to the SAR estimated display value Sd ′ related to the weight (partial body weight) of the imaging region of the subject P (shown in FIG. 1).
  • the SAR estimated display value may relate to the weight (total body weight) of the subject P (shown in FIG. 1).
  • the SAR estimated display value Td ′ is obtained by modifying the above equation (4) using the weight threshold value Wt of the subject P. (8).
  • the SAR estimated display value is the SAR estimated display value Td ′ related to the weight W of the subject P (shown in FIG. 1)
  • the above equations (5) to (7) are modified for the SAR estimated display value Td ′. It is calculated from the following equations (9) to (11). In this case, it is not necessary to obtain the shift RF power R ′ (shown in the above equation (4)).
  • the correction amount I of the above formulas (9) to (11) is set so that the SAR estimated display value Td ′ becomes a constant value regardless of the weight W of the subject P. (W) to K (W) are respectively set.
  • the correction amounts I (W) to K (W) in the above formulas (9) to (11) are all set to “0”. Is done.
  • a table in which the weight W of the subject P is associated with the correction amounts I (W) to K (W) is held in advance, and the correction amount is referred to the actual weight P of the subject P by referring to the table.
  • I (W) to K (W) may be acquired.
  • the MRI apparatus 10 of the present embodiment in the case of a relatively narrow imaging region instead of the conventional SAR estimation calculation values Sd and Td that are excessively large when the imaging region is small or in the case of a relatively narrow imaging region.
  • SAR estimation calculation values Sd ′ and Td ′ that are not excessively large can be provided. Therefore, according to the MRI apparatus 10 of the present embodiment, since the average power of imaging can be increased, the image quality can be improved, and the number of images captured per time (number of slices) can be increased.

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Abstract

　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パワー演算手段と、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する比吸収率演算手段と、比吸収率を表示装置に表示させる表示手段と、を有する。

Description

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
　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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 　ここで、Ｂ０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。
実施形態
　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。
　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装置及び比吸収率の演算方法によると、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。
　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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
　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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
　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以上の（超える）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６４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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
　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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
　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以上の（超える）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。

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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