WO2016009791A1 - 磁気共鳴イメージング装置、ｑ値算出方法および比吸収率管理方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置、ｑ値算出方法および比吸収率管理方法 Download PDF

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WO2016009791A1
WO2016009791A1 PCT/JP2015/067997 JP2015067997W WO2016009791A1 WO 2016009791 A1 WO2016009791 A1 WO 2016009791A1 JP 2015067997 W JP2015067997 W JP 2015067997W WO 2016009791 A1 WO2016009791 A1 WO 2016009791A1
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WO
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frequency
value
magnetic resonance
resonance imaging
antenna
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PCT/JP2015/067997
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English (en)
French (fr)
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秀太 羽原
悦久 五月女
瀧澤　将宏
良昭 佐藤
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株式会社 日立メディコ
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    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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    • 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
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
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    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
    • G01R33/3607—RF waveform generators, e.g. frequency generators, amplitude-, frequency- or phase modulators or shifters, pulse programmers, digital to analog converters for the RF signal, means for filtering or attenuating of the RF signal

Definitions

  • the present invention irradiates a subject with a high-frequency signal (hereinafter referred to as Radio Frequency signal; RF signal), and measures a nuclear magnetic resonance (Nuclear Magnetic ⁇ Resonance: hereinafter referred to as NMR) signal from hydrogen or phosphorus in the subject, Regarding magnetic resonance imaging (Magnetic Resonance Imaging) technology that visualizes the density distribution and relaxation time distribution of materials, especially the control of human body absorption ratio and SAR (Specific Absorption Rate) of RF signals Regarding technology.
  • Radio Frequency signal RF signal
  • NMR nuclear magnetic resonance
  • Magnetic Resonance Imaging Magnetic Resonance Imaging
  • an RF signal which is an electromagnetic wave
  • an RF antenna an antenna device (hereinafter referred to as an RF antenna) called an RF antenna or an RF coil that transmits or receives an electromagnetic wave having a radio frequency.
  • SAR which is the human body absorption ratio (specific absorption rate) of radio waves. This is called SAR management. Normally, in an MRI system of 3 Tesla or higher, the irradiation power of the RF signal is monitored in real time by a SAR monitor, and SAR management is performed.
  • the irradiation power (P input ) of the RF signal input to the RF antenna is the one that is consumed by the RF antenna and causes the RF antenna to generate heat (antenna power consumption: P antenna ) This is expressed as the sum of the power consumption of the subject (subject consumption power: P object ).
  • This subject power consumption P object can be calculated using, for example, the Q value of resonance of the RF antenna. That is, the Q value (Q empty ) when the subject (patient) is not inside the RF antenna and the Q value (Q loaded ) when it is in are obtained by measurement, and they are used to Calculation is performed using Equation (2) (for example, see Patent Document 1).
  • the number of RF antenna transmission channels tends to increase to 2 to 16 channels.
  • it has been devised to change the irradiation power and phase in each channel to achieve uniform irradiation.
  • the measurement of the antenna Q value usually requires the use of an expensive dedicated device such as a network analyzer, and it is necessary to measure the traveling wave and the reflected wave including the phase with the patient actually placed.
  • an expensive dedicated apparatus such as a network analyzer
  • the Q value is measured in addition to the execution of normal imaging, the patient's restraint time becomes longer.
  • the SAR may be estimated assuming that all power sent to the RF antenna is given to the subject without measuring the Q factor. In this case, the SAR is overestimated, the imaging sequence becomes more restrictive, and the imaging time is longer than usual.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and without having an expensive measuring instrument built in, without significantly extending the shooting time, an accurate Q value was obtained and calculated based on the obtained Q value.
  • the Q value of each channel of the high frequency antenna is calculated using the measurement results of the amplitudes of the traveling wave and the reflected wave of the high frequency signals having three or more different frequencies.
  • the amplitude measurement uses the existing SAR monitor of the MRI apparatus.
  • the Q value is calculated based on a circuit coefficient obtained by fitting the measurement result to a predetermined circuit model. Then, the subject consumption power P object is calculated using the calculated Q value, and the SAR is managed.
  • an accurate Q value is obtained without incorporating an expensive measuring instrument, without significantly extending the imaging time, and the subject consumption power P object calculated based on the obtained Q value is calculated. Use for accurate SAR management.
  • Schematic configuration diagram of an MRI apparatus is a block diagram of the RF transmission system of the embodiment of the present invention
  • (b) is a functional block diagram of the data processing unit of the embodiment of the present invention
  • Explanatory drawing for demonstrating the amplitude and phase relationship of the traveling wave and reflected wave of RF signal of embodiment of this invention is explanatory drawing for demonstrating the mode of a change with respect to the frequency of the absolute value of the reflection coefficient of embodiment of this invention
  • (d)-(f) is implementation of this invention.
  • FIG. 1 is a schematic configuration diagram of an MRI apparatus 100 of the present embodiment.
  • the MRI apparatus 100 includes a magnet 101 that forms a static magnetic field in a measurement space in which the subject 112 is disposed, a gradient magnetic field coil 102 that applies a magnetic field gradient in a predetermined direction to the static magnetic field, and a high-frequency signal (RF signal)
  • An RF antenna 103 that transmits a nuclear magnetic resonance signal (NMR signal) generated from the subject 112 and an RF signal (RF wave) transmitted from the RF antenna 103 is generated and transmitted to the RF antenna 103.
  • NMR signal nuclear magnetic resonance signal
  • RF wave RF signal
  • the transceiver 104 that performs signal processing on the NMR signal received by the RF antenna 103, the gradient magnetic field power source 109 that supplies current to the gradient coil 102, and the drive of the transceiver 104 and the gradient magnetic field power source 109 are controlled.
  • a data processing unit 105 that receives various information processing and operations by an operator, a display device 108 for displaying processing results of the data processing unit 105, and a bed 111 on which the subject 112 is placed.
  • the gradient magnetic field power source 109 and the gradient magnetic field coil 102 are connected by a gradient magnetic field control cable 107.
  • the RF antenna 103 and the transceiver 104 are connected by a transmission / reception cable 106 that transmits and receives signals between the RF antenna 103 and the transceiver 104.
  • the transceiver 104 includes a synthesizer, a power amplifier, a reception mixer, an analog / digital converter, a transmission / reception changeover switch, and the like.
  • the RF antenna 103 of this embodiment is a multi-channel antenna that resonates at a predetermined frequency and has one or more channels.
  • the MRI apparatus 100 is classified into a horizontal magnetic field method and a vertical magnetic field method depending on the direction of the static magnetic field formed by the magnet 101.
  • the magnet 101 In the case of the horizontal magnetic field method, the magnet 101 generally has a cylindrical bore (central space), generates a static magnetic field in the left-right direction in FIG. 1, and is called a tunnel type MRI apparatus.
  • the vertical magnetic field method a pair of magnets are arranged above and below the subject 112 and generate a static magnetic field in the vertical direction in FIG.
  • the data processing unit 105 controls the transmitter / receiver 104 and the gradient magnetic field power supply 109, and the RF signal is intermittently transmitted at intervals of several milliseconds from the RF antenna 103 and the gradient magnetic field coil 102 to the subject 112 placed in the static magnetic field. A signal and a gradient magnetic field are applied and applied, respectively. Further, an NMR signal emitted from the subject 112 in resonance with the RF signal is received by the RF antenna 103, signal processing is performed, and an image is reconstructed.
  • the subject 112 is, for example, a predetermined part of the human body.
  • the data processing unit 105 of the present embodiment further calculates the Q value of each channel of the RF antenna 103. Then, SAR management at the time of photographing is performed using the calculated Q value.
  • a single RF antenna is shown as the RF antenna 103 that transmits an RF signal and receives an NMR signal, but is not limited thereto.
  • an RF antenna including a plurality of antennas may be used as the RF antenna 103, for example, a combination of an RF antenna for wide range imaging and a local RF antenna.
  • an irradiation antenna installed inside the gradient magnetic field coil is used to cover the entire body for transmission, and a local antenna installed near the human body surface is used for reception. In this case, the local antenna is often dedicated to reception.
  • FIG. 2A is a detailed block diagram of the data processing unit 105, the transceiver 104, the transmission / reception cable 106, and the RF antenna 103 (RF transmission system) in FIG.
  • the RF antenna 103 has four channels.
  • the transceiver 104 of this embodiment includes an RF pulse generator (RF ⁇ Pulse generator; hereinafter simply referred to as a pulse generator) 201, an amplifier (Power Amplifier) 203, and a monitor. 202.
  • RF ⁇ Pulse generator RF ⁇ Pulse generator
  • amplifier Power Amplifier
  • the pulse generation unit 201 generates a pulse waveform (transmission RF pulse) of an RF signal transmitted from the RF antenna 103.
  • the transmission RF pulse is generated as a signal having a peak power of several milliwatts and input to the power amplifier 203.
  • the transmission RF pulse is generated for each channel of the RF antenna 103.
  • the power amplifier 203 amplifies the input transmission RF pulse into an RF wave having a peak power of several kilowatts, and transmits the RF wave to an RF antenna 103.
  • the transmission / reception cable 106 is a high-voltage RF coaxial cable that connects the pulse generator 201 and the RF antenna 103 via the power amplifier 203.
  • the pulse generator 201 and the RF antenna 103 are connected for each channel. Therefore, the transmission / reception cable 106 is provided for the number of channels.
  • the RF antenna 103 and the pulse generation unit 201 are connected by four transmission / reception cables 106.
  • the monitor 202 is arranged immediately after the output of the power amplifier 203, and monitors the amplitude of the traveling wave and the backward wave of the high-frequency signal (RF signal) supplied to the RF antenna 103 through the transmission / reception cable 106.
  • the traveling wave is an RF signal directed from the power amplifier 203 to the RF antenna 103
  • the retrograde wave is an RF signal traveling in the opposite direction to the traveling wave.
  • the retrograde wave is a superposition of the reflected wave reflected from the RF antenna 103 by the traveling wave and the wave that has circulated from other channels of the RF antenna 103, and travels from the RF antenna 103 to the power amplifier 203.
  • the wraparound wave from other channels can be made zero.
  • the case where the reflection coefficient is measured will be considered.
  • the wraparound wave is zero, and the case where all the retrograde waves are reflected waves is considered.
  • the monitor 202 monitors the traveling wave and the reflected wave for each channel, and outputs each amplitude to the data processing unit 105.
  • 2A illustrates the case where the monitor 202 is disposed outside the power amplifier 203, the monitor 202 may be built in the power amplifier 203.
  • the data processing unit 105 includes a supply unit 212, a Q value calculation unit 213, a minimum reflection frequency determination unit 214, and a SAR management unit 215, as shown in FIG. 2 (b). .
  • the supply unit 212 supplies a high frequency signal (RF signal) to the RF antenna 103.
  • the RF generator 103 is instructed to generate an RF pulse waveform to be supplied to each channel in the pulse generation unit 201.
  • the Q value calculation unit 213 calculates the Q value of the RF antenna 103 using each amplitude obtained from the monitor 202.
  • the Q value calculation unit 213 calculates the Q value by fitting the absolute value of the reflection coefficient obtained from the amplitude of the traveling wave and the amplitude of the reflected wave to a predetermined circuit model.
  • the absolute value of the reflection coefficient is obtained by calculating the square root of the value obtained by dividing the amplitude of the reflected wave by the amplitude of the traveling wave.
  • the absolute value of the reflection coefficient of RF signals with three or more different predetermined frequencies is used.
  • three frequencies including an upper limit frequency that can be used by the MRI apparatus 100, a lower limit frequency, and a minimum reflection frequency that is a frequency at which the absolute value of the reflection coefficient of the RF antenna 103 is minimized, or a plurality of these three frequencies.
  • the Q value calculation unit 213 is measured by the monitor 202 in a state in which the subject 112 is installed in the RF antenna 103 in an imaging mode for each imaging, for each subject 112, and for each imaging region, that is, in a load state at the time of imaging. Q value calculation processing is performed using the amplitude of the traveling wave and the reflected wave. Therefore, the Q value calculation unit 213 obtains Q loaded of the above equation (2).
  • the minimum reflection frequency determination unit 214 determines the minimum reflection frequency by fitting the absolute value of the reflection coefficient obtained from each amplitude measured by the monitor 202 to the circuit model used by the Q value calculation unit 213. At this time, a reflection coefficient of RF signals having four or more predetermined different frequencies is used. There is no theoretical upper limit to the number of frequencies, but the practical upper limit may be about 2000.
  • the reason for measuring the minimum reflection frequency in advance is to improve the measurement accuracy in a state where the impedances of the RF antenna 103 and the transmission / reception cable 106 are matched (matching state), that is, the load impedance is close to 50 ohms.
  • the measurement is done at a load close to 50 ohms. That is, the minimum reflection frequency determination unit 214 measures the minimum reflection frequency in the matching state using an appropriate load. Further, the minimum reflection frequency determination unit 214 calculates the Q value (Q empty ) of the RF antenna 103 in a state where there is no load (no load state). When calculating the Q value, remove the load and measure without load.
  • the minimum reflection frequency determination unit 214 determines the minimum reflection frequency at a timing different from that for shooting. For example, when the MRI apparatus 100 is manufactured, installed (installed), adjusted, or maintained. That is, when the MRI apparatus 100 is installed in a hospital or the like, the minimum reflection frequency determination process is performed when the part related to the transmission system, the power amplifier 203, the RF antenna 103, the transmission / reception switching switch, the transmission / reception cable 106, etc. are replaced. . Also, the process is executed in a no-load state.
  • the SAR management unit 215 uses the Q value (Q loaded ) calculated by the Q value calculation unit 213 to irradiate the irradiation power (P input ) by the high frequency signal (RF signal) supplied to the high frequency antenna (RF antenna 103) at the time of photographing. ), The irradiation power (subject consumption power P object ) that affects the subject 112 is calculated, and the specific absorption rate SAR is controlled.
  • the above-described equation (2) is used to calculate the subject consumption. Calculate power (P object ) and use it to calculate SAR. Then, SAR management is performed.
  • the SAR management executed by the SAR management unit 215 will be specifically described.
  • the SAR management unit 215 performs SAR prediction and control by actual measurement.
  • the Q value (Q loaded ) is used for SAR prediction.
  • the Q value (Q loaded ) is obtained by measuring by a pre-scan before the main imaging sequence when the position of the subject 112 is determined.
  • the SAR management unit 214 predicts the SAR from the obtained Q value (Q loaded ) and the waveform, intensity, and frequency of the RF pulse in the subsequent imaging sequence. Specifically, using Equation (2), the power (subject consumption power P object ) given to the subject 112 from each channel is calculated, and the power (subject consumption power P object ) given by all channels is calculated. The total 10-second average and 6-minute average are obtained as SAR. Then, it is determined whether or not the calculation result conforms to a safety standard such as IEC (International Electrotechnical Standard), for example, a standard such as 3 watts or less per 1 kg of body weight.
  • a safety standard such as IEC (International Electrotechnical Standard)
  • the SAR management unit 215 performs control so as to conform by providing a suspension period during imaging, for example. Or it controls so that it may be adapted by changing the waveform, intensity, and frequency of the irradiation RF pulse.
  • the SAR management unit 214 will continue to measure the irradiation RF waveform even after the actual imaging starts, and the actual measurement will exceed the limit compared to the prediction. I do.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining an RF signal (RF wave) passing through one transmission / reception cable (RF coaxial cable) 106.
  • the RF wave passing through the transmission / reception cable 106 includes the traveling wave (input wave) 301 directed from the power amplifier 203 to the RF antenna 103 and the reflected wave (Reflected) 302 directed in the opposite direction.
  • each of the traveling wave 301 and the reflected wave 302 has an amplitude and a phase. Then, a phase difference (Phase difference) occurs between the traveling wave 301 and the reflected wave 302.
  • a 50 ohm ( ⁇ ) coaxial cable 106 is used for RF waves of several MHz to several hundred MHz used for MRI.
  • impedance Z of the RF antenna 103 is appropriately matched to 50 ohms, the traveling wave 301 hardly reflects.
  • the impedance Z of the RF antenna 103 deviates from 50 ohms, a reflected wave 302 is generated.
  • the impedance Z of the RF antenna 103 varies greatly depending on the size, body composition, etc. of the subject (patient) 112 disposed inside the RF antenna 103.
  • the load on the RF antenna 103 becomes heavy and the impedance Z changes (decreases). For this reason, it is difficult to adjust the impedance Z of the RF antenna 103 to 50 ohms at the time of photographing, and a reflected wave 302 is generated at the time of actual photographing.
  • f (Z max ) is a frequency at which the absolute value
  • ⁇ f is the value of 1 / ⁇ 2 of the peak value (Z max ) of the impedance
  • Z max / ⁇ 2, and
  • the impedance Z of the RF antenna 103 is expressed by the following equation (4-1) using the reflection coefficient S calculated from the traveling wave 301 and the reflected wave 302.
  • Z 0 is the characteristic impedance of the system (usually 50 ohms).
  • Expression (4-2) is an expression for converting the impedance Z to the reflection coefficient S.
  • the reflection coefficient S Since the impedance Z is a complex value, the reflection coefficient S must also be obtained as a complex number. Therefore, it is necessary to measure the traveling wave 301 and the reflected wave 302 as complex values. That is, when calculating the Q value by the above equation (3), it is necessary to measure not only the amplitude of the traveling wave 301 and the reflected wave 302 but also the phase.
  • the monitor 202 can measure only the amplitudes of the traveling wave 301 and the reflected wave 302 as described above. This is because the monitor 202 is originally provided for monitoring SAR, that is, RF power.
  • the monitor 202 continues to monitor the RF wave in milliseconds that is intermittently incident on the RF antenna 103 for several tens of minutes while the MRI imaging sequence is being executed.
  • the frequency of the RF waves used in the 3 Tesla MRI machine is approximately 128 MHz.
  • the monitor 202 is configured to integrate the detected waveform in units of about a few microseconds.
  • the traveling wave 301 and the reflected wave 302 are continuous waves and an advanced measuring instrument is used, the phase difference between them can also be measured.
  • the RF wave used in the MRI apparatus 100 has a pulse shape with a length of several milliseconds.
  • the monitor 202 provided in the MRI apparatus 100 as a SAR monitoring system to have the function of detecting the phase of the traveling wave 301 and the reflected wave 302, a heterodyne detection that requires a complicated configuration is essential. It is necessary to use a method or process data at a level of 100 picoseconds, resulting in a significant cost increase.
  • the reflection coefficient S is a low-power RF signal that is output with varying frequencies over a wide range.
  • the amplitude and phase of the traveling wave and reflected wave are measured for each frequency, and the complex value of the reflected wave is advanced. Calculate by dividing by the complex value of the wave.
  • the Q value of the RF antenna 103 of the MRI apparatus 100 varies within a range of approximately 20 to 300 depending on the load. In the case of the MRI apparatus 100 of 3 Tesla, it can be seen that the range (bandwidth) in which the frequency is changed in order to accurately measure the Q value is 6.4 to 0.4 MHz.
  • the power amplifier 203 and the pulse generator 201 of many MRI apparatuses 100 do not support such a wide band, the frequency cannot be changed over the above range for phase measurement.
  • the MRI apparatus 100 resonates the RF antenna 103 to increase sensitivity.
  • the center frequency of the pulse generating unit 201 is output Yes to match the resonant frequency f H of the hydrogen nuclear spin
  • the resonance frequency f 0 is hydrogen nuclear spin resonance frequency f of the RF antenna 103 H is adjusted to be within the range of ⁇ 0.2MHz. Therefore, it is sufficient that the power amplifier 203 has a narrow band that can cover several times this range, and it is not necessary to use an expensive wide band.
  • the band used for the power amplifier 203 is about f 0 ⁇ 0.5 MHz. Therefore, the MRI apparatus 100 cannot supply RF waves in a wide frequency range to the RF antenna 103.
  • the frequency range in which the pulse generator 201 can oscillate is about f 0 ⁇ 1 MHz.
  • the MRI apparatus 100 is provided with a band-pass type filter for removing RF waves that may be noise other than the vicinity of the resonance frequency f 0 .
  • the complex values of the traveling wave 301 and the reflected wave 302 cannot be obtained with the function of the transceiver 104 incorporated in the normal MRI apparatus 100.
  • 4 (a) to 4 (c) are graphs 401 showing changes in the absolute value
  • the vertical axis represents the reflection coefficient
  • the horizontal axis represents the frequency (Frequency [MHz]).
  • 4 (d) to 4 (f) show the absolute value of the impedance Z of the RF antenna 103 with respect to the frequency in the same load state as that of FIGS. 4 (a) to 4 (c).
  • the vertical axis represents impedance
  • the horizontal axis represents frequency (Frequency [MHz]).
  • the resonance frequency f 0 is adjusted to coincide with ⁇ 0.2 MHz of the resonance frequency f H of the hydrogen nuclear spin of water by the static magnetic field of the MRI apparatus 100.
  • This resonance frequency f 0 is about 128 MHz in the 3 Tesla MRI apparatus 100.
  • (402) in a state in which a moderate (appropriate) load is placed in the RF antenna 103 (medium load state).
  • the medium load state is a state where the resonance frequency f 0 and the impedance Z of the RF antenna 103 match 50 ohms. In the middle load state, at the resonance frequency f 0 .
  • (402) is close to 0, and the peak of the impedance
  • 4 (c) and 4 (f) show the reflection coefficient
  • (403) at the resonance frequency f 0 is closer to 1 than 0, and the peak of the impedance
  • the frequency f (S min ) indicates the frequency of the minimum point of each of the graphs 401, 402, and 403 having a downward convex curve.
  • the frequency of the minimum point is referred to as the minimum reflection frequency.
  • the minimum reflection frequency f (S min ) is adjusted so as to coincide with the resonance frequency f H of the hydrogen nuclear spin within a difference of ⁇ 0.2 MHz.
  • f (Z max ) indicates the frequency of the maximum point of each of the graphs 411, 412, and 413 that are convex curves.
  • phase information of the reflection coefficient S cannot be obtained and only the absolute value
  • High Q (401) shown in FIG. 4 (a) and the case of LOW Q (403) shown in FIG. 4 (c) it is difficult to distinguish only
  • FIG. 5 is a Smith chart 500 showing each situation of FIG. 4 (a) to FIG. 4 (f).
  • the impedance Z peak matches approximately 50 ohms
  • the impedance Z at the center frequency f (Z max ) is approximately Z 0 (Z (f 0 ) to Z 0 )
  • the curve 502 of the S parameter (reflection coefficient S) is an arcuate curve centered on the Smith chart 500.
  • the Q value is small, and the impedance Z at the center frequency f (Z max ) is lower than Z 0 (Z (f 0 ) ⁇ Z 0 ).
  • the curve 503 of the S parameter passes on the left side of the center on the Smith chart 500 and draws an arc having a smaller radius than the curve 502.
  • FIG. 6 is a diagram in which graphs 401, 402, and 403 of measured values of the three reflection coefficients
  • Q value calculation method of this embodiment A Q value calculation method by the Q value calculation unit 213 of this embodiment will be described. As described above, the Q value calculation unit 213 according to the present embodiment calculates the Q value by fitting the reflection coefficient obtained from the amplitude of the traveling wave and the amplitude of the reflected wave to a predetermined circuit model.
  • differ depending on the load depending on the load of the RF antenna 103.
  • the Q value calculation unit 213 of the present embodiment is configured to load a plurality of different RF signals to the RF antenna 103 while the subject 112 is placed on the RF antenna 103 in the posture at the time of imaging. Given, the amplitudes of traveling wave 301 and reflected wave 302 are measured, respectively. Then, the absolute value
  • with respect to frequency is determined.
  • Each channel of the RF antenna 103 can be replaced with a simple LCR (inductor, capacitor, resistance) resonance circuit model in a narrow frequency range near its resonance frequency.
  • this resonance circuit model is used in determining the graph.
  • Fig. 7 shows this resonant circuit model 700.
  • the resonant circuit model 700 includes three circuit elements that are connected in series and form a loop, that is, an inductor 740, a capacitor 720, and a resistor 730. Furthermore, a parallel resonant circuit in which the RF frequency source 710 is connected in parallel with the capacitor 720. In the RF transmission system, the RF frequency source 710 corresponds to the pulse generation unit 201.
  • the resonant circuit model 700 is a one-port circuit in which the RF frequency source 710 is connected to the capacitor 720 in parallel. Therefore, the port impedance Z (impedance Z of the RF antenna 103) of the resonance circuit model 700 is expressed by the following equation (5) using the inductance L of the inductor 740, the capacitance C of the capacitor 720, and the resistance value R of the resistor 730. Can be expressed as
  • Equation (5) the S parameter (reflection coefficient) S of the 1-port resonant circuit model 700 is expressed by L, C, R, and ⁇ .
  • ⁇ 2 ⁇ f (f is the frequency)
  • the reflection coefficient S is represented by L, C, R and the frequency f as shown in the following equation (6). That is, it is a function of f.
  • a general-purpose nonlinear least square fitting algorithm is used for fitting. That is, the values of L, C, and R are changed from a predetermined initial value by a predetermined change amount within a predetermined range.
  • a set of L, C, and R values that minimizes the square of the difference between the actually measured value and the absolute value of the value obtained from the above equation (6) is defined as a solution.
  • the Q value calculation unit 213 of the present embodiment performs fitting by changing the values of the respective circuit elements (inductor 740, capacitor 720, and resistor 730), and values (L, C, R) of the respective circuit elements. ) Then, the Q value is calculated using the values of the obtained circuit elements (L, C, R).
  • the Q value is calculated by the following equation (7).
  • the Q value calculation unit 213 calculates the Q value immediately before imaging after placing the subject 112 in the RF antenna 103. Accordingly, the Q value obtained here is Q loaded which is the Q value of the RF antenna 103 in a state where the subject 112 is arranged.
  • the values (L, C, R) of the circuit elements of the resonant circuit model 700 are changed and fitted, and the Q value is calculated using these values.
  • the calculation method is not limited to this.
  • the fitting may be performed by changing ReZ max , ⁇ 0 , and Q, and the Q value may be directly calculated.
  • Equation (7) can be rewritten as an equation for obtaining L, C, and R from ReZ max , ⁇ 0 , and Q, as shown in Equation (8) below.
  • the Q value calculation unit 213 calculates the Q value represented by the values (L, C, R) of the circuit elements (the inductor 740, the capacitor 720, and the resistor 730) and the impedance value ReZ of the high frequency antenna (RF antenna 103).
  • the Q value may be obtained by performing fitting while changing max and the resonance angular velocity ⁇ 0 (or resonance frequency f 0 ) of the resonance circuit.
  • ReZ max , ⁇ 0 , Q are changed from a predetermined initial value in a predetermined manner, and the function S (f) of the resonance circuit model 700 with the frequency f of the reflection coefficient S is a variable. Get each. Then, for each function, the difference from each obtained reflection coefficient
  • the parameter to be changed at the time of fitting is not limited to the set of L, C, R, Q, ReZ max , and ⁇ 0 (or resonance frequency f 0 ). Any three independent variables are acceptable.
  • takes a minimum value of zero when the impedance Z is around 50 ohms. That is, the 50 ohm point is a singular point.
  • the ReZ max value is set to an initial value avoiding 50 ohms, and two initial values are set as the ReZ max value, which is larger or smaller than 50 ohms. .
  • depends on the number of channels (nch) of the RF antenna 103, the data update frequency (dtime) of the monitor 202, the number of measurement frequencies (number of measurement points in the frequency direction) (nsample), etc. . Therefore, using these variables, the following equation (9) is obtained.
  • Mtime nch ⁇ dtime ⁇ nsample (9)
  • the data update time is 1 second (update frequency is 1 second), and the number of measurement points is 11, the measurement time is 44 seconds from the above equation (9).
  • Fig. 8 shows the fitting result 601 when the number of measurement points is 11.
  • 11 points drawn with a diamond are measurement points. These measurement points are fitted with the resonance circuit model 700, and a result 601 is obtained.
  • This is a function S (f) of the reflection coefficient S expressed by the equation (6) with f as a variable.
  • an attempt is made to reduce the number of measurement points to three in order to reduce the measurement time.
  • the fitting is performed by selecting three points, that is, the leftmost point having the lowest frequency, the rightmost point having the highest frequency, and the point having the center resonance frequency f 0 .
  • a curve 602 indicated by a dotted line is obtained. That is, S (f) is different from the case of 11 points.
  • the accuracy of the Q value calculated from the parameters obtained in this way is not high.
  • fitting is performed by selecting three points: the leftmost point having the lowest frequency, the rightmost point having the highest frequency, and the frequency (minimum reflection frequency) f (S min ) that is the minimum value of the fitting result 601. In this case, the result is almost the same as the fitting result 601.
  • the Q value calculation unit 213 uses the frequency f at which the reflection coefficient
  • the upper limit frequency, the lower limit frequency that can be used by the MRI apparatus 100, and the minimum reflection frequency f (S min ) that minimizes the reflection coefficient of the RF antenna 103 may be used.
  • the minimum reflection frequency determining unit 214 determines the minimum reflection frequency f (S min ) as described above.
  • the traveling wave 301 and the reflected wave 302 are measured at four or more different frequencies in the matching state and in the no-load state, respectively, and the reflection coefficient
  • fitting is performed with the resonance circuit model 700 to obtain the frequency f (S min ) at which the reflection coefficient
  • Q (Q empty ) in the no-load state is also calculated.
  • the data in the matching state is fitted to the resonance circuit model 700 by the least square method, the values of L, C, and R are determined, and the function S (f) represented by the above equation (6) Is determined to determine the frequency at which the minimum point f (S min ) is obtained. Further, the Q value (Q empty ) in the no-load state is calculated using the values of L, C, and R obtained in the no-load state.
  • the number of measurement frequencies (number of measurement points) is measured with a relatively large number of points such as 11 points in the range of about ⁇ 0.5 MHz with respect to the resonance frequency f 0 .
  • f 0 / Q is 0.42 MHz.
  • About 5 points are set in the frequency range of resonance frequency f 0 ⁇ (f 0 / Q) / 2, that is, about 10 measurement points are set in the frequency range of f 0 ⁇ f 0 / Q, and resonance frequency f 0 is set.
  • 11 points will be included.
  • FIG. 8 described above shows a state in which a total of 11 measurement points including the resonance frequency f 0 are set and plotted.
  • the set frequency interval is 0.084 MHz. Even if the interval is further narrowed, the Q value obtained by fitting hardly changes, so the accuracy is considered not to change. Therefore, when the resonance frequency is f 0 and the Q value of the RF antenna 103 in an unloaded state is Q empty , in the minimum reflection frequency determination process, f 0 is between the upper limit frequency and the lower limit frequency that can be used by the MRI apparatus 100. / Q empty / 5 It is desirable to measure every 5 or more frequencies and use the result to determine the minimum reflection frequency.
  • the number and range of necessary and sufficient number of measurement points are different. In other words, it is sufficient to measure at every resonance frequency f 0 / Q / 5 or higher.
  • the Q value calculation unit 213 and the minimum reflection frequency determination unit 214 have the same calculation function using the same algorithm except that the number of data points to be fitted is different. Therefore, one functional unit may be configured to perform both processes. That is, any processing unit may perform both processes.
  • FIG. 9 is a process flow of the minimum reflection frequency determination process of the present embodiment.
  • the minimum reflection frequency determination process of the present embodiment is executed at the time of manufacturing, installation, adjustment, maintenance, or the like.
  • the minimum reflection frequency determination process may be executed prior to the following Q value calculation process. Moreover, it executes in a no-load state.
  • the minimum reflection frequency determination unit 214 measures the amplitudes of the traveling wave 301 and the reflected wave 302 of the RF pulse having four or more predetermined different frequencies (all measurement points) (Full point sweep
  • the RF pulse of each frequency is supplied from the pulse generation unit 201 in accordance with an instruction from the supply unit 212. For example, a relatively large number of points such as 11 points are measured in a frequency range of about f 0 ⁇ 0.5 MHz. Measurement is performed in a no-load state.
  • the minimum reflection frequency determination unit 214 fits the obtained reflection coefficient
  • a Q value (Q empty ) is calculated from the L, C, and R values of the resonant circuit model 700 obtained by the fitting (step S1103).
  • the determined minimum point f (S min ) and Q value are recorded in association with the channel.
  • the minimum reflection frequency determination unit 214 repeats the processing of steps S1101 and S1103 for all channels (step S1104).
  • FIG. 10 is a process flow of the Q value calculation process of the present embodiment.
  • the Q value calculation unit 213 performs the Q value calculation process in a state where the subject 112 is inserted in the state at the time of imaging every time the subject 112 changes and the imaging region changes at the time of imaging. Further, the Q value calculation process is performed for each channel of the RF antenna 103.
  • the Q value calculation unit 213 measures the amplitude of the traveling wave 301 and the reflected wave 302 of each of the three or more predetermined high frequency pulses (RF pulses) of different frequencies f supplied to the high frequency antenna (RF antenna 103).
  • of each radio frequency pulse (RF pulse) is calculated (step S1201).
  • the RF pulses having three or more predetermined different frequencies f are supplied from the pulse generation unit 201 according to instructions from the supply unit 212. Then, the Q value calculation unit 213 acquires the amplitudes of the traveling wave 301 and the reflected wave 302 when supplying the RF pulse of each frequency f, and obtains the reflection coefficient
  • the monitor 202 measures the amplitude of the traveling wave 301 and the reflected wave 302.
  • the Q value calculation unit 213 obtains a circuit constant by fitting each reflection coefficient to a predetermined resonance circuit model 700 (step S1202). As described above, the fitting is performed by, for example, the least square method.
  • the inductor 740, the capacitor 720, and the resistor 730, which are circuit elements, are changed will be described as an example.
  • the values L, C, and R of each circuit element are changed from a predetermined initial value in a predetermined manner, and the frequency f of the reflection coefficient S of the resonant circuit model 700 is a variable.
  • Each function S (f) is obtained.
  • is calculated, and L, C, and R of the function that minimizes the difference are obtained as solutions.
  • the Q value calculation unit 213 calculates the Q value of the high frequency antenna (RF antenna 103) using the obtained circuit constant (step S1203).
  • the obtained L, C, and R are substituted into Equation (7) to obtain a Q value (Q loaded ).
  • the Q value calculation unit 213 performs the processes of steps S1201 and S1203 for all channels (step S1204), and ends the Q value calculation process.
  • the Q value is directly obtained by performing the fitting after step S1201. .
  • the SAR management unit 21 obtains the obtained Q value (Q loaded ), the unloaded Q value (Q empty ) calculated by the minimum reflection frequency determination process, and the known P input.
  • P object is calculated by the above equation (2) using the value of, and SAR management is performed.
  • the obtained Q value is 267 for 11 points measurement, 272 for 3 points measurement, 272 for 3 points measurement, 146 for 11 points measurement, 150 for 3 points measurement, 150 for high load,
  • the error in the calculation results in 3-point measurement was 3%, 2%, and 4% for no load, medium load, and high load, respectively. This shows that even if the number of data points is greatly reduced from 11 points and fitting is performed at 3 points, the error is about 4% at the maximum, and accurate Q can be measured.
  • the MRI apparatus 100 of the present embodiment includes the high-frequency antenna 103 that resonates at a predetermined frequency, the supply unit 212 that supplies a high-frequency signal to the high-frequency antenna 103, and the supply unit 212 to the high-frequency antenna 103.
  • a monitor 202 that measures the amplitude of the traveling wave 301 and the reflected wave 302 of the supplied high-frequency signal, and a Q-value calculation unit 213 that calculates the Q-value of the high-frequency antenna 103 using the amplitude
  • the supply unit 212 supplies the high-frequency signal having three or more different frequencies to the high-frequency antenna 103, and the monitor 202 measures the amplitude of each of the supplied high-frequency signals and calculates the Q value.
  • the unit 213 calculates the Q value by fitting the absolute value of the reflection coefficient obtained from each amplitude to a predetermined circuit model (resonance circuit model) 700.
  • the frequencies supplied by the supply unit are three frequencies: an upper limit frequency that can be used by the magnetic resonance imaging apparatus 100, a lower limit frequency, and a minimum reflection frequency that minimizes the reflection coefficient of the high-frequency antenna. .
  • the MRI apparatus 100 of the present embodiment further includes a minimum reflection frequency determination unit 214 that determines the minimum reflection frequency, and the supply unit 212 supplies high-frequency pulses of four or more different frequencies that are determined in advance,
  • the minimum reflection frequency determination unit 214 may determine the minimum reflection frequency by fitting the reflection coefficient obtained from each amplitude measured by the monitor 202 to the circuit model (resonance circuit model) 700.
  • the MRI apparatus 100 of the present embodiment uses the Q value calculated by the Q value calculation unit 213 to affect the subject 112 out of the irradiation power by the high frequency signal supplied to the high frequency antenna 103 at the time of imaging.
  • a specific absorption rate management unit (SAR management unit) 215 that calculates the irradiation power to be applied and manages the specific absorption rate may be further provided.
  • the Q value is calculated by fitting to the circuit model using the value measurable by the existing hardware of the MRI apparatus. Also, at the time of imaging, the Q value can be calculated by transmitting RF pulses of at least three frequencies after the patient is placed. Therefore, an accurate Q value can be obtained only with existing hardware without mounting a new effective measuring instrument and without significantly extending the shooting time from the normal shooting time.
  • the RF transmitter of each of the above embodiments is not limited to an MRI apparatus, and it is necessary to use an electromagnetic wave having a frequency of several kHz to several GHz and manage the SAR given to the human body by the transmission power of the electromagnetic wave and the transmission power. It can be applied to any device.
  • the data processing unit 105 of this embodiment includes a CPU, a memory, and a storage device.
  • Each function realized by the data processing unit 105 is realized by the CPU of the data processing unit 105 loading the program stored in the storage device into the memory and executing the program. All or some of the functions may be realized by hardware such as ASIC (Application Specific Integrated Circuit) or FPGA (field-programmable gate array).
  • ASIC Application Specific Integrated Circuit
  • FPGA field-programmable gate array
  • MRI apparatus 101 magnet, 102 gradient coil, 103 RF antenna, 104 transceiver, 105 data processing unit, 106 transmission / reception cable, 107 gradient magnetic field control cable, 108 display device, 109 gradient magnetic field power supply, 111 bed, 112 subject , 201 pulse generation unit, 202 monitor, 203 power amplifier, 212 supply unit, 213 Q value calculation unit, 214 minimum reflection frequency determination unit, 215 SAR management unit, 301 traveling wave, 302 reflected wave, 401 reflection coefficient graph, 402 Reflection coefficient graph, 403 reflection coefficient graph, 411 impedance graph, 412 impedance graph, 413 impedance graph, 500 Smith chart, 501 curve, 502 curve, 503 curve, 601 fitting result, 602 fitting result, 700 resonance circuit Model, 710 RF frequency source, 720 capacitor, 730 resistance, 740 inductor, 800 Table

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Abstract

　正確なQ値を得、得られたQ値に基づいて算出した被検体消費パワー(Pobject)を用いて正確なSARマネジメントを可能にする技術を提供する。そのために、本発明は、高周波アンテナの各チャンネルのQ値を、3以上の異なる周波数の高周波信号それぞれの進行波および反射波の振幅の測定結果を用いて算出する。振幅の測定は、MRI装置既存のSARモニタを利用する。また、Q値は、測定結果を、予め定めた回路モデルにフィッティングすることにより得られる回路係数に基づいて算出する。そして、算出したQ値を用いて被検体消費パワー(Pobject)を算出し、SARを管理する。

Description

磁気共鳴イメージング装置、Ｑ値算出方法および比吸収率管理方法
　本発明は、被検体に高周波信号(以下、Radio Frequency信号；RF信号)を照射し、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴(Nuclear Magnetic Resonance：以下NMRという)信号を計測し、物質の密度分布や緩和時間分布等を画像化する磁気共鳴イメージング(Magnetic Resonance Imaging：以下MRIとする)技術に関し、特に、RF信号の人体吸収比率、SAR(Specific Absorption Rate；比吸収率)の制御技術に関する。
　MRI装置では、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RF信号を照射し、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、信号処理することにより、被検体を画像化する。RF信号の照射とNMR信号の受信とは、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アンテナと呼ぶ。)によって行なわれる。
　MRI装置では、被検体にRF信号を照射するため、RF信号によって被検体の温度上昇が生じたり、やけどをしないよう制御する必要がある。このため、ラジオ波の人体吸収比率(比吸収率)であるSARは厳密かつ正確に管理される。これをSARマネジメントという。通常3テスラ以上のMRI装置では、RF信号の照射パワーはSARモニタによってリアルタイムでモニタされ、SARマネジメントがなされる。
　RFアンテナに入力されるRF信号の照射パワー(Pinput)は、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もの(アンテナ消費パワー：Pantenna)と、被検体で消費され、被検体の発熱を引き起こすもの(被検体消費パワー：Pobject)との和で表される。
　　　Pinput＝Pantenna＋Pobject　・・・(1)
　正確なSARマネジメントをするためは、正確な被検体消費パワーPobjectの把握が必要である。この被検体消費パワーPobjectは、例えば、RFアンテナの共振のQ値を用いて算出できる。すなわち、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(Qempty)と、入っている状態のQ値(Qloaded)とを測定により得、それらを用いて、以下の式(2)で算出する(例えば、特許文献1参照)。
　　　Pobject＝Pinput×(1－Qloaded／Qempty)　・・・(2)
米国特許第8102177B2号明細書
　近年のMRI装置は、RFアンテナの送信チャンネル数が2～16チャンネルに増加する傾向にある。複数の送信チャンネルを備えることで、それぞれのチャンネルで照射パワーや位相を変えて、照射の空間的均一化を図るような工夫もなされている。複数のチャンネルを備えるRFアンテナを用いる場合、正確な被検体消費パワーPobjectを求めるためには、全てのチャンネルについて、Q値を測定し、式(1)および式(2)を計算する必要がある。
　アンテナのQ値の測定は、通常、ネットワークアナライザなどの高価な専用装置を使用し、実際に患者を配置した状態で、進行波と反射波とを位相を含めて測定する必要がある。しかし、高価な専用装置をMRI装置に組み込むことはコスト的に難しい。また、通常の撮影の実行に加え、Q値の測定を行うことになるため、患者の拘束時間も長くなる。
　Q値の測定なしに、RFアンテナに送り込まれた全てのパワーが被検体に与えられると仮定し、SARを見積もることがある。この場合、SARが過大に見積もられ、撮影シーケンスの制約が大きくなり、通常より撮影時間が延びる。
　本発明は上記事情を鑑みてなされたもので、高価な測定器を内蔵することなく、撮影時間を極端に延長することなく、正確なQ値を得、得られたQ値に基づいて算出した被検体消費パワーPobjectを用いて正確なSARマネジメントを可能にする技術を提供する。
　本発明は、高周波アンテナの各チャンネルのQ値を、3以上の異なる周波数の高周波信号それぞれの進行波および反射波の振幅の測定結果を用いて算出する。振幅の測定は、MRI装置既存のSARモニタを利用する。また、Q値は、測定結果を、予め定めた回路モデルにフィッティングすることにより得られる回路係数に基づいて算出する。そして、算出したQ値を用いて被検体消費パワーPobjectを算出し、SARを管理する。
　本発明によれば、高価な測定器を内蔵することなく、撮影時間を極端に延長することなく、正確なQ値を得、得られたQ値に基づいて算出した被検体消費パワーPobjectを用いて正確なSARマネジメントができる。
本発明の実施形態のMRI装置の概略構成図 (a)は、本発明の実施形態のRF送信系のブロック図(b)は、本発明の実施形態のデータ処理部の機能ブロック図 本発明の実施形態のRF信号の進行波と反射波の振幅と位相関係を説明するための説明図 (a)～(c)は、本発明の実施形態の反射係数の絶対値の、周波数に対する変化の様子を説明するための説明図であり、(d)～(f)は、本発明の実施形態のインピーダンスの絶対値の、周波数に対する変化の様子を説明するための説明図 図4(a)～図4(f)に示す反射係数およびインピーダンスの変化の様子を示すスミスチャート 本発明の実施形態の、共振のインピーダンスが異なる場合の反射係数の変化の様子を説明するための説明図 本発明の実施形態で用いる共振回路モデルの回路図 本発明の実施形態のフィッティングの様子を説明するための説明図 本発明の実施形態の最小反射周波数決定処理のフローチャート 本発明の実施形態のQ値算出処理のフローチャート 本発明の実施例の算出結果を説明するための説明図
　以下、本発明を適用する実施形態の一例を説明する。本発明の実施形態を説明する全図において、特に断らない限り、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。
　［MRI装置の構成］
　まず、本実施形態のMRI装置の構成について説明する。図1は、本実施形態のMRI装置100の概略構成図である。MRI装置100は、被検体112が配置される計測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、高周波信号(RF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から送信されるRF信号(RF波)を作成して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および傾斜磁場電源109の駆動を制御するとともに、種々の情報処理およ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、図示していないが、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などを備える。
　本実施形態のRFアンテナ103は、所定の周波数で共振し、1以上のチャンネルを有するマルチチャンネルアンテナである。
　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および傾斜磁場電源109を制御し、静磁場中に配置された被検体112に対し、RFアンテナ103および傾斜磁場コイル102から、数ミリ秒間隔程度の断続したRF信号および傾斜磁場を、それぞれ照射および印加する。また、そのRF信号に共鳴して被検体112から発せられるNMR信号をRFアンテナ103にて受信し、信号処理を行い、画像を再構成する。被検体112は、例えば、人体の所定の部位である。
　本実施形態のデータ処理部105は、さらに、RFアンテナ103の各チャンネルのQ値を算出する。そして、算出したQ値を用いて、撮影時のSARマネジメントを行う。
　なお、図1では、RF信号の送信とNMR信号の受信とを行なうRFアンテナ103として、単一のRFアンテナが示されているが、これに限られない。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RFアンテナをRFアンテナ103として用いてもよい。特に、人体の各部位を詳細に撮影する場合においては、送信のアンテナと受信のアンテナに異なるものを用いる場合が多い。送信には、体全体をおおう、傾斜磁場コイル内部に据付られた照射アンテナを用い、受信には人体表面近くに設置した局所アンテナを用いることが多い。この場合、局所アンテナは受信専用である場合が多い。
　［RF送受信系の構成］
　図2(a)は、図1における、データ処理部105、送受信機104、送受信ケーブル106およびRFアンテナ103(RF送信系)の詳細なブロック図である。ここでは、RFアンテナ103が4チャンネルである場合を例示する。
　本図に示すように、本実施形態の送受信機104は、RFパルス生成部(RF Pulse generator；以下、単にパルス生成部と呼ぶ。)201と、増幅器(Power Amplifier)203と、モニタ(monitor)202と、を備える。
　パルス生成部201は、RFアンテナ103から送信するRF信号のパルス波形(送信RFパルス)を生成する。送信RFパルスは、ピークパワーが数ミリワットの信号として作成され、パワーアンプ203に入力される。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。
　パワーアンプ203は、入力された送信RFパルスをピークパワーが数キロワットのRF波に増幅し、RFアンテナ(RF antenna)103に送信する。
　送受信ケーブル106は、パワーアンプ203を介して、パルス生成部201とRFアンテナ103との間を接続する高耐圧のRF同軸ケーブルである。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、チャンネル数、設けられる。図2(a)の例では、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。
　モニタ202は、パワーアンプ203出力直後に配置され、送受信ケーブル106を通ってRFアンテナ103に供給される高周波信号(RF信号)の進行波と逆行波の振幅をモニタする。進行波は、パワーアンプ203からRFアンテナ103に向かうRF信号であり、逆行波は、進行波とは逆向きに進むRF信号である。逆行波は、進行波がRFアンテナ103で反射した反射波と、RFアンテナ103の複数ある他のチャンネルから回り込んできた波とを重ね合わせたものであり、RFアンテナ103からパワーアンプ203に向かう。複数あるチャンネルのうち、ある1チャンネルだけ送信した場合、他のチャンネルからの回り込みの波をゼロにすることができる。本明細書では反射係数を測定する場合について考える。そのため、同時に送信するチャンネルを1チャンネルに限定し、回り込みの波はゼロとして、逆行波がすべて反射波である場合について考えることにする。
　モニタ202は、進行波と反射波とをそれぞれ、チャンネル毎にモニタし、それぞれの振幅をデータ処理部105に出力する。なお、図2(a)では、モニタ202が、パワーアンプ203外に配置されている場合を例示するが、モニタ202は、パワーアンプ203に内蔵されていてもよい。
　［データ処理部の機能構成］
　次に、本実施形態の、Q値算出およびSARマネジメントに係るデータ処理部105の機能構成を説明する。本実施形態では、モニタ202で取得した進行波および反射波の振幅からQ値を算出する。これを実現するため、データ処理部105は、図2(b)に示すように、供給部212と、Q値算出部213と、最小反射周波数決定部214と、SAR管理部215と、を備える。
　供給部212は、RFアンテナ103に高周波信号(RF信号)を供給する。本実施形態では、RFアンテナ103の、各チャンネルに供給するRFパルス波形を、パルス生成部201に生成させるよう指示を行う。
　Q値算出部213は、モニタ202から得た各振幅を用いて、RFアンテナ103のQ値を算出する。本実施形態では、Q値算出部213は、進行波の振幅と反射波の振幅とから得た反射係数の絶対値を、予め定めた回路モデルにフィッティングすることにより、Q値を算出する。反射係数の絶対値は、反射波の振幅を進行波の振幅で除算した値の平方根を計算することにより得る。
　フィッティングには、予め定めた3つ以上の異なる周波数のRF信号の反射係数の絶対値を用いる。例えば、MRI装置100が使用可能な上限周波数と、下限周波数と、RFアンテナ103の反射係数の絶対値が最小となる周波数である最小反射周波数との3つの周波数、或いはこれらの3つを含む複数の周波数を用いる。なお、この周波数の数に理論的な上限は無いが、実用上の上限数を2000程度として良い。
　Q値算出部213は、撮影毎、被検体112毎、撮影部位毎に、撮影時の態様で被検体112をRFアンテナ103内部に設置した状態、すなわち、撮影時の負荷状態でモニタ202が測定した進行波と反射波の振幅を用いて、Q値算出処理を行う。従って、Q値算出部213により、上記式(2)のQloadedが得られる。
　最小反射周波数決定部214は、モニタ202が測定した各振幅から得た反射係数の絶対値を、前記Q値算出部213が用いる回路モデルにフィッティングすることにより、最小反射周波数を決定する。このとき、予め定めた4以上の異なる周波数のRF信号の反射係数を用いる。なお、この周波数の数に理論的な上限は無いが、実用上の上限数は2000程度として良い。
　最小反射周波数を予め測定する理由は、RFアンテナ103と送受信ケーブル106のインピーダンスが整合した状態(マッチング状態)、すなわち、負荷のインピーダンスが50オームに近い点での計測精度を高めるためである。そのための測定は50オームに近い負荷で行う。つまり、最小反射周波数決定部214は、適切な負荷を用い、マッチング状態での最小反射周波数を測定する。また、最小反射周波数決定部214は、負荷のない状態(無負荷状態)でのRFアンテナ103のQ値(Qempty)を合わせて算出する。Q値算出時は、負荷を取り去り、無負荷の状態で測定する。
　最小反射周波数決定部214は、撮影とは異なるタイミングで、最小反射周波数を決定する。例えば、MRI装置100の製造時、設置時(据え付け時)、調整時、メンテナンス時などとする。すなわち、MRI装置100を、病院などに設置した際、送信系に関する部分、パワーアンプ203やRFアンテナ103、送信受信切り替えスイッチ、送受信ケーブル106などを交換した際に、最小反射周波数の決定処理を行う。また、無負荷状態で処理を実行する。
　SAR管理部215は、Q値算出部213が算出したQ値(Qloaded)を用いて、撮影時に前記高周波アンテナ(RFアンテナ103)に供給される高周波信号(RF信号)による照射パワー(Pinput)のうち、被検体112に影響を与える照射パワー(被検体消費パワーPobject)を算出し、比吸収率SARを制御する。
　本実施形態では、Q値算出部213が算出したQ値(Qloaded)と、最小反射周波数決定部214が算出したQ値(Qempty)とを用い、上記式(2)により、被検体消費パワー(Pobject)を算出し、それを用いて、SARを計算する。そして、SARマネジメントを行う。
　SAR管理部215が実行するSARマネジメントを具体的に説明する。SAR管理部215は、SARの予測と、実測による制御を行う。SARの予測には、Q値(Qloaded)を用いる。このQ値(Qloaded)は、被検体112の位置が決まった時点で、本撮影シークエンスの前のプリスキャンによって測定することにより得る。
　SAR管理部214は、得られたQ値(Qloaded)と、その後に続く撮影シークエンスのRFパルスの波形、強度、頻度から、SARを予測する。具体的には、式(2)を用い、各チャンネルから被検体112に与えられるパワー(被検体消費パワーPobject)を計算し、すべてのチャンネルによって与えられるパワー(被検体消費パワーPobject)の合計の10秒平均、および6分平均を、SARとして求める。そして、算出結果が、IEC(国際電気標準)などの安全規格、たとえば体重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、不適合な場合は、適合するように制御する。
　SAR管理部215は、算出結果が、安全規格を超えている場合は、例えば、撮影中に休止期間を設けることにより、適合するよう制御する。あるいは、照射RFパルスの波形、強度、頻度を変えることにより、適合するよう制御する。
　SAR管理部214は、本撮影が始まってからも照射RF波形の実測を継続し、予測と比べて実測が限度を超えて異なり、安全に問題があれば警告を出したり、装置の緊急停止などを行う。
　［Q値算出処理の詳細］
　以下、本実施形態のQ値算出部213によるQ値算出処理の詳細を説明する。
　　［進行波および反射波］
　まず、モニタ202が測定する進行波および反射波について説明する。図3は、1本の送受信ケーブル(RF同軸ケーブル)106を通過するRF信号(RF波)を説明するための図である。上述のように、送受信ケーブル106を通過するRF波には、パワーアンプ203からRFアンテナ103に向かう進行波(入力波：Foward)301と逆方向に向かう反射波(Reflected)302とがある。
　本図に示すように、進行波301および反射波302には、それぞれ振幅(Amplitude)と位相(Phase)とがある。そして、進行波301と反射波302とには、位相差(Phase difference)が発生する。
　通常、MRIに使用される数MHzから数100MHzのRF波には、50オーム(Ω)系の同軸ケーブル106が使用される。RFアンテナ103の入力インピーダンス(以下、単にインピーダンスと呼ぶ)Zが、適切に50オームにマッチングされていると、進行波301はほとんど反射しない。しかし、RFアンテナ103のインピーダンスZが50オームからずれている場合、反射波302が発生する。
　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(患者)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の導体近くにきた場合、RFアンテナ103の負荷は重くなり、インピーダンスZは変化する(下がる)。このため、RFアンテナ103のインピーダンスZを、撮影時の状態で50オームに調整することは難しく、実際の撮影時は、反射波302が発生する。
　　［Q値算出手法］
　次に、Q値算出手法を説明する。一般に、RFアンテナ103のQ値は、以下の式(3)を用いて計算する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000001
ここで、f(Zmax)は、RFアンテナ103のインピーダンスZの絶対値｜Z11｜(以下、単にインピーダンス｜Z11｜と呼ぶ。)がピーク値(Zmax)をとる周波数である。また、δfは、インピーダンス｜Z11｜のピーク値(Zmax)の1／√2の値、すなわち、｜Z11｜＝Zmax／√2、と｜Z11｜とが交差する2つの周波数の差である。つまり、δfは、インピーダンス｜Z11｜のピークの幅である。
　RFアンテナ103のインピーダンスZは、進行波301および反射波302から算出される反射係数Sを用いて、以下の式(4－1)で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000002
なお、Z0は、系の特性インピーダンス(通常50オーム)である。また、式(4－2)は、インピーダンスZから反射係数Sへ変換する式である。
　インピーダンスZは、複素数値であるため、反射係数Sも複素数として得る必要がある。従って、進行波301および反射波302も複素数値として測定する必要がある。すなわち、上記式(3)によりQ値を算出する場合、進行波301および反射波302の振幅だけでなく位相も測定する必要がある。
　　［モニタの限界］
　しかしながら、モニタ202では、上述のように、進行波301および反射波302それぞれの、振幅しか測定できない。これは、モニタ202が、もともと、SAR、すなわち、RFパワーをモニタするために設けられているためである。
　モニタ202は、MRIの撮影シーケンスが実行されている間、断続してRFアンテナ103に入射されるミリ秒単位のRF波を、数10分間に渡ってモニタし続ける。3テスラのMRI装置で使用されるRF波の周波数は、およそ128MHzである。データ量を処理可能な量に抑えるため、モニタ202は、検出波形を数マイクロ秒程度の単位で積分するよう構成される。
　RF波の位相を直接検出するためには、RF波形を高い時間分解能で測定する必要がある。たとえば128MHzのRF波形の位相を5度程度の分解能で検出するためには、およそ109ピコ秒単位でRF波を検出する必要があり、上述のように設計されているモニタ202では検出できない。
　例えば、100ピコ秒程度の分解能のオシロスコープがあれば、検出できる。しかし、このようなオシロスコープをMRI装置に組み込むことは、高価となるので現実的ではない。また、ヘテロダイン検波などの周波数ミキシングを用いる方法を用いると、オシロスコープの時間方向の分解能を大幅に落としても、位相を検出することができる。しかし、ヘテロダイン検波するためには、ミキシングするためのLO(ローカル)と呼ばれる安定した中間周波数を、検出する場所に配分する必要があり、システムが高価で複雑になるため、現実的ではない。
　進行波301と反射波302とが連続波で、かつ、高度な測定器を用いれば、両者の間の位相差(Phase　difference)も測定できる。しかし、通常、MRI装置100に使用されるRF波は、長さが数ミリ秒のパルス形状を有する。
　このように、SARのモニタリングシステムとしてMRI装置100に設けられているモニタ202に、進行波301、反射波302の位相を検出する機能を持たせるためには、複雑な構成が必須となるヘテロダイン検波方式を用いるか、100ピコ秒レベルでデータを処理する必要があり、大幅なコスト上昇を招く。
　　［出力周波数の限界］
　また、反射係数Sは、パワーの小さいRF信号を、広い範囲で周波数を変化させて出力し、それぞれの周波数について、進行波と反射波の振幅と位相を測定し、反射波の複素数値を進行波の複素数値で除算して算出する。MRI装置100のRFアンテナ103のQ値は、負荷の大きさによりおおよそ20～300程度の範囲で変動する。3テスラのMRI装置100の場合、このQ値を正確に測定するために周波数を変化させる範囲(バンド幅)は、6.4～0.4MHz必要であることが分かる。
　しかしながら、多くのMRI装置100のパワーアンプ203やパルス発生部201は、このような広い帯域に対応していないため、位相測定のために上記範囲にわたって周波数を変化させることができない。
　MRI装置100は、RFアンテナ103を共振させて感度を高める。3テスラのMRI装置100の場合、パルス発生部201が出力する中心周波数は、水素核スピンの共振周波数fHに一致させてあり、RFアンテナ103の共振周波数f0は水素核スピンの共振周波数fHの、±0.2MHzの範囲に入るように調整されている。そのため、パワーアンプ203も、この範囲の数倍程度をカバー可能な狭帯域のもので充分であり、高価な広帯域のものを用いる必要がない。通常、パワーアンプ203に使用される帯域はf0±0.5MHz程度である。そのため、MRI装置100は、広い周波数範囲のRF波をRFアンテナ103に供給することができない。
　また、MRI装置100では、発振する周波数を数Hz単位で細かく変える必要がある。このため、パルス生成部201が発振できる周波数範囲は、f0±1MHz程度である。また、MRI装置100には、共振周波数f0付近以外のノイズとなりうるRF波を除去するためにバンドパスタイプのフィルタが備えられる。
　以上説明したように、通常のMRI装置100に組み込まれた送受信機104の機能では、進行波301および反射波302の複素数値は得られない。
　　［反射係数とインピーダンスとQ値との関係］
　次に、反射係数SとインピーダンスZとQ値との関係を説明する。図4(a)～図4(f)は、RFアンテナ103の1つのチャンネルにおける、反射係数Sと、インピーダンスZと、Q値との関係を説明するためのグラフである。
　図4(a)～図4(c)は、それぞれ、異なる負荷状態での、周波数に対する反射係数の絶対値｜S11｜(以下、単に反射係数｜S11｜と呼ぶ。)の変化を示すグラフ401、402、403である。ここでは、縦軸は反射係数｜S11｜(｜S11｜amplitude)、横軸は周波数(Frequency［MHz］)である。また、図4(d)～図4(f)は、それぞれ、図4(a)～図4(c)と同じ負荷状態での、周波数に対するRFアンテナ103のインピーダンスZの絶対値｜Z11｜(インピーダンス｜Z11｜)の変化を示すグラフ411、412、413である。ここでは、縦軸はインピーダンス｜Z11｜(｜Z11｜amplitude［ohm］)、横軸は周波数(Frequency［MHz］)である。
　なお、以下の説明において、共振周波数f0は、MRI装置100の静磁場による水の水素核スピンの共振周波数fHの±0.2MHzに一致するように調整されているとする。この共振周波数f0は、3テスラのMRI装置100では、およそ128MHz付近である。
　図4(a)および図4(d)は、RFアンテナ103の中に負荷のない状態(無負荷状態)の、反射係数｜S11｜(401)、および、インピーダンス｜Z11｜(411)である。共振周波数f0での反射係数｜S11｜は、0よりも1に近い。そして、インピーダンス｜Z11｜は、ピークにおいて、50オームを超える。
　また、図4(b)および図4(e)は、RFアンテナ103内に、中程度の(適切な)負荷が入った状態(中負荷状態)での、反射係数｜S11｜(402)、および、インピーダンス｜Z11｜(412)である。中負荷状態は、共振周波数f0で、RFアンテナ103のインピーダンスZが、50オームにマッチした状態とする。中負荷状態では、共振周波数f0において。反射係数｜S11｜(402)が0に近くなり、インピーダンス｜Z11｜のピークは50オームとなる(412)。
　また、図4(c)および図4(f)は、RFアンテナ103内に、大きな負荷が入った状態(高負荷状態)での、反射係数｜S11｜(403)、および、インピーダンス｜Z11｜(413)である。共振周波数f0における反射係数｜S11｜(403)は、0よりも1の方に近づき、インピーダンス｜Z11｜(413)のピークは、50オームを下回る。
　図4(a)～図4(c)において、周波数f(Smin)は、それぞれ下に凸のカーブとなる各グラフ401、402、403の極小点の周波数を示す。以下、極小点の周波数を最小反射周波数と呼ぶ。MRI装置100の通常のRFアンテナ103においては、最小反射周波数f(Smin)が水素核スピンの共振周波数fHに、±0.2MHz以内の差で一致するように調整される。
　図4(d)～図4(f)において、f(Zmax)は、それぞれ上に凸のカーブとなる各グラフ411、412、413の極大点の周波数を示す。反射係数｜S11｜の測定時に位相のオフセットを調整し、通常、f(Zmax)と最小反射周波数f(Smin)とを一致させる。
　上記式(3)より、図4(a)および図4(d)に示す無負荷状態では、RFアンテナ103のポートのインピーダンスZが高く、インピーダンス｜Z11｜のピークの幅δfが狭いため、Q値も高い(High　Q)。また、図4(c)および図4(f)に示す高負荷状態では、逆に、Q値は低い(Low　Q)。そして、図4(b)および図4(e)では、Q値は、両者の間の中程度の値となる(Medium　Q)。
　なお、反射係数Sの位相情報が得られず、絶対値｜S11｜しか測定できない場合、式(4－1)および式(4－2)を用いてSからZに容易には変換できない。図4(a)に示すHigh　Qのケース(401)と、図4(c)に示すLOW　Qのケース(403)では、｜S11｜だけをみると似ているため、区別がつきにくい。よって、Q値を簡単に算出することは難しい。
　図5は、図4(a)～図4(f)の各状況を示すスミスチャート500である。インピーダンスZのピークがほぼ50オームにマッチする、図4(b)および図4(e)に示す中負荷(Midium　Q)の場合、中心周波数f(Zmax)でのインピーダンスZは、ほぼZ0となり(Z(f0)～Z0)、Sパラメータ(反射係数S)の曲線502は、スミスチャート500上で中心をとおる円弧状の曲線となる。
　図4(a)および図4(d)に示す無負荷(High　Q)状態の場合、Q値が大きく、中心周波数f(Zmax)でのインピーダンスZは、Z0より高い(Z(f0)＞Z0)。この場合、Sパラメータ(反射係数S)の曲線501は、スミスチャート500上で中心よりも右側を通り、曲線502よりも半径が大きな円弧を描く。
　図4(c)および図4(f)に示す高負荷(Low　Q)状態の場合、Q値が小さく、中心周波数f(Zmax)でのインピーダンスZは、Z0より低い(Z(f0)＜Z0)。この場合、Sパラメータ(反射係数S)の曲線503は、スミスチャート500上で中心よりも左側を通り、曲線502よりも半径が小さな円弧を描く。
　図6は、図4(a)～図4(c)に示す、3つの反射係数｜S11｜の測定値のグラフ401、402、403を、重ねて描いた図である。本図から、インピーダンスZが高い場合(Z(f0)＞Z0)と低い場合(Z(f0)＜Z0)との曲線形状は似ているが、全体的に縦方向にシフトしていることが分かる。そこで、このわずかな差を利用してQを求めることを考える。
　　［本実施形態のQ値算出手法］
　本実施形態のQ値算出部213によるQ値算出手法について説明する。上述のように、本実施形態のQ値算出部213は、進行波の振幅と反射波の振幅とから得た反射係数を、予め定めた回路モデルにフィッティングすることにより、Q値を算出する。
　図4(a)～図4(f)に示すように、RFアンテナ103の負荷により、反射係数｜S11｜およびインピーダンス｜Z11｜は、周波数に対する変化の態様が異なる。
　本実施形態のQ値算出部213は、撮影時の負荷の態様、すなわち、RFアンテナ103に被検体112が、撮影時の体勢で配置された状態で、複数の異なるRF信号をRFアンテナ103に与え、それぞれ、進行波301および反射波302の振幅を測定する。そして、反射波302の振幅を進行波301の振幅で除算し、平方根を取ることにより反射係数の絶対値｜S11｜を算出し、グラフ(401、402、403)で表される、反射係数｜S11｜の、周波数に対する変化の関数(S(f))を決定する。
　RFアンテナ103の各チャンネルは、その共振周波数の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。本実施形態では、上記グラフの決定にあたり、この共振回路モデルを用いる。
　図7に、この共振回路モデル700を示す。共振回路モデル700は、直列に接続され、ループを形成する、インダクタ740と、キャパシタ720と、抵抗730との3つの回路要素で構成される。さらに、RF周波数源710がキャパシタ720に並列に接続される、並列共振回路である。なお、RF送信系では、RF周波数源710は、パルス生成部201に相当する。
　共振回路モデル700は、RF周波数源710がキャパシタ720に並列に接続される1ポートの回路である。このため、この共振回路モデル700のポートインピーダンスZ(RFアンテナ103のインピーダンスZ)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を用いて、以下の式(5)で表すことができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000003
　この式(5)を、式(4－2)に代入することにより、1ポートの共振回路モデル700のSパラメータ(反射射係数)Sは、L、C、Rとωで表される。ここで、ωは2πf(fは周波数)であるため、反射係数Sは、以下の式(6)に示すように、L、C、Rと周波数fとで表される。すなわち、fの関数である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000004
　異なる3つの周波数fをRFアンテナ103に与え、それぞれ、実測した反射係数の絶対値｜S11｜を、式(6)の両辺の絶対値をとったものに代入して3つの式を得、それらを解くことにより、L、C、Rを求めることもできる。しかし、そのような厳密解は測定誤差が大きいデータに対して現実とかけ離れた解を与える可能性があるので、本実施形態のQ値算出部213は、解に制限範囲を設けることが容易な最小二乗法を用いる。具体的には、周波数fを3つ以上の異なる値に変化させて、それぞれ実測した反射係数｜S11｜を上記式(6)のSの絶対値とし、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る。そして、実測値と、上記式(6)から得た値の絶対値との差の二乗が最も小さくなるL、C、Rの値の組を、解とする。
　すなわち、本実施形態のQ値算出部213は、それぞれの回路要素(インダクタ740と、キャパシタ720と、抵抗730)の値を変化させてフィッティングを行い、回路要素それぞれの値(L、C、R)を得る。そして、得られた回路要素(L、C、R)の値を用いて、Q値を算出する。
　Q値は、以下の式(7)により算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000005
なお、ω0はLCR共振系の共振角速度であり、2πで割って共振周波数f0となる。すなわち、ω0＝2πf0である。従って、RFアンテナ103のインピーダンスのピーク値Zmaxの実部ReZmax、共振回路モデル700の共振周波数f0、共振のQ値も同様に、これらのL、C、Rの値を用いて、式(7)で算出できる。なお、式(5)に式(7)のω0を代入するとZmax＝L／(CR)＋i√(L／C)と求まる。しかし、通常その虚部は実部に比べてかなり小さい。このため、実部のReZmaxを代表的なパラメータとする。
　Q値算出部213は、被検体112をRFアンテナ103内に配置してから、撮影の直前にQ値を算出する。従って、ここで得られるQ値は、被検体112が配置されている状態でのRFアンテナ103のQ値であるQloadedである。
　なお、上記Q値算出処理では、共振回路モデル700の回路要素の値(L、C、R)を変化させてフィッティングし、これらの値を用いてQ値を算出しているが、Q値の算出手法は、これに限定されない。ReZmax、ω0、Qを変化させてフィッティングを行い、直接Q値を算出してもよい。
　式(7)は、以下の式(8)に示すように、ReZmax、ω0、QからL、C、Rを求める式に書き換えられる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000006
　従って、Q値算出部213は、回路要素(インダクタ740と、キャパシタ720と、抵抗730)の値(L、C、R)で表されるQ値、高周波アンテナ(RFアンテナ103)のインピーダンス値ReZmax、および、前記共振回路の共振角速度ω0(または、共振周波数f0)を変化させてフィッティングを行い、Q値を得てもよい。
　この場合、ReZmax、ω0、Qを、予め定めた初期値から、予め定めた態様で変化させて、共振回路モデル700の、反射係数Sの、周波数fを変数とする関数S(f)をそれぞれ得る。そして、各関数について、得られた各反射係数｜S11｜との差を算出し、差が最小となる関数のReZmax、ω0、Qを解として得る。
　なお、フィッティング時に変化させるパラメータは、L，C，Rの組、Q，ReZmax、ω0(あるいは共振周波数f0)の組に限定されない。独立な3変数であればよい。
　なお、上記フィッティングにおいて、初期値の設定には注意が必要である。すなわち、図4(b)の402からわかるように、インピーダンスZが50オーム付近で反射係数｜S11｜は、極小値ゼロを取る。つまり、50オームの点は、特異点である。このため、パラメータの値を変化させる際、ReZmaxの値は、50オームを避けて初期値を設定し、また、ReZmaxの値として50オームより大きい場合と小さい場合の2つ初期値を設ける。
　　［変化させる周波数］
　反射係数｜S11｜の測定時間(Mtime)は、RFアンテナ103のチャンネル数(nch)、モニタ202のデータ更新頻度(dtime)、測定周波数数(周波数方向の測定点数)(nsample)などに依存する。従って、これらの変数を用いて、以下の式(9)のように表される。
　　　Mtime＝nch×dtime×nsample　・・・(9)
　たとえば、RFアンテナ103が4チャンネルで、データ更新時間が1秒(更新頻度が1秒)、測定点数が11点の場合、測定時間は、上記式(9)より、44秒である。測定時間はできれば6秒程度までに短縮したいという要請がある。データ更新時間を0.5秒、測定点数を3点までに減らせば、6秒となる。
　図8に、測定点数が11点の場合のフィッティング結果601を示す。本図において、ダイアで描かれた11点が測定点である。これらの測定点を共振回路モデル700でフィッティングし、この結果601を得る。これは、式(6)で表される、fを変数とする反射係数Sの関数S(f)である。
　ここで、測定時間を減らすために測定点を3点まで減らすことを試みる。例えば、周波数が一番低い左端の点、周波数が一番高い右端の点、および、中心の共振周波数f0の点の3点を選んでフィッティングする。この場合、点線で示す曲線602が得られる。すなわち、S(f)は、11点の場合と異なる結果となる。これにより得たパラメータから算出したQ値の精度は高くない。
　一方、周波数が一番低い左端の点、周波数が一番高い右端の点、および、フィッティング結果601の最小値となる周波数(最小反射周波数)f(Smin)の3点を選んでフィッティングする。この場合、ほぼフィッティング結果601と同じ結果となる。
　よって、本実施形態では、Q値算出部213は、フィッティングを行う際、反射係数｜S11｜を実測する周波数fは、両端近傍の周波数と、フィッティング結果(反射係数｜S11｜の周波数を変数とする関数)が極小値を取る周波数(最小反射周波数)f(Smin)の3つの周波数とする。
　例えば、f0－0.5MHz、f(Smin)、f0＋0.5MHzの3つとする。また、MRI装置100が使用可能な上限周波数と、下限周波数と、RFアンテナ103の反射係数が最小となる最小反射周波数f(Smin)との3つの周波数としてもよい。
　なお、最小反射周波数f(Smin)と共振周波数f0とは一致している方が望ましいが、図8に示すように、配線のケーブルや送信受信切り替えスイッチなどの影響で両者はずれて測定される場合もある。
　［最小反射周波数決定処理の詳細］
　次に、本実施形態の最小反射周波数決定部214による最小反射周波数決定処理の詳細を説明する。
　最小反射周波数決定部214は、上述のように、最小反射周波数f(Smin)を決定する。ここでは、マッチング状態での負荷、および無負荷状態で、4以上の異なる周波数で進行波301および反射波302をそれぞれ測定し、反射係数｜S11｜をそれぞれ算出する。そして、Q値算出部213同様、共振回路モデル700でフィッティングし、マッチング状態での反射係数｜S11｜が最小となる周波数f(Smin)を得、それを、最小反射周波数と決定する。また、このとき、無負荷状態のQ(Qempty)を合わせて算出する。
　具体的には、例えば、最小二乗法によりマッチング状態でのデータを共振回路モデル700にフィッティングし、L、C、Rの値を決定し、上記式(6)で表される関数S(f)を確定することにより、極小点f(Smin)となる周波数を決定する。また、無負荷の状態で得られたL、C、Rの値を用い、無負荷状態のQ値(Qempty)を算出する。
　測定周波数の数(測定点数)は、できるだけ正確にQ値を得るため、共振周波数f0を基準として、±0.5MHz程度の範囲を、11点等の比較的多い点数で計測する。
　例えば、Q値が300程度の共振インピーダンスピークを持つRFアンテナ103であって、共振周波数f0が126MHzの場合、f0／Qは、0.42MHzである。共振周波数f0±(f0／Q)／2の周波数範囲に5点程度、すなわち、f0±f0／Q程度の周波数範囲に、10点程度の測定点を設定し、共振周波数f0の点も含め、計11点とする。
上述の図8は、共振周波数f0の点も含め、計11点の測定点を設定し、プロットした様子を示すものである。
　なお、f0±(f0／Q)／2の周波数範囲に5点設定する場合、設定周波数間隔は、0.084MHzである。これ以上間隔を狭くしても、フィッティングで求まるQ値はほとんど変わらないため、精度は変わらないと考えられる。従って、共振周波数をf0、RFアンテナ103の無負荷状態のQ値をQemptyとすると、最小反射周波数決定処理では、MRI装置100が使用可能な上限周波数および下限周波数との間で、f0／Qempty／5以上の周波数おきに測定し、その結果を用いて最小反射周波数を決定することが望ましい。
　これは、3テスラ程度の静磁場を持つMRI装置100であって、RFアンテナ103の無負荷のQ値が300程度の場合の例である。
　静磁場強度や共振Q値の異なるRFアンテナでは、それぞれ、必要十分な測定点数の数と範囲は異なる。つまり、共振周波数f0／Q／5以上の周波数おきに測定することで充分である。
　なお、Q値算出部213と最小反射周波数決定部214とはフィッティングするデータ点数が異なるだけで、同じアルゴリズムを用いた同じ計算機能である。従って、1つの機能部が、両方の処理を行うよう構成してもよい。すなわち、いずれかの処理部が、両方の処理を行ってもよい。
　［最小反射周波数決定処理の流れ］
　ここで、本実施形態の最小反射周波数決定部214による最小反射周波数決定処理の流れについて説明する。図9は、本実施形態の最小反射周波数決定処理の処理フローである。本実施形態の最小反射周波数決定処理は、上述のように、製造時、据え付け時、調整時、あるいは、メンテナンス時等に実行する。最小反射周波数決定処理は、下記のQ値算出処理に先立ち、実行されればよい。また、無負荷状態で実行する。
　まず、最小反射周波数決定部214は、予め定めた4以上の異なる周波数(全計測点)のRFパルスの進行波301および反射波302の振幅を計測(Full point sweep ｜S11｜ measurements at high Q(empty))し、周波数毎の反射係数｜S11｜を得る(ステップS1101)。各周波数のRFパルスは、供給部212からの指示に従ってパルス生成部201から供給する。例えば、周波数範囲f0±0.5MHz程度の範囲を、11点など比較的多い点数計測する。なお、計測は、無負荷状態で行う。
　最小反射周波数決定部214は、得られた反射係数｜S11｜を、共振回路モデル700でフィッティングし、反射係数｜S11｜が極小となる周波数(最小反射周波数)f(Smin)を決定する(ステップS1102)。
　次に、フィッティングにより得られた共振回路モデル700の、L、C、Rの値から、Q値(Qempty)を算出する(ステップS1103)。決定した極小点f(Smin)およびQ値は、チャンネルに対応づけて記録する。
　最小反射周波数決定部214は、ステップS1101およびS1103の処理を、全てのチャンネルについて、繰り返す(ステップS1104)。
　［Q値算出処理］
　次に、Q値算出部213による、Q値算出処理の流れを説明する。図10は、本実施形態のQ値算出処理の処理フローである。Q値算出部213は、撮影時、被検体112が変わる毎、撮影部位が変わる毎に、撮影時の状態で被検体112を挿入した状態で、Q値算出処理を行う。また、Q値算出処理を、RFアンテナ103の各チャンネルについて行う。
　Q値算出部213は、高周波アンテナ(RFアンテナ103)に供給される、予め定めた3以上の異なる周波数fの高周波パルス(RFパルス)それぞれの進行波301および反射波302の振幅を測定して各高周波パルス(RFパルス)の反射係数｜S11｜を算出する(ステップS1201)。
　予め定めた3以上の異なる周波数fのRFパルスは、供給部212からの指示に従ってパルス生成部201から供給する。そして、Q値算出部213は、各周波数fのRFパルス供給時の、進行波301および反射波302の振幅をそれぞれ取得し、反射係数｜S11｜を得る。進行波301および反射波302の振幅は、モニタ202が測定する。
　Q値算出部213は、各前記反射係数を、予め定めた共振回路モデル700にフィッティングすることにより回路定数を得る(ステップS1202)。フィッティングは、上述のように、例えば、最小二乗法で行う。
　ここでは、回路要素であるインダクタ740と、キャパシタ720と、抵抗730を変化させる場合を例にあげて説明する。具体的にはこの場合、各回路要素の値L、C、Rを、予め定めた初期値から、予め定めた態様で変化させて、共振回路モデル700の、反射係数Sの、周波数fを変数とする関数S(f)をそれぞれ得る。そして、各関数について、得られた各反射係数｜S11｜との差を算出し、差が最小となる関数のL、C、Rを解として得る。
　そして、Q値算出部213は、得られた回路定数を用いて、高周波アンテナ(RFアンテナ103)のQ値を算出する(ステップS1203)。ここでは、得られたL、C、Rを式(7)に代入し、Q値(Qloaded)を得る。
　Q値算出部213は、ステップS1201およびS1203の処理を、全チャンネルについて行い(ステップS1204)、Q値算出処理を終了する。
　なお、Q値、ピークインピーダンス値ReZmax、および、共振角速度ω0(または、共振周波数f0)を変化させてフィッティングを行う場合、ステップS1201の後、フィッティングを行うことにより、直接Q値を得る。
　なお、SAR管理部215は、上述のように、得られたQ値(Qloaded)と、最小反射周波数決定処理で算出されている無負荷状態のQ値(Qempty)と、既知のPinputの値とを用い、上記式(2)によりPobjectを計算し、SARマネジメントを行う。
　＜変形例＞
　上記実施形態では、Q値算出処理および最小反射周波数算出処理時のフィッティングにおいて、回路定数L、C，R、または、ReZmax、ω0、Qといった独立な3変数を、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、最適な解を得ている。しかしながら、フィッティング手法はこれに限定されない。
　例えば、2つの異なる初期値を設定し、当該2つの初期値からパラメータを変化させてフィッティングを行い、得られた2つの解のうち、残差が少ない方の解を用いて、前記Q値を算出するよう構成してもよい。
　例えば、フィッティングの初期値としてReZmaxは、50オームを避ける必要がある。従って、ピークインピーダンス値ReZmax(＝L／(CR)の初期値として、50オームの上下に2種(50＋α、50－β(α、βは、1～20程度の正の値))設定し、それらの値から、50オームから離れるようそれぞれReZmaxの値を変化させて、2回フィッティングを行い、結果の残差の少ない方を解とするよう構成してもよい。
　このとき、L、C、Rを変化させる場合、LとCとは同じ初期値にして、Rだけ2種設定し、同様に2回フィッティングを行い、結果の残差の少ない方を解とするよう構成してもよい。
　＜実施例＞
　RFアンテナ103の1つのチャンネルについて、f0－0.5MHzからf0＋0.5MHzまでの間の所定の11点(11種の周波数)のデータを用いてフィッティングした場合(11点測定)と、f0－0.5MHz、f0＋0.5MHz、f(Smin)の3点(3つの周波数)でフィッティングした場合(3点測定)と、でそれぞれ求められたパラメータの値(L、R、C、ReZmax、f0、Q)と、フィッティングの残差(Fit　deviation)を、図11のテーブル800に示す。
　フィッティングには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した。また、フィッティングの初期値には、以下の2種の(Q，ReZmax，f0)の組を用いた。なお、f0は、共振回路モデル700の共振周波数である。
　　　(Q，ReZmax，f0)＝(130，45，123.47)、
　　　(Q，ReZmax，f0)＝(150，52，123.47)
　すなわち、ReZmaxとして、50オームを挟んで上下に45オーム，52オームの2種類の初期値を与えた。そして、45オームからReZmaxの値を小さくする方向に変化させて得たフィッティング結果と、50オームからReZmaxの値を大きくする方向に変化させて得たフィッティング結果との2つのフィッティングの結果の残差が少ない方を正しい解として選んだ。
　なお、負荷は、無負荷(Unloaded(empty))と、中程度の負荷(中負荷：Medium loaded)と、高負荷(Highly loaded)の3種とした。
　得られたQ値は、無負荷の場合、11点測定では、267、3点測定では、272、中負荷の場合、11点測定では、146、3点測定では、150、高負荷の場合、11点測定では、52、3点測定では、54という結果となった。
　11点測定における算定結果が正しいと仮定すると、3点測定での算定結果の誤差は、無負荷、中負荷、高負荷それぞれ、3％、2％、4％となった。このことから、11点から大幅にデータ点数を減らして、3点でフィッティングを行っても誤差は最大で4％程度であり、正確なQが測定できることが示された。
　以上説明したように、本実施形態のMRI装置100は、所定の周波数で共振する高周波アンテナ103と、前記高周波アンテナ103に高周波信号を供給する供給部212と、前記供給部212から高周波アンテナ103に供給される高周波信号の進行波301と反射波302との振幅を測定するモニタ202と、前記振幅を用いて、前記高周波アンテナ103のQ値を算出するQ値算出部213と、を備え、前記供給部212は、3以上の異なる周波数の前記高周波信号を前記高周波アンテナ103に供給し、前記モニタ202は、前記供給された各周波数の高周波信号について、前記振幅をそれぞれ測定し、前記Q値算出部213は、各前記振幅から得た反射係数の絶対値を、予め定めた回路モデル(共振回路モデル)700にフィッティングすることにより前記Q値を算出する。
　また、前記供給部が供給する周波数は、当該磁気共鳴イメージング装置100が使用可能な上限周波数と、下限周波数と、前記高周波アンテナの反射係数が最小となる最小反射周波数と、の3つの周波数である。
　そして、本実施形態のMRI装置100は、前記最小反射周波数を決定する最小反射周波数決定部214をさらに備え、前記供給部212は、予め定めた4以上の異なる周波数の高周波パルスを供給し、前記最小反射周波数決定部214は、前記モニタ202が測定した各振幅から得た前記反射係数を前記回路モデル(共振回路モデル)700にフィッティングすることにより、前記最小反射周波数を決定してもよい。
　また、本実施形態のMRI装置100は、前記Q値算出部213が算出したQ値を用いて、撮影時に前記高周波アンテナ103に供給される高周波信号による照射パワーのうち、被検体112に影響を与える照射パワーを算出し、比吸収率を管理する比吸収率管理部(SAR管理部)215をさらに備えてもよい。
　このように、本実施形態によれば、MRI装置の既存のハードウェアで測定可能な値を用いて、回路モデルにフィッティングすることによりQ値を算出する。また、撮影時に、患者が配置されてから、少なくとも3つの周波数のRFパルスの送信によりQ値を算出できる。従って、新たに効果な測定器を搭載することなく、また、撮影時間を、通常の撮影時間から大幅に延長することなく、既存のハードウェアのみで正確なQ値を得ることができる。
　従って、本実施形態によれば、正確なQ値により、過不足のないSARを得ることができ、高精度で効率的なSARマネージメントを実現できる。
　従来のMRI撮影におけるSARマネジメントでは、SARを簡便に見積もる方法を採択すると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てしまう。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Q値の測定、すなわち、進行波と反射波の振幅および位相の測定が必要となる。しかし、Q値の測定には、高価な測定器が必要であり、また、時間もかかる。
　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Q値を得ることができ、この高精度なQ値を用いて、正確なSARマネジメントが可能となる。
　なお、上記各実施形態のRF送信装置はMRI装置に限るものでなく、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応用可能である。
　また、本実施形態のデータ処理部105は、CPUとメモリと記憶装置とを備える。そして、データ処理部105が実現する各機能は、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ことにより実現される。また、全部または一部の機能は、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、記憶装置に格納される。
　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　モニタ、203　パワーアンプ、212　供給部、213　Q値算出部、214　最小反射周波数決定部、215　SAR管理部、301　進行波、302　反射波、401　反射係数のグラフ、402　反射係数のグラフ、403　反射係数のグラフ、411　インピーダンスのグラフ、412　インピーダンスのグラフ、413　インピーダンスのグラフ、500　スミスチャート、501　曲線、502　曲線、503　曲線、601　フィッティング結果、602　フィッティング結果、700　共振回路モデル、710　RF周波数源、720　キャパシタ、730　抵抗、740　インダクタ、800　テーブル

Claims (16)

  1. 　所定の周波数で共振する高周波アンテナと、
    　前記高周波アンテナに高周波信号を供給する供給部と、
    　前記供給部から高周波アンテナに供給される高周波信号の進行波と反射波との振幅を測定するモニタと、
    　前記振幅を用いて、前記高周波アンテナのQ値を算出するQ値算出部と、を備え、
    　前記供給部は、3以上の異なる周波数の前記高周波信号を前記高周波アンテナに供給し、
    　前記モニタは、前記供給された各周波数の高周波信号について、前記振幅をそれぞれ測定し、
    　前記Q値算出部は、各前記振幅から得た反射係数の絶対値を、予め定めた回路モデルにフィッティングすることにより前記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。
  2. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記供給部が供給する前記高周波信号の周波数は、当該磁気共鳴イメージング装置が使用可能な上限周波数と、下限周波数と、前記高周波アンテナの反射係数が最小となる最小反射周波数と、の3つを含むこと
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記最小反射周波数を決定する最小反射周波数決定部をさらに備え、
    　前記供給部は、予め定めた4以上の異なる周波数の高周波パルスを供給し、
    　前記最小反射周波数決定部は、前記モニタが測定した各振幅から得た前記反射係数の絶対値を前記回路モデルにフィッティングすることにより、前記最小反射周波数を決定すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記高周波アンテナは、複数のチャンネルを備え、
    　前記モニタは、各チャンネルの前記振幅をモニタし、
    　前記Q値算出部は、前記チャンネル毎に、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。
  5. 　請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記高周波アンテナは、複数のチャンネルを備え、
    　前記モニタは、各チャンネルの前記振幅をモニタし、
    　前記最小反射周波数決定部は、前記チャンネル毎に、前記最小反射周波数を決定すること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　請求項1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、撮影時の負荷で測定した前記振幅を用いて前記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。
  7. 　請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記最小反射周波数決定部は、マッチング状態で測定した前記振幅を用いて前記最小反射周波数を決定するとともに、無負荷で測定した前記振幅を用いて前記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。
  8. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記回路モデルは、インダクタ、キャパシタ、および抵抗の3つの回路要素を備える並列共振回路モデルであり、
    　前記Q値算出部は、各前記回路要素の値を変化させて前記フィッティングを行い、当該回路要素それぞれの値を得、当該回路要素の値を用いて、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。
  9. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記回路モデルは、インダクタ、キャパシタ、および抵抗の3つの回路要素を備える並列共振回路モデルであり、
    　前記Q値算出部は、前記回路要素の値で表される前記Q値、前記高周波アンテナのインピーダンスピーク値、および、前記回路モデルの共振周波数を変化させて前記フィッティングを行い、前記Q値を得ること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記4以上の異なる周波数は、当該磁気共鳴イメージング装置が使用可能な上限周波数および下限周波数との間で、周波数間隔が、無負荷状態の前記Q値の5倍の値で共振周波数f0を除算した値以上となるよう定められること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 　請求項1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、2つの異なる初期値を設定し、当該2つの初期値からパラメータを変化させてフィッティングを行い、得られた2つの解のうち、残差が少ない方の解を用いて、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。
  12. 　請求項11記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　2つの異なる初期値を設定するパラメータは、前記高周波アンテナのインピーダンスであり、
    　前記2つの異なる初期値は、50オームの上下の値に設定されること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  13. 　請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記Q値算出部が算出したQ値を用いて、撮影時に前記高周波アンテナに供給される高周波信号による照射パワーのうち、被検体に影響を与える照射パワーを算出し、比吸収率を管理する比吸収率管理部をさらに備えること
    　を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  14. 　高周波アンテナに供給される、3以上の異なる周波数の高周波パルスそれぞれの進行波および反射波の振幅を測定して各高周波パルスの反射係数を算出する反射係数算出ステップと、
    　各前記反射係数を、予め定めた回路モデルにフィッティングすることにより、前記高周波アンテナのQ値を算出するQ値算出ステップと、を含むこと
    　を特徴とするQ値算出方法。
  15. 　請求項14記載のQ値算出方法であって、
    　前記反射係数算出ステップでは、前記高周波アンテナを用いる磁気共鳴イメージング装置が使用可能な上限周波数と、下限周波数と、前記高周波アンテナの反射係数が最小となる最小反射周波数との3つの周波数の反射係数を算出し、
    　前記反射係数算出ステップに先立ち、予め定めた4以上の異なる周波数の高周波パルスそれぞれの進行波および反射波の前記振幅を測定して前記反射係数の絶対値を算出し、算出した反射係数の絶対値を前記回路モデルにフィッティングすることにより、前記最小反射周波数を決定する最小反射周波数決定ステップを実行すること
    　を特徴とするQ値算出方法。
  16. 　高周波アンテナに供給される、3以上の異なる周波数の高周波パルスそれぞれの進行波および反射波の振幅を測定して各高周波パルスの反射係数の絶対値を算出し、
    　各前記反射係数の絶対値を、予め定めた回路モデルにフィッティングすることにより前記高周波アンテナのQ値を算出し、
    　前記Q値を用いて、撮影時に前記高周波アンテナに供給される高周波信号による照射パワーのうち、被検体に影響を与える照射パワーを算出し、比吸収率を管理すること
    　を特徴とする比吸収率管理方法。
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