WO2013046900A1

WO2013046900A1 - 磁気共鳴撮像装置、高周波磁場照射方法およびプログラム

Info

Publication number: WO2013046900A1
Application number: PCT/JP2012/069239
Authority: WO
Inventors: 金子　幸生; 悦久五月女; 尾藤　良孝; 竹内　博幸; 高橋　哲彦; 秀太羽原; 陽介大竹
Original assignee: 株式会社日立メディコ
Priority date: 2011-09-29
Filing date: 2012-07-27
Publication date: 2013-04-04
Also published as: EP2762070A4; US20140292334A1; CN103874457A; EP2762070A1; EP2762070B1; CN103874457B; JP5797765B2; JPWO2013046900A1; US9726744B2

Abstract

撮像時間の延長を最小限に抑えつつ、任意軸方向、任意位置の撮像断面の、ＲＦシミングによるＢ_１不均一低減効果を最大とする。予め定めた１方向の数枚のＢ_１分布のみを計測し、そのＢ_１分布データから、任意方向、任意位置の撮像断面に対して、Ｂ_１不均一低減効果を最大とする高周波磁場条件を各々計算する。たとえば、ＡＸ方向に数枚のみのＢ_１分布を計測した上で、ＡＸ方向の任意位置の撮像断面に対する最適な高周波磁場条件については、撮像断面に近い２つのＢ_１分布から計算された最適な高周波磁場条件から補間することによって求め、ＳＡＧ、ＣＯＲ方向の任意位置の撮像断面に対する最適な高周波磁場条件については、Ｂ_１分布のうち、撮像断面との交差領域内のＢ_１値のみを抽出し、それを用いて求める。

Description

磁気共鳴撮像装置、高周波磁場照射方法およびプログラム

　本発明は、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ：Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　Ｉｍａｇｉｎｇ）装置（以下、ＭＲＩ装置）に関する。特に、磁気共鳴現象を誘起する回転磁界の空間分布の調整技術に関する。

　ＭＲＩ装置は、検査対象を横切る任意の断面内の原子核に磁気共鳴を起こさせ、発生する磁気共鳴信号からその断面内における断層像を得る医用画像診断装置である。検査対象に電磁波の一種であるラジオ波（Ｒａｄｉｏ　Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ　ｗａｖｅ、以下、高周波またはＲＦと呼ぶ。）を送信し、検査対象内の原子核のスピンを励起すると共に、その後、核スピンにより発生する核磁気共鳴信号を受信し、検査対象を画像化する。送信は、ＲＦ送信用コイルによって行われ、受信は、ＲＦ受信用コイルによって行われる。

　近年、画像のＳＮＲ（Ｓｉｇｎａｌ　ｔｏ　Ｎｏｉｓｅ　ｒａｔｉｏ）を向上させるため、静磁場強度が高まる方向にあり、静磁場強度が３Ｔ（テスラ）以上の高磁場ＭＲＩ装置（３Ｔ　ＭＲＩ装置）の普及が始まっている。しかし、静磁場強度が大きくなるほど、撮像画像にムラが生じやすくなる。これは、高磁場化に伴って、磁気共鳴現象を誘起するために使用されるＲＦの周波数が高くなるためである。例えば、３Ｔ　ＭＲＩ装置では周波数１２８ＭＨｚのＲＦが使用されているが、このＲＦの生体内での波長は腹部断面とほぼ同スケールの３０ｃｍ程度となり、生体内においてＲＦの位相に変化が生じる。そのため、照射ＲＦ分布、および、そのＲＦにより生成され磁気共鳴現象を誘起する回転磁界（以下、Ｂ_１）の空間分布が不均一となり、画像ムラが生じる。このような現状より、高磁場ＭＲＩ装置で行われるＲＦ照射において、画質を向上させるため、回転磁界Ｂ_１の分布の不均一を低減する技術が必要とされている。

　Ｂ_１分布の不均一を低減する方法として、ＲＦ照射方法を工夫する手法がいくつか提案されている。その中で近年、「ＲＦシミング」という手法が登場し、注目されている。これは、複数のチャンネルを持つＲＦ送信用コイルを用いて、各チャンネルに与えるＲＦの位相と振幅とを制御して、撮像領域のＢ_１不均一を低減させる方法である。

　ＲＦシミングでは、一般的に、本撮像前に各チャンネルのＢ_１分布を予め計測し、そのＢ_１分布を用いて、Ｂ_１不均一を低減するＲＦの振幅と位相とを算出する（例えば、特許文献１、非特許文献１参照）。また、関心領域（ＲＯＩ）を設定し、ＲＯＩ内のＢ_１不均一を低減するようＲＦの振幅または位相の少なくとも一方を撮像条件としてイメージングを行う技術がある（例えば、特許文献２参照）。特許文献２に記載の技術では、複数のＲＯＩを設定した場合、複数のＲＯＩ間におけるデータのばらつきが低減されるようなＲＦの振幅または位相の少なくとも一方を取得する。これにより、被検体ごとの特徴により、Ｂ_１不均一性の影響が異なる問題を解決している。

米国特許第７０７８９０１号明細書特開２０１０―２９６４０号公報

Ｎｉｓｔｌｅｒ　Ｊ他著、　"Ｈｏｍｏｇｅｎｅｉｔｙ　Ｉｍｐｒｏｖｅｍｅｎｔ　Ｕｓｉｎｇ　Ａ　２　Ｐｏｒｔ　Ｂｉｒｄｃａｇｅ　Ｃｏｉｌ"　Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ　ｏｆ　Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ　Ｓｏｃｉｅｔｙ　ｏｆ　Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　ｉｎ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ　２００７　ｐ．１０６３

　特許文献１および非特許文献１によれば、撮像断面のＢ_１分布を予め計測することによって、Ｂ_１不均一を低減するＲＦパルスの振幅と位相とを算出する。しかし、実際の画像撮像時は、様々な軸に直交する方向（以下、軸方向と呼ぶ）の、様々な位置の断面の画像を複数枚取得する。軸方向は、一般に、アキシャル（以下、ＡＸ）、サジタル（以下、ＳＡＧ）、コロナル（以下、ＣＯＲ）の３方向があり、さらにこれらの方向からある角度だけ傾けた軸方向（オブリーク）もある。また、断面数は１方向あたり数～数十となることが多い。

　従って、特許文献１および非特許文献１の技術を用いる場合、全ての撮像断面のＢ_１不均一低減効果を最大とするためには、全ての撮像断面について各々Ｂ_１分布を計測して、各々最適なＲＦの振幅と位相とを計算する必要があり、多大な時間がかかる。このため、総撮像時間が延長する。一方、所定の撮像断面のみＢ_１分布を計測して、算出された一つのＲＦの振幅および位相の値を、他のすべての断面にも適用すると、他断面においてＢ_１不均一低減効果が十分に得られない場合がある。

　特許文献２に記載の技術においても、全ての撮像断面のＢ_１分布を計測するためには多くの時間がかかり、総撮像時間が延長する。

　本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、撮像時間の延長を最小限に抑えつつ、任意軸方向、任意位置の撮像断面の、ＲＦシミングによるＢ_１不均一低減効果を最大とする技術を提供する。

　本発明は、所定軸方向の所定数の断面のＢ_１分布と、Ｂ_１不均一低減効果を最大とするＲＦの振幅および位相と、を用いて、任意の撮像断面のＢ_１不均一低減効果を最大とするＲＦの振幅および位相を算出する。

　本発明の代表的なものの一例を示せば以下の通りである。すなわち、本発明は、静磁場を形成する静磁場形成部と、傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加部と、被検体にそれぞれ異なる高周波磁場を送信する複数のチャンネルを有する高周波磁場送信部と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する信号受信部と、前記高周波磁場送信部から前記被検体に前記高周波磁場が送信された後に前記信号受信部が受信した核磁気共鳴信号から、第一の軸に直交する第一の分布計測断面の高周波磁場分布である第一の高周波磁場分布を算出する分布計算部と、前記第一の高周波磁場分布に基づいて、撮像の対象とする任意の撮像断面の撮像条件の中の前記複数のチャンネル各々から照射する高周波磁場の位相および振幅の少なくとも一方を高周波磁場条件として算出する条件計算部と、を備えることを特徴とする磁気共鳴撮像装置を提供する。

　また、被検体にそれぞれ異なる高周波磁場を送信する複数のチャンネルを有する高周波磁場送信部と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受診する信号受信部と、を備える磁気共鳴撮像装置の高周波磁場の不均一を低減する撮像条件決定方法であって、前記高周波磁場照射部から前記被検体に前記高周波磁場が送信された後に前記信号受信部が検出した核磁気共鳴信号から、第一の軸に直交する第一の分布計測断面の高周波磁場分布である第一の高周波磁場分布を算出する分布計算ステップと、前記第一の高周波磁場分布に基づいて、撮像の対象とする任意の撮像断面の撮像条件の中の前記複数のチャンネル各々から照射する高周波磁場の位相および振幅の少なくとも一方を高周波磁場条件として算出する条件計算ステップと、を備えることを特徴とする撮像条件決定方法を提供する。

　本発明によれば、撮像時間の延長を最小限に抑えつつ、かつ、任意軸方向、任意位置の撮像断面すべてにおいて、ＲＦシミングによるＢ_１不均一低減効果を最大にできる。

第一の実施形態のＭＲＩ装置の概要を示す構成図である。第一の実施形態の送信コイル、ファントムおよび回転磁界を説明するための説明図である。（Ａ）は、ファントム内におけるＡＸ断面での回転磁界Ｂ_１分布を示すシミュレーション結果の説明図であり、（Ｂ）は、ファントム内におけるＳＡＧ断面での回転磁界Ｂ_１分布を示すシミュレーション結果の説明図であり、（Ｃ）は、ファントム内におけるＣＯＲ断面での回転磁界Ｂ_１分布を示すシミュレーション結果の説明図である。撮像断面を説明するための説明図である。（Ａ）は、本撮像時の撮像断面が複数のＡＸ断面である場合の断面位置を説明するための説明図であり、（Ｂ）は、本撮像時の撮像断面が複数のＳＡＧ断面である場合の断面位置を説明するための説明図であり、（Ｃ）は、本撮像時の撮像断面が複数のＣＯＲ断面である場合の断面位置を説明するための説明図である。第一の実施形態の計算部の機能ブロック図である。第一の実施形態の撮像領域およびＢ_１分布計測断面を説明するための説明図である。第一の実施形態の撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する手法を説明するための説明図であり、（Ａ）は、撮像断面がＡＸ断面である場合、（Ｂ）は、撮像断面がＳＡＧ断面である場合、（Ｃ）は、撮像断面がＣＯＲ断面である場合である。第一の実施形態の撮像処理のフローチャートである。（Ａ）は、骨盤領域のＣＯＲ画像上に、設定した各ＡＸ断面位置およびＳＡＧ断面位置を示し、第一の実施形態の具体例を説明する説明図であり、（Ｂ）は、骨盤領域のＡＸ画像上に、ＳＡＧ、ＣＯＲの各方向の交差領域を示し、第一の実施形態の具体例を説明する説明図である。（Ａ）は、撮像断面が骨盤領域のＡＸ断面の場合の、Ｂ_１均一度指標のグラフであり、（Ｂ）は、撮像断面が骨盤領域のＳＡＧ断面の場合のＢ_１均一度指標のグラフであり、（Ｃ）は、撮像断面が骨盤領域のＣＯＲ断面の場合の、Ｂ_１均一度指標のグラフである。頸椎領域のＣＯＲ画像上に、ＡＸ、ＳＡＧの各方向の断面位置を示し、第一の実施形態の具体例を説明する説明図である。（Ａ）は、撮像断面が頸椎領域のＡＸ断面の場合の、Ｂ_１均一度指標のグラフであり、（Ｂ）は、撮像断面が頸椎領域のＳＡＧ断面の場合のＢ_１均一度指標のグラフであり、（Ｃ）は、撮像断面が頸椎領域のＣＯＲ断面の場合の、Ｂ_１均一度指標のグラフである。第一の実施形態の、撮像断面がオブリーク断面の場合のＲＦシミングの手法を説明するための説明図である。骨盤領域のＡＸ画像上に、ＳＡＧ、ＣＯＲの各方向の領域を示し、第一の実施形態の変形例を説明する説明図である。第二の実施形態の計算機の機能ブロック図である。第二の実施形態の撮像処理のフローチャートである。第三の実施形態の計算機の機能ブロック図である。第三の実施形態の撮像処理のフローチャートである。

　はじめに、本発明の概要を説明する。本発明は、上述のように、所定軸方向の所定数の断面のＢ_１分布から、任意の撮像断面のＢ_１不均一低減効果を最大とするＲＦの振幅および位相を算出する。

　具体的には、予め定めた１軸に垂直な複数の異なる断面のＢ_１分布（以下、高周波磁分布とも呼ぶ）を計測する。そして、このＢ_１分布を用いて、任意の撮像断面を撮像する際に撮像条件として用いる高周波磁場（ＲＦ）の振幅および位相の少なくとも一方を算出する。算出するＲＦの振幅および位相は、当該撮像断面の、Ｂ_１分布不均一低減効果を最大とするものとする。

　以下、本明細書では、Ｂ_１分布を計測する断面を分布計測断面と呼び、分布計測断面に垂直な軸を分布計測軸と呼ぶ。また、撮像条件として算出するＲＦの振幅および位相の少なくとも一方を高周波磁場条件と呼ぶ。また、Ｂ_１分布不均一低減効果を最大とする高周波磁場条件を最適な高周波磁場条件と呼ぶ。さらに、所定の軸に垂直な断面を、当該軸方向の断面と呼ぶ。

　このＢ_１分布計測軸方向の、任意の位置の撮像断面の最適な高周波磁場条件は、複数の分布計測断面のＢ_１分布から計算した、各分布計測断面の最適な高周波磁場条件を補間することにより算出する。

　また、Ｂ_１分布計測軸と異なる軸方向の、任意の位置の撮像断面の最適な高周波磁場条件は、各分布計測断面のＢ_１分布の中から、分布計測断面と撮像断面との交線を含む領域（以下、交差領域と呼ぶ。）のＢ_１値を抽出し、それらの値のばらつきが最小となるよう算出する。

　なお、分布計測断面は１枚であってもよい。この場合、Ｂ_１分布計測軸方向の任意位置の撮像断面の最適な高周波磁場条件には、この１枚の分布計測断面のＢ_１分布から得た高周波磁場条件をそのまま用いる。また、Ｂ_１分布計測軸と異なる軸方向の任意位置の撮像断面の最適な高周波磁場条件は、このＢ_１分布から交差領域のＢ_１値を抽出し、その値に基づいて計算する。

　＜＜第一の実施形態＞＞
　以下、本発明の第一の実施形態について説明する。まず、本実施形態のＭＲＩ装置の全体構成について説明する。図１は、本実施形態のＭＲＩ装置１００のブロック図である。本図に示すように、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、静磁場を発生するマグネット１０１と、傾斜磁場を発生するコイル１０２と、静磁場均一度を調整するシムコイル１１２と、シーケンサ１０４と、高周波磁場（ＲＦ）を照射（送信）するＲＦ送信用コイル（送信コイル）１１４と、被検体１０３から発生する核磁気共鳴信号を検出（受信）するＲＦ受信用コイル（受信コイル）１１５と、被検体１０３を載置するテーブル１０７と、傾斜磁場電源１０５と、高周波磁場発生器１０６と、受信器１０８と、シム電源１１３と、計算機１０９と、を備える。

　傾斜磁場コイル１０２およびシムコイル１１２は、それぞれ傾斜磁場電源１０５およびシム電源１１３に接続される。また、送信コイル１１４および受信コイル１１５は、それぞれ、高周波磁場発生器１０６および受信器１０８に接続される。シーケンサ１０４は、傾斜磁場電源１０５とシム電源１１３、および高周波磁場発生器１０６に命令を送り、それぞれ傾斜磁場およびＲＦを発生させる。ＲＦは、送信コイル１１４を通じて被検体１０３に照射（送信）される。ＲＦを照射（送信）することにより被検体１０３から発生する核磁気共鳴信号は、受信コイル１１５によって検出（受信）され、受信器１０８で検波が行われる。受信器１０８での検波の基準とする磁気共鳴周波数は、計算機１０９によりシーケンサ１０４を介してセットされる。検波された信号はＡ／Ｄ変換回路を通して計算機１０９に送られ、ここで画像再構成などの信号処理が行われる。その結果は、計算機１０９に接続されるディスプレイ１１０に表示される。検波された信号や測定条件は、必要に応じて、計算機１０９に接続される記憶装置１１１に保存される。シーケンサ１０４は通常、予めプログラミングされたタイミング、強度で各装置が動作するように制御を行う。

　マグネット１０１とシムコイル１１２とシム電源１１３とは、静磁場空間を形成する静磁場形成部を構成する。傾斜磁場コイル１０２と傾斜磁場電源１０５とは、静磁場空間に傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加部を構成する。また、送信コイル１１４と高周波磁場発生器１０６とは、被検体１０３にＲＦを照射（送信）する高周波磁場送信部を構成する。受信コイル１１５と受信器１０８とは、被検体１０３から発生する核磁気共鳴信号検出（受信）する信号受信部を構成する。

　次に、Ｂ_１不均一を低減するＲＦシミングについて図２および図３を用いて簡単に説明する。まず、被検体１０３を模擬したファントム２０２に対して、送信コイル１１４からＲＦを照射した際に、ファントム２０２内で生成される回転磁界（Ｂ_１）の様子を説明する。

　図２は、送信コイル１１４およびファントム２０２の模式図である。図３（Ａ）、図３（Ｂ）、および、図３（Ｃ）は、それぞれ、電磁場シミュレーションにより計算されたファントム２０２内のＢ_１分布の一例である。図３（Ａ）は、ファントム内におけるＡＸ断面での回転磁界Ｂ_１分布を示すシミュレーション結果であり、図３（Ｂ）は、ファントム内におけるＳＡＧ断面での回転磁界Ｂ_１分布を示すシミュレーション結果であり、図３（Ｃ）は、ファントム内におけるＣＯＲ断面での回転磁界Ｂ_１分布を示すシミュレーション結果である。なお、図３（Ａ）、図３（Ｂ）、および、図３（Ｃ）内のＢ_１強度は、ファントム２０２内の最大Ｂ_１強度が１となるよう規格化している。また、図３（Ｂ）および図３（Ｃ）には、ｚ軸方向に３００ｍｍの範囲内のＢ_１分布を示す。ここでは、静磁場方向をｚとする座標系を用いる。

　本シミュレーションで用いたファントム２０２は、直方体形状を有し、そのｘ、ｙ、ｚ軸方向の寸法は、それぞれ、３５０ｍｍ、２００ｍｍ、６００ｍｍとした。これは、生体の腹部断面を想定し、決定した寸法である。また、ファントム２０２の物性値は、導電率を０．６Ｓ／ｍ、比誘電率を６０とした。これは、生体における各物性値を想定した上で決定されたものである。

　このファントム２０２に対して磁束を与えるための送信コイル１１４として、２４ラングのバードケージコイルを使用した。このバードケージコイル（送信コイル１１４）は、直径が６１５ｍｍ、ｚ軸方向のラング長が５００ｍｍの円筒形状を有し、中心軸がｚ軸と平行になるよう配置される。バードケージコイル（送信コイル１１４）から照射（送信）するＲＦの周波数は、３Ｔ　ＭＲＩ装置を想定して、１２８ＭＨｚとした。また、バードケージコイル（送信コイル１１４）は、２箇所に給電点２０１を有し、２チャンネルのＲＦ送信ができる構造とした。各チャンネルを、それぞれ、チャンネル１（ｃｈ１）、チャンネル２（ｃｈ２）と呼ぶ。なお、給電点２０１及びチャンネルの数は複数であればよく、２つに限定されるものではない。以下、本実施形態では、送信コイル１１４が２チャンネルの場合を例にあげて説明する。

　なお、電磁場シミュレーションは、バードケージコイル（送信コイル１１４）の外側に、直径６５５ｍｍ、ｚ軸方向の寸法が９００ｍｍの円筒シールド（不図示）を設置して行った。

　各給電点２０１にｓｉｎｅ波形の電圧を給電することによって、直交する２つの磁束が生成される。具体的には、Ａ１、φ１をチャンネル１に供給する電圧の振幅および位相、Ａ２、φ２をチャンネル２に供給する電圧の振幅および位相、Ｂ＿ｃｈ１をチャンネル１によって生成される磁束、Ｂ＿ｃｈ２をチャンネル２によって生成される磁束とすると、各給電点にＡ１ｓｉｎ（ωｔ＋φ１）およびＡ２ｓｉｎ（ωｔ＋φ２）の電圧を給電することにより、磁束Ｂ＿ｃｈ１およびＢ＿ｃｈ２が生成されることになる。

　このとき、生成される回転磁場Ｂ_１は、以下の式（１）で表される。
　　　Ｂ_１＝（Ｂ＿ｃｈ１＋ｉ×Ｂ＿ｃｈ２）／２・・・（１）
従来のＭＲＩ装置においては、このＢ_１を最も効率よく生成するために、Ｂ＿ｃｈ１とＢ＿ｃｈ２との、振幅比（Ａ２／Ａ１）を１、位相差（φ２－φ１）をπ／２に設定してきた。これは、ＱＤ（Ｑｕａｄｒａｔｕｒｅ　Ｄｒｉｖｅ）と呼ばれるＲＦ照射方法で、標準的な設定である。

　図３（Ａ）は、このように振幅比および位相差を設定した場合（ＱＤ照射時）の、ＡＸ断面のＢ_１分布である。この場合、ファントム２０２内において、Ｂ_１強度が大きくばらつき不均一になっている様子がみられる。これが、現在高磁場ＭＲＩ装置において課題とされているＢ_１不均一である。

　ＲＦシミングでは、このＢ_１不均一を低減するために、チャンネル１（ｃｈ１）およびチャンネル２（ｃｈ２）各々に供給する電圧の振幅（Ａ１、Ａ２）および位相（φ１、φ２）、すなわち、各チャンネルから送信するＲＦの振幅および位相の調整を行う。

　次に、撮像断面について説明する。図４は、被検体１０３がヒトである場合に、所定の１断面を撮像する場合の撮像断面を説明するための図である。なお、本図では、ヒト骨盤領域４０２のアキシャル（ＡＸ）断面４０１を撮像する例を示す。以下、本明細書では、被検体１０３がヒトである場合を例にあげ、ｚ軸方向をアキシャル（ＡＸ）方向、ｚ軸に垂直な断面（ｚ軸方向の断面）をＡＸ断面、ｘ軸方向をサジタル（ＳＡＧ）方向、ｘ軸に垂直な断面（ｘ軸方向の断面）をＳＡＧ断面、ｙ軸方向をコロナル（ＣＯＲ）方向、ｙ軸に垂直な断面（ｙ軸方向の断面）をＣＯＲ断面とする。

　本図に示すように、所定の１断面を撮像する場合は、まず、この撮像断面４０１内の骨盤領域４０２のＢ_１分布を計測し、Ｂ_１分布を得る。そして、得られたＢ_１分布から、この撮像断面４０１に最適なＲＦの振幅および位相を決定する。そして、それを撮像条件に設定する。これにより、Ｂ_１不均一低減効果を最大とすることができる。

　しかし、実際の撮像時（画像本撮像時）の撮像断面は１断面に限られない。様々な軸方向に、複数断面の撮像を行う。図５（Ａ）は、複数のＡＸ断面４１１を撮像する場合を、図５（Ｂ）は、複数のＳＡＧ断面４１２を撮像する場合を、図５（Ｃ）は、複数のＣＯＲ断面４１３を撮像する場合の、撮像断面の例である。

　このように、様々な方向に複数の撮像断面を撮像する場合、上述のように、全ての撮像断面のＢ_１分布を計測し、撮像断面ごとに最適なＲＦの振幅および位相を各々計算すると、各撮像断面のＢ_１不均一低減効果を最大とすることができるが、撮像時間が延長する。

　本実施形態では、この総撮像時間の延長を避けるため、Ｂ_１分布を計測する断面は、撮像断面の枚数、方向によらず、予め定めた方向の、予め定めた枚数とする。そして、その計測した断面のＢ_１分布から、計算により、各撮像断面の最適な高周波磁場条件を決定する。以下、本実施形態では、最適な高周波磁場条件として、各チャンネルから送信するＲＦの最適な振幅および位相とする場合を例にあげて説明する。

　図６は、これを実現する本実施形態の計算機１０９の機能ブロック図である。本図に示すように、本実施形態の計算機１０９は、撮像位置設定部３１０と、静磁場シミング部３２０と、ＲＦシミング部３３０と、画像本撮像部３４０と、を備える。計算機１０９の各機能は、計算機１０９が備えるＣＰＵが、予め記憶装置１１１に格納されるプログラムをメモリにロードして実行することにより実現される。

　撮像位置設定部３１０は、本撮像を行う前にスカウトスキャン等を実施し、撮像断面の位置決めを行い、位置決めに係る各パラメータを決定する。位置決めに係るパラメータは、例えば、本撮像画像の軸方向、枚数、位置などである。そして、決定した各パラメータを、画像本撮像に用いる撮像条件として設定する。撮像位置設定部３１０が行う処理を撮像位置設定処理と呼ぶ。

　静磁場シミング部３２０は、静磁場分布を計測し、静磁場が出来る限り均一となるよう、静磁場均一度調整に係る各パラメータを決定する静磁場シミング処理を行う。そして、決定した各パラメータを、画像本撮像に用いる撮像条件として設定する。静磁場シミング部３２０が行う処理を、静磁場シミング処理と呼ぶ。撮像に十分な静磁場均一度が得られる場合は、静磁場シミング処理は行わなくてもよい。静磁場シミング処理を行わない場合、静磁場シミング部３２０は、備えなくてもよい。以下、本実施形態では、静磁場シミング処理を行わない場合を例にあげて説明する。

　ＲＦシミング部３３０は、撮像断面毎にＲＦシミングに係るパラメータ（高周波磁場条件）を決定する。本実施形態では、撮像断面毎に、各チャンネルから送信する最適なＲＦの振幅および位相を高周波磁場条件として算出する。そして、算出した高周波磁場条件を画像本撮像に用いる撮像条件として設定する。ＲＦシミング部３３０による処理をＲＦシミング処理と呼ぶ。本実施形態のＲＦシミング処理の詳細は後述する。

　画像本撮像部３４０は、撮像位置設定部３１０と、静磁場シミング部３２０と、ＲＦシミング部３３０と、に設定された撮像条件に基づいて、本撮像を実施する。

　以下、本実施形態のＲＦシミング部３３０によるＲＦシミング処理について説明する。本実施形態のＲＦシミング部３３０は、核磁気共鳴信号から予め定めた分布計測軸に直交する分布計測断面のＢ_１分布（高周波磁場分布）を計算する分布計算部３３１と、得られたＢ_１分布を用いて、任意の撮像断面の高周波磁場条件を計算する条件計算部３３２と、得られた高周波磁場条件を画像本撮像に用いる撮像条件として設定する条件設定部３３３と、を備える。ここでは、高周波磁場条件として算出された撮像断面に対する最適なＲＦ振幅および位相の値を、シーケンサ１０４内のＲＦパルスのパラメータ値として設定する。本実施形態では、計算された振幅および位相の電圧を、送信コイル１１４の各チャンネルの給電点２０１に送信するよう設定する。

　また、条件計算部３３２は、撮像断面と分布計測断面との交線を含む領域（以下、交差領域と呼ぶ）のＢ_１分布（Ｂ_１値）を、分布計測断面のＢ_１分布から抽出する分布抽出部３３４を備える。交差領域は、計測軸方向および撮像断面に直交する方向に所定幅を有する領域とする。

　以下、分布計算部３３１および条件計算部３３２の処理の詳細を、具体例を用いて説明する。

　まず、分布計算部３３１による処理の詳細について説明する。分布計算部３３１は、撮像領域内のＢ_１分布を得るための計測を行い、計測結果から、予め定めた分布計測断面の、チャンネル毎のＢ_１分布を計算する。撮像領域内のＢ_１分布は、予め定めたシーケンスを実行することにより、計測する。また、分布計測断面の計測軸は、Ｂ_１分布の変化が小さい方向に設定することが望ましい。あるいは、被検体の形状変化が最も少ない方向とすることが望ましい。

　例えば、被検体１０３がヒトであり、送信コイル１１４として図２に示すバードケージコイルを用いる場合、分布計測断面はＡＸ断面とし、計測軸はｚ軸方向とすることが望ましい。これは、以下の理由による。

　図２に示す形状のバードケージコイルの、ｚ軸方向に直線状に伸びるラングの各々の電流分布を考えると、ｚ軸方向の電流変化は小さく、ほぼ一様である。よって、このような形状のバードケージコイルでは、ｚ軸方向に生成される磁場の分布もほぼ一様となり、ｚ軸方向のＢ_１の変化も小さいと考えられる。

　図３（Ｂ）、図３（Ｃ）に示す、ＳＡＧ断面（ｙｚ平面）およびＣＯＲ断面（ｘｚ平面）におけるＢ_１分布から、ｚ軸方向に対するＢ_１の変化は比較的小さいことがわかる。一方、図３（Ａ）に示されるように、ＡＸ断面（ｘｙ平面）内においては、Ｂ_１分布は大きく変化している。よって、撮像領域のＢ_１の３次元分布を考えると、ｘおよびｙ軸方向のＢ_１変化に比べ、ｚ軸方向のＢ_１変化は小さいといえる。

　なお、Ｂ_１分布は撮像断面の形状にも大きく依存するが、ｚ軸方向に対する撮像断面の形状変化が小さい場合、ｚ座標の異なる複数のＡＸ断面においては、ほぼ同様のＢ_１分布を示す。例えば、撮像対象が骨盤領域や上腹部領域である場合、ｚ軸方向に対する断面形状の変化が比較的小さいため、どのｚ座標のＢ_１分布も比較的同じ傾向を示す。

　以上の理由より、例えば、被検体１０３がヒトであり、送信コイル１１４として図２に示すバードケージコイルを用いる場合、ｚ軸方向（ＡＸ断面に垂直な方向）が、Ｂ_１分布の変化が最も小さい方向であり、かつ、被検体１０３の形状変化が最も少ない方向であり、計測軸方向として望ましい。

　また、計測する分布計測断面は、全撮像断面が含まれる撮像領域内で設定することが望ましい。以下、本実施形態では、計測する分布計測断面の枚数をＮ枚（Ｎは１以上の整数）とする。具体例では、計測軸方向をＡＸ方向、分布計測断面の枚数Ｎを３とする。

　例えば、撮像断面が、図５（Ａ）～図５（Ｃ）に示すようにｙ軸方向（ＡＸ断面）、ｘ軸方向（ＳＡＧ断面）、ｙ軸方向（ＣＯＲ断面）に、それぞれ複数枚設定される場合、分布計測断面は、これらの撮像断面４１１、４１２、４１３を包含する、図７に示す撮像領域４２０内で設定する。例えば、計測軸をＡＸ方向とし、分布計測断面の枚数Ｎを３とする場合、分布計測断面は、図７に示すように、ＡＸ方向の、撮像領域４２０の両端部４２１、４２３と、中央部４２２に設定する。

　例えば、骨盤領域の撮像を想定した場合、ＳＡＧ、ＣＯＲ方向の画像のｚ軸方向のＦＯＶ（Ｆｉｅｌｄ　ｏｆ　Ｖｉｅｗ）を３００ｍｍとし、領域４２０のｚ軸方向の中心を原点とすると、ｚ＝―１５０ｍｍ、０ｍｍ、１５０ｍｍの３箇所を通る分布計測断面４２１、４２２、４２３のＢ_１分布を計測する。このとき、分布計測断面のＦＯＶは３００～５００ｍｍ程度、スライス幅は５～２０ｍｍ程度とする。

　なお、複数の分布計測断面のＢ_１分布の計測は、例えば、マルチスライス法などを用いて行う。

　次に、条件計算部３３２による処理の詳細について説明する。条件計算部３３２は、撮像断面が、計測軸と直交する場合とそれ以外とで異なる手順で最適な高周波磁場条件を計算する。

　まず、撮像断面が計測軸に直交する場合、すなわち、撮像断面が分布計測断面と平行な場合の、条件計算部３３２による最適な高周波磁場条件の算出手順を説明する。この場合、条件計算部３３２は、まず、各分布計測断面の、チャンネル毎の最適な高周波磁場を計算し、計算結果を、例えば、記憶装置１１１などに登録する。各分布計測断面の、チャンネル毎の最適な高周波磁場条件は、それぞれの分布計測断面のＢ_１分布を用いて、以下の式（２）で計算できる。
　　　Ｂｘ＝ｍ・・・（２）
ここで、Ｂは、各チャンネルのＢ_１分布を表す行列、ｍは、理想のＢ_１分布を表す行列、ｘは、求めたい最適な高周波磁場条件（ここでは、ＲＦの振幅および位相）である。行列ｍは、例えば、理想のＢ_１分布を想定し、全ての要素を同じ値とする。上記式（２）を、例えば、最小二乗法を用いて解き、ｘの値を算出する。得られた高周波磁場条件が、最適な高周波磁場条件である。

　例えば、各チャンネルのＢ_１分布が１０００点のデータから構成され、チャンネル数が２の場合、Ｂは１０００×２の行列となる。また、ｘは２×１の行列、ｍは１０００×１の行列となる。例えば、チャンネル数が２、分布計測断面数Ｎが３で、高周波磁場条件としてＲＦの振幅および位相を算出する場合、計３組の振幅・位相の値（Ａ１、Ａ２、φ１、φ２）が計算される。

　各分布計測断面の最適な高周波磁場条件を得ると、条件計算部３３２は、その中から２枚以上の分布計測断面を抽出し、補間により、撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する。例えば、２枚の分布計測断面を用いて補間を行う場合、撮像断面の両側の分布計測断面の高周波磁場条件を用いることが望ましい。

　ここで、補間により撮像断面の高周波磁場条件を算出する手法を、具体例を用いて説明する。ここでは、図８（Ａ）に示すように、分布計測断面がＡＸ方向（ｚ軸方向）の３枚５１１、５１２、５１３であり、撮像断面５１０が同方向で分布計測断面５１１と分布計測断面５１２と間とし、高周波磁場条件をＲＦの振幅および位相とする。また、各計測断面５１１、５１２、５１３のｚ座標をそれぞれ、ｚ１、ｚ２、ｚ３（ｚ１≦ｚ２≦ｚ３）とし、撮像断面５１０のｚ座標をｚi（ｚ１≦ｚｉ≦ｚ２）とする。

　被検体の断面形状および最適なＲＦの振幅および位相のｚ軸方向の変化は、ほぼ線形と考えられる。従って、撮像断面５１０のチャンネル１の最適なＲＦの振幅Ａ１の値Ａ１_ｚｉは、例えば、以下の式（３）で計算できる。

ここで、Ａ１_ｚ１、Ａ１_ｚ２は、それぞれ、計測断面５１１および５１２のチャンネル１の最適なＲＦの振幅である。

　撮像断面のチャンネル２の最適なＲＦの振幅Ａ２の値Ａ２_ｚｉは、上記式（３）のＡ１_ｚ１、Ａ１_ｚ２を、それぞれ、分布計測断面５１１および５１２のチャンネル２の最適なＲＦの振幅Ａ２_ｚ１、Ａ２_ｚ２に置き換え、算出する。また、チャンネル１の最適なＲＦの位相Φ１_ｚｉは、上記式（３）のＡ１_ｚ１、Ａ１_ｚ２を、それぞれ、分布計測断面５１１および５１２のチャンネル１の最適なＲＦの位相Φ１_ｚ１、Φ１_ｚ２に置き換え、算出する。チャンネル２の最適なＲＦの位相Φ２_ｚｉは、上記式（３）のＡ１_ｚ１、Ａ１_ｚ２を、それぞれ、分布計測断面５１１および５１２のチャンネル２の最適なＲＦの位相Φ２_ｚ１、Φ２_ｚ２に置き換え、算出する。

　なお、撮像断面が分布計測断面に合致する場合（ｚｉがｚ１、ｚ２、ｚ３のいずれかと等しい場合）、合致する分布計測断面の最適な高周波磁場条件をそのまま当該撮像断面の高周波磁場条件とする。これは、式（３）を用いて算出してもよい。

　次に、撮像断面が計測軸以外の軸に直交する場合、すなわち、撮像断面が分布計測断面と非平行な場合の、条件計算部３３２による最適な高周波磁場条件の算出手順を説明する。この場合、条件計算部３３２は、まず、分布抽出部３３４に撮像断面と分布計測断面との交差領域のＢ_１分布を、チャンネル毎に抽出させる。そして、得られたチャンネル毎の交差領域のＢ_１分布から、条件計算部３３２は、上記式（２）を用い、撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する。このとき、条件計算部３３２は、上記式（２）のＢに、各チャンネルの交差領域のＢ_１分布を表す行列を用いる。

　なお、このとき、分布抽出部３３４が抽出する交差領域の、撮像断面に直交する方向の幅は、１０～８０ｍｍ程度であることが望ましい。これは、交差領域の幅を小さくしすぎると、抽出されるＢ_１値の数が少なくなり、最適なＲＦの振幅および位相を計算する際に不十分であり、逆に、交差領域の長さを大きくしすぎると、位置情報が損なわれるためである。Ｂ_１分布の空間的変化は、主にＲＦ波長に依存し、波長が短くなるほど、空間的変化も激しくなる。このため、波長が短くなるほど、より小さい幅に設定する必要がある。

　撮像断面が分布計測断面と非平行な場合の、最適な高周波磁場条件を算出する手法を、具体例を用いて説明する。分布計測断面は、図８（Ａ）の場合と同様に、ＡＸ方向の３枚５１１、５１２、５１３とする。

　例えば、撮像断面５２０を、図８（Ｂ）に示すように、ＳＡＧ断面とする。このとき、分布抽出部３３４は、図８（Ｂ）に示すように、３枚の分布計測断面５１１、５１２、５１３のＢ_１分布の中から、予め定めた領域（交差領域）５２１、５２２、５２３のＢ_１値のみを抽出する。このとき、交差領域５２１、５２２、５２３は、ＳＡＧ断面（ＳＡＧ（ｘ軸）方向の断面）である撮像断面５２０との交線（図８（Ｂ）の点線箇所）をそれぞれ含む。例えば、撮像断面５２０のｘ軸方向の位置が、ｘ＝０ｍｍである場合、図８（Ｂ）に示すように、ｘ＝０ｍｍを中心としてｙ軸方向に長い短冊状の領域（５２１、５２２、５２３）のＢ_１値のみを抽出する。そして、条件計算部３３２は、このＢ_１値から式（２）により、最適な高周波磁場条件を算出する。

　また、撮像断面５３０を、図８（Ｃ）に示すように、ＣＯＲ断面とする。このとき、分布抽出部３３４は、図８（Ｃ）に示すように、３枚の分布計測断面５１１、５１２、５１３のＢ_１分布の中から、予め定めた領域（交差領域）５３１、５３２、５３３のＢ_１値のみを抽出する。このとき、交差領域）５３１、５３２、５３３は、ＣＯＲ断面（ＣＯＲ（ｙ軸）方向の断面）である撮像断面５３０との交線（図８（Ｃ）の点線箇所）を含む。例えば、撮像断面５３０のｙ軸方向の位置が、ｙ＝０ｍｍである場合、図８（Ｃ）に示すように、ｙ＝０ｍｍを中心としてｘ軸方向に長い短冊状の領域（５３１、５３２、５３３）のＢ_１値のみを抽出する。そして、条件計算部３３２は、このＢ_１値から式（２）により、最適な高周波磁場条件を算出する。

　以下、本実施形態の計算機１０９による撮像処理の流れを、図９を用いて説明する。図９は、本実施形態の撮像処理の処理フローである。ここでは、計測軸方向を、ＡＸ方向とし、分布計測断面の枚数をＮ枚とする。また、撮像断面数をＭ（Ｍは１以上の整数）とする。

　まず、撮像位置設定部３１０は、撮像領域設定処理を行う（ステップＳ１１０１）。次に、分布計算部３３１は、Ｂ_１分布計測を行い、ＡＸ方向にＮ枚の分布計測断面のＢ_１分布を計算する（ステップＳ１１０２）。このとき、分布計算部３３１は、撮像位置設定部３１０が算出した本撮像画像の位置に係る各パラメータを参照し、Ｂ_１分布を計測する撮像領域を決定する。

　そして、ＲＦシミング部３３０は、撮像位置設定部３１０が設定した撮像断面毎に、ＲＦシミング処理を行う。ここでは、撮像断面毎に、条件計算部３３２が最適な高周波磁場条件を計算し、条件設定部３３３が計算した高周波磁場条件を設定する。

　ＲＦシミング処理として、ＲＦシミング部３３０は、以下の処理を、全撮像断面数、Ｍ回繰り返す（ステップＳ１１０３、ステップＳ１１０９、Ｓ１１１０）。

　まず、条件計算部３３２は、処理対象のｍ番目（ｍは、１≦ｍ≦Ｍを満たす整数）の撮像断面の方向が、計測軸方向であるか否かを判別する（ステップＳ１１０４）。そして、計測軸方向であれば、条件計算部３３２は、各分布計測断面の最適な高周波磁場条件が算出済みであるか否かを判別する（ステップＳ１１０５）。算出済みであるか否かは、例えば、各分布計測断面の最適な高周波磁場条件が記憶装置１１１に登録されているか否かで判別する。

　ステップＳ１１０５で、算出済みでないと判別した場合、条件計算部３３２は、各分布計測断面の最適な高周波磁場条件を、上記手法を用いて計算し、記憶装置１１１に登録する（ステップＳ１１０６）。そして、算出した各分布計測断面の最適な高周波磁場条件を用い、上記手法に従って、ｍ番目の撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する（ステップＳ１１０７）。一方、ステップＳ１１０５で算出済みである場合は、ステップＳ１１０６へ進み、既に算出されている各分布計測断面の最適な高周波磁場条件を用い、上記手法に従って、ｍ番目の撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する。

　条件設定部３３３は、算出された最適な高周波磁場条件を、ｍ番目の撮像断面の撮像条件として設定する（ステップＳ１１０８）。そして、条件設定部３３３は、全ての撮像断面について処理を終えたか否かを判別し（ステップＳ１１０９）、終えていなければ、ｍを１インクリメントし（ステップＳ１１１０）、ステップＳ１１０４へ戻り、処理を繰り返す。

　ステップＳ１１０９で、全ての処理を終えていると判別された場合、ＲＦシミング部３３０は、ＲＦシミング処理を終え、画像本撮像部３４０は、画像本撮像を実行する（ステップＳ１１１１）。

　一方、ステップＳ１１０４で、処理対象のｍ番目の撮像断面が、計測軸方向の断面ではないと判別された場合、条件計算部３３２は、分布抽出部３３４に、ｍ番目の撮像断面と分布計測断面との交差領域のＢ_１分布を抽出させる（ステップＳ１１１２）。そして、条件計算部３３２は、抽出されたＢ_１分布から、上記手法に従って、ｍ番目の撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する（ステップＳ１１１３）。そして、ステップＳ１１０８へ移行する。

　以上、本実施形態のＲＦシミングを含む撮像処理全体の流れを説明した。

　ここで、本実施形態のＲＦシミングを、実際のヒト撮像に適用した実験結果の一例を以下に示す。

　まず、骨盤領域に対して本実施形態のＲＦシミングを適用した結果を示す。まず、具体的な実験条件を記す。実験装置として３Ｔ　ＭＲＩ装置を用いて、撮像断面は、ＡＸ断面５枚、ＳＡＧ断面７枚、ＣＯＲ断面３枚とした。最適な高周波磁場条件として、ＲＦの振幅および位相を計算した。

　なお、ＡＸ断面の間隔はｚ軸方向に７５ｍｍ、ＳＡＧ断面の間隔はｘ軸方向に４０ｍｍ、ＣＯＲ断面の間隔はｙ軸方向に４０ｍｍとした。ＡＸ断面５枚のＡＸ方向中央の断面のｚ軸上の位置を０ｍｍ、他の４枚のｚ軸上の位置をそれぞれ、－１５０ｍｍ、－７５ｍｍ、７５ｍｍ、１５０ｍｍとした。また、ＳＡＧ断面７枚の、ＳＡＧ方向中央の断面のｘ軸上の位置を０ｍｍ、他の６枚のｘ軸上の位置を、それぞれ、－１２０ｍｍ、－８０ｍｍ、－４０ｍｍ、４０ｍｍ、８０ｍｍ、１２０ｍｍとした。また、ＣＯＲ断面３枚の、ＣＯＲ方向中央の断面のｙ軸上の位置を０ｍｍ、他の２枚のｙ軸上の位置を、それぞれ、－４０ｍｍ、４０ｍｍとした。

　図１０（Ａ）は、骨盤領域のＣＯＲ画像６３０上に、設定した各ＡＸ断面位置６１１およびＳＡＧ断面位置６２１を示した図である。骨盤領域全体において本実施形態の効果を確認するために、このような撮像断面位置を設定した。

　ここで、本実施形態の効果を検証するために、３種類のＲＦの振幅および位相の計算方法を実施して比較した。比較した各方法は、（方法１）全撮像断面（ＡＸ断面５枚、ＳＡＧ断面７枚、ＣＯＲ断面３枚；計１５枚）について全てＢ_１分布を計測し、撮像断面ごとの最適なＲＦの振幅および位相の計算を行うもの、（方法２）ＡＸ方向の中央のＡＸ断面１枚のみのＢ_１分布から、撮像断面毎の最適なＲＦの振幅および位相のみの計算を行うもの（本実施形態の、分布計測断面を１枚とする場合に相当する）、（方法３）ＡＸ断面３枚のＢ_１分布から、撮像断面ごとの最適なＲＦの振幅および位相の計算を行うもの（本実施形態の分布計測断面を３枚とする場合に相当する）の３種類である。

　ここで、方法３の具体的な処理方法を説明する。ここでは、分布計測断面は、－１５０ｍｍ、０ｍｍ、１５０ｍｍの位置のＡＸ断面とした。すなわち、ｚ＝－１５０ｍｍ、０ｍｍ、１５０ｍｍの位置でＢ_１分布を計測した。

　まず、ＡＸ断面５枚に対する最適なＲＦの振幅および位相の計算方法を説明する。ｚ＝―１５０ｍｍ、０ｍｍ、１５０ｍｍの位置の撮像断面に対しては、各々の座標で計測した計Ｂ_１分布からＲＦの振幅および位相を計算した。また、ｚ＝７５ｍｍの位置の撮像断面位置については、ｚ＝０ｍｍおよびｚ＝１５０ｍｍの２枚の分布計測断面のＢ_１分布から算出されたＲＦの振幅および位相の値を用いて、補間により最適なＲＦの振幅および位相を算出した。ｚ＝―７５ｍｍの位置の撮像断面については、ｚ＝０ｍｍおよびｚ＝―１５０ｍｍの２枚のＢ_１分布を用いて算出されたＲＦの振幅および位相の値を用いて、補間により最適なＲＦの振幅および位相を算出した。

　次に、ＳＡＧ断面７枚に対する最適なＲＦの振幅および位相の計算方法を説明する。図１０（Ｂ）に、ヒト骨盤領域のＡＸ断面の画像６１０、および、ＳＡＧ方向の各撮像断面位置を中心とする短冊状の交差領域６２２、およびＣＯＲ方向３枚分の各撮像断面位置を中心とする交差領域６３２、を示す。なお、画像６１０は、分布計測断面のＢ_１分布を示す画像である。

　ＳＡＧ方向の中心断面（ｘ＝０ｍｍの位置の断面）の最適なＲＦの振幅および位相は、交差領域６２２のうち、中央にある交差領域６２２のＢ_１値を抽出し、上記式（２）のＢとし、計算した。他の撮像断面も同様に、当該撮像断面位置を中心とする短冊状の交差領域６２２のＢ_１値を抽出し、上記式（２）のＢとし、それぞれ計算した。

　なお、本撮像を想定すると、スライス厚は数ｍｍ程度であるが、図１０（Ｂ）内のＳＡＧ方向の交差領域６２２のｘ軸方向の長さは４０ｍｍとした。交差領域６２２のｘ軸方向の長さを小さくしすぎると、抽出されるＢ_１値の数が少なくなり、最適なＲＦの振幅および位相を計算する際に不十分な場合がある。逆に、ＳＡＧ方向の各交差領域６２２のｘ軸方向の長さを大きくしすぎると、ＳＡＧ断面の位置情報が損なわれる。このため、交差領域６２２のｘ軸方向の長さは、１０～８００ｍｍ程度が望ましい。

　ＣＯＲ断面３枚に対する最適なＲＦ振幅および位相の計算方法は、ＳＡＧ断面の場合と同様とした。すなわち、各撮像断面を中心位置とする短冊状の交差領域６３２のＢ_１分布を用い、最適なＲＦの振幅および位相を算出する。

　以上の３種類の方法に対して、Ｂ_１不均一低減効果を確認した。ここで、Ｂ_１分布の不均一について、以下の式（４）に示す定量的な指標Ｕ_ＳＤを用いて評価した。

なお、ｍ（Ｂ_１）、σ（Ｂ_１）はそれぞれ、Ｂ_１の平均値、標準偏差である。式（４）に示す均一度指標Ｕ_ＳＤは、標準偏差を平均値で除した値である。このＵ_ＳＤの値は、Ｂ_１のばらつきが小さいほど小さくなる。従って、Ｕ_ＳＤの値が小さいほど、Ｂ_１均一度が高いということになる。

　上記各方法による、各方向の撮像断面の均一度指標Ｕ_ＳＤを図１１に示す。図１１（Ａ）は、骨盤領域におけるＡＸ方向の各撮像断面の、図１１（Ｂ）は、ＳＡＧ方向の各撮像断面の、図１１（Ｃ）は、ＣＯＲ方向の各撮像断面の、それぞれ、上記各方法を適用した場合の均一度指標Ｕ_ＳＤの値である。また、合わせて、ＲＦシミングをしないＱＤ照射時の均一度指標Ｕ_ＳＤの値も示す。なお、各図において、縦軸はＵ_ＳＤの値、横軸は各方向の位置である。図１１（Ａ）において、方法１による結果（均一度指標）を６４１で、方法２による結果（均一度指標）を６４２で、方法３による結果（均一度指標）を６４３、ＲＦシミングをしないＱＤ照射時の結果を６４４で示す。同様に、図１１（Ｂ）では、それぞれ、６５１、６５２、６５３、６５４で、図１１（Ｃ）では、それぞれ、６６１、６６２、６６３、６６４で示す。

　図１１（Ａ）に示すように、ＡＸ方向の撮像断面では、方法１（６４１）、方法２（６４２）、方法３（６４３）いずれの方法であっても、ＱＤ照射時（６４４）に比べ、Ｕ_ＳＤが小さくなり、Ｂ_１不均一が低減していることがわかる。さらに詳しくみると、方法１、方法３に比べ、方法２において、ｚ＝１５０ｍｍの位置の撮像断面でＵ_ＳＤの値が大きくなり、Ｂ_１不均一の低減効果が小さいことがわかる。これは、ＡＸ中心断面（ｚ＝０ｍｍ）のＢ_１分布のみから計算したＲＦの振幅および位相を用いた影響が現れたものと考えられる。一方、方法１と方法３とは、いずれの撮像断面でもほぼ同じＵ_ＳＤの値となり、方法１と方法３とにより、略同等のＢ_１不均一低減効果を得られることが示された。

　ＳＡＧ断面、ＣＯＲ断面においてもＡＸ断面の場合と同様の傾向がみられる。図１１（Ｂ）および図１１（Ｃ）に示すとおり、方法２では、一部の撮像断面でＵ_ＳＤの値が大きくなり、Ｂ_１不均一低減効果が十分に得られていないが、方法１と方法３とは、いずれの撮像断面でもほぼ同じＵ_ＳＤの値となる。これにより、方法１と方法３とにより、略同等のＢ_１不均一低減効果を得られることが示された。

　方法１では、Ｂ_１分布計測の時間がかかるものの、撮像断面そのものでＢ_１分布を全て計測するため、全ての撮像断面において最適なＲＦの振幅および位相が計算できる。よって、方法１で実現されたＢ_１不均一低減効果は最大であるといえる。方法２は、Ｂ_１分布計測時間は１枚分のみと短いものの、得られた１つのＲＦの振幅および位相を１５枚全ての撮像断面に適用する。このため、Ｂ_１不均一低減効果は小さくなる場合がある。ただし、ＱＤ照射時（ＲＦシミングをしない場合）と比べ、はるかにＵ_ＳＤの値が小さくなり、Ｂ_１の均一度は増している。一方、方法３は、Ｂ_１分布の計測時間も短く、かつ、Ｂ_１不均一低減効果も、方法１とほぼ同定度となる。

　以上の検討結果より、撮像領域が骨盤領域の場合、本実施形態の方法である方法３は、Ｂ_１不均一低減効果が最大となる方法１とほぼ同程度のＢ_１不均一低減効果を得られることが示された。従って、本実施形態の方法によって、全ての撮像断面においてＲＦシミングによるＢ_１不均一低減効果を最大にできることが示された。従って、本実施形態の方法（方法３）の有用性が示された。

　次に、頸椎領域に対して本実施形態のＲＦシミングを適用した結果を示す。頸椎領域は骨盤領域に比べ、ｚ軸方向に対するＡＸ断面形状の変化が大きい。そのような形状変化の大きい領域に対する本実施形態の有用性について検討した。本検討では、実験装置は、上記骨盤領域同様、３Ｔ　ＭＲＩ装置とし、計算する最適な高周波磁場条件は、ＲＦの振幅および位相とした。また、ＡＸ断面９枚、ＳＡＧ断面５枚、ＣＯＲ断面３枚に対して、本実施形態の効果の確認を行った。なお、ＡＸ断面はｚ軸方向に３０ｍｍ、ＳＡＧ断面はｘ軸方向に２５ｍｍ、ＣＯＲ断面はｙ軸方向に２５ｍｍの間隔とした。また、各方向の中央の撮像断面の各軸上の位置を０ｍｍとした。

　図１２は、頸椎領域のＣＯＲ画像７３０上に、設定した各ＡＸ断面位置７１１、ＳＡＧ断面位置７２１を示した図である。頸椎領域全体において本実施形態の効果を確認するために、このような断面位置を設定した。なお、方法３において、Ｂ_１の分布は、ＡＸ方向の－１２０ｍｍ、０ｍｍ、１２０ｍｍの位置の３箇所を分布計測断面として計測とした。

　上記各方法による、各方向の撮像断面の均一度指標Ｕ_ＳＤを、図１３に示す。図１３（Ａ）は、頸椎領域におけるＡＸ方向の各撮像断面の、図１３（Ｂ）は、ＳＡＧ方向の各撮像断面の、図１３（Ｃ）はＣＯＲ方向の各撮像断面の、それぞれ、各方法を適用した場合の均一度指標Ｕ_ＳＤの値である。各方法による結果を、図１３（Ａ）では、それぞれ、折れ線グラフ７４１、７４２、７４３で、図１３（Ｂ）では、それぞれ、折れ線グラフ７５１、７５２、７５３で、図１３（Ｃ）では、それぞれ、折れ線グラフ７６１、７６２、７６３で示す。また、合わせて、ＲＦシミングをしないＱＤ照射時の均一度指標Ｕ_ＳＤの値も、それぞれ、７４４、７５４、７６４で示す。

　図１３（Ａ）に示すように、ＡＸ方向の撮像断面では、方法１（７４１）、方法２（７４２）、方法３（７４３）のいずれの方法であっても、ＱＤ照射時（７４４）に比べ、Ｕ_ＳＤが小さくなり、Ｂ_１不均一が低減していることがわかる。さらに詳しくみると、方法１、方法３に比べ、方法２において、ｚ＝０ｍｍ以外の断面ではＵ_ＳＤの値が大きくなり、Ｂ_１不均一の低減効果が小さいことがわかる。一方、方法１と方法３とはいずれの断面でもほぼ同じＵ_ＳＤの値となり、方法１と方法３とが同等のＢ_１不均一低減効果を示すことがわかる。

　ＳＡＧ、ＣＯＲ方向の撮像断面も、図１３（Ｂ）および図１３（Ｃ）に示すように同様の傾向を示す。すなわち、方法２では、一部の撮像断面でＵ_ＳＤの値が大きくなり、Ｂ_１不均一低減効果が十分に得られないが、方法１と方法３とは、いずれの断面でもほぼ同じＵ_ＳＤの値となる。従って、方法１と方法３とが同等のＢ_１不均一低減効果を示すことがわかる。

　以上より、ｚ軸方向にＡＸ断面形状の変化の大きい頸椎領域においても、本実施形態の方法によって、全ての断面においてＲＦシミングによるＢ_１不均一低減効果を最大に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、静磁場を形成する静磁場形成部と、傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加部と、被検体にそれぞれ異なる高周波磁場を送信する複数のチャンネルを有する高周波磁場送信部と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する信号受信部と、前記高周波磁場送信部から前記被検体に前記高周波磁場が送信された後に前記信号受信部が受信した核磁気共鳴信号から、第一の軸に直交する第一の分布計測断面の高周波磁場分布である第一の高周波磁場分布を算出する分布計算部３３１と、前記第一の高周波磁場分布に基づいて、撮像の対象とする任意の撮像断面の撮像条件の中の前記複数のチャンネル各々から照射する高周波磁場の位相および振幅の少なくとも一方を高周波磁場条件として算出する条件計算部３３２と、を備える。

　このとき、前記分布計算部３３１は、前記核磁気共鳴信号から、前記第一の軸に直交する第二の分布計測断面の高周波磁場分布である第二の高周波磁場分布をさらに算出し、前記条件計算部３３２は、第二の高周波磁場分布にさらに基づいて、前記高周波磁場条件を算出してもよい。

　また、前記撮像断面は、前記第一の軸とは異なる第二の軸に直交する断面であるとき、前記条件計算部３３２は、前記撮像断面と前記第一の分布計測断面との交線を含む領域の高周波磁場分布である交差領域高周波磁場分布を、前記第一の高周波磁場分布から抽出する分布抽出部３３４を備え、前記交差領域高周波磁場分布を用いて、前記撮像断面の前記高周波磁場条件を算出してもよい。一方、前記撮像断面は、前記第一の軸に直交し、かつ、前記第一の分布計測断面および前記第二の分布計測断面のいずれとも異なる断面であるとき、前記条件計算部３３２は、前記第一の高周波磁場分布から算出した第一の高周波磁場条件と前記第二の高周波磁場分布から算出した第二の高周波磁場条件とを補間することにより、前記撮像断面の高周波磁場条件を算出してもよい。

　このように、本実施形態によれば、予め定めた１方向の数枚のＢ_１分布のみを計測し、そのＢ_１分布データから、任意方向、任意位置の撮像断面に対して、Ｂ_１不均一低減効果を最大とする高周波磁場条件を各々計算する。たとえば、ＡＸ方向に数枚のみのＢ_１分布を計測した上で、ＡＸ方向の任意位置の撮像断面に対する最適な高周波磁場条件については、撮像断面に近い２つのＢ_１分布から計算された最適な高周波磁場条件から補間することによって求め、ＳＡＧ、ＣＯＲ方向の任意位置の撮像断面に対する最適な高周波磁場条件については、Ｂ_１分布のうち、撮像断面との交差領域内のＢ_１値のみを抽出し、それを用いて求める。

　すなわち、本実施形態によれば、１軸方向の分布計測断面のＢ_１分布を用いて、任意の撮像断面のチャンネル毎の高周波磁場条件を計算する。従って、Ｂ_１分布の計測にかかる時間が少ないため、総撮像時間の延長が抑えられる。また、撮像断面の高周波磁場条件は、送信コイルの性質、被検体の形状等によるＢ_１分布の変化の特性を利用し、計測軸方向と、その他の方向とについて、それぞれ最適な手法で算出する。従って、実際に撮像断面のＢ_１分布から得た最適な高周波磁場条件と略同等の精度で、各撮像断面の最適な高周波磁場条件を得ることができ、同等のＢ_１不均一低減効果を得ることができる。

　また、本実施形態では、特に、計測軸を１方向としている。このように、Ｂ_１分布計測を行う断面の方向を１方向とすることによって、Ｂ_１分布計測にマルチスライス法を用いることが可能となる。従って、１断面のＢ_１分布を計測する場合と同じ計測時間で、必要な全分布計測断面のＢ_１分布を計測することができ、Ｂ_１分布計測にかかる時間を抑えることができる。

　以上説明したように、本実施形態によれば、撮像時間の延長を最小限に抑えながら、撮像断面を問わず、ＲＦシミングによるＢ_１不均一低減効果を最大とすることができる。従って、撮像断面を問わず、効率よく高画質の画像を得ることができる。

　なお、上記実施形態では、上記式（２）を用いて、分布計測断面のＢ_１分布から最適な高周波磁場条件を計算している。しかし、各分布計測断面のＢ_１分布から、高周波磁場条件（ＲＦの振幅および位相）を算出する手法は、これに限られない。例えば、特許文献２に記載の手法を用いてもよい。すなわち、ＲＦの振幅および位相をある一定間隔で変化させて、各々の均一度を算出し、均一度が最も高くなるＲＦの位相および振幅を最適なＲＦの位相および振幅としてもよい。

　また、上記実施形態では、高周波磁場条件として、Ｂ_１分布の不均一を低減するために最適なＲＦの振幅および位相を算出するよう構成しているが、必ずしもＲＦの振幅および位相を両方算出する必要はなく、いずれか一方であってもよい。例えば、位相のみを制御したい場合は、式（２）を解く際に振幅の値を固定してｘを算出すればよい。振幅のみを制御したい場合も同様に、位相の値を固定して式（２）を解き、ｘを算出する。

　また、本実施形態の中では、撮像断面が、主にＡＸ断面、ＳＡＧ断面、ＣＯＲ断面の３方向の断面である場合を例にあげて説明したが、撮像断面は、これらに限られない。これらの方向から所定の角度だけ傾けた軸方向の断面であってもよい。すなわち、撮像断面は、オブリーク撮像の撮像断面であってもよい。条件計算部３３２は、撮像断面が分布計測断面と平行でない限り、分布抽出部３３４に、撮像断面と分布計測断面との交差領域のＢ_１値を抽出させ、それを用いて、撮像断面の最適な高周波磁場条件を算出する。

　図１４は、ＳＡＧ断面から所定角度傾けた断面を撮像断面とするオブリーク撮像を行う場合の、Ｂ_１値を抽出する領域（交差領域）を説明するための図である。分布計測断面は、上記実施形態同様、ＡＸ方向の３断面５１１、５１２、５１３とする。

　本図に示すように、オブリーク撮像の場合も、その撮像断面５４０と分布計測断面５１１、５１２、５１３との交線を含む、予め定めた領域を交差領域５４１、５４２、５４３とし、その交差領域のＢ_１値を抽出する。そして、上記、撮像断面５４０が計測軸以外の軸に直交する場合と同様の処理を行い、最適な高周波磁場条件を計算する。

　ただし、オブリーク撮像の場合、オブリーク角が大きくなるほど、撮像断面が、全ての分布計測断面と交差しない可能性が高くなる。よって、オブリーク撮像時は、必要に応じて、分布計測断面の枚数Ｎを多くする、もしくは、計測する分布計測断面の間隔を小さくするといった対処を行う。

　また、例えば、少なくとも１枚、撮像断面５４０と交差しない分布計測断面がある場合、エラーメッセージを表示するよう構成してもよい。具体的には、分布計測断面としてＡＸ断面３枚のＢ_１分布を取得し、分布抽出部３３４がオブリーク撮像の撮像断面との交差領域のＢ_１分布を抽出する際、抽出されるＢ_１値の数がゼロとなる分布計測断面がある場合、エラーメッセージを出力する。その後、ユーザが分布計測断面数を多くする、または、分布計測断面間の間隔を小さくするといった対処を行うよう構成してもよい。あるいは、分布抽出部３３４がエラーメッセージを出力したことを受け、分布計算部３３１が、分布計測断面数を予め定めた数だけ多くする、または、分布計測断面間の間隔を、予め定めた長さだけ小さくする、といった分布計算処理の条件の変更を行い、再度、Ｂ_１分布計測を行うよう構成してもよい。このようなフローを導入することによって、撮像断面のオブリーク角が大きい場合でも最適なＲＦ振幅および位相を計算することができる。

　また、上記実施形態では、具体例として分布計測断面数Ｎを３とする場合を例にあげて説明したが、分布計測断面数Ｎは、１であってもよい。例えば、計測軸方向に対する被検体１０３の断面形状の変化が少ない場合などである。上述の具体例で言えば、ｚ軸方向に対する被検体１０３のＡＸ断面の形状の変化が少なく、ほぼ同様の場合である。これは、被検体１０３のＡＸ断面の形状がほぼ同じであれば、どの断面位置におけるＢ_１分布もほぼ同様となるためである。このような場合、Ｎ＝１とすることによって、Ｂ_１分布を計測する分布計測断面の位置の設定が容易になる。また、計測軸方向のＦＯＶが小さい場合もＮ＝１としてもよい。上述の具体例で言えば、ｚ軸方向のＦＯＶが小さい場合である。

　なお、分布計測断面を１枚（Ｎ＝１）とする場合、計測軸方向の撮像断面については、分布計測断面の最適な高周波磁場条件を、そのまま撮像断面の高周波磁場条件とする。また、計測軸方向以外の撮像断面については、当該分布計測断面との交差領域のＢ１分布を用いて算出した高周波磁場条件を最適な高周波磁場条件とする。

　一方、逆に、計測軸方向の被検体１０３の断面形状の変化が大きいことが予めわかっている場合は、Ｎの数を大きく設定する。すなわち、上記具体例で言えば、ｚ軸方向に対するＡＸ断面の形状変化が大きい場合、Ｎ＝４以上としても良い。

　また、分布計測断面数を、計測軸方向の被検体の断面形状の変化、ＦＯＶの大きさ、等に応じて決定するよう構成してもよい。

　また、上記実施形態で説明したように、Ｂ_１分布を計測する分布計測断面は、原則、その計測軸方向を、Ｂ_１分布の変化が少ない方向、および／または、被検体の形状変化が少ない方向とすることが望ましい。このため、上記実施形態では、これらの条件を満たすＡＸ方向を計測軸方向とする場合を例にあげて説明した。しかし、計測軸方向は、これらの条件を必ずしも満たす必要はない。例えば、ＳＡＧ方向もしくはＣＯＲ方向としても良い。

　例えば、本撮像において、上記条件を満たす方向以外の断面の重要度が、当該方向の断面の重要度より高い場合、もしくは、当該方向の断面の撮像を行わない場合などである。このような場合、計測軸を重要度の高い撮像断面の方向に合致させることにより、重要度の高い撮像断面のＢ_１不均一低減効果をより確実に得ることができる。

　例えば、上記具体例では、ＡＸ断面の重要度が低く、ＳＡＧ、ＣＯＲ断面の重要度が高い場合、もしくは、ＡＸ断面の撮像をしない場合など、計測軸をＳＡＧ方向もしくはＣＯＲ方向とした分布計測断面でＢ_１分布を取得することにより、ＳＡＧ、ＣＯＲ断面のＢ_１不均一低減効果をより確実に得ることができる。

　例えば、頸椎撮像や腰椎撮像において、ＳＡＧ断面画像の重要度が高い場合がある。このような場合、ＳＡＧ断面を分布計測断面とし、Ｂ_１分布を取得することによって最適なＲＦ振幅および位相を算出してもよい。

　また、上記実施形態では、計測軸は１方向としているが、２方向としてもよい。すなわち、Ｂ_１分布を計測する分布計測断面の方向を２方向としてもよい。例えば、ＡＸ方向とＳＡＧ方向の２方向でＢ_１分布を取得することにより、Ｂ_１分布に関する情報量が多くなる。このため、１方向のＢ_１分布から最適な高周波磁場条件を算出する場合に比べ、より高いＢ_１不均一低減効果を実現できる。

　また、分布抽出部３３４が抽出する交差領域の、撮像断面に直交する方向の幅については、幅の設定値をパラメータとして変化させて最適調整をするよう構成してもよい。このとき、最も高いＢ_１不均一低減効果を示す高周波磁場条件を得る幅を最適値とする。これは、交差領域の幅を小さくしすぎると、抽出されるＢ_１値の数が少なくなり、最適なＲＦの振幅および位相を計算する際に不十分であり、逆に、交差領域の長さを大きくしすぎると、位置情報が損なわれるためである。

　また、上記実施形態では、最適な高周波磁場条件を撮影断面毎に得、設定するよう構成しているが、高周波磁場条件を得るのは、撮影断面毎に限られない。各軸方向に所定の幅を有する領域ごとに、１つの最適な高周波磁場条件を計算し、設定するよう構成してもよい。

　所定の領域毎に１つの最適な高周波磁場条件を計算し、設定する場合の詳細を、具体例をあげて説明する。図１５に、ヒト骨盤領域のＡＸ断面８１０、ｘ軸方向に３つに区分された領域８２１、８２２、８２３、および、ｙ軸方向に３つに区分された領域８３１、８３２、８３３を示す。ｘ軸方向については、全撮像領域を、図の左側８２１、中央８２２、右側８２３の３つに区分する。また、ｙ軸方向については、全撮像領域を、図の上側８３１、中央８３２、下側８３３の３つに区分する。

　分布抽出部３３４は、例えば、ｘ軸方向については、左側８２１、中央８２２、右側８２３の領域ごとにＢ_１値を抽出する。そして条件計算部３３２は、各々の領域について最適な高周波磁場条件を計算する。すなわち、左側領域８２１のＢ_１値を用いて、各チャンネルのＲＦの振幅および位相（Ａ１＿Ｌ、Ａ２＿Ｌ、φ１＿Ｌ、φ２＿Ｌ）を、中央領域８２２のＢ_１値を用いて、各チャンネルのＲＦの振幅および位相（Ａ１＿Ｃ、Ａ２＿Ｃ、φ１＿Ｃ、φ２＿Ｃ）を、右側領域８２３のＢ_１値を用いて、各チャンネルのＲＦの振幅および位相（Ａ１＿Ｒ、Ａ２＿Ｒ、φ１＿Ｒ、φ２＿Ｒ）を、それぞれ計算する。

　たとえば、ｘ軸方向に３つに区分された領域のうち、中央の短冊状の領域８２２のｘ軸方向の長さを１５０ｍｍ（その位置をｘ＝－７５ｍｍ～７５ｍｍの範囲）と設定し、最適なＲＦの振幅および位相（Ａ１＿Ｃ、Ａ２＿Ｃ、φ１＿Ｃ、φ２＿Ｃ）を計算する。ｘ座標が－７５ｍｍ～７５ｍｍの範囲のＳＡＧ断面である撮像断面には、全て中央の領域８２２の最適なＲＦの振幅および位相（Ａ１＿Ｃ、Ａ２＿Ｃ、φ１＿Ｃ、φ２＿Ｃ）を用いる。

　すなわち、ここでは、前記条件計算部３３２は、全撮像断面が含まれる撮像領域を、前記撮像断面と同方向に所定数に分割することにより得た各区分領域の前記高周波磁場条件を、前記第一の高周波磁場分布に基づいて算出し、前記区分領域の中の、前記撮像断面が含まれる区分領域の高周波磁場条件を、当該撮像断面の高周波磁場条件とする。

　このように、所定の幅を有する領域単位で最適な高周波磁場条件を算出するよう構成すると、撮像断面ごとにそれぞれ１つの最適な高周波磁場条件を計算し、設定する場合と比べ、シーケンサ１０４内において各ＲＦパルスのパラメータ値を設定する際の手間を軽減できる。

　＜＜第二の実施形態＞＞
　次に、本発明の第二の実施形態を説明する。第一の実施形態では、撮像断面毎に、当該撮像断面においてＢ_１不均一低減効果が最大となるよう、最適な高周波磁場条件を設定している。一方、本実施形態では、撮像領域全体のＢ_１不均一低減効果を考慮し、最適な高周波磁場条件を設定する。

　本実施形態のＭＲＩ装置は、基本的に第一の実施形態と同様の構成を有する。ただし、上述のように、本実施形態では、最適な高周波磁場条件を設定するにあたり、撮像領域全体のＢ_１不均一低減効果を考慮する。従って、これを実現する計算機１０９の機能構成が第一の実施形態と異なる。以下、本実施形態について、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。

　図１６は、本実施形態の計算機１０９の機能ブロック図である。本実施形態の計算機１０９は、第一の実施形態同様、撮像位置設定部３１０と、静磁場シミング部３２０と、ＲＦシミング部３３０と、画像本撮像部３４０と、を備える。計算機１０９の各機能は、計算機１０９が備えるＣＰＵが、予め記憶装置１１１に格納されるプログラムを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、本実施形態のＲＦシミング部３３０は、第一の実施形態同様、核磁気共鳴信号から予め定めた分布計測軸に直交する分布計測断面のＢ_１分布（高周波磁場分布）を計算する分布計算部３３１と、得られたＢ_１分布を用いて、任意の撮像断面の高周波磁場条件を計算する条件計算部３３２と、得られた高周波磁場条件を画像本撮像に用いる撮像条件として設定する条件設定部３３３と、を備える。また、条件計算部３３２は、撮像断面と分布計測断面との交線を含む領域（以下、交差領域と呼ぶ）のＢ_１分布（Ｂ_１値）を、分布計測断面のＢ_１分布から抽出する分布抽出部３３４を備える。これらの各機能は、基本的に第一の実施形態の同名の機能と同様である。

　ただし、本実施形態の条件計算部３３２は、さらに、各分布計測断面内のＢ_１値の平均値（Ｂ_１平均値）を計算する平均値計算部３３５を備える。そして、本実施形態の条件計算部３３２は、各分布計測断面の最適な高周波磁場条件を算出する際、平均値計算部３３５が算出した各分布計測断面内のＢ_１平均値を考慮する。本実施形態の条件計算部３３２は、撮像断面が計測軸方向の場合、算出した各分布計測断面の最適な高周波磁場条件を、Ｂ_１平均値が一定となるよう調整し、撮像断面が計測軸方向でない場合、抽出した各交差領域のＢ_１分布のＢ_１平均値が一定となるよう調整後、最適な高周波磁場条件を計算する。

　例えば、分布計測断面を、ＡＸ方向の３枚（例えば、図８（Ａ）、図８（Ｂ）、図８（Ｃ）の５１１、５１２、５１３、以下、本実施形態では、Ｄ１、Ｄ２、Ｄ３と呼ぶ。）とする（ＡＸ方向に３枚のＢ_１分布を取得する）と、条件計算部３３２は、計測軸方向の撮像断面、すなわち、分布計測断面と平行な撮像断面（ＡＸ断面、例えば、図８（Ａ）の５１０）の最適な高周波磁場条件を、以下の手順で算出する。

　まず、条件計算部３３２は、第一の実施形態同様の手順で、各分布計測断面（Ｄ１、Ｄ２、Ｄ３）の最適な高周波磁場条件を計算する。また、平均値計算部３３５に、各分布計測断面（Ｄ１、Ｄ２、Ｄ３）のＢ_１平均値をそれぞれ算出させ、例えば、記憶装置１１１に登録させる。ここで、得られた各分布計測断面（Ｄ１、Ｄ２、Ｄ３）のＢ_１平均値を、それぞれ、０．８、１．０、０．８とする。

　そして、条件計算部３３２は、全ての分布計測断面のＢ_１平均値が一定となるよう各分布計測断面（Ｄ１、Ｄ２、Ｄ３）のＢ_１平均値を調整し、記憶装置１１１に登録する。ここでは、例えば、全ての分布計測断面のＢ_１平均値が１．０となるよう、分布計測断面Ｄ１およびＤ３の、最適な高周波磁場条件を、１．２５倍する。そして、調整後の各分布計測断面の最適な高周波磁場条件を用い、第一の実施形態同様の手順で、補間等により、撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する。

　また、条件計算部３３２は、分布計測断面が上記Ｄ１、Ｄ２、Ｄ３の場合、計測軸方向以外の撮像断面、例えば、ＳＡＧ断面（例えば、図８（Ｂ）の５２０）、ＣＯＲ断面（例えば、図８（Ｃ）の５３０）のように、分布計測断面と非平行な撮像断面の、最適な高周波磁場条件を、以下の手順で計算する。

　条件計算部３３２は、まず、第一の実施形態同様の手順で、分布抽出部３３４に、撮像断面と各分布計測断面（Ｄ１、Ｄ２、Ｄ３）との交差領域のＢ_１値を抽出させる。例えば、ＳＡＧ断面（例えば、図８（Ｂ）の５２０）２枚の画像を撮像する場合、１枚目の撮像画像と分布計測断面との交差領域を各々（例えば、図８（Ｂ）の５２１、５２２、５２３、以下、本実施形態では、Ｅ１＿１、Ｅ１＿２、Ｅ１＿３と呼ぶ。）とし、２枚目の撮像画像と分布計測断面との交差領域を各々（例えば、図８（Ｂ）の５２１、５２２、５２３、以下、本実施形態では、Ｅ２＿１、Ｅ２＿２、Ｅ２＿３と呼ぶ。）とする。そして、平均値計算部３３５に、各交差領域（Ｅ１＿１、Ｅ１＿２、Ｅ１＿３）全体のＢ_１平均値と、各交差領域（Ｅ２＿１、Ｅ２＿２、Ｅ２＿３）全体のＢ_１平均値と、を算出させる。そして、条件計算部３３２は、全撮像断面位置（ここでは２枚の位置）のＢ_１平均値が一定となるように、第一の実施形態の手順で、撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する。

　例えば、上記の例で、２つの撮像断面位置のＢ_１平均値を、それぞれ、０．８、１．０とすると、条件計算部３３２は、例えば、全ての分布計測断面のＢ_１平均値が１．０となるよう、Ｂ_１平均値が０．８の撮像断面における最適な高周波磁場条件を、１．２５倍する。

　なお、本実施形態は、分布計測断面の枚数が２枚以上の場合に適用される。

　以下、本実施形態の計算機１０９による撮像処理の流れを、図１７を用いて説明する。図１７は、本実施形態の撮像処理の処理フローである。ここでは、計測軸方向を、ＡＸ方向とし、分布計測断面の枚数をＮ枚（Ｎは２以上の整数）とする。また、撮像断面数をＭ（Ｍは１以上の整数）とする。

　まず、撮像位置設定部３１０は、撮像領域設定処理を行う（ステップＳ２１０１）。次に、分布計算部３３１は、Ｂ_１分布計測を行い、ＡＸ方向にＮ枚の分布計測断面のＢ_１分布を計算する（ステップＳ２１０２）。このとき、分布計算部３３１は、撮像位置設定部３１０が算出した本撮像画像の位置に係る各パラメータを参照し、Ｂ_１分布を計測する撮像領域を決定する。

　ＲＦシミング処理として、ＲＦシミング部３３０は、以下の処理を、全撮像断面数、Ｍ回繰り返す（ステップＳ２１０３、ステップＳ２１１０、Ｓ２１１１）。

　まず、条件計算部３３２は、処理対象のｍ番目（ｍは、１≦ｍ≦Ｍを満たす整数）の撮像断面の方向が、計測軸方向であるか否かを判別する（ステップＳ２１０４）。そして、計測軸方向であれば、条件計算部３３２は、各分布計測断面の、調整後の最適な高周波磁場条件が算出済みであるか否かを判別する（ステップＳ２１０５）。算出済みであるか否かは、例えば、各分布計測断面の調整後の最適な高周波磁場条件が記憶装置１１１に登録されているか否かで判別する。

　ステップＳ２１０５で、算出済みでないと判別した場合、条件計算部３３２は、まず、各分布計測断面の最適な高周波磁場条件およびＢ_１平均値を算出する（ステップＳ２１０６）。上述のように、Ｂ_１平均値は、平均値計算部３２１に計算させる。そして、条件計算部３３２は、算出したＢ_１平均値を用い、上記手法で各分布計測断面の最適な高周波磁場条件を調整し、調整後の高周波磁場条件として記憶装置１１１に登録する（ステップＳ２１０７）。そして、得られた各分布計測断面の調整後の最適な高周波磁場条件を用い、上記手法に従って、ｍ番目の撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する（ステップＳ２１０８）。一方、ステップＳ２１０５で算出済みである場合は、ステップＳ２１０８へ進み、既に算出されている各分布計測断面の最適な高周波磁場条件を用い、上記手法に従って、ｍ番目の撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する。

　条件設定部３３３は、算出された最適な高周波磁場条件を、ｍ番目の撮像断面の撮像条件として設定する（ステップＳ２１０９）。そして、条件設定部３３３は、全ての撮像断面について処理を終えたか否かを判別し（ステップＳ２１１０）、終えていなければ、ｍを１インクリメントし（ステップＳ２１１１）、ステップＳ２１０３へ戻り、処理を繰り返す。

　ステップＳ２１１０で、全ての処理を終えていると判別された場合、ＲＦシミング部３３０は、ＲＦシミング処理を終え、画像本撮像部３４０は、画像本撮像を実行する（ステップＳ２１１２）。

　一方、ステップＳ２１０４で、処理対象のｍ番目の撮像断面が、計測軸方向の断面ではないと判別された場合、条件計算部３３２は、分布抽出部３３４に、ｍ番目の撮像断面と分布計測断面との交差領域のＢ_１分布を抽出させる（ステップＳ２１１３）。そして、条件計算部３３２は、平均値計算部３３５に、各交差領域のＢ_１分布（Ｂ_１値）の平均値を算出させる（ステップＳ２１１４）。そして、条件計算部３３２は、上記手法に従って、ｍ番目の撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する（ステップＳ２１１５）。そして、ステップＳ２１０９へ移行する。

　また、前記第一の分布計測断面は複数であり、前記撮像断面は、前記第一の軸に直交し、かつ、前記複数の第一の分布計測断面のいずれとも異なる断面の場合、前記条件計算部３３２は、前記複数の第一の分布計測断面それぞれについて、各第一の分布計測断面内の高周波磁場値の平均値である磁場平均値を計算する平均値計算部３３５をさらに備え、前記各第一の計測断面の高周波磁場条件を、前記各磁場平均値が一定になるよう調整し、調整後の前記各高周波磁場条件を補間することにより、前記撮像断面の高周波磁場条件を算出する。

　前記第一の分布計測断面は複数であり、前記撮像断面は、前記第一の軸とは異なる第二の軸に垂直な断面の場合、前記条件計算部３３２は、前記各第一の分布計測断面と前記撮像断面との交線を含む各領域の高周波磁場分布である交差領域高周波磁場分布を、それぞれ、前記各第一の高周波磁場分布から抽出する分布抽出部３３４と、前記交線を含む領域毎に、当該領域内の高周波磁場値の平均値である磁場平均値を計算する平均値計算部３３５と、を備え、前記各磁場平均値が一定になるよう前記撮像断面の高周波磁場条件を算出する。

　すなわち、本実施形態によれば、第一の実施形態同様、１軸方向の分布計測断面のＢ_１分布を用いて、Ｂ_１分布の変化の特性を利用して、撮像断面毎に、それぞれ最適な手法で当該撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する。また、計測軸方向を１方向としている。このため、第一の実施形態同様、実際に撮像断面のＢ_１分布から得た最適な高周波磁場条件と略同等の精度で、各撮像断面の最適な高周波磁場条件を得ることができ、同等のＢ_１不均一低減効果を得ることができる。

　従って、第一の実施形態同様、撮像時間の延長を最小限に抑えながら、撮像断面を問わず、ＲＦシミングによるＢ_１不均一低減効果を最大とすることができ、撮像断面を問わず、効率よく高画質の画像を得ることができる。

　さらに、本実施形態によれば、複数枚の分布計測断面間のＢ_１平均値を一定にする調整も行っているため、さらに、Ｂ_１不均一低減効果を高めることができ、より高画質の画像を得ることができる。

　なお、本実施形態においても、第一の実施形態同様、Ｂ_１分布の算出法は、他の手法を用いてもよい。また、最適な高周波磁場条件として、ＲＦの振幅および位相のいずれか一方でもよい。また、撮像断面の方向は、オブリークであってもよい。この場合、第一の実施形態と同様の対処を行うよう構成してもよい。また、分布計測断面数を、計測軸方向の被検体の断面形状の変化、ＦＯＶの大きさ、等に応じて決定するよう構成してもよい。また、計測軸方向は、撮像条件、撮像対象に応じて所望の方向を選択してもよい。また、計測軸方向の数も２方向としてもよい。また、本実施形態においても、第一の実施形態同様、領域単位で最適な高周波磁場条件を設定するよう構成してもよい。

　＜＜第三の実施形態＞＞
　以下、本発明の第三の実施形態について説明する。本実施形態では、高周波磁場（ＲＦ）出力の上限値を超えないという制約の下に、最適な高周波磁場条件としてＲＦの振幅および位相を決定する。

　ＲＦ出力の上限値は、例えば、人体に吸収されるＲＦのエネルギー量（ＳＡＲ；Ｓｐｅｃｉｆｉｃ　Ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ　Ｒａｔｉｏ）の上限値、もしくは、ＲＦアンプの出力限界値、等により決められる。また、ＳＡＲには、人体全体に吸収されるエネルギーが考慮された全身ＳＡＲと、人体内に局所的に吸収されるエネルギーが考慮された局所ＳＡＲの二つがある。本実施形態では、人体に影響を及ぼさない程度に全身ＳＡＲもしくは局所ＳＡＲを抑えるように、ＲＦ出力の上限値を決定する。ＲＦ出力の上限値は、例えば、電磁場解析シミュレーションにより求めた、ＲＦ出力と、磁場（Ｂ_１値）およびＳＡＲ値との対応関係に基づいて決定する。

　本実施形態のＭＲＩ装置１００は、基本的に第一の実施形態と同様の構成を有する。ただし、上述のように、本実施形態では、最適な高周波磁場条件を設定するにあたり、ＲＦ出力の上限値を考慮する。従って、これを実現する計算機１０９の機能構成が第一の実施形態と異なる。以下、本実施形態について、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。

　図１８は、本実施形態の計算機１０９の機能ブロック図である。本図に示すように、本実施形態の計算機１０９は、第一の実施形態同様、撮像位置設定部３１０と、静磁場シミング部３２０と、ＲＦシミング部３３０と、画像本撮像部３４０と、を備える。計算機１０９の各機能は、計算機１０９が備えるＣＰＵが、予め記憶装置１１１に格納されるプログラムをメモリにロードして実行することにより実現される。

　ただし、本実施形態の条件計算部３３２は、さらに、算出した最適な高周波磁場条件でＲＦを送信した場合のＳＡＲの、予め定めたＳＡＲの上限値に対する比率を算出する出力計算部３３６と、を備える。本実施形態では、例えば、予め電磁場解析シミュレーションによりＲＦ出力とＳＡＲの値とを対応づけておき、その対応関係から、所定のＲＦ出力に応じたＳＡＲの値を得る。また、ＳＡＲ上限値は、人体への安全性を考慮して決められたＳＡＲの値などから決定される。出力計算部３３６は、ＳＡＲの値をＳＡＲ上限値で除し、上記比率を算出する。

　条件計算部３３２は、撮像断面が計測軸方向の場合、出力計算部３３６が計算した比率が１を超えた場合、当該分布計測断面の最適な高周波磁場条件のＲＦの振幅を、得られた比率で除すことにより、ＳＡＲ上限値を超えないよう調整する。

　まず、条件計算部３３２は、第一の実施形態同様の手順で、各分布計測断面（Ｄ１、Ｄ２、Ｄ３）の最適な高周波磁場条件を計算する。出力計算部３３６は、各分布計測断面（Ｄ１、Ｄ２、Ｄ３）におけるＳＡＲの値およびＳＡＲ上限値に基づいて、比率を算出する。そして、条件計算部３３２は、比率が１を超える分布計測断面について、計算した最適な高周波磁場条件を当該比率で除し、調整後の最適な高周波磁場条件を得る。

　例えば、ここで、得られた各分布計測断面（Ｄ１、Ｄ２、Ｄ３）の比率が、１．２５、１、１の場合、条件計算部３３２は、分布計測断面Ｄ１の最適な高周波磁場条件のＲＦの振幅を、１．２５で除し、すなわち、０．８倍し、調整後の最適な高周波磁場条件を得る。そして、調整後の各分布計測断面の最適な高周波磁場条件を用い、第一の実施形態同様の手順で、補間等により、撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する。

　条件計算部３３２は、まず、第一の実施形態同様の手順で、分布抽出部３３４に、撮像断面と各分布計測断面（Ｄ１、Ｄ２、Ｄ３）との交差領域のＢ_１値を抽出させる。例えば、ＳＡＧ断面（例えば、図８（Ｂ）の５２０）２枚の画像を撮像する場合、１枚目の撮像画像と分布計測断面との交差領域を各々（例えば、図８（Ｂ）の５２１、５２２、５２３、以下、本実施形態では、Ｅ１＿１、Ｅ１＿２、Ｅ１＿３と呼ぶ。）とし、２枚目の撮像画像と分布計測断面との交差領域を各々（例えば、図８（Ｂ）の５２１、５２２、５２３、以下、本実施形態では、Ｅ２＿１、Ｅ２＿２、Ｅ２＿３と呼ぶ。）とする。そして、出力計算部３３６は、各分布計測断面におけるＳＡＲの値およびＳＡＲ上限値に基づいて、比率を算出する。そして、調整後の各交差領域のＢ_１値を用いて、最適な高周波磁場条件を計算する。

　例えば、２つの撮像断面位置における比率を、それぞれ、１．２５、１、とすると、条件計算部３３２は、比率が１.２５の撮像断面における最適な高周波磁場条件を、１．２５で除す。すなわち、０．８倍する。そして、撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する。

　なお、ＳＡＲの上限値を超えているかどうかの判定は、例えば、全ての分布計測断面または、全ての交差領域に対して行う。これは、所定の撮像断面の撮像を行う場合でも、ＲＦは被検体１０３全体に照射されるためである。

　以下、本実施形態の計算機１０９による撮像処理の流れを、図１９を用いて説明する。図１９は、本実施形態の撮像処理の処理フローである。ここでは、計測軸方向を、ＡＸ方向とし、分布計測断面の枚数をＮ枚（Ｎは２以上の整数）とする。また、撮像断面数をＭ（Ｍは１以上の整数）とする。

　まず、撮像位置設定部３１０は、撮像領域設定処理を行う（ステップＳ３１０１）。次に、分布計算部３３１は、Ｂ_１分布計測を行い、ＡＸ方向にＮ枚の分布計測断面のＢ_１分布を計算する（ステップＳ３１０２）。このとき、分布計算部３３１は、撮像位置設定部３１０が算出した本撮像画像の位置に係る各パラメータを参照し、Ｂ_１分布を計測する撮像領域を決定する。

　ＲＦシミング処理として、ＲＦシミング部３３０は、以下の処理を、全撮像断面数、Ｍ回繰り返す（ステップＳ３１０３、ステップＳ３１１１、Ｓ３１１２）。

　まず、条件計算部３３２は、処理対象のｍ番目（ｍは、１≦ｍ≦Ｍを満たす整数）の撮像断面の方向が、計測軸方向であるか否かを判別する（ステップＳ３１０４）。そして、計測軸方向であれば、条件計算部３３２は、各分布計測断面の、最適な高周波磁場条件が算出済みであるか否かを判別する（ステップＳ３１０５）。算出済みであるか否かは、例えば、各分布計測断面の調整後の最適な高周波磁場条件が記憶装置１１１に登録されているか否かで判別する。

　ステップＳ３１０５で、算出済みでないと判別した場合、条件計算部３３２は、まず、各分布計測断面の最適な高周波磁場条件を算出する（ステップＳ３１０６）。そして、条件計算部３３２は、各分布計測断面におけるＳＡＲの値およびＳＡＲ上限値に基づいて、比率を算出する（ステップＳ３１０７）。算出は、上述のように出力計算部３３６に行わせる。

　そして、条件計算部３３２は、上述の手法で、得られた比率に従って、各分布計測断面の最適な高周波磁場条件を調整し、調整後の高周波磁場条件として記憶装置１１１に登録する（ステップＳ３１０８）。そして、得られた各分布計測断面の調整後の最適な高周波磁場条件を用い、上記手法に従って、ｍ番目の撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する（ステップＳ３１０９）。一方、ステップＳ３１０５で算出済みである場合は、ステップＳ３１０９へ進み、既に算出されている各分布計測断面の最適な高周波磁場条件を用い、上記手法に従って、ｍ番目の撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する。

　条件設定部３３３は、算出された最適な高周波磁場条件を、ｍ番目の撮像断面の撮像条件として設定する（ステップＳ３１１０）。そして、条件設定部３３３は、全ての撮像断面について処理を終えたか否かを判別し（ステップＳ３１１１）、終えていなければ、ｍを１インクリメントし（ステップＳ３１１２）、ステップＳ３１０４へ戻り、処理を繰り返す。

　ステップＳ３１１１で、全ての処理を終えていると判別された場合、ＲＦシミング部３３０は、ＲＦシミング処理を終え、画像本撮像部３４０は、画像本撮像を実行する（ステップＳ３１１３）。

　一方、ステップＳ３１０４で、処理対象のｍ番目の撮像断面が、計測軸方向の断面ではないと判別された場合、条件計算部３３２は、分布抽出部３３４に、ｍ番目の撮像断面と分布計測断面との交差領域のＢ_１分布を抽出させる（ステップＳ３１１４）。条件計算部３３２は、出力計算部３３６に、上記手法に従って、ＳＡＲの比率を計算させる（ステップＳ３１１５）。そして、ｍ番目の撮像断面の最適な高周波磁場条件を計算する（ステップＳ３１１６）。そして、ステップＳ３１１０へ移行する。

　また、前記条件計算部３３２は、前記第一の高周波磁場分布および算出した前記高周波磁場条件のいずれか一方を用い、前記算出した高周波磁場条件で高周波磁場照射部から高周波磁場を照射した場合のＳＡＲの、予め定めたＳＡＲの上限値に対する比率を算出する出力計算部３３６を備え、前記出力計算部３３６による算出結果が１を超える場合、前記高周波磁場条件を、前記算出結果が１以下となるよう調整する。

　さらに、本実施形態によれば、ＲＦの出力が予め定めたＳＡＲの上限を超えないよう調整している。従って、安全性の高いＭＲＩ装置を提供することができる。

　なお、上記実施形態では、ＳＡＲの値およびＳＡＲの上限値を、電磁場解析シミュレーションのデータに基づいて決定しているが、これらの値の規定はこれに限られない。例えば、ＳＡＲを実測するシステムを用いるよう構成してもよい。例えば、実測されたＢ_１値とＳＡＲとの関係性を予め把握し、それに基づいてＳＡＲの値およびＳＡＲ上限値を定めてもよい。

　また、上記手法の中ではＳＡＲ上限値を基準にＲＦ出力を調整しているが、ＲＦアンプの出力限界の値をもとにＲＦ出力を調整してもよい。この場合、条件計算部３３２は、あるＲＦ出力値とＲＦアンプ出力限界値との比率を算出し、比率が１を超えた場合、当該分布計測断面の最適な高周波磁場条件のＲＦの振幅を、得られた比率で除すことにより、ＲＦアンプ出力値を超えないよう調整する。

　また、本実施形態において、さらに、第二の実施形態同様、分布計測断面が複数枚の場合、撮像領域全体のＢ_１不均一低減を考慮するよう構成してもよい。すなわち、ＲＦシミング処理の中で、第二の実施形態同様、Ｂ_１平均値を用い、分布計測断面の最適な高周波磁場条件を調整する、または、交差領域のＢ_１平均値を用いるといった処理を行う。このように構成することにより、第二の実施形態による効果もさらに得ることができる。

　なお、上記各実施形態では、３Ｔ　ＭＲＩ装置、および２チャンネルのＲＦ送信コイルを用いて説明したが、上記各実施形態は、３Ｔよりも高い静磁場、もしくは、２チャンネルよりも多いチャンネル数のＲＦ送信コイルを用いた場合でも、適用可能である。

　また、上記各実施形態では、ＲＦシミング部３３０を、ＭＲＩ装置１００が備える計算機１０９上に構築しているが、本構成に限られない。例えば、ＭＲＩ装置１００とデータの送受信が可能な、ＭＲＩ装置１００から独立した一般の情報処理装置上に構築されていてもよい。

　１００：ＭＲＩ装置、１０１：マグネット、１０２：傾斜磁場コイル、１０３：被検体、１０４：シーケンサ、１０５：傾斜磁場電源、１０６：高周波磁場発生器、１０７：テーブル、１０８：受信器、１０９：シム電源、１０９：計算機、１１０：ディスプレイ、１１１：記憶装置、１１２：シムコイル、１１３：シム電源、１１４：送信コイル、１１５：受信コイル、２０１：給電点、２０２：ファントム、３１０：撮像位置設定部、３２０：静磁場シミング部、３２１：平均値計算部、３３０：ＲＦシミング部、３３１：分布計算部、３３２：条件計算部、３３３：条件設定部、３３４：分布抽出部、３３５：平均計算部、３３６：出力計算部、３４０：画像本撮像部、４０１：撮像断面、４０２：ヒト骨盤領域、４１１：ＡＸ断面、４１２：ＳＡＧ断面、４１３：ＣＯＲ断面、４２０：撮像領域、４２１：分布計測断面、４２２：分布計測断面、４２３：分布計測断面、５１０：撮像断面、５１１：分布計測断面、５１２：分布計測断面、５１３：分布計測断面、５２０：撮像断面、５２１；交差領域、５２２；交差領域、５２３；交差領域、５３０：撮像断面、５３１；交差領域、５３２；交差領域、５３３；交差領域、５４０：撮像断面、５４１：交差領域、５４２；交差領域、５４３；交差領域、６１０：ＡＸ画像、６１１：ＡＸ断面位置、６２１：ＳＡＧ断面位置、６２２：交差領域、６３０：ＣＯＲ画像、６３２：交差領域、６４１：均一度指標、６４２：均一度指標、６４３：均一度指標、６４４：均一度指標、６５１：均一度指標、６５２：均一度指標、６５３：均一度指標、６５４：均一度指標、６６１：均一度指標、６６２：均一度指標、６６３：均一度指標、６６４：均一度指標、７１１：ＡＸ断面位置、７２１：ＳＡＧ断面位置、７３０：ＣＯＲ画像、７４１：均一度指標、７４２：均一度指標、７４３：均一度指標、７４４：均一度指標、７５１：均一度指標、７５２：均一度指標、７５３：均一度指標、７５４：均一度指標、７６１：均一度指標、７６２：均一度指標、７６３：均一度指標、７６４：均一度指標、８１０：ＡＸ画像、８２１：左側領域、８２２：中央領域、８２３：右側領域、８３１：上側領域、８３２：中央領域、８３３：下側領域

Claims

　静磁場を形成する静磁場形成部と、
　傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加部と、
　被検体にそれぞれ異なる高周波磁場を送信する複数のチャンネルを有する高周波磁場送信部と、
　前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する信号受信部と、
　前記高周波磁場送信部から前記被検体に前記高周波磁場が送信された後に前記信号受信部が受信した核磁気共鳴信号から、第一の軸に直交する第一の分布計測断面の高周波磁場分布である第一の高周波磁場分布を算出する分布計算部と、
　前記第一の高周波磁場分布に基づいて、撮像の対象とする任意の撮像断面の撮像条件の中の前記複数のチャンネル各々から照射する高周波磁場の位相および振幅の少なくとも一方を高周波磁場条件として算出する条件計算部と、を備えること
　を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
　請求項１記載の磁気共鳴撮像装置であって、
　前記分布計算部は、前記核磁気共鳴信号から、前記第一の軸に直交する第二の分布計測断面の高周波磁場分布である第二の高周波磁場分布をさらに算出し、
　前記条件計算部は、第二の高周波磁場分布にさらに基づいて、前記高周波磁場条件を算出すること
　を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
　請求項１記載の磁気共鳴撮像装置であって、
　前記撮像断面は、前記第一の軸とは異なる第二の軸に直交する断面であり、
　前記条件計算部は、
　前記撮像断面と前記第一の分布計測断面との交線を含む領域の高周波磁場分布である交差領域高周波磁場分布を、前記第一の高周波磁場分布から抽出する分布抽出部を備え、
　前記交差領域高周波磁場分布を用いて、前記撮像断面の前記高周波磁場条件を算出すること
　を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
　請求項２記載の磁気共鳴撮像装置であって、
　前記撮像断面は、前記第一の軸に直交し、かつ、前記第一の分布計測断面および前記第二の分布計測断面のいずれとも異なる断面であり、
　前記条件計算部は、前記第一の高周波磁場分布から算出した第一の高周波磁場条件と前記第二の高周波磁場分布から算出した第二の高周波磁場条件とを補間することにより、前記撮像断面の高周波磁場条件を算出すること
　特徴とする磁気共鳴撮像装置。
　請求項１記載の磁気共鳴撮像装置であって、
　前記第一の軸の方向は、撮像空間内で磁場分布の変化が最も少ない方向であること
　を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
　請求項１記載の磁気共鳴撮像装置であって、
　前記第一の軸の方向は、被検体の形状変化が最も少ない方向であること
　を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
　請求項１記載の磁気共鳴撮像装置であって、
　前記第一の軸の方向は、アキシャル方向であること
　を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
　請求項３記載の磁気共鳴撮像装置であって、
　前記第二の軸は、前記第一の軸に直交すること
　を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
　請求項８記載の磁気共鳴撮像装置であって、
　前記第一の軸の方向は体軸方向であり、前記第二の軸の方向はコロナル方向、もしくはサジタル方向であること
　を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
[規則91に基づく訂正 14.09.2012]　
　請求項３記載の磁気共鳴撮像装置であって、
　前記交線を含む領域は、前記撮像断面のスライス厚より大きい領域とすること
　を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
　請求項１０記載の磁気共鳴撮像装置であって、
　前記交線を含む領域は、当該交線を中心として、幅が１０～８０ｍｍの短冊状の領域であること
　を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
　請求項１記載の磁気共鳴撮像装置であって、
　前記条件計算部は、全撮像断面が含まれる撮像領域を前記撮像断面と同方向に所定数に分割することにより得た各区分領域の前記高周波磁場条件を、前記第一の高周波磁場分布に基づいて算出し、前記区分領域の中の前記撮像断面が含まれる区分領域の高周波磁場条件を、当該撮像断面の高周波磁場条件とすること
　を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
　請求項１記載の磁気共鳴撮像装置であって
　前記第一の分布計測断面は複数であり、
　前記撮像断面は、前記第一の軸に直交し、かつ、前記複数の第一の分布計測断面のいずれとも異なる断面であり、
　前記条件計算部は、前記複数の第一の分布計測断面それぞれについて、各第一の分布計測断面内の高周波磁場値の平均値である磁場平均値を計算する平均値計算部をさらに備え、
　前記各第一の計測断面の高周波磁場条件を前記各磁場平均値が一定になるよう調整し、調整後の前記各高周波磁場条件を補間することにより、前記撮像断面の高周波磁場条件を算出すること
　を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
　請求項１記載の磁気共鳴撮像装置であって、
　前記第一の分布計測断面は複数であり、
　前記撮像断面は、前記第一の軸とは異なる第二の軸に垂直な断面であり、
　前記条件計算部は、
　前記各第一の分布計測断面と前記撮像断面との交線を含む各領域の高周波磁場分布である交差領域高周波磁場分布を、それぞれ、前記各第一の高周波磁場分布から抽出する分布抽出部と、
　前記交線を含む領域毎に、当該領域内の高周波磁場値の平均値である磁場平均値を計算する平均値計算部と、を備え、
　前記各磁場平均値が一定になるよう前記撮像断面の高周波磁場条件を算出すること
　を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
　請求項１記載の磁気共鳴撮像装置であって
　前記条件計算部は、
　前記第一の高周波磁場分布および算出した前記高周波磁場条件のいずれか一方を用い、前記算出した高周波磁場条件で高周波磁場照射部から高周波磁場を照射した場合のＳＡＲの予め定めたＳＡＲの上限値に対する比率を算出する出力計算部を備え、
　前記出力計算部による算出結果が１を超える場合、前記算出結果が１以下となるよう前記高周波磁場条件を調整すること
　を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
　請求項２記載の磁気共鳴撮像装置であって、
　前記第一の分布計測断面は、全撮像断面を含む撮像領域の、前記第一の軸方向の一方の端部の断面であり、
　前記第二の分布計測断面は、前記撮像領域の前記第一の軸方向の他方の端部の断面であること
　を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
　請求項１記載の磁気共鳴撮像装置であって、
　前記分布計算部は、前記第一の軸とは異なる第三の軸に直交する第三の分布計測断面の高周波磁場分布である第三の高周波磁場分布をさらに算出し、
　前記条件計算部は、前記第三の高周波磁場分布にさらに基づいて、前記高周波磁場条件を算出すること
　を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
　請求項１２記載の磁気共鳴撮像装置であって、
　前記撮像領域の分割数は３であること
　を特徴とする磁気共鳴撮像装置。
　被検体にそれぞれ異なる高周波磁場を送信する複数のチャンネルを有する高周波磁場送信部と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受診する信号受信部と、を備える磁気共鳴撮像装置の高周波磁場照射方法であって、
　前記高周波磁場照射部から前記被検体に前記高周波磁場が送信された後に前記信号受信部が検出した核磁気共鳴信号から、第一の軸に直交する第一の分布計測断面の高周波磁場分布である第一の高周波磁場分布を算出する分布計算ステップと、
　前記第一の高周波磁場分布に基づいて、撮像の対象とする任意の撮像断面の撮像条件の中の前記複数のチャンネル各々から照射する高周波磁場の位相および振幅の少なくとも一方を高周波磁場条件として算出する条件計算ステップと、を備えること
　を特徴とする高周波磁場照射方法。
　コンピュータを、
　磁気共鳴撮像装置の信号受信部が検出した核磁気共鳴信号から、第一の軸に直交する第一の分布計測断面の高周波磁場分布である第一の高周波磁場分布を算出する分布計算部と、
　前記第一の高周波磁場分布に基づいて、撮像の対象とする任意の撮像断面の撮像条件の中の前記複数のチャンネル各々から照射する高周波磁場の位相および振幅の少なくとも一方を高周波磁場条件として算出する条件計算部と、として機能させるためのプログラム。