(57)【要約】【課題】  皮相電力を予め推定することでＭＲＩ装置の構成が増大した場合であっても電源設備の拡充を不要とし、装置のコストを低減する。【解決手段】  撮像条件設定部によって設定された撮像条件に基づく撮像シーケンスに従って、被検体に傾斜磁場パルスを印加すると共に高周波磁場パルスを照射し、複数のＮＭＲ信号を取得して被検体画像を撮像する磁気共鳴イメージング装置において、前記撮像シーケンスに含まれるパルス波形のうち、少なくとも傾斜磁場パルスの波形に基づいて皮相電力を算出する皮相電力算出部を備え、前記皮相電力算出部により算出された皮相電力を磁気共鳴イメージング装置の皮相電力推定値とする磁気共鳴イメージング装置を提供する。【選択図】図１
2018134310.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
撮像条件設定部によって設定された撮像条件に基づく撮像シーケンスに従って、被検体に傾斜磁場パルスを印加すると共に高周波磁場パルスを照射し、複数のＮＭＲ信号を取得して被検体画像を撮像する磁気共鳴イメージング装置において、
前記撮像シーケンスに含まれるパルス波形のうち、少なくとも傾斜磁場パルスの波形に基づいて皮相電力を算出する皮相電力算出部を備え、
前記皮相電力算出部により算出された皮相電力を磁気共鳴イメージング装置の皮相電力推定値とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記皮相電力算出部が、以下の数式（１）乃至（４）に従って、皮相電力を算出する請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
【数１】
2018134310.tif 000009
但し、ＭＲＩＶＡは、磁気共鳴イメージング装置の皮相電力推定値、Ｒｘ，Ｒｙ，Ｒｚは各軸のＲＭＳ  Ｃｕｒｒｅｎｔ、ＨａｒｄＷａｒｅＣｒｅｎｔＭａｘは傾斜磁場強度の電流換算係数であり、ＧＣＰＡＷはＧＣＰＡの有効電力、Ａｘ，Ａｙ，Ａｚは各軸の有効電力換算係数、Ｂは無効電力換算係数、Ｂｘ，Ｂｙ，Ｂｚ各軸の無効電力換算係数、ＧＣＤｕｔｙは傾斜磁場パルス（ＧＣ）の印加間隔である。
【請求項３】
前記皮相電力算出部が、前記数式（４）に代えて、以下の数式（５）に従って、皮相電力を算出する請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。
【数２】
2018134310.tif 000010
但し、Ｂｘ，Ｂｙ，Ｂｚは各軸の無効電力換算係数である。
【請求項４】
前記皮相電力算出部が、以下の数式（６）に従って、皮相電力を算出する請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
【数３】
2018134310.tif 000011
但し、Ｃｘ，Ｃｙ，Ｃｚは各軸の無効電力換算係数、ＧｃＡｒｅａは傾斜磁場パルスの面積である。
【請求項５】
前記皮相電力算出部が、前記数式（１）乃至数式（４）によって算出した前記皮相電力を、直流成分と交流成分とに分離して、以下の数式（７）に従って皮相電力を算出する請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。
【数４】
2018134310.tif 000012
但し、ＦＡＣ，ＦＤＣは無効電力換算係数であり、ＭＲＩＶＡＡＣは直流成分の皮相電力、ＭＲＩＶＡＤＣは交流成分の皮相電力である。
【請求項６】
前記皮相電力算出部が、傾斜磁場パルスの波形及び高周波パルスの波形に基づいて皮相電力を算出する請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記皮相電力算出部が、さらに以下の数式（８）を用いて、皮相電力を算出する請求項６記載の磁気共鳴イメージング装置。
【数５】
2018134310.tif 000013
但し、ＲＦＰＡＶＡは高周波発振器（ＲＦＰＡ）の皮相電力であり、ＴｘＧａｉｎはＲＦＰＡの送信Ｇａｉｎであり、Ｄは無効電力換算係数であり、Ｆは無効電力換算係数である。
【請求項８】
前記皮相電力算出部が、さらに以下の数式（９）を用いて、皮相電力を算出する請求項６記載の磁気共鳴イメージング装置。
【数６】
2018134310.tif 000014
但し、ＲＦＰＡＶＡは高周波発振器（ＲＦＰＡ）の皮相電力であり、Ｅは無効電力換算係数である。
【請求項９】
前記皮相電力算出部は、算出した皮相電力と当該算出した皮相電力に対する所定の閾値とを比較し、算出した皮相電力が前記撮像条件の制約内であるか判定する請求項１乃至請求項８の何れか1項記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１０】
前記皮相電力算出部は、算出した皮相電力が所定の閾値を超えた場合に、皮相電力が閾値を超えた旨をユーザに報知する請求項９記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１１】
前記皮相電力算出部が算出した皮相電力を表示する表示部を備え、
前記皮相電力算出部は、算出した皮相電力が所定の閾値を超えた場合に、算出した皮相電力と共に皮相電力が閾値を超えた旨を前記表示部に表示させる請求項９又は請求項１０記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１２】
前記皮相電力算出部は、算出した皮相電力が所定の閾値を超えた場合に、設定された撮像条件に基づく撮像を中止する請求項８乃至請求項１１の何れか1項記載の磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置という）に関し、特に皮相電力を制御するＭＲＩ装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩ装置は、静磁場中に置かれた被検体に高周波磁場をパルス状に印加し、被検体から発生する核磁気共鳴信号を検出し、この検出信号を基にスペクトルや画像を形成するものである。このため、ＭＲＩ装置には、磁場発生コイルとして、静磁場を発生する超電導コイル、静磁場に重畳される傾斜磁場を発生するための傾斜磁場コイル、さらに高周波磁場を発生するための高周波コイルが備えられている。また、ＭＲＩ装置は、必要に応じてチラーや空調等が設けられることもある。このように、ＭＲＩ装置の構成は多様であり、装置の構成が多くなるほどＭＲＩ装置に対する電源設備を拡充するなど、装置の構成に応じた電源設備を設けている。
【０００３】
一方、ＭＲＩ装置における撮像は、同種のパルスシーケンスであっても、その撮像条件（視野・パルスの繰返し時間（ＴＲ）・エコー時間（ＴＥ）・反転回復時間（ＴＩ）・スライス厚・スライス数・イメージングのマトリクス数・信号の加算回数等）の違いにより被検体への負担、消費する電力等に大きな差を生じる。また、各撮像条件にはそれぞれ設定許容範囲があり、さらに、各撮像条件間には種々の相関関係があるため、独立に任意の値を設定することはできない。このため、ユーザは、このような制約下で、所望する撮像条件に最も近い条件を探して撮像条件を設定している。そこで、特許文献１及び特許文献２には、複数のパラメータの相関関係に基づいて各パラメータの設定可能範囲を演算し、各パラメータの設定可能範囲を表示することで、撮像条件の設定又は変更を容易にすることが記載されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特許第３３３５３８１号公報
【特許文献２】特開２００６−２８０８２０号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
ところで、ＭＲＩ装置において最も電力を要するのは撮像であることから、撮像に用いられる皮相電力が所望の制限範囲内となる撮像を行うことで電源設備を拡充する必要がない。つまり、電源設備に係るコストを抑制することができる。従って、皮相電力が制限範囲を超える場合には、皮相電力が制限範囲を超えないような撮像条件に変更する等の措置を講じることができれば、電源設備をＭＲＩ装置の構成に応じて拡充する必要がない。
しかしながら、特許文献１及び特許文献２では、あくまでも被検体の負担を考慮した撮像条件の変更を促すに留まる。
【０００６】
本発明は上記実情に鑑みてなされたものであり、皮相電力を予め推定することでＭＲＩ装置の構成が増大した場合であっても電源設備の拡充を不要とし、装置のコストを低減することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
上記課題を解決するために、本発明は以下の手段を提供する。
本発明の一態様は、撮像条件設定部によって設定された撮像条件に基づく撮像シーケンスに従って、被検体に傾斜磁場パルスを印加すると共に高周波磁場パルスを照射し、複数のＮＭＲ信号を取得して被検体画像を撮像する磁気共鳴イメージング装置において、前記撮像シーケンスに含まれるパルス波形のうち、少なくとも傾斜磁場パルスの波形に基づいて皮相電力を算出する皮相電力算出部を備え、前記皮相電力算出部により算出された皮相電力を磁気共鳴イメージング装置の皮相電力推定値とする磁気共鳴イメージング装置を提供する。
【発明の効果】
【０００８】
本発明によれば、皮相電力を予め推定することで、ＭＲＩ装置の構成が増大した場合であっても電源設備の拡充を不要とし、装置のコストを低減することができる。
【図面の簡単な説明】
【０００９】
【図１】本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置の概略構成を示すブロック図である。
【図２】撮像シーケンスの種類をスキャノ計測からＴＯＦ計測まで変更した際ＭＲＩ装置の皮相電力計測値（１秒平均）を示すグラフである。
【図３】繰り返し時間を変化させて撮像時間を延ばした際の皮相電力推定値を示すグラフである。
【図４】ＭＲＩ装置の皮相電力と傾斜磁場電源の有効電力の関係を示すグラフである。
【発明を実施するための形態】
【００１０】
以下、本発明の実施形態について、図面を参照して説明する。
【００１１】
本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（以下、単にＭＲＩ装置という）は、撮像条件設定部によって設定された撮像条件に基づく撮像シーケンスに従って、被検体に傾斜磁場パルスを印加すると共に高周波磁場パルスを照射し、複数のＮＭＲ信号を取得して被検体画像を撮像する磁気共鳴イメージング装置であって、皮相電力算出部が、撮像シーケンスに含まれるパルス波形のうち、少なくとも傾斜磁場パルスの波形に基づいて皮相電力を算出し、算出した皮相電力を磁気共鳴イメージング装置の皮相電力推定値とする。
【００１２】
このように皮相電力推定値を算出することで、予め定めた閾値を超ええる撮像を中止する、或いは、閾値を超えない撮像に誘導してそれを実行させることができる。また、ＭＲＩ装置の構成が増大した場合であっても電源設備の拡充を不要とし、装置のコストを低減することを目的とする。
【００１３】
＜実施形態＞
図１に示すように、本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置は、静磁場発生系２、傾斜磁場発生系３、シーケンサ４、送信系５、受信系６、信号処理系７、及び中央処理装置（ＣＰＵ）８を備えている。
【００１４】
静磁場発生系２は、被検体１の周りに永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源が配置されて構成されている。静磁場発生系２は、垂直磁場方式であれば、被検体１の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば、体軸方向に均一な静磁場を発生させる。
【００１５】
傾斜磁場発生系３は、ＭＲＩ装置の座標系（静止座標系）であるＸ，Ｙ，Ｚの３軸方向の傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイル９と、各傾斜磁場コイル９を駆動する傾斜磁場電源１０とを備えている。後述するシ−ケンサ４からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源１０を駆動することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの３軸方向に傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを印加する。
【００１６】
撮影時には、スライス面（撮影断面）に直交する方向にスライス方向傾斜磁場パルス（Ｇｓ）を印加して被検体１に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交して且つ互いに直交する残りの２つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス（Ｇｐ）と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス（Ｇｆ）を印加して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。
【００１７】
シーケンサ４は、高周波磁場パルス（以下、「ＲＦパルス」という）と傾斜磁場パルスを所定のパルスシーケンスで繰り返し印加するように制御する。シーケンサ４は、後述するＣＰＵ８の制御で動作し、被検体１の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系５、傾斜磁場発生系３、及び受信系６に送信する。
【００１８】
送信系５は、被検体１の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために、被検体１にＲＦパルスを照射するものであり、高周波発振器１１、変調器１２、高周波増幅器１３、及び送信側の高周波コイル（送信コイル）１４ａを備えている。高周波発振器１１から出力されたＲＦパルスをシーケンサ４からの指令によるタイミングで変調器１２により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器１３で増幅した後に被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ａに供給することにより、ＲＦパルスが被検体１に照射される。
【００１９】
受信系６は、被検体１の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を検出するものであり、受信側の高周波コイル（受信コイル）１４ｂ、信号増幅器１５、直交位相検波器１６、及びＡ／Ｄ変換器１７を備えている。
【００２０】
送信側の高周波コイル１４ａから照射されたＲＦパルスによって誘起された被検体１の応答のＮＭＲ信号が、被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ｂで検出され、信号増幅器１５で増幅された後、シーケンサ４からの指令によるタイミングで直交位相検波器１６により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがＡ／Ｄ変換器１７でデジタル量に変換されて、計測データとして信号処理系７に送られる。
【００２１】
なお、図１において、送信側の高周波コイル１４ａと傾斜磁場コイル９は、被検体１が挿入される静磁場発生系２の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体１に対向して、水平磁場方式であれば被検体１を取り囲むようにして設置されている。また、受信側の高周波コイル１４ｂは、被検体１に対向して、或いは取り囲むように設置されている。
【００２２】
信号処理系７は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等を行うものであり、ＣＰＵ８と、ＲＡＭ、ＲＯＭ等の記憶装置１８と、磁気ディスク、光ディスク等の外部記憶装置１９と、ＣＲＴ等のディスプレイ２０とを備えている。
【００２３】
ＣＰＵ８は、ＭＲＩ装置全体を制御する。すなわち、ＣＰＵ８は、入力された撮像条件に基づく撮像シーケンスに従って、被検体１に傾斜磁場パルスを印加すると共に高周波磁場パルスを照射し、複数のＮＭＲ信号を取得して被検体１の断層画像を撮像するようにシーケンサ４を制御する。ＣＰＵ８に受信系６からのデータが入力されると、ＣＰＵ８において信号処理、画像再構成等の処理を実行する。ＣＰＵ８は、得られた被検体１の断層画像をディスプレイ２０に表示させると共に記憶装置１８や外部記憶装置１９に記録する。
【００２４】
さらに、ＣＰＵ８は、皮相電力算出部３０として機能する。皮相電力算出部３０は、ＣＰＵ８が、記憶装置１８に予め格納されたプログラムを読み込んで実行することによりソフトウエアとして実現することができる。なお、これら各部が実行する動作の一部又は全部を、ＡＳＩＣ（application specific integrated circuit）やＦＰＧＡ（field-programmable gate array）により実現することもできる。
【００２５】
皮相電力算出部３０は、後述する入力部２３により入力され、設定された撮像条件に基づく撮像シーケンスに従って、撮像シーケンスに含まれるパルス波形のうち、少なくとも傾斜磁場パルスの波形に基づいて皮相電力を算出する。皮相電力算出部３０により算出された皮相電力は、ＭＲＩ装置の皮相電力推定値として扱われる。皮相電力算出部３０による皮相電力の算出については後述する。
【００２６】
操作部２５は、ＭＲＩ装置の各種制御情報や上記信号処理系７で行う処理の制御情報を入力するものであり、入力部２３を備えている。入力部２３としては、マウス、キーボード又はトラックボール等の入力デバイスを１つ又は複数組み合わせて適用することができる。また、入力部２３は撮像条件の入力をユーザから受け付け、入力された撮像条件をＣＰＵ８に送信する。
操作部２５を、ディスプレイ２０に近接して配置することで、操作者がディスプレイ２０を見ながら操作部２５を介してインタラクティブにＭＲＩ装置の各種処理を制御することができる。
【００２７】
次に、皮相電力算出部３０による皮相電力の算出について説明する。
図２に撮像シーケンスの種類をＳｃａｎｏ計測からＴＯＦ計測まで変更した際ＭＲＩ装置の皮相電力計測値（１秒平均）を示す。図２にから理解されるように撮像に必要な皮相電力は、撮像の種類（シーケンス）により変化する。
【００２８】
ＭＲＩ装置の皮相電力には、主として、傾斜磁場電源（ＧＣＰＡ）及び高周波発信器（ＲＦＰＡ）の皮相電力があり、中でも傾斜磁場電源の皮相電力（ＧＣＰＡＶＡ）の占める割合が大きい。このため、撮像シーケンスに含まれるパルス波形のうち傾斜磁場パルスの波形に基づいて皮相電力を算出し、これをＭＲＩ装置の皮相電力推定値（ＭＲＩＶＡ）とすることができる。
【００２９】
傾斜磁場電源の皮相電力は、撮像シーケンスにおける傾斜磁場パルスの波形が急激に強い強度を印加する場合や、短い間を連続的に強い強度を印加する撮像の場合に高い傾向となる。このような傾向は、既知のＲＭＳ  Ｃｕｒｒｅｎｔ  ，Ｐｏｗｅｒ計算から予測できる傾斜磁場電源の有効電力（ＧＣＰＡＷ）と同じ傾向にあり、ＭＲＩ装置の皮相電力と傾斜磁場電源の有効電力は比例関係ということができる。図３に、ＭＲＩ装置の皮相電力と傾斜磁場電源の有効電力の関係を示す。
【００３０】
図３に示すような、ＭＲＩ装置の皮相電力と傾斜磁場電源の有効電力の関係から、ＲＭＳ  Ｃｕｒｒｅｎｔを利用したＭＲＩ装置の皮相電力推定値の計算方法について説明する。
【００３１】
以下の数式（１）及び（２）はＲＭＳ  Ｃｕｒｒｅｎｔの算出式であり、（３）は傾斜磁場電源の有効電力の算出式であり、（４）は傾斜磁場における無効電力の算出式である。
ＲＭＳ  Ｃｕｒｒｅｎｔの算出式（１）及び（２）より算出した傾斜磁場電源の有効電力の計算式（３）に、ＭＲＩ装置の皮相電力と傾斜磁場電源の有効電力の関係から算出した無効電力換算係数を加味することで、数式（４）のようにＭＲＩ装置の皮相電力推定値を算出することができる。
また、無効電力換算係数を、式（５）のように傾斜磁場パルスの軸毎に与えることで、さらに各軸の傾斜磁場電源の差を考慮した無効電力を算出することも可能である。
【００３２】
【数１】
2018134310.tif 000003
【００３３】
但し、ＭＲＩＶＡはＭＲＩ装置の皮相電力推定値、Ｒｘ，Ｒｙ，Ｒｚは各軸毎のＲＭＳ  Ｃｕｒｒｅｎｔ、ＨａｒｄＷａｒｅＣｒｅｎｔＭａｘは傾斜磁場強度の電流換算係数であり、ＧＣＰＡＷはＧＣＰＡの有効電力、Ａｘ，Ａｙ，Ａｚは各軸毎の有効電力換算係数、Ｂは無効電力換算係数、Ｂｘ，Ｂｙ，Ｂｚ各軸毎の無効電力換算係数、ＧＣＤｕｔｙはＧＣの印加間隔である。
【００３４】
磁気共鳴撮像における再構成画像の画質および撮像時間は、撮像条件、すなわち撮像シーケンスや撮像パラメータ値により大きく異なる。従って、ユーザは被検体の症状により細かに撮像パラメータ値を設定する必要がある。また、撮像条件としての撮像パラメータ値の設定は、各撮影パラメータ間の相関関係による制約の中で行わなければならない。このため、本実施形態に係るＭＲＩ装置の記憶装置１８又は外部記憶装置１９には、設定した撮像パラメータが制約内であるか判定して制約内にない場合は、撮像を防止ないしは、撮像が可能な状態に誘導する機能を備えている。
【００３５】
このため、記憶領域には、種々の制約の中で、且つ、ＭＲＩ装置が有する電源設備の能力を超えないように、皮相電力推定値に対する閾値を保持する。このとき、閾値はチラーや空調等のスペックにより一意ではないため、最小のケースを考慮して設計する必要がある。一方、後発的にＭＲＩ装置を拡充する場合を想定して、設備に応じて閾値を変更・設定可能とすることが好ましい。
【００３６】
皮相電力算出部３０により算出された皮相電力は、ＭＲＩ装置の皮相電力とみなすことができるため、算出された皮相電力をＭＲＩ装置の皮相電力推定値（ＭＲＩＶＡ）とする。
皮相電力算出部３０は、算出した皮相電力を記憶装置１８又は外部記憶装置１９に記憶された所定の閾値と比較し、算出した皮相電力が所定の閾値を超えた場合に、皮相電力が閾値を超えた旨をユーザに報知することができる。報知の手段としては、算出した皮相電力と共に皮相電力が閾値を超えた旨を表示部としてのディスプレイ２０に表示させることで視覚的に報知したり、アラーム等により聴覚的に報知したりすることができる。
【００３７】
また、皮相電力算出部３０は、皮相電力推定値と閾値とから、閾値に対して皮相電力推定値の占める割合を算出し、設定された撮像条件において皮相電力がどの程度厳しくなるかを表示部に数値、グラフ等の％表示させることで視覚的にユーザに報知することができる。
【００３８】
上述のように、皮相電力推定値と所定の閾値とを比較することで、設定された撮像条件に基づく撮像シーケンスを皮相電力推定値の閾値内で実行可能か判断することがきる。皮相電力算出部３０によって撮像シーケンスを皮相電力推定値の閾値内で実行可能でないと判断された場合には、ＣＰＵ８は、設定した撮像条件に基づいて皮相電力の閾値を超えない撮像条件を算出することができる。
【００３９】
以下、パラメータとして繰り返し時間（ＴＲ）を例に、閾値を超えない撮像条件の算出方法について説明する。
図３に示すように、皮相電力推定値は傾斜磁場電源の有効電力と比例関係にあるため、皮相電力推定値の閾値に応じて傾斜磁場電源の有効電力の閾値は決まる。そのため傾斜磁場電源の有効電力の閾値を超えないように撮像シーケンスの繰り返し間隔を長くして、傾斜磁場パルスが印加されない時間を確保することで傾斜磁場電源の有効電力の値を下げ、傾斜磁場電源の有効電力と皮相電力推定値の閾値内の繰り返し時間を算出することができる。繰り返し時間を変化させて撮像時間を延ばした際の皮相電力推定値を図４に示す。
【００４０】
また、上記のように撮像シーケンスの繰り返し間隔を長くして傾斜磁場パルスの印加されない時間を確保するのではなく、皮相電力推定値の閾値を超えないように傾斜磁場パルス、高周波パルス強度を制限することによっても閾値を超えない撮像に誘導することができる。
【００４１】
このようにして算出された撮像可能なパラメータを表示部等に表示させてユーザに明示することで、閾値を超えない撮像に誘導することができる。または、撮像可能なパラメータをユーザに明示せずに、自動的に撮像可能な条件を設定することもできる。
また、皮相電力算出部３０は、算出した皮相電力が所定の閾値を超えた場合に、設定された撮像条件に基づく撮像を中止することもできる。
【００４２】
このように構成されたＭＲＩ装置によれば、皮相電力を予め推定することで、予め定めた閾値を超えないような撮像を実行することができるため、ＭＲＩ装置の構成が増大した場合であっても電源設備の拡充を不要とし、装置のコストを低減することができる。また、ＭＲＩ装置の付設設備への要求仕様の低減が可能となり、付設設備の組み合わせの自由度を向上させることができる。
【００４３】
（変形例１）
以下、本発明の実施形態の変形例１について説明する。
上述した実施形態に係るＭＲＩ装置では、既知のＲＭＳ  Ｃｕｒｒｅｎｔを利用した皮相電力推定値（ＭＲＩＶＡ）の算出方法を示したが、既知のＲＭＳ  Ｃｕｒｒｅｎｔを利用せずに皮相電力推定値を算出することもできる。この場合、傾斜磁場パルスの波形の面積を算出し、各軸のＧＣのＡｒｅａに撮像で算出した無効電力換算係数を考慮することで皮相電力推定値を算出する。以下の数式（６）に傾斜磁場パルスの波形の面積を利用して皮相電力推定値を算出した場合の一例を示す。
【００４４】
【数２】
2018134310.tif 000004
但し、Ｃｘ，Ｃｙ，Ｃｚは各軸の無効電力換算係数、ＧｃＡｒｅａは傾斜磁場パルスの面積である。
【００４５】
（変形例２）
上記した実施形態では、一般的な撮像シーケンス（傾斜磁場パルスの極性が細かく変化するシーケンス）では高い精度で皮相電力を算出可能であるが、一方、ＤＷＥＰＩ計測におけるＭＰＧパルスなどの特殊なシーケンス（一般的な撮像における傾斜磁場パルスに比して遥かに高い強度のパルスを長時間印加するシーケンス等）では、皮相電力を実際より過大に見積もる傾向となってしまい、算出精度が低下する場合がある。
【００４６】
これは、ＭＰＧなどのパルスの上底部分では、傾斜磁場電源のインピーダンス抵抗の端子電圧に比べて、インダクタンスの端子電圧が限りなく小さくなることで傾斜磁場電源のインピーダンスの交流成分（Ｌ×ｄｉ／ｄｔ）に比べ直流成分（Ｒｉ）が支配的に表れるためである。
従って、算出した結果に含まれる直流成分の皮相電力の占める割合が大きくなる。
傾斜磁場のインピーダンス抵抗の端子電圧は以下の数式（７）で表すことができる。
【００４７】
【数３】
2018134310.tif 000005
【００４８】
しかし、直流成分の無効電力は交流成分の無効電力に比して電力消費が少ないため、直流成分が支配的に表れるシーケンスでは、その原因となるＭＰＧなどの直流成分の皮相電力（ＭＲＩＶＡＤＣ）と交流成分の皮相電力（ＭＲＩＶＡＡＣ）を分離して、上述の実施形態と同様に、無効電力換算係数を掛け合わせて算出した各成分の皮相電力を足し合わせることで精度を向上することができる。つまり、以下の数式（８）は、傾斜磁場における直流成分と交流成分の違いを考慮した無効電力の算出式である。
【００４９】
【数４】
2018134310.tif 000006
但し、ＦＡＣ，ＦＤＣは無効電力換算係数であり、ＭＲＩＶＡＡＣは直流成分の皮相電力、ＭＲＩＶＡＤＣは交流成分の皮相電力である。
【００５０】
（変形例３）
上述した実施形態及び変形例では、高周波発振器の皮相電力に比べ、傾斜磁場電源の皮相電力のほうが支配的であるため、高周波発振器の皮相電力を無視し、傾斜磁場電源の皮相電力をＭＲＩ装置の皮相電力と推定した。
【００５１】
しかし、高周波発振器の皮相電力（ＲＦＰＡＶＡ）を考慮することで、より精度の高い皮相電力推定値を算出することができる。高周波発振器の皮相電力は、撮像シーケンスの高周波パルスの波形が急激に強い強度を印加する場合や、短い間を連続的に強い強度を印加する撮像の場合に高い傾向となる。
【００５２】
撮像シーケンスの高周波パルスの波形から、予め制限値を予測する手法として高周波パルスの波形、印加時間、印加サイクルを利用して単位質量の組織に単位時間に吸収されるエネルギー量（ＳＡＲ）を予測計算方法があるので、高周波発振器の皮相電力は、そのＳＡＲ結果を利用し算出することができる。このようにＳＡＲを利用して高周波発振器の皮相電力を算出する場合の例について数式（９）をに示す。
【００５３】
【数５】
2018134310.tif 000007
【００５４】
但しＴｘＧａｉｎはＲＦＰＡの送信Ｇａｉｎであり、Ｄは無効電力換算係数であり、Ｆは無効電力換算係数である。
【００５５】
また、上記数式（９）では、既知のＳＡＲを利用して算出して高周波発振器の皮相電力の算出方法を示したが、ＳＡＲ計算を利用しないで高周波パルスの波形の面積を算出し、無効電力換算係数を考慮することで、その面積から高周波発振器の皮相電力を算出することも可能である。具体的には、以下の数式（１０）に従って算出することができる。
【００５６】
【数６】
2018134310.tif 000008
【００５７】
但し、Ｅは無効電力換算係数、ＲＦＤｕｔｙはＲＦの印加間隔である。
このように各変形例におけるＭＲＩ装置においても、より簡易に精度の高い皮相電力推定値算出することができるので、予め定めた閾値を超えないような撮像を実行することができ、ＭＲＩ装置の構成が増大した場合であっても電源設備の拡充を不要とし、装置のコストを低減することができる。
【符号の説明】
【００５８】
２・・・静磁場発生系、３・・・傾斜磁場発生系、４・・・シーケンサ、５・・・送信系、６・・・受信系、７・・・信号処理系、８・・・中央処理装置（ＣＰＵ）、９・・・傾斜磁場コイル、１０・・・傾斜磁場電源、１１・・・高周波発振器、１２・・・変調器、１３・・・高周波増幅器、１４ａ，１４ｂ・・・高周波コイル、１５・・・信号増幅器、１６・・・直交位相検波器、１７・・・Ａ／Ｄ変換器、１８・・・記憶装置、１９・・・外部記憶装置、２０・・・ディスプレイ、２３・・・入力部、２５・・・操作部、３０・・・皮相電力算出部
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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