JP2015144811A

JP2015144811A - 磁気共鳴イメージング装置

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Publication number: JP2015144811A
Application number: JP2015006118A
Authority: JP
Inventors: シン・チェン; Cheon Shin
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2014-02-03
Filing date: 2015-01-15
Publication date: 2015-08-13
Anticipated expiration: 2035-01-15
Also published as: US9547063B2; JP6430261B2; US20150219738A1

Abstract

【課題】ＳＡＲをより正確に決定することができる磁気共鳴イメージング装置を提供する。
【解決手段】磁気共鳴イメージング装置２０は、ファントムと、測定部と、算出部とを備える。ファントムは、撮像空間に設置され、ＲＦパルスに共鳴して磁気共鳴信号を発する物質が充填される。測定部は、前記撮像空間に被検体９が挿入されていない状態で前記ファントムから発せられる第１の磁気共鳴信号の強度と、前記撮像空間に前記被検体が挿入された状態で前記ファントムから発せられる第２の磁気共鳴信号の強度とを測定する。算出部は、前記第１の磁気共鳴信号の強度及び前記第２の磁気共鳴信号の強度に基づいて、ＳＡＲを算出する。
【選択図】図１

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。

従来、磁気共鳴イメージング装置を用いた撮像では、装置内に置かれた被検体への危害を防ぐため、比吸収率（Specific Absorption Rate：ＳＡＲ）を制限する健康及び安全の基準が規定されている。一般的に、磁気共鳴イメージング装置におけるＳＡＲの計算には、ＮＥＭＡ（National Electrical Manufactures Association：米国電機製造者協会） Standards Publication MS8-2008で定められたパルスエネルギー方式が用いられている。

"NEMA Standards Publication MS 8-2008， Characterization of the Specific Absorption Rate for Magnetic Resonance Imaging System"， pages 1-15， published by National Electrical Manufacturers Association， Rosslyn， VA (2008)

本発明が解決しようとする課題は、ＳＡＲをより正確に決定することができる磁気共鳴イメージング装置を提供することである。

実施形態に係る磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）装置は、ファントムと、測定部と、算出部とを備える。ファントムは、撮像空間に設置され、ＲＦパルスに共鳴して磁気共鳴信号を発する物質が充填される。測定部は、前記撮像空間に被検体が挿入されていない状態で前記ファントムから発せられる第１の磁気共鳴信号の強度と、前記撮像空間に前記被検体が挿入された状態で前記ファントムから発せられる第２の磁気共鳴信号の強度とを測定する。算出部は、前記第１の磁気共鳴信号の強度及び前記第２の磁気共鳴信号の強度に基づいて、ＳＡＲを算出する。

図１は、磁気共鳴（Magnetic Resonance：ＭＲ）信号を使用してＳＡＲをより正確に決定するように構成された例示的なＭＲＩ装置の実施形態の高度概略ブロック図である。図２は、実施形態に係るＭＲＩ装置におけるスキャン用のＲＦ（Radio Frequency）コイル内に挿入された被検体、及び、ＲＦコイルの内側に配置された基準ファントムを示す図である。図３は、実施形態に係るＲＦコイルにおける被検体及び基準ファントムが挿入された状態でのＲＦコイル内の磁場のシミュレーション結果を示す図である。図４は、実施形態に係るＲＦコイル内に被検体が挿入されていない状態で電力パラメータ及び信号パラメータを決定するための調整処理のフローチャートである。図５は、実施形態に係る基準ファントムにおける信号強度を決定するための例示的なパルスシーケンスを示す図である。図６は、実施形態に係るＲＦコイル内に被検体が挿入されている状態で電力パラメータ及び信号パラメータを決定し、かつ、それによりＭＲ信号を用いてＳＡＲを算出するための算出処理のフローチャートである。

図１に示すように、本実施形態に係るＭＲＩ装置２０は、ガントリ１０（概略断面で示す）と、これに接続される各種の構成要素とを有する。少なくともガントリ１０は、通常はシールドルーム内に配置される。図１に示すＭＲＩ装置２０の構造は、実質的に同軸の円筒形に配置された静磁場Ｂ₀磁石１２と、Ｇｘ、Ｇｙ、及びＧｚの傾斜磁場コイルセット１４と、ＲＦコイル１６とを有する。この円筒形に配置される要素の横軸に沿って、寝台に設けられた天板１１により支持される被検体（例えば、患者、人体）９の関心構造（すなわち、関心領域（Region of Interest：ＲＯＩ））（例えば、頭部）を実質的に取り囲むものとして、イメージングボリューム１８が示される。

ＭＲＩシステムコントローラ２２は、ディスプレイ２４、キーボード２６又はマウス、及びプリンタ２８に接続される入出力ポートを有する。当然のことながら、ディスプレイ２４は、制御入力もできるようにタッチスクリーンタイプのものでもよい。

また、ＭＲＩシステムコントローラ２２は、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０に接続され、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０は、Ｇｘ、Ｇｙ、及びＧｚの傾斜磁場コイルドライバ３２、ならびにＲＦ送信器３４及び送受信スイッチ３６（同じＲＦコイルが送信と受信の両方に使用される場合）を制御する。当業者には自明であるように、多くの異なる種類のＲＦコイル（ＷＢ（Whole Body）コイル、表面コイル、バードケージコイル、アレイコイルなど）を採用して、イメージングボリューム１８内のＲＯＩに対してＲＦ信号を送受信することができる。また、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０は、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０の範囲において既に使用可能であるＭＲＩデータ収集シーケンスを実行する、適切なプログラムコード構造３８にアクセスすることができる。

また、ＭＲＩ装置２０は、ディスプレイ２４に（又は、他の場所に、例えば、その後の表示のためにストレージに）送られる処理画像データを作成するために、入力をＭＲＩデータプロセッサ４２に送るＲＦ受信器４０を含む。また。ＭＲＩデータプロセッサ４２は、画像再構成及びＳＡＲ計算プログラムコード構造４４及び磁気共鳴（Magnetic Resonance：ＭＲ）画像メモリ４６（例えば、例示的な実施形態による処理及び画像再構成プログラムコード構造４４から導出されたＭＲ画像データを記憶するための）へアクセスするように構成される。

また、図１には、ＭＲＩ装置２０が有するプログラム記憶装置５０の概要を示している。プログラム記憶装置５０には、ＭＲ信号に基づいて被検体９のＳＡＲを決定するための格納されたプログラムコード構造、関連のグラフィカルユーザインータフェース（Graphical User Interface：ＧＵＩ）、該インターフェースへのオペレータ入力などが、ＭＲＩ装置２０が有する各種のデータ処理装置にアクセス可能なコンピュータ可読記憶媒体内に格納される。当業者には自明であるように、プログラム記憶装置５０をセグメント化して、少なくとも一部分を、ＭＲＩ装置２０の処理コンピュータのうち通常操作においてそのような格納されたプログラムコード構造を最優先で必要とする別のコンピュータに、直接接続してもよい（すなわち、通常のようにＭＲＩシステムコントローラ２２に格納されて直接接続されるのではなく）。

実際に、当業者には自明であるように、図１は、後述する例示的実施形態を実現するために変更された典型的なＭＲＩ装置２０の非常に高度な概略図を示したものである。ＭＲＩ装置２０の構成要素は様々な論理集合の「ボックス」に分割することができ、通常、多数のデジタル信号プロセッサ（Digital Signal Processor：ＤＳＰ）と、マイクロプロセッサと、専用処理回路（高速ＡＤ変換用、高速フーリエ変換用、アレイ処理等用など）とを含む。これらのプロセッサの各々は、通常、クロック制御された「状態マシン」であり、物理データ処理回路は、クロックサイクル（又は、所定数のクロックサイクル）毎に、ある物理状態から別の物理状態に移る。

処理回路（ＣＰＵ、レジスタ、バッファ、演算装置など）の物理状態が、操作過程であるクロックサイクルから別のクロックサイクルに徐々に変化するだけでなく、関連データ記憶媒体の物理状態（例えば、磁気記憶媒体内のビット記憶場所）も、このようなシステムの操作過程において、ある状態から別の状態に変換される。例えば、ＭＲイメージング再構成プロセスの終わりに、物理記憶媒体内のコンピュータ可読でアクセス可能なデータ値記憶場所の配列（例えば、画素値を複数桁で２進表現したもの）が、ある先行状態（例えば、全て一様に「０」値、又は全て「１」値）から新しい状態に変換され、そのような（例えば、画素値の）配列における物理的場所での物理的状態が最小値と最大値との間で変化して、実世界の物理事象及び物理状態（例えば、イメージング領域空間にわたる被検体の組織）を表す。当業者には自明であるように、命令レジスタに順次読み込まれＭＲＩ装置２０の構成要素に含まれる１つ以上のＣＰＵによって実行されたときに、ＭＲＩ装置内で特定のシーケンスの動作状態を引き起こし遷移させる特定構造のコンピュータ制御プログラムコードと同様に、そのような格納データ値の配列は物理的構造を表し構成する。

以下で説明する例示的な実施形態は、ＭＲＩデータの収集や処理の改良された方法と、ＭＲ画像の生成や表示の改良された方法とを提供する。

一般的に、ＭＲＩ装置におけるＳＡＲの計算には、NEMA Standards Publication MS8-2008で定められたパルスエネルギー法が用いられている。当業者には自明であるように、ＭＲＩ装置内での被検体に対するダメージを防止するように、ＳＡＲを制限する安全衛生規格が定められている。ＮＥＭＡの規格では、以下の式（１）のように、ＲＦコイルにより送信される総ＲＦ電力Ｐからスキャナにより吸収されるＲＦ電力Ｐ_coilを減算し、その差を被検体の体重ｗｅｉｇｈｔで割ることによって、被検体によって吸収された電力が計算される。

ＮＥＭＡの規格では、Ｐ_coilは、スキャナが不挿入状態である（すなわち、被検体が存在しない）ときに必要とされる送信ＲＦ電力として測定されるものとして定義される。被検体が後に挿入されたときにスキャナにより吸収された電力（すなわち、Ｐ_coilの実際の定義）が、スキャナが不挿入状態であるときに吸収されたＲＦ電力（すなわち、測定された電力）に等しいというのが、基本的な仮定である。換言すれば、実際に被検体を挿入したイメージングと先の不挿入状態の較正用測定とでは、所要のＲＦ磁場Ｂ₁が同じであり、したがって、同じ電流が送信用のＲＦコイルを流れ、同じ電力がスキャナにおいて消費されると仮定される。

解決策のひとつとして、（送信用のＲＦコイルがＭＲＩスキャナ内において主要なＲＦ電力の吸収源であることから、）送信用のＲＦコイルの導体を伝わる実際のＲＦ電流を測定し、その後、ＳＡＲの計算結果を修正する方法が提案されている。見直されたＳＡＲの計算式を、以下の式（２）に示す。

ここで、上記式（２）について具体的に説明する。

ＳＡＲは、１ｋｇ当たりの被検体の組織により毎秒吸収されるエネルギーと定義され、被検体の安全上の理由からＭＲＩにおいて重要なパラメータである。例えば、ＳＡＲは、以下の式（３）のように、被検体によって吸収されるＲＦ電力Ｐ_patientを被検体の体重ｗｅｉｇｈｔで除算することにより計算される。

また、以下の式（４）に示すように、被検体の組織に吸収されるＲＦ電力Ｐ_patientは、必要となったＲＦ電力の総計Ｐ_totalから、スキャナによって吸収されるＲＦ電力Ｐ_coilを減算することにより計算される。

Ｐ_patient＝Ｐ_total−Ｐ_coil ・・・（４）

ここで、スキャナによって吸収される電力Ｐ_coilを測定するための従来の方法では、（例えば、スキャナが、同一のＲＦ磁場Ｂ₁を有するようにＮＭＲ（Nuclear Magnetic Resonance）の歳差運動のフリップ角を調節することから、）Ｐ_coilは不挿入状態でコイルによって吸収される電力Ｐ_unloadedと等しいと仮定される。このため、ＳＡＲの計算式は、以下の式（５）のようになる。この方法では、被検体の大きさや体重、イメージングのランドマークなどの変動にかかわらず、同じ電流が送信用のＲＦコイルを流れ、同じＲＦ電力がコイルで消費されると仮定される。

しかし、この仮定は、高いＲＦ周波数の場合（例えば、高い磁場を用いるＭＲＩ装置の場合）には、（例えば、渦電流及び誘電作用のために）被検体によって引き起こされる散乱ＲＦ磁場が優勢になることから正確でない。

とはいえ、ＭＲＩ装置では、ＲＦ磁場Ｂ₁の分布は常に不均一である。Ｂ₀磁場の強さが低い（これにより、ラーモア周波数が低い）と、この不均一な分布は、目的によっては取るに足らないものとみなすことができる。しかし、３テスラ（Tesla）又はより高い磁場では、結果的に生じる高いラーモア周波数（及び低波長）によって、人体において渦電流及び誘電作用が増大する。これにより、結果的に、ＲＦ磁場Ｂ₁の分布がより一層不均一になる。

つまり、ＮＥＭＡのパルスエネルギー法に組み込まれる仮定は、特に高い周波数の場合に、成立しない。例えば、以下の表１のように、Ｐ_coilは、異なるイメージングサンプル間で同じではない（シミュレーション結果）。これによってＳＡＲ計算に誤差が生じ、イメージング性能が低下し、又は、被検体にとって安全でない環境が形成される。

Ｐ_coilの適切な定義は、スキャナにより吸収された実際のＲＦ電力である。上述した問題の原因は、高磁場ＭＲＩで正確でない不挿入状態の電力を、Ｐ_coilに等しいものとして使用することである。

したがって、スキャナによって吸収されるＲＦ電力の測定値Ｐ_coilは、修正されなければならない。ＲＦコイル内に被検体が挿入されたときにＲＦコイルに流れる電流を測定できる場合には、Ｐ_coilは、以下の式（６）により、計算することができる。

Ｐ_coil＝Ｉ² _scan・Ｒ_coil ・・・（６）

上記式（６）において、Ｉ_scanは、被検体がコイルに挿入されているときのコイルの電流であり、Ｒ_coilは、ＲＦコイルの抵抗である。

一方、スキャナが不挿入状態であるときのＲＦ電力Ｐ_unloadedは、以下の式（７）により、計算することができる。

Ｐ_unloaded＝Ｉ² _unloaded・Ｒ_coil ・・・（７）

ここで、ＲＦコイルの抵抗Ｒ_coilは変化しないことから、式（７）を式（６）に代入すると、以下の式（８）が得られる。

したがって、ＳＡＲは、以下の式（９）（すなわち、式（２））により、計算することができる。

これにより、ＲＦ磁場Ｂ₁及びコイル上の電流が一定でない場合や既知でない場合でも、ＳＡＲの測定値を得ることができる。

このようにＳＡＲを計算するためには、電流比（Ｉ_scan÷Ｉ_unloaded）を測定しなければならない。

既に出願済みの関連出願である米国特許出願第１３／７３９，２３６号（２０１３年１月１１日出願）明細書では、ＲＦコイルのうち少なくとも１つの小さいピックアップループを利用する解決策を提案している。しかしながら、ピックアップループを露出させると、ループに不必要な電圧が誘発され、測定誤差が生じる場合もあり得る。また、このようなピックアップループを実装すると、製品複雑性及び費用が増大する場合もあり得る。

ピックアップループを導入する別の大きな欠点は、ループ自体と信号をループから外部コンピュータに送信するケーブルとが、ＲＦコイルにより形成されたＲＦ磁場Ｂ₁と干渉する可能性があり、これによって、ＲＦコイル及びスキャンの通常の機能に支障をきたす恐れがあるという点である。ピックアップループ及びその関連のハードウェア構成要素を既存のＲＦコイル及び関連の構成要素から「分離する」には、更なるエンジニアリング上の検討事項、時間、及び費用が必要である。

これに対し、本実施形態に係るＭＲＩ装置は、ファントムと、測定部と、算出部とを備える。ファントムは、撮像空間に設置され、ＲＦパルスに共鳴して磁気共鳴信号を発する物質が充填される。測定部は、撮像空間に被検体が挿入されていない状態（以下、不挿入状態とも呼ぶ）でファントムから発せられる第１の磁気共鳴信号の強度と、撮像空間に被検体が挿入された状態（以下、挿入状態とも呼ぶ）でファントムから発せられる第２の磁気共鳴信号の強度とを測定する。算出部は、測定された第１の磁気共鳴信号の強度及び第２の磁気共鳴信号の強度に基づいて、ＳＡＲを算出する。なお、ここでいう磁気共鳴信号の強度は、画像信号の強度に対応する。

ここで、測定部及び算出部は、例えば、図１に示したＭＲＩシステムコントローラ２２やＭＲＩデータプロセッサ４２によって実現される。

例えば、本実施形態では、ファントムは、ＲＦコイル内であって、被検体により形成される散乱磁場に影響されない位置に配置される。より具体的には、例えば、ファントムは、ＲＦコイルの表面の近傍であり、かつ、被検体から離れた位置に配置される。

本実施形態で説明するＳＡＲの測定方法では、図１に示すように、小さい基準ファントム１７（例えば、小さい油の瓶）が、局所ＲＦ磁場（Ｂ₁）、及び、撮像空間であるＲＦコイルの画像再構成領域内にあるが、被検体によって形成される散乱磁場による実質的な影響を受けないように、送信用のＲＦコイル１６（例えば、図２に示すようなバードケージ型のＷＢコイル）のコイル要素の近傍であり、かつ、被検体から離れた位置に設置される。

そして、例えば、本実施形態では、算出部は、被検体の体重、不挿入状態でファントムから発せられる第１の磁気共鳴信号の強度、挿入状態でファントムから発せられる第２の磁気共鳴信号の強度、及び、第１の磁気共鳴信号が測定された際にＲＦコイルに送信された電力と第２の磁気共鳴信号が測定された際にＲＦコイルに送信された電力との間の比率に基づいて、ＳＡＲを算出する。

ＲＦ磁場Ｂ₁は、円偏波されることで核スピンを励起する。ここで、スピン歳差と合致する偏波を有するＢ₁磁場成分は、Ｂ⁺ ₁（送信磁場）と呼ばれる。一方、反対の偏波を有するＢ₁磁場成分は、Ｂ^- ₁（受信磁場）と呼ばれる。Ｂ⁺ ₁は、画像強度に基づいて測定することができる。一方、Ｂ^- ₁は、ＭＲ信号生成に寄与しないため、画像強度から測定することはできない。

不挿入状態でのバードケージ型のＱＤ（Quadrature Drive）コイルに関しては、Ｂ⁺ ₁＝Ｂ₁であり、Ｂ^- ₁＝０である。Ｂ⁺ ₁は、電流Ｉ_unloadedによって生成される唯一の磁場である。したがって、不挿入状態でのＢ⁺ _{1_unloaded}は、以下の式（１０）により表される。

Ｂ⁺ _{1_unloaded}＝ｃＩ_unloaded ・・・（１０）

上記式（１０）において、ｃは、コイルの構造及び寸法のみによって決まる定数である。

イメージング対象である被検体がコイル内に存在するとき、完全な円偏波が乱され、対象内にはＢ⁺ ₁とＢ^- ₁の両方の成分が存在する。しかしながら、コイルが有するラングの近傍であり、かつ、イメージングの対象から遠く離れた空間的位置では、元のＢ⁺ ₁磁場の乱れが少ない。この位置で測定されたＢ⁺ ₁磁場Ｂ⁺ _{1_scan,out}は、以下の式（１１）のように、コイル電流と密接に関係する。

Ｂ⁺ _{1_scan,out}＝ｃＩ_scan ・・・（１１）

上記式（１１）において、ｃは、定数（式（１０）で用いられたｃと同じ定数）である。

図２は、バードケージ型のＷＢコイル２０２に挿入された被検体２０４を示す。小さい基準ファントム２０６は、コイル要素２０８（ラング）に近い内径部に配置される。シミュレーションによると、図３に示すように、Ｂ⁺ ₁磁場は、例えば、人体である被検体（図３に破線で示す部分）において著しく乱れるが（散乱磁場３０４を参照）、コイル要素（ラング）の近傍（例えば、基準ファントム１７が配置された位置３０６のようなコイル表面の近傍）では、ほとんど乱れないままであることが知られている。したがって、Ｂ⁺ ₁磁場は、コイル要素での電流の流れと密接に関係する（すなわち、空間的位置３０６では、散乱磁場からの影響が小さい）。

したがって、不挿入状態及び挿入状態（すなわち、被検体がＭＲＩスキャンのためにＲＦコイル内に挿入されている状態及び挿入されていない状態）で小さい基準ファントムにおけるＢ⁺ ₁磁場を測定することによって、以下の式（１２）のように、目的の電流比（Ｉ_scan／Ｉ_unloaded）を得ることができる。

例えば、本実施形態では、測定部は、フリップ角が所定の範囲内のＲＦパルスを含むパルスシーケンスを実行することで、不挿入状態でファントムから発せられる第１の磁気共鳴信号の強度、及び、挿入状態でファントムから発せられる第２の磁気共鳴信号の強度を測定する。ここで、所定の範囲は、ＲＦパルスによって発生するＲＦ磁場の強度と磁気共鳴信号の強度との関係が線形とみなせる範囲である。言い換えると、所定の範囲は、ＲＦパルスによって発生するＲＦ磁場の強度と磁気共鳴信号の強度とが１対１に対応する範囲である。

また、例えば、ここでいうパルスシーケンスは、ＦＥ系のパルスシーケンスである。

本実施形態では、Ｂ⁺ ₁磁場の比は、小さいフリップ角（例えば、３０°未満のフリップ角）を用いたＦＥ（Field Echo）系のパルスシーケンスによって効率的に決定される。このようなシーケンスの画像信号は、以下の式（１３）によって表される。

上記式（１３）において、ａは、ハードウェア設定（例えば、受信器利得）により決定される定数であり、ＰＤは、陽子密度である。このようなシーケンスが、全てのハードウェア設定を変えずに、イメージング対象の挿入あり及び挿入なしにて実行された場合、画像信号強度はＢ⁺ ₁強度にのみ依存する。小さい基準ファントムを用いて画像信号を測定すると、以下の式（１４）のように、不挿入状態での信号強度ｓｉｇｎａｌ_unloadedと挿入状態での信号強度ｓｉｇｎａｌ_scan,outとの間の比率が得られる。

したがって、ＳＡＲは、以下の式（１５）により、算出される。例えば、本実施形態では、算出部は、被検体の体重をｗｅｉｇｈｔ、第１の磁気共鳴信号の強度をｓｉｇｎａｌ_unloaded、第２の磁気共鳴信号の強度をｓｉｇｎａｌ_scan,out、第１の磁気共鳴信号が測定された際にＲＦコイルに送信された電力をＰ_unloaded、第２の磁気共鳴信号が測定された際にＲＦコイルに送信された電力をＰ_scanとした場合に、以下の式（１５）により、ＳＡＲを算出する。

ここで、画像信号は、ＲＦコイルが有するラングの近傍であり、かつ、イメージングの対象である被検体から遠く離れた位置に配置された小さい基準ファントム内で測定される。

具体的には、ＲＦコイルが不挿入状態のときの基準ファントムでの画像信号の強度は、基準ファントム領域内の選択された点又はスライスにおいて、対応するＭＲＩ画像の信号強度を測定することによって、決定することができる。一方、ＲＦコイルが挿入状態のときの基準ファントムでの画像信号の強度は、同様に、ＲＦコイルが挿入状態である間に基準ファントム領域内の選択された点又はスライスにて、対応するＭＲＩ画像の信号強度を測定することによって、決定することができる。なお、ＭＲＩ画像での基準ファントムの識別は、手動で行われてもよいし、自動的に行われてもよい。

このような手順は、例えばロケータースキャンのように、ルーチンの臨床イメージングプロトコルの一部として実行されてもよい。これにより、更なるスキャン時間、データ処理又はハードウェア変更（もちろん、基準ファントム構造の設置を除いて）が不要になる。

本実施形態では、例えば、測定部は、診断スキャンの前に実行されるロケータースキャンにより、挿入状態でファントムから発せられる第２の磁気共鳴信号の強度を測定する。ここでいうロケータースキャンは、診断スキャンで撮像される撮像領域の位置を決める際に参照される位置決め用の画像を収集するスキャンである。

臨床画像上の干渉を回避するために、基準ファントムは、磁気中心から長手（Ｚ）方向に遠くに設置したり、水陽子の共鳴周波数から「オフレゾナンス」となるように水陽子と異なる陽子を有する薬品で満たしたりしてもよい。基準ファントムから信号を収集するとき、１又は複数の特定の基準ファントム周波数での専用ＲＦパルスが印加される。その後、水陽子共鳴周波数にてイメージングが実行されると、基準ファントム信号は収集されない。

例えば、本実施形態では、ファントムは、水に対してオフレゾナンスの物質で満たされた無負荷物である。

なお、電流の流れは、バードケージ型のＲＦコイルの全体にわたって一定ではない可能性がある。そこで、測定の精度を向上させるために、複数の基準ファントムをＲＦコイルの内径部の異なる場所に設置してもよい。

例えば、本実施形態では、ＭＲＩ装置は、撮像空間の異なる位置にそれぞれ設置された複数のファントムを備える。そして、算出部は、複数のファントムそれぞれごとに測定された第１の磁気共鳴信号の強度及び第２の磁気共鳴信号の強度に基づいて、ＳＡＲを算出する。

図４は、実施形態に係るＲＦコイル内に被検体が挿入されていない状態で電力パラメータ及び信号パラメータを決定するための調整処理４００のフローチャートである。調整処理４００を実行することで、不挿入状態での信号強度及び電力が測定される。例えば、調整処理４００は、ＭＲＩシステムコントローラ２２やＭＲＩデータプロセッサ４２によって実行される。また、例えば、調整処理４００は、ＭＲＩ装置の据え付け時に実行される。

なお、基準ファントムは、調整処理４００が実行される前に、送信用のＲＦコイル内に位置決めされる。ここで、基準ファントムは、ＲＦコイルに一時的に装着されてもよいし、恒久的に装着されてもよい。

例えば、基準ファントムは、長さ約１０ｃｍ、直径約３ｃｍであり、油（例えば、ベビーオイル）で満たされた小さい円筒形容器（瓶）である。小さい円筒形容器は、バードケージ型のＲＦコイル内の上面にテープで一時的に貼着されてもよい。もちろん、基準ファントムを支持するためのより恒久的かつ強固な物理構造も考えられる。例えば、バードケージ型のＲＦコイルの直径が約７０ｃｍである場合に、小さい円筒形容器は、ＲＦコイルの中心軸（ｚ軸）の約２５ｃｍ上方（例えば、ｙ＝＋２５ｃｍ）に、被検体からできるだけ遠い位置であり、かつ、ＲＦコイルの画像再構成領域（Field of View：ＦＯＶ）内の位置に配置される。なお、例えば、基準ファントムは、寝台に設けられた天板の下部に配置されてもよい。この場合には、基準ファントムと被検体との間の距離を一定に保つことができる。

工程４０２では、不挿入状態での基準ファントムの画像信号Ｓ_unloadedを測定する。例えば、この測定は、コイル内に基準ファントムを配置した状態でショートスキャンを実行することで行われる。調整処理４００が実行されるときには、被検体はコイル内に配置されない（例えば、ＲＦコイルは挿入状態ではない）。ここでいうショートスキャンには、例えば、図５に例示するような従来のロケータースキャン用のパルスシーケンスが用いられる。

工程４０４では、不挿入状態（例えば、被検体がＲＦコイルに挿入されていない状態）でのピークＲＦ電力Ｐ_unloaded（信号が最大となる電力）を決定する。不挿入状態での所要のピークＲＦ電力は、診断スキャンで用いられるパルスシーケンスに基づいて決定される。例えば、ＭＲＩ装置は、オペレータにより選択又は設定された診断スキャン用のパルスシーケンスにおけるＲＦパルスの電力及びタイミングに基づいて、ピークＲＦ電力Ｐ_unloadedを自動的に決定する。ここで、診断スキャン用のパルスシーケンスを含むパラメータが選択又は設定されたときにピークＲＦ電力Ｐ_unloadedを自動的に決定することは、当技術分野で既知である。例えば、診断スキャンで用いられるパルスシーケンスの種類ごとにあらかじめ決められた計算式を用いて、不挿入状態での基準ファントムの画像信号Ｓ_unloadedを測定した際にＲＦコイルに送信されたＲＦ電力から、選択又は設定されたパルスシーケンスに応じたピークＲＦ電力Ｐ_unloadedが換算される。

工程４０６では、測定された不挿入状態での基準ファントムの画像信号Ｓ_unloaded及び決定された所要のピークＲＦ電力Ｐ_unloadedを、その後の参照のためにメモリ内に記憶する。

例えば、本実施形態では、ＭＲＩ装置は、Ｐ_unloaded及びＳ_unloadedの値を記憶する記憶部を備える。そして、算出部は、ＳＡＲの算出に用いたＰ_unloaded及びＳ_unloadedの値を記憶部に記憶させ、以降にＳＡＲを算出する際に、当該記憶部に記憶されたＰ_unloaded及びＳ_unloadedの値を用いる。

なお、例えば、ＭＲＩ装置は、事前に測定された、撮像空間に被検体が挿入されていない状態でファントムから発せられる磁気共鳴信号の強度を記憶する記憶部を備えてもよい。この場合に、測定部は、記憶部に記憶された磁気共鳴信号の強度を取得することで、不挿入状態でファントムから発せられる第１の磁気共鳴信号を測定する。

図６は、実施形態に係るＲＦコイル内に被検体が挿入されている状態で電力パラメータ及び信号パラメータを決定し、かつ、それによりＭＲ信号を用いてＳＡＲを算出するための算出処理６００のフローチャートである。例えば、算出処理６００は、被検体の安全性を確保するために、診断スキャンの前に実行される。また、例えば、算出処理６００は、ＭＲＩシステムコントローラ２２やＭＲＩデータプロセッサ４２によって実行される。算出処理６００は、被検体がＭＲＩスキャンのためにＲＦコイル内に挿入された状態で実行される。

工程６０２では、挿入状態での基準ファントム画像信号Ｓ_scanを測定する。この測定は、例えば、図５に例示するパルスシーケンスを用いてショートスキャンを実行することで行われる。

このショートスキャンは、ルーチンの臨床イメージングプロトコルの一部として実行されてもよい。例えば、ショートスキャンは、被検体の正確な位置決めを行うためのプレスキャンとして一般的に臨床の環境で実行されているロケータースキャンに含まれてもよい。これにより、スキャン時間が延長したり、別のハードウェアが必要になったりすることなく、臨床の環境にショートスキャンを含めることができる。ここでいうショートスキャンには、図５に示すようなロケータースキャン用のパルスシーケンスが用いられる。また、ショートスキャン用のパルスシーケンスは、水陽子に対してはオフレゾナンスであるが、基準ファントムの陽子は励起する周波数のＲＦパルスを含んでもよい。

すなわち、本実施形態では、磁気共鳴信号の強度を測定するためのパルスシーケンスは、水の共鳴周波数とは異なるファントムの共鳴周波数に対応するＲＦパルスを含んでもよい。

工程６０４では、選択された診断スキャンにおける挿入状態での所要のピークＲＦ電力Ｐ_scanを決定する。上述したように、診断スキャン用のパルスシーケンス及び被検体の体重が特定された場合には、公知の技術を用いて、ＭＲＩ装置が所要のピークＲＦ電力Ｐ_scanを自動的に決定してもよい。例えば、診断スキャンで用いられるパルスシーケンスの種類ごとにあらかじめ決められた計算式を用いて、被検体の体重、及び、調整処理４００で決定されたピークＲＦ電力Ｐ_unloadedから、選択又は設定されたパルスシーケンスに応じたピークＲＦ電力Ｐ_scanが換算される。

工程６０６では、例えば、式（１５）に基づいて、ＳＡＲを算出する。

工程６０８では、ＭＲＩ装置や診断スキャンを、算出されたＳＡＲに応じて設定してもよい。例えば、算出されたＳＡＲが、被検体のために設定された安全上の閾値や既知の安全上の閾値を超える場合に、診断スキャンを終了又は再設定してもよい。ここでいう診断スキャンの再設定は、オペレータが行ってもよいし、システムが診断スキャン用の代替のパルスシーケンスを自動的に選択してもよい（その後、工程６０２及び６０４を繰り返すことで、期待されるＳＡＲの値に対する再評価を行うこともできる）。

なお、他の実施形態では、例えば、数値電磁界シミュレーションによって、Ｐ_unloadedを推定してもよい。実測によって妥当性が確認されれば、シミュレーションによって、所定のＭＲＩ装置におけるＳＡＲの算出用に、各種のスキャン条件に対するＰ_unloadedの値を得てもよい。

また、他の実施形態では、例えば、他のシーケンス（例えば、"Rapid Radiofrequency Calibration in MRI"、Joe Carlson及びDave Kramer著、Magnetic Resonance in Medicine 1990；15：438-445など）を適用することで、基準ファントムにおけるＲＦフリップ角（例えば、Ｂ⁺ ₁に対応するＲＦフリップ角）を直接測定してもよい。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

２０磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）装置
１７ファントム
２２ＭＲＩシステムコントローラ
４２ＭＲＩデータプロセッサ

Claims

撮像空間に設置され、ＲＦパルスに共鳴して磁気共鳴信号を発する物質が充填されたファントムと、
前記撮像空間に被検体が挿入されていない状態で前記ファントムから発せられる第１の磁気共鳴信号の強度と、前記撮像空間に前記被検体が挿入された状態で前記ファントムから発せられる第２の磁気共鳴信号の強度とを測定する測定部と、
前記第１の磁気共鳴信号の強度及び前記第２の磁気共鳴信号の強度に基づいて、ＳＡＲを算出する算出部と
を備える、磁気共鳴イメージング装置。
前記ファントムは、ＲＦコイル内であって、前記被検体により形成される散乱磁場に影響されない位置に配置される、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記ファントムは、前記ＲＦコイルの表面の近傍であり、かつ、前記被検体から離れた位置に配置される、請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記撮像空間の異なる位置にそれぞれ設置された複数のファントムを備え、
前記算出部は、前記複数のファントムそれぞれごとに測定された前記第１の磁気共鳴信号の強度及び前記第２の磁気共鳴信号の強度に基づいて、前記ＳＡＲを算出する、
請求項１、２又は３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記ファントムは、水に対してオフレゾナンスの物質で満たされた無負荷物である、請求項１〜４のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記測定部は、フリップ角が所定の範囲内のＲＦパルスを含むパルスシーケンスを実行することで、前記第１の磁気共鳴信号の強度及び前記第２の磁気共鳴信号の強度を測定し、
前記所定の範囲は、前記ＲＦパルスによって発生するＲＦ磁場の強度と磁気共鳴信号の強度との関係が線形とみなせる範囲である、
請求項１〜５のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記パルスシーケンスは、ＦＥ系のパルスシーケンスである、請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記パルスシーケンスは、水の共鳴周波数とは異なる前記ファントムの共鳴周波数に対応するＲＦパルスを含む、請求項６又は７に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記測定部は、診断スキャンの前に実行されるロケータースキャンにより、前記第２の磁気共鳴信号の強度を測定する、請求項１〜８のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
事前に測定された、前記撮像空間に被検体が挿入されていない状態で前記ファントムから発せられる磁気共鳴信号の強度を記憶する記憶部をさらに備え、
前記測定部は、前記記憶部に記憶された磁気共鳴信号の強度を取得することで、前記第１の磁気共鳴信号を測定する、
請求項１〜９のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記算出部は、前記被検体の体重、前記第１の磁気共鳴信号の強度、前記第２の磁気共鳴信号の強度、及び、前記第１の磁気共鳴信号が測定された際にＲＦコイルに送信された電力と前記第２の磁気共鳴信号が測定された際に前記ＲＦコイルに送信された電力との間の比率に基づいて、前記ＳＡＲを算出する、請求項１〜１０のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記算出部は、前記被検体の体重をｗｅｉｇｈｔ、前記第１の磁気共鳴信号の強度をＳ_unloaded、前記第２の磁気共鳴信号の強度をＳ_scan、前記第１の磁気共鳴信号が測定された際にＲＦコイルに送信された電力をＰ_unloaded、前記第２の磁気共鳴信号が測定された際に前記ＲＦコイルに送信された電力をＰ_scanとした場合に、以下の式により、前記ＳＡＲを算出する、請求項１１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記Ｐ_unloaded及び前記Ｓ_unloadedの値を記憶する記憶部をさらに備え、
前記算出部は、前記ＳＡＲの算出に用いた前記Ｐ_unloaded及び前記Ｓ_unloadedの値を記憶部に記憶させ、以降にＳＡＲを算出する際に、当該記憶部に記憶された前記Ｐ_unloaded及び前記Ｓ_unloadedの値を用いる、請求項１２に記載の磁気共鳴イメージング装置。