JP2016112407A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】比吸収率を効果的かつ効率的に決定すること。【解決手段】実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、体表面積計算部と、設定部と、モニタ部と、比吸収率計算部と、制御部とを備える。体表面積計算部は、被検体の体表面積を計算する。設定部は、前記体表面積に基づいて、高周波コイルに供給される総電力と、前記被検体に吸収される電力との間の電力比を設定する。モニタ部は、前記高周波コイルに供給される総電力をモニタする。比吸収率計算部は、設定された前記電力比と、モニタされた前記総電力とに基づいて、比吸収率を計算する。制御部は、計算された前記比吸収率に基づいて、前記高周波コイルから送信される高周波パルスの送信を制御する。【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。

磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンを、そのラーモア（Larmor）周波数のＲＦ（Radio Frequency）パルスで磁気的に励起し、励起に伴い発生する磁気共鳴信号のデータから画像を生成する撮像法である。磁気共鳴イメージングでは、被検体の生体組織に吸収されるＲＦパルスのエネルギーの指標である比吸収率（Specific Absorption Ratio：ＳＡＲ）が、所定以下に抑えられることが求められている。

米国特許第６７５９８４７号明細書 米国特許第６７６２６０５号明細書 米国特許第６８４１９９９号明細書 米国特許第７２８２９１４号明細書

G. B. Haycock et al., "Geometric method for measuring body surface area: A height-weight formula validated in infants, children, and adults", The Journal of Pediatrics 93:62-66 （1978） Verbraecken et al., "Body surface area in normal-weight, overweight, and obese adults. A comparison study", Metabolism Clinical and Experiment 55:515-524（2006） Livingston et al., "Body surface area prediction in normal-weight and obese patients", Am J Physiol Endocrinol Metab 281:E586-E591 （2001） Murbach et al., "Whole-Body and Local RF Absorption in Human Models as a Function of Anatomy and Position within 1.5T MR Body Coil", Magnetic Resonance in Medicine 71:839-845（2014）

本発明が解決しようとする課題は、比吸収率を効果的かつ効率的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。

実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、体表面積計算部と、設定部と、モニタ部と、比吸収率計算部と、制御部とを備える。体表面積計算部は、被検体の体表面積を計算する。設定部は、前記体表面積に基づいて、高周波コイルに供給される総電力と、前記被検体に吸収される電力との間の電力比を設定する。モニタ部は、前記高周波コイルに供給される総電力をモニタする。比吸収率計算部は、設定された前記電力比と、モニタされた前記総電力とに基づいて、比吸収率を計算する。制御部は、計算された前記比吸収率に基づいて、前記高周波コイルから送信される高周波パルスの送信を制御する。

図１は、実施形態に係るＭＲＩシステムの構成例を示すブロック図である。 図２は、実施形態に係るＭＲＩシステムの処理手順を示すフローチャートである。 図３は、実施形態に係る体表面積と電力比との対応情報を生成する処理を示すフローチャートである。 図４は、実施形態に係る体表面積と電力比との関係を決定するための処理を説明するための図である。 図５は、実施形態に係る体表面積と電力比との関係を決定するための処理を説明するための図である。 図６は、実施形態に係る体表面積と電力比との関係を決定するための処理を説明するための図である。 図７は、実施形態に係る体表面積と電力比との関係を記憶するメモリにおけるデータ構造の一例を示す図である。 図８は、実施形態に係る送信コイルの電力損失を決定するために用いることができる電流検出環の一例を示す図である。

本明細書に開示する主題の例示的な実施形態は、画像収集中に比吸収率（Specific Absorption Rate：ＳＡＲ）をより効果的かつ効率的に決定するＭＲ（Magnetic Resonance）イメージングを提供する。実施形態では、ＳＡＲは各被検体（患者）に合わせたやり方で計算されるため、被検体の安全も確保しつつ、従来技術に比べてスキャニングの効率を向上させることができる。

ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）スキャニングは、被検体の身体に向けられるＲＦ（Radio Frequency）パルスの送信を伴う。一般的には、ＲＦパルスは、所定のパルスシーケンスに基づいて送信される。送信されるパルスのＲＦエネルギーの一部は、身体（例えば、特に身体組織）に吸収されることがある。そのようなＲＦエネルギーの吸収は、被検体の身体における体幹（全身）及び／又は局所領域の温度を上昇させる可能性がある。

結果として生じる加熱効果及び潜在的な傷害リスクのため、組織内のＲＦエネルギーの蓄積は、ＭＲＩスキャンにとって重大な安全上の懸案事項である。したがって、スキャニングの処理は、一般的には、結果として生じる温度上昇をある限度内に保つように制御される。しかし、スキャニング中に組織の温度を直接監視する代わりに、スキャニングの処理を制御する際にＳＡＲが用いられる。多くの実施態様において、スキャニングの前に、ＳＡＲ閾値を超えないようにパルスシーケンスが構成されてから、スキャニング中に、結果として得られるＳＡＲが、１つ以上の閾値以下に留まっていることを確認するために、監視（モニタ）される。

パルスシーケンスの構成は、ＳＡＲ閾値の影響を受けることがある。さらに、イメージングスピード（例えば、ＴＲ当たりのスキャンされるスライス数）は、ＳＡＲによって制限されることが多い。したがって、ＳＡＲ閾値を効率的に使用することで、より速くより効率的なスキャニングを行うことができる。

ＳＡＲは、単位体重（一般的にはｋｇ）当たりに吸収される電力（一般的には［Ｗ］）として定義される。１［Ｗ／ｋｇ］のＳＡＲは、断熱されたスラブの温度上昇が約１℃／ｈあることを示す。電力蓄積及びＳＡＲは、種々の要因（被検体の体形／体格、イメージングランドマーク（撮像領域）等）によって大きく変化する可能性があり、一般化することが難しい。

ＭＲＩにおけるＳＡＲの計算には、全米電機製造業者協会（National Electrical Manufacturers Association：ＮＥＭＡ）規格公開ＭＳ８−２００８で説明するようなパルスエネルギー法が一般に使用されている。自明であるように、ＭＲＩ中の被検体に対するダメージを防止するようにＳＡＲを限定する安全衛生規格が定められている。ＮＥＭＡ規格では、下記の式（１）に示すように、ＲＦコイルに供給される総ＲＦ電力（Ｐ_{ｔｏｔａｌ}）からＲＦコイル（Ｐ_ｃｏｉｌ）に吸収されるＲＦ電力を引き、その差を被検体の重量で割ることによって、被検体に吸収された電力を計算する。なお、Ｐ_ｃｏｉｌは、種々のスキャン条件によって大きく変動する。

様々なイメージング対象においてＳＡＲは非常にばらついているため、ＭＲスキャナに基づくＳＡＲ計算には、全ての被検体を保護するために過度の安全域が設けられることが多いため、イメージング性能が低下する。従来技術には、多くの異なるスキャン条件をカバーするために事前に計算された膨大なデータベースに最も一致するものとして、ＳＡＲを決定するものもある。しかし、実際の撮像対象は、データベースのいかなる点とも実質的に異なることがあるため、過度の安全域でも対象のばらつきを説明するために必要となり得る。過度の安全域は、ＳＡＲの過小評価によって被検体の安全が決して損なわれることがないようにするためのものである。ＳＡＲに関する傷害を低減する上で効果的かもしれないが、そのような過度の安全域は、イメージング性能及び効率を低下させる。

従来のＭＲスキャナ用にＳＡＲを監視して計算するいくつかの技術が、特許文献１〜４に記載されている。特許文献１には、プリスキャンを用いて所望の被検体の位置を予備計測し、測定された被検体の位置をＳＡＲの計算に用いることが記載されている。特許文献２には、被検体に吸収されたＲＦ電力を時間と共にログ記録して、その結果、性能履歴を生成する技術が記載されている。この履歴は、ＳＡＲを予測するために、計算された電力値を時間と共に、将来にわたって示す。特許文献３には、複数の測定状況についてＳＡＲ値を事前に計算して記憶し、現在のスキャニング条件に応じて、事前に記憶されたＳＡＲのうち最も適合するものを用いる技術が記載されている。特許文献４には、被検体の頭部からつま先までの位置毎に必要なフリップ角を生成するために必要な電力を決定し、次に撮像対象の位置に対応するモデルにおけるＳＡＲ値を求め、これに応じてＲＦ送信のデューティサイクルを調整することが記載されている。

従来技術とは対照的に、本明細書の例示的な実施形態は、特定のランドマークにおけるＲＦ吸収と体表面積（Body Surface Area：ＢＳＡ）との関係に基づいて、特定の被検体のＳＡＲを決定する。このＢＳＡとＲＦ吸収との関係は、イメージング対象の負荷を従来技術におけるよりも正確に反映し、起こり得る誤操作を低減するためにも役立つ。

図１は、実施形態に係るＭＲＩシステムの構成例を示すブロック図である。図１に示すＭＲＩシステムは、ガントリ１０（概略断面で示す）と、これに接続された各種の関連するシステム構成要素２０とを有する。少なくともガントリ１０は、一般的には、シールドルーム内に配置される。図１に示すＭＲＩシステムの構造は、実質的に同軸の円筒形に配置された静磁場Ｂ_０磁石１２と、Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚの傾斜磁場コイル１４と、大型の全身用高周波（Radio Frequency：ＲＦ）コイル（Whole Body RF Coil：ＷＢＣ）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１１により支持される被検体９の関心構造（すなわち、関心領域（Region of Interest：ＲＯＩ））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。

実施形態によっては、イメージングボリューム１８がより小さいアレイＲＦコイルにより取り囲まれる領域を含むように、より小さいアレイＲＦコイル（図示せず）を被検体９の一部分に設置してもよい。当業者であればわかるように、全身用ＲＦコイル（Whole Body Coil：ＷＢＣ）１６と比べて、表面コイル等のような比較的小さいコイル及び／又はアレイは、特定の身体の部位（例えば、腕、肩、肘、手首、膝、脚、胸、脊柱）に合わせて作られることが多い。そのようなより小さいＲＦコイルを、本明細書ではアレイコイル（Array Coil：ＡＣ）又はフェーズドアレイコイル（Phased Array Coil：ＰＡＣ）と呼ぶ。これらは、イメージングボリューム１８内にＲＦ信号を送信するように構成された少なくとも１つのコイルと、イメージングボリューム１８からＲＦ信号を受信するように構成された１つ以上の受信コイルとを含んでもよい。

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、及びプリンタ２８に接続された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。

ＭＲＩシステムコントローラ２２又はＭＲＩシステムコントローラ２２に連結されたコンピュータを操作して、インストールされたソフトウェアプログラムに従って、パルスシーケンス及び／又はシステム全体の作業の管理に関する情報を、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０に供給してもよい。また、ＭＲＩシステムコントローラ２２は、自動音声合成技術を用いて生成された音声メッセージにより、例えば、息止め等のタスクを行うように被検体９に指示する要素として機能してもよい。

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と接続して動作し、さらにＭＲＩシーケンスコントローラ３０が、Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚ傾斜磁場コイルドライバ３２、ならびにＲＦ送信機３４及び送受信スイッチ（Ｔ／Ｒ）３６（同一の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。ＭＲＩシーケンスコントローラ３０は、ＭＲＩイメージング（核磁気共鳴（Nuclear Magnetic Resonance：ＮＭＲ）イメージングとしても知られている）技術を実行するための適切なプログラムコード構造３８を含む。ＭＲＩイメージング技術は、例えば、パラレルイメージングシーケンス及び／又は他のイメージングシーケンスを含んでもよい。

パルスシーケンスの情報は、パルスシーケンスに応じてＧｘ、Ｇｙ、Ｇｚ傾斜磁場コイルドライバ３２、ならびにＲＦ送信機３４及び送受信スイッチ３６（同一のＲＦコイルが送信と受信の両方に使用される場合）を動作させるために必要な情報を含む。そのような情報は、ｘコイル、ｙコイル、ｚコイルに印加されるパルス電流の強度と、継続時間と、印加タイミングとを含む。また、デューティサイクル又はＴＲは、ＭＲＩシステムコントローラ２２及び／又はＭＲＩシーケンスコントローラ３０により制御される。パルスシーケンスとデューティサイクル等の送信は、例えば、ＳＡＲを決定して監視するための、及び／又は、ＳＡＲを制御するためのプログラムコードに基づいて、ＭＲＩシステムコントローラ２２、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０、及び／又はＭＲＩデータプロセッサ４２により制御してもよい。例えば、図２に関して以下に説明する処理２００等の方法を、ＭＲＩシステムコントローラ２２、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０、及び／又はＭＲＩデータプロセッサ４２により実行することができる。

ＭＲＩシステムは、ディスプレイ２４に送られる処理画像データを生成するために、ＭＲＩデータプロセッサ４２に入力を与えるＲＦ受信機４０を含む。また、ＭＲＩデータプロセッサ４２は、ＭＲＩ目盛り（システム構成パラメータ）４６と、画像再構成用プログラムコード構造４４と、プログラム／データ記憶装置５０とにアクセスできるように構成される。また、画像再構成用プログラムコード構造４４及びプログラム／データ記憶装置５０は、ＭＲＩ画像を再構成するための制御ロジックに加え、全身用ＲＦコイル１６やその他の受信コイルからＭＲデータを取得するための制御ロジックを含んでもよい。また、ＭＲＩデータプロセッサ４２は、図３に示す処理３００等の方法、又はその一部を実行するよう動作して、ＳＡＲの決定において次に用いるための電力比にＢＳＡを関連付けるデータを取得し、処理し、格納してもよい。

ＲＦ送信機３４、送受信スイッチ３６、及びＲＦ受信機４０は、ＷＢＣ１６から離れて位置するものとして図１に示されているが、実施形態によっては、それらのいずれも、ＷＢＣ１６やその他のＲＦコイルのごく近く又は表面に位置してもよい。

また、図１に、ＭＲＩシステムのプログラム／データ記憶装置５０の一般的な説明を示す。プログラム／データ記憶装置５０において、（例えば、画像を再構成するための、グラフィカルユーザーインタフェース（Graphical User Interface：ＧＵＩ）を定義してＧＵＩへの操作者の入力を受け付けるための、ＳＡＲを決定し監視するための、ＢＳＡを決定するための、ＳＡＲに基づいてＭＲＩシステムを制御するための）格納されているプログラムコード構造と、設定された又は所定のデータ（例えば、ＢＳＡと電力比との関係表、ＳＡＲ閾値、パルス電力の波形）とが、ＭＲＩシステムの種々のデータ処理構成要素にアクセスできる非一時的コンピュータ可読記憶媒体に格納される。当業者であればわかるように、プログラム／データ記憶装置５０は、分割され、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直ちに必要とするシステム構成要素２０の処理コンピュータの別々のものに、少なくとも部分的に直接接続されてもよい（すなわち、共通で格納されＭＲＩシステムコントローラ２２に直接接続されるのではなく）。

実際に、当業者であればわかるように、図１は、後述する例示的な実施形態を実現するために変更された典型的なＭＲＩシステムの、非常に大まかな概略図を示したものである。システム構成要素２０は、様々な論理集合の「ボックス」に分割することができ、一般的には、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（例えば、高速Ａ／Ｄ変換用、高速フーリエ変換用、アレイ処理等用）とを含む。これらのプロセッサの各々は、一般的には、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（例えば、ＣＰＵ、レジスタ、バッファ、演算装置）の物理状態が、操作過程において、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、関連するデータ記憶媒体（例えば、磁気記憶媒体内のビット記憶場所）の物理状態も、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、画像再構成処理や、時としてコイル感度マップ生成処理の終わりに、物理的な記憶媒体内のコンピュータに読み取り可能でアクセス可能なデータ値の記憶場所の配列は、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、そのような配列における物理的場所の物理状態は、最小値と最大値との間で変化して、実世界の物理的事象及び物理的条件（例えば、イメージングボリューム１８内の被検体９の内部物理構造）を表す。当業者であればわかるように、そのような記憶データ値の配列は、命令レジスタに順次読み込まれ、ＭＲＩシステムのシステム関連要素２０の１つ以上のＣＰＵによって実行されたとき、ＭＲＩシステム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、物理的構造を表し構成する。

図２は、実施形態に係るＭＲＩシステムの処理手順を示すフローチャートである。図２は、１以上の実施形態に係る、ＭＲＩスキャニング中にＳＡＲをより効果的かつ効率的に決定するための処理２００のフローチャートを示す。ステップＳ２０２〜Ｓ２２６は、図１に示すＭＲＩデータプロセッサ４２、ＭＲＩシステムコントローラ２２、及び／又はＭＲＩシーケンスコントローラ３０によって、実行及び／又は制御されてもよい。

ＳＡＲ決定プロセスを開始すると、ステップＳ２０２において、被検体に関する情報（被検体情報）（例えば、ＭＲＩスキャニングにかけられる被検体で、イメージング対象とも呼ぶ）及びＭＲＩシステムに関する情報（システム関連情報）が、ＭＲＩシステムに与えられる。つまり、ＭＲＩシステムコントローラ２２は、被検体情報及びシステム関連情報を受け付ける。被検体情報は、被検体の体重や身長等の被検体のパラメータを含む。一般的には、被検体情報は、操作者によってＭＲＩシステムに入力されるが、少なくとも一部の被検体情報の自動送信（例えば、被検体の体重が計量器によってシステムに自動的に送信される）が実施形態として考えられる。

システム関連情報は、被検体に印加されるパルスシーケンスと、スキャン対象の１つ以上の解剖学的ランドマーク（撮像領域を指定するためのランドマーク）とを含んでもよい。実施形態によっては、パルスシーケンスは、複数の格納されたパルスシーケンスから選択される。実施形態によっては、ユーザーがパルスシーケンスを規定し、又は格納されたパルスシーケンスの一部を修正することができる。操作者によって与えられる及び／又は修正される被検体情報及びシステム関連情報は、メモリ（例えば、スキャナデータベース）内に保存してもよい。

ステップＳ２０４において、被検体情報に基づいてＢＳＡ値が計算される。つまり、体表面積計算部としてのＭＲＩシステムコントローラ２２は、被検体９の体表面積を計算する。実施形態によっては、ＢＳＡは、被検体の体重と身長の両方を用いて計算される。例えば、１つの実施形態では、ＢＳＡは、下記の式（２）で計算される。

式（２）は、非特許文献１に記載の技術に基づく。あるいは別の技術を用いて、被検体の体重及び身長を含む被検体に関する情報からＢＳＡを決定してもよい。ＢＳＡを計算するための別の技術の例が、非特許文献２及び非特許文献３で述べられている。

他の実施形態には、ＢＳＡは身長を用いずに計算することができるものもある。例えば、下記の式（３）等の、身長に依存しないＢＳＡ式を用いてもよい。

式（３）によると、ｍ^２単位のＢＳＡを、ｋｇ単位で表された被検体の体重だけに基づいて決定することができる。ＢＳＡを決定する上記技術は一例であり、被検体の体重と、少なくとも一部の実施形態では被検体の身長とを含む被検体に関する情報に基づいて、被検体のＢＳＡを決定する他の方法を使用することも考えられる。

また、例えば、体表面積計算部としてのＭＲＩシステムコントローラ２２は、被検体９について事前に得られた磁気共鳴信号の情報に基づいて、体表面積を推定してもよい。ここで、磁気共鳴信号の情報としては、例えば、位置決め撮像やプレスキャン等によって得られた位置決め画像やプロファイル等が利用可能である。つまり、位置決め画像から得られる情報と体表面積との関連を予め定義しておくことで、ＭＲＩシステムコントローラ２２は、被検体の位置決め画像から体表面積を推定可能となる。

ステップＳ２０６において、スキャニング用のイメージングランドマークが選択される。つまり、ＭＲＩシステムコントローラ２２は、ランドマークの選択を受け付ける。ランドマーク（「イメージングランドマーク」と呼ぶこともある）は、スキャン対象となる被検体９の身体の一部である。高い頻度でスキャンされるイメージングランドマークの例として、頭部、肩、腹部、骨盤、膝、足等が挙げられる。ＭＲＩシステムによっては、所定の１セットのランドマークに対する一部の設定を、事前に設定してよいものもある。所定の設定は、事前設定されたセットのランドマーク毎に、ＲＦ送信コイルに対する被検体の位置及び／又はベッドの位置を含んでもよい。１つのランドマークだけをスキャンする場合、選択されたランドマークが唯一のスキャン対象のランドマークとなる。ランドマークは、例えば、ＷＢＣに対する、又は実施形態によっては別のＲＦ送信コイルに対する被検体位置に基づいて、操作者によって指定されてもよく、又はシステムによって自動的に決定されてもよい。例えば、送信コイルの中心に最も近いランドマークを、選択ランドマークとして選んでもよい。例示的な実施形態では、選択ランドマークを決定する際に、プリスキャン、画像解析、及び／又は操作者入力を用いてもよい。なお、異なる被検体のベッド上の配置は一定ではなく、十分に同様であることもないため、ＲＦ送信コイルに対する位置は、ベッドの位置よりも実際の被検体９の位置とするのが好ましい。

２つ以上のランドマークをスキャンする場合、システムは、（例えば、スキャニングを開始した身体の部位から始まって）頭部からつま先までの所望のサブセットのランドマークから各ランドマークを、選択ランドマークとして順次選んでもよい。また、複数のランドマークをスキャンする他のシーケンスも、実施形態として考えられる。

ステップＳ２０８において、メモリ内のデータ構造は、選択ランドマーク（例えば、ランドマークｉ）及び計算されたＢＳＡに基づいてアクセスされる。一実施形態では、複数のランドマークそれぞれに対して、表又は他のデータ構造がメモリに格納される。表又は他のデータ構造は、対応するランドマークに対して、ＢＳＡを電力比に関係付ける情報を含むことになる。上記のように、ランドマークｉに対する電力比ＰＲ_ｉは、ＲＦ送信コイルに供給され被検体９内に蓄積される総電力のうちの選択ランドマークに対する部分を示す。電力比は、ＲＦコイルへの被検体９の配置を反映し（例えば、より大柄な被検体９は、より大きな電力をコイルから受ける）、ＢＳＡに対して強い線形関係を示す。つまり、ＭＲＩシステムコントローラ２２は、体表面積と、その体表面積に対応する電力比との対応関係を示す対応情報をメモリから読み出す。具体的には、ＭＲＩシステムコントローラ２２は、複数の撮像領域それぞれにおける、複数の体表面積と、各体表面積に対応する前記電力比との対応関係を示す対応情報を読み出す。

表又は他のデータ構造は、選択ランドマークに対してＢＳＡを電力比に関係付ける線形関数の傾きと切片にそれぞれ対応するａ_ｉとｂ_ｉを与える。例えば、ランドマークｉに対する表又は他のデータ構造によって与えられるａ_ｉとｂ_ｉは、下記の式（４）を満たすものとなり得る。

例示的な表又は他のデータ構造７００は、図７との関連で記載されている。図４〜６は、実施形態に係る体表面積と電力比との関係を決定するための処理を説明するための図である。図７は、実施形態に係る体表面積と電力比との関係を記憶するメモリにおけるデータ構造の一例を示す図である。

ステップＳ２１０において、ステップＳ２０８でメモリから抽出された情報（対応情報）に基づいて、電力比（例えば、ＰＲ_ｉ）が、被検体及び選択されたランドマーク（例えば、ランドマークｉ）に対して計算される。具体的には、格納された表又は他のデータ構造から抽出されたａ_ｉ及びｂ_ｉを用い、また上記の式（４）を用いて、ＭＲＩシステムは、ＰＲ_ｉを決定することができる。つまり、設定部としてのＭＲＩシステムコントローラ２２は、体表面積に基づいて、高周波コイルに供給される総電力と、被検体に吸収される電力との間の電力比を設定する。例えば、ＭＲＩシステムコントローラ２２は、複数の体表面積と、各体表面積に対応する電力比との対応関係を示す対応情報に基づいて、電力比を設定する。更に、ＭＲＩシステムコントローラ２２は、被検体の撮像領域を用いて、電力比を設定する。具体的には、ＭＲＩシステムコントローラ２２は、複数の撮像領域それぞれにおける、複数の体表面積と、各体表面積に対応する電力比との対応関係を示す対応情報に基づいて、電力比を設定する。

次に、最初のＳＡＲが決定される。実施形態によると、最初のＳＡＲは、下記の式（５）により決定される。

式（５）において、Ｐ_{ｔｏｔａｌ}は、ＲＦ送信コイルに供給される総電力であり、ＰＲ_ｉは電力比、すなわちイメージング対象内に蓄積されるＰ_{ｔｏｔａｌ}のうちのｉ番目のイメージングランドマークに対する部分であり、Ｗ_ｔは通常はｋｇの単位で示すイメージング対象（被検体９）の重量である。

ＲＦのデューティサイクルを、事前に格納されたデータから探索してもよく、実行中に計算してもよく、又は、事前に格納されたデータと実行中に計算されたデータとの組み合わせを用いて決定してもよい。実施形態によっては、例えば、個々のパルス情報を事前に格納してもよいが、パルスシーケンスの情報は探索される情報に基づいて決定される。例えば、プリスキャン又はその他の測定に基づいて、特定の個々のパルスに関連付けられた電力測定値を、被検体のスキャンの前に決定して格納しておくことが可能であり、スキャンニング中にパルスシーケンスに対して電力を計算する際に用いることができる。

ＲＦ送信コイルに供給される実際の電力を決定することができるように、スキャニングはまだ開始されていないため、上記操作で用いられるＰ_{ｔｏｔａｌ}は推定値であってもよい。Ｐ_{ｔｏｔａｌ}の推定は、予定のパルスシーケンスと、パルス毎の推定電力とに基づいてもよい。

つまり、ステップＳ２１２において、ＭＲＩシステムコントローラ２２は、最初の送信ＲＦ電力（Ｐ_{ｔｏｔａｌ}）を決定する。例えば、ＭＲＩシステムコントローラ２２は、上述したように、プリスキャン又はその他の測定を行って、送信ＲＦ電力（Ｐ_{ｔｏｔａｌ}）を決定する。このプリスキャンでは、例えば、一定のフリップアングルを得るために要する送信ＲＦ電力が測定される。この送信ＲＦ電力は、例えば、被検体９の体厚などの条件によって変化する。

決定された推定Ｐ_{ｔｏｔａｌ}を用いて、ステップＳ２１４において、式（５）を用いて、推定Ｐ_{ｔｏｔａｌ}の送信により予測されるＳＡＲ（予測ＳＡＲ）が計算される。つまり、ＭＲＩシステムコントローラ２２は、予測ＳＡＲを計算する。

予測ＳＡＲを計算した後、処理２００は、ステップＳ２１６に進む。ステップＳ２１６において、式（５）を用いて計算された予測ＳＡＲが指定のＳＡＲの閾値よりも大きい場合、操作者に通知してもよく、操作者は予測ＳＡＲを下げるためにパルスシーケンス及び／又はデューティサイクル等を変更してもよい。

つまり、ステップＳ２１７として、ＭＲＩシステムコントローラ２２は、ＳＡＲを下げるための処理を実行する。例えば、ＭＲＩシステムコントローラ２２は、デューティサイクルが低下するように、パルスシーケンスの条件を変更する。具体的には、ＭＲＩシステムコントローラ２２は、スライス数を減少させたり、ＴＲ（Repetition Time）間隔を広げたり、フリップアングルを低下させたりすることにより、デューティサイクルを低下させ、ＳＡＲを低下させる。変更後、処理２００は、ステップＳ２１６において予測ＳＡＲがＳＡＲ閾値よりも小さいと判断されるまで、ステップＳ２１７及びステップＳ２１４の処理を繰り返し実行する。

ステップＳ２１８において、被検体９のスキャンが開始される。スキャンは１つ以上の所定のパルスシーケンスに従ってもよい。つまり、ＭＲＩシステムコントローラ２２は、被検体のスキャンを開始する。例えば、ＭＲＩシステムコントローラ２２は、選択されたランドマークのスキャンを開始する。

スキャン中、ステップＳ２２０において、コイルから送信されるＲＦ電力に関する情報が取得される。一実施形態によると、送信される電力は、ＲＦ送信機から出力される電力からケーブル損失分を調整して決定される。例えば、（例えば、ＲＦアンプを含む）ＲＦ送信機３４から出力される電力の値は、ケーブルの種類（例えば、同軸）と長さに応じて、減衰値に対して調整される。別の実施形態では、ＲＦコイルに供給される電力を監視するために電力計を用いてもよい。つまり、モニタ部としてのＭＲＩシステムコントローラ２２は、高周波コイルに供給される総電力をモニタする。

ステップＳ２２２において、式（５）とステップＳ２２０で決定されたＰ_{ｔｏｔａｌ}を用いて、スキャニングの現段階のＳＡＲが計算される。つまり、ＭＲＩシステムコントローラ２２は、現在のＳＡＲを計算する。言い換えると、比吸収率計算部としてのＭＲＩシステムコントローラ２２は、設定された電力比と、モニタされた総電力とに基づいて、比吸収率を計算する。具体的には、ＭＲＩシステムコントローラ２２は、設定された電力比と、モニタされた総電力と、被検体の体重とに基づいて、比吸収率を計算する。具体的には、ＭＲＩシステムコントローラ２２は、設定された電力比と、モニタされた総電力と、被検体の体重と、被検体の撮像に用いられるパルスシーケンスに基づいて、比吸収率を計算する。

ステップＳ２２４において、計算されたＳＡＲが指定のＳＡＲ閾値以上であるか否かが判断される。つまり、ＭＲＩシステムコントローラ２２は、計算されたＳＡＲが閾値以上であるか否かを判定する。

ＳＡＲが閾値を超えている場合、ステップＳ２２５において、スキャニングを停止するために、又は、次に、ＳＡＲを指定の閾値未満になるようスキャニングが制御されるように、システムパラメータを変更するために、作業を開始させてもよい。一実施形態によると、ＳＡＲが閾値を超えていると検知されると、システムがスキャニングを自動的に停止させる。次に、より低いＳＡＲが得られる見込みのあるパルスシーケンスパラメータを用いてスキャニングを再開することができるように、操作者がスキャナパラメータを調整してもよい。この調整の例としては、デューティサイクルの変更やパルスシーケンスの変更等が挙げられる。つまり、ＭＲＩシステムコントローラ２２は、ＳＡＲを下げるための処理を実行する。例えば、ＭＲＩシステムコントローラ２２は、ＳＡＲが閾値以上であると判定すると、ＳＡＲを下げるために、実行中のパルスシーケンスを一時的に中断する。そして、ＭＲＩシステムコントローラ２２は、数秒〜数分間経過した後、中断したパルスシーケンスを再開させる。ここで、パルスシーケンスを中断するのは、ＳＡＲが所定期間におけるエネルギーの吸収率として算出されるからである。つまり、パルスシーケンスを一定期間中断し、ＲＦパルスを印加しない期間を設けることにより、ＳＡＲを低下させることができる。

別の実施形態によると、ＳＡＲが閾値を超えていると検知されると、システムは操作者に通知し、操作者がスキャニングパラメータを調整できるようにして、ＳＡＲが閾値よりも低くなるようスキャナパラメータを調整してもよいようにする。ステップＳ２２４においてＳＡＲが閾値未満であると判定されると、ＳＡＲは安全限界内にあると考えられ、パルスシーケンスに変更は加えられない。

各ランドマークｉについて、スキャニングプロセスの間に周期的にステップＳ２２０〜２２５が繰り返され、ＳＡＲ限度に従ってスキャニングが確実に制御される。このように、制御部としてのＭＲＩシステムコントローラ２２は、計算された比吸収率に基づいて、高周波コイルから送信される高周波パルスの送信を制御する。

２つ以上のランドマークをスキャンする場合、各ランドマークについて、ステップＳ２０６〜２２６を繰り返してもよい。なお、ＳＡＲを決定する処理は、被検体のスキャンが終了するまで実行され、被検体のスキャンの終了とともに終了する。

図３は、実施形態に係る体表面積と電力比との対応情報を生成する処理を示すフローチャートである。図３は、ＢＳＡと電力比とを関連付ける格納データを設定するための処理３００のフロートチャートを示す。実施形態によっては、ＢＳＡと電力比との関係を示す表を埋める又は作成するために、処理２００の前に処理３００を実行することができる。ステップＳ３０２〜３０８は、図１に示すＭＲＩデータプロセッサ４２によって実行及び／又は制御されてもよい。

処理３００を開始してから、ステップＳ３０２において、ＭＲＩシステムコントローラ２２は、各ランドマークｊ＝１，・・・，ｎについて、複数のＢＳＡを対応する電力比に関連付けるデータ点を取得する。実施形態によっては、データ点は実験的に取得される。例えば、複数のボランティアの被検体に実験的スキャニングを受けさせて、各被検体に関連付けられる各電力比を決定してもよい。各被検体について、その体重と身長の情報を用いて個々のＢＳＡを計算してもよい。

実験データは、例えば、ＲＦコイル構成要素の近傍に配置された電流検出環（例えば、図８の、直径１〜３ｃｍの環状の電線）を用いて収集してもよい。検出環は、関心のあるＲＦ送信コイル（例えば、ＷＢＣ）内の電流に比例するＢ１電磁場を検出する。電流環を、ＭＲＩ磁気ルームの外側のオシロスコープに同軸ケーブルで接続してもよい。電流検出環の概略図を図８に示す。図８は、実施形態に係る送信コイルの電力損失を決定するために用いることができる電流検出環の一例を示す図である。

空の状態のコイルの電力を決定するために、オイルファントムを磁石の中心に配置して、選択パルスシーケンスを実行することができる。あるＲＦパルスについての前方の反射されたピーク電力と、この特定パルスに対応するピーク間電圧とを、オシロスコープから同時に記録することができる。ここで、オイルファントム（若しくはオイルキューブ）を用いるのは、水ファントムと異なり、高周波磁場の分布に強弱が現れず、均一になるからである。

中にイメージング対象を配置した状態のコイルによって出力される電力を決定するために、オイルキューブを他のイメージング対象（例えば、ファントム又は被検体）に置き換えることができ、測定が繰り返される。

ＲＦ送信コイル、例えば、ＷＢＣが空の状態では、総電力はコイルの電力消費に等しい。

ここで、Ｐ_{ｏｉｌ ｃｕｂｅ}はコイル上の全電流であり、Ｒ_ＷＢＣは全てのＷＢＣ損失手段（例えば、全ての銅の構成要素、ケーブル、集中素子における損失、及び放射損失）を含む抵抗である。

損失の大きいイメージング対象（例えば、ファントム又は被検体）をスキャンする場合、全入力電力Ｐ_{ｔｏｔａｌ}の一部はイメージング対象中に蓄積され（Ｐ_ｓｕｂ）、残りはコイルによって消費される（Ｐ_{ｃｏｉｌ，ｌｏａｄｅｄ}）。

また、電力比は、以下となる。

ここで、下記の式（９）が成り立つ。

式（９）において、Ｉ_ｓｕｂ／Ｉ_{ｏｉｌ ｃｕｂｅ}の割合は、コイル素子近くに配置された電流検出環により計測することができるので、電力比は以下のように決定することができる。

ここで、Ｖ_ｓｕｂ及びＶ_{ｏｉｌ ｃｕｂｅ}は、それぞれイメージング対象及びオイルキューブがスキャンされる際に電流検出環によって記録される電圧である。Ｐ_{ｏｉｌ ｃｕｂｅ}及びＰ_{ｔｏｔａｌ}は、スキャナによって測定された前方の反射された電力を用いて計算することができる。

別の実施形態によると、データ点はシミュレーションにより決定される。さらに別の実施形態では、データ点の一部は実験的に決定され、その他はシミュレーションにより決定される。

ステップＳ３０４において、データ点に対して線形近似が実行される。図４は、１つのイメージングランドマークについてＢＳＡを電力比に関連付けるデータ点がプロットされた例示的なグラフ４００を示す。図４には、１以上の実施形態に係る、ランドマークについてＢＳＡを電力比に関係付けるデータ点と、線形近似の例とを示すグラフを示す。グラフ４００において、ＢＳＡはｘ軸に示され、ＰＲはｙ軸に示されている。各データ点は異なる人間の被写体を示す。つまり、対応情報は、体表面積と電力比との間の線形関係を示す情報に対応する。

グラフ４００において、データ点のそれぞれが近い距離の中にある１本の最適直線４０２を求めることができる。最適値を求めるために、例えば、最小二乗法等の任意の技術を用いることができる。他の実施形態によっては、１本の直線ではデータ点の全てには当てはまらないような、データ点であってもよい。この場合、区分的な線形近似を行うことができる。区分的な線形近似は、異なる体格の被検体間で大きなばらつきがあるランドマークに対してＢＳＡを電力比に関連付ける上でより正確であることがある。直線４０２及び／又は式（４）の形の対応する線形式は、特定のランドマークに対するＢＳＡと電力比との間の線形関係を表す。

本発明者らは、多数の実験計測及びシミュレーションを経てＢＳＡと電力比との間の線形関係を発見した。このＢＳＡと電力比との間の線形関係は、ＳＡＲとＢＳＡ等の選択された解剖学的特徴との間でＭｕｒｂａｃｈらによって観測された線形相関に一致している。非特許文献４を参照。

ステップＳ３０６において、線形近似に安全域が追加される。安全域は、スキャニングプロセス中にＳＡＲ閾値を超える可能性を低減するために設けられる。実施形態によっては、安全域は、測定誤差及び人間の被写体のばらつきをカバーするために決定される。つまり、設定部としてのＭＲＩシステムコントローラ２２は、被検体の撮像中に比吸収率が閾値を上回る可能性を低減するための安全域を線形関係に追加した情報に基づいて、電力比を設定する。具体的には、設定部としてのＭＲＩシステムコントローラ２２は、線形関係におけるばらつきに基づいて、安全域を追加する。

安全域を強調した直線は、線形式として、又はデータ点に区分的な線形近似を行った場合は２つ以上のセットの線形式として表すことができる。図５に示すグラフ５００において、元の線形近似直線５０２（この例では、直線５０２は直線４０２と同じ）と、安全域を含むように直線５０２を移動させることにより取得した線形近似直線５０４とが示されている。図５には、１以上の実施形態に係る、許容誤差を説明する線形関係を図４に強調して表示したグラフを示す。グラフで示されているように、安全域強調直線５０４は、全てのデータ点を含むように設定する必要がある。グラフ５００において、安全域強調直線５０４が設定されると、例えば、全ての他のデータ点と比較して大きく外れた値（例えば、データ点の大部分に対してある範囲の外側にある）に見えるデータ点５０６も含まれる。

追加される許容誤差は、上記の式（１０）で表されるように、コイル電力比に基づいて決定することができる。例えば、式（１０）を微分すると、以下の式（１１）に示すように、電力比の測定における誤差が得られる。

図６は、２本以上の直線を用いることでＢＳＡ対電力比のデータ点に最も適合するようになったランドマークの例を示す。図６には、１以上の実施形態に係る、データ点の一部はシミュレーションによって取得され、その他のデータ点は実験によって取得されたランドマークについての、ＢＳＡを電力比に関係付けるデータ点と、区分的な線形近似の例とを示す。示した例６００において、低い方のＢＳＡ値について線形近似と追加の安全域に基づいて第１の直線６０２が決定され、高い方のＢＳＡ値に対応するデータ点について第２の直線６０４が決定される。実施形態によっては、最も適合させるために、各ＢＳＡの範囲に渡って２〜３本の別々の線形近似が必要となることもある。つまり、設定部としてのＭＲＩシステムコントローラ２２は、体表面積と電力比との間の区分線形近似の情報と、区分線形近似に安全域を追加した情報に基づいて、電力比を設定する。

別々の実験及び／又は数値的な電磁シミュレーションにより、電力及び電圧の測定誤差を決定することができる。式（１１）に示すように、電力比の測定誤差は各々の場合で異なり、電力及び電圧の測定誤差だけでなく実際に測定される電力値及び電圧値に依存する。実験データをプロットすると、安全域を設定するための参考として、エラーバーを含めて使用することができる。

ステップＳ３０８において、ＢＳＡを電力比に関連付ける情報が、各ランドマークについてメモリ内の表又は他のデータ構造に格納される。実施形態によっては、ランドマーク毎に個別の表が格納される。表にはＢＳＡを電力比に関係付ける１つ以上の線形式の傾きと切片が格納される。実施形態によっては、２つ以上のランドマークについての情報を、一緒に格納してもよい。例えば、図７のデータ構造（表）７００には複数の列があり、各列にそれぞれランドマークが示されている。データ構造（表）７００の２行に、ランドマークそれぞれについての傾きと切片が含まれる。つまり、線形関係を示す情報は、体表面積に第１の値を乗算して第２の値を加算した値と電力比とが等しくなる第１の値及び第２の値を含む。

実施形態によっては、操作誤差に対する自己補正を行ってもよい。例えば、式（３）に関して上で述べたように、身長に依存しない関数（例えば、式（３））を用いてＢＳＡを決定してもよい。式（３）を用いてＢＳＡを決定することにより、身長の値を無関係にすることに加え、操作者による誤った体重入力の影響を低減することもできる。式（３）及び（５）に基づいて、（例えば、ＷＢＣに対する）ＳＡＲをＰ_{ｔｏｔａｌ}×ＢＳＡ／Ｗ_ｔに近似でき、又はＷ_ｔ ^{−０．３５３４}に比例すると見なすことができる。以上のことから、操作者が誤って被検体の体重として２倍の体重を入力したとすると、多くの従来のシステムではＳＡＲを５０％小さく見積もってしまうが（例えば、式（１）を参照）、実施形態ではこれよりはるかに少なく２２％小さく見積もるだけである。

以上説明した少なくともひとつの実施形態によれば、比吸収率を効果的かつ効率的に決定することができる。

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。

２２ ＭＲＩシステムコントローラ

Claims (16)

1. 被検体の体表面積を計算する体表面積計算部と、
   前記体表面積に基づいて、高周波コイルに供給される総電力と、前記被検体に吸収される電力との間の電力比を設定する設定部と、
   前記高周波コイルに供給される総電力をモニタするモニタ部と、
   設定された前記電力比と、モニタされた前記総電力とに基づいて、比吸収率を計算する比吸収率計算部と、
   計算された前記比吸収率に基づいて、前記高周波コイルから送信される高周波パルスの送信を制御する制御部と
   を備える、磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記設定部は、複数の体表面積と、各体表面積に対応する前記電力比との対応関係を示す対応情報に基づいて、前記電力比を設定する、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記設定部は、前記対応情報として、前記体表面積と前記電力比との間の線形関係を示す情報に基づいて、前記電力比を設定する、
   請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記設定部は、更に、前記被検体の撮像領域を用いて、前記電力比を設定する、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記設定部は、複数の撮像領域それぞれにおける、複数の体表面積と、各体表面積に対応する前記電力比との対応関係を示す対応情報に基づいて、前記電力比を設定する、
   請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記設定部は、複数の撮像領域それぞれにおける、前記体表面積と前記電力比との間の線形関係を示す情報に基づいて、前記電力比を設定する、
   請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記複数の体表面積、及び、各体表面積に対応する前記電力比は、複数の被検体から測定された値である、
   請求項２，５，６のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記複数の体表面積、及び、各体表面積に対応する前記電力比は、人体モデルのシミュレータから推定された値である、
   請求項２，５，６のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記設定部は、前記被検体の撮像中に比吸収率が閾値を上回る可能性を低減するための安全域を、前記体表面積と前記電力比との間の線形関係に追加した情報に基づいて、前記電力比を設定する、
   請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. 前記設定部は、前記体表面積と前記電力比との間の区分線形近似の情報と、当該区分線形近似に前記安全域を追加した情報に基づいて、前記電力比を設定する、
    請求項９に記載の磁気共鳴イメージング装置。
11. 前記設定部は、前記線形関係におけるばらつきに基づいて、前記安全域を追加する、
    請求項９又は１０に記載の磁気共鳴イメージング装置。
12. 前記体表面積と前記電力比との間の線形関係を示す情報は、前記体表面積に第１の値を乗算して第２の値を加算した値と前記電力比とが等しくなる前記第１の値及び前記第２の値を含む、
    請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
13. 前記比吸収率計算部は、設定された前記電力比と、モニタされた前記総電力と、前記被検体の体重とに基づいて、前記比吸収率を計算する、
    請求項１〜１２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
14. 前記比吸収率計算部は、設定された前記電力比と、モニタされた前記総電力と、前記被検体の体重と、前記被検体の撮像に用いられるパルスシーケンスに基づいて、前記比吸収率を計算する、
    請求項１〜１２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
15. 前記体表面積計算部は、前記被検体について事前に得られた磁気共鳴信号の情報に基づいて、前記体表面積を推定する、
    請求項１〜１４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
16. 被検体の体表面積を計算する体表面積計算部と、
    前記体表面積に基づいて、高周波コイルに供給される総電力と、前記被検体に吸収される電力との間の電力比を設定する設定部と、
    前記高周波コイルに供給される総電力を決定する決定部と、
    設定された前記電力比と、決定された前記総電力とに基づいて、比吸収率を計算する比吸収率計算部と、
    を備える、磁気共鳴イメージング装置。

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