JP2019005363A - 磁気共鳴イメージング装置およびｓａｒ計算方法 - Google Patents

Abstract

【課題】磁気共鳴イメージング装置の動作において過大な制約を設けることなくユーザビリティを向上させること。【解決手段】磁気共鳴イメージング装置１００は、送信コイル１０７と、受信コイル１０９と、ＳＡＲ計算部とを有する。送信コイル１０７は、高周波磁場を発生する。受信コイル１０９は、高周波磁場が印加される撮像空間に配置された物体により発生された磁気共鳴信号を受信する。ＳＡＲ計算部は、送信コイル１０７に固有であって高周波磁場の発生に関する特性を示す第１補正係数と、高周波磁場の発生期間における受信コイル１０９と高周波磁場との電磁的結合により受信コイル１０９が高周波磁場に及ぼす特性を示す第２補正係数とを用いて、ＳＡＲ（Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ Ｒａｔｅ）を計算する。【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およびＳＡＲ計算方法に関する。

磁気共鳴イメージング（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ：ＭＲＩ）は、静磁場中に置かれた被検体の原子核におけるスピンを、この原子核のラーモア（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ＳＡＲ（Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ Ｒａｔｅ：比吸収率）が、制限値以下に抑えられることが求められている。ＳＡＲは、例えば、パルスエネルギー法に基づく計算などにより求められる。ＳＡＲは被検体の安全に係わる指標である。

ＳＡＲの計算においてパルスエネルギー法を用いた場合、ＳＡＲが過大評価されることもある。ＳＡＲの過大評価は、ＭＲＩ装置の動作を制約することとなり、ＭＲＩ装置のユーザビリティが低下する。

米国特許第７３５５４０４号明細書 米国特許第６７６２６０５号明細書 米国特許第８５３１１８４号明細書 米国特許出願公開第２０１６／０１７８７１１号明細書

目的は、磁気共鳴イメージング装置の動作において過大な制約を設けることなくユーザビリティを向上させることにある。

本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置によれば、送信コイルと、受信コイルと、ＳＡＲ計算部とを有する。前記送信コイルは、高周波磁場を発生する。前記受信コイルは、前記高周波磁場が印加される撮像空間に配置された物体により発生された磁気共鳴信号を受信する。前記ＳＡＲ計算部は、前記送信コイルに固有であって前記高周波磁場の発生に関する特性を示す第１補正係数と、前記高周波磁場の発生期間における前記受信コイルと前記高周波磁場との電磁的結合により前記受信コイルが前記高周波磁場に及ぼす特性を示す第２補正係数とを用いて、ｓｐｅｃｉｆｉｃ ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ ｒａｔｅを計算する。

図１は、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成の一例を示すブロック図である。 図２は、本実施形態において、送信コイルＩＤ（または送受信コイルＩＤ）に対する第１補正係数の対応の一例を示す図である。 図３は、本実施形態において、受信コイルＩＤ（または送受信コイルＩＤ）に対する第２補正係数の対応の一例を示す図である。 図４は、本実施形態において、ＳＡＲの計算に関する処理手順の一例を示すフローチャートである。 図５は、本実施形態において、ＳＡＲの計算に関する処理手順の一例を示すフローチャートである。 図６は、本実施形態において、複数の電力に対するＭＲ信号の強度の変化の一例を示す図である。

以下、図面を参照して、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）装置と呼ぶ）を説明する。以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。

図１は、実施形態に係るＭＲＩ装置１００の構成を示すブロック図である。図１に示すように、ＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１０１と、傾斜磁場コイル１０３と、傾斜磁場電源１０４と、寝台装置１０５と、寝台制御回路（寝台制御部）１０６と、送信コイル１０７と、送信回路１０８と、受信コイル１０９と、受信回路１１０と、シーケンス制御回路（シーケンス制御部）１１１と、入力装置（入力部）１１２と、表示装置（表示部）１１３と、記憶回路（記憶部）１１４と、計測器１１５、処理回路（処理部）１１６とを含む。ＭＲＩ装置１００に、被検体Ｐ（例えば、人体）は含まれない。また、図１に示す構成は一例に過ぎない。例えば、寝台制御回路１０６、シーケンス制御回路１１１、及び処理回路１１６は、適宜統合若しくは分離して構成されても良い。例えば、寝台制御回路１０６、シーケンス制御回路１１１、及び処理回路１１６のそれぞれの機能を兼ね備える１つの処理回路を設けて本実施形態を実施しても構わない。また逆に、処理回路１１６を４つの独立した処理回路に分け、それぞれの処理回路がシステム制御機能１１６１、データ処理機能１１６３、補正係数決定機能１１６５、及びＳＡＲ（Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ Ｒａｔｅ：比吸収率）計算機能１１６７を実行するように構成しても構わない。

静磁場磁石１０１は、中空の略円筒形状（円筒の中心軸に直交する断面が楕円状となるものを含む）に形成された磁石であり、内部の空間に静磁場を発生する。以降の実施形態で中空の略円筒形状と述べる場合には、円筒の中心軸に直交する断面が楕円状になるものを含むものとする。なお、静磁場磁石１０１は、略円筒形状に限らず、開放型の形状で構成されてもよい。静磁場磁石１０１は、例えば超伝導磁石であり、静磁場電源から電流の供給を受けて励磁する。静磁場電源は、静磁場磁石１０１に電流を供給する電源装置である。なお、静磁場磁石１０１には、永久磁石を用いることも可能である。この場合、ＭＲＩ装置１００は、ＭＲＩ装置１００とは別体にて備えられる静磁場電源を備える必要は無い。

傾斜磁場コイル１０３は、中空の略円筒形状に形成されたコイルであり、静磁場磁石１０１の内側に配置される。傾斜磁場コイル１０３は、互いに直交するＸ、Ｙ、及びＺの各軸に対応する３つのコイルが組み合わされて形成される。これら３つのコイルは、傾斜磁場電源１０４から個別に電流の供給を受けて、Ｘ、Ｙ、及びＺの各軸に沿って変化する強度で傾斜磁場を発生する。傾斜磁場コイル１０３によって発生するＸ、Ｙ、及びＺの各軸に沿った傾斜磁場は、例えばスライスエンコード用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅ、及び読み出しエンコード用傾斜磁場Ｇｒである。また、傾斜磁場電源１０４は、傾斜磁場コイル１０３に電流を供給する電源装置である。

寝台装置１０５は、被検体Ｐが載置される天板１０５ａ、及び図示しない基台と寝台駆動装置を備えている。基台は、寝台駆動装置によって天板１０５ａを上下方向（被検体Ｐの体軸方向と直交する方向）に移動することが可能なモータ或いはアクチュエータを持つ筐体である。寝台駆動装置は、被検体Ｐが載置された天板１０５ａを、ＭＲＩ装置１００に設けられる略円筒形状の開口領域内に挿抜するモータ或いはアクチュエータである。天板１０５ａは、寝台駆動装置によって被検体Ｐの体軸方向に沿って、及び体軸方向に直交する方向に沿って移動することが可能な被検体Ｐを載置する板状装置である。

寝台制御回路１０６は、寝台装置１０５に接続される。寝台制御回路１０６は、制御用の電気信号を寝台装置１０５へ出力することで、寝台装置１０５の動作を制御する。例えば、寝台制御回路１０６は、入力装置１１２を介して天板１０５ａを長手方向、上下方向、又は左右方向へ移動させる指示が入力されると、受け付けた指示信号に従って天板１０５ａを移動するように、天板１０５ａの駆動機構を動作させる。

送信コイル１０７は、中空の略円筒形状に形成されたコイルであり、傾斜磁場コイル１０３の内側に配置される。送信コイル１０７は、送信回路１０８からＲＦ（Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）パルスの供給を受けて、高周波磁場を発生する。送信コイル１０７は、例えば、撮像空間を包含する全身（Ｗｈｏｌｅ Ｂｏｄｙ：ＷＢ）コイルである。ＷＢコイルは、磁気共鳴信号（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ：ＭＲ信号）を受信可能なコイルとしても機能する送受信コイルである。送信コイルは、ＷＢコイルに限定されず、例えば、撮像部位に応じた送信専用コイルや、高周波磁場の送信とＭＲ信号の受信とを兼用する送受信コイルであってもよい。

送信回路１０８は、対象とする核種及び静磁場磁石１０１によって発生される磁場の強度によって決定される共鳴周波数（ラーモア周波数）に対応するＲＦパルスを、送信コイル１０７に供給する電気回路である。送信回路１０８は、病院等への本ＭＲＩ装置１００の据え付け時、種々のファントムを用いたキャリブレーション時、および本ＭＲＩ装置１００のメンテナンス時等において、複数の電力に対応する複数のＲＦパルスを、送信コイル１０７に出力してもよい。

受信コイル１０９は、傾斜磁場コイル１０３の内側に配置され、高周波磁場の影響によって撮像空間に配置された被検体Ｐまたはファントムなどの物体から発せられるＭＲ信号を受信するコイルである。受信コイル１０９は、ＭＲ信号を受信すると、受信した信号を受信回路１１０へ出力する。受信コイル１０９は、例えば、複数のコイル素子を有するコイルアレイである。なお、受信コイル１０９は、撮像部位に応じた高周波磁場を発生する機能、すなわち送信コイル１０７としての機能を有していてもよい。

受信回路１１０は、受信コイル１０９から出力されたＭＲ信号をデジタルのＭＲデータに変換する。受信回路１１０は、ＭＲデータをシーケンス制御回路１１１へ送信する。

シーケンス制御回路１１１は、各種パルスシーケンスを実行する。具体的には、シーケンス制御回路１１１は、処理回路１１６から出力されるシーケンス実行データを読み込んで傾斜磁場電源１０４、送信回路１０８及び、受信回路１１０を駆動することで、各種パルスシーケンスを実行する。シーケンス実行データとは、ＭＲデータを収集するための手順を示すパルスシーケンスを定義した情報である。具体的には、シーケンス実行データは、傾斜磁場電源１０４が傾斜磁場コイル１０３に電流を供給するタイミング及び供給される電流の強さ、送信回路１０８が送信コイル１０７に供給するＲＦパルス電流の強さや供給タイミング、受信回路１１０がＭＲ信号を検出する検出タイミング等を定義した情報である。シーケンス制御回路１１１は、各種パルスシーケンスが実行された結果として、受信回路１１０から受信したＭＲデータを記憶回路１１４に出力する。

入力装置１１２は、オペレータからの各種指示や情報入力を受け付ける。入力装置１１２は、例えば、マウス等のポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、キーボード等の入力デバイスである。また、入力装置１１２は、ＧＵＩ（Ｇｒａｐｈｉｃａｌ Ｕｓｅｒ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）を用いることにしてもよい。

表示装置１１３は、処理回路１１６におけるシステム制御機能１１６１による制御の下、撮像条件の入力を受け付けるためのＧＵＩや、処理回路１１６におけるデータ処理機能１１６３によって生成された画像等を表示する。また、表示装置１１３は、ＳＡＲ計算機能１１６７により計算されたＳＡＲを表示する。なお、表示装置１１３は、ＳＡＲが制限値を超える場合、警告を表示してもよい。表示装置１１３は、例えば液晶ディスプレイなど各種ディスプレイにより構成される。なお、表示装置１１３はＭＲＩ装置１００の本体である架台装置側に設けられても構わないし、架台装置とは別室に設けられＭＲＩ装置１００の操作を行うコンソール装置側に設けても構わない。

記憶回路１１４は、各種データを記憶する。例えば、記憶回路１１４は、ＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ ｍｅｍｏｒｙ）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子や、ハードディスク、光ディスク等によって実現される。記憶回路１１４は、シーケンス制御回路１１１及び受信回路１１０を介して入力されたＭＲデータを記憶する。また、記憶回路１１４は、ＳＡＲに関する制限値を記憶する。ＳＡＲに関する制限値とは、ＳＡＲ計算機能１１６７により計算されたＳＡＲが安全限界を超えているか否かを判定するための値である。

記憶回路１１４は、撮像空間に他のコイルが配置されていない状態で最大の磁気共鳴信号の発生させるために送信コイル１０７に供給される設計上の電力（以下、設計電力と呼ぶ）を記憶する。具体的には、設計電力は、被検体Ｐまたは各種ファントムにおける原子核のスピンを１８０°に倒す高周波磁場を発生させるために必要な設計上の電力（パワー）である。設計電力は、例えば、シミュレーション等により予め決定される。設計電力は、いわゆる１８０°条件と称される電力である。なお、設計電力は、送信コイル毎、送受信コイル毎に記憶されてもよい。記憶回路１１４は、ＳＡＲの計算式を記憶する。記憶回路１１４は、補正係数決定機能１１６５により決定された第１補正係数及び第２補正係数を記憶する。ＳＡＲの計算式、第１補正係数および第２補正係数については、後程詳述する。

計測器１１５は、例えば、送信回路１０８における不図示のＲＦアンプから送信コイル１０７に出力される電力を計測する。計測器１１５は、例えば、送信コイル１０７に供給される複数の電力を計測する電力計により実現される。計測器１１５は、計測された複数の電力を、処理回路１１６に出力する。

処理回路１１６は、システム制御機能１１６１と、データ処理機能１１６３と、補正係数決定機能１１６５とＳＡＲ計算機能１１６７とを有する。例えば、処理回路１１６はプロセッサによって実現される。

上記説明において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、ＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）或いは、特定用途向け集積回路（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Ｓｉｍｐｌｅ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Ｃｏｍｐｌｅｘ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ：ＣＰＬＤ）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ：ＦＰＧＡ）等の回路を意味する。

プロセッサは、記憶回路１１４に保存されたプログラムを読み出し実行することで各種機能を実現する。なお、記憶回路１１４にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むよう構成しても構わない。この場合、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで各種機能を実現する。なお、寝台制御回路１０６、送信回路１０８、受信回路１１０、シーケンス制御回路１１１等も同様に、上記のプロセッサなどの電子回路を有していてもよい。

システム制御機能１１６１を実現する処理回路１１６は、ＭＲＩ装置１００における各構成要素及び機能を制御することで、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う。処理回路１１６は、入力装置１１２を介してオペレータからパルスシーケンスに関する各種のパラメータの入力を受け付け、受け付けたパラメータを読み込んでシーケンス実行データを生成する。次いで、処理回路１１６は、生成したシーケンス実行データをシーケンス制御回路１１１に送信することで、シーケンス制御回路１１１に各種のパルスシーケンスを実行させる。システム制御機能１１６１を実現する処理回路１１６は、システム制御部の一例である。

データ処理機能１１６３を実現する処理回路１１６は、記憶回路１１４からＭＲデータを読み込んで、フーリエ変換等の再構成処理を施すことによって、被検体Ｐ内における所望の核スピンのスペクトラムデータ或いは画像データを生成する。データ処理機能１１６３を実現する処理回路１１６は、データ処理部の一例である。

以上、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１００の構成等について説明した。このような構成のもと、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１００では、送信コイル１０７に固有であって高周波磁場の発生に関する特性を示す第１補正係数と、高周波磁場の発生期間における受信コイル１０９と高周波磁場との電磁的結合により受信コイル１０９が高周波磁場に及ぼす特性を示す第２補正係数とを用いて、ＳＡＲを計算する。以下、本実施形態における磁気共鳴イメージング装置１００について詳述する。

補正係数決定機能１１６５を実現する処理回路１１６は、送信コイル１０７に固有であって高周波磁場の発生に関する特性を示す第１補正係数と、高周波磁場の発生期間における受信コイル１０９と高周波磁場との電磁的結合により受信コイル１０９が高周波磁場に及ぼす特性を示す第２補正係数とを決定する。以下、第１補正係数と第２補正係数とについて説明する。第１補正係数と第２補正係数との決定に係る処理手順については、後程フローチャート等を用いて詳述する。

第１補正係数は、電力（以下、第１送信パワーとよぶ）と設計電力との差異に相当する。第１送信パワーは、本ＭＲＩ装置１００の病院等への設置後であって撮像空間内での任意のコイルなしで、１８０°条件に対応する高周波磁場を発生させるための電力である。すなわち、第１補正係数は、設計電力による設計上の高周波磁場のパワーを、本ＭＲＩ装置１００の設置後において発生される高周波磁場のパワーに補正する係数である。処理回路１１６は、設計電力と第１送信パワーとに基づいて、第１補正係数を決定する。

第１送信パワーは、例えば、本ＭＲＩ装置１００の病院等への設置時において、架台における設計上の位置に対するＲＦシールドおよびＷＢコイルの取り付け位置の誤差、ＲＦシールドの設計形状に対する誤差、および設計上のＷＢコイルの性能に基づくＷＢコイルの調整等に起因して変動する。このため、第１補正係数は、病院等に設置されたＭＲＩ装置１００の送信コイル１０７に固有であって高周波磁場の発生に関する特性を示す値となる。すなわち、第１補正係数は、複数のＭＲＩ装置各々で異なる値となり、複数のＭＲＩ装置各々における被検体Ｐへの高周波磁場の送信効率に相当する。送信効率は第１送信パワーに比例するため、例えば、処理回路１１６は、設計電力に対する第１送信パワーの割合を、第１補正係数として決定する。なお、上記第１補正係数の説明において、送信コイル１０７はＷＢコイルとして説明したが、被検体の撮像部位に応じて局所的な送信コイル用いられる場合、第１補正係数は、ＷＢコイルおよび局所的な送信コイルごとに異なる値となる。

第２補正係数は、本ＭＲＩ装置１００の病院等への設置後であって撮像空間内に配置された任意のコイルで、１８０°条件に対応する高周波磁場を発生させるための電力（以下、第２送信パワーとよぶ）と、第１送信パワーとの差異に相当する。すなわち、第２補正係数は、第１送信パワーを、撮像空間内に配置された受信コイル１０９または送受信コイルなどの各種コイルによる高周波磁場への影響を加えた高周波磁場のパワーに補正する係数である。処理回路１１６は、第１送信パワーと第２送信パワーとに基づいて、第２補正係数を決定する。

第２送信パワーは、撮像空間に配置された各種コイルと送信コイル１０７とが高周波磁場を介して電磁的に結合すること、例えば、撮像空間に配置された受信コイル１０９による高周波磁場のエネルギーの吸収（送信効率の低減）およびこの吸収による受信コイル１０９での励磁（送信効率の増加）に起因して変動する。このため、第２補正係数は、高周波磁場の発生期間において、撮像空間に配置された各種コイルと高周波磁場との電磁的結合により受信コイルが高周波磁場に及ぼす特性を示す値となる。すなわち、第２補正係数は、撮像空間に設置可能な各種コイルごとで異なる値となり、撮像空間に設置された各種コイルによる高周波磁場への影響を加味した、被検体Ｐへの高周波磁場の送信効率に相当する。送信効率は第２送信パワーに比例するため、例えば、処理回路１１６は、第１送信パワーに対する第２送信パワーの割合を、第２補正係数として決定する。

補正係数決定機能１１６５を実現する処理回路１１６は、第１補正係数及び第２補正係数の決定を、病院等への本ＭＲＩ装置１００の据え付け時において実行する。なお、処理回路１１６は、第１補正係数及び第２補正係数の決定を、各種ファントムを用いたキャリブレーション時、本ＭＲＩ装置１００のメンテナンス時等に実行してもよい。処理回路１１６は、決定された第１補正係数及び第２補正係数を、コイルＩＤに対応付けて記憶回路１１４に記憶させる。補正係数決定機能１１６５を実現する処理回路１１６は、補正係数決定部に対応する。

図２は、送信コイルＩＤ（または送受信コイルＩＤ）に対する第１補正係数の対応の一例を示す図である。図２に示すように、本ＭＲＩ装置１００において使用される送信コイルＩＤおよび送受信コイルＩＤに、第１補正係数がそれぞれ対応付けられている。図３は、受信コイルＩＤ（または送受信コイルＩＤ）に対する第２補正係数の対応の一例を示す図である。図３に示すように、本ＭＲＩ装置１００において使用される受信コイルＩＤおよび送受信コイルＩＤに、第２補正係数がそれぞれ対応付けられている。

ＳＡＲ計算機能１１６７を実現する処理回路１１６は、記憶回路１１４に記憶されたＳＡＲの計算式を読み出す。以下の式（１）は、本実施形態におけるＳＡＲの計算式の一例を示している。

式（１）の左辺におけるＳＡＲ_ｐａｒｔ（ｔ）は、時刻ｔにおいて、被検体Ｐの撮像部位に対するＳＡＲ値を示している。式（１）の右辺におけるｔ_０は、所定の時間幅であってＳＡＲの計算に関する最小の単位に相当する。所定の時間幅は、例えば、パルスシーケンスにおける繰り返し時間（ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ ｔｉｍｅ：ＴＲ）に相当する。なお、ＳＡＲの計算対象におけるパルスシーケンスが心電同期、呼吸同期等の生体信号に同期する撮像シーケンスであって、かつこれらの同期の周期が変動する場合、式（１）の右辺におけるｔ_０は、周期の変動に応じて変化させてもよい。

式（１）の右辺におけるＭは、被検体Ｐの質量、すなわち全体重である。式（１）の右辺におけるＷＲ_ｐａｒｔは、被検体Ｐの質量Ｍに対する被検体Ｐにおける撮像対象の質量の割合（以下、質量割合と呼ぶ）である。式（１）の右辺におけるＰ_{ｒｅａｌｏｕｔ}（ｔ´）は、所定の時間幅ｔ_０での時刻ｔ´において送信コイル１０７に供給されるＲＦパルスの電力である。式（１）の右辺におけるＷＢＰＲは、送信コイルに供給される電力に対する被検体Ｐに蓄積される電力の割合（以下、電力比と呼ぶ）である。電力比ＷＢＰＲは、送信コイル１０７に対する被検体Ｐの配置を反映し、被検体Ｐの体表面積に対して強い線形関係を示す。このため、電力比ＷＢＰＲは、以下の式（２）に示すように体表面積ＢＳＡ（Ｂｏｄｙ ｓｕｒｆａｃｅ Ａｒｅａ）に比例する。

式（２）において、ａは傾き、ｂは切片である。

式（１）の右辺におけるＲＦＲ_ｐａｒｔは、所定の時間幅ｔ_０において、送信コイル１０７に供給されるＲＦパルスの数（パルス数）、すなわち高周波磁場の発生回数であって、デューティーとも称される。式（１）の右辺において、Ｆ_１は第１補正係数、Ｆ_２は第２補正係数である。

ＳＡＲ計算機能１１６７を実現する処理回路１１６は、ＳＡＲの計算に先立って、例えば、シーケンス実行データに基づいて、ＲＦパルスの電力Ｐ_{ｒｅａｌｏｕｔ}（ｔ´）と、デューティーＲＦＲ_ｐａｒｔと、所定の時間幅ｔ_０と、質量割合ＷＲ_ｐａｒｔとを決定する。なお、被検体Ｐに対するＭＲ撮像の実行中においてＳＡＲの計算を行う場合、処理回路１１６は、ＲＦパルスの電力Ｐ_{ｒｅａｌｏｕｔ}（ｔ´）を計測器１１５から取得し、所定の時間幅ｔ_０を生体信号同期撮影に関する心電計、呼吸センサ等の係る各種生体信号検出器から取得してもよい。

ＳＡＲ計算機能１１６７を実現する処理回路１１６は、被検体Ｐに関する患者情報等に基づいて、被検体Ｐの質量Ｍと体表面積ＢＳＡとを決定する。処理回路１１６は、メモリに記憶された傾きａおよび切片ｂと、決定された体表面積ＢＳＡとを用いて、電力比ＷＢＰＲを決定する。なお、処理回路１１６は、傾きａおよび切片ｂを用いた体表面積ＢＳＡに対する電力比ＷＢＰＲの対応表（Ｌｏｏｋ Ｕｐ Ｔａｂｌｅ）と、決定された体表面積ＢＳＡとを用いて、電力比ＷＢＰＲを決定してもよい。

ＳＡＲ計算機能１１６７を実現する処理回路１１６は、ＳＡＲの計算に先立って、例えば、シーケンス実行データに基づいて、第１補正係数Ｆ_１と、第２補正係数Ｆ_２とを記憶回路１１４から読み出す。例えば、シーケンス実行データにより実行されるＭＲ撮像において、送信コイル１０７としてＷＢコイルが用いられる場合、処理回路１１６は、図２示すように、ＷＢコイルのＩＤに対応する第１補正係数ＷＢ１を、記憶回路１１４から読み出す。シーケンス実行データにより実行されるＭＲ撮像において、受信コイル１０９として腹部コイルが用いられる場合、処理回路１１６は、図３示すように、腹部コイルのＩＤに対応する第２補正係数Ａｂを、記憶回路１１４から読み出す。

ＳＡＲ計算機能１１６７を実現する処理回路１１６は、ＲＦパルスの電力Ｐ_{ｒｅａｌｏｕｔ}（ｔ´）と、デューティーＲＦＲ_ｐａｒｔと、電力比ＷＢＰＲと、第１補正係数Ｆ_１と、第２補正係数Ｆ_２とを乗ずることにより、乗算値を計算する。処理回路１１６は、計算された乗算値を、被検体Ｐにおける撮像部位の質量（Ｍ×ＷＲ_ｐａｒｔ）と所定の時間幅ｔ_０とで除することにより、除算値を計算する。この除算値は、式（１）における被積分対象である。処理回路１１６は、時刻ｔから所定の時間幅ｔ_０だけ過去の時刻（ｔ−ｔ_０）から時刻ｔまで、所定の時間幅ｔ_０に亘って、除算値を積分することにより、ＳＡＲを計算する。

ＳＡＲ計算機能１１６７を実現する処理回路１１６は、計算されたＳＡＲが制限値を超えているか否かを判定する。ＳＡＲが制限値を超える場合、システム制御機能１１６１を実現する処理回路１１６は、被検体Ｐに対して撮像を実行しないように、ＭＲＩ装置１００を制御する。なお、ＭＲ撮像の実行中にＳＡＲの計算が実行されている場合においてＳＡＲが制限値を超える場合、システム制御機能１１６１を実現する処理回路１１６は、被検体に対するＭＲ撮像を中止するために、ＭＲＩ装置１００を制御してもよい。また、ＳＡＲが制限値を超える場合、ＳＡＲ計算機能１１６７を実現する処理回路１１６は、警告を表示するために、表示装置１１３を制御する。ＳＡＲ計算機能１１６７を実現する処理回路１１６は、ＳＡＲ計算部に対応する。

（動作）
本実施形態における処理動作について説明する。図４および図５は、本実施形態におけるＳＡＲの計算の処理手順の一例を示すフローチャートである。

（ステップＳ１０１）
病院等への本ＭＲＩ装置１００の据え付け時、各種ファントムを用いたキャリブレーション時、または本ＭＲＩ装置１００のメンテナンス時等において、撮像空間内に負荷ファントムが設置される。なお、無負荷ファントムが、用いられてもよい。このとき、第１補正係数の決定に関連しない任意のコイルは、第１補正係数の決定に関する送信コイル１０７の内側の撮像空間には配置されない。以下、説明を簡単にするため、送信コイル１０７は、ＷＢコイルであるものとして説明する。なお、ＷＢコイルの代わりに任意の送受信コイルが用いられてもよい。また、ＷＢコイルの代わりに送信専用コイルが用いられてもよい。

（ステップＳ１０２）
ＷＢコイルに複数の電力が、それぞれ供給される。ＷＢコイルは、複数の電力に対応する複数の高周波磁場をそれぞれ発生する。負荷ファントムは、高周波磁場の印加に応じて、ＭＲ信号を発生する。ＷＢコイルは、高周波磁場に対応するＭＲ信号を受信する。

（ステップＳ１０３）
ＷＢコイルおよび受信回路１１０によるＭＲ信号の受信により、複数の電力にそれぞれ対応する複数のＭＲ信号が取得される。複数のＭＲ信号は、処理回路１１６に出力される。複数のＭＲ信号の強度は、複数の電力に対して、例えば上に凸に分布する。

（ステップＳ１０４）
補正係数決定機能１１６５を実現する処理回路１１６により、複数のＭＲ信号の強度うち、最大のＭＲ信号の強度（以下、第１最大強度と呼ぶ）が特定される。次いで、複数の電力のうち、第１最大強度に対応する電力（以下、第１電力と呼ぶ）が特定される。図６は、複数の電力に対するＭＲ信号の強度の変化の一例を示す図である。図６に示すように、本ステップにおいて、第１最大強度Ｐ_１ＭＡＸと第１電力Ｐ_１とが特定される。

（ステップＳ１０５）
補正係数決定機能１１６５を実現する処理回路１１６により、設計電力が記憶回路１１４から読み出される。設計電力と第１電力とに基づいて、第１補正係数が決定される。なお、図２に示すように、ＷＢコイルの他に本ＭＲＩ装置１００で使用される送受信コイルがあれば、ステップＳ１０１乃至ステップＳ１０５の処理が繰り返される。ステップＳ１０１乃至ステップＳ１０５の処理により、ＷＢコイル等の送受信コイル、送信専用コイルに関する第１補正係数が決定される。第１補正係数は、図２に示すように、例えば対応表として、記憶回路１１４に記憶される。

（ステップＳ１０６）
負荷ファントム近傍または負荷ファントムに接触させて、受信コイル１０９が撮像空間内に配置される。なお、受信コイル１０９の代わりに、送受信コイルが配置されてもよい。

（ステップＳ１０７）
ステップＳ１０２における処理と同様に、ＷＢコイルに複数の電力各々が供給され、複数の電力に対応する複数の高周波磁場が、ＷＢコイルによりそれぞれ発生される。

（ステップＳ１０８）
受信コイル１０９および受信回路１１０によるＭＲ信号の受信により、複数の電力にそれぞれ対応する複数のＭＲ信号が取得される。複数のＭＲ信号は、処理回路１１６に出力される。複数のＭＲ信号の強度は、図６と同様に、複数の電力に対して上に凸に分布する。

（ステップＳ１０９）
ステップＳ１０４における処理と同様に、補正係数決定機能１１６５を実現する処理回路１１６により、複数のＭＲ信号の強度うち、最大のＭＲ信号の強度（以下、第２最大強度と呼ぶ）が特定される。次いで、複数の電力のうち、第２最大強度に対応する電力（以下、第２電力と呼ぶ）が特定される。

（ステップＳ１１０）
補正係数決定機能１１６５を実現する処理回路１１６により、第１補正係数が記憶回路１１４から読み出される。第１補正係数と第２電力とに基づいて、第２補正係数が決定される。図３に示すように、複数の受信コイルに対して、ステップＳ１０６乃至ステップＳ１１０の処理が繰り返される。ステップＳ１０６乃至ステップＳ１１０の処理により、複数の受信コイル１０９、送受信コイルに関する第２補正係数が決定される。第２補正係数は、図３に示すように、例えば対応表として、記憶回路１１４に記憶される。

（ステップＳ１１１）
入力装置１１２を介して撮像条件が入力されると、処理回路１１６によりシーケンス実行データが生成される。シーケンス実行データおよび撮像条件等に基づいて、ＳＡＲの計算式（１）における左辺の被積分に関する各種パラメータが設定される。例えば、被検体Ｐに対するＭＲ撮像に用いられる送信コイル１０７と受信コイル１０９の種別に従って、第１補正係数Ｆ_１および第２補正係数Ｆ_２が、処理回路１１６により記憶回路１１４から読み出される。ＳＡＲ計算機能１１６７を実現する処理回路１１６により、ＳＡＲが計算される。

（ステップＳ１１２）
記憶回路１１４から読み出された制限値と、計算されたＳＡＲとが比較される。ＳＡＲが制限値以下であれば（ステップＳ１１２のＮｏ）、本処理手順は終了する。ＳＡＲが制限値を超えていれば（ステップＳ１１２のＹｅｓ）、ステップＳ１１３の処理が実行される。

（ステップＳ１１３）
被検体Ｐに対してＭＲ撮像を実行しないために、ＭＲＩ装置１００における各構成要素が、制御される。このとき、ＳＡＲが制限値を超えていることを示すメッセージが、ディスプレイに表示されてもよい。上記ステップＳ１１１乃至ステップＳ１１３は、被検体Ｐに対するＭＲ撮像前に実行される。なお、上記ステップＳ１１１乃至ステップＳ１１３は、被検体Ｐに対するＭＲ撮像中に実行されてもよい。

以上に述べた構成によれば、以下に示す効果を得ることができる。
本実施形態におけるＭＲＩ装置１００によれば、高周波磁場を発生する送信コイル１０７の高周波磁場の発生に関する固有の特性を示す第１補正係数Ｆ_１と、高周波磁場の発生期間における受信コイル１０９と高周波磁場との電磁的結合により受信コイル１０９が高周波磁場に及ぼす特性を示す第２補正係数Ｆ_２と、送信コイル１０７に供給される電力に対する被検体Ｐに蓄積される電力の割合を示す電力比ＷＢＰＲと被検体Ｐの体表面積ＢＳＡとの相関関係と、送信コイル１０７に供給される電力Ｐ_{ｒｅａｌｏｕｔ}（ｔ´）とを用いて、ＳＡＲを計算することができる。

また、本実施形態におけるＭＲＩ装置１００によれば、送信コイル１０７に供給される複数の電力を計測し、計測された複数の電力にそれぞれ対応する複数の磁気共鳴信号のうち最大の磁気共鳴信号に対応する電力を特定し、最大の磁気共鳴信号の発生に関する設計電力と特定された電力とを用いて、第１補正係数Ｆ_１および第２補正係数Ｆ_２を決定することができる。具体的には、本ＭＲＩ装置１００によれば、撮像空間の外部に受信コイル１０９を配置し、設計電力と特定された電力とを用いて、第１補正係数Ｆ_１を決定することができる。また、本ＭＲＩ装置１００によれば、送信コイル１０７への複数の電力の供給に応じて、撮像空間に配置された負荷ファントムまたは無負荷ファントムにより発生された複数の磁気共鳴信号を撮像空間の内部に配置された受信コイル１０９により受信し、特定された電力と第１補正係数Ｆ_１とを用いて、第２補正係数Ｆ_２を決定することができる。

これらのことから、本実施形態におけるＭＲＩ装置１００によれば、ＳＡＲの計算において、ＭＲＩ装置１００の設置時におけるＲＦシールドおよびＷＢコイルの取り付け位置の誤差、ＲＦシールドの設計形状に対する誤差、および設計上のＷＢコイルの性能に基づくＷＢコイルの調整等に起因して変動する高周波磁場の送信パワーを、第１補正係数Ｆ_１を用いて補正することができる。加えて、本ＭＲＩ装置１００によれば、ＳＡＲの計算において、撮像空間に配置された受信コイル１０９（または送受信コイル）による高周波磁場のエネルギーの吸収（送信効率の低減）と、この吸収による受信コイル１０９（または送受信コイル）での励磁（送信効率の増加）とに起因して変動する、被検体Ｐへの高周波磁場の送信効率を、第２補正係数Ｆ_２を用いて補正することができる。

以上のことから、本実施形態におけるＭＲＩ装置１００によれば、パルスエネルギー法に基づくことなく、かつＳＡＲを過大評価することなく、被検体Ｐに吸収される高周波磁場を適切に推定することができる。これにより、本ＭＲＩ装置１００によれば、ＭＲＩ装置１００の動作において過大な制約が設けられないため、ＭＲＩ装置１００のユーザビリティを向上させることができる。

以上述べた実施形態の磁気共鳴イメージング装置１００によれば、ＳＡＲを適切に推定し、ユーザビリティを向上させることができる。

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。これら新規な実施形態は、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ともに、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。

１００…磁気共鳴イメージング装置、１０１…静磁場磁石、１０２…静磁場電源、１０３…傾斜磁場コイル、１０４…傾斜磁場電源、１０５…寝台装置、１０５ａ…天板、１０６…寝台制御回路、１０７…送信コイル、１０８…送信回路、１０９…受信コイル、１１０…受信回路、１１１…シーケンス制御回路、１１２…入力装置、１１３…表示装置、１１４…記憶回路、１１５…計測器、１１６…処理回路、１２３…記憶回路、１１６１…システム制御機能、１１６３…データ処理機能、１１６５…補正係数決定機能、１１６７…ＳＡＲ計算機能。

Claims (7)

1. 高周波磁場を発生する送信コイルと、
   前記高周波磁場が印加される撮像空間に配置された物体により発生された磁気共鳴信号を受信する受信コイルと、
   前記送信コイルに固有であって前記高周波磁場の発生に関する特性を示す第１補正係数と、前記高周波磁場の発生期間における前記受信コイルと前記高周波磁場との電磁的結合により前記受信コイルが前記高周波磁場に及ぼす特性を示す第２補正係数とを用いて、ＳＡＲ（Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ Ｒａｔｅ）を計算するＳＡＲ計算部と、
   を具備する磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記ＳＡＲ計算部は、
   前記送信コイルに供給される電力に対する被検体に蓄積される電力の割合を示す電力比と前記被検体の体表面積との相関関係をさらに用いて、前記ＳＡＲを計算する、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記ＳＡＲ計算部は、前記第１補正係数および前記第２補正係数を、前記送信コイルに供給される電力に乗算することにより、前記ＳＡＲを計算する、
   請求項１または２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記送信コイルに供給される複数の電力を計測する計測器と、
   前記計測された複数の電力にそれぞれ対応する複数の磁気共鳴信号のうち最大の磁気共鳴信号に対応する電力を特定し、前記最大の磁気共鳴信号の発生に関する設計電力と前記特定された電力とを用いて前記第１補正係数および前記第２補正係数を決定する補正係数決定部と、をさらに具備する、
   請求項１乃至３のうちいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記受信コイルは、前記撮像空間の外部に配置され、
   前記送信コイルは、
   前記磁気共鳴信号を受信可能な送受信コイルであって、
   前記複数の電力の供給に応じて、前記撮像空間に配置された負荷ファントムまたは無負荷ファントムにより発生された前記複数の磁気共鳴信号を受信し、
   前記補正係数決定部は、前記特定された電力と前記設計電力とを用いて、前記第１補正係数を決定する、
   請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記受信コイルは、
   前記撮像空間の内部に配置され、
   前記複数の電力の供給に応じて、前記撮像空間に配置された負荷ファントムまたは無負荷ファントムにより発生された前記複数の磁気共鳴信号を受信し、
   前記補正係数決定部は、前記特定された電力と前記第１補正係数とを用いて、前記第２補正係数を決定する、
   請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 送信コイルに固有であって高周波磁場の発生に関する特性を示す第１補正係数と、前記高周波磁場の発生期間における受信コイルと前記高周波磁場との電磁的結合により前記受信コイルが前記高周波磁場に及ぼす特性を示す第２補正係数と、前記送信コイルに供給される電力に対する被検体に蓄積される電力の割合を示す電力比と、所定の時間幅における前記高周波磁場の発生回数と、前記送信コイルに供給される電力とを乗ずることにより、乗算値を計算し、
   前記乗算値を、前記被検体における撮像部位の質量と前記所定の時間幅とで除することにより、除算値を計算し、
   前記除算値を、前記所定の時間幅に亘って積分することにより、ＳＡＲ（Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ Ｒａｔｅ）を計算する、
   ＳＡＲ計算方法。