JP5731373B2 - 患者の安全性、及び走査性能の改良のためのリアルタイム性の局所的及び大域的なｓａｒ推定 - Google Patents

Description

本出願は、診断撮像の技術分野に関する。本出願には患者の安全性、及び関連付けられた走査性能の（無線周波数（ＲＦ）デューティ・サイクルの点での）改良の意味合いにおける特定の適用例があり、本出願は、それを特に参照して説明する。更に、高磁界磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）に関する、局所の比吸収率（specific energy absorption rate；ＳＡＲ）ホットスポットの推定及び抑制がある。しかし、他の情報の最適化及び処理にも適用可能であり、必ずしも上述の適用例に限定されない。

高磁界強度における多くのＭＲの適用例の場合、局所ＳＡＲは制約要因である。ＳＡＲデポジションは、磁界強度の増加につれて増加し、使用可能なフリップ角、デューティ・サイクル、ＲＦ電力を制限し、それは、指定されたＳＡＲ限度を満たすようにするために走査収集時間の増加につながる。単一の送信器システムの場合、ＳＡＲは、算出が比較的容易である。アンテナ素子全てが、同じ振幅で送信し、それらの間の位相シフトは固定であるからである。更に、実験に必要なＲＦパルス形状は、知られており、そのＳＡＲと関連付けられて、形状ライブラリに記憶される。コイル素子それぞれが、それ自身の振幅及び位相を独立に送信する潜在性を有するマルチ送信システムの到来により、ＳＡＲは、並列のＲＦ送信パルスも考慮に入れて、チャネル毎に算出しなければならない。これは、更なる情報例えばＢ_１マップに基づいてのみ算出することが可能であり、よって、実験／患者特有のものである。

ＲＦの安全性は、生体内並列伝送ＭＲＩ走査の前提条件である。すなわち、マルチチャネルＲＦ送信コイルを使用したＳＡＲ限度内の走査は保証されていなければならない。走査は、「ＳＡＲ安全性」を有していない限り、開始することが可能でない。複数の伝送チャネルを備えたＭＲシステムでは、ＳＡＲ削減ＲＦパルスは、電界情報をＲＦパルス設計に組み入れることによって算出することが可能である。過去には、全ての個人に共通の既知のＳＡＲホットスポット（例えば、眼）を考慮に入れてＲＦパルスを構成する手法が使用されている。これは、一般に、全身撮像には十分でない。ＳＡＲホットスポットは患者間で、かつ、ＲＦパルス間で位置及び大きさにおいて変動し得るからである。よって、一患者において許容可能なレベルにＳＡＲを制限するＲＦパルス・シーケンスは、別の患者の場合、同様に制限するわけでないことがあり得る。更に、知られている静的ホットスポットに適応するＲＦシーケンスは、他の位置における、知られていない患者特有ホットスポットをうっかり悪化させ得る。

考えられる解決策の１つには、全ての患者にとって安全である、最悪ケースのシナリオのＳＡＲ推定を策定するということがある。しかし、生体内並列伝送走査とともに使用する場合、ＭＲＩシステムがかなり損なわれるほど、許容ＲＦデューティ・サイクルを制限する。ＳＡＲ算出を患者に合わせる機能は、患者全てに対する包括的なシナリオ又は既知の項を使用するよりも有益になる。

特に、ＲＦシーケンスが現在、患者毎に構成されていない理由の１つは、臨床的に適切な空間ＲＦパルス（例えば、局所励起又はズーム撮像）の場合、前述の種類のＲＦパルスを加速させる並列伝送システム（ＴｘＳＥＮＳＥ）が必要である。ＲＦシーケンスの場合、下にある前提条件は、ＳＡＲの効率的な推定の利用可能性である。更に、患者関連のＥ界、及び患者位置が利用可能であることが、正確なＳＡＲ推定（大域的（グローバル）及び局所的（ローカル）なＳＡＲ値、並びに、場合によりＳＡＲマップを含む）にとって非常に望ましい。シミュレーションによって得られる電界データは、スキャナ内の実際の電界とある程度異なる。実際の患者の代わりにＥ界シミュレーションのバイオメッシュ・モデルの使用は、特徴付けることが困難なシステマティック・エラーにつながる。標準的な単一チャネルの鳥かごコイルＲＦ送信アセンブリの場合、ＲＦ波形は、Ｔｘコイル素子毎に同一であり、位相の増分（例えば、８個の素子毎に４５°）が存在している。複数のＴｘコイル素子の場合、算出は更に複雑である。各チャネルが、異なるが静的な振幅及び位相を有し得るからである。２Ｄ／３Ｄの空間的に選択的なパルスなどの更に複雑な走査では、各チャネルは動的に変動する振幅及び位相を有し得る。

マルチチャネルＲＦ送信システム（例えば、８つの送信チャネル）の場合、患者の、標準に規定されたＳＡＲタイプ全て（局所及び大域）、並びに必要に応じてＳＡＲマップを算出するために、システムは、算出に使用されるモデル及びセルの分解能に応じて、多数の算出（例えば、テラＦＬＯＰ。最大、１０^１０以上の算出）を行う。この処理は、数分間要し、実際の診断走査の開始を患者がスキャナ内で待つので、実際には、リアルタイムで行うことは可能でない。

本願では、上記参照された課題及び他の課題を解消する新たでかつ改良された磁気共鳴システムを提供する。

一態様によれば、磁気共鳴システムが提供される。主磁石が、検査領域内にほぼ均一な主磁界を発生させる。無線周波数アセンブリが、検査領域内の被験者の選択されたダイポールに磁気共鳴を誘起し、磁気共鳴を受け取る。比吸収率算出プロセッサが、比吸収率を算出し、局所的な比吸収率ホットスポットを求める。シーケンス・コントローラにより、局所的な比吸収率ホットスポットを考慮に入れたＲＦ励起パルスを設計し、許容可能なレベル下に、ホットスポットに供給されるエネルギが保たれる。

別の一態様によれば、磁気共鳴システムが提供される。主磁石が、検査領域内にほぼ均一な主磁界を発生させる。無線周波数アセンブリが、検査領域内の被験者の選択されたダイポールに磁気共鳴を誘起し、磁気共鳴を受け取る。比吸収率算出プロセッサが、非吸収率を算出し、局所的な比吸収率ホットスポットを求める。グラフィックス・カードが、並列に非グラフィクス情報を処理する。

別の一態様によれば、磁気共鳴方法が提供される。略均一の主磁界が検査領域内に発生させられる。磁気共鳴が、検査領域内の被験者の選択されたダイポールに誘起され、磁気共鳴が受け取られる。検査領域内の被験者の位置が求められる。比吸収率が算出される。算出された比吸収率を考慮に入れた大域的な安全性を有するＲＦパルス波形が算出される。これは、繰り返し行うことができる（すなわち、例えば、第１のＲＦパルス推定がＳＡＲ限度を満たさない場合、又はＴ_Ｒ（反復時間）のような他のシステム・パラメータが延長された場合）。

本出願による、磁気共鳴撮像装置を略示した図である。 ＲＦ励起中のＰＵＣサンプリングの例示的な波形を含む図である。 経験的に求められた重み係数上のホットスポット抑制の依存性を示すグラフである。 情報全てを考慮に入れた実施例との、利用可能な情報全てよりも少ない情報を考慮に入れた別の手法の比較を示す図である。 情報全てを考慮に入れた実施例に対する、ＳＡＲを算出する最悪のケースのシナリオ手法の比較を示す図である。

一利点は、並列伝送走査が、既存のＦＤＡ又はＩＥＴＣの限度に違反しないということを効率的に検証することができるということである。

別の利点は、空間ＳＡＲ分布、ホットスポット、及びＳＡＲ値の算出速度の増加にある。

別の利点は、個々の患者にＳＡＲ算出を個別化（カスタマイズ）することができるという点にある。
別の利点は、患者のＳＡＲプロファイルに基づいて、最適なＲＦパルス・シーケンスを作成することができるという点にある。

別の利点は、患者毎に、Ｅ界や患者位置などの特定の情報を求めることができるという点にある。

別の利点は、ＳＡＲモデルの適応化のために異常又は手術用インプラントを検出することができる点にある。

本発明の更なる利点は、以下の詳細な説明を読み、理解すると、当業者が分かるであろう。

本発明は、種々の構成部分、及び構成部分の配置、並びに、種々の工程、及び工程の配置の形態を呈し得る。図面は、好ましい実施例を例証する目的のために過ぎず、本発明を限定するものと解されるべきでない。

図１を参照すれば、磁気共鳴スキャナ１０は、管状の主磁石アセンブリ１２を含む閉孔（クローズドボア型）システムとして例示するが、開磁石（オープンマグネット）構成、及び他の磁石構成も想定される。主磁石アセンブリ１２は、撮像領域の水平軸に沿って配向された略均一の主磁界Ｂ _０ をもたらす。垂直な他の磁石構成、及び他の構成も想定される。ボア型システムにおける主磁石１２は通常、約０．５Ｔ乃至７．０Ｔ又はそれ以上の磁界強度を有し得る。

勾配コイル・アセンブリ１４は、主磁界を空間的にエンコードするために撮像領域内に磁界勾配を作り出す。好ましくは、磁界勾配コイル・アセンブリ１４は、３つの直交方向（通常、軸方向又はｚ方向、横断方向又はｘ方向、及び垂直方向又はｙ方向）をもたらすよう構成されたコイル区分（セグメント）を含む。

無線周波数コイル・アセンブリ１６（ｎ個のコイル素子１６_１、１６_２、…１６_ｎを含む）は、被験者のダイポールに共鳴を励起するための無線周波数パルスを発生させる。無線周波数コイル・アセンブリ１６が送信する信号は通常、Ｂ_１界として知られている。無線周波数コイル・アセンブリ１６は更に、撮像領域から放出される共鳴信号を検出する役目を担う。例証された無線周波数コイル・アセンブリ１６は、撮像領域全体を撮像する送出／受信コイルであるが、局所の送出／受信コイル、局所の専用の受信コイル、又は専用の送信コイルも想定される。一実施例では、無線周波数コイル・アセンブリ１６は、８チャネルの送信／受信アンテナを含む。

勾配パルス増幅器１８は、選択された磁界勾配を作り出すよう、制御された電流を磁界勾配アセンブリ１４に供給する。好ましくはディジタルの、ｎ個の送信器２０_１、２０_２、_…２０_ｎを含む無線周波数送信器アレイ２０は、選択された共鳴を励起するよう、無線周波数パルス又はパルス・パケットを無線周波数コイル・アセンブリ１６に印加する。例証された実施例では、コイル素子の数及び送信器の数は同じである。しかし、２つ以上の素子を、各送信チャネルと関連付けることが可能である。例証された実施例におけるｎ個の受信器２２_１、２２_２、…２２_ｎを含む無線周波数受信器アレイ２２は、誘起された共鳴信号を受信し、復調するようコイル・アセンブリ１６又は別個の受信コイル・アレイに結合される。

被験者の共鳴撮像データを収集するために、被験者が撮像領域内に配置される。シーケンス・コントローラ２４は、関心領域における磁気共鳴を励起し、操作するよう、勾配増幅器１８、及び無線周波数送信器２０_１、２０_２、_…２０_ｎと通信する。シーケンス・コントローラ２４は例えば、選択された反復エコー定常状態又は他の共鳴シーケンスを生成し、前述の共鳴を空間的にエンコードし、選択的に共鳴を操作するか若しくは損ない、又は、他の方法で、被験者特有の選択された磁気共鳴信号を生成する。生成された共鳴信号は、ＲＦコイル・アセンブリ１６又は局所コイル・アセンブリ（図示せず）によって検出され、無線周波数受信器２２に通信され、復調され、ｋ空間メモリ２６に記憶される。撮像データは、画像メモリ３０に記憶される１つ又は複数の画像表現を生成するよう再構成プロセッサ２８によって再構成される。１つの適切な実施例では、再構成プロセッサ２８は、逆フーリエ変換再構成を行う。

結果として生じる画像表現は、ビデオ・プロセッサ３２によって処理され、人間が判読可能なディスプレイを装備したユーザ・インタフェース３４上に表示される。インタフェース３４は好ましくは、パソコン又はワークステーションである。ビデオ画像を生成するのではなく、画像表現は、プリンタ・ドライバによって処理され、印刷され、コンピュータ・ネットワーク若しくはインターネット等を介して送信される。好ましくは、ユーザ・インタフェース３４は、磁気共鳴撮像シーケンスを選択し、撮像シーケンスを修正し、撮像シーケンスを実行するようシーケンス・コントローラ２４と技師又は他の操作者が通信することも可能にする。インタフェース３４では、ユーザはＳＡＲモデルを選択することが可能であり、残りのパラメータの全部又は一部は、ユーザ相互作用及びフィードバックによって求めることが可能である。

比吸収率（ＳＡＲ）算出プロセッサ３６は、コイル・アセンブリ１６内の被験者の部分（複数部分）のＳＡＲを算出する。一実施例では、ＳＡＲ算出プロセッサ３６は、増加したＳＡＲ又はホットスポットの領域を含む全身のＳＡＲマップを作成する。

被験者内のＲＦ界が、該界を駆動する電流に線形に応答すると仮定すれば、ＳＡＲは、パルス・サンプルｂ^†Ｑｂにおける二次形式で表すことが可能であり、ここで、^†は共役転置を表し、ｂはＲＦ波形サンプルであり、Ｑは、マックスウェル方程式の解から得られ且つ特定の被験者体積（ボリューム）に対応するエルミート正値定符号行列である。ＳＡＲマップは、ＲＦパルスのｋ空間軌跡、Ｂ_１界マップ、目標励起パターン、及び大域的なＱ行列を含むいくつかの入力を考慮に入れることによって生成される。既存のＳＡＲ最適アルゴリズムは通常、眼などの特定の既知の静的局所領域を制約するに過ぎない。上述の通り、これは、全身撮像には不十分である。被験者によって変動する他のホットスポットが存在し得るからである。ホットスポットが生じる空間領域を統計的に制約することは、他の位置に新たなホットスポットを生じさせ得る。メモリ３５は、必要でないときのＱ行列の再算出を阻止するために、１つ又は複数の患者位置の予め算出されたデータを記憶することが可能である。更に、メモリ３５は、同じパルスについてＳＡＲを反復的に算出しなくてよいように、ＳＡＲ値を記憶することが可能である。パルスを識別するために一意的なＩＤを使用することが可能である。

局所ＳＡＲの算出の場合、所望のまとまり（マス）に達するまで患者モデルの体積要素それぞれのＳＡＲが平均化される。体積要素のＳＡＲ値は、その体積要素のエッジに沿ったＳＡＲを示し、各ボクセルの中心におけるＳＡＲ値を獲得するようデータが内挿される。

情報の一部は、予め算出し、ルックアップテーブル（ＬＵＴ）３７に記憶し得る。電界及びＢ_１界マップなどのスキャナ特有情報はＬＵＴ３７に記憶される。適切な開始バイオ・メッシュは、ＭＲスキャナにおける患者の身長、体重、性別、及び位置を知ることにより、ＬＵＴ３７の人体モデル・メモリから選択することが可能である。身長、性別、及び体重は、走査前に操作者によって入力することが可能である一方、患者位置は、被験者位置プロセッサ３９によって定められる。患者位置を取得し、患者モデルを精緻化（リファイン）するための１つのやり方は、移動床手法を使用することである。スキャナのボア内に患者が移動させられている間に画像が収集され、それにより、低分解能３Ｄボリュームデータ・セットがもたらされる。あるいは、患者がボア内の最終位置に来たときに、短いプレスキャンを行うことが可能である。このデータは、例えば、閾値分け又は特定の他の処理手段によってセグメント化することが可能である。次に、患者の位置は、例えば、患者の横断スライス、又は目標物（ランドマーク）の検出から、既存のモデルを用いた相関手法によって取得することが可能である。更に、患者の体積及びサイズを推定することが可能である。体内埋植（インプラント）や、欠落している器官などの異常も検出することが可能である。このようにして、開始人体モデルは、現在の患者にカスタマイズされる。

患者位置が求められると、ＳＡＲ算出プロセッサ３６は、入力パラメータ（体重、性別、位置等）の適切な組み合わせを使用してＬＵＴ３７を照会して、対応するＥ界データを入力パラメータの関数として取得する。ＬＵＴ３７に記憶されたモデル全てからの偏差が大きすぎる場合、非常に安全サイドのＳＡＲ推定を使用してもよい。

特定の走査においてインプラント装置が存在する場合には、そのインプラント装置の適正ＳＡＲ制限をＬＵＴ３７から取り出すことが可能である。当初の位置が求められた後、如何なるテーブル移動も、被験者位置プロセッサ３９によって監視することが可能であり、患者の新たな位置を高精度で求めるために使用することが可能である。

別の実施例では、粗く細分化された人体モデルを、移動床撮像データ又はプレスキャンから得ることが可能である。これは、例えば均質モデルの高速推定又は同様な患者の既存のＥ界の高速適合に使用することが可能である。均質モデルの使用により、伝導率及び透磁率における比較的小さな誤りがもたらされる。均質モデルからのデータの使用と、実際のデータの使用との差は許容可能なものであり、モデルの使用は実現性のある代替策である。

別の代替的な実施例では、患者位置は、ピックアップ・コイル（ＰＵＣ）を使用することによって求められる。マルチチャネル送信コイルの各送信素子には、患者の安全性を確実にし、システム調節を容易にするよう各素子における電流を監視するためにＰＵＣが装備される。一般に、患者の存在はコイルの特性に影響を及ぼす。よって、ＲＦコイル素子の負荷は、磁石ボアを通る患者の移動中に変動する。前述の移動は、位相変動として検出することが可能である。これは、ＭＲシステム内の患者の近似位置に変換することが可能である。これは、図２に示すように、コイル素子における電流がＲＦパルスの間にサンプリングされるので可能である。例示的なＲＦ波形及び勾配波形が提示されている。点線はＲＦ励起波形を表し、破線はＭＲ信号サンプリング波形を表し、実線はＰＵＣサンプリング波形を表す。更に、ＰＵＣは、ＲＦコイル・チャネル内の異常電流を検知し、安全パラメータを超えた場合に、走査終結を起動させるために使用することが可能である。

ＳＡＲマップが作成されると、シーケンス・コントローラ２４により、現在の被験者のＳＡＲマップに合わせられたＲＦパルス・シーケンスが設計される。これは、ホスト再構成器、又はＲＦパルスを算出する別個のグラフィックス・カードによっても行うことが可能である。シーケンス・コントローラ２４により、複数の異なるホットスポット領域と大域ＳＡＲとの間のトレードオフを規定する複数の重み付け係数が導入される。例えば、大域ＳＡＲに対して最適なＲＦパルスの空間ＳＡＲ分布に応じて、ホットスポット低減が、Ｑ_１＝Ｑ_{ｇｌｏｂａｌ}＋Σｑ_ｉＱ_{Ｃｒｉｔｉｃａｌ＿ｒｅｇｉｏｎ（ｉ）}によって可能である。ここで、Ｑ_１は、修正されたＱ行列であり、Ｑ_{ｇｌｏｂａｌ}は、元の大域Ｑ行列であり、ｑ_ｉは重み付け係数であり、Ｑ_{Ｃｒｉｔｉｃａｌ＿ｒｅｇｉｏｎ（ｉ）}は、ホットスポットのすぐ近くのボリューム（例えば、３ｘ３ｘ３ボクセルのボリューム）のＱ行列である。シーケンス・コントローラ２４は、既存のＳＡＲ限度を満たし且つ最も制約的なＳＡＲ値を低減させるために最善の重み付け係数ｑ_ｉを見出すよう、ＳＡＲマップを反復的に処理する。

より具体的には、シーケンス・コントローラ２４が、新たに設計されたＲＦパルス・シーケンスを施すよう勾配アセンブリ１４及びＲＦアセンブリ１６に指示する。そして、ＳＡＲ算出プロセッサ３６が、ＳＡＲマップを再算出する。局所ホットスポットの位置がもう一度決定される。次いで、シーケンス・コントローラ２４が、ホットスポットのＱ行列（Ｑ_{Ｃｒｉｔｉｃａｌ＿ｒｅｇｉｏｎ（ｉ）}）を体積平均し、重み付けする。重み付け係数は、磁石のアイソセンタからのホットスポットの距離（ｚ）に基づいて経験的に求められている。次に図３を参照すれば、曲線の谷は、その距離の最適な重み付け係数を表す。曲線４０は、ｚ＝２０ｃｍのホットスポット抑制を表す。曲線４２は、ｚ＝４０ｃｍのホットスポット抑制を表す。曲線４４は、ｚ＝６０ｃｍのホットスポット抑制を表す。曲線４６は、ｚ＝８０ｃｍのホットスポット抑制を表す。最後に、曲線４８は、ｚ＝１００ｃｍのホットスポット抑制を表す。

重み付けされ、体積平均されたＱ行列が大域Ｑ行列に加算される。Ｑ_１（更新された大域Ｑ行列）を再算出するとき、各ホットスポットの周りでの空間平均化の半径、ホットスポット位置、局所Ｑ行列、及び選択された大域Ｑ行列は全て、考慮に入れられる。Ｑ行列が更新されると、シーケンス・コントローラ２４により、更新されたＱ行列Ｑ_１に基づいて新たな、ＳＡＲ最適化されたＲＦパルス・シーケンスが設計される。前述と同様に、より低いＳＡＲ値が、臨界（クリティカル）領域で得られる。シーケンス・コントローラ２４及びＳＡＲ算出プロセッサ３６は、ホットスポットにおいて最小値に収束するか、又は、あるいは、所望の安全ＳＡＲレベルに達するまで、上記工程のうちの１つ又は複数を反復的に施すことが可能である。一部の場合、ＳＡＲが、収束する前に安全レベルに達した場合、ＳＡＲが収束するまで反復を施すことが必要でないことがあり得る。あるいは、反復時間Ｔ_Ｒも延長することが可能であるか、若しくはフリップ角を低減させることが可能であるか、又はその２つの組み合わせを行うことが可能である。更に、患者を移動させた場合、ＲＦパルスを再最適化することが可能である。

この反復処理は、計算集約的であり、大域Ｑ行列が更新される都度、大量のデータ処理容量を必要とする。既存のシステムでは、各反復は数分間要し得る、これは、スキャナ内で患者が待っている状態では実用的でない。各Ｑ行列の算出は、関与するチャネル毎の正しい位相情報及び正しい振幅情報を考慮する。一実施例では、身体の各ボクセルが別個に算出され、考えられる最大の分解能が与えられる。バイオ・メッシュにおけるボクセルの平均量は、５ｍｍのボクセル・サイズの場合、７５０，０００程度である。位相及び振幅情報が、各ボクセルに対する各ＲＦチャネルの効果毎に処理されると、大域及び局所ＳＡＲを算出し、ＳＡＲマップを生成するために多数の算出（例えば、テラＦＬＯＰ）が必要である。上述の通り、一実施例は、８個のチャネルを備えたＲＦアセンブリ１６を含むが、より多くのチャネルを備えたアセンブリが、何れかの特定の時点で動作するチャネルの何れかの任意の組み合わせで可能である。ＳＡＲは、前述の状況について、相応に算出される。

図１の実施例では、ＳＡＲ算出プロセッサ３６は、高性能グラフィクス・カードなどのサブプロセッサ３８にタスクを委譲する。サブプロセッサ３８は、ＳＡＲ算出プロセッサ３６自体に、ホスト・コンピュータに、又は分光計に配置され得る。個々のボクセルのＳＡＲ算出は、互いに依存しないので、相次いで処理しなくてよく、すなわち、並列に処理することが可能である。グラフィックス・カードなどのサブプロセッサ３８は、ＳＡＲの算出を高速化するために多くの（例えば、１２８、２５６等）並列処理チャネルを提供する。例えば、１２８個の処理チャネルを備えたグラフィックス・カードを使用することにより、ＳＡＲの算出は、ＳＡＲを算出するために３ＧＨｚプロセッサのみを使用する場合の１００倍に加速化された。よって、単一のバイオ・メッシュの場合のＲＦパルスのＳＡＲの算出は、分単位でなく秒単位で行うことが可能である。これは、ＳＡＲホットスポットを極小値に収束させる上述の反復処理が、実用的に適用可能な時間量で実行されることを可能にする。一実施例では、サブプロセッサ３８が利用可能でない場合（例えば、グラフィックス・カードが破損した場合）、ＳＡＲ算出プロセッサ３６が、走査がなお可能であるように算出を完了し得る。

別の実施例では、複数のボクセルをそれらの至近性によってグループ化且つ平均化し、おおよそ７５００００から例えば１０００００に体積エレメントの数を削減する。これは、ＳＡＲの算出時間を更に削減するが、算出されたＳＡＲマップにおけるある程度の分解能及び精度を犠牲にする。その結果、追加の安全マージンが、走査用の推定ＳＡＲ値を得るために加えられる。

別の代替的な実施例では、振幅及びチャネル情報は考慮に入れられるが、位相情報は考慮に入れられない。これもまた算出を高速化するが、安全側に傾けられた、あまり正確でないＳＡＲマップを算出する。ＳＡＲ値は、この実施例において過大に推定される。

別の代替的な実施例では、振幅は、対応するチャネルそれぞれにおける最大値にセットされる。この手法は、各チャネルに関して最大振幅のみが考慮に入れられるので、やはり算出の量を低減させるが、それは、やはり安全側に傾けて、結果として生じる算出の品質を犠牲にする。

別の代替的な実施例（最悪のケースのシナリオの実施例）では、最大振幅のみが、チャネルが何であっても、考慮に入れられる。これは、実際のＳＡＲマップの粗い推定のみをもたらす。図４及び図５は、利用可能な情報全てを考慮に入れる実施例と比較して、情報全てよりも少ない情報を考慮に入れる別の実施例の一部を示す。図４では、曲線５０は、正しい振幅を考慮に入れるが、位相は考慮に入れない実施例を表す。曲線５２は、正しいチャネルにおいて最大の振幅を考慮に入れる実施例を表す。曲線５４は、チャネル情報さえも考慮に入れられない最悪のケースのシナリオの実施例を表す。曲線５０、５２、５４は、低減係数の関数としての算出・実際ＳＡＲ比を表す。考慮に入れられる情報が多くなるにつれ、ＳＡＲの推定値は実際のＳＡＲにより近付く。しかし、前述の誤差比が許容可能な場合、代替的な手法のうちの１つを使用することによって算出時間を節減することが可能である。

図５は、実際の算出６０と比較した最悪のケースのシナリオの手法５８を使用して行われた算出を示す。図５は、チャネル全てで振幅が１で、位相が４５°で、標準的な１チャネルのボディ・コイルをエミュレートする８チャンネルのボディ・コイルの局所トランクＳＡＲの位置依存性を示す。最悪のケースのシナリオの手法はＳＡＲを、特に患者の胴の中間部において、過大に推定し、これは、ＳＡＲのより正確でない算出につながる。位置に対するＳＡＲの依存性も明らかである。

別の代替的な実施例では、ＳＡＲ算出プロセッサ３６、サブプロセッサ３８、又は何れかの他の構成部分を遠隔サーバ上に配置することが可能である。複数のクライアントにサーバが同時に対応することが可能である。ＳＡＲ値に対する複数の要求が同時に現れると、サーバは、到着順序に基づいて、又は他の順序に基づいてそれらに優先順位を付けることが可能である。

本発明は、好ましい実施例を参照して説明している。上述の詳細な説明を読み、理解することにより、他者が修正及び改変を思いつくであろう。本発明が、本願特許請求の範囲記載の範囲又はその均等物の範囲内に収まる限り、前述の修正及び改変全てを含むものとして解釈されることが意図されている。

Claims (13)

1. 磁気共鳴システムであって、
   検査領域内に略均一の主磁界を発生させる主磁石と、
   前記検査領域内の被験者の選択されたダイポールに磁気共鳴を誘起する複数の送信器を含む送信器アレイ及び複数のコイル素子を含むマルチチャネル無線周波数コイル・アセンブリと、
   磁気共鳴信号を受信する受信アレイと、
   前記被験者に関して前記マルチチャネル無線周波数コイル・アセンブリに関する比吸収率マップを算出する比吸収率算出プロセッサであり、前記比吸収率マップは前記被験者に特有の局所的な比吸収率ホットスポットを含む、比吸収率算出プロセッサと、
   前記比吸収率マップを考慮に入れることによって、前記被験者の全身に対して安全なものである大域的に安全なＲＦパルス波形を算出するシーケンス・コントローラと、
   前記被験者を新たな位置へと運ぶテーブルの移動を監視する被験者位置プロセッサと
   を有し、
   前記大域的に安全なＲＦパルス波形を算出することは、ＲＦパルスのｋ空間軌跡、Ｂ１界マップ、目標励起パターン、及び大域Ｑ行列を考慮に入れることを含み、Ｑは、マックスウェル方程式の解から得られ且つ前記被験者によって占有される体積に対応するエルミート正値定符号行列であり、
   前記比吸収率算出プロセッサは、前記大域的に安全なＲＦパルス波形を前記被験者の前記新たな位置に基づいて更新する、
   磁気共鳴システム。
2. 請求項１記載の磁気共鳴システムであって、前記比吸収率マップ及び前記局所的な比吸収率ホットスポットの算出の処理を支援する複数の並列処理チャネルを含むグラフィクス処理装置を更に含む磁気共鳴システム。
3. 請求項１記載の磁気共鳴システムであって、
   電界、Ｑ行列、及びモデル患者データのうちの少なくとも１つに関する所定の値を含むメモリを更に含み、
   前記比吸収率算出プロセッサは、前記メモリから、前記被験者の具体的な身長、性別及び体重に対応した、記憶された電界及びＢ１界マップを取り出し、前記被験者に対応し且つモデル患者データを含むボディモデルの選択に対し、推定される比吸収率マップを求める、
   磁気共鳴システム。
4. 請求項１記載の磁気共鳴システムであって、
   前記主磁石内での前記被験者の当初位置を求め、前記比吸収率マップを算出するために前記比吸収率算出プロセッサに前記当初位置を提供する被験者位置算出プロセッサ
   を更に含み、
   前記被験者位置算出プロセッサは更に、前記被験者の体積及びサイズを推定し、前記被験者の横断スライスとの相関付けのための前記被験者のモデルをリファインし、且つ、前記被験者の新たな位置を求めるために前記被験者が上にいるテーブルの移動を監視する、
   磁気共鳴システム。
5. 磁気共鳴方法であって、
   検査領域内に略均一の主磁界を発生させるステップと、
   前記検査領域内の被験者の選択されたダイポールに磁気共鳴を誘起し、前記磁気共鳴を受信するステップと、
   前記検査領域内での前記被験者の位置を求めるステップと、
   前記被験者の前記位置に対応する比吸収率マップを算出するステップであり、前記比吸収率マップは前記被験者に特有の局所的な比吸収率ホットスポットを含む、ステップと、
   前記算出された比吸収率マップを考慮に入れた大域的に安全なＲＦパルス波形を算出するステップと、
   前記被験者を新たな位置へと運ぶテーブルの移動を監視するステップと、
   前記大域的に安全なＲＦパルス波形を前記被験者の前記新たな位置に基づいて更新するステップと
   を含み、
   前記大域的に安全なＲＦパルス波形を算出するステップは、ＲＦパルスのｋ空間軌跡、Ｂ１界マップ、目標励起パターン、及び大域Ｑ行列を考慮に入れることを含み、Ｑは、マックスウェル方程式の解から得られ且つ前記被験者によって占有される体積に対応するエルミート正値定符号行列である、
   方法。
6. 請求項５記載の方法であって、
   前記被験者内の少なくとも１つの局所的な比吸収率ホットスポットの位置を求めるステップと、
   メモリから、前記被験者の具体的な身長、性別及び体重に対応するモデルを選択するための、記憶された電界及びＢ１界マップを取り出し、前記被験者に対応するボディモデルの選択に対し、推定される比吸収率マップを求めるステップと
   を更に含む方法。
7. 請求項６記載の方法であって、
   前記大域的に安全なＲＦパルスを印加するステップと、
   前記被験者内で前記大域的に安全なＲＦパルスによって誘起される比吸収率空間分布を算出するステップと
   を更に含む方法。
8. 請求項６記載の方法であって、
   前記少なくとも１つのホットスポットの重み付けされた体積平均Ｑ行列を加算することにより、大域Ｑ行列を更新するステップであり、Ｑは、マックスウェル方程式の解から得られ且つ前記被験者によって占有される体積に対応するエルミート正値定符号行列である、ステップ
   を更に含む方法。
9. 請求項８記載の方法であって、前記重み付けされた体積平均Ｑ行列は、前記少なくとも１つのホットスポットの周りでの空間平均化の半径と、前記少なくとも１つのホットスポットの位置と、少なくとも１つの局所Ｑ行列と、重み付け係数とを考慮に入れることによって算出される、方法。
10. 請求項８記載の方法であって、
    前記更新された大域Ｑ行列から、最適化されたＲＦパルス波形を算出するステップと、
    前記最適化されたＲＦパルス波形を印加するステップと
    を更に含む方法。
11. 請求項１０記載の方法であって、
    前記比吸収率が所望値に収束するまで、少なくとも前記大域Ｑ行列を更新するステップ及び前記最適化されたＲＦパルス波形を算出するステップを繰り返すステップ
    を更に含む方法。
12. 請求項５記載の方法を行うよう磁気共鳴システムを制御するプログラムを格納したコンピュータ読み取り可能媒体。
13. 請求項５記載の方法であって、前記比吸収率マップを算出するステップは、患者の安全性及びホットスポットの抑制の少なくとも一方のために、３Ｄ ＲＦパルスを使用する空間的に選択的な走査、及び、一定の振幅と位相とを備えたＲＦパルスを含む標準走査、のうちの少なくとも一方に基づいて前記比吸収率マップを算出することを含む、方法。

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