JP5809166B2 - 核磁気共鳴における局所エネルギー比吸収率（ｓａｒ）を計算するための方法 - Google Patents

Description

本発明は局所エネルギー比吸収率（ＳＡＲ）を計算するための方法に関する。本発明は磁気共鳴システムと、局所エネルギー比吸収率（ＳＡＲ）を計算するための命令を有するコンピュータプログラムにも関する。

磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）は人体の内部構造と機能を詳細に視覚化するために放射線学において最も一般に使用される医用画像法である。ＭＲＩは通常は体内の水分中の水素原子の核磁化を整列させるために強力な磁場を使用する。この磁化の整列を体系的に変化させ、水素原子核にスキャナで検出可能な回転磁場を生じさせるために、高周波（ＲＦ）場が使用される。この検出信号は身体画像を構成するために十分な情報を構築するよう、追加磁場によって操作されることができる。

ＭＲＩ手順中、患者は伝達されたＲＦエネルギーの一部を吸収し、これは体内組織加熱及び他の有害作用、例えば視覚、聴覚、及び神経機能の変化などをもたらす可能性がある。いわゆる比吸収率（ＳＡＲ）は、１キログラムあたりワットの単位（Ｗ／ｋｇ）で、組織の単位質量あたりに吸収されるＲＦ電力である。ＳＡＲは熱効果と関連する最重要パラメータの１つであり、ＭＲＩ安全性のためのガイドラインとなる。

局所ＳＡＲの正確な決定のために、患者全体にわたる関与するＲＦコイルの電場の空間分布、並びに導電率と誘電率分布、及び患者全体の質量密度が必要である。原則的に、電場は磁場の３つの空間成分から計算されることができる。電気特性導電率及び誘電率の空間分布は、当技術分野で既知のアンペアの法則によって決定されることができる。

電場と導電率、従って局所ＳＡＲをｉｎ ｖｉｖｏで決定する確実な方法は見つかっていない。代わりに、モデルに基づいて概算が実行される。これらのモデルは固定位置における単一固体から得られる人体解剖学に基づく。通常、身体はサブｃｍボクセルに解剖され、各々は特定組織型を割り当てられ、従って電気特性、すなわち導電率σと誘電率ε、及び質量密度ρが明確に定義される。適用ＲＦコイルのモデルを用いて、電場及び従って局所ＳＡＲがシミュレーションによって決定される。このアプローチは個々の解剖学及び位置に関して患者特有ではない。このフレームワーク内の患者特有モデルは数時間のシミュレーション時間のために実用的ではない。かかるモデルの不確実性は大きな安全域を必要とし、しばしば繰り返し時間、従って総取得時間の不要な増加につながる可能性がある。

かかる方法の一実施形態はＷＯ‐２００７０１７７９ Ａ２特許出願に開示される。この特許出願にかかる方法はＲＦコイルによって生成される磁場を測定し、シミュレーションを実行することによって体内電気特性σ及びεを測定することを目指す。ＳＡＲ計算のために、測定される電気特性は患者モデルとＲＦコイルモデルを用いてシミュレーションによって計算される電場と一緒に使用される。かかるシミュレーションは磁場の測定に基づく。

既知のシステムの欠点はコイル及び患者の完全シミュレーションが非常に時間がかかり、特に少なくとも数時間かかり、従って臨床背景において実用的ではないことである。

臨床背景への適用に適した方法を提供することが本発明の目的である。特に、ＳＡＲ計算が比較的短時間でなされる方法を提供することが本発明の目的である。

この目的は請求項１に記載の方法で実現される。

請求項１は、対象のセグメント化形状の電気パラメータと質量密度、及び高周波（ＲＦ）アンテナの磁場ベクトル分布に基づいて局所エネルギー比吸収率（ＳＡＲ）を計算するための方法を開示し、電気パラメータと質量密度の値は所定値であり、一方磁場ベクトル分布は磁気共鳴（ＭＲ）スキャンに基づく磁場マッピング法によって推定される。対象は生物、特に人若しくは動物であり得る。

本発明の一実施形態において、対象のセグメント化形状は対象のサーベイスキャンから得られる。サーベイスキャンは低解像度スキャンであり得る。セグメント化形状は上記磁気共鳴（ＭＲ）スキャンによっても得られ、すなわち個別のサーベイスキャンは必要ない。この実施形態の利点は、対象のセグメント化形状があらゆる特定対象に対して決定されることである。対象が人である場合、セグメント化形状は予め決定されず、すなわち単一の人に対して前もって決定されず、ＳＡＲが計算されるべき他の人に対してさらに使用されない。代わりに、検査されるあらゆる個人に対して、セグメント化形状が特定の人のサーベイスキャンから得られる。

磁気共鳴スキャンに基づく磁場マッピング法はＢ_１マッピング法であり得る。磁場の推定はＢ_１場のＨ^＋成分の測定から得られ、Ｂ_１場のＨ⁻成分とＨｚ成分はゼロと見なされることができる。

電気パラメータはセグメント化形状の導電率と誘電率を含むことができる。

電気パラメータと質量密度の所定値は文献から得られる。

本発明にかかる方法は電磁場シミュレーションを含まない。それにもかかわらず、本発明にかかる方法は幅広いイメージング状況において確実かつ有効な局所ＳＡＲの近似を提供する。方法は患者の解剖学と位置に関して患者特有である局所ＳＡＲの推定を提供する。局所ＳＡＲはＢ_１マッピングから推定され、これは長期にわたる場シミュレーションが省略されることができるので、スキャナ特有で高速でもある。Ｂ_１マッピング法は当技術分野で既知であることが留意される。Ｂ_１マッピングについての詳細な情報それ自体は例えば文献"Ａｃｔｕａｌ ｆｌｉｐ‐ａｎｇｌｅ ｉｍａｇｉｎｇ ｉｎ ｔｈｅ ｐｕｌｓｅｄ ｓｔｅａｄｙ ｓｔａｔｅ：ａ ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ ｒａｐｉｄ ｔｈｒｅｅ‐ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ ｍａｐｐｉｎｇ ｏｆ ｔｈｅ ｔｒａｎｓｍｉｔｔｅｄ ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｆｉｅｌｄ"ｂｙ Ｙａｒｎｙｋｈ ＶＬ．ＭＲＭ ５７（２００７）１９２‐２００に見られる。本発明にかかる方法はシミュレーションを適用しないので、ＳＡＲ計算が比較的短期間になされる。本発明の方法にかかるＳＡＲ計算は所望のＢ_１マッピング、すなわち所望の画像解像度と所望の信号雑音比に応じて数秒から数分の範囲でなされることができる。従って、本発明にかかる方法は特に臨床背景において実用的である。本発明にかかる方法はあらゆる種類のＭＲスキャンに、特にＳＡＲ制限に悩まされているスキャンに適用されることができる。方法は患者が金属インプラントを持つ場合にも、こうしたインプラント付近の局所ＳＡＲの慎重な管理の可能性のために、ＭＲ解析からこうした患者を除外する代わりに、適用されることができる。一般に、診断スキャンは局所ＳＡＲ限界を超えるのを避けるためにＳＡＲマップを用いて高ＲＦ電力レベルで実行され得る。

ＳＡＲ計算が比較的短期間でなされることができる磁気共鳴システムを提供することもまた本発明の目的である。システムはエネルギー比吸収率（ＳＡＲ）計算のために上記方法を使用する。システムは、
‐検査領域内に主磁場を生成するための主磁石（１２）と、
‐検査領域内に高周波場を放射し、検査領域から誘導磁気共鳴（ＭＲ）を受信するための高周波アンテナ（１６）と、
‐受信した誘導磁気共鳴（ＭＲ）から得られる磁場の推定と、セグメント化された対象の形状に割り当てられる対象の組織の電気パラメータ及び対象の組織の質量密度の両方に基づいて、検査領域内に収容される対象のエネルギー比吸収率（ＳＡＲ）を計算するためのエネルギー比吸収率計算プロセッサ（３６）とを有し、電気パラメータと質量密度は、磁気共鳴（ＭＲ）ラーモア周波数における対象の組織の電気パラメータと対象の組織の質量密度の値でデータベース（４２）から得られる。

主磁石によって生成される主磁場は高画質を実現するためにほぼ均一であり得る。

対象のセグメント化形状は対象のサーベイスキャンから得られる。

Ｂ_１マッピング法が磁場の推定のために使用されることができる。

磁場の推定はＢ_１場のＨ^＋成分の測定から得られ、Ｂ_１場のＨ⁻成分とＨｚ成分はゼロと見なされる。

電気パラメータはセグメント化形状の導電率と誘電率を含むことができる。

電気パラメータと質量密度の所定値は文献から得られる。

本発明にかかるシステムの一実施形態において、システムはさらに、エネルギー比吸収率計算プロセッサによってエネルギー比吸収率（ＳＡＲ）が決定される少なくとも１つの関心領域を特定するためのユーザインターフェースを有する。

上記方法に従って局所エネルギー比吸収率（ＳＡＲ）を計算するための命令を有するコンピュータプログラムを提供することもまた本発明の目的である。上記磁気共鳴システムはコンピュータプログラムを備えることができる。コンピュータプログラムは当技術分野で既知の任意の媒体、例えばコンパクトディスク（ＣＤ）、メモリスティック、ハードディスクなどに保存されることができる。

以下、本発明とさらなる態様が例として記載され、次の図面を用いて以下に説明される。

本発明にかかる磁気共鳴システムの実施形態例を概略的に示す。 本発明にかかる方法のバージョンのワークフロー図を概略的に示す。

好適な実施形態の以下の記載において、その一部を成す添付の図面が参照される。本発明が実施され得る特定の実施形態が例として以下の記載に示される。他の実施形態が利用され得、本発明の範囲から逸脱することなく構造変化がなされ得ることもまた理解される。複数の実施形態において同一若しくは同様の部分を示すために同じ参照符号が使用されることが留意される。

図１は本発明にかかる磁気共鳴システムの実施形態例を概略的に示す。磁気共鳴スキャナ１０がソレノイド主磁石アセンブリ１２を含むシステムとして図示される。この実施形態においてシステムはクローズドボアシステムである。磁気共鳴スキャナのオープン構成など、他の磁場配位も可能である。主磁石アセンブリ１２はイメージング領域の水平軸に沿って配向したほぼ一定の主磁場Ｂ_０を生じる。垂直などの他の磁石配置、及び他の構成もまた可能であることが理解されるものとする。ボアタイプシステムで使用される主磁石アセンブリ１２は通常、約０．５Ｔ乃至７．０Ｔ若しくはそれ以上の範囲の磁場強度を持つ。

磁気共鳴スキャナ１０Ａは主磁場を空間エンコードするために患者４０のイメージング領域に傾斜磁場を生じる傾斜磁場コイルアセンブリ１４をさらに有する。好適には、傾斜磁場コイルアセンブリ１４は、３つの直交方向、典型的には前後（ｚ）、左右（ｘ）、及び上下（ｙ）方向に傾斜磁場パルスを生じるように構成されるコイルセグメントを含む。

磁気共鳴スキャナ１０Ａは患者４０の双極子において共鳴を励起するための高周波パルスを生じる高周波アンテナ１６をさらに有する。高周波アンテナ１６によって伝達される信号はＢ_１場として一般に知られる。図１に示す高周波アンテナ１６は全身バードケージ型コイルである。高周波アンテナ１６はまたイメージング領域から発する共鳴信号を検出するのにも役立つ。高周波アンテナ１６はイメージング領域全体を画像化する送受信コイルであるが、他の実施形態において、局所送受信コイル、局所専用受信コイル、若しくは専用送信コイルも可能である。

傾斜磁場パルス増幅器１８は選択傾斜磁場を生じるために傾斜磁場アセンブリ１４へ制御電流を供給する。高周波（ＲＦ）送信器２０（好適にはデジタル）は、高周波パルス若しくはパルスパケットを高周波アンテナ１６に印加して選択した共鳴を励起する。高周波受信器２２がコイルアセンブリ１６に結合するか、又は別の実施形態において、誘導共鳴信号を受信し復調する個別受信コイルが可能である。

患者４０の共鳴イメージングデータを得るために、患者がイメージング領域内部に置かれる。シーケンスコントローラ２４は傾斜磁場増幅器１８及び高周波送信器２０と通信して関心領域の光学的操作を補う。シーケンスコントローラ２４は選択した繰り返しエコー定常状態若しくは他の共鳴シーケンスを生じ、こうした共鳴を空間エンコードし、共鳴を選択的に操作若しくは破壊し、或いはそうでなければ患者特有の選択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若しくは局所コイルによって検出され、高周波受信器２２へ伝達され、復調され、メモリ２６にｋ空間表現として保存される。画像メモリ３０に保存するための１つ以上の画像表現を生成するために、イメージングデータが再構成プロセッサ２８によって再構成される。一実施形態において、再構成プロセッサ２８は逆フーリエ変換再構成を実行する。

得られる画像表現はビデオプロセッサ３２によって処理され、人が読み取り可能なディスプレイを有するユーザインターフェース３４に表示される。ユーザインターフェース３４は好適にはパーソナルコンピュータ若しく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、画像表現は例えばプリンタドライバによって処理され、コンピュータネットワーク若しくはインターネットを介して印刷若しくは伝送されることができる。好適には、ユーザインターフェース３４は技術者若しくは別の操作者若しくは人がシーケンスコントローラ２４と通信して磁気共鳴イメージングシーケンスを選択し、イメージングシーケンスを修正し、イメージングシーケンスを実行することなども可能にする。

エネルギー比吸収率（ＳＡＲ）プロセッサ３６はイメージング領域内の患者の一部分に対するＳＡＲを計算する。ＭＲラーモア周波数における人組織の誘電特性及び人組織の質量密度を含むルックアップテーブルが使用される。

アンペアの法則は磁場Ｈと電気変位Ｄと電流密度ｊとの間の関係を示す。

導電率σは次式によって電流密度に関連付けられる。

電気変位は自由空間の誘電率ε_０と相対誘電率ε_ｒ及び電場によって表現されることができる。等方媒体が仮定される。

式（２）及び（３）を式（１）に代入し、時間調和場（ｔｉｍｅ‐ｈａｒｍｏｎｉｃ ｆｉｅｌｄ）を仮定すると、次式が得られる。

Ｅ及びσの知識から、局所ＳＡＲが容易に得られる。

局所ＳＡＲは１）磁場及び２）電気特性と質量密度がわかれば計算することができる。本発明の基本概念は項目１）を測定し、項目２）のためのモデルを作ることである。以下、これら２項目がより詳細に論じられる。

円偏光磁場成分が次式によってデカルト成分に関連付けられる。

逆もまた同様である。

正の磁場成分Ｈ^＋（伝達感度に対応する）は当技術分野で既知のＢ_１マッピング法を用いて測定されることができ、例えばＹａｒｎｙｋｈの文献"Ｙａｒｎｙｋｈ ＶＬ．Ａｃｔｕａｌ ｆｌｉｐ‐ａｎｇｌｅ ｉｍａｇｉｎｇ ｉｎ ｔｈｅ ｐｕｌｓｅｄ ｓｔｅａｄｙ ｓｔａｔｅ：ａ ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ ｒａｐｉｄ ｔｈｒｅｅ‐ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ ｍａｐｐｉｎｇ ｏｆ ｔｈｅ ｔｒａｎｓｍｉｔｔｅｄ ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｆｉｅｌｄ．ＭＲＭ ５７（２００７）１９２‐２００"を参照。バードケージコイル構成において、他の２つの磁場成分Ｈ⁻及びＨ_ｚは

のため無視することができる。

本発明にかかる方法は電気特性と質量密度の文献値をセグメント化画像に割り当てる。通常、Ｂ_１マッピング法は後処理解剖学的画像に基づき、例えばＹａｒｎｙｋｈの文献を参照。これらの画像は自動セグメンテーション及び組織型の特定のために再利用され得る。セグメンテーションと特定は必要に応じて異なる解像度でなされることができ、ＣＰＵ時間と結果の精度のバランスをとる。最も簡単なバージョンでは、平均σ及びεで全身が単一セグメントとしてとられることができる。より詳細なバージョンはセグメントをボクセルサイズまで縮小し得る。このフレームワークにおけるＢ_１マップのプレスキャン特性のために、許容可能な収集時間のために中規模のボクセルサイズが予測される。

図２は本発明にかかる方法の実施形態例のワークフロー図を概略的に示す。ステップ６０は画像収集、例えばＡＦ１ Ｂ_１マッピングのようにデュアルＴＲ定常状態における２ＦＦＥ画像をあらわす。さらに２つのステップがあり、ステップ６６はＢ_１マップの再構成をあらわし、ステップ６２は患者の解剖学的画像のセグメンテーションをあらわす。ステップ６２の後ステップ６４が続き、組織の誘電特性と質量密度の基準値の割り当てをあらわす。ステップ６４及び６６の結果は局所ＳＡＲ再構成をあらわすステップ６８のための入力として必要である。局所ＳＡＲ再構成がなされると、最大許容ＲＦ電力で、すなわち組織を損傷するリスクのないイメージングをあらわすステップ７０が実行されることができる。

本発明は図面と先の記載に詳細に図示され記載されているが、かかる図示と記載は例示若しくは説明であって限定ではないと見なされるものとし、本発明は開示の実施形態に限定されない。

開示の実施形態への他の変更は、図面、開示、及び添付の請求項の考察から、請求された発明を実施する上で当業者によって理解されもたらされることができる。請求項において"有する"という語は他の要素若しくはステップを除外せず、不定冠詞"ａ"若しくは"ａｎ"は複数を除外しない。特定の手段が相互に異なる従属請求項に列挙されているという単なる事実は、これらの手段の組み合わせが有利に使用されることができないことを示すものではない。請求項における任意の参照符号は範囲を限定するものと解釈されてはならない。

１０ 磁気共鳴スキャナ
１２ ソレノイド主磁石アセンブリ
１４ 傾斜磁場コイルアセンブリ
１６ 高周波アンテナ
１８ 傾斜磁場パルス増幅器
２０ 高周波送信器
２２ 高周波受信器
２４ シーケンスコントローラ
２６ ｋ‐空間メモリ
２８ 再構成プロセッサ
３０ 画像メモリ
３２ ビデオプロセッサ
３４ ユーザインターフェース
３６ エネルギー比吸収率プロセッサ
４０ 対象
４２ データベース
６０ 画像収集
６２ 患者の解剖学的画像のセグメンテーション
６４ 組織の誘電特性と質量密度の基準値の割り当て
６６ Ｂ_１マップの再構成
６８ 局所ＳＡＲ再構成
７０ 最大許容ＲＦ電力でのイメージング

Claims (15)

1. 対象のセグメント化形状の電気パラメータと質量密度、及び高周波アンテナの磁場ベクトル分布に基づいて局所エネルギー比吸収率を計算するための方法であって、前記電気パラメータと前記質量密度の値は所定値であり、前記磁場ベクトル分布は磁気共鳴スキャンに基づく磁場マッピング法によって推定される、方法。
2. 前記対象のセグメント化形状が前記対象のサーベイスキャンから得られる、請求項１に記載の方法。
3. 前記磁気共鳴スキャンに基づく前記磁場マッピング法のためにＢ_１マッピング法が使用される、請求項１又は２に記載の方法。
4. 前記磁場の推定がＢ_１場のＨ^＋成分の測定から得られ、Ｂ_１場のＨ⁻成分及びＨｚ成分はゼロと見なされる、請求項３に記載の方法。
5. 前記電気パラメータが前記セグメント化形状の導電率と誘電率を含む、請求項１乃至４のいずれか一項に記載の方法。
6. 前記電気パラメータと前記質量密度の所定値が文献から得られる、請求項１乃至５のいずれか一項に記載の方法。
7. 磁気共鳴システムであって、
   検査領域に主磁場を生成するための主磁石と、
   前記検査領域に高周波場を放射し、前記検査領域から誘導磁気共鳴を受信するための高周波アンテナと、
   受信した前記誘導磁気共鳴から得られる磁場の推定、及びセグメント化された対象の形状に割り当てられる対象の組織の電気パラメータと対象の組織の質量密度の両方に基づいて、前記検査領域に収容される対象のエネルギー比吸収率を計算するためのエネルギー比吸収率計算プロセッサとを有し、前記電気パラメータと前記質量密度は、磁気共鳴ラーモア周波数における前記対象の組織の電気パラメータと前記対象の組織の質量密度で、データベースから得られる、
   磁気共鳴システム。
8. 前記対象のセグメント化形状が前記対象のサーベイスキャンから得られる、請求項７に記載の磁気共鳴システム。
9. 前記磁場の推定のためにＢ_１マッピング法が使用される、請求項７又は８に記載の磁気共鳴システム。
10. 前記磁場の推定がＢ_１場のＨ^＋成分の測定から得られ、Ｂ_１場のＨ⁻成分及びＨｚ成分はゼロと見なされる、請求項９に記載の磁気共鳴システム。
11. 前記電気パラメータが前記セグメント化形状の導電率と誘電率を含む、請求項７乃至１０のいずれか一項に記載の磁気共鳴システム。
12. 前記電気パラメータと前記質量密度の所定値が文献から得られる、請求項７乃至１１のいずれか一項に記載の磁気共鳴システム。
13. 前記システムが、前記エネルギー比吸収率計算プロセッサによって前記エネルギー比吸収率が決定される少なくとも１つの関心領域を特定するためのユーザインターフェースを有する、請求項７乃至１２のいずれか一項に記載の磁気共鳴システム。
14. 請求項１乃至６のいずれか一項に記載の方法に従って局所エネルギー比吸収率を計算するための命令を有するコンピュータプログラム。
15. 請求項１４に記載のコンピュータプログラムを備える請求項７乃至１３のいずれか一項に記載の磁気共鳴システム。

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