JP5931454B2 - 磁気共鳴イメージング装置及びＳＡＲ（ＳｐｅｃｉｆｉｃＡｂｓｏｒｐｔｉｏｎＲａｔｅ）計算方法 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置及びＳＡＲ計算方法に関する。

従来、磁気共鳴イメージング装置（以下、適宜「ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置」）による撮像においては、被検体（例えば、患者）の安全を確保するために、組織１ｋｇあたりに単位時間に吸収される電力を示すＳＡＲ（Specific Absorption Rate）が計算される。具体的には、ＲＦ（Radio Frequency）コイルに供給されるＲＦパルスの出力電力が取得され、この出力電力がＳＡＲの計算に用いられる。

もっとも、ＲＦパルスの出力電力には、被検体で消費される電力のみならず、ＲＦコイルで消費される電力も含まれるが、ＲＦコイルで消費される電力は、被検体との相互作用（例えば、被検体の体型）によって変化するものであり、未知である。このため、安全性確保の観点からも、ＳＡＲは、実際に被検体で消費される電力よりも大きいＲＦパルスの出力電力を用いて計算されている。しかしながら、この場合、ＳＡＲは過大評価されることになるので、撮像枚数の減少など、撮像効率が低下するおそれがある。

特開平０８−０３８４４７号公報

本発明が解決しようとする課題は、ＳＡＲを正確に計算することができる磁気共鳴イメージング装置及びＳＡＲ計算方法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装置は、出力電力取得部と、電流測定部と、消費電力計算部と、ＳＡＲ計算部と、撮像制御部とを備える。出力電力取得部は、ＲＦコイルに供給されるＲＦパルスの出力電力を取得する。電流測定部は、ＲＦコイルに流れる電流を測定する。消費電力計算部は、電流測定部によって測定された電流を電力に換算し、換算後の電力を出力電力取得部によって取得された出力電力から差し引くことで、ＲＦコイルによって発生した磁場下の被検体で消費された電力を計算する。ＳＡＲ計算部は、消費電力計算部によって計算された電力を用いてＳＡＲを計算する。撮像制御部は、ＳＡＲ計算部による計算結果に基づいて、撮像の実行を制御する。

図１は、実施形態に係るＭＲＩ装置の構成を示すブロック図である。 図２は、実施形態に係る送信コイルを説明するための図である。 図３は、実施形態に係る電流測定部を説明するための図である。 図４は、実施形態に係る電流測定部を説明するための図である。 図５は、実施形態に係る制御部の構成を示すブロック図である。 図６は、実施形態に係るＳＡＲ計算方法を説明するための図である。 図７は、実施形態に係るＳＡＲ計算方法を説明するための図である。 図８は、その他の実施形態に係る電流測定部の設置位置を説明するための図である。

（実施形態）
実施形態に係るＭＲＩ装置は、ＲＦコイルによって発生した磁場下に被検体が置かれた負荷状態において、ＲＦコイルに流れる電流を直接測定し、測定した電流を用いて、実際に被検体で消費された電力を計算する。そして、ＭＲＩ装置は、実際に被検体で消費された電力を用いてＳＡＲを計算する。この結果、安全性を確保しつつ、ＳＡＲが過大評価されることなく、また、撮像効率を低下させることなく、ＳＡＲを正確に計算することができる。

図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００の構成を示すブロック図である。静磁場磁石１は、中空の円筒状に形成され、内部の空間に一様な静磁場を発生する。静磁場磁石１は、例えば、永久磁石、超伝導磁石などである。傾斜磁場コイル２は、中空の円筒状に形成され、内部の空間に傾斜磁場を発生する。具体的には、傾斜磁場コイル２は、静磁場磁石１の内側に配置され、傾斜磁場電源３から傾斜磁場パルスの供給を受けて、傾斜磁場を発生する。傾斜磁場電源３は、シーケンス制御部１０から送信される制御信号に従って、傾斜磁場パルスを傾斜磁場コイル２に供給する。

寝台４は、被検体Ｐが載置される天板４ａを備え、天板４ａを、被検体Ｐが載置された状態で、撮像口である傾斜磁場コイル２の空洞内へ挿入する。通常、寝台４は、長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように設置される。寝台制御部５は、寝台４を駆動して、天板４ａを長手方向及び上下方向へ移動する。

送信コイル６は、磁場を発生する。具体的には、送信コイル６は、傾斜磁場コイル２の内側に配置され、送信部７からＲＦパルスの供給を受けて、磁場を発生する。なお、実施形態に係る送信コイル６は、後述するように、送信コイル６に流れる電流を測定する電流測定部３０を備える。送信部７は、シーケンス制御部１０から送信される制御信号に従って、ラーモア周波数に対応するＲＦパルスを送信コイル６に供給する。

受信コイル８は、磁気共鳴信号（以下、ＭＲ（Magnetic Resonance）信号）を受信する。具体的には、受信コイル８は、傾斜磁場コイル２の内側に配置され、磁場の影響によって被検体Ｐから放射されるＭＲ信号を受信する。また、受信コイル８は、受信したＭＲ信号を受信部９に出力する。

受信部９は、シーケンス制御部１０から送られる制御信号に従って、受信コイル８から出力されたＭＲ信号に基づきＭＲ信号データを生成する。具体的には、受信部９は、受信コイル８から出力されたＭＲ信号をデジタル変換することによってＭＲ信号データを生成し、生成したＭＲ信号データを、シーケンス制御部１０を介して計算機システム２０に送信する。なお、受信部９は、静磁場磁石１や傾斜磁場コイル２などを備える架台装置側に備えられていてもよい。

シーケンス制御部１０は、傾斜磁場電源３、送信部７、及び受信部９を制御する。具体的には、シーケンス制御部１０は、計算機システム２０から送信されたパルスシーケンス実行データに基づく制御信号を、傾斜磁場電源３、送信部７、及び受信部９に送信する。例えば、シーケンス制御部１０は、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）などの集積回路、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＭＰＵ（Micro Processing Unit）などの電子回路である。

計算機システム２０は、インタフェース部２１と、画像再構成部２２と、記憶部２３と、入力部２４と、表示部２５と、制御部２６とを備える。インタフェース部２１は、シーケンス制御部１０に接続され、シーケンス制御部１０と計算機システム２０との間で送受信されるデータの入出力を制御する。画像再構成部２２は、シーケンス制御部１０から送信されたＭＲ信号データから画像データを再構成し、再構成した画像データを記憶部２３に格納する。

記憶部２３は、画像再構成部２２によって格納された画像データや、ＭＲＩ装置１００において用いられるその他のデータを記憶する。例えば、記憶部２３は、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ（flash memory）などの半導体メモリ素子、ハードディスク、光ディスクなどである。

入力部２４は、各種指示を操作者から受け付ける。例えば、入力部２４は、マウス、キーボードなどである。表示部２５は、画像データなどを表示する。例えば、表示部２５は、液晶ディスプレイなどである。

制御部２６は、上述した各部を制御することによってＭＲＩ装置１００を総括的に制御する。例えば、制御部２６は、ＡＳＩＣ、ＦＰＧＡなどの集積回路、ＣＰＵ、ＭＰＵなどの電子回路である。なお、制御部２６は、後述するように、ＳＡＲを計算するための各部を備える。

さて、上述したように、実施形態に係るＭＲＩ装置は、ＲＦコイルによって発生した磁場下に被検体が置かれた負荷状態において、ＲＦコイルに流れる電流を直接測定する。具体的には、送信コイル６が、電流測定部３０を備え、この電流測定部３０が、送信コイル６に流れる電流を測定する。

図２は、実施形態に係る送信コイル６を説明するための図である。実施形態に係る送信コイル６は、図２に示すように、例えば、バードケージ型のＲＦコイルである。送信コイル６は、円筒状に形成された支持部材６ａの上に、銅箔を用いてリング状に形成された２つのリング部６ｂ、及び、２つのリング部６ｂ間を接続するように銅箔を用いて矩形状に形成された複数のラング部６ｃ（ラング部６ｃは「エレメント」とも称される）を有する。なお、リング部６ｂ及びラング部６ｃには、送信コイル６を制御するための回路素子６ｄや回路素子６ｅなど（例えば、ＰＩＮダイオード、キャパシタ）が適宜接続されている。

図３及び図４は、実施形態に係る電流測定部３０を説明するための図である。実施形態に係る送信コイル６は、図３に示すように、例えば、ラング部６ｃの中間部分に挿入するように、電流測定部３０を備える。図３に示すように、ラング部６ｃは、左右２つに分割され、両ラング部６ｃは、ラング部６ｆによって接続される。また、このラング部６ｆは、図３に示すように、電流測定部３０のコイルを貫通するように接続される。なお、図３に示す白抜き矢印は、図４が、図３に示す白抜き矢印の方向から電流測定部３０を観察したことを示すものである。

実施形態に係る電流測定部３０は、例えば、図４に示すように、非磁性空芯環状体３０ａにソレノイド状の巻き線３０ｂを施したロゴスキーコイルである。巻き線３０ｂは、非磁性空芯環状体３０ａを一周せずに、非磁性空芯環状体３０ａ内の空芯部分を巻き戻す。また、非磁性空芯環状体３０ａに施された巻き線３０ｂの両端は、同軸ケーブル３０ｃの芯線及びシールドにそれぞれ接続され、非磁性空芯環状体３０ａは、数個のバラン３０ｄを介して積分回路３０ｅに接続される。積分回路３０ｅは、検出された電圧を電流に変換し、電流の値を制御部２６に伝達する。このようなロゴスキーコイルの場合、電流測定部３０は、非磁性空芯環状体３０ａの穴を貫通する電流、すなわち、送信コイル６のラング部６ｆを流れる電流による磁束変化を検出することで、送信コイル６に流れる電流を測定する。

なお、図３においては、図４を用いて説明した同軸ケーブル３０ｃ、バラン３０ｄ、及び積分回路３０ｅの図示を省略した。また、電流測定部３０の設置位置は上述した例に限られるものではなく、任意に変更することができるが、仮想グラウンドに設置すると、電圧が安定し、望ましいと考えられる。

次に、図５は、実施形態に係る制御部２６の構成を示すブロック図である。実施形態に係る制御部２６は、図５に示すように、出力電力取得部２６ａと、消費電力計算部２６ｂと、ＳＡＲ計算部２６ｃと、撮像制御部２６ｄとを備える。

出力電力取得部２６ａは、送信コイル６に供給されるＲＦパルスの出力電力を取得する。消費電力計算部２６ｂは、出力電力取得部２６ａによって取得された出力電力と、電流測定部３０によって測定された電流とを用いて、被検体Ｐで消費された電力を計算する。ＳＡＲ計算部２６ｃは、消費電力計算部２６ｂによって計算された電力を用いてＳＡＲを計算する。撮像制御部２６ｄは、ＳＡＲ計算部２６ｃによる計算結果に基づいて、撮像の実行を制御する。以下、各部の処理を詳細に説明する。

図６及び図７は、実施形態に係るＳＡＲ計算方法を説明するための図である。図６に示すように、実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、まず、ＲＦコイルによって発生した磁場下に被検体が置かれない『無負荷状態』において、出力電力の取得及び送信コイルの電流の測定を行う。電流を電力に換算するための換算係数を求めるためである。なお、無負荷状態とは、送信コイル６が、被検体と電気的、磁気的に結合しない状態であるといえる。

具体的には、出力電力取得部２６ａは、無負荷状態にて、送信コイル６に供給されるＲＦパルスの出力電力を取得する（Ｓ１０１）。例えば、出力電力取得部２６ａは、送信部７が備えるアンプの出力値を取得し、この出力値と、送信コイル６までのロスファクター（例えば、ケーブルロス）として見積もられる値との積を、ＲＦパルスの出力電力であって、送信コイル６に供給される電力として定義し、取得する。

一方、電流測定部３０は、無負荷状態にて、送信コイル６に流れる電流を測定する（ステップＳ１０２）。例えば、各ラング部６ｃに挿入された各電流測定部３０は、それぞれ、送信コイル６の各ラング部６ｃに流れる電流を測定する。なお、ステップＳ１０１とステップＳ１０２とは、並行して行われる。

次に、消費電力計算部２６ｂは、ステップＳ１０１において無負荷状態で取得されたＲＦパルスの出力電力と、ステップＳ１０２において無負荷状態で測定された電流とを用いて、電流測定部３０によって測定された電流を電力に換算するための換算係数を計算する（ステップＳ１０３）。例えば、消費電力計算部２６ｂは、以下に示す（１）式を用いて換算係数ｋを計算する。

ここで、（１）式の左辺は、送信コイル６に供給される電力である。一方、（１）式の右辺は、送信コイル６の各エレメント（各ラング部６ｃ）に流れる電流の合計である。すなわち、無負荷状態において、送信コイル６に供給される電力は、全て送信コイル６で消費されると考えられるので、（１）式が成立する。なお、送信コイル６の各エレメントのインピーダンスは、ほぼ同じであると仮定する。

消費電力計算部２６ｂは、（１）式の左辺に、ステップＳ１０１において取得されたＲＦパルスの出力電力を代入し、（１）式の右辺の変数Ｉに、ステップＳ１０２において測定された電流を代入する。なお、変数ｉは、送信コイル６の各エレメント（各ラング部６ｃ）を示す。すなわち、消費電力計算部２６ｂは、各ラング部６ｃに流れる電流を加算する。消費電力計算部２６ｂは、この（１）式を解くことで、換算係数ｋを計算し、計算した換算係数ｋを、例えば、記憶部２３に格納しておく。

なお、この無負荷状態における換算係数ｋの計算は、例えば、ＭＲＩ装置１００の据付時に実施してもよく、ある一定期間毎に実施し、換算係数ｋを更新してもよい。

さて、被検体の撮像時、実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、本スキャンに先行して、プリスキャンを行う。送信コイル６で消費される電力は、被検体Ｐとの相互作用によって変化するものであるので、本スキャンを実施する前に、被検体Ｐ毎、あるいは、同じ被検体Ｐであっても撮像部位毎又は使用コイルの変更などで、プリスキャンを行う。具体的には、実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、図７に示すように、ＲＦコイルによって発生した磁場下に被検体が置かれた『被検体負荷状態』において、プリスキャンを開始する（ステップＳ２０１）。

まず、出力電力取得部２６ａは、被検体負荷状態にて、送信コイル６に供給されるＲＦパルスの出力電力を取得する（ステップＳ２０２）。無負荷状態と同様、例えば、出力電力取得部２６ａは、送信部７が備えるアンプの出力値を取得し、この出力値と、送信コイル６までのロスファクター（例えば、ケーブルロス）として見積もられる値との積を、ＲＦパルスの出力電力であって、送信コイル６に供給される電力として定義し、取得する。

一方、電流測定部３０は、被検体負荷状態にて、送信コイル６に流れる電流を測定する（ステップＳ２０３）。無負荷状態と同様、例えば、各ラング部６ｃに挿入された各電流測定部３０は、それぞれ、送信コイル６の各ラング部６ｃに流れる電流を測定する。なお、ステップＳ２０２とステップＳ２０３とは、並行して行われる。

次に、消費電力計算部２６ｂは、ステップＳ２０２において被検体負荷状態で取得されたＲＦパルスの出力電力と、ステップＳ２０３において被検体負荷状態で測定された電流とを用いて、被検体Ｐで消費された電力を計算する（ステップＳ２０４）。例えば、消費電力計算部２６ｂは、ステップＳ２０３において測定された電流の合計を、記憶部２３に記憶されている換算係数ｋを用いて電力に換算し、換算後の電力を、ステップＳ２０２において取得された出力電力から差し引くことで、被検体Ｐで消費された電力を計算する。例えば、消費電力計算部２６ｂは、以下に示す（２）式を解くことで、被検体Ｐで消費された電力を計算する。

続いて、ＳＡＲ計算部２６ｃは、ステップＳ２０４において計算された電力を用いてＳＡＲを計算する（ステップＳ２０５）。ここで、ＳＡＲは、単位重量あたり単位時間あたりの熱吸収比であり、例えば、静磁場の２乗に比例し、フリップ角の２乗に比例し、一定時間内のＲＦパルスの数に比例することなどが公知であり、このような公知の関係からＳＡＲを計算する数式も公知である。そこで、ＳＡＲ計算部２６ｃは、例えば、静磁場、フリップ角、ＲＦパルスの数といった変数をパルスシーケンスから取得し、これらの値と、被検体Ｐで消費された電力とを公知の数式に代入することで、ＳＡＲを計算する。

そして、撮像制御部２６ｄは、ＳＡＲ計算部２６ｃによる計算結果に基づいて、撮像の実行を制御する。例えば、撮像制御部２６ｄは、ＳＡＲ計算部２６ｃによる計算の結果、ＳＡＲがその許容値を超えない場合には、本スキャンを実施すると判定し（ステップＳ２０６，Ｙｅｓ）、本スキャンを実施する（ステップＳ２０７）。一方、ＳＡＲがその許容値を超える場合には、撮像制御部２６ｄは、本スキャンを実施しないと判定し（ステップＳ２０６，Ｎｏ）、例えば、パルスシーケンスのパラメータ値を、ＳＡＲが許容値を超えないように調整し（ステップＳ２０８）、その後、本スキャンを実施する（ステップＳ２０７）。

また、本スキャンの実施後、ＭＲＩ装置１００は、被検体Ｐが変更されるか、あるいは、撮像部位が変更されるかを判定し（ステップＳ２０９）、被検体Ｐあるいは撮像部位が変更される場合には（ステップＳ２０９，Ｙｅｓ）、ステップＳ２０１においてプリスキャンを開始する処理に戻り、ステップＳ２０２〜Ｓ２０８の処理を繰り返す。一方、変更されない場合には（ステップＳ２０９，Ｎｏ）、ＭＲＩ装置１００は、そのまま処理を終了する。

上述したように、実施形態によれば、実際に被検体で消費される電力を求めてＳＡＲを計算するので、安全性を確保しつつ、ＳＡＲが過大評価されることなく、また、撮像効率を低下させることなく、ＳＡＲを正確に計算することができる。例えば、撮像枚数を増やすこともできる。

なお、上述した実施形態においては、ＲＦコイルが、送信コイル及び受信コイルによって備えられる例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、ＲＦコイルは、送受信兼用の送受信コイルであってもよい。この場合、消費電力計算部２６ｂは、パルスシーケンスなどから予め判明しているＲＦパルスの送信タイミング及びＭＲ信号の受信タイミングを用いて、送信タイミングにて測定された電流の値のみ、被検体Ｐで消費された電力の計算（（２）式）に用いるように制御すればよい。

また、図８は、その他の実施形態に係る電流測定部の設置位置を説明するための図である。上述した実施形態においては、ＲＦコイルがバードケージ型であることを想定したが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、ＲＦコイルは、アレイ型でもよい。この場合、電流測定部３０は、例えば、図８に示すような位置に設置されてもよい。この位置は、仮想グラウンドに設置すると、電圧が安定し、望ましいためであるが、実施形態はこれに限られるものではなく、任意に変更することができる。

以上述べた少なくとも一つの実施形態の磁気共鳴イメージング装置及びＳＡＲ計算方法によれば、ＳＡＲを正確に計算することができる。

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。

１００ ＭＲＩ装置
２６ 制御部
２６ａ 出力電力取得部
２６ｂ 消費電力計算部
２６ｃ ＳＡＲ計算部
２６ｄ 撮像制御部
３０ 電流測定部

Claims (4)

1. ＲＦ（Radio Frequency）コイルに供給されるＲＦパルスの出力電力を取得する出力電力取得部と、
   前記ＲＦコイルに流れる電流を測定する電流測定部と、
   前記電流測定部によって測定された電流を電力に換算し、換算後の電力を前記出力電力取得部によって取得された出力電力から差し引くことで、前記ＲＦコイルによって発生した磁場下の被検体で消費された電力を計算する消費電力計算部と、
   前記消費電力計算部によって計算された電力を用いてＳＡＲ（Specific Absorption Rate）を計算するＳＡＲ計算部と、
   前記ＳＡＲ計算部による計算結果に基づいて、撮像の実行を制御する撮像制御部と
   を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記出力電力取得部は、前記ＲＦコイルによって発生した磁場下に被検体が置かれた被検体負荷状態に加え、無負荷状態においても、前記ＲＦパルスの出力電力を取得し、
   前記電流測定部は、前記被検体負荷状態に加え、無負荷状態においても、前記ＲＦコイルに流れる電流を測定し、
   前記消費電力計算部は、前記出力電力取得部によって無負荷状態で取得されたＲＦパルスの出力電力と、前記電流測定部によって無負荷状態で測定された前記ＲＦコイルに流れる電流とを用いて、前記電流測定部によって測定された電流を電力に換算するための換算係数を計算し、前記換算係数を用いて、前記電流測定部によって被検体負荷状態で測定された電流を電力に換算することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記出力電力取得部による出力電力の取得、前記電流測定部による電流の測定、前記消費電力計算部による電力の計算、及び、前記ＳＡＲ計算部によるＳＡＲの計算は、本撮像に先行する事前撮像において実行されるものであって、
   前記撮像制御部は、前記ＳＡＲ計算部によるＳＡＲの計算結果に基づいて、本撮像の実行を制御することを特徴とする請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. コンピュータで実行されるＳＡＲ計算方法であって、
   ＲＦコイルにて測定された電流を電力に換算し、換算後の電力を前記ＲＦコイルに供給されるＲＦパルスの出力電力から差し引くことで、前記ＲＦコイルによって発生した磁場下の被検体で消費された電力を計算する消費電力計算工程と、
   前記消費電力計算工程によって計算された電力を用いて、ＳＡＲを計算するＳＡＲ計算工程と
   を含んだことを特徴とするＳＡＲ計算方法。

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