(57)【要約】      （修正有）【課題】比吸収率の測定の精度を高めることができる磁気共鳴イメージングシステム及びその制御方法を提供する。【解決手段】イメージングシステムは、ＲＦコイル１６と、電力測定部と、制御部とを備える。ＲＦコイルは、高周波磁場を発生させる。電力測定部は、前記ＲＦコイルによって消費される電力を局所的に測定する。制御部は、前記ＲＦコイル内に被検体が置かれた状態で前記ＲＦコイルが前記高周波磁場を発生させたときに前記ＲＦコイルに供給されるＲＦ電力と、前記ＲＦコイル内に前記被検体が置かれた状態で前記高周波磁場を発生させたときに前記電力測定部によって測定される測定結果とに基づいて、前記被検体に対する比吸収率を測定する。【選択図】図１
2014133135.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
自コイルの内側及び当該自コイルの周囲又は近傍に高周波磁場を発生させるＲＦコイルと、
前記ＲＦコイルによって消費される電力を局所的に測定する電力測定部と、
前記ＲＦコイル内に被検体が置かれた状態で前記ＲＦコイルが前記高周波磁場を発生させたときに前記ＲＦコイルに供給されるＲＦ電力と、前記ＲＦコイル内に前記被検体が置かれた状態で前記高周波磁場を発生させたときに前記電力測定部によって測定される測定結果とに基づいて、前記被検体に対する比吸収率を測定する制御部と
を備える、磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項２】
前記電力測定部は、前記ＲＦコイルの周囲又は近傍に空間的に分散して配置された複数のピックアップループを有し、
前記制御部は、前記複数のピックアップループから出力される電気信号を組み合わせて前記比吸収率の測定に用いる、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項３】
前記複数のピックアップループは、前記ＲＦコイル内に対称的に分散して配置される、
請求項２に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項４】
前記電力測定部は、前記ＲＦコイルの周囲又は近傍に空間的に分散して配置された複数の電界プローブを有し、
前記制御部は、前記複数の電界プローブから出力される電気信号を組み合わせて前記比吸収率の測定に用いる、
請求項１、２又は３に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項５】
前記電界プローブは、同軸ケーブルによって給電される単極電界プローブを有する、
請求項４に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項６】
前記電界プローブは、同軸ケーブルによって給電される双極電界プローブを有する、
請求項４に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項７】
前記電力測定部は、前記ＲＦコイル上に空間的に分散して配置された複数のコンデンサそれぞれにおける電圧を測定する複数の電圧測定部を有し、
前記制御部は、前記複数の電圧測定部から出力される電気信号を組み合わせて前記比吸収率の測定に用いる、
請求項１、２又は３に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項８】
前記電力測定部は、前記ＲＦコイルの導体内を流れる電流に電磁気的に連結される少なくとも１つの蝶形状又は８の字形状のピックアップループを有する、
請求項１、２又は３に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項９】
前記制御部は、少なくとも、
前記被検体の体重と、
前記ＲＦコイル内に前記被検体が置かれた状態で前記ＲＦコイルが前記高周波磁場を発生させたときに前記ＲＦコイルに供給される第１のＲＦ電力と、
前記ＲＦコイル内に前記被検体が置かれていない状態で前記ＲＦコイルが前記高周波磁場を発生させたときに前記ＲＦコイルに供給される第２のＲＦ電力と、
前記ＲＦコイル内に前記被検体が置かれたときに前記ＲＦコイルによって消費される第１の電力と、前記ＲＦコイル内に前記被検体が置かれていないときに前記ＲＦコイルによって消費される第２の電力との比率と
に基づいて、前記比吸収率を測定する、
請求項１〜８のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項１０】
前記制御部は、前記第１の電力と前記第２の電力との比率に基づいて前記第２のＲＦ電力を修正した修正値を用いて、前記被吸収率を測定する、
請求項９に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項１１】
前記第１の電力は、前記ＲＦコイル内に前記被検体が置かれた状態で前記ＲＦコイルが前記高周波磁場を発生させたときに前記電力測定部によって測定される測定結果であり、
前記第２の電力は、前記ＲＦコイル内に前記被検体が置かれていない状態で前記ＲＦコイルが前記高周波磁場を発生させたときに前記電力測定部によって測定される測定結果である、
請求項１０に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項１２】
前記制御部は、前記被検体の体重をｗｅｉｇｈｔ、前記ＲＦコイル内に被検体が置かれた状態で前記ＲＦコイルが前記高周波磁場を発生させたときに前記ＲＦコイルに供給されるＲＦ電力をＰｓｃａｎ、前記ＲＦコイル内に被検体が置かれた状態で前記ＲＦコイルが前記高周波磁場を発生させたときに前記ＲＦコイルに供給されるＲＦ電力をＰｕｎｌｏａｄｅｄ、前記ＲＦコイル内に前記被検体が置かれた状態で前記高周波磁場を発生させたときに前記電力測定部によって測定される測定結果をＶｓｃａｎ、前記ＲＦコイル内に前記被検体が置かれた状態で前記高周波磁場を発生させたときに前記電力測定部によって測定される測定結果をＶｕｎｌｏａｄｅｄとした場合に、以下の式によって前記比吸収率を算出する、
請求項１１に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【数１】
2014133135.tif 000015
【請求項１３】
前記Ｐｕｎｌｏａｄｅｄ及び前記Ｖｕｎｌｏａｄｅｄは、イメージングスキャンが実行される前に測定されて記憶部に格納され、前記イメージングスキャン中に前記比吸収率が算出される際に用いられる、
請求項１２に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項１４】
ＲＦコイルが、自コイルの内側及び当該自コイルの周囲又は近傍に高周波磁場を発生させ、
電力測定部が、前記ＲＦコイルによって消費される電力を局所的に測定し、
制御部が、前記ＲＦコイル内に被検体が置かれた状態で前記ＲＦコイルが前記高周波磁場を発生させたときに前記ＲＦコイルに供給されるＲＦ電力と、前記ＲＦコイル内に前記被検体が置かれた状態で前記高周波磁場を発生させたときに前記電力測定部によって測定される測定結果とに基づいて、前記被検体に対する比吸収率を測定する、
ことを含む、磁気共鳴イメージングシステムの制御方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング（Magnetic  Resonance  Imaging：ＭＲＩ）システム及びその制御方法に関し、特に、ＭＲＩシステムに関する比吸収率の測定に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、ＭＲＩシステムを用いた撮像では、ＭＲＩ中の被検体の損傷を防ぐため、比吸収率（Specific  Absorption  Rate：ＳＡＲ）を制限する健康及び安全の基準が規定されている。一般的に、ＭＲＩシステムにおけるＳＡＲの測定では、NEMA（National  Electrical  Manufactures  Association：米国電機製造者協会）  Standards  Publication  MS8-2008で定められたパルスエネルギー方式が用いられている。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【０００３】
【非特許文献１】“NEMA  Standards  Publication  MS  8-2008，  Characterization  of  the  Specific  Absorption  Rate  for  Magnetic  Resonance  Imaging  System”，  pages  1-15，  published  by  National  Electrical  Manufacturers  Association，  Rosslyn，  VA  (2008)
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
本発明が解決しようとする課題は、ＳＡＲの測定の精度を高めることができる磁気共鳴イメージングシステム及びその制御方法を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
実施形態に係るイメージングシステムは、ＲＦコイルと、電力測定部と、制御部とを備える。ＲＦコイルは、高周波磁場を発生させる。電力測定部は、前記ＲＦコイルによって消費される電力を局所的に測定する。制御部は、前記ＲＦコイル内に被検体が置かれた状態で前記ＲＦコイルが前記高周波磁場を発生させたときに前記ＲＦコイルに供給されるＲＦ電力と、前記ＲＦコイル内に前記被検体が置かれた状態で前記高周波磁場を発生させたときに前記電力測定部によって測定される測定結果とに基づいて、前記被検体に対するＳＡＲを測定する。
【図面の簡単な説明】
【０００６】
【図１】図１は、本実施形態に係るＭＲＩシステムの構成例を示すブロック図である。
【図２Ａ】図２Ａは、非導電性ファントムに関する高周波磁場の分布を示す図である。
【図２Ｂ】図２Ｂは、円筒形の導電性ファントムに関する高周波磁場の分布を示す図である。
【図２Ｃ】図２Ｃは、人間の腹部に関する高周波磁場の分布を示す図である。
【図３Ａ】図３Ａは、ＲＦコイル及び当該ＲＦコイルの導体内を流れるＲＦ電流を測定するためのピックアップループを示す概要図である。
【図３Ｂ】図３Ｂは、ＲＦコイルの導体及び当該導体内を流れるＲＦ電流を測定するためのピックアップループを示す概要図である。
【図３Ｃ】図３Ｃは、矩形状のピックアップループの一例を示す概要図である。
【図３Ｄ】図３Ｄは、蝶形状（８の字形状）のピックアップループの一例を示す概要図である。
【図３Ｅ】図３Ｅは、バードケージコイルのラングに設けられたサンプリング点の配置の一例を示す断面図である。
【図３Ｆ】図３Ｆは、バードケージコイルのラングに設けられたサンプリング点の様々な組み合わせに関するＰｃｏｉｌの概算値とシミュレーション値との関係を示す図（１）である。
【図３Ｇ】図３Ｇは、バードケージコイルのラングに設けられたサンプリング点の様々な組み合わせに関するＰｃｏｉｌの概算値とシミュレーション値との関係を示す図（２）である。
【図３Ｈ】図３Ｈは、バードケージコイルのラングに設けられたサンプリング点の様々な組み合わせに関するＰｃｏｉｌの概算値とシミュレーション値との関係を示す図（３）である。
【図３Ｉ】図３Ｉは、バードケージコイルのラングに設けられたサンプリング点の様々な組み合わせに関するＰｃｏｉｌの概算値とシミュレーション値との関係を示す図（４）である。
【図４】図４は、本実施形態に係るＳＡＲ測定を実現するためのプログラムコード構造の一例を示すフローチャートである。
【図５】図５は、ＲＦコイル（送信コイル）内に置かれた電界プローブの一例を示す概要図である。
【図６Ａ】図６Ａは、同軸ケーブルで作られた単極電界プローブの一例を示す概要図である。
【図６Ｂ】図６Ｂは、ＲＦコイルのコンデンサに対する単極電界プローブの配置の一例を示す概要図である。
【図７Ａ】図７Ａは、同軸ケーブルで作られた双極電界プローブの一例を示す概要図である。
【図７Ｂ】図７Ｂは、ＲＦコイルのコンデンサに対する双極電界プローブの配置の一例を示す概要図である。
【図８】図８は、ＲＦコイルのコンデンサの両端における電圧降下を測定するための電圧降下プローブの一例を示す概要図である。
【発明を実施するための形態】
【０００７】
図１に示すＭＲＩシステムは、架台１０（概略断面で示す）と、互いに接続された様々な関連するシステム構成要素２０とを含む。ここで、通常、少なくとも架台１０はシールドルームに配置される。図１に示すＭＲＩシステムは、静磁場（Ｂ０）磁石１２と、傾斜磁場（Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚ）コイル１４と、ＲＦコイル１６とを略同軸に配置した円筒形状の構成を有する。この円筒形状の配置における水平な軸に沿って、イメージング領域１８が設定される。図１では、被検体ベッドすなわち被検体テーブル１１によって支持された被検体９の関心組織（例えば、頭部）、すなわち関心領域（Region  Of  Interest：ＲＯＩ）を略包含するように、イメージング領域１８を示している。なお、静磁場磁石１２、傾斜磁場コイル１４、ＲＦコイル１６等を含む構成を以下ではスキャナとも呼ぶ。
【０００８】
ＭＲＩシステム制御部２２は、表示部２４、キーボード／マウス２６、プリンタ２８に接続される入力／出力ポートを備える。ここで、例えば、表示部２４は、入力機能も備えるような多様性のあるタッチスクリーンであってもよい。
【０００９】
また、ＭＲＩシステム制御部２２は、ＭＲＩシーケンス制御部３０に接続される。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、順次、傾斜磁場コイルドライバ３２、ＲＦ（Radio  Frequency）送信部３４、送信／受信スイッチ３６（同じＲＦコイルが、送信及び受信の両方に使用される場合）を制御する。ここで、例えば、各種のＲＦコイル（例えば、全身コイル、表面コイル、バードケージコイル、コイルアレイなど）を使用して、イメージング領域１８内のＲＯＩに対するＲＦ信号の送信及び／又は受信を行うことができる。また、例えば、ＥＣＧ（Electrocardiogram）同期信号、呼吸同期信号及び脈波同期信号の全て又はいずれかをＭＲＩシーケンス制御部３０に出力するために、１つ又は複数の適切な生理情報変換器８が被検体の身体（適切な部位）に付けられてもよい。また、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、適切なプログラムコード構造３８にアクセスすることで、その能力の範囲内ですでに利用可能となっているＭＲＩデータ取得シーケンスを実行する。また、本実施形態では、ピックアップループ１９は、ＲＦコイル１６に誘導結合されるので、ＲＦパルスの伝送中に、コイル近辺で局所的に高周波磁場（Ｂ１：ＲＦ磁場）を測定（すなわち、ＲＦコイル１６の導体内を流れるＲＦ電流を測定）できる。本実施形態では、ピックアップループ１９は、ＭＲＩシステム制御部２２に接続されて、ＳＡＲを計算するための入力信号／データを取得する。なお、後に説明するが、ピックアップループ１９の代わりに、コイル内のＲＦ消費電力を測定可能な他のプローブを用いることもできる。
【００１０】
ＭＲＩシステムのシステム構成要素２０は、ＲＦ受信部４０を有する。ＲＦ受信部４０は、表示部２４（又は他の場所、例えば、後に見るための記憶部）に転送される画像データを生成するための入力をＭＲＩデータ処理部４２に出力する。また、ＭＲＩデータ処理部４２は、画像再構成プログラムコード構造４４と、磁気共鳴（Magnetic  Resonance：ＭＲ）画像記憶部４６とにアクセスできるように構成される。例えば、ＭＲ画像記憶部４６は、本実施形態及び画像再構成プログラムコード構造４４に応じた処理で生成されるＭＲ画像データを格納する。
【００１１】
また、図１は、内蔵プログラム構造や、関連するＧＵＩ（Graphical  User  Interface）、ＧＵＩに対する操作者の入力などを格納するプログラム／データ格納部５０の概要図を示している。ここで、プログラム／データ格納部５０は、ＭＲＩシステムが有する各種データ処理からアクセス可能なコンピュータ可読記録媒体である。例えば、プログラム／データ格納部５０は、被検体をスキャンするためにＲＦコイル１６内に被検体が置かれた状態で測定された高周波磁場と、ＲＦコイル１６内に被検体が置かれていない状態で測定された高周波磁場とに基づいてＳＡＲを測定するための内蔵プログラムを格納する。なお、例えば、プログラム／データ格納部５０は、（通常どおりＭＲＩシステム制御部２２に格納されて直接接続されるのではなく、）少なくとも一部が分割され、システム構成要素２０に含まれる別々の処理コンピュータに直接接続されてもよい。例えば、プログラム／データ格納部５０の一部が分割され、そこに格納された内蔵プログラム構造を通常の動作中に即時に必要とする処理コンピュータに直接接続される。
【００１２】
なお、図１は、以下で詳述する本実施形態を実施可能なように変更された標準的なＭＲＩシステムを簡潔に示している。このシステムの構成要素は、さまざまな論理収集の「ボックス」に分割でき、通常、多数のデジタル信号処理装置（Digital  Signal  Processor：ＤＳＰ）、超小型演算処理装置、特殊用途向け処理回路（例えば、高速アナログ／デジタル（Analog-to-Digital：Ａ／Ｄ）変換用、高速フーリエ変換用、アレイ処理用の処理回路）を含む。また、これら処理装置は、通常、各クロックサイクル（又は所定数のクロックサイクル）が発生すると、物理データ処理回路がある物理的状態から別の物理的状態へ遷移するクロック動作型の「ステートマシン」である。
【００１３】
処理回路（例えば、ＣＰＵ（Central  Processing  Unit：中央処理装置）、レジスタ、バッファ、計算ユニットなど）の物理的状態が、動作中に、あるクロックサイクルから別のクロックサイクルへ遷移するだけでなく、連結されているデータ記録媒体（例えば、磁気記憶媒体のビット格納部）の物理的状態も、そのようなシステムの動作中に、ある状態から別の状態へ変わる。例えば、ＭＲイメージング再構成処理の終了時、物理的記録媒体のコンピュータ可読アクセス可能データ値格納場所のアレイ（画素値の複数桁２進数表示）は、いくつかの事前の状態（例えば、全部一律の「ゼロ」値、又は全部「１」値）から新しい状態に変わる。その新しい状態では、そのような（例えば、画素値の）アレイの物理的場所の物理的状態は、最小値と最大値の間で変動し、現実世界の物理的事象及び状況（例えば、画像化される部位空間一面の被検体の組織）を表現できる。当業者には自明であるが、格納されたデータ値のそのようなアレイは、物理的構造を表しかつ構成もする。つまり、命令レジスタの中に順次読み込まれて、ＭＲＩシステムのシステム構成要素２０の１つ又は複数のＣＰＵによって実行されたとき、動作状態の特定シーケンスが発生して、ＭＲＩシステム内で移行されるコンピュータ制御プログラムコードの特定構造が構成されるように、上記アレイは構成される。
【００１４】
以下で例示する実施形態は、ＭＲＩデータの取得及び処理の両方又は一方と、ＭＲ画像の生成及び表示の両方又は一方とを行うための改良された方法を提示する。
【００１５】
まず、本実施形態に係るＳＡＲ測定の概要を説明する。
【００１６】
一般的に、ＭＲＩシステムにおけるＳＡＲの測定では、NEMA（National  Electrical  Manufactures  Association：米国電機製造者協会）  Standards  Publication  MS8-2008で定められたパルスエネルギー方式が用いられている。周知のように、ＭＲＩ中の被検体の損傷を防ぐため、ＳＡＲを制限する健康及び安全の基準が規定されている。ＮＥＭＡの標準では、以下の式（１）に示すように、被検体によって吸収される電力は、ＲＦコイルに供給される総ＲＦ電力Ｐからスキャナによって吸収されるＲＦ電力Ｐｃｏｉｌを減算し、その結果を被検体の体重ｗｅｉｇｈｔで除算することで求められる。
【００１７】
【数１】
2014133135.tif 000003
【００１８】
ここで、ＮＥＭＡのＭＳ８−２００８において、Ｐｃｏｉｌは、スキャナが無負荷である（すなわち、スキャナに被検体が置かれていない）ときにＲＦコイルに供給されるＲＦ電力として測定されると規定されている。この規定は、後にスキャナに被検体が置かれたときにスキャナによって吸収される電力（すなわち、Ｐｃｏｉｌの本来の定義）は、スキャナが無負荷であるときにスキャナによって吸収されるＲＦ電力（すなわち、測定される電力）と等しいという仮定のもとに決められている。言い換えると、実際に被検体が置かれた状態で行われるイメージングと、無負荷の状態で事前に行わる較正（キャリブレーション）用の測定とでは、必要な高周波磁場は同じであり、その結果、同じ電流がＲＦコイルに流れ、同じ電力がスキャナで消費されると仮定されている。
【００１９】
しかし、３Ｔ（テスラ）以上の磁場では、その結果として生じるより高いラーモア周波数が、より大きい渦電流と誘電効果とを人体内に引き起こす。これは、図２Ａ、２Ｂ及び２Ｃに示すように、高周波磁場の不均一な分布をもたらす。図２Ａに示すように、非導電性ファントムでは、極めて均一な高周波磁場の分布が示される。また、図２Ｂに示すように、円筒形の導電性ファントムでは、誘電体共振によって中央部分が強められた高周波磁場の分布が示される。また、図２Ｃに示すように、人間の腹部では、実質的により不均一な高周波磁場の分布が示される。
【００２０】
つまり、ＮＥＭＡのパルスエネルギー方式における前提は、特に高周波では真実ではない。例えば、以下の表１に示すように、シミュレーションの結果、異なるイメージングサンプルではＰｃｏｉｌは同じにならない。このことから、従来のＳＡＲの算出方法では、イメージング性能が劣化したり、被検体環境が不安全なものになったりすることもあり得る。
【００２１】
【表１】
2014133135.tif 000004
【００２２】
Ｐｃｏｉｌの適切な定義は、スキャナによって吸収される実際のＲＦ電力である。上述した問題の原因は、無負荷のときの電力をＰｃｏｉｌと等しいものとして用いていることであり、これは、高い高周波磁場の状況では正確でない。
【００２３】
これに対する解決策の１つは、ＲＦコイルの導体内を流れる実際のＲＦ電流を測定し、その結果でＳＡＲの計算を修正することである。なぜなら、ＲＦコイルは、ＭＲＩスキャナ内で電力を吸収する主要源であるからである。修正されたＳＡＲの計算方程式は、以下の式（２）のようになる。
【００２４】
【数２】
2014133135.tif 000005
【００２５】
次に、本実施形態に係るＳＡＲ測定の詳細を説明する。
【００２６】
ＳＡＲは、被検体の組織が、１ｋｇにつき１秒間に吸収するエネルギーとして定義される。ＳＡＲは、被検体の安全性に関するＭＲＩの重要なパラメータである。ＳＡＲは、以下の式（３）に示すように、被検体によって吸収される電力Ｐｐａｔｉｅｎｔを被検体の体重ｗｅｉｇｈｔで除算することによって求められる。
【００２７】
【数３】
2014133135.tif 000006
【００２８】
また、以下の式（４）に示すように、被検体の組織内に吸収されるＲＦ電力Ｐｐａｔｉｅｎｔは、必要となったＲＦ電力の総計Ｐｔｏｔａｌから、スキャナによって吸収されるＲＦ電力Ｐｃｏｉｌを減算することで求められる。
【００２９】
【数４】
2014133135.tif 000007
【００３０】
ここで、Ｐｃｏｉｌを測定するための従来の方法では、例えば、スキャナが、同一の高周波磁場を有するようにＮＭＲ（Nuclear  Magnetic  Resonance）の歳差運動のフリップ角を調節することから、Ｐｃｏｉｌは、無負荷のときにＲＦコイルによって吸収される電力Ｐｕｎｌｏａｄｅｄと等しいと仮定されている。このため、ＳＡＲの算出式は、以下の式（５）のようになる。この方法では、被検体の大きさや重量などの変動にかかわらず、同じ電流が送信コイル内を流れ、同じＲＦ電力がＲＦコイル内で消費されると仮定している。
【００３１】
【数５】
2014133135.tif 000008
【００３２】
しかし、この仮定は、高い高周波磁場の事例では、被検体によって（例えば、渦電流と誘電効果とによって）散乱した高周波磁場が優勢となるため、不正確である。
【００３３】
したがって、スキャナによって吸収されるＲＦ電力の測定値Ｐｃｏｉｌは、修正されなければならない。ＲＦコイル内に被検体が置かれたときにＲＦコイルを流れる電流が測定された場合、Ｐｃｏｉｌは、以下の式（６）で算出される。
【００３４】
【数６】
2014133135.tif 000009
【００３５】
ここで、Ｉｓｃａｎは、ＲＦコイル内に被検体が置かれたときにＲＦコイルに流れる電流であり、Ｒｃｏｉｌは、ＲＦコイルの抵抗である。
【００３６】
スキャナが無負荷のときにスキャナによって吸収されるＲＦ電力の測定値Ｐｕｎｌｏａｄｅｄは、以下の式（７）で算出される。
【００３７】
【数７】
2014133135.tif 000010
【００３８】
ここで、Ｉｕｎｌｏａｄｅｄは、ＲＦコイル内に被検体が置かれていないときにＲＦコイルに流れる電流であり、Ｒｃｏｉｌは、ＲＦコイルの抵抗である。
【００３９】
ＲＦコイルの抵抗Ｒｃｏｉｌは変化しないので、式（７）を式（６）に代入すると、以下の式（８）が得られる。
【００４０】
【数８】
2014133135.tif 000011
【００４１】
したがって、ＳＡＲは、以下の式（９）で求められる。
【００４２】
【数９】
2014133135.tif 000012
【００４３】
これによって、高周波磁場（Ｂ１）とコイルの電流とが一定でない及び／又は既知でないときでも、ＳＡＲの測定値を得ることができる。
【００４４】
このようにＳＡＲを算出するためには、電流の比率（Ｉｓｃａｎ÷Ｉｕｎｌｏａｄｅｄ）を測定しなければならない。
【００４５】
本実施形態に係るＭＲＩシステムでは、ＲＦコイルが、自コイルの内側及び当該自コイルの周囲又は近傍に高周波磁場を発生させる。また、電力測定部が、ＲＦコイルによって消費される電力を局所的に測定する。また、ＭＲＩシステム制御部が、ＲＦコイル内に被検体が置かれた状態でＲＦコイルが高周波磁場を発生させたときにＲＦコイルに供給されるＲＦ電力と、ＲＦコイル内に被検体が置かれた状態で高周波磁場を発生させたときに電力測定部によって測定される測定結果とに基づいて、被検体に対するＳＡＲを測定する。
【００４６】
例えば、電力測定部は、ＲＦコイルの周囲又は近傍に空間的に分散して配置された複数のピックアップループを有する。この場合に、ＭＲＩシステム制御部は、複数のピックアップループから出力される電気信号を組み合わせてＳＡＲの測定に用いる。例えば、複数のピックアップループは、ＲＦコイル内に対称的に分散して配置される。
【００４７】
例えば、図１及び３Ａに示すように、１つ又は複数の小さなピックアップループ１９が、ＲＦコイル１６の送信コイル素子の近傍に配置される。例えば、ピックアップループ１９には、当該ピックアップループ１９からのケーブルによる外乱がバードケージコイルに生じることを防ぐために、バラン１９ａが結合される。図３Ｂに示すように、ピックアップループ１９は、被検体の身体によって生じた分散された磁場の影響を受けない局所的な高周波磁場に誘導結合する。本実施形態では、ＲＦコイル１６の導体内を流れる電流Ｉｃｏｉｌによって生じる高周波磁場を誘導的にピックアップするために、小さなピックアップループ１９がＲＦコイル１６内に配置される。これにより、この高周波磁場は、ＲＦコイル１６の導体内を流れる電流Ｉｃｏｉｌに比例することになる。
【００４８】
一般的に、ピックアップループは、生成された高周波磁場を測定するために、ＲＦコイル内に配置される。しかし、一般的に、そのようなピックアップループでは、ＲＦコイルにおける電流に関連する局所的な磁場ではなく、広範囲の磁場が測定される。通常、そのようなピックアップループは、局所的な電流効果を避けるために、送信コイル素子の間に置かれる。それとは対照的に、図３Ａ、３Ｂに示すピックアップループは、局所的な電流に関する電圧を意図的にピックアップするためのコイル素子である。なお、後に図５、６Ａ、６Ｂ、７Ａ、７Ｂ及び８を用いて、他の種類の電力測定部（電流／電力モニター）を説明する。
【００４９】
ピックアップループ１９は、ある時点で、無負荷の状態で事前に較正される。したがって、以下の式（１０）に示すように、ピックアップループ１９からの出力として測定される誘起電圧の関係は、ＲＦコイルを流れる電流の関係と（たとえ、電流自体は実際に測定されなくても）等しいといえる。
【００５０】
【数１０】
2014133135.tif 000013
【００５１】
較正モードでは、Ｖｕｎｌｏａｄｅｄを導出するために、無負荷の状態で、ピックアップループ１９の電圧が測定される。また、Ｐｕｎｌｏａｄｅｄを引き出すために、この無負荷の状態で必要となるＲＦ電力のピーク値も測定される。ここで測定された結果は、後で用いるために保存される。
【００５２】
スキャンモードでは、Ｖｓｃａｎを導出するために、被検体が置かれた状態で、ピックアップループ１９の電圧が測定される。また、Ｐｓｃａｎを導出するために、この被検体が置かれた状態で必要となるＲＦ電力のピーク値も測定される。そして、ＳＡＲは、以下に示す式（１１）で求めることができる。
【００５３】
【数１１】
2014133135.tif 000014
【００５４】
このような方法により、高い磁場（例えば、３Ｔ以上の磁場）を用いたＭＲＩにおけるＳＡＲの測定の精度を高めることができる。
【００５５】
ここで、小さなピックアップループ１９は、電流プローブとして用いられる。既製の電流プローブは、一般的に、フェライトの鉄心を用いるものである。このような電流プローブは、鉄心を取り除くと、ロゴスキーコイルのような空芯の環状体になる。しかし、環状体は、ここで必要となるコイルに実装するためには厚過ぎる場合がある。そこで、本実施形態では、小さなピックアップループ１９を用いる。
【００５６】
図３Ｃに、小さな矩形状のピックアップループ１９を示す。この矩形状のピックアップループ１９は、局所的な磁場を受信するために、ＲＦコイル（送信コイル）の導体の近傍に配置される。
【００５７】
例えば、電力測定部は、ＲＦコイルの導体内を流れる電流に電磁気的に連結される少なくとも１つの蝶形状又は８の字形状のピックアップループを有する。
【００５８】
図３Ｄに、蝶形状（８の字形状）のピックアップループ１９を示す。この蝶形状のピックアップループ１９は、ＲＦコイル（送信コイル）の導体の上に配置される。このような８の字形状のピックアップループ１９は、均一な磁場による誘導電圧を取り消すので、実質的に、送信コイル素子を流れるＲＦ電流によって作り出される局所的な高周波磁場のみが検出される。
【００５９】
ここでの目的は、電流を測定することによって、ＲＦコイル内における損失を測定することである。しかし、電流は、ＲＦコイル内で均一ではない。したがって、全ての損失を測定するために、複数のサンプリング点のうちのいくつかが用いられる。シミュレーションの結果によれば、様々なイメージングサンプルについて、全てのラング（例えば、１６個のラングを有するバードケージコイルで）を測定した場合が最も精度が高かった（例えば、２％未満の誤差）。しかし、空間的に互いに９０°離れた位置にある４つのサンプリング点や、コイルの給電点から空間的にそれぞれ４５°及び１３５°離れた位置にある２つのサンプリング点も実際的である。図３Ｅに、バードケージコイルの断面図上で、１６個のラングそれぞれのサンプリング点の配置を示す。また、図３Ｆ〜３Ｉに、サンプリング点の様々な組み合わせに関するシミュレーション結果を示す。
【００６０】
ここで、Ｐｃｏｉｌの推定値には、電流が正確に測定されたとしても、ＲＦコイルにおける電流分布の変動の影響で若干の誤差が含まれる。例えば、１６個のラングの全てで電流を測定したとき、ｒｍｓ（root  means  square）誤差は２．１％である。また、９０°離れた４つのラングで測定したとき、ｒｍｓ誤差は、２．６〜２．８％である。また、１８０°離れた２つのラングで測定したとき、ラング５及びラング１３では、最も高い精度が得られ、ｒｍｓ誤差は３．７％である。一方、ラング１及びラング９では、７．３％のｒｍｓ誤差が得られたが、これは良い結果ではない。
【００６１】
１つの実用的な実施形態は、２つの測定点を使うことである。４つの測定点を必要とする場合もある。また、実用的な実施形態では、例えば、肩部用のＲＦコイルや胸部用のＲＦコイルのように、非対称な位置にサンプリング点を配置することが必要な場合もある。
【００６２】
図４に示すように、ＳＡＲを測定するための好適な呼び出し可能なサブルーチンが開始される（手順４００）。このサブルーチンは、例えば、ＭＲＩシステム制御部２２によって実行される。なお、このサブルーチンは、ＲＦコイル内に既に被検体が置かれた状態で、ＭＲＩスキャンの実行中に、呼び出されることを想定したものである。しかし、当業者には自明なように、ＭＲＩスキャンの実行前に、ＲＦコイル内に被検体を置かずに、較正の目的で類似のサブルーチンを実行することによって、ＳＡＲを算出する際に参照される較正値（Ｐｕｎｌｏａｄｅｄ及びＶｕｎｌｏａｄｅｄ）を得ることができる。
【００６３】
ＲＦコイル内に被検体が置かれた状態で、ピックアップコイルから出力された誘導電圧Ｖｓｃａｎが測定される（手順４０２）。また、ＲＦコイル内に被検体が置かれていないときにピックアップコイルから同様に出力された誘導電圧Ｖｕｎｌｏａｄｅｄが、事前に記憶部に格納されて利用可能となっている（手順４０６）。被検体が置かれたときにピックアップコイルから出力される誘導電圧Ｖｓｃａｎと被検体が置かれていないときにピックアップコイルから出力される誘導電圧Ｖｕｎｌｏａｄｅｄとの比率は、上述したように、被検体が置かれたときにＲＦコイル内を流れるＲＦ電流Ｉｓｃａｎと被検体が置かれていないときにＲＦコイル内を流れるＲＦ電流Ｉｕｎｌｏａｄｅｄとの比率と等しいので、このＲＦ電流の比率が算出される（手順４０４）。ここで、測定された誘導電圧の比率がそのまま用いられてもよい。
【００６４】
この特定の被検体のＭＲＩスキャンに必要なＲＦ電力のピーク値Ｐｓｃａｎが測定される（手順４０８）。このＲＦ電力のピーク値Ｐｓｃａｎは、計算によって求められてもよいし、記憶部から読み出されてもよいし、その両方によって得られてもよい。また、被検体の体重ｗｅｉｇｈｔは、システムに事前に入力、及び／又は、実行時に入力されて、記憶部に格納される（手順４１０）。無負荷のときのＲＦ電流のピーク値Ｐｕｎｌｏａｄｅｄも、先の較正モード中に得られており、事前に記憶部に格納されている（手順４１２）。これに応じて、この特定の被検体に対するＳＡＲが、既に説明した式（１１）にしたがって算出される（手順４１４）。この結果は、安全管理として、表示されたり、保存されたり、他の方法で使用されたりする（手順４１６）。例えば、過度のＳＡＲが検出された場合には、スキャンを終了したり、操作者に警報を発したりする。その後、当業者には自明なように、サブルーチンは終了し、上層の呼び出し元のプログラムやオペレーティングシステムに戻る。
【００６５】
最終的に測定されるパラメータは、ＲＦコイル内で消費される電力値である。ＲＦコイルの抵抗Ｒが一定であると仮定すると、電流（Ｐ＝Ｉ２＊Ｒ）、この電流に関連する近接した磁場、２点間の電圧（Ｐ＝Ｖ２／Ｒ）、又は、この電圧に関連する近接した電場のいずれかを測定できる。
【００６６】
例えば、図５に例示すように、電界（電場）プローブ５００が、ＲＦコイル（送信コイル）５０２内に配置される。例えば、コンデンサにおける電界（電場）も、ＲＦコイル内を流れる電流に関連する。
【００６７】
また、例えば、電力測定部は、ＲＦコイルの周囲又は近傍に空間的に分散して配置された複数の電界プローブを有する。この場合は、ＭＲＩシステム制御部は、複数の電界プローブから出力される電気信号を組み合わせてＳＡＲの測定に用いる。例えば、電界プローブは、同軸ケーブルによって給電される単極電界プローブを有する。また、例えば、電界プローブは、同軸ケーブルによって給電される双極電界プローブを有する。
【００６８】
図６Ａに例示するように、単極電界プローブ６００は、同軸の内部導体が外部導体の切断端部から突き出た同軸ケーブルで作られる。ここで、バラン６０２は省略されてもよい。標準的なＲＦアンテナ設計によれば、単極長は、平均ラーモア周波数の波長のおよそ４分の１であるとよい。
【００６９】
図７Ａに例示するように、双極電界プローブは、その２本の導体７００及び７０１が、同軸ケーブルの終端部に取り付けられる。導体７００は、同軸ケーブルのシールドに接続され、一方、導体７０１は、同軸ケーブルの中心導体に接続される。導体７００及び７０１は、それぞれ、平均ラーモア周波数のおよそ４分の１の波長であるとよい。ここで、バラン７０２は省略されてもよい。
【００７０】
図６Ｂ及び７Ｂに示すように、図６Ａ及び７Ａに示す電界プローブは、ＲＦコイルが有するエンドリングのコンデンサ（又は、低域通過又は帯域通過のバードケージコイル場合はラングのコンデンサ）の近傍に配置するとよい。
【００７１】
また、例えば、電力測定部は、ＲＦコイル上に空間的に分散して配置された複数のコンデンサそれぞれにおける電圧を測定する複数の電圧測定部を有する。この場合は、ＭＲＩシステム制御部は、複数の電圧測定部から出力される電気信号を組み合わせてＳＡＲの測定に用いる。
【００７２】
図８は、ＲＦコイル（送信コイル）のコンデンサにおける電圧降下を測定するための電圧降下プローブを示す概略図である。コイルコンデンサ（コイルタイプによってエンドリングかラング）の両端に電線が付けられる。素子の両端における電圧は、コイル導体内の電流に関連する。バランは、省略されてもよい。電圧計は、コイルの近く又は遠くにあってもよい。電圧計は、２本の電線がコイルに取り付けられるため、高い入力インピーダンスを有するものとする。電界プローブ又はコンデンサの電圧降下プローブの数については、上述した小さなピックアップループの電流モニターと同様である。
【００７３】
さらなる利点及び修正が、当業者には容易に思い付くであろう。したがって、本発明のより幅広い態様の発明は、本明細書に示されかつ説明された特定の詳細及び代表的な実施形態に限定されるものではない。したがって、幾多の修正は、添付の特許請求の範囲及びそれらの同等物によって定義されるように一般的な発明概念の精神又は範囲を逸脱することなく実行が可能である。
【符号の説明】
【００７４】
１６  ＲＦコイル
１９  ピックアップループ
２２  ＭＲＩシステム制御部
【図１】
2014133135.tif 000016
【図２Ａ】
2014133135.tif 000017
【図２Ｂ】
2014133135.tif 000018
【図２Ｃ】
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【図３Ａ】
2014133135.tif 000020
【図３Ｂ】
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【図３Ｃ】
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【図３Ｄ】
2014133135.tif 000023
【図３Ｅ】
2014133135.tif 000024
【図３Ｆ】
2014133135.tif 000025
【図３Ｇ】
2014133135.tif 000026
【図３Ｈ】
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【図３Ｉ】
2014133135.tif 000028
【図４】
2014133135.tif 000029
【図５】
2014133135.tif 000030
【図６Ａ】
2014133135.tif 000031
【図６Ｂ】
2014133135.tif 000032
【図７Ａ】
2014133135.tif 000033
【図７Ｂ】
2014133135.tif 000034
【図８】
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