JP4866760B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

本発明は被検体中の水素や燐等から核磁気共鳴信号を測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する核磁気共鳴撮像装置に関し、特に被検体より放出される磁気共鳴信号を受信するRF受信コイルに関するものである。

MRI装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生するNMR信号(エコー信号)を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を2次元的に或いは3次元的に画像化する装置である。撮像においては、エコー信号には、傾斜磁場によって異なる位相エンコードが付与されるとともに周波数エンコードされて、時系列データとして計測される。計測されたエコー信号は、2次元又は3次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。

このようなMRI装置において、近年、よりSNRの高い画像を得る為に、より高い静磁場強度が求められている。静磁場強度に比例して、必要となる高周波磁場の周波数も高くなる為、RF送信コイルが照射する高周波磁場のパワーも増大している。

RF送信コイルより印加される高周波磁場のパワーが増大すると、RF受信コイル内に備えたRF送信コイルとの磁気的結合を防止するデカップリング回路もしくは、その他の共振回路においては、RF送信コイルから印加された高周波磁場による励起電流が増大する。その結果、デカップリング回路を構成する素子の発熱が増加し、RF受信コイル表面温度が上昇し、被検体への温度刺激が増大する。

そのため、例えば特許文献1では、デカップリング回路が装着される基板をセラミックあるいはFRPを用いて形成し、さらに基板の装着領域の両翼を、前記セラミックあるいは前記FRPを用いて拡大し、放熱領域として用いることとしている。これにより、デカップリング回路で発生して基板に伝導した熱を、放熱領域に効率的に伝達し、大きな放熱面を備える放熱領域で広範囲に放散し、基板およびデカップリング回路の温度 を下げることを実現している。

特願2002-192813号公報

特許文献1の構成では、基板およびデカップリング回路の温度 を下げることは可能であっても、放熱領域に伝達した熱が、被検体に伝達して被検体への温度刺激が増大する可能性が回避されるわけではない。

こで、本発明は、被検体への温度刺激を低減するMRI装置用RF受信コイル及び、MRI装置を提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明は以下のように構成される。即ち、
被検体に高周波磁場を照射するRF送信コイルと、デカップリング回路を備えて被検体からの核磁気共鳴信号を受信するRF受信コイルと、被検体からの核磁気共鳴信号をの計測を制御する計測制御手段と、を備えたMRI装置において、デカップリング回路は温度センサを備え、計測制御手段は温度センサによって検出された温度が所定の閾値を超えた場合にRF送信コイルによる高周波磁場の照射を停止することを特徴とする。

本発明のMRI装置の好ましい他の実施形態は、温度センサは、所定の温度で切断する温度ヒューズであり、計測制御手段は、温度ヒューズの切断を検出して、高周波磁場の照射の停止を行うことを特徴とする。

また、本発明のMRI装置の好ましい他の実施形態は、デカップリング回路へのバイアス回路を有して、温度ヒューズはバイアス回路と直列に接続されていることを特徴とする。

本発明のMRI装置によれば、RF受信コイル内に温度センサや温ヒューズを配置することにより、RF受信コイル表面の温度上昇を抑制して、被検体への温度刺激を低減することが出来る。

以下、添付図面に従って本発明のMRI装置の好ましい実施形態について詳説する。なお、発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。

最初に、本発明に係るMRI装置の一例の全体概要を図1に基づいて説明する。図1は、本発明に係るMRI装置の一実施例の全体構成を示すブロック図である。このMRI装置は、NMR現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図1に示すように、MRI装置は静磁場発生系2と、傾斜磁場発生系3と、送信系5と、受信系6と、信号処理系7と、シーケンサ4と、中央処理装置(CPU)8とを備えて構成される。

静磁場発生系2は、垂直磁場方式であれば、被検体1の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば、体軸方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体1の周りに永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源が配置されている。

傾斜磁場発生系3は、MRI装置の座標系(静止座標系)であるX，Y，Zの3軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル9と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源10とから成る。後述のシ−ケンサ4からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源10を駆動することにより、X，Y，Zの3軸方向に傾斜磁場Gx，Gy，Gzを印加する。撮影時には、スライス面(撮影断面)に直交する方向にスライス方向傾斜磁場パルス(Gs)を印加して被検体1に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交して且つ互いに直交する残りの2つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス(Gf)を印加して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。

シーケンサ4は、高周波磁場パルス(以下、「RFパルス」という)と傾斜磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段で、CPU8の制御で動作し、被検体1の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系5、傾斜磁場発生系3、および受信系6に送る。

送信系5は、被検体1の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために、被検体1にRFパルスを照射するもので、高周波発振器11と変調器12と高周波増幅器13と送信側のRF送信コイル14aとから成る。高周波発振器11から出力された高周波磁場パルスをシーケンサ4からの指令によるタイミングで変調器12により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器13で増幅した後に被検体1に近接して配置されたRF送信コイル14aに供給することにより、RFパルスが被検体1に照射される。

受信系6は、被検体1の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号(NMR信号)を検出するもので、受信側のRF受信コイル14bと信号増幅器15と直交位相検波器16と、A/D変換器17とから成る。送信側のRF送信コイル14aから照射された高周波磁場パルスによって誘起された被検体1の応答のNMR信号が被検体１に近接して配置されたRF受信コイル14bで検出され、信号増幅器15で増幅された後、シーケンサ4からの指令によるタイミングで直交位相検波器16により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがA/D変換器17でディジタル量に変換されて、信号処理系7に送られる。

信号処理系7は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等を行うもので、光ディスク19、磁気ディスク18等の外部記憶装置と、CRT等からなるディスプレイ20とを有し、受信系6からのデータがCPU8に入力されると、CPU8が信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体1の断層画像をディスプレイ20に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク18等に記録する。

操作部25は、MRI装置の各種制御情報や上記信号処理系7で行う処理の制御情報を入力するもので、トラックボール又はマウス23、及び、キーボード24から成る。この操作部25はディスプレイ20に近接して配置され、操作者がディスプレイ20を見ながら操作部25を通してインタラクティブにMRI装置の各種処理を制御する。

なお、図1において、RF送信コイル14aと傾斜磁場コイル9は、被検体1が挿入される静磁場発生系2の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体1に対向して、水平磁場方式であれば被検体１を取り囲むようにして設置されている。また、RF受信コイル14bは、被検体1に対向して、或いは取り囲むように設置されている。

現在MRI装置の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質である水素原子核(プロトン)である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮像する。

次に、従来のRF送信コイル及びRF受信コイルについて図2に基づいて説明する。図2は、従来のRF送信コイル及びRF受信コイルの構成を示す。高周波増幅器30より供給された高周波磁場32がRF送信コイル31より被検体に印加される際、RF送信コイル31との磁気的結合を低減させる為に、RF受信コイル33はデカップリング回路34を有している。このデカップリング回路34は、一般的にインダクタンス35とコンデンサ37およびダイオード36で構成されている。RF送信コイル31から高周波磁場32を印加する際、バイアス電源38により故意にダイオード36を導通状態とすることにより、デカップリング回路34は、RF送信コイル31より印加された高周波磁場32によりRF受信コイル33に励起する電圧で共振する。その結果、コンデンサ37の両端のインピーダンスが増加するので、RF受信コイル33はその一部が開放状態と等価になり、RF送信コイル31との磁気的結合が低減する。

しかし、このデカップリング回路34では、RF送信コイル31より印加された高周波磁場32により、RF受信コイル33に励起した電圧で共振する為、RF送信コイル31より印加される高周波磁場32の出力が増加するに従い、デカップリング回路34に励起する電圧も増加する。その結果、デカップリング回路34を流れる電流も増加し、ダイオード36、インダクタンス35、及びコンデンサ37が発熱する。この結果、ダイオード36、インダクタンス35、及びコンデンサ37より発生した熱が、コイル表面まで伝導し、被検体への温度刺激が増加する可能性がある。

その為、一般的に、デカップリング回路34を構成する素子で最も発熱量の多いダイオード36の発熱量を低減するために、放熱板の付加もしくは、発熱量の少ないダイオードを選定する等の工夫がなされている。

しかし、静磁場強度の高磁場化が進むにつれて、必要となる高周波磁場強度も高くなる為、RF送信コイル31より印加される高周波磁場32が増大する。これによりデカップリング回路34の発熱量が増加し、被検体への温度刺激が増加する可能性がある。
(第１の実施形態)
上記課題を解決するための、本発明のMRI装置の第1の実施形態を説明する。本実施形態のMRI装置のRF受信コイルには、デカップリング回路に温度センサを備えてデカップリング回路の温度監視を行うことにより、RF受信コイル表面の温度上昇を抑制する。以下、本実施形態を図3を用いて具体的に説明する。

図3は、本発明に係るRF受信コイル31の構成を示す図であり、図2に示した従来のRF送信コイル及びRF受信コイルの構成に、発熱源であるデカップリング回路34を構成するダイオード36の近傍に温度センサ39を設置して、ダイオード36の温度を検知する構成を示している。温度センサ39の出力は検出回路40に入力され温度データに変換され、検出回路40からの温度データはシーケンサ2に入力されて、シーケンサ2によりRF受信コイル31の温度監視が行われる。シーケンサ2は、ダイオード36の温度が所定の閾値以上となった場合は、RF送信コイル31より高周波磁場32の印加を停止することにより、RF受信コイル表面の温度上昇を抑制する。

温度センサ39の一例としては、光ファイバー温度計のような磁場やRFパルスの影響を受けない温度センサを用いることができる。

以上のような、デカップリング回路34を構成するダイオード36の近傍に温度センサを配置することにより、RF受信コイル31の表面の温度上昇を抑制することができ、被検体への温度刺激を低減することが実現できる。
(第２の実施形態)
次に、本発明のMRI装置の第2の実施形態を説明する。前述の第1の実施形態と異なる点は、温度センサとして温度ヒューズを用いることである。他は同じなので、以下異なる点のみを図3を用いて説明する。

温度センサ39として温度ヒューズ39を用いる場合は、RF送信コイル31より過度の高周波磁場32が印加され、RF受信コイル内に備えたデカップリング回路34内のダイオード36が過度に発熱すると、ダイオード36の近傍に配置された温度ヒューズ39が切れ、デカップリング回路34が開放状態となる。検出器40は、温度ヒューズ39が開放状態となったことを検知しシーケンサ2にその情報を通知する。シーケンサ2は、この温度ヒューズ39が開放状態となった情報を受けて、高周波増幅器30の出力を停止する。これによりRF受信コイル表面の温度上昇を抑制し、被検体への温度刺激を低減することが出来る。
(第３の実施形態)
次に、本発明のMRI装置の第3の実施形態を説明する。本実施形態は、前述の第2の実施形態の構成を更に簡素化する形態である。他は同じなので、以下前述の第2の実施形態と異なる点のみを図4を用いて説明する。

図4は、図3に示した第2の実施形態の構成において、デカップリング回路34と温度ヒューズ39及び、検出器40を統合し、回路を簡素化した構成を示している。温度ヒューズ39及び検出器40は、デカップリング回路34を構成するダイオード36のバイアス回路に直列に接続される。ダイオード36の発熱により、温度ヒューズ39が切れると、自動的にダイオード36へのバイアス電流が遮断される。検出器40は、このバイアス電流の有無を検出することにより温度ヒューズ39の切断を検知する。

以上の構成により、RF受信コイル31に接続するライン数を増加することなく、容易に温度ヒューズ39を追加することができ、RF受信コイル表面の温度上昇を抑制し、被検体への温度刺激を低減することが出来る。

以上はデカップリング回路を構成するダイオードの近傍に温度ヒューズを配置した場合であるが、本発明のMRI装置は上記実施形態に限定されず、種々の変更が可能である。

例えば、前述の各実施形態の説明では、ダイオード36の近傍に温度センサ又は温度ヒューズを配置する形態を説明したが、RF受信コイル内で発熱する他の箇所にも配置することができ、RF受信コイルの温度上昇をさらに抑えることができる。

本発明に係るMRI装置の全体を示すブロック図。 一般に用いられるRF送信コイル及びRF受信コイルの構成図。 本発明の第1，2の実施形態を示す図。 本発明の第３の実施形態を示す図。

符号の説明

１ 被検体、２ 静磁場発生系、３ 傾斜磁場発生系、４ シーケンサ、５ 送信系、６ 受信系、７ 信号処理系、８ 中央処理装置(CPU)、９ 傾斜磁場コイル、１０ 傾斜磁場電源、１１ 高周波発信器、１２ 変調器、１３ 高周波増幅器、１４ａ RFコイル(RF送信コイル)、１４ｂ RFコイル(受信コイル)、１５ 信号増幅器、１６ 直交位相検波器、１７ A/D変換器、１８ 磁気ディスク、１９ 光ディスク、２０ ディスプレイ、２１ ROM、２２ RAM、２３ トラックボール又はマウス、２４ キーボード

Claims (3)

1. 被検体に高周波磁場を照射するＲＦ送信コイルと、
   前記ＲＦ送信コイルとの磁気的結合を防止するためのデカップリング回路を備えて、前記被検体からの核磁気共鳴信号を受信するＲＦ受信コイルと、
   前記被検体からの核磁気共鳴信号の計測を制御する計測制御手段と、
   を備えた磁気共鳴イメージング装置において、
   前記デカップリング回路は、温度センサを備え、
   前記計測制御手段は、前記温度センサによって検出された温度が所定の閾値を超えた場合に、前記ＲＦ送信コイルによる前記高周波磁場の照射を停止する
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記温度センサは、所定の温度で切断する温度ヒューズであり、
   前記計測制御手段は、前記温度ヒューズの切断を検出して、前記高周波磁場の照射の停止を行う
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記デカップリング回路へのバイアス回路を有して、
   前記温度ヒューズは前記バイアス回路と直列に接続されている
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

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