JPH07222725A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置Info
- Publication number
- JPH07222725A JPH07222725A JP5144854A JP14485493A JPH07222725A JP H07222725 A JPH07222725 A JP H07222725A JP 5144854 A JP5144854 A JP 5144854A JP 14485493 A JP14485493 A JP 14485493A JP H07222725 A JPH07222725 A JP H07222725A
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- high frequency
- frequency amplifier
- magnetic resonance
- amplifier
- coil
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 磁気共鳴イメージング装置の高周波コイルよ
り照射される照射パワーが安全基準ＳＡＲを越えないよ
うにする。 【構成】 高周波コイルの高周波増幅器１３は、保護回
路として高周波増幅器１３の出力及び電源電流をそれぞ
れ所定値と比較して、出力及び電源電流がそれぞれ所定
値を越えたときにエラー信号を発生する比較器３２、３
６を備える。比較器３２、３６のいずれかからエラー信
号が出されると高周波増幅器１３の電源２３を遮断する
とともに、高周波増幅器１３のバイアスＯＮ信号を遮断
する。
り照射される照射パワーが安全基準ＳＡＲを越えないよ
うにする。 【構成】 高周波コイルの高周波増幅器１３は、保護回
路として高周波増幅器１３の出力及び電源電流をそれぞ
れ所定値と比較して、出力及び電源電流がそれぞれ所定
値を越えたときにエラー信号を発生する比較器３２、３
６を備える。比較器３２、３６のいずれかからエラー信
号が出されると高周波増幅器１３の電源２３を遮断する
とともに、高周波増幅器１３のバイアスＯＮ信号を遮断
する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は、核磁気共鳴（以下、
ＮＭＲという）現象を利用して被検体の所望部位の断層
画像を得る磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩとい
う）装置に関し、特に安全性を向上させたＭＲＩ装置に
関する。
ＮＭＲという）現象を利用して被検体の所望部位の断層
画像を得る磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩとい
う）装置に関し、特に安全性を向上させたＭＲＩ装置に
関する。
【０００２】
【従来の技術】ＭＲＩ装置は、静磁場に置かれた被検体
に高周波コイルにより電磁波を照射して生体組織を構成
する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせ、それによっ
て発生する磁気共鳴信号（以下、ＮＭＲ信号という）を
受信コイルで受信し、受信されたＮＭＲ信号にフーリエ
変換を行なって画像に再構成するもので、被検体の任意
箇所における断層像を得るために広く利用されている。
に高周波コイルにより電磁波を照射して生体組織を構成
する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせ、それによっ
て発生する磁気共鳴信号（以下、ＮＭＲ信号という）を
受信コイルで受信し、受信されたＮＭＲ信号にフーリエ
変換を行なって画像に再構成するもので、被検体の任意
箇所における断層像を得るために広く利用されている。
【０００３】このような磁気共鳴イメージング装置は、
図３に示すように被検体１に静磁場を与える静磁場発生
磁石２と、被検体１に傾斜磁場を与える磁場勾配発生系
３と、被検体１の生体組織を構成する原子の原子核に核
磁気共鳴を起こさせる高周波パルスを所定のパルスシー
ケンスで繰返し印加するシーケンサ７と、このシーケン
サ７からの高周波パルスにより被検体１の生体組織を構
成する原子の原子核に核磁気共鳴をおこさせるために高
周波磁場を照射する送信系４と、核磁気共鳴により放出
されるＮＭＲ信号を検出する受信系５と、この受信系５
で検出したＮＭＲ信号を用いて画像再構成演算を行う信
号処理系６とを備え、核磁気共鳴により放出されるＮＭ
Ｒ信号の計測を繰返し行って断層像を得るようになって
いる。
図３に示すように被検体１に静磁場を与える静磁場発生
磁石２と、被検体１に傾斜磁場を与える磁場勾配発生系
３と、被検体１の生体組織を構成する原子の原子核に核
磁気共鳴を起こさせる高周波パルスを所定のパルスシー
ケンスで繰返し印加するシーケンサ７と、このシーケン
サ７からの高周波パルスにより被検体１の生体組織を構
成する原子の原子核に核磁気共鳴をおこさせるために高
周波磁場を照射する送信系４と、核磁気共鳴により放出
されるＮＭＲ信号を検出する受信系５と、この受信系５
で検出したＮＭＲ信号を用いて画像再構成演算を行う信
号処理系６とを備え、核磁気共鳴により放出されるＮＭ
Ｒ信号の計測を繰返し行って断層像を得るようになって
いる。
【０００４】送信系４は、高周波発振器１１と、変調器
１２と、高周波増幅器１３と、高周波コイル１４とから
成り、高周波発振器１１で発生された高周波パルスは、
変調器１２で所定の周波数に変調された後、高周波増幅
器１３で増幅されて高周波コイル１４に印加される。こ
こで高周波コイル１４による照射パワー、即ち電磁波の
出力が大きすぎると被検体１に悪影響を与える場合があ
り、その安全のための基準としてＳＡＲ（Specific Abs
orption Rate）（単位体重当りの照射パワー、w/kg）が
定められている。従って、従来のＭＲＩ装置では、高周
波増幅器１３は、その最大能力で使用された場合でも照
射パワーがＳＡＲを越えないものを使用するか、または
高周波増幅器の能力を考慮に入れ、その出力がＳＡＲを
越えない程度の入力信号を増幅器に与えるように、ソフ
トウェアで制御する方法が採用されている。
１２と、高周波増幅器１３と、高周波コイル１４とから
成り、高周波発振器１１で発生された高周波パルスは、
変調器１２で所定の周波数に変調された後、高周波増幅
器１３で増幅されて高周波コイル１４に印加される。こ
こで高周波コイル１４による照射パワー、即ち電磁波の
出力が大きすぎると被検体１に悪影響を与える場合があ
り、その安全のための基準としてＳＡＲ（Specific Abs
orption Rate）（単位体重当りの照射パワー、w/kg）が
定められている。従って、従来のＭＲＩ装置では、高周
波増幅器１３は、その最大能力で使用された場合でも照
射パワーがＳＡＲを越えないものを使用するか、または
高周波増幅器の能力を考慮に入れ、その出力がＳＡＲを
越えない程度の入力信号を増幅器に与えるように、ソフ
トウェアで制御する方法が採用されている。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、高周波
増幅器の最大能力自体をＳＡＲを越えないものに制限し
た場合には、ＭＲＩ装置の計測の高機能化に対応するこ
とができない。又、ソフトウェアで高周波増幅器への入
力を制限する方法では、ソフトウェアのエラーあるいは
暴走があった場合にはＳＡＲを越えてしまうおそれがあ
り、安全性を確保することができない。
増幅器の最大能力自体をＳＡＲを越えないものに制限し
た場合には、ＭＲＩ装置の計測の高機能化に対応するこ
とができない。又、ソフトウェアで高周波増幅器への入
力を制限する方法では、ソフトウェアのエラーあるいは
暴走があった場合にはＳＡＲを越えてしまうおそれがあ
り、安全性を確保することができない。
【０００６】この発明は、このような従来の問題点を解
決するためになされたもので、ＭＲＩ装置の高機能化に
対応すべく、比較的高い高周波増幅器の能力を維持した
状態でしかも安全性を高めたＭＲＩ装置を提供すること
を目的とする。
決するためになされたもので、ＭＲＩ装置の高機能化に
対応すべく、比較的高い高周波増幅器の能力を維持した
状態でしかも安全性を高めたＭＲＩ装置を提供すること
を目的とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】このような目的を達成す
る本発明のＭＲＩ装置は、静磁場内に置かれた被検体の
生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさ
せるために、高周波パルスを所定のパルスシーケンスで
印加するための高周波コイルと、高周波パルスを増幅す
るための高周波増幅器とを備えた磁気共鳴イメージング
装置において、高周波増幅器は高周波コイルの照射パワ
ーが所定の値を越えないようにする保護回路を備えたも
のである。保護回路は、第一の態様として、高周波増幅
器の出力パワーを検出し、検出された出力パワーが予め
設定された値を越えたときにエラー信号を発生する比較
器と、比較器からのエラー信号によって高周波増幅器の
高周波コイルへの出力を遮断するスイッチ手段とから成
るものである。更に第二の態様として、保護回路は、高
周波増幅器の電源電流を検出し、検出された電源電流が
予め設定された値を越えたときにエラー信号を発生する
比較器と、比較器からのエラー信号によって高周波増幅
器の高周波コイルへの出力を遮断するスイッチ手段とか
ら成るものである。これら第１及び第２の態様による保
護回路は、いずれか一方のみを用いてもよいが、安全性
の確実にするために併用することが好ましい。
る本発明のＭＲＩ装置は、静磁場内に置かれた被検体の
生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさ
せるために、高周波パルスを所定のパルスシーケンスで
印加するための高周波コイルと、高周波パルスを増幅す
るための高周波増幅器とを備えた磁気共鳴イメージング
装置において、高周波増幅器は高周波コイルの照射パワ
ーが所定の値を越えないようにする保護回路を備えたも
のである。保護回路は、第一の態様として、高周波増幅
器の出力パワーを検出し、検出された出力パワーが予め
設定された値を越えたときにエラー信号を発生する比較
器と、比較器からのエラー信号によって高周波増幅器の
高周波コイルへの出力を遮断するスイッチ手段とから成
るものである。更に第二の態様として、保護回路は、高
周波増幅器の電源電流を検出し、検出された電源電流が
予め設定された値を越えたときにエラー信号を発生する
比較器と、比較器からのエラー信号によって高周波増幅
器の高周波コイルへの出力を遮断するスイッチ手段とか
ら成るものである。これら第１及び第２の態様による保
護回路は、いずれか一方のみを用いてもよいが、安全性
の確実にするために併用することが好ましい。
【０００８】
【作用】高周波増幅器の保護回路は、電源電流を検知し
電圧に変換した値と、別の回路によって予め設定された
基準電圧とを比較器により比較し、電源電流に対応する
電圧値が基準電圧を越えた場合にはエラー信号を発生
し、スイッチ手段を介して高周波増幅器の電源及びバイ
アスＯＮ信号を遮断し、その動作を停止する。また高周
波増幅器の保護回路は、高周波増幅器の出力パワーを電
圧値に変換したものと、予め設定された基準の電圧値と
を比較器により比較し、出力パワーに対応する電圧値が
基準の電圧値を越えた場合にもエラー信号を発生し、ス
イッチ手段を介して同様に高周波増幅器の動作を停止す
る。これら電圧の基準値を適当に設定することにより、
照射パワーが安全基準ＳＡＲを越えるのを防止すること
ができる。又、保護回路を、検出された出力パワーによ
り機能するものと、電源電流により機能するものと２系
統設けることにより、保護機能を確実にすることができ
る。
電圧に変換した値と、別の回路によって予め設定された
基準電圧とを比較器により比較し、電源電流に対応する
電圧値が基準電圧を越えた場合にはエラー信号を発生
し、スイッチ手段を介して高周波増幅器の電源及びバイ
アスＯＮ信号を遮断し、その動作を停止する。また高周
波増幅器の保護回路は、高周波増幅器の出力パワーを電
圧値に変換したものと、予め設定された基準の電圧値と
を比較器により比較し、出力パワーに対応する電圧値が
基準の電圧値を越えた場合にもエラー信号を発生し、ス
イッチ手段を介して同様に高周波増幅器の動作を停止す
る。これら電圧の基準値を適当に設定することにより、
照射パワーが安全基準ＳＡＲを越えるのを防止すること
ができる。又、保護回路を、検出された出力パワーによ
り機能するものと、電源電流により機能するものと２系
統設けることにより、保護機能を確実にすることができ
る。
【０００９】
【実施例】以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細
に説明する。本発明が適用される磁気共鳴イメージング
（ＭＲＩ）装置は、その全体構成を図３のブロック図に
示すように、ＮＭＲ現象を利用して被検体の断層像を得
るもので、静磁場発生磁石２と、磁場勾配発生系３と、
送信系４と、受信系５と、信号処理系６と、シーケンサ
７と、中央処理装置（ＣＰＵ）８とを備えている。
に説明する。本発明が適用される磁気共鳴イメージング
（ＭＲＩ）装置は、その全体構成を図３のブロック図に
示すように、ＮＭＲ現象を利用して被検体の断層像を得
るもので、静磁場発生磁石２と、磁場勾配発生系３と、
送信系４と、受信系５と、信号処理系６と、シーケンサ
７と、中央処理装置（ＣＰＵ）８とを備えている。
【００１０】静磁場発生磁石２は、被検体１の周りに任
意の方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体１
の周りにある広がりをもった空間に永久磁石方式又は常
電導方式或いは超電導方式の磁場発生手段が配置されて
いる。磁場勾配発生系３は、互に直交するデカルト座標
軸方向、即ちＸ、Ｙ、Ｚの三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とからなり、後述のシーケンサ７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の三軸方向の傾斜磁場を被
検体１に印加するようになっている。この静磁場の加え
方により被検体１に対するスライス面を設定することが
できる。
意の方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体１
の周りにある広がりをもった空間に永久磁石方式又は常
電導方式或いは超電導方式の磁場発生手段が配置されて
いる。磁場勾配発生系３は、互に直交するデカルト座標
軸方向、即ちＸ、Ｙ、Ｚの三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とからなり、後述のシーケンサ７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の三軸方向の傾斜磁場を被
検体１に印加するようになっている。この静磁場の加え
方により被検体１に対するスライス面を設定することが
できる。
【００１１】送信系４は高周波パルスにより被検体１の
生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさ
せるために高周波磁場を照射するもので、高周波発振器
１１と変調器１２と高周波増幅器１３と送信側の高周波
コイル１４とから成り、高周波発振器１１から出力され
た高周波パルスをシーケンサ７の命令に従って変調器１
２で振幅変調し、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
された高周波コイル１４に供給することにより、電磁波
が被検体１に照射されるようになっている。
生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさ
せるために高周波磁場を照射するもので、高周波発振器
１１と変調器１２と高周波増幅器１３と送信側の高周波
コイル１４とから成り、高周波発振器１１から出力され
た高周波パルスをシーケンサ７の命令に従って変調器１
２で振幅変調し、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
された高周波コイル１４に供給することにより、電磁波
が被検体１に照射されるようになっている。
【００１２】受信系５は、被検体１の生体組織の原子核
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、受信側の高周波コイル１５と増
幅器１６と直交位相検波器１７と、Ａ／Ｄ変換器１８と
から成り、送信側の高周波コイル１４から照射された電
磁波による被検体１の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は被
検体１に近接して配置された高周波コイル１５で検出さ
れ、増幅器１６及び直交位相検波器１７を介してＡ／Ｄ
変換器１８に入力してディジタル量に変換され、更にシ
ーケンサ７からの命令によるタイミングで直交位相検波
器１７によりサンプリングされた二系列の収集データと
され、その信号が信号処理系６に送られるようになって
いる。
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、受信側の高周波コイル１５と増
幅器１６と直交位相検波器１７と、Ａ／Ｄ変換器１８と
から成り、送信側の高周波コイル１４から照射された電
磁波による被検体１の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は被
検体１に近接して配置された高周波コイル１５で検出さ
れ、増幅器１６及び直交位相検波器１７を介してＡ／Ｄ
変換器１８に入力してディジタル量に変換され、更にシ
ーケンサ７からの命令によるタイミングで直交位相検波
器１７によりサンプリングされた二系列の収集データと
され、その信号が信号処理系６に送られるようになって
いる。
【００１３】信号処理系６は、ＣＰＵ８と、磁気ディス
ク１９及び磁気テープ２０等の記録装置と、ＣＲＴ等の
ディスプレイ２１、キーボード等の入力装置２２とから
成り、ＣＰＵ８でフーリエ変換、補正係数計算・像再構
成等の処理を行い、任意断面の信号強度分布或いは複数
の信号に適当な演算を行って得られた分布を画像化して
ディスプレイ２１に断層像として表示するようになって
いる。尚、図３において、送信側及び受信側の高周波コ
イル１４、１５と傾斜磁場コイル９は、被検体１の周り
の空間に配置された静磁場発生磁石２の磁場空間内に配
置されている。
ク１９及び磁気テープ２０等の記録装置と、ＣＲＴ等の
ディスプレイ２１、キーボード等の入力装置２２とから
成り、ＣＰＵ８でフーリエ変換、補正係数計算・像再構
成等の処理を行い、任意断面の信号強度分布或いは複数
の信号に適当な演算を行って得られた分布を画像化して
ディスプレイ２１に断層像として表示するようになって
いる。尚、図３において、送信側及び受信側の高周波コ
イル１４、１５と傾斜磁場コイル９は、被検体１の周り
の空間に配置された静磁場発生磁石２の磁場空間内に配
置されている。
【００１４】シーケンサ７は被検体１の生体組織を構成
する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波パル
スをある所定のパルスシーケンスで繰返し印加するもの
で、ＣＰＵ８の制御で動作し、被検体１の断層像のデー
タ収集に必要な種々の命令を、送信系４及び磁場勾配発
生系３並びに受信系５に送るようになっている。ここで
送信系４によって被検体１に印加される高周波パルス
が、安全基準ＳＡＲ（Specific Absorption Rate）を越
えないために、このＭＲＩ装置は送信系４の高周波増幅
器１３には、図１及び図２に示すように保護回路３０が
設けられる。保護回路３０は、高周波増幅器１３の出力
パワーを検出し、検出された出力パワーが予め設定され
た値を越えたときにエラー信号を発生して高周波増幅器
１３の高周波コイル１４への出力を遮断する第１の系統
と、高周波増幅器の電源電流を検出し、検出された電源
電流が予め設定された値を越えたときにエラー信号を発
生して高周波増幅器１３の高周波コイル１４への出力を
遮断する第２の系統の２系統から成る。
する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波パル
スをある所定のパルスシーケンスで繰返し印加するもの
で、ＣＰＵ８の制御で動作し、被検体１の断層像のデー
タ収集に必要な種々の命令を、送信系４及び磁場勾配発
生系３並びに受信系５に送るようになっている。ここで
送信系４によって被検体１に印加される高周波パルス
が、安全基準ＳＡＲ（Specific Absorption Rate）を越
えないために、このＭＲＩ装置は送信系４の高周波増幅
器１３には、図１及び図２に示すように保護回路３０が
設けられる。保護回路３０は、高周波増幅器１３の出力
パワーを検出し、検出された出力パワーが予め設定され
た値を越えたときにエラー信号を発生して高周波増幅器
１３の高周波コイル１４への出力を遮断する第１の系統
と、高周波増幅器の電源電流を検出し、検出された電源
電流が予め設定された値を越えたときにエラー信号を発
生して高周波増幅器１３の高周波コイル１４への出力を
遮断する第２の系統の２系統から成る。
【００１５】第１の系統の保護回路は、高周波増幅器１
３の出力を電圧に変換しアベレージングする整流器３１
と、整流器３１の出力と基準電圧とを比較し整流器３１
の出力が基準電圧を越えたときにエラー信号を発生する
第１の比較器３２と、第１の基準電圧発生回路３３とを
備える。また第２の系統の保護回路は、その電源２３の
電流を検出する検出器３４と、検出器３４で検出された
電流を電圧に変換する電流−電圧変換器３５と、電流−
電圧変換器３５の出力と基準電圧とを比較し電流−電圧
変換器３５の出力が基準電圧を越えたときにエラー信号
を発生する第２の比較器３６と、第２の基準電圧発生回
路３７とを備えている。
３の出力を電圧に変換しアベレージングする整流器３１
と、整流器３１の出力と基準電圧とを比較し整流器３１
の出力が基準電圧を越えたときにエラー信号を発生する
第１の比較器３２と、第１の基準電圧発生回路３３とを
備える。また第２の系統の保護回路は、その電源２３の
電流を検出する検出器３４と、検出器３４で検出された
電流を電圧に変換する電流−電圧変換器３５と、電流−
電圧変換器３５の出力と基準電圧とを比較し電流−電圧
変換器３５の出力が基準電圧を越えたときにエラー信号
を発生する第２の比較器３６と、第２の基準電圧発生回
路３７とを備えている。
【００１６】検出器３４としては公知のカレントトラン
ス等が用いられ、電源トランスの一次側あるいは二次側
の電流値又は電源２３が安定化回路を備える場合にはそ
の出力の電流値のいずれを検出するようにしてもよい。
高周波増幅器の動作はパルス動作なので、電流−電圧変
換器３５は、この電圧をアベレージングした電圧を出力
する。
ス等が用いられ、電源トランスの一次側あるいは二次側
の電流値又は電源２３が安定化回路を備える場合にはそ
の出力の電流値のいずれを検出するようにしてもよい。
高周波増幅器の動作はパルス動作なので、電流−電圧変
換器３５は、この電圧をアベレージングした電圧を出力
する。
【００１７】第１及び第２の比較器３２、３６の出力
（エラー信号）はともにオア回路３８を介して高周波増
幅器１３に入力されるともに、それぞれＡＣ入力２４と
電源２３との間に設けられたスイッチ手段であるリレー
ＳＳＲ1、ＳＳＲ2に供給されリレーを駆動する。オア回
路３８の出力は、スイッチ手段であるスイッチングトラ
ンジスタＴＲに入力される。スイッチングトランジスタ
ＴＲは高周波増幅器１３のバイアス信号制御用オペアン
プ２５をスイッチングする。即ち、スイッチングトラン
ジスタＴＲのコレクタは、高周波増幅器１３のバイアス
信号制御用オペアンプ２５の（＋）端子に接続されてお
り、スイッチングトランジスタＴＲがオンすることによ
り、コレクタ側がグランドＧＮＤに落ちるとバイアス信
号制御用オペアンプ２５の出力は０となり、バイアスＯ
Ｎ信号が遮断される。
（エラー信号）はともにオア回路３８を介して高周波増
幅器１３に入力されるともに、それぞれＡＣ入力２４と
電源２３との間に設けられたスイッチ手段であるリレー
ＳＳＲ1、ＳＳＲ2に供給されリレーを駆動する。オア回
路３８の出力は、スイッチ手段であるスイッチングトラ
ンジスタＴＲに入力される。スイッチングトランジスタ
ＴＲは高周波増幅器１３のバイアス信号制御用オペアン
プ２５をスイッチングする。即ち、スイッチングトラン
ジスタＴＲのコレクタは、高周波増幅器１３のバイアス
信号制御用オペアンプ２５の（＋）端子に接続されてお
り、スイッチングトランジスタＴＲがオンすることによ
り、コレクタ側がグランドＧＮＤに落ちるとバイアス信
号制御用オペアンプ２５の出力は０となり、バイアスＯ
Ｎ信号が遮断される。
【００１８】尚、基準電圧発生回路３３、３７はそれぞ
れ高周波コイルからの照射パワーがＳＡＲを越えないよ
うな値に設定される。このような構成において、まず静
磁場発生磁石２及び磁場勾配発生系３により所定のスラ
イス面を設定して被検体１に０．０２〜２テスラ程度の
静磁場が印加される。この時、被検体１中の原子の原子
核スピンは静磁場の強さによって決る周波数（ラーモア
周波数）で歳差運動を行なう。
れ高周波コイルからの照射パワーがＳＡＲを越えないよ
うな値に設定される。このような構成において、まず静
磁場発生磁石２及び磁場勾配発生系３により所定のスラ
イス面を設定して被検体１に０．０２〜２テスラ程度の
静磁場が印加される。この時、被検体１中の原子の原子
核スピンは静磁場の強さによって決る周波数（ラーモア
周波数）で歳差運動を行なう。
【００１９】送信系４内の高周波コイル１４によって計
測しようとする原子核のラーモア周波数に等しい周波数
の電磁波を印加し、その原子核に核磁気共鳴を起こさせ
る。この高周波磁場を打切るとスピンはそれぞれの状態
に応じた時定数でもとの低いエネルギー状態に戻り、こ
の時放出される電磁波（ＮＭＲ信号）を高周波受信コイ
ル１５で受信して増幅器１６で増幅、波形整形した後、
Ａ／Ｄ変換器１８でデジタル化してＣＰＵ８に送る。Ｃ
ＰＵ８は、このデータを基に画像を再構成演算し、被検
体１の断層画像をディスプレイ２１に表示する。
測しようとする原子核のラーモア周波数に等しい周波数
の電磁波を印加し、その原子核に核磁気共鳴を起こさせ
る。この高周波磁場を打切るとスピンはそれぞれの状態
に応じた時定数でもとの低いエネルギー状態に戻り、こ
の時放出される電磁波（ＮＭＲ信号）を高周波受信コイ
ル１５で受信して増幅器１６で増幅、波形整形した後、
Ａ／Ｄ変換器１８でデジタル化してＣＰＵ８に送る。Ｃ
ＰＵ８は、このデータを基に画像を再構成演算し、被検
体１の断層画像をディスプレイ２１に表示する。
【００２０】ここで、送信系４においては、高周波発振
器１１から出力された高周波パルスをシーケンサ７の命
令に従って変調器１２で振幅変調し、この振幅変調され
た高周波パルスを高周波増幅器１３で増幅した後高周波
コイル１４に供給するが、高周波増幅器１３の保護回路
３０は、その電源２３の電流を検出し、それを電圧に変
換した値が第２の基準電圧発生回路３７で設定された電
圧値より大きい場合には比較器３６からエラー信号が出
される。このエラー信号によりリレーＳＳＲ２が作動
し、高周波増幅器１３の電源を遮断する。また、エラー
信号がオア回路３８を介してスイッチングトランジスタ
ＴＲに入力されるとスイッチングトランジスタＴＲをオ
ンにする。これによりバイアス信号制御用オペアンプ２
５の出力は０となり、バイアスＯＮ信号が遮断される。
従って、高周波増幅器１３が停止し所定値以上の電流が
高周波コイル１４に供給されるのを防止する。
器１１から出力された高周波パルスをシーケンサ７の命
令に従って変調器１２で振幅変調し、この振幅変調され
た高周波パルスを高周波増幅器１３で増幅した後高周波
コイル１４に供給するが、高周波増幅器１３の保護回路
３０は、その電源２３の電流を検出し、それを電圧に変
換した値が第２の基準電圧発生回路３７で設定された電
圧値より大きい場合には比較器３６からエラー信号が出
される。このエラー信号によりリレーＳＳＲ２が作動
し、高周波増幅器１３の電源を遮断する。また、エラー
信号がオア回路３８を介してスイッチングトランジスタ
ＴＲに入力されるとスイッチングトランジスタＴＲをオ
ンにする。これによりバイアス信号制御用オペアンプ２
５の出力は０となり、バイアスＯＮ信号が遮断される。
従って、高周波増幅器１３が停止し所定値以上の電流が
高周波コイル１４に供給されるのを防止する。
【００２１】また保護回路３０は、高周波増幅器１３の
出力を検出し、その電圧値が第１の基準電圧発生回路３
３で設定された電圧値よりも高い場合には比較器３２か
らエラー信号が出される。このエラー信号によりリレー
ＳＳＲ１が作動し、高周波増幅器１３の電源を遮断す
る。また、エラー信号がオア回路３８を介してスイッチ
ングトランジスタＴＲに入力されるとスイッチングトラ
ンジスタＴＲをオンにし、バイアスＯＮ信号を遮断す
る。これにより所定値以上の電流が高周波コイル１４に
供給されるのを防止する。この場合、エラー信号によっ
て増幅器の動作を停止させると同時に、図示しない警告
灯や警告音等のアラームを動作させるようにすることも
可能である。
出力を検出し、その電圧値が第１の基準電圧発生回路３
３で設定された電圧値よりも高い場合には比較器３２か
らエラー信号が出される。このエラー信号によりリレー
ＳＳＲ１が作動し、高周波増幅器１３の電源を遮断す
る。また、エラー信号がオア回路３８を介してスイッチ
ングトランジスタＴＲに入力されるとスイッチングトラ
ンジスタＴＲをオンにし、バイアスＯＮ信号を遮断す
る。これにより所定値以上の電流が高周波コイル１４に
供給されるのを防止する。この場合、エラー信号によっ
て増幅器の動作を停止させると同時に、図示しない警告
灯や警告音等のアラームを動作させるようにすることも
可能である。
【００２２】このように電源電流が所定値を越えたとき
及び高周波増幅器出力が所定値を越えたときに、高周波
増幅器を停止するようにしたので、被検体へ照射する電
磁波パワーが安全基準ＳＡＲを越えることがなくなり、
安全性を確保することができる。さらに保護回路として
２系統の保護回路を併用することにより動作を確実にし
安全性を向上させることができる。
及び高周波増幅器出力が所定値を越えたときに、高周波
増幅器を停止するようにしたので、被検体へ照射する電
磁波パワーが安全基準ＳＡＲを越えることがなくなり、
安全性を確保することができる。さらに保護回路として
２系統の保護回路を併用することにより動作を確実にし
安全性を向上させることができる。
【００２３】尚、以上の実施例では保護回路として２系
統を備えたものについて説明したが、保護回路は１系統
であるものも本発明の範囲に含まれることは言うまでも
ない。また、保護回路から出されるエラー信号により、
電源の遮断と増幅器のバイアスＯＮ信号の遮断とをとも
に行うようにしているが、電源の遮断或いはバイアスＯ
Ｎ信号の遮断のいずれかを行うようにしてもよい。
統を備えたものについて説明したが、保護回路は１系統
であるものも本発明の範囲に含まれることは言うまでも
ない。また、保護回路から出されるエラー信号により、
電源の遮断と増幅器のバイアスＯＮ信号の遮断とをとも
に行うようにしているが、電源の遮断或いはバイアスＯ
Ｎ信号の遮断のいずれかを行うようにしてもよい。
【００２４】
【発明の効果】以上の説明からも明らかなように、本発
明のＭＲＩ装置によれば、被検体へ電磁波を照射する高
周波コイルの高周波増幅器に照射パワーが所定値を越え
ないようにする保護回路を設けたので、被検体に安全基
準ＳＡＲを越える電磁波が照射されるおそれがなく、Ｍ
ＲＩ装置の安全性を高めることができる。又、保護回路
として２系統の保護回路を用いた場合には更に安全性を
確実にできる。更に本発明のＭＲＩ装置によれば、高周
波増幅器の電源として能力の高いものを用いることがで
きるので計測の高機能化を図ることができる。
明のＭＲＩ装置によれば、被検体へ電磁波を照射する高
周波コイルの高周波増幅器に照射パワーが所定値を越え
ないようにする保護回路を設けたので、被検体に安全基
準ＳＡＲを越える電磁波が照射されるおそれがなく、Ｍ
ＲＩ装置の安全性を高めることができる。又、保護回路
として２系統の保護回路を用いた場合には更に安全性を
確実にできる。更に本発明のＭＲＩ装置によれば、高周
波増幅器の電源として能力の高いものを用いることがで
きるので計測の高機能化を図ることができる。
【図１】本発明の磁気共鳴イメージング装置の保護回路
のブロック図。
のブロック図。
【図２】本発明の磁気共鳴イメージング装置の送信系の
ブロック図。
ブロック図。
【図３】本発明の磁気共鳴イメージング装置の全体構成
を示すブロック図。
を示すブロック図。
１…被検体 ２…磁場発生装置 ３…磁場勾配発生系 ４…送信系 ５…受信系 ６…信号処理系 ７…シーケンサ ８…ＣＰＵ １３…高周波増幅器 １４…高周波コイル ２３…高周波増幅器の電源 ３０…保護回路 ３２…第１の比較器 ３６…第２の比較器 ＳＳＲ1、ＳＳＲ2…リレー（スイッチ手段） ＴＲ…スイッチングトランジスタ（スイッチ手段）
Claims (1)
- 【請求項１】静磁場内に置かれた被検体の生体組織を構
成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために、
高周波パルスを所定のパルスシーケンスで印加するため
の高周波コイルと、前記高周波パルスを増幅するための
高周波増幅器とを備えた磁気共鳴イメージング装置にお
いて、前記高周波増幅器は前記高周波コイルの照射パワ
ーが所定の値を越えないように前記照射コイルへの出力
を遮断する保護回路を備えたことを特徴とする磁気共鳴
イメージング装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP14485493A JP3335710B2 (ja) | 1993-06-16 | 1993-06-16 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP14485493A JP3335710B2 (ja) | 1993-06-16 | 1993-06-16 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07222725A true JPH07222725A (ja) | 1995-08-22 |
| JP3335710B2 JP3335710B2 (ja) | 2002-10-21 |
Family
ID=15371962
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP14485493A Expired - Lifetime JP3335710B2 (ja) | 1993-06-16 | 1993-06-16 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3335710B2 (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6759847B2 (en) * | 2001-10-11 | 2004-07-06 | Siemens Akiengesellschaft | Magnetic resonance imaging method with adherence to SAR limits |
| US6762605B2 (en) * | 2001-10-29 | 2004-07-13 | Siemens Aktiengesellschaft | Magnetic resonance imaging method and apparatus with adherence to SAR limits in a scan using data from a previous scan |
| US6812698B1 (en) * | 1999-09-08 | 2004-11-02 | Ge Yokogawa Medical Systems, Ltd | Imaging with spin excitation while keeping within a specific absorption ratio limit |
| US6841999B2 (en) * | 2001-10-11 | 2005-01-11 | Siemens Aktiengesellschaft | Magnetic resonance imaging apparatus and method with adherence to SAR limits |
-
1993
- 1993-06-16 JP JP14485493A patent/JP3335710B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6812698B1 (en) * | 1999-09-08 | 2004-11-02 | Ge Yokogawa Medical Systems, Ltd | Imaging with spin excitation while keeping within a specific absorption ratio limit |
| US6759847B2 (en) * | 2001-10-11 | 2004-07-06 | Siemens Akiengesellschaft | Magnetic resonance imaging method with adherence to SAR limits |
| US6841999B2 (en) * | 2001-10-11 | 2005-01-11 | Siemens Aktiengesellschaft | Magnetic resonance imaging apparatus and method with adherence to SAR limits |
| CN100379383C (zh) * | 2001-10-11 | 2008-04-09 | 西门子公司 | 在磁共振成像中保持sar边界值的方法 |
| US6762605B2 (en) * | 2001-10-29 | 2004-07-13 | Siemens Aktiengesellschaft | Magnetic resonance imaging method and apparatus with adherence to SAR limits in a scan using data from a previous scan |
| CN100407989C (zh) * | 2001-10-29 | 2008-08-06 | 西门子公司 | 计入功率历史的磁共振成像方法和装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3335710B2 (ja) | 2002-10-21 |
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Legal Events
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| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20020709 |
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