磁共振成像裝置以及sar的預(yù)測方法
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001] 本發(fā)明涉及測定來自被檢測體中的氫、磷等的核磁共振（以下，稱為"NMR"）信號， 將核的密度分布、緩和時(shí)間分布等圖像化的核磁共振成像（以下，稱為"MRI"）裝置，特別是 涉及能夠?qū)⒈粰z測體的高頻電磁波吸收量抑制在閾值以下的裝置。
【背景技術(shù)】
[0002] MRI裝置是測量構(gòu)成被檢測體、特別是構(gòu)成人體組織的原子核發(fā)生自旋的NMR信 號，以二維或三維方式對頭部、腹部、四肢等的形態(tài)、功能進(jìn)行圖像化的裝置。在拍攝時(shí)，按 照規(guī)定的攝像脈沖序列來施加激發(fā)被檢測體的高頻電磁波（Radio Frequency :RF)脈沖、 相位編碼方向及頻率編碼方向的傾斜磁場脈沖等。由此，對被檢測體釋放的NMR信號進(jìn)行 相位編碼以及頻率編碼，作為時(shí)間序列數(shù)據(jù)來進(jìn)行測量。通過對測量到的NMR信號進(jìn)行二 維或三維傅立葉變換，從而使將重構(gòu)為圖像。
[0003] 在MRI裝置中，為了抑制RF脈沖對被檢測體造成的溫度上升等影響，需要根據(jù) IEC(國際電氣標(biāo)準(zhǔn)會議）的規(guī)定將SAR(比吸收率（Specific Absorption Ratio)每單位 質(zhì)量的RF的吸收量）抑制到某閾值以下（專利文獻(xiàn)1)。SAR的計(jì)算式由IEC給出。
[0004] 此外，已知如非專利文獻(xiàn)1所記載的，要準(zhǔn)確地測量或預(yù)測SAR就需要RF施加裝 置（照射線圈）的Q值。Q值一般被公知為表示共振的靈敏度的參數(shù)，但是MRI裝置的RF 照射線圈的Q值依賴于被照射RF脈沖的被檢測體自身的內(nèi)部電阻。因此，在現(xiàn)有技術(shù)中， 使用過去測定出的RF照射線圈的實(shí)際測量值、部位來預(yù)測Q值并加以利用。
[0005] 在先技術(shù)文獻(xiàn)
[0006] 專利文獻(xiàn)
[0007] 專利文獻(xiàn)1 :美國專利第5916161號說明書
[0008] 非專利文獻(xiàn)
[0009] 非專利文獻(xiàn)1 :石黒秋弘，外4名，"MRI裝置id朽各社specific absorption ratio予測值?比較"，日本放射線技術(shù)學(xué)會雑誌，第56卷，第5號，p. 731~736 (AKIHIRO ISHIKURO? et al. ， Comparison of Specific Absorption Ratio Monitoring Values on Various MRI Systems，Japan Society of Radiological Technology 2000 ；56 (5)： 731-736)

【發(fā)明內(nèi)容】

[0010] 發(fā)明要解決的課題
[0011] 為了獲取高分辨率的重構(gòu)圖像，期望在不超過SAR的閾值的范圍內(nèi)，照射強(qiáng)度盡 可能大的RF脈沖。為此，期望對于想要進(jìn)行攝像的被檢測體，高精度地求取想要通過MRI 裝置執(zhí)行的攝像脈沖序列是否超過了 SAR的閾值。但是，SAR的計(jì)算所需的RF照射線圈的 Q值根據(jù)被檢測體自身的內(nèi)部電阻而發(fā)生變化，所以為了測定Q值，需要在將想要拍攝的被 檢測體配置于攝像區(qū)域的狀態(tài)下進(jìn)行實(shí)際測量。
[0012] 為了測量RF照射線圈的Q值，一般需要進(jìn)行Q值測量用設(shè)備的裝卸，在現(xiàn)實(shí)中很 難在MRI裝置每次進(jìn)行拍攝時(shí)實(shí)施這樣的裝卸。另一方面，與進(jìn)行實(shí)際測量的情況相比，使 用過去測量的照射線圈的Q值來預(yù)測配置有想要進(jìn)行拍攝的被檢測體的狀態(tài)下的Q值的方 法其精度會降低。
[0013] 本發(fā)明的目的在于，在將被檢測體配置于MRI裝置的狀態(tài)下簡單地求取RF照射線 圈的Q值，并高精度地預(yù)測SAR。
[0014] 用于解決課題的手段
[0015] 在本發(fā)明中，在將被檢測體配置于上述攝像空間內(nèi)的狀態(tài)下，從照射線圈向被檢 測體照射高頻磁場脈沖，檢測照射線圈的發(fā)送電壓和反射電壓，根據(jù)發(fā)送電壓和反射電壓 來求取配置有被檢測體的狀態(tài)下的照射線圈的Q值。使用該Q值，預(yù)測對被檢測體實(shí)施了 攝像脈沖序列時(shí)的比吸收率（SAR)。
[0016] 發(fā)明效果
[0017] 根據(jù)本發(fā)明，能夠在將被檢測體配置于MRI裝置中的狀態(tài)下簡單地求取RF照射線 圈的Q值，并能高精度地預(yù)測SAR，所以能夠在SAR不超過閾值的范圍內(nèi)設(shè)定較大的RF脈沖 功率等。
【附圖說明】
[0018] 圖1是表示實(shí)施方式的MRI裝置的整體結(jié)構(gòu)的框圖。
[0019] 圖2是表示第1實(shí)施方式的SAR預(yù)測部33的動作的流程圖。
[0020] 圖3(a)~（C)是表示SAR預(yù)測部33所顯示的⑶I的例子的說明圖。
[0021] 圖4是表示圖2的步驟302的詳細(xì)情況的流程圖。
[0022] 圖5是表示第1實(shí)施方式的SAR測量用脈沖序列的流程圖。
[0023] 圖6是表示在第1實(shí)施方式中所使用的電壓駐波比Vswk與Q值之間的關(guān)系的曲線 圖。
[0024] 圖7是表示第2實(shí)施方式的SAR預(yù)測部33的步驟302的動作的流程圖。
[0025] 圖8是表示第3實(shí)施方式的SAR預(yù)測部33的步驟302的動作的流程圖。
[0026] 圖9是表示第3實(shí)施方式的SAR預(yù)測部33求取到的阻抗Z與頻率之間的關(guān)系的 曲線圖。
[0027] 圖10是表示第4實(shí)施方式的SAR預(yù)測部33的步驟302的動作的流程圖。
[0028] 圖11是表示第4實(shí)施方式的SAR預(yù)測部33所使用阻抗的最大值Zp與Q值之間 的關(guān)系的曲線圖。
【具體實(shí)施方式】
[0029] 本發(fā)明的MRI裝置具有：具有：靜磁場產(chǎn)生部，向攝像空間施加靜磁場；床，在攝像 空間內(nèi)配置被檢測體；傾斜磁場線圈，向所述攝像空間施加傾斜磁場；照射線圈，向攝像空 間照射高頻磁場；接收線圈，接收攝像空間的被檢測體產(chǎn)生的核磁共振信號；以及控制部。 控制部具備SAR預(yù)測部，使用照射線圈的Q值來預(yù)測對被檢測體實(shí)施了攝像脈沖序列時(shí)的 比吸收率（SAR)。
[0030] SAR預(yù)測部在被檢測體配置于攝像空間的狀態(tài)下，從照射線圈向被檢測體照射高 頻磁場脈沖，檢測照射線圈的發(fā)送電壓和反射電壓。根據(jù)檢測出的發(fā)送電壓和反射電壓來 求取配置有被檢測體的狀態(tài)下的照射線圈的Q值，使用求取到的Q值來預(yù)測SAR。
[0031] 這樣，在本發(fā)明中，在將被檢測體配置于攝像空間內(nèi)的狀態(tài)下，實(shí)際上從照射線圈 照射高頻磁場脈沖，并檢測發(fā)送電壓和反射電壓，所以能夠在考慮被檢測體的內(nèi)部電阻等 引起的影響的情況下求取Q值。因此，通過使用該Q值，能夠高精度地預(yù)測SAR。此外，求取 該Q值的方法并不需要特別的Q值測量裝置，能夠簡單地求取Q值。
[0032] 以下，具體說明本發(fā)明的一實(shí)施方式的MRI裝置。另外，在用于說明發(fā)明的實(shí)施方 式的所有附圖中，具有相同功能的部件被賦予相同的符號，并省略其重復(fù)的說明。
[0033] 首先，基于圖1來說明本發(fā)明涉及的MRI裝置的一例的整體概要。圖1是表示本 發(fā)明涉及的MRI裝置的一實(shí)施例的整體結(jié)構(gòu)的框圖。該MRI裝置利用NMR現(xiàn)象來獲得被檢 測體的斷層圖像，如圖1所示，該MRI裝置具備：靜磁場產(chǎn)生系統(tǒng)2、傾斜磁場產(chǎn)生系統(tǒng)3、發(fā) 送系統(tǒng)5、接收系統(tǒng)6、控制部30、顯示/存儲部7、操作部25以及用于將被檢測體1配置于 攝像空間的床。
[0034] 控制部3具備序列發(fā)生器4和中央處理裝置（CPU)8,控制部3不僅進(jìn)行各部分的 控制，還執(zhí)行信號處理來進(jìn)行圖像重構(gòu)。
[0035] 靜磁場產(chǎn)生系統(tǒng)2為了在配置有被檢測體1的攝像部位的攝像空間內(nèi)產(chǎn)生靜磁場 而包括靜磁場產(chǎn)生源。作為靜磁場產(chǎn)生源，可使用永磁鐵、常導(dǎo)磁鐵或者超導(dǎo)磁鐵。關(guān)于靜 磁場產(chǎn)生源，若是垂直磁場方式，則在與被檢測體的體軸正交的方向上產(chǎn)生均勻的靜磁場， 若是水平磁場方式，則在體軸方向上產(chǎn)生均勻的靜磁場。在垂直磁場方式的情況下，靜磁場 產(chǎn)生源是夾著攝像空間而在上下相對置地配置的一對磁鐵。
[0036] 在水平磁場方式的情況下，靜磁場產(chǎn)生源是圓筒形狀，圓筒的內(nèi)部空間是攝像空 間。
[0037] 傾斜磁場產(chǎn)生系統(tǒng)3具備：在作為MRI裝置的坐標(biāo)系（靜止坐標(biāo)系）的X、Y、Z這 3軸方向上分別施加傾斜磁場Gx、Gy、Gz的傾斜磁場線圈9 ;和驅(qū)動各個(gè)傾斜磁場線圈9的 傾斜磁場電源10。傾斜磁場電源10按照來自序列發(fā)生器4的命令而向各個(gè)傾斜磁場線圈 9提供驅(qū)動電流。
[0038] 由此，傾斜磁場產(chǎn)生系統(tǒng)3在拍攝時(shí)向與切面（拍攝斷面）正交的方向上施加切 削方向傾斜磁場脈沖（Gs)，由此設(shè)定針對被檢測體1的切面，在與該切面正交且彼此正交 的2個(gè)方向上施加相位編碼方向傾斜磁場脈沖（Gp)和頻率編碼方向傾斜磁場脈沖（Gf)，并 將各個(gè)方向的位置信息賦予到回波信號。
[0039] 發(fā)送系統(tǒng)5具備高頻振蕩器11、調(diào)制器12、高頻放大器13和照射線圈14a。高頻 振蕩器11產(chǎn)生高頻信號，通過調(diào)制器12對該高頻信號進(jìn)行調(diào)制后，通過高頻放大器13進(jìn) 行放大，并經(jīng)由信號線31提供給高頻線圈（照射線圈）14a。照射線圈14a接受高頻信號的 供給，對攝像空間的被檢測體1照射RF脈沖，通過構(gòu)成被檢測體1的生物體組織的原子的 原子核自旋引起核磁共振。
[0040] 接收系統(tǒng)6具備接收側(cè)的高頻線圈（接收線圈）14b、信號放大器15、正交相位檢 波器16和A/D變換器17。通過該結(jié)構(gòu)，接收系統(tǒng)6檢測由于構(gòu)成被檢測體1的生物體組織 的原子核自旋的核磁共振而釋放出的回波信號（NMR信號）。具體來說，由靠近被檢測體1 而配置的接收線圈14b，對被發(fā)送側(cè)的高頻線圈14a照射的RF脈沖激發(fā)的被檢測體1發(fā)出 的NMR信號（回波信號）進(jìn)行檢測。接收信號在被信號放大器15放大之后，在來自序列發(fā) 生器4的指令所給出的定時(shí)，正交相位檢波器16將其分割成正交的兩個(gè)系統(tǒng)的信號，分別 被A/D變換器17變換成數(shù)字量，從而被發(fā)送到兼作信號處理系統(tǒng)的控制部30。
[0041] 控制部30的序列發(fā)生器4輸出命令發(fā)送系統(tǒng)5的調(diào)制器12、傾斜磁場產(chǎn)生系統(tǒng)3 的傾斜磁場電源10以及接收系統(tǒng)的A/D變換器17以使其進(jìn)行動作的信號，在規(guī)定的由攝 像脈沖序列確定的定時(shí)，將RF脈沖和傾斜磁場脈沖施加到攝像空間的被檢測體1。此外，對 接收系統(tǒng)6進(jìn)行控制，以使在規(guī)定的定時(shí)獲取回波信號?？刂撇?的CPU8通過執(zhí)行保存在 內(nèi)置存儲器中的攝像程序，控制序列發(fā)生器4的動作，以使執(zhí)行規(guī)定的攝像脈沖序列。
[0042] 此外，控制部3的CPU