(57)【要約】【課題】高周波の電磁波の照射を伴う高磁場の環境下における測定対象の局所的な温度を高速サンプリング周期で精度よく測定することができる温度測定プローブ及び温度測定システムを提供する。【解決手段】測定温度に応じて電気信号を出力する温度測定プローブ１００であって、非磁性の熱電対１１１，１１２と、熱電対１１１，１１２の出力端に接続され絶縁性の磁気シールド材で被覆された導線１２１、１２２とを備える。熱電対１１１，１１２は、非浸潤処理された非磁性の絶縁体からなる被覆部１１３で被覆してもよい。導線１２１、１２２は、熱電対の補償導線を兼ねてもよい。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
測定温度に応じて電気信号を出力する温度測定プローブであって、
非磁性の熱電対と、
前記熱電対の出力端に接続され絶縁性の磁気シールド材で被覆された導線と、を備えることを特徴とする温度測定プローブ。
【請求項２】
請求項１の温度測定プローブにおいて、
前記熱電対は、非浸潤処理された非磁性の絶縁体で被覆されていることを特徴とする温度測定プローブ。
【請求項３】
請求項１又は２の温度測定プローブにおいて、
前記導線は前記熱電対の補償導線を兼ねることを特徴とする温度測定プローブ。
【請求項４】
請求項１乃至３のいずれかの温度測定プローブと、
前記温度測定プローブのケーブルから出力される電圧を測定し、その電圧の測定結果に基づいて測定温度を出力する測定温度出力装置と、を備えることを特徴とする温度測定システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、ＭＲ（磁気共鳴）検査などの高磁場の環境下で温度をリアルタイムに測定する温度測定プローブ及び温度測定システムに関するものである。
【背景技術】
【０００２】
従来、高磁場の環境下での核磁気共鳴（ＮＭＲ：Nuclear Magnetic Resonance）現象を利用して生体内の内部の情報を画像にするＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）などのＭＲ検査が知られている。高磁場のＭＲ検査では検査の短時間化が期待されている。しかしながら、高磁場の電磁誘導で生体内に誘起される起電力による渦電流や、ＭＲ画像収集時に照射される数ＭＨｚ〜数百ＭＨｚの高周波（例えば、４．２６〜１２７．８［ＭＨｚ］）のパルス状の電磁波（以下、「ＲＦパルス」という。）が生体に吸収されて流れる高周波の電流などにより、検査中に生体の温度が局所的に上昇する場合がある。ＭＲ検査中の熱傷を防ぐためＲＦパルスの照射が制限され、短時間でのＭＲ検査は不可能である。
【０００３】
上記生体の温度の局所的な上昇（ホットスポット）は、比吸収率（ＳＡＲ：Specific Absorption Rate）というパラメータの値を用いて計算して評価することができる。ここで、比吸収率（ＳＡＲ）は、生体が電磁波にさらされることによって単位質量の組織に単位時間に吸収されるエネルギー量［Ｗ／ｋｇ］であり、その値は例えば電磁波の被爆環境の規制に用いられている。
【０００４】
前述のようなＭＲ検査などの高磁場の環境下で上昇する生体の局所的な温度は比吸収率（ＳＡＲ）の値で評価することができるが、検査対象である実際の生体の形状や電気伝導率等は一定でないため、比吸収率（ＳＡＲ）を用いて計算した局所的な温度上昇の計算値と実際のＭＲ検査時の局所的な温度上昇とは異なる。さらに、ＭＲ装置のメーカによって比吸収率（ＳＡＲ）の計算に使用する係数が異なるなどの理由で、同様なＭＲ装置であってもメーカ間で比吸収率（ＳＡＲ）の値が大きく異なる場合がある。従って、従来の比吸収率（ＳＡＲ）を用いた計算による評価では不十分であるため、ＭＲ検査時に温度を実測する必要性がある。特に、３［Ｔ］以上の高磁場のＭＲ装置は、磁場強度が大きくなるだけでなく、ＲＦパルスの周波数も倍増するため、ＲＦパルスによる温度上昇が大きく、また立体的に不正形である人体では、ＲＦパルスの均一な照射が難しいことに起因にする不規則な温度ムラが生じ、上記比吸収率（ＳＡＲ）を用いた計算では評価しにくいだけでなく、著しく温度が上昇するホットスポットが発生する危険性がある。そのため高磁場であるほど、ＭＲ検査時に温度を実測する必要性が高い。
【０００５】
このようなＲＦパルスの照射を伴う高磁場の環境下でのＭＲ検査時における局所的な温度を測定する装置として、蛍光ファイバー式温度計が知られている（非特許文献１参照）。この蛍光ファイバー式温度計は、温度によって発光スペクトルが変化する蛍光体を有するプローブと、その蛍光体が発した光を伝送する光ファイバーと、光ファイバーから出射した光のスペクトルを測定して分析することにより温度に変換する分光分析装置とを備えている。
【０００６】
また、非特許文献２には、ＭＲＩパラメータである緩和時間（Ｔ１）やプロトンケミカルシフトの測定値を用いて生体の温度変化を推定する方法が開示されている。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
しかしながら、上記従来の蛍光ファイバー式温度計は、温度を直接測定するものではなく、測定温度に対応する発光スペクトルを測定し、その発光スペクトルを分析して温度に変換する間接的な温度測定を行うものである。そのため、温度の測定精度が±２℃程度と低く、高精度の温度測定を行うことができないという問題がある。また、上記従来の蛍光ファイバー式温度計では、上記発光スペクトルの測定及び分析並びに温度への変換処理に時間を要するため、温度測定のサンプリング周期が１秒程度であり、高速サンプリング周期（例えば５０［μｓ］）で温度を測定することができない。
【０００８】
また、上記非特許文献２の方法は、ＭＲＩ検査時の生体における相対的な温度変化をＭＲＩパラメータから間接的に評価するものであり、温度［℃］の値そのものを測定するものではない。
【０００９】
本発明は以上の問題点に鑑みなされたものであり、その目的は、高周波の電磁波の照射を伴う高磁場の環境下における測定対象の局所的な温度を高速サンプリング周期で精度よくリアルタイムに測定することができる温度測定プローブ及び温度測定プローブを提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
上記目的を達成するために、請求項１の発明は、測定温度に応じて電気信号を出力する温度測定プローブであって、非磁性の熱電対と、前記熱電対の出力端に接続され絶縁性の磁気シールド材で被覆された導線と、を備えることを特徴とするものである。
請求項１の温度測定プローブでは、非磁性の熱電対を用いることにより、高磁場の影響を受けることなく測定対象の局所的な温度に応じた電圧を出力することができる。しかも、その熱電対から出力される出力電圧は連続的に出力されるとともに、測定対象の温度を応じて直接的に変化するため、蛍光体の発光スペクトルを分析して温度を間接的に測定する従来の蛍光ファイバー式温度計よりも高い精度及び高速サンプリング周期で温度を測定することができる。更に、導線は、絶縁性の磁気シールド材で被覆されているので、高磁場の環境下におけるケーブルでの誘導電流の発生を抑制しつつ、熱電対から出力される電圧を伝送することができる。よって、高周波の電磁波の照射を伴う高磁場の環境下における測定対象の局所的な温度を高速サンプリング周期で精度よく測定することができる。
なお、非磁性体の熱電対は銅−コンスタンタンであってもよい。
また、請求項２の発明は、請求項１の温度測定プローブにおいて、前記熱電対は、非浸潤処理された非磁性の絶縁体で被覆されていることを特徴とするものである。この温度測定プローブでは、測定対象に接触させる熱電対が非浸潤処理された非磁性の絶縁体で被覆されているため、測定対象が導電性を有する湿潤した媒質中にある場合や測定対象自体が湿潤した導電性を有する場合に、熱電対による温度測定の誤差の発生や熱電対の劣化を防止することができる。また、測定対象に複数の温度測定プローブを配置する場合に、温度測定プローブ同士の相互干渉を防止することができる。
また、請求項３の発明は、請求項１又は２の温度測定プローブにおいて、前記導線は前記熱電対の補償導線を兼ねることを特徴とするものである。この温度測定プローブでは、測定対象の局所的な温度をより高い精度で測定することができる。さらに、温度測定プローブを高い絶縁性を有する絶縁体で被覆することで、温度測定プローブを人体に接触する際における電気的な安全性（マクロショックの防止）を確保できる。
また、請求項４の発明は、温度測定システムであって、請求項１乃至３のいずれかの温度測定プローブと、前記温度測定プローブのケーブルから出力される電圧を測定し、その電圧の測定結果に基づいて測定温度を出力する温度測定処理装置と、を備えることを特徴とするものである。この温度測定システムでは、高周波の電磁波の照射を伴う高磁場の環境下における測定対象の局所的な温度を高速サンプリング周期で精度よく測定して出力することができる。また、ケーブルを介して温度測定プローブと温度測定処理装置とを離して接続できるため、高周波の電磁波の照射を伴う高磁場の環境下に温度測定プローブを配置し、高周波の電磁波の照射を伴う高磁場の環境から離れた場所に温度測定処理装置を配置することができる。従って、高周波の電磁波の照射を伴う高磁場の影響を受けることなく、熱電対の電圧の測定結果に基づいて測定温度を出力する処理を行うことができるので、高周波の電磁波や高磁場による温度の測定精度の劣化を抑制できる。
【発明の効果】
【００１１】
本発明によれば、高周波の電磁波の照射を伴う高磁場の環境下における測定対象の局所的な温度を高速サンプリング周期で精度よくリアルタイムに測定することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１】本実施形態の温度測定プローブを含む温度測定システムの一構成例を示す概略構成図。
【図２】本発明の実施形態に係る温度測定プローブの一構成例を示す概略構成図。
【図３】本実施形態の温度測定システムを用いてＭＲＩ検査時に人体の局所温度をリアルタイムに測定している様子を示す説明図。
【図４】本実施形態の温度測定システムを用いて、高周波のＲＦパルスの照射を伴う高磁場の環境下でのファントムのＭＲＩを撮像するＭＲ検査時にリアルタイムに測定した温度の時間変化の一例を示すグラフ。
【発明を実施するための形態】
【００１３】
以下、図面を参照して本発明の実施形態を説明する。
図１は、本実施形態の温度測定プローブ１００を含む温度測定システム１０の一構成例を示す概略構成図である。
図１において、本実施形態に係る温度測定システム１０は温度測定プローブ１００と温度測定処理装置２００とを備える。温度測定プローブ１００は、熱電対センサ部１１０とケーブル１２０とを有する。熱電対センサ部１１０は、所定の温度（例えば０［℃］）を基準にして予め校正された非磁性の銅−コンスタンタン（銅とニッケルとの合金）の熱電対が組み込まれている。この熱電対の測定温度範囲は−７３［℃］〜＋２６０［℃］である。なお、非磁性体であれば、銅−コンスタンタン以外の熱電対を用いてもよい。例えば、銅−コンスタンタン以外の非磁性の熱電対としては、クロメル・コンスタンタンの熱電対を用いてもよい。
【００１４】
温度測定プローブ１００の熱電対センサ部１１０側の一方の端部（先端部）は、温度測定対象に接触させる温度検知部１００ａである。この温度検知部１００ａに銅−コンスタンタンの熱電対の接合点（測温接点）が位置している。温度測定プローブ１００のケーブル１２０側の他方の端部は、測定温度に対応した電圧が出力される電圧出力端１００ｃであり、測定温度処理装置２００の電圧測定端子２１０に接続されている。温度測定プローブ１００の熱電対センサ部１１０とケーブル１２０とは、既知の温度（例えば室温）［℃］になっている中継接続部１００ｂで互いに接続されている。また、測定温度処理装置２００の電圧測定端子２１０も、中継接続部１００ｂと同様に、既知の温度（例えば室温）［℃］になっている。これらの電圧測定端子２１０及び中継接続部１００ｂそれぞれの温度は、例えば白金測温体で測定してもよい。
【００１５】
測定温度処理装置２００は、電圧測定端子２１０のほか、温度算出部２２０と、表示部（例えば液晶ディスプレイ）などの測定結果出力部２３０とを備える。温度算出部２２０は、例えば電圧測定回路、ＣＰＵ、メモリなどで構成され、電圧測定端子２１０に接続された温度測定プローブ１００の出力電圧を測定し、その測定電圧と、予め記憶しておいて校正データとに基づいて、温度の相対値を算出する。この算出した温度の相対値に、上記温度測定プローブ１００の中継接続部１００ｂ及び電圧出力端１００ｃの既知の温度（例えば室温）［℃］を加算した温度［℃］が、温度測定プローブ１００の温度検知部１００ａで測定された測定対象の測定温度［℃］である。また、電圧測定端子２１０の温度と中継接続部１００ｂの温度とが互いに異なる場合は、両者の温度差で補正して測定対象の測定温度［℃］を算出してもよい。
【００１６】
上記測定温度［℃］は、測定温度処理装置２００の測定結果出力部２３０に出力することができる。なお、複数の測定箇所それぞれの温度を同時にリアルタイム測定するため、測定温度処理装置２００は、複数の温度測定プローブ１００を接続できるように電圧測定端子２１０を複数備えてもよい。
【００１７】
測定温度処理装置２００としては、市販のデータ取得装置（例えば、日本アビオニクス株式会社製のデータアクイジション装置：オムニライトII  ＲＭ１１００）を用いることもできる。
【００１８】
図２は、本発明の実施形態に係る温度測定プローブの一構成例を示す概略構成図である。
図２において、熱電対センサ部１１０に組み込まれた熱電対の素線である銅線１１１及びコンスタンタン線１１２は非磁性体であり、温度検知部１００ａで互いに接合されて測温接点を形成している。銅線１１１及びコンスタンタン線１１２の温度検知部（測温接点）１００ａととの間には、互いに接触しないように且つ外部に露出しないように、非浸潤処理された非磁性の絶縁体で被覆されている。
【００１９】
銅線１１１及びコンスタンタン線１１２を被覆する被覆部１１３は、熱電対の素線側と外周面との間の抵抗が１０［Ｐ（ペタ）Ω］程度の高い絶縁性を有している。この被覆部１１３は、例えば、銅線１１１及びコンスタンタン線１１２それぞれを被覆するビニル等の樹脂と、その樹脂で被覆された銅線１１１及びコンスタンタン線１１２を更に被覆するガラスと、そのガラス表面塗布して形成された防湿コーティング剤とを用いて形成することができる。防湿コーティング剤としては、例えばプリント基板の絶縁用に使用されるコーティング剤（体積抵抗率：０．８×１０１５［Ω・ｃｍ］絶縁破壊電圧：３．５［ｋＶ］（交流５０［Ｈｚ］））を用いることができる。また、このコーティング剤は、例えばトルエン、イソプロピルアルコール及び１−ブタノールを主成分とするものを用いることができるが、同様な絶縁性及び防湿性が得られるものであれば、これに限定されるものではない。
【００２０】
なお、測定対象の温度に対する応答性を高めるために、熱電対センサ部１１０の温度検知部１００ａの近傍の銅線１１１及びコンスタンタン線１１２のビニル被覆を剥がして露出させて、その露出部分をガラス管で覆い、そのガラス管の内部を上記コーティング剤や磁性不純物を含まない接着剤などで充填するようにしてもよい。
【００２１】
熱電対センサ部１１０の銅線１１１及びコンスタンタン線１１２はそれぞれ、中継接続部１００ｂにおいて、ケーブル１２０を構成する１対の導線１２１、１２２に接続されている。導線１２１、１２２はそれぞれ、銅線で構成されているが、他の金属などの導電性材料からなる導線であってもよい。また、導線１２１、１２２の中継接続部１００ｂと電圧出力端１００ｃとの間は、互いに接触しないように且つ高磁場による誘導電流が流れないように、絶縁性の磁気シールド材で被覆されている。この導線１２１、１２２を被覆する被覆部１１３は、例えば、導線１２１、１２２それぞれを被覆するビニル被覆と、そのビニル被覆された導線１２１、１２２を覆うように設けられた磁気シールド材としてのステンレス線外編組とを用いて形成することができる。このステンレス線外編組は、電気的なシールド機能や、ケーブル外部の機械的な強度を高めて保護する機能も有する。なお、ケーブル１２０の長さは任意の長さ（例えば１５［ｍ］）にすることができる。また、磁気シールド材としては、磁気シールド機能を有するものであれば、ステンレス以外の材料のものを用いてもよい。
【００２２】
以上、図２を用いて説明したように、測定対象に接触させる熱電対センサ部１１０の熱電対が非浸潤処理された絶縁体で被覆されているため、測定対象が導電性を有する湿潤した媒質中にある場合や測定対象自体が湿潤した導電性を有する場合に、熱電対センサ部１１０の熱電対による温度測定の誤差の発生や熱電対の劣化を防止することができる。また、測定対象に複数の温度測定プローブ１００を配置する場合に、それら複数の温度測定プローブ１００の熱電対センサ部１１０同士の相互干渉を防止することができる。さらに、温度測定プローブを高い絶縁性を有する絶縁体で被覆することで、温度測定プローブを人体に接触する際における電気的な安全性（マクロショックの防止）を確保できる。
【００２３】
また、熱電対センサ部１１０の全体が非磁性の材料で形成されているので、ＭＲ検査時における磁場環境下に配置した場合でも、ＭＲＩ画像などのＭＲ検査の結果に影響を与えることがない。
【００２４】
また、ケーブル１２０の導線１２１、１２２は、絶縁性の磁気シールド材で被覆されているので、高磁場の環境下におけるケーブル１２０での誘導電流の発生を抑制しつつ、熱電対センサ部１１０の熱電対から出力される電圧を測定温度処理装置２００に伝送することができる。
【００２５】
また、高周波の電磁波の照射によって熱電対１１１、１１２や導線１２１、１２２に高周波のノイズが発生したとしても、そのノイズは、測定温度処理装置２００に組み込まれた簡易なフィルターとケーブル１１０及び１２０を前述の網組のステンレス製シールド線を用いて除去することができる。また、測定温度処理装置２００におけるサンプリングクロックの変更により、高周波ノイズの取込を制限することが可能である。
【００２６】
なお、本実施形態において、ケーブル１２０を構成する１対の導線１２１、１２２は、熱電対（銅線１１１及びコンスタンタン線１１２）の補償導線を兼ねてもよい。このように補償導線を兼ねる導線１２１、１２２はそれぞれ、測定温度範囲において銅線１１１及びコンスタンタン線１１２と同様な熱起電力特性を有する材料からなる導線で構成される。例えば、銅線１１１に接続される導線１２１は銅で構成され、コンスタンタン線１１２に接続される導線１２２はコンスタンタン（銅とニッケルとの合金）で構成される。
【００２７】
図３は、本実施形態の温度測定システムを用いてＭＲＩを撮像するＭＲ検査時に人体（又は、ファントム）の局所温度をリアルタイムに測定している様子の一例を示す説明図である。
図３において、ＭＲＩ検査室３００に設置されたＭＲＩ検査システム３１０は、ドーム状の磁界発生装置３１１、その磁界発生装置３１１の中空のガントリー３１２に設置された寝台３１３と、を備える。更に、ＭＲＩ検査システム３１０は、ガントリー３１２内に設置された図示しないＲＦパルス送受信装置と、画像化の為の傾斜磁場装置と、ＭＲＩ信号処理装置とを備える。ＭＲＩの撮像対象である人体（又は、ファントム）４００は、寝台３１３上に横たわることができる。磁界発生装置３１１はガントリー３１２内に最大３［Ｔ］の磁束密度からなる磁場を形成することができる。また、ＲＦパルス送受信装置は、寝台３１３上に横たわる人体（又は、ファントム）４００に数ＭＨｚ〜数百ＭＨｚの共鳴周波数（例えば、４．２６［ＭＨｚ］〜１２７．８［ＭＨｚ］）のパルス状の電磁波（励起ＲＦパルス）を照射し、人体（又は、ファントム）４００内の共鳴した原子核が発した数ＭＨｚ〜数百ＭＨｚの所定周波数（例えば、４．２６［ＭＨｚ］〜１２７．８［ＭＨｚ］）の電磁波を共鳴信号として受信する。傾斜磁場装置は、ＭＲ信号収集時に傾斜磁場を作り出し、ＭＲ信号に画像化するための重みづけをする。ＭＲＩ信号処理装置は、ＲＦパルス受信装置で受信した信号を処理してＭＲＩの画像を出力する。
【００２８】
図３の温度測定システムを用いてＭＲＩを撮像するＭＲ検査時には、前述のように検査対象である人体（又は、ファントム）に温度の局所的な上昇が発生するおそれがある。特に、人体（又は、ファントム）の各部が互いに接触する接触部に局所的な温度上昇が発生しやすい。そこで、図３の温度測定システムの例では、３本の温度測定プローブ１００（１）〜１００（３）をそれぞれ、先端の温度検知部１００ａが人体（又は、ファントム）４００の３箇所の接触部に位置するように配置している。具体的には、人体（又は、ファントム）４００の肘内面と胸部側面との接触部、手先と大腿側面との接触部、及び、両脚の大腿部内面が互いに接している接触部それぞれに温度検知部１００ａが位置するように、温度測定プローブ１００（１）〜１００（３）を配置している。また、温度測定プローブ１００（１）〜１００（３）の電圧出力端１００ｃは、ＭＲＩ測定室３００の外側に位置するオペレータ室に設けられた２００の入力部２１０に接続されている。
【００２９】
図４は、本実施形態の温度測定システムを用いて、高周波（１２７．８［ＭＨｚ］）のＲＦパルスの照射を伴う高磁場（３.０［Ｔ］）の環境下でのファントムのＭＲＩを撮像するＭＲ検査時にリアルタイムに測定した温度の時間変化の一例を示すグラフである。図４に示すように、高周波（１２７．８［ＭＨｚ］）の電磁波の照射を伴う高磁場（３.０［Ｔ］）の環境下でのＭＲ検査開始から６００秒経過後にサンプリング周期５０［μｓ］で温度を測定しところ、０．１［℃］程度の高い精度で局所的な温度変化をリアルタイムに測定することができた。
【００３０】
以上、本実施形態によれば、数ＭＨｚ〜数百ＭＨｚの高周波（例えば、４．２６［ＭＨｚ］〜１２７．８［ＭＨｚ］）のパルス状の電磁波（ＲＦパルス）の照射を伴う３［Ｔ］程度の高磁場の環境下における測定対象の人体（又は、ファントム）４００の局所的な温度を、５０［μｓ］程度の高速サンプリング周期で精度よく測定することができる。
特に、本実施形態によれば、測定対象の人体（又は、ファントム）４００に接触させる熱電対１１１、１１２が非浸潤処理された非磁性の絶縁体で被覆されているため、例えば人体（又は、ファントム）４００のような測定対象が導電性を有する湿潤した媒質中にある場合や測定対象自体が湿潤した導電性を有する場合に、熱電対１１１、１１２による温度測定の誤差の発生や熱電対１１１、１１２の劣化を防止することができる。また、人体（又は、ファントム）４００などの測定対象に複数の温度測定プローブ１００（１）〜１００（３）を配置する場合に、温度測定プローブ同士の相互干渉を防止することができる。
また、本実施形態によれば、ケーブル１２０の導線１２１、１２２が熱電対１１１、１１２の補償導線を兼ねる場合、中継接続部１００ｂの温度を測定しなくても、その温度にかかわらず人体４００などの測定対象の局所的な温度をより高い精度で測定することができる。
また、本実施形態によれば、ケーブル１２０を介して温度測定プローブ１００と温度測定処理装置２００とを離して接続できる。従って、パルス状の電磁波（ＲＦパルス）の照射を伴う３［Ｔ］程度の高磁場の環境下に温度測定プローブ１００を配置し、そのような高磁場の環境から離れた場所に温度測定処理装置２００を配置することができる。従って、上記パルス状の電磁波（ＲＦパルス）の照射を伴う高磁場の影響を受けることなく、熱電対１１１、１１２の電圧の測定結果に基づいて測定温度を出力する処理を行うことができるので、上記パルス状の電磁波（ＲＦパルス）や高磁場による温度の測定精度の劣化を抑制できる。
【００３１】
また、本実施形態によれば、ケーブル１２０を介して温度測定プローブ１００と温度測定処理装置２００とを接続することにより温度測定システムを簡易に構成することができるために、前述の従来技術として挙げた蛍光ファイバー式温度計の価格の１／４程度まで低コスト化を図ることができる。
【００３２】
また、本実施形態によれば、複数の温度測定プローブ１００（１）〜１００（３）を用いることにより、人体（又は、ファントム）４００などの測定対象における複数箇所の局所的な温度を同時に測定することができる。なお、上記実施形態では、３本の温度測定プローブ１００（１）〜１００（３）を用いて人体（又は、ファントム）４００の３箇所の局所的な温度を同時に測定している例を説明したが、温度測定プローブ１００の数及び測定箇所の数はこれに限定されるものではない。例えば、上記実施形態において温度測定処理装置２００として例示したデータ取得装置（日本アビオニクス株式会社製のデータアクイジション装置：オムニライトII  ＲＭ１１００）は８チャンネルの電圧の同時測定が可能であるので、８本の温度測定プローブ１００を接続することにより、８箇所の局所的な温度を同時に測定することができる。更に多チャンネルのデータ取得装置を用いたり、複数のデータ取得装置を組み合わせて用いたりすることにより、更に多くの箇所の局所的な温度を同時に測定するようにしてもよい。
【００３３】
なお、本明細書で開示された実施形態の説明は、当業者が本開示を製造又は使用するのを可能にするために提供される。本開示に対するさまざまな修正は当業者には容易に明白になり、本明細書で定義される一般的原理は、本開示の趣旨又は範囲から逸脱することなく、他のバリエーションに適用可能である。それゆえ、本開示は、本明細書で説明される例及びデザインに限定されるものではなく、本明細書で開示された原理及び新規な特徴に合致する最も広い範囲に認められるべきである。
【符号の説明】
【００３４】
１００  温度測定プローブ
１００（１）〜１００（３）  温度測定プローブ
１００ａ  温度検知部（熱電対接合部）
１００ｂ  中継接続部
１００ｃ  電圧出力端
１１０  熱電対センサ部
１１１  銅
１１２  コンスタンタン
１１３  被覆部
１２０  ケーブル
１２３  磁気シールド被覆部
２００  温度測定処理装置
２１０  入力部
２２０  信号処理部
２３０  表示部
３００  ＭＲＩ検査室
３１０  ＭＲＩ検査システム
３１１  磁場発生装置
３１２  ガントリー
３１３  寝台
４００  人体（又は、ファントム）
【先行技術文献】
【非特許文献】
【００３５】
【非特許文献１】「３Ｔ−ＭＲ装置の安全性」，川光秀昭ほか，日本放射線技術学会ＪＳＲＴ，Ｖｏｌ．６４，Ｎｏ１２，ｐｐ．１５７５−１５９９，２００８。
【非特許文献２】「０．３ＴオープンタイプＭＲ装置による温度計測」、土肥美智子ほか、ＭＥＤＩＸ，Ｖｏｌ．３２（２０００年３月発行）。
【図１】
2015148455.tif 000003
【図２】
2015148455.tif 000004
【図３】
2015148455.tif 000005
【図４】
2015148455.tif 000006