JP2015000162A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】ＭＲＩ装置のハードウェア的な故障を早期に発見する新技術を提供する。【解決手段】ＭＲＩ装置１０は、信号収集部３０、４０と、異常検出部４１と、システム制御部６１とを有する。信号収集部は、パルスシーケンスの実行により撮像領域からＭＲ信号を収集する。異常検出部は、アンテナを含むと共に、ラーモア周波数とは異なる周波数の電磁波をアンテナによって検出することで、異常か否かの判定信号を出力する。システム制御部は、異常を示す判定信号が出力された場合に、信号収集部の動作を停止させるか、又は、異常の通知を実行する。【選択図】図１

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージングに関する。

ＭＲＩは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数のＲＦパルスで磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ信号から画像を再構成する撮像法である。なお、上記ＭＲＩは磁気共鳴イメージング(Magnetic Resonance Imaging)の意味であり、ＲＦパルスは高周波パルス(radio frequency pulse)の意味であり、ＭＲ信号は核磁気共鳴信号(nuclear magnetic resonance signal)の意味である。

ＭＲＩ装置は、ＭＲ信号に位置情報を付与するための傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生システムと、撮像領域に送信されるＲＦパルスをパルス電流としてＲＦコイルユニットに供給するＲＦ送信器とを有する。ＥＰＩ(Echo Planar Imaging：エコープラナーイメージング)などの高速撮像では、傾斜磁場を高速でスイッチングするため、高電圧出力が必要となる。また、ＲＦ送信器の出力は、出力電力に応じて高電圧がかかる場合がある。これらの回路では、インダクタンスやキャパシタンスの存在による共振のため、高電圧が発生する場合がある。従って、傾斜磁場発生システムやＲＦ送信器、ＲＦコイルユニットでは、高出力の電力が必要となるため、大電流回路が使用される。

消費電力が大きいほど発熱量も大きく、それに伴って金属部品の膨張及び収縮が繰り返される。そうすると、傾斜磁場発生システムやＲＦ送信器などの撮像系の回路内でボルトが緩む等の接続不良が生じるおそれがある。従来技術では、目視点検や締め付けトルク管理などの方法で接続不良が防止されていたので、経年変化に起因するＭＲＩ装置の稼働中に発生する接続不良を検出できなかった。このため、従来技術では、発煙などの現象が起きてから接続不良に気づく場合があった。

なお、ＭＲＩ装置をより安全に運用する従来技術として、特許文献１が知られている。特許文献１のＭＲＩ装置は、受信用のＲＦコイルに誘起される不平衡電流を抑制するバランと、バランの温度が閾値を超えた場合にバランの異常を示す過熱保護回路と、バランの異常が示された場合に撮像を中止する撮像制御手段とを有する。上記バランは、平衡不平衡変換器(BALUN: BALanced/Unbalanced)である。

特開２０１１−５６２４７号公報

ボルトの締結不良や配線の接続不良などのハードウェア的な故障は、できる限り早期に発見し、修理することが望まれる。

このため、ボルトの締結不良や配線の接続不良などのＭＲＩ装置のハードウェア的な故障を早期に発見する新技術が要望されていた。

一実施形態のＭＲＩ装置は、パルスシーケンスの実行により撮像領域からＭＲ信号を収集する信号収集部を有し、ＭＲ信号に基づいて画像データを再構成する。このＭＲＩ装置は、異常検出部と、システム制御部とを有する。
異常検出部は、アンテナを含むと共に、ラーモア周波数とは異なる周波数の電磁波をアンテナによって検出することで、異常か否かの判定信号を出力する。
システム制御部は、異常を示す判定信号が出力された場合に、信号収集部の動作を停止させるか、又は、異常の通知を実行する。

本実施形態におけるＭＲＩ装置の全体構成の一例を示すブロック図。 放電モデルの一例を示すタイミング図。 図２の放電モデルの電圧波形を高速フーリエ変換したシミュレーション結果を示す図。 ５つの放電モデルとして、１ｎｓ，１０ｎｓ，１００ｎｓ，１μｓ，１０μｓの間継続する矩形パルスを示すタイミング図。 図４の５つの放電モデルを高速フーリエ変換したシミュレーション結果を示す図。 図１の異常検出部内の放電検出回路の一例を示す回路図。 図１の異常検出部内の放電検出回路の別の一例を示す回路図。 図１の異常検出部内のアンテナの設置の一例を示す模式図。 図８のアンテナＡＮＴ２の詳細を示す模式的斜視図。 図１の異常検出部内のアンテナの設置の別の例を示す模式図。 本実施形態に係るＭＲＩ装置の動作の流れの一例を示すフローチャート。

以下、ＭＲＩ装置及びＭＲＩ方法の実施形態について、添付図面に基づいて説明する。なお、各図において同一要素には同一符号を付し、重複する説明を省略する。

＜本実施形態の構成＞
図１は、本実施形態におけるＭＲＩ装置１０の全体構成の一例を示すブロック図である。ここでは一例として、ＭＲＩ装置１０の構成要素を寝台ユニット２０、ガントリ３０、制御装置４０の３つに分けて説明する。

第１に、寝台ユニット２０は、寝台２１と、天板２２と、寝台２１内に配置される天板移動機構２３とを有する。天板２２の上面には、被検体Ｐが載置される。また、天板２２内には、被検体ＰからのＭＲ信号を検出する受信ＲＦコイル２４が配置される。さらに、天板２２の上面には、ＭＲ信号を受信する装着型のＲＦコイル装置１００が接続される接続ポート２５が配置される。ＲＦコイル装置１００は、ＭＲＩ装置１０の一部として捉えてもよいし、ＭＲＩ装置１０とは別個として捉えてもよい。

寝台２１は、天板２２を水平方向（装置座標系のＺ軸方向）に移動可能に支持する。天板移動機構２３は、天板２２がガントリ３０外に位置する場合に、寝台２１の高さを調整することで、天板２２の鉛直方向の位置を調整する。また、天板移動機構２３は、天板２２を水平方向に移動させることで天板２２をガントリ３０内に入れ、撮像後には天板２２をガントリ３０外に出す。

第２に、ガントリ３０は、例えば円筒状に構成され、撮像室に設置される。ガントリ３０は、静磁場磁石３１と、シムコイルユニット３２と、傾斜磁場コイルユニット３３と、ＲＦコイルユニット３４とを有する。

静磁場磁石３１は、例えば超伝導コイルであり、円筒状に構成される。静磁場磁石３１は、後述の制御装置４０の静磁場電源４２から供給される電流により、撮像空間に静磁場を形成する。撮像空間とは例えば、被検体Ｐが置かれて、静磁場が印加されるガントリ３０内の空間を意味する。なお、静磁場電源４２を設けずに、静磁場磁石３１を永久磁石で構成してもよい。

シムコイルユニット３２は、例えば円筒状に構成され、静磁場磁石３１の内側において、静磁場磁石３１と軸を同じにして配置される。シムコイルユニット３２は、後述の制御装置４０のシムコイル電源４４から供給される電流により、静磁場を均一化するオフセット磁場を形成する。

傾斜磁場コイルユニット３３は、例えば円筒状に構成され、シムコイルユニット３２の内側に配置される。傾斜磁場コイルユニット３３は、Ｘ軸傾斜磁場コイル３３ｘと、Ｙ軸傾斜磁場コイル３３ｙと、Ｚ軸傾斜磁場コイル３３ｚとを有する。

本明細書では、特に断りのない限り、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸は装置座標系であるものとする。ここでは一例として、装置座標系のＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸を以下のように定義する。まず、鉛直方向をＹ軸方向とし、天板２２は、その上面の法線方向がＹ軸方向となるように配置される。天板２２の水平移動方向をＺ軸方向とし、ガントリ３０は、その軸方向がＺ軸方向となるように配置される。Ｘ軸方向は、これらＹ軸方向、Ｚ軸方向に直交する方向であり、図１の例では天板２２の幅方向である。

Ｘ軸傾斜磁場コイル３３ｘは、後述のＸ軸傾斜磁場電源４６ｘから供給される電流に応じたＸ軸方向の傾斜磁場Ｇｘを撮像領域に形成する。同様に、Ｙ軸傾斜磁場コイル３３ｙは、後述のＹ軸傾斜磁場電源４６ｙから供給される電流に応じたＹ軸方向の傾斜磁場Ｇｙを撮像領域に形成する。同様に、Ｚ軸傾斜磁場コイル３３ｚは、後述のＺ軸傾斜磁場電源４６ｚから供給される電流に応じたＺ軸方向の傾斜磁場Ｇｚを撮像領域に形成する。

そして、スライス選択方向傾斜磁場Ｇｓｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅ、及び、読み出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒｏは、装置座標系の３軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚの合成により、任意の方向に設定可能である。

上記撮像領域は、例えば、１画像又は１セットの画像の生成に用いられるＭＲ信号の収集範囲の少なくとも一部であって、画像となる領域である。撮像領域は例えば、撮像空間の一部として装置座標系で３次元的に規定される。例えば折り返しアーチファクトを防止するために、画像化される領域よりも広範囲でＭＲ信号が収集される場合、撮像領域はＭＲ信号の収集範囲の一部である。一方、ＭＲ信号の収集範囲の全てが画像となり、ＭＲ信号の収集範囲と撮像領域とが合致する場合もある。

ＲＦコイルユニット３４は、例えば円筒状に構成され、傾斜磁場コイルユニット３３の内側に配置される。ＲＦコイルユニット３４は、例えば、ＲＦパルスの送信及びＭＲ信号の受信を兼用する全身用コイルや、ＲＦパルスの送信のみを行う送信ＲＦコイルを含む。

第３に、制御装置４０は、異常検出部４１と、静磁場電源４２と、シムコイル電源４４と、傾斜磁場電源４６と、ＲＦ送信器４８と、ＲＦ受信器５０と、シーケンスコントローラ５８と、演算装置６０と、入力装置７２と、表示装置７４と、記憶装置７６とを有する。

異常検出部４１は、ボルトの締結不良や配線の接続不良などのハードウェア的な故障から生じる放電を電磁波として検出する。検出の原理については後述する。

傾斜磁場電源４６は、Ｘ軸傾斜磁場電源４６ｘと、Ｙ軸傾斜磁場電源４６ｙと、Ｚ軸傾斜磁場電源４６ｚとを有する。Ｘ軸傾斜磁場電源４６ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源４６ｙ、Ｚ軸傾斜磁場電源４６ｚは、傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを形成するための各電流を、Ｘ軸傾斜磁場コイル３３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル３３ｙ、Ｚ軸傾斜磁場コイル３３ｚにそれぞれ供給する。

ＲＦ送信器４８は、シーケンスコントローラ５８から入力される制御情報に基づいて、核磁気共鳴を起こすラーモア周波数のＲＦ電流パルスを生成し、これをＲＦコイルユニット３４に送信する。このＲＦ電流パルスに応じたＲＦパルスが、ＲＦコイルユニット３４から被検体Ｐに送信される。

ＲＦコイルユニット３４の全身用コイル、受信ＲＦコイル２４は、被検体Ｐ内の原子核スピンがＲＦパルスによって励起されることで発生したＭＲ信号を検出し、検出されたＭＲ信号は、ＲＦ受信器５０に入力される。

ＲＦ受信器５０は、全身用コイル、受信ＲＦコイル２４やＲＦコイル装置１００により受信されたＭＲ信号に所定の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ(analog to digital)変換を施すことで、デジタル化されたＭＲ信号の複素データである生データを生成する。ＲＦ受信器５０は、ＭＲ信号の生データを演算装置６０（の画像再構成部６２）に入力する。

シーケンスコントローラ５８は、演算装置６０の指令に従って、傾斜磁場電源４６、ＲＦ送信器４８及びＲＦ受信器５０の駆動に必要な制御情報を記憶する。ここでの制御情報とは、例えば、傾斜磁場電源４６に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報である。シーケンスコントローラ５８は、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源４６、ＲＦ送信器４８及びＲＦ受信器５０を駆動させることで、傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚ及びＲＦパルスを発生させる。

演算装置６０は、システム制御部６１と、システムバスＳＢと、画像再構成部６２と、画像データベース６３と、画像処理部６４とを有する。

システム制御部６１は、本スキャンの撮像条件の設定、撮像動作及び撮像後の画像表示において、システムバスＳＢ等の配線を介してＭＲＩ装置１０全体のシステム制御を行う。上記撮像条件とは例えば、どの種類のパルスシーケンスにより、どのような条件でＲＦパルス等を送信し、どのような条件で被検体ＰからＭＲ信号を収集するかを意味する。撮像条件の例としては、撮像空間内の位置的情報としての撮像領域、フリップ角、スライス数、撮像部位、パルスシーケンスの種類などが挙げられる。

上記撮像部位とは、例えば、頭部、胸部、腹部などの被検体Ｐのどの部分を撮像領域として画像化するかを意味する。

上記「本スキャン」は、Ｔ１強調画像などの、目的とする診断画像の撮像のためのスキャンであって、位置決め画像用のＭＲ信号収集のスキャンや、較正スキャンを含まないものとする。スキャンとは、ＭＲ信号の収集動作を指し、画像再構成を含まないものとする。較正スキャンとは例えば、本スキャンの撮像条件の内の未確定のものや、画像再構成処理や画像再構成後の補正処理に用いられる条件やデータを決定するために、本スキャンとは別に行われるスキャンを指す。較正スキャンの例としては、本スキャンでのＲＦパルスの中心周波数を算出するシーケンスなどがある。プレスキャンは、較正スキャンの内、本スキャン前に行われるものを指す。

また、システム制御部６１は、撮像条件の設定画面情報を表示装置７４に表示させ、入力装置７２からの指示情報に基づいて撮像条件を設定し、設定した撮像条件をシーケンスコントローラ５８に入力する。また、システム制御部６１は、撮像後には、生成された表示用画像データが示す画像を表示装置７４に表示させる。
入力装置７２は、撮像条件や画像処理条件を設定する機能をユーザに提供する。

画像再構成部６２は、位相エンコードステップ数及び周波数エンコードステップ数に応じて、ＲＦ受信器５０から入力されるＭＲ信号の生データをｋ空間データとして配置及び保存する。ｋ空間とは、周波数空間の意味である。
画像再構成部６２は、ｋ空間データに２次元又は３次元のフーリエ変換を含む画像再構成処理を施すことで、被検体Ｐの画像データを生成する。画像再構成部６２は、生成した画像データを画像データベース６３に保存する。

画像処理部６４は、画像データベース６３から画像データを取り込み、これに所定の画像処理を施し、画像処理後の画像データを表示用画像データとして記憶装置７６に保存する。

記憶装置７６は、上記の表示用画像データに対し、その表示用画像データの生成に用いた撮像条件や被検体Ｐの情報（患者情報）等を付帯情報として付属させて記憶する。

なお、演算装置６０、入力装置７２、表示装置７４、記憶装置７６の４つを１つのコンピュータとして構成し、例えば制御室に設置してもよい。
また、上記説明では、ＭＲＩ装置１０の構成要素をガントリ３０、寝台ユニット２０、制御装置４０の３つに分類したが、これは一解釈例にすぎない。例えば、天板移動機構２３は、制御装置４０の一部として捉えてもよい。

或いは、ＲＦ受信器５０は、ガントリ３０外ではなく、ガントリ３０内に配置されてもよい。この場合、例えばＲＦ受信器５０に相当する電子回路基盤がガントリ３０内に配設される。そして、受信ＲＦコイル２４等によって電磁波からアナログの電気信号に変換されたＭＲ信号は、当該電子回路基盤内のプリアンプで増幅され、デジタル信号としてガントリ３０外に出力され、画像再構成部６２に入力される。ガントリ３０外への出力に際しては、例えば光通信ケーブルを用いて光デジタル信号として送信すれば、外部ノイズの影響が軽減されるので望ましい。

＜本実施形態の原理＞
ボルトの締結不良や、コネクタ同士の嵌め合わせが緩まったりすることで、配線の接続不良が発生すると、電流の経路において、遮断部分或いは極めて電流が流れにくい部分が発生する。このような接続不良の箇所に電流が流れている場合、或いは、接続不良の箇所に電圧が印加されている場合、放電が発生する。１回の放電現象は、一般には瞬間的に（短時間で）終了する。そして、接続不良の箇所に電流が流れ続ける場合、或いは、接続不良の箇所に電圧が印加され続ける場合、放電現象は断続的に続く。

図２は、放電モデルの一例を示すタイミング図である。図２の縦軸は放電電圧［ｋＶ］を示し、横軸は経過時間ｔ［秒］を示す。ここでは一例として、放電により１ｎｓの期間に１ｋＶの電圧変動が発生する場合を示す。

図３は、図２の放電モデルの電圧波形を高速フーリエ変換したシミュレーション結果を示す図である。図３の縦軸は電圧［ｍＶ］を示し、横軸は周波数［Ｈｚ］を示す。放電波形は例えば１ｋＨｚ〜１００ＭＨｚを含む広い周波数に亘って電圧成分を持つことが図３から分かる。

上記シミュレーション結果によれば、短時間に放電現象が発生する場合、放電電圧は周囲に電磁波として放射されると考えられる。従って、電磁波を観測することで、接続不良による放電の発生を検知できることを本発明者は解明した。
そこで、ＭＲＩ装置において、この原理に従って接続不良による放電の発生を検知するのに適した周波数について、検討する。

ここで、ＭＲＩにおいて撮像領域に送信されるＲＦパルスの中心周波数は、静磁場強度で決まる磁場中心の水素原子のラーモア周波数ｆ０に合致するように、プレスキャンで調整される。しかし、中心周波数が磁場中心の水素原子のラーモア周波数に合致するように調整されても、ＲＦパルスは、ある範囲の周波数成分を有する。これは、あるスライス厚を励起するために、ある範囲の周波数成分を持つＲＦ波（ＲＦパルス）を送信するためである。また、この周波数範囲は、数百ｋＨｚに制限される。通常、ラーモア周波数ｆ０のＲＦパルスを出力するＲＦ送信器４８内の高周波増幅器（図示せず）には帯域幅があり、その帯域幅は、数百ｋＨｚが通常だからである。

ＭＲＩ画像上のスライス励起範囲は、上記ＲＦパルスとスライス選択方向傾斜磁場Ｇｓｓ等の傾斜磁場パルスを組み合わせて、ラーモア周波数付近のＲＦパルスが含有する周波数成分の領域を励起することにより実現される。

従って、ｆ０±５００ｋＨｚ程度など、ｆ０に近い周波数を観測しても、これがＭＲＩ装置から放射される正常な電磁波であるか、放電による異常な電磁波であるかを区別することは困難である。即ち、放電を検出する目的でラーモア周波数ｆ０近辺の周波数を観測することは、適切ではない。そうすると、異常な放電による電磁波の観測周波数としては、上記高周波増幅器の帯域幅にさらにマージンを持たせると、ラーモア周波数ｆ０±１ＭＨｚの周波数を避けることが望ましい。

次に、放電を検出するためには、ラーモア周波数ｆ０より高い周波数と、ラーモア周波数ｆ０低い周波数のどちらが適切であるかを考える。

図４は、５つの放電モデルとして、１ｎｓ，１０ｎｓ，１００ｎｓ，１μｓ，１０μｓの間継続する矩形パルスを示すタイミング図である。図４において、横軸は共通に経過時間ｔ［μｓ］を示し、縦軸は放電電圧［ｋＶ］を示す。図４の上段から順に、継続期間が１ｎｓ，１０ｎｓ，１００ｎｓ，１μｓ，１０μｓの矩形パルスをそれぞれ示す。５つの放電モデル共に、放電電圧の振幅は１ｋＶである。

図５は、図４の５つの放電モデルを高速フーリエ変換したシミュレーション結果を示す図である。図５において、縦軸は相対的な電圧の大きさ［decibel］を示し、横軸は周波数［Ｈｚ］を示す。また、図５において、実線は放電期間１０μｓの放電モデル、点線は放電期間１μｓの放電モデル、二点鎖線は放電期間１００ｎｓの放電モデル、太線は放電期間１０ｎｓの放電モデル、一点鎖線は放電期間１ｎｓの放電モデルにそれぞれ対応する。

図５から分かるように、瞬間的な放電モデルの場合、周波数が高いほど電磁波強度が小さくなる。従って、放電の電磁波の検出周波数としては、ラーモア周波数ｆ０よりも低い周波数を選択する方が望ましいことを、本発明者は上記シミュレーション結果から解明した。

次に、異常検出部４１の設置箇所、即ち、どこで放電を検出すべきかについて説明する。ＭＲＩ装置１０のガントリ３０は、画像にノイズが混入することを防ぐため、シールドルームとして構成された撮像室に設置される。撮像室は、金属で遮蔽されているので外部からのノイズ電磁波が無いが、静磁場磁石３１が存在するので静磁場が存在する。

磁場の中でＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸傾斜磁場コイル３３ｘ、３３ｙ、３３ｚにそれぞれ電流が流れたり、ＲＦコイルユニット３４に励起ＲＦパルス用のＲＦパルス電流が流れたりすると、ローレンツ力が発生する。この力により、ボルト締結部の緩みや、コネクタ接続の緩みなどが生じることで、接続不良による放電が発生する可能性が高い。従って、放電検出は、上記の理由で接続不良の発生確率が高く、且つ、外部からのノイズ電磁波が存在しない撮像室内において実行することが望ましいと考えられる。

図６は、図１の異常検出部４１内の放電検出回路の一例を示す回路図である。図６に示すように、放電検出回路４１ａは、互いに電磁的に結合された１次巻線ＷＷ１及び２次巻線ＷＷ２で構成されるトランスＴＲを有する。トランスＴＲの１次巻線ＷＷ１と、２次巻線ＷＷ２との極性は、図６に示す同極性でも、逆極性でもよい。

トランスＴＲの１次側は、コイルＬ１と、可変容量コンデンサＣ１とを有するＬＣ共振回路であり、アンテナとして機能する。１次側の共振周波数がラーモア周波数ｆ０±１ＭＨｚの範囲の周波数よりも低い所定の第１周波数となるように、可変容量コンデンサＣ１の容量値及びコイルＬ１のインダクタンス値は選択される。

トランスＴＲの２次側では、増幅器ＡＭＰ１、ＡＭＰ２と、検波回路ＤＥＴと、比較器ＣＭＰと、基準電圧源ＢＡと、出力端子Ｔｏｕｔとが図６のように配線される。

検波回路ＤＥＴは、増幅器ＡＭＰ１と、増幅器ＡＭＰ２との間に挿入され、ダイオードＤｄと、抵抗Ｒｄと、コンデンサＣｄとを有する。基準電圧源ＢＡは、所定電圧Ｖｒｅｆを正極側端子から出力する。
増幅器ＡＭＰ１では、コイルＬ１及び可変容量コンデンサＣ１により決定される受信周波数の信号の増幅及びバッファを目的とし、増幅器ＡＭＰ２は、検波後の直流の増幅及びバッファを目的とする。

２次巻線ＷＷ２、抵抗Ｒｄ、コンデンサＣｄの各一端側、及び、基準電圧源ＢＡの負極側端子は、共通線に接続される。

比較器ＣＭＰの＋側入力端子には増幅器ＡＭＰ２の出力電圧が入力され、比較器ＣＭＰの−側入力端子には基準電圧源ＢＡからの基準電圧Ｖｒｅｆが入力される。比較器ＣＭＰの出力電圧は、判定信号であり、出力端子Ｔｏｕｔから出力され、図１のシステム制御部６１に入力される。

増幅器ＡＭＰ２は、入力インピーダンスが大きいので、出力のバッファとして機能する。即ち、入力インピーダンスが低い増幅器の入力側に対してコンデンサＣｄの他端側が接続されていると、コンデンサＣｄが放電して、すぐに信号レベルが下がる。しかし、図６の放電検出回路４１ａでは、コンデンサＣｄの他端側が増幅器ＡＭＰ２の入力端子に接続されている。このため、抵抗Ｒｄ及びコンデンサＣｄによる放電回路によりコンデンサＣｄの電圧が放電されるので、コンデンサＣｄの電圧が過剰に放電することはなく、複数回の放電を積分して出力することにより増幅器ＡＭＰ２の出力電圧レベルが下がりすぎることが防止される。これにより、ノイズによる影響を排除し、放電を検出することができる。

接続不良により、放電の電磁波が撮像室で瞬間的且つ断続的に放射され続ける場合を考える。図５で説明したように、放電で放射される電磁波の周波数範囲は広いので、この電磁波には、１次側の共振周波数（第１周波数）が含まれる。従って、１次側において、電磁波のエネルギーを吸収してＬＣ共振を起こすことで、１次巻線ＷＷ１に励磁電流としての交流の１次側電流が瞬間的に流れる。

そうすると、２次巻線に交流の誘導電流が流れ、これが増幅器ＡＭＰ１により増幅され、ダイオードＤｄ及びコンデンサＣｄにより、ある時間電圧が保持された状態で、増幅器ＡＭＰ２に入力される。
増幅器ＡＭＰ２は、ダイオードＤｄから入力される直流電流を増幅して、これを比較器ＣＭＰの＋側入力端子に入力する。

比較器ＣＭＰは、増幅器ＡＭＰ２の出力電圧が基準電圧Ｖｒｅｆよりも高い期間において正の飽和電圧を出力し、増幅器ＡＭＰ２の出力電圧が基準電圧Ｖｒｅｆよりも低い期間において負の飽和電圧を出力する。

即ち、増幅器ＡＭＰ２の出力電圧が基準電圧Ｖｒｅｆよりも低い場合、負の飽和電圧が出力される。負の飽和電圧が出力され続けている限り、正常を示す判定信号となる。
一方、増幅器ＡＭＰ２の出力電圧が基準電圧Ｖｒｅｆよりも高い場合、正の飽和電圧が出力される。正の飽和電圧の出力が断続的に続く場合、異常を示す判定信号（インターロック信号）に該当する。但し、システム制御部６１は、正の飽和電圧の出力が瞬間的に１度でもあった場合をインターロック信号として処理してもよい。

ここで、放電の電磁波における上記１次側の共振周波数の成分が所定強度α以上である場合に、異常の可能性を示す正の飽和電圧が出力端子Ｔｏｕｔから出力されることが望ましい。この所定強度が電磁波としてどの程度であるかは、例えば実験により測定すればよい。

具体的には、傾斜磁場電源４６と傾斜磁場コイルユニット３３とを接続する各ケーブルの接続箇所を緩める、ＲＦ送信器４８とＲＦコイルユニット３４との接続箇所を緩める等により、意図的に接続不良を発生させ、その状態でＭＲＩ装置１０を稼働させつつ、電磁波の各周波数成分の強度を計測すればよい。

そして、算出された所定強度αの場合に、比較器ＣＭＰの＋側入力端子への入力電圧が基準電圧Ｖｒｅｆよりも若干大きくなるように、増幅器ＡＭＰ１、ＡＭＰ２の各増幅率や、基準電圧Ｖｒｅｆを予め調整すればよい。ここでの「予め」とは、例えば、ＭＲＩ装置１０の据え付け調整時や、ＭＲＩ装置１０の定期点検時など、ＭＲＩ装置１０の稼働前に、という意味である。

ＭＲＩ装置１０のスキャンを実行中に、出力端子Ｔｏｕｔからインターロック信号が入力された場合、システム制御部６１は例えば、ＭＲＩ装置１０のスキャン動作を安全に停止させると共に後述の第１の通知処理を実行する。
ＭＲＩ装置１０がスキャンを実行していないときに出力端子Ｔｏｕｔからインターロック信号が入力された場合、システム制御部６１は例えば、「放電検出回路に異常の可能性がある」旨の第２の通知処理を行う。スキャンを実行していない場合、高電圧が発生しているとは考えられず、検出回路の誤動作の可能性が高いからである。

ＭＲＩ装置１０のスキャン動作に伴って１次側の共振周波数（第１周波数）でのノイズが発生する場合、図６の放電検出回路４１ａは、放電を誤検出するおそれがある。誤検出の可能性を低減するためには、複数の周波数において放電を常時検出し、それぞれの周波数において所定強度α以上の電磁波が検出された場合にのみ、インターロック信号を出力する構成が望ましい。

図７は、図１の異常検出部４１内の放電検出回路の別の一例を示す回路図である。図７に示すように、放電検出回路４１ｂは、第１周波数検出部ＴＵ１と、第２周波数検出部ＴＵ２と、アンドゲートＡＮと、出力端子Ｔｏｕｔとを有する。アンドゲートＡＮの出力電圧は、出力端子Ｔｏｕｔを介して、判定信号としてシステム制御部６１に入力される。

第１周波数検出部ＴＵ１は、図６の放電検出回路４１ａと同様の構成である。即ち、第１周波数検出部ＴＵ１は、放電の電磁波における上記第１周波数の成分が所定強度α以上の場合に、比較器ＣＭＰから正の飽和電圧を出力し、これをアンドゲートＡＮの一方の入力端子に入力する。

第２周波数検出部ＴＵ２は、トランスＴＲの１次側の共振周波数の違いを除いて、第１周波数検出部ＴＵ１と同様の構成である。第２周波数検出部ＴＵ２のトランスＴＲの１次側の共振周波数を第２周波数とする。第２周波数は、トランスＴＲの１次側であるＬＣ回路の可変容量コンデンサＣ２の容量値と、コイルＬ２のインダクタンス値により、第１周波数から離れるように、且つ、ラーモア周波数ｆ０よりも低くなるように選択される。
第２周波数検出部ＴＵ２は、放電の電磁波における第２周波数の成分が所定強度α以上の場合に、比較器ＣＭＰから正の飽和電圧を出力し、これをアンドゲートＡＮの他方の入力端子に入力する。

アンドゲートＡＮの双方の入力端子への入力電圧が所定レベル以上の正電圧の場合、アンドゲートＡＮは高レベルの電圧をインターロック信号として出力し、それ以外の場合、アンドゲートＡＮは低レベルの電圧を出力する。低レベルの電圧が出力され続ける限り、正常を示す。

ここで、誤検知を防止するためには、第１検波周波数、第２検波周波数をどれくらい離すことが望ましいかを考える。近年のＭＲＩ装置において多く使われている静磁場強度が例えば１．５テスラであり、その場合の水素原子のラーモア周波数ｆ０が約６４ＭＨｚである。ラーモア周波数ｆ０自体が大きな周波数値であるので、ラーモア周波数ｆ０、第１検波周波数、第２検波周波数の三者を大きく離すことができる。そして、これら３つの周波数を大きく離す方が、誤検知を防止し易い。

従って、誤検知を確実に防止する一例として、第１検波周波数が第２検波周波数の５倍以上となり、且つ、ラーモア周波数が第１検波周波数の５倍以上となることが望ましい。より好ましくは、第１検波周波数が第２検波周波数の１０倍以上となり、且つ、ラーモア周波数が第１検波周波数の１０倍以上となることが好ましい。さらに好ましくは、第１検波周波数が第２検波周波数の５０倍以上となり、且つ、ラーモア周波数が第１検波周波数の５０倍以上となることが好ましく、本実施形態ではそのように選択される。

また、本実施形態では図７の放電検出回路４１ｂによって２つの周波数での観測により放電を検出するが、これは一例に過ぎない。第１周波数検出部ＴＵ１と同様の回路構成により第３周波数で共振する第３周波数検出部と、第１周波数検出部ＴＵ１と、第２周波数検出部ＴＵ２との３つの各出力電圧が共に所定レベル以上の正電圧の場合に、インターロック信号が出力されるように構成してもよい。同様にして、４つ以上の周波数での観測により放電を検出してもよい。

図８は、図１の異常検出部４１内のアンテナの設置の一例を示す模式図である。撮像室３００内のガントリ３０近辺やケーブル近辺において、例えば、図７の放電検出回路４１ｂにおける各１次側のコイルＬ１、Ｌ２がそれぞれアンテナＡＮＴ１、ＡＮＴ２として設置される。

各アンテナＡＮＴ１、ＡＮＴ２、ＡＮＴ３は、放電による電磁波の発生源の近くに設置することが望ましい。放電による電磁波の発生源に近い程、電磁波強度が強く、検出し易いからである。

アンテナＡＮＴ１は、ガントリ３０の入口側又は奥側における静磁場磁石３１の端面において、ループ状のコイルアンテナを設置した例である。ガントリ３０の入口側又は奥側の内、傾斜磁場電源４６へのケーブルが出ている側の端面にアンテナＡＮＴ１を設置することが望ましい。その方が、傾斜磁場電源４６、傾斜磁場コイルユニット３３を接続する配線に放電があった場合に、放電による電磁波の発生源にアンテナＡＮＴが近くなるからである。

なお、Ｘ軸傾斜磁場電源４６ｘへのケーブル、Ｙ軸傾斜磁場電源へのケーブル、Ｚ軸傾斜磁場電源へのケーブルがそれぞれガントリ３０の入口側、奥側から出ていれば、いずれかのケーブルの近くでもよい。

また、アンテナＡＮＴ１の設置に関しては、静磁場磁石３１とアンテナＡＮＴ１との間に絶縁体を挟みつつ、静磁場磁石３１から適切な距離をおいて設置することが望ましい。これは、静磁場磁石３１が金属であるため、アンテナＡＮＴ１による電磁波検出機能に対する金属の影響を低減することが望ましいからである。

アンテナＡＮＴ２は、ＲＦ送信器４８からＲＦコイルユニット３４への配線ケーブルの外周の被覆絶縁体に、図７の放電検出回路４１ｂにおける１次側のコイルＬ２が巻かれたものである。アンテナＡＮＴ２については、図９を用いてさらに詳しく説明する。

ここで、図６、図７ではコイルＬ１（Ｌ２）と、可変容量コンデンサＣ１（Ｃ２）とが接続された簡単なＬＣ共振回路をアンテナとする放電検出回路４１ａ、４１ｂを述べたが、本実施形態のアンテナは、ＬＣ共振回路に限定されるものではない。アンテナとしては例えば、通常のダイポールや、八木−宇田アンテナ(Yagi-Uda Antenna)なども使用可能である。この場合でも、特定の周波数を受信するため、アンテナと増幅器の間に共振回路を持たせるのがよい。

図８のアンテナＡＮＴ３は、八木−宇田アンテナとして撮像室３００内に設置されたアンテナである。アンテナＡＮＴ３を用いる場合、放電検出回路４１ｂにおける１次側部分を、「八木−宇田アンテナ」及び「放電ノイズを受信周波数に共振させる回路」に置き換えればよい。

八木−宇田アンテナは、最も後段に反射器、反射器の前段に輻射器（給電部品）、輻射器の前段に導波器の各素子を並べた構造である（図示せず）。導波器は棒状で輻射器よりも短く、反射器は同形状で輻射器よりも長い。八木−宇田アンテナは指向性アンテナであり、その方向は反射器から導波器の方向になる。

図９は、図８のアンテナＡＮＴ２の詳細を示す模式的斜視図である。図９に示すように、ＲＦ送信器４８からＲＦコイルユニット３４への配線ケーブル(distributing cable)ＣＡＢ１は、導体部ＣＯＮと、導体部ＣＯＮを覆う被覆部ＴＲＣとを有する。被覆部ＴＲＣは、絶縁体で形成される。

アンテナＡＮＴ２は、被覆部ＴＲＣの外周に図７の１次側のコイルＬ２を巻くことで構成される。従って、アンテナＡＮＴ２は、配線ケーブルＣＡＢ１内の導体部ＣＯＮを伝導して、導体部ＣＯＮから放射される放電ノイズを電磁波として検出する。

なお、アンテナＡＮＴ２の設置箇所は、ＲＦ送信器４８からＲＦコイルユニット３４への配線ケーブルＣＡＢ１の外周に限定されるものではない。アンテナＡＮＴ２は、例えば、図１の傾斜磁場電源４６から傾斜磁場コイルユニット３３への配線ケーブルの外周に巻かれてもよい。或いは、アンテナＡＮＴ２は、シムコイル電源４４からシムコイルユニット３２への配線ケーブルの外周に巻かれてもよい。

前述のように第１周波数検出部ＴＵ１と同様の回路構成を４つ以上設けることで、ＲＦ送信器４８からＲＦコイルユニット３４への配線ケーブルＣＡＢ１の外周、傾斜磁場電源４６から傾斜磁場コイルユニット３３への配線ケーブルの外周、シムコイル電源４４からシムコイルユニット３２への配線ケーブルの外周、静磁場磁石３１の端面にそれぞれ、共振周波数が互いに異なるアンテナを設けてもよい。

図１０は、図１の異常検出部４１内のアンテナの設置の別の例を示す模式図である。この例では、ガントリ３０側の端子台５００に対し、Ｘ軸傾斜磁場電源４６ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源４６ｙ、Ｚ軸傾斜磁場電源４６ｚのそれぞれと、Ｘ軸傾斜磁場コイル３３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル３３ｙ、Ｚ軸傾斜磁場コイル３３ｚのそれぞれとの間を接続する各配線ケーブルＣＡＢ１、ＣＡＢ２、ＣＡＢ３が接続される例を示す。

図１０において、各配線ケーブルＣＡＢ１、ＣＡＢ２、ＣＡＢ３の先端は、図９の導体部ＣＯＮの一端となる圧着端子ＴＥＲとして形成されている。

各圧着端子ＴＥＲは、端子台５００の挿通口５０４上において、各ネジ５０２によりネジ止めされる。これにより、挿通口５０４周囲の導体を介して、各圧着端子ＴＥＲは端子台５００内の配線にそれぞれ接続される。

例えば、図７の放電検出回路４１ｂにおける１次側のコイルＬ１又はコイルＬ２が、アンテナＡＮＴ４として端子台５００の周囲に設置される。端子台５００は、ネジ５０２の緩みにより、圧着端子ＴＥＲと、端子台５００内の配線との接触不良が発生する可能性があり、その場合、放電による電磁波が発生する。そのような箇所にコイル状のアンテナＡＮＴ４が設置されていれば、放電を確実に検出できる。

＜本実施形態の動作＞
図１１は、本実施形態におけるＭＲＩ装置１０の動作の流れの一例を示すフローチャートである。以下、前述した各図を適宜参照しながら、図１１に示すステップ番号に従って、ＭＲＩ装置１０の動作を説明する。

［ステップＳ１］ＭＲＩ装置１０の起動に同期して、システム制御部６１（図１参照）は、ＭＲＩ装置１０の各部に電源オン処理を実行させる。これに同期して、異常検出部４１は、放電の検出を開始する。異常検出部４１による放電検出は、ＭＲＩ装置１０の電源がオフされるまで、継続的且つ自動的に実行される。放電検出の動作については、図６、図７で説明した通りである。

ステップＳ１のようにＭＲＩ装置１０がスキャンを実行していない期間において、異常検出部４１から「異常を示す判定信号」が入力された場合、システム制御部６１は、第２の通知処理を実行する。第２の通知処理は、例えば、「放電検出回路４１ｂに異常の可能性がある」旨を表示装置７４に文字情報的に表示させることで、放電検出回路４１ｂの異常の可能性を操作者に通知する処理である。ＭＲＩ装置１０がスキャンを実行していない場合、高電圧が発生しているとは考え難く、放電検出回路４１ｂの誤動作の可能性が高いからである。

なお、第２の通知処理には、ネットワークケーブルを介してＭＲＩ装置１０に接続されたサービスセンタ（図示せず）に、放電検出回路４１ｂの異常の可能性を知らせる処理を含めることが望ましい。
ここでは一例として、上記「異常を示す判定信号」とは、瞬間的に１度でも異常検出部４１の放電検出回路４１ｂから所定レベル以上の正電圧が入力される場合を含むものとする（ステップＳ２以降も同様）。

但し、接続不良が発生している場合、前述のように瞬間的な放電が断続的に続くと考えられるので、瞬間的な電磁波が断続的に続くと考えられる。従って、本実施形態の変形例として、システム制御部６１は、放電検出回路４１ｂから所定レベル以上の正電圧が断続的に複数回入力された場合を「異常を示す判定信号」として処理してもよい。ここでの「複数回」とは、２回でもよいし、３回以上でもよい。

第２の通知処理が実行された場合、ＭＲＩ装置１０の動作は終了する（以降も同様）。但し、天板２２がガントリ３０内にある期間に第２の通知処理が実行された場合、ＭＲＩ装置１０の動作終了前に、以下の処理が実行される。即ち、ガントリ３０の各部の動作が安全に停止後、天板移動機構２３は、システム制御部６１の制御に従って天板２２をガントリ３０内から出して、寝台２１上の所定位置に戻す。
第２の通知処理が実行された場合、操作者は、表示装置７４上の通知画面に従って、サービスマンを呼ぶ等の処置を実行できる。

「異常を示す判定信号」が入力されない場合、システム制御部６１は、入力装置７２を介してＭＲＩ装置１０に対して入力された撮像条件に基づいて本スキャンの撮像条件の一部を設定後、ステップＳ２に処理を移行する。

［ステップＳ２］システム制御部６１は、ＭＲＩ装置１０の各部を制御することで、プレスキャンを実行させる。プレスキャンにより、ＲＦパルスの中心周波数等が設定される。
ステップＳ２のようにＭＲＩ装置１０がスキャンを実行している期間において、異常検出部４１から「異常を示す判定信号」が入力された場合、システム制御部６１は、ステップＳ６に処理を移行させ、第１の通知処理と共に安全停止処理をＭＲＩ装置１０に実行させるることで、ＭＲＩ装置１０の動作を終了させる（ステップＳ４も同様）。

上記第１の通知処理は、接続不良の発生を例えば文字情報的に表示装置７４に表示させたり、警告音を出力したりすることで、操作者に接続不良を通知する処理である。
ここで、第１の通知処理には、ネットワークケーブルを介してＭＲＩ装置１０に接続されたサービスセンタ（図示せず）に接続不良の可能性を知らせる処理を含めることが望ましい。
「異常を示す判定信号」が入力されない場合、ステップＳ３に進む。

［ステップＳ３］システム制御部６１は、プレスキャンの実行結果に基づいて、本スキャンの残りの撮像条件を設定する。
「異常を示す判定信号」が入力された場合、前述同様に第２の通知処理が実行されてＭＲＩ装置１０の動作は終了し、「異常を示す判定信号」が入力されない場合、ステップＳ４に進む。

［ステップＳ４］ステップＳ３で確定された本スキャンの撮像条件に基づいて、データ収集が行われる。
具体的には、静磁場電源４２により励磁された静磁場磁石３１によって撮像空間に静磁場が形成される。また、シムコイル電源４４からシムコイルユニット３２に電流が供給されて、撮像空間に形成された静磁場が均一化される。

そして、入力装置７２からシステム制御部６１に撮像開始指示が入力されると、システム制御部６１は、パルスシーケンスを含む撮像条件をシーケンスコントローラ５８に入力する。シーケンスコントローラ５８は、入力されたパルスシーケンスに従って傾斜磁場電源４６、ＲＦ送信器４８及びＲＦ受信器５０を駆動させることで、被検体Ｐの撮像部位が含まれる撮像領域に傾斜磁場を形成させると共に、ＲＦコイルユニット３４からＲＦパルスを発生させる。

このため、被検体Ｐ内の核磁気共鳴により生じたＭＲ信号がＲＦコイル装置１００やＲＦコイルユニット３４及び受信ＲＦコイル２４により検出されて、ＲＦ受信器５０に入力される。ＲＦ受信器５０は、ＭＲ信号に前述の処理を施すことでＭＲ信号の生データを生成し、これら生データを画像再構成部６２に入力する。画像再構成部６２は、ＭＲ信号の生データをｋ空間データとして配置及び保存する。

このステップＳ４のようにＭＲＩ装置１０がスキャンを実行している期間において、「異常を示す判定信号」が入力された場合、システム制御部６１は、ステップＳ６に処理を移行させ、第１の通知処理及び安全停止処理をＭＲＩ装置１０に実行させる。
「異常を示す判定信号」が入力されない場合、ステップＳ５に進む。

［ステップＳ５］画像再構成部６２は、ｋ空間データにフーリエ変換を含む画像再構成処理を施すことで画像データを再構成し、得られた画像データを画像データベース６３に保存する。

画像処理部６４は、画像データベース６３から画像データを取り込み、これに所定の画像処理を施すことで２次元の表示用画像データを生成し、この表示用画像データを記憶装置７６に保存する。この後、システム制御部６１は、表示用画像データが示す画像を表示装置７４に表示させる。

このステップＳ５の処理の実行期間において「異常を示す判定信号」が入力された場合、前述同様に第２の通知処理が実行されてＭＲＩ装置１０の動作は終了し、「異常を示す判定信号」が入力されない場合、ＭＲＩ装置１０の一の撮像動作が安全且つ問題なく終了する。

［ステップＳ６］システム制御部６１は、ＭＲＩ装置１０の各部を制御することで、第１の通知処理と共に、以下の安全停止処理をＭＲＩ装置１０に実行させる。

具体的には、システム制御部６１は、傾斜磁場電源４６及びＲＦ送信器４８の動作を停止させることで、ＲＦパルスの送信及び傾斜磁場の印加の動作を停止させる。また、システム制御部６１は、シムコイル電源４４の動作を停止させることで、静磁場を均一に補正するオフセット磁場の印加を停止させる。また、静磁場磁石３１が永久磁石ではない場合、システム制御部６１は、静磁場電源４２の動作を停止させる。

このようにガントリ３０の各部の動作が安全に停止した後、天板移動機構２３は、システム制御部６１の制御に従って、天板２２をガントリ３０内から出して、寝台２１上の所定位置に戻す。また、システム制御部６１は、「異常を示す判定信号」の入力前にＲＦ受信器５０に入力されたＭＲ信号については、所定の処理によりｋ空間データとして画像再構成部６２に保存させる。

以上の安全停止処理が実行された場合、操作者は、表示装置７４上の接続不良の通知画面に従って、サービスマンを呼ぶ等の処置を実行できる。
以上が本実施形態のＭＲＩ装置１０の動作説明である。

＜本実施形態の効果＞
このように本実施形態のＭＲＩ装置１０は、電源のオン期間中（使用中）において、接続不良による放電の発生を自動的且つリアルタイムで検出し、接続不良の通知（第１の通知処理）を自動実行する。また、放電による電磁波がスキャンの実行中に検出される場合、ＭＲＩ装置１０は、スキャンを安全に停止し、天板２２を寝台２１上の所定位置に戻す。従って、ＭＲＩ装置１０を従来よりもさらに安全に運用することができる。

また、本実施形態では、ラーモア周波数よりも低い複数の周波数の電磁波が所定強度α以上で観測された場合に、異常を示す判定信号が出力される。複数の周波数の観測により、放電に依らないノイズの影響を低減できるので、放電の誤検出を防止できる。

以上説明した実施形態によれば、ボルトの締結不良や配線の接続不良などのＭＲＩ装置のハードウェア的な故障を早期に発見することができる。

＜本実施形態の補足事項＞
［１］上記実施形態では、異常検出部４１を１つのユニットとして設ける例を述べた（図１参照）。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。複数のユニットとして、即ち、複数の異常検出部４１を設けてもよい。この場合、少なくともいずれかの異常検出部４１から「異常を示す判定信号」が入力された場合、上記通知処理や安全停止処理を実行すればよい。

異常検出部４１は、前述の理由で少なくとも撮像室に設置することが望ましいが、複数の異常検出部４１を設ける場合、撮像室、制御室にそれぞれ設けてもよい。但し、制御室は、シールドルームではなく、ノイズ電磁波が存在するので、制御室に異常検出部４１を設ける場合、誤検出を確実に防止することが望ましい。具体的には例えば、５つ以上の離れた周波数において瞬間的な電磁波が何度も検出されたときに異常を示す判定信号が出力されるように、異常検出部４１を構成することができる。

［２］請求項の用語と実施形態との対応関係を説明する。なお、以下に示す対応関係は、参考のために示した一解釈であり、本発明を限定するものではない。

ガントリ３０内の各構成要素、及び、制御装置４０の全体（図１参照）が、傾斜磁場及びＲＦパルスの印加を伴って撮像領域からＭＲ信号を収集する機能は、請求項記載の信号収集部の一例である。
傾斜磁場電源４６、傾斜磁場コイルユニット３３、及び、傾斜磁場電源４６と傾斜磁場コイルユニット３３とを電気的に接続する配線は、請求項記載の傾斜磁場発生システムの一例である。

［３］本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１０：ＭＲＩ装置，
２０：寝台ユニット，２２：天板，
３１：静磁場磁石，３２：シムコイルユニット，３３：傾斜磁場コイルユニット，
３４：ＲＦコイルユニット，４０：制御装置，６０：演算装置

Claims (5)

1. パルスシーケンスの実行により撮像領域から核磁気共鳴信号を収集する信号収集部を有し、前記核磁気共鳴信号に基づいて画像データを再構成する磁気共鳴イメージング装置であって、
   アンテナを含むと共に、ラーモア周波数とは異なる周波数の電磁波を前記アンテナによって検出することで、異常か否かの判定信号を出力する異常検出部と、
   異常を示す前記判定信号が出力された場合に、前記信号収集部の動作を停止させるか、又は、異常の通知を実行するシステム制御部と
   を備え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、
   前記異常検出部は、前記ラーモア周波数よりも所定値以上低い周波数が検出された場合に、異常を示す前記判定信号を出力する
   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、
   前記ラーモア周波数よりも低い複数の周波数の各電磁波が検出された場合に、前記異常検出部は、異常を示す前記判定信号を出力する
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項１乃至請求項３のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記異常検出部は、
   所定の周波数の電磁波に共振することで励磁電流が流れ、前記アンテナとして機能する共振回路と、
   前記共振回路から前記励磁電流が供給される１次巻線と、
   前記１次巻線に電磁的に結合されると共に前記１次巻線に前記励磁電流が流れる場合に誘導電流を発生させる２次巻線と、
   前記２次巻線から供給される前記誘導電流を増幅させる増幅器と
   を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
5. 請求項１乃至請求項４のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記信号収集部は、前記パルスシーケンスの実行時に撮像領域に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生システムと、前記パルスシーケンスの実行時に前記撮像領域にＲＦパルスを送信するＲＦ送信器とを有し、
   前記アンテナの少なくとも一部は、前記傾斜磁場発生システム又は前記ＲＦ送信器の配線ケーブルの外周の絶縁体に巻かれたコイルであり、
   前記異常検出部は、前記配線ケーブル内の導体を伝導して前記導体から放射される放電ノイズを電磁波として検出する
   ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

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