JP2015198737A - Magnetic resonance imaging device and gradient magnetic field power supply - Google Patents

Magnetic resonance imaging device and gradient magnetic field power supply Download PDF

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将 川尻
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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a magnetic resonance imaging device and a gradient magnetic field power supply that can check the state of impedance of a gradient magnetic field coil.SOLUTION: A magnetic resonance imaging device comprises a generating unit, a current detecting unit, an applying unit, and a measuring unit. The generating unit generates a voltage to be applied to a gradient magnetic field coil 2. The current detecting unit detects a current flowing through the gradient magnetic field coil 2. The applying unit controls the generating unit to apply a predetermined voltage to the gradient magnetic field coil 2. The measuring unit measures the impedance of the gradient magnetic field coil on the basis of the current detected by the current detecting unit when the predetermined voltage is applied to the gradient magnetic field coil 2.

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置及び傾斜磁場電源に関する。   Embodiments described herein relate generally to a magnetic resonance imaging apparatus and a gradient magnetic field power source.

従来、磁気共鳴イメージング装置は、被検体が置かれる撮像空間に傾斜磁場を印加するための傾斜磁場コイルを備える。この傾斜磁場コイルは、個品不良や性能劣化等によってインピーダンスが増加することが知られている。傾斜磁場コイルのインピーダンスが増加すると、撮像される画像が劣化したり、傾斜磁場コイルのユニットが損傷したりする場合もあり得る。   Conventionally, a magnetic resonance imaging apparatus includes a gradient magnetic field coil for applying a gradient magnetic field to an imaging space where a subject is placed. It is known that the gradient magnetic field coil has an impedance that increases due to defective products or performance degradation. When the impedance of the gradient magnetic field coil increases, an image to be captured may be deteriorated or a unit of the gradient magnetic field coil may be damaged.

特開２００９−５０４６６号公報JP 2009-50466 A

本発明が解決しようとする課題は、傾斜磁場コイルのインピーダンスの状態を確認することができる磁気共鳴イメージング装置及び傾斜磁場電源を提供することである。   The problem to be solved by the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus and a gradient magnetic field power source that can confirm the state of impedance of a gradient coil.

実施形態に係る磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）装置は、発生部と、電流検出部と、印加部と、測定部とを備える。発生部は、傾斜磁場コイルに印加される電圧を発生する。電流検出部は、前記傾斜磁場コイルに流れる電流を検出する。印加部は、前記発生部を制御して、前記傾斜磁場コイルに所定の電圧を印加する。測定部は、前記傾斜磁場コイルに前記所定の電圧が印加された際に前記電流検出部によって検出される電流に基づいて、前記傾斜磁場コイルのインピーダンスを測定する。   A magnetic resonance imaging (MRI) apparatus according to an embodiment includes a generation unit, a current detection unit, an application unit, and a measurement unit. The generator generates a voltage applied to the gradient magnetic field coil. The current detection unit detects a current flowing through the gradient magnetic field coil. The application unit controls the generation unit to apply a predetermined voltage to the gradient coil. The measurement unit measures the impedance of the gradient magnetic field coil based on a current detected by the current detection unit when the predetermined voltage is applied to the gradient magnetic field coil.

図１は、本実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示す図である。FIG. 1 is a diagram illustrating a configuration example of an MRI apparatus according to the present embodiment. 図２は、第１の実施形態に係る傾斜磁場電源の通常モードにおける動作の概要を説明するための図である。FIG. 2 is a diagram for explaining the outline of the operation in the normal mode of the gradient magnetic field power supply according to the first embodiment. 図３は、第１の実施形態に係る傾斜磁場電源の通常モードにおける動作の詳細を説明するための図である。FIG. 3 is a diagram for explaining the details of the operation in the normal mode of the gradient magnetic field power supply according to the first embodiment. 図４は、第１の実施形態に係る傾斜磁場電源の測定モードにおける動作の概要を説明するための図である。FIG. 4 is a diagram for explaining the outline of the operation in the measurement mode of the gradient magnetic field power supply according to the first embodiment. 図５は、第１の実施形態に係る傾斜磁場電源の測定モードにおける動作の詳細を説明するための図である。FIG. 5 is a diagram for explaining the details of the operation in the measurement mode of the gradient magnetic field power supply according to the first embodiment. 図６は、第１の実施形態に係る発生部のインピーダンス測定時の設定を説明するための図である。FIG. 6 is a diagram for explaining a setting at the time of impedance measurement of the generator according to the first embodiment. 図７は、第１の実施形態に係る測定部によるインピーダンスの測定を説明するための図である。FIG. 7 is a diagram for explaining the impedance measurement by the measurement unit according to the first embodiment. 図８は、第１の実施形態に係る傾斜磁場電源の測定モードにおける処理手順を示すフローチャートである。FIG. 8 is a flowchart showing a processing procedure in the measurement mode of the gradient magnetic field power supply according to the first embodiment. 図９は、第２の実施形態に係る傾斜磁場電源の測定モードにおける動作の概要を説明するための図である。FIG. 9 is a diagram for explaining the outline of the operation in the measurement mode of the gradient magnetic field power supply according to the second embodiment. 図１０は、第２の実施形態に係る傾斜磁場電源の測定モードにおける動作の詳細を説明するための図である。FIG. 10 is a diagram for explaining the details of the operation in the measurement mode of the gradient magnetic field power supply according to the second embodiment. 図１１は、第２の実施形態に係る測定部によるインピーダンスの測定を説明するための図である。FIG. 11 is a diagram for explaining the impedance measurement by the measurement unit according to the second embodiment.

以下に、図面に基づいて、ＭＲＩ装置及び傾斜磁場電源の実施形態を説明する。   Hereinafter, embodiments of an MRI apparatus and a gradient magnetic field power source will be described based on the drawings.

（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示す図である。例えば、図１に示すように、ＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２、傾斜磁場電源３、寝台４、寝台制御部５、送信コイル６、送信部７、受信コイル８、受信部９、シーケンス制御部１０、及び計算機システム２０を備える。 (First embodiment)
FIG. 1 is a diagram illustrating a configuration example of an MRI apparatus according to the first embodiment. For example, as shown in FIG. 1, the MRI apparatus 100 includes a static magnetic field magnet 1, a gradient magnetic field coil 2, a gradient magnetic field power source 3, a bed 4, a bed control unit 5, a transmission coil 6, a transmission unit 7, a reception coil 8, and a reception. Unit 9, sequence control unit 10, and computer system 20.

静磁場磁石１は、中空の略円筒形状（円筒の中心軸に直交する断面が楕円状となるものを含む）に形成され、その内側に形成される撮像空間に一様な静磁場を発生させる。この静磁場磁石１には、例えば、永久磁石、超伝導磁石等が用いられる。   The static magnetic field magnet 1 is formed in a hollow, substantially cylindrical shape (including one having a cross section perpendicular to the central axis of the cylinder is elliptical), and generates a uniform static magnetic field in an imaging space formed inside thereof. . For example, a permanent magnet or a superconducting magnet is used for the static magnetic field magnet 1.

傾斜磁場コイル２は、中空の略円筒形状（円筒の中心軸に直交する断面が楕円状となるものを含む）に形成され、静磁場磁石１の内側に配置される。具体的には、傾斜磁場コイル２は、互いに直交するｘ，ｙ，ｚの各軸に対応する３つのコイルが組み合わされて形成される。これら３つのコイルは、後述する傾斜磁場電源３から個別に供給される電流により、ｘ，ｙ，ｚの各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を撮像空間に発生させる。なお、ｚ軸方向は、静磁場と同方向とする。   The gradient magnetic field coil 2 is formed in a hollow, substantially cylindrical shape (including one having a cross section perpendicular to the central axis of the cylinder is elliptical), and is disposed inside the static magnetic field magnet 1. Specifically, the gradient coil 2 is formed by combining three coils corresponding to the x, y, and z axes orthogonal to each other. These three coils generate in the imaging space a gradient magnetic field whose magnetic field intensity varies along each of the x, y, and z axes by currents individually supplied from a gradient magnetic field power supply 3 to be described later. The z-axis direction is the same direction as the static magnetic field.

ここで、傾斜磁場コイル２によって発生するｘ，ｙ，ｚの各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス選択用傾斜磁場Ｇｓｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｐｅ及びリードアウト用傾斜磁場Ｇｒｏにそれぞれ対応する。スライス選択用傾斜磁場Ｇｓｓは、任意に断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場Ｇｐｅは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の位相を変化させるために利用される。リードアウト用傾斜磁場Ｇｒｏは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の周波数を変化させるために利用される。   Here, the gradient magnetic fields of the x, y, and z axes generated by the gradient magnetic field coil 2 correspond to, for example, the slice selection gradient magnetic field Gss, the phase encoding gradient magnetic field Gpe, and the readout gradient magnetic field Gro. The slice selection gradient magnetic field Gss is used to arbitrarily determine a cross section. The phase encoding gradient magnetic field Gpe is used to change the phase of the magnetic resonance signal in accordance with the spatial position. The readout gradient magnetic field Gro is used to change the frequency of the magnetic resonance signal in accordance with the spatial position.

傾斜磁場電源３は、後述するシーケンス制御部１０による制御のもと、傾斜磁場コイル２に電力を供給する。   The gradient magnetic field power supply 3 supplies power to the gradient magnetic field coil 2 under the control of a sequence control unit 10 described later.

寝台４は、被検体Ｓが載置される天板４ａを備え、後述する寝台制御部５による制御のもと、天板４ａを傾斜磁場コイル２の空洞（撮像口）内へ挿入する。通常、この寝台４は、長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように設置される。   The couch 4 includes a couchtop 4a on which the subject S is placed, and the couchtop 4a is inserted into the cavity (imaging port) of the gradient magnetic field coil 2 under the control of a couch controller 5 described later. Usually, the bed 4 is installed such that the longitudinal direction is parallel to the central axis of the static magnetic field magnet 1.

寝台制御部５は、後述する計算機システム２０による制御のもと、寝台４の動作を制御する。例えば、寝台制御部５は、寝台４を駆動して、天板４ａを長手方向、上下方向又は左右方向へ移動する。   The couch controller 5 controls the operation of the couch 4 under the control of the computer system 20 described later. For example, the bed control unit 5 drives the bed 4 to move the table 4a in the longitudinal direction, the up-down direction, or the left-right direction.

送信コイル６は、中空の略円筒形状（円筒の中心軸に直交する断面が楕円状となるものを含む）に形成され、傾斜磁場コイル２の内側に配置される。また、送信コイル６は、後述する送信部７から供給される高周波パルス電流により、撮像空間に高周波磁場を印加する。   The transmission coil 6 is formed in a hollow, substantially cylindrical shape (including one having a cross section perpendicular to the central axis of the cylinder that is elliptical), and is disposed inside the gradient magnetic field coil 2. The transmission coil 6 applies a high-frequency magnetic field to the imaging space by a high-frequency pulse current supplied from a transmission unit 7 described later.

送信部７は、後述するシーケンス制御部１０による制御のもと、ラーモア周波数に対応する高周波パルス電流を送信コイル６に供給する。   The transmission unit 7 supplies a high-frequency pulse current corresponding to the Larmor frequency to the transmission coil 6 under the control of the sequence control unit 10 described later.

受信コイル８は、撮像対象の部位ごとに用意され、被検体Ｓの各部位に装着される。また、受信コイル８は、送信コイル６によって撮像空間に高周波磁場が印加された際に、撮像空間に置かれた被検体Ｓから放射される磁気共鳴信号を受信し、受信した磁気共鳴信号を受信部９へ出力する。例えば、受信コイル８は、頭部用の受信コイル、脊椎用の受信コイル、腹部用の受信コイルなどである。   The receiving coil 8 is prepared for each part to be imaged and attached to each part of the subject S. The receiving coil 8 receives a magnetic resonance signal radiated from the subject S placed in the imaging space when a high-frequency magnetic field is applied to the imaging space by the transmitting coil 6, and receives the received magnetic resonance signal. To the unit 9. For example, the receiving coil 8 is a receiving coil for the head, a receiving coil for the spine, a receiving coil for the abdomen, or the like.

受信部９は、後述するシーケンス制御部１０による制御のもと、受信コイル８によって受信された磁気共鳴信号に基づいて磁気共鳴（Magnetic Resonance：ＭＲ）信号データを生成する。具体的には、受信部９は、磁気共鳴信号をデジタル変換することでＭＲ信号データを生成し、生成したＭＲ信号データをシーケンス制御部１０へ送信する。ここで、ＭＲ信号データは、前述したスライス選択用傾斜磁場Ｇｓｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｐｅ、及びリードアウト用傾斜磁場Ｇｒｏによって、位相エンコード（Phase Encode：ＰＥ）方向、リードアウト（Read Out：ＲＯ）方向、及びスライス選択（Slice Selection：ＳＳ）方向の空間周波数の情報が対応付けられ、ｋ空間に配置される。   The receiving unit 9 generates magnetic resonance (MR) signal data based on the magnetic resonance signal received by the receiving coil 8 under the control of the sequence control unit 10 described later. Specifically, the receiver 9 generates MR signal data by digitally converting the magnetic resonance signal, and transmits the generated MR signal data to the sequence controller 10. Here, the MR signal data is obtained by the above-described slice selection gradient magnetic field Gss, phase encoding gradient magnetic field Gpe, and readout gradient magnetic field Gro, and the phase encode (PE) direction, read out (Read Out: RO). ) Direction and spatial frequency information in the slice selection (SS) direction are associated with each other and arranged in the k-space.

なお、ここでは、送信コイル６が高周波磁場を印加し、受信コイル８が磁気共鳴信号を受信する場合の例を説明するが、実施形態はこれに限られない。例えば、送信コイル６が、磁気共鳴信号を受信する受信機能をさらに有してもよいし、受信コイル８が、高周波磁場を印加する送信機能をさらに有していてもよい。送信コイル６が受信機能を有している場合は、受信部９は、送信コイル６によって受信された磁気共鳴信号からもＭＲ信号データを生成する。また、受信コイル８が送信機能を有している場合は、送信部７は、受信コイル８にも高周波パルス電流を供給する。   Here, an example in which the transmission coil 6 applies a high-frequency magnetic field and the reception coil 8 receives a magnetic resonance signal will be described, but the embodiment is not limited thereto. For example, the transmission coil 6 may further have a reception function for receiving a magnetic resonance signal, and the reception coil 8 may further have a transmission function for applying a high-frequency magnetic field. When the transmission coil 6 has a reception function, the reception unit 9 also generates MR signal data from the magnetic resonance signal received by the transmission coil 6. When the reception coil 8 has a transmission function, the transmission unit 7 also supplies a high-frequency pulse current to the reception coil 8.

シーケンス制御部１０は、各種シーケンスを実行することで、被検体Ｓに関するＭＲ信号データを収集する。具体的には、シーケンス制御部１０は、計算機システム２０から送信されるシーケンス実行データに基づいて傾斜磁場電源３、送信部７及び受信部９を駆動することで、ＭＲ信号データを収集する。また、シーケンス制御部１０は、収集したＭＲ信号データを計算機システム２０へ送信する。   The sequence control unit 10 collects MR signal data related to the subject S by executing various sequences. Specifically, the sequence control unit 10 collects MR signal data by driving the gradient magnetic field power supply 3, the transmission unit 7, and the reception unit 9 based on the sequence execution data transmitted from the computer system 20. In addition, the sequence control unit 10 transmits the collected MR signal data to the computer system 20.

ここで、シーケンス実行データは、被検体Ｓに関するＭＲ信号データを収集するための手順を示すシーケンス（パルスシーケンスとも呼ばれる）を定義した情報である。具体的には、シーケンス実行データは、傾斜磁場電源３が傾斜磁場コイル２に供給する電源の強さや電源を供給するタイミング、送信部７が送信コイル６に送信するＲＦ信号の強さやＲＦ信号を送信するタイミング、受信部９が磁気共鳴信号を検出するタイミングなどを定義した情報である。   Here, the sequence execution data is information defining a sequence (also referred to as a pulse sequence) indicating a procedure for collecting MR signal data related to the subject S. Specifically, the sequence execution data includes the strength of the power supplied from the gradient magnetic field power supply 3 to the gradient magnetic field coil 2 and the timing of supplying the power, the strength of the RF signal transmitted from the transmission unit 7 to the transmission coil 6, and the RF signal. This is information defining transmission timing, timing at which the receiving unit 9 detects a magnetic resonance signal, and the like.

計算機システム２０は、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う。例えば、計算機システム２０は、ＭＲＩ装置１００が有する各部を駆動することで、被検体Ｓのデータ収集や画像再構成などを行う。この計算機システム２０は、インタフェース部２１、画像再構成部２２、記憶部２３、操作部２４、表示部２５及び制御部２６を有する。   The computer system 20 performs overall control of the MRI apparatus 100. For example, the computer system 20 performs data collection, image reconstruction, and the like of the subject S by driving each unit included in the MRI apparatus 100. The computer system 20 includes an interface unit 21, an image reconstruction unit 22, a storage unit 23, an operation unit 24, a display unit 25, and a control unit 26.

インタフェース部２１は、シーケンス制御部１０との間で授受される各種信号の入出力を制御する。例えば、このインタフェース部２１は、シーケンス制御部１０に対してシーケンス実行データを送信し、シーケンス制御部１０からＭＲ信号データを受信する。ＭＲ信号データを受信すると、インタフェース部２１は、各ＭＲ信号データを被検体Ｓごとに記憶部２３に格納する。   The interface unit 21 controls input / output of various signals exchanged with the sequence control unit 10. For example, the interface unit 21 transmits sequence execution data to the sequence control unit 10 and receives MR signal data from the sequence control unit 10. When receiving MR signal data, the interface unit 21 stores each MR signal data in the storage unit 23 for each subject S.

画像再構成部２２は、記憶部２３によって記憶されたＭＲ信号データに対して後処理すなわちフーリエ変換等の再構成処理を施すことで、被検体Ｓの体内における所望核スピンのスペクトラムデータ又は画像データを生成する。また、画像再構成部２２は、生成したスペクトラムデータ又は画像データを被検体Ｓごとに記憶部２３に格納する。   The image reconstruction unit 22 performs post-processing, i.e., reconstruction processing such as Fourier transform, on the MR signal data stored in the storage unit 23, so that spectrum data or image data of desired nuclear spins in the body of the subject S is obtained. Is generated. Further, the image reconstruction unit 22 stores the generated spectrum data or image data in the storage unit 23 for each subject S.

記憶部２３は、制御部２６によって実行される処理に必要な各種データや各種プログラムなどを記憶する。例えば、記憶部２３は、インタフェース部２１によって受信されたＭＲ信号データや、画像再構成部２２によって生成されたスペクトラムデータや画像データなどを被検体Ｓごとに記憶する。この記憶部２３は、例えば、ＲＡＭ（Random Access Memory）、ＲＯＭ（Read Only Memory）、フラッシュメモリ（flash memory）などの半導体メモリ素子や、ハードディスク、光ディスクなどの記憶装置である。   The storage unit 23 stores various data and various programs necessary for processing executed by the control unit 26. For example, the storage unit 23 stores the MR signal data received by the interface unit 21 and the spectrum data and image data generated by the image reconstruction unit 22 for each subject S. The storage unit 23 is, for example, a semiconductor memory device such as a RAM (Random Access Memory), a ROM (Read Only Memory), or a flash memory, or a storage device such as a hard disk or an optical disk.

操作部２４は、操作者からの各種指示や情報入力を受け付ける。この操作部２４には、例えば、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスが用いられる。   The operation unit 24 receives various instructions and information input from the operator. For example, a pointing device such as a mouse or a trackball, a selection device such as a mode change switch, or an input device such as a keyboard is used for the operation unit 24.

表示部２５は、スペクトラムデータあるいは画像データ等の各種の情報を表示する。この表示部２５には、例えば、液晶表示器などの表示デバイスが用いられる。   The display unit 25 displays various information such as spectrum data or image data. For the display unit 25, for example, a display device such as a liquid crystal display is used.

制御部２６は、図示していないＣＰＵ（Central Processing Unit）やメモリ等を有し、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う。例えば、制御部２６は、操作部２４を介して入力された撮像条件に基づいて、シーケンス実行データを生成する。また、制御部２６は、シーケンス実行データをシーケンス制御部１０に送信することで、各種シーケンスを実行するようシーケンス制御部１０を制御する。また、制御部２６は、シーケンス制御部１０から送信されるＭＲ信号データに基づいて画像を再構成するよう画像再構成部２２を制御する。   The control unit 26 includes a CPU (Central Processing Unit), a memory, and the like (not shown), and performs overall control of the MRI apparatus 100. For example, the control unit 26 generates sequence execution data based on the imaging condition input via the operation unit 24. In addition, the control unit 26 controls the sequence control unit 10 to execute various sequences by transmitting sequence execution data to the sequence control unit 10. Further, the control unit 26 controls the image reconstruction unit 22 to reconstruct an image based on the MR signal data transmitted from the sequence control unit 10.

以上、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００の構成について説明した。このような構成のもと、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００では、傾斜磁場電源３が、傾斜磁場コイルのインピーダンスの状態を確認するための機能を有する。   The configuration of the MRI apparatus 100 according to this embodiment has been described above. Under such a configuration, in the MRI apparatus 100 according to the present embodiment, the gradient magnetic field power supply 3 has a function for confirming the impedance state of the gradient coil.

一般的に、傾斜磁場コイルは、個品不良や性能劣化等によってインピーダンスが増加することが知られている。傾斜磁場コイルは、インピーダンスが増加すると、本来の機能を発揮することができなくなり、その結果、撮像される画像が劣化する場合があり得る。また、傾斜磁場コイルのインピーダンスが増加すると、インピーダンスが正常なときよりも大きな電圧が傾斜磁場コイルに印加されることになり、その結果、傾斜磁場電源が故障したり、傾斜磁場コイルの故障規模が拡大したりする場合もあり得る。   Generally, it is known that the gradient magnetic field coil has an impedance that increases due to defective products or performance deterioration. When the impedance of the gradient magnetic field coil increases, the gradient coil cannot perform its original function, and as a result, the captured image may be deteriorated. In addition, when the impedance of the gradient magnetic field coil increases, a larger voltage is applied to the gradient magnetic field coil than when the impedance is normal. As a result, the gradient magnetic field power source fails or the gradient magnitude of the gradient magnetic field coil decreases. It may be enlarged.

これに対し、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００では、傾斜磁場電源３が、傾斜磁場コイル２に所定の電圧を印加し、その際に傾斜磁場コイル２に流れる電流に基づいて、傾斜磁場コイル２のインピーダンスを測定する。これにより、インピーダンスの増加による傾斜磁場コイル２の異常を検出することができる。   On the other hand, in the MRI apparatus 100 according to the present embodiment, the gradient magnetic field power supply 3 applies a predetermined voltage to the gradient magnetic field coil 2, and the gradient magnetic field coil 2 is based on the current flowing through the gradient magnetic field coil 2 at that time. Measure the impedance. Thereby, the abnormality of the gradient magnetic field coil 2 due to an increase in impedance can be detected.

以下、本実施形態に係る傾斜磁場電源３について詳細に説明する。なお、本実施形態に係る傾斜磁場電源３は、通常モードと、測定モードとで動作する。ここで、通常モードは、撮像が行われる際の動作モードであり、測定モードは、インピーダンスの測定が行われる際の動作モードである。例えば、傾斜磁場電源３は、操作者から傾斜磁場コイル２のインピーダンスの測定を開始する旨の指示を受け付けた場合に、測定モードで動作する。   Hereinafter, the gradient magnetic field power supply 3 according to the present embodiment will be described in detail. Note that the gradient magnetic field power supply 3 according to the present embodiment operates in the normal mode and the measurement mode. Here, the normal mode is an operation mode when imaging is performed, and the measurement mode is an operation mode when impedance is measured. For example, the gradient magnetic field power supply 3 operates in the measurement mode when receiving an instruction from the operator to start measuring the impedance of the gradient magnetic field coil 2.

図２は、第１の実施形態に係る傾斜磁場電源３の通常モードにおける動作の概要を説明するための図である。図２に示すように、通常モードでは、傾斜磁場電源３は、撮像条件に応じた入力信号をシーケンス制御部１０から受信する。ここでいう入力信号は、撮像空間の磁場波形を電流で模擬した信号である。そして、傾斜磁場電源３は、受信した入力信号の波形に対応する電流を出力信号として傾斜磁場コイル２に出力する。この出力信号を受信した傾斜磁場コイル２は、受信した出力信号の波形に合わせた傾斜磁場を撮像空間に生成する。   FIG. 2 is a diagram for explaining the outline of the operation in the normal mode of the gradient magnetic field power supply 3 according to the first embodiment. As shown in FIG. 2, in the normal mode, the gradient magnetic field power supply 3 receives an input signal corresponding to the imaging condition from the sequence control unit 10. The input signal here is a signal simulating a magnetic field waveform in the imaging space with a current. The gradient magnetic field power supply 3 outputs a current corresponding to the waveform of the received input signal to the gradient magnetic field coil 2 as an output signal. The gradient magnetic field coil 2 that has received this output signal generates a gradient magnetic field in the imaging space in accordance with the waveform of the received output signal.

図３は、第１の実施形態に係る傾斜磁場電源３の通常モードにおける動作の詳細を説明するための図である。図３に示すように、傾斜磁場電源３は、エラーアンプ３ａ、発生部３ｂ、ローパスフィルタ３ｃ、及び電流検出部３ｄを備える。   FIG. 3 is a diagram for explaining the details of the operation in the normal mode of the gradient magnetic field power supply 3 according to the first embodiment. As shown in FIG. 3, the gradient magnetic field power supply 3 includes an error amplifier 3a, a generation unit 3b, a low-pass filter 3c, and a current detection unit 3d.

エラーアンプ３ａは、入力信号と電流検出部３ｄからフィードバックされる信号とを比較して誤差信号を生成する。発生部３ｂは、エラーアンプ３ａから出力される誤差信号に基づいて、傾斜磁場コイル２に印加される電圧を発生する。ローパスフィルタ３ｃは、発生部３ｂによって生成される電圧によって生じる電流のリップルを抑制する。電流検出部３ｄは、傾斜磁場コイル２に流れる電流を検出する。   The error amplifier 3a compares the input signal with the signal fed back from the current detection unit 3d to generate an error signal. The generator 3b generates a voltage to be applied to the gradient coil 2 based on the error signal output from the error amplifier 3a. The low-pass filter 3c suppresses current ripple caused by the voltage generated by the generator 3b. The current detection unit 3 d detects a current flowing through the gradient magnetic field coil 2.

ここで、エラーアンプ３ａ、発生部３ｂ、ローパスフィルタ３ｃ、及び電流検出部３ｄは、それぞれ独立した回路でハードウェアとして実現される。   Here, the error amplifier 3a, the generation unit 3b, the low-pass filter 3c, and the current detection unit 3d are realized as hardware by independent circuits.

そして、通常モードでは、傾斜磁場電源３は、電流検出部３ｄによって検出される電流に基づいて、撮像条件に応じた傾斜磁場を発生させる電流が流れるように傾斜磁場コイル２に印加される電圧を制御する。   In the normal mode, the gradient magnetic field power source 3 generates a voltage applied to the gradient magnetic field coil 2 so that a current for generating a gradient magnetic field corresponding to the imaging condition flows based on the current detected by the current detection unit 3d. Control.

具体的には、エラーアンプ３ａは、シーケンス制御部１０から送信される入力信号と電流検出部３ｄからフィードバックされるフィードバック信号とを受信し、受信した入力信号とフィードバック信号との差分である誤差信号を生成する。また、発生部３ｂは、エラーアンプ３ａによって生成される誤差信号をＰＷＭ（Pulse Width Modulation）変調し、ＰＷＭ変調された信号をフルブリッジ回路に入力することで、誤差信号の大きさに合わせた電圧パルスを生成する。   Specifically, the error amplifier 3a receives an input signal transmitted from the sequence control unit 10 and a feedback signal fed back from the current detection unit 3d, and an error signal that is a difference between the received input signal and the feedback signal. Is generated. Further, the generator 3b performs PWM (Pulse Width Modulation) modulation on the error signal generated by the error amplifier 3a, and inputs the PWM-modulated signal to the full bridge circuit, so that a voltage matching the magnitude of the error signal is obtained. Generate a pulse.

また、ローパスフィルタ３ｃは、発生部３ｂによって生成される電圧パルスによって生じる電流のリップルを抑制し、リップルを抑制した電流を出力信号として出力する。また、電流検出部３ｄは、ローパスフィルタ３ｃから出力される電流を検出し、検出した電流をフィードバック信号としてエラーアンプ３ａにフィードバックする。   The low-pass filter 3c suppresses a ripple of current generated by the voltage pulse generated by the generating unit 3b, and outputs a current with the ripple suppressed as an output signal. The current detector 3d detects the current output from the low-pass filter 3c, and feeds back the detected current to the error amplifier 3a as a feedback signal.

通常モードでは、上述したように各部が動作することによって、傾斜磁場電源３は、電流検出部３ｄによって検出される電流に基づいて、撮像条件に応じた傾斜磁場を発生させる電流が流れるように、傾斜磁場電源３に印加される電圧を制御する。具体的には、傾斜磁場電源３は、シーケンス制御部１０から入力される入力信号と一致した電流が傾斜磁場コイル２に流れるように、傾斜磁場コイル２に印加される電圧を制御する。   In the normal mode, when each unit operates as described above, the gradient magnetic field power supply 3 flows based on the current detected by the current detection unit 3d so that a current for generating a gradient magnetic field according to the imaging condition flows. The voltage applied to the gradient magnetic field power supply 3 is controlled. Specifically, the gradient magnetic field power supply 3 controls the voltage applied to the gradient magnetic field coil 2 so that a current that matches the input signal input from the sequence control unit 10 flows through the gradient magnetic field coil 2.

ここで、例えば、個品不良や性能劣化等によって傾斜磁場コイル２のインピーダンスが増加していた場合には、傾斜磁場コイル２には電流が流れにくい状態となっている。この場合に、通常モードでは、傾斜磁場電源３が、入力信号と一致した電流が傾斜磁場コイル２に流れるように傾斜磁場コイル２に印加される電圧を制御するため、傾斜磁場コイル２に印加される電圧が増加することになる。この結果、傾斜磁場コイル２に印加されるエネルギーが増加することになり、傾斜磁場コイルの故障規模が拡大する場合があり得る。   Here, for example, when the impedance of the gradient magnetic field coil 2 is increased due to defective products or performance deterioration, it is difficult for current to flow through the gradient magnetic field coil 2. In this case, in the normal mode, the gradient magnetic field power source 3 is applied to the gradient magnetic field coil 2 in order to control the voltage applied to the gradient magnetic field coil 2 so that a current matching the input signal flows to the gradient magnetic field coil 2. Voltage increases. As a result, the energy applied to the gradient coil 2 increases, and the failure scale of the gradient coil may increase.

図４は、第１の実施形態に係る傾斜磁場電源３の測定モードにおける動作の概要を説明するための図である。図４に示すように、測定モードでは、傾斜磁場電源３は、所定の波高値及びパルス幅を有するパルス電圧を傾斜磁場コイル２に印加する。そして、傾斜磁場電源３は、パルス電圧が印加された際に傾斜磁場コイル２に流れる電流の大きさに基づいて、傾斜磁場コイル２のインピーダンスを測定する。   FIG. 4 is a diagram for explaining the outline of the operation in the measurement mode of the gradient magnetic field power supply 3 according to the first embodiment. As shown in FIG. 4, in the measurement mode, the gradient magnetic field power supply 3 applies a pulse voltage having a predetermined peak value and pulse width to the gradient magnetic field coil 2. The gradient magnetic field power source 3 measures the impedance of the gradient magnetic field coil 2 based on the magnitude of the current flowing through the gradient magnetic field coil 2 when a pulse voltage is applied.

図５は、第１の実施形態に係る傾斜磁場電源３の測定モードにおける動作の詳細を説明するための図である。図５に示すように、傾斜磁場電源３は、図３に示したエラーアンプ３ａ、発生部３ｂ、ローパスフィルタ３ｃ、及び電流検出部３ｄに加えて、印加部３ｅ及び測定部３ｆを備える。   FIG. 5 is a diagram for explaining the details of the operation in the measurement mode of the gradient magnetic field power supply 3 according to the first embodiment. As shown in FIG. 5, the gradient magnetic field power supply 3 includes an application unit 3e and a measurement unit 3f in addition to the error amplifier 3a, the generation unit 3b, the low-pass filter 3c, and the current detection unit 3d shown in FIG.

ここで、印加部３ｅ及び測定部３ｆは、それぞれ独立した回路でハードウェアとして実現されてもよいし、各部が行う処理の処理手順を定義したプログラムをプロセッサやメモリで実行することで、ソフトウェアとして実現されてもよい。例えば、印加部３ｅ及び測定部３ｆは、エラーアンプ３ａが有するプロセッサ及びメモリによって実現される。   Here, the application unit 3e and the measurement unit 3f may be realized as hardware with independent circuits, or as software by executing a program that defines a processing procedure of processing performed by each unit in a processor or memory. It may be realized. For example, the application unit 3e and the measurement unit 3f are realized by a processor and a memory included in the error amplifier 3a.

そして、測定モードでは、傾斜磁場電源３は、所定の電圧を傾斜磁場コイル２に印加して、傾斜磁場コイル２のインピーダンスを測定する。なお、ここでは、通常モードと同じ動作を行う機能部については説明を省略する。   In the measurement mode, the gradient magnetic field power supply 3 applies a predetermined voltage to the gradient magnetic field coil 2 and measures the impedance of the gradient magnetic field coil 2. Note that description of functional units that perform the same operation as in the normal mode is omitted here.

具体的には、エラーアンプ３ａは、シーケンス制御部１０から送信される入力信号と電流検出部３ｄからフィードバックされるフィードバック信号とをオフにする。これにより、エラーアンプ３ａは、誤差信号を生成しない状態となる。   Specifically, the error amplifier 3a turns off the input signal transmitted from the sequence control unit 10 and the feedback signal fed back from the current detection unit 3d. As a result, the error amplifier 3a does not generate an error signal.

また、印加部３ｅは、発生部３ｂを制御して、傾斜磁場コイル２に所定の電圧を印加する。具体的には、印加部３ｅは、発生部３ｂを制御して、所定の波高値及びパルス幅を有するパルス電圧を傾斜磁場コイル２に印加する。   The application unit 3e controls the generation unit 3b to apply a predetermined voltage to the gradient magnetic field coil 2. Specifically, the application unit 3 e controls the generation unit 3 b to apply a pulse voltage having a predetermined peak value and pulse width to the gradient coil 2.

図６は、第１の実施形態に係る発生部３ｂのインピーダンス測定時の設定を説明するための図である。例えば、図６に示すように、発生部３ｂは、多段にカスケード接続されたフルブリッジ回路３１1〜３１nを備える。ここで、各フルブリッジ回路は、４つのスイッチング素子Ｔｒ０１〜Ｔｒ０４を有する。 FIG. 6 is a diagram for explaining a setting at the time of impedance measurement of the generator 3b according to the first embodiment. For example, as illustrated in FIG. 6, the generation unit 3 b includes full bridge circuits 31 1 to 31 n cascaded in multiple stages. Here, each full bridge circuit has four switching elements Tr01 to Tr04.

この場合に、例えば、印加部３ｅは、発生部３ｂが有する複数のフルブリッジ回路３１1〜３１nのうち、１つのフルブリッジ回路のみが電圧を出力する状態に設定し、他のフルブリッジ回路は回生モードにして電圧を発生しない状態に設定する。 In this case, for example, the application unit 3e sets a state in which only one full-bridge circuit outputs a voltage among the plurality of full-bridge circuits 31 1 to 31 n included in the generation unit 3b, and other full-bridge circuits. Set to the regenerative mode so that no voltage is generated.

例えば、印加部３ｅは、フルブリッジ回路３１1〜３１nのうちの１つのフルブリッジ回路について、スイッチング素子を以下のように設定する。 For example, the application unit 3e sets the switching elements for one full bridge circuit among the full bridge circuits 31 1 to 31 n as follows.

Ｔｒ０１：オン、Ｔｒ０２：オフ、Ｔｒ０３：オン、Ｔｒ０４：オフ（電圧出力）   Tr01: ON, Tr02: OFF, Tr03: ON, Tr04: OFF (voltage output)

また、例えば、印加部３ｅは、他のフルブリッジ回路それぞれについて、スイッチング素子を以下のように設定する。   Further, for example, the application unit 3e sets the switching elements for each of the other full bridge circuits as follows.

Ｔｒ０１：オン、Ｔｒ０２：オン、Ｔｒ０３：オフ、Ｔｒ０４：オフ（回生モード）   Tr01: ON, Tr02: ON, Tr03: OFF, Tr04: OFF (regenerative mode)

これにより、発生部３ｂでは、フルブリッジ回路３１1〜３１nのうち、１つのフルブリッジ回路のみが電圧を出力する状態となり、他のフルブリッジ回路は電圧を出力しない状態となる。この状態が保持されている間は、発生部３ｂは、一定の電圧を出力し続けることになる。印加部３ｅは、あらかじめ決められた所定の時間の間だけ、１つのフルブリッジ回路のみが電圧を出力する状態とすることで、所定の波高値及びパルス幅を有するパルス電圧を発生させることができる。 Accordingly, in the generating unit 3b, only one full bridge circuit among the full bridge circuits 31 1 to 31 n is in a state of outputting a voltage, and the other full bridge circuits are in a state of not outputting a voltage. While this state is maintained, the generator 3b continues to output a constant voltage. The application unit 3e can generate a pulse voltage having a predetermined peak value and pulse width by setting a state in which only one full bridge circuit outputs a voltage for a predetermined time that is determined in advance. .

図５に戻って、測定部３ｆは、傾斜磁場コイル２に所定の電圧が印加された際に電流検出部３ｄによって検出される電流に基づいて、傾斜磁場コイル２のインピーダンスを測定する。具体的には、測定部３ｆは、傾斜磁場コイル２にパルス電圧が印加された際に電流検出部３ｄによって検出される電流の大きさに基づいて、傾斜磁場コイル２のインピーダンスを測定する。   Returning to FIG. 5, the measurement unit 3 f measures the impedance of the gradient magnetic field coil 2 based on the current detected by the current detection unit 3 d when a predetermined voltage is applied to the gradient magnetic field coil 2. Specifically, the measurement unit 3f measures the impedance of the gradient magnetic field coil 2 based on the magnitude of the current detected by the current detection unit 3d when a pulse voltage is applied to the gradient magnetic field coil 2.

図７は、第１の実施形態に係る測定部３ｆによるインピーダンスの測定を説明するための図である。傾斜磁場コイル２は、誘導性リアクタンスの成分を大きく含んでいるため、パルス電圧が印加されると、印加電圧及び印加時間に比例して電流が上昇してゆく。   FIG. 7 is a diagram for explaining the measurement of impedance by the measurement unit 3f according to the first embodiment. Since the gradient coil 2 includes a large inductive reactance component, when a pulse voltage is applied, the current increases in proportion to the applied voltage and the application time.

例えば、図７に示すように、波高値がＶ、パルス幅がｔ0のパルス電圧が傾斜磁場コイル２に印加された場合に、電流検出部３ｄによって検出される電流がＩ0まで上昇したとする。この場合に、例えば、測定部３ｆは、以下の式（１）により、傾斜磁場コイル２のインピーダンスとして、インピーダンスの抵抗成分Ｒを求める。 For example, as shown in FIG. 7, when a pulse voltage having a peak value of V and a pulse width of t 0 is applied to the gradient coil 2, the current detected by the current detector 3d has increased to I 0. To do. In this case, for example, the measurement unit 3f obtains the resistance component R of the impedance as the impedance of the gradient magnetic field coil 2 by the following formula (1).

Figure 2015198737
Figure 2015198737

なお、ここでは、傾斜磁場コイル２のインピーダンスとして抵抗成分Ｒを求める場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、測定部３ｆは、傾斜磁場コイル２にパルス電圧が印加されている間又は印加された後に電流検出部３ｄによって検出される電流の変化の時定数にさらに基づいて、傾斜磁場コイル２のインピーダンスを測定してもよい。これにより、インピーダンスの測定の精度を向上させることができる。   In addition, although the example in the case of calculating | requiring the resistance component R as an impedance of the gradient magnetic field coil 2 was demonstrated here, embodiment is not restricted to this. For example, the measurement unit 3f may further determine the impedance of the gradient coil 2 based on the time constant of the change in current detected by the current detection unit 3d during or after the pulse voltage is applied to the gradient coil 2. May be measured. As a result, the accuracy of impedance measurement can be improved.

例えば、傾斜磁場コイル２にパルス電圧が印加されている間に電流検出部３ｄによって検出される電流をＩ0、傾斜磁場コイル２のインピーダンスの抵抗成分をＲ、リアクタンス成分をＬとすると、以下の式（２）が成り立つ。 For example, assuming that the current detected by the current detector 3d while the pulse voltage is applied to the gradient coil 2 is I 0 , the resistance component of the impedance of the gradient coil 2 is R, and the reactance component is L, the following Equation (2) holds.

Figure 2015198737
Figure 2015198737

また、例えば、パルス電圧が印加されている間又は印加された後に電流検出部３ｄによって検出される電流の変化の時定数をτとすると、以下の式（３）が成り立つ。   Further, for example, when the time constant of the change in current detected by the current detection unit 3d during or after the pulse voltage is applied is τ, the following equation (3) is established.

Figure 2015198737
Figure 2015198737

測定部３ｆは、式（２）及び（３）に、実際に傾斜磁場コイル２に印加されたパルス電圧の波高値Ｖ及びパルス幅ｔ0、電流検出部３ｄによって検出された電流Ｉ0、電流の変化の時定数τをそれぞれ代入することにより、傾斜磁場コイル２のインピーダンスとして、インピーダンスの抵抗成分Ｒ及びリアクタンス成分Ｌを求める。 The measurement unit 3f uses the expressions (2) and (3) to calculate the pulse voltage value V and the pulse width t 0 of the pulse voltage actually applied to the gradient coil 2, the current I 0 detected by the current detection unit 3d, the current The resistance component R and reactance component L of the impedance are obtained as the impedance of the gradient magnetic field coil 2 by substituting the time constants τ of the respective changes.

図８は、第１の実施形態に係る傾斜磁場電源３の測定モードにおける処理手順を示すフローチャートである。なお、ここでは、傾斜磁場電源３において、測定部３ｆが、インピーダンスの測定結果に基づいて、傾斜磁場コイル２の良否判定をさらに行う場合の例を説明する。   FIG. 8 is a flowchart showing a processing procedure in the measurement mode of the gradient magnetic field power supply 3 according to the first embodiment. Here, in the gradient magnetic field power supply 3, an example will be described in which the measurement unit 3f further determines the quality of the gradient coil 2 based on the impedance measurement result.

図８に示すように、測定モードでは、印加部３ｅが、操作者から傾斜磁場コイル２のインピーダンスの測定を開始する旨の指示を受け付けた場合に（ステップＳ１０１，Ｙｅｓ）、発生部３ｂを制御して、傾斜磁場コイル２に所定の電圧を印加する（ステップＳ１０２）。   As shown in FIG. 8, in the measurement mode, when the application unit 3e receives an instruction from the operator to start measuring the impedance of the gradient coil 2 (Yes in step S101), the generation unit 3b is controlled. Then, a predetermined voltage is applied to the gradient coil 2 (step S102).

続いて、測定部３ｆが、傾斜磁場コイル２に所定の電圧が印加された際に電流検出部３ｄによって検出される電流に基づいて、傾斜磁場コイル２のインピーダンスを測定する（ステップＳ１０３）。   Subsequently, the measurement unit 3f measures the impedance of the gradient magnetic field coil 2 based on the current detected by the current detection unit 3d when a predetermined voltage is applied to the gradient magnetic field coil 2 (step S103).

その後、測定部３ｆは、測定したインピーダンスに基づいて、傾斜磁場コイル２のインピーダンスの初期値からの変化を算出する（ステップＳ１０４）。なお、ここでいうインピーダンスの初期値とは、傾斜磁場コイル２に異常がないときに測定されたインピーダンスの値である。   Thereafter, the measurement unit 3f calculates a change from the initial value of the impedance of the gradient magnetic field coil 2 based on the measured impedance (step S104). The initial value of impedance here is the value of impedance measured when the gradient coil 2 has no abnormality.

そして、測定部３ｆは、算出した変化が第１の閾値未満であった場合には（ステップＳ１０５，Ｙｅｓ）、傾斜磁場コイル２に問題がないことを示す制御信号を、シーケンス制御部１０を介して計算機システム２０に送信する（ステップＳ１０６）。この制御信号を受信すると、計算機システム２０では、例えば、表示部２５が、傾斜磁場コイル２に問題がない旨のメッセージを表示する。   Then, when the calculated change is less than the first threshold value (step S105, Yes), the measurement unit 3f sends a control signal indicating that there is no problem in the gradient coil 2 via the sequence control unit 10. To the computer system 20 (step S106). When this control signal is received, in the computer system 20, for example, the display unit 25 displays a message indicating that there is no problem with the gradient magnetic field coil 2.

また、測定部３ｆは、算出した変化が第１の閾値以上であり（ステップＳ１０５，Ｎｏ）、かつ、第１の閾値より大きい第２の閾値未満であった場合には（ステップＳ１０７，Ｙｅｓ）、シーケンスを制限することを示す制御信号を、シーケンス制御部１０を介して計算機システム２０に送信する（ステップＳ１０８）。この制御信号を受信すると、計算機システム２０では、例えば、制御部２６が、傾斜磁場コイル２への出力が小さい撮像条件のみを操作者から受け付けるように制御する。   Moreover, the measurement part 3f is more than a 1st threshold value (step S105, No), and when the calculated change is less than a 2nd threshold value larger than a 1st threshold value (step S107, Yes). Then, a control signal indicating that the sequence is limited is transmitted to the computer system 20 via the sequence control unit 10 (step S108). When this control signal is received, in the computer system 20, for example, the control unit 26 performs control so that only an imaging condition with a small output to the gradient magnetic field coil 2 is received from the operator.

また、測定部３ｆは、算出した変化が第２の閾値以上であった場合には（ステップＳ１０７，Ｎｏ）、ＭＲＩ装置１００のシステムをシャットダウンすることを示す制御信号を、シーケンス制御部１０を介して計算機システム２０に送信する（ステップＳ１０９）。この制御信号を受信すると、計算機システム２０では、例えば、制御部２６が、ＭＲＩ装置１００のシステムをシャットダウンする。   Further, when the calculated change is equal to or greater than the second threshold (No in step S107), the measurement unit 3f sends a control signal indicating that the system of the MRI apparatus 100 is to be shut down via the sequence control unit 10. To the computer system 20 (step S109). When this control signal is received, in the computer system 20, for example, the control unit 26 shuts down the system of the MRI apparatus 100.

このように、インピーダンスの測定結果に応じてメッセージを表示することによって、操作者が、傾斜磁場コイル２の異常を容易に認識することができる。また、インピーダンスの測定結果に応じて、シーケンスを制限したり、システムをシャットダウンしたりすることによって、傾斜磁場コイル２に異常が発生していた場合でも、ＭＲＩ装置１００の動作を適切に制御することができる。   Thus, by displaying a message according to the impedance measurement result, the operator can easily recognize the abnormality of the gradient coil 2. In addition, by controlling the sequence or shutting down the system according to the impedance measurement result, the operation of the MRI apparatus 100 can be appropriately controlled even when an abnormality has occurred in the gradient coil 2. Can do.

上述したように、第１の実施形態では、傾斜磁場電源３が、傾斜磁場コイル２に所定のパルス電圧を印加し、その際に傾斜磁場コイル２に流れる電流の大きさに基づいて、傾斜磁場コイル２のインピーダンスを測定する。したがって、第１の実施形態によれば、傾斜磁場コイル２のインピーダンスの状態を確認することができる。   As described above, in the first embodiment, the gradient magnetic field power source 3 applies a predetermined pulse voltage to the gradient magnetic field coil 2, and the gradient magnetic field is based on the magnitude of the current flowing in the gradient magnetic field coil 2 at that time. The impedance of the coil 2 is measured. Therefore, according to the first embodiment, the impedance state of the gradient coil 2 can be confirmed.

このように、インピーダンスの状態を確認することで、インピーダンスの増加による傾斜磁場コイル２の異常を検出することができる。また、操作者からの指示に応じてインピーダンスを測定することで、画質の劣化や傾斜磁場電源３の出力エラー等によって傾斜磁場コイル２の異常が検出される前に、傾斜磁場コイル２の異常を早期に検出することができる。また、ＭＲＩ装置１００を病院等に据え付ける際に、作業者が据付ツールとして傾斜磁場電源３を測定モードで動作させることで、傾斜磁場コイル２の良否判定を行うことができる。   Thus, by checking the state of the impedance, it is possible to detect an abnormality in the gradient coil 2 due to an increase in impedance. Further, by measuring the impedance in accordance with an instruction from the operator, the abnormality of the gradient coil 2 can be detected before the abnormality of the gradient coil 2 is detected due to the deterioration of image quality or the output error of the gradient magnetic field power supply 3. It can be detected early. Further, when the MRI apparatus 100 is installed in a hospital or the like, the operator can determine whether the gradient magnetic field coil 2 is good or not by operating the gradient magnetic field power supply 3 in the measurement mode as an installation tool.

（第２の実施形態）
上述した第１の実施形態では、所定の波高値及びパルス幅を有するパルス電圧を傾斜磁場コイル２に印加して、傾斜磁場コイル２のインピーダンスを測定する場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。 (Second Embodiment)
In 1st Embodiment mentioned above, although the pulse voltage which has a predetermined peak value and pulse width was applied to the gradient magnetic field coil 2 and the example in the case of measuring the impedance of the gradient magnetic field coil 2 was demonstrated, embodiment is described. It is not limited to this.

第２の実施形態では、所定の振幅値及び周波数を有する正弦波電圧を傾斜磁場コイル２に印加して、傾斜磁場コイル２のインピーダンスを測定する場合の例を説明する。なお、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成は、基本的には図１に示したものと同じであるが、傾斜磁場電源の構成が異なる。そこで、以下では、第２の実施形態に係る傾斜磁場電源について説明する。   In the second embodiment, an example will be described in which a sinusoidal voltage having a predetermined amplitude value and frequency is applied to the gradient magnetic field coil 2 and the impedance of the gradient magnetic field coil 2 is measured. The configuration of the MRI apparatus according to the second embodiment is basically the same as that shown in FIG. 1, but the configuration of the gradient magnetic field power source is different. Therefore, hereinafter, the gradient magnetic field power supply according to the second embodiment will be described.

図９は、第２の実施形態に係る傾斜磁場電源３３の測定モードにおける動作の概要を説明するための図である。図９に示すように、本実施形態に係る傾斜磁場電源３３は、測定モードでは、所定の振幅値及び周波数を有する正弦波電圧を傾斜磁場コイル２に印加する。そして、傾斜磁場電源３３は、正弦波電圧が印加された際に傾斜磁場コイル２に流れる電流の大きさ及び当該電流と傾斜磁場コイルに印加された電圧との位相差に基づいて、傾斜磁場コイル２のインピーダンスを測定する。   FIG. 9 is a diagram for explaining the outline of the operation in the measurement mode of the gradient magnetic field power supply 33 according to the second embodiment. As shown in FIG. 9, the gradient magnetic field power supply 33 according to the present embodiment applies a sinusoidal voltage having a predetermined amplitude value and frequency to the gradient magnetic field coil 2 in the measurement mode. And the gradient magnetic field power supply 33 is based on the magnitude | size of the electric current which flows into the gradient magnetic field coil 2, when a sine wave voltage is applied, and the phase difference of the said electric current and the voltage applied to the gradient magnetic field coil. Measure the impedance of 2.

図１０は、第２の実施形態に係る傾斜磁場電源３３の測定モードにおける動作の詳細を説明するための図である。図１０に示すように、傾斜磁場電源３３は、エラーアンプ３３ａ、発生部３３ｂ、ローパスフィルタ３３ｃ、及び電流検出部３３ｄ、印加部３３ｅ、測定部３３ｆ、電圧検出部３３ｇ、及び正弦波発生部３３ｈを備える。   FIG. 10 is a diagram for explaining the details of the operation in the measurement mode of the gradient magnetic field power supply 33 according to the second embodiment. As shown in FIG. 10, the gradient magnetic field power source 33 includes an error amplifier 33a, a generation unit 33b, a low-pass filter 33c, a current detection unit 33d, an application unit 33e, a measurement unit 33f, a voltage detection unit 33g, and a sine wave generation unit 33h. Is provided.

ここで、印加部３３ｅ、測定部３３ｆ、電圧検出部３３ｇ、及び正弦波発生部３３ｈは、それぞれ独立した回路でハードウェアとして実現されてもよいし、各部が行う処理の処理手順を定義したプログラムをプロセッサやメモリで実行することで、ソフトウェアとして実現されてもよい。例えば、印加部３３ｅ及び測定部３３ｆは、エラーアンプ３ａが有するプロセッサ及びメモリによって実現されてもよい。   Here, the application unit 33e, the measurement unit 33f, the voltage detection unit 33g, and the sine wave generation unit 33h may be realized as hardware by independent circuits, or a program that defines the processing procedure of the processing performed by each unit. May be implemented as software by executing the above with a processor or memory. For example, the application unit 33e and the measurement unit 33f may be realized by a processor and a memory included in the error amplifier 3a.

なお、エラーアンプ３３ａ、発生部３３ｂ、ローパスフィルタ３３ｃ、及び電流検出部３３ｄの通常モードにおける動作は、第１の実施形態で説明したエラーアンプ３ａ、発生部３ｂ、ローパスフィルタ３ｃ、及び電流検出部３ｄの通常モードにおける動作と同じである。   Note that the operation in the normal mode of the error amplifier 33a, the generation unit 33b, the low-pass filter 33c, and the current detection unit 33d is the error amplifier 3a, the generation unit 3b, the low-pass filter 3c, and the current detection unit described in the first embodiment. The operation is the same as that in the normal mode of 3d.

そして、測定モードでは、傾斜磁場電源３３は、所定の電圧を傾斜磁場コイル２に印加して、傾斜磁場コイル２のインピーダンスを測定する。なお、ここでは、通常モードと同じ動作を行う機能部については説明を省略する。   In the measurement mode, the gradient magnetic field power source 33 applies a predetermined voltage to the gradient magnetic field coil 2 and measures the impedance of the gradient magnetic field coil 2. Note that description of functional units that perform the same operation as in the normal mode is omitted here.

具体的には、エラーアンプ３３ａは、シーケンス制御部１０から送信される入力信号と電流検出部３３ｄからフィードバックされるフィードバック信号とをオフにする（図示は省略）。これにより、エラーアンプ３３ａは、誤差信号を生成しない状態となる。   Specifically, the error amplifier 33a turns off the input signal transmitted from the sequence control unit 10 and the feedback signal fed back from the current detection unit 33d (not shown). As a result, the error amplifier 33a does not generate an error signal.

また、電圧検出部３３ｇは、傾斜磁場コイル２に印加される電圧を検出する。具体的には、電圧検出部３３ｇは、ローパスフィルタ３３ｃから出力される電圧を検出し、検出した電圧を測定部３３ｆに入力する。さらに、電圧検出部３３ｇは、検出した電圧をフィードバック信号としてエラーアンプ３３ａにフィードバックする。   The voltage detection unit 33g detects a voltage applied to the gradient magnetic field coil 2. Specifically, the voltage detection unit 33g detects the voltage output from the low-pass filter 33c, and inputs the detected voltage to the measurement unit 33f. Further, the voltage detector 33g feeds back the detected voltage to the error amplifier 33a as a feedback signal.

また、正弦波発生部３３ｈは、所定の振幅及び周波数を有する正弦波電圧を発生し、発生した正弦波電圧を正弦波信号として印加部３３ｅに入力する。   The sine wave generation unit 33h generates a sine wave voltage having a predetermined amplitude and frequency, and inputs the generated sine wave voltage to the application unit 33e as a sine wave signal.

また、印加部３３ｅは、発生部３３ｂを制御して、所定の振幅値及び周波数を有する正弦波電圧を傾斜磁場コイル２に印加する。具体的には、印加部３３ｅは、正弦波発生部３３ｈから入力される正弦波信号に合わせた電圧を発生するように、発生部３３ｂを制御する。   The application unit 33e controls the generation unit 33b to apply a sine wave voltage having a predetermined amplitude value and frequency to the gradient coil 2. Specifically, the application unit 33e controls the generation unit 33b so as to generate a voltage in accordance with the sine wave signal input from the sine wave generation unit 33h.

また、測定部３３ｆは、傾斜磁場コイル２に正弦波電圧が印加された際に電流検出部３３ｄによって検出される電流の大きさ及び当該電流と電圧検出部３３ｇによって検出される電圧との位相差に基づいて、傾斜磁場コイル２のインピーダンスを測定する。   The measurement unit 33f also detects the magnitude of the current detected by the current detection unit 33d when a sinusoidal voltage is applied to the gradient magnetic field coil 2 and the phase difference between the current and the voltage detected by the voltage detection unit 33g. Based on the above, the impedance of the gradient coil 2 is measured.

図１１は、第２の実施形態に係る測定部３３ｆによるインピーダンスの測定を説明するための図である。例えば、図１１に示すように、振幅値がＶ0、周波数がｆ0である正弦波電圧が傾斜磁場コイル２に印加された場合に、電流検出部３３ｄによって検出される電流の大きさをＩ0、正弦波の角周波数をωとすると、以下の式（４）が成り立つ。 FIG. 11 is a diagram for explaining the impedance measurement by the measurement unit 33f according to the second embodiment. For example, as shown in FIG. 11, when a sinusoidal voltage having an amplitude value of V 0 and a frequency of f 0 is applied to the gradient coil 2, the magnitude of the current detected by the current detection unit 33d is represented by I When the angular frequency of the sine wave is ω, the following equation (4) is established.

Figure 2015198737
Figure 2015198737

また、電流検出部３３ｄによって検出される電流と電圧検出部３３ｇによって検出される電圧との位相差をθとすると、以下の式（５）が成り立つ。   Further, when the phase difference between the current detected by the current detector 33d and the voltage detected by the voltage detector 33g is θ, the following equation (5) is established.

Figure 2015198737
Figure 2015198737

また、ωは、以下の式（６）で表される。   Further, ω is expressed by the following formula (6).

Figure 2015198737
Figure 2015198737

測定部３３ｆは、式（６）にｆ0を代入してωを求める。そして、測定部３３ｆは、式（４）及び（５）に、Ｖ0、ｆ0、ωを代入することにより、傾斜磁場コイル２のインピーダンスとして、インピーダンスの抵抗成分Ｒ及びリアクタンス成分Ｌを求める。 The measurement unit 33f substitutes f 0 into Equation (6) to obtain ω. Then, the measurement unit 33f obtains a resistance component R and a reactance component L of impedance as the impedance of the gradient coil 2 by substituting V 0 , f 0 , and ω into the equations (4) and (5).

なお、測定部３３ｆは、図８に示したステップＳ１０４〜Ｓ１０８の処理をさらに行うことで、第１の実施形態と同様に、インピーダンスの測定結果に基づいて、傾斜磁場コイル２の良否判定を行ってもよい。   In addition, the measurement part 33f performs the process of step S104-S108 shown in FIG. 8, and performs the quality determination of the gradient magnetic field coil 2 based on the measurement result of an impedance similarly to 1st Embodiment. May be.

上述したように、第２の実施形態では、傾斜磁場電源３３が、傾斜磁場コイル２に所定の正弦波電圧を印加し、その際に傾斜磁場コイル２に流れる電流及び印加される電圧に基づいて、傾斜磁場コイル２のインピーダンスを測定する。これにより、傾斜磁場コイル２のインピーダンスの状態を確認することができる。   As described above, in the second embodiment, the gradient magnetic field power source 33 applies a predetermined sine wave voltage to the gradient magnetic field coil 2, and based on the current flowing in the gradient magnetic field coil 2 and the applied voltage at that time. The impedance of the gradient magnetic field coil 2 is measured. Thereby, the state of the impedance of the gradient magnetic field coil 2 can be confirmed.

なお、上述した各実施形態では、操作者からインピーダンスの測定を開始する旨の指示を受け付けた場合に、傾斜磁場電源が測定モードで動作してインピーダンスを測定する場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、傾斜磁場電源が、ＭＲＩ装置が起動される際や、ＭＲＩ装置の品質をチェックする機能が実行される際に、自動的に測定モードを開始するようにしてもよい。   In each of the above-described embodiments, an example in which the gradient magnetic field power supply operates in the measurement mode and measures impedance when an instruction to start impedance measurement is received from the operator has been described. The form is not limited to this. For example, the gradient magnetic field power supply may automatically start the measurement mode when the MRI apparatus is activated or when a function for checking the quality of the MRI apparatus is executed.

具体的には、傾斜磁場電源において、印加部が、ＭＲＩ装置が起動される際又はＭＲＩ装置の品質をチェックする機能が実行される際に、所定の電圧を傾斜磁場コイルに印加する。例えば、印加部は、品質をチェックするためのプリスキャンが実行される前に、所定の電圧を傾斜磁場コイルに印加する。また、測定部が、傾斜磁場コイルに所定の電圧が印加された際に電流検出部によって検出される電流に基づいて、傾斜磁場コイルのインピーダンスを測定する。   Specifically, in the gradient magnetic field power supply, the application unit applies a predetermined voltage to the gradient magnetic field coil when the MRI apparatus is activated or when a function for checking the quality of the MRI apparatus is executed. For example, the application unit applies a predetermined voltage to the gradient coil before the pre-scan for checking the quality is executed. In addition, the measurement unit measures the impedance of the gradient coil based on the current detected by the current detection unit when a predetermined voltage is applied to the gradient coil.

このように、ＭＲＩ装置が起動される際やＭＲＩ装置の品質をチェックする機能が実行される際に、自動的に傾斜磁場コイルのインピーダンスを測定することで、傾斜磁場コイルの良否判定を定期的に行うことができる。なお、インピーダンスを測定する際に傾斜磁場コイルに電圧が印加される時間は１秒以内で十分であるので、インピーダンスを測定することによってＭＲＩ装置全体の動作を大きく遅延させることはなく、操作者にストレスを与えることもない。   As described above, when the MRI apparatus is started up or when the function of checking the quality of the MRI apparatus is executed, the impedance of the gradient coil is automatically measured, so that the quality determination of the gradient coil is periodically performed. Can be done. It should be noted that the time during which the voltage is applied to the gradient coil when measuring the impedance is sufficient within one second, so measuring the impedance does not greatly delay the operation of the entire MRI apparatus, and the operator There is no stress.

また、上述した各実施形態では、印加部及び測定部が傾斜磁場電源に設けられる場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、印加部及び測定部の一方又は両方が、シーケンス制御部１０又は計算機システム２０に設けられてもよい。その場合には、シーケンス制御部１０又は計算機システム２０に設けられた印加部が、傾斜磁場電源に設けられた発生部を制御して、傾斜磁場コイル２に所定の電圧を印加する。また、シーケンス制御部１０又は計算機システム２０に設けられた測定部が、傾斜磁場コイル２に当該所定の電圧が印加された際に電流検出部によって検出された電流や電圧検出部によって検出された電圧を傾斜磁場電源から取得して、傾斜磁場コイル２のインピーダンスを測定する。   Moreover, although each embodiment mentioned above demonstrated the example in case an application part and a measurement part are provided in a gradient magnetic field power supply, embodiment is not restricted to this. For example, one or both of the application unit and the measurement unit may be provided in the sequence control unit 10 or the computer system 20. In that case, an application unit provided in the sequence control unit 10 or the computer system 20 controls a generation unit provided in the gradient magnetic field power source to apply a predetermined voltage to the gradient magnetic field coil 2. In addition, the measurement unit provided in the sequence control unit 10 or the computer system 20 detects the current detected by the current detection unit when the predetermined voltage is applied to the gradient coil 2 and the voltage detected by the voltage detection unit. Is obtained from the gradient magnetic field power source, and the impedance of the gradient coil 2 is measured.

以上説明した少なくとも１つの実施形態によれば、傾斜磁場コイル２のインピーダンスの状態を確認することができる。   According to at least one embodiment described above, the state of impedance of the gradient coil 2 can be confirmed.

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。   Although several embodiments of the present invention have been described, these embodiments are presented by way of example and are not intended to limit the scope of the invention. These embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the spirit of the invention. These embodiments and their modifications are included in the scope and gist of the invention, and are also included in the invention described in the claims and the equivalents thereof.

１００ ＭＲＩ装置
３ 傾斜磁場電源
３ｂ 発生部
３ｄ 電流検出部
３ｅ 印加部
３ｆ 測定部 DESCRIPTION OF SYMBOLS 100 MRI apparatus 3 Gradient magnetic field power supply 3b Generation | occurrence | production part 3d Current detection part 3e Application part 3f Measurement part

Claims (8)

傾斜磁場コイルに電力を供給する傾斜磁場電源を備え、
前記傾斜磁場電源は、
前記傾斜磁場コイルに印加される電圧を発生する発生部と、
前記傾斜磁場コイルに流れる電流を検出する電流検出部と、
前記発生部を制御して、前記傾斜磁場コイルに所定の電圧を印加する印加部と、
前記傾斜磁場コイルに前記所定の電圧が印加された際に前記電流検出部によって検出される電流に基づいて、前記傾斜磁場コイルのインピーダンスを測定する測定部と
を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 It has a gradient magnetic field power source that supplies power to the gradient coil,
The gradient magnetic field power supply is
A generator for generating a voltage applied to the gradient coil;
A current detection unit for detecting a current flowing in the gradient coil;
An application unit for controlling the generation unit to apply a predetermined voltage to the gradient magnetic field coil;
A magnetic resonance imaging system comprising: a measurement unit that measures an impedance of the gradient magnetic field coil based on a current detected by the current detection unit when the predetermined voltage is applied to the gradient magnetic field coil. apparatus. 前記傾斜磁場電源は、前記電流検出部によって検出される電流に基づいて、撮像条件に応じた傾斜磁場を発生させる電流が流れるように前記傾斜磁場コイルに印加される電圧を制御する第１の動作モードと、前記所定の電圧を前記傾斜磁場コイルに印加して、前記インピーダンスを測定する第２のモードとで動作することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。   The gradient magnetic field power source controls a voltage applied to the gradient magnetic field coil so that a current for generating a gradient magnetic field according to an imaging condition flows based on a current detected by the current detection unit. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the magnetic resonance imaging apparatus operates in a mode and a second mode in which the impedance is measured by applying the predetermined voltage to the gradient coil. 前記印加部は、前記発生部を制御して、所定の波高値及びパルス幅を有するパルス電圧を前記傾斜磁場コイルに印加し、
前記測定部は、前記傾斜磁場コイルに前記パルス電圧が印加された際に前記電流検出部によって検出される電流の大きさに基づいて、前記インピーダンスを測定する
ことを特徴とする請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The application unit controls the generation unit to apply a pulse voltage having a predetermined peak value and pulse width to the gradient coil,
The said measurement part measures the said impedance based on the magnitude | size of the electric current detected by the said electric current detection part when the said pulse voltage is applied to the said gradient magnetic field coil. The magnetic resonance imaging apparatus described in 1. 前記測定部は、前記傾斜磁場コイルに前記パルス電圧が印加されている間又は印加された後に前記電流検出部によって検出される電流の変化の時定数にさらに基づいて、前記インピーダンスを測定することを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。   The measurement unit measures the impedance based on a time constant of a change in current detected by the current detection unit during or after the pulse voltage is applied to the gradient coil. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 3. 前記傾斜磁場コイルに印加される電圧を検出する電圧検出部をさらに備え、
前記印加部は、前記発生部を制御して、所定の振幅値及び周波数を有する正弦波電圧を前記傾斜磁場コイルに印加し、
前記測定部は、前記傾斜磁場コイルに前記正弦波電圧が印加された際に前記電流検出部によって検出される電流の大きさ及び当該電流と前記電圧検出部によって検出される電圧との位相差に基づいて、前記インピーダンスを測定する
ことを特徴とする請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。 A voltage detection unit for detecting a voltage applied to the gradient coil;
The application unit controls the generation unit to apply a sinusoidal voltage having a predetermined amplitude value and frequency to the gradient coil,
The measurement unit is configured to detect a magnitude of a current detected by the current detection unit when the sine wave voltage is applied to the gradient coil and a phase difference between the current and a voltage detected by the voltage detection unit. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the impedance is measured based on the magnetic resonance imaging apparatus. 前記測定部は、前記インピーダンスの測定結果に基づいて、前記傾斜磁場コイルの良否判定をさらに行うことを特徴とする請求項１〜５のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。   The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the measurement unit further performs quality determination of the gradient coil based on the measurement result of the impedance. 前記印加部は、装置が起動される際又は装置の品質をチェックする機能が実行される際に、前記所定の電圧を前記傾斜磁場コイルに印加することを特徴とする請求項１〜６のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。   The said application part applies the said predetermined voltage to the said gradient magnetic field coil, when the apparatus is started or when the function which checks the quality of an apparatus is performed. The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of the above. 磁気共鳴イメージング装置の傾斜磁場電源であって、
傾斜磁場コイルに印加される電圧を発生する発生部と、
前記傾斜磁場コイルに流れる電流を検出する電流検出部と、
前記発生部を制御して、前記傾斜磁場コイルに所定の電圧を印加する印加部と、
前記傾斜磁場コイルに前記所定の電圧が印加された際に前記電流検出部によって検出される電流に基づいて、前記傾斜磁場コイルのインピーダンスを測定する測定部と
を備えたことを特徴とする傾斜磁場電源。 A gradient magnetic field power source for a magnetic resonance imaging apparatus,
A generator for generating a voltage applied to the gradient coil;
A current detection unit for detecting a current flowing in the gradient coil;
An application unit for controlling the generation unit to apply a predetermined voltage to the gradient magnetic field coil;
A gradient magnetic field, comprising: a measurement unit that measures an impedance of the gradient coil based on a current detected by the current detection unit when the predetermined voltage is applied to the gradient coil. Power supply.
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* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2017108968A (en) * 2015-12-17 2017-06-22 東芝メディカルシステムズ株式会社 Magnetic resonance imaging apparatus

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