JP2019098015A - 傾斜磁場電源及び磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】傾斜磁場電源の出力精度を向上させること。【解決手段】実施形態に係る傾斜磁場電源は、被検体に傾斜磁場を印加するための第１及び第２のコイルに接続される。傾斜磁場電源は、第１及び第２のアンプと、第１のケーブルと、第２のケーブルと、第１の電流センサと、第２の電流センサとを備える。第１及び第２のアンプは、第１及び第２のコイルにそれぞれ対応する。第１のケーブルは、第１のコイルと第１のアンプとを接続する。第２のケーブルは、第２のコイルと第２のアンプとを接続し、第１のケーブルに隣接して配置される。第１の電流センサは、第１のケーブルに設置され、第１のケーブルに流れる電流値を計測する。第２の電流センサは、第２のケーブルに設置され、第２のケーブルに流れる電流値を計測する。また、第２の電流センサは、第２のケーブル全体のうち、第１のケーブルに流れる電流の向きの直交面に沿う部分に設置される。【選択図】 図６

Description

本発明の実施形態は、傾斜磁場電源及び磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）装置に関する。

ＭＲＩ装置は、天板上の被検体を撮像し、被検体の内部情報を画像データとして取得する装置である。

ＭＲＩ装置は、傾斜磁場コイルと、高周波パルス、即ち、ＲＦ（Radio Frequency）パルスを送信する送信コイル、例えばＷＢ（Whole Body）コイルとを備える。ＷＢコイルは、ＲＦ送信器からＲＦパルス信号を受信し、静磁場中に置かれた撮像部位の原子核スピンをラーモア周波数の高周波パルス、即ち、ＲＦパルスで励起する。そして、ＭＲＩ装置は、当該励起に伴って撮像部位から発生する磁気共鳴信号、即ち、ＭＲ（Magnetic Resonance）信号を受信コイル、例えばローカルコイルで受信し、ＭＲ信号に基づいて画像データを生成する。

磁気共鳴イメージング装置は、パルスシーケンスに基づいて傾斜磁場コイルに電流を供給する傾斜磁場電源を備える。傾斜磁場電源は、傾斜磁場コイルを構成する各コイルに電流を供給するケーブルに流れる電流により発生する磁束を検出することで電流値を計測する電流センサを備える。

特開２００５−２７７００号公報

本発明が解決しようとする課題は、傾斜磁場電源の出力精度を向上させることである。

実施形態に係る傾斜磁場電源は、被検体に傾斜磁場を印加するための第１及び第２のコイルに接続される。傾斜磁場電源は、第１及び第２のアンプと、第１のケーブルと、第２のケーブルと、第１の電流センサと、第２の電流センサとを備える。第１及び第２のアンプは、第１及び第２のコイルにそれぞれ対応する。第１のケーブルは、第１のコイルと第１のアンプとを接続する。第２のケーブルは、第２のコイルと第２のアンプとを接続し、第１のケーブルに隣接して配置される。第１の電流センサは、第１のケーブルに設置され、第１のケーブルに流れる電流値を計測する。第２の電流センサは、第２のケーブルに設置され、第２のケーブルに流れる電流値を計測する。また、第２の電流センサは、第２のケーブル全体のうち、第１のケーブルに流れる電流の向きの直交面に沿う部分に設置される。

図１は、実施形態に係るＭＲＩ装置の全体構成を示す概略図。 図２は、実施形態に係るＭＲＩ装置に備えられる傾斜磁場用電源の機能を示すブロック図。 図３は、実施形態に係るＭＲＩ装置に備えられる傾斜磁場用電源の構造例を示す概略図。 図４は、実施形態に係るＭＲＩ装置に備えられる各電流センサの配置を決定するための原理を説明するための図。 図５は、実施形態に係るＭＲＩ装置に備えられる各電流センサの配置を決定するための方法を説明するための図。 図６は、実施形態に係るＭＲＩ装置に備えられる各電流センサの第１設置例を示す図。 図７は、実施形態に係るＭＲＩ装置に備えられる各電流センサの第２設置例を示す図。 図８は、実施形態に係るＭＲＩ装置に備えられる各電流センサの第３設置例を示す図。 図９は、実施形態に係るＭＲＩ装置に備えられる各電流センサの第４設置例を示す図。

以下、図面を参照しながら、傾斜磁場電源及び磁気共鳴イメージング装置の実施形態について精細に説明する。

図１は、実施形態に係るＭＲＩ装置の全体構成を示す概略図である。

図１は、実施形態に係るＭＲＩ装置１を示す。ＭＲＩ装置１は、磁石架台１００、制御キャビネット３００、コンソール４００、及び寝台装置５００を備える。磁石架台１００、制御キャビネット３００、及び寝台装置５００は、一般的には、検査室に備えられる。検査室は、撮影室とも呼ばれる。コンソール４００は、制御室に備えられる。制御室は、操作室とも呼ばれる。

磁石架台１００は、静磁場磁石１０、傾斜磁場コイル１１、及びＷＢコイル１２を有する。これらの部材は円筒状の筐体に収納されている。寝台装置５００は、寝台本体５０及び天板５１を有する。

制御キャビネット３００は、傾斜磁場用電源３１（Ｘ軸用３１ｘ、Ｙ軸用３１ｙ、Ｚ軸用３１ｚ）、ＲＦ送信器３２、ＲＦ受信器３３、及びシーケンスコントローラ３４を備える。

コンソール４００は、処理部（例えば、処理回路）４０、記憶部（例えば、記憶回路）４１、表示部（例えば、ディスプレイ）４２、及び入力部（例えば、入力回路）４３を備える。コンソール４００は、ホスト計算機として機能する。

磁石架台１００の静磁場磁石１０は、磁石が円筒形状の磁石構造であるトンネルタイプと、撮像空間を挟んで上下に一対の磁石が配置された開放型（オープン型）とに大別される。ここでは、静磁場磁石１０がトンネル型である場合について説明するが、その場合に限定されるものではない。

静磁場磁石１０は、概略円筒形状をなしており、被検体、例えば患者Ｕが搬送されるボア内に静磁場を発生させる。ボアとは、磁石架台１００の円筒内部の空間のことである。静磁場磁石１０は、例えば、液体ヘリウムを保持するための筐体と、液体ヘリウムを極低温に冷却するための冷凍機と、筐体内部の超伝導コイルとによって構成される。なお、静磁場磁石１０は、永久磁石によって構成されてもよい。以下、静磁場磁石１０が、超伝導コイルを有する場合について説明する。

静磁場磁石１０は、超伝導コイルを内蔵し、液体ヘリウムによって超伝導コイルが極低温に冷却されている。静磁場磁石１０は、励磁モードにおいて静磁場用電源から供給される電流を超伝導コイルに印加することで静磁場を発生する。その後、永久電流モードに移行すると、静磁場用電源は切り離される。一旦永久電流モードに移行すると、静磁場磁石１０は、長時間、例えば１年以上に亘って、静磁場を発生し続ける。

傾斜磁場コイル１１は、静磁場磁石１０と同様に概略円筒形状をなし、静磁場磁石１０の内側に設置されている。傾斜磁場コイル１１は、傾斜磁場用電源３１から供給される電流（電力）により傾斜磁場を患者Ｕに印加する。傾斜磁場コイル１１は、Ｘ軸方向について傾斜磁場を発生させるＸｃｈコイル１１ｘ（図２に図示）と、Ｙ軸方向について傾斜磁場を発生させるＹｃｈコイル１１ｙ（図２に図示）と、Ｚ軸方向の傾斜磁場を発生させるＺｃｈコイル１１ｚ（図２に図示）とを備える。

ここで、傾斜磁場の生成に伴って発生する渦電流がイメージングの妨げとなることから、傾斜磁場コイル１１として、例えば、渦電流の低減を目的としたＡＳＧＣ（Actively Shielded Gradient Coil）が用いられてもよい。ＡＳＧＣは、Ｘ軸、Ｙ軸、及びＺ軸方向の各傾斜磁場をそれぞれ形成するためのメインコイルの外側に、漏れ磁場を抑制するためのシールドコイルを設けた傾斜磁場コイルである。

ＷＢコイル１２は、全身用コイルとも呼ばれ、傾斜磁場コイル１１の内側に患者Ｕを取り囲むように概略円筒形状に設置されている。ＷＢコイル１２は、送信コイルとして機能する。つまり、ＷＢコイル１２は、ＲＦ送信器３２から伝送されたＲＦパルス信号に従ってＲＦパルスを患者Ｕに向けて送信する。一方、ＷＢコイル１２は、ＲＦパルスを送信する送信コイルとしての機能に加え、受信コイルとしての機能を備える場合もある。その場合、ＷＢコイル１２は、受信コイルとして、原子核の励起によって患者Ｕから放出されるＭＲ信号を受信する。

ＭＲＩ装置１は、ＷＢコイル１２の他、ローカルコイル２０を備える場合もある。ローカルコイル２０は、患者Ｕの体表面に近接して配置される。ローカルコイル２０は、複数のコイル要素を備えてもよい。これら複数のコイル要素は、ローカルコイル２０の内部でアレイ状に配列されるため、ＰＡＣ（Phased Array Coil）と呼ばれることもある。

ローカルコイル２０には幾つかの種別がある。例えば、ローカルコイル２０には、図１に示すように患者Ｕの胸部、腹部、又は脚部に設置されるボディコイル（Body Coil）や、患者Ｕの背側に設置されるスパインコイル（Spine Coil）といった種別がある。この他、ローカルコイル２０には、患者Ｕの頭部を撮像するための頭部コイル（Head Coil）や、足を撮像するためのフットコイル（Foot Coil）といった種別もある。また、ローカルコイル２０には、手首を撮像するためのリストコイル（Wrist Coil）、膝を撮像するためのニーコイル（Knee Coil）、肩を撮像するためのショルダーコイル（Shoulder Coil）といった種別もある。

ローカルコイル２０は、受信コイルとして機能する。つまり、ローカルコイル２０は、前述のＭＲ信号を受信する。ただし、ローカルコイル２０は、ＭＲ信号を受信する受信コイルとしての機能に加え、ＲＦパルスを送信する送信コイルとしての機能を備える送受信コイルでもよい。例えば、ローカルコイル２０としての頭部コイル及びニーコイルの中には、送受信コイルも存在する。つまり、ローカルコイル２０は、送信専用、受信専用、送受信兼用の種別を問わない。

傾斜磁場用電源３１は、Ｘ軸、Ｙ軸、及びＺ軸方向について傾斜磁場を発生するコイルそれぞれを駆動する各チャンネル用の傾斜磁場用電源３１ｘ，３１ｙ，３１ｚを備える。傾斜磁場用電源３１ｘ，３１ｙ，３１ｚは、シーケンスコントローラ３４の指令により、必要な電流を各チャンネル独立に出力する。それにより、傾斜磁場コイル１１は、Ｘ軸、Ｙ軸、及びＺ軸の方向における傾斜磁場（「勾配磁場」とも呼ばれる）を患者Ｕに印加することができる。

ＲＦ送信器３２は、シーケンスコントローラ３４からの指示に基づいてＲＦパルス信号を生成する。ＲＦ送信器３２は、生成したＲＦパルス信号をＷＢコイル１２に伝送する。

ローカルコイル２０で受信したＭＲ信号、より具体的には、ローカルコイル２０内の各コイル要素で受信したＭＲ信号は、ＲＦ受信器３３に伝送される。各コイル要素の出力線路や、ＷＢコイル１２の出力線路はチャンネルと呼ばれる。このため、各コイル要素やＷＢコイル１２から出力される夫々のＭＲ信号をチャンネル信号と呼ぶこともある。ＷＢコイル１２で受信したチャンネル信号もＲＦ受信器３３に伝送される。

ＲＦ受信器３３は、ローカルコイル２０やＷＢコイル１２からのチャンネル信号、即ち、ＭＲ信号をＡＤ（Analog to Digital）変換して、シーケンスコントローラ３４に出力する。デジタルに変換されたＭＲ信号は、生データ（Raw Data）と呼ばれることもある。

シーケンスコントローラ３４は、コンソール４００による制御のもと、傾斜磁場用電源３１、ＲＦ送信器３２、及びＲＦ受信器３３をそれぞれ駆動することによって患者Ｕの撮像を行う。撮像によってＲＦ受信器３３から生データを受信すると、シーケンスコントローラ３４は、その生データをコンソール４００に送信する。

シーケンスコントローラ３４は、処理回路（図示を省略）を具備する。この処理回路は、例えば所定のプログラムを実行するプロセッサや、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）及びＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）等のハードウェアで構成される。

コンソール４００は、処理回路４０、記憶回路４１、ディスプレイ４２、及び入力回路４３を備える。

処理回路４０は、専用又は汎用のＣＰＵ（Central Processing Unit）又はＭＰＵ（Micro Processor Unit）の他、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、及び、プログラマブル論理デバイス等の処理回路を意味する。プログラマブル論理デバイスとしては、例えば、単純プログラマブル論理デバイス（ＳＰＬＤ：Simple Programmable Logic Device）、複合プログラマブル論理デバイス（ＣＰＬＤ：Complex Programmable Logic Device）、及び、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）等の回路が挙げられる。処理回路４０は、記憶回路４１に記憶された、又は、処理回路４０内に直接組み込まれたプログラムを読み出し実行することで、シーケンスコントローラ３４の動作を制御し、パルスシーケンスに従った撮像を実行してＭＲ画像を生成する機能を実現する。

また、処理回路４０は、単一の処理回路によって構成されてもよいし、複数の独立した処理回路の組み合わせによって構成されてもよい。後者の場合、複数の記憶回路４１が複数の処理回路の機能に対応するプログラムをそれぞれ記憶するものであってもよいし、１個の記憶回路４１が複数の処理回路の機能に対応するプログラムを記憶するものであってもよい。

記憶回路４１は、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ（Flash Memory）等の半導体メモリ素子、ハードディスク、及び光ディスク等を備える。記憶回路４１は、ＵＳＢ（Universal Serial bus）メモリ及びＤＶＤ（Digital Video Disk）等の可搬型メディアを備えてもよい。記憶回路４１は、処理回路４０において用いられる各種処理プログラム（アプリケーションプログラムの他、ＯＳ（Operating System）等も含まれる）や、プログラムの実行に必要なデータや、医用画像を記憶する。また、ＯＳに、操作者に対するディスプレイ４２への情報の表示にグラフィックを多用し、基礎的な操作を入力回路４３によって行うことができるＧＵＩ（Graphical User Interface）を含めることもできる。

ディスプレイ４２は、液晶ディスプレイパネル、プラズマディスプレイパネル、及び有機ＥＬ（Electro Luminescence）パネル等の表示デバイスである。

入力回路４３は、操作者によって操作が可能な入力デバイスからの信号を入力する回路であり、ここでは、入力デバイス自体も入力回路４３に含まれるものとする。入力デバイスは、ポインティングデバイス（例えばマウス）、キーボード、及び各種ボタン等を含む。操作者により入力デバイスが操作されると、入力回路４３はその操作に応じた入力信号を生成して処理回路４０に出力する。なお、ＭＲＩ装置１は、入力デバイスがディスプレイ４２と一体に構成されたタッチパネルを備えてもよい。

コンソール４００は、処理回路４０による制御の下、シーケンスコントローラ３４から送信されるＭＲ信号を収集し、収集したＭＲ信号を記憶回路４１に記憶する。コンソール４００は、処理回路４０による制御の下、記憶回路４１に記憶されたＭＲ信号に対して、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によって、患者Ｕ内の所望のＭＲ画像を生成する。そして、コンソール４００は、処理回路４０による制御の下、生成した各種ＭＲ画像を記憶回路４１に格納する。

寝台装置５００は、寝台本体５０及び天板５１を備える。寝台本体５０は、天板５１を例えば、Ｘ軸方向、Ｙ軸方向、及びＺ軸方向に移動可能なように配置する。天板５１のＸ軸方向の移動は、天板５１の左右方向、つまり、天板５１の短手方向の移動である。天板５１のＹ軸方向の移動は、天板５１の上下方向、つまり、天板５１の厚み方向の移動である。天板５１のＺ軸方向の移動は、天板５１の前後方向、つまり、天板５１の長手方向の移動である。

図２は、ＭＲＩ装置１に備えられる傾斜磁場用電源３１の機能を示すブロック図である。

図２は、傾斜磁場用電源３１と、傾斜磁場用電源３１を制御するシーケンスコントローラ３４と、傾斜磁場用電源３１から供給される電流により傾斜磁場を患者Ｕに印加する傾斜磁場コイル１１とを示す。傾斜磁場コイル１１は、Ｘ軸方向について傾斜磁場を発生させるＸｃｈコイル１１ｘと、Ｙ軸方向について傾斜磁場を発生させるＹｃｈコイル１１ｙと、Ｚ軸方向の傾斜磁場を発生させるＺｃｈコイル１１ｚとを備える。

傾斜磁場用電源３１は、アンプユニット３１１、ケーブルユニット３１２、及び電流センサユニット３１３を備え、負荷である傾斜磁場コイル１１に電流を供給するように構成される。

アンプユニット３１１は、Ｘｃｈコイル１１ｘ、Ｙｃｈコイル１１ｙ、及びＺｃｈコイル１１ｚにそれぞれ対応するように、Ｘｃｈアンプ６１ｘ、Ｙｃｈアンプ６１ｙ、及びＺｃｈアンプ６１ｚを備える。Ｘｃｈアンプ６１ｘは、三相交流電源に接続された三相交流電圧を、例えば２０００Ｖの直流電圧に昇圧及び平滑する。なお、アンプ６１ｙ，６１ｚについても、Ｘｃｈアンプ６１ｘと同様に機能する。

ケーブルユニット３１２は、Ｘｃｈコイル１１ｘ、Ｙｃｈコイル１１ｙ、及びＺｃｈコイル１１ｚにそれぞれ対応するように、Ｘｃｈケーブル６２ｘ、Ｙｃｈケーブル６２ｙ、及びＺｃｈケーブル６２ｚを備える。Ｘｃｈケーブル６２ｘは、Ｘｃｈアンプ６１ｘによって昇圧された電力をＸｃｈコイル１１ｘに供給する。なお、ケーブル６２ｙ，６２ｚについても、Ｘｃｈケーブル６２ｘと同様に機能する。

電流センサユニット３１３は、Ｘｃｈコイル１１ｘ、Ｙｃｈコイル１１ｙ、及びＺｃｈコイル１１ｚにそれぞれ対応するように、Ｘｃｈ電流センサ６３ｘ、Ｙｃｈ電流センサ６３ｙ、及びＺｃｈ電流センサ６３ｚを備える。Ｘｃｈ電流センサ６３ｘは、Ｘｃｈケーブル６２ｘに流れる電流値を計測する。なお、電流センサ６３ｙ，６３ｚについても、Ｘｃｈ電流センサ６３ｘと同様に機能する。

電流センサ６３ｘ，６３ｙ，６３ｚは、例えば、ホール素子方式の電流センサである。ホール素子方式の電流センサとは、センサの法線ベクトル（体軸）の向きに流れる計測電流の周りに生じる磁束を、ホール効果を利用して電圧に変換することで電流値を計測するものである。なお、電流センサ６３ｘ，６３ｙ，６３ｚは、ホール素子方式の電流センサに限定されるものではない。例えば、電流センサ６３ｘ，６３ｙ，６３ｚは、ホール素子方式に、ＣＴ（Current Transformer）方式が組み合わされた電流センサでも良い。ＣＴ方式では、測定電流を巻線比に応じた２次電流に変換する原理を採用している。

ここで、Ｘｃｈアンプ６１ｘは、シーケンスコントローラ３４からの入力信号（指令電流）と電流センサ６３ｘの出力である誤差信号（計測電流）とをそれぞれ入力し、両者の差が０になるようにパルス幅変調制御を行う。アンプ６１ｙ，６１ｚについても、Ｘｃｈアンプ６１ｘと同様に機能する。

図３は、ＭＲＩ装置１に備えられる傾斜磁場用電源３１の構造例を示す概略図である。

図３は、図１に示すＸＹＺ座標系とは区別されるＵＶＷ座標系に配置された傾斜磁場用電源３１の概略構造を示す。傾斜磁場用電源３１は、アンプユニット３１１、ケーブルユニット３１２、及び電流センサユニット３１３を備える。ケーブルユニット３１２は、傾斜磁場用電源３１の筐体の下部に配置されたアンプユニット３１１の上部でアンプユニット３１１に接続される。アンプユニット３１１に接続されたケーブルユニット３１２は、上方（Ｕ軸の正方向）に延び、傾斜磁場用電源３１の筐体の上部から引き出される。傾斜磁場用電源３１の筐体の上部から引き出されたケーブルユニット３１２のケーブル６２ｘ，６２ｙ，６２ｚは、傾斜磁場コイル１１の各コイルに接続される。また、電流センサユニット３１３は、ケーブルユニット３１２の一部分に設置される。

なお、ケーブルユニット３１２は、上方に延び、傾斜磁場用電源３１の筐体の上部から引き出される場合に限定されるものではない。例えば、ケーブルユニット３１２は、アンプユニット３１１の側部でアンプユニット３１１に接続され、側方（例えば、Ｗ軸の正方向）に延び、傾斜磁場用電源３１の筐体の側部から引き出される場合であっても良い。

続いて、電流センサユニット３１３における各電流センサの配置について図４及び図５を用いて説明する。

図４は、ＭＲＩ装置１に備えられる各電流センサの配置を決定するための原理を説明するための図である。

図４は、互いに隣接し略平行となるように設置されるＸｃｈケーブル６２ｘ及びＹｃｈケーブル６２ｙ´を示す。Ｘｃｈケーブル６２ｘの位置Ｐｘを流れる電流の向きＱｘは、Ｕ軸の正方向である。その場合、図４に示すように、位置Ｐｘの電流によって、電流の向きＱｘの直交面（ＶＷ平面）Ｆ上に磁束が発生する。

また、図４は、直交面Ｆ上の位置Ｐｙを流れる電流値を計測する電流センサ６３ｙ´を示す。電流センサ６３ｙ´は、その法線ベクトルの向きが、Ｙｃｈケーブル６２ｙ´の向き、即ち、電流の向きＱｙ´と略一致するように設置される。このようなＹｃｈケーブル６２ｙ´の配置により、電流センサ６３ｙ´は、Ｙｃｈケーブル６２ｙ´の位置Ｐｙに流れる電流値を計測することができる。

しかし、Ｙｃｈケーブル６２ｙ´に流れる電流値を計測する電流センサ６３ｙ´の位置がＸｃｈケーブル６２ｘの位置に近いと、電流センサ６３ｙ´は、Ｘｃｈケーブル６２ｘの位置Ｐｘを流れる電流により発生する磁束をも検出してしまい、Ｙｃｈケーブル６２ｙ´の電流として計測してしまう。その結果、ケーブル６２ｘ，６２ｙ´間のクロストークが増加することになり、傾斜磁場電源３１の出力精度を劣化させることになる。

ケーブル６２ｘ，６２ｙ´間、つまり、複数のケーブル間のクロストークの増加は、傾斜磁場電源３１によるパルス幅変調（ＰＷＭ：Pulse Width Modulation）制御に影響を与える。かかる場合は、パルス幅変調により傾斜磁場電源の傾斜磁場コイルへの出力電流が過小評価され出力電流が設定値より大きくなるように制御されたり、出力電流が過大評価され出力電流が設定値より小さくなるように制御されたりする。前者の場合、（１）傾斜磁場電源の出力電流により撮像領域に発生する磁束の量が予定量より大きくなりＭＲ画像の劣化を招き、（２）電流センサ周辺の電気部品のサイズが大きくなることで複数のケーブル間の距離を十分確保することが難しくなる。後者の場合もまた、傾斜磁場電源の出力電流により撮像領域に磁束の量が予定量より小さくなり画像の劣化を招く。

そこで、傾斜磁場電源３１は、第２のケーブルに流れる電流値を計測する第２の電流センサを、第２のケーブルの中で、第２のケーブルに隣接する第１のケーブルに流れる電流の向きの直交面に沿う部分に設置する。このような構成とすることで、第１及び第２のケーブル間のクロストークを抑制することができる。ここで、図２に示す電流センサ６３ｘ，６３ｙ，６３ｚのうち少なくとも１個の電流センサを第２の電流センサとすると共に、残りの電流センサを第１の電流センサとすることができる。以下、図２に示す電流センサ６３ｘ，６３ｙ，６３ｚのうち、Ｙｃｈ電流センサ６３ｙのみを第２の電流センサとする場合について説明する。

図５は、ＭＲＩ装置１に備えられる各電流センサの配置を決定するための方法を説明するための図である。

図５は、Ｘｃｈケーブル６２ｘとの関係で決定される、位置Ｐｙを流れる電流の向きＱｙを示す。Ｘｃｈケーブル６２ｘとの関係で、Ｙｃｈ電流センサ６３ｙ（図２に図示）が直交面Ｆ上の磁束（図４に図示）を検出しないように、計測対象である位置Ｐｙの電流の向きＱｙが決定される。図５に示すように、位置Ｐｙの電流の向きＱｙは、位置Ｐｙを中心として直交面Ｆ上で放射状に拡がるように決定される。そして、Ｙｃｈ電流センサ６３ｙは、その法線ベクトルの向きが、直交面Ｆ上の位置Ｐｙの電流の向きＱｙに略一致するように設置される。

続いて、図５に示す電流の向きＱｙのうち、Ｗ軸の負方向の向きＱｙ１が採用される場合のＹｃｈ電流センサ６３ｙの配置例について図６を用いて説明し、Ｖ軸の負方向の向きＱｙ２が採用される場合のＹｃｈ電流センサ６３ｙの配置例について図７を用いて説明し、Ｗ軸の負方向かつＶ軸の負方向の斜め向きＱｙ３が採用される場合のＹｃｈ電流センサ６３ｙの配置例について図８を用いて説明する。

図６は、ＭＲＩ装置１に備えられる各電流センサの第１設置例を示す図である。

図６の上段は、電流センサ６３ｘ，６３ｙ，６３ｚの第１設置例の側面図を示す。図６の下段は、電流センサ６３ｘ，６３ｙ，６３ｚの第１設置例の上面図を示す。

Ｙｃｈケーブル６２ｙは、Ｘｃｈケーブル６２ｘ及びＺｃｈケーブル６２ｚにそれぞれ隣接する。ここで、隣接とは、電流センサが、隣のケーブルを流れる電流によって発生する一定以上の磁束を検出し得る距離内を意味する。

ケーブル６２ｘ，６２ｚは、Ｕ軸に略平行に配置される。Ｘｃｈケーブル６２ｘには、Ｕ軸の正方向の向きＱｘの電流値を計測するようにＸｃｈ電流センサ６３ｘが設置される。Ｘｃｈ電流センサ６３ｘの法線ベクトルの向きは、Ｘｃｈケーブル６２ｘの向きに略一致する。Ｚｃｈケーブル６２ｚには、Ｕ軸の正方向の向きＱｚの電流値を計測するようにＺｃｈ電流センサ６３ｚが設置される。Ｚｃｈ電流センサ６３ｚの法線ベクトルの向きは、Ｚｃｈケーブル６２ｚの向きに略一致する。

また、図６に示すように、Ｙｃｈケーブル６２ｙは、位置Ｐｘの電流の向きＱｘの直交面Ｆ上で、電流がＷ軸の負方向の向きＱｙ１となるようにその一部が曲げられた構造をもつ。Ｙｃｈケーブル６２ｙ全体のうち直交面Ｆに沿う部分には、位置Ｐｙに流れるＷ軸の負方向の向きＱｙ１の電流値を計測するような向きでＹｃｈ電流センサ６３ｙが設置される。Ｙｃｈ電流センサ６３ｙの法線ベクトルの向きは、Ｙｃｈケーブル６２ｙ全体のうち直交面Ｆに沿う部分の向きに略一致する。即ち、Ｙｃｈ電流センサ６３ｙは、その向きゆえ、同一平面上の位置Ｐｘ，Ｐｚに流れる電流によって発生される磁束を検出することはない。

図６に示すような電流センサ６３ｘ，６３ｙ，６３ｚの第１設置例によれば、計測電流の向きＱｙ１によって向きが決まる電流センサ６３ｙは、ケーブル６２ｘ，６２ｚに流れる電流によって発生する磁束を検出しない。つまり、電流センサ６３ｙは、Ｙｃｈケーブル６２ｙに流れる電流のみを計測することができる。電流センサ６３ｘ，６３ｚについても同様に、Ｙｃｈケーブル６２ｙに流れる電流によって発生する磁束の影響を受けない。なお、図６に示す電流センサ６３ｘは、Ｚｃｈケーブル６２ｚとの距離に応じて位置Ｐｚに流れる電流によって発生する小さい磁束の影響を受ける場合は有り得、電流センサ６３ｚは、Ｘｃｈケーブル６２ｘとの距離に応じて位置Ｐｘに流れる電流によって発生する小さい磁束の影響を受ける場合は有り得る。

図７は、ＭＲＩ装置１に備えられる各電流センサの第２設置例を示す図である。

図７の上段は、電流センサ６３ｘ，６３ｙ，６３ｚの第２設置例の側面図を示す。図７の下段は、電流センサ６３ｘ，６３ｙ，６３ｚの第２設置例の上面図を示す。

Ｙｃｈケーブル６２ｙは、Ｘｃｈケーブル６２ｘ及びＺｃｈケーブル６２ｚにそれぞれ隣接する。

ケーブル６２ｘ，６２ｚは、Ｕ軸に略平行に配置される。Ｘｃｈケーブル６２ｘには、Ｕ軸の正方向の向きＱｘの電流値を計測するようにＸｃｈ電流センサ６３ｘが設置される。Ｘｃｈ電流センサ６３ｘの法線ベクトルの向きは、Ｘｃｈケーブル６２ｘの向きに略一致する。Ｚｃｈケーブル６２ｚには、Ｕ軸の正方向の向きＱｚの電流値を計測するようにＺｃｈ電流センサ６３ｚが設置される。Ｚｃｈ電流センサ６３ｚの法線ベクトルの向きは、Ｚｃｈケーブル６２ｚの向きに略一致する。

また、図７に示すように、Ｙｃｈケーブル６２ｙは、位置Ｐｘの電流の向きＱｘの直交面Ｆ上で、電流がＶ軸の負方向の向きＱｙ２となるようにその一部が曲げられた構造をもつ。Ｙｃｈケーブル６２ｙ全体のうち直交面Ｆに沿う部分には、位置Ｐｙに流れるＶ軸の負方向の向きＱｙ２の電流値を計測するような向きでＹｃｈ電流センサ６３ｙが設置される。Ｙｃｈ電流センサ６３ｙの法線ベクトルの向きは、Ｙｃｈケーブル６２ｙ全体のうち直交面Ｆに沿う部分の向きに略一致する。即ち、Ｙｃｈ電流センサ６３ｙは、その向きゆえ、同一平面上の位置Ｐｘ，Ｐｚに流れる電流によって発生される磁束を検出することはない。

図７に示すような電流センサ６３ｘ，６３ｙ，６３ｚの第２設置例によれば、上述の第１設置例と同様に、計測電流の向きＱｙ２によって向きが決まる電流センサ６３ｙは、ケーブル６２ｘ，６２ｚに流れる電流によって発生する磁束を検出しない。つまり、電流センサ６３ｙは、Ｙｃｈケーブル６２ｙに流れる電流のみを計測することができる。電流センサ６３ｘ，６３ｚについても同様に、Ｙｃｈケーブル６２ｙに流れる電流によって発生する磁束の影響を受けない。なお、図７に示す電流センサ６３ｘは、Ｚｃｈケーブル６２ｚとの距離に応じて位置Ｐｚに流れる電流によって発生する小さい磁束の影響を受ける場合は有り得、電流センサ６３ｚは、Ｘｃｈケーブル６２ｘとの距離に応じて位置Ｐｘに流れる電流によって発生する小さい磁束の影響を受ける場合は有り得る。

なお、設置スペースの観点からは、図７に示す第２の設置例より、図６に示す第１の設置例の方が有利である。

図８は、ＭＲＩ装置１に備えられる各電流センサの第３設置例を示す図である。なお、電流センサ６３ｘ，６３ｙ，６３ｚの第３設置例の側面図については省略する。

図８は、電流センサ６３ｘ，６３ｙ，６３ｚの第３設置例の上面図を示す。Ｙｃｈケーブル６２ｙは、Ｘｃｈケーブル６２ｘ及びＺｃｈケーブル６２ｚにそれぞれ隣接する。

ケーブル６２ｘ，６２ｚの配置や、電流センサ６３ｘ，６３ｚの設置は、図６及び図７に示すものと同等であるので説明を省略する。

また、図８に示すように、Ｙｃｈケーブル６２ｙは、位置Ｐｘの電流の向きＱｘの直交面Ｆ上で、電流がＷ軸の負方向かつＶ軸の負方向の斜め向きＱｙ３となるようにその一部が曲げられた構造をもつ。Ｙｃｈケーブル６２ｙ全体のうち直交面Ｆに沿う部分には、位置Ｐｙに流れるＷ軸の負方向かつＶ軸の負方向の斜め向きＱｙ３の電流値を計測するような向きでＹｃｈ電流センサ６３ｙが設置される。Ｙｃｈ電流センサ６３ｙの法線ベクトルの向きは、Ｙｃｈケーブル６２ｙ全体のうち直交面Ｆに沿う部分の向きに略一致する。即ち、Ｙｃｈ電流センサ６３ｙは、その向きゆえ、同一平面上の位置Ｐｘ，Ｐｚに流れる電流によって発生される磁束を検出することはない。

図８に示すような電流センサ６３ｘ，６３ｙ，６３ｚの第３設置例によれば、上述の第１及び第２設置例と同様に、計測電流の斜め向きＱｙ３によって向きが決まる電流センサ６３ｙは、ケーブル６２ｘ，６２ｚに流れる電流によって発生する磁束を検出しない。つまり、電流センサ６３ｙは、Ｙｃｈケーブル６２ｙに流れる電流のみを計測することができる。電流センサ６３ｘ，６３ｚについても同様に、Ｙｃｈケーブル６２ｙに流れる電流によって発生する磁束の影響を受けない。

図６〜図８を用いて、同一平面（直交面Ｆ）上の電流値を計測するように電流センサ６３ｘ，６３ｙ，６３ｚが設置される例について説明した。しかしながら、その場合に限定されるものではない。Ｙｃｈ電流センサ６３ｙは、Ｙｃｈケーブル６２ｙ全体のうち、Ｘｃｈ電流センサ６３ｘが計測する位置以外の位置における電流の向きの直交面に沿う部分に設置されても良い。

図９は、ＭＲＩ装置１に備えられる各電流センサの第４設置例を示す図である。

図９の上段は、電流センサ６３ｘ，６３ｙ，６３ｚの第４設置例の側面図を示す。図９の下段は、電流センサ６３ｘ，６３ｙ，６３ｚの第４設置例の上面図を示す。

Ｙｃｈケーブル６２ｙは、Ｘｃｈケーブル６２ｘ及びＺｃｈケーブル６２ｚにそれぞれ隣接する。

ケーブル６２ｘ，６２ｚは、Ｕ軸に略平行に配置される。Ｘｃｈケーブル６２ｘには、Ｕ軸の正方向の向きの電流値を計測するようにＸｃｈ電流センサ６３ｘが設置される。Ｘｃｈ電流センサ６３ｘの法線ベクトルの向きは、Ｘｃｈケーブル６２ｘの向きに略一致する。Ｚｃｈケーブル６２ｚには、Ｕ軸の正方向の向きの電流値を計測するようにＺｃｈ電流センサ６３ｚが設置される。Ｚｃｈ電流センサ６３ｚの法線ベクトルの向きは、Ｚｃｈケーブル６２ｚの向きに略一致する。

また、図９に示すように、Ｙｃｈケーブル６２ｙは、位置Ｐｘの電流の向きＱｘの直交面Ｆ上で、電流がＷ軸の負方向の向きＱｙ１となるようにその一部が曲げられた構造をもつ。Ｙｃｈケーブル６２ｙ全体のうち直交面Ｆに沿う部分には、位置Ｐｙに流れるＶ軸の負方向の向きＱｙ２の電流値を計測するような向きでＹｃｈ電流センサ６３ｙが設置される。Ｙｃｈ電流センサ６３ｙの法線ベクトルの向きは、Ｙｃｈケーブル６２ｙ全体のうち直交面Ｆに沿う部分の向きに略一致する。即ち、Ｙｃｈ電流センサ６３ｙは、その向きゆえ、同一平面上の位置Ｐｘ，Ｐｚに流れる電流によって発生される磁束を検出することはない。

図９に示すような電流センサ６３ｘ，６３ｙ，６３ｚの第４設置例によれば、上述の第１設置例と同様に、計測電流の向きＱｙ２によって向きが決まる電流センサ６３ｙは、ケーブル６２ｘ，６２ｚに流れる電流によって発生する磁束を検出しない。つまり、電流センサ６３ｙは、Ｙｃｈケーブル６２ｙに流れる電流のみを計測することができる。なお、電流センサ６３ｘ，６３ｚについても同様に、Ｙｃｈケーブル６２ｙに流れる電流によって発生する磁束の影響を受けない。なお、図９に示す電流センサ６３ｘは、Ｚｃｈケーブル６２ｚとの距離に応じて位置Ｐｚに流れる電流によって発生する小さい磁束の影響を受ける場合は有り得、電流センサ６３ｚは、Ｘｃｈケーブル６２ｘとの距離に応じて位置Ｐｘに流れる電流によって発生する小さい磁束の影響を受ける場合は有り得る。

なお、設置スペースの観点からは、図９に示す第３の設置例より、図６に示す第１の設置例の方が有利である。

このように、図６〜図９に示す電流センサ６３ｘ，６３ｙ，６３ｚの設置例によれば、隣接するケーブル６２ｘ，６２ｙ，６２ｚの間のクロストークを抑制することができるので、傾斜磁場電源の出力精度を向上させることができる。

以上説明した少なくとも１つの実施形態によれば、傾斜磁場電源の出力精度を向上させることができる。

以上、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。これら新規な実施形態は、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。これらの実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、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。

１ 磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置
１１ 傾斜磁場コイル
１１ｘ，１１ｙ，１１ｚ コイル
３１ 傾斜磁場用電源
６２ｘ，６２ｙ，６２ｚ ケーブル
６３ｘ，６３ｙ，６３ｚ 電流センサ
３１２ ケーブルユニット
３１３ 電流センサユニット

Claims (6)

1. 被検体に傾斜磁場を印加するための第１及び第２のコイルに接続される傾斜磁場電源であって、
   第１及び第２のコイルにそれぞれ対応する第１及び第２のアンプと、
   前記第１のコイルと前記第１のアンプとを接続する第１のケーブルと、
   前記第２のコイルと前記第２のアンプとを接続し、前記第１のケーブルに隣接して配置される第２のケーブルと、
   前記第１のケーブルに設置され、前記第１のケーブルに流れる電流値を計測する第１の電流センサと、
   前記第２のケーブルに設置され、前記第２のケーブルに流れる電流値を計測する第２の電流センサと、
   を備え、
   前記第２の電流センサは、前記第２のケーブル全体のうち、前記第１のケーブルに流れる電流の向きの直交面に沿う部分に設置された、
   傾斜磁場電源。
2. 傾斜磁場コイルのＸｃｈコイルに接続されるＸｃｈケーブルに流れる電流値を計測するＸｃｈ電流センサと、
   前記傾斜磁場コイルのＹｃｈコイルに接続されるＹｃｈケーブルに流れる電流値を計測するＹｃｈ電流センサと、
   前記傾斜磁場コイルのＺｃｈコイルに接続されるＸｃｈケーブルに流れる電流値を計測するＺｃｈ電流センサと、
   を備え、
   前記Ｘｃｈ電流センサ、前記Ｙｃｈ電流センサ、及び前記Ｚｃｈ電流センサのうち少なくとも１個の電流センサを前記第２の電流センサとすると共に、残りの電流センサを前記第１の電流センサとする、
   請求項１に記載の傾斜磁場電源。
3. 前記第２の電流センサは、前記第２のケーブル全体のうち、前記第１の電流センサが計測する位置における電流の向きの直交面に沿う部分に設置された、
   請求項１又は２に記載の傾斜磁場電源。
4. 前記第２の電流センサは、前記第２のケーブル全体のうち、前記第１の電流センサが計測する位置以外の位置における電流の向きの直交面に沿う部分に設置された、
   請求項１又は２に記載の傾斜磁場電源。
5. 前記第１及び第２の電流センサは、計測電流の周りに生じる磁束を、ホール効果を利用して電圧に変換するホール素子方式の電流センサである、
   請求項１乃至４のうちいずれか一項に記載の傾斜磁場電源。
6. 請求項１乃至５のうちいずれか一項に記載の前記傾斜磁場電源と、
   前記第１及び第２のコイルと、
   を備えた磁気共鳴イメージング装置。

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