JP2023079847A - Magnetic resonance imaging device - Google Patents
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Abstract
Description
本明細書及び図面に開示の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。 The embodiments disclosed in the specification and drawings relate to a magnetic resonance imaging apparatus.
磁気共鳴イメージング(MRI:Magnetic Resonance Imaging)装置は、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高周波(RF:Radio Frequency)信号で励起し、励起に伴って被検体から発生する磁気共鳴信号(MR(Magnetic Resonance)信号)を再構成して画像を生成する撮像装置である。磁気共鳴イメージング装置では、被検体からの磁気共鳴信号を非侵襲で収集することができる。 MRI (Magnetic Resonance Imaging) equipment excites the nuclear spin of a subject placed in a static magnetic field with a Larmor frequency radio frequency (RF: Radio Frequency) signal, and is generated from the subject along with the excitation It is an imaging device that reconstructs a magnetic resonance signal (MR (Magnetic Resonance) signal) to generate an image. A magnetic resonance imaging apparatus can noninvasively acquire magnetic resonance signals from a subject.
MRI装置は、RFコイルにRFパルス信号を出力するRF送信器を備える。RF送信器は、増幅器を設け、RFパルス信号の電力レベルを維持するために、RFパルス信号の増幅を行う。一方で、RF送信器は、キャパシタバンクを設け、被検体の撮像時にAC電源からの電力を蓄積する。MR撮像時にキャパシタバンクに蓄積された電力は、撮像終了後の非撮像時(例えば、次の撮像開始までの間)に放電される。 An MRI apparatus has an RF transmitter that outputs an RF pulse signal to an RF coil. The RF transmitter includes an amplifier that amplifies the RF pulse signal to maintain the power level of the RF pulse signal. An RF transmitter, on the other hand, provides a capacitor bank to store power from an AC power supply when imaging a subject. The power accumulated in the capacitor bank during MR imaging is discharged during non-imaging after the end of imaging (for example, until the start of the next imaging).
本明細書及び図面に開示の実施形態が解決しようとする課題の一つは、撮像時にキャパシタバンクに蓄積された電力を非撮像時に利用して、その後の撮像時に増幅器でRFパルス信号を増幅するゲインを制御することである。ただし、本明細書及び図面に開示の実施形態により解決しようとする課題は上記課題に限られない。後述する実施形態に示す各構成による各効果に対応する課題を、他の課題として位置づけることもできる。 One of the problems to be solved by the embodiments disclosed in this specification and drawings is to use the power accumulated in the capacitor bank during imaging during non-imaging, and amplify the RF pulse signal with an amplifier during subsequent imaging. It is to control the gain. However, the problems to be solved by the embodiments disclosed in this specification and drawings are not limited to the above problems. A problem corresponding to each effect of each configuration shown in the embodiments described later can be positioned as another problem.
実施形態に係るMRI装置は、静磁場磁石と、傾斜磁場コイルと、RFコイルと、RF送信器とを備える。静磁場磁石は、静磁場を発生する。傾斜磁場コイルは、傾斜磁場を発生する。RFコイルは、RFパルスを発生する。RF送信器は、増幅器と、キャパシタバンクと、電源制御部と、RF制御部とを設け、RFコイルにRFパルス信号を出力する。増幅器は、RFパルス信号を増幅する。キャパシタバンクは、電力を蓄積する。電源制御部は、非撮像時に、キャパシタバンクに蓄積された電力を増幅器に供給するように制御する。RF制御部は、撮像時の増幅器のゲインを、非撮像時における増幅器の入力信号と出力信号とから取得される値で補う。 An MRI apparatus according to an embodiment includes a static magnetic field magnet, a gradient magnetic field coil, an RF coil, and an RF transmitter. A static magnetic field magnet generates a static magnetic field. A gradient magnetic field coil generates a gradient magnetic field. An RF coil generates RF pulses. The RF transmitter includes an amplifier, a capacitor bank, a power control section, and an RF control section, and outputs an RF pulse signal to the RF coil. The amplifier amplifies the RF pulse signal. A capacitor bank stores power. The power control unit controls to supply the power accumulated in the capacitor bank to the amplifier during non-imaging. The RF control unit supplements the gain of the amplifier during imaging with a value acquired from the input signal and the output signal of the amplifier during non-imaging.
以下、図面を参照しながら、磁気共鳴イメージング(MRI:Magnetic Resonance Imaging)装置の実施形態について詳細に説明する。 Hereinafter, embodiments of a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus will be described in detail with reference to the drawings.
図1は、実施形態に係るMRI装置の全体構成を示すブロック図である。 FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of an MRI apparatus according to an embodiment.
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10と、ローカルコイル20と、寝台30と、制御キャビネット40と、画像処理装置(例えば、コンソール)50等を備える。磁石架台10と、ローカルコイル20と、寝台30とは、通常、シールドルームとしての検査室に配置される。一方、制御キャビネット40は、例えば、機械室と呼ばれる部屋に配置され、コンソール50は操作室に配置される。
FIG. 1 shows an MRI apparatus 1 according to an embodiment. The MRI apparatus 1 includes a
磁石架台10は、静磁場磁石11と、傾斜磁場コイル12と、WB(Whole Body)コイル13等を備える。磁石架台10の静磁場磁石11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11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。
The
静磁場磁石11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する。ボアとは、磁石架台10の円筒内部の空間のことである。静磁場磁石11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11は、永久磁石によって構成されてもよい。以下、静磁場磁石11が、超伝導コイルを有する場合について説明する。
The static
静磁場磁石11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11は、励磁モードにおいて静磁場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11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。
The static
傾斜磁場コイル12は、静磁場磁石11と同様に概略円筒形状をなし、静磁場磁石11の内側に設置される。傾斜磁場コイル12は、後述する傾斜磁場電源41から供給される電流(電力)により傾斜磁場を発生し患者Uに印加する。傾斜磁場コイル12は、X軸方向について傾斜磁場を発生させるXchコイルと、Y軸方向について傾斜磁場を発生させるYchコイルと、Z軸方向の傾斜磁場を発生させるZchコイルとを備える。ここで、Z軸方向は静磁場に沿った方向、Y軸方向は垂直方向、X軸方向はZ軸とY軸それぞれに直交する方向である。
The gradient
ここで、傾斜磁場の生成に伴って発生する渦電流により発生する渦磁場がイメージングの妨げとなることから、傾斜磁場コイル12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。 Here, the eddy magnetic field generated by the eddy current generated along with the generation of the gradient magnetic field interferes with imaging. ) may be used. The ASGC is a gradient magnetic field coil in which shield coils for suppressing leakage magnetic fields are provided outside main coils for forming respective gradient magnetic fields in the X-axis, Y-axis, and Z-axis directions.
WBコイル13は、全身用コイルとも呼ばれ、傾斜磁場コイル12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13は、送信コイルとして機能する。つまり、WBコイル13は、後述するRF送信器42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13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13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。なお、WBコイル13は、RFコイルの一例である。
The WB
MRI装置1は、WBコイル13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をアレイ状に配列したコイルは、PAC(Phased Array Coil)と呼ばれることもある。
The MRI apparatus 1 may also include a
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(又は、腹部、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。
There are several types of
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。なお、少なくとも送信コイルとしての機能を備えるローカルコイル20は、RFコイルの一例である。
本明細書の説明において、ローカルコイル20はMRI装置1の構成品の1つであるもとして説明するが、ローカルコイル20がMRI装置1の構成に含まれない場合もあり得る。この場合、ローカルコイル20はMRI装置1の構成には含まれないものの、ローカルコイル20とMRI装置1とは互いに接続可能に構成されている。より具体的には、ローカルコイル20と、MRI装置1の寝台天板32とが互いに接続可能に構成される。
In the description of this specification, the
続いて、寝台30の説明に移る。寝台30は、寝台本体31と寝台天板32とを備える。寝台本体31は寝台天板32を上下方向及び水平方向に移動可能であり、撮像前に寝台天板32に載った被検体を所定の高さまで移動させる。その後、撮影時には寝台天板32を水平方向に移動させて被検体をボア内に移動させる。
Next, the description of the
続いて、制御キャビネット40の説明に移る。制御キャビネット40は、傾斜磁場電源41(X軸用41x、Y軸用41y、Z軸用41z)と、RF送信器42と、RF受信器43と、シーケンスコントローラ44とを備える。
Next, a description of the
傾斜磁場電源41は、X軸方向と、Y軸方向と、Z軸方向と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電源41x,41y,41zを備える。傾斜磁場電源41x,41y,41zは、シーケンスコントローラ44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12は、X軸方向と、Y軸方向と、Z軸方向とにおける傾斜磁場(「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。
The gradient magnetic
RF送信器42は、シーケンスコントローラ44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42は、生成したRFパルス信号をRFコイル(WBコイル13又はローカルコイル20)に伝送する。なお、RF送信器42の詳細構成については、図2~図5を用いて後述する。
The
WBコイル13やローカルコイル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43に伝送される。各コイル要素の出力線路や、WBコイル13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13から出力されるMR信号をそれぞれチャンネル信号と呼ぶこともある。WBコイル13で受信したチャンネル信号もRF受信器43に伝送される。
MR signals received by the
RF受信器43は、WBコイル13やローカルコイル20からのチャンネル信号、すなわち、MR信号をAD(Analog to Digital)変換して、シーケンスコントローラ44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。
The
シーケンスコントローラ44は、コンソール50による制御により、傾斜磁場電源41と、RF送信器42と、RF受信器43と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43から生データを受信すると、シーケンスコントローラ44は、その生データをコンソール50に送信する。
The
シーケンスコントローラ44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。
The
続いて、コンソール50の説明に移る。コンソール50は、処理回路51と、メモリ52と、入力インターフェース53と、ディスプレイ54とを備える。
Next, a description of the
処理回路51は、専用又は汎用のCPU(Central Processing Unit)又はMPU(Micro Processor Unit)等のプロセッサの他、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51は、メモリ52に記憶された、又は、処理回路51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44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。なお、処理回路51は、処理部の一例である。
The
また、処理回路51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要素の組み合わせによって構成されてもよい。後者の場合、複数のメモリ52が複数の処理回路要素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個のメモリ52が複数の処理回路要素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。
Moreover, the
メモリ52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。メモリ52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。メモリ52は、処理回路51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54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インターフェース53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。なお、メモリ52は、記憶部の一例である。
The
入力インターフェース53は、操作者によって操作が可能な入力デバイスと、入力デバイスからの信号を入力する入力回路とを含む。入力デバイスは、トラックボール、スイッチ、マウス、キーボード、操作面に触れることで入力操作を行うタッチパッド、表示画面とタッチパッドとが一化されたタッチスクリーン、光学センサを用いた非接触入力デバイス、及び音声入力デバイス等によって実現される。操作者により入力デバイスが操作されると、入力回路はその操作に応じた信号を生成して処理回路51に出力する。なお、入力インターフェース53は、入力部の一例である。
The
ディスプレイ54は、例えば液晶ディスプレイやOLED(Organic Light Emitting Diode)ディスプレイ等の一般的な表示出力装置により構成される。ディスプレイ54は、処理回路51の制御に従って各種情報を表示する。なお、ディスプレイ54は、表示部の一例である。
The
コンソール50は、処理回路51による制御の下、シーケンスコントローラ44から送信される生データをk空間に配置し、メモリ52に記憶する。コンソール50は、処理回路51による制御の下、メモリ52に記憶されたk空間データに対して、逆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50は、処理回路51による制御の下、生成した各種MR画像をメモリ52に格納する。
The
続いて、MRI装置1に備えられるRF送信器42の、非撮像時の動作を図2及び図3を用いて説明する。非撮像時は、キャパシタバンクC4に電力が蓄積されている時間を意味し、例えば、ある患者に対する撮像終了から次の患者に対する撮像開前までの時間を含む。また、MRI装置1に備えられるRF送信器42の、撮像時の動作を図4及び図5を用いて説明する。RF送信器42は、非撮像時(図2及び図3)と撮像時(図4及び図5)とで異なる動作を行う。
Next, the operation of the
(非撮像時)
図2は、MRI装置1に備えられるRF送信器42の詳細構成と、非撮像時の動作とを示す図である。図3は、RF送信器42のRF制御部422の詳細構成と、非撮像時の動作とを示す図である。
(when not imaging)
FIG. 2 is a diagram showing the detailed configuration of the
RF送信器42は、電源回路421と、RF制御部422と、増幅器423と、方向性結合器(Coupler)424と、ダミー用スイッチ(SW)425と、ダミー用負荷426とを備える。RF送信器42は、出力側のRFパルス信号(出力信号、RF OUT)の信号レベルを維持するために、増幅器423の出力に応じて増幅器423で与えられるゲインを調整するフィードバック制御を行っている。
The
電源回路421は、制御用スイッチングレギュレータ(SWR)C1と、電源制御部C2と、増幅用スイッチングレギュレータC3と、キャパシタバンクC4と、増幅用スイッチC5と、放電部(Discharger)C6とを備える。
The
制御用スイッチングレギュレータC1は、AC電源からのAC電圧がDC変換されたDC電圧を所定のDC電圧に変換して電源制御部C2に出力する。電源制御部C2は、増幅用スイッチングレギュレータC3と、増幅用スイッチC5と、ダミー用スイッチ425との動作を制御する。電源制御部C2は、非撮像時に、キャパシタバンクC4に蓄積された電力を増幅器423に供給するように制御する。
The control switching regulator C1 converts the DC voltage obtained by converting the AC voltage from the AC power source into a predetermined DC voltage, and outputs the DC voltage to the power control unit C2. The power control unit C2 controls operations of the switching regulator C3 for amplification, the switch C5 for amplification, and the
増幅用スイッチングレギュレータC3は、電源制御部C2の制御により、AC電源からのAC電圧がDC変換されたDC電圧を所定のDC電圧に変換してキャパシタバンクC4に出力する。キャパシタバンクC4は、複数のコンデンサが並列につなげられたものであり、撮像時に増幅用スイッチングレギュレータC3から供給される電力(電荷)を蓄積する。 Under the control of the power control unit C2, the amplification switching regulator C3 converts the DC voltage obtained by converting the AC voltage from the AC power supply into a predetermined DC voltage and outputs the DC voltage to the capacitor bank C4. The capacitor bank C4 is formed by connecting a plurality of capacitors in parallel, and stores power (charge) supplied from the amplification switching regulator C3 during imaging.
増幅用スイッチC5は、電源制御部C2の制御により、電力の出力を増幅器423又は放電部C6に切り替える。増幅用スイッチC5は、電源制御部C2の制御により、非撮影時に増幅器423に電力を供給するように切り替えられる。また、増幅用スイッチC5は、電源制御部C2の制御により、後述する非撮影時の自己診断の結果、異常と判断された場合には、放電部C6に電力を供給するように切り替えられる。
The amplification switch C5 switches the power output to the
放電部C6は、非撮影時の自己診断の結果、異常と判断された場合に増幅用スイッチC5によりキャパシタバンクC4に接続され、キャパシタバンクC4に蓄積された電力(電荷)を放電させる。 The discharge unit C6 is connected to the capacitor bank C4 by the amplification switch C5 and discharges the power (charge) accumulated in the capacitor bank C4 when an abnormality is determined as a result of self-diagnosis during non-imaging.
RF制御部422は、図3に示すように、発振器(OSC)P1と、発振用スイッチP2と、前段検波器P3と、前段調整器P4と、前段診断器P5と、後段検波器P6と、後段調整器P7と、後段診断器P8とを備える。前段調整器P4と後段調整器P7とは直列に接続される。RF制御部422は、後述する撮像時の増幅器423のゲインを、非撮像時における増幅器423の入力信号と出力信号とから取得される値で補うものである。
As shown in FIG. 3, the
発振器P1は、信号レベルが固定されたダミーのRFパルス信号を発生する。発振器P1は、非撮像時にのみ動作するものである。発振用スイッチP2は、電源制御部C2の制御により、増幅器423の入力側のRFパルス信号(入力信号、RF IN)の入力元を発振器P1又はシーケンスコントローラ44に切り替える。
The oscillator P1 generates a dummy RF pulse signal with a fixed signal level. The oscillator P1 operates only during non-imaging. The oscillation switch P2 switches the input source of the RF pulse signal (input signal, RF IN) on the input side of the
前段検波器P3は、非撮像時に、方向性結合器424から取得された出力信号を検波する。前段調整器P4は、電源制御部C2による制御により、非撮像時に、ゲインの自己調整を行う。前段調整器P4は、非撮像時に、前段検波器P3を制御し、方向性結合器424から取得された出力信号の信号レベルをリアルタイムで制御し、増幅器423の入力信号の変化に対し出力信号が一定のゲインになるように低電力から高電力の範囲で入力信号の信号レベルを制御する。なお、後段検波器P6と、後段診断器P8とについては、撮像時に動作するため、後述する図5を用いて説明する。また、後段調整器P7は、電源制御部C2による制御により、非撮像時に、固定値となるようにゲインを調整する。
The pre-detector P3 detects the output signal obtained from the
前段診断器P5は、非撮像時に、ゲインの自己診断を行う。前段診断器P5は、非撮像時に、前段検波器P3を制御し、方向性結合器424から取得された出力信号の信号レベルを監視し、増幅器423の入力信号と出力信号との差が閾値以下(又は、未満)であるかの判断を行う。
The pre-diagnostic device P5 performs gain self-diagnosis during non-imaging. The pre-diagnostic device P5 controls the pre-detector P3 during non-imaging, monitors the signal level of the output signal obtained from the
図2の説明に戻って、増幅器423は、前段調整器P4と後段調整器P7とにより調整されたゲインに基づいて入力信号を増幅する。増幅器423は、1以上の増幅素子を含む増幅回路を備える。増幅素子は、一例として、FET(Field Effect Transistor、電界効果トランジスタ)等のトランジスタである。増幅器423は、RFアンプとも呼ばれる。方向性結合器424は、出力信号の伝送線路上に伝送路に非接触で配置され、ダミー用負荷426又はRFコイル(例えば、WBコイル13)に伝送される出力信号を所要の結合度(カップリング係数)にて減衰させてRF制御部422にフィードバックする。
Returning to the description of FIG. 2,
ダミー用スイッチ425は、電源制御部C2の制御により、増幅器423の出力信号の出力先をダミー用負荷426又はWBコイル13に切り替える。
The
続いて、図2及び図3を用いて、非撮像時の動作について説明する。 Next, the operation during non-imaging will be described with reference to FIGS. 2 and 3. FIG.
RF送信器42に設けられる電源回路421の電源制御部C2は、シーケンスコントローラ44から撮像終了の旨の通知を受け、非撮像時において、(1)増幅用スイッチC5と、(2)RF制御部422の発振用スイッチP2と、(3)ダミー用スイッチ425と、を制御する。上記(1)増幅用スイッチC5の制御について、電源制御部C2は、非撮像時、増幅用スイッチレギュレータC3の動作を停止(ロック)させ、AC電源からキャパシタバンクC4への電力供給を遮断する。非撮像時のキャパシタバンクC4には、既に蓄積(例えばフルチャージ)された電力が残っている状態となる。そこで、増幅用スイッチC5を増幅器423に切り替えることにより、キャパシタバンクC4に撮像時に蓄積された電力が、非撮像時に増幅器423に供給される。電源制御部C2は、非撮像時に、キャパシタバンクC4の電力を、ゲインの自己調整用又は自己診断用の電力として活用する。
The power supply control unit C2 of the
また、キャパシタバンクC4の電力の活用については、キャパシタバンクC4の電力がそのまま増幅器423で使用されるのではなく、増幅器423内に設けられたレギュレータ回路(図示省略)に切り替えられ、定電圧モードにて使用される。
As for the utilization of the power of the capacitor bank C4, the power of the capacitor bank C4 is not used as it is in the
上記(2)RF制御部422の発振用スイッチP2の制御について、電源制御部C2は、増幅器423への入力信号をシーケンスコントローラ44から発振器P1に切り替える。また、上記(3)ダミー用スイッチ425の制御について、電源制御部C2は、増幅器423の自己診断、自己調整を行う際に出力される低電力を消費させるため、増幅器423の出力信号をWBコイル13からダミー用負荷426に切り替える。このように、非撮像時、発振器P1からの入力信号が、発振用スイッチP2と、RF制御部422と、増幅器423と、ダミー用スイッチ425とを介してダミー用負荷426に送られ、ダミー用負荷426で消費される。
Regarding (2) control of the oscillation switch P2 of the
また、RF制御部422は、後段調整器P7(図7の比較例に係る自己調整器WP7に相当)の前段に前段調整器P4を備える。後段調整器P7のみでは、方向性結合器424から後段調整器P7へのフィードバックループ外の環境の変化や後段調整器P7(図7の比較例に係る自己調整器WP7に相当)の経年劣化により一定のゲインを撮像時に保つことができない。そのため、不足するゲインを補うために前段調整器P4が設けられる。前段調整器P4が追加されることにより、後続の撮像時に、より安定したゲインが得られるようにする。
Further, the
前段調整器P4は、後段調整器P7の経年劣化等により増幅器423の入力信号と出力信号に差が生じている場合は、電源制御部C2による制御により、差を前段ゲインの値(固定値)として、後続の撮像時に適用(加減算)する。
If there is a difference between the input signal and the output signal of the
前段診断器P5は、非撮像時、前段検波器P3を制御し、方向性結合器424から取り出された出力信号を監視し、増幅器423の入力信号と出力信号との差が閾値以下(又は、未満)であるかの判断を行う。その自己診断の結果、増幅器423の入力信号と出力信号と差が閾値を超えると判断される場合は、後段調整器P7の経年劣化等を前段ゲインの値で補うことができない異常であると判断する。電源制御部C2は、増幅器423の動作をロックするとともに、増幅用スイッチC5の出力を放電部C6に切り替えて放電を行う。また、電源制御部C2は、エラー信号をシーケンスコントローラ44に出力する。
During non-imaging, the pre-diagnostic device P5 controls the pre-detector P3, monitors the output signal extracted from the
一方で、自己診断で入力信号と出力信号に差が閾値以下(又は、未満)と判断する場合は、自己診断終了後、増幅用スイッチC5の出力を増幅器423から放電部C6に切り替え、キャパシタバンクC4の残りの電力を放電部C6から放電する。
On the other hand, if it is determined in the self-diagnosis that the difference between the input signal and the output signal is equal to or less than the threshold value (or less than), after the self-diagnosis is completed, the output of the amplification switch C5 is switched from the
(撮像時)
図4は、MRI装置1に備えられるRF送信器42の詳細構成と、撮像時の動作とを示す図である。図5は、RF送信器42のRF制御部422の詳細構成と、撮像時の動作とを示す図である。
(at the time of imaging)
FIG. 4 is a diagram showing the detailed configuration of the
図4に示すRF送信器42の詳細構成は、図2を用いて説明したので説明を省略する。
The detailed configuration of the
発振器P1は、撮像時には動作しない。後段検波器P6は、撮像時に、方向性結合器424から取得された出力信号を検波する。後段調整器P7は、撮像時に、後段検波器P6を制御し、方向性結合器424から取得された出力信号の信号レベルをリアルタイムで制御し、増幅器423の入力信号の変化に対し出力信号が一定のゲインになるように低電力から高電力の範囲で入力信号の信号レベルを制御する。なお、前段検波器P3と、前段診断器P5とについては非撮像時に動作するため、図3を用いて説明したとおりである。前段調整器P4は、非撮像時に取得された前段ゲインの値を適用する。
Oscillator P1 does not operate during imaging. The post-detector P6 detects the output signal obtained from the
後段診断器P8は、撮像時に、後段検波器P6を制御し、方向性結合器424から取得された出力信号の信号レベルを監視し、増幅器423の入力信号と出力信号との差が閾値以下(又は、未満)であるかの判断を行う。
The post-diagnostic device P8 controls the post-detector P6 during imaging, monitors the signal level of the output signal obtained from the
後段検波器P6は、撮像時に、方向性結合器424から取得された出力信号を検波する。後段調整器P7は、撮像時に、ゲインの自己調整を行う。後段調整器P7は、撮像時に、後段検波器P6を制御し、方向性結合器424から取得された出力信号の信号レベルをリアルタイムで制御し、増幅器423の入力信号の変化に対し出力信号が一定のゲインになるように低電力から高電力の範囲で入力信号の信号レベルを制御する。なお、前段検波器P3と、前段診断器P5とについては、非撮像時に動作するため、図3を用いて説明したとおりである。また、前段調整器P4は、撮像時に、非撮像時に取得された前段ゲインの値となるように制御する。
The post-detector P6 detects the output signal obtained from the
後段診断器P8は、撮像時に、ゲインの自己診断を行う。後段診断器P8は、撮像時に、後段検波器P6を制御し、方向性結合器424から取得された出力信号の信号レベルを監視し、増幅器423の入力信号と出力信号との差が閾値以下(又は、未満)であるかの判断を行う。なお、RF制御部422のその他の詳細構成は、図3を用いて説明したので説明を省略する。図4及び図5を用いて、撮像時の動作について説明する。
The post-diagnostic device P8 performs gain self-diagnosis at the time of imaging. The post-diagnostic device P8 controls the post-detector P6 during imaging, monitors the signal level of the output signal obtained from the
RF送信器42に設けられる電源回路421の電源制御部C2は、シーケンスコントローラ44から撮像開始の旨の通知を受け、撮像時において、(4)増幅用スイッチC5と、(5)RF制御部422の発振用スイッチP2と、(6)ダミー用スイッチ425と、を制御する。上記(4)増幅用スイッチC5の制御について、電源制御部C2は、撮像時、増幅用スイッチレギュレータC3の動作を稼働させ、AC電源からキャパシタバンクC4に電力供給を行わせる。撮像時のキャパシタバンクC4には、電力が蓄積される。
A power supply control unit C2 of a
上記(5)RF制御部422の発振用スイッチP2の制御について、電源制御部C2は、増幅器423への入力信号を発振器P1からシーケンスコントローラ44に切り替える。また、上記(6)ダミー用スイッチ425の制御について、電源制御部C2は、増幅器423の出力信号をダミー用負荷426からWBコイル13に切り替える。このように、撮像時、シーケンスコントローラ44からの入力信号が、発振用スイッチP2と、RF制御部422と、増幅器423と、方向性結合器424と、ダミー用スイッチ425とを介してWBコイル13に送られ、WBコイル13からRFパルスとして出力される。
Regarding the above (5) control of the oscillation switch P2 of the
後段調整器P7は、撮像時、非撮像時に取得された前段ゲインをシーケンスコントローラ44からの入力信号に適用する。後段診断器P8は、撮像時、後段検波器P6を制御し、方向性結合器424から取り出された出力信号を監視し、増幅器423の入力信号と出力信号との差が閾値以下(又は、未満)であるかの判断を行う。その自己診断の結果、増幅器423の入力信号と出力信号と差が閾値を超えると判断される場合は、後段調整器P7の経年劣化等を前段ゲインの値で補うことができない異常であると判断する。
The post-stage adjuster P7 applies the pre-stage gain acquired during imaging and non-imaging to the input signal from the
(比較例の撮像時)
図6は、比較例に係るMRI装置に備えられるRF送信器の詳細構成と、撮像時の動作とを示す図である。図6が示す比較例は、撮像時のRF送信器の動作という点で、図4に対応する。図7は、比較例に係るRF送信器のRF制御部の詳細構成と、撮像時の動作とを示す図である。図7が示す比較例は、撮像時のRF制御部の動作という点で、図5に対応する。なお、比較例において、非撮像時の動作は存在しない。なお、図6及び図7において、図2~図5に示す構成と同一構成については同一符号を付して説明を省略する。
(When imaging a comparative example)
FIG. 6 is a diagram showing the detailed configuration of an RF transmitter provided in the MRI apparatus according to the comparative example and the operation during imaging. The comparative example shown in FIG. 6 corresponds to FIG. 4 in terms of the operation of the RF transmitter during imaging. FIG. 7 is a diagram showing the detailed configuration of the RF control unit of the RF transmitter according to the comparative example and the operation during imaging. The comparative example shown in FIG. 7 corresponds to FIG. 5 in terms of the operation of the RF control section during imaging. Note that in the comparative example, there is no operation during non-imaging. 6 and 7, the same components as those shown in FIGS. 2 to 5 are denoted by the same reference numerals, and descriptions thereof are omitted.
比較例に係るMRI装置は、RF送信器W42を備える。RF送信器W42は、図1に示すRF送信器42の位置に配置される。RF送信器W42は、電源回路W421と、RF制御部W422と、増幅器423と、方向性結合器424とを備える。RF送信器W42は、増幅器423の出力信号の信号レベルを維持するために、増幅器423の出力信号に応じて増幅器423のゲインを調整するフィードバック制御を行っている。
The MRI apparatus according to the comparative example includes an RF transmitter W42. RF transmitter W42 is located at the location of
電源回路W421は、制御用スイッチングレギュレータC1と、電源制御部WC2と、増幅用スイッチングレギュレータC3と、キャパシタバンクC4と、増幅用スイッチWC5と、放電部C6とを備える。 The power supply circuit W421 includes a control switching regulator C1, a power control section WC2, an amplification switching regulator C3, a capacitor bank C4, an amplification switch WC5, and a discharge section C6.
制御用スイッチングレギュレータC1は、AC電源からのAC電圧がDC変換されたDC電圧を所定のDC電圧に変換して電源制御部WC2に出力する。電源制御部WC2は、増幅用スイッチングレギュレータC3と、増幅用スイッチC5との動作を制御する。 The control switching regulator C1 converts the DC voltage obtained by converting the AC voltage from the AC power source into a predetermined DC voltage, and outputs the DC voltage to the power control unit WC2. The power control unit WC2 controls the operations of the amplification switching regulator C3 and the amplification switch C5.
増幅用スイッチWC5は、電源制御部WC2の制御により、電力の出力を増幅器423又は放電部C6に切り替える。増幅用スイッチWC5は、電源制御部WC2の制御により、非撮影時に、放電部C6に電力を供給するように切り替えられる。
The amplification switch WC5 switches the power output to the
RF制御部W422は、図7に示すように、検波器WP6と、調整器WP7と、診断器WP8とを備える。検波器WP6と、調整器WP7と、診断器WP8との構成及び動作はそれぞれ、図5に図示する後段検波器P6と、後段調整器P7と、後段診断器P8との構成及び動作に対応する。 The RF controller W422, as shown in FIG. 7, includes a detector WP6, a regulator WP7, and a diagnostic device WP8. The configuration and operation of the detector WP6, the regulator WP7, and the diagnostic device WP8 respectively correspond to the configuration and operation of the post-detector P6, the post-regulator P7, and the post-diagnostic device P8 shown in FIG. .
検波器WP6は、撮像時に、方向性結合器424から取得された出力信号を検波する。調整器WP7は、撮像時に、検波器WP6を制御し、方向性結合器424から取得された出力信号の信号レベルをリアルタイムで監視し、増幅器423の入力信号と出力信号との差が閾値以下(又は、未満)であるかの判断を行う。その自己診断の結果、増幅器423の入力信号と出力信号と差が閾値を超えると判断される場合は異常であると判断する。
The detector WP6 detects the output signal obtained from the
続いて、図6及び図7を用いて、比較例における撮像時の動作について説明する。 Next, the operation during imaging in the comparative example will be described with reference to FIGS. 6 and 7. FIG.
RF送信器W42に設けられる電源回路W421の電源制御部WC2は、シーケンスコントローラ44から撮像開始の旨の通知を受け、撮像時において、増幅用スイッチWC5を制御する。増幅用スイッチWC5の制御について、電源制御部WC2は、撮像時、増幅用スイッチレギュレータC3の動作を稼働させ、AC電源からキャパシタバンクC4に電力供給を行わせる。撮像時のキャパシタバンクC4には、電力が蓄積される。
The power control unit WC2 of the power supply circuit W421 provided in the RF transmitter W42 receives the notification of the imaging start from the
撮像時、シーケンスコントローラ44からの入力信号が、RF制御部W422と、増幅器423と、方向性結合器424を介してWBコイル13に送られ、WBコイル13からRFパルスとして出力される。
During imaging, an input signal from the
また、RF制御部W422は、1段のみの調整器WP7を備える。1段の調整器WP7のみでは、方向性結合器424から調整器WP7へのフィードバックループ外の環境の変化や、調整器WP7の経年劣化により一定のゲインを撮像時に保つことができない。このため、図2~図5に図示する前段の調整器(前段調整器P4)を設けることが好適である。
Also, the RF control unit W422 includes a single-stage adjuster WP7. With only the one-stage adjuster WP7, a constant gain cannot be maintained during imaging due to changes in the environment outside the feedback loop from the
図8は、MRI装置1の動作をフローチャートとして示す図である。図8において、「ST」に数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。 FIG. 8 is a diagram showing the operation of the MRI apparatus 1 as a flowchart. In FIG. 8, numerals attached to "ST" indicate respective steps of the flow chart.
磁石架台10の撮像中心付近に患者Uの腹部が配置されることで、MRI装置1は、患者Uの撮像を行う(ステップST1)。撮像は、患者Uの撮像開始から撮像終了までを意味し、位置決め撮像(又は、プリスキャン)や、1又は複数のパルスシーケンスに沿った撮像を含み得る。この撮像の間、RF送信器42のキャパシタバンクC4には、電力が蓄積される。
By placing the abdomen of the patient U in the vicinity of the imaging center of the
患者Uの撮像が終了すると、シーケンスコントローラ44は、RF送信器42の電源制御部C2に、撮像終了の旨を通知する。電源制御部C2は、増幅用スイッチC5を制御して、キャパシタバンクC4の電力を増幅器423に電力を供給させる(ステップST2)。電源制御部C2は、前段調整器P4を制御して、上述のゲインの自己調整を行う(ステップST3)。電源制御部C2は、ステップST3による自己調整により、以後の撮像における前段ゲインの値を取得する(ステップST4)。また、電源制御部C2は、前段診断器P5を制御して、上述の自己診断(ステップST5)を行う。
When the imaging of the patient U is completed, the
電源制御部C2は、ステップST5による自己診断において、増幅器423の入力信号と出力信号との差が閾値以下(又は、未満)であるかを判断する(ステップST6)。ステップST6の判断にてYES、すなわち、増幅器423の入力信号と出力信号との差が閾値以下であると判断された場合、電源制御部C2は、増幅用スイッチC5を制御して、キャパシタバンクC4の残りの電力を放電部C6から放電させる(ステップST7)。
In the self-diagnosis in step ST5, the power control unit C2 determines whether the difference between the input signal and the output signal of the
そして、電源制御部C2は、シーケンスコントローラからの指示により、撮像を続けるか否か、つまり、患者Uの次の患者の撮像を行うか否かを判断する(ステップST8)。ステップST8の判断にてYES、すなわち、撮像を続けると判断された場合、電源制御部C2は、ステップST4によって取得された前段ゲインの値を前段調整器P4のゲインに適用した上で(ステップST9)、患者Uの次の患者に対する撮像を行う(ステップST1)。前段ゲインの値が適用された撮像時において、後段調整器P7(つまり、図7に示す調整器WP7)では不足してしまうゲインを前段調整器P4により補うことができる。 Then, according to an instruction from the sequence controller, the power control unit C2 determines whether or not to continue imaging, that is, whether or not to image the patient following patient U (step ST8). If the determination in step ST8 is YES, that is, if it is determined to continue imaging, the power supply control unit C2 applies the value of the pre-stage gain acquired in step ST4 to the gain of the pre-stage adjuster P4 (step ST9 ), imaging of the patient next to the patient U is performed (step ST1). At the time of imaging to which the value of the pre-stage gain is applied, the pre-stage adjuster P4 can compensate for the gain that is insufficient in the post-stage adjuster P7 (that is, the adjuster WP7 shown in FIG. 7).
一方で、ステップST6の判断にてNO、すなわち、増幅器423の入力信号と出力信号との差が閾値を超えると判断された場合、電源制御部C2は、後段調整器P7の経年劣化等を前段ゲインの値で補うことができない異常と判断し、増幅器423の動作を停止(ロック)するとともに、増幅用スイッチC5の出力を放電部C6に切り替えて放電を行う(ステップST10)。また、電源制御部C2は、エラー信号をシーケンスコントローラ44に出力する(ステップST11)。そして、MRI装置1は、異常を操作者に警告するとともに、次の患者の撮像を行わない。また、MRI装置1は、自己調整、自己診断の結果をサービスマンへコールで通知することもでき、MRI装置1に対して早期のメンテナンスサービスを提供することもできる。
On the other hand, if the determination in step ST6 is NO, that is, if it is determined that the difference between the input signal and the output signal of the
また、ステップST8の判断にてNO、すなわち、撮像を続けないと判断された場合、MRI装置1は、次の患者の撮像を行わない。 Further, if the determination in step ST8 is NO, that is, if it is determined not to continue imaging, the MRI apparatus 1 does not perform imaging of the next patient.
以上のように、MRI装置1によれば、電源制御部C2による制御により、非撮像時に、キャパシタバンクC4に蓄積された電力を増幅器423に供給することができる。これにより、従来は撮像終了後に放電していた電力をそのまま増幅器423の自己調整、自己診断用の電力として活用することができる。また、MRI装置1によれば、撮像時の前記増幅器423のゲインを、非撮像時における増幅器423の入力信号と出力信号とから取得される値で補うことができる。そのため、後段ゲイン調整器P7(図7の比較例に係る自己調整器WP7に相当)の劣化等によるゲインの不足を補うことができ、長期的な安定したゲインを提供することが可能となる。
As described above, according to the MRI apparatus 1, the power accumulated in the capacitor bank C4 can be supplied to the
以上説明した少なくとも1つの実施形態によれば、撮像時にキャパシタバンクに蓄積された電力を非撮像時に利用して、その後の撮像時に増幅器でRFパルス信号を増幅するゲインを制御することができる。 According to at least one embodiment described above, the power accumulated in the capacitor bank during imaging can be used during non-imaging to control the gain for amplifying the RF pulse signal with the amplifier during subsequent imaging.
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、実施形態同士の組み合わせ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。 While several embodiments have been described, these embodiments are provided 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, changes, and combinations of embodiments can be made without departing from the scope of the invention. These embodiments and their modifications are included in the scope and spirit of the invention, as well as the scope of the invention described in the claims and equivalents thereof.
1…磁気共鳴イメージング(MRI)装置
13…WBコイル
20…ローカルコイル
42…RF送信器
421…電源回路
C1…制御用スイッチングレギュレータ(SWR)
C2…電源制御部
C3…増幅用スイッチングレギュレータ
C4…キャパシタバンク
C5…増幅用スイッチ
C6…放電部
44…シーケンスコントローラ
422…RF制御部
P1…発振器
P2…発振用スイッチ
P3…前段検波器
P4…前段調整器
P5…前段診断器
P6…後段検波器
P7…後段調整器
P8…後段診断器
423…増幅器
424…方向性結合器
425…ダミー用スイッチ(SW)
426…ダミー用負荷
Reference Signs List 1 magnetic resonance imaging (MRI)
C2 power supply control unit C3 amplification switching regulator C4 capacitor bank C5 amplification switch
426 ... Dummy load
Claims (7)
傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルと、
RFパルスを発生するRF(Radio Frequency)コイルと、
前記RFコイルにRFパルス信号を出力するRF送信器と、
を備え、
前記RF送信器は、
前記RFパルス信号を増幅する増幅器と、
電力を蓄積するキャパシタバンクと、
非撮像時に、前記キャパシタバンクに蓄積された電力を前記増幅器に供給するように制御する電源制御部と、
撮像時の前記増幅器のゲインを、前記非撮像時における前記増幅器の入力信号と出力信号とから取得される値で補うRF制御部と、
を設ける磁気共鳴イメージング装置。 a static magnetic field magnet that generates a static magnetic field;
a gradient magnetic field coil that generates a gradient magnetic field;
an RF (Radio Frequency) coil that generates an RF pulse;
an RF transmitter that outputs an RF pulse signal to the RF coil;
with
The RF transmitter is
an amplifier that amplifies the RF pulse signal;
a capacitor bank for storing power;
a power control unit that controls to supply the power accumulated in the capacitor bank to the amplifier when not imaging;
an RF control unit that supplements the gain of the amplifier during imaging with a value obtained from the input signal and the output signal of the amplifier during non-imaging;
a magnetic resonance imaging apparatus.
前記非撮像時に前記増幅器の入力信号と出力信号とから取得されるゲインが閾値以下か否かを判断する診断を行う前段診断器と、
前記撮像時に前記増幅器の入力信号と出力信号とから取得されるゲインが閾値以下か否かを判断する診断を行う後段診断器と、
を設ける請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The RF control unit
a pre-stage diagnostic device that diagnoses whether or not a gain obtained from the input signal and the output signal of the amplifier during non-imaging is equal to or less than a threshold value;
a post-stage diagnostic device that diagnoses whether or not the gain obtained from the input signal and the output signal of the amplifier at the time of imaging is equal to or less than a threshold value;
2. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, further comprising:
請求項2に記載の磁気共鳴イメージング装置。 If the pre-diagnostic device determines that the value obtained during non-imaging exceeds the threshold, the operation of the amplifier is stopped;
3. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2.
請求項2又は3に記載の磁気共鳴イメージング装置。 a switch for switching the power supply from the amplifier to the discharge unit under the control of the power control unit when the pre-stage diagnostic device determines that the value acquired during the non-imaging exceeds the threshold;
4. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2 or 3.
前記前段調整器は、前記非撮像時に前記値を取得する一方、前記撮像時の前記増幅器のゲインを、前記非撮像時に取得される前記の値で補い、
前記後段調整器は、前記非撮像時の前記増幅器のゲインを固定値とする一方、前記撮像時に前記増幅器の入力信号の変化に対し出力信号が一定のゲインになるように前記入力信号の信号レベルを制御する、
請求項1ないし4のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The RF control unit includes a pre-regulator and a post-regulator connected in series,
the pre-adjuster acquires the value during the non-imaging and supplements the gain of the amplifier during the imaging with the value acquired during the non-imaging;
The post-adjuster sets the gain of the amplifier at the time of non-imaging to a fixed value, while adjusting the signal level of the input signal so that the gain of the output signal of the amplifier becomes constant with respect to changes in the input signal of the amplifier at the time of imaging. to control the
5. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1.
前記電源制御部は、
前記非撮像時に、前記増幅器への入力信号の入力元を発振器とするように前記発振用スイッチを制御し、前記増幅器の出力信号の出力先をダミー用負荷とするように前記ダミー用スイッチを制御し、
前記撮像時に、前記増幅器への入力信号の入力元をシーケンスコントローラとするように前記発振用スイッチを制御するとともに、前記増幅器の出力信号の出力先を前記RFコイルとするように前記ダミー用スイッチを制御する、
請求項1ないし5のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。 An oscillation switch and a dummy switch are provided,
The power control unit
During non-imaging, the oscillation switch is controlled so that the input source of the input signal to the amplifier is the oscillator, and the dummy switch is controlled so that the output destination of the output signal of the amplifier is the dummy load. death,
At the time of imaging, the oscillation switch is controlled so that the input source of the input signal to the amplifier is the sequence controller, and the dummy switch is controlled so that the output destination of the output signal of the amplifier is the RF coil. Control,
6. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1.
請求項1ないし6のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The RF coil is a WB (Whole Body) coil or a local coil,
A magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 to 6.
Priority Applications (1)
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