JP4836426B2 - Magnetic resonance imaging system - Google Patents
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Description
本発明は、被検体の原子核スピンをラーモア周波数のＲＦ信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する磁気共鳴信号から画像を再構成する磁気共鳴イメージング装置に係り、特に傾斜磁場を形成する傾斜磁場コイルの寿命診断に有用な情報を取得することが可能な磁気共鳴イメージング装置に関する。 The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus that magnetically excites a nuclear spin of an object with an RF signal having a Larmor frequency and reconstructs an image from a magnetic resonance signal generated by the excitation, and particularly forms a gradient magnetic field. The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus capable of acquiring information useful for life diagnosis of a gradient coil.
従来、医療現場におけるモニタリング装置として、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）装置が利用される。 Conventionally, a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus is used as a monitoring apparatus in a medical field.
ＭＲＩ装置は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石内部にセットされた被検体の撮像領域に傾斜磁場コイルでＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸方向の傾斜磁場を形成するとともにＲＦ（Radio Frequency）コイルから高周波（ＲＦ）信号を送信することにより被検体内の原子核スピンを磁気的に共鳴させ、励起により生じた核磁気共鳴（ＮＭＲ：Nuclear Magnetic Resonance）信号を利用して被検体の画像を再構成する装置である。 The MRI apparatus forms gradient magnetic fields in the X-axis, Y-axis, and Z-axis directions in an imaging region of a subject set inside a cylindrical static magnetic field magnet that forms a static magnetic field by using a gradient magnetic field coil and RF (Radio). A frequency (RF) signal is transmitted from a coil to magnetically resonate nuclear spins within the subject, and an image of the subject is obtained using a nuclear magnetic resonance (NMR) signal generated by excitation. Is a device for reconfiguring.
このＭＲＩ装置における撮影において、傾斜磁場を発生させるための傾斜磁場コイルは傾斜磁場の立ち上がり時間を早めるために例えば２０００Ｖ等の高電圧で駆動される。このような高電圧が傾斜磁場コイルに繰り返し印可された場合、傾斜磁場コイルが破損し、臨床試験の突発的中断を招く恐れがある。 In imaging by this MRI apparatus, a gradient magnetic field coil for generating a gradient magnetic field is driven with a high voltage such as 2000 V in order to shorten the rise time of the gradient magnetic field. When such a high voltage is repeatedly applied to the gradient coil, the gradient coil may be damaged, leading to a sudden interruption of the clinical trial.
このため、傾斜磁場コイルの印加電圧に対する耐圧寿命が経過したか否かを判定することが重要であり、そのためには、何らかの方策で傾斜磁場コイルの寿命を予測する必要がある。 For this reason, it is important to determine whether or not the withstand voltage lifetime for the applied voltage of the gradient magnetic field coil has elapsed. For that purpose, it is necessary to predict the lifetime of the gradient magnetic field coil by some measure.
そこで、従来は温度センサで傾斜磁場コイルの局所的な温度が測定され、そのヒートサイクル数等のデータから寿命の推定が行われている（例えば非特許文献１参照）。
従来の温度センサを用いて傾斜磁場コイルの温度を測定する方法では、傾斜磁場コイル全体の温度をモニターするためには多数の温度センサが必要となり、これは実質上不可能である。また、傾斜磁場コイルの局所的な温度から傾斜磁場コイル全体の寿命を精度よく推定することは困難である。 In the conventional method of measuring the temperature of the gradient magnetic field coil using the temperature sensor, a large number of temperature sensors are required to monitor the temperature of the entire gradient magnetic field coil, which is substantially impossible. In addition, it is difficult to accurately estimate the lifetime of the entire gradient coil from the local temperature of the gradient coil.
そこで、より精度よく傾斜磁場コイルの印加電圧に対する耐圧寿命を推定する手法を考案することにより、傾斜磁場コイルが高電圧の印加によって完全に破損する前に必要な部品交換を行い、臨床試験の突発的中断を防ぐことができるようにすることが望まれる。 Therefore, by devising a technique for estimating the withstand voltage life for the applied voltage of the gradient magnetic field coil with higher accuracy, the necessary replacement of parts before the gradient magnetic field coil was completely damaged by the application of high voltage was performed. It is desirable to be able to prevent mechanical interruptions.
本発明はかかる従来の事情に対処するためになされたものであり、撮像領域に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイルの印加電圧に対する耐圧寿命を、より精度よく推定することが可能な磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的とする。 The present invention has been made in order to cope with such a conventional situation, and is a magnetic resonance imaging apparatus capable of more accurately estimating a withstand voltage life with respect to an applied voltage of a gradient magnetic field coil that generates a gradient magnetic field in an imaging region. The purpose is to provide.
本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、上述の目的を達成するために、撮影領域に傾斜磁場を形成する傾斜磁場コイルと、前記傾斜磁場コイルに駆動電圧を印加する傾斜磁場電源と、前記傾斜磁場コイルが設けられたシールドルーム内に設けられ、前記傾斜磁場コイルへの前記駆動電圧の印加により生じた部分放電の発生に伴って生じた電波を検出する検出プローブと、前記検出プローブによる前記電波の検出により得られた検出信号を検波する検波器と、前記検波器の出力に基づいて、前記傾斜磁場コイルの耐圧性についての寿命限界が近いか否かをＫ空間の生データの一部領域において判定するための閾値比較手段と、を有することを特徴とするものである。 In order to achieve the above object, a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention includes a gradient magnetic field coil that forms a gradient magnetic field in an imaging region, a gradient magnetic field power source that applies a drive voltage to the gradient magnetic field coil, and the gradient magnetic field A detection probe which is provided in a shield room provided with a coil and detects a radio wave generated due to generation of a partial discharge generated by application of the drive voltage to the gradient magnetic field coil; and A detector for detecting a detection signal obtained by detection, and whether or not the lifetime limit for the pressure resistance of the gradient magnetic field coil is close based on the output of the detector in a partial region of the raw data in the K space And a threshold value comparison means for determination .
本発明に係る磁気共鳴イメージング装置においては、撮像領域に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイルの印加電圧に対する耐圧寿命を、より精度よく推定することができる。 In the magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention, it is possible to more accurately estimate the withstand voltage life with respect to the applied voltage of the gradient coil that generates a gradient magnetic field in the imaging region.
本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態について添付図面を参照して説明する。 Embodiments of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention will be described with reference to the accompanying drawings.
図１は本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の第１の実施形態を示す構成図である。 FIG. 1 is a configuration diagram showing a first embodiment of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention.
磁気共鳴イメージング装置２０は、撮像領域に静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石２１と、この静磁場用磁石２１の内部に設けられた傾斜磁場コイルユニット２２およびＲＦコイル２４とを図示しないガントリに内蔵した構成である。また、磁気共鳴イメージング装置２０には制御系２５および傾斜磁場コイル寿命診断系２６とが備えられる。
The magnetic
制御系２５は、傾斜磁場電源２７、送信器２８、受信器２９、シーケンスコントローラ３０およびコンピュータ３１を具備している。コンピュータ３１には、入力装置３２、表示装置３３、演算装置３４および記憶装置３５が備えられる。
The
傾斜磁場コイルユニット２２は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚで構成され、静磁場用磁石２１の内部において筒状に形成される。傾斜磁場コイルユニット２２の内側には寝台３６が設けられて撮像領域とされ、寝台３６には被検体Ｐがセットされる。ＲＦコイル２４はガントリに内蔵されず、寝台３６や被検体Ｐ近傍に設けられる場合もある。
The gradient magnetic
また、傾斜磁場コイルユニット２２のＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚは傾斜磁場用アンプ３７を介して傾斜磁場電源２７と接続される。そして、傾斜磁場電源２７から傾斜磁場用アンプ３７を介してそれぞれＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚに供給された電流により、撮像領域にそれぞれＸ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸方向の傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場Ｇｚを形成することができるように構成される。
Further, the X-axis gradient
ＲＦコイル２４は、送信器２８および受信器２９と接続される。ＲＦコイル２４は、送信器２８から高周波信号を受けて被検体Ｐに送信する機能と、被検体Ｐ内部の原子核スピンの高周波信号による励起に伴って発生したＮＭＲ信号を受信して受信器２９に与える機能を有する。
The
一方、制御系２５のシーケンスコントローラ３０は、傾斜磁場電源２７、送信器２８および受信器２９と接続される。シーケンスコントローラ３０は傾斜磁場電源２７、送信器２８および受信器２９を駆動させるために必要な制御情報、例えば傾斜磁場電源２７に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報を記憶する機能と、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２８および受信器２９を駆動させることによりＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚおよび高周波信号を発生させる機能を有する。
On the other hand, the
また、シーケンスコントローラ３０は、受信器２９におけるＮＭＲ信号の検波およびＡ／Ｄ変換により得られた複素データである生データ（raw data）を受けてコンピュータ３１に与えるように構成される。
In addition, the
このため、送信器２８には、シーケンスコントローラ３０から受けた制御情報に基づいて高周波信号をＲＦコイル２４に与える機能が備えられる。送信器２８は、ＲＦ送信用アンプ２８ａと送信信号生成回路２８ｂとを有する。そして、シーケンスコントローラ３０から受けた制御情報に基づいて送信信号生成回路２８ｂが送信信号を生成し、送信信号生成回路２８ｂにより生成された送信信号がＲＦ送信用アンプ２８ａにより増幅されて高周波信号としてＲＦコイル２４に与えられるように構成される。
For this reason, the
また、受信器２９には、ＮＭＲ受信用アンプ２９ａ、検波器２９ｂ、受信信号処理回路２９ｃ、ＡＤＣ（Analog-to-Digital Converter）２９ｄが備えられる。そして、受信器２９には、ＮＭＲ受信用アンプ２９ａを介してＲＦコイル２４から受けたＮＭＲ信号を検波器２９ｂにより検波して所要の信号処理を受信信号処理回路２９ｃにより実行するとともにＡＤＣ２９ｄによりＡ／Ｄ変換することにより、デジタル化された複素データである生データを生成する機能と、生成した生データをシーケンスコントローラ３０に与える機能とが備えられる。
The
また、コンピュータ３１の記憶装置３５に保存されたプログラムを演算装置３４で実行することにより、コンピュータ３１には各種機能が備えられる。ただし、プログラムによらず、特定の回路を設けてコンピュータ３１を構成してもよい。すなわち、コンピュータには、シーケンスを生成してシーケンスコントローラ３０に与えることにより、シーケンスコントローラ３０を介してＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚおよび高周波信号を制御する一方、シーケンスコントローラ３０から受けた生データに画像処理を施すことにより、被検体Ｐの画像データを再構成させる画像処理手段としての機能が備えられる。
Further, the
さらに、このような制御信号を発生させる傾斜磁場電源２７を始めとする制御系２５やその他のノイズ発生源からのノイズの影響を回避するために、撮影領域を形成する同軸上の静磁場用磁石２１、傾斜磁場コイルユニット２２およびＲＦコイル２４は、寝台３６とともにノイズを遮断するシールドルーム３８内に設置される。
Further, in order to avoid the influence of noise from the
また、特に傾斜磁場電源２７の影響により、傾斜磁場電源２７から傾斜磁場用アンプ３７を介してＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚに制御信号として供給される電流にはノイズが混入する恐れがある。このため、傾斜磁場用アンプ３７と傾斜磁場コイルユニット２２とを接続するケーブル３９のシールドルーム３８内側には、ノイズフィルタ４０が設けられる。そして、傾斜磁場電源２７から傾斜磁場用アンプ３７を介してＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚに供給される制御信号からは、ノイズがノイズフィルタ４０によりカットされる。
In particular, due to the influence of the gradient magnetic
一方、傾斜磁場コイル寿命診断系２６は、検出プローブ４１、検出信号用アンプ４２、検波器４３、ＡＤＣ４４、信号処理装置４５、出力装置４６を備える。出力装置４６は、例えばモニタ４６ａやスピーカ４６ｂ等の出力装置４６とされる。
On the other hand, the gradient magnetic field coil
検出プローブ４１は、少なくとシールドルーム３８内に設けられる。検出プローブ４１は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙまたはＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚの経年変化による耐圧性の低下により局所的に部分放電が起きた場合に、部分放電の発生に伴って生じた電波を検出するアンテナとしての機能と、検出した電波を検出信号として検出信号用アンプ４２に出力する機能とを有する。
The
Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙまたはＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚに部分放電が生じた場合には、磁気共鳴イメージング装置２０の同調周波数の電波が発生する。この電波は、シールドルーム３８内であれば検出可能である。また、特に傾斜磁場用アンプ３７と傾斜磁場コイルユニット２２とを接続するケーブル３９のノイズフィルタ４０よりも傾斜磁場コイルユニット２２側において検出が容易である。
When a partial discharge occurs in the X-axis gradient
そこで、検出プローブ４１は、望ましくは傾斜磁場用アンプ３７と傾斜磁場コイルユニット２２とを接続するケーブル３９のノイズフィルタ４０よりも傾斜磁場コイルユニット２２側近傍に設けられる。また、検出プローブ４１は、磁気共鳴イメージング装置２０の同調周波数に同調され、あるいは同調周波数の電波を検出するために十分な帯域をもつように構成される。
Therefore, the
検出信号用アンプ４２は、シールドルーム３８内に設けられ、検出プローブ４１から受けた検出信号の電圧を所要の電圧に増幅する機能と、増幅した検出信号を検波器４３に与える機能とを有する。検波器４３は、検出信号用アンプ４２から受けた検出信号に対して検波を行なってＡＤＣ４４に与える機能を有する。ＡＤＣ４４は、検波器４３から受けた検出信号をデジタル化して信号処理装置４５に与える機能を有する。
The
信号処理装置４５は、コンピュータに信号処理プログラムを読み込ませて構築される。ただし、信号処理装置４５の全部あるいは一部を回路やハードウェアで構成してもよい。信号処理装置４５は、検出プローブ４１から検出信号用アンプ４２、検波器４３およびＡＤＣ４４を介して受けた検出信号に基づいて出力装置４６から所定の警告信号を出力させたり、あるいは傾斜磁場電源２７からＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚに供給される制御信号を遮断する機能を有する。
The
図２は、図１に示す傾斜磁場コイル寿命診断系２６における信号処理装置４５の機能ブロック図である。
FIG. 2 is a functional block diagram of the
信号処理装置４５は、閾値比較手段５０、警告信号発生手段５１および傾斜磁場電源遮断手段５２として機能する。
The
閾値比較手段５０は、検出プローブ４１から検出信号用アンプ４２、検波器４３およびＡＤＣ４４を介して受けた検出信号値と予め設定された閾値とを比較する機能と、比較結果に基づいてＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚの少なくとも１つの耐圧性についての寿命限界が近いか否かを判定する機能とを有する。
The threshold
そして、閾値比較手段５０は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚの少なくとも１つの耐圧性についての寿命限界が近いと判定した場合には、警告信号発生手段５１および傾斜磁場電源遮断手段５２に寿命限界が近い旨の寿命限界情報を与えるように構成される。
If the threshold
警告信号発生手段５１は、閾値比較手段５０から寿命限界情報を受けた場合には、Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚのいずれかの耐圧性についての寿命限界が近い旨の警告信号を発生させる機能と、警告信号を出力装置４６に与えて出力させる機能とを有する。警告信号発生手段５１により生成される警告信号は音声信号としてスピーカ４６ｂに与えるように構成することもできるし、画像信号としてモニタ４６ａに与えるように構成することもできる。
When the warning signal generation means 51 receives the life limit information from the threshold comparison means 50, the warning signal generation means 51 has the pressure resistance of any one of the X-axis gradient
傾斜磁場電源遮断手段５２は、閾値比較手段５０から寿命限界情報を受けた場合には、傾斜磁場電源２７からＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚに供給される制御信号および前記傾斜磁場電源への電力の一方あるいは双方を遮断する機能を有する。Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚに供給される制御信号の遮断方法としては、傾斜磁場電源２７に信号を与えて傾斜磁場電源２７を制御することによる方法の他、スイッチ手段を制御信号の経路上に設けて駆動させる方法等の任意の方法が可能である。
When receiving the life limit information from the threshold comparison means 50, the gradient magnetic field power cutoff means 52 supplies the gradient magnetic
次に磁気共鳴イメージング装置２０の動作について説明する。
Next, the operation of the magnetic
磁気共鳴イメージング装置２０による画像の撮影は以下のように実行される。すなわち、予め静磁場用磁石２１（超伝導磁石）の撮像領域に静磁場が形成され、寝台３６には被検体Ｐがセットされる。そして、入力装置３２からスキャン開始指令がコンピュータ３１に入力されると、パルスシーケンスがシーケンスコントローラ３０に出力される。
Imaging of an image by the magnetic
シーケンスコントローラ３０は、パルスシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２８および受信器２９を駆動させる。すなわち傾斜磁場電源２７から傾斜磁場用アンプ３７を介して増幅された電流がケーブル３９を介してＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚに供給される。このため、撮像領域にそれぞれＸ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸方向の傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場Ｇｚが形成される。
The
また、送信器２８からは、パルスシーケンスに応じてＲＦコイル２４に順次ＲＦ信号が与えられ、ＲＦコイル２４から被検体ＰにＲＦ信号が送信される。この結果、被検体内の原子核スピンが磁気的に共鳴し、励起によりＮＭＲ信号が発生する。そして、発生したＭＲ信号は、ＲＦコイル２４によって受信される。さらに、受信器２９は、ＲＦコイル２４からＭＲ信号を受けて、前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリング等の各種信号処理を実行した後、ＡＤＣ２９ｄによってＡ／Ｄ変換することにより、デジタルデータのＭＲ信号である生データを生成する。
Further, the
次に、生成された生データは、受信器２９からシーケンスコントローラ３０に与えられる。シーケンスコントローラ３０は、受信器２９から受けた生データをコンピュータ３１に出力し、コンピュータ３１における画像再構成処理により被検体Ｐの断層像が再構成される。また、再構成された断層像は適宜、記憶装置３５に保存され、必要に応じて表示装置３３に表示される。
Next, the generated raw data is given from the
このような磁気共鳴イメージング装置２０による画像の撮影が繰返し行われると、傾斜磁場電源２７からＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚに印加される駆動電圧が２０００Ｖ程度の高電圧であることから、Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙあるいはＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚが局所的に破損し、臨床試験の突発的中断を招く恐れがある。
When imaging of such an image by the magnetic
そこで、傾斜磁場コイル寿命診断系２６により、Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙあるいはＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚが局所的に破損しているか否かや破損の程度が判定され、Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙあるいはＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚの耐圧性に関する寿命が診断される。傾斜磁場コイル２３ｘ、２３ｙ、２３ｚの寿命診断の際には、被検体Ｐがセットされていなくてもよい。
Therefore, the gradient coil
図３は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０の傾斜磁場コイル寿命診断系２６における、傾斜磁場コイル２３ｘ、２３ｙ、２３ｚの耐圧性に対する寿命が限界に近づいた場合の動作手順を示すフローチャートであり、図中Ｓ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. 3 is a flowchart showing an operation procedure when the lifetime for the pressure resistance of the gradient magnetic field coils 23x, 23y, and 23z approaches the limit in the gradient coil life
Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙまたはＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚに経年変化による耐圧性の低下による破損部分が存在すると、破損部分において部分放電が起こる。さらに部分放電が起こると、磁気共鳴イメージング装置２０の同調周波数の電波が発生する。
If a damaged portion due to a decrease in pressure resistance due to secular change exists in the X-axis gradient
すると、ステップＳ１において、部分放電に伴って生じた磁気共鳴イメージング装置２０の同調周波数の電波は、検出プローブ４１により検出され、検出信号として検出信号用アンプ４２に出力される。検出信号用アンプ４２では、検出信号が増幅されて検波器４３に与えられ、検波器４３では、検出信号用アンプ４２から受けた検出信号に対する検波が行なわれる。さらに、検波後の検出信号は検波器４３からＡＤＣ４４に与えられ、デジタル化されて信号処理装置４５に与えられる。
Then, in step S1, the radio wave having the tuning frequency of the magnetic
次に、ステップＳ２において、信号処理装置４５において検出プローブ４１の検出信号値が予め設定された閾値と比較される。
Next, in step S2, the
図４は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０の信号処理装置４５に入力された検出プローブ４１の検出信号の一例を示す図である。
FIG. 4 is a diagram illustrating an example of a detection signal of the
図４において縦軸は、検出プローブ４１から検出信号用アンプ４２、検波器４３およびＡＤＣ４４を介して信号処理装置４５に入力された検出信号の信号値（電圧）を示し、横軸は時間を示す。そして、図４の点線に示すように、予め信号値に対する閾値が設定される。
In FIG. 4, the vertical axis indicates the signal value (voltage) of the detection signal input from the
図４に示すように、例えば所定の周波数で検出信号Ｓが信号処理装置４５に入力される。そして、閾値比較手段５０は、信号処理装置４５に入力された検出信号Ｓの信号値と閾値とを比較することにより、傾斜磁場コイル２３ｘ、２３ｙ、２３ｚの耐圧性についての寿命限界が近いか否かを判定する。
As shown in FIG. 4, for example, the detection signal S is input to the
寿命限界が近いか否かの判定基準としては、例えば、検出信号の信号値が閾値を超えるか否かとする他、単位時間当たりに検出信号の信号値が閾値を超える頻度が一定値を超えるか否かとすることができる。つまり、例えば、閾値を超える信号値の検出信号が観測された場合に傾斜磁場コイル２３ｘ、２３ｙ、２３ｚの寿命限界が近いと判定したり、または閾値を超える信号値の検出信号が単位時間内に一定数を超えて観測された場合に傾斜磁場コイル２３ｘ、２３ｙ、２３ｚの寿命限界が近いと判定することができる。 For example, whether or not the signal value of the detection signal exceeds the threshold value, or whether the frequency of the detection signal signal value exceeding the threshold value per unit time exceeds a certain value as a criterion for determining whether or not the life limit is near It can be no. That is, for example, when a detection signal having a signal value exceeding the threshold is observed, it is determined that the life limits of the gradient magnetic field coils 23x, 23y, and 23z are close, or a detection signal having a signal value exceeding the threshold is within a unit time. When observed over a certain number, it can be determined that the life limits of the gradient magnetic field coils 23x, 23y, and 23z are close.
次に、ステップＳ３において、傾斜磁場コイル２３ｘ、２３ｙ、２３ｚの寿命限界が近いと判定された場合には、警告信号が出力され、あるいは傾斜磁場コイル２３ｘ、２３ｙ、２３ｚに与えられる制御信号が遮断される。 Next, when it is determined in step S3 that the life limits of the gradient magnetic field coils 23x, 23y, and 23z are close, a warning signal is output, or the control signal applied to the gradient magnetic field coils 23x, 23y, and 23z is cut off. Is done.
すなわち、閾値比較手段５０は、傾斜磁場コイル２３ｘ、２３ｙ、２３ｚの寿命限界が近いと判定した場合には、警告信号発生手段５１および傾斜磁場電源遮断手段５２に寿命限界が近い旨の寿命限界情報を与える。警告信号発生手段５１は、閾値比較手段５０から寿命限界情報を受けると、傾斜磁場コイル２３ｘ、２３ｙ、２３ｚの寿命限界が近い旨の警告信号を発生させる。警告信号発生手段５１により生成される警告信号は、例えば音声信号および画像信号とされる。そして、音声信号はスピーカ４６ｂに、画像信号はモニタ４６ａにそれぞれ与えられて音声および画像として出力される。
That is, when the threshold comparison means 50 determines that the life limits of the gradient magnetic field coils 23x, 23y, and 23z are close, the life limit information that the life limits are close to the warning signal generation means 51 and the gradient magnetic field power shut-off means 52. give. When the warning signal generating means 51 receives the life limit information from the
このため、ユーザは、警告信号により傾斜磁場コイル２３ｘ、２３ｙ、２３ｚの寿命限界が近いということを認識することができる。 For this reason, the user can recognize from the warning signal that the life limits of the gradient magnetic field coils 23x, 23y, and 23z are close.
一方、傾斜磁場電源遮断手段５２は、閾値比較手段５０から寿命限界情報を受けると、例えば傾斜磁場電源２７に信号を与えて傾斜磁場電源２７を制御することにより、傾斜磁場電源２７から傾斜磁場コイル２３ｘ、２３ｙ、２３ｚに供給される制御信号を遮断する。このため、傾斜磁場コイル２３ｘ、２３ｙ、２３ｚの寿命限界が近い場合には、ユーザが機器を操作することなく自動的に傾斜磁場コイル２３ｘ、２３ｙ、２３ｚへの電圧印加が停止される。
On the other hand, when receiving the life limit information from the
つまり、以上のような磁気共鳴イメージング装置２０は、傾斜磁場コイル２３ｘ、２３ｙ、２３ｚの耐電圧に対する寿命を推定するための指標として部分放電現象を利用し、部分放電の発生に伴って生じた電波を磁気共鳴イメージング装置２０に同調した検出プローブ４１により検出して周波数検波するものである。
That is, the magnetic
このため、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、傾斜磁場コイル２３ｘ、２３ｙ、２３ｚの全域に亘る寿命診断が可能となる。すなわち、磁気共鳴イメージング装置２０は、傾斜磁場コイル２３ｘ、２３ｙ、２３ｚに耐圧性の劣化により局所的に破損が生じたとしても、破損部位によらず部分放電による電波を検出して寿命診断を行うものであるため、全域にわたって傾斜磁場コイル２３ｘ、２３ｙ、２３ｚの破損の有無をモニタすることができる。
For this reason, according to the magnetic
そして、傾斜磁場コイル２３ｘ、２３ｙ、２３ｚの耐圧性についての寿命診断を行ことにより、傾斜磁場コイル２３ｘ、２３ｙ、２３ｚに部分的に破損が生じたとしても、完全な破損を招く前に傾斜磁場コイル２３ｘ、２３ｙ、２３ｚの全部あるいは一部の部品の定期交換等の適切な処置を事前に取ることが可能となる。このため、不意な磁気共鳴イメージング装置２０の停止を防ぎ、臨床診断の突発的な中断を未然に防ぐことが可能となる。
Then, by performing a life diagnosis on the pressure resistance of the gradient magnetic field coils 23x, 23y, and 23z, even if the gradient magnetic field coils 23x, 23y, and 23z are partially damaged, the gradient magnetic field coils are not affected before they are completely damaged. Appropriate measures such as periodic replacement of all or some of the
図５は、本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の第２の実施形態を示す構成図である。 FIG. 5 is a block diagram showing a second embodiment of the magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention.
図５に示された、磁気共鳴イメージング装置２０Ａでは、傾斜磁場コイル寿命診断系２６を磁気共鳴イメージング装置２０Ａの他の機器により兼ねた構成が図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０と相違する。他の構成および作用については図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０と実質的に異ならないため同一の構成については同符号を付して説明を省略する。
The magnetic
磁気共鳴イメージング装置２０Ａでは、ＲＦコイル２４がＮＭＲ信号の受信用のプローブとして用いられるのみならず、傾斜磁場コイル２３ｘ、２３ｙ、２３ｚの破損により部分放電が起きた場合に生じる電波を検出するアンテナである検出プローブ４１としても用いられる。
In the magnetic
さらに、受信器２９のＮＭＲ受信用アンプ２９ａ、検波器２９ｂおよびＡＤＣ２９ｄにより、ＮＭＲ信号と同様にＲＦコイル２４により検出された部分放電による電波の検出信号の増幅、検波およびデジタル化が行われるように構成される。つまり、ＮＭＲ受信用アンプ２９ａは、検出信号用アンプ４２としても機能する。また、デジタル化された検出信号は、生データとともにコンピュータ３１に与えるように構成される。
Further, the
また、コンピュータ３１には、傾斜磁場コイル寿命診断プログラムが読み込まれて、傾斜磁場コイル寿命診断システムが構築される。
Also, the gradient magnetic field coil life diagnosis program is read into the
図６は、図５に示す磁気共鳴イメージング装置２０Ａのコンピュータ３１の機能ブロック図である。
FIG. 6 is a functional block diagram of the
コンピュータ３１は、傾斜磁場コイル寿命診断プログラムの実行により、検出領域設定手段６０、閾値比較手段５０、警告信号発生手段５１および傾斜磁場電源遮断手段５２として機能する。また、コンピュータ３１は、生データデータベース６１および画像処理手段６２としても機能する。
The
生データデータベース６１には、Ｋ空間が形成され、形成されたＫ空間に生データが配置されて保存される。すなわち、実空間のＸＹ方向から複素空間の位相および周波数にエンコードされた生データは、位相エンコード方向および周波数エンコード方向に２次元状に配置される。
In the
画像処理手段６２は、生データデータベース６１に保存された生データにフーリエ変換等の所要の画像処理を行って被検体Ｐの断層像データを生成する機能と、生成した断層像データを表示装置３３に与えて表示させる機能とを有する。さらに、必要に応じて、画像処理手段６２には、後述する閾値比較手段５０から傾斜磁場コイル２３の耐圧性が寿命限界ではない旨の情報を受けた場合には、磁気共鳴信号の強度が小さい領域の信号を生データのノイズレベル程度まで減じて画像再構成を行って被検体Ｐの断層像データを生成する機能が備えられる。
The image processing means 62 performs a necessary image processing such as Fourier transform on the raw data stored in the
また、検出領域設定手段６０は、生データデータベース６１に保存された生データの一部、特に信号強度が小さいＮＭＲ信号から得られた生データを抽出して閾値比較手段５０に与える機能を有する。
The detection region setting means 60 has a function of extracting a part of the raw data stored in the
閾値比較手段５０は、検出領域設定手段６０から受けた生データと予め設定された閾値とを比較することにより、生データ中からＲＦコイル２４により検出された部分放電による電波の検出信号を検出する機能と、部分放電による電波の検出信号の検出結果に基づいてＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚの少なくとも１つの耐圧性についての寿命限界が近いか否かを判定する機能とを有する。
The threshold
そして、閾値比較手段５０は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚの少なくとも１つの耐圧性についての寿命限界が近いと判定した場合には、警告信号発生手段５１および傾斜磁場電源遮断手段５２に寿命限界が近い旨の寿命限界情報を与えるように構成される。
If the threshold
さらに、必要に応じて閾値比較手段５０には、傾斜磁場コイル２３の耐圧性についての寿命限界が近くないと判定した場合には、傾斜磁場コイル２３の耐圧性が寿命限界ではない旨の情報を画像処理手段６２に与える機能が備えられる。
Further, if necessary, the threshold
また、警告信号発生手段５１および傾斜磁場電源遮断手段５２は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０の警告信号発生手段５１および傾斜磁場電源遮断手段５２と同様な機能を有する。従って、コンピュータ３１にスピーカ４６ｂを設けて音声を出力できるように構成することができる。
Further, the warning signal generating means 51 and the gradient magnetic field power cutoff means 52 have the same functions as the warning signal generating means 51 and the gradient magnetic field power cutoff means 52 of the magnetic
次に、磁気共鳴イメージング装置２０Ａの動作について説明する。
Next, the operation of the magnetic
図７は、図５に示す磁気共鳴イメージング装置２０Ａにおける、傾斜磁場コイル２３ｘ、２３ｙ、２３ｚの耐圧性に対する寿命が限界に近づいた場合の動作手順を示すフローチャートであり、図７中Ｓ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. 7 is a flowchart showing an operation procedure when the lifetime for the pressure resistance of the gradient magnetic field coils 23x, 23y, and 23z approaches the limit in the magnetic
Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙまたはＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚに経年変化による耐圧性の低下による破損部分が存在すると、破損部分において部分放電が起こる。さらに部分放電が起こると、磁気共鳴イメージング装置２０の同調周波数の電波が発生する。
If a damaged portion due to a decrease in pressure resistance due to secular change exists in the X-axis gradient
すると、ステップＳ１０において、部分放電に伴って生じた磁気共鳴イメージング装置２０の同調周波数の電波は、ＮＭＲ信号とともにＲＦコイル２４により受信され、ＮＭＲ信号にのったノイズ信号として受信器２９に出力される。そして、受信器２９のＮＭＲ受信用アンプ２９ａ、検波器２９ｂおよびＡＤＣ２９ｄにより、ＮＭＲ信号とともに部分放電によるノイズ信号は、増幅、検波およびデジタル化が行われる。
Then, in step S10, the radio wave having the tuning frequency of the magnetic
このため、受信器２９からは、デジタル化されたノイズ信号が生データに含まれた状態で、コンピュータ３１に与えられる。そして、部分放電によるノイズ信号を含んだ生データは、コンピュータ３１の生データデータベース６１に保存される。すなわち、生データデータベース６１に形成されたＫ空間の位相エンコード方向および周波数方向に生データが２次元状に配置されて保存される。
For this reason, the
次に、ステップＳ１１において、画像処理手段６２は、生データデータベース６１に保存された生データにフーリエ変換等の所要の画像処理を行って被検体Ｐの断層像データを生成し、生成した断層像データを表示装置３３に与えて表示させる。この結果、ユーザは被検体Ｐの断層像を確認することができる。
Next, in step S11, the image processing means 62 performs necessary image processing such as Fourier transformation on the raw data stored in the
但し、傾斜磁場コイル２３ｘ、２３ｙ、２３ｚの寿命診断のみを目的とする場合には、被検体Ｐをセットせず、かつ断層像データの生成や断層像の表示を行わなくてもよい。 However, when the purpose is only for the life diagnosis of the gradient magnetic field coils 23x, 23y, and 23z, it is not necessary to set the subject P and to generate tomographic image data or display the tomographic image.
一方、ステップＳ１２において、検出領域設定手段６０により生データデータベース６１に保存された生データの一部、特に信号強度が小さいＮＭＲ信号から得られた生データが抽出される。
On the other hand, in step S12, a part of the raw data stored in the
図８は、図５に示す磁気共鳴イメージング装置２０Ａにより収集されてＫ空間に配置された生データの信号強度マップの一例を示す図である。
FIG. 8 is a diagram showing an example of a signal intensity map of raw data collected by the magnetic
図８において縦軸は位相エンコード方向を示し、横軸は周波数エンコード方向を示す。また、生データの信号強度の大きさに応じて模式的にドットで表示している。 In FIG. 8, the vertical axis indicates the phase encoding direction, and the horizontal axis indicates the frequency encoding direction. In addition, dots are schematically displayed according to the magnitude of the signal strength of the raw data.
一般に、図８に示すようにＫ空間の中心付近に配置された生データほど、信号強度がより大きい。逆に、Ｋ空間の中心からより離れた位置に配置された生データほど、被検体ＰからのＮＭＲ信号がエコーを結実しないことから信号強度がより小さい。従って、点線で囲ったＫ空間の位相エンコードが最大または最小となる付近や、周波数エンコードが最大または最小となる付近に配置された生データの信号強度が小さくなる。 In general, as shown in FIG. 8, the raw data arranged near the center of the K space has a higher signal strength. Conversely, the raw data arranged at a position farther from the center of the K space has a smaller signal intensity because the NMR signal from the subject P does not produce an echo. Therefore, the signal intensity of the raw data arranged in the vicinity where the phase encoding of the K space surrounded by the dotted line is maximized or minimized, or in the vicinity where the frequency encoding is maximized or minimized is reduced.
すなわち、被検体ＰからのＮＭＲ信号および生データの信号強度が小さい領域では、部分放電によるノイズ信号の強度が相対的に大きく観測される。従って、被検体ＰからのＮＭＲ信号および生データの信号強度が小さい領域を観測すれば、被検体ＰからのＮＭＲ信号から得られた生データと部分放電によるノイズ信号とを分離することが可能となる。 That is, in the region where the signal intensity of the NMR signal and raw data from the subject P is small, the intensity of the noise signal due to partial discharge is observed to be relatively large. Therefore, by observing a region where the signal intensity of the NMR signal from the subject P and the raw data is small, it is possible to separate the raw data obtained from the NMR signal from the subject P and the noise signal due to partial discharge. Become.
そこで、検出領域設定手段６０は、Ｋ空間の位相エンコードが最大または最小となる付近や、周波数エンコードが最大または最小となる付近に配置された点線枠で囲った部分の生データのように、信号強度が小さい生データＤを生データデータベース６１から抽出し、抽出した生データＤを閾値比較手段５０に与える。
Therefore, the detection area setting means 60 is configured to generate a signal such as raw data in a portion surrounded by a dotted line frame arranged in the vicinity where the phase encoding in the K space is maximized or minimized or in the vicinity where the frequency encoding is maximized or minimized. Raw data D having a low intensity is extracted from the
次に、ステップＳ１３において、閾値比較手段５０は、検出領域設定手段６０から受けた生データと予め設定された閾値とを比較することにより、生データ中からＲＦコイル２４により検出された部分放電による電波の検出信号を検出する。
Next, in step S13, the threshold
図９は、図５に示す磁気共鳴イメージング装置２０Ａにより収集された生データおよび生データに含まれる部分放電によるノイズ信号の一例を示す図である。
FIG. 9 is a diagram showing an example of raw data collected by the magnetic
図９において横軸は時間を示し、縦軸は生データおよび部分放電によるノイズ信号の信号値を示す。また図９中の実線は、部分放電によるノイズ信号の信号値ＳＮを示し、一点鎖線は生データの信号値ＳＭＲを示す。 In FIG. 9, the horizontal axis indicates time, and the vertical axis indicates the raw data and the signal value of the noise signal due to partial discharge. The solid line in FIG. 9 shows the signal value S N of the noise signal by the partial discharge, and a one-dot chain line shows the signal value S MR raw data.
図９に示すように、部分放電により生じた電波は、生データ中のノイズ信号として観測される。そして、例えば位相エンコードが最大付近である場合のように生データの信号強度が小さい領域では、相対的に部分放電によるノイズ信号の信号強度が大きくなる。このため、被検体Ｐからの生データからノイズ信号を切り分けて観測することができる。そこで、閾値比較手段５０は、例えばノイズ信号を含んだ生データを閾値と比較し、ノイズ信号の信号値が閾値を超えて観測されたか否か、あるいは閾値を超えたノイズ信号の単位時間当たりの観測頻度（発生頻度）が一定値を超えたか否かを判定する。
As shown in FIG. 9, the radio wave generated by the partial discharge is observed as a noise signal in the raw data. In a region where the signal strength of the raw data is small, for example, when the phase encoding is near the maximum, the signal strength of the noise signal due to partial discharge is relatively large. For this reason, a noise signal can be separated and observed from the raw data from the subject P. Therefore, the threshold
そして、ノイズ信号が観測された場合や、あるいはノイズ信号の単位時間当たりの観測頻度が一定値を超えた場合には、閾値比較手段５０は傾斜磁場コイル２３ｘ、２３ｙ、２３ｚの耐圧性についての寿命限界が近いと判定する。さらに、閾値比較手段５０は、警告信号発生手段５１および傾斜磁場電源遮断手段５２に寿命限界が近い旨の寿命限界情報を与える。
When a noise signal is observed, or when the observation frequency of the noise signal per unit time exceeds a certain value, the threshold
このため、ステップＳ１４において、警告信号発生手段５１および傾斜磁場電源遮断手段５２の作用により図３のステップＳ３と同様に、表示装置３３やスピーカ４６ｂから警告信号が出力され、あるいは傾斜磁場コイル２３ｘ、２３ｙ、２３ｚに与えられる制御信号が遮断される。
For this reason, in step S14, a warning signal is output from the
一方、閾値比較手段５０が傾斜磁場コイル２３の耐圧性についての寿命限界が近くないと判定した場合には、傾斜磁場コイル２３の耐圧性が寿命限界ではない旨の情報を画像処理手段６２に与え、画像処理手段６２は、磁気共鳴信号の強度が小さい領域の信号を生データのノイズレベル程度まで減じて画像再構成を行って被検体Ｐの断層像データを生成するようにすることもできる。 On the other hand, when the threshold comparison means 50 determines that the life limit for the pressure resistance of the gradient magnetic field coil 23 is not close, it gives the image processing means 62 information that the pressure resistance of the gradient magnetic field coil 23 is not the life limit. The image processing means 62 can also generate tomographic image data of the subject P by performing image reconstruction by reducing the signal in the region where the intensity of the magnetic resonance signal is low to the noise level of the raw data.
つまり以上のような磁気共鳴イメージング装置２０Ａは、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０の傾斜磁場コイル寿命診断系２６としての機能を既存のＲＦコイル２４や受信器２９等の機器で兼ねた構成である。そしてその際、ＮＭＲ信号と部分放電によるノイズ信号とを切り分けるために生データ中の磁気共鳴信号強度の小さい領域について閾値を用いて比較したものである。
That is, the magnetic
このため、磁気共鳴イメージング装置２０Ａによれば、若干のコンピュータ３１内の機能の追加があるものの、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０と同様に傾斜磁場コイル２３ｘ、２３ｙ、２３ｚの耐圧性についての寿命診断機能を既存の機器でより簡易に構成することができる。これに対して、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０によれば、独立して傾斜磁場コイル寿命診断系２６が設けられ、部分放電による電波の検出に適した系を構成することができるため、寿命診断精度を向上させることができる。
For this reason, according to the magnetic
また、寿命診断の結果、寿命限界ではないと判断した場合には、生データ中の磁気共鳴信号の小さい領域の信号を生データのノイズレベル程度まで減じ、これを用いて画像再構成することができる。これにより、許容可能な放電が存在した場合には、これらの影響を低減させた画像を提供することができる。 If it is determined that the lifetime is not the limit as a result of the lifetime diagnosis, it is possible to reduce the signal of a small area of the magnetic resonance signal in the raw data to the noise level of the raw data and use this to reconstruct the image. it can. As a result, when there is an allowable discharge, it is possible to provide an image in which these effects are reduced.
尚、以上の各実施形態における磁気共鳴イメージング装置２０、２０Ａの一部の機能や処理を省略してもよい。また、各実施形態における磁気共鳴イメージング装置２０、２０Ａの一部の機能を組み合わせることもできる。
In addition, you may abbreviate | omit a part of function and process of the magnetic
２０、２０Ａ 磁気共鳴イメージング装置
２１ 静磁場用磁石
２２ 傾斜磁場コイルユニット
２３ｘ、２３ｙ、２３ｚ 傾斜磁場コイル
２４ ＲＦコイル
２６ 傾斜磁場コイル寿命診断系
２７ 傾斜磁場電源
２８ 送信器
２９ 受信器
２９ａ ＮＭＲ受信用アンプ
２９ｂ 検波器
２９ｃ 受信信号処理回路
２９ｄ ＡＤＣ（Analog-to-Digital Converter）
３０ シーケンスコントローラ
３１ コンピュータ
３７ 傾斜磁場用アンプ
３８ シールドルーム
３９ ケーブル
４０ ノイズフィルタ
４１ 検出プローブ
４２ 検出信号用アンプ
４３ 検波器
４４ ＡＤＣ
４５ 信号処理装置
４６ 出力装置
４６ａ モニタ
４６ｂ スピーカ
５０ 閾値比較手段
５１ 警告信号発生手段
５２ 傾斜磁場電源遮断手段
６０ 検出領域設定手段
20, 20A Magnetic
30
45
Claims (12)
前記傾斜磁場コイルに駆動電圧を印加する傾斜磁場電源と、
前記傾斜磁場コイルが設けられたシールドルーム内に設けられ、前記傾斜磁場コイルへの前記駆動電圧の印加により生じた部分放電の発生に伴って生じた電波を検出する検出プローブと、
前記検出プローブによる前記電波の検出により得られた検出信号を検波する検波器と、
前記検波器の出力に基づいて、前記傾斜磁場コイルの耐圧性についての寿命限界が近いか否かをＫ空間の生データの一部領域において判定するための閾値比較手段と、
を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 A gradient coil for forming a gradient magnetic field in the imaging region;
A gradient magnetic field power source for applying a drive voltage to the gradient coil;
A detection probe which is provided in a shield room provided with the gradient magnetic field coil and detects radio waves generated with the occurrence of partial discharge caused by application of the drive voltage to the gradient magnetic field coil;
A detector for detecting a detection signal obtained by detection of the radio wave by the detection probe;
A threshold comparison means for determining in a partial region of the raw data of K space whether or not the lifetime limit for the pressure resistance of the gradient magnetic field coil is near based on the output of the detector;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising:
前記検波器により検波された前記検出信号の信号強度を予め定められた閾値と比較し、比較結果に基づいて前記傾斜磁場コイルの耐圧性についての寿命限界が近いか否かを判定する、ことを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。 The threshold comparison means includes
Compared to said detector by-detected the detection signal a predetermined threshold signal strength, the lifetime limit for pressure resistance of the gradient coil is short or not is determined based on the comparison result, that The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1.
前記検波器により検波された前記検出信号の信号強度を予め定められた閾値と比較し、前記検出信号の信号強度が前記閾値を超えた場合に前記傾斜磁場コイルの耐圧性についての寿命限界が近いと判定する、ことを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。 The threshold comparison means includes
The signal strength of the detection signal detected by the detector is compared with a predetermined threshold value, and when the signal strength of the detection signal exceeds the threshold value, the lifetime limit for the pressure resistance of the gradient magnetic field coil is near determining a magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein a.
前記検波器により検波された前記検出信号の信号強度を予め定められた閾値と比較し、前記検出信号の信号強度が前記閾値を超える単位時間当たりの頻度が一定値を超えた場合に前記傾斜磁場コイルの耐圧性についての寿命限界が近いと判定する、ことを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。 The threshold comparison means includes
When the signal intensity of the detection signal detected by the detector is compared with a predetermined threshold, and the frequency per unit time at which the signal intensity of the detection signal exceeds the threshold exceeds a certain value, the gradient magnetic field life limit for pressure resistance of the coil is determined to close, the magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein a.
前記閾値比較手段により前記傾斜磁場コイルの耐圧性についての寿命限界が近いと判定された場合に警告信号を発生させる警告信号発生手段、をさらに設けたことを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。 The threshold value comparison means compares the signal strength of the detection signal detected by the detector with a predetermined threshold value, and determines whether or not the life limit for the pressure resistance of the gradient coil is close based on the comparison result. it is determined,
2. The magnetic resonance according to claim 1 , further comprising warning signal generating means for generating a warning signal when the threshold value comparing means determines that the life limit of the pressure resistance of the gradient magnetic field coil is near. Imaging device.
前記閾値比較手段により前記傾斜磁場コイルの耐圧性についての寿命限界が近いと判定された場合に前記傾斜磁場電源から前記傾斜磁場コイルに与えられる制御信号および前記傾斜磁場電源への電力の少なくとも一方を遮断する傾斜磁場電源遮断手段、をさらに設けたことを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。 The threshold value comparison means compares the signal strength of the detection signal detected by the detector with a predetermined threshold value, and determines whether or not the life limit for the pressure resistance of the gradient coil is close based on the comparison result. it is determined,
At least one of a control signal supplied from the gradient magnetic field power source to the gradient magnetic field coil and an electric power to the gradient magnetic field power source when it is determined by the threshold value comparison means that the life limit of the pressure resistance of the gradient magnetic field coil is near 2. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 , further comprising a gradient magnetic field power shut-off means for shutting off.
前記傾斜磁場コイルに駆動電圧を印加する傾斜磁場電源と、
前記傾斜磁場コイルへの前記駆動電圧の印加により生じた部分放電の発生に伴って生じた電波を検出し、かつ被検体内で生じた磁気共鳴信号を受信するための高周波コイルと、
前記高周波コイルにより受信された前記部分放電による電波の検出信号および磁気共鳴信号を検波する検波器と、
前記検波器の出力に基づいて、前記傾斜磁場コイルの耐圧性についての寿命限界が近いか否かをＫ空間の生データの一部領域において判定するための閾値比較手段と、
を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 A gradient coil for forming a gradient magnetic field in the imaging region;
A gradient magnetic field power source for applying a drive voltage to the gradient coil;
A high-frequency coil for detecting radio waves generated with the occurrence of partial discharge generated by application of the drive voltage to the gradient magnetic field coil and receiving a magnetic resonance signal generated in the subject;
A detector for detecting a radio wave detection signal and a magnetic resonance signal by the partial discharge received by the high frequency coil;
A threshold comparison means for determining in a partial region of the raw data of K space whether or not the lifetime limit for the pressure resistance of the gradient magnetic field coil is near based on the output of the detector;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising:
前記閾値比較手段は、前記検出領域設定手段により抽出された生データの信号強度を予め定められた閾値と比較し、閾値を超えた信号値とその発生頻度による比較結果に基づいて前記傾斜磁場コイルの耐圧性についての寿命限界が近いか否かを判定する、ことを特徴とする請求項８記載の磁気共鳴イメージング装置。 Further comprising a raw data database for storing the raw data obtained from the magnetic resonance signals arranged in the K space, a detection area setting means for extracting a portion of the raw data stored in the raw data database, the ,
The threshold value comparing means compares the signal intensity of the raw data extracted by the detection region setting means with a predetermined threshold value, and based on the comparison result based on the signal value exceeding the threshold value and its occurrence frequency, the gradient magnetic field coil lifetime limit is short or not is determined for the pressure resistance, it magnetic resonance imaging apparatus according to claim 8, wherein.
前記閾値比較手段は、前記検出領域設定手段により抽出された生データの信号強度を予め定められた閾値と比較し、閾値を超えた信号値とその発生頻度による比較結果に基づいて前記傾斜磁場コイルの耐圧性についての寿命限界が近いか否かを判定する、ことを特徴とする請求項８記載の磁気共鳴イメージング装置。 A raw data database that stores raw data obtained from the magnetic resonance signal in a K space and stores the raw data, and detection that extracts raw data having a low magnetic resonance signal intensity from the raw data stored in the raw data database An area setting means ,
The threshold value comparing means compares the signal intensity of the raw data extracted by the detection region setting means with a predetermined threshold value, and based on the comparison result based on the signal value exceeding the threshold value and its occurrence frequency, the gradient magnetic field coil lifetime limit is short or not is determined for the pressure resistance, it magnetic resonance imaging apparatus according to claim 8, wherein.
前記閾値比較手段は、前記検出領域設定手段により抽出された生データの信号強度を予め定められた閾値と比較し、閾値を超えた信号値とその発生頻度による比較結果に基づいて前記傾斜磁場コイルの耐圧性についての寿命限界が近いか否かを判定する、ことを特徴とする請求項８記載の磁気共鳴イメージング装置。 A raw data database that stores raw data obtained from the magnetic resonance signal in a K space, and a region in which at least one of phase encoding and frequency encoding is large among the raw data stored in the raw data database, or a detection area setting means for extracting the raw data of a small area, further comprising a
The threshold value comparing means compares the signal intensity of the raw data extracted by the detection region setting means with a predetermined threshold value, and based on the comparison result based on the signal value exceeding the threshold value and its occurrence frequency, the gradient magnetic field coil lifetime limit is short or not is determined for the pressure resistance, it magnetic resonance imaging apparatus according to claim 8, wherein.
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