JP5501588B2 - Magnetic resonance imaging apparatus and superconducting coil excitation method - Google Patents

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Description

本発明は、超伝導コイルを有する磁気共鳴イメージング装置、および超伝導コイルを励磁する励磁方法に関する。   The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus having a superconducting coil and an excitation method for exciting the superconducting coil.

磁気共鳴イメージング装置は、数Ｔ（テスラ）程度の強力な磁場を発生する必要がある。このような磁場を発生させる方法として、永久磁石を用いる方法や、超伝導コイルを用いる方法がある。超伝導コイルを用いて磁場を発生させるには、超伝導コイルに励磁電流を供給する必要がある。超伝導コイルに励磁電流を供給する方法が、例えば、特開2007-117523号公報に開示されている。
特開2007-117523号公報 The magnetic resonance imaging apparatus needs to generate a strong magnetic field of about several T (tesla). As a method for generating such a magnetic field, there are a method using a permanent magnet and a method using a superconducting coil. In order to generate a magnetic field using a superconducting coil, it is necessary to supply an exciting current to the superconducting coil. A method for supplying an exciting current to a superconducting coil is disclosed in, for example, Japanese Patent Application Laid-Open No. 2007-117523.
JP 2007-117523 JP

特開2007-117523号公報の方法では、外部の励磁電源装置を用いずに超伝導コイルに励磁電流を供給することができる。しかし、オペレータは、テスラメータを見ながら励磁作業をする必要があり、オペレータに負担がかかる。   In the method disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 2007-117523, an exciting current can be supplied to the superconducting coil without using an external exciting power supply device. However, it is necessary for the operator to perform the excitation work while looking at the Tesla meter, which places a burden on the operator.

本発明は、上記の事情に鑑み、オペレータの負担を軽減することができる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。   In view of the above circumstances, an object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus that can reduce the burden on an operator.

上記の問題を解決する本発明の磁気共鳴イメージング装置は、
超伝導コイルと、
勾配コイルと、
送信コイルと、
ファントムからのＭＲ信号を受信する受信コイルと、
上記超伝導コイルに接続された超伝導体と、
上記超伝導体を加熱するヒータと、
上記ヒータに上記超伝導体を加熱するための電流を供給し、上記超伝導コイルに励磁電流を供給し、上記送信コイルにＲＦパルスを送信するための電流を供給する電源手段と、
上記受信コイルが受信した上記ファントムからのＭＲ信号の周波数が所定の周波数範囲に到達した場合、上記電源手段から上記ヒータへの電流の供給が停止されるように、上記電源手段を制御する制御手段と、
を有している。 The magnetic resonance imaging apparatus of the present invention that solves the above problems
A superconducting coil;
A gradient coil;
A transmission coil;
A receiving coil for receiving MR signals from the phantom;
A superconductor connected to the superconducting coil;
A heater for heating the superconductor;
Power supply means for supplying a current for heating the superconductor to the heater, supplying an excitation current to the superconducting coil, and supplying a current for transmitting an RF pulse to the transmitting coil;
Control means for controlling the power supply means so that supply of current from the power supply means to the heater is stopped when the frequency of the MR signal from the phantom received by the reception coil reaches a predetermined frequency range. When,
have.

また、上記の問題を解決する本発明の超伝導コイルの励磁方法は、
上記電源手段が、上記ヒータに、上記超伝導体を加熱するための電流を供給するステップと、
上記電源手段が上記超伝導コイルに励磁電流を供給するステップと、
上記電源手段が、上記送信コイルに、ＲＦパルスを送信するための電流を供給するステップと、
上記受信コイルが受信した上記ファントムからのＭＲ信号の周波数が所定の周波数範囲に到達した場合、上記電源手段から上記ヒータへの電流の供給を停止するステップと、
を有している。 Moreover, the exciting method of the superconducting coil of the present invention that solves the above problem is as follows.
The power supply means supplies the heater with a current for heating the superconductor;
The power supply means supplying an exciting current to the superconducting coil;
The power supply means supplies a current for transmitting an RF pulse to the transmission coil;
Stopping the supply of current from the power supply means to the heater when the frequency of the MR signal from the phantom received by the receiving coil reaches a predetermined frequency range;
have.

本発明では、受信コイルでファントムからのＭＲ信号を受信し、受信したＭＲ信号の周波数が所定の周波数範囲内に到達した場合、電源手段からヒータへの電流の供給が停止される。したがって、オペレータがテスラメータを見ながら励磁作業をする必要がなく、オペレータの作業負担が軽減される。   In the present invention, when the MR signal from the phantom is received by the receiving coil and the frequency of the received MR signal reaches a predetermined frequency range, the supply of current from the power supply means to the heater is stopped. Therefore, it is not necessary for the operator to perform the excitation work while looking at the Tesla meter, and the work burden on the operator is reduced.

以下、図面を参照しながら、発明を実施するための最良の形態を詳細に説明する。尚、本発明は、発明を実施するための最良の形態に限定されるものではない。   The best mode for carrying out the invention will be described below in detail with reference to the drawings. The present invention is not limited to the best mode for carrying out the invention.

図１は、本発明の一実施形態の磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging：以下、「ＭＲＩ」と呼ぶ）装置を示す図である。   FIG. 1 is a diagram showing a magnetic resonance imaging (hereinafter referred to as “MRI”) apparatus according to an embodiment of the present invention.

ＭＲＩ装置１は、ガントリ１１およびテーブル２１を有している。   The MRI apparatus 1 has a gantry 11 and a table 21.

図２は、図１のＡ−Ａ断面図である。   FIG. 2 is a cross-sectional view taken along the line AA of FIG.

ガントリ１１は、被検体が収容されるボア１２を有している。また、ガントリ１１には、送受信コイル１３と、勾配コイル１４と、超伝導コイル１５と、永久電流スイッチ１６が内蔵されている。   The gantry 11 has a bore 12 in which a subject is accommodated. The gantry 11 includes a transmission / reception coil 13, a gradient coil 14, a superconducting coil 15, and a permanent current switch 16.

送受信コイル１３は、ボア１２の外側に設けられている。送受信コイル１３は、ボア１５内にＲＦパルスを送信する。また、送受信コイル１３は、被検体からのＭＲ信号を受信する。   The transmission / reception coil 13 is provided outside the bore 12. The transmission / reception coil 13 transmits an RF pulse into the bore 15. The transmission / reception coil 13 receives MR signals from the subject.

勾配コイル１４は、送受信コイル１３の外側に設けられている。勾配コイル１４は、Ｘ軸勾配コイル１４Ｘと、Ｙ軸勾配コイル１４Ｙと、Ｚ軸勾配コイル１４Ｚとを有している。Ｘ軸勾配コイル１４Ｘは、Ｘ軸方向に勾配パルスを印加する。Ｙ軸勾配コイル１４Ｙは、Ｙ軸方向に勾配パルスを印加する。Ｚ軸勾配コイル１４Ｚは、Ｚ軸方向に勾配パルスを印加する。   The gradient coil 14 is provided outside the transmission / reception coil 13. The gradient coil 14 includes an X-axis gradient coil 14X, a Y-axis gradient coil 14Y, and a Z-axis gradient coil 14Z. The X-axis gradient coil 14X applies a gradient pulse in the X-axis direction. The Y-axis gradient coil 14Y applies a gradient pulse in the Y-axis direction. The Z-axis gradient coil 14Z applies a gradient pulse in the Z-axis direction.

超伝導コイル１５は、ボア１２内に静磁場Ｂ0を印加するコイルであり、勾配コイル１４の外側に設けられている。超伝導コイル１５は、液体ヘリウムなどの超伝導用冷媒が注入された冷媒容器に収容されている。超伝導コイル１５はコネクタ１５ａおよび１５ｂに接続されている。   The superconducting coil 15 is a coil that applies a static magnetic field B 0 into the bore 12 and is provided outside the gradient coil 14. The superconducting coil 15 is accommodated in a refrigerant container into which a superconducting refrigerant such as liquid helium is injected. Superconducting coil 15 is connected to connectors 15a and 15b.

永久電流スイッチ１６は、超伝導コイル１５に永久電流を流すために設けられている。永久電流スイッチ１６は、液体ヘリウムなどの超伝導用冷媒が注入された冷媒容器に収容されており、超伝導コイル１５に接続されている。永久電流スイッチ１６は、超伝導線材１６１とヒータ１６２とを有している。超伝導線材１６１は、超伝導コイル１５のコネクタ１５ａおよび１５ｂに接続されている。ヒータ１６２は、超伝導線材１６１の温度を臨界温度Ｔc以上に上昇させるためのものであり、ヒータ用コネクタ１６２ａおよび１６２ｂに接続されている。   The permanent current switch 16 is provided for flowing a permanent current through the superconducting coil 15. The permanent current switch 16 is accommodated in a refrigerant container into which a superconducting refrigerant such as liquid helium is injected, and is connected to the superconducting coil 15. The permanent current switch 16 includes a superconducting wire 161 and a heater 162. Superconducting wire 161 is connected to connectors 15 a and 15 b of superconducting coil 15. The heater 162 is for raising the temperature of the superconducting wire 161 to the critical temperature Tc or higher, and is connected to the heater connectors 162a and 162b.

図１に戻って説明を続ける。   Returning to FIG. 1, the description will be continued.

ＭＲＩ装置１は、更に制御装置３０を有している。   The MRI apparatus 1 further has a control device 30.

制御装置３０は、電源手段３００を有している、電源手段３００は、Ｘ軸勾配コイル電源部３１Ｘ、Ｙ軸勾配コイル電源部３１Ｙ、Ｚ軸勾配コイル電源部３１Ｚ、ヒータ電源部３２、および送受信コイル電源部３３を有している。   The control device 30 includes a power supply unit 300. The power supply unit 300 includes an X-axis gradient coil power supply unit 31X, a Y-axis gradient coil power supply unit 31Y, a Z-axis gradient coil power supply unit 31Z, a heater power supply unit 32, and a transmission / reception unit. A coil power supply unit 33 is provided.

Ｘ軸勾配コイル電源部３１Ｘ、Ｙ軸勾配コイル電源部３１Ｙ、およびＺ軸勾配コイル電源部３１Ｚは、それぞれ、Ｘ軸勾配コイル１４Ｘ、Ｙ軸勾配コイル１４Ｙ、およびＺ軸勾配コイル１４Ｚに電流を供給する。Ｘ軸勾配コイル電源部３１Ｘ、Ｙ軸勾配コイル電源部３１Ｙ、およびＺ軸勾配コイル電源部３１Ｚは、最大３００Ａの電流を供給することが可能である。また、Ｘ軸勾配コイル電源部３１Ｘ、Ｙ軸勾配コイル電源部３１Ｙ、およびＺ軸勾配コイル電源部３１Ｚは、それぞれ電流プローブ３ｘ、３ｙ、および３ｚを有している。これらの電流プローブ３ｘ、３ｙ、および３ｚは、超伝導コイル１５に流れる電流を測定するために設けられている。電流プローブ３ｘ、３ｙ、および３ｚを用いて超伝導コイル１５に流れる電流を測定するやり方については後述する。   X-axis gradient coil power supply unit 31X, Y-axis gradient coil power supply unit 31Y, and Z-axis gradient coil power supply unit 31Z supply current to X-axis gradient coil 14X, Y-axis gradient coil 14Y, and Z-axis gradient coil 14Z, respectively. To do. The X-axis gradient coil power supply unit 31X, the Y-axis gradient coil power supply unit 31Y, and the Z-axis gradient coil power supply unit 31Z can supply a maximum current of 300A. The X-axis gradient coil power supply unit 31X, the Y-axis gradient coil power supply unit 31Y, and the Z-axis gradient coil power supply unit 31Z have current probes 3x, 3y, and 3z, respectively. These current probes 3x, 3y, and 3z are provided for measuring the current flowing through the superconducting coil 15. A method of measuring the current flowing through the superconducting coil 15 using the current probes 3x, 3y, and 3z will be described later.

ヒータ電源部３２は、超伝導コイル１５を励磁する場合に、超伝導線材１６１（図２参照）の温度を臨界温度Ｔc以上に上昇させるための電流をヒータ１６２に供給する。また、ヒータ電源部３２は電流プローブ３２ａを有している。電流プローブ３２ａは、後述するように、ヒータ１６２に流れる電流を測定するために設けられている。   When the superconducting coil 15 is excited, the heater power supply unit 32 supplies the heater 162 with a current for raising the temperature of the superconducting wire 161 (see FIG. 2) to the critical temperature Tc or higher. Further, the heater power supply unit 32 has a current probe 32a. As will be described later, the current probe 32a is provided to measure the current flowing through the heater 162.

送受信コイル電源部３３は、送受信コイル１３に電流を供給する。   The transmission / reception coil power supply unit 33 supplies current to the transmission / reception coil 13.

制御装置３０は、更に、電源制御手段３４〜周波数判定手段４１を有している。   The control device 30 further includes power supply control means 34 to frequency determination means 41.

電源制御手段３４は、電源手段３００を制御する。   The power supply control unit 34 controls the power supply unit 300.

ケーブル接触状態判定手段３５は、抵抗値算出部３６と、抵抗値判定部３７とを有している。抵抗値算出部３６は、電流プローブ３ｘ、３ｙ、および３ｚが検出した電流に基づいて、抵抗値ＲｓおよびＲｈ（後述する式（１）および（２）参照）を算出する。抵抗値判定部３７は、抵抗値算出部３６が算出した抵抗値ＲｓおよびＲｈが所定値以下であるか否かを判定する。   The cable contact state determination unit 35 includes a resistance value calculation unit 36 and a resistance value determination unit 37. The resistance value calculation unit 36 calculates resistance values Rs and Rh (see formulas (1) and (2) described later) based on the currents detected by the current probes 3x, 3y, and 3z. The resistance value determination unit 37 determines whether or not the resistance values Rs and Rh calculated by the resistance value calculation unit 36 are equal to or less than a predetermined value.

励磁電流算出手段３８は、超伝導コイル１５に流れる励磁電流Ｉe(t)を測定する。   The exciting current calculation means 38 measures the exciting current Ie (t) flowing through the superconducting coil 15.

励磁電流判定手段３９は、励磁電流Ｉe(t)が、後述する式（４）を満たすか否かを判定する。   The excitation current determination means 39 determines whether or not the excitation current Ie (t) satisfies an expression (4) described later.

周波数測定手段４０は、送受信コイル１３に流れる受信電流Ｉrの周波数ｆを測定する。   The frequency measuring means 40 measures the frequency f of the reception current Ir flowing through the transmission / reception coil 13.

周波数判定手段４１は、周波数測定手段４０が測定した受信電流Ｉrの周波数ｆが、所定の周波数範囲（後述する式（６）参照）に含まれているか否かを判定する。   The frequency determination unit 41 determines whether or not the frequency f of the reception current Ir measured by the frequency measurement unit 40 is included in a predetermined frequency range (see formula (6) described later).

ＭＲＩ装置１は、更に、操作装置５０および表示モニタ５１を有している。   The MRI apparatus 1 further includes an operation device 50 and a display monitor 51.

操作装置５０は、オペレータ５２の指示に従って、制御装置３０に必要な命令を送る。表示モニタ５１は、種々の情報を表示する。   The operating device 50 sends a necessary command to the control device 30 in accordance with an instruction from the operator 52. The display monitor 51 displays various information.

ＭＲＩ装置１は、上記のように構成されている。上記のように構成されたＭＲＩ装置１では、テスラメータを使用せずに超伝導コイル１５を励磁することができる。以下に、テスラメータを使用せずに超伝導コイル１５をどのように励磁しているのかについて説明する。   The MRI apparatus 1 is configured as described above. In the MRI apparatus 1 configured as described above, the superconducting coil 15 can be excited without using a teslameter. Hereinafter, how the superconducting coil 15 is excited without using a teslameter will be described.

図３は、超伝導コイル１５を励磁するときのフローチャートを示す図である。   FIG. 3 is a view showing a flowchart when the superconducting coil 15 is excited.

ステップＳ１１では、オペレータ５２がボア１２内にファントムを設置する。   In step S <b> 11, the operator 52 installs a phantom in the bore 12.

図４は、ボア１２内にファントムが設置されたＭＲＩ装置１の斜視図、図５は、図４のＡ−Ａ断面図である。   4 is a perspective view of the MRI apparatus 1 in which a phantom is installed in the bore 12, and FIG. 5 is a cross-sectional view taken along line AA in FIG.

ファントムＰＨは、マグネットセンターに位置するように設置される。オペレータ５２がファントムＰＨを設置した後、ステップＳ１２に進む。   The phantom PH is installed so as to be located at the magnet center. After the operator 52 installs the phantom PH, the process proceeds to step S12.

ステップＳ１２では、オペレータ５２はケーブル接続を行う。   In step S12, the operator 52 performs cable connection.

図６は、ケーブル接続が行われたＭＲＩ装置１の斜視図、図７は、図６のＡ−Ａ断面図である。   FIG. 6 is a perspective view of the MRI apparatus 1 in which cable connection is performed, and FIG. 7 is a cross-sectional view taken along line AA of FIG.

オペレータ５２は、Ｘ軸勾配コイル電源部３１Ｘ、Ｙ軸勾配コイル電源部３１Ｙ、およびＺ軸勾配コイル電源部３１Ｚの＋端子を、ケーブルを用いて超伝導コイル１５のコネクタ１５ａに接続する。また、オペレータ５２は、Ｘ軸勾配コイル電源部３１Ｘ、Ｙ軸勾配コイル電源部３１Ｙ、およびＺ軸勾配コイル電源部３１Ｚの−端子を、ケーブルを用いて超伝導コイル１５のコネクタ１５ｂに接続する。更に、オペレータ５２は、ヒータ電源部３２の＋端子および−端子を、ケーブルを用いてそれぞれヒータ１６２のコネクタ１６２ａおよび１６２ｂに接続する。図６および図７に示すようにケーブル接続した後、ステップＳ１３に進む。   The operator 52 connects the + terminals of the X-axis gradient coil power supply unit 31X, the Y-axis gradient coil power supply unit 31Y, and the Z-axis gradient coil power supply unit 31Z to the connector 15a of the superconducting coil 15 using a cable. The operator 52 connects the-terminals of the X-axis gradient coil power supply unit 31X, the Y-axis gradient coil power supply unit 31Y, and the Z-axis gradient coil power supply unit 31Z to the connector 15b of the superconducting coil 15 using a cable. Furthermore, the operator 52 connects the + terminal and the − terminal of the heater power supply unit 32 to the connectors 162a and 162b of the heater 162 using cables. After connecting the cables as shown in FIGS. 6 and 7, the process proceeds to step S13.

ステップＳ１３では、ステップＳ１２で行われたケーブル接続に対して、ケーブルの接触不良が発生していないかを確認する。次に、ステップＳ１３の処理フローについて具体的に説明する。   In step S13, it is confirmed whether or not a cable contact failure has occurred with respect to the cable connection performed in step S12. Next, the processing flow of step S13 will be specifically described.

図８は、ステップＳ１３の処理フローの説明図である。   FIG. 8 is an explanatory diagram of the processing flow of step S13.

ステップＳ１３は、サブステップＳ１３１〜Ｓ１３５を有している。   Step S13 has sub-steps S131 to S135.

サブステップＳ１３１では、オペレータ５２は、操作装置５０を操作して、制御装置３０に、ケーブル接触不良が発生していないかを確認するための命令を入力する。この命令が制御装置３０に入力されると、電源制御手段３４は、ケーブル接触不良が発生していないかを確認するための制御信号Ｓgを、勾配コイル電源部３１Ｘ〜３１Ｚおよびヒータ電源部３２に伝送する。勾配コイル電源部３１Ｘ〜３１Ｚおよびヒータ電源部３２は、制御信号Ｓgに応答して、以下のような電流を供給する。   In sub-step S131, the operator 52 operates the operation device 50 to input a command for confirming whether a cable contact failure has occurred to the control device 30. When this command is input to the control device 30, the power supply control means 34 sends a control signal Sg for confirming whether a cable contact failure has occurred to the gradient coil power supply units 31 </ b> X to 31 </ b> Z and the heater power supply unit 32. To transmit. The gradient coil power supply units 31X to 31Z and the heater power supply unit 32 supply the following current in response to the control signal Sg.

図９は、勾配コイル電源部３１Ｘ〜３１Ｚおよびヒータ電源部３２が電流を供給しているときのＭＲＩ装置１の斜視図、図１０は、図９のＡ−Ａ断面図である。   9 is a perspective view of the MRI apparatus 1 when the gradient coil power supply units 31X to 31Z and the heater power supply unit 32 supply current, and FIG. 10 is a cross-sectional view taken along line AA of FIG.

ヒータ電源部３２は、電源制御手段３４からの制御信号Ｓgに応答して、一定の電圧Ｖｈを印加する。このとき、ヒータ電源部３２から電流Ｉｈが供給される。電流Ｉｈは、以下の経路を流れる。
電流Ｉｈ：ヒータ電源部３２→コネクタ１６２ａ→ヒータ１６２→コネクタ１６２ｂ→ヒータ電源部３２ The heater power supply unit 32 applies a constant voltage Vh in response to the control signal Sg from the power supply control unit 34. At this time, the current Ih is supplied from the heater power supply unit 32. The current Ih flows through the following path.
Current Ih: heater power source 32 → connector 162a → heater 162 → connector 162b → heater power source 32

一方、勾配コイル電源部３１Ｘ〜３１Ｚは、電源制御手段３４からの制御信号Ｓgに応答して、一定の電圧Ｖｓを印加する。このとき、勾配コイル電源部３１Ｘ、３１Ｙ、および３１Ｚから、電流Ｉｘ、Ｉｙ、およびＩｚが供給される。電流Ｉｘ、Ｉｙ、およびＩｚは、それぞれ以下の経路を流れる。
電流Ｉｘ：勾配コイル電源部３１Ｘ→コネクタ１５ａ→超伝導線材１６１（超伝導コイル１５）→コネクタ１５ｂ→勾配コイル電源部３１Ｘ
電流Ｉｙ：勾配コイル電源部３１Ｙ→コネクタ１５ａ→超伝導線材１６１（超伝導コイル１５）→コネクタ１５ｂ→勾配コイル電源部３１Ｙ
電流Ｉｚ：勾配コイル電源部３１Ｚ→コネクタ１５ａ→超伝導線材１６１（超伝導コイル１５）→コネクタ１５ｂ→勾配コイル電源部３１Ｚ On the other hand, the gradient coil power supply units 31X to 31Z apply a constant voltage Vs in response to the control signal Sg from the power supply control means 34. At this time, currents Ix, Iy, and Iz are supplied from the gradient coil power supply units 31X, 31Y, and 31Z. Currents Ix, Iy, and Iz flow through the following paths, respectively.
Current Ix: gradient coil power supply unit 31X → connector 15a → superconducting wire 161 (superconducting coil 15) → connector 15b → gradient coil power supply unit 31X
Current Iy: gradient coil power supply unit 31Y → connector 15a → superconducting wire 161 (superconducting coil 15) → connector 15b → gradient coil power supply unit 31Y
Current Iz: gradient coil power supply unit 31Z → connector 15a → superconducting wire 161 (superconducting coil 15) → connector 15b → gradient coil power supply unit 31Z

上記の電流Ｉｈ、Ｉｘ、Ｉｙ、およびＩｚを供給した後、サブステップＳ１３２に進む。   After supplying the currents Ih, Ix, Iy, and Iz, the process proceeds to sub-step S132.

サブステップＳ１３２では、勾配コイル電源部３１Ｘ〜３１Ｚの電流プローブ３ｘ〜３ｚが、それぞれ電流Ｉｘ〜Ｉｚを測定する。また、ヒータ電源部３２の電流プローブ３２ａが電流Ｉｈを測定する。各電流プローブ３ｘ〜３ｚおよび３２ａが電流値を測定した後、サブステップＳ１３３に進む。   In sub-step S132, the current probes 3x to 3z of the gradient coil power supply units 31X to 31Z measure the currents Ix to Iz, respectively. Further, the current probe 32a of the heater power supply unit 32 measures the current Ih. After each of the current probes 3x to 3z and 32a measures the current value, the process proceeds to sub-step S133.

サブステップＳ１３３では、抵抗値算出部３６が、抵抗値ＲｓおよびＲｈを算出する。抵抗値ＲｓおよびＲｈは、以下の式（１）および（２）で表される。
Ｒｓ＝Ｖｓ／（Ｉｘ＋Ｉｙ＋Ｉｚ） ・・・（１）
Ｒｈ＝Ｖｈ／Ｉｈ ・・・（２） In sub-step S133, the resistance value calculation unit 36 calculates the resistance values Rs and Rh. The resistance values Rs and Rh are expressed by the following formulas (1) and (2).
Rs = Vs / (Ix + Iy + Iz) (1)
Rh = Vh / Ih (2)

抵抗値Ｒｓは、式（１）に示すように、コネクタ１５ａと１５ｂとの間の電圧Ｖｓ（図１０参照）と、電流Ｉｘ＋Ｉｙ＋Ｉｚとの比である。したがって、抵抗値Ｒｓは、勾配コイル電源部３１Ｘ〜３１Ｚと、コネクタ１５ａおよび１５ｂと、超伝導線材１６１（超伝導コイル１５）とによって構成される閉回路の抵抗値である。式（１）の電圧Ｖｓは、サブステップＳ１３１で印加した電圧であり、既知の値である。また、式（１）の電流Ｉｘ、Ｉｙ、およびＩｚは、サブステップＳ１３２で算出された値である。したがって、抵抗値算出部３６は、Ｖｓ、Ｉｘ、Ｉｙ、およびＩｚの値を式（１）に代入することによって、抵抗値Ｒｓを算出することができる。   The resistance value Rs is a ratio of the voltage Vs (see FIG. 10) between the connectors 15a and 15b and the current Ix + Iy + Iz, as shown in the equation (1). Therefore, the resistance value Rs is a resistance value of a closed circuit configured by the gradient coil power supply units 31X to 31Z, the connectors 15a and 15b, and the superconducting wire 161 (superconducting coil 15). The voltage Vs in the equation (1) is a voltage applied in the sub-step S131 and is a known value. Further, the currents Ix, Iy, and Iz in the equation (1) are values calculated in the sub-step S132. Therefore, the resistance value calculation unit 36 can calculate the resistance value Rs by substituting the values of Vs, Ix, Iy, and Iz into the equation (1).

また、抵抗値Ｒｈは、式（２）に示すように、ヒータ１６２の両端の電圧Ｖｈと、電流Ｉｈとの比である。したがって、抵抗値Ｒｈは、ヒータ電源部３２と、コネクタ１７２ａおよび１６２ｂと、ヒータ１６２とによって構成される閉回路の抵抗値である。式（２）の電圧Ｖｈは、サブステップＳ１３１で印加した電圧であり、既知の値である。また、式（２）の電流Ｉｈは、サブステップＳ１３２で算出された値である。したがって、抵抗値算出部３６は、Ｖｈ、およびＩｈの値を式（２）に代入することによって、抵抗値Ｒｈを算出することができる。抵抗値ＲｓおよびＲｈを算出した後、サブステップＳ１３４に進む。   Further, the resistance value Rh is a ratio of the voltage Vh across the heater 162 and the current Ih, as shown in the equation (2). Therefore, the resistance value Rh is a resistance value of a closed circuit configured by the heater power supply unit 32, the connectors 172a and 162b, and the heater 162. The voltage Vh in the equation (2) is a voltage applied in the sub-step S131 and is a known value. Further, the current Ih in the equation (2) is the value calculated in the sub-step S132. Therefore, the resistance value calculation unit 36 can calculate the resistance value Rh by substituting the values of Vh and Ih into Expression (2). After calculating the resistance values Rs and Rh, the process proceeds to sub-step S134.

サブステップＳ１３４では、抵抗値判定部３７が、サブステップＳ１３３で算出された抵抗値ＲｓおよびＲｈが所定値以下であるか否かを判定する。抵抗値ＲｓおよびＲｈが所定値以下であると判定された場合、表示モニタ５１に、電源手段３０とコネクタとの間のケーブル接触は良好である旨が表示され、ケーブル接続状態の確認が終了する。   In sub-step S134, the resistance value determination unit 37 determines whether or not the resistance values Rs and Rh calculated in sub-step S133 are equal to or less than a predetermined value. When it is determined that the resistance values Rs and Rh are equal to or less than the predetermined values, the display monitor 51 displays that the cable contact between the power supply means 30 and the connector is good, and the confirmation of the cable connection state is completed. .

一方、抵抗Ｒｓ又はＲｈが所定値よりも大きいと判定された場合は、表示モニタ５１に、電源手段３０とコネクタとの間のケーブル接触が不良である旨が表示される。ケーブル接触が不良である旨が表示された場合、サブステップＳ１３５に進む。サブステップＳ１３５では、オペレータ５２がケーブル接続の調整を行う。オペレータ５２がケーブル接続の調整を行った後、サブステップＳ１３１に戻る。   On the other hand, when it is determined that the resistance Rs or Rh is greater than the predetermined value, the display monitor 51 displays that the cable contact between the power supply means 30 and the connector is poor. If it is displayed that the cable contact is bad, the process proceeds to sub-step S135. In sub-step S135, the operator 52 adjusts the cable connection. After the operator 52 adjusts the cable connection, the process returns to the substep S131.

したがって、サブステップＳ１３４において、抵抗値判定部３７が、抵抗値ＲｓおよびＲｈのうちの一つでも所定値よりも大きいと判定した場合は、サブステップＳ１３１〜Ｓ１３５のループが繰り返し行われる。サブステップＳ１３４において、抵抗値ＲｓおよびＲｈの両方とも所定値以下であると判定された場合、サブステップＳ１３１〜Ｓ１３５のループを抜け出し、ステップＳ１３が終了する。   Therefore, when the resistance value determination unit 37 determines that one of the resistance values Rs and Rh is larger than the predetermined value in sub-step S134, the loop of sub-steps S131 to S135 is repeatedly performed. If it is determined in sub-step S134 that both the resistance values Rs and Rh are equal to or less than the predetermined value, the loop of sub-steps S131 to S135 is exited, and step S13 ends.

図３に戻って説明を続ける。   Returning to FIG. 3, the description will be continued.

ステップＳ１３が終了した後、ステップ１４に進む。ステップＳ１４では、電源制御手段３４は、永久電流スイッチ１６をオフにするための制御信号Ｓgを、ヒータ電源部３２に伝送する。ヒータ電源部３２は、制御信号Ｓgに応答して、以下のように、永久電流スイッチ１６をオフにするための電流を供給する。   After step S13 ends, the process proceeds to step 14. In step S <b> 14, the power supply control unit 34 transmits a control signal Sg for turning off the permanent current switch 16 to the heater power supply unit 32. In response to the control signal Sg, the heater power supply unit 32 supplies a current for turning off the permanent current switch 16 as follows.

図１１は、ヒータ電源部３２が永久電流スイッチ１６をオフにするための電流を供給しているときのＭＲＩ装置１の斜視図、図１２は、図１１のＡ−Ａ断面図である。   FIG. 11 is a perspective view of the MRI apparatus 1 when the heater power supply unit 32 supplies a current for turning off the permanent current switch 16, and FIG. 12 is a cross-sectional view taken along line AA of FIG.

ヒータ電源部３２は、電源制御手段３４からの制御信号Ｓgに応答して、永久電流スイッチ１６をオフにするための電流Ｉoffが供給される。電流Ｉoffが供給されると、ヒータ１６２は電流Ｉoffによって発熱し、超伝導線材１６１を加熱する。その結果、超伝導線材１６１の温度が臨界温度Ｔc以上に上昇する。超伝導線材１６１の温度が臨界温度Ｔc以上に上昇すると、超伝導線材１６１は常伝導状態になるので、永久電流スイッチ１６はオフに設定される。永久電流スイッチ１６をオフに設定した後、ステップＳ１５（図３参照）に進む。   The heater power supply unit 32 is supplied with a current Ioff for turning off the permanent current switch 16 in response to a control signal Sg from the power supply control means 34. When the current Ioff is supplied, the heater 162 generates heat due to the current Ioff and heats the superconducting wire 161. As a result, the temperature of the superconducting wire 161 rises above the critical temperature Tc. When the temperature of the superconducting wire 161 rises to the critical temperature Tc or higher, the superconducting wire 161 enters a normal conduction state, so that the permanent current switch 16 is set to OFF. After the permanent current switch 16 is set to OFF, the process proceeds to step S15 (see FIG. 3).

ステップＳ１５では、超伝導コイル１５に励磁電流を供給するための処理が行われる。次に、ステップＳ１５の処理フローについて具体的に説明する。   In step S15, a process for supplying an exciting current to the superconducting coil 15 is performed. Next, the processing flow of step S15 will be specifically described.

図１３は、ステップＳ１５の処理フローを示す図である。   FIG. 13 is a diagram showing a processing flow of step S15.

ステップＳ１５は、サブステップＳ１５１〜Ｓ１５６を有している。   Step S15 has sub-steps S151 to S156.

サブステップＳ１５１では、電源制御手段３４は、超伝導コイル１５に励磁電流を供給するための制御信号を、勾配コイル電源部３１Ｘ、３１Ｙ、および３１Ｚに伝送する。勾配コイル電源部３１Ｘ、３１Ｙ、および３１Ｚは、制御信号に応答して、以下のようなコイル電流を供給する。   In sub-step S151, the power supply control means 34 transmits a control signal for supplying excitation current to the superconducting coil 15 to the gradient coil power supply units 31X, 31Y, and 31Z. The gradient coil power supply units 31X, 31Y, and 31Z supply the following coil currents in response to the control signal.

図１４は、勾配コイル電源部３１Ｘ、３１Ｙ、および３１Ｚがコイル電流を供給しているときのＭＲＩ装置１の斜視図、図１５は、図１４のＡ−Ａ断面図である。   14 is a perspective view of the MRI apparatus 1 when the gradient coil power supply units 31X, 31Y, and 31Z supply coil current, and FIG. 15 is a cross-sectional view taken along the line AA of FIG.

勾配コイル電源部３１Ｘ、３１Ｙ、および３１Ｚは、電源制御手段３４からの制御信号Ｓgに応答して、コイル電流Ｉx(t)、Ｉy(t)、およびＩz(t)を供給する。   The gradient coil power supply units 31X, 31Y, and 31Z supply coil currents Ix (t), Iy (t), and Iz (t) in response to the control signal Sg from the power supply control means 34.

コイル電流Ｉx(t)、Ｉy(t)、およびＩz(t)の合計が、超伝導コイル１５を流れる励磁電流Ｉe(t)となるので、励磁電流Ｉe(t)は、以下の式（３）で表される。
Ｉe(t)＝Ｉx(t)＋Ｉy(t)＋Ｉz(t) ・・・（３） Since the sum of the coil currents Ix (t), Iy (t), and Iz (t) becomes the excitation current Ie (t) flowing through the superconducting coil 15, the excitation current Ie (t) is expressed by the following formula (3 ).
Ie (t) = Ix (t) + Iy (t) + Iz (t) (3)

図１６は、コイル電流Ｉx(t)〜Ｉz(t)および励磁電流Ｉe(t)の時間的変化を示すグラフである。   FIG. 16 is a graph showing temporal changes in the coil currents Ix (t) to Iz (t) and the excitation current Ie (t).

図１６に示すように、コイル電流Ｉx(t)、Ｉy(t)、およびＩz(t)の時間的変化は、いずれも曲線Ａで表される。したがって、本実施形態では、コイル電流Ｉx(t)、Ｉy(t)、およびＩz(t)は、どの時刻であっても、Ｉx(t)＝Ｉy(t)＝Ｉz(t)となる。励磁電流Ｉe(t)の時間的変化は曲線Ｂで表されている。   As shown in FIG. 16, the temporal changes of the coil currents Ix (t), Iy (t), and Iz (t) are all represented by a curve A. Therefore, in this embodiment, the coil currents Ix (t), Iy (t), and Iz (t) are Ix (t) = Iy (t) = Iz (t) at any time. The temporal change of the excitation current Ie (t) is represented by a curve B.

尚、図１６には、曲線ＡおよびＢの他に、曲線Ｃ、ＲＦパルスＰrf、およびＭＲ信号Ｓphも示されている。曲線Ｃ、ＲＦパルスＰrf、およびＭＲ信号Ｓphについては、後に説明する。   In addition to curves A and B, FIG. 16 also shows curve C, RF pulse Prf, and MR signal Sph. The curve C, the RF pulse Prf, and the MR signal Sph will be described later.

サブステップＳ１５１において、励磁電流Ｉe(t)の供給が開始されると、サブステップＳ１５２に進む。   When the supply of the excitation current Ie (t) is started in sub-step S151, the process proceeds to sub-step S152.

サブステップＳ１５２では、電流プローブ３ｘ〜３ｚ（図１４参照）が、各時刻におけるコイル電流Ｉx(t)、Ｉy(t)、およびＩz(t)を検出し、検出結果を、励磁電流算出手段３８に送る。励磁電流算出手段３８は、検出された各時刻におけるコイル電流Ｉx(t)、Ｉy(t)、およびＩz(t)の値を加算し、励磁電流Ｉe(t)を算出する。励磁電流算出手段３８は、算出した励磁電流Ｉe(t)を、励磁電流判定手段３９に送る。   In sub-step S152, the current probes 3x to 3z (see FIG. 14) detect the coil currents Ix (t), Iy (t), and Iz (t) at each time, and the detection results are used as the excitation current calculation means 38. Send to. The exciting current calculation means 38 adds the values of the detected coil currents Ix (t), Iy (t), and Iz (t) at each time, and calculates the exciting current Ie (t). The excitation current calculation means 38 sends the calculated excitation current Ie (t) to the excitation current determination means 39.

励磁電流判定手段３９は、励磁電流算出手段３８が算出した励磁電流Ｉe(t)が以下の関係式（４）を満たすか否かを判定する。
Ｉe(t)≧Ｉth・・・（４）
ここで、Ｉthは、超伝導コイル１５に供給される永久電流Ｉｐ（図１６参照）よりも小さい値である。本実施形態では、Ｉth＝0.9×Ｉｐに設定している。したがって、永久電流Ｉｐが７５０Ａである場合、Ｉth＝６７５Ａである。ただし、Ｉthの値は、0.9×Ｉｐとは異なる値であってもよい。 The excitation current determination means 39 determines whether or not the excitation current Ie (t) calculated by the excitation current calculation means 38 satisfies the following relational expression (4).
Ie (t) ≧ Ith (4)
Here, Ith is a value smaller than the permanent current Ip (see FIG. 16) supplied to the superconducting coil 15. In this embodiment, Ith = 0.9 × Ip. Therefore, when the permanent current Ip is 750A, Ith = 675A. However, the value of Ith may be a value different from 0.9 × Ip.

励磁電流判定手段３９は、関係式（４）を満たさないと判定した場合は、励磁電流算出手段３８が次の励磁電流Ｉe(t)を算出するまで待機する。図１６を参照すると、時刻ｔ0〜ｔ1までは、励磁電流Ｉe(t)はＩthよりも小さいので、時刻ｔ0〜ｔ1の間は、励磁電流判定手段３９は、関係式（４）を満たさないと判定する。   When it is determined that the relational expression (4) is not satisfied, the excitation current determination unit 39 stands by until the excitation current calculation unit 38 calculates the next excitation current Ie (t). Referring to FIG. 16, since the excitation current Ie (t) is smaller than Ith from time t0 to t1, the excitation current determination means 39 must satisfy the relational expression (4) during time t0 to t1. judge.

しかし、時刻ｔ１において、励磁電流Ｉe(t)は、Ｉthに到達する。したがって、励磁電流判定手段３９は、時刻ｔ１における励磁電流Ｉe(t1)は関係式（４）を満たすと判定する。励磁電流Ｉe(t1)が関係式（４）を満たす場合、サブステップＳ１５３に進む。   However, at time t1, the excitation current Ie (t) reaches Ith. Therefore, the excitation current determination means 39 determines that the excitation current Ie (t1) at time t1 satisfies the relational expression (4). When the excitation current Ie (t1) satisfies the relational expression (4), the process proceeds to substep S153.

サブステップＳ１５３では、励磁電流判定手段３９は、電源制御手段３４に、励磁電流Ｉe(t1)が関係式（４）を満たす旨の比較結果を伝送する。電源制御手段３４は、励磁電流判定手段３９からの比較結果に応答して、ＲＦパルスの送信を開始するための制御信号Ｓgを送受信コイル電源部３３に伝送する。送受信コイル電源部３３は、制御信号Ｓgに応答して、ＲＦパルスを送信するのに必要な電流を送受信コイル３３に供給する。したがって、送受信コイル１３は、図１６のグラフに示すように、時刻ｔ１が経過した直後からＲＦパルスＰrfの送信を開始する。   In sub-step S153, the excitation current determination unit 39 transmits a comparison result indicating that the excitation current Ie (t1) satisfies the relational expression (4) to the power supply control unit 34. In response to the comparison result from the excitation current determination unit 39, the power supply control unit 34 transmits a control signal Sg for starting transmission of the RF pulse to the transmission / reception coil power supply unit 33. The transmission / reception coil power supply unit 33 supplies the transmission / reception coil 33 with a current necessary for transmitting the RF pulse in response to the control signal Sg. Therefore, as shown in the graph of FIG. 16, the transmission / reception coil 13 starts transmitting the RF pulse Prf immediately after the time t1 has elapsed.

送受信コイル１３は、一定間隔Ｔconstごとに、ＲＦパルスＰrfを送信する。送受信コイル１３がＲＦパルスＰrfの送信を開始した後、サブステップＳ１５４に進む。   The transmission / reception coil 13 transmits an RF pulse Prf at regular intervals Tconst. After the transmitting / receiving coil 13 starts transmitting the RF pulse Prf, the process proceeds to sub-step S154.

サブステップＳ１５４では、周波数測定手段４０は、送受信コイル１３がファントムＰＨからのＭＲ信号Ｓphを受信したときに送受信コイル１３に流れる受信電流Ｉr（図１５参照）の周波数ｆを測定する。ＲＦパルスＰrfの周波数範囲をｆ0±Δｆとすると、ファントムＰＨからＭＲ信号Ｓphが発生するためには、以下の式（５）を満たす必要がある。
２π（ｆ0−Δｆ）≦γ・Ｂ0≦２π（ｆ0＋Δｆ）・・・（５）
ここで、γ：磁気回転比、Ｂ0：超伝導コイル１５に励磁電流Ｉe(t)が流れることにより生成される静磁場の強度 In sub-step S154, the frequency measuring means 40 measures the frequency f of the reception current Ir (see FIG. 15) that flows through the transmission / reception coil 13 when the transmission / reception coil 13 receives the MR signal Sph from the phantom PH. Assuming that the frequency range of the RF pulse Prf is f0 ± Δf, the following formula (5) needs to be satisfied in order to generate the MR signal Sph from the phantom PH.
2π (f0−Δf) ≦ γ · B0 ≦ 2π (f0 + Δf) (5)
Here, γ: magnetorotation ratio, B0: strength of the static magnetic field generated by exciting current Ie (t) flowing through superconducting coil 15

したがって、超伝導コイル１５に流れる励磁電流Ｉe(t)により形成される静磁場Ｂ0が、式（５）を満たす場合、送受信コイル１３には、ファントムＰＨからのＭＲ信号Ｓphに起因した受信電流Ｉｒが流れる。しかし、超伝導コイル１５に流れる励磁電流Ｉe(t)により形成される静磁場Ｂ0が、式（５）を満たしていない場合、ファントムＰＨからＭＲ信号Ｓphは発生しないので、送受信コイル１３には、ファントムＰＨからのＭＲ信号Ｓphに起因した電流は流れない。本実施形態では、時刻ｔ1〜ｔ２の間、超伝導コイル１５に流れる励磁電流Ｉe(t)により形成される静磁場Ｂ0は、式（５）を満たしておらず、したがって、ＲＦパルスＰrfは送信されているものの、ファントムＰＨからのＭＲ信号Ｓphはまだ発生していない。このため、時刻ｔ１〜ｔ２の間、送受信コイル１３には受信電流Ｉrは流れず、周波数測定手段４０は、受信電流Ｉｒの周波数ｆを測定することはできない。   Therefore, when the static magnetic field B0 formed by the excitation current Ie (t) flowing in the superconducting coil 15 satisfies the equation (5), the transmission / reception coil 13 has a reception current Ir caused by the MR signal Sph from the phantom PH. Flows. However, when the static magnetic field B0 formed by the excitation current Ie (t) flowing through the superconducting coil 15 does not satisfy the equation (5), the MR signal Sph is not generated from the phantom PH, Current due to the MR signal Sph from the phantom PH does not flow. In the present embodiment, the static magnetic field B0 formed by the exciting current Ie (t) flowing in the superconducting coil 15 during the time t1 to t2 does not satisfy the equation (5), and therefore the RF pulse Prf is transmitted. However, the MR signal Sph from the phantom PH has not been generated yet. For this reason, the reception current Ir does not flow through the transmission / reception coil 13 between the times t1 and t2, and the frequency measuring means 40 cannot measure the frequency f of the reception current Ir.

しかし、時刻ｔ２以降は、超伝導コイル１５に流れる励磁電流Ｉe(t)により形成される静磁場Ｂ0は、式（５）を満たす。したがって、ファントムＰＨからＭＲ信号Ｓphが発生する。ファントムＰＨからＭＲ信号Ｓphが発生すると、ファントムＰＨからのＭＲ信号Ｓphに起因した受信電流Ｉrが流れるので、周波数測定手段４０は、受信電流Ｉｒの周波数ｆを測定する。図１６には、受信電流Ｉｒの周波数ｆの時間的変化が曲線Ｃで示されている。受信電流Ｉｒの周波数ｆを測定した後、サブステップＳ１５５に進む。   However, after time t2, the static magnetic field B0 formed by the excitation current Ie (t) flowing through the superconducting coil 15 satisfies the equation (5). Therefore, the MR signal Sph is generated from the phantom PH. When the MR signal Sph is generated from the phantom PH, the reception current Ir caused by the MR signal Sph from the phantom PH flows, so the frequency measuring means 40 measures the frequency f of the reception current Ir. In FIG. 16, the time change of the frequency f of the reception current Ir is shown by a curve C. After measuring the frequency f of the reception current Ir, the process proceeds to sub-step S155.

サブステップＳ１５５では、周波数判定手段４１が、受信電流Ｉｒの測定周波数ｆが、所定の周波数ｆ１〜ｆ２の範囲内に到達しているか否か、即ち、以下の式（６）を満たすか否かを判定する。
ｆ１≦ｆ≦ｆ２ ・・・（６） In sub-step S155, the frequency determination means 41 determines whether or not the measurement frequency f of the reception current Ir has reached a predetermined frequency f1 to f2, that is, whether or not the following equation (6) is satisfied. Determine.
f1 ≦ f ≦ f2 (6)

ＭＲＩ装置１が１．５Ｔ（テスラ）の装置の場合、ｆ１およびｆ２は、例えば、ｆ１＝６３．８ＭＨｚ、ｆ２＝６３．９ＭＨｚである。周波数判定手段４１が、受信電流Ｉｒの測定周波数ｆが式（６）を満たすか否かを判定したら、この判定結果を電源制御手段３４に伝送する。   When the MRI apparatus 1 is a 1.5T (Tesla) apparatus, f1 and f2 are, for example, f1 = 63.8 MHz and f2 = 63.9 MHz. When the frequency determination unit 41 determines whether or not the measurement frequency f of the reception current Ir satisfies Equation (6), the determination result is transmitted to the power supply control unit 34.

図１６を参照すると、時刻ｔ４までは、測定周波数ｆは、周波数ｆ１〜ｆ２の範囲に到達していない。したがって、時刻ｔ４までは、サブステップＳ１５４とＳ１５５のループが繰返し実行される。   Referring to FIG. 16, the measurement frequency f does not reach the range of the frequencies f1 to f2 until time t4. Therefore, the loop of sub-steps S154 and S155 is repeatedly executed until time t4.

しかし、時刻ｔ４に到達すると、測定周波数ｆは、周波数ｆ１〜ｆ２の範囲に到達する。したがって、周波数判定手段４１は、測定周波数ｆは周波数ｆ１〜ｆ２の範囲に到達したという判定結果を電源制御手段３４に伝送し、サブステップＳ１５６に進む。   However, when time t4 is reached, the measurement frequency f reaches the range of frequencies f1 to f2. Therefore, the frequency determination unit 41 transmits a determination result that the measurement frequency f has reached the range of the frequencies f1 to f2 to the power supply control unit 34, and proceeds to sub-step S156.

サブステップＳ１５６では、電源制御手段３４は、ヒータ電源部３２からヒータ１６２への電流Ｉoffの供給が停止されるように、ヒータ電源部３２を制御する。したがって、ヒータ電流Ｉoffはゼロになる。この結果、超伝導線材１６１が臨界温度以下になり、超伝導線材１６１は、常伝導状態から超伝導状態に遷移し、永久電流スイッチ１６はオンになる。したがって、励磁電流Ｉe(t)は、超伝導コイル１５と超伝導線材１６１とにより構成される閉ループを循環するようになり、超伝導コイル１５に永久電流Ｉpが流れる。永久電流スイッチ１６がオンになったら、ステップ１５を抜け出し、ステップＳ１６（図３参照）に進む。   In sub-step S156, the power supply control unit 34 controls the heater power supply unit 32 so that the supply of the current Ioff from the heater power supply unit 32 to the heater 162 is stopped. Therefore, the heater current Ioff becomes zero. As a result, the superconducting wire 161 falls below the critical temperature, the superconducting wire 161 transitions from the normal state to the superconducting state, and the permanent current switch 16 is turned on. Therefore, the exciting current Ie (t) circulates in a closed loop constituted by the superconducting coil 15 and the superconducting wire 161, and a permanent current Ip flows through the superconducting coil 15. When the permanent current switch 16 is turned on, the process exits step 15 and proceeds to step S16 (see FIG. 3).

ステップＳ１６では、オペレータ５２がケーブルを取り外す。その後、ステップＳ１７で、オペレータ５２はファントムＰＨをボアから取り出す。   In step S16, the operator 52 removes the cable. Thereafter, in step S17, the operator 52 takes out the phantom PH from the bore.

このようにして、処理フローが終了する。   In this way, the processing flow ends.

本実施形態では、周波数測定手段４０が送受信コイル１３に流れる受信電流Ｉｒの周波数ｆを測定し、周波数判定手段４１が測定周波数ｆに対して式（６）を満たしているか否かを判定する。受信電流Ｉｒの周波数ｆが式（６）を満たすと、電源制御手段３４は、ヒータ１６２への電流の供給が停止されるようにヒータ電源部３２を制御するので、超伝導コイル１５に永久電流Ｉpを流すことができる。したがって、オペレータ５２がテスラメータを見ながら励磁作業をする必要がなく、オペレータの作業負担が軽減される。   In the present embodiment, the frequency measuring unit 40 measures the frequency f of the reception current Ir flowing through the transmission / reception coil 13, and the frequency determination unit 41 determines whether or not the equation (6) is satisfied with respect to the measurement frequency f. When the frequency f of the reception current Ir satisfies Expression (6), the power supply control unit 34 controls the heater power supply unit 32 so that the supply of current to the heater 162 is stopped. Ip can flow. Therefore, it is not necessary for the operator 52 to perform the excitation work while looking at the Tesla meter, and the work burden on the operator is reduced.

尚、本実施形態では、送受信コイル１３がファントムＰＨからのＭＲ信号Ｓphを受信している。しかし、送受信コイル１３とは別の受信コイルを用意し、当該別の受信コイルでファントムＰＨからのＭＲ信号Ｓphを受信してもよい。   In the present embodiment, the transmission / reception coil 13 receives the MR signal Sph from the phantom PH. However, a receiving coil different from the transmitting / receiving coil 13 may be prepared and the MR signal Sph from the phantom PH may be received by the other receiving coil.

また、本実施形態では、励磁電流Ｉe(t)がＩthに到達した時点（時刻ｔ１）で、ＲＦパルスＰrfの送信を開始している。しかし、励磁電流Ｉe(t)の供給開始時刻ｔ０と同時にＲＦパルスＰrfの送信を開始してもよく、あるいは、励磁電流Ｉe(t)の供給開始前にＲＦパルスＰrfの送信を開始してもよい。   In the present embodiment, transmission of the RF pulse Prf is started when the excitation current Ie (t) reaches Ith (time t1). However, the transmission of the RF pulse Prf may be started simultaneously with the supply start time t0 of the excitation current Ie (t), or the transmission of the RF pulse Prf may be started before the supply of the excitation current Ie (t) is started. Good.

更に、本実施形態では、ケーブルの接触状態を確認するために、ケーブル接触状態判定手段３５を備えている。しかし、ケーブル接触状態判定手段３５を備えずに、オペレータ５２がテスタを使ってケーブルの接触状態を確認してもよい。   Furthermore, in this embodiment, in order to confirm the contact state of a cable, the cable contact state determination means 35 is provided. However, the operator 52 may check the cable contact state using a tester without providing the cable contact state determination means 35.

次に、上記のようにして励磁された超伝導コイル１５を消磁する方法について説明する。   Next, a method for demagnetizing the superconducting coil 15 excited as described above will be described.

図１７は、超伝導コイル１５を消磁するときのフローチャートを示す図である。   FIG. 17 is a diagram showing a flowchart when the superconducting coil 15 is demagnetized.

ステップＳ２１では、オペレータ５２はケーブル接続を行う。消磁するときのケーブル接続は、励磁するときのケーブル接続と同じである（図６および図７参照）。図６および図７に示すようにケーブル接続した後、ステップＳ２２に進む。   In step S21, the operator 52 performs cable connection. The cable connection for demagnetization is the same as the cable connection for excitation (see FIGS. 6 and 7). After connecting the cables as shown in FIGS. 6 and 7, the process proceeds to step S22.

ステップＳ２２では、ケーブル接触不良が発生していないかを確認する。この確認は、オペレータ５２がテスタなどを使用して、手動で行う。ケーブル接続が良好であることを確認した後、ステップＳ２３に進む。   In step S22, it is confirmed whether a cable contact failure has occurred. This confirmation is performed manually by the operator 52 using a tester or the like. After confirming that the cable connection is good, the process proceeds to step S23.

ステップＳ２３では、オペレータ５２は、操作装置５０を操作して、制御装置３０に、永久電流スイッチ１６をオフにするための命令を入力する。この命令が制御装置３０に入力されると、電源制御手段３４はヒータ電源部３２を制御し、ヒータ１６２に、永久電流スイッチ１６をオフにするための電流Ｉoffが流れる。ヒータ１６２は電流Ｉoffによって発熱し、超伝導線材１６１を加熱する。その結果、超伝導線材１６１の温度が臨界温度Ｔc以上に上昇する。超伝導線材１６１の温度が臨界温度Ｔc以上に上昇すると、超伝導線材１６１は常伝導状態になるので、永久電流スイッチ１６はオフに設定される。永久電流スイッチ１６をオフに設定した後、ステップＳ２４に進む。   In step S <b> 23, the operator 52 operates the operation device 50 to input a command for turning off the permanent current switch 16 to the control device 30. When this command is input to the control device 30, the power supply control unit 34 controls the heater power supply unit 32, and a current Ioff for turning off the permanent current switch 16 flows through the heater 162. The heater 162 generates heat due to the current Ioff and heats the superconducting wire 161. As a result, the temperature of the superconducting wire 161 rises above the critical temperature Tc. When the temperature of the superconducting wire 161 rises to the critical temperature Tc or higher, the superconducting wire 161 enters a normal conduction state, so that the permanent current switch 16 is set to OFF. After the permanent current switch 16 is set to OFF, the process proceeds to step S24.

ステップＳ２４では、電源制御手段３４は、電源部３１Ｘ〜３１Ｚが超伝導コイル１５に消磁電流を供給するように、電源部３１Ｘ〜３１Ｚを制御する。消磁電流によって、超伝導コイル１５に流れる電流はゼロになる。超伝導コイル１５に流れる電流がゼロになったら、ステップＳ２５に進み、ケーブルを取り外す。   In step S24, the power supply control unit 34 controls the power supply units 31X to 31Z so that the power supply units 31X to 31Z supply a demagnetizing current to the superconducting coil 15. Due to the demagnetizing current, the current flowing through the superconducting coil 15 becomes zero. When the current flowing through the superconducting coil 15 becomes zero, the process proceeds to step S25 and the cable is removed.

上記のようにして、消磁が行われる。   Demagnetization is performed as described above.

本実施形態では、消磁もテスラメータを使わずに行うことができるので、消磁作業においても、オペレータの作業負担が軽減される。   In this embodiment, demagnetization can be performed without using a teslameter, so that the burden on the operator is reduced even in demagnetization work.

本発明の一実施形態の磁気共鳴イメージング装置を示す図である。It is a figure which shows the magnetic resonance imaging apparatus of one Embodiment of this invention. 図１のＡ−Ａ断面図である。It is AA sectional drawing of FIG. 超伝導コイル１５を励磁するときのフローチャートを示す図である。It is a figure which shows the flowchart when exciting the superconducting coil. ボア１２内にファントムが設置されたＭＲＩ装置１の斜視図である。1 is a perspective view of an MRI apparatus 1 in which a phantom is installed in a bore 12. FIG. 図４のＡ−Ａ断面図である。It is AA sectional drawing of FIG. ケーブル接続が行われたＭＲＩ装置１の斜視図である。It is a perspective view of the MRI apparatus 1 in which the cable connection was performed. 図６のＡ−Ａ断面図である。It is AA sectional drawing of FIG. ステップＳ１３の処理フローの説明図である。It is explanatory drawing of the processing flow of step S13. 勾配コイル電源部３１Ｘ〜３１Ｚおよびヒータ電源部３２が電流を供給しているときのＭＲＩ装置１の斜視図である。It is a perspective view of the MRI apparatus 1 when the gradient coil power supply units 31X to 31Z and the heater power supply unit 32 supply current. 図９のＡ−Ａ断面図である。It is AA sectional drawing of FIG. ヒータ電源部３２が永久電流スイッチ１６をオフにするための電流を供給しているときのＭＲＩ装置１の斜視図である。It is a perspective view of the MRI apparatus 1 when the heater power supply part 32 is supplying the electric current for turning off the permanent current switch 16. FIG. 図１１のＡ−Ａ断面図である。It is AA sectional drawing of FIG. ステップＳ１５の処理フローを示す図である。It is a figure which shows the processing flow of step S15. 勾配コイル電源部３１Ｘ、３１Ｙ、および３１Ｚがコイル電流を供給しているときのＭＲＩ装置１の斜視図である。It is a perspective view of the MRI apparatus 1 when the gradient coil power supply units 31X, 31Y, and 31Z supply coil current. 図１４のＡ−Ａ断面図である。It is AA sectional drawing of FIG. コイル電流Ｉx(t)〜Ｉz(t)および励磁電流Ｉe(t)の時間的変化を示すグラフである。It is a graph which shows the time change of coil current Ix (t)-Iz (t) and exciting current Ie (t). 超伝導コイル１５を消磁するときのフローチャートを示す図である。It is a figure which shows the flowchart when demagnetizing the superconducting coil.

符号の説明Explanation of symbols

１ ＭＲＩ装置
１１ ガントリ
１２ ボア
１３ 送受信コイル
１４ 勾配コイル
１５ 超伝導コイル
１５ａ、１５ｂ、１６２ａ、１６２ｂ コネクタ
１６ 永久電流スイッチ
３０ 制御装置
３１Ｘ Ｘ軸勾配コイル電源部
３１Ｙ Ｙ軸勾配コイル電源部
３１Ｚ Ｚ軸勾配コイル電源部
３２ ヒータ電源部
３３ 送受信コイル電源部
３４ 電源制御手段
３５ ケーブル接触状態判定手段
３６ 抵抗値算出部
３７ 抵抗値判定部
３８ 励磁電流算出手段
３９ 励磁電流判定手段
４０ 周波数測定手段
４１ 周波数判定手段
５０ 操作装置
５１ 表示モニタ
５２ オペレータ
１６１ 超伝導線材
１６２ ヒータ
３００ 電源手段２ DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 MRI apparatus 11 Gantry 12 Bore 13 Transmitting / receiving coil 14 Gradient coil 15 Superconducting coil 15a, 15b, 162a, 162b Connector 16 Permanent current switch 30 Control apparatus 31X X-axis gradient coil power supply part 31Y Y-axis gradient coil power supply part 31Z Z-axis gradient Coil power supply unit 32 Heater power supply unit 33 Transmission / reception coil power supply unit 34 Power supply control unit 35 Cable contact state determination unit 36 Resistance value calculation unit 37 Resistance value determination unit 38 Excitation current calculation unit 39 Excitation current determination unit 40 Frequency measurement unit 41 Frequency determination unit 50 Operating device 51 Display monitor 52 Operator 161 Superconducting wire 162 Heater 300 Power supply means 2

Claims (12)

超伝導コイルと、
前記超伝導コイルに接続された超伝導体と前記超伝導体を加熱するヒータとを有しており、スイッチのオン状態で前記超伝導コイルに永久電流を流す永久電流スイッチと、
勾配コイルと、
送信コイルと、
ファントムからのＭＲ信号を受信する受信コイルと、
前記ヒータに前記超伝導体を加熱するための電流を供給し、前記超伝導コイルに励磁電流を供給し、前記送信コイルにＲＦパルスを送信するための電流を供給する電源手段と、
前記励磁電流が永久電流の値に１よりも小さな所定の係数を掛けて算出された所定の電流値以上であるか否かを判定する励磁電流判定手段と、
前記ファントムからのＭＲ信号の周波数を測定する周波数測定手段と、
前記周波数測定手段により測定された周波数が前記所定の周波数範囲に含まれているか否かを判定する周波数判定手段と、
前記永久電流スイッチがオフ状態で前記超伝導コイルに永久電流が流れていない状態で、前記超伝導コイルに励磁電流を供給して励磁電流の値を大きくしていき、励磁電流の値が前記所定の電流値に到達したとき前記送信コイルに電流を供給してＲＦパルスを送信し、前記受信コイルが受信した前記ファントムからのＭＲ信号の周波数が前記所定の周波数範囲に到達したとき前記ヒータへの電流の供給を停止することにより前記永久電流スイッチをオフ状態からオン状態にするように、前記電源手段を制御する制御手段と
を有する磁気共鳴イメージング装置。 A superconducting coil;
A superconductor connected to the superconducting coil and a heater for heating the superconductor, a permanent current switch for passing a permanent current through the superconducting coil in an on state of the switch;
A gradient coil;
A transmission coil;
A receiving coil for receiving MR signals from the phantom;
Power supply means for supplying a current for heating the superconductor to the heater, supplying an excitation current to the superconducting coil, and supplying a current for transmitting an RF pulse to the transmitting coil;
Excitation current determination means for determining whether or not the excitation current is equal to or greater than a predetermined current value calculated by multiplying a permanent current value by a predetermined coefficient smaller than 1 ;
Frequency measuring means for measuring the frequency of the MR signal from the phantom;
Frequency determining means for determining whether or not the frequency measured by the frequency measuring means is included in the predetermined frequency range;
With the permanent current switch turned off and no permanent current flowing through the superconducting coil, an exciting current is supplied to the superconducting coil to increase the exciting current value, and the exciting current value is the predetermined value. When the current value reaches the heater value , a current is supplied to the transmission coil to transmit an RF pulse, and when the frequency of the MR signal from the phantom received by the reception coil reaches the predetermined frequency range, A magnetic resonance imaging apparatus comprising: control means for controlling the power supply means so as to change the permanent current switch from an off state to an on state by stopping the supply of current. 前記勾配コイルは、Ｘ軸勾配コイルと、Ｙ軸勾配コイルと、Ｚ軸勾配コイルとを有する請求項１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 gradient coil includes an X-axis gradient coil, a Y-axis gradient coil, and a Z-axis gradient coil. 前記電源手段は、
前記Ｘ軸勾配コイルに電流を供給するＸ軸勾配コイル電源部と、
前記Ｙ軸勾配コイルに電流を供給するＹ軸勾配コイル電源部と、
前記Ｚ軸勾配コイルに電流を供給するＺ軸勾配コイル電源部と、
前記ヒータに電流を供給するヒータ電源部と
を有する請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The power source means
An X-axis gradient coil power supply for supplying current to the X-axis gradient coil;
A Y-axis gradient coil power supply for supplying current to the Y-axis gradient coil;
A Z-axis gradient coil power supply for supplying current to the Z-axis gradient coil;
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2, further comprising a heater power supply unit that supplies current to the heater. 前記超伝導コイルは、前記Ｘ軸勾配コイル電源部から供給される第１の電流と、前記Ｙ軸勾配コイル電源部から供給される第２の電流と、前記Ｚ軸勾配コイル電源部から供給される第３の電流とを合わせた加算電流が、前記励磁電流として供給される請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。   The superconducting coil is supplied from a first current supplied from the X-axis gradient coil power supply unit, a second current supplied from the Y-axis gradient coil power supply unit, and the Z-axis gradient coil power supply unit. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 3, wherein an addition current combined with the third current is supplied as the excitation current. 前記第１の電流、前記第２の電流および前記第３の電流を検出する電流検出手段と、
前記電流検出手段が検出した前記第１の電流、前記第２の電流および前記第３の電流を加算することにより、前記励磁電流を算出する励磁電流算出手段と
を有する請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。 Current detection means for detecting the first current, the second current, and the third current;
5. The magnetism according to claim 4, further comprising excitation current calculation means for calculating the excitation current by adding the first current, the second current, and the third current detected by the current detection means. Resonance imaging device. 前記励磁電流検出手段は、
前記第１の電流を検出する第１の電流プローブと、
前記第２の電流を検出する第２の電流プローブと、
前記第３の電流を検出する第３の電流プローブと
を有する請求項４又は５に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The excitation current detection means includes
A first current probe for detecting the first current;
A second current probe for detecting the second current;
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 4, further comprising a third current probe that detects the third current. 前記超伝導コイルに接続された第１のコネクタと、
前記ヒータに接続された第２のコネクタと
を有する請求項１〜６のうちのいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。 A first connector connected to the superconducting coil;
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, further comprising a second connector connected to the heater. 前記Ｘ軸勾配コイル電源部、前記Ｙ軸勾配コイル電源部、および前記Ｚ軸勾配コイル電源部は、ケーブルによって前記第１のコネクタに接続され、
前記ヒータ電源部は、ケーブルによって前記第２のコネクタに接続される請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The X-axis gradient coil power supply unit, the Y-axis gradient coil power supply unit, and the Z-axis gradient coil power supply unit are connected to the first connector by a cable,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 7, wherein the heater power supply unit is connected to the second connector by a cable. 前記ケーブルの接触不良が発生しているか否かを判定するケーブル接触状態判定手段を有する請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置。   The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 8, further comprising a cable contact state determination unit that determines whether or not a contact failure of the cable has occurred. 前記電源手段は、前記送信コイルに電流を供給する送信コイル電源部を有する請求項１〜９のうちのいずれか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 power supply unit includes a transmission coil power supply unit that supplies current to the transmission coil . 前記送信コイルは、前記受信コイルを兼ねている請求項１〜１０のうちのいずれか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 transmission coil also serves as the reception coil. 請求項１〜１１のうちのいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置が有する前記超伝導コイルの励磁方法であって、
前記永久電流スイッチがオフ状態で前記超伝導コイルに永久電流が流れていない状態で、前記電源手段が前記超伝導コイルに励磁電流を供給して励磁電流の値を大きくしていくステップと、
前記励磁電流の値が前記所定の電流値に到達したとき、前記電源手段が前記送信コイルに電流を供給して、ＲＦパルスを送信するステップと、
前記受信コイルが受信した前記ファントムからのＭＲ信号の周波数が前記所定の周波数範囲に到達したとき、前記電源手段が前記ヒータへの電流の供給を停止することにより、前記永久電流スイッチをオフ状態からオン状態にするステップと
を有する超伝導コイルの励磁方法。 A method for exciting the superconducting coil included in the magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 to 11,
In a state where the permanent current switch is in an off state and no permanent current flows in the superconducting coil, the power supply means supplies an exciting current to the superconducting coil to increase the value of the exciting current;
When the value of the excitation current reaches the predetermined current value , the power supply means supplies current to the transmission coil and transmits an RF pulse;
When the frequency of the MR signal from the phantom received by the receiving coil reaches the predetermined frequency range, the power supply means stops supplying the current to the heater so that the permanent current switch is turned off. A method of exciting a superconducting coil comprising the step of turning on.
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