JP6415803B2 - MRI equipment - Google Patents
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Description
本発明の一態様としての実施形態は、ＭＲＩ装置に関する。 An embodiment as one aspect of the present invention relates to an MRI 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患者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、励起に伴って患者から発生する磁気共鳴信号を再構成して画像を生成する撮像装置である。ＭＲＩ装置は、非侵襲に体内の検査を行うことができるため、現在の医療において不可欠である。 A magnetic resonance imaging (MRI) apparatus excites a patient's nuclear spin placed in a static magnetic field with a radio frequency (RF) signal of a Larmor frequency, and generates magnetic resonance generated from the patient with the excitation. An imaging apparatus that reconstructs a signal to generate an image. An MRI apparatus is indispensable in current medical care because it can inspect a body non-invasively.
近年、ＭＲＩ装置の高性能化により解像度の高い良質な画像を取得できるようになり、正確かつ精密な検査が画像判定によって可能となった。このようなＭＲＩ装置が適正に使用されるためには、定期的な保守点検や定期交換部品の管理が必要である。特に、ＭＲＩ装置は、交換部品が多く、異常が発生した時の不具合箇所の発見が難しいため、異常が発生する前にそれを検知することが重要である。 In recent years, it has become possible to acquire high-quality images with high resolution by improving the performance of the MRI apparatus, and it has become possible to perform accurate and precise inspection by image determination. In order for such an MRI apparatus to be used properly, periodic maintenance and inspection and management of periodic replacement parts are necessary. In particular, the MRI apparatus has many replacement parts, and it is difficult to find a defective part when an abnormality occurs. Therefore, it is important to detect the abnormality before the abnormality occurs.
そこで、ＭＲＩ装置から収集されたデータに基づきＭＲＩ装置に使用されている部品等の一元管理を行い、ＭＲＩ装置に異常を早期に発見するＭＲＩ装置およびそのメンテナンス支援装置が提供されている（たとえば、特許文献１等）。 Therefore, there is provided an MRI apparatus and a maintenance support apparatus for performing an integrated management of components used in the MRI apparatus based on data collected from the MRI apparatus, and detecting an abnormality in the MRI apparatus at an early stage (for example, Patent Document 1).
しかしながら、傾斜磁場コイルの異常は、画像にアーティファクトが現れるまで検出することが難しく、異常が発生する前にその兆候を捉えて、修理することが難しいという問題があった。 However, the gradient magnetic field abnormality is difficult to detect until an artifact appears in the image, and there is a problem that it is difficult to detect and repair the sign before the abnormality occurs.
近年のＭＲＩ装置は高分解能撮像に伴い傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイルの高性能化がすすめられており、それに伴い、傾斜コイルに発生する振動が大きくなっている。この傾斜磁場コイルに発生する振動が大きくなると、傾斜磁場コイルと傾斜磁場電源とを接続するケーブルの信号締結部および端子も振動により緩みが生じる。また、傾斜磁場コイルには大きな電流が流れるため、傾斜磁場コイル内部線材や、これに接続するケーブルには、強力な静電磁場の電流によるローレンツ力が働き、傾斜磁場コイル内の繰り返し応用による劣化やケーブルの信号締結部および端子の緩みや破損の原因となっている。 In recent MRI apparatuses, the performance of a gradient magnetic field coil that generates a gradient magnetic field has been improved along with high-resolution imaging, and accordingly, the vibration generated in the gradient coil has increased. When the vibration generated in the gradient magnetic field coil becomes large, the signal fastening portion and the terminal of the cable connecting the gradient magnetic field coil and the gradient magnetic field power supply also loosen due to the vibration. In addition, since a large current flows through the gradient coil, Lorentz force due to a strong electrostatic magnetic field works on the gradient coil internal wire and the cable connected thereto, and deterioration due to repeated application in the gradient coil This may cause looseness or damage to the cable signal fastening part and terminal.
また、傾斜磁場コイルの高性能化に伴い、傾斜磁場コイルの消費電力が非常に大きくなってきている。そのため、傾斜磁場コイル内部線材や線材固定材、傾斜磁場コイルと傾斜磁場電源とを接続するケーブル、信号締結部および端子に劣化や損傷が発生していた場合、傾斜磁場コイルに使用している膨大な電力により急速に劣化や損傷が進み、漏れ電流の増加や、最終的には短絡といった故障が発生する可能性がある。ケーブルやケーブル締結部などの緩みや損傷による故障は、ＭＲＩ装置を稼働中に急速に進行するため、定期点検を実施していても発見が難しいという問題がある。 Further, with the improvement in performance of the gradient coil, the power consumption of the gradient coil has become very large. For this reason, if deterioration or damage occurs in the gradient coil internal wire or wire fixing material, the cable connecting the gradient coil and the gradient power supply, the signal fastening part and the terminal, the enormous volume used in the gradient coil There is a possibility that deterioration and damage will rapidly progress due to excessive electric power, resulting in an increase in leakage current and eventually a failure such as a short circuit. Failures due to looseness or damage of cables and cable fastening parts, etc., rapidly progress while the MRI apparatus is in operation, and therefore there is a problem that it is difficult to find even if periodic inspections are performed.
このような故障が撮像中に発生すると、ＭＲＩ装置の被検体である患者は、再度別の日に検査を受けることになり、造影剤などを使用した検査の途中であった場合は、特に大きな負担になる。また、故障が発生してから修理を行う場合、部品の調達や人員の手配などに時間を要するため、その間ＭＲＩ装置による検査ができなくなるという問題もある。 When such a failure occurs during imaging, the patient who is the subject of the MRI apparatus will be examined again on another day, especially if it is in the middle of an examination using a contrast agent or the like. It will be a burden. In addition, when repair is performed after a failure occurs, it takes time to procure parts or arrange personnel, and there is also a problem that inspection by the MRI apparatus cannot be performed during that time.
そこで、傾斜磁場コイルの異常の兆候を早期に検出し、故障による稼働停止を回避するＭＲＩ装置が要望されている。 Accordingly, there is a demand for an MRI apparatus that detects signs of abnormality in the gradient magnetic field coil early and avoids operation stop due to failure.
本実施形態に係るＭＲＩ装置は、傾斜磁場コイルと、前記傾斜磁場コイルに電流を供給する傾斜磁場電源と、記傾斜磁場電源により測定用の電流が前記傾斜磁場コイルに供給された場合、前記傾斜磁場電源からの出力される電流および電圧を測定する測定部と、前記測定を実施する測定シーケンスおよび被検体を撮像する撮像シーケンスを制御するシーケンス制御部と、前記測定部で測定された電流および電圧から、前記傾斜磁場コイルのインピーダンスを算出する演算部と、前記インピーダンスに基づき、前記傾斜磁場コイルの異常の有無を判定する判定部と、前記判定結果を表示する表示部と、を備え、前記測定シーケンス設定にされる電流は、ＭＲＩ装置の撮像におけるパルス繰り返し周波数よりも高い周波数の正弦波を少なくとも含むことを特徴とする。 The MRI apparatus according to the present embodiment includes a gradient magnetic field coil, a gradient magnetic field power source that supplies current to the gradient magnetic field coil, and the gradient magnetic field power source when a measurement current is supplied to the gradient magnetic field coil. A measurement unit that measures current and voltage output from a magnetic field power source, a measurement sequence that performs the measurement, a sequence control unit that controls an imaging sequence for imaging the subject, and a current and voltage measured by the measurement unit from an arithmetic unit for calculating the impedance of said gradient coil, based on the impedance, provided with the gradient determination unit that determines presence or absence of abnormality of the coil, and a display unit for displaying the determination result, the measuring The current set to the sequence setting includes at least a sine wave having a frequency higher than the pulse repetition frequency in the imaging of the MRI apparatus. It is characterized in.
以下で、ＭＲＩ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。 Hereinafter, embodiments of an MRI apparatus will be described with reference to the accompanying drawings.
（１）構成
図１は、実施形態に係るＭＲＩ装置の一例を示す概念的な構成図である。図１が示すように、実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、静磁場を発生させる静磁場電源１、静磁場に位置情報を付加するための、傾斜磁場電源２（２Ｘ、２Ｙ、２Ｚ）、傾斜磁場電源２から出力される電流および電圧を測定する測定部３（３Ｘ、３Ｙ、３Ｚ）、高周波信号を送受信するＲＦ受信器４およびＲＦ送信器５、所定のパルスシーケンスを実行するシーケンス制御部６、ＭＲＩ装置全体のコントロールを担うコンピュータ７、被検体（患者）を載せる寝台部８、騒音遮蔽用容器９（以下、容器９という）、磁石架台１０を備えた構成である。
(1) Configuration FIG. 1 is a conceptual configuration diagram illustrating an example of an MRI apparatus according to an embodiment. As shown in FIG. 1, the
磁石架台１０は、静磁場磁石１１、傾斜磁場コイル１２、ＲＦコイル１３等を有しており、これらの構成品は円筒状の筐体に収納されている。
The
磁石架台１０の静磁場磁石１１は、概略円筒形状をなしており、被検体の撮像領域であるボア（静磁場磁石１１の円筒内部の空間）内に静磁場を発生させる。静磁場磁石１１は超電導コイルを内蔵し、励磁モードでは静磁場電源１から供給される電流を超電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１は切り離される。静磁場磁石１１は、液体ヘリウムによって超電導コイルが極低温に冷却されており、静磁場磁石１１内部を極低温に保つための熱シールドを低温に保持するための液体ヘリウムによって冷却される。
The static magnetic field magnet 11 of the
傾斜磁場コイル１２も概略円筒形状をなし、静磁場磁石１１の内側に固定されている。この傾斜磁場コイル１２は、傾斜磁場電源２（２Ｙ、２Ｙ、２Ｚ）から供給される電流によりＸ軸，Ｙ軸，Ｚ軸の方向に傾斜磁場を印加する。傾斜磁場コイル１２は容器９に格納されている。
The gradient
シーケンス制御部６は、ＭＲＩ装置１００における撮像シーケンスの制御に加えて、傾斜磁場電源２の測定シーケンスの制御を行う。シーケンス制御部６は、測定シーケンスに従って、傾斜磁場電源２および測定部３に、傾斜磁場コイル１２のインピーダンスを測定するための測定用電流の印加タイミングや測定用電流の種別、測定部３での測定のタイミングなどを命令する。
The
コンピュータ７は、その内部構造として主制御部２０、入力部３０、表示部４０、記憶部５０、などを備えた構成である。コンピュータ７は、ＭＲＩ装置のシーケンス制御部６などの制御に加えて、傾斜磁場コイル１２のインピーダンスの算出を行う。
The computer 7 includes a
記憶部５０に格納されたプログラムが、主制御部２０によって実行されることで、インピーダンスが算出される。また、記憶部５０には算出されたインピーダンス等のデータが格納される。記憶部５０は、ＲＡＭとＲＯＭをはじめとする記憶媒体などにより構成され、磁気的もしくは光学的記憶媒体または半導体メモリなどの、主制御部２０により読み取り可能な記憶媒体を含んだ構成を有する。
The impedance is calculated by the
入力部３０は、たとえばキーボード、タッチパネル、テンキー、マウスなどの一般的な入力装置により構成される。
The
表示部４０は、たとえば液晶ディスプレイやＯＬＥＤ（Organic Light Emitting Diode）ディスプレイなどの一般的な表示装置により構成されるほか、主制御部２０の制御に従って傾斜磁場コイル１２の状態を示すインピーダンスなどを表示する。
The
図２は、傾斜磁場コイル１２の一例を示す図である。傾斜磁場コイル１２は、容器９に収納される傾斜磁場コイル本体（図示せず）のほか、信号締結部Ａ、ケーブルＢ、端子Ｃを有している。以下、これらを含めて傾斜磁場コイル１２と呼ぶものとする。ケーブルＢの一端は信号締結部Ａを介して傾斜磁場コイル本体に接続される一方、ケーブルＢの他端は端子Ｃを介して傾斜磁場電源２に接続しており、傾斜磁場電源２から傾斜磁場コイル本体に電流を供給している。傾斜磁場コイル１２に電流が印加されると、静磁場の影響によって傾斜磁場コイル１２の各部にはローレンツ力が発生すると共に振動も発生する。このようなローレンツ力や振動は、傾斜磁場コイル１２の信号締結部Ａおよび端子Ｃの緩みの原因となったり、ケーブルＢの断線・短絡の原因となったりする。
FIG. 2 is a diagram illustrating an example of the
同様に、傾斜磁場コイル本体には、傾斜磁場コイル内部線材にかかるローレンツ力による応力により疲弊劣化や、線材固定材の歪劣化が発生する。さらに、傾斜磁場コイル１２の絶縁層に電圧が印加されることで進展する部分放電などの電気的劣化や、運転中の発熱による絶縁層内に剥離やクラックが進展する熱劣化などが発生する。
Similarly, in the gradient magnetic field coil body, fatigue deterioration and distortion deterioration of the wire fixing material occur due to stress due to Lorentz force applied to the gradient coil internal wire. Furthermore, an electrical deterioration such as a partial discharge that develops when a voltage is applied to the insulating layer of the gradient
このような傾斜磁場コイル本体の劣化やケーブルＢ、信号締結部Ａ、端子Ｃ等の劣化は、信号締結部Ａから見た傾斜磁場コイル本体のインピーダンスや、端子Ｃから見た傾斜磁場コイル本体のインピーダンスを、インピーダンス系統の測定器を用いて測定することで把握することができる。しかしながら、このような測定は別途測定機を用意する必要がある。また、信号締結部Ａや端子Ｃは、円筒状の磁石架台１０の内部に収容されており、通常外部に露出していない。そのため、測定器をアクセス可能な状態にするのに手間がかかり、さらに実際の測定にも時間を要し、結果的にユーザに大きな作業負担を強いることになる。
Such deterioration of the gradient magnetic field coil body and deterioration of the cable B, the signal fastening portion A, the terminal C, etc. are caused by the impedance of the gradient magnetic field coil body viewed from the signal fastening portion A and the gradient magnetic field coil body viewed from the terminal C. The impedance can be grasped by measuring using an impedance system measuring instrument. However, such a measurement requires a separate measuring machine. Moreover, the signal fastening part A and the terminal C are accommodated inside the
一方、傾斜磁場コイル１２における損傷は、画像のアーティファクトとなって出現するが、アーティファクトが出現する時点で、ＭＲＩ装置１００での撮像に支障をきたし、傾斜磁場コイル１２の修理が必要となる。また、いったん傾斜磁場コイル１２に損傷が生じると、傾斜磁場電源２から供給される高い電流によって急速に劣化が進行するため、損傷を早急に発見することが重要である。
On the other hand, the damage in the gradient
そこで、本発明は、傾斜磁場電源２から出力される電流と電圧を用いて、傾斜磁場電源２の出力端から見た傾斜磁場コイル１２のインピーダンスを算出することで、ＭＲＩ装置１００における撮像が実施できなくなる前に、ユーザに特別な作業負担を強いることなく傾斜磁場コイル１２の異常を早急に検出する技術を提供する。傾斜磁場電源２から出力される電流と電圧を用いて、インピーダンスを算出する方法は後述する。
Therefore, in the present invention, imaging in the
図３は、実施形態に係るＭＲＩ装置１００の機能構成例を示す機能ブロック図である。図３に示すように、ＭＲＩ装置１００は傾斜磁場電源２と、測定部３と、シーケンス制御部６と、演算部２１と、判定部２３と、表示部４０と記憶部５０とから構成される。このうち、演算部２１および判定部２３は図１に示した記憶部５０に格納されたプログラムが、主制御部２０によって実行されることで実現される機能である。
FIG. 3 is a functional block diagram illustrating a functional configuration example of the
シーケンス制御部６は、図１に示した主制御部２０の制御に従って、撮像シーケンスおよび測定シーケンスを制御する。測定シーケンスは、傾斜磁場電源２から所定のタイミングでインピーダンス測定用電流を供給し、測定部３は所定のタイミングで傾斜磁場コイル１２にインピーダンス測定用電流およびその電圧（以下、単に電流、電圧というときは、傾斜磁場コイル１２のインピーダンス測定用の電流および電圧を指すものとする）をサンプリングする、一連のシーケンスから構成される。シーケンス制御部６は、測定シーケンスを制御し、傾斜磁場コイル１２に適切なタイミングで電流が供給され、必要なサンプリングが行えるように、傾斜磁場電源２および測定部３を制御する。測定シーケンスの詳細は後述する。
The
傾斜磁場電源２は、シーケンス制御部６の制御に基づき、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸用の傾斜磁場コイル１２に電流を供給する。
The gradient magnetic
測定部３は、シーケンス制御部６の制御に基づき、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸用の傾斜磁場コイル１２に供給される電流および電圧を、傾斜磁場電源２の出力端で測定する。
The
演算部２１は、測定部３が取得した電流および電圧などのデータに基づいて、傾斜磁場コイル１２のインピーダンスＺを算出する。算出するインピーダンスＺは、抵抗値Ｒのみの場合もあるし、抵抗値ＲとインダクタンスＬの両方を含めたインピーダンスＺの場合もある。抵抗値Ｒ、インダクタンスＬおよびインピーダンスＺの算出方法は後述する。
The
判定部２３は、演算部２１で算出したインピーダンスＺをもとに、傾斜磁場コイル１２の異常の有無を判定する。インピーダンスの増加や減少、値の乱れなどによって、傾斜磁場コイル１２の異常を判定する。判定部２３が、ＭＲＩ装置１００における撮像を停止すべきと判定した場合は、その判定結果に基づき、シーケンス制御部６がその後の撮像シーケンスを停止する。
The
記憶部５０は、測定シーケンスごとに、算出された過去のインピーダンスや判定結果などを記憶する。
The
表示部４０は、判定部２３の判定結果や演算部２１で算出されたインピーダンスＺを表示する。また、判定結果に合わせて、異常の有無やその程度を表示する。また、異常の程度が高く、ＭＲＩ装置１００の運転を見合わせるべき場合は、その旨を表示し、前述したように、シーケンス制御部６がその後の撮像シーケンスを停止してもよいし、ユーザがその表示をもとにＭＲＩ装置１００を停止するか否かを判断してもよい。さらに、異常の可能性があるがすぐに停止する必要がない状態の場合は、その旨を表示し、ユーザがその表示をもとに、次の検査の長さなどによって運転を継続すべきか否か判断する。
The
（２）動作
図４は、実施形態に係るＭＲＩ装置１００の動作の一例を示すフローチャートである。
(2) Operation FIG. 4 is a flowchart illustrating an example of the operation of the
図４のＳＴ１０１では、傾斜磁場電源２が、シーケンス制御部６の制御に従って、傾斜磁場コイル１２に電流の供給を開始する。
In ST101 of FIG. 4, the gradient magnetic
図５は、傾斜磁場コイル１２の等価回路を説明する図である。傾斜磁場コイル１２は、図２で示したように、静磁場に空間的位置を付与するための傾斜磁場を発生させるための傾斜磁場コイル本体と、信号締結部Ａや端子Ｃなどから構成されている。これらの構成から、傾斜磁場コイル１２は、図５に示すように、コイル（Ｌ：インダクタンス）と抵抗Ｒが電源である傾斜磁場電源２に接続した等価回路に近似することができる。実際の傾斜磁場電源２と傾斜磁場コイル１２とを結ぶ回路において、インピーダンスを検討するには、近接効果による内部および外部の渦電流の存在や、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸用の各傾斜磁場コイル１２間のカップリングなどがあるため、非常に複雑である。しかし、これらの要因は、個々のＭＲＩ装置１００においては、抵抗値Ｒが温度によって変化することを除けば、時間的にそれほど変化しない要因であり、図５に示した等価回路におけるインピーダンスを定期的に測定し、その変化量から異常の有無を測定することができる。
FIG. 5 is a diagram for explaining an equivalent circuit of the
図５で示した、インダクタンスＬのコイルと、抵抗Ｒとが直列に接続された回路に電流Ｉを流す場合、インダクタンスＬに磁場が発生させるために、誘導電圧が必要となる。この誘導電圧は、このインダクタンスＬと、電流Ｉの時間変化率（ｄＩ/ｄｔ）との積で規定される。したがって、図５で示した回路に電流Ｉを印加した場合の電圧Ｖは、以下の式（１）で表される。 When a current I is passed through a circuit in which a coil having an inductance L and a resistor R are connected in series as shown in FIG. 5, an induced voltage is required to generate a magnetic field in the inductance L. This induced voltage is defined by the product of this inductance L and the time change rate (dI / dt) of the current I. Therefore, the voltage V when the current I is applied to the circuit shown in FIG. 5 is expressed by the following equation (1).
また、インピーダンスＺは、回路に供給される電流が角周波数（ω）の交流である場合、以下の式（２）で表される。 The impedance Z is expressed by the following formula (2) when the current supplied to the circuit is an alternating current with an angular frequency (ω).
したがって、傾斜磁場コイル１２のインピーダンスＺを算出するためには、傾斜磁場コイル１２の電流Ｉと電圧ＶとからインダクタンスＬと抵抗Ｒとを算出し、その算出した値をもとに、式（２）から求めることができる。
Therefore, in order to calculate the impedance Z of the
本発明の実施形態におけるＭＲＩ装置１００では、傾斜磁場電源２から出力される電流および電圧を、傾斜磁場電源２に設けた測定部３を用いて測定することにより、傾斜磁場コイル１２のインピーダンスを算出する。
In the
図６は、傾斜磁場コイル１２に印加される電流および電圧を説明する図である。図６において、縦軸は電流および電圧、横軸は時間を示している。図５で示した回路に台形波状の電流を供給した時、図６の期間Ａが示すように、電流が供給された瞬間に電圧が一気に上昇する。図６の期間Ｂでは、電流の時間変化率（ｄＩ／ｄｔ）とインダクタンスＬの積で定まる誘導電圧（Ｌ（ｄＩ／ｄｔ））が発生する。電流の変化率は台形の前縁の傾きであるため、図６の期間Ｂの間は、誘導電圧は一定である。一方、期間Ｂの間は、電流Ｉが直線的に上昇しているため、抵抗Ｒと電流Ｉの積（ＲＩ）は上昇し、このＲＩが上記の誘導電圧に加算されて電圧Ｖとなるため、電圧は緩やかに上昇する。電流の立ち上がり時間を過ぎた台形の平坦部分では、電流Ｉは一定値となる一方、電流の時間変化率はゼロとなる。このため、インダクタンスＬによる誘導圧もゼロとなり、図６の期間Ｃが示すように、電圧Ｖは、電流Ｉと抵抗Ｒの積（ＲＩ）でのみ定まる一定の値となる。したがって、電流の立ち上がり時間経過後に電流および電圧を取得すれば、抵抗Ｒを算出できる。
FIG. 6 is a diagram illustrating current and voltage applied to the
なお、台形の立下り期間では、電流の時間変化率（台形の後縁の傾き）はマイナスとなるため、誘導電圧は逆起電圧となりマイナスとなる。このマイナスの逆起電圧に、直線的に減少する電流Ｉと抵抗Ｒの積を加算した値が、立下り期間の電圧Ｖとなる。 In the trapezoid falling period, the time change rate of the current (inclination of the trailing edge of the trapezoid) is negative, so that the induced voltage is a counter electromotive voltage and negative. A value obtained by adding the product of the linearly decreasing current I and resistance R to the negative counter electromotive voltage is the voltage V in the falling period.
しかしながら、前述したように、実際のＭＲＩ装置１００では、傾斜磁場コイル１２において、電流および電圧の変化は、図６で示したグラフのようにはならない。傾斜磁場コイル１２の電流および電圧は、近接効果による内部および外部の渦電流の存在や、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸用の各傾斜磁場コイル１２間のカップリングなどにより、影響を受けるからである。
However, as described above, in the
図７は、実施形態に係るＭＲＩ装置１００の傾斜磁場コイル１２に供給される台形波について説明する図である。前述したとおり、傾斜磁場コイル１２は、渦電流などの影響により、図６で示した期間Ａから期間Ｂにおける変化、または、期間Ｂから期間Ｃにおける変化のように、電圧は急激に変化せず、図７の矢印Ｄで示したように、緩やかに変動する。したがって、電流の立ち上がり時間が経過してから遅れて、電圧が一定になる。図６で示すように電流の立ち上がり時間経過後、電圧が一定になるまでの期間を「整定時間」とし、この整定時間経過後にサンプリングを行うことで、より正確な抵抗Ｒを求めることができる。
FIG. 7 is a diagram illustrating a trapezoidal wave supplied to the
図７で示した整定時間は、過去の実測データ等から、約１ｍｓ（１０００分の１秒）程度であることがわかっている。そこで、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００では、傾斜磁場電源２から傾斜磁場コイル１２に電流が供給されてから約１ｍｓ以上経過後に電流および電圧のサンプリングを行うものとする。
The settling time shown in FIG. 7 is known to be about 1 ms (one thousandth of a second) from past measured data and the like. Therefore, in the
図４のＳＴ１０３では、測定部３が、シーケンス制御部６の制御に従って、傾斜磁場電源２から出力される電流と電圧を測定する。電流と電圧の測定回路自体は図に限定するものではなく、公知の測定回路を使用することができる。
In ST103 of FIG. 4, the
傾斜磁場電源２はＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸に対応した電源（２Ｘ、２Ｙ、２Ｚ）を備えており、出力される電流と電圧を測定する測定部３も同様にそれぞれＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸に対応した測定部（３Ｘ、３Ｙ、３Ｚ）を備えている。これらの傾斜磁場電源２からの電流の供給および、測定部３での電流および電圧のサンプリングタイミングは、測定シーケンスに基づきシーケンス制御部６によって制御されている。たとえば、前述したように、整定時間経過後にサンプリングを実施する場合、測定シーケンスには電流を供給するタイミングと、整定時間経過後のサンプリングタイミングとが設定されており、シーケンス制御部６はその設定に基づき、傾斜磁場電源２および、測定部３を制御する。また、サンプリング回数は、１回でもよいが、より精度を高めるために複数回程行ってもよい。そのようなサンプリングの回数や、サンプリングの間隔なども測定シーケンスに設定されている。なお、複数回サンプリングした場合は、取得した複数の電流と電圧のそれぞれから複数のインピーダンスを算出し、それら複数のインピーダンスを平均してもよいし、複数のインピーダンスの中央値を求めてもよい。また、取得した複数の電流と電圧のそれぞれを平均した平均電流と平均電圧からインピーダンスを算出してもよいし、電流と電圧の中央値からインピーダンスを算出してもよい。
The gradient magnetic
また、各傾斜磁場コイル１２に対する電流および電圧のサンプリングのための電流の供給は、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の傾斜磁場コイル１２それぞれに対して複数回実施されてもよい。このような、測定における電流の印加やサンプリングのタイミングを規定している測定シーケンスについて、以下で例を挙げて説明する。
In addition, the supply of current and voltage sampling for each
図８は、傾斜磁場コイル１２に供給される台形波の第１の測定シーケンスを示す図である。図８の縦軸は、傾斜磁場コイル１２のＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸それぞれの電流および電圧を示している。図８の横軸は時間を示している。図８の測定シーケンスの例では、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の傾斜磁場コイル１２それぞれに対して１回ずつ電流が供給される例を示している。供給される電流は、図７で示した正の台形波である。図８に示すように、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の傾斜磁場コイル１２に順に台形波が供給され、電流が供給されてから整定時間経過後である斜線で示した時間帯に、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸にそれぞれに対応する測定部３が電流および電圧のサンプリングを行う。
FIG. 8 is a diagram illustrating a first measurement sequence of the trapezoidal wave supplied to the gradient
図８に示した例では、電流が供給されていない傾斜磁場コイル１２に対しても、電流が供給されている傾斜磁場コイル１２におけるサンプリング時間（斜線で示した時間帯）に、同時にサンプリングが行われる。通常、電流が供給されていない傾斜磁場コイル１２では電流や電圧が発生しない。また、コイル間のカップリングによって電流や電圧が発生したとしても、その値は非常に小さいものである。したがって、このようなサンプリングによってこれらの傾斜磁場コイル１２に所定の値以上の電流や電圧が観察された場合は、何らかの異常が発生していると判断することができる。より多角的に傾斜磁場コイル１２の状態を把握するために、電流が供給されていない傾斜磁場コイルについても同時にサンプリングを行うことは、有益である。また、サンプリングを常時行い、取得したデータの中から所定の間隔でデータを採用してもよい。電流量に加えて、極性を変えた電流を供給してもよい。
In the example shown in FIG. 8, sampling is simultaneously performed on the gradient
図９は、傾斜磁場コイル１２に供給される台形波の第２の測定シーケンスを示す図である。図９も、図８と同様に、縦軸は、傾斜磁場コイル１２のＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸それぞれの電流および電圧、横軸は時間を示している。図９の測定シーケンスの例では、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の傾斜磁場コイル１２それぞれに対して、２回電流を供給する例を示している。図９では、正の台形波と負の台形波が連続して供給される例が示されている。このように、極性の異なる台形波を供給することで、誤差を減らし、より早い段階で傾斜磁場コイル１２の異常を検出することができる。
FIG. 9 is a diagram showing a second measurement sequence of the trapezoidal wave supplied to the
また、図８と同様に電流が供給されていない傾斜磁場コイル１２について、電流が供給されている傾斜磁場コイル１２についてサンプリングするのと同じタイミングで電流および電圧を取得してもよい。また、サンプリングを常時行い、取得したデータの中から所定の間隔でデータを採用してもよい。電流量に加えて、極性を変えた電流を供給してもよい。
Further, as in FIG. 8, for the gradient
図１０は、傾斜磁場コイル１２に供給される台形波の第３の測定シーケンスを示す図である。図１０も、図８と同様に、縦軸は、傾斜磁場コイル１２のＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸それぞれの電流および電圧、横軸は時間を示している。図１０の測定シーケンスの例では、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の傾斜磁場コイル１２それぞれに対して、２回電流を供給する例を示している。図１０に示すように、１回目の電流と２回目の電流とは、供給される電流量が異なる。このように、流量を変化させることによって、図９において例示した、極性を変化させるのと同様に誤差を減らし、より早い段階で傾斜磁場コイル１２の異常を検出することができる。
FIG. 10 is a diagram showing a third measurement sequence of the trapezoidal wave supplied to the
また、図８と同様に電流が供給されていない傾斜磁場コイル１２について、電流が供給されている傾斜磁場コイル１２についてサンプリングするのと同じタイミングで電流および電圧を取得してもよい。また、サンプリングを常時行い、取得したデータの中から所定の間隔でデータを採用してもよい。電流量に加えて、極性を変えた電流を供給してもよい。
Further, as in FIG. 8, for the gradient
図８乃至図１０では、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の傾斜磁場コイル１２に対して、電流を１回または２回供給する例が示されているが、電流を流す回数は２回以上であってもよい。また、図８乃至図１０で示した測定シーケンスにおける電流の供給方法（電流量、極性など）はいずれの組み合わせであってもよい。さらに、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の傾斜磁場コイル１２に順に流しているが、それぞれの傾斜磁場コイル１２に１つずつ電流を供給するのであれば、順序は問わない。
8 to 10 show examples in which current is supplied once or twice to the X-axis, Y-axis, and Z-axis gradient magnetic field coils 12, but the number of times the current is supplied is two or more times. There may be. Further, any combination of current supply methods (current amount, polarity, etc.) in the measurement sequences shown in FIGS. 8 to 10 may be used. Furthermore, the current flows in the X-axis, Y-axis, and Z-axis gradient magnetic field coils 12 in this order, but the order is not limited as long as one current is supplied to each gradient
図８乃至図１０では、整定時間経過後に電流および電圧のサンプリングを実施する。整定時間経過後は、電流Ｉは一定値となる一方、電流の時間変化率はゼロとなる。そのため、式（１）および式（２）において、電圧Ｖは、インダクタンスＬの影響を受けず、抵抗Ｒと電流Ｉ（一定値の電流）の積によってのみ定まる。したがって、整定時間経過後に台形の平坦部分で測定した電流と電圧から算出されるインピーダンスＺは、インダクタンスＬを含まない抵抗Ｒのみとなる。後述するように、本実施形態では算出したインピーダンスＺを用いて傾斜磁場コイル１２の異常判定を行っているが、傾斜磁場コイル１２の抵抗値のみを用いて異常判定を行っても十分にその目的を達成できる場合は多い。また、上述した方法は、整定時間経過後に台形の平坦部分で電流、電圧を測定しているために、電流、電圧の測定精度は高く、抵抗値Ｒも高精度で算出することができる。したがって、抵抗値のみを用いて異常判定を行ったとしても、信頼性の高い判定結果を得ることができる。
8 to 10, current and voltage sampling is performed after the settling time has elapsed. After the settling time has elapsed, the current I becomes a constant value, while the time change rate of the current becomes zero. Therefore, in the expressions (1) and (2), the voltage V is not affected by the inductance L and is determined only by the product of the resistor R and the current I (a constant current). Therefore, the impedance Z calculated from the current and voltage measured at the flat part of the trapezoid after the settling time has elapsed is only the resistor R that does not include the inductance L. As will be described later, in this embodiment, the abnormality determination of the gradient
次に、測定用の電流波形として、台形波（より具体的には、図９に示す台形波と同じ台形波）を使用しつつも、インダクタンスＬと抵抗Ｒの双方を含むインピーダンスＺを算出する方法について説明する。 Next, the impedance Z including both the inductance L and the resistance R is calculated while using a trapezoidal wave (more specifically, the same trapezoidal wave as that shown in FIG. 9) as a current waveform for measurement. A method will be described.
図１１は、傾斜磁場コイル１２に供給される台形波の第４の測定シーケンスを示す図である。図１１に示す例では、傾斜磁場コイル１２のＸ軸を例として、電流および電圧の継時的な変化を示している。図８乃至図１０と異なり、図１１では電流および電圧をサンプリングするタイミングが異なる例を示している。図１１に示す例では、正の台形波の前方の傾斜部分と平坦部分の境界、すなわち、正の台形波が最大値となるタイミングをサンプリングタイミング１、正の台形波の平坦部分の任意の１つ、または複数のタイミングをサンプリングタイミング２としている。また、負の台形波の前方の傾斜部分と平坦部分の境界、すなわち、負の方向に電圧が最大となるタイミングをサンプリングタイミング３、負の台形波の平坦部分の任意の１つ、または複数のタイミングをサンプリングタイミング４としている、さらに、負の台形波の後端、すなわち、負の台形波の電流がゼロとなる点を、サンプリングタイミング５としている。
FIG. 11 is a diagram showing a fourth measurement sequence of the trapezoidal wave supplied to the gradient
式（１）におけるｄＩ／ｄｔが一定であり、ｄＩ／ｄｔを制御できるとき、すなわち、ｄＩ／ｄｔの値が既知である場合には、図１１の測定シーケンスにおいて測定したデータを式（１）に当てはめることで、抵抗ＲおよびインダクタンスＬを求めることができる。 When dI / dt in equation (1) is constant and dI / dt can be controlled, that is, when the value of dI / dt is known, the data measured in the measurement sequence of FIG. The resistance R and the inductance L can be obtained by applying the above.
たとえば、図１１に示した測定シーケンスに従ってサンプリングを行った場合において、サンプリングタイミング１、３および５で取得した電圧をそれぞれ、Ｖ１、Ｖ２およびＶ３、サンプリングタイミング２および４で取得した電流をそれぞれＩ１およびＩ２とする（図４のＳＴ１０３）。これらを式（１）に当てはめると、
For example, when sampling is performed according to the measurement sequence shown in FIG. 11, the voltages acquired at
となる。式（３）および式（４）の左辺と右辺をそれぞれ減算することにより、Ｒ＝（Ｖ１−Ｖ２）／（Ｉ１−Ｉ２）となり、抵抗Ｒを求めることができる。 It becomes. By subtracting the left side and the right side of Equation (3) and Equation (4), R = (V 1 −V 2 ) / (I 1 −I 2 ), and the resistance R can be obtained.
また、ｄＩ／ｄｔが既知であることから、この値を式（３）乃至（５）の何れかに代入することで、インダクタンスＬを算出することができる。 Further, since dI / dt is known, the inductance L can be calculated by substituting this value into any of the equations (3) to (5).
このようにして、台形の電流波形によっても、抵抗ＲおよびインダクタンスＬの両方を含むインピーダンスＺを算出することができる（図４のＳＴ１０５）。 In this way, the impedance Z including both the resistance R and the inductance L can also be calculated from the trapezoidal current waveform (ST105 in FIG. 4).
図４のＳＴ１０７では、算出されたインピーダンスに基づき、判定部２３が傾斜磁場コイル１２に異常が発生しているか否かを判定する。
In ST107 of FIG. 4, the
判定部２３における異常か否かの判定は、たとえば、異常となるインピーダンスの数値を閾値として、その数値を上回っているか否かによって判定してもよいし、異常の程度を、たとえば、「正常」、「異常の可能性あり」、「異常」のように３段階に分け、それぞれについて閾値を定めて判断してもよい。
The determination of whether or not there is an abnormality in the
さらに、算出したインピーダンスを記憶部５０に蓄積しておき、前回の測定シーケンスとの差や、継時的な変化に基づき、インピーダンスが増大してきたことを指標として異常を判定してもよい。
Furthermore, the calculated impedance may be accumulated in the
また、記憶部５０に格納した過去のインピーダンス等について統計的な解析を行い、統計的に処理した結果に基づき、異常か否か判定してもよい。たとえば、過去のインピーダンスの標準偏差（σ）を算出し、判定の対象となるインピーダンスの標準偏差が２．０σ未満なら「正常」２．０σ以上３．０σ未満なら「異常の可能性あり」、３．０σ以上なら「異常」と判定するようにしてもよい。
In addition, statistical analysis may be performed on the past impedance or the like stored in the
図４のＳＴ１０９では、判定部２３の判定結果をもとに、表示部４０が表示を生成し、表示する。
In ST109 of FIG. 4, the
表示部４０には、算出されたインピーダンスの値を表示してもよいし、判定部２３で判定した結果を表示してもよい。たとえば、異常の程度を上述したように、「正常」、「異常の可能性あり」、「異常」のように３段階に設定した場合、これらの段階に合わせてその文言を表示してもよいし、それらの段階を表す色や図形を表示してもよい。また、継時的にインピーダンスを測定している場合は、その継時的な変化を表すグラフを表示してもよい。
On the
（その他の測定シーケンス）
上述した実施形態では、傾斜磁場コイル１２に台形波を供給することで、インピーダンスを算出する方法について説明したが、実施形態における測定シーケンスはこれに限られるものではない。たとえば、傾斜磁場電源２から供給される電流は連続波（たとえば、正弦波）であってもよい。連続波を用いて傾斜磁場コイル１２のインピーダンスを算出するＭＲＩ装置１００について、以下で説明する。
(Other measurement sequences)
In the embodiment described above, the method of calculating the impedance by supplying the trapezoidal wave to the gradient
図１２は、傾斜磁場コイル１２に正弦波の電流を供給し、測定部３で電流と電圧を測定する測定シーケンスを説明する図である。図１２では、図１１と同様に、Ｘ軸に電流が供給される場合を例として、縦軸は電流および電圧、横軸は時間を示している。図１２は、周波数および振幅が異なる２種類の正弦波を、順に供給する例を示している。
FIG. 12 is a diagram for explaining a measurement sequence in which a sinusoidal current is supplied to the
図１２の例では、振幅の異なる、単一の周波数成分を持った異なる２種類の周波数の電流を順に供給する例を示しているが、複数の周波数成分を含む正弦波を供給してもよい。 In the example of FIG. 12, an example in which currents of two different frequencies having different frequency and a single frequency component are sequentially supplied is shown. However, a sine wave including a plurality of frequency components may be supplied. .
図１２で示した正弦波における電流および電圧の測定は、被測定周波数より２倍以上高いサンプリング周波数でサンプリングすることで、正しく分析することができる。また、電流および電圧の測定は、正弦波の印加時からすぐにサンプリングを行い、インピーダンスを算出する際に、電流が印加されてから整定時間経過後（たとえば、１ｍｓ後）のデータを抽出してもよいし、整定時間後にサンプリングを開始してもよい。電流および電圧の周波数は、一般的に、取得した電流および電圧の測定値からフーリエ変換により求めることができる。たとえば、異なる時間で複数サンプリングした、Ｖ（ｔ）＝Ｖ０ｅｉ（ωｔ＋θ１）およびＩ（ｔ）＝Ｉ０ｅｉ（ωｔ＋θ２）をフーリエ変換することで、電流および電圧の周波数をそれぞれ求めることができる。 The current and voltage measurements in the sine wave shown in FIG. 12 can be correctly analyzed by sampling at a sampling frequency that is twice or more higher than the frequency to be measured. The current and voltage are measured immediately after applying the sine wave, and when calculating the impedance, the data is extracted after the settling time has elapsed since the current was applied (for example, after 1 ms). Alternatively, sampling may be started after the settling time. The frequency of current and voltage can generally be obtained by Fourier transform from the acquired measured values of current and voltage. For example, the current and voltage frequencies are obtained by performing Fourier transform on V (t) = V 0 e i (ωt + θ1) and I (t) = I 0 e i (ωt + θ2) , which are sampled at different times. Can do.
なお、図１２では、異なる２種類の周波数の正弦波を供給する例を示したが、同じ周波数を２回以上供給することで、測定の精度を上げることができる。 In addition, although the example which supplies the sine wave of two different types of frequency was shown in FIG. 12, the precision of a measurement can be raised by supplying the same frequency twice or more.
図１２の例では、式（６）からインピーダンスＺを算出することができる。 In the example of FIG. 12, the impedance Z can be calculated from Equation (6).
式（６）において、ω（＝２πｆ）は電圧および電流の角周波数であり、（θ１−θ２）は電圧と電流の位相差である。 In Equation (6), ω (= 2πf) is the angular frequency of voltage and current, and (θ 1 −θ 2 ) is the phase difference between voltage and current.
電流と電圧のサンプリングは、デジタル（ＡＤ：Analog to digital）変換する前に処理を行うことが一般的であるため、サンプリング時間の差による誤差が存在することがある。この差による誤差の影響は周波数が高くなればなるほど大きくなる。たとえば、電流と電圧のサンプリング時間に１０μｓの差異があった場合、数１００Ｈｚの周波数で計測した時に、電流と電圧の間には、位相として１度程度の時間のずれが生じることとなる。予めこのずれを測定しておき、必要に応じて補正することで、より正確な計算によりインピーダンスを算出できる。インピーダンスの位相角は電流を基準に求めるため、式（６）における電流の位相角θ２を、上記の補正値により補正する。 Since sampling of current and voltage is generally performed before digital (AD) conversion, there may be an error due to a difference in sampling time. The effect of the error due to this difference increases as the frequency increases. For example, when there is a difference of 10 μs in the sampling time of current and voltage, a time shift of about 1 degree as a phase occurs between the current and voltage when measured at a frequency of several hundred Hz. By measuring this deviation in advance and correcting as necessary, the impedance can be calculated by more accurate calculation. Since the phase angle of the impedance is obtained based on the current, the phase angle θ 2 of the current in the equation (6) is corrected by the correction value.
上記式（６）の実部が抵抗値Ｒを示し、虚部がインダクタンスＬを示す。それぞれの値は以下の式（７）および式（８）で表せる。 The real part of the above formula (6) indicates the resistance value R, and the imaginary part indicates the inductance L. Each value can be expressed by the following equations (7) and (8).
２種類の正弦波を使用して測定する場合には、抵抗値ＲとインダクタンスＬがそれぞれの正弦波測定から得られるが、この場合は、得られた２つの抵抗値ＲおよびインダクタンスＬをそれぞれ平均することによって、測定精度が向上する。 When measuring using two types of sine waves, the resistance value R and the inductance L can be obtained from the respective sine wave measurements. In this case, the obtained two resistance values R and the inductance L are averaged. By doing so, the measurement accuracy is improved.
図１３は、傾斜磁場コイル１２に正弦波および台形波が供給される測定シーケンスを説明する図である。図１３に示す例は、図１２で説明した連続波の供給と、図８乃至図１０で説明した台形波とを組み合わせた例である。図１３では、２種類の正弦波から成る連続波の後に、台形波が供給される例を示している。図８乃至図１０で説明した台形波を用いた測定シーケンスでは算出される抵抗Ｒは、図１２の測定シーケンスで算出される値より正確である。したがって、図１３に示した測定シーケンスでは、台形波から算出された抵抗Ｒの値を用いて、式（７）からインピーダンスＺを求めることができる。このように、正弦波による測定と台形波による測定とを組み合わせることにより、より正確なインピーダンスを算出することができる。
FIG. 13 is a diagram for explaining a measurement sequence in which a sine wave and a trapezoidal wave are supplied to the
上記測定で使用する正弦波の周波数は特に限定するものではなく、たとえば、数１００Ｈｚから数ｋＨｚ程度の周波数で測定することができる。 The frequency of the sine wave used in the above measurement is not particularly limited, and can be measured at a frequency of about several hundred Hz to several kHz, for example.
ところで、傾斜磁場コイル１２のインピーダンスＺの異常は、ＭＲＩ装置１００で通常使用される周波数よりも高い周波数で検出される場合もある。エコプラナーイメージング（ＥＰＩ：echo planar imaging）法は、ＭＲＩ装置で通常使用される傾斜磁場パルスのうち、最も高い部類の繰り返し周波数を用いる撮像法であり、たとえば、約８００Ｈｚ程度のパルス繰り返し周波数が用いられる。本実施形態に係るＭＲＩ装置１００では、ＥＰＩ法よりも高い周波数、たとえば、１ｋＨｚから１．３ｋＨｚの範囲において、傾斜磁場コイル１２のインピーダンスＺの異常が検出される場合がある。
Incidentally, the abnormality of the impedance Z of the
傾斜磁場コイル１２の異常、あるいは、そのインピーダンスＺの異常の有無は、ＭＲＩ装置で撮像される画像からもある程度判断することができる。しかしながら、ＭＲＩ装置で通常使用される周波数よりも高い周波数で傾斜磁場コイル１２のインピーダンスＺの異常が発生した場合には、その異常を撮像画像から認識することはできない。このような場合、上述した正弦波によるインピーダンス測定を、ＭＲＩ装置１００で通常使用される周波数よりも高い周波数、たとえば、１ｋＨｚから１．３ｋＨｚの範囲、あるいは、この範囲を超える高い周波数で実施することにより、傾斜磁場コイル１２の異常を早期に発見することができる。
Whether there is an abnormality in the gradient
（ＭＲＩ装置の運転スケジュール）
いったん傾斜磁場コイル１２に損傷が生じたら、傾斜磁場電源から供給される高い電流によって急速に劣化が進行するため、損傷を早急に発見することが重要である。そこで、上述した測定シーケンスを、ＭＲＩ装置１００を運転するにあたり、どのようなスケジュールで行うかも重要である。以下に、ＭＲＩ装置１００における測定シーケンスと撮像シーケンスとから構成される運転スケジュールについて説明する。
(MRI equipment operation schedule)
Once the
図１４は、ＭＲＩ装置１００における従来の運転スケジュールを説明する図である。図１４において横軸は時間を示しており、１人の被検体に対する１回の検査として、複数の撮像シーケンスが実施されることを示している。図１４に示すように、１人の被検体について検査が行われる場合、撮像シーケンスが実施される前に、その被検体における補正データの取得などを行うプレスキャンが実施される。このプレスキャンは被検体が変更になるたびに実施される。プレスキャンのあとに、実際の撮像シーケンスがいくつか実施され、１人の被検体についての検査が終了する。ＭＲＩ装置１００は、このような運転スケジュールで複数の被検体について検査を実施している。
FIG. 14 is a diagram for explaining a conventional operation schedule in the
図１５は、実施形態に係るＭＲＩ装置１００の第１の運転スケジュールを説明する図である。図１５は、被検体１人１人の検査ごとに、測定シーケンスを実施する例を示している。図１５では、プレスキャンの後に測定シーケンスが示されている。このように、被検体の補正データを取得するプレスキャンと測定シーケンスを組み合わせることで、被検体が変更となるたびに、測定シーケンスが実行される。また、被検体に対して実施される複数の撮像シーケンスのいずれかの撮像シーケンスの前後に、測定シーケンスを実施してもよい。さらに、被検体の検査が終わってから、次の被検体の検査が実施されるまでの間で、検査が予定されていない時間に測定シーケンスを実施してもよい。
FIG. 15 is a diagram illustrating a first operation schedule of the
図１６は、実施形態に係るＭＲＩ装置１００の第２の運転スケジュールを説明する図である。図１６は、撮像シーケンスを実施する前に、測定シーケンスを実施する例を示している。
FIG. 16 is a diagram illustrating a second operation schedule of the
図１７は、実施形態に係るＭＲＩ装置１００の第３の運転スケジュールを説明する図である。図１７は、撮像シーケンスを実施した後に、測定シーケンスを実施する例を示している。
FIG. 17 is a diagram illustrating a third operation schedule of the
図１６および図１７では、図１５と異なり、撮像シーケンスの都度、その前後に測定シーケンスを実施する例を示している。すなわち、１人の被検体について複数回測定シーケンスが実施される。なお、奇数または偶数回目の撮像シーケンスの前後に測定シーケンスを実施するなど、所定の間隔で測定シーケンスを実施してもよい。 16 and 17, unlike FIG. 15, an example is shown in which the measurement sequence is performed before and after each imaging sequence. That is, the measurement sequence is performed a plurality of times for one subject. Note that the measurement sequence may be performed at a predetermined interval, for example, before or after the odd-numbered or even-numbered imaging sequence.
測定シーケンスは撮像シーケンスに比べて非常に短い時間で実施されるため、撮像シーケンスごとに行っても、被検体に対する負荷は少ない。たとえば、整定時間までは約１ｍｓである。その後の測定も数ｍｓで実施することが可能であるため、台形波が１回供給される時間は、数ｍｓから数１０ｍｓとなる。図８で示したようなＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸にそれぞれ１回ずつ台形波を供給する測定パターンの場合、約３０ｍｓから１００ｍｓ程度で実施することができる。 Since the measurement sequence is performed in a very short time compared to the imaging sequence, even if it is performed for each imaging sequence, the load on the subject is small. For example, the settling time is about 1 ms. Since the subsequent measurement can be performed in several ms, the time for which the trapezoidal wave is supplied once is several ms to several tens ms. In the case of the measurement pattern for supplying the trapezoidal wave once to each of the X axis, the Y axis, and the Z axis as shown in FIG. 8, it can be performed in about 30 ms to 100 ms.
傾斜磁場コイル１２の劣化は急速に進むため、図１６および図１７のように、撮像シーケンスごとに測定シーケンスを実施することにより、異常の兆候を早期に発見することができる。傾斜磁場コイル１２の異常の程度が、「正常」、「異常の可能性あり」、「異常」のように段階ごとに設定されている場合、たとえば、前回の測定で「異常の可能性あり」と判定された時、あと何回か撮像シーケンスを実施することが可能であるが、いつ「異常」と判定される状態に移行するか判断することは難しい。このような場合は、撮像シーケンスごとに測定シーケンスを実施することで、インピーダンスの上昇の程度を、前回測定シーケンスとの差や変化率などの指標により表すことで、いつ運転を停止すべきか判断することができる。
Since the deterioration of the gradient
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。 Although several embodiments of the present invention have been described, these embodiments are presented by way of example and are not intended to limit the scope of the invention. These embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the spirit of the invention. These embodiments and their modifications are included in the scope and gist of the invention, and are also included in the invention described in the claims and the equivalents thereof.
１ 静磁場電源
２ 傾斜磁場電源
２Ｘ Ｘ軸傾斜磁場電源
２Ｙ Ｙ軸傾斜磁場電源
２Ｚ Ｚ軸傾斜磁場電源
３ 測定部
３Ｘ Ｘ軸測定部
３Ｙ Ｙ軸測定部
３Ｚ Ｚ軸測定部
４ ＲＦ受信器
５ ＲＦ送信器
６ シーケンス制御部
７ コンピュータ
８ 寝台部
９ 騒音遮蔽用容器（容器）
１０ 磁石架台
１１ 静磁場磁石
１２ 傾斜磁場コイル
１３ ＲＦコイル
２０ 主制御部
２１ 演算部
２３ 判定部
３０ 入力部
４０ 表示部
５０ 記憶部
１００ ＭＲＩ装置
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Static magnetic
DESCRIPTION OF
Claims (23)
前記傾斜磁場コイルに電流を供給する傾斜磁場電源と、
前記傾斜磁場電源により電流が前記傾斜磁場コイルに供給された場合、前記傾斜磁場電源からの出力される電流および電圧を測定する測定部と、
前記測定を実施する測定シーケンスおよび被検体を撮像する撮像シーケンスを制御するシーケンス制御部と、
前記測定部で測定された電流および電圧から、前記傾斜磁場コイルのインピーダンスを算出する演算部と、
前記インピーダンスに基づき、前記傾斜磁場コイルの異常の有無を判定する判定部と、
前記判定結果を表示する表示部と、を備え、
前記測定シーケンスに設定される電流は、ＭＲＩ装置の撮像におけるパルス繰り返し周波数よりも高い周波数の正弦波を少なくとも含む、
ＭＲＩ装置。 A gradient coil,
A gradient power supply for supplying current to the gradient coil;
When a current is supplied to the gradient coil from the gradient magnetic field power source, a measurement unit that measures a current and a voltage output from the gradient magnetic field power source, and
A sequence control unit for controlling a measurement sequence for performing the measurement and an imaging sequence for imaging the subject;
From the current and voltage measured by the measurement unit, a calculation unit for calculating the impedance of the gradient coil,
A determination unit that determines whether or not the gradient coil is abnormal based on the impedance;
A display unit for displaying the determination result,
The current set in the measurement sequence includes at least a sine wave having a frequency higher than the pulse repetition frequency in imaging of the MRI apparatus.
MRI equipment.
を特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。 The sequence control unit controls the gradient magnetic field power source and the measurement unit based on conditions set in a measurement sequence;
The MRI apparatus according to claim 1.
前記傾斜磁場電源により測定用の電流が前記傾斜磁場コイルに供給された場合、前記傾斜磁場電源からの出力される電流および電圧を測定する測定部と、
前記測定を実施する測定シーケンスおよび被検体を撮像する撮像シーケンスを制御するシーケンス制御部と、
前記測定部で測定された電流および電圧から、前記傾斜磁場コイルのインピーダンスを算出する演算部と、
前記インピーダンスに基づき、前記傾斜磁場コイルの異常の有無を判定する判定部と、
前記判定結果を表示する表示部と、を備え、
前記シーケンス制御部は、前記測定シーケンスに設定された条件に基づき、前記傾斜磁場電源および前記測定部を制御し、
前記測定シーケンスは、前記測定用の電流の供給対象となる傾斜磁場コイルの順番、前記測定用の電流の供給タイミング、前記測定用の電流の供給回数、前記測定用の電流の種類、測定対象となる傾斜磁場コイル、前記測定部の電流および電圧のサンプリングタイミングおよび、前記測定部の電流および電圧のサンプリング回数が、少なくとも設定されている、
ＭＲＩ装置。 A gradient magnetic field power supply for supplying a current to the tilt oblique magnetic field coil,
When a current for measurement is supplied to the gradient magnetic field coil by the gradient magnetic field power source, a measurement unit that measures the current and voltage output from the gradient magnetic field power source, and
A sequence control unit for controlling a measurement sequence for performing the measurement and an imaging sequence for imaging the subject;
From the current and voltage measured by the measurement unit, a calculation unit for calculating the impedance of the gradient coil,
A determination unit that determines whether or not the gradient coil is abnormal based on the impedance;
A display unit for displaying the determination result,
The sequence control unit controls the gradient magnetic field power source and the measurement unit based on conditions set in the measurement sequence,
The measurement sequence includes the order of the gradient magnetic field coils to be supplied with the current for measurement, the supply timing of the current for measurement, the number of times of supply of the current for measurement, the type of current for measurement, and the measurement target. The gradient magnetic field coil, the current and voltage sampling timing of the measurement unit, and the current and voltage sampling times of the measurement unit are set at least,
MRI equipment.
前記測定用の電流の供給タイミングは、前記Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸用の傾斜磁場コイルについてそれぞれ別々であり、
前記測定用の電流の供給回数は、前記Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸用の傾斜磁場コイルについてそれぞれ１回以上であること、
を特徴とする請求項３に記載のＭＲＩ装置。 The order of the gradient magnetic field coils to be supplied with the current for measurement is in random order for each of the gradient coils of the X axis, the Y axis, and the Z axis,
The measurement current supply timing is different for each of the gradient coils for the X-axis, Y-axis, and Z-axis,
The number of times of supply of the current for measurement is at least once for each of the gradient coils for the X-axis, Y-axis, and Z-axis,
The MRI apparatus according to claim 3.
前記演算部は、前記電流が供給されている傾斜磁場コイルについてのインピーダンスを算出し、
前記判定部は、前記電流が供給されている傾斜磁場コイルについて異常の有無を判定すること、
を特徴とする請求項３に記載のＭＲＩ装置。 The gradient magnetic field coil to be measured is only the gradient magnetic field coil to which current is supplied among the gradient magnetic field coils of the X axis, the Y axis, and the Z axis,
The calculation unit calculates the impedance of the gradient coil to which the current is supplied,
The determination unit determines whether or not there is an abnormality in the gradient magnetic field coil to which the current is supplied;
The MRI apparatus according to claim 3.
前記演算部は、前記すべての傾斜磁場コイルについてインピーダンスを算出し、
前記判定部は、前記すべての傾斜磁場コイルについて異常の有無を判定すること、
を特徴とする請求項３に記載のＭＲＩ装置。 The gradient magnetic field coils to be measured are all gradient magnetic field coils of the X axis, the Y axis, and the Z axis regardless of whether or not current is supplied,
The calculation unit calculates impedance for all the gradient coils,
The determination unit determines the presence or absence of abnormality for all the gradient magnetic field coils;
The MRI apparatus according to claim 3.
前記シーケンス制御部は、前記被検体の撮像を停止すること、
を特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。 When the determination unit detects an abnormality in the gradient coil,
The sequence control unit stops imaging of the subject;
The MRI apparatus according to claim 1.
前記傾斜磁場コイルに電流を供給する傾斜磁場電源と、
前記傾斜磁場電源により測定用の電流が前記傾斜磁場コイルに供給された場合、前記傾斜磁場電源からの出力される電流および電圧を測定する測定部と、
前記測定を実施する測定シーケンスおよび被検体を撮像する撮像シーケンスを制御するシーケンス制御部と、
前記測定部で測定された電流および電圧から、前記傾斜磁場コイルのインピーダンスを算出する演算部と、
前記インピーダンスに基づき、前記傾斜磁場コイルの異常の有無を判定する判定部と、
前記判定結果を表示する表示部と、を備え、
前記判定部は前記傾斜磁場コイルの異常の程度が、複数の段階のうちどの段階に属するかを判断し、
前記表示部は、前記段階によって異なる警告を表示する、
ＭＲＩ装置。 A gradient coil,
A gradient power supply for supplying current to the gradient coil;
When a current for measurement is supplied to the gradient magnetic field coil by the gradient magnetic field power source, a measurement unit that measures the current and voltage output from the gradient magnetic field power source, and
A sequence control unit for controlling a measurement sequence for performing the measurement and an imaging sequence for imaging the subject;
From the current and voltage measured by the measurement unit, a calculation unit for calculating the impedance of the gradient coil,
A determination unit that determines whether or not the gradient coil is abnormal based on the impedance;
A display unit for displaying the determination result,
The determination unit determines which of a plurality of stages the degree of abnormality of the gradient magnetic field coil belongs to;
Wherein the display unit, that displays a different warning by the step,
M RI apparatus.
前記傾斜磁場コイルに電流を供給する傾斜磁場電源と、
前記傾斜磁場電源により測定用の電流が前記傾斜磁場コイルに供給された場合、前記傾斜磁場電源からの出力される電流および電圧を測定する測定部と、
前記測定を実施する測定シーケンスおよび被検体を撮像する撮像シーケンスを制御するシーケンス制御部と、
前記測定部で測定された電流および電圧から、前記傾斜磁場コイルのインピーダンスを算出する演算部と、
前記インピーダンスに基づき、前記傾斜磁場コイルの異常の有無を判定する判定部と、
前記判定結果を表示する表示部と、
演算部によって算出された前記インピーダンスを記憶する記憶部を備え、
前記判定部は、前記記憶部に格納された過去のインピーダンスを統計的に処理した結果に基づき、前記傾斜磁場コイルについて異常の有無を判定する、
ＭＲＩ装置。 A gradient coil,
A gradient power supply for supplying current to the gradient coil;
When a current for measurement is supplied to the gradient magnetic field coil by the gradient magnetic field power source, a measurement unit that measures the current and voltage output from the gradient magnetic field power source, and
A sequence control unit for controlling a measurement sequence for performing the measurement and an imaging sequence for imaging the subject;
From the current and voltage measured by the measurement unit, a calculation unit for calculating the impedance of the gradient coil,
A determination unit that determines whether or not the gradient coil is abnormal based on the impedance;
A display unit for displaying the determination result;
A storage unit for storing the impedance calculated by the calculation unit ;
The determination unit, based on the result of statistically processing past impedance stored in the storage unit, determine the presence or absence of abnormality on the gradient coil,
M RI apparatus.
を特徴とする請求項３に記載のＭＲＩ装置。 The type of current for measurement is a trapezoidal wave;
The MRI apparatus according to claim 3.
前記測定用の電流の種類は、極性および電流量の少なくともいずれか一方が異なること、
を特徴とする請求項１０に記載のＭＲＩ装置。 When the measurement current is supplied multiple times,
The type of current for measurement is different in at least one of polarity and current amount,
The MRI apparatus according to claim 10.
を特徴とする請求項１０に記載のＭＲＩ装置。 The sampling timing of the measuring of current and voltage, said trapezoidal wave is one or more times after the settling time from being applied,
The MRI apparatus according to claim 10.
を特徴とする請求項１０に記載のＭＲＩ装置。 The arithmetic unit calculates an impedance from an average of the acquired current and voltage when the sampling is performed twice or more,
The MRI apparatus according to claim 10.
を特徴とする請求項１０に記載のＭＲＩ装置。 The arithmetic unit calculates an impedance from a median value of the acquired current and voltage when the sampling is performed twice or more,
The MRI apparatus according to claim 10.
を特徴とする請求項１０に記載のＭＲＩ装置。 The arithmetic unit calculates an average value or a median value of a plurality of calculated impedances when the sampling is performed twice or more;
The MRI apparatus according to claim 10.
前記演算部は、サンプリングした前記電流および電圧のうち、整定時間経過後の電流および電圧を用いて、インピーダンスを算出すること、
を特徴とする請求項１０に記載のＭＲＩ装置。 The measurement unit always samples when the trapezoidal wave is applied,
The computing unit calculates an impedance using the current and voltage after the settling time has elapsed among the sampled current and voltage,
The MRI apparatus according to claim 10.
を特徴とする請求項３に記載のＭＲＩ装置。 The type of current for measurement is a sine wave having a predetermined frequency and amplitude,
The MRI apparatus according to claim 3.
を特徴とする請求項３に記載のＭＲＩ装置。 The type of current for measurement is a combination of a sine wave and a trapezoidal wave with a predetermined frequency and amplitude,
The MRI apparatus according to claim 3.
前記測定用の電流の種類は、前記所定の周波数および振幅の少なくともいずれか一方が異なること、
を特徴とする請求項１７または請求項１８に記載のＭＲＩ装置。 When the measurement current is supplied multiple times,
The type of the current for measurement is different in at least one of the predetermined frequency and amplitude,
The MRI apparatus according to claim 17 or 18, characterized in that:
を特徴とする請求項１７または請求項１８に記載のＭＲＩ装置。 The predetermined frequency is a frequency higher than a frequency normally used in imaging of the MRI apparatus;
The MRI apparatus according to claim 17 or 18, characterized in that:
を特徴とする請求項２に記載のＭＲＩ装置。 The measurement sequence is performed every time before the imaging sequence;
The MRI apparatus according to claim 2.
を特徴とする請求項２に記載のＭＲＩ装置。 The measurement sequence is executed every time after the imaging sequence;
The MRI apparatus according to claim 2.
を特徴とする請求項２に記載のＭＲＩ装置。 The measurement sequence is executed for each subject,
The MRI apparatus according to claim 2.
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