JPH0824236A - 勾配磁場用電源供給方法及び核磁気共鳴画像診断装置 - Google Patents
勾配磁場用電源供給方法及び核磁気共鳴画像診断装置Info
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- JPH0824236A JPH0824236A JP6165352A JP16535294A JPH0824236A JP H0824236 A JPH0824236 A JP H0824236A JP 6165352 A JP6165352 A JP 6165352A JP 16535294 A JP16535294 A JP 16535294A JP H0824236 A JPH0824236 A JP H0824236A
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Abstract
有効に活用することが可能な勾配磁場用電源供給方法及
びこのような勾配磁場用電源供給が可能な核磁気共鳴画
像診断装置を実現する。 【構成】 勾配磁場用電源装置の出力電圧が勾配磁場用
電源装置の最大許容電圧に達するように、勾配電流の値
に応じて勾配磁場用電源装置の出力のスルーレートを設
定するシーケンスコントローラ1と、このシーケンスコ
ントローラ1が発生した波形に応じた勾配電流を供給す
るドライバ2とを具備する勾配磁場用電源装置。
Description
RI)装置に用いる3軸の勾配磁場コイルに勾配電流を
供給する勾配磁場用電源供給方法及びこのような勾配磁
場用電源供給が可能な核磁気共鳴画像診断装置に関す
る。
被検体中の所望の検査部位における原子核スピンの密度
分布,緩和時間分布等を計測して、その計測データから
被検体の断面を画像表示する画像診断装置の一種であ
る。
被検体の原子核スピンは、静磁場の強さによって定まる
周波数(ラーモア周波数)で静磁場の方向を軸として歳
差運動を行う。そこで、このラーモア周波数に等しい周
波数の高周波パルスを外部より照射すると、スピンが励
起されて高いエネルギー状態に遷移する。これを核磁気
共鳴現象と言う。この高周波パルスの照射を打ち切る
と、スピンはそれぞれの状態に応じた時定数で元の低い
エネルギー状態に戻り、この時に外部に電磁波を照射す
る。これをその周波数に同調した高周波受信コイル(R
Fコイル)で検出する。このとき、空間内に位置情報を
付加する目的で、三軸の勾配磁場を静磁場空間に印加す
る。この結果、空間内の位置情報を周波数情報として捕
らえることができる。このような勾配磁場を発生するた
めに、以下に説明する勾配電流を勾配磁場用電源装置か
ら勾配磁場コイルに供給する。
図であり、図4(b)は勾配磁場用電源装置の出力電圧
Vの一例を示す波形図である。この図4において、勾配
電流iは最大電流値imax に達している。このような場
合、勾配電流iが最大電流値imax に達する瞬間に出力
電圧Vのピーク値が最大許容電圧値Vmax に達する条件
であって、かつ、スルーレート(slew rate :単位時間
あたりの電流変化、ここではdi/dt)が最大になるよう
に各部の値が定められている。
抵抗をRとすると、出力電圧のピーク値は、L・di/dt
+imax ・Rであり、これが勾配磁場用電源装置の最大
許容電圧値Vmax に一致するように定められている。こ
のように各値を設定することで勾配磁場用電源装置が許
容する性能を最大限有効に活用することになり、勾配電
流iがimax に達する時間(t1 〜t2 )が最小にな
る。
i’がimax より小さい場合の様子を示す波形図であ
り、図5(b)は勾配電流i’を流す場合の勾配磁場用
電源装置の出力電圧(V)の一例を示す波形図である。
この場合、スルーレート(di/dt)は前述の最大電流値
imax について定めた値をそのまま用いており、時刻t
1 の電圧Ldi/dtが図4と同じであり、電流の立上りの
傾きも図4の場合と同じになっている。
i’が電流最大値imax に達していない場合の出力電圧
(V)は、勾配磁場用電源装置が許容する最大許容電圧
値Vmax に至っていない。従って、勾配磁場用電源装置
が許容する性能を最大限有効に活用しておらず、勾配電
流iがimax に達する時間(t1 〜t2 ’)が最小にな
っていない。
に最大許容電圧値−Vmax に達しておらず、勾配電流i
が0になるまでの時間が最小になっていない。本発明は
上記の点に鑑みてなされたもので、その目的は、勾配磁
場用電源装置が許容する性能を最大限有効に活用するこ
とが可能な勾配磁場用電源供給方法を実現し、また、こ
のような勾配磁場用電源供給が可能な核磁気共鳴画像診
断装置を実現することである。
1の手段は、核磁気共鳴画像診断装置の勾配磁場コイル
に勾配電流(i)を供給する勾配磁場用電源供給方法で
あって、勾配磁場用電源装置の出力電圧(V)が勾配磁
場用電源装置の最大許容電圧(Vmax )に達するよう
に、勾配電流(i)の値に応じて勾配磁場用電源装置の
出力のスルーレート(di/dt)を設定して勾配電流を供
給することを特徴とする勾配磁場用電源供給方法であ
る。
磁場用電源装置の出力電圧(V)が勾配磁場用電源装置
の最大許容電圧(Vmax )に達するように、勾配電流
(i)の値に応じて勾配磁場用電源装置の出力のスルー
レート(di/dt)を設定した波形を発生する波形発生手
段と、この波形発生手段が発生した波形に応じた勾配電
流を供給する電流供給手段とを具備することを特徴とす
る核磁気共鳴画像診断装置である。
源供給方法において、勾配磁場用電源装置の出力電圧
(V)が勾配磁場用電源装置の最大許容電圧(Vmax )
に達するように、勾配電流(i)の値に応じて勾配磁場
用電源装置の出力のスルーレート(di/dt)が設定され
て勾配電流が供給される。
鳴画像診断装置において、勾配磁場用電源装置の出力電
圧(V)が勾配磁場用電源装置の最大許容電圧(Vmax
)に達するように、勾配電流(i)の値に応じて勾配
磁場用電源装置の出力のスルーレート(di/dt)が設定
されて勾配電流が供給される。
に説明する。図1は投影画像処理方法の処理手順を示し
たフローチャート、図2は本発明の一実施例の投影画像
処理装置の概略構成を示す構成図、図3は電圧と電流と
の波形を示す波形図である。
像診断装置の構成について説明する。シーケンスコント
ローラ1は以下に説明する所定の電圧波形を発生する波
形発生手段を構成するもので、波形発生プログラムが搭
載されたコンピュータ装置若しくは処理プロセッサ等の
ハードウェア,ファームウェアを有している。ドライバ
2は前述のシーケンスコントローラ1が発生した電圧波
形に応じた電圧の勾配電流を供給するものであり、電流
供給手段を構成している。勾配コイル3は前述のドライ
バ2に接続されており、勾配電流の供給を受けるもの
で、インダクタンス成分L及び直流抵抗成分Rを有して
いる。
置の動作及び勾配磁場用電源供給方法について説明す
る。シーケンスコントローラ1は図外のMRI装置のコ
ンピュータ等から勾配電流の電流値i’のデータを受け
取っている。また、勾配磁場用電源装置の最大許容電圧
値Vmax ,勾配コイルのインダクタンスL,抵抗Rのデ
ータを予め記憶している。そして、これらVmax ,L,
R,i’に応じて、出力電圧のピーク値Vp(L・(di
/dt)’+i’・R)が勾配磁場用電源装置の最大許容
電圧値Vmaxに一致するように立上がり時の電圧波形の
傾斜(スルーレート)(di/dt)’を算出する(図1ス
テップ)。
し、破線では比較のために従来の波形を示している。す
なわち、図3(a)の波形では、立上がりの傾斜(di/
dt)’及び立ち下がりの傾斜(di/dt)”をそれぞれ算
出する。
有する入力波形をシーケンスコントローラ1が生成し
(図1ステップ)、この入力波形に応じた勾配電流を
ドライバ2が勾配コイル3に供給する(図1ステップ
)。
における初期電圧はL(di/dt)’であり、時刻t2 ”
において電流が定常値i’になったときの出力電圧のピ
ーク値VpはL・(di/dt)’+i’・Rである。従っ
て、最大許容電圧値Vmaxよりi’・Rだけ低い値を初
期電圧L(di/dt)’として定めることで、出力電圧の
ピーク値Vpが勾配磁場用電源装置の最大許容電圧値V
max に一致する。
3 ”における電圧はL・(di/dt)”であり、時刻t4
”で電流が0となる直前の出力電圧の負のピーク値−
Vpは(L・(di/dt)”)である。従って、負側の最
大許容電圧値−Vmax よりi’・Rだけ大きい値を立ち
下がり時電圧L(di/dt)”として定めることで、出力
電圧の負側のピーク値−Vpが勾配磁場用電源装置の負
側の最大許容電圧値−Vmax に一致する。
上がり,立下がりの傾斜((di/dt)’,(di/d
t)”)を算出するようにすることで、勾配電流の電流
値の大小にかかわらず勾配磁場用電源装置が有する能力
を最大限活用することができるようになる。尚、以上の
場合の傾斜(di/dt)’,(di/dt)”は以下のように
表せる。 (di/dt)’=(Vmax −i’・R)/L (di/dt)”=(−Vmax )/L また、このように出力電圧のピーク値Vpが勾配磁場用
電源装置の最大許容電圧値Vmax に一致するように傾斜
を定めることで、従来より傾斜が大きくなり、勾配電流
が定常値に達する時間(図3(a),(b)実線t1 〜
t2 ”)が、図3の破線で示す従来(t1 〜t2 ’)よ
り短縮される。同様に、電流の立ち下がりの時間(t3
”〜t4 ”)も従来(t3 ’〜t4 ’)より短縮され
る。従って、MRIのスキャンに要する時間が短縮され
る利点を有している。
装置の勾配磁場コイルに勾配電流(i)を供給する勾配
磁場用電源供給方法であって、勾配磁場用電源装置の出
力電圧(V)が勾配磁場用電源装置の最大許容電圧(V
max )に達するように、勾配電流(i)の値に応じて勾
配磁場用電源装置の出力のスルーレート(di/dt)を設
定して勾配電流を供給する勾配磁場用電源供給方法によ
れば、勾配電流の電流値の大小にかかわらず勾配磁場用
電源装置が有する能力を最大限活用することができるよ
うになる。
(V)が勾配磁場用電源装置の最大許容電圧(Vmax )
に達するように、勾配電流(i)の値に応じて勾配磁場
用電源装置の出力のスルーレート(di/dt)を設定した
波形を発生する波形発生手段と、この波形発生手段が発
生した波形に応じた勾配電流を供給する電流供給手段と
を具備する核磁気共鳴画像診断装置によれば、勾配磁場
用電源装置の出力電圧(V)が勾配磁場用電源装置の最
大許容電圧(Vmax )に達するように、勾配電流(i)
の値に応じて勾配磁場用電源装置の出力のスルーレート
(di/dt)が設定されて勾配電流が供給され、勾配電流
の電流値の大小にかかわらず勾配磁場用電源装置が有す
る能力を最大限活用することができるようになる。
勾配磁場用電源装置の出力電圧(V)が勾配磁場用電源
装置の最大許容電圧(Vmax )に達するように、勾配電
流(i)の値に応じて勾配磁場用電源装置の出力のスル
ーレート(di/dt)を設定して勾配電流を供給するよう
にしているので、勾配電流の電流値の大小にかかわらず
勾配磁場用電源装置が有する能力を最大限活用すること
ができるようになる。
示すフローチャートである。
を示す構成図である。
示す波形図である。
ある。
ある。
Claims (2)
- 【請求項1】 核磁気共鳴画像診断装置の勾配磁場コイ
ルに勾配電流を供給する勾配磁場用電源供給方法であっ
て、 勾配磁場用電源装置の出力電圧が勾配磁場用電源装置の
最大許容電圧に達するように、勾配電流の値に応じて勾
配磁場用電源装置の出力のスルーレートを設定して勾配
電流を供給することを特徴とする勾配磁場用電源供給方
法。 - 【請求項2】 勾配磁場用電源装置の出力電圧が勾配磁
場用電源装置の最大許容電圧に達するように、勾配電流
の値に応じて勾配磁場用電源装置の出力のスルーレート
を設定した波形を発生する波形発生手段と、 この波形発生手段が発生した波形に応じた勾配電流を供
給する電流供給手段とを具備することを特徴とする核磁
気共鳴画像診断装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP16535294A JP3384876B2 (ja) | 1994-07-18 | 1994-07-18 | 勾配磁場用電源供給方法及び核磁気共鳴画像診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP16535294A JP3384876B2 (ja) | 1994-07-18 | 1994-07-18 | 勾配磁場用電源供給方法及び核磁気共鳴画像診断装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH0824236A true JPH0824236A (ja) | 1996-01-30 |
JP3384876B2 JP3384876B2 (ja) | 2003-03-10 |
Family
ID=15810735
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP16535294A Expired - Lifetime JP3384876B2 (ja) | 1994-07-18 | 1994-07-18 | 勾配磁場用電源供給方法及び核磁気共鳴画像診断装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP3384876B2 (ja) |
Cited By (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2002159464A (ja) * | 2000-11-15 | 2002-06-04 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 勾配磁場発生方法および装置、記録媒体並びに磁気共鳴撮影装置 |
JP2003038457A (ja) * | 2001-07-26 | 2003-02-12 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
JP2008302102A (ja) * | 2007-06-11 | 2008-12-18 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
JP2012016574A (ja) * | 2010-06-07 | 2012-01-26 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
CN104583793A (zh) * | 2012-07-25 | 2015-04-29 | 皇家飞利浦有限公司 | 能在不同转换速率工作的mri梯度放大器 |
JP2016010598A (ja) * | 2014-06-30 | 2016-01-21 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 磁気共鳴装置およびプログラム |
-
1994
- 1994-07-18 JP JP16535294A patent/JP3384876B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (7)
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US9332925B2 (en) | 2010-06-07 | 2016-05-10 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus having continuous readout gradient with gradient slew rate changed |
CN104583793A (zh) * | 2012-07-25 | 2015-04-29 | 皇家飞利浦有限公司 | 能在不同转换速率工作的mri梯度放大器 |
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