WO2014010590A1 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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power
magnetic field
battery
gradient magnetic
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French (fr)
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将 川尻
横井　基尚
資弘 三浦
堀　雅志
和幸 副島
今村　直樹
治貴 中村
Original Assignee
株式会社東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
    • G01R33/385—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils
    • G01R33/3852—Gradient amplifiers; means for controlling the application of a gradient magnetic field to the sample, e.g. a gradient signal synthesizer
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
    • G01R33/5615—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE]
    • G01R33/5616—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE] using gradient refocusing, e.g. EPI

Definitions

  • Embodiments described herein relate generally to a magnetic resonance imaging apparatus.
  • MRI Magnetic Resonance Imaging
  • EPI Echo Planar Imaging
  • the MRI apparatus has a gradient magnetic field amplifier that amplifies the power supplied to the gradient magnetic field coil, but the gradient magnetic field amplifier has a high power in a short time such as application of MPG (Motion Probing Gradient) pulse in the EPI sequence. Output may be required. If this requirement cannot be satisfied, the output voltage of the gradient magnetic field amplifier decreases during the execution of the pulse sequence, which may cause deterioration in image quality.
  • MPG Motion Probing Gradient
  • the problem to be solved by the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of appropriately suppressing a decrease in the output voltage of the gradient magnetic field amplifier.
  • the magnetic resonance imaging apparatus includes a gradient magnetic field amplifier, a battery, a detection unit, and a battery control unit.
  • the gradient magnetic field amplifier supplies power to the gradient coil.
  • the battery charges power supplied from a power source.
  • the detection unit detects a high power output request in the gradient magnetic field amplifier. When the high power output request is detected, the battery control unit performs control so that power charged in the battery is supplied to the gradient magnetic field amplifier in addition to power from the power source.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating a configuration of an MRI apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining a high power output request in the first embodiment.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating a configuration of a power input unit according to the first embodiment.
  • FIG. 4 is a diagram for explaining a threshold value in the first embodiment.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining battery control in the first embodiment.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating a configuration of a power input unit according to the second embodiment.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining a threshold value in the second embodiment.
  • FIG. 8 is a diagram illustrating a configuration of a power input unit according to the third embodiment.
  • FIG. 9 is a diagram illustrating a configuration of a power input unit according to another embodiment.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating a configuration of an MRI apparatus 100 according to the first embodiment.
  • the subject P is not included in the MRI apparatus 100.
  • the static magnetic field magnet 1 is formed in a hollow cylindrical shape and generates a uniform static magnetic field in an internal space.
  • the static magnetic field magnet 1 is, for example, a permanent magnet or a superconducting magnet.
  • the gradient coil 2 is formed in a hollow cylindrical shape and generates a gradient magnetic field in the internal space. Specifically, the gradient magnetic field coil 2 is disposed inside the static magnetic field magnet 1 and receives a power supply from the gradient magnetic field amplifier 3 to generate a gradient magnetic field.
  • the gradient magnetic field amplifier 3 supplies electric power to the gradient magnetic field coil 2 in accordance with a control signal transmitted from the sequence control unit 10.
  • the bed 4 includes a top plate 4a on which the subject P is placed.
  • the top plate 4a is inserted into the cavity of the gradient magnetic field coil 2 serving as an imaging port in a state where the subject P is placed.
  • the bed 4 is installed such that the longitudinal direction is parallel to the central axis of the static magnetic field magnet 1.
  • the couch controller 5 drives the couch 4 to move the couchtop 4a in the longitudinal direction and the vertical direction.
  • the transmission coil 6 generates a high frequency magnetic field.
  • the transmission coil 6 is arranged inside the gradient magnetic field coil 2 and receives a high frequency pulse (hereinafter referred to as “RF (Radio Frequency) pulse”) from the transmission unit 7 to generate a high frequency magnetic field.
  • RF Radio Frequency
  • the transmission unit 7 transmits an RF pulse corresponding to the Larmor frequency to the transmission coil 6 in accordance with the control signal transmitted from the sequence control unit 10.
  • the receiving coil 8 receives a magnetic resonance signal (hereinafter referred to as “MR (Magnetic Resonance) signal”). Specifically, the receiving coil 8 is disposed inside the gradient coil 2 and receives an MR signal radiated from the subject P due to the influence of the high-frequency magnetic field. The receiving coil 8 outputs the received MR signal to the receiving unit 9.
  • MR Magnetic Resonance
  • the receiving unit 9 generates MR signal data based on the MR signal output from the receiving coil 8 in accordance with the control signal sent from the sequence control unit 10. Specifically, the receiving unit 9 generates MR signal data by digitally converting the MR signal output from the receiving coil 8, and sends the generated MR signal data to the computer system 20 via the sequence control unit 10. Send.
  • the receiving unit 9 may be provided on the gantry device side including the static magnetic field magnet 1, the gradient magnetic field coil 2, and the like.
  • the sequence control unit 10 controls the gradient magnetic field power source 3, the transmission unit 7, and the reception unit 9. Specifically, the sequence control unit 10 transmits a control signal based on the pulse sequence execution data transmitted from the computer system 20 to the gradient magnetic field power source 3, the transmission unit 7, and the reception unit 9.
  • the computer system 20 includes an interface unit 21, an image reconstruction unit 22, a storage unit 23, an input unit 24, a display unit 25, and a control unit 26.
  • the interface unit 21 is connected to the sequence control unit 10 and controls input / output of data transmitted / received between the sequence control unit 10 and the computer system 20.
  • the image reconstruction unit 22 reconstructs image data from the MR signal data transmitted from the sequence control unit 10 and stores the reconstructed image data in the storage unit 23.
  • the storage unit 23 stores parameter values set as parameters included in the imaging conditions, image data stored by the image reconstruction unit 22, and other data used in the MRI apparatus 100.
  • the storage unit 23 is a semiconductor memory element such as a RAM (Random Access Memory) or a flash memory, a hard disk, an optical disk, or the like.
  • the input unit 24 receives various instructions for editing imaging conditions, imaging instructions, and the like from the operator.
  • the input unit 24 receives a parameter value setting instruction or the like for a parameter included in the imaging condition.
  • the input unit 24 is a mouse, a keyboard, or the like.
  • the display unit 25 displays an imaging condition editing screen, an image, and the like.
  • the control unit 26 comprehensively controls the MRI apparatus 100 by controlling each unit described above. For example, when the editing of the imaging condition is received from the operator, the control unit 26 generates pulse sequence execution data based on the received imaging condition, and transmits the generated pulse sequence execution data to the sequence control unit 10.
  • the control unit 26 is an integrated circuit such as an ASIC (Application Specific Integrated Circuit) or FPGA (Field Programmable Gate Array), or an electronic circuit such as a CPU (Central Processing Unit) or MPU (Micro Processing Unit).
  • the MRI apparatus 100 drives the gradient magnetic field amplifier 3 described above by two types of power sources, that is, a facility power source and a battery. Specifically, the MRI apparatus 100 normally drives the gradient magnetic field amplifier 3 only with the power supplied from the facility power supply, and supplies it from the battery as needed when executing a pulse sequence that requires high power. Power to be added. The amount of power supplied from the equipment power supply is monitored and controlled so as not to exceed the supply capacity of the equipment power supply.
  • the difference between “battery” and “capacitor” will be explained.
  • the difference between the “battery” and the “capacitor” can be explained from the relationship between the accumulated charge amount and the output voltage.
  • the charge amount and the output voltage are in a proportional relationship. That is, the more the charge is released, the lower the voltage value that can be output.
  • the charge amount and the output voltage are not in a proportional relationship. That is, even if the charge is released, a constant voltage can be output for a certain amount of charge.
  • the power supplied from the “battery” is used when executing a pulse sequence that requires high power.
  • the “capacitor” has a proportional relationship between the amount of charge and the output voltage, so the pulse waveform may change during the execution of the pulse sequence, but the “battery” maintains the pulse waveform.
  • a secondary battery for example, SCiB (registered trademark)
  • SCiB registered trademark
  • FIG. 2 is a diagram for explaining a high power output request in the first embodiment.
  • FIG. 2 shows a part of the temporal change of power required in the gradient magnetic field amplifier 3 when the EPI sequence is executed.
  • two portions surrounded by a circle indicate that high power output is required.
  • this corresponds to application of an MPG (Motion Probing Gradient) pulse, for example.
  • the gradient magnetic field amplifier 3 may be required to output high power in a short time (for example, ms order).
  • EPI is one of high-speed imaging methods, in which a gradient magnetic field is continuously inverted at a high speed with respect to one nuclear magnetic excitation, and echoes are continuously generated.
  • the MPG pulse is applied before the normal pulse sequence.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating a configuration of the power input unit 40 in the first embodiment. As shown in FIG. 3, in the first embodiment, both the facility power supply 30 and the battery 40 b are power supply sources for the gradient magnetic field amplifier 3.
  • the gradient magnetic field amplifier 3 includes a power input unit 40.
  • the power input unit 40 controls input of power supplied from the facility power supply 30.
  • the facility power source 30 is a power source that supplies power to the entire MRI apparatus 100, the entire hospital in which the MRI apparatus 100 is installed, and the like.
  • the power input unit 40 may be arranged outside the casing of the gradient magnetic field amplifier 3 or may be built in the casing.
  • the power input unit 40 includes an AC (Alternating Current) -DC (Direct Current) converter 40a, a battery 40b, and a battery control circuit 40c.
  • the power of the facility power source 30 is supplied to the gradient magnetic field amplifier 3 via the AC-DC converter 40a.
  • the AC-DC converter 40a converts the current from the facility power source 30 from alternating current to direct current.
  • the battery 40b charges the power supplied from the facility power source 30 and supplies the charged power to the gradient magnetic field amplifier 3.
  • the battery 40b uses the power supplied from the equipment power source 3 when there is a margin in the power supplied from the equipment power source 30, such as when imaging is not performed or a pulse sequence with low power consumption is performed. Charge. Further, the battery 40b discharges the charged power and supplies it to the gradient magnetic field amplifier 3 under a situation where high power output is required. Note that charging to the battery 40b and discharging from the battery 40b are realized under the control of the battery control circuit 40c.
  • the battery control circuit 40c includes a detection unit 40d and a battery control unit 40e.
  • the detection unit 40d detects a high power output request in the gradient magnetic field amplifier 3 based on the output power (or output current) value of the facility power supply 30.
  • the detection unit 40d applies the allowable power (or allowable current) of the facility power supply 30 or a value slightly lower than the allowable power (or allowable current) (for example, the power value before application of the MPG pulse and the application)
  • the power value between the subsequent power values is preset as a threshold value.
  • FIG. 4 is a diagram for explaining threshold values in the first embodiment. The transition of the power value shown in FIG. 4 corresponds to that shown in FIG.
  • the detection part 40d monitors the output power (or output current) of the equipment power supply 30 at any time (indicated by a dotted frame in FIG. 3), and the monitored output power (or output current) is below a threshold value, or It is determined whether the threshold value has been reached, and the determination result is sent to the battery control unit 40e as needed. For example, the detection unit 40d may send the notification to the battery control unit 40e only when the threshold value is reached.
  • the battery control unit 40e controls the gradient magnetic field amplifier 3 to supply the electric power charged in the battery 40b in addition to the electric power from the facility power source 30 when the detection unit 40d detects the high power output request. For example, when the battery control unit 40e receives a notification from the detection unit 40d that the output power (or output current) is less than or equal to the threshold value, the battery control unit 40e controls SW-A shown in FIG. Control to “OFF”. Note that if the control has already been performed in this state, the battery control unit 50e does not have to control SW-A and SW-B. As a result, only the power from the equipment power source 30 is supplied to the gradient magnetic field amplifier 3, and the power from the equipment power source 30 is also charged to the battery 40b according to the surplus.
  • the battery control unit 40e when the battery control unit 40e receives notification from the detection unit 40d that the output power (or output current) has reached the threshold value, the battery control unit 40e controls the SW-A shown in FIG. To “ON”. As a result, the power charged in the battery 40b is discharged, and the power charged in the battery 40b is supplied to the gradient magnetic field amplifier 3 in addition to the power from the facility power supply 30. That is, the battery control unit 40e assists the power supply to the gradient magnetic field amplifier 3 by the discharge of the power charged in the battery 40b, and compensates for the shortage of power.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining battery control in the first embodiment.
  • FIG. 5 when imaging is not performed, when a pulse sequence with low power consumption is executed, or when a pulse sequence is executed under a situation where high power output is not required even in an EPI sequence or the like
  • only the power from the equipment power supply 30 is supplied to the gradient magnetic field amplifier 3, and the power from the equipment power supply 30 is also charged to the battery 40b according to the surplus.
  • no power is supplied from the equipment power supply 30 to the gradient magnetic field amplifier 3.
  • the battery control circuit 40c requests a high power output, that is, the power from the battery 40b. Supply start timing is detected. As a result, the power from the facility power supply 30 is supplied to the gradient magnetic field amplifier 3, and the power charged in the battery 40 b is discharged and supplied to the gradient magnetic field amplifier 3.
  • the battery control unit 40e causes the SW-A and SW-B to be “ON” and “OFF” when the output power (or output current) again falls below the threshold (including during execution of the pulse sequence). May be switched to stop the discharge of the battery 40b.
  • the battery 40b is discharged only during the time including before and after the application of the MPG pulse.
  • the battery control unit 40e may switch “ON” and “OFF” of SW-A and SW-B when the execution of one pulse sequence is completed, and stop discharging of the battery 40b.
  • a high power output request is detected by monitoring the output power (or output current) of the facility power source 30, and both the facility power source 30 and the battery 40b are connected to the gradient magnetic field amplifier. 3 power supply source.
  • the gradient magnetic field amplifier 3 outputs high power, it is possible to suppress a decrease in output voltage. As a result, the image quality at the time of high-speed imaging can be ensured.
  • the battery is provided in the power input unit 40 of the gradient magnetic field amplifier 3.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating a configuration of the power input unit 50 according to the second embodiment.
  • the overall configuration of the MRI apparatus 100 according to the second embodiment is the same as that of the first embodiment.
  • the AC-DC converter 50a has a current limiting function. For example, when the gradient magnetic field amplifier 3 requires a high power output, the AC-DC converter 50a is controlled not to output a high power by reducing the voltage. To do.
  • the detection unit 50d detects a high power output request in the gradient magnetic field amplifier 3 based on the output voltage of the AC-DC converter 50a. Specifically, the detection unit 50d monitors the output voltage of the AC-DC converter 50a as needed (indicated by a dotted frame in FIG. 6), and the monitored output voltage is equal to or higher than the threshold value or has reached the threshold value. And the result of the determination is sent to the battery control unit 50e as needed. For example, the detection unit 50d may send the notification to the battery control unit 50e only when the threshold value is reached.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining threshold values in the second embodiment.
  • the change in voltage value shown in FIG. 7 corresponds to the change in power value shown in FIG. 2 or FIG. That is, in FIG. 7, the voltage drops twice, which corresponds to the application of two MPG pulses. Therefore, in the second embodiment, for example, the detection unit 50d may set in advance as a threshold a voltage value between a voltage value before the application of the first MPG pulse and a voltage value after the application.
  • the battery control unit 50e when the high power output request is detected by the detection unit 50d, the battery control unit 50e supplies the electric power charged in the battery 50b to the gradient magnetic field amplifier 3 in addition to the power from the facility power supply 30. Control to supply. For example, when the battery control unit 50e receives a notification from the detection unit 50d that the output voltage is equal to or higher than the threshold value, the battery control unit 50e controls SW-A shown in FIG. 6 to “ON” and SW-B to “OFF”. . Note that if the control has already been performed in this state, the battery control unit 50e does not have to control SW-A and SW-B. On the other hand, for example, when the battery control unit 50e receives notification from the detection unit 50d that the output voltage has reached the threshold value, the battery control unit 50e controls SW-A shown in FIG. To control.
  • a high power output request is detected by monitoring the output voltage of the AC-DC converter 50a, and both the facility power supply 30 and the battery 40b are connected to the power of the gradient magnetic field amplifier 3.
  • a supply source As a result, similarly to the first embodiment, it is possible to suppress a decrease in output voltage, to ensure image quality during high-speed imaging, and to reduce the facility power supply.
  • FIG. 8 is a diagram illustrating a configuration of the power input unit 60 according to the third embodiment.
  • the overall configuration of the MRI apparatus 100 according to the third embodiment is the same as that of the first embodiment.
  • the detection unit 60d detects the high power output request based on the information of the pulse sequence defined in the imaging condition. For example, the control signal sent from the sequence control unit 10 to the detection unit 60d at any time defines the intensity of the current supplied to the gradient coil 2 and the supply timing. For this reason, the detection unit 60d calculates the power required in the gradient magnetic field amplifier 3 from the control signal every unit time, and detects a high power output request in which the calculated power exceeds a predetermined threshold. . The detection unit 60d may notify the operator by predicting the usage amount of the battery 60b based on the calculated power and outputting the remaining amount of the battery 60b to the display unit 25.
  • the battery control unit 60e converts the electric power charged in the battery 60b into the gradient magnetic field in addition to the electric power from the facility power source 30. Control is performed so as to be supplied to the amplifier 3.
  • the high power output request is detected based on the information of the pulse sequence defined in the imaging condition, and both the facility power supply 30 and the battery 40b are connected to the power of the gradient magnetic field amplifier 3.
  • a supply source As a result, as in the first and second embodiments, it is possible to suppress a decrease in output voltage, secure image quality during high-speed imaging, and downsize the equipment power supply.
  • a schedule for a high power output request may be detected at the stage of an imaging plan.
  • the imaging plan stage is, for example, a stage where an operator inputs imaging condition parameters on an imaging condition editing screen.
  • the control unit 26 of the computer system 20 calculates the power required in the gradient magnetic field amplifier 3 when a plurality of pulse sequences requiring high power output are designated in the imaging plan. Then, the control unit 26 performs control so as not to start imaging when it is determined that the calculated power exceeds the allowable power obtained by adding the facility power source and the battery by the completion of the execution of the plurality of pulse sequences. May be. Note that the control unit 26 may notify the operator, for example, by outputting the fact to the display unit 25.
  • control unit 26 may perform control so as to change and optimize the execution sequence of the pulse sequence in the case described above.
  • imaging by the MRI apparatus 100 in addition to the main imaging, as a preparation imaging, imaging of a positioning image, sensitivity map imaging, shimming imaging, and the like may be performed together.
  • the sensitivity map imaging is an imaging for collecting data indicating the reception sensitivity distribution of the receiving coil 8 when the receiving coil 8 is a multi-coil, and the shimming imaging is for collecting data used for uniform correction of the static magnetic field intensity. Imaging.
  • the sensitivity map imaging is considered to be performed at least before the image reconstruction.
  • control unit 26 may change the execution sequence of the pulse sequence so that the sensitivity map imaging is inserted between the EPI sequences.
  • the control unit 26 may notify the operator, for example, by outputting the fact to the display unit 25.
  • control unit 26 may control the timing of restarting imaging and the execution sequence of the pulse sequence in consideration of this point. Further, the imaging control by the control unit 26 described above is not limited to the control unit 26, and may be performed in the battery control circuit.
  • the EPI sequence has been described as an example of a pulse sequence for requesting high power output, and the cause of the high power output has been described as an MPG pulse. Is not limited to this. If the pulse sequence requires a high power output, a high power output request can be detected by the same method as in the above-described embodiment, and power can be supplied from the battery.
  • the methods in the above-described embodiments may be used in appropriate combination.
  • the example in which the battery is discharged at the timing when high power output is requested based on the result of monitoring in real time during the execution of the pulse sequence has been described. Is not limited to this.
  • the control unit 26 may specify that the EPI sequence is scheduled to be executed, and control to discharge the battery from the beginning of the execution of the EPI sequence. .
  • the timing at which discharge is started can be appropriately changed according to the capacity of the battery.
  • FIG. 9 is a diagram illustrating a configuration of a power input unit according to another embodiment.
  • condenser 40f to the power input part 40 in 1st Embodiment is shown.
  • the capacitor 40f charges the power supplied from the facility power supply 30 or the battery 40b. Further, the capacitor 40f supplies the electric power charged in the capacitor 40f to the gradient magnetic field amplifier 3 when a high power output is requested.
  • the “capacitor” has a characteristic that the voltage value that can be output decreases as the electric charge is discharged, and also has a characteristic that the reaction speed, that is, the charge / discharge time is fast. For example, when the slope of the rising edge of the waveform is large, such as the MPG pulse of the EPI sequence, there is a possibility that the “battery” reaction rate cannot sufficiently cope with it. In this regard, for example, as shown in FIG. 9, if the power input unit 40 has a capacitor 40 f in addition to the battery 40 b, the charge accumulated in the capacitor 40 f is discharged as necessary, thereby It is possible to cope with a pulse having a large waveform.
  • capacitor is used at startup, and “battery” is used after startup, or “capacitor” and “battery” are used together at startup, and “battery” is used after startup, or at startup It is possible to use “capacitor” and “battery” in combination, and to use “capacitor” and “battery” together after starting up.
  • the complementary relationship between “battery” and “capacitor” can be arbitrarily changed.
  • FIG. 9 shows an example in which the capacitor 40f is added to the power input unit 40 in the first embodiment, the embodiment is not limited to this. Similarly, a capacitor is added to the power input unit 50 (see FIG. 6) in the second embodiment and the power input unit 60 (see FIG. 8) in the third embodiment. A capacitor can be used in combination.
  • the detection unit 40d monitors the output power (or output current) value of the facility power supply as needed.
  • the detection unit 50d -The output voltage of the DC converter is monitored from time to time.
  • the detection unit 60d detects a high power output request based on the imaging conditions.
  • the magnetic resonance imaging apparatus of at least one embodiment described above it is possible to appropriately suppress a decrease in the output voltage of the gradient magnetic field amplifier.

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Abstract

　実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（１００）は、傾斜磁場アンプ（３）と、電池（４０ｂ）と、検出部（４０ｄ）と、電池制御部（４０ｅ）とを備える。前記傾斜磁場アンプ（３）は、傾斜磁場コイル（２）に電力を供給する。前記電池（４０ｂ）は、電源（３０）から供給される電力を充電する。前記検出部（４０ｄ）は、前記傾斜磁場アンプ（３）における高電力出力要求を検出する。前記電池制御部（４０ｅ）は、前記高電力出力要求が検出されると、前記電源（３０）からの電力に加え、前記電池（４０ｂ）に充電された電力を前記傾斜磁場アンプ（３）に供給するように制御する。

Description

磁気共鳴イメージング装置
　本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。
　磁気共鳴イメージング装置（以下「ＭＲＩ（Magnetic　Resonance　Imaging）装置」）による撮像法のひとつに、ＥＰＩ（Echo　Planar　Imaging）シーケンス等のように、高速撮像を実行するパルスシーケンスがある。ＭＲＩ装置は、傾斜磁場コイルに供給する電力を増幅する傾斜磁場アンプを備えるが、傾斜磁場アンプには、ＥＰＩシーケンスにおけるＭＰＧ（Motion　Probing　Gradient）パルスの印加等のように、短時間に高電力の出力が要求される場合がある。この要求を満たせない場合、傾斜磁場アンプの出力電圧はパルスシーケンスの実行中に低下し、画質の劣化を引き起こすおそれがある。
特開２０１２－１６５７４号公報
　本発明が解決しようとする課題は、傾斜磁場アンプの出力電圧の低下を適切に抑制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である。
　実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、傾斜磁場アンプと、電池と、検出部と、電池制御部とを備える。前記傾斜磁場アンプは、傾斜磁場コイルに電力を供給する。前記電池は、電源から供給される電力を充電する。前記検出部は、前記傾斜磁場アンプにおける高電力出力要求を検出する。前記電池制御部は、前記高電力出力要求が検出されると、前記電源からの電力に加え、前記電池に充電された電力を前記傾斜磁場アンプに供給するように制御する。
図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成を示す図。 図２は、第１の実施形態における高電力出力要求を説明するための図。 図３は、第１の実施形態における電源入力部の構成を示す図。 図４は、第１の実施形態における閾値を説明するための図。 図５は、第１の実施形態における電池制御を説明するための図。 図６は、第２の実施形態における電源入力部の構成を示す図。 図７は、第２の実施形態における閾値を説明するための図。 図８は、第３の実施形態における電源入力部の構成を示す図。 図９は、その他の実施形態における電源入力部の構成を示す図。
　以下、図面を参照しながら、実施形態に係るＭＲＩ装置を説明する。
（第１の実施形態）
　図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００の構成を示す図である。なお、被検体ＰはＭＲＩ装置１００に含まれない。静磁場磁石１は、中空の円筒形状に形成され、内部の空間に一様な静磁場を発生する。静磁場磁石１は、例えば、永久磁石、超伝導磁石等である。傾斜磁場コイル２は、中空の円筒形状に形成され、内部の空間に傾斜磁場を発生する。具体的には、傾斜磁場コイル２は、静磁場磁石１の内側に配置され、傾斜磁場アンプ３から電力の供給を受けて、傾斜磁場を発生する。傾斜磁場アンプ３は、シーケンス制御部１０から送信される制御信号に従って、傾斜磁場コイル２に電力を供給する。
　寝台４は、被検体Ｐが載置される天板４ａを備え、天板４ａを、被検体Ｐが載置された状態で、撮像口である傾斜磁場コイル２の空洞内へ挿入する。通常、寝台４は、長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように設置される。寝台制御部５は、寝台４を駆動して、天板４ａを長手方向及び上下方向へ移動する。
　送信コイル６は、高周波磁場を発生する。具体的には、送信コイル６は、傾斜磁場コイル２の内側に配置され、送信部７から高周波パルス（以下「ＲＦ（Radio　Frequency）パルス」）の供給を受けて、高周波磁場を発生する。送信部７は、シーケンス制御部１０から送信される制御信号に従って、ラーモア周波数に対応するＲＦパルスを送信コイル６に送信する。
　受信コイル８は、磁気共鳴信号（以下「ＭＲ（Magnetic　Resonance）信号」）を受信する。具体的には、受信コイル８は、傾斜磁場コイル２の内側に配置され、高周波磁場の影響によって被検体Ｐから放射されるＭＲ信号を受信する。また、受信コイル８は、受信したＭＲ信号を受信部９に出力する。
　受信部９は、シーケンス制御部１０から送られる制御信号に従って、受信コイル８から出力されたＭＲ信号に基づきＭＲ信号データを生成する。具体的には、受信部９は、受信コイル８から出力されたＭＲ信号をデジタル変換することによってＭＲ信号データを生成し、生成したＭＲ信号データを、シーケンス制御部１０を介して計算機システム２０に送信する。なお、受信部９は、静磁場磁石１や傾斜磁場コイル２等を備える架台装置側に備えられていてもよい。
　シーケンス制御部１０は、傾斜磁場電源３、送信部７、及び受信部９を制御する。具体的には、シーケンス制御部１０は、計算機システム２０から送信されたパルスシーケンス実行データに基づく制御信号を、傾斜磁場電源３、送信部７、及び受信部９に送信する。
　計算機システム２０は、インタフェース部２１と、画像再構成部２２と、記憶部２３と、入力部２４と、表示部２５と、制御部２６とを備える。インタフェース部２１は、シーケンス制御部１０に接続され、シーケンス制御部１０と計算機システム２０との間で送受信されるデータの入出力を制御する。画像再構成部２２は、シーケンス制御部１０から送信されたＭＲ信号データから画像データを再構成し、再構成した画像データを記憶部２３に格納する。
　記憶部２３は、撮像条件に含まれるパラメータに設定されたパラメータ値、画像再構成部２２によって格納された画像データや、ＭＲＩ装置１００において用いられるその他のデータを記憶する。例えば、記憶部２３は、ＲＡＭ（Random　Access　Memory）、フラッシュメモリ（flash　memory）等の半導体メモリ素子、ハードディスク、光ディスク等である。
　入力部２４は、撮像条件を編集するための各種指示や撮像指示等を操作者から受け付ける。例えば、入力部２４は、撮像条件に含まれるパラメータに対するパラメータ値の設定指示等を受け付ける。例えば、入力部２４は、マウス、キーボード等である。表示部２５は、撮像条件の編集画面や画像等を表示する。
　制御部２６は、上述した各部を制御することによってＭＲＩ装置１００を総括的に制御する。例えば、制御部２６は、撮像条件の編集を操作者から受け付けると、受け付けた撮像条件に基づいてパルスシーケンス実行データを生成し、生成したパルスシーケンス実行データをシーケンス制御部１０に送信する。例えば、制御部２６は、ＡＳＩＣ（Application　Specific　Integrated　Circuit）、ＦＰＧＡ（Field　Programmable　Gate　Array）等の集積回路、ＣＰＵ（Central　Processing　Unit）、ＭＰＵ（Micro　Processing　Unit）等の電子回路である。
　さて、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、上述した傾斜磁場アンプ３を、設備電源及び電池の２種類の電源により駆動させる。具体的には、ＭＲＩ装置１００は、通常時は、設備電源から供給される電力のみで傾斜磁場アンプ３を駆動させ、高電力が要求されるパルスシーケンス実行時には、必要に応じて、電池から供給される電力を追加する。設備電源から供給される電力量はモニタリングされ、設備電源の供給可能量を超えないように制御される。
　なお、ここで、「電池」と「コンデンサ」との違いを説明する。「電池」と「コンデンサ」との違いは、蓄積されている電荷量と出力電圧との関係から説明することができる。「コンデンサ」では、電荷量と出力電圧とが比例の関係にある。即ち、電荷を放出すればするほど、出力可能な電圧値も低下する関係にある。一方、「電池」では、電荷量と出力電圧とが比例の関係にない。即ち、電荷を放出したとしても、ある幅の電荷量に対しては、一定の電圧を出力することができる。
　上述したように、以下の実施形態においては、高電力が要求されるパルスシーケンス実行時に「電池」から供給される電力を利用する。この点、「コンデンサ」では、電荷量と出力電圧とが比例の関係にあるため、パルスシーケンスの実行中に、パルスの波形が変化するおそれがあるが、「電池」では、パルスの波形を維持することが可能である。なお、電池としては、二次電池（例えば、ＳＣｉＢ（登録商標）等）を利用可能である。
　図２は、第１の実施形態における高電力出力要求を説明するための図である。図２は、ＥＰＩシーケンス実行時に傾斜磁場アンプ３において要求される電力の時間的変化の一部を示す。図２において円で囲む２箇所の部分が、高電力の出力が要求されることを示す。これは、ＥＰＩシーケンスの場合、例えば、ＭＰＧ（Motion　Probing　Gradient）パルスの印加に対応する。このように、傾斜磁場アンプ３には、短時間（例えば、ｍｓオーダ）に高電力を出力することが要求される場合がある。なお、ＥＰＩは、高速撮像法のひとつであり、１回の核磁気励起に対して傾斜磁場を高速に連続的に反転させ、連続的にエコーを生じさせるものである。また、ＭＰＧパルスは、通常のパルス系列の前に印加される。
　図３は、第１の実施形態における電源入力部４０の構成を示す図である。図３に示すように、第１の実施形態においては、設備電源３０及び電池４０ｂの両方が傾斜磁場アンプ３の電力供給源となる。
　傾斜磁場アンプ３は、電源入力部４０を備える。電源入力部４０は、設備電源３０から供給される電力の入力を制御する。なお、図１において図示を省略したが、設備電源３０は、ＭＲＩ装置１００全体やＭＲＩ装置１００が設置された病院全体等に電力を供給する電源である。また、電源入力部４０は、傾斜磁場アンプ３の筐体外に配置されても筐体内に内蔵されてもよい。
　電源入力部４０は、ＡＣ（Alternating　Current）－ＤＣ（Direct　Current）コンバータ４０ａ、電池４０ｂ、及び電池制御回路４０ｃを有する。設備電源３０の電力は、ＡＣ－ＤＣコンバータ４０ａを介して傾斜磁場アンプ３に供給される。ＡＣ－ＤＣコンバータ４０ａは、設備電源３０からの電流を、交流から直流に変換する。
　電池４０ｂは、設備電源３０から供給される電力を充電し、また、充電した電力を傾斜磁場アンプ３に供給する。例えば、電池４０ｂは、撮像が行われない場合や、消費電力が少ないパルスシーケンスが実行されている場合等、設備電源３０からの供給電力に余裕がある場合、設備電源３から供給される電力を充電する。また、電池４０ｂは、高電力出力が要求されている状況下では、充電した電力を放電し、傾斜磁場アンプ３に供給する。なお、電池４０ｂへの充電や電池４０ｂからの放電は、電池制御回路４０ｃによる制御のもと、実現される。
　電池制御回路４０ｃは、検出部４０ｄ及び電池制御部４０ｅを有する。検出部４０ｄは、設備電源３０の出力電力（又は出力電流）値に基づいて、傾斜磁場アンプ３における高電力出力要求を検出する。第１の実施形態において、検出部４０ｄは、設備電源３０の許容電力（又は許容電流）、若しくは、許容電力（又は許容電流）をやや下回る値（例えば、ＭＰＧパルスの印加前の電力値と印加後の電力値との間の電力値）を、閾値として予め設定している。図４は、第１の実施形態における閾値を説明するための図である。図４に示す電力値の推移は、図２に示したものに対応する。そして、検出部４０ｄは、設備電源３０の出力電力（又は出力電流）を随時モニタし（図３において点線の枠で示す）、モニタした出力電力（又は出力電流）が閾値以下であるか、若しくは、閾値に到達したかを判定し、判定の結果を電池制御部４０ｅに随時送る。なお、検出部４０ｄは、例えば、閾値に到達した場合にのみ、その通知を電池制御部４０ｅに送ってもよい。
　電池制御部４０ｅは、検出部４０ｄによって高電力出力要求が検出されると、設備電源３０からの電力に加え、電池４０ｂに充電された電力を傾斜磁場アンプ３に供給するように制御する。例えば、電池制御部４０ｅは、検出部４０ｄから、出力電力（又は出力電流）が閾値以下との通知を受け取ると、図３に示すＳＷ－Ａを『ＯＮ』に制御し、ＳＷ－Ｂを『ＯＦＦ』に制御する。なお、この状態に既に制御済みの場合には、電池制御部５０ｅは、ＳＷ－Ａ及びＳＷ－Ｂを制御しなければよい。この結果、設備電源３０からの電力のみが傾斜磁場アンプ３に供給され、また、設備電源３０からの電力は、その余剰に応じて電池４０ｂにも充電される。
　一方、電池制御部４０ｅは、検出部４０ｄから、出力電力（又は出力電流）が閾値に到達したとの通知を受け取ると、図３に示すＳＷ－Ａを『ＯＦＦ』に制御し、ＳＷ－Ｂを『ＯＮ』に制御する。この結果、電池４０ｂに充電された電力は放電され、設備電源３０からの電力に加え、電池４０ｂに充電された電力が、傾斜磁場アンプ３に供給される。すなわち、電池制御部４０ｅは、電池４０ｂに充電された電力の放電により、傾斜磁場アンプ３への電源供給を補助し、不足分の電力を補う。
　図５は、第１の実施形態における電池制御を説明するための図である。図５に示すように、撮像が行われない場合や、消費電力が少ないパルスシーケンスが実行されている場合、あるいはＥＰＩシーケンス等でも高電力出力が要求されない状況下でパルスシーケンスが実行されている場合等の通常時は、設備電源３０からの電力のみが傾斜磁場アンプ３に供給され、また、設備電源３０からの電力は、その余剰に応じて電池４０ｂにも充電される。但し、撮像が行われない場合、原則として、設備電源３０から傾斜磁場アンプ３への電力供給もない。
　一方、高速撮像のパルスシーケンスが実行され、まさに高電力出力が要求される状況下となった場合等の高電力出力要求時は、電池制御回路４０ｃにて高電力出力要求、すなわち電池４０ｂによる電力供給開始タイミングが検出される。この結果、設備電源３０からの電力が傾斜磁場アンプ３に供給されるとともに、電池４０ｂに充電された電力が放電されて、傾斜磁場アンプ３に供給される。
　なお、例えば、電池制御部４０ｅは、出力電力（又は出力電流）が再び閾値を下回ったこと（パルスシーケンスの実行中を含む）を契機としてＳＷ－Ａ及びＳＷ－Ｂの『ＯＮ』『ＯＦＦ』を切り替え、電池４０ｂの放電を停止してもよい。この場合には、例えば、ＭＰＧパルスの印加前後を含む時間のみ、電池４０ｂから放電されることになる。また、例えば、電池制御部４０ｅは、１パルスシーケンスの実行が完了したことを契機としてＳＷ－Ａ及びＳＷ－Ｂの『ＯＮ』『ＯＦＦ』を切り替え、電池４０ｂの放電を停止してもよい。
　上述したように、第１の実施形態によれば、設備電源３０の出力電力（又は出力電流）を監視することによって高電力出力要求を検出し、設備電源３０及び電池４０ｂの両方を傾斜磁場アンプ３の電力供給源とする。この結果、傾斜磁場アンプ３が高電力を出力する際に、出力電圧の低下を抑制することができる。ひいては、高速撮像時の画質を担保することができる。
　また、第１の実施形態において、電池は、傾斜磁場アンプ３の電源入力部４０に備えられる。この結果、高電力出力要求に合わせた大型の設備電源を準備する必要がなく、設備電源を小型化することができる。
（第２の実施形態）
　図６は、第２の実施形態における電源入力部５０の構成を示す図である。なお、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置１００の全体構成は、第１の実施形態と同様である。
　第２の実施形態において、ＡＣ－ＤＣコンバータ５０ａは、電流制限機能を有し、例えば傾斜磁場アンプ３が高電力出力を要求する場合に、電圧を低下させて、高電力を出力しないように制御する。一方、検出部５０ｄは、ＡＣ－ＤＣコンバータ５０ａの出力電圧に基づいて、傾斜磁場アンプ３における高電力出力要求を検出する。具体的には、検出部５０ｄは、ＡＣ－ＤＣコンバータ５０ａの出力電圧を随時モニタし（図６において点線の枠で示す）、モニタした出力電圧が閾値以上であるか、若しくは、閾値に到達したかを判定し、判定の結果を電池制御部５０ｅに随時送る。なお、検出部５０ｄは、例えば、閾値に到達した場合にのみ、その通知を電池制御部５０ｅに送ってもよい。
　図７は、第２の実施形態における閾値を説明するための図である。図７に示す電圧値の変化は、図２や図４に示した電力値の変化に対応する。すなわち、図７において、電圧が２回降下しているが、これは２回のＭＰＧパルスの印加に対応する。そこで、第２の実施形態において、例えば、検出部５０ｄは、１回目のＭＰＧパルスの印加前の電圧値と印加後の電圧値との間の電圧値を、閾値として予め設定すればよい。
　電池制御部５０ｅは、第１の実施形態と同様、検出部５０ｄによって高電力出力要求が検出されると、設備電源３０からの電力に加え、電池５０ｂに充電された電力を傾斜磁場アンプ３に供給するように制御する。例えば、電池制御部５０ｅは、検出部５０ｄから、出力電圧が閾値以上との通知を受け取ると、図６に示すＳＷ－Ａを『ＯＮ』に制御し、ＳＷ－Ｂを『ＯＦＦ』に制御する。なお、この状態に既に制御済みの場合には、電池制御部５０ｅは、ＳＷ－Ａ及びＳＷ－Ｂを制御しなければよい。一方、例えば、電池制御部５０ｅは、検出部５０ｄから、出力電圧が閾値に到達したとの通知を受け取ると、図６に示すＳＷ－Ａを『ＯＦＦ』に制御し、ＳＷ－Ｂを『ＯＮ』に制御する。
　上述したように、第２の実施形態によれば、ＡＣ－ＤＣコンバータ５０ａの出力電圧を監視することによって高電力出力要求を検出し、設備電源３０及び電池４０ｂの両方を傾斜磁場アンプ３の電力供給源とする。この結果、第１の実施形態と同様、出力電圧の低下を抑制し、高速撮像時の画質を担保し、設備電源を小型化することができる。
（第３の実施形態）
　図８は、第３の実施形態における電源入力部６０の構成を示す図である。なお、第３の実施形態に係るＭＲＩ装置１００の全体構成は、第１の実施形態と同様である。
　第３の実施形態において、検出部６０ｄは、撮像条件に規定されたパルスシーケンスの情報に基づいて、高電力出力要求を検出する。例えば、シーケンス制御部１０から検出部６０ｄに随時送られる制御信号には、傾斜磁場コイル２に供給する電流の強度や、供給のタイミングが規定されている。このため、検出部６０ｄは、随時、この制御信号から傾斜磁場アンプ３において要求される電力を単位時間毎に算出し、算出した電力が所定の閾値を上回る状態である高電力出力要求を検出する。なお、検出部６０ｄは、算出した電力に基づき電池６０ｂの使用量を予測し、電池６０ｂの残量を表示部２５に出力する等して、操作者に通知してもよい。
　電池制御部６０ｅは、第１及び第２の実施形態と同様、検出部６０ｄによって高電力出力要求が検出されると、設備電源３０からの電力に加え、電池６０ｂに充電された電力を傾斜磁場アンプ３に供給するように制御する。
　上述したように、第３の実施形態によれば、撮像条件に規定されたパルスシーケンスの情報に基づいて高電力出力要求を検出し、設備電源３０及び電池４０ｂの両方を傾斜磁場アンプ３の電力供給源とする。この結果、第１及び第２の実施形態と同様、出力電圧の低下を抑制し、高速撮像時の画質を担保し、設備電源を小型化することができる。
（その他の実施形態）
　なお、実施形態は、上述した実施形態に限られるものではない。例えば、高電力出力要求を検出する手法として、例えば、撮像計画の段階において高電力出力要求の予定を検出してもよい。撮像計画の段階とは、例えば、操作者が、撮像条件の編集画面に撮像条件のパラメータを入力する段階のことである。例えば、計算機システム２０の制御部２６は、撮像計画において高電力出力を要求するパルスシーケンスが複数指定された場合に、傾斜磁場アンプ３において要求される電力を算出する。そして、制御部２６は、算出した電力が、複数のパルスシーケンスの実行完了までに、設備電源及び電池を足し合わせた許容電力をも上回ると判定した場合には、撮像を開始しないように制御してもよい。なお、制御部２６は、その旨を表示部２５に出力する等して、操作者に通知してもよい。
　また、例えば、制御部２６は、上述したような場合に、パルスシーケンスの実行順序を変更し、最適化するように制御してもよい。例えば、ＭＲＩ装置１００による撮像においては、本撮像の他に、準備撮像として、位置決め画像の撮像や、感度マップ撮像、シミング撮像等が併せて行われる場合がある。なお、感度マップ撮像は、受信コイル８がマルチコイルである場合に、受信コイル８の受信感度分布を示すデータを収集する撮像であり、シミング撮像は、静磁場強度の均一補正に用いるデータを収集する撮像である。これらの準備撮像のうち、感度マップ撮像は、少なくとも画像の再構成前までに行われればよいと考えられる。そこで、制御部２６は、本撮像としてＥＰＩシーケンスが繰り返し行われる場合には、そのＥＰＩシーケンスの間に感度マップ撮像が挿入されるように、パルスシーケンスの実行順序を変更してもよい。なお、制御部２６は、その旨を表示部２５に出力する等して、操作者に通知してもよい。
　なお、一般に、電池の充電は数秒程度で完了するとも考えられるので、制御部２６は、その点を考慮して、撮像再開のタイミングや、パルスシーケンスの実行順序を制御すればよい。また、上述した制御部２６による撮像の制御は、制御部２６に限られるものではなく、電池制御回路内で行われてもよい。
　また、上述した実施形態においては、高電力出力を要求するパルスシーケンスとして、ＥＰＩシーケンスを例に挙げて説明し、また、高電力出力の原因が、ＭＰＧパルスであるものとして説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。高電力出力を要求するパルスシーケンスであれば、上述した実施形態と同様の手法により高電力出力要求を検出して、電池からの電力供給を行うことができる。
　また、上述した各実施形態における手法を、適宜組み合わせて利用してもよい。また、上述した実施形態においては、パルスシーケンスの実行中にリアルタイムにモニタリングした結果等に基づいて、まさに高電力出力が要求されたタイミングで、電池からの放電を行う例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、その他の実施形態で説明したように、制御部２６が、ＥＰＩシーケンスの実行予定があることを特定し、このＥＰＩシーケンス実行の最初から、電池からの放電を行うように制御してもよい。どのタイミングで放電を開始するかは、電池の容量等に応じて適宜変更することができる。
（コンデンサの併用）
　また、上述した実施形態においては、高電力出力要求時に、設備電源及び電池の２種類の電源により駆動させる手法を説明してきたが、実施形態はこれに限られるものではなく、電池に加えてコンデンサを併用してもよい。
　図９は、その他の実施形態における電源入力部の構成を示す図である。図９においては、第１の実施形態における電源入力部４０にコンデンサ４０ｆを追加した例を示す。コンデンサ４０ｆは、設備電源３０若しくは電池４０ｂから供給される電力を充電する。また、コンデンサ４０ｆは、高電力出力要求時、コンデンサ４０ｆに充電された電力を傾斜磁場アンプ３に供給する。
　「コンデンサ」は、電荷を放出すればするほど出力可能な電圧値も低下するという特性を有する一方で、反応速度、即ち充放電する時間が速いという特性も有する。例えば、ＥＰＩシーケンスのＭＰＧパルスのように、波形の立ち上がりの傾斜が大きい場合、「電池」の反応速度では十分に対応できないおそれがある。この点、例えば、図９に示すように、電源入力部４０が、電池４０ｂに加えてコンデンサ４０ｆを有していれば、必要に応じてコンデンサ４０ｆに蓄積された電荷を放出することで、傾斜が大きい波形のパルスにも対応することができる。例えば、立ち上がり時は「コンデンサ」を利用し、立ち上がり後に「電池」を利用する、あるいは、立ち上がり時は「コンデンサ」及び「電池」を併用し、立ち上がり後に「電池」を利用する、あるいは、立ち上がり時は「コンデンサ」及び「電池」を併用し、立ち上がり後も「コンデンサ」及び「電池」を併用すること等が可能である。なお、「電池」と「コンデンサ」との補完関係は、任意に変更可能である。
　なお、図９では、第１の実施形態における電源入力部４０に、コンデンサ４０ｆを追加した例を示したが、実施形態はこれに限られるものではない。第２の実施形態における電源入力部５０（図６を参照）や、第３の実施形態における電源入力部６０（図８を参照）にも同様にコンデンサを追加し、上述したように、電池とコンデンサとを併用することができる。
（設備電源のモニタリング）
　上述した実施形態において、設備電源から供給される電力量がモニタリングされ、設備電源の供給可能量を超えないように制御されると述べたが、この点について補足の説明を行う。高電力出力要求が、設備電源の供給可能量を超えるものであった場合、何の制御も行われなければ、例えば、設備電源側の配線用遮断器（ブレーカー）にて、一次側からの電源供給が遮断される事態になるおそれがある。
　この点、例えば、第１の実施形態においては、検出部４０ｄが、設備電源の出力電力（又は出力電流）値を随時モニタしており、第２の実施形態においては、検出部５０ｄが、ＡＣ－ＤＣコンバータの出力電圧を随時モニタしている。また、第３の実施形態においては、検出部６０ｄが、撮像条件に基づいて高電力出力要求を検出している。このように、上述した実施形態においては、いずれの場合も、設備電源に対する出力要求が、設備電源の供給可能量を超えるか否かを事前に検出することができ、必要に応じて、電池や、電池及びコンデンサから電力を供給する。このようなことから、上述した実施形態においては、設備電源側で一次側からの電源供給が遮断されるといった事態を防ぐことができる。
　以上述べた少なくとも一つの実施形態の磁気共鳴イメージング装置によれば、傾斜磁場アンプの出力電圧の低下を適切に抑制することができる。
　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、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。

Claims (10)

  1. 　傾斜磁場コイルに電力を供給する傾斜磁場アンプと、
    　電源から供給される電力を充電する電池と、
    　前記傾斜磁場アンプにおける高電力出力要求を検出する検出部と、
    　前記高電力出力要求が検出されると、前記電源からの電力に加え、前記電池に充電された電力を前記傾斜磁場アンプに供給するように制御する電池制御部と
    　を備える、磁気共鳴イメージング装置。
  2. 　前記傾斜磁場アンプは、前記電源から供給される電力の入力を制御する電源入力部を有し、
    　前記電池は、前記電源入力部に備えられる、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　前記検出部は、撮像条件に基づいて、前記高電力出力要求を検出する、請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　前記検出部は、撮像条件に規定されたパルスシーケンスの情報に基づいて、前記傾斜磁場アンプにおいて要求される電力を単位時間毎に算出し、算出した電力から、前記高電力出力要求を検出する、請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  5. 　撮像計画において高電力の出力を要求するパルスシーケンスが複数指定された場合に、撮像を開始しないように制御する撮像制御部を更に備える、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　撮像計画において高電力の出力を要求するパルスシーケンスが複数指定された場合に、パルスシーケンスの実行順序を変更するように制御する撮像制御部を更に備える、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  7. 　前記検出部は、前記電源の出力電力又は出力電流を監視し、前記出力電力又は出力電流が所定閾値に到達することによって前記高電力出力要求を検出する、請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  8. 　前記検出部は、前記電源と前記傾斜磁場アンプとの間に配置されたコンバータの出力電圧を監視し、前記出力電圧が所定閾値に到達することによって前記高電力出力要求を検出する、請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  9. 　前記電池とは別に、前記電源若しくは前記電池から供給される電力を充電するコンデンサを更に備え、
    　前記電池制御部は、前記高電力出力要求が検出されると、前記コンデンサに充電された電力を前記傾斜磁場アンプに供給するように制御する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　前記コンデンサに充電された電力は、前記傾斜磁場アンプから出力されるパルスの波形が傾斜の大きい波形の場合、少なくとも立ち上がり時に前記傾斜磁場アンプに供給される、請求項９に記載の磁気共鳴イメージング装置。
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