WO2014038422A1 - 磁気共鳴イメージング装置、及び、磁気共鳴イメージング装置の電力制御方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置、及び、磁気共鳴イメージング装置の電力制御方法 Download PDF

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WO2014038422A1
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power
magnetic resonance
resonance imaging
imaging apparatus
control unit
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今村　直樹
横井　基尚
和幸 副島
資弘 三浦
将 川尻
治貴 中村
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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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    • 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

Definitions

  • Embodiments described herein relate generally to a magnetic resonance imaging apparatus and a power control method for the magnetic resonance imaging apparatus.
  • MRI is an imaging method in which a nuclear spin of a subject placed in a static magnetic field is magnetically excited with an RF pulse having a Larmor frequency, and an image is reconstructed from MR signals generated along with this excitation.
  • the MRI means magnetic resonance imaging (Magnetic Resonance imaging)
  • the RF pulse means radio frequency pulse as an excitation pulse
  • the MR signal is a nuclear magnetic resonance signal (nuclear magnetic resonance signal). Is the meaning.
  • EPI Echo Planar Imaging: Echo Planar Imaging
  • the power consumed for imaging is thus supplied from an external commercial power supply. Therefore, in order to enable the high-speed imaging described above, that is, to sufficiently output the maximum power consumption when the high-speed imaging is executed, the power supply equipment of the MRI apparatus is also enlarged.
  • Patent Document 1 An uninterruptible power supply described in Patent Document 1 is known as a conventional technique related to a power supply for a medical image creation system such as an MRI apparatus.
  • An object of the present invention is to provide a novel technique for reducing power supply facilities without reducing the maximum power consumption in MRI.
  • the MRI apparatus includes a data collection system, a charge / discharge element, and a power control unit.
  • the data acquisition system collects MR signals from the imaging region by applying a gradient magnetic field to the imaging region and executing a scan involving transmission of RF pulses.
  • the charge / discharge element is a part of the power system of the magnetic resonance imaging apparatus and is charged by external power.
  • the power control unit controls the power system so that power from the charge / discharge element is supplied to at least one unit other than the data collection system in the MRI apparatus.
  • the power control method for the MRI apparatus charges at least one charge / discharge element, which is a part of the power system of the MRI apparatus, with external power, and other than the data collection system in the MRI apparatus.
  • the power system is controlled so that power is supplied from the charge / discharge element to the unit.
  • the power supply facility can be reduced without lowering the maximum power consumption by the new MRI technology.
  • the power supply equipment can be reduced without lowering the maximum power consumption by the new MRI technology.
  • the functional block diagram which mainly shows the structure of an imaging system in the MRI apparatus of 1st Embodiment.
  • the block diagram which shows the structure of the electric power supply system in the MRI apparatus of 1st Embodiment.
  • the schematic diagram which shows an example of the input screen which resets the conditions of an imaging sequence when it determines with an imaging sequence not being executable.
  • the flowchart which shows the flow of operation
  • the schematic diagram which shows the concept of embodiment of a hybrid type MRI apparatus according to operation
  • the block diagram which shows the structure of the electric power supply system in the MRI apparatus of 2nd Embodiment.
  • the block diagram which shows the structure of the electric power supply system in the MRI apparatus of 3rd Embodiment.
  • the block diagram which shows the structure of the electric power supply system in the MRI apparatus of 4th Embodiment The block diagram which shows the structure of the electric power supply system in the MRI apparatus of 5th Embodiment.
  • This MRI apparatus includes a charge / discharge element that is charged by external power supplied from the outside, and consumes the accumulated power of the charge / discharge element when the power consumption of the MRI apparatus is insufficient with external power during execution of imaging.
  • the charge / discharge element means a circuit element that can be repeatedly charged and discharged, such as a secondary battery such as a lithium ion rechargeable battery or a nickel hydride rechargeable battery, and a capacitor.
  • FIG. 1 is a functional block diagram mainly showing a configuration of an imaging system in the MRI apparatus 20A of the first embodiment.
  • the MRI apparatus 20 ⁇ / b> A includes a gantry 21, a bed 32, and a projector 35.
  • the couch 32 includes a top board 32a and a top board driving device 32b that moves the top board 32a in a predetermined direction.
  • the top plate 32a is supported by the bed 32 so as to be movable.
  • a subject P is placed on the top board 32a.
  • the light projector 35 is disposed at the opening of the gantry 21 and irradiates positioning light toward the top plate 32a.
  • the MRI apparatus 20A includes a static magnetic field magnet 22, a shim coil 24, a gradient magnetic field coil 26, a transmission RF coil 28, a reception RF coil 29, a static magnetic field power supply 40, a shim coil power supply 42, and a gradient magnetic field.
  • the power supply 44, the RF transmitter 46, the RF receiver 48, and the system control unit 52 are included as a “data collection system”.
  • the MRI apparatus 20A includes a system bus 54, an image reconstruction unit 56, an image database 58, and an image processing unit 60 as a “data processing system”.
  • the “imaging system” composed of the “data acquisition system” and the “data processing system” performs magnetic resonance imaging using external power supplied from an external power source, thereby generating image data of the subject P. .
  • the MRI apparatus 20A includes an input device 62, a display device 64, and a storage device 66.
  • the system bus 54, the image reconstruction unit 56, the image database 58, the image processing unit 60, the input device 62, the display device 64, and the storage device 66 are combined into one computer (a calculator described later). It may be configured as a system 312).
  • the static magnetic field magnet 22, the shim coil 24, the gradient magnetic field coil 26, and the transmission RF coil 28 are disposed in the gantry 21.
  • the static magnetic field magnet 22 and the shim coil 24 are, for example, cylindrical, and the shim coil 24 is arranged on the inner side of the static magnetic field magnet 22 with the same axis as the static magnetic field magnet 22.
  • the X-axis, Y-axis, and Z-axis that are orthogonal to each other in the apparatus coordinate system are defined as follows.
  • the static magnetic field magnet 22 and the shim coil 24 are arranged so that their axial directions are orthogonal to the vertical direction, and the axial direction of the static magnetic field magnet 22 and the shim coil 24 is the Z-axis direction.
  • the vertical direction is the Y-axis direction
  • the top plate 32a is arranged such that the normal direction of the mounting surface is the Y-axis direction.
  • the static magnetic field magnet 22 forms a static magnetic field in the imaging space by a current supplied from the static magnetic field power supply 40.
  • the imaging space means, for example, a space in the gantry 21 where the subject P is placed and a static magnetic field is applied.
  • the static magnetic field magnet 22 is assumed here to be composed of a superconducting coil as an example, but the static magnetic field power supply 40 may be omitted by constituting it as a permanent magnet.
  • the shim coil 24 is connected to the shim coil power source 42 and uniformizes the static magnetic field by the current supplied from the shim coil power source 42.
  • the gradient magnetic field coil 26 is formed, for example, in a cylindrical shape inside the static magnetic field magnet 22.
  • the gradient coil 26 forms a gradient magnetic field Gx in the X-axis direction, a gradient magnetic field Gy in the Y-axis direction, and a gradient magnetic field Gz in the Z-axis direction in the imaging region by current supplied from the gradient magnetic field power supply 44. That is, the gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz in the three-axis direction of the apparatus coordinate system are synthesized, and the slice selection direction gradient magnetic field Gss, the phase encode direction gradient magnetic field Gpe, and the readout direction (frequency encode direction) gradient magnetic field as logical axes. Each direction of Gro can be set arbitrarily.
  • the imaging region refers to a region set as a part of the imaging space, for example, a collection range of MR signals used for generating one image or one set of images.
  • One set of images refers to “multiple images” when MR signals of a plurality of images are collected in one pulse sequence, such as multi-slice imaging.
  • the imaging area is defined three-dimensionally in the apparatus coordinate system, for example.
  • the RF transmitter 46 generates a Larmor frequency RF pulse (RF current pulse) causing nuclear magnetic resonance based on the control information input from the system control unit 52, and transmits this to the transmitting RF coil 28.
  • the transmission RF coil 28 receives an RF pulse from the RF transmitter 46 and transmits the RF pulse to the subject P.
  • the transmission RF coil 28 includes a whole-body coil that is built in the gantry 21 and also serves not only to transmit RF pulses but also to detect MR signals (not shown).
  • the receiving RF coil 29 is arranged inside the top board 32a.
  • the reception RF coil 29 detects an MR signal generated when the nuclear spin in the subject P is excited by an RF pulse, and transmits the detected MR signal to the RF receiver 48.
  • the wearable RF coil device 100 for local reception of MR signals is attached to the subject P, but the wearable RF coil device 100 is not an essential element.
  • a local transmission / reception type RF coil device (not shown) that combines the transmission of RF pulses and the reception of MR signals, such as a head RF coil device mounted on the head of the subject P, may be used. May be used.
  • these RF coil devices (100) are assumed to be a part of the MRI apparatus 20A, and power consumption of these RF coil apparatuses (100) is supplied from the power system of the MRI apparatus 20A.
  • the RF coil device may be regarded as a separate device from the MRI device 20A.
  • the RF receiver 48 performs predetermined signal processing on the MR signals detected by the receiving RF coil device 29 and the wearable RF coil device 100, and then performs A / D (analog-to-digital) conversion. Thus, the digitized MR signal complex data (hereinafter referred to as MR signal raw data) is generated.
  • the RF receiver 48 inputs the raw data of the MR signal to the image reconstruction unit 56.
  • the image reconstruction unit 56 generates and stores k-space data based on the raw data of the MR signal input from the RF receiver 48.
  • the k space means a frequency space (Fourier space).
  • the k-space data is, for example, matrix data in which the number of vertical and horizontal elements is the number of steps of phase encoding and frequency encoding, and is generated for each of a real part and an imaginary part.
  • the image reconstruction unit 56 generates image data of the subject P by performing image reconstruction processing including two-dimensional Fourier transform on the k-space data.
  • the image reconstruction unit 56 stores the generated image data in the image database 58.
  • the image processing unit 60 takes in the image data from the image database 58, performs predetermined image processing on the image data, and stores the image data after the image processing in the storage device 66 as display image data.
  • the storage device 66 stores the display image data with the conditions of the imaging sequence used to generate the display image data, information on the subject P (patient information), and the like as incidental information.
  • the display device 64 displays an imaging sequence condition setting screen, an image indicated by image data generated by imaging, and the like under the control of the system control unit 52.
  • the system control unit 52 performs system control of the entire MRI apparatus 20A via wiring such as the system bus 54 in the imaging operation and the image display after imaging.
  • the system control unit 52 stores control information necessary for driving the gradient magnetic field power supply 44, the RF transmitter 46, and the RF receiver 48.
  • the control information here is, for example, sequence information describing operation control information such as the intensity, application time, and application timing of the pulse current applied to the gradient magnetic field power supply 44.
  • the system control unit 52 drives the gradient magnetic field power supply 44, the RF transmitter 46, and the RF receiver 48 according to the set imaging sequence, thereby generating gradient magnetic fields Gx, Gy, Gz, and RF pulses.
  • the system control unit 52 controls the top plate driving device 32b to move the top plate 32a in the Z-axis direction, and allows the top plate 32a to be taken in and out of the imaging space inside the gantry 21.
  • the system control unit 52 can also move the top plate 32a up and down in the Y-axis direction by controlling the top plate driving device 32b.
  • the system control unit 52 controls the position of the top board 32a in this way, thereby positioning the imaging part of the subject P on the top board 32a in the vicinity of the magnetic field center in the imaging space.
  • the system control unit 52 also functions as an imaging sequence condition setting unit. That is, the system control unit 52 sets all conditions of the imaging sequence based on the information about the subject P input by the operator to the input device 62 and some conditions of the imaging sequence. For this purpose, the system control unit 52 causes the display device 64 to display an imaging sequence condition setting screen.
  • the input device 62 provides the operator with a function for setting the imaging sequence conditions and the image processing conditions.
  • the condition of the imaging sequence means, for example, what kind of pulse sequence is used as an actual scan, what kind of condition is used to transmit an RF pulse, and what kind of condition is used to collect MR signals from the subject.
  • imaging sequence conditions include: imaging area as positional information in the imaging space, imaging region, type of pulse sequence such as parallel imaging, type of RF coil device used, number of slices, interval between slices, etc. Is mentioned.
  • the imaging part means, for example, which part of the subject P such as the head, chest, and abdomen is imaged as an imaging region.
  • the “main scan” is a scan for capturing a target diagnostic image such as a proton density weighted image, and does not include a scan for acquiring MR signals for positioning images and a scan for calibration.
  • a scan refers to an MR signal acquisition operation and does not include image reconstruction.
  • the calibration scan refers to a scan that is performed separately from the main scan in order to determine uncertain ones of the conditions of the main scan, conditions and data used for image reconstruction after the main scan, and the like.
  • the pre-scan is executed before the main scan (for example, at a timing such as step S1 in FIG. 4 described later).
  • the MRI apparatus 20A further includes a vacuum pump unit 27, a cooling control device 36, and a refrigerator 38.
  • the vacuum pump unit 27 reduces the noise caused by the vibration of the gradient magnetic field coil 26 by evacuating the gradient magnetic field coil 26.
  • the periphery of the gradient magnetic field coil 26 is configured as a sealed space, and the vacuum pump unit 27 is silenced by sucking air in the sealed space.
  • the cooling control device 36 cools the gradient magnetic field coil 26 and the transmission RF coil 28 in the gantry 21 by circulating a cooling medium in a cooling pipe (not shown) in the gantry 21.
  • the freezer 38 always cools the static magnetic field magnet 22 with, for example, liquid helium.
  • FIG. 2 is a block diagram showing the configuration of the power supply system in the MRI apparatus 20A of the first embodiment.
  • the MRI apparatus 20A further includes a transformer 304, a current sensor 308a, a battery unit BAU, and a battery remaining amount detector BD.
  • the external power source 120 is, for example, a commercial power source.
  • the external power supplied from the external power source 120 is supplied to the transformer 304 of the MRI apparatus 20A.
  • the RF coil device 100 includes a system bus 54, an image reconstruction unit 56, an image database 58, a data processing system such as an image processing unit 60, an input device 62, a display device 64, and a storage device 66. (Refer to FIG. 1).
  • the RF coil device 100 is not shown in FIG. 2 because it is complicated, but here, as an example, the power of the RF coil device 100 is also transmitted from the transformer 304 in the same manner as each unit of the data collection system such as the RF transmitter 46. Shall be supplied.
  • the battery unit BAU includes a charge / discharge control circuit 309 and a rechargeable battery BAT.
  • the charge / discharge control circuit 309 controls charging / discharging of the rechargeable battery BAT according to the control of the system control unit 52. That is, the charge / discharge control circuit 309 switches the rechargeable battery BAT to any one of a standby state, a charge state, and a discharge state where charge / discharge is not performed.
  • the rechargeable battery BAT receives external power supplied from the external power source 120 via the charge / discharge control circuit 309 and is charged thereby. Specifically, when the charging voltage of the rechargeable battery BAT has not reached the voltage at the completion of charging, the charge / discharge control circuit 309 supplies external power as a charging current to the rechargeable battery BAT according to the control of the system control unit 52. .
  • the rechargeable battery BAT is, for example, a lithium ion rechargeable battery, but may be another charge / discharge element described above.
  • the rechargeable battery BAT supplies a discharge current as a part of the excitation current flowing through the primary winding of the transformer 304. That is, the rechargeable battery BAT supplies a part of the power consumption of the MRI apparatus 20A by discharging the stored power.
  • Battery remaining amount detector BD measures the charging voltage of rechargeable battery BAT and inputs the measured value to system control unit 52.
  • the transformer 304 has a primary winding and a plurality of secondary windings that are magnetically coupled to the primary winding.
  • the transformer 304 supplies external power to the primary winding as an exciting current.
  • the transformer 304 generates an induced current in the secondary winding by an excitation current flowing through the primary winding.
  • each part on the secondary side of the transformer 304 receives this induced current as a power source and performs magnetic resonance imaging by consuming the received power.
  • “secondary parts” means the refrigerator 38, the cooling control device 36, the gradient magnetic field power supply 44, the RF transmitter 46, the static magnetic field power supply 40, the shim coil power supply 42, the RF receiver 48, and the calculation.
  • each part on the secondary side corresponds to any one of the “plurality of secondary windings”.
  • the current sensor 308a determines the magnitude of the excitation current supplied from the external power source 120 to the primary winding of the transformer 304 and the magnitude of the excitation current supplied from the rechargeable battery BAT to the primary winding at predetermined time intervals.
  • the measurement values are continuously measured and the measured values are input to the system control unit 52.
  • the “predetermined time interval” is a time interval that is short enough to measure the time change of the excitation current sufficiently accurately.
  • the system control unit 52 calculates (monitors) the time change of the power consumption of the MRI apparatus 20A in real time based on each measurement value (magnification of excitation current) of the current sensor 308a.
  • the system control unit 52 controls charging / discharging of the rechargeable battery BAT by controlling the charging / discharging control circuit 309 based on the time change of the power consumption of the MRI apparatus 20A and the charging voltage of the rechargeable battery BAT. For example, when the power consumption of the MRI apparatus 20A is sufficient with only the external power, the system control unit 52 changes the power supply state for the “imaging system” to the “first state” in which only the external power is supplied.
  • the system control unit 52 supplies both the external power and the stored power of the rechargeable battery BAT to the “imaging system”. Set to "second state”. Specifically, the system control unit 52 discharges the rechargeable battery BAT and supplies the discharge current as part of the excitation current.
  • the power consumption during execution of the imaging sequence varies greatly depending on the type of sequence. For example, the following three cases can be considered as the case where the power consumption of the MRI apparatus 20A is so large that only the external power is insufficient. This is the time of MR signal acquisition in each imaging sequence of EPI (Echo Planar Imaging), three-dimensional FFE (fast field Echo), and SSFP (steady-state free precession) using the heart as an imaging region.
  • EPI Echo Planar Imaging
  • FFE fast field Echo
  • SSFP steady-state free precession
  • the power consumption be covered by the accumulated power of the rechargeable battery BAT and the external power during the execution of the imaging sequence with a large amount of power consumption.
  • the system control unit 52 controls charging / discharging of the rechargeable battery BAT by controlling the charging / discharging control circuit 309 based on the time change of the power consumption of the MRI apparatus 20A and the charging voltage of the rechargeable battery BAT. For example, when the MRI apparatus 20A is not used at night or when the MRI apparatus 20A is in operation and the power consumption is low, the charge / discharge control circuit 309 receives the power from the external power source 120 according to the control of the system control unit 52. External power is supplied to the rechargeable battery BAT as a charging current.
  • the system control unit 52 charges / discharges the rechargeable battery BAT so that the rechargeable battery BAT is not charged / discharged when the charge voltage of the rechargeable battery BAT is the voltage at the completion of charging and the rechargeable battery BAT does not need to be discharged
  • the control circuit 309 is controlled.
  • the case where the rechargeable battery BAT does not need to be discharged is, for example, a case where the power consumption of the MRI apparatus 20A is equal to or less than the maximum value of the external power.
  • the system control unit 52 notifies that charging is in progress and charges the rechargeable battery BAT when the charge voltage of the rechargeable battery BAT is less than a predetermined value before execution of the image capture sequence or after execution of the image capture sequence. Let it begin.
  • “notification” means that the system control unit 52 displays a warning such as “waiting for completion of charging” on the display device 64. Except for the period during which the imaging sequence is being executed, the power consumption of the MRI apparatus 20A is less than the maximum amount of external power, so there is no problem even if a part of the external power is supplied as the charging current for the rechargeable battery BAT. .
  • the system control unit 52 calculates an estimated time change in power consumption when the imaging sequence of the main scan is executed in accordance with the set conditions.
  • the system control unit 52 stores in advance various patterns of imaging sequence conditions and estimated power consumption change in each pattern for each type of pulse sequence such as EPI.
  • the estimated time change of power consumption in each pattern can be obtained by calculating or measuring in advance by simulation.
  • each pattern is an estimated time change of power consumption with respect to a representative value (representative condition) of each parameter of the conditions of the imaging sequence.
  • the system control unit 52 stores the estimated time change of the power consumption for each of the various representative values in advance, and selects the one closest to the currently set imaging sequence condition.
  • the system control unit 52 corrects the estimated time change of the power consumption of the selected pattern based on the difference between the imaging sequence condition of the selected pattern and the set imaging sequence condition. With this correction, the system control unit 52 calculates the estimated time change of the power consumption when the imaging sequence of the main scan is executed according to the set condition.
  • the estimated time change of the power consumption may be calculated by using an equivalent circuit model of the gradient magnetic field power supply 44 and the gradient magnetic field coil 26 and substituting the imaging sequence conditions therein.
  • the power consumption itself and fluctuations in power consumption are the largest in the MRI apparatus 20A because the gradient magnetic field power supply 44 and the gradient magnetic field coil 26 are used.
  • whether or not the imaging sequence can be performed is determined based on whether or not the following two conditions are satisfied based on the accumulated power (remaining battery power) of the rechargeable battery BAT and the temporal change in the estimated power consumption.
  • the first condition is that the (instantaneous) maximum value of power consumption does not exceed the maximum value of power that can be output in the estimated time change of power consumption.
  • the power that can be output is the sum of the maximum value of the external power by the external power source 120 in FIG. 2 and the power by the discharge current of the rechargeable battery BAT.
  • the second condition is that the total power consumption during the execution period of the imaging sequence does not exceed the sum of the amount of external power supplied during the execution period and the accumulated power (remaining battery power) of the rechargeable battery BAT. .
  • the time integral value of the power consumption during the execution period of the imaging sequence exceeds the sum of the amount of external power supplied during the execution period and the accumulated power of the rechargeable battery BAT. It is determined whether or not.
  • the system control unit 52 determines that the imaging sequence can be executed, and otherwise determines that it cannot be executed.
  • the system control unit 52 calculates a correction candidate for the imaging sequence condition or restricts the imaging sequence condition. Thereafter, the system control unit 52 causes the display device 64 to display a screen for resetting the conditions of the imaging sequence together with a warning.
  • the system control unit 52 calculates correction candidates so that the power consumption is reduced to the extent that the above two conditions are satisfied, for example, when calculating the correction candidates for the conditions of the imaging sequence.
  • reduce power consumption that is, to reduce electrical load, for example, increase the repetition time
  • increase the number of steps of phase encoding and frequency encoding The resolution can be reduced by reducing the resolution.
  • condition correction candidates For example, the repetition time that is longer than the current set value to the extent that the above two conditions are satisfied, the number of phase encoding and frequency encoding steps that are reduced to the above two conditions, and the like are calculated as condition correction candidates. Is done.
  • FIG. 3 is a schematic diagram illustrating an example of an input screen for resetting the conditions of the imaging sequence when it is determined that the imaging sequence is not executable. As shown in FIG. 3, here, as an example, a warning display indicating that the imaging sequence cannot be executed is provided in the upper part of the screen.
  • an FOV frame 182 is displayed in the positioning image 180, and imaging condition setting boxes 184, 190, 192, 194, and 196 are displayed on the right side of the positioning image 180.
  • the user resets the imaging sequence conditions by selecting one or more of the correction candidates for the imaging sequence conditions displayed on the display device 64 via the input device 62, and sets the imaging sequence. Can be made executable.
  • the system control unit 52 limits the settable range of the imaging sequence condition so that power consumption does not increase. Specifically, for example, the system control unit 52 prevents the input of a value or condition that increases the power consumption for each condition (parameter) of the imaging sequence than the currently set value or the like.
  • the system control unit 52 may cause the display device 64 to display an error.
  • the display device 64 displays the input screen in which the settable range is limited by the system control unit 52 as described above as an input screen for resetting the imaging sequence conditions.
  • FIG. 4 is a flowchart showing the flow of the imaging operation of the MRI apparatus 20A of the first embodiment.
  • the system control unit 52 controls the charging / discharging of the rechargeable battery BAT as described above to change the rechargeable battery BAT from one of the charged state, discharged state, and standby state. Switch to one.
  • “MRI apparatus 20A is in operation” refers to, for example, a period during which the power supply of MRI apparatus 20A is turned on, and includes during execution of the processing of steps S1 to S9 in FIG.
  • the rechargeable battery BAT may be in a discharged state is only when the pre-scan is performed by a method with high power consumption in step S1 and when the main scan is executed in step S8. Therefore, except for steps S1 and S8, the rechargeable battery BAT is in a charged state or a standby state.
  • An example of pre-scanning with high power consumption is a template shot for obtaining EPI phase correction data (see Japanese Patent Laid-Open No. 9-276243).
  • Step S1 The system control unit 52 (see FIG. 1) sets a part of the imaging sequence conditions of the main scan based on the imaging sequence conditions input to the MRI apparatus 20A via the input device 62. To do. Further, other conditions of the imaging sequence such as the center frequency of the RF pulse are set by performing a known pre-scan. In this way, the system control unit 52 provisionally sets all conditions of the imaging sequence for the main scan. Thereafter, the process proceeds to step S2.
  • Step S2 The system control unit 52 calculates the estimated time change of the power consumption when the imaging sequence of the main scan is executed according to the condition set in Step S1 by the above-described method. Thereafter, the process proceeds to step S3.
  • the system control unit 52 determines whether or not the latest charging voltage of the rechargeable battery BAT input from the battery remaining amount detector BD (see FIG. 2) is equal to or higher than a predetermined value.
  • a predetermined value can sufficiently execute the storage of the MR signal data collected so far and the process of safely stopping the MRI apparatus 20A.
  • It is a charging voltage which shows the amount of stored electric power.
  • this is only an example of a predetermined value, and a larger value may be set as the predetermined value, or a voltage at the completion of charging may be set as the predetermined value.
  • step S5 If the charging voltage of the rechargeable battery BAT is equal to or higher than the predetermined value, the process proceeds to step S5, and if not, the process proceeds to step S4.
  • Step S4 The system control unit 52 causes the external power supply 120 to supply a charging current to the rechargeable battery BAT until the charging voltage of the rechargeable battery BAT reaches a predetermined value. At the same time, the system control unit 52 displays a notification such as “waiting for charging” on the display device 64 during the charging period. Thereafter, the process proceeds to step S5.
  • Step S5 The system control unit 52 calculates the accumulated power (remaining battery level) of the rechargeable battery BAT based on the latest charging voltage input from the remaining battery level detector BD. The system control unit 52 determines whether the two conditions are satisfied based on the accumulated power of the rechargeable battery BAT and the estimated time change of the power consumption calculated in step S2.
  • the first condition is that the (instantaneous) maximum value of power consumption does not exceed the maximum value of power that can be output in the estimated time change of power consumption.
  • the second condition is that the total power consumption during the execution period of the imaging sequence does not exceed the sum of the amount of power from the external power supplied during the execution period and the accumulated power of the rechargeable battery BAT.
  • the system control unit 52 shifts the process to step S8 after setting all the conditions of the imaging sequence provisionally set as the final condition.
  • the system control unit 52 shifts the processing to step S6.
  • the system control unit 52 may execute the re-determination as follows.
  • the system control unit 52 assumes that the charging voltage of the rechargeable battery BAT is the voltage at the completion of charging, and re-determines whether or not the above two conditions are satisfied. When the above two conditions are satisfied in the re-determination, the system control unit 52 completes the charging of the rechargeable battery BAT, and then shifts the processing to step S8. If at least one of the two conditions is not satisfied in the re-determination, the system control unit 52 shifts the process to step S6.
  • Step S6 the system control unit 52 calculates correction candidates for the conditions of the imaging sequence that satisfy the above two conditions.
  • the system control unit 52 causes the display device 64 to display an input screen for resetting each condition of the imaging sequence together with the above-described warning (see FIG. 3).
  • the imaging sequence condition may be limited by another method without displaying the imaging sequence condition correction candidates.
  • the input restriction of each condition of the imaging sequence may be performed so that the power consumption does not become larger than the current set value.
  • the repetition time TR it is limited so that a value shorter than the current set value cannot be input.
  • FOV a range narrower than the current range cannot be set.
  • Step S7 At least a part of the conditions of the imaging sequence is reset by the operator.
  • the system control unit 52 tentatively resets all conditions of the imaging sequence based on the reset conditions and the like. Thereafter, in the same manner as in step S2, the estimated time change of the power consumption at the time of executing the reset imaging sequence is calculated. Thereafter, the process returns to step S5.
  • Step S8 When this step S8 is reached, since the currently set imaging sequence satisfies the above two conditions, it is determined that it can be executed in terms of power. Therefore, the system control unit 52 uses all conditions of the currently set imaging sequence as a final condition, and causes each unit of the MRI apparatus 20A to execute a main scan based on the finalized imaging sequence condition.
  • the subject P is placed on the top 32 a and a static magnetic field is formed in the imaging space by the static magnetic field magnet 22 excited by the static magnetic field power supply 40. Further, a current is supplied from the shim coil power source 42 to the shim coil 24, and the static magnetic field is made uniform.
  • the system control unit 52 drives the gradient magnetic field power supply 44, the RF transmitter 46, and the RF receiver 48 in accordance with the determined imaging sequence conditions. As a result, a gradient magnetic field is formed in the imaging region including the imaging region of the subject P, and an RF pulse is generated from the transmission RF coil 28.
  • an MR signal generated by nuclear magnetic resonance inside the subject P is detected by the receiving RF coil 29 and the wearable RF coil device 100 and received by the RF receiver 48.
  • the RF receiver 48 performs predetermined signal processing on the detected MR signal, and A / D-converts the signal to generate raw data of the MR signal.
  • the RF receiver 48 inputs the raw data of the MR signal to the image reconstruction unit 56, and the image reconstruction unit 56 generates and stores k-space data based on the raw data of the MR signal.
  • the system control unit 52 switches the rechargeable battery BAT from one of the charged state, the discharged state, and the standby state to another one as follows. Specifically, as described above, the system control unit 52 calculates the time change of the power consumption of the MRI apparatus 20A in real time based on the measurement value of the current sensor 308a. The system control unit 52 switches the state of the rechargeable battery BAT in real time based on the calculated power consumption, as in the following first case, second case, and third case.
  • the charging / discharging control circuit 309 switches the charging battery BAT to a discharging state in accordance with a command from the system control unit 52 during a period in which the power of the MRI apparatus 20A is insufficient with external power.
  • the charge / discharge control circuit 309 When the power consumption of the MRI apparatus 20A is smaller than the maximum value of the external power and the charging voltage of the rechargeable battery BAT has not reached the voltage at the completion of charging, the charge / discharge control circuit 309 The rechargeable battery BAT is charged with external power in accordance with a command from the control unit 52 (charged state).
  • the charge / discharge control circuit 309 does not charge / discharge the rechargeable battery BAT in accordance with a command from the system control unit 52. Control (standby state). Thereafter, the process proceeds to step S9.
  • the image reconstruction unit 56 reconstructs image data by performing image reconstruction processing including Fourier transform on the k-space data, and stores the obtained image data in the image database 58.
  • the image processing unit 60 takes in image data from the image database 58, performs predetermined image processing on the image data, generates two-dimensional display image data, and stores the display image data in the storage device 66.
  • the system control unit 52 inputs display image data from the storage device 66 to the display device 64 and causes the display device 64 to display an image indicated by the display image data.
  • the MRI apparatus 20 of the first embodiment is a hybrid type that operates by external power supplied from the outside and stored power of the rechargeable battery BAT charged by the external power. Therefore, when an imaging sequence with high power consumption is executed, the operation is performed using the stored power of the rechargeable battery BAT and the external power, and in other cases, the operation can be performed using only the external power.
  • the maximum value of the external power supplied from the external power supply 120 can be reduced by the amount of stored power of the rechargeable battery BAT without reducing the maximum power consumption. Therefore, the scale of the power supply facility can be reduced without restricting the conditions of the imaging sequence as compared with the conventional case (without reducing the maximum power consumption).
  • the MRI apparatus 20A of the first embodiment determines whether or not to execute the imaging sequence, displays a warning if it cannot be executed, and resets the conditions of the imaging sequence. Therefore, there is no situation where the remaining battery level becomes insufficient during the execution of the imaging sequence and the imaging sequence is interrupted.
  • the MRI apparatus 20A of the first embodiment determines that the imaging sequence is not executable, the MRI apparatus 20A calculates and displays correction candidates for the conditions of the imaging sequence. Therefore, the operator can easily set the imaging sequence conditions that can be reliably executed.
  • the power equipment can be reduced without reducing the maximum power consumption in the MRI.
  • the MRI apparatus is of a hybrid type, and if possible, the technical idea of the first embodiment in which the charge / discharge element for power supply is charged even during imaging does not exist in the prior art at all. is there.
  • the power consumption of the entire MRI apparatus 20A is calculated.
  • the rechargeable battery BAT is discharged, and when the total power consumption is less than the predetermined value.
  • the embodiment of the present invention is not limited to such an aspect. For example, for each unit of the MRI apparatus, the power supply up to a predetermined value is covered by external power, and the amount exceeding this is covered by the stored power of the charge / discharge element as appropriate, so that the scale of the power supply facility can be reduced. Good.
  • FIG. 5 is a schematic diagram showing the concept of the embodiment of the hybrid-type MRI apparatus 20A for each operation content.
  • the horizontal axis indicates the magnitude of power consumption of the MRI apparatus 20A during execution of the operations SP1 to SP7 given as an example.
  • SP1 to SP4 in FIG. 5 are examples of power supplied to the top board driving device 32b in FIG.
  • the power consumption of the top board drive device 32b in the standby state SP4 is the predetermined power indicated by the dotted line in FIG. Up to this predetermined power, power consumption for the top board drive device 32b is covered by external power.
  • the power consumption of the top plate driving device 32b is only the portion indicated by the diagonal lines in FIG. The predetermined power is exceeded. In the power consumption of the top panel drive device 32b at the time of execution of these operations, the power exceeding the predetermined power is covered by the discharged power of the rechargeable battery BAT, and the predetermined power is covered by external power.
  • the start operation SP5 of the RF coil is, for example, a switching operation between an RF pulse transmission mode and an MR signal reception mode, and includes the following three cases, for example.
  • First when the whole body coil is included in the transmission RF coil 28, it is a switching operation between the RF pulse transmission mode and the MR signal reception mode by the whole body coil.
  • Second when an RF coil device that is used for both transmission and reception is attached to the subject P, the operation is a switching operation between an RF pulse transmission mode and an MR signal reception mode by the RF coil device.
  • the reception RF coil device mounted on the subject P is switched to an off mode in which MR signals cannot be detected or a mode in which MR signals can be detected.
  • the reception RF coil device is switched to the off state mode in order to prevent circuit damage of the reception RF coil device due to the RF pulse. .
  • the receiving RF coil device is switched to a mode in which an MR signal can be detected.
  • the power exceeding the predetermined power is covered by the discharging power of the rechargeable battery BAT, and up to the predetermined power is external power. Be covered. The same applies to the lighting operation SP6 of the projector 35.
  • SP7 immediately before scanning is power consumption of the gradient magnetic field power supply 44 in a standby state in which scanning can be started immediately by pressing the start button of the input device 62, for example, and power in this standby state is covered only by external power.
  • other imaging system units such as the RF transmitter 46 of FIG. 1 can at least supply power in the standby state only with external power.
  • the scale of the power supply facility can be reduced by adopting a configuration in which, for each unit of the MRI apparatus 20A, the power up to a predetermined value is covered by external power and the excess power is covered by the stored power of the rechargeable battery BAT as appropriate.
  • the system control unit 52 controls the power supply system so that power consumed by “units other than the data collection system” such as the top board driving device 32b and the projector 35 in the standby state is supplied from the rechargeable battery BAT. Also good.
  • the above is the description of the first embodiment, and the second to fifth embodiments will be described below.
  • the MRI apparatuses 20B to 20E of the second to fifth embodiments include: (1) power consumption monitoring means of the MRI apparatus, (2) external power supply destination, (3) rechargeable battery stored power supply destination, In three points, the configuration is different from that of the first embodiment. Since the configuration of the imaging system in the MRI apparatuses 20B to 20E of the second to fifth embodiments is mainly the same as the configuration described in FIG. 1 of the first embodiment, the description is omitted.
  • FIG. 6 is a block diagram showing a configuration of a power supply system in the MRI apparatus 20B of the second embodiment.
  • the MRI apparatus 20B of the second embodiment will be described focusing on the difference from the first embodiment.
  • the MRI apparatus 20B includes a current sensor 308b instead of the current sensor 308a of the first embodiment.
  • the current sensor 308b measures the value of the excitation current supplied from the external power source 120 to the primary winding of the transformer 304 without detecting the discharge current from the rechargeable battery BAT, and inputs the measured value to the system control unit 52.
  • the system control unit 52 is similar to the first embodiment in that the time change of the power consumption of the MRI apparatus 20B is calculated in real time by monitoring the amount of the excitation current on the primary side.
  • the accumulated power of the rechargeable battery BAT is supplied as an excitation current on the primary side.
  • the accumulated power of the rechargeable battery BAT is on the gradient magnetic field power supply 44 on the secondary side of the transformer. And supplied directly to the RF transmitter 46 only. This is the difference from the first embodiment, and other configurations are the same as those of the first embodiment.
  • the system control unit 52 controls the charge / discharge control circuit 309 to charge the rechargeable battery BAT in the charged state, discharged state, standby state as in the first embodiment. Switch from one of the states to another. Further, the system control unit 52 controls the execution of the imaging sequence similarly to the operation described with reference to FIG. Therefore, also in the second embodiment, the same effect as that of the first embodiment can be obtained.
  • FIG. 7 is a block diagram illustrating a configuration of a power supply system in the MRI apparatus 20C of the third embodiment.
  • the MRI apparatus 20C of the third embodiment is different from the first embodiment in the following three points.
  • monitoring of the power consumption of the MRI apparatus 20C by the system control unit 52 is performed not by measuring the primary side but by measuring the output power of the gradient magnetic field power supply 44 and the output power of the RF transmitter 46.
  • two current sensors 308c are provided.
  • One current sensor 308c measures the output current value of the gradient magnetic field power supply 44 and inputs it to the system control unit 52, and the other current sensor 308c measures the output current value of the RF transmitter 46 to measure the system control unit 52. To enter.
  • the gradient power supply 44 When executing the imaging sequence, the gradient power supply 44 generally has the largest power consumption, and the RF transmitter 46 has the next largest power consumption. In addition, when the imaging sequence is executed, the gradient power supply 44 generally has the largest change in power consumption, followed by the RF transmitter 46. Therefore, the system control unit 52 changes the time change of the power consumption of the MRI apparatus 20C during the execution of the imaging sequence based on the time change of each output of the gradient magnetic field power supply 44 and the RF transmitter 46 and the conditions of the imaging sequence. Estimate in real time.
  • the supply destination of the stored power of the rechargeable battery BAT is different.
  • the stored power of the rechargeable battery BAT is supplied only to the gradient magnetic field power supply 44, the RF transmitter 46, the projector 35, the top plate driving device 32b, and the vacuum pump unit 27.
  • the gradient magnetic field power supply 44 and the RF transmitter 46 operate with a hybrid power system, and the projector 35, the top plate driving device 32b, and the vacuum pump unit 27 operate only with the stored power of the rechargeable battery BAT.
  • Other units such as calculator system 312 operate only with external power.
  • Other hardware configurations are the same as those in the first embodiment.
  • the operation of the MRI apparatus 20C during the execution of the imaging sequence is the same as steps S1 to S9 in FIG. 4 of the first embodiment, but the charge / discharge control of the rechargeable battery BAT by the system control unit 52 is different.
  • the rechargeable battery BAT constantly supplies power to the projector 35, the top plate driving device 32b, and the vacuum pump unit 27 by discharging during the execution of the imaging sequence of the main scan. It does not enter the standby state.
  • the system control unit 52 switches the rechargeable battery BAT to a charged state or a discharged state, thereby changing the state of power supplied to a part of the imaging system (gradient magnetic field power supply 44 and RF transmitter 46) to the first state or the first state. Switch to state 2.
  • the “first state” is a state in which only the external power is operated
  • the “second state” is a state in which the external power and the stored power of the rechargeable battery BAT are operated. Therefore, if it is determined in step S3 in FIG. 4 that the power required for executing the imaging sequence is insufficient, the system control unit 52 switches the rechargeable battery BAT to the charged state in step S4 before the main scan is executed. As a result, the stored power of the rechargeable battery BAT is increased.
  • the system control unit 52 controls the amount of power supplied from the rechargeable battery BAT to the gradient magnetic field power supply 44 and the RF transmitter 46. That is, the system control unit 52 determines whether or not the power consumption of the gradient magnetic field power supply 44 is insufficient with only the external power based on the output of the gradient magnetic field power supply 44. If it is determined that the power is insufficient, the system control unit 52 controls the charge / discharge control circuit 309 to supply the shortage of power from the rechargeable battery BAT to the gradient magnetic field power supply 44.
  • the system control unit 52 determines whether or not the power consumption of the RF transmitter 46 is insufficient with only the external power based on the output of the RF transmitter 46. When it is determined that the power is insufficient, the system control unit 52 controls the charge / discharge control circuit 309 to supply the shortage of power from the rechargeable battery BAT to the RF transmitter 46.
  • the third embodiment having the above-described configuration, the same effect as that of the first embodiment can be obtained.
  • the example in which only the gradient magnetic field power supply 44 and the RF transmitter 46 operate in the hybrid power system is described, but this is only an example.
  • the refrigerator 38, the computer system (computer) 312, the gradient magnetic field power supply 44, and the RF transmitter 46 are operated in a hybrid power system, and the RF coil device 100 is replaced with a rechargeable battery BAT.
  • the other unit may be operated only with external power.
  • FIG. 8 is a block diagram showing a configuration of a power supply system in the MRI apparatus 20D of the fourth embodiment.
  • the MRI apparatus 20D of the fourth embodiment is the same as that of the third embodiment except for the following points. That is, in the fourth embodiment, the system control unit 52 does not output the gradient magnetic field power supply 44 and the RF transmitter 46, but the MRI apparatus 20D with the magnitude of the primary side excitation current as in the second embodiment. Monitor power consumption over time.
  • the refrigerator 38, the calculator system 312, the gradient magnetic field power supply 44, and the RF transmitter 46 are operated in a hybrid power system, and the RF coil device 100 is connected to the rechargeable battery BAT. It is possible to operate only with electric power and operate other units only with external electric power.
  • FIG. 9 is a block diagram showing a configuration of a power supply system in the MRI apparatus 20E of the fifth embodiment.
  • the MRI apparatus 20E of the fifth embodiment is the same as that of the third embodiment except for the following points. That is, in the fifth embodiment, the system control unit 52 uses the input power to the gradient magnetic field power supply 44, the input power to the RF transmitter 46, and the power consumption time of the MRI apparatus 20E based on the conditions of the imaging sequence. Calculate the change.
  • two current sensors 308e are provided in the MRI apparatus 20E instead of the two current sensors 308c of the third embodiment.
  • One current sensor 308e measures a current value supplied from the transformer 304 to the gradient magnetic field power supply 44 and a current value supplied from the rechargeable battery BAT to the gradient magnetic field power supply 44, and inputs these measured values to the system control unit 52.
  • the other current sensor 308 e measures a current value supplied from the transformer 304 to the RF transmitter 46 and a current value supplied from the rechargeable battery BAT to the RF transmitter 46, and inputs these measured values to the system control unit 52. To do.
  • the system control unit 52 calculates the input power to the gradient magnetic field power supply 44 and the input power to the RF transmitter 46 based on these input current values, and thereby changes the power consumption of the MRI apparatus 20E over time. Approximate.
  • the refrigerator 38, the calculator system 312, the gradient magnetic field power supply 44, and the RF transmitter 46 are operated in a hybrid power system, and the RF coil device 100 is connected to the rechargeable battery BAT. It is possible to operate only with electric power and operate other units only with external electric power.
  • FIG. 10 is a block diagram showing a configuration of a power supply system in the MRI apparatus 20F of the sixth embodiment.
  • the MRI apparatus 20F of the sixth embodiment is the same as the MRI apparatus 20E of the fifth embodiment, except that the bed 32 is further provided with a first regeneration mechanism 32c and a second regeneration mechanism 32d.
  • the current sensor 308 f detects the entire output power on the secondary side of the transformer 304 and inputs the detected output power to the system control unit 52.
  • the top plate driving device 32b moves the top plate 32a horizontally and vertically, but the first regeneration mechanism 32c functions when the top plate 32a moves in the horizontal direction, and the second regeneration mechanism 32d operates when the top plate 32a is lowered. Function.
  • the first regeneration mechanism 32c converts friction energy generated when the top plate driving device 32b applies a brake to the top plate 32a moving in the horizontal direction into electric energy.
  • the first regeneration mechanism 32c supplies the electric energy converted in this way to the rechargeable battery BAT.
  • the charging / discharging control circuit 309 charges the rechargeable battery BAT with the current supplied from the first regeneration mechanism 32c according to the control of the system control unit 52.
  • the second regeneration mechanism 32d converts the potential energy lost from the top plate 32a moving in the direction of gravity into electrical energy.
  • the second regeneration mechanism 32d supplies the electric energy thus converted to the rechargeable battery BAT.
  • the charge / discharge control circuit 309 charges the rechargeable battery BAT with the current supplied from the second regeneration mechanism 32d according to the control of the system control unit 52.
  • the same effect as that of the fifth embodiment can be obtained, and the power consumption of the MRI apparatus 20F can be reduced by the energy regeneration function. That is, after a part of the power consumption of the MRI apparatus 20F is converted into the kinetic energy of the top board 32a, a part of this kinetic energy is converted again into electric energy, and the rechargeable battery BAT can be charged by this electric energy. Therefore, the rechargeable battery BAT for hybrid operation is charged not only with external power but also with the regenerative function, so that the power consumption of the MRI apparatus 20F can be reduced.
  • the refrigerator 38, the computer system 312, the gradient magnetic field power supply 44, and the RF transmitter 46 are operated in a hybrid power system, and the RF coil device 100 is replaced by a rechargeable battery BAT. It is possible to operate only with electric power and operate other units only with external electric power.
  • the MRI apparatuses 20A to 20F may be operated by the accumulated power of the rechargeable battery BAT. desirable.
  • the system control unit 52 determines immediately after the power failure whether or not the imaging sequence can be executed to the end based on the charging voltage of the rechargeable battery BAT, and then the operation states of the MRI apparatuses 20A to 20F according to the determination result It is desirable to switch.
  • the system control unit 52 controls the charging / discharging control circuit 309 to supply the accumulated power of the rechargeable battery BAT to each unit of the MRI apparatus (20A to 20F). It is sufficient to execute until. Thereafter, the system control unit 52 may safely stop the operation of the MRI apparatuses (20A to 20F) with the k-space data stored.
  • the system control unit 52 controls the charge / discharge control circuit 309 to supply the accumulated power of the rechargeable battery BAT to the computer system 312 or the like to collect the k space of the collected MR signals. Save the data.
  • the system control unit 52 may suspend the imaging sequence safely and safely stop the operations of the MRI apparatuses 20A to 20F.
  • the RF receiver 48 may be included in the gantry 21. Specifically, for example, an electronic circuit board corresponding to the RF receiver 48 is disposed in the gantry 21. Then, the MR signal converted from the electromagnetic wave to the analog electric signal by the receiving RF coil 29 and the wearable RF coil device 100 is amplified by the preamplifier in the electronic circuit board, and is output to the outside of the gantry 21 as a digital signal. You may input into the image reconstruction part 56. FIG. For output to the outside of the gantry 21, for example, it is desirable to transmit it as an optical digital signal using an optical communication cable because the influence of external noise is reduced.
  • the number of rechargeable batteries BAT (battery units BAU) is not limited to one, and a plurality of configurations may be provided.
  • the function of the transformer 304, the charge / discharge control circuit 309, the battery unit BAU, the current sensor 308a, the battery remaining amount detector BD, and the system control unit 52 that controls these from the viewpoint of power is claimed. It is an example of the electric power system of a statement. The same applies to the second to sixth embodiments, although there are some differences in components such as the current sensor 308b.

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Abstract

　一実施形態では、ＭＲＩ装置（２０Ａ）は、データ収集系（２２、２４、２６、２８、２９、４０、４２、４４、４６、４８）と、充放電素子（ＢＡＴ）と、電力制御部（５２、３０９）とを備える。データ収集系は、スキャンの実行によって撮像領域から核磁気共鳴信号を収集する。充放電素子は、ＭＲＩ装置の電力系統（３０４、３０８ａ、５２、ＢＤ、ＢＡＵ）の一部であり、外部電力により充電される。電力制御部は、ＭＲＩ装置におけるデータ収集系以外の少なくとも１つのユニットに対して充放電素子から電力が供給されるように、電力系統を制御する。

Description

磁気共鳴イメージング装置、及び、磁気共鳴イメージング装置の電力制御方法
　本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置、及び、磁気共鳴イメージング装置の電力制御方法に関する。
　ＭＲＩは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数のＲＦパルスで磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ信号から画像を再構成する撮像法である。なお、上記ＭＲＩは磁気共鳴イメージング(Magnetic Resonance Imaging)の意味であり、ＲＦパルスは励起パルスとしての高周波パルス(radio frequency pulse)の意味であり、ＭＲ信号は核磁気共鳴信号(nuclear magnetic resonance signal)の意味である。
　近似、例えばＥＰＩ(Echo Planar Imaging：エコープラナーイメージング)法などに代表されるように撮像技術が高速化している。ＥＰＩなどの高速撮像が実行される場合、ＲＦパルス送信器内の増幅器や、傾斜磁場電源などの撮像系のユニットにおいて高出力の電力が必要となる。
　ＭＲＩ装置では、このように撮像で消費される電力を外部の商用電源からの供給で賄っている。従って、上記の高速撮像を実行可能にするために、即ち、高速撮像が実行される場合の最大消費電力を十分に出力可能にするために、ＭＲＩ装置の電源設備も大型化している。
　なお、ＭＲＩ装置などの医用画像作成システムの電源に関する従来技術として、特許文献１に記載の無停電電源が知られている。
特表平１０－５１０１３５号公報
　ＭＲＩ装置において電源設備の規模が大型化すれば、設備コストが増大するだけではなく、サイト設計にも制約が生じる。具体的には、検査室及びコンピュータ室におけるＭＲＩ装置の各部の配置方法について、制約が多くなる。
　このため、ＭＲＩにおいて、最大消費電力を下げずに電源設備を縮小する新規な技術が要望されていた。
　本発明の目的は、ＭＲＩにおいて、最大消費電力を下げずに電源設備を縮小する新規な技術を提供することである。
　以下、本発明の実施形態が取り得る態様の数例を、態様毎に説明する。
　（１）本発明の一実施形態では、ＭＲＩ装置は、データ収集系と、充放電素子と、電力制御部とを有する。
　データ収集系は、撮像領域に対する傾斜磁場の印加及びＲＦパルスの送信を伴うスキャンの実行によって撮像領域からＭＲ信号を収集する。
　充放電素子は、磁気共鳴イメージング装置の電力系統の一部であり、外部電力により充電される。
　電力制御部は、ＭＲＩ装置におけるデータ収集系以外の少なくとも１つのユニットに対して充放電素子からの電力が供給されるように、電力系統を制御する。
　（２）本発明の一実施形態では、ＭＲＩ装置の電力制御方法は、ＭＲＩ装置の電力系統の一部である充放電素子を外部電力により充電し、ＭＲＩ装置におけるデータ収集系以外の少なくとも１つのユニットに対して充放電素子から電力が供給されるように電力系統を制御する。
　上記（１）のＭＲＩ装置によれば、ＭＲＩの新技術により、最大消費電力を下げずに電源設備を縮小することができる。
　上記（２）のＭＲＩ装置の電力制御方法によれば、ＭＲＩの新技術により、最大消費電力を下げずに電源設備を縮小することができる。
第１の実施形態のＭＲＩ装置において、主に撮像系の構成を示す機能ブロック図。 第１の実施形態のＭＲＩ装置における電力供給系統の構成を示すブロック図。 撮像シーケンスが実行不能と判定された場合における、撮像シーケンスの条件を再設定する入力画面の一例を示す模式図。 第１の実施形態のＭＲＩ装置の動作の流れを示すフローチャート。 動作内容別に、ハイブリッド型のＭＲＩ装置の実施形態の概念を示す模式図。 第２の実施形態のＭＲＩ装置における電力供給系統の構成を示すブロック図。 第３の実施形態のＭＲＩ装置における電力供給系統の構成を示すブロック図。 第４の実施形態のＭＲＩ装置における電力供給系統の構成を示すブロック図。 第５の実施形態のＭＲＩ装置における電力供給系統の構成を示すブロック図。 第６の実施形態のＭＲＩ装置における電力供給系統の構成を示すブロック図。
　最大消費電力を下げずに電源設備を縮小するため、本発明者らは、ハイブリッド型のＭＲＩ装置の構成を捻出した。このＭＲＩ装置は、外部から供給される外部電力により充電される充放電素子を備え、撮像実行中において外部電力ではＭＲＩ装置の消費電力が不足する場合に充放電素子の蓄積電力を消費する。なお、上記充放電素子とは、リチウムイオン充電池やニッケル水素充電池等の２次電池及びコンデンサのように、充電及び放電の繰り返しが可能な回路素子の意味である。
　以下、ハイブリッド型のＭＲＩ装置、及び、ハイブリッド型のＭＲＩ装置の電力制御方法の実施形態の数例について、添付図面に基づいて説明する。なお、各図において同一要素には同一符号を付し、重複する説明を省略する。
　＜第１の実施形態＞
　図１は、第１の実施形態のＭＲＩ装置２０Ａにおいて、主に撮像系の構成を示す機能ブロック図である。図１に示すように、ＭＲＩ装置２０Ａは、ガントリ２１と、寝台３２と、投光器３５とを有する。
　寝台３２は、天板３２ａと、この天板３２ａを所定方向に移動させる天板駆動装置３２ｂとを有する。天板３２ａは、寝台３２により、移動可能に支持される。天板３２ａ上には被検体Ｐが載置される。
　投光器３５は、ガントリ２１の開口部に配置され、天板３２ａに向けて位置決め用の光を照射する。
　また、ＭＲＩ装置２０Ａは、静磁場磁石２２と、シムコイル２４と、傾斜磁場コイル２６と、送信用ＲＦコイル２８と、受信用ＲＦコイル２９と、静磁場電源４０と、シムコイル電源４２と、傾斜磁場電源４４と、ＲＦ送信器４６と、ＲＦ受信器４８と、システム制御部５２とを「データ収集系」として有する。
　また、ＭＲＩ装置２０Ａは、システムバス５４と、画像再構成部５６と、画像データベース５８と、画像処理部６０とを「データ処理系」として有する。
　上記の「データ収集系」及び「データ処理系」からなる「撮像系」は、外部電源から供給される外部電力を用いて磁気共鳴イメージングを実行し、これにより被検体Ｐの画像データを生成する。
　さらに、ＭＲＩ装置２０Ａは、入力装置６２と、表示装置６４と、記憶装置６６とを有する。なお、システムバス５４と、画像再構成部５６と、画像データベース５８と、画像処理部６０と、入力装置６２と、表示装置６４と、記憶装置６６とを合わせて１のコンピュータ（後述の計算器系３１２）として構成してもよい。
　静磁場磁石２２、シムコイル２４、傾斜磁場コイル２６、及び、送信用ＲＦコイル２８は、ガントリ２１内に配置される。
　静磁場磁石２２及びシムコイル２４は、例えば円筒状であり、シムコイル２４は、静磁場磁石２２の内側において静磁場磁石２２と軸を同じにして配置されている。
　ここでは一例として、装置座標系の互いに直交するＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸を以下のように定義する。まず、静磁場磁石２２及びシムコイル２４は、それらの軸方向が鉛直方向に直交するように配置されているものとし、静磁場磁石２２及びシムコイル２４の軸方向をＺ軸方向とする。また、鉛直方向をＹ軸方向とし、天板３２ａは、その載置用の面の法線方向がＹ軸方向となるように配置されているものとする。
　静磁場磁石２２は、静磁場電源４０から供給される電流により撮像空間に静磁場を形成する。上記撮像空間とは、例えば、被検体Ｐが置かれて、静磁場が印加されるガントリ２１内の空間を意味する。
　静磁場磁石２２は、ここでは一例として超伝導コイルで構成されるものとするが、永久磁石として構成することで静磁場電源４０を省いてもよい。
　シムコイル２４は、シムコイル電源４２に接続され、シムコイル電源４２から供給される電流により静磁場を均一化する。
　傾斜磁場コイル２６は、例えば、静磁場磁石２２の内側で筒状に形成されている。傾斜磁場コイル２６は、傾斜磁場電源４４から供給される電流により、Ｘ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸方向の傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場Ｇｚを撮像領域にそれぞれ形成する。即ち、装置座標系の３軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを合成し、論理軸としてのスライス選択方向傾斜磁場Ｇｓｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅ、及び、読み出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒｏの各方向を任意に設定できる。
　なお、上記撮像領域とは、例えば、１画像又は１セットの画像の生成に用いるＭＲ信号の収集範囲であって、撮像空間の一部として設定される領域を意味する。「１セットの画像」とは、例えばマルチスライス撮像などのように、１のパルスシーケンス内で複数画像のＭＲ信号が一括的に収集される場合の「複数画像」である。撮像領域は、例えば装置座標系で３次元的に規定される。
　ＲＦ送信器４６は、システム制御部５２から入力される制御情報に基づいて、核磁気共鳴を起こすラーモア周波数のＲＦパルス（ＲＦ電流パルス）を生成し、これを送信用ＲＦコイル２８に送信する。送信用ＲＦコイル２８は、ＲＦ送信器４６からＲＦパルスを受けて、このＲＦパルスを被検体Ｐに送信する。
　なお、送信用ＲＦコイル２８には、ガントリ２１に内蔵されると共にＲＦパルスの送信だけではなくＭＲ信号の検出も兼用する全身用コイルも含まれる（図示せず）。
　受信用ＲＦコイル２９は、天板３２ａの内部に配置される。受信用ＲＦコイル２９は、被検体Ｐ内の原子核スピンがＲＦパルスによって励起されることで発生したＭＲ信号を検出し、検出されたＭＲ信号をＲＦ受信器４８に送信する。
　なお、図１では一例として、ＭＲ信号の局所受信用である装着型ＲＦコイル装置１００が被検体Ｐに装着されているが、装着型ＲＦコイル装置１００は必須要素ではない。或いは、例えば被検体Ｐの頭部に装着される頭部ＲＦコイル装置のように、ＲＦパルスの送信と、ＭＲ信号の受信とを兼用する局所送受信型のＲＦコイル装置（図示せず）などが用いられてもよい。ここでは一例として、これらＲＦコイル装置（１００）は、ＭＲＩ装置２０Ａの一部であるものとし、これらＲＦコイル装置（１００）の消費電力は、ＭＲＩ装置２０Ａの電力系統から供給されるものとする。但し、ＲＦコイル装置は、ＭＲＩ装置２０Ａとは別個のものとして捉えてもよい。
　ＲＦ受信器４８は、これら受信用ＲＦコイル装置２９、及び、装着型ＲＦコイル装置１００により検出されたＭＲ信号に所定の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ(analog to digital)変換を施すことで、デジタル化されたＭＲ信号の複素データ（以下、ＭＲ信号の生データという）を生成する。ＲＦ受信器４８は、ＭＲ信号の生データを画像再構成部５６に入力する。
　画像再構成部５６は、ＲＦ受信器４８から入力されるＭＲ信号の生データに基づいてｋ空間データを生成及び保存する。ｋ空間は、周波数空間（フーリエ空間）の意味である。２次元撮像の場合、上記ｋ空間データは例えば、縦横の要素数が位相エンコード及び周波数エンコードの各ステップ数のマトリクスデータであり、実数部分と虚数部分についてそれぞれ生成される。画像再構成部５６は、ｋ空間データに２次元フーリエ変換などを含む画像再構成処理を施すことで、被検体Ｐの画像データを生成する。画像再構成部５６は、生成した画像データを画像データベース５８に保存する。
　画像処理部６０は、画像データベース５８から画像データを取り込み、これに所定の画像処理を施し、画像処理後の画像データを表示用画像データとして記憶装置６６に保存する。
　記憶装置６６は、上記の表示用画像データに対し、その表示用画像データの生成に用いられた撮像シーケンスの条件や被検体Ｐの情報（患者情報）等を付帯情報として付属させて保存する。
　表示装置６４は、システム制御部５２の制御に従って、撮像シーケンスの条件の設定用画面や、撮像により生成された画像データが示す画像などを表示する。
　システム制御部５２は、撮像動作及び撮像後の画像表示において、システムバス５４等の配線を介してＭＲＩ装置２０Ａ全体のシステム制御を行う。
　そのために、システム制御部５２は、傾斜磁場電源４４、ＲＦ送信器４６及びＲＦ受信器４８の駆動に必要な制御情報を記憶する。ここでの制御情報とは、例えば、傾斜磁場電源４４に印加するパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報である。
　システム制御部５２は、設定された撮像シーケンスに従って傾斜磁場電源４４、ＲＦ送信器４６及びＲＦ受信器４８を駆動させることで、傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚ及びＲＦパルスを発生させる。
　また、システム制御部５２は、天板駆動装置３２ｂを制御することで天板３２ａをＺ軸方向に移動させ、ガントリ２１内部の撮像空間に対して天板３２ａを出し入れさせる。また、システム制御部５２は、天板駆動装置３２ｂを制御することで天板３２ａをＹ軸方向に昇降させることも可能である。システム制御部５２は、このように天板３２ａの位置を制御することで、天板３２ａ上の被検体Ｐの撮像部位を撮像空間内の磁場中心近辺に位置させる。
　また、システム制御部５２は、撮像シーケンスの条件設定部としても機能する。即ち、システム制御部５２は、操作者が入力装置６２に対して入力した被検体Ｐの情報や、撮像シーケンスの一部の条件に基づいて、撮像シーケンスの全条件を設定する。そのために、システム制御部５２は、撮像シーケンスの条件の設定画面を表示装置６４に表示させる。
　入力装置６２は、撮像シーケンスの条件や画像処理条件を設定する機能を操作者に提供する。
　上記撮像シーケンスの条件とは例えば、本スキャンとして、どの種類のパルスシーケンスにより、どのような条件でＲＦパルス等を送信して、どのような条件で被検体からＭＲ信号を収集するかを意味する。撮像シーケンスの条件の例としては、撮像空間内での位置的情報としての撮像領域、撮像部位、パラレルイメージングなどのパルスシーケンスの種類、使用するＲＦコイル装置の種類、スライス数、スライス間の間隔等が挙げられる。
　上記撮像部位とは、例えば、頭部、胸部、腹部などの被検体Ｐのどの部分を撮像領域として画像化するかを意味する。
　上記「本スキャン」は、プロトン密度強調画像などの、目的とする診断画像の撮像のためのスキャンであって、位置決め画像用のＭＲ信号収集のスキャンや、較正用スキャンを含まないものとする。
　スキャンとは、ＭＲ信号の収集動作を指し、画像再構成を含まないものとする。
　較正用スキャンとは例えば、本スキャンの条件の内の未確定のものや、本スキャン後の画像再構成時に用いる条件やデータなどを決定するために、本スキャンとは別に行われるスキャンを指す。較正用スキャンの内、（例えば後述の図４のステップＳ１などのタイミングで）本スキャン前に実行されるのがプレスキャンである。
　ＭＲＩ装置２０Ａは、真空ポンプユニット２７と、冷却制御装置３６と、冷凍器３８とをさらに有する。
　真空ポンプユニット２７は、傾斜磁場コイル２６の周囲を真空にすることで、傾斜磁場コイル２６の振動に因る騒音を低減する。具体的には、ガントリ２１内において、傾斜磁場コイル２６の周辺は密閉空間として構成され、真空ポンプユニット２７は、この密閉空間の空気を吸い込むことで静音化する。
　冷却制御装置３６は、ガントリ２１内の冷却管（図示せず）に冷却媒体を循環させることで、ガントリ２１内の傾斜磁場コイル２６や送信用ＲＦコイル２８を冷却する。
　冷凍器３８は、例えば液体ヘリウムにより、静磁場磁石２２を常時冷却する。
　図２は、第１の実施形態のＭＲＩ装置２０Ａにおける電力供給系統の構成を示すブロック図である。図２において、ＭＲＩ装置２０Ａは、トランス３０４と、電流センサ３０８ａと、電池ユニットＢＡＵと、電池残量検出器ＢＤとをさらに有する。
　図２において、外部電源１２０は、例えば商用電源である。外部電源１２０から供給される外部電力は、ＭＲＩ装置２０Ａのトランス３０４に供給される。
　図２の計算器系３１２は、システムバス５４と、画像再構成部５６と、画像データベース５８と、画像処理部６０等のデータ処理系と、入力装置６２と、表示装置６４と、記憶装置６６とに対応する（図１参照）。
　図２では煩雑となるのでＲＦコイル装置１００を図示していないが、ここでは一例として、ＲＦコイル装置１００の電力も、ＲＦ送信器４６などのデータ収集系の各ユニットと同様に、トランス３０４から供給されるものとする。
　電池ユニットＢＡＵは、充放電制御回路３０９と、充電池ＢＡＴとを有する。充放電制御回路３０９は、システム制御部５２の制御に従って、充電池ＢＡＴの充放電を制御する。即ち、充放電制御回路３０９は、充放電が行われない待機状態、充電状態、放電状態のいずれか１つの状態に充電池ＢＡＴを切り替える。
　充電池ＢＡＴは、充電状態において、外部電源１２０から供給される外部電力を充放電制御回路３０９経由で受けて、これにより充電される。具体的には、充電池ＢＡＴの充電電圧が充電完了時の電圧に達していない場合、充放電制御回路３０９は、システム制御部５２の制御に従って、外部電力を充電池ＢＡＴに充電電流として供給する。
　充電池ＢＡＴは、例えばリチウムイオン充電池であるが、前記した他の充放電素子でもよい。例えば、外部電力のみでは不足する程度にＭＲＩ装置２０Ａの消費電力が大きい場合、充電池ＢＡＴは、トランス３０４の１次巻線を流れる励磁電流の一部として、放電電流を供給する。即ち、充電池ＢＡＴは、蓄積電力を放電することでＭＲＩ装置２０Ａの消費電力の一部を供給する。
　電池残量検出器ＢＤは、充電池ＢＡＴの充電電圧を計測して、計測値をシステム制御部５２に入力する。
　トランス３０４は、１次巻線と、１次巻線にそれぞれ磁気的に結合した複数の２次巻線とを有する。トランス３０４は、外部電力を、その１次巻線に励磁電流として供給する。トランス３０４は、１次巻線を流れる励磁電流により、２次巻線に誘導電流を発生させる。
　トランス３０４の２次側の各部は、この誘導電流を電力源として受給し、受給した電力を消費することで磁気共鳴イメージングを実行する。「２次側の各部」とは、図２の例では、冷凍器３８、冷却制御装置３６、傾斜磁場電源４４、ＲＦ送信器４６、静磁場電源４０、シムコイル電源４２、ＲＦ受信器４８、計算器系３１２、投光器３５、真空ポンプユニット２７、天板駆動装置３２ｂである。例えば、「２次側の各部」が、上記「複数の２次巻線」のいずれか１つにそれぞれ対応する。
　電流センサ３０８ａは、外部電源１２０からトランス３０４の１次巻線に供給される励磁電流の大きさ、及び、充電池ＢＡＴから１次巻線に供給される励磁電流の大きさを所定の時間間隔で継続的にそれぞれ計測し、これら計測値をシステム制御部５２に入力する。ここでの「所定の時間間隔」とは、上記励磁電流の時間変化が十分正確に計測できる程度に短い時間間隔である。
　システム制御部５２は、電流センサ３０８ａの各計測値（励磁電流の大きさ）に基づいて、ＭＲＩ装置２０Ａの消費電力の時間変化をリアルタイムで計算（モニタリング）する。
　システム制御部５２は、ＭＲＩ装置２０Ａの消費電力の時間変化と、充電池ＢＡＴの充電電圧とに基づいて充放電制御回路３０９を制御することで、充電池ＢＡＴの充放電を制御する。例えば、ＭＲＩ装置２０Ａの消費電力が外部電力のみで足りる場合、システム制御部５２は、上記「撮像系」に対する電力供給の状態を、外部電力のみが供給される「第１の状態」にする。
　反対に、外部電力のみでは不足する程度にＭＲＩ装置２０Ａの消費電力が大きい場合、システム制御部５２は、上記「撮像系」に対して外部電力及び充電池ＢＡＴの蓄積電力の両方が供給される「第２の状態」にする。具体的には、システム制御部５２は、充電池ＢＡＴを放電させ、その放電電流を励磁電流の一部として供給する。
　なお、撮像シーケンスの実行時の消費電力量は、シーケンスの種類によって大きく異なる。外部電力のみでは不足する程度にＭＲＩ装置２０Ａの消費電力が大きい場合とは、例えば以下の３つが考えられる。ＥＰＩ(Echo Planar Imaging：エコープラナーイメージング)、３次元のＦＦＥ（fast field echo）、心臓を撮像部位とするＳＳＦＰ(steady-state free precession)の各撮像シーケンスでのＭＲ信号の収集時である。
　このように消費電力量が多い撮像シーケンスの実行中には、充電池ＢＡＴの蓄積電力と、外部電力とによって消費電力が賄われることが望ましい。一方、消費電力量が標準程度の撮像シーケンスの実行中には、外部電力のみで消費電力が賄われることが望ましい。これにより、外部電源から受給する最大電力（外部電力の最大値）を下げることができるため、電源設備の規模を縮小できるからである。
　また、システム制御部５２は、ＭＲＩ装置２０Ａの消費電力の時間変化と、充電池ＢＡＴの充電電圧とに基づいて充放電制御回路３０９を制御することで、充電池ＢＡＴの充放電を制御する。例えば、夜間などのＭＲＩ装置２０Ａの未使用時や、ＭＲＩ装置２０Ａの稼働時であって消費電力が少ない期間において、充放電制御回路３０９は、システム制御部５２の制御に従って、外部電源１２０からの外部電力を充電池ＢＡＴに充電電流として流す。
　また、システム制御部５２は、充電池ＢＡＴの充電電圧が充電完了時の電圧であり、且つ、充電池ＢＡＴの放電が不要である場合、充電池ＢＡＴの充放電が行われないように充放電制御回路３０９を制御する。充電池ＢＡＴの放電が不要である場合とは、例えば、ＭＲＩ装置２０Ａの消費電力が外部電力の最大値以下である場合である。
　システム制御部５２は、撮像シーケンスの実行前、又は、撮像シーケンスの実行後において、充電池ＢＡＴの充電電圧が所定値未満の場合に、充電中である旨を通知すると共に充電池ＢＡＴの充電を開始させる。ここでの「通知」とは、例えば、「充電完了まで待機中です」といった警告をシステム制御部５２が表示装置６４に表示させるものである。
　なお、撮像シーケンスを実行中の期間を除けば、ＭＲＩ装置２０Ａの消費電力は、外部電力の最大量よりも少ないので、外部電力の一部を充電池ＢＡＴの充電電流として供給しても問題ない。
　次に、システム制御部５２による撮像シーケンスの実行可否の判定方法について説明する。この判定を行う前に、システム制御部５２は、設定された条件に従って本スキャンの撮像シーケンスを実行する場合の消費電力の推定時間変化を計算する。
　システム制御部５２は例えば、ＥＰＩなどのパルスシーケンスの種類毎に、撮像シーケンスの条件の多様のパターンと、各パターンにおける消費電力の推定時間変化を予め記憶している。各パターンにおける消費電力の推定時間変化は、予めシミュレーションによって計算又は測定することで、取得できる。
　ここでの「各パターン」とは、撮像シーケンスの条件の各パラメータの代表値（代表条件）に対する消費電力の推定時間変化である。システム制御部５２は、多様な代表値に対してそれぞれ消費電力の推定時間変化を予め記憶しておくことで、その中から、現在設定されている撮像シーケンスの条件に最も近いものを選択する。
　システム制御部５２は、選択したパターンの撮像シーケンスの条件と、設定された撮像シーケンスの条件との差分に基づいて、選択したパターンの消費電力の推定時間変化を修正する。この修正により、システム制御部５２は、設定された条件に従って本スキャンの撮像シーケンスを実行する場合の消費電力の推定時間変化を計算する。
　なお、上記計算方法は一例にすぎず、他の手法で計算してもよい。例えば、傾斜磁場電源４４及び傾斜磁場コイル２６の等価回路モデルなどを用い、これに撮像シーケンスの条件を代入することで、消費電力の推定時間変化を計算してもよい。一般に、本スキャンなどのＭＲ信号の収集時では、消費電力自体及び消費電力の変動がＭＲＩ装置２０Ａ内で最も大きいのは、傾斜磁場電源４４及び傾斜磁場コイル２６だからである。
　ここでは一例として、撮像シーケンスの実行可否は、充電池ＢＡＴの蓄積電力（電池残量）と、推定消費電力の時間変化に基づいて、以下２条件を満たすか否かにより判定される。
　第１の条件は、消費電力の推定時間変化において、（瞬間的な）消費電力の最大値が、出力可能な電力の最大値を超えるタイミングがないことである。出力可能な電力とは、図２の外部電源１２０による外部電力の最大値と、充電池ＢＡＴの放電電流による電力との合計である。
　第２の条件は、撮像シーケンスの実行期間の総消費電力が、当該実行期間に供給される外部電力の量と、充電池ＢＡＴの蓄積電力（電池残量）との和を上回らないことである。具体的には例えば、システム制御部５２は、撮像シーケンスの実行期間の消費電力の時間積分値が、当該実行期間に供給される外部電力の量と、充電池ＢＡＴの蓄積電力との和を上回るか否かを判定する。
　上記２条件を満たす場合、システム制御部５２は撮像シーケンスを実行可能と判定し、それ以外の場合、実行不能と判定する。システム制御部５２は、撮像シーケンスを実行不能と判定した場合、撮像シーケンスの条件の修正候補を計算するか、或いは、撮像シーケンスの条件を制限する。この後、システム制御部５２は、撮像シーケンスの条件の再設定用の画面を警告と共に表示装置６４に表示させる。
　システム制御部５２は、撮像シーケンスの条件の修正候補の計算に際して、例えば上記２条件を満たす程度に消費電力が少なくなるように修正候補を計算する。消費電力量を減らす、即ち、電気的負荷を減らすには、例えば、繰り返し時間を長くする、スライス数を減らす、ＦＯＶ（Field Of View：撮像視野）を広げる、位相エンコード及び周波数エンコードのステップ数を減らすことで分解能を減らす、などが挙げられる。
　これにより、例えば、上記２条件を満たす程度に現在設定値よりも長くされた繰り返し時間、上記２条件を満たす程度に減らされた位相エンコード及び周波数エンコードのステップ数などが、条件の修正候補として計算される。
　図３は、撮像シーケンスが実行不能と判定された場合における、撮像シーケンスの条件を再設定する入力画面の一例を示す模式図である。図３に示すように、ここでは一例として、撮像シーケンスが実行不能である旨の警告表示が画面の上部に文字的に付与されている。
　また、位置決め画像１８０内にＦＯＶの枠１８２が表示され、位置決め画像１８０の右側には、撮像シーケンスの条件の設定ボックス１８４、１９０、１９２、１９４、１９６が表示されている。
　図３の例では、ボックス１８４において、ＦＯＶを１２５ｍｍ×１２５ｍｍから２５０ｍｍ×２５０ｍｍにすることが、撮像シーケンスの条件の一修正候補として表示されている。
　また、ボックス１９０において、スライス数を１００枚から５０枚に減らすことが、撮像シーケンスの条件の一修正候補として表示されている。
　また、ボックス１９２において、繰り返し時間ＴＲを５００ｍｓから１０００ｍｓに延長することが、撮像シーケンスの条件の一修正候補として表示されている。
　また、ボックス１９４及び１９６において、位相エンコードステップ数（ＰＥ　ＭＡＴＲＩＸ　ＮＯ．）及び周波数エンコードステップ数（ＲＯ　ＭＡＴＲＩＸ　ＮＯ．）をそれぞれ２５６から１２８に減らすことが、撮像シーケンスの条件の一修正候補として表示されている。
　ユーザは、入力装置６２を介して、表示装置６４に表示されている撮像シーケンスの条件の修正候補のいずれか１つ又は複数を選択することで、撮像シーケンスの条件を再設定し、撮像シーケンスを実行可能にすることができる。
　ここでは一例として、システム制御部５２は、撮像シーケンスを実行不能と判定した場合、消費電力が増加しないように撮像シーケンスの条件の設定可能範囲を制限する。具体的には例えば、システム制御部５２は、撮像シーケンスの各条件（パラメータ）について、現在設定されている値等よりも、消費電力が大きくなる値又は条件を入力できないようにする。
　例えば、繰り返し時間ＴＲについて、現在設定されている５００ｍｓよりも短い値を操作者が入力した場合に、システム制御部５２は、表示装置６４にエラー表示を実行させればよい。このように表示装置６４は、撮像シーケンスの条件を再設定する入力画面として、上記のようにシステム制御部５２により設定可能範囲が制限された入力画面を表示する。
　図４は、第１の実施形態のＭＲＩ装置２０Ａの撮像動作の流れを示すフローチャートである。ＭＲＩ装置２０Ａの稼働中において、システム制御部５２は、前述のように充電池ＢＡＴの充放電を制御することで、充電池ＢＡＴを充電状態、放電状態、待機状態の内の１つから別の１つに切り替える。「ＭＲＩ装置２０Ａの稼働中」とは、例えばＭＲＩ装置２０Ａの電源がオンされている期間であり、図４のステップＳ１～Ｓ９の処理の実行中を一部として含む。
　ここでは一例として、充電池ＢＡＴが放電状態となる可能性があるケースは、ステップＳ１において消費電力が大きい手法でプレスキャンが行われる場合、及び、ステップＳ８の本スキャンの実行時のみとする。従って、ステップＳ１、Ｓ８以外では、充電池ＢＡＴは充電状態又は待機状態となる。なお、消費電力が大きいプレスキャンの例としては、ＥＰＩの位相補正データを得るテンプレートショットが挙げられる（特開平９－２７６２４３号公報参照）。
　以下、前述の図１～図３を参照しながら、図４に示すステップ番号に従って、ＭＲＩ装置２０Ａの撮像動作を説明する。
　［ステップＳ１］システム制御部５２（図１参照）は、入力装置６２を介してＭＲＩ装置２０Ａに対して入力された撮像シーケンスの条件に基づいて、本スキャンの撮像シーケンスの条件の一部を設定する。また、公知のプレスキャンの実行などによってＲＦパルスの中心周波数等の撮像シーケンスの他の条件が設定される。このようにしてシステム制御部５２は、本スキャンの撮像シーケンスの全条件を暫定的に設定する。この後、ステップＳ２に進む。
　［ステップＳ２］システム制御部５２は、ステップＳ１で設定された条件に従って、本スキャンの撮像シーケンスを実行する場合の消費電力の推定時間変化を前述の手法で計算する。この後、ステップＳ３に進む。
　［ステップＳ３］システム制御部５２は、電池残量検出器ＢＤ（図２参照）から入力される充電池ＢＡＴの最新の充電電圧が、所定値以上か否かを判定する。ここでの所定値とは例えば、停電等で外部電力の供給が停止した場合に、それまでに収集したＭＲ信号のデータの保存と、ＭＲＩ装置２０Ａを安全に停止させる処理とを十分に実行できる蓄積電力量を示す充電電圧である。但し、これは所定値の一例にすぎず、さらに大きい値を所定値としてもよいし、充電完了時の電圧を所定値としてもよい。
　充電池ＢＡＴの充電電圧が所定値以上の場合、ステップＳ５に進み、そうではない場合、ステップＳ４に進む。
　［ステップＳ４］システム制御部５２は、充電池ＢＡＴの充電電圧が所定値に達するまで、外部電源１２０から充電池ＢＡＴに充電電流を供給させる。同時に、システム制御部５２は、例えば「充電のため待機中」といった通知を充電期間中に表示装置６４に表示させる。この後、ステップＳ５に進む。
　［ステップＳ５］システム制御部５２は、電池残量検出器ＢＤから入力される最新の充電電圧に基づいて、充電池ＢＡＴの蓄積電力（電池残量）を計算する。システム制御部５２は、充電池ＢＡＴの蓄積電力と、ステップＳ２で計算した消費電力の推定時間変化に基づいて、前記２条件を満たすか否かを判定する。
　第１の条件は、消費電力の推定時間変化において、（瞬間的な）消費電力の最大値が、出力可能な電力の最大値を超えるタイミングがないことである。第２の条件は、撮像シーケンスの実行期間の総消費電力が、当該実行期間に供給される外部電力からの電力量と、充電池ＢＡＴの蓄積電力との和を上回らないことである。
　上記２条件を満たす場合、システム制御部５２は、暫定的に設定されている撮像シーケンスの全条件を確定条件とした後、ステップＳ８に処理を移行させる。
　上記２条件の少なくとも一方を満たさない場合、システム制御部５２は、ステップＳ６に処理を移行させる。但し、充電池ＢＡＴの充電完了時の電圧よりも低い電圧に基づいて上記判定が行われた場合、システム制御部５２は、以下のように再判定を実行してもよい。
　即ち、システム制御部５２は、充電池ＢＡＴの充電電圧が充電完了時の電圧であるものと仮定し、上記２条件を満たすか否かの再判定を行う。再判定で上記２条件を満たす場合、システム制御部５２は、充電池ＢＡＴの充電を完了させ、その後にステップＳ８に処理を移行させる。再判定においても上記２条件の少なくとも一方を満たさない場合、システム制御部５２は、ステップＳ６に処理を移行させる。
　［ステップＳ６］システム制御部５２は、例えば、上記２条件を満たすような撮像シーケンスの条件の修正候補を計算する。また、システム制御部５２は、撮像シーケンスの各条件の再設定用の入力画面を前述の警告と共に表示装置６４に表示させる（図３参照）。
　なお、撮像シーケンスの条件の修正候補を表示しなくとも、別の方法で撮像シーケンスの条件を制限してもよい。例えば、現在の設定値よりも消費電力が大きくならないように、撮像シーケンスの各条件の入力制限をしてもよい。例えば繰り返し時間ＴＲの場合、現在の設定値よりも短い値を入力できないように制限し、例えばＦＯＶの場合、現在の範囲よりも狭い範囲を設定できないようにする。この後、ステップＳ７に進む。
　［ステップＳ７］操作者により、撮像シーケンスの条件の少なくとも一部が再設定される。システム制御部５２は、再設定された条件などに基づいて、撮像シーケンスの全条件を暫定的に再設定する。この後、ステップＳ２と同様にして、再設定された撮像シーケンスの実行時における消費電力の推定時間変化が計算される。その後、ステップＳ５に戻る。
　即ち、前記２条件を満たすまで、（１）撮像シーケンスの条件の暫定的な設定、（２）暫定的に設定された撮像シーケンスの実行時における消費電力の推定時間変化の計算、（３）前記２条件を満たすか否かの判定処理、が順次繰り返される。
　［ステップＳ８］このステップＳ８に到達する場合、現在設定されている撮像シーケンスは、上記２条件を満たすので電力的に実行可能と判定されている。従って、システム制御部５２は、現在設定されている撮像シーケンスの全条件を確定条件とし、確定された撮像シーケンスの条件に基づいてＭＲＩ装置２０Ａの各部に本スキャンを実行させる。
　具体的には、天板３２ａ上に被検体Ｐが載置され、静磁場電源４０により励磁された静磁場磁石２２によって撮像空間に静磁場が形成される。また、シムコイル電源４２からシムコイル２４に電流が供給されて、静磁場が均一化される。
　そして、入力装置６２からシステム制御部５２に撮像開始指示が入力されると、システム制御部５２は、確定された撮像シーケンスの条件に従って傾斜磁場電源４４、ＲＦ送信器４６及びＲＦ受信器４８を駆動させることで、被検体Ｐの撮像部位が含まれる撮像領域に傾斜磁場を形成させると共に、送信用ＲＦコイル２８からＲＦパルスを発生させる。
　このため、被検体Ｐの内部の核磁気共鳴により生じたＭＲ信号が受信用ＲＦコイル２９及び装着型ＲＦコイル装置１００により検出されて、ＲＦ受信器４８により受信される。ＲＦ受信器４８は、検出したＭＲ信号に所定の信号処理を施した後、これをＡ／Ｄ変換することでＭＲ信号の生データを生成する。ＲＦ受信器４８は、ＭＲ信号の生データを画像再構成部５６に入力し、画像再構成部５６は、ＭＲ信号の生データに基づいてｋ空間データを生成して記憶する。
　以上の本スキャンの実行中においても、システム制御部５２は、以下のように充電池ＢＡＴを充電状態、放電状態、待機状態の内の１つから別の１つに切り替える。具体的には、システム制御部５２は前述のように、電流センサ３０８ａの計測値に基づいてＭＲＩ装置２０Ａの消費電力の時間変化をリアルタイムで計算する。システム制御部５２は、以下の第１の場合、第２の場合、第３の場合のように、計算された消費電力に基づいて充電池ＢＡＴの状態をリアルタイムで切り替える。
　第１の場合として、外部電力ではＭＲＩ装置２０Ａの電力が不足する期間では、充放電制御回路３０９は、システム制御部５２の指令に従って、充電池ＢＡＴを放電状態に切り替える。
　第２の場合として、ＭＲＩ装置２０Ａの消費電力が外部電力の最大値よりも小さく、且つ、充電池ＢＡＴの充電電圧が充電完了時の電圧に達していない場合、充放電制御回路３０９は、システム制御部５２の指令に従って、外部電力により充電池ＢＡＴを充電する（充電状態）。
　上記第１の場合又は第２の場合に該当しない場合（即ち、第３の場合）、充放電制御回路３０９は、システム制御部５２の指令に従って、充電池ＢＡＴの充放電が行われないように制御する（待機状態）。この後、ステップＳ９に進む。
　［ステップＳ９］画像再構成部５６は、ｋ空間データにフーリエ変換を含む画像再構成処理を施すことで画像データを再構成し、得られた画像データを画像データベース５８に保存する。画像処理部６０は、画像データベース５８から画像データを取り込み、これに所定の画像処理を施すことで２次元の表示用画像データを生成し、この表示用画像データを記憶装置６６に保存する。システム制御部５２は、表示用画像データを記憶装置６６から表示装置６４に入力させ、表示用画像データが示す画像を表示装置６４に表示させる。
　以上が第１の実施形態のＭＲＩ装置２０Ａの動作説明である。
　このように第１の実施形態のＭＲＩ装置２０は、外部から供給される外部電力と、外部電力により充電される充電池ＢＡＴの蓄積電力とによって動作するハイブリッド型である。従って、消費電力の大きい撮像シーケンスの実行時には充電池ＢＡＴの蓄積電力及び、外部電力により動作し、それ以外の場合には外部電力のみで動作することができる。
　以上の構成では、最大消費電力を下げずに、外部電源１２０から供給される外部電力の最大値を、充電池ＢＡＴの蓄積電力の分だけ削減できる。従って、撮像シーケンスの条件を従来よりも制約することなく（最大消費電力を下げずに）、電源設備の規模を縮小できる。
　また、第１の実施形態のＭＲＩ装置２０Ａは、撮像シーケンスの実行前にその実行可否を判定し、実行不能である場合には警告を表示し、撮像シーケンスの条件を再設定する。従って、撮像シーケンスの実行途中で電池残量が足りなくなり、撮像シーケンスが中断されるような事態は生じない。
　さらに、第１の実施形態のＭＲＩ装置２０Ａは、撮像シーケンスを実行不能と判定した場合、撮像シーケンスの条件の修正候補を計算して表示する。従って、操作者は、確実に実行可能な撮像シーケンスの条件を容易に設定することができる。
　以上説明した実施形態によれば、ＭＲＩにおいて、最大消費電力を下げずに電源設備を縮小することができる。このようにＭＲＩ装置をハイブリッド型とした上、可能であれば撮像中にも電力供給用の充放電素子を充電するという第１の実施形態の技術思想は、従来技術には全く存在しないものである。
　なお、以上の例では、ＭＲＩ装置２０Ａ全体での消費電力を計算し、全体の消費電力が所定値を超える場合には充電池ＢＡＴを放電させ、全体での消費電力が所定値以下の場合には外部電力のみで賄う例を述べた。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。例えば、ＭＲＩ装置の各ユニット毎に、所定値までの電力を外部電力で賄い、それを超える分を適宜充放電素子の蓄積電力で賄う構成とすることで、電源設備の規模を縮小してもよい。
　図５は、動作内容別に、ハイブリッド型のＭＲＩ装置２０Ａの実施形態の概念を示す模式図である。図５において横軸は、例として挙げたＳＰ１～ＳＰ７の各動作の実行時におけるＭＲＩ装置２０Ａの消費電力の大きさを示す。以下に述べるように、各部のスタンバイ状態では外部電力のみで消費電力が賄われることで、消費電力の大きい本スキャンの実行時用に、充電池ＢＡＴの蓄積電力が温存される構成が望ましい。
　図５のＳＰ１～ＳＰ４は、図２の天板駆動装置３２ｂへの供給電力の一例である。具体的には、スタンバイ状態ＳＰ４（天板３２ａをいつでも移動できる状態）における天板駆動装置３２ｂの消費電力が、図５の点線で示す所定電力である。この所定電力までは、外部電力により、天板駆動装置３２ｂに対する消費電力が賄われる。
　一方、天板３２ａの上昇動作ＳＰ１、天板３２ａの下降動作ＳＰ２、天板３２ａの水平移動動作ＳＰ３の各実行期間では、天板駆動装置３２ｂの消費電力は、図５において斜線で示す部分だけ、上記所定電力を超える。これら各動作の実行時の天板駆動装置３２ｂの消費電力において、所定電力を超える分は、充電池ＢＡＴの放電電力で賄われ、所定電力までは外部電力で賄われる。
　図５において、ＲＦコイルの起動動作ＳＰ５は、例えば、ＲＦパルスの送信モードと、ＭＲ信号の受信モードとの切替動作であり、例えば以下の３つの場合がある。
　第１に、送信用ＲＦコイル２８に全身用コイルが含まれる場合、全身用コイルによるＲＦパルスの送信モードと、ＭＲ信号の受信モードとの切替動作である。
　第２に、送受信兼用のＲＦコイル装置が被検体Ｐに装着される場合、当該ＲＦコイル装置によるＲＦパルスの送信モードと、ＭＲ信号の受信モードとの切替動作である。
　第３に、被検体Ｐに装着される受信用ＲＦコイル装置を、ＭＲ信号を検出できないオフ状態のモード、又は、ＭＲ信号を検出可能なモードに切り替える動作である。具体的には、送信用ＲＦコイル２８からＲＦパルスが送信される期間では、ＲＦパルスによる受信用ＲＦコイル装置の回路破損を防止するため、受信用ＲＦコイル装置は、オフ状態のモードに切り替えられる。ＲＦパルスが送信されない期間では、受信用ＲＦコイル装置は、ＭＲ信号を検出可能なモードに切り替えられる。
　ＲＦコイルの起動動作ＳＰ５の実行時の送信用ＲＦコイル２８及び受信用ＲＦコイル２９の消費電力において、所定電力を超える分は、充電池ＢＡＴの放電電力で賄われ、所定電力までは外部電力で賄われる。投光器３５の点灯動作ＳＰ６についても同様である。
　スキャン直前ＳＰ７は、入力装置６２のスタートボタンを押せばすぐにスキャンを開始できるスタンバイ状態における、例えば傾斜磁場電源４４の消費電力であり、このスタンバイ状態の電力は、外部電力のみで賄われる。図１のＲＦ送信器４６等の他の撮像系のユニットも同様に、少なくともスタンバイ状態の電力は、外部電力のみで賄われる。
　このようにＭＲＩ装置２０Ａのユニット毎に、所定値までの電力を外部電力で賄い、それを超える分を適宜充電池ＢＡＴの蓄積電力で賄う構成とすることによっても、電源設備の規模を縮小できる。
　但し、上記の電力制御は一例に過ぎない。システム制御部５２は例えば、天板駆動装置３２ｂ、投光器３５などの「データ収集系以外のユニット」がスタンバイ状態で消費する電力が充電池ＢＡＴから供給されるように、電力供給系統を制御してもよい。
　以上が第１の実施形態の説明であり、以下、第２～第５の実施形態について説明する。第２～第５の実施形態のＭＲＩ装置２０Ｂ～２０Ｅは、（１）ＭＲＩ装置の消費電力のモニタリング手段、（２）外部電力の供給先、（３）充電池の蓄積電力の供給先、の３点において、第１の実施形態とは構成を変えたものである。第２～第５の実施形態のＭＲＩ装置２０Ｂ～２０Ｅにおける主に撮像系の構成については、第１の実施形態の図１で説明した構成と同様であるので、説明を省略する。
　＜第２の実施形態＞
　図６は、第２の実施形態のＭＲＩ装置２０Ｂにおける電力供給系統の構成を示すブロック図である。以下、第１の実施形態との違いに焦点をおいて、第２の実施形態のＭＲＩ装置２０Ｂについて説明する。
　図６に示すように、ＭＲＩ装置２０Ｂは、第１の実施形態の電流センサ３０８ａに代えて電流センサ３０８ｂを有する。電流センサ３０８ｂは、充電池ＢＡＴからの放電電流を検出せずに、外部電源１２０からトランス３０４の１次巻線に供給される励磁電流の値を計測し、計測値をシステム制御部５２に入力する。即ち、システム制御部５２が１次側の励磁電流の量をモニタリングすることでＭＲＩ装置２０Ｂの消費電力の時間変化をリアルタイムで計算する点については、第１の実施形態と同様である。
　第１の実施形態では、充電池ＢＡＴの蓄積電力は１次側の励磁電流として供給されるが、第２の実施形態では、充電池ＢＡＴの蓄積電力はトランスの２次側の傾斜磁場電源４４及びＲＦ送信器４６のみに直接供給される。この点が、第１の実施形態との違いであり、その他の構成は第１の実施形態と同様である。
　以上の構成の第２の実施形態のＭＲＩ装置２０Ｂでは、システム制御部５２は、充放電制御回路３０９を制御することで第１の実施形態と同様に充電池ＢＡＴを充電状態、放電状態、待機状態の内の１つから別の１つに切り替える。また、システム制御部５２は、図４で説明した動作と同様に撮像シーケンスの実行を制御する。従って、第２の実施形態においても、第１の実施形態と同様の効果を得ることができる。
　＜第３の実施形態＞
　図７は、第３の実施形態のＭＲＩ装置２０Ｃにおける電力供給系統の構成を示すブロック図である。第３の実施形態のＭＲＩ装置２０Ｃは、以下の３点において第１の実施形態とは異なる。
　第１に、システム制御部５２によるＭＲＩ装置２０Ｃの消費電力のモニタリングは、１次側ではなく、傾斜磁場電源４４の出力電力及びＲＦ送信器４６の出力電力を計測することで実行される。具体的には、例えば２つの電流センサ３０８ｃが設けられる。一方の電流センサ３０８ｃは、傾斜磁場電源４４の出力電流値を計測してシステム制御部５２に入力し、他方の電流センサ３０８ｃは、ＲＦ送信器４６の出力電流値を計測してシステム制御部５２に入力する。
　撮像シーケンスの実行時において、消費電力が最も大きいのは一般に傾斜磁場電源４４であり、その次に消費電力が大きいのはＲＦ送信器４６である。また、撮像シーケンスの実行時において、一般に消費電力の変化が最も大きいのは、傾斜磁場電源４４であり、その次がＲＦ送信器４６である。従って、システム制御部５２は、傾斜磁場電源４４及びＲＦ送信器４６の各出力の時間変化と、撮像シーケンスの条件とに基づいて、撮像シーケンスの実行中におけるＭＲＩ装置２０Ｃの消費電力の時間変化をリアルタイムで概算する。
　第２に、投光器３５、天板駆動装置３２ｂ、真空ポンプユニット２７に対しては、外部電力が伝達されない点が第１の実施形態とは異なる。従って、トランスの２次側の誘導電流による電力は、投光器３５、天板駆動装置３２ｂ、真空ポンプユニット２７以外のＭＲＩ装置２０Ｃの各部に供給される。
　第３に、充電池ＢＡＴの蓄積電力の供給先が異なる。充電池ＢＡＴの蓄積電力は、傾斜磁場電源４４、ＲＦ送信器４６、投光器３５、天板駆動装置３２ｂ、真空ポンプユニット２７のみに供給される。
　従って、第３の実施形態では、傾斜磁場電源４４及びＲＦ送信器４６はハイブリッド電力システムで動作し、投光器３５、天板駆動装置３２ｂ、真空ポンプユニット２７は充電池ＢＡＴの蓄積電力のみで動作し、計算器系３１２などの他のユニットは外部電力のみで動作する。その他のハードウェア的な構成は第１の実施形態と同様である。
　撮像シーケンスの実行時のＭＲＩ装置２０Ｃの動作は、第１の実施形態の図４のステップＳ１～Ｓ９と同様であるが、システム制御部５２による充電池ＢＡＴの充放電の制御が異なる。具体的には、上記ＭＲＩ装置２０Ｃでは、本スキャンの撮像シーケンスの実行中、充電池ＢＡＴは、投光器３５、天板駆動装置３２ｂ、真空ポンプユニット２７に対して放電により常時電力を供給するため、待機状態にはならない。
　従って、システム制御部５２は、充電池ＢＡＴを充電状態又は放電状態に切り替えることで、撮像系の一部（傾斜磁場電源４４及びＲＦ送信器４６）に対する供給電力の状態を第１の状態又は第２の状態に切り替える。第３の実施形態では一例として、「第１の状態」は外部電力のみで動作する状態であり、「第２の状態」は外部電力及び充電池ＢＡＴの蓄積電力により動作する状態である。従って、図４のステップＳ３において、撮像シーケンスの実行に必要な電力が不足していると判定されれば、システム制御部５２は、本スキャン実行前のステップＳ４において充電池ＢＡＴを充電状態に切り替えることで、充電池ＢＡＴの蓄積電力を増加させる。
　撮像シーケンスの実行中において、システム制御部５２は、充電池ＢＡＴから傾斜磁場電源４４及びＲＦ送信器４６への電力供給量を制御する。即ち、システム制御部５２は、傾斜磁場電源４４の出力に基づいて、外部電力のみでは傾斜磁場電源４４の消費電力が不足しているか否かを判定する。不足していると判定された場合、システム制御部５２は、充放電制御回路３０９を制御することで、不足分の電力を充電池ＢＡＴから傾斜磁場電源４４に供給させる。
　同様に、システム制御部５２は、ＲＦ送信器４６の出力に基づいて、外部電力のみではＲＦ送信器４６の消費電力が不足しているか否かを判定する。不足していると判定された場合、システム制御部５２は、充放電制御回路３０９を制御することで不足分の電力を充電池ＢＡＴからＲＦ送信器４６に供給させる。
　以上の構成の第３の実施形態においても、第１の実施形態と同様の効果を得ることができる。
　第３の実施形態では、傾斜磁場電源４４及びＲＦ送信器４６のみがハイブリッド電力システムで動作する例を述べたが、これは一例にすぎない。第３の実施形態の変形例として、例えば冷凍器３８、計算器系（コンピュータ）３１２、傾斜磁場電源４４、及び、ＲＦ送信器４６をハイブリッド電力システムで動作させ、ＲＦコイル装置１００を充電池ＢＡＴの電力のみで動作させ、他のユニットを外部電力のみで動作させてもよい。
　＜第４の実施形態＞
　図８は、第４の実施形態のＭＲＩ装置２０Ｄにおける電力供給系統の構成を示すブロック図である。第４の実施形態のＭＲＩ装置２０Ｄは、以下の点を除いて、第３の実施形態と同様である。即ち、第４の実施形態では、システム制御部５２は、傾斜磁場電源４４及びＲＦ送信器４６の出力ではなく、第２の実施形態と同様に１次側の励磁電流の大きさでＭＲＩ装置２０Ｄの消費電力の時間変化をモニタリングする。
　その他の構成は第３の実施形態と同様であるため、第４の実施形態においても、第３の実施形態と同様の効果を得ることができる。
　なお、第４の実施形態の変形例として、例えば冷凍器３８、計算器系３１２、傾斜磁場電源４４、及び、ＲＦ送信器４６をハイブリッド電力システムで動作させ、ＲＦコイル装置１００を充電池ＢＡＴの電力のみで動作させ、他のユニットを外部電力のみで動作させてもよい。
　＜第５の実施形態＞
　図９は、第５の実施形態のＭＲＩ装置２０Ｅにおける電力供給系統の構成を示すブロック図である。第５の実施形態のＭＲＩ装置２０Ｅは、以下の点を除いて、第３の実施形態と同様である。即ち、第５の実施形態では、システム制御部５２は、傾斜磁場電源４４への入力電力及びＲＦ送信器４６への入力電力と、撮像シーケンスの条件とに基づいてＭＲＩ装置２０Ｅの消費電力の時間変化を計算する。
　具体的には、第３の実施形態の２つの電流センサ３０８ｃの代わりに、ＭＲＩ装置２０Ｅでは２つの電流センサ３０８ｅが設けられている。
　一方の電流センサ３０８ｅは、トランス３０４から傾斜磁場電源４４に供給される電流値及び充電池ＢＡＴから傾斜磁場電源４４に供給される電流値をそれぞれ計測し、これら計測値をシステム制御部５２に入力する。
　他方の電流センサ３０８ｅは、トランス３０４からＲＦ送信器４６に供給される電流値及び充電池ＢＡＴからＲＦ送信器４６に供給される電流値をそれぞれ計測し、これら計測値をシステム制御部５２に入力する。
　システム制御部５２は、これらの入力される電流値に基づいて傾斜磁場電源４４への入力電力及びＲＦ送信器４６への入力電力をそれぞれ計算し、これによりＭＲＩ装置２０Ｅの消費電力の時間変化を概算する。
　その他の構成は第３の実施形態と同様であるため、第５の実施形態においても、第３の実施形態と同様の効果を得ることができる。
　なお、第５の実施形態の変形例として、例えば冷凍器３８、計算器系３１２、傾斜磁場電源４４、及び、ＲＦ送信器４６をハイブリッド電力システムで動作させ、ＲＦコイル装置１００を充電池ＢＡＴの電力のみで動作させ、他のユニットを外部電力のみで動作させてもよい。
　＜第６の実施形態＞
　図１０は、第６の実施形態のＭＲＩ装置２０Ｆにおける電力供給系統の構成を示すブロック図である。第６の実施形態のＭＲＩ装置２０Ｆは、寝台３２において第１回生機構３２ｃ及び第２回生機構３２ｄがさらに設けられている点を除き、第５の実施形態のＭＲＩ装置２０Ｅと同様である。なお、電流センサ３０８ｆは、トランス３０４の２次側の全体の出力電力を検出してシステム制御部５２に入力する。
　天板駆動装置３２ｂは、天板３２ａを水平方向及び上下方向に移動させるが、第１回生機構３２ｃは天板３２ａの水平方向移動時に機能し、第２回生機構３２ｄは天板３２ａの下降時に機能する。
　具体的には、第１回生機構３２ｃは、水平方向に移動中の天板３２ａに天板駆動装置３２ｂがブレーキをかけることで発生する摩擦エネルギーを電気エネルギーに変換する。第１回生機構３２ｃは、このようにして変換された電気エネルギーを充電池ＢＡＴに供給する。
　充放電制御回路３０９は、システム制御部５２の制御に従って、第１回生機構３２ｃから供給される電流により充電池ＢＡＴを充電する。
　一方、第２回生機構３２ｄは、重力方向に移動中の天板３２ａから失われる位置エネルギーを電気エネルギーに変換する。第２回生機構３２ｄは、このようにして変換された電気エネルギーを充電池ＢＡＴに供給する。
　充放電制御回路３０９は、システム制御部５２の制御に従って、第２回生機構３２ｄから供給される電流により充電池ＢＡＴを充電する。
　このように第６の実施形態では、第５の実施形態と同様の効果が得られると共に、エネルギー回生機能（regeneration capability）によりＭＲＩ装置２０Ｆの消費電力を低減できる。即ち、ＭＲＩ装置２０Ｆの消費電力の一部が天板３２ａの運動エネルギーに変換された後、この運動エネルギーの一部が再度電気エネルギーに変換され、この電気エネルギーにより充電池ＢＡＴを充電できる。従って、ハイブリッド動作用の充電池ＢＡＴが外部電力のみで充電されるのではなく、回生機能によっても充電されるため、ＭＲＩ装置２０Ｆの消費電力を低減できる。
　なお、第６の実施形態の変形例として、例えば冷凍器３８、計算器系３１２、傾斜磁場電源４４、及び、ＲＦ送信器４６をハイブリッド電力システムで動作させ、ＲＦコイル装置１００を充電池ＢＡＴの電力のみで動作させ、他のユニットを外部電力のみで動作させてもよい。
　＜第１～第６の実施形態の補足事項＞
　［１］第１～第６の実施形態では、トランス３０４を介して、１次側に供給される外部電力を２次側の各ユニットに供給する例を述べた。各実施形態のＭＲＩ装置２０Ａ～２０Ｆは、トランス３０４を介して電力を分配する形態に限定されるものではない。例えば、少なくとも一部のユニットに対して、直接的に外部電力を分配してもよい。
　［２］ＭＲＩ装置２０Ａ～２０Ｆの稼働中（電源がオンされている期間）において、例えば停電により外部電力の供給が途絶える場合、充電池ＢＡＴの蓄積電力によりＭＲＩ装置２０Ａ～２０Ｆを動作させることが望ましい。この場合、システム制御部５２は、充電池ＢＡＴの充電電圧に基づいて、撮像シーケンスを最後まで実行できるか否かを停電の直後に判定後、判定結果に応じてＭＲＩ装置２０Ａ～２０Ｆの動作状態を切り替えることが望ましい。
　撮像シーケンスを最後まで実行できる場合、システム制御部５２は、充放電制御回路３０９を制御することで充電池ＢＡＴの蓄積電力をＭＲＩ装置（２０Ａ～２０Ｆ）の各部に供給することで撮像シーケンスを最後まで実行させればよい。この後、システム制御部５２は、ｋ空間データを保存した状態でＭＲＩ装置（２０Ａ～２０Ｆ）の動作を安全に停止させればよい。
　撮像シーケンスを最後まで実行できない場合、システム制御部５２は、充放電制御回路３０９を制御することで充電池ＢＡＴの蓄積電力を計算器系３１２等に電力供給して収集済のＭＲ信号のｋ空間データを保存させればよい。同時に、システム制御部５２は、撮像シーケンスを安全に中断させ、ＭＲＩ装置２０Ａ～２０Ｆの動作を安全に停止させればよい。
　［３］ＭＲＩ装置２０として、ガントリ２１の外にＲＦ受信器４８が存在する例を述べたが（図１）、ＲＦ受信器４８がガントリ２１内に含まれる態様でもよい。具体的には例えば、ＲＦ受信器４８に相当する電子回路基盤がガントリ２１内に配設される。そして、受信用ＲＦコイル２９、装着型ＲＦコイル装置１００によって電磁波からアナログの電気信号に変換されたＭＲ信号を、当該電子回路基盤内のプリアンプによって増幅し、デジタル信号としてガントリ２１外に出力し、画像再構成部５６に入力してもよい。ガントリ２１外への出力に際しては、例えば光通信ケーブルを用いて光デジタル信号として送信すれば、外部ノイズの影響が軽減されるので望ましい。
　［４］ＭＲＩ装置のハイブリッド動作の「第１の状態」として外部電力のみが「撮像系」の少なくとも一部に供給され、ハイブリッド動作の「第２の状態」として外部電力及び充電池ＢＡＴの蓄積電力が「撮像系」の少なくとも一部に供給される例を述べた。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。例えば、充電池ＢＡＴの蓄積電力（電池容量）が非常に大きい場合、上記「第１の状態」として、充電池ＢＡＴの蓄積電力のみが撮像系の少なくとも一部に対して供給されるようにしてもよい。
　［５］充電池ＢＡＴ（電池ユニットＢＡＵ）の数については、１つに限定されるものではなく、複数設けられた構成でもよい。
　［６］以下、請求項の用語と実施形態との対応関係を説明する。なお、以下に示す対応関係は、参考のために示した一解釈であり、本発明を限定するものではない。
　ＭＲＩ装置２０Ａ～２０Ｆの消費電力に応じて充電池ＢＡＴの充放電を制御することで、ＭＲＩ装置２０Ａ～２０Ｆの撮像系全体又はその一部の動作状態を「外部電力のみで動作する状態」又は「充電池ＢＡＴの蓄積電力及び外部電力で動作する状態」に切り替える充放電制御回路３０９及びシステム制御部５２の機能は、請求項記載の電力制御部の一例である。
　第１の実施形態において、トランス３０４、充放電制御回路３０９、電池ユニットＢＡＵ、電流センサ３０８ａ、電池残量検出器ＢＤと、電力の観点からこれらを制御するシステム制御部５２の機能とは、請求項記載の電力系統の一例である。電流センサ３０８ｂ等の若干の構成要素の違いはあるが、第２～第６の実施形態についても同様である。
　［７］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。
２０Ａ～２０Ｆ　ＭＲＩ装置
２１　ガントリ
２２　静磁場磁石
２４　シムコイル
２６　傾斜磁場コイル
２８　送信用ＲＦコイル
２９　受信用ＲＦコイル
３２ａ　天板
３５　投光器
１００　装着型ＲＦコイル装置
１２０　外部電源
３０９　充放電制御回路
ＢＡＴ　充電池
Ｐ　被検体

Claims (20)

  1. 　撮像領域に対する傾斜磁場の印加及びＲＦパルスの送信を伴うスキャンの実行によって前記撮像領域から核磁気共鳴信号を収集するデータ収集系が含まれる磁気共鳴イメージング装置であって、
    　磁気共鳴イメージング装置の電力系統の一部であり、外部電力により充電される充放電素子と、
    　磁気共鳴イメージング装置における前記データ収集系以外の少なくとも１つのユニットに対して前記充放電素子からの電力が供給されるように、前記電力系統を制御する電力制御部と
    　を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 　請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記電力制御部は、前記データ収集系以外のユニットがスタンバイ状態で消費する電力が前記充放電素子から供給されるように、前記電力系統を制御する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　被検体が載置される天板と、
    　前記天板を移動させる天板駆動装置と、
    　前記天板に向けて位置決めの光を照射する投光器と、
    　前記被検体に装着されて前記核磁気共鳴信号を検出するＲＦコイル装置と
    　を前記データ収集系以外のユニットとしてさらに備え、
    　前記電力制御部は、前記天板駆動装置、前記投光器、前記ＲＦコイル装置の少なくとも１つに対して、前記充放電素子の電力が供給されるように、前記電力系統を制御する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記電力制御部は、前記充放電素子の電力が前記データ収集系のユニットに供給されるように、前記電力系統を制御する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 　請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記電力制御部は、前記データ収集系のユニットとして前記ＲＦパルスを送信するＲＦ送信器に対して前記充放電素子の電力が供給されるように、前記電力系統を制御する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　請求項５記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記充放電素子の電力供給先の消費電力が所定値以下の場合には前記消費電力が前記外部電力で賄われるように、且つ、前記消費電力が前記所定値を超える場合には前記所定値を超える電力分が前記充放電素子の蓄積電力で賄われるように、前記電力制御部は前記電力系統を制御する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 　請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　移動中の前記天板に前記天板駆動装置がブレーキをかけることで発生する摩擦エネルギー、重力方向に移動中の前記天板から失われる位置エネルギーの少なくとも一方を電気エネルギーに変換し、前記電気エネルギーを充電電流として前記充放電素子に供給する回生機構をさらに備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  8. 　請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記データ収集系は、傾斜磁場コイルと、前記傾斜磁場コイルに電流を流すことで前記撮像領域に前記傾斜磁場を発生させる傾斜磁場電源と、前記撮像領域に前記ＲＦパルスを送信するＲＦ送信器とを有し、
    　前記電力制御部は、前記傾斜磁場電源及び前記ＲＦ送信器に対する各入力電力を取得するか、又は、前記傾斜磁場電源及び前記ＲＦ送信器の各出力電力を取得することで消費電力を計算し、前記消費電力に基づいて前記電力系統を制御する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 　請求項８記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　被検体が載置される天板と、
    　前記天板を移動させる天板駆動装置と、
    　前記天板に向けて位置決めの光を照射する投光器と
    　をさらに備え、
    　前記天板駆動装置及び前記投光器は、前記充放電素子から供給される電力のみを電力源とする
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　請求項９記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記電力制御部は、前記データ収集系のユニットとして前記ＲＦパルスを送信するＲＦ送信器に対して前記充放電素子の電力が供給されるように、前記電力系統を制御する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 　請求項１０記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　磁気共鳴イメージングの撮像シーケンスの条件を設定すると共に、設定された条件に基づいて撮像シーケンスを実行する場合の前記消費電力を計算することで、撮像シーケンスの実行可否を撮像シーケンスの実行前に判定するシステム制御部と、
    　前記システム制御部により撮像シーケンスが実行不能と判定された場合に、実行不能である旨の情報を表示する表示装置と
    　をさらに備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 　請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記データ収集部の一部であると共に前記ＲＦパルスを送信するＲＦ送信器と、
    　前記データ収集部の一部であると共に前記撮像領域が含まれる領域に静磁場を発生させる静磁場磁石と、
    　前記静磁場磁石を冷却する冷凍器と、
    　前記データ収集部により収集された前記核磁気共鳴信号のデータを記憶すると共に前記核磁気共鳴信号に基づいて画像データを再構成するコンピュータと
    　をさらに備え、
    　磁気共鳴イメージング装置の消費電力が外部電力よりも大きい期間において、前記ＲＦ送信器、前記冷凍器、前記コンピュータの少なくとも１つに対して前記充放電素子からの電力が供給されるように、前記電力制御部は前記電力系統を制御する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  13. 　請求項１２記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記データ収集系は、傾斜磁場コイルと、前記傾斜磁場コイルに電流を流すことで前記撮像領域に前記傾斜磁場を発生させる傾斜磁場電源とを有し、
    　前記電力制御部は、前記傾斜磁場電源及び前記ＲＦ送信器に対する各入力電力を取得するか、又は、前記傾斜磁場電源及び前記ＲＦ送信器の各出力電力を取得することで消費電力を計算し、前記消費電力に基づいて前記電力系統を制御する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  14. 　請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記電力制御部は、前記充放電素子の電力が前記データ収集系のユニットに供給されるように、前記電力系統を制御する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  15. 　請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記電力制御部は、前記データ収集系のユニットとして前記ＲＦパルスを送信するＲＦ送信器に対して前記充放電素子の電力が供給されるように、前記電力系統を制御する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  16. 　請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記充放電素子の電力供給先の消費電力が所定値以下の場合には前記消費電力が前記外部電力で賄われるように、且つ、前記消費電力が前記所定値を超える場合には前記所定値を超える電力分が前記充放電素子の蓄積電力で賄われるように、前記電力制御部は前記電力系統を制御する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  17. 　請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記電力制御部は、磁気共鳴イメージング装置の消費電力を計算し、前記消費電力に応じて、前記データ収集系の少なくとも一部に対する電力供給の状態を、前記充放電素子の蓄積電力又は前記外部電力の一方が供給される第１の状態、又は、前記蓄積電力及び前記外部電力の両方が供給される第２の状態に切り替えるように構成される
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  18. 　請求項１７記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記電力制御部は、前記消費電力が前記外部電力よりも小さい期間において前記充放電素子の充電が実行されるように前記充放電素子の充放電を制御し、前記消費電力が前記外部電力よりも大きい期間において前記データ収集系の少なくとも一部に対する電力供給の状態を前記第２の状態に切り替える
  19. 　請求項１８記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記データ収集系は、傾斜磁場コイルと、前記傾斜磁場コイルに電流を流すことで前記撮像領域に前記傾斜磁場を発生させる傾斜磁場電源と、前記撮像領域に前記ＲＦパルスを送信するＲＦ送信器とを有し、
    　前記電力制御部は、前記傾斜磁場電源及び前記ＲＦ送信器に対する各入力電力を取得するか、又は、前記傾斜磁場電源及び前記ＲＦ送信器の各出力電力を取得することで消費電力を計算し、前記消費電力に基づいて前記電力系統を制御する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  20. 　撮像領域に対する傾斜磁場の印加及びＲＦパルスの送信を伴うスキャンの実行によって前記撮像領域から核磁気共鳴信号を収集するデータ収集系を有する磁気共鳴イメージング装置の電力制御方法であって、
    　磁気共鳴イメージング装置の電力系統の一部である充放電素子を外部電力により充電し、
    　磁気共鳴イメージング装置における前記データ収集系以外の少なくとも１つのユニットに対して前記充放電素子から電力が供給されるように、前記電力系統を制御する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置の電力制御方法。
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