(57)【要約】      （修正有）【課題】磁気共鳴イメージング装置において、傾斜磁場コイルの異常を装置に影響が出るレベルまで悪化する前に認識する。【解決手段】磁気共鳴イメージング装置は、傾斜磁場コイル１１と、傾斜磁場コイル１１への出力情報を検出するセンサと、特定シーケンスの実行中に、シーケンス出力情報と傾斜磁場コイル１１への出力情報との差分を行って複数の差分値を求め、複数の差分値を積分して積分値を求め、積分値が所定の閾値を超えた際に異常ありと判定する判定手段と、を有する。【選択図】図２
2019037675.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
傾斜磁場コイルと、
前記傾斜磁場コイルへの出力情報を検出するセンサと、
特定シーケンスの実行中に、シーケンス出力情報と前記傾斜磁場コイルへの前記出力情報との差分を行って複数の差分値を求め、前記複数の差分値を積分して積分値を求め、前記積分値が所定の閾値を超えた際に異常ありと判定する判定手段と、
を有する磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記判定手段は、前記特定のシーケンスを、ｋ空間データを傾斜磁場の極性反転を繰り返しながら収集するシーケンスとする、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記判定手段は、前記特定のシーケンスを、エコープラナー法によるパルスシーケンスとする、
請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記判定手段は、前記傾斜磁場コイルのチャンネル毎に前記積分値を求め、複数のチャンネルに対応する複数の積分値のうち少なくとも１個が前記所定の閾値を超えた際に異常ありと判定する、
を備えた請求項１乃至３のうちいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記判定手段は、
前記複数の差分値を求める差分回路と、
前記積分値を求める積分回路と、
前記積分値をデジタル変換するデジタル変換回路と、
前記デジタル変換された積分値が所定の閾値を超えた際に異常ありと判定する判定回路と、
を備えた請求項１乃至４のうちいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記判定手段は、
前記複数の差分値を求める差分回路と、
前記複数の差分値をデジタル変換するデジタル変換回路と、
前記デジタル変換された複数の差分値を積分して積分値を求め、前記積分値が所定の閾値を超えた際に異常ありと判定する判定回路と、
を備えた請求項１乃至４のうちいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩ装置は、天板上の被検体を撮像し、被検体の内部情報を画像データとして取得する装置である。
【０００３】
ＭＲＩ装置は、傾斜磁場コイルと、高周波パルス、即ち、ＲＦ（Radio Frequency）パルスを送信する送信コイル、例えばＷＢ（Whole Body）コイルとを備える。ＷＢコイルは、ＲＦ送信器からＲＦパルス信号を受信し、静磁場中に置かれた撮像部位の原子核スピンをラーモア周波数の高周波パルス、即ち、ＲＦパルスで励起する。そして、ＭＲＩ装置は、当該励起に伴って撮像部位から発生する磁気共鳴信号、即ち、ＭＲ（Magnetic Resonance）信号を受信コイル、例えばローカルコイルで受信し、ＭＲ信号に基づいて画像データを生成する。
【０００４】
傾斜磁場コイルは、それぞれ異なる方向の傾斜磁場を発生させる複数のチャンネルを備える。ＭＲＩ装置によるパルスシーケンスの実行中に、チャンネル間の意図しない電位差があった場合には、チャンネル間での放電や、空間放電が発生している可能性がある。放電の影響は、使用上全く問題の無い場合もあるが、画像上にノイズが発生する場合、絶縁破壊を起こして傾斜磁場を発生させることができなくなる場合、最悪は傾斜磁場コイルを破損しＭＲＩ装置が機能しなくなる場合もあり、放電の程度が大きくなるほど問題が大きくなる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特許第５９７２７４２号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
本発明が解決しようとする課題は、傾斜磁場コイルの異常を装置に影響が出るレベルまで悪化する前に認識することができるＭＲＩ装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本実施形態に係るＭＲＩ装置は、傾斜磁場コイルと、前記傾斜磁場コイルへの出力情報を検出するセンサと、特定シーケンスの実行中に、シーケンス出力情報と前記傾斜磁場コイルへの前記出力情報との差分を行って複数の差分値を求め、前記複数の差分値を積分して積分値を求め、前記積分値が所定の閾値を超えた際に異常ありと判定する判定手段と、を有する。
【図面の簡単な説明】
【０００８】
【図１】本実施形態に係るＭＲＩ装置の全体構成を示す概略図。
【図２】本実施形態に係るＭＲＩ装置に備えられる傾斜磁場用電源の詳細構成を示す図。
【図３】本実施形態に係るＭＲＩ装置において、電流センサが検出した電流の推移の一例を示す図。
【図４】本実施形態に係るＭＲＩ装置に備えられる傾斜磁場コイルにおける差分値の時間推移の一例をグラフとして示す図。
【図５】従来技術に係るＭＲＩ装置の傾斜磁場用電源の詳細構成を示す図。
【図６】本実施形態に係るＭＲＩ装置に備えられる傾斜磁場用電源の変形例の詳細構成を示す図。
【図７】（Ａ），（Ｂ）は、本実施形態に係るＭＲＩ装置に備えられる傾斜磁場コイルにおける積分値の推移の一例をグラフとして示す図。
【発明を実施するための形態】
【０００９】
以下、本発明の実施形態を添付図面に基づいて説明する。
【００１０】
図１は、本実施形態に係るＭＲＩ装置の全体構成を示す概略図である。
【００１１】
図１は、本実施形態に係るＭＲＩ装置１を示す。ＭＲＩ装置１は、磁石架台１００、制御キャビネット３００、コンソール４００、及び寝台装置５００を備える。磁石架台１００、制御キャビネット３００、及び寝台装置５００は、一般的には、検査室に備えられる。検査室は、撮影室とも呼ばれる。コンソール４００は、制御室に備えられる。制御室は、操作室とも呼ばれる。
【００１２】
磁石架台１００は、静磁場磁石１０、傾斜磁場コイル１１、及びＷＢコイル１２を有する。これらの部材は円筒状の筐体に収納されている。寝台装置５００は、寝台本体５０及び天板５１を有する。
【００１３】
制御キャビネット３００は、傾斜磁場用電源３１（Ｘ軸用３１ｘ、Ｙ軸用３１ｙ、Ｚ軸用３１ｚ）、ＲＦ送信器３２、ＲＦ受信器３３、及びシーケンスコントローラ３４を備える。
【００１４】
コンソール４００は、処理部（例えば、処理回路）４０、記憶部（例えば、記憶回路）４１、表示部（例えば、ディスプレイ）４２、及び入力部（例えば、入力回路）４３を備える。コンソール４００は、ホスト計算機として機能する。
【００１５】
磁石架台１００の静磁場磁石１０は、磁石が円筒形状の磁石構造であるトンネルタイプと、撮像空間を挟んで上下に一対の磁石が配置された開放型（オープン型）とに大別される。ここでは、静磁場磁石１０がトンネル型である場合について説明するが、その場合に限定されるものではない。
【００１６】
静磁場磁石１０は、概略円筒形状をなしており、被検体、例えば患者Ｕが搬送されるボア内に静磁場を発生させる。ボアとは、磁石架台１００の円筒内部の空間のことである。静磁場磁石１０は、例えば、液体ヘリウムを保持するための筐体と、液体ヘリウムを極低温に冷却するための冷凍機と、筐体内部の超伝導コイルとによって構成される。なお、静磁場磁石１０は、永久磁石によって構成されてもよい。以下、静磁場磁石１０が、超伝導コイルを有する場合について説明する。
【００１７】
静磁場磁石１０は、超伝導コイルを内蔵し、液体ヘリウムによって超伝導コイルが極低温に冷却されている。静磁場磁石１０は、励磁モードにおいて静磁場用電源から供給される電流を超伝導コイルに印加することで静磁場を発生する。その後、永久電流モードに移行すると、静磁場用電源は切り離される。一旦永久電流モードに移行すると、静磁場磁石１０は、長時間、例えば１年以上に亘って、静磁場を発生し続ける。
【００１８】
傾斜磁場コイル１１は、静磁場磁石１０と同様に概略円筒形状をなし、静磁場磁石１０の内側に設置されている。傾斜磁場コイル１１は、傾斜磁場用電源３１から供給される電力により傾斜磁場を患者Ｕに印加する。
【００１９】
ここで、傾斜磁場の生成に伴って発生する渦電流がイメージングの妨げとなることから、傾斜磁場コイル１１として、例えば、渦電流の低減を目的としたＡＳＧＣ（Actively Shielded Gradient Coil）が用いられてもよい。ＡＳＧＣは、Ｘ軸、Ｙ軸、及びＺ軸方向の各傾斜磁場をそれぞれ形成するためのメインコイルの外側に、漏れ磁場を抑制するためのシールドコイルを設けた傾斜磁場コイルである。
【００２０】
ＷＢコイル１２は、全身用コイルとも呼ばれ、傾斜磁場コイル１１の内側に患者Ｕを取り囲むように概略円筒形状に設置されている。ＷＢコイル１２は、送信コイルとして機能する。つまり、ＷＢコイル１２は、ＲＦ送信器３２から伝送されたＲＦパルス信号に従ってＲＦパルスを患者Ｕに向けて送信する。一方、ＷＢコイル１２は、ＲＦパルスを送信する送信コイルとしての機能に加え、受信コイルとしての機能を備える場合もある。その場合、ＷＢコイル１２は、受信コイルとして、原子核の励起によって患者Ｕから放出されるＭＲ信号を受信する。
【００２１】
ＭＲＩ装置１は、ＷＢコイル１２の他、ローカルコイル２０を備える場合もある。ローカルコイル２０は、患者Ｕの体表面に近接して配置される。ローカルコイル２０は、複数のコイル要素を備えてもよい。これら複数のコイル要素は、ローカルコイル２０の内部でアレイ状に配列されるため、ＰＡＣ（Phased Array Coil）と呼ばれることもある。
【００２２】
ローカルコイル２０には幾つかの種別がある。例えば、ローカルコイル２０には、図１に示すように患者Ｕの胸部、腹部、又は脚部に設置されるボディコイル（Body Coil）や、患者Ｕの背側に設置されるスパインコイル（Spine Coil）といった種別がある。この他、ローカルコイル２０には、患者Ｕの頭部を撮像するための頭部コイル（Head Coil）や、足を撮像するためのフットコイル（Foot Coil）といった種別もある。また、ローカルコイル２０には、手首を撮像するためのリストコイル（Wrist Coil）、膝を撮像するためのニーコイル（Knee Coil）、肩を撮像するためのショルダーコイル（Shoulder Coil）といった種別もある。
【００２３】
ローカルコイル２０は、受信コイルとして機能する。つまり、ローカルコイル２０は、前述のＭＲ信号を受信する。ただし、ローカルコイル２０は、ＭＲ信号を受信する受信コイルとしての機能に加え、ＲＦパルスを送信する送信コイルとしての機能を備える送受信コイルでもよい。例えば、ローカルコイル２０としての頭部コイル及びニーコイルの中には、送受信コイルも存在する。つまり、ローカルコイル２０は、送信専用、受信専用、送受信兼用の種別を問わない。
【００２４】
傾斜磁場用電源３１は、Ｘ軸、Ｙ軸、及びＺ軸方向について傾斜磁場を発生するコイルそれぞれを駆動する各チャンネル用の傾斜磁場用電源３１ｘ，３１ｙ，３１ｚを備える。傾斜磁場用電源３１ｘ、３１ｙ、３１ｚは、シーケンスコントローラ３４の指令により、必要な電流を各チャンネル独立に出力する。それにより、傾斜磁場コイル１１は、Ｘ軸、Ｙ軸、及びＺ軸の方向における傾斜磁場を患者Ｕに印加することができる。なお、傾斜磁場用電源３１の詳細構成については、図２及び図６を用いて後述する。
【００２５】
ＲＦ送信器３２は、シーケンスコントローラ３４からの指示に基づいてＲＦパルス信号を生成する。ＲＦ送信器３２は、生成したＲＦパルス信号をＷＢコイル１２に伝送する。なお、ＲＦ送信器３２の詳細構成については、図２を使って後述する。
【００２６】
ローカルコイル２０で受信したＭＲ信号、より具体的には、ローカルコイル２０内の各コイル要素で受信したＭＲ信号は、ＲＦ受信器３３に伝送される。各コイル要素の出力線路や、ＷＢコイル１２の出力線路はチャンネルと呼ばれる。このため、各コイル要素やＷＢコイル１２から出力される夫々のＭＲ信号をチャンネル信号と呼ぶこともある。ＷＢコイル１２で受信したチャンネル信号もＲＦ受信器３３に伝送される。
【００２７】
ＲＦ受信器３３は、ローカルコイル２０やＷＢコイル１２からのチャンネル信号、即ち、ＭＲ信号をＡＤ（Analog to Digital）変換して、シーケンスコントローラ３４に出力する。デジタルに変換されたＭＲ信号は、生データ（Raw Data）と呼ばれることもある。
【００２８】
シーケンスコントローラ３４は、コンソール４００による制御のもと、傾斜磁場用電源３１、ＲＦ送信器３２、及びＲＦ受信器３３をそれぞれ駆動することによって患者Ｕの撮像を行う。撮像によってＲＦ受信器３３から生データを受信すると、シーケンスコントローラ３４は、その生データをコンソール４００に送信する。
【００２９】
シーケンスコントローラ３４は、処理回路（図示を省略）を具備する。この処理回路は、例えば所定のプログラムを実行するプロセッサや、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）及びＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）等のハードウェアで構成される。
【００３０】
コンソール４００は、処理回路４０、記憶回路４１、ディスプレイ４２、及び入力回路４３を備える。
【００３１】
処理回路４０は、専用又は汎用のＣＰＵ（Central Processing Unit）又はＭＰＵ（Micro Processor Unit）の他、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、及び、プログラマブル論理デバイス等の処理回路を意味する。プログラマブル論理デバイスとしては、例えば、単純プログラマブル論理デバイス（ＳＰＬＤ：Simple Programmable Logic Device）、複合プログラマブル論理デバイス（ＣＰＬＤ：Complex Programmable Logic Device）、及び、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）等の回路が挙げられる。処理回路４０は、記憶回路４１に記憶された、又は、処理回路４０内に直接組み込まれたプログラムを読み出し実行することで、シーケンスコントローラ３４の動作を制御し、パルスシーケンス（本明細書において、単に「シーケンス」と呼ぶ）に従った撮像を実行してＭＲ画像を生成する機能を実現する。
【００３２】
また、処理回路４０は、単一の処理回路によって構成されてもよいし、複数の独立した処理回路の組み合わせによって構成されてもよい。後者の場合、複数の記憶回路４１が複数の処理回路の機能に対応するプログラムをそれぞれ記憶するものであってもよいし、１個の記憶回路４１が複数の処理回路の機能に対応するプログラムを記憶するものであってもよい。
【００３３】
記憶回路４１は、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ（Flash Memory）等の半導体メモリ素子、ハードディスク、及び光ディスク等を備える。記憶回路４１は、ＵＳＢ（Universal Serial bus）メモリ及びＤＶＤ（Digital Video Disk）等の可搬型メディアを備えてもよい。記憶回路４１は、処理回路４０において用いられる各種処理プログラム（アプリケーションプログラムの他、ＯＳ（Operating System）等も含まれる）や、プログラムの実行に必要なデータや、医用画像を記憶する。また、ＯＳに、操作者に対するディスプレイ４２への情報の表示にグラフィックを多用し、基礎的な操作を入力回路４３によって行うことができるＧＵＩ（Graphical User Interface）を含めることもできる。
【００３４】
ディスプレイ４２は、液晶ディスプレイパネル、プラズマディスプレイパネル、及び有機ＥＬ（Electro Luminescence）パネル等の表示デバイスである。
【００３５】
入力回路４３は、操作者によって操作が可能な入力デバイスからの信号を入力する回路であり、ここでは、入力デバイス自体も入力回路４３に含まれるものとする。入力デバイスは、ポインティングデバイス（例えばマウス）、キーボード、及び各種ボタン等を含む。操作者により入力デバイスが操作されると、入力回路４３はその操作に応じた入力信号を生成して処理回路４０に出力する。なお、ＭＲＩ装置１は、入力デバイスがディスプレイ４２と一体に構成されたタッチパネルを備えてもよい。
【００３６】
コンソール４００は、処理回路４０による制御の下、シーケンスコントローラ３４から送信されるＭＲ信号を収集し、収集したＭＲ信号を記憶回路４１に記憶する。コンソール４００は、処理回路４０による制御の下、記憶回路４１に記憶されたＭＲ信号に対して、後処理すなわちフーリエ変換等の再構成処理を施すことによって、患者Ｕ内の所望のＭＲ画像を生成する。そして、コンソール４００は、処理回路４０による制御の下、生成した各種ＭＲ画像を記憶回路４１に格納する。
【００３７】
寝台装置５００は、寝台本体５０及び天板５１を備える。寝台本体５０は、天板５１を例えば、Ｘ軸方向、Ｙ軸方向、及びＺ軸方向に移動可能なように配置する。天板５１のＸ軸方向の移動は、天板５１の左右方向、つまり、天板５１の短手方向の移動である。天板５１のＹ軸方向の移動は、天板５１の上下方向、つまり、天板５１の厚み方向の移動である。天板５１のＺ軸方向の移動は、天板５１の前後方向、つまり、天板５１の長手方向の移動である。撮像前に天板５１に配置された患者Ｕを所定の高さまでＹ軸方向に移動させる。その後、寝台本体５０は、天板５１をＺ軸方向に走行させて患者Ｕを磁石架台１００内部に移動させる。
【００３８】
図２は、ＭＲＩ装置１に備えられる傾斜磁場用電源３１の詳細構成を示す図である。
【００３９】
図２は、傾斜磁場用電源３１と、傾斜磁場用電源３１を制御するシーケンスコントローラ３４と、傾斜磁場用電源３１から供給される電力により傾斜磁場を患者Ｕに印加する傾斜磁場コイル１１とを示す。ここで、傾斜磁場コイル１１は、Ｘ軸方向について傾斜磁場を発生させるＸチャンネル１１ｘと、Ｙ軸方向について傾斜磁場を発生させるＹチャンネル１１ｙと、Ｚ軸方向の傾斜磁場を発生させるＺチャンネル１１ｚとを備える。
【００４０】
傾斜磁場用電源３１は、交流−直流変換器６１と、平滑コンデンサ６２と、傾斜磁場アンプ６３ｘ，６３ｙ，６３ｚと、電流センサ６４ｘ，６４ｙ，６４ｚと、本実施形態に係る判定手段とを備える。図２に示す構成において、判定手段は、差分回路６５ｘ，６５ｙ，６５ｚと、積分回路６６ｘ，６６ｙ，６６ｚと、Ａ／Ｄ（Analog to Digital）変換回路６７ｘ，６７ｙ，６７ｚと、判定回路６８と、を含む。傾斜磁場用電源３１は、三相交流電源Ｓから電力が供給され、負荷である傾斜磁場コイル１１に接続して電流を供給するように構成される。
【００４１】
交流−直流変換器６１は、三相交流電源Ｓに接続された三相交流電圧を、例えば２０００Ｖの直流電圧に昇圧する機能を備える。
【００４２】
平滑コンデンサ６２は、交流−直流変換器６１の出力側に接続され、直流電圧を平滑する。
【００４３】
傾斜磁場アンプ６３ｘ，６３ｙ，６３ｚは、チャンネル１１ｘ，１１ｙ，１１ｚにそれぞれ対応する。傾斜磁場アンプ６３ｘ，６３ｙ，６３ｚは、平滑コンデンサ６２にそれぞれ接続され、平滑された直流電圧を受電する。傾斜磁場アンプ６３ｘ，６３ｙ，６３ｚは、チャンネル１１ｘ，１１ｙ，１１ｚにそれぞれ電流を供給する。
【００４４】
傾斜磁場アンプ６３ｘ，６３ｙ，６３ｚは、マルチレベルインバータ回路７１ｘ，７１ｙ，７１ｚを設ける。マルチレベルインバータ回路７１ｘ，７１ｙ，７１ｚは、チャンネル１１ｘ，１１ｙ，１１ｚにそれぞれ対応する。マルチレベルインバータ回路７１ｘ，７１ｙ，７１ｚは、入力の直流電圧源を構成する平滑コンデンサ６２に並列にそれぞれ接続されるフルブリッジ回路である。マルチレベルインバータ回路７１ｘ，７１ｙ，７１ｚの出力は、負荷であるチャンネル１１ｘ，１１ｙ，１１ｚにそれぞれ供給される。
【００４５】
電流センサ６４ｘ，６４ｙ，６４ｚは、チャンネル１１ｘ，１１ｙ，１１ｚにそれぞれ対応する。電流センサ６４ｘ，６４ｙ，６４ｚは、マルチレベルインバータ回路７１ｘ，７１ｙ，７１ｚの出力がチャンネル１１ｘ，１１ｙ，１１ｚにそれぞれ供給されると、チャンネル１１ｘ，１１ｙ，１１ｚに流れる電流をそれぞれ検出する。
【００４６】
図３は、ＭＲＩ装置１において、電流センサ６４ｘ，６４ｙ，６４ｚが検出した電流の推移の一例を示す図である。
【００４７】
図３は、電流センサ６４ｘによる検出電流Ｐｘの推移と、電流センサ６４ｙによる検出電流Ｐｙの推移と、電流センサ６４ｚによる検出電流Ｐｚの推移とを示す。図３に示すように、シーケンスコントローラ３４からのシーケンス出力情報Ｒｘ，Ｒｙ，Ｒｚ（図２に図示）に応じ、チャンネル１１ｘ，１１ｙ，１１ｚにはそれぞれ、異なる波形の電流が供給される。図３に示す例では、チャンネル１１ｘ，１１ｚ間の電位差に起因して、電流センサ６４ｘによる検出電流Ｐｘに放電出力が観測されている。
【００４８】
図２の説明に戻って、差分回路６５ｘ，６５ｙ，６５ｚは、チャンネル１１ｘ，１１ｙ，１１ｚにそれぞれ対応する。差分回路６５ｘ，６５ｙ，６５ｚは、パルスシーケンス（本明細書において、単に「シーケンス」と呼ぶ）の実行中に、シーケンスの種類に応じたシーケンス出力情報（例えば、指令電流）Ｒｘ，Ｒｙ，Ｒｚと、実際の出力情報（例えば、検出電流）Ｓｘ，Ｓｙ，Ｓｚとの差分を行って、チャンネル毎に複数の差分値を求める。
【００４９】
図４は、ＭＲＩ装置１に備えられる傾斜磁場コイル１１における差分値の時間推移の一例をグラフとして示す図である。
【００５０】
図４に示すように、一検査で複数、例えば、２個のシーケンスを実行した場合の、Ｘチャンネル１１ｘに対応する差分値の時間推移を示す。
【００５１】
図４に示すように、第１のシーケンスの実行中は、Ｘチャンネル１１ｘにおける差分値の上昇の度合は小さい。一方で、第２のシーケンスの実行中は、Ｘチャンネル１１ｘにおける差分値の上昇の度合は大きい。差分値の上昇の度合が大きい第２のシーケンスとしては、例えば、ｋ空間データを傾斜磁場の極性反転を繰り返しながら収集する、エコープラナーイメージング（ＥＰＩ）に分類されるシーケンスが挙げられる。拡散強調画像（ＤＷＩ）を取得するシーケンスは第２のシーケンスの一例である。このような特定シーケンスは、チャンネルに印加される電圧の変動が大きく、チャンネルの放電を伴い易いからである。
【００５２】
図２の説明に戻って、積分回路６６ｘ，６６ｙ，６６ｚは、チャンネル１１ｘ，１１ｙ，１１ｚにそれぞれ対応する。積分回路６６ｘ，６６ｙ，６６ｚは、差分回路６５ｘ，６５ｙ，６５ｚによって求められた複数の差分値を積分して、チャンネル毎に積分値を求める。各チャンネルの積分値は、チャンネルの放電量と推定される。また、差分値を取ることによって、放電ノイズ成分のみを抽出できる。積分値は、図４に示す差分値の推移を示すグラフと横軸とに挟まれる斜線部分、即ち、閉曲線の面積として定義される。
【００５３】
Ａ／Ｄ変換回路６７ｘ，６７ｙ，６７ｚは、チャンネル１１ｘ，１１ｙ，１１ｚにそれぞれ対応する。Ａ／Ｄ変換回路６７ｘ，６７ｙ，６７ｚは、積分回路６６ｘ，６６ｙ，６６ｚによる積分値をデジタル変換する。
【００５４】
判定回路６８は、Ａ／Ｄ変換回路６７ｘ，６７ｙ，６７ｚから出力されたチャンネル毎の積分値が所定の閾値を超えた際に異常ありと判定する。なお、判定回路６８は、チャンネル１１ｘ，１１ｙ，１１ｚにそれぞれ対応するように３個設けられても良い。
【００５５】
図４に示す第１及び第２のシーケンスを用いて判定回路６８の動作を説明すると、判定回路６８は、第２のシーケンスの実行中、略連続的、又は、断続的（例えば、繰り返し時間ＴＲの自然数倍の周期）に、Ｘチャンネル１１ｘに関する積分値と所定の閾値との比較を行う。そして、判定回路６８は、第２のシーケンスの実行中に当該積分値が所定の閾値を超えた時点で異常あり、つまり、放電量が過大であると判定して、シーケンスコントローラ３４を介して操作者にその旨を報知（例えば、警告表示）する。
【００５６】
又は、判定回路６８は、第２のシーケンスの実行中、略連続的、又は、断続的に、Ｘチャンネル１１ｘに関する積分値と所定の閾値との比較を行う。そして、判定回路６８は、第２のシーケンスの実行中に当該積分値が所定の閾値を超えた場合に、第１及び第２のシーケンスを含む検査の終了後に異常ありと判定して、シーケンスコントローラ３４を介して操作者にその旨を報知する。
【００５７】
なお、図４を用いてＸチャンネル１１ｘに関する積分値と所定の閾値との比較を行う場合を説明したが、チャンネル１１ｙ，１１ｚに関しても同様に積分値と所定の閾値との比較をそれぞれ行うことができる。複数のチャンネルに関する積分値と所定の閾値との比較をそれぞれ行う場合、判定回路６８は、１個のチャンネルでも積分値が所定の閾値を超えた際に異常ありと判定しても良いし、全てのチャンネルに関する積分値が所定の閾値を超えた際に異常ありと判定しても良い。
【００５８】
このように、ＭＲＩ装置１は、パルス幅変調制御を伴わない検出信号Ｓｘ，Ｓｙ，Ｓｚに基づいてチャンネル毎に積分値を求め、シーケンスの実行中に積分値と所定の閾値を比較する。
【００５９】
図５は、従来技術に係るＭＲＩ装置の傾斜磁場用電源の詳細構成を示す図である。
【００６０】
図５は、傾斜磁場用電源１３１と、傾斜磁場用電源１３１を制御するシーケンスコントローラ１３４と、傾斜磁場用電源１３１から供給される電力により傾斜磁場を患者に印加する傾斜磁場コイル１１１とを示す。傾斜磁場コイル１１１の構成及び機能については、図２に示す傾斜磁場コイル１１と同等であるので説明を省略する。
【００６１】
傾斜磁場用電源１３１は、交流−直流変換器１６１と、平滑コンデンサ１６２と、傾斜磁場アンプ１６３ｘ，１６３ｙ，１６３ｚと、電流センサ１６４ｘ，１６４ｙ，１６４ｚとを備える。傾斜磁場用電源１３１は、三相交流電源Ｓから電力が供給され、負荷である傾斜磁場コイル１１１に接続して電流を供給するように構成される。交流−直流変換器１６１と、平滑コンデンサ１６２と、電流センサ１６４ｘ，１６４ｙ，１６４ｚとの構成及び機能については、図２に示す交流−直流変換器６１と、平滑コンデンサ６２と、電流センサ６４ｘ，６４ｙ，６４ｚと同等であるので説明を省略する。
【００６２】
傾斜磁場アンプ１６３ｘ，１６３ｙ，１６３ｚは、マルチレベルインバータ回路１７１ｘ，１７１ｙ，１７１ｚに加え、スイッチング制御回路１７２ｘ，１７２ｙ，１７２ｚを設ける。
【００６３】
スイッチング制御回路１７２ｘ，１７２ｙ，１７２ｚは、チャンネル１１１ｘ，１１１ｙ，１１１ｚにそれぞれ対応する。スイッチング制御回路１７２ｘ，１７２ｙ，１７２ｚは、シーケンスコントローラ１３４からの指令電流Ｒｘ，Ｒｙ，Ｒｚと電流センサ１６４ｘ，１６４ｙ，１６４ｚの検出電流Ｔｘ，Ｔｙ，Ｔｚとをそれぞれ入力し、両者の差が０になるようにスイッチング波形をそれぞれ算出する。そして、スイッチング制御回路１７２ｘ，１７２ｙ，１７２ｚは、各チャンネルにおけるスイッチング波形に基づいて、制御信号線Ｌｘ，Ｌｙ，Ｌｚを介してマルチレベルインバータ回路１７１ｘ，１７１ｙ，１７１ｚをそれぞれパルス幅変調（ＰＷＭ：Pulse Width Modulation）制御する。
【００６４】
図５に示す従来技術のＭＲＩ装置は、スイッチング制御回路１７２ｘ，１７２ｙ，１７２ｚを設け、パルス幅変調制御後のパルス幅変化後の検出電流Ｔｘ，Ｔｙ，Ｔｚに基づく複数の差分値を求めるものである。そのため、従来技術のＭＲＩ装置によると、スイッチング制御回路１７２ｘ，１７２ｙ，１７２ｚへの指令電流Ｒｘ，Ｒｙ，Ｒｚの入力が必要になることに加え、傾斜磁場コイル１１１における製造上の品質のばらつきを考慮した傾斜磁場コイル１１１の状態を判定できない。
【００６５】
ＭＲＩ装置１によると、パルス幅変調制御を伴わない検出信号Ｓｘ，Ｓｙ，Ｓｚに基づいてチャンネル１１ｘ，１１ｙ，１１ｚの放電量を推定することで、傾斜磁場コイル１１における製造上の品質のばらつきに起因する傾斜磁場コイル１１の異常を事前に認識することができる。
【００６６】
（変形例）
図１及び図２に示すＭＲＩ装置１では、アナログ回路としての積分回路６６ｘ，６６ｙ，６６ｚが複数の差分値を積分するものとして説明した。しかし、その場合に限定されるものではない。例えば、ＭＲＩ装置１は、処理回路、例えば、シーケンスコントローラ３４がプログラムを実行することによって複数の差分値を積分する構成であっても良い。
【００６７】
図６は、ＭＲＩ装置１に備えられる傾斜磁場用電源３１の変形例の詳細構成を示す図である。なお、ＭＲＩ装置１の全体構成については図１を用いて説明したとおりであるので、説明を省略する。
【００６８】
図６は、傾斜磁場用電源３１と、傾斜磁場用電源３１を制御するシーケンスコントローラ３４と、傾斜磁場用電源３１から供給される電力により傾斜磁場を患者Ｕに印加する傾斜磁場コイル１１とを示す。傾斜磁場用電源３１は、交流−直流変換器６１と、平滑コンデンサ６２と、傾斜磁場アンプ６３ｘ，６３ｙ，６３ｚと、電流センサ６４ｘ，６４ｙ，６４ｚと、判定手段とを備える。図６に示す構成において、判定手段は、差分回路６５ｘ，６５ｙ，６５ｚと、Ａ／Ｄ変換回路６９ｘ，６９ｙ，６９ｚと、積分機能３４Ａと、判定機能３４Ｂと、を含む。図６において、図２と同一部材には同一符号を付して説明を省略する。
【００６９】
Ａ／Ｄ変換回路６９ｘ，６９ｙ，６９ｚは、チャンネル１１ｘ，１１ｙ，１１ｚにそれぞれ対応する。Ａ／Ｄ変換回路６９ｘ，６９ｙ，６９ｚは、差分回路６５ｘ，６５ｙ，６５ｚによって求められた複数の差分値をデジタル変換する。
【００７０】
シーケンスコントローラの処理回路は、プログラムを実行することによって、積分機能３４Ａ及び判定機能３４Ｂとして機能する。
【００７１】
積分機能３４Ａは、Ａ／Ｄ変換回路６９ｘ，６９ｙ，６９ｚから出力された複数の差分値を積分して、チャンネル毎に積分値を求める。積分機能３４Ａは、差分値の推移を関数として表現できない場合は、モンテカルロ法等の積分計算を採用して積分値を求めることができる。
【００７２】
判定機能３４Ｂは、積分機能３４Ａによって求められたチャンネル毎の積分値が所定の閾値を超えた際に異常ありと判定する。
【００７３】
図４に示す第１及び第２のシーケンスを用いて判定機能３４Ｂの動作を説明すると、判定機能３４Ｂは、第２のシーケンスの実行中、略連続的、又は、断続的に、Ｘチャンネル１１ｘに関する積分値と所定の閾値との比較を行う。そして、判定機能３４Ｂは、第２のシーケンスの実行中に当該積分値が所定の閾値を超えた時点で異常あり、つまり、放電量が過大であると判定して操作者にその旨を報知する。
【００７４】
又は、判定機能３４Ｂは、第２のシーケンスの実行中、略連続的、又は、断続的に、Ｘチャンネル１１ｘに関する積分値と所定の閾値との比較を行う。そして、判定機能３４Ｂは、第２のシーケンスの実行中に当該積分値が所定の閾値を超えた場合に第１及び第２のシーケンスを含む検査の終了後に異常ありと判定して操作者にその旨を報知する。
【００７５】
図７（Ａ），（Ｂ）は、ＭＲＩ装置１に備えられる傾斜磁場コイル１１における積分値の推移の一例をグラフとして示す図である。即ち、図７（Ａ），（Ｂ）は、傾斜磁場コイル１１における放電量の推定値の推移をグラフとして示す。
【００７６】
図７（Ａ）の各点は、特定シーケンスの実行日における、特定シーケンスに係る積分値を示す。このように、積分機能３４Ａが、特定シーケンスに係る複数の差分値に基づいて積分値を求めてグラフにプロットすることで、特定シーケンスの本実行日（９／９）の積分値と、特定シーケンスの過去の実行日における積分値との比較により傾斜磁場コイル１１の放電量の上昇傾向が明確になるので、容易に傾斜磁場コイル１１の異常判定を行うことができる。
【００７７】
なお、特定シーケンスの実行日に特定シーケンスがｎ（ｎ：２，３，…，Ｎ）回実行される場合もある。その場合、積分機能３４Ａは、ｎ回の特定シーケンスに対応するｎ個の積分値の代表値を特定シーケンスの実行日の積分値として求める。ここで、代表値とは、ｎ個の積分値の最大値、平均値、又は、最後のＮ回目に実行された特定シーケンスに係る積分値である。
【００７８】
また、図７（Ｂ）の各点は、特定シーケンスに係る積分値を示す。このように、積分機能３４Ａが、特定シーケンスに係る複数の差分値に基づいて積分値を求めてグラフにプロットすることで、特定シーケンスの本実行回数（３０回目）の積分値と、特定シーケンスの過去の実行回数における積分値との比較により傾斜磁場コイル１１の放電量の上昇傾向が明確になるので、容易に傾斜磁場コイル１１の異常判定を行うことができる。
【００７９】
ＭＲＩ装置１の変形例によると、パルス幅変調制御を伴わない検出信号Ｓｘ，Ｓｙ，Ｓｚに基づいてチャンネル１１ｘ，１１ｙ，１１ｚの放電量を推定することで、傾斜磁場コイル１１における製造上の品質のばらつきに起因する傾斜磁場コイル１１の異常を事前に認識することができる。
【００８０】
以上述べた少なくともひとつの実施形態のＭＲＩ装置によれば、傾斜磁場コイルの異常を装置に影響が出るレベルまで悪化する前に認識することができる。
【００８１】
以上、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。これら新規な実施形態は、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。これらの実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、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。
【符号の説明】
【００８２】
１…磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置
１１…傾斜磁場コイル
１１ｘ，１１ｙ，１１ｚ…チャンネル
３１…傾斜磁場用電源
３４…シーケンスコントローラ
６１…交流−直流変換器
６２…平滑コンデンサ
６３ｘ，６３ｙ，６３ｚ…傾斜磁場アンプ
６４ｘ，６４ｙ，６４ｚ…電流センサ
６５ｘ，６５ｙ，６５ｚ…差分回路
６６ｘ，６６ｙ，６６ｚ…積分回路
６７ｘ，６７ｙ，６７ｚ…Ａ／Ｄ変換回路
６８…判定回路
６９ｘ，６９ｙ，６９ｚ…Ａ／Ｄ変換回路
３４Ａ…積分機能
３４Ｂ…判定機能
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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