JP2023079847A - Magnetic resonance imaging device - Google Patents

Abstract

To control a gain to amplify an RF pulse signal with an amplifier when an image is picked up subsequently by using, when an image is not picked up, electric power accumulated in a capacitor bank when an image is picked up.SOLUTION: An MRI device includes a magnetostatic field magnet, a gradient magnetic field coil, an RF coil, and an RF transmitter. The magnetostatic field magnet generates a magnetostatic field. The gradient magnetic field coil generates a gradient magnetic field. The RF coil generates an RF pulse. The RF transmitter includes an amplifier, a capacitor bank, a power source control part, and an RF control part, and outputs an RF pulse signal to the RF coil. The amplifier amplifies the RF pulse signal. The capacitor bank accumulates electric power. The power source control part executes control to supply electric power accumulated in the capacitor bank to the amplifier when an image is not picked up. The RF control part compensates for a gain of the amplifier when an image is picked up with a value acquired from an input signal and an output signal of the amplifier when an image is not picked up.SELECTED DRAWING: Figure 2

Description

本明細書及び図面に開示の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。 The embodiments disclosed in the specification and drawings relate to a magnetic resonance imaging apparatus.

磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）装置は、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波（ＲＦ：Radio Frequency）信号で励起し、励起に伴って被検体から発生する磁気共鳴信号（ＭＲ（Magnetic Resonance）信号）を再構成して画像を生成する撮像装置である。磁気共鳴イメージング装置では、被検体からの磁気共鳴信号を非侵襲で収集することができる。 MRI (Magnetic Resonance Imaging) equipment excites the nuclear spin of a subject placed in a static magnetic field with a Larmor frequency radio frequency (RF: Radio Frequency) signal, and is generated from the subject along with the excitation It is an imaging device that reconstructs a magnetic resonance signal (MR (Magnetic Resonance) signal) to generate an image. A magnetic resonance imaging apparatus can noninvasively acquire magnetic resonance signals from a subject.

ＭＲＩ装置は、ＲＦコイルにＲＦパルス信号を出力するＲＦ送信器を備える。ＲＦ送信器は、増幅器を設け、ＲＦパルス信号の電力レベルを維持するために、ＲＦパルス信号の増幅を行う。一方で、ＲＦ送信器は、キャパシタバンクを設け、被検体の撮像時にＡＣ電源からの電力を蓄積する。ＭＲ撮像時にキャパシタバンクに蓄積された電力は、撮像終了後の非撮像時（例えば、次の撮像開始までの間）に放電される。 An MRI apparatus has an RF transmitter that outputs an RF pulse signal to an RF coil. The RF transmitter includes an amplifier that amplifies the RF pulse signal to maintain the power level of the RF pulse signal. An RF transmitter, on the other hand, provides a capacitor bank to store power from an AC power supply when imaging a subject. The power accumulated in the capacitor bank during MR imaging is discharged during non-imaging after the end of imaging (for example, until the start of the next imaging).

特開２０１２－５０５０７号公報JP 2012-50507 A

本明細書及び図面に開示の実施形態が解決しようとする課題の一つは、撮像時にキャパシタバンクに蓄積された電力を非撮像時に利用して、その後の撮像時に増幅器でＲＦパルス信号を増幅するゲインを制御することである。ただし、本明細書及び図面に開示の実施形態により解決しようとする課題は上記課題に限られない。後述する実施形態に示す各構成による各効果に対応する課題を、他の課題として位置づけることもできる。 One of the problems to be solved by the embodiments disclosed in this specification and drawings is to use the power accumulated in the capacitor bank during imaging during non-imaging, and amplify the RF pulse signal with an amplifier during subsequent imaging. It is to control the gain. However, the problems to be solved by the embodiments disclosed in this specification and drawings are not limited to the above problems. A problem corresponding to each effect of each configuration shown in the embodiments described later can be positioned as another problem.

実施形態に係るＭＲＩ装置は、静磁場磁石と、傾斜磁場コイルと、ＲＦコイルと、ＲＦ送信器とを備える。静磁場磁石は、静磁場を発生する。傾斜磁場コイルは、傾斜磁場を発生する。ＲＦコイルは、ＲＦパルスを発生する。ＲＦ送信器は、増幅器と、キャパシタバンクと、電源制御部と、ＲＦ制御部とを設け、ＲＦコイルにＲＦパルス信号を出力する。増幅器は、ＲＦパルス信号を増幅する。キャパシタバンクは、電力を蓄積する。電源制御部は、非撮像時に、キャパシタバンクに蓄積された電力を増幅器に供給するように制御する。ＲＦ制御部は、撮像時の増幅器のゲインを、非撮像時における増幅器の入力信号と出力信号とから取得される値で補う。 An MRI apparatus according to an embodiment includes a static magnetic field magnet, a gradient magnetic field coil, an RF coil, and an RF transmitter. A static magnetic field magnet generates a static magnetic field. A gradient magnetic field coil generates a gradient magnetic field. An RF coil generates RF pulses. The RF transmitter includes an amplifier, a capacitor bank, a power control section, and an RF control section, and outputs an RF pulse signal to the RF coil. The amplifier amplifies the RF pulse signal. A capacitor bank stores power. The power control unit controls to supply the power accumulated in the capacitor bank to the amplifier during non-imaging. The RF control unit supplements the gain of the amplifier during imaging with a value acquired from the input signal and the output signal of the amplifier during non-imaging.

図１は、実施形態に係るＭＲＩ装置の全体構成例を示す構成図。1 is a configuration diagram showing an example of the overall configuration of an MRI apparatus according to an embodiment; FIG. 図２は、実施形態に係るＭＲＩ装置に備えられるＲＦ送信器の詳細構成と、非撮像時の動作とを示す図。FIG. 2 is a diagram showing the detailed configuration of an RF transmitter provided in the MRI apparatus according to the embodiment and its operation during non-imaging; 図３は、実施形態に係るＭＲＩ装置に備えられるＲＦ送信器のＲＦ制御部の詳細構成と、非撮像時の動作とを示す図。FIG. 3 is a diagram showing the detailed configuration of an RF control unit of an RF transmitter provided in the MRI apparatus according to the embodiment and its operation during non-imaging; 図４は、実施形態に係るＭＲＩ装置に備えられるＲＦ送信器の詳細構成と、撮像時の動作とを示す図。FIG. 4 is a diagram showing the detailed configuration of an RF transmitter provided in the MRI apparatus according to the embodiment and the operation during imaging; 図５は、実施形態に係るＭＲＩ装置に備えられるＲＦ送信器のＲＦ制御部の詳細構成と、撮像時の動作とを示す図。FIG. 5 is a diagram showing the detailed configuration of an RF control unit of an RF transmitter provided in the MRI apparatus according to the embodiment and the operation during imaging; 図６は、比較例に係るＭＲＩ装置に備えられるＲＦ送信器の詳細構成と、撮像時の動作とを示す図。FIG. 6 is a diagram showing the detailed configuration of an RF transmitter provided in an MRI apparatus according to a comparative example and the operation during imaging. 図７は、比較例に係るＭＲＩ装置に備えられるＲＦ送信器のＲＦ制御部の詳細構成と、撮像時の動作とを示す図。FIG. 7 is a diagram showing the detailed configuration of an RF control unit of an RF transmitter provided in an MRI apparatus according to a comparative example, and the operation during imaging. 図８は、実施形態に係るＭＲＩ装置の動作をフローチャートとして示す図。FIG. 8 is a diagram showing the operation of the MRI apparatus according to the embodiment as a flowchart;

以下、図面を参照しながら、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）装置の実施形態について詳細に説明する。 Hereinafter, embodiments of a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus will be described in detail with reference to the drawings.

図１は、実施形態に係るＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図である。 FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of an MRI apparatus according to an embodiment.

図１は、実施形態に係るＭＲＩ装置１を示す。ＭＲＩ装置１は、磁石架台１０と、ローカルコイル２０と、寝台３０と、制御キャビネット４０と、画像処理装置（例えば、コンソール）５０等を備える。磁石架台１０と、ローカルコイル２０と、寝台３０とは、通常、シールドルームとしての検査室に配置される。一方、制御キャビネット４０は、例えば、機械室と呼ばれる部屋に配置され、コンソール５０は操作室に配置される。 FIG. 1 shows an MRI apparatus 1 according to an embodiment. The MRI apparatus 1 includes a magnet pedestal 10, a local coil 20, a bed 30, a control cabinet 40, an image processing device (for example, a console) 50, and the like. The magnet pedestal 10, the local coil 20, and the bed 30 are usually arranged in an examination room as a shield room. On the other hand, the control cabinet 40 is arranged, for example, in a room called machine room, and the console 50 is arranged in the operation room.

磁石架台１０は、静磁場磁石１１と、傾斜磁場コイル１２と、ＷＢ（Whole Body）コイル１３等を備える。磁石架台１０の静磁場磁石１１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１１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。 The magnet mount 10 includes a static magnetic field magnet 11, a gradient magnetic field coil 12, a WB (Whole Body) coil 13, and the like. The static magnetic field magnet 11 of the magnet mount 10 is roughly classified into a tunnel type in which the magnet has a cylindrical magnetic structure, and an open type in which a pair of magnets are arranged vertically with an imaging space interposed therebetween. Here, a case where the static magnetic field magnet 11 is a tunnel type will be described, but it is not limited to that case.

静磁場磁石１１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する。ボアとは、磁石架台１０の円筒内部の空間のことである。静磁場磁石１１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１１は、永久磁石によって構成されてもよい。以下、静磁場磁石１１が、超伝導コイルを有する場合について説明する。 The static magnetic field magnet 11 has a substantially cylindrical shape and generates a static magnetic field in a bore through which a subject, eg, a patient U is transported. A bore is a space inside the cylinder of the magnet mount 10 . The static magnetic field magnet 11 is composed of, for example, a housing for holding liquid helium, a refrigerator for cooling the liquid helium to an extremely low temperature, and a superconducting coil inside the housing. The static magnetic field magnet 11 may be composed of a permanent magnet. A case where the static magnetic field magnet 11 has a superconducting coil will be described below.

静磁場磁石１１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１１は、励磁モードにおいて静磁場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１１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。 The static magnetic field magnet 11 incorporates a superconducting coil, and the superconducting coil is cooled to an extremely low temperature by liquid helium. The static magnetic field magnet 11 generates a static magnetic field by applying a current supplied from a static magnetic field power supply to a superconducting coil in an excitation mode. The static magnetic field power supply is then cut off when transitioning to persistent current mode. Once transferred to the persistent current mode, the static magnetic field magnet 11 continues to generate a static magnetic field for a long time, for example, over one year.

傾斜磁場コイル１２は、静磁場磁石１１と同様に概略円筒形状をなし、静磁場磁石１１の内側に設置される。傾斜磁場コイル１２は、後述する傾斜磁場電源４１から供給される電流（電力）により傾斜磁場を発生し患者Ｕに印加する。傾斜磁場コイル１２は、Ｘ軸方向について傾斜磁場を発生させるＸｃｈコイルと、Ｙ軸方向について傾斜磁場を発生させるＹｃｈコイルと、Ｚ軸方向の傾斜磁場を発生させるＺｃｈコイルとを備える。ここで、Ｚ軸方向は静磁場に沿った方向、Ｙ軸方向は垂直方向、Ｘ軸方向はＺ軸とＹ軸それぞれに直交する方向である。 The gradient magnetic field coil 12 has a substantially cylindrical shape like the static magnetic field magnet 11 and is installed inside the static magnetic field magnet 11 . The gradient magnetic field coil 12 generates a gradient magnetic field by current (power) supplied from a gradient magnetic field power supply 41 to be described later, and applies it to the patient U. The gradient magnetic field coil 12 includes an Xch coil that generates a gradient magnetic field in the X-axis direction, a Ych coil that generates a gradient magnetic field in the Y-axis direction, and a Zch coil that generates a gradient magnetic field in the Z-axis direction. Here, the Z-axis direction is the direction along the static magnetic field, the Y-axis direction is the vertical direction, and the X-axis direction is the direction orthogonal to the Z-axis and the Y-axis.

ここで、傾斜磁場の生成に伴って発生する渦電流により発生する渦磁場がイメージングの妨げとなることから、傾斜磁場コイル１２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。 Here, the eddy magnetic field generated by the eddy current generated along with the generation of the gradient magnetic field interferes with imaging. ) may be used. The ASGC is a gradient magnetic field coil in which shield coils for suppressing leakage magnetic fields are provided outside main coils for forming respective gradient magnetic fields in the X-axis, Y-axis, and Z-axis directions.

ＷＢコイル１３は、全身用コイルとも呼ばれ、傾斜磁場コイル１２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１３は、送信コイルとして機能する。つまり、ＷＢコイル１３は、後述するＲＦ送信器４２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１３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１３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。なお、ＷＢコイル１３は、ＲＦコイルの一例である。 The WB coil 13 is also called a whole-body coil, and is installed in a substantially cylindrical shape so as to surround the patient U inside the gradient magnetic field coil 12 . The WB coil 13 functions as a transmission coil. That is, the WB coil 13 transmits RF pulses toward the patient U according to RF pulse signals transmitted from an RF transmitter 42, which will be described later. On the other hand, the WB coil 13 may have a function as a receiving coil in addition to a function as a transmitting coil for transmitting RF pulses. In that case, the WB coil 13, as a receiving coil, receives MR signals emitted from the patient U due to nuclear excitation. Note that the WB coil 13 is an example of an RF coil.

ＭＲＩ装置１は、ＷＢコイル１３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をアレイ状に配列したコイルは、ＰＡＣ（Phased Array Coil）と呼ばれることもある。 The MRI apparatus 1 may also include a local coil 20 in addition to the WB coil 13 . The local coil 20 is arranged close to the patient's U body surface. The local coil 20 may comprise multiple coil elements. A coil in which a plurality of these coil elements are arranged in an array is sometimes called a PAC (Phased Array Coil).

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（又は、腹部、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。 There are several types of local coils 20 . For example, the local coils 20 include a body coil installed on the chest (or abdomen, legs) of the patient U as shown in FIG. Spine Coil). In addition, the local coil 20 includes types such as a head coil (Head Coil) for imaging the head of the patient U and a foot coil (Foot Coil) for imaging the foot. The local coil 20 also includes types such as a wrist coil for imaging the wrist, a knee coil for imaging the knee, and a shoulder coil for imaging the shoulder.

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。なお、少なくとも送信コイルとしての機能を備えるローカルコイル２０は、ＲＦコイルの一例である。 Local coil 20 functions as a receiving coil. That is, the local coil 20 receives the aforementioned MR signal. However, the local coil 20 may be a transmission/reception coil that functions as a transmission coil that transmits RF pulses in addition to the function as a reception coil that receives MR signals. For example, among the head coil and knee coil as the local coils 20, there are also transmission and reception coils. In other words, the type of the local coil 20 does not matter whether it is dedicated to transmission, dedicated to reception, or used for both transmission and reception. Note that the local coil 20 that functions at least as a transmission coil is an example of an RF coil.

本明細書の説明において、ローカルコイル２０はＭＲＩ装置１の構成品の１つであるもとして説明するが、ローカルコイル２０がＭＲＩ装置１の構成に含まれない場合もあり得る。この場合、ローカルコイル２０はＭＲＩ装置１の構成には含まれないものの、ローカルコイル２０とＭＲＩ装置１とは互いに接続可能に構成されている。より具体的には、ローカルコイル２０と、ＭＲＩ装置１の寝台天板３２とが互いに接続可能に構成される。 In the description of this specification, the local coil 20 is described as one component of the MRI apparatus 1 , but the local coil 20 may not be included in the configuration of the MRI apparatus 1 . In this case, although the local coil 20 is not included in the configuration of the MRI apparatus 1, the local coil 20 and the MRI apparatus 1 are configured to be connectable to each other. More specifically, the local coil 20 and the bed top plate 32 of the MRI apparatus 1 are configured to be connectable to each other.

続いて、寝台３０の説明に移る。寝台３０は、寝台本体３１と寝台天板３２とを備える。寝台本体３１は寝台天板３２を上下方向及び水平方向に移動可能であり、撮像前に寝台天板３２に載った被検体を所定の高さまで移動させる。その後、撮影時には寝台天板３２を水平方向に移動させて被検体をボア内に移動させる。 Next, the description of the bed 30 will be described. The bed 30 includes a bed main body 31 and a bed top plate 32. - 特許庁The bed main body 31 can move the bed top plate 32 vertically and horizontally, and moves the subject placed on the bed top plate 32 to a predetermined height before imaging. Thereafter, during imaging, the patient is moved into the bore by moving the bed top plate 32 in the horizontal direction.

続いて、制御キャビネット４０の説明に移る。制御キャビネット４０は、傾斜磁場電源４１（Ｘ軸用４１ｘ、Ｙ軸用４１ｙ、Ｚ軸用４１ｚ）と、ＲＦ送信器４２と、ＲＦ受信器４３と、シーケンスコントローラ４４とを備える。 Next, a description of the control cabinet 40 will be given. The control cabinet 40 includes a gradient magnetic field power supply 41 (41x for X-axis, 41y for Y-axis, 41z for Z-axis), an RF transmitter 42, an RF receiver 43, and a sequence controller 44.

傾斜磁場電源４１は、Ｘ軸方向と、Ｙ軸方向と、Ｚ軸方向と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電源４１ｘ，４１ｙ，４１ｚを備える。傾斜磁場電源４１ｘ，４１ｙ，４１ｚは、シーケンスコントローラ４４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１２は、Ｘ軸方向と、Ｙ軸方向と、Ｚ軸方向とにおける傾斜磁場（「勾配磁場」とも呼ばれる）を患者Ｕに印加することができる。 The gradient magnetic field power supply 41 includes gradient magnetic field power supplies 41x, 41y, and 41z for respective channels that drive coils that generate gradient magnetic fields in the X-axis direction, the Y-axis direction, and the Z-axis direction, respectively. The gradient magnetic field power supplies 41x, 41y, and 41z output required currents independently for each channel according to commands from the sequence controller 44. FIG. Thereby, the gradient magnetic field coil 12 can apply gradient magnetic fields (also called “gradient magnetic fields”) to the patient U in the X-axis direction, the Y-axis direction, and the Z-axis direction.

ＲＦ送信器４２は、シーケンスコントローラ４４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４２は、生成したＲＦパルス信号をＲＦコイル（ＷＢコイル１３又はローカルコイル２０）に伝送する。なお、ＲＦ送信器４２の詳細構成については、図２～図５を用いて後述する。 The RF transmitter 42 generates RF pulse signals based on instructions from the sequence controller 44 . The RF transmitter 42 transmits the generated RF pulse signal to the RF coil (WB coil 13 or local coil 20). A detailed configuration of the RF transmitter 42 will be described later with reference to FIGS. 2 to 5. FIG.

ＷＢコイル１３やローカルコイル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４３に伝送される。各コイル要素の出力線路や、ＷＢコイル１３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１３から出力されるＭＲ信号をそれぞれチャンネル信号と呼ぶこともある。ＷＢコイル１３で受信したチャンネル信号もＲＦ受信器４３に伝送される。 MR signals received by the WB coil 13 and the local coil 20 , more specifically, MR signals received by each coil element in the local coil 20 are transmitted to the RF receiver 43 . The output line of each coil element and the output line of the WB coil 13 are called channels. Therefore, the MR signals output from each coil element and the WB coil 13 are sometimes called channel signals. Channel signals received by the WB coil 13 are also transmitted to the RF receiver 43 .

ＲＦ受信器４３は、ＷＢコイル１３やローカルコイル２０からのチャンネル信号、すなわち、ＭＲ信号をＡＤ（Analog to Digital）変換して、シーケンスコントローラ４４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。 The RF receiver 43 AD (Analog to Digital) converts the channel signal from the WB coil 13 and the local coil 20 , that is, the MR signal, and outputs it to the sequence controller 44 . MR signals converted to digital are sometimes called raw data.

シーケンスコントローラ４４は、コンソール５０による制御により、傾斜磁場電源４１と、ＲＦ送信器４２と、ＲＦ受信器４３と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４３から生データを受信すると、シーケンスコントローラ４４は、その生データをコンソール５０に送信する。 The sequence controller 44 performs imaging of the patient U by driving the gradient magnetic field power supply 41 , the RF transmitter 42 and the RF receiver 43 under the control of the console 50 . Upon receiving raw data from the RF receiver 43 by imaging, the sequence controller 44 transmits the raw data to the console 50 .

シーケンスコントローラ４４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。 The sequence controller 44 comprises a processing circuit (not shown). This processing circuit is composed of, for example, a processor that executes a predetermined program, and hardware such as FPGA (Field Programmable Gate Array) and ASIC (Application Specific Integrated Circuit).

続いて、コンソール５０の説明に移る。コンソール５０は、処理回路５１と、メモリ５２と、入力インターフェース５３と、ディスプレイ５４とを備える。 Next, a description of the console 50 will be given. Console 50 includes processing circuitry 51 , memory 52 , input interface 53 and display 54 .

処理回路５１は、専用又は汎用のＣＰＵ（Central Processing Unit）又はＭＰＵ（Micro Processor Unit）等のプロセッサの他、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５１は、メモリ５２に記憶された、又は、処理回路５１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４４の動作を制御し、パルスシーケンス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。なお、処理回路５１は、処理部の一例である。 The processing circuit 51 means a processor such as a dedicated or general-purpose CPU (Central Processing Unit) or MPU (Micro Processor Unit), as well as a processing circuit such as an application specific integrated circuit (ASIC) and a programmable logic device. Programmable logic devices include circuits such as, for example, Simple Programmable Logic Devices (SPLDs), Complex Programmable Logic Devices (CPLDs), and Field Programmable Gate Arrays (FPGAs). The processing circuit 51 reads and executes a program stored in the memory 52 or directly incorporated in the processing circuit 51 to control the operation of the sequence controller 44 and perform imaging according to the pulse sequence. It implements the function of generating MR images. Note that the processing circuit 51 is an example of a processing unit.

また、処理回路５１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要素の組み合わせによって構成されてもよい。後者の場合、複数のメモリ５２が複数の処理回路要素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個のメモリ５２が複数の処理回路要素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。 Moreover, the processing circuit 51 may be configured by a single processing circuit, or may be configured by a combination of a plurality of independent processing circuit elements. In the latter case, a plurality of memories 52 may store programs corresponding to functions of a plurality of processing circuit elements, respectively, or a single memory 52 may store programs corresponding to functions of a plurality of processing circuit elements. It may be stored.

メモリ５２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。メモリ５２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。メモリ５２は、処理回路５１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５４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インターフェース５３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。なお、メモリ５２は、記憶部の一例である。 The memory 52 includes a RAM (Random Access Memory), a semiconductor memory device such as a flash memory, a hard disk, an optical disk, and the like. The memory 52 may include portable media such as USB (Universal Serial Bus) memory and DVD (Digital Video Disk). The memory 52 stores various processing programs (including not only application programs but also an OS (Operating System), etc.) used in the processing circuit 51, data necessary for executing the programs, and medical images. Also, the OS may include a GUI (Graphical User Interface) that uses graphics extensively to display information on the display 54 for the operator and allows basic operations to be performed through the input interface 53 . Note that the memory 52 is an example of a storage unit.

入力インターフェース５３は、操作者によって操作が可能な入力デバイスと、入力デバイスからの信号を入力する入力回路とを含む。入力デバイスは、トラックボール、スイッチ、マウス、キーボード、操作面に触れることで入力操作を行うタッチパッド、表示画面とタッチパッドとが一化されたタッチスクリーン、光学センサを用いた非接触入力デバイス、及び音声入力デバイス等によって実現される。操作者により入力デバイスが操作されると、入力回路はその操作に応じた信号を生成して処理回路５１に出力する。なお、入力インターフェース５３は、入力部の一例である。 The input interface 53 includes an input device that can be operated by an operator, and an input circuit that inputs signals from the input device. Input devices include trackballs, switches, mice, keyboards, touch pads that perform input operations by touching the operation surface, touch screens that integrate display screens and touch pads, non-contact input devices using optical sensors, and a voice input device or the like. When the operator operates the input device, the input circuit generates a signal according to the operation and outputs it to the processing circuit 51 . Note that the input interface 53 is an example of an input unit.

ディスプレイ５４は、例えば液晶ディスプレイやＯＬＥＤ（Organic Light Emitting Diode）ディスプレイ等の一般的な表示出力装置により構成される。ディスプレイ５４は、処理回路５１の制御に従って各種情報を表示する。なお、ディスプレイ５４は、表示部の一例である。 The display 54 is composed of a general display output device such as a liquid crystal display or an OLED (Organic Light Emitting Diode) display. The display 54 displays various information under the control of the processing circuit 51 . Note that the display 54 is an example of a display unit.

コンソール５０は、処理回路５１による制御の下、シーケンスコントローラ４４から送信される生データをｋ空間に配置し、メモリ５２に記憶する。コンソール５０は、処理回路５１による制御の下、メモリ５２に記憶されたｋ空間データに対して、逆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５０は、処理回路５１による制御の下、生成した各種ＭＲ画像をメモリ５２に格納する。 The console 50 arranges the raw data transmitted from the sequence controller 44 in the k-space and stores it in the memory 52 under the control of the processing circuit 51 . The console 50 generates a desired MR image of the patient U by performing reconstruction processing such as inverse Fourier transform on the k-space data stored in the memory 52 under the control of the processing circuit 51 . The console 50 stores various generated MR images in the memory 52 under the control of the processing circuit 51 .

続いて、ＭＲＩ装置１に備えられるＲＦ送信器４２の、非撮像時の動作を図２及び図３を用いて説明する。非撮像時は、キャパシタバンクＣ４に電力が蓄積されている時間を意味し、例えば、ある患者に対する撮像終了から次の患者に対する撮像開前までの時間を含む。また、ＭＲＩ装置１に備えられるＲＦ送信器４２の、撮像時の動作を図４及び図５を用いて説明する。ＲＦ送信器４２は、非撮像時（図２及び図３）と撮像時（図４及び図５）とで異なる動作を行う。 Next, the operation of the RF transmitter 42 provided in the MRI apparatus 1 during non-imaging will be described with reference to FIGS. 2 and 3. FIG. The non-imaging time means the time during which power is stored in the capacitor bank C4, and includes, for example, the time from the end of imaging for a certain patient to the start of imaging for the next patient. Also, the operation of the RF transmitter 42 provided in the MRI apparatus 1 at the time of imaging will be described with reference to FIGS. 4 and 5. FIG. The RF transmitter 42 operates differently during non-imaging (FIGS. 2 and 3) and imaging (FIGS. 4 and 5).

（非撮像時）
図２は、ＭＲＩ装置１に備えられるＲＦ送信器４２の詳細構成と、非撮像時の動作とを示す図である。図３は、ＲＦ送信器４２のＲＦ制御部４２２の詳細構成と、非撮像時の動作とを示す図である。 (when not imaging)
FIG. 2 is a diagram showing the detailed configuration of the RF transmitter 42 provided in the MRI apparatus 1 and its operation during non-imaging. FIG. 3 is a diagram showing the detailed configuration of the RF control section 422 of the RF transmitter 42 and its operation during non-imaging.

ＲＦ送信器４２は、電源回路４２１と、ＲＦ制御部４２２と、増幅器４２３と、方向性結合器（Coupler）４２４と、ダミー用スイッチ（ＳＷ）４２５と、ダミー用負荷４２６とを備える。ＲＦ送信器４２は、出力側のＲＦパルス信号（出力信号、RF OUT）の信号レベルを維持するために、増幅器４２３の出力に応じて増幅器４２３で与えられるゲインを調整するフィードバック制御を行っている。 The RF transmitter 42 includes a power supply circuit 421 , an RF controller 422 , an amplifier 423 , a directional coupler (Coupler) 424 , a dummy switch (SW) 425 and a dummy load 426 . The RF transmitter 42 performs feedback control to adjust the gain given by the amplifier 423 according to the output of the amplifier 423 in order to maintain the signal level of the RF pulse signal (output signal, RF OUT) on the output side. .

電源回路４２１は、制御用スイッチングレギュレータ（ＳＷＲ）Ｃ１と、電源制御部Ｃ２と、増幅用スイッチングレギュレータＣ３と、キャパシタバンクＣ４と、増幅用スイッチＣ５と、放電部（Discharger）Ｃ６とを備える。 The power supply circuit 421 includes a control switching regulator (SWR) C1, a power control section C2, an amplification switching regulator C3, a capacitor bank C4, an amplification switch C5, and a discharge section (Discharger) C6.

制御用スイッチングレギュレータＣ１は、ＡＣ電源からのＡＣ電圧がＤＣ変換されたＤＣ電圧を所定のＤＣ電圧に変換して電源制御部Ｃ２に出力する。電源制御部Ｃ２は、増幅用スイッチングレギュレータＣ３と、増幅用スイッチＣ５と、ダミー用スイッチ４２５との動作を制御する。電源制御部Ｃ２は、非撮像時に、キャパシタバンクＣ４に蓄積された電力を増幅器４２３に供給するように制御する。 The control switching regulator C1 converts the DC voltage obtained by converting the AC voltage from the AC power source into a predetermined DC voltage, and outputs the DC voltage to the power control unit C2. The power control unit C2 controls operations of the switching regulator C3 for amplification, the switch C5 for amplification, and the switch 425 for dummy. The power control unit C2 controls to supply the power accumulated in the capacitor bank C4 to the amplifier 423 during non-imaging.

増幅用スイッチングレギュレータＣ３は、電源制御部Ｃ２の制御により、ＡＣ電源からのＡＣ電圧がＤＣ変換されたＤＣ電圧を所定のＤＣ電圧に変換してキャパシタバンクＣ４に出力する。キャパシタバンクＣ４は、複数のコンデンサが並列につなげられたものであり、撮像時に増幅用スイッチングレギュレータＣ３から供給される電力（電荷）を蓄積する。 Under the control of the power control unit C2, the amplification switching regulator C3 converts the DC voltage obtained by converting the AC voltage from the AC power supply into a predetermined DC voltage and outputs the DC voltage to the capacitor bank C4. The capacitor bank C4 is formed by connecting a plurality of capacitors in parallel, and stores power (charge) supplied from the amplification switching regulator C3 during imaging.

増幅用スイッチＣ５は、電源制御部Ｃ２の制御により、電力の出力を増幅器４２３又は放電部Ｃ６に切り替える。増幅用スイッチＣ５は、電源制御部Ｃ２の制御により、非撮影時に増幅器４２３に電力を供給するように切り替えられる。また、増幅用スイッチＣ５は、電源制御部Ｃ２の制御により、後述する非撮影時の自己診断の結果、異常と判断された場合には、放電部Ｃ６に電力を供給するように切り替えられる。 The amplification switch C5 switches the power output to the amplifier 423 or the discharge section C6 under the control of the power control section C2. The amplification switch C5 is switched so as to supply power to the amplifier 423 during non-shooting under the control of the power control unit C2. Further, the amplification switch C5 is controlled by the power control unit C2, and is switched to supply power to the discharge unit C6 when an abnormality is determined as a result of self-diagnosis during non-shooting, which will be described later.

放電部Ｃ６は、非撮影時の自己診断の結果、異常と判断された場合に増幅用スイッチＣ５によりキャパシタバンクＣ４に接続され、キャパシタバンクＣ４に蓄積された電力（電荷）を放電させる。 The discharge unit C6 is connected to the capacitor bank C4 by the amplification switch C5 and discharges the power (charge) accumulated in the capacitor bank C4 when an abnormality is determined as a result of self-diagnosis during non-imaging.

ＲＦ制御部４２２は、図３に示すように、発振器（ＯＳＣ）Ｐ１と、発振用スイッチＰ２と、前段検波器Ｐ３と、前段調整器Ｐ４と、前段診断器Ｐ５と、後段検波器Ｐ６と、後段調整器Ｐ７と、後段診断器Ｐ８とを備える。前段調整器Ｐ４と後段調整器Ｐ７とは直列に接続される。ＲＦ制御部４２２は、後述する撮像時の増幅器４２３のゲインを、非撮像時における増幅器４２３の入力信号と出力信号とから取得される値で補うものである。 As shown in FIG. 3, the RF control unit 422 includes an oscillator (OSC) P1, an oscillation switch P2, a pre-detector P3, a pre-adjuster P4, a pre-diagnostic device P5, a post-detector P6, A post-stage regulator P7 and a post-stage diagnostic device P8 are provided. The pre-regulator P4 and the post-regulator P7 are connected in series. The RF control unit 422 supplements the gain of the amplifier 423 during imaging, which will be described later, with a value acquired from the input signal and the output signal of the amplifier 423 during non-imaging.

発振器Ｐ１は、信号レベルが固定されたダミーのＲＦパルス信号を発生する。発振器Ｐ１は、非撮像時にのみ動作するものである。発振用スイッチＰ２は、電源制御部Ｃ２の制御により、増幅器４２３の入力側のＲＦパルス信号（入力信号、RF IN）の入力元を発振器Ｐ１又はシーケンスコントローラ４４に切り替える。 The oscillator P1 generates a dummy RF pulse signal with a fixed signal level. The oscillator P1 operates only during non-imaging. The oscillation switch P2 switches the input source of the RF pulse signal (input signal, RF IN) on the input side of the amplifier 423 to the oscillator P1 or the sequence controller 44 under the control of the power control unit C2.

前段検波器Ｐ３は、非撮像時に、方向性結合器４２４から取得された出力信号を検波する。前段調整器Ｐ４は、電源制御部Ｃ２による制御により、非撮像時に、ゲインの自己調整を行う。前段調整器Ｐ４は、非撮像時に、前段検波器Ｐ３を制御し、方向性結合器４２４から取得された出力信号の信号レベルをリアルタイムで制御し、増幅器４２３の入力信号の変化に対し出力信号が一定のゲインになるように低電力から高電力の範囲で入力信号の信号レベルを制御する。なお、後段検波器Ｐ６と、後段診断器Ｐ８とについては、撮像時に動作するため、後述する図５を用いて説明する。また、後段調整器Ｐ７は、電源制御部Ｃ２による制御により、非撮像時に、固定値となるようにゲインを調整する。 The pre-detector P3 detects the output signal obtained from the directional coupler 424 during non-imaging. The pre-adjuster P4 performs self-adjustment of the gain during non-imaging under the control of the power control unit C2. During non-imaging, the pre-adjuster P4 controls the pre-detector P3, controls the signal level of the output signal obtained from the directional coupler 424 in real time, and changes the output signal in response to changes in the input signal of the amplifier 423. The signal level of the input signal is controlled in a range from low power to high power so that the gain is constant. Note that the post-stage detector P6 and the post-stage diagnostic device P8 will be described with reference to FIG. 5, which will be described later, since they operate during imaging. Further, the post-stage adjuster P7 adjusts the gain to a fixed value during non-imaging under the control of the power control unit C2.

前段診断器Ｐ５は、非撮像時に、ゲインの自己診断を行う。前段診断器Ｐ５は、非撮像時に、前段検波器Ｐ３を制御し、方向性結合器４２４から取得された出力信号の信号レベルを監視し、増幅器４２３の入力信号と出力信号との差が閾値以下（又は、未満）であるかの判断を行う。 The pre-diagnostic device P5 performs gain self-diagnosis during non-imaging. The pre-diagnostic device P5 controls the pre-detector P3 during non-imaging, monitors the signal level of the output signal obtained from the directional coupler 424, and determines that the difference between the input signal and the output signal of the amplifier 423 is equal to or less than the threshold. (or less than).

図２の説明に戻って、増幅器４２３は、前段調整器Ｐ４と後段調整器Ｐ７とにより調整されたゲインに基づいて入力信号を増幅する。増幅器４２３は、１以上の増幅素子を含む増幅回路を備える。増幅素子は、一例として、ＦＥＴ（Field Effect Transistor、電界効果トランジスタ）等のトランジスタである。増幅器４２３は、ＲＦアンプとも呼ばれる。方向性結合器４２４は、出力信号の伝送線路上に伝送路に非接触で配置され、ダミー用負荷４２６又はＲＦコイル（例えば、ＷＢコイル１３）に伝送される出力信号を所要の結合度（カップリング係数）にて減衰させてＲＦ制御部４２２にフィードバックする。 Returning to the description of FIG. 2, amplifier 423 amplifies the input signal based on the gains adjusted by pre-adjuster P4 and post-adjuster P7. Amplifier 423 comprises an amplification circuit including one or more amplification elements. The amplifying element is, for example, a transistor such as an FET (Field Effect Transistor). Amplifier 423 is also called an RF amplifier. The directional coupler 424 is arranged on the transmission line of the output signal without contacting the transmission line, and the output signal transmitted to the dummy load 426 or the RF coil (for example, the WB coil 13) is coupled to a desired degree of coupling (coupling). ring coefficient) and fed back to the RF control unit 422 .

ダミー用スイッチ４２５は、電源制御部Ｃ２の制御により、増幅器４２３の出力信号の出力先をダミー用負荷４２６又はＷＢコイル１３に切り替える。 The dummy switch 425 switches the output destination of the output signal of the amplifier 423 to the dummy load 426 or the WB coil 13 under the control of the power control section C2.

続いて、図２及び図３を用いて、非撮像時の動作について説明する。 Next, the operation during non-imaging will be described with reference to FIGS. 2 and 3. FIG.

ＲＦ送信器４２に設けられる電源回路４２１の電源制御部Ｃ２は、シーケンスコントローラ４４から撮像終了の旨の通知を受け、非撮像時において、（１）増幅用スイッチＣ５と、（２）ＲＦ制御部４２２の発振用スイッチＰ２と、（３）ダミー用スイッチ４２５と、を制御する。上記（１）増幅用スイッチＣ５の制御について、電源制御部Ｃ２は、非撮像時、増幅用スイッチレギュレータＣ３の動作を停止（ロック）させ、ＡＣ電源からキャパシタバンクＣ４への電力供給を遮断する。非撮像時のキャパシタバンクＣ４には、既に蓄積（例えばフルチャージ）された電力が残っている状態となる。そこで、増幅用スイッチＣ５を増幅器４２３に切り替えることにより、キャパシタバンクＣ４に撮像時に蓄積された電力が、非撮像時に増幅器４２３に供給される。電源制御部Ｃ２は、非撮像時に、キャパシタバンクＣ４の電力を、ゲインの自己調整用又は自己診断用の電力として活用する。 The power supply control unit C2 of the power supply circuit 421 provided in the RF transmitter 42 receives a notification of the end of imaging from the sequence controller 44, and operates (1) the amplification switch C5 and (2) the RF control unit during non-imaging. It controls the oscillation switch P2 of 422 and (3) the dummy switch 425 . Regarding the above (1) control of the amplification switch C5, the power control unit C2 stops (locks) the operation of the amplification switch regulator C3 and cuts off the power supply from the AC power supply to the capacitor bank C4 during non-imaging. The capacitor bank C4 at the time of non-imaging is in a state in which electric power already accumulated (for example, fully charged) remains. Therefore, by switching the amplification switch C5 to the amplifier 423, the power accumulated in the capacitor bank C4 during imaging is supplied to the amplifier 423 during non-imaging. The power control unit C2 utilizes the power of the capacitor bank C4 as power for self-adjustment of the gain or for self-diagnosis during non-imaging.

また、キャパシタバンクＣ４の電力の活用については、キャパシタバンクＣ４の電力がそのまま増幅器４２３で使用されるのではなく、増幅器４２３内に設けられたレギュレータ回路（図示省略）に切り替えられ、定電圧モードにて使用される。 As for the utilization of the power of the capacitor bank C4, the power of the capacitor bank C4 is not used as it is in the amplifier 423, but is switched to a regulator circuit (not shown) provided in the amplifier 423 to switch to the constant voltage mode. used.

上記（２）ＲＦ制御部４２２の発振用スイッチＰ２の制御について、電源制御部Ｃ２は、増幅器４２３への入力信号をシーケンスコントローラ４４から発振器Ｐ１に切り替える。また、上記（３）ダミー用スイッチ４２５の制御について、電源制御部Ｃ２は、増幅器４２３の自己診断、自己調整を行う際に出力される低電力を消費させるため、増幅器４２３の出力信号をＷＢコイル１３からダミー用負荷４２６に切り替える。このように、非撮像時、発振器Ｐ１からの入力信号が、発振用スイッチＰ２と、ＲＦ制御部４２２と、増幅器４２３と、ダミー用スイッチ４２５とを介してダミー用負荷４２６に送られ、ダミー用負荷４２６で消費される。 Regarding (2) control of the oscillation switch P2 of the RF control unit 422, the power supply control unit C2 switches the input signal to the amplifier 423 from the sequence controller 44 to the oscillator P1. As for the control of the dummy switch 425 (3), the power control unit C2 controls the output signal of the amplifier 423 to the WB coil in order to consume the low power output when the amplifier 423 performs self-diagnosis and self-adjustment. 13 to the dummy load 426 . In this way, during non-imaging, the input signal from the oscillator P1 is sent to the dummy load 426 via the oscillation switch P2, the RF control unit 422, the amplifier 423, and the dummy switch 425, and is transferred to the dummy load 426. Consumed in load 426 .

また、ＲＦ制御部４２２は、後段調整器Ｐ７（図７の比較例に係る自己調整器ＷＰ７に相当）の前段に前段調整器Ｐ４を備える。後段調整器Ｐ７のみでは、方向性結合器４２４から後段調整器Ｐ７へのフィードバックループ外の環境の変化や後段調整器Ｐ７（図７の比較例に係る自己調整器ＷＰ７に相当）の経年劣化により一定のゲインを撮像時に保つことができない。そのため、不足するゲインを補うために前段調整器Ｐ４が設けられる。前段調整器Ｐ４が追加されることにより、後続の撮像時に、より安定したゲインが得られるようにする。 Further, the RF control unit 422 includes a pre-adjuster P4 in the front stage of the post-adjuster P7 (corresponding to the self-adjuster WP7 according to the comparative example in FIG. 7). With only the post-regulator P7, due to changes in the environment outside the feedback loop from the directional coupler 424 to the post-regulator P7 and aged deterioration of the post-regulator P7 (equivalent to the self-regulator WP7 according to the comparative example in FIG. 7) Constant gain cannot be maintained during imaging. Therefore, a pre-adjuster P4 is provided to compensate for the lack of gain. A pre-adjuster P4 is added to allow for a more stable gain during subsequent imaging.

前段調整器Ｐ４は、後段調整器Ｐ７の経年劣化等により増幅器４２３の入力信号と出力信号に差が生じている場合は、電源制御部Ｃ２による制御により、差を前段ゲインの値（固定値）として、後続の撮像時に適用（加減算）する。 If there is a difference between the input signal and the output signal of the amplifier 423 due to aged deterioration of the post-adjuster P7, the pre-stage adjuster P4 adjusts the difference to the value of the pre-stage gain (fixed value) under the control of the power control unit C2. , is applied (addition/subtraction) at the time of subsequent imaging.

前段診断器Ｐ５は、非撮像時、前段検波器Ｐ３を制御し、方向性結合器４２４から取り出された出力信号を監視し、増幅器４２３の入力信号と出力信号との差が閾値以下（又は、未満）であるかの判断を行う。その自己診断の結果、増幅器４２３の入力信号と出力信号と差が閾値を超えると判断される場合は、後段調整器Ｐ７の経年劣化等を前段ゲインの値で補うことができない異常であると判断する。電源制御部Ｃ２は、増幅器４２３の動作をロックするとともに、増幅用スイッチＣ５の出力を放電部Ｃ６に切り替えて放電を行う。また、電源制御部Ｃ２は、エラー信号をシーケンスコントローラ４４に出力する。 During non-imaging, the pre-diagnostic device P5 controls the pre-detector P3, monitors the output signal extracted from the directional coupler 424, and determines that the difference between the input signal and the output signal of the amplifier 423 is less than the threshold (or less than). As a result of the self-diagnosis, if it is determined that the difference between the input signal and the output signal of the amplifier 423 exceeds the threshold value, it is determined that there is an abnormality in which aging deterioration of the post-stage regulator P7 cannot be compensated for by the gain value of the pre-stage. do. The power control unit C2 locks the operation of the amplifier 423 and switches the output of the amplification switch C5 to the discharge unit C6 to discharge. Also, the power control unit C2 outputs an error signal to the sequence controller 44 .

一方で、自己診断で入力信号と出力信号に差が閾値以下（又は、未満）と判断する場合は、自己診断終了後、増幅用スイッチＣ５の出力を増幅器４２３から放電部Ｃ６に切り替え、キャパシタバンクＣ４の残りの電力を放電部Ｃ６から放電する。 On the other hand, if it is determined in the self-diagnosis that the difference between the input signal and the output signal is equal to or less than the threshold value (or less than), after the self-diagnosis is completed, the output of the amplification switch C5 is switched from the amplifier 423 to the discharge section C6, and the capacitor bank is switched. The remaining power in C4 is discharged from discharge section C6.

（撮像時）
図４は、ＭＲＩ装置１に備えられるＲＦ送信器４２の詳細構成と、撮像時の動作とを示す図である。図５は、ＲＦ送信器４２のＲＦ制御部４２２の詳細構成と、撮像時の動作とを示す図である。 (at the time of imaging)
FIG. 4 is a diagram showing the detailed configuration of the RF transmitter 42 provided in the MRI apparatus 1 and its operation during imaging. FIG. 5 is a diagram showing the detailed configuration of the RF control section 422 of the RF transmitter 42 and its operation during imaging.

図４に示すＲＦ送信器４２の詳細構成は、図２を用いて説明したので説明を省略する。 The detailed configuration of the RF transmitter 42 shown in FIG. 4 has been described with reference to FIG. 2, so description thereof will be omitted.

発振器Ｐ１は、撮像時には動作しない。後段検波器Ｐ６は、撮像時に、方向性結合器４２４から取得された出力信号を検波する。後段調整器Ｐ７は、撮像時に、後段検波器Ｐ６を制御し、方向性結合器４２４から取得された出力信号の信号レベルをリアルタイムで制御し、増幅器４２３の入力信号の変化に対し出力信号が一定のゲインになるように低電力から高電力の範囲で入力信号の信号レベルを制御する。なお、前段検波器Ｐ３と、前段診断器Ｐ５とについては非撮像時に動作するため、図３を用いて説明したとおりである。前段調整器Ｐ４は、非撮像時に取得された前段ゲインの値を適用する。 Oscillator P1 does not operate during imaging. The post-detector P6 detects the output signal obtained from the directional coupler 424 during imaging. The post-adjuster P7 controls the post-detector P6 during imaging, controls the signal level of the output signal obtained from the directional coupler 424 in real time, and keeps the output signal constant with respect to changes in the input signal of the amplifier 423. The signal level of the input signal is controlled in the range from low power to high power so that the gain is Note that the pre-stage detector P3 and the pre-stage diagnostic device P5 operate during non-imaging, and are as described with reference to FIG. The pre-adjuster P4 applies the pre-gain value obtained during non-imaging.

後段診断器Ｐ８は、撮像時に、後段検波器Ｐ６を制御し、方向性結合器４２４から取得された出力信号の信号レベルを監視し、増幅器４２３の入力信号と出力信号との差が閾値以下（又は、未満）であるかの判断を行う。 The post-diagnostic device P8 controls the post-detector P6 during imaging, monitors the signal level of the output signal obtained from the directional coupler 424, and determines if the difference between the input signal and the output signal of the amplifier 423 is equal to or less than a threshold ( or less than).

後段検波器Ｐ６は、撮像時に、方向性結合器４２４から取得された出力信号を検波する。後段調整器Ｐ７は、撮像時に、ゲインの自己調整を行う。後段調整器Ｐ７は、撮像時に、後段検波器Ｐ６を制御し、方向性結合器４２４から取得された出力信号の信号レベルをリアルタイムで制御し、増幅器４２３の入力信号の変化に対し出力信号が一定のゲインになるように低電力から高電力の範囲で入力信号の信号レベルを制御する。なお、前段検波器Ｐ３と、前段診断器Ｐ５とについては、非撮像時に動作するため、図３を用いて説明したとおりである。また、前段調整器Ｐ４は、撮像時に、非撮像時に取得された前段ゲインの値となるように制御する。 The post-detector P6 detects the output signal obtained from the directional coupler 424 during imaging. The post-stage adjuster P7 performs gain self-adjustment during imaging. The post-adjuster P7 controls the post-detector P6 during imaging, controls the signal level of the output signal obtained from the directional coupler 424 in real time, and keeps the output signal constant with respect to changes in the input signal of the amplifier 423. The signal level of the input signal is controlled in the range from low power to high power so that the gain is Note that the pre-stage detector P3 and the pre-stage diagnostic device P5 operate when imaging is not performed, so they are as described with reference to FIG. Further, the pre-stage adjuster P4 performs control so that, during imaging, the value of the pre-stage gain obtained during non-imaging is obtained.

後段診断器Ｐ８は、撮像時に、ゲインの自己診断を行う。後段診断器Ｐ８は、撮像時に、後段検波器Ｐ６を制御し、方向性結合器４２４から取得された出力信号の信号レベルを監視し、増幅器４２３の入力信号と出力信号との差が閾値以下（又は、未満）であるかの判断を行う。なお、ＲＦ制御部４２２のその他の詳細構成は、図３を用いて説明したので説明を省略する。図４及び図５を用いて、撮像時の動作について説明する。 The post-diagnostic device P8 performs gain self-diagnosis at the time of imaging. The post-diagnostic device P8 controls the post-detector P6 during imaging, monitors the signal level of the output signal obtained from the directional coupler 424, and determines if the difference between the input signal and the output signal of the amplifier 423 is equal to or less than a threshold ( or less than). Note that the other detailed configuration of the RF control unit 422 has been described with reference to FIG. 3, so description thereof will be omitted. The operation during imaging will be described with reference to FIGS. 4 and 5. FIG.

ＲＦ送信器４２に設けられる電源回路４２１の電源制御部Ｃ２は、シーケンスコントローラ４４から撮像開始の旨の通知を受け、撮像時において、（４）増幅用スイッチＣ５と、（５）ＲＦ制御部４２２の発振用スイッチＰ２と、（６）ダミー用スイッチ４２５と、を制御する。上記（４）増幅用スイッチＣ５の制御について、電源制御部Ｃ２は、撮像時、増幅用スイッチレギュレータＣ３の動作を稼働させ、ＡＣ電源からキャパシタバンクＣ４に電力供給を行わせる。撮像時のキャパシタバンクＣ４には、電力が蓄積される。 A power supply control unit C2 of a power supply circuit 421 provided in the RF transmitter 42 receives a notification of imaging start from the sequence controller 44, and at the time of imaging, (4) an amplification switch C5 and (5) an RF control unit 422 and (6) the dummy switch 425 are controlled. Regarding the above (4) control of the amplification switch C5, the power control unit C2 activates the operation of the amplification switch regulator C3 at the time of imaging to supply power from the AC power supply to the capacitor bank C4. Electric power is accumulated in the capacitor bank C4 at the time of imaging.

上記（５）ＲＦ制御部４２２の発振用スイッチＰ２の制御について、電源制御部Ｃ２は、増幅器４２３への入力信号を発振器Ｐ１からシーケンスコントローラ４４に切り替える。また、上記（６）ダミー用スイッチ４２５の制御について、電源制御部Ｃ２は、増幅器４２３の出力信号をダミー用負荷４２６からＷＢコイル１３に切り替える。このように、撮像時、シーケンスコントローラ４４からの入力信号が、発振用スイッチＰ２と、ＲＦ制御部４２２と、増幅器４２３と、方向性結合器４２４と、ダミー用スイッチ４２５とを介してＷＢコイル１３に送られ、ＷＢコイル１３からＲＦパルスとして出力される。 Regarding the above (5) control of the oscillation switch P2 of the RF control unit 422, the power supply control unit C2 switches the input signal to the amplifier 423 from the oscillator P1 to the sequence controller . In addition, regarding the above (6) control of the dummy switch 425 , the power control unit C<b>2 switches the output signal of the amplifier 423 from the dummy load 426 to the WB coil 13 . In this way, during imaging, the input signal from the sequence controller 44 is applied to the WB coil 13 via the oscillation switch P2, the RF control unit 422, the amplifier 423, the directional coupler 424, and the dummy switch 425. and output from the WB coil 13 as an RF pulse.

後段調整器Ｐ７は、撮像時、非撮像時に取得された前段ゲインをシーケンスコントローラ４４からの入力信号に適用する。後段診断器Ｐ８は、撮像時、後段検波器Ｐ６を制御し、方向性結合器４２４から取り出された出力信号を監視し、増幅器４２３の入力信号と出力信号との差が閾値以下（又は、未満）であるかの判断を行う。その自己診断の結果、増幅器４２３の入力信号と出力信号と差が閾値を超えると判断される場合は、後段調整器Ｐ７の経年劣化等を前段ゲインの値で補うことができない異常であると判断する。 The post-stage adjuster P7 applies the pre-stage gain acquired during imaging and non-imaging to the input signal from the sequence controller 44 . The post-diagnostic device P8 controls the post-detector P6 during imaging, monitors the output signal extracted from the directional coupler 424, and determines whether the difference between the input signal and the output signal of the amplifier 423 is equal to or less than the threshold (or less than the threshold). ). As a result of the self-diagnosis, if it is determined that the difference between the input signal and the output signal of the amplifier 423 exceeds the threshold value, it is determined that there is an abnormality in which aging deterioration of the post-stage regulator P7 cannot be compensated for by the gain value of the pre-stage. do.

（比較例の撮像時）
図６は、比較例に係るＭＲＩ装置に備えられるＲＦ送信器の詳細構成と、撮像時の動作とを示す図である。図６が示す比較例は、撮像時のＲＦ送信器の動作という点で、図４に対応する。図７は、比較例に係るＲＦ送信器のＲＦ制御部の詳細構成と、撮像時の動作とを示す図である。図７が示す比較例は、撮像時のＲＦ制御部の動作という点で、図５に対応する。なお、比較例において、非撮像時の動作は存在しない。なお、図６及び図７において、図２～図５に示す構成と同一構成については同一符号を付して説明を省略する。 (When imaging a comparative example)
FIG. 6 is a diagram showing the detailed configuration of an RF transmitter provided in the MRI apparatus according to the comparative example and the operation during imaging. The comparative example shown in FIG. 6 corresponds to FIG. 4 in terms of the operation of the RF transmitter during imaging. FIG. 7 is a diagram showing the detailed configuration of the RF control unit of the RF transmitter according to the comparative example and the operation during imaging. The comparative example shown in FIG. 7 corresponds to FIG. 5 in terms of the operation of the RF control section during imaging. Note that in the comparative example, there is no operation during non-imaging. 6 and 7, the same components as those shown in FIGS. 2 to 5 are denoted by the same reference numerals, and descriptions thereof are omitted.

比較例に係るＭＲＩ装置は、ＲＦ送信器Ｗ４２を備える。ＲＦ送信器Ｗ４２は、図１に示すＲＦ送信器４２の位置に配置される。ＲＦ送信器Ｗ４２は、電源回路Ｗ４２１と、ＲＦ制御部Ｗ４２２と、増幅器４２３と、方向性結合器４２４とを備える。ＲＦ送信器Ｗ４２は、増幅器４２３の出力信号の信号レベルを維持するために、増幅器４２３の出力信号に応じて増幅器４２３のゲインを調整するフィードバック制御を行っている。 The MRI apparatus according to the comparative example includes an RF transmitter W42. RF transmitter W42 is located at the location of RF transmitter 42 shown in FIG. The RF transmitter W42 includes a power supply circuit W421, an RF controller W422, an amplifier 423, and a directional coupler 424. RF transmitter W42 performs feedback control to adjust the gain of amplifier 423 according to the output signal of amplifier 423 in order to maintain the signal level of the output signal of amplifier 423. FIG.

電源回路Ｗ４２１は、制御用スイッチングレギュレータＣ１と、電源制御部ＷＣ２と、増幅用スイッチングレギュレータＣ３と、キャパシタバンクＣ４と、増幅用スイッチＷＣ５と、放電部Ｃ６とを備える。 The power supply circuit W421 includes a control switching regulator C1, a power control section WC2, an amplification switching regulator C3, a capacitor bank C4, an amplification switch WC5, and a discharge section C6.

制御用スイッチングレギュレータＣ１は、ＡＣ電源からのＡＣ電圧がＤＣ変換されたＤＣ電圧を所定のＤＣ電圧に変換して電源制御部ＷＣ２に出力する。電源制御部ＷＣ２は、増幅用スイッチングレギュレータＣ３と、増幅用スイッチＣ５との動作を制御する。 The control switching regulator C1 converts the DC voltage obtained by converting the AC voltage from the AC power source into a predetermined DC voltage, and outputs the DC voltage to the power control unit WC2. The power control unit WC2 controls the operations of the amplification switching regulator C3 and the amplification switch C5.

増幅用スイッチＷＣ５は、電源制御部ＷＣ２の制御により、電力の出力を増幅器４２３又は放電部Ｃ６に切り替える。増幅用スイッチＷＣ５は、電源制御部ＷＣ２の制御により、非撮影時に、放電部Ｃ６に電力を供給するように切り替えられる。 The amplification switch WC5 switches the power output to the amplifier 423 or the discharge unit C6 under the control of the power supply control unit WC2. The amplification switch WC5 is switched to supply power to the discharge unit C6 during non-shooting under the control of the power supply control unit WC2.

ＲＦ制御部Ｗ４２２は、図７に示すように、検波器ＷＰ６と、調整器ＷＰ７と、診断器ＷＰ８とを備える。検波器ＷＰ６と、調整器ＷＰ７と、診断器ＷＰ８との構成及び動作はそれぞれ、図５に図示する後段検波器Ｐ６と、後段調整器Ｐ７と、後段診断器Ｐ８との構成及び動作に対応する。 The RF controller W422, as shown in FIG. 7, includes a detector WP6, a regulator WP7, and a diagnostic device WP8. The configuration and operation of the detector WP6, the regulator WP7, and the diagnostic device WP8 respectively correspond to the configuration and operation of the post-detector P6, the post-regulator P7, and the post-diagnostic device P8 shown in FIG. .

検波器ＷＰ６は、撮像時に、方向性結合器４２４から取得された出力信号を検波する。調整器ＷＰ７は、撮像時に、検波器ＷＰ６を制御し、方向性結合器４２４から取得された出力信号の信号レベルをリアルタイムで監視し、増幅器４２３の入力信号と出力信号との差が閾値以下（又は、未満）であるかの判断を行う。その自己診断の結果、増幅器４２３の入力信号と出力信号と差が閾値を超えると判断される場合は異常であると判断する。 The detector WP6 detects the output signal obtained from the directional coupler 424 during imaging. During imaging, the adjuster WP7 controls the detector WP6, monitors the signal level of the output signal obtained from the directional coupler 424 in real time, and determines that the difference between the input signal and the output signal of the amplifier 423 is below the threshold ( or less than). As a result of the self-diagnosis, if it is determined that the difference between the input signal and the output signal of the amplifier 423 exceeds the threshold value, it is determined that there is an abnormality.

続いて、図６及び図７を用いて、比較例における撮像時の動作について説明する。 Next, the operation during imaging in the comparative example will be described with reference to FIGS. 6 and 7. FIG.

ＲＦ送信器Ｗ４２に設けられる電源回路Ｗ４２１の電源制御部ＷＣ２は、シーケンスコントローラ４４から撮像開始の旨の通知を受け、撮像時において、増幅用スイッチＷＣ５を制御する。増幅用スイッチＷＣ５の制御について、電源制御部ＷＣ２は、撮像時、増幅用スイッチレギュレータＣ３の動作を稼働させ、ＡＣ電源からキャパシタバンクＣ４に電力供給を行わせる。撮像時のキャパシタバンクＣ４には、電力が蓄積される。 The power control unit WC2 of the power supply circuit W421 provided in the RF transmitter W42 receives the notification of the imaging start from the sequence controller 44, and controls the amplification switch WC5 during imaging. Regarding the control of the amplification switch WC5, the power supply control unit WC2 activates the operation of the amplification switch regulator C3 at the time of imaging so that power is supplied from the AC power supply to the capacitor bank C4. Electric power is accumulated in the capacitor bank C4 at the time of imaging.

撮像時、シーケンスコントローラ４４からの入力信号が、ＲＦ制御部Ｗ４２２と、増幅器４２３と、方向性結合器４２４を介してＷＢコイル１３に送られ、ＷＢコイル１３からＲＦパルスとして出力される。 During imaging, an input signal from the sequence controller 44 is sent to the WB coil 13 via the RF controller W422, amplifier 423, and directional coupler 424, and output from the WB coil 13 as an RF pulse.

また、ＲＦ制御部Ｗ４２２は、１段のみの調整器ＷＰ７を備える。１段の調整器ＷＰ７のみでは、方向性結合器４２４から調整器ＷＰ７へのフィードバックループ外の環境の変化や、調整器ＷＰ７の経年劣化により一定のゲインを撮像時に保つことができない。このため、図２～図５に図示する前段の調整器（前段調整器Ｐ４）を設けることが好適である。 Also, the RF control unit W422 includes a single-stage adjuster WP7. With only the one-stage adjuster WP7, a constant gain cannot be maintained during imaging due to changes in the environment outside the feedback loop from the directional coupler 424 to the adjuster WP7 and aged deterioration of the adjuster WP7. For this reason, it is preferable to provide a pre-stage regulator (pre-stage regulator P4) shown in FIGS.

図８は、ＭＲＩ装置１の動作をフローチャートとして示す図である。図８において、「ＳＴ」に数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。 FIG. 8 is a diagram showing the operation of the MRI apparatus 1 as a flowchart. In FIG. 8, numerals attached to "ST" indicate respective steps of the flow chart.

磁石架台１０の撮像中心付近に患者Ｕの腹部が配置されることで、ＭＲＩ装置１は、患者Ｕの撮像を行う（ステップＳＴ１）。撮像は、患者Ｕの撮像開始から撮像終了までを意味し、位置決め撮像（又は、プリスキャン）や、１又は複数のパルスシーケンスに沿った撮像を含み得る。この撮像の間、ＲＦ送信器４２のキャパシタバンクＣ４には、電力が蓄積される。 By placing the abdomen of the patient U in the vicinity of the imaging center of the magnet pedestal 10, the MRI apparatus 1 images the patient U (step ST1). Imaging means from the start of imaging of the patient U to the end of imaging, and may include positioning imaging (or pre-scanning) and imaging along one or more pulse sequences. Power is stored in the capacitor bank C4 of the RF transmitter 42 during this imaging.

患者Ｕの撮像が終了すると、シーケンスコントローラ４４は、ＲＦ送信器４２の電源制御部Ｃ２に、撮像終了の旨を通知する。電源制御部Ｃ２は、増幅用スイッチＣ５を制御して、キャパシタバンクＣ４の電力を増幅器４２３に電力を供給させる（ステップＳＴ２）。電源制御部Ｃ２は、前段調整器Ｐ４を制御して、上述のゲインの自己調整を行う（ステップＳＴ３）。電源制御部Ｃ２は、ステップＳＴ３による自己調整により、以後の撮像における前段ゲインの値を取得する（ステップＳＴ４）。また、電源制御部Ｃ２は、前段診断器Ｐ５を制御して、上述の自己診断（ステップＳＴ５）を行う。 When the imaging of the patient U is completed, the sequence controller 44 notifies the power control unit C2 of the RF transmitter 42 of the completion of imaging. The power control unit C2 controls the amplification switch C5 to supply the power of the capacitor bank C4 to the amplifier 423 (step ST2). The power control unit C2 controls the pre-adjuster P4 to perform self-adjustment of the gain described above (step ST3). The power supply control unit C2 acquires the value of the pre-stage gain in subsequent imaging through self-adjustment in step ST3 (step ST4). Further, the power control unit C2 controls the pre-stage diagnostic device P5 to perform the above-described self-diagnosis (step ST5).

電源制御部Ｃ２は、ステップＳＴ５による自己診断において、増幅器４２３の入力信号と出力信号との差が閾値以下（又は、未満）であるかを判断する（ステップＳＴ６）。ステップＳＴ６の判断にてＹＥＳ、すなわち、増幅器４２３の入力信号と出力信号との差が閾値以下であると判断された場合、電源制御部Ｃ２は、増幅用スイッチＣ５を制御して、キャパシタバンクＣ４の残りの電力を放電部Ｃ６から放電させる（ステップＳＴ７）。 In the self-diagnosis in step ST5, the power control unit C2 determines whether the difference between the input signal and the output signal of the amplifier 423 is equal to or less than (or less than) a threshold (step ST6). If the determination in step ST6 is YES, that is, if it is determined that the difference between the input signal and the output signal of the amplifier 423 is equal to or less than the threshold, the power supply control section C2 controls the amplification switch C5 to switch the capacitor bank C4. is discharged from the discharge unit C6 (step ST7).

そして、電源制御部Ｃ２は、シーケンスコントローラからの指示により、撮像を続けるか否か、つまり、患者Ｕの次の患者の撮像を行うか否かを判断する（ステップＳＴ８）。ステップＳＴ８の判断にてＹＥＳ、すなわち、撮像を続けると判断された場合、電源制御部Ｃ２は、ステップＳＴ４によって取得された前段ゲインの値を前段調整器Ｐ４のゲインに適用した上で（ステップＳＴ９）、患者Ｕの次の患者に対する撮像を行う（ステップＳＴ１）。前段ゲインの値が適用された撮像時において、後段調整器Ｐ７（つまり、図７に示す調整器ＷＰ７）では不足してしまうゲインを前段調整器Ｐ４により補うことができる。 Then, according to an instruction from the sequence controller, the power control unit C2 determines whether or not to continue imaging, that is, whether or not to image the patient following patient U (step ST8). If the determination in step ST8 is YES, that is, if it is determined to continue imaging, the power supply control unit C2 applies the value of the pre-stage gain acquired in step ST4 to the gain of the pre-stage adjuster P4 (step ST9 ), imaging of the patient next to the patient U is performed (step ST1). At the time of imaging to which the value of the pre-stage gain is applied, the pre-stage adjuster P4 can compensate for the gain that is insufficient in the post-stage adjuster P7 (that is, the adjuster WP7 shown in FIG. 7).

一方で、ステップＳＴ６の判断にてＮＯ、すなわち、増幅器４２３の入力信号と出力信号との差が閾値を超えると判断された場合、電源制御部Ｃ２は、後段調整器Ｐ７の経年劣化等を前段ゲインの値で補うことができない異常と判断し、増幅器４２３の動作を停止（ロック）するとともに、増幅用スイッチＣ５の出力を放電部Ｃ６に切り替えて放電を行う（ステップＳＴ１０）。また、電源制御部Ｃ２は、エラー信号をシーケンスコントローラ４４に出力する（ステップＳＴ１１）。そして、ＭＲＩ装置１は、異常を操作者に警告するとともに、次の患者の撮像を行わない。また、ＭＲＩ装置１は、自己調整、自己診断の結果をサービスマンへコールで通知することもでき、ＭＲＩ装置１に対して早期のメンテナンスサービスを提供することもできる。 On the other hand, if the determination in step ST6 is NO, that is, if it is determined that the difference between the input signal and the output signal of the amplifier 423 exceeds the threshold, the power supply control unit C2 adjusts the aging deterioration of the post-stage regulator P7 to the pre-stage It is determined that there is an abnormality that cannot be compensated for by the gain value, the operation of the amplifier 423 is stopped (locked), and the output of the amplification switch C5 is switched to the discharge unit C6 to perform discharge (step ST10). Also, the power control unit C2 outputs an error signal to the sequence controller 44 (step ST11). Then, the MRI apparatus 1 warns the operator of the abnormality and does not image the next patient. In addition, the MRI apparatus 1 can notify the serviceman of the results of self-adjustment and self-diagnosis by calling, and can provide early maintenance service to the MRI apparatus 1 .

また、ステップＳＴ８の判断にてＮＯ、すなわち、撮像を続けないと判断された場合、ＭＲＩ装置１は、次の患者の撮像を行わない。 Further, if the determination in step ST8 is NO, that is, if it is determined not to continue imaging, the MRI apparatus 1 does not perform imaging of the next patient.

以上のように、ＭＲＩ装置１によれば、電源制御部Ｃ２による制御により、非撮像時に、キャパシタバンクＣ４に蓄積された電力を増幅器４２３に供給することができる。これにより、従来は撮像終了後に放電していた電力をそのまま増幅器４２３の自己調整、自己診断用の電力として活用することができる。また、ＭＲＩ装置１によれば、撮像時の前記増幅器４２３のゲインを、非撮像時における増幅器４２３の入力信号と出力信号とから取得される値で補うことができる。そのため、後段ゲイン調整器Ｐ７（図７の比較例に係る自己調整器ＷＰ７に相当）の劣化等によるゲインの不足を補うことができ、長期的な安定したゲインを提供することが可能となる。 As described above, according to the MRI apparatus 1, the power accumulated in the capacitor bank C4 can be supplied to the amplifier 423 under the control of the power control unit C2 during non-imaging. As a result, the electric power that has conventionally been discharged after the completion of imaging can be used as it is for the self-adjustment and self-diagnosis of the amplifier 423 . Further, according to the MRI apparatus 1, the gain of the amplifier 423 during imaging can be supplemented with a value acquired from the input signal and the output signal of the amplifier 423 during non-imaging. Therefore, it is possible to compensate for the lack of gain due to deterioration of the post-stage gain adjuster P7 (corresponding to the self-adjuster WP7 according to the comparative example of FIG. 7), and to provide a long-term stable gain.

以上説明した少なくとも１つの実施形態によれば、撮像時にキャパシタバンクに蓄積された電力を非撮像時に利用して、その後の撮像時に増幅器でＲＦパルス信号を増幅するゲインを制御することができる。 According to at least one embodiment described above, the power accumulated in the capacitor bank during imaging can be used during non-imaging to control the gain for amplifying the RF pulse signal with the amplifier during subsequent imaging.

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、実施形態同士の組み合わせ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。 While several embodiments have been described, these embodiments are provided by way of example and are not intended to limit the scope of the invention. These embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, changes, and combinations of embodiments can be made without departing from the scope of the invention. These embodiments and their modifications are included in the scope and spirit of the invention, as well as the scope of the invention described in the claims and equivalents thereof.

１…磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置
１３…ＷＢコイル
２０…ローカルコイル
４２…ＲＦ送信器
４２１…電源回路
Ｃ１…制御用スイッチングレギュレータ（ＳＷＲ）
Ｃ２…電源制御部
Ｃ３…増幅用スイッチングレギュレータ
Ｃ４…キャパシタバンク
Ｃ５…増幅用スイッチ
Ｃ６…放電部
４４…シーケンスコントローラ
４２２…ＲＦ制御部
Ｐ１…発振器
Ｐ２…発振用スイッチ
Ｐ３…前段検波器
Ｐ４…前段調整器
Ｐ５…前段診断器
Ｐ６…後段検波器
Ｐ７…後段調整器
Ｐ８…後段診断器
４２３…増幅器
４２４…方向性結合器
４２５…ダミー用スイッチ（ＳＷ）
４２６…ダミー用負荷 Reference Signs List 1 magnetic resonance imaging (MRI) apparatus 13 WB coil 20 local coil 42 RF transmitter 421 power supply circuit C1 control switching regulator (SWR)
C2 power supply control unit C3 amplification switching regulator C4 capacitor bank C5 amplification switch C6 discharge unit 44 sequence controller 422 RF control unit P1 oscillator P2 oscillation switch P3 pre-stage detector P4 pre-stage adjustment Unit P5 --- Pre-stage diagnostic device P6 --- Post-stage detector P7 --- Post-stage adjuster P8 --- Post-stage diagnostic device 423 --- Amplifier 424 --- Directional coupler 425 --- Dummy switch (SW)
426 ... Dummy load

Claims (7)

静磁場を発生する静磁場磁石と、
傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルと、
ＲＦパルスを発生するＲＦ（Radio Frequency）コイルと、
前記ＲＦコイルにＲＦパルス信号を出力するＲＦ送信器と、
を備え、
前記ＲＦ送信器は、
前記ＲＦパルス信号を増幅する増幅器と、
電力を蓄積するキャパシタバンクと、
非撮像時に、前記キャパシタバンクに蓄積された電力を前記増幅器に供給するように制御する電源制御部と、
撮像時の前記増幅器のゲインを、前記非撮像時における前記増幅器の入力信号と出力信号とから取得される値で補うＲＦ制御部と、
を設ける磁気共鳴イメージング装置。 a static magnetic field magnet that generates a static magnetic field;
a gradient magnetic field coil that generates a gradient magnetic field;
an RF (Radio Frequency) coil that generates an RF pulse;
an RF transmitter that outputs an RF pulse signal to the RF coil;
with
The RF transmitter is
an amplifier that amplifies the RF pulse signal;
a capacitor bank for storing power;
a power control unit that controls to supply the power accumulated in the capacitor bank to the amplifier when not imaging;
an RF control unit that supplements the gain of the amplifier during imaging with a value obtained from the input signal and the output signal of the amplifier during non-imaging;
a magnetic resonance imaging apparatus. 前記ＲＦ制御部は、
前記非撮像時に前記増幅器の入力信号と出力信号とから取得されるゲインが閾値以下か否かを判断する診断を行う前段診断器と、
前記撮像時に前記増幅器の入力信号と出力信号とから取得されるゲインが閾値以下か否かを判断する診断を行う後段診断器と、
を設ける請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The RF control unit
a pre-stage diagnostic device that diagnoses whether or not a gain obtained from the input signal and the output signal of the amplifier during non-imaging is equal to or less than a threshold value;
a post-stage diagnostic device that diagnoses whether or not the gain obtained from the input signal and the output signal of the amplifier at the time of imaging is equal to or less than a threshold value;
2. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, further comprising: 前記前段診断器によって前記非撮像時に取得される前記値が前記閾値を超えると判断される場合、前記増幅器の動作を停止させる、
請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。 If the pre-diagnostic device determines that the value obtained during non-imaging exceeds the threshold, the operation of the amplifier is stopped;
3. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2. 前記前段診断器によって前記非撮像時に取得される前記値が前記閾値を超えると判断される場合に、前記電源制御部による制御により前記電力の供給を前記増幅器から放電部に切り替えるスイッチをさらに設ける、
請求項２又は３に記載の磁気共鳴イメージング装置。 a switch for switching the power supply from the amplifier to the discharge unit under the control of the power control unit when the pre-stage diagnostic device determines that the value acquired during the non-imaging exceeds the threshold;
4. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2 or 3. 前記ＲＦ制御部は、直列に接続された前段調整器と後段調整器とを設け、
前記前段調整器は、前記非撮像時に前記値を取得する一方、前記撮像時の前記増幅器のゲインを、前記非撮像時に取得される前記の値で補い、
前記後段調整器は、前記非撮像時の前記増幅器のゲインを固定値とする一方、前記撮像時に前記増幅器の入力信号の変化に対し出力信号が一定のゲインになるように前記入力信号の信号レベルを制御する、
請求項１ないし４のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The RF control unit includes a pre-regulator and a post-regulator connected in series,
the pre-adjuster acquires the value during the non-imaging and supplements the gain of the amplifier during the imaging with the value acquired during the non-imaging;
The post-adjuster sets the gain of the amplifier at the time of non-imaging to a fixed value, while adjusting the signal level of the input signal so that the gain of the output signal of the amplifier becomes constant with respect to changes in the input signal of the amplifier at the time of imaging. to control the
5. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1. 発振用スイッチと、ダミー用スイッチとを設け、
前記電源制御部は、
前記非撮像時に、前記増幅器への入力信号の入力元を発振器とするように前記発振用スイッチを制御し、前記増幅器の出力信号の出力先をダミー用負荷とするように前記ダミー用スイッチを制御し、
前記撮像時に、前記増幅器への入力信号の入力元をシーケンスコントローラとするように前記発振用スイッチを制御するとともに、前記増幅器の出力信号の出力先を前記ＲＦコイルとするように前記ダミー用スイッチを制御する、
請求項１ないし５のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。 An oscillation switch and a dummy switch are provided,
The power control unit
During non-imaging, the oscillation switch is controlled so that the input source of the input signal to the amplifier is the oscillator, and the dummy switch is controlled so that the output destination of the output signal of the amplifier is the dummy load. death,
At the time of imaging, the oscillation switch is controlled so that the input source of the input signal to the amplifier is the sequence controller, and the dummy switch is controlled so that the output destination of the output signal of the amplifier is the RF coil. Control,
6. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1. 前記ＲＦコイルは、ＷＢ（Whole Body）コイル、又は、ローカルコイルである、
請求項１ないし６のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The RF coil is a WB (Whole Body) coil or a local coil,
A magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 to 6.

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