JPH0464258B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 ［発明の目的］ （産業上の利用分野） 本発明は、磁気共鳴（MR：magnetic
resonance）現象を利用して被検者のスライス像
等の医用診断に供することができる診断情報を得
る磁気共鳴診断装置に用いる傾斜磁場発生装置に
関し、特に、エコープラナー法等の高速イメージ
ング法を実施する上で好適となる磁気共鳴診断装
置の傾斜磁場発生装置に関する。[Detailed Description of the Invention] [Object of the Invention] (Field of Industrial Application) The present invention is directed to magnetic resonance (MR).
Regarding gradient magnetic field generators used in magnetic resonance diagnostic equipment that obtain diagnostic information that can be used for medical diagnosis, such as slice images of subjects, using the resonance phenomenon, we particularly implement high-speed imaging methods such as the echo planar method. The present invention relates to a gradient magnetic field generating device for a magnetic resonance diagnostic apparatus that is suitable for use in magnetic resonance diagnosis.

（従来の技術） 磁気共鳴現象は、静磁場中に置かれた零でない
スピン及び磁気モーメントを持つ原子核が特定の
周波数の電磁波のみを共鳴的に吸収・放出する現
象であり、γを原子核の種類に固有の磁気回転
比、また、H₀を静磁場強度とすると、この原子
核は下記式に示す角周波数ω₀で共鳴する。(Prior art) Magnetic resonance is a phenomenon in which atomic nuclei with non-zero spin and magnetic moment placed in a static magnetic field resonantly absorb and emit only electromagnetic waves of a specific frequency. If H ₀ is the static magnetic field strength, then this nucleus resonates at the angular frequency ω ₀ shown in the following equation.

ω₀＝γH₀ 以上の原理を利用して生体診断を行う方法は、
上述の共鳴吸収の後に誘起される上記と同じ周波
数の電磁波を信号処理して例えば被検体の断層像
等を得るようにしている。 The method of performing biological diagnosis using the principle of ω ₀ = γH ₀ or more is as follows:
The electromagnetic waves of the same frequency as those induced after the above-mentioned resonance absorption are subjected to signal processing to obtain, for example, a tomographic image of the subject.

この場合、磁気共鳴による診断情報の収集は、
静磁場中に配置した被検体の全部位を励起し且つ
信号収集することができるものであるが、装置構
成上の制約やイメージング像の臨床上の要請か
ら、実際は特定のスライス部位に対する励起とそ
の信号収集を行うようにしている。 In this case, the collection of diagnostic information by magnetic resonance is
Although it is possible to excite and collect signals from all parts of a subject placed in a static magnetic field, due to limitations in the device configuration and clinical requirements for imaging images, in reality it is only possible to excite and collect signals from specific slice parts. I am trying to collect signals.

第２図はこの種の磁気共鳴診断装置の構成を示
している。第２図に示すように、被検者Ｐをその
内部に収容するマグネツトアセンブリMAは、被
検者Ｐに対して作用させる高強度静磁場を発生す
る例えば超電導方式又は常電導方式の静磁場コイ
ル１と、Ｘ，Ｙ，Ｚ軸方向に沿う傾斜磁場を発生
する３つの傾斜磁場コイル２と、励起と信号収集
を行うための例えば送信と受信とを兼用した送受
信コイル３とを備えている。 FIG. 2 shows the configuration of this type of magnetic resonance diagnostic apparatus. As shown in FIG. 2, the magnet assembly MA that accommodates the subject P therein generates a high-intensity static magnetic field that acts on the subject P, such as a superconducting type or a normal conducting type static magnetic field. It includes a coil 1, three gradient magnetic field coils 2 that generate gradient magnetic fields along the X, Y, and Z axis directions, and a transmitting/receiving coil 3 that serves for excitation and signal collection, for example, for both transmitting and receiving functions. .

また、静磁場コイル１の励磁制御や冷媒供給制
御を行う静磁場制御系４を有している。Ｘ，Ｙ，
Ｚ軸傾斜磁場コイル２はＸ，Ｙ，Ｚ軸傾斜磁場電
源５，６，７により励磁制御されるようになつて
いる。送受信コイル３はその送信（励起）に際し
ては送信器８により駆動され、受信（信号収集）
に際しては受信器９により駆動されるようになつ
ている。 It also has a static magnetic field control system 4 that performs excitation control of the static magnetic field coil 1 and coolant supply control. X, Y,
The Z-axis gradient magnetic field coil 2 is excitation-controlled by X, Y, and Z-axis gradient magnetic field power supplies 5, 6, and 7. The transmitter/receiver coil 3 is driven by a transmitter 8 during transmission (excitation), and is driven by a transmitter 8 during reception (signal collection).
In this case, it is driven by the receiver 9.

また、Ｘ，Ｙ，Ｚ軸傾斜磁場電源５，６，７や
送信器８、受信器９による傾斜磁場及び送受信信
号の発生シーケンスを制御するシーケンサ１０
と、このシーケンサ１０及び寝台等の付属機器を
含む全システムを統括制御及び信号処理するコン
ピユータシステム１１、生成像を表示する表示系
１２とを備えている。 In addition, a sequencer 10 controls the generation sequence of gradient magnetic fields and transmission/reception signals by the X, Y, and Z-axis gradient magnetic field power supplies 5, 6, and 7, the transmitter 8, and the receiver 9.
A computer system 11 that performs overall control and signal processing of the entire system including the sequencer 10 and accessory equipment such as a bed, and a display system 12 that displays generated images.

そして、静磁場コイル１により発生した静磁場
中に被検者Ｐを配置し、この被検者Ｐに対して
Ｘ，Ｙ，Ｚ軸傾斜磁場コイル２により検出信号に
空間情報を付与するために発生したスライス用傾
斜磁場，エンコード用傾斜磁場，リード用傾斜磁
場を印加し、さらに送受信コイル３により発生し
た励起用高周波磁場を印加することにより、当該
被検者Ｐの特定部位に磁気共鳴現象を生じせし
め、これによつて生じる磁気共鳴信号を同送受信
コイル３により収集して受信器９を介してコンピ
ユータシステム１１に取込んで被検者Ｐの生体診
断情報（スライス像）を得、表示系１２にて表示
を行うようにしている。 Then, a subject P is placed in the static magnetic field generated by the static magnetic field coil 1, and spatial information is given to the detection signal for this subject P by the X, Y, and Z axis gradient magnetic field coils 2. By applying the generated slicing gradient magnetic field, encoding gradient magnetic field, and read gradient magnetic field, and further applying the excitation high-frequency magnetic field generated by the transmitter/receiver coil 3, a magnetic resonance phenomenon is caused in a specific region of the subject P. The resulting magnetic resonance signals are collected by the transmitter/receiver coil 3 and input into the computer system 11 via the receiver 9 to obtain biological diagnosis information (slice images) of the subject P. The display is performed at 12.

このような磁気共鳴診断装置にあつて、第３図
ａ〜ｅに示す高速イメージングとしてエコープラ
ナー法を実施することを考える。この方法は、比
較的強い磁場のスライス用傾斜磁場及びRFパル
ス（選択励起用高周波磁場）を印加し、スライス
面を決定した後、リード用傾斜磁場を急峻に立上
げ立下げを伴つて周期的に反転するようにして印
加すると共に弱いエンコード用傾斜磁場を印加す
ることにより、多数の磁気共鳴信号（エコー信
号）を得るようにしたものである。 In such a magnetic resonance diagnostic apparatus, it is considered that an echo planar method is implemented as high-speed imaging as shown in FIGS. 3a to 3e. This method involves applying a relatively strong slicing gradient magnetic field and an RF pulse (high-frequency magnetic field for selective excitation) to determine the slice plane, and then periodically applying a read gradient magnetic field with steep rises and falls. A large number of magnetic resonance signals (echo signals) are obtained by applying a weak encoding gradient magnetic field in a reversed manner.

以上のような高速イメージングを実行するため
には、リード用傾斜磁場として、通常のスピン−
エコー法等で用いるものに比較すると数倍の強い
磁場を数分の一の短時間で変化させる必要があ
る。これを通常のスピン−エコー法等で用いる台
形波状傾斜磁場の発生を行う傾斜磁場電源で実現
しようとすると、電源としての要求仕様は、十倍
から数十倍となつてしまう。 In order to perform high-speed imaging as described above, a normal spin-
It is necessary to change a magnetic field several times stronger than that used in echo methods, etc., in a fraction of the time. If this is attempted to be achieved with a gradient magnetic field power supply that generates a trapezoidal wave-shaped gradient magnetic field used in the normal spin-echo method, the required specifications for the power supply will be ten to several tens of times higher.

以下、通常のイメージング法における傾斜磁場
発生用電源とコイル（コイルの形状，寸法，ター
ン数を、通常のイメージング法と高速イメージン
グ法とで同一にした場合）とを用いて高速イメー
ジングのリード用傾斜磁場を発生する場合を考察
する。すなわち、コイルのインダクタンスをＬと
し、抵抗値をＲとし、通常のイメージング法のと
きの最大出力電流をI₀とし、出力波形の立ち上が
り時間をt_rとすると、傾斜磁場発生用電源の出力
アンプの最大出力電圧V₀は次の(1)式で表わされ
る。 Below, we will explain the gradient magnetic field generation for high-speed imaging using a power source for generating a gradient magnetic field and a coil (when the shape, dimensions, and number of turns of the coil are the same for the normal imaging method and the high-speed imaging method). Consider the case where a magnetic field is generated. That is, if the inductance of the coil is L, the resistance value is R, the maximum output current in the normal imaging method is I ₀ , and the rise time of the output waveform is _tr , then the output amplifier of the gradient magnetic field generation power supply is The maximum output voltage V ₀ is expressed by the following equation (1).

V₀＝Ｌ・I₀／t_r＋Ｒ・I₀ ……(1) ここで、超高速イメージング法で必要とされる
磁場強度が通常のイメージング法のそれの５倍、
立上がり時間が1/5である場合を考える。この場
合、出力アンプの出力電流の最大値I₀′は5I₀でな
ければならないから、出力アンプの出力電圧
V₀′は次のようになる。 V ₀ = L・I ₀ /t _r +R・I ₀ ...(1) Here, the magnetic field strength required for the ultrafast imaging method is 5 times that of the normal imaging method,
Consider the case where the rise time is 1/5. In this case, the maximum value of the output current of the output amplifier I ₀ ′ must be 5I ₀ , so the output voltage of the output amplifier
V ₀ ′ becomes as follows.

I₀′＝５・I₀ t_r′＝１／５・t_r V₀′＝Ｌ・I₀′／t_r′＋Ｒ・I₀′ ＝Ｌ・（5I₀）／１／５t_r＋Ｒ・（５・I₀） ＝25・LI₀／t_r＋５・RI₀ ≒25・（LI₀／t_r＋RI₀） ……(2) ただし、Ｌ／t_r≫Ｒ 上記(2)式によれば、出力アンプの出力電流の最
大値I₀′では５倍、出力電圧の最大値V₀′では25倍
の高性能且つ大出力の出力アンプを必要とするこ
とがわかる。 I ₀ ′=5・I ₀ t _r ′=1/5・t _r V ₀ ′=L・I ₀ ′/t _r ′+R・I ₀ ′=L・(5I ₀ )/1/5t _r +R・(5・I ₀ ) =25・LI ₀ /t _r +5・RI ₀ ≒25・(LI ₀ /t _r +RI ₀ ) ...(2) However, L/t _r ≫R According to the above formula (2) For example, it can be seen that an output amplifier with high performance and high output is required, which is 5 times as large for the maximum output current value I _{0 '} of the output amplifier, and 25 times as large for the maximum output voltage value V 0 '.

このような高性能且つ大電力の出力アンプを必
要とする点を解消するものとして米国特許
4628264号がある。すなわち、第４図に示すよう
に出力アンプ１３，１３Ａ，１３Ｂとコイル１４
（インダクタンス(L)１４ａ，抵抗(R)１４ｂ）との
間に並列にコンデンサ１５を、また直列にスイツ
チ回路１６を介挿した構成のものである。 A U.S. patent was granted to solve the need for such a high-performance, high-power output amplifier.
There is No. 4628264. That is, as shown in FIG. 4, the output amplifiers 13, 13A, 13B and the coil 14
(inductance (L) 14a, resistance (R) 14b), a capacitor 15 is inserted in parallel, and a switch circuit 16 is inserted in series.

第４図に示す傾斜磁場発生装置（出力アンプを
主体とする電源とコイルとによるもの）の動作を
次に示す。 The operation of the gradient magnetic field generator shown in FIG. 4 (consisting of a power source and a coil mainly consisting of an output amplifier) will be described below.

撮影開始以前には、スイツチ回路１６をオー
プンとしておくとともに、出力アンプ１３から
コンデンサ１５に充電をする。 Before starting photography, the switch circuit 16 is left open and the capacitor 15 is charged from the output amplifier 13.

撮影が開始するまで、保持しておく。 Hold it until you start shooting.

撮影が開始して、磁場を出力することが必要
となつたときにはスイツチ回路１６にトリガ信
号が入力されてクローズとなり、コンデンサ１
５とコイル１４との間に並列共振が発生する。 When imaging starts and it becomes necessary to output a magnetic field, a trigger signal is input to the switch circuit 16 to close it, and the capacitor 1
Parallel resonance occurs between the coil 14 and the coil 14.

磁場の出力にともなつて抵抗１４ｂで消費さ
れるエネルギーを補充するようにアンプ１３は
動作する。 The amplifier 13 operates to replenish the energy consumed by the resistor 14b as the magnetic field is output.

コンデンサにすべてのエネルギーが蓄積され
ている時相においてスイツチ回路１６にトリガ
信号を入力しオープンとする。 At a time phase when all the energy is stored in the capacitor, a trigger signal is input to the switch circuit 16 to open it.

この発生装置はつぎの特徴を有する。 This generator has the following features.

Ａ 撮影に先だつて、撮影に必要なエネルギーを
コンデンサに蓄積しておくことにより、必要な
電力（瞬時電力）を軽減することができる。A: The required electric power (instantaneous power) can be reduced by storing the energy necessary for photographing in a capacitor prior to photographing.

Ｂ スイツチ回路１６の適切な操作により不要な
過渡現象の発生を防止することができる。B. Proper operation of the switch circuit 16 can prevent unnecessary transient phenomena from occurring.

Ｃ 並列共振現象を利用していることにより、出
力アンプの最大出力電流を越えた電流を傾斜磁
場コイルに流すことが出来る。C By utilizing the parallel resonance phenomenon, a current exceeding the maximum output current of the output amplifier can be passed through the gradient magnetic field coil.

Ｄ コンデンサへの充電は、出力アンプの働きに
よる出力アンプはコンデンサへの充電と、磁場
出力中の出力電流の制御の両方の目的のために
使用されている。D Charging the capacitor is done by the output amplifier.The output amplifier is used for both purposes of charging the capacitor and controlling the output current during magnetic field output.

しかしながら、第４図に示すような並列列共振
方式の構成ではつぎのような問題がある。 However, the configuration of the parallel column resonance system as shown in FIG. 4 has the following problems.

出力アンプ１３は前記特徴Ｄのように出力電流
制御の目的のために使用されるものであるため、
その出力電圧は、ある程度以上に大きくすること
はできない。なぜなら、電流制御用として内部で
使用する制御素子（トランジスタ、FETなど）
等の耐電圧の制約を受けるからである。 Since the output amplifier 13 is used for the purpose of output current control as described in feature D,
Its output voltage cannot be increased beyond a certain point. This is because control elements (transistors, FETs, etc.) used internally for current control
This is because there are restrictions on withstand voltage such as.

このことは、コンデンサ１５へ充電する際の充
電電圧、ひいては、コイル１４へ印加できる電圧
に制限があることを意味するものである。 This means that there is a limit to the charging voltage when charging the capacitor 15 and, by extension, to the voltage that can be applied to the coil 14.

したがつて、発生させようとする傾斜磁場強度
を大きくするためには、電圧を高くすることはで
きず、電流を大きくせざるを得ない。 Therefore, in order to increase the strength of the gradient magnetic field to be generated, the voltage cannot be increased, and the current must be increased.

たとえば、米国特許4628264号では、コイルに
流す電流は500Aであると示している。 For example, US Pat. No. 4,628,264 indicates that the current flowing through the coil is 500A.

さらに第４図に示すような並列共振方式の構成
ではつぎのような問題もある。 Furthermore, the configuration of the parallel resonance system as shown in FIG. 4 also has the following problems.

一般に傾斜磁場の大きさおよびその波形は出力
アンプ１３への入力信号に比例したものであるこ
とが望ましいが、第４図の構成ではこれを実現す
ることはできない。コンデンサ１５とコイル１４
とによつて構成されるループ（これを第２のルー
プと呼ぶ）を流れる電流の大きさとその波形を検
出する手段がないからである。出力アンプ１３と
コンデンサ１５とによつて構成されるループ（第
１のループ）を流れる電流を検出し、制御するこ
とは、出力アンプのはたらきによつて実施できる
が、第２のループの電流を正確に制御することは
できない。 Generally, it is desirable that the magnitude of the gradient magnetic field and its waveform be proportional to the input signal to the output amplifier 13, but this cannot be achieved with the configuration shown in FIG. 4. Capacitor 15 and coil 14
This is because there is no means for detecting the magnitude and waveform of the current flowing through the loop (this will be referred to as the second loop) formed by the above. Although the current flowing through the loop (first loop) formed by the output amplifier 13 and the capacitor 15 can be detected and controlled by the function of the output amplifier, the current flowing through the second loop can be detected and controlled. cannot be precisely controlled.

（発明が解決しようとする問題点） このように従来の技術による並列共振方式傾斜
磁場発生装置では、発生する傾斜磁場の強度を大
きくしようとすると、傾斜磁場コイルに流す電流
を極めて大きな値にする必要があり現実的でなか
つた。また、コイルに流れる電流を直接制御する
ことができず、間接的に制御していたため、入力
信号に対する増幅の正確さに欠けていた。(Problems to be Solved by the Invention) In this way, in the parallel resonance type gradient magnetic field generator using the conventional technology, when trying to increase the strength of the generated gradient magnetic field, the current flowing through the gradient magnetic field coil is increased to an extremely large value. It was necessary and unrealistic. In addition, because the current flowing through the coil could not be directly controlled and was controlled indirectly, the accuracy of amplifying the input signal was lacking.

そこで本発明の目的は、傾斜磁場コイルに流す
電流を小さくして、高強度の傾斜磁場を発生する
こと。および、傾斜磁場コイルに流す電流をより
正確に制御することができる磁気共鳴診断装置の
傾斜磁場発生装置を提供することにある。 Therefore, an object of the present invention is to generate a high-intensity gradient magnetic field by reducing the current flowing through the gradient magnetic field coil. Another object of the present invention is to provide a gradient magnetic field generating device for a magnetic resonance diagnostic apparatus that can more accurately control the current flowing through the gradient magnetic field coils.

［発明の構成］ （問題点を解決するための手段） 本発明は上記問題点を解決し且つ達成するため
に次のような手段を講じたことを特徴としてい
る。すなわち、静磁場中に置いた被検者の特定部
位に、磁気共鳴による励記、および信号収集のう
ち少なくとも一方を限定して生じさせるための傾
斜磁場発生装置において、出力アンプとコイルと
の間に直列に介挿されたコンデンサと、このコン
デンサに電圧を印加するための高圧電源と、傾斜
磁場発生前に上記高圧電源と上記コンデンサとを
接続し上記高圧電源の電圧を上記コンデンサに充
電し、且つ傾斜磁場発生期間中に上記コイルと上
記コンデンサとを接続し上記コイルと上記コンデ
ンサとを直列共振させて正弦波状の傾斜磁場を発
生させる手段とを具備したことを特徴とする。[Structure of the Invention] (Means for Solving the Problems) The present invention is characterized by taking the following measures in order to solve and achieve the above problems. That is, in a gradient magnetic field generator for generating at least one of magnetic resonance excitation and signal collection in a specific region of a subject placed in a static magnetic field, the a capacitor inserted in series with the capacitor, a high-voltage power supply for applying voltage to the capacitor, and before generating a gradient magnetic field, connect the high-voltage power supply and the capacitor to charge the capacitor with the voltage of the high-voltage power supply, The present invention is also characterized by comprising means for connecting the coil and the capacitor during a gradient magnetic field generation period to cause the coil and the capacitor to resonate in series to generate a sinusoidal gradient magnetic field.

（作用） このような構成によれば次のような作用を奏す
る。すなわち、出力アンプとコイルとの間に直列
にコンデンサを介挿した本発明の直列共振方式に
おいて、負荷（コイル）側のインピーダンスＺ
（ω）は次のようになる。(Function) According to such a configuration, the following function is achieved. That is, in the series resonance system of the present invention in which a capacitor is inserted in series between the output amplifier and the coil, the impedance Z on the load (coil) side
(ω) becomes as follows.

Ｚ（ω）＝Ｒ＋ｊ（ω・Ｌ−１／ωC） ただし、Ｒはコイルの抵抗、Ｌはコイルのイン
ダクタンス、Ｃは直列介挿コンデンサの容量、ω
＝2π、は周波数。 Z(ω)=R+j(ω・L−1/ωC) Where, R is the resistance of the coil, L is the inductance of the coil, C is the capacitance of the series interposed capacitor, ω
=2π is the frequency.

コンデンサの容量Ｃとしてω₀・Ｌ−１／ω₀・Ｃ＝ ０となるようにＣを選ぶと、ある周波数₀（ω₀＝
2π₀）に対して負荷のインピーダンスＺ（ω）は、
Ｚ（ω）＝Ｒとなり、純抵抗分となる。このときの
コンデンサの容量Ｃは、Ｃ＝１／ω₀ ²・Ｌである。 If we choose the capacitance C of the capacitor so that ω ₀・L−1/ω ₀・C=0, then at a certain frequency ₀ (ω ₀ =
2π ₀ ), the load impedance Z(ω) is
Z(ω)=R, which is the pure resistance. The capacitance C of the capacitor at this time is C=1/ω ₀ ² ·L.

このとき周波数₀の電流I₀を出力する出力アン
プの出力電圧V₀は次のようになる。 At this time, the output voltage _{V 0} of the output amplifier that outputs the current I ₀ with frequency 0 is as follows.

V₀＝Ｚ・I₀＝Ｒ・I₀ また、このときにコイルのインダクタンス分に
印加される電圧V_L（＝コンデンサに印加される電
圧V_C）は次のようになる。 V ₀ =Z·I ₀ =R·I ₀ Also, at this time, the voltage V _L applied to the inductance of the coil (=voltage V _C applied to the capacitor) is as follows.

V_L＝V_C＝2π・₀・Ｌ・I₀ ここで、Ｌがターン数に２乗に比例すること、
流すべき電流I₀がターン数に反比例することによ
り、コイルに印加される電圧V_Lは、Ｋを比例定
数として次のようになる。 V _L = V _C = 2π・₀・L・I _0Here , L is proportional to the square of the number of turns,
Since the current I ₀ to be passed is inversely proportional to the number of turns, the voltage V _L applied to the coil is as follows, where K is a proportionality constant.

V_L＝V_C＝Ｋ／I₀ 撮影に先だつてコンデンサにはV_C＝2π₀LI₀な
る電圧を印加する必要があるが、この電圧は出力
アンプではなく専用の高圧電源回路によつて供給
されるので、V_Cは出力アンプの出力電圧に関す
る性能には制限されない。したがつて上式より、
V_L（＝V_C）は出力アンプの出力電圧V₀によつて
制限を受けず、コイルの耐圧、コンデンサの耐圧
もしくは、高圧電源回路の出力電圧によつて制限
をうけることになることがわかる。 V _L = V _C = K/I ₀ Prior to shooting, it is necessary to apply a voltage of V _C = 2π ₀ LI ₀ to the capacitor, but this voltage is supplied not by the output amplifier but by a dedicated high-voltage power supply circuit. Therefore, V _C is not limited by the output voltage performance of the output amplifier. Therefore, from the above formula,
It can be seen that V _L (=V _C ) is not limited by the output voltage V ₀ of the output amplifier, but is limited by the withstand voltage of the coil, the withstand voltage of the capacitor, or the output voltage of the high voltage power supply circuit. .

前述のように、出力アンプは電流を制御する機
能を果たすように作られたものであり、電流制御
素子の耐圧などによつて出力電圧には制限があ
る。 As mentioned above, the output amplifier is made to perform the function of controlling current, and the output voltage is limited by the withstand voltage of the current control element.

一方、高圧電源回路は電流を制御する機能はな
く、コンデンサへの充電専用であるので、出力電
圧に関しての制限が出力アンプより少ない。さら
に、コイルやコンデンサの耐圧は、絶縁処理の技
術によつて左右されるものであり、いつそう耐圧
の制限は少ないと考えてよい。 On the other hand, high-voltage power supply circuits do not have a current control function and are used only for charging capacitors, so there are fewer restrictions on output voltage than output amplifiers. Furthermore, the withstand voltage of a coil or capacitor depends on the insulation treatment technology, and it can be considered that there are few limitations on the withstand voltage.

以上によれば、V_Lは出力アンプの出力電圧に
よつては制限を受けないので、出力電流をコイル
の耐圧電圧、高圧電源回路の出力電圧の大きさに
よつて制限を受けるまで小さくすることができ
る。 According to the above, since V _L is not limited by the output voltage of the output amplifier, the output current must be reduced until it is limited by the withstand voltage of the coil and the output voltage of the high voltage power supply circuit. I can do it.

また、本発明の直列共振方式では、コンデンサ
はコイルに対して直列に接続され、出力アンプの
出力電流の経路は１つである。したがつて出力ア
ンプの出力電流を制御することによつて、コイル
に流す電流を正確に制御することができる。 Furthermore, in the series resonance method of the present invention, the capacitor is connected in series with the coil, and the output amplifier has one output current path. Therefore, by controlling the output current of the output amplifier, the current flowing through the coil can be accurately controlled.

（実施例） 以下本発明にかかる傾斜磁場発生装置の一実施
例を図面を参照して説明する。(Embodiment) An embodiment of the gradient magnetic field generator according to the present invention will be described below with reference to the drawings.

すなわち、第１図に示すように、本実施例の傾
斜磁場発生装置は、傾斜磁場電源５，６，７の出
力アンプ１３と、インダクタンス成分Ｌと抵抗成
分Ｒとを有する傾斜磁場コイル１４との間に直列
にコンデンサ１７及びスイツチ回路１６を介挿し
た構成としている。このコンデンサ１７は、固定
コンデンサ１７Ａだけの構成、可変コンデンサ１
７Ｂだけの構成、固定コンデンサ１７Ａと可変コ
ンデンサ１７Ｂとを組合せた構成のいずれかを採
用することができる。 That is, as shown in FIG. 1, the gradient magnetic field generating device of this embodiment includes an output amplifier 13 of the gradient magnetic field power supplies 5, 6, and 7, and a gradient magnetic field coil 14 having an inductance component L and a resistance component R. A capacitor 17 and a switch circuit 16 are inserted in series between the two. This capacitor 17 consists of only a fixed capacitor 17A, and a variable capacitor 1
Either a configuration with only 7B or a configuration with a combination of fixed capacitor 17A and variable capacitor 17B can be adopted.

コンデンサ１７の両端には、高圧電源１８が接
続されている。 A high voltage power supply 18 is connected to both ends of the capacitor 17 .

以上の構成における動作は次のようになる。 The operation in the above configuration is as follows.

撮影開始以前には、スイツチ１６ａをオープ
ン、スイツチ１６ｂをクローズし、高圧電源１
８からコンデンサ１７に充電をする。 Before starting photography, open the switch 16a, close the switch 16b, and turn on the high voltage power supply 1.
8 charges the capacitor 17.

撮影が開始するまで、保持しておく。 Hold it until you start shooting.

撮影を開始して、傾斜磁場を出力することが
必要となつたときには、スイツチ１６ａ，１６
ｂにトリガ信号が入力されそれぞれクローズ、
オープンされ、コンデンサ１７と負荷コイル１
４との間に直列共振が発生する。 When imaging starts and it becomes necessary to output a gradient magnetic field, the switches 16a and 16 are turned on.
A trigger signal is input to b, and each closes.
Opened, capacitor 17 and load coil 1
Series resonance occurs between 4 and 4.

直列共振の系に流れる電流は出力アンプ１３
内の電流検出回路にて検出され、入力信号との
差分がなくなるように、出力アンプは出力電流
を制御する。 The current flowing in the series resonance system is the output amplifier 13.
The output amplifier controls the output current so that the output current is detected by the current detection circuit in the input signal, and there is no difference between the input signal and the input signal.

コンデンサ１７にすべてのエネルギーが蓄積
されている時相においてスイツチ１６ａ，１６
ｂにトリガ信号が入力され、つぎの撮影までエ
ネルギーが保持される。 In the phase when all the energy is stored in the capacitor 17, the switches 16a, 16
A trigger signal is input to b, and the energy is held until the next photographing.

次に、上記の如く本発明の直列共振方式の構成
の作用を、従来の並列共振方式との対比を行ない
つつ説明する。 Next, the operation of the configuration of the series resonance system of the present invention as described above will be explained while comparing it with the conventional parallel resonance system.

すなわち、並列共振方式用の傾斜磁場コイルと
して、 インダクタンスＬ＝80（μH） 抵 抗 Ｒ＝25（ｍΩ） 必要な電流 Ｉ＝500（Ａ） なるコイルが与えられたとする。 In other words, assume that a gradient magnetic field coil for the parallel resonance method is provided with inductance L = 80 (μH), resistance R = 25 (mΩ), and required current I = 500 (A).

このとき、周波数＝１（ｋHz）で、コイルに
500（Ａ）の正弦波を供給するためには、出力アン
プは次の性能を有していなければならない。 At this time, the frequency = 1 (kHz) and the coil
In order to provide a 500(A) sine wave, the output amplifier must have the following performance:

コイルのクオリテイーフアクタＱは、 Ｑ＝2π・・Ｌ／Ｒ＝2π×１×10³×80×10⁶／ （25×10^-3）≒20 従つて、出力アンプの出力電流I₀は、 I₀＝Ｉ／Ｑ＝500（Ａ）／20＝25（Ａ） 一方、出力アンプの出力電圧V₀（＝コイルに印
加される電圧V_L） V₀＝2π・・Ｌ・Ｉ＋RI ＝2π×１×10³×80×10^-6×500＋25×10^-3
×500 ＝251.2＋12.5 ＝263.7（Ｖ） 次に上述と同様の特性を有する出力アンプを、
直列共振方式として採用する場合について説明す
る。 The quality factor Q of the coil is: Q=2π...L/R=2π×1×10 ³ ×80×10 ⁶ / (25×10 ^-3 )≒20 Therefore, the output current I ₀ of the output amplifier is: I ₀ = I/Q = 500 (A) / 20 = 25 (A) On the other hand, the output voltage of the output amplifier V ₀ (=voltage applied to the coil V _L ) V ₀ = 2π...L・I+RI = 2π× 1×10 ³ ×80×10 ^-6 ×500＋25×10 ^-3
×500 = 251.2 + 12.5 = 263.7 (V) Next, use an output amplifier with the same characteristics as above,
A case where the series resonance method is adopted will be explained.

すなわち、直列共振方式では、出力アンプの出
力電流I₀がそのままコイルに供給されるから、コ
イルの仕様を次のように変更する。すなわち、並
列共振方式と同じ磁場強度を得るためにはコイル
のアンペア×ターン数が同一であればよく、この
例の場合ではアンペア数が1/20となつているの
で、ターン数を20倍とする。このとき、インダク
タンスは次のように変化する。 That is, in the series resonance method, since the output current _I0 of the output amplifier is supplied to the coil as is, the specifications of the coil are changed as follows. In other words, in order to obtain the same magnetic field strength as the parallel resonance method, the amperage times the number of turns in the coil need only be the same. In this example, the amperage is 1/20, so the number of turns should be increased by 20 times. do. At this time, the inductance changes as follows.

インダクタンスはターン数の２乗に比例するの
で、 L′＝Ｌ×（20）²＝80（μH）×400＝32（mH） 抵抗はコイル線材の断面積に反比例し、長さに
比例する。直列共振用のコイルとしては、電流が
１／２０になつたので線材の太さを同じ比率（１／
20）にて細くする。従つて、単位長さ当たりの抵
抗値の20倍となる。 Inductance is proportional to the square of the number of turns, so L' = L x (20) ² = 80 (μH) x 400 = 32 (mH) Resistance is inversely proportional to the cross-sectional area of the coil wire and proportional to its length. As the coil for series resonance, the current was reduced to 1/20, so the wire thickness was changed to the same ratio (1/20).
20) to make it thinner. Therefore, it is 20 times the resistance value per unit length.

R′＝Ｒ×20×20＝25（ｍΩ）×400＝10（Ω） 先の例と同一の周波数にて共振が得られるよう
に、適切な値に設定したコンデンサを用いれば、
出力アンプの出力電圧V₀′は、 V₀′＝R′・I′＝10×25＝250（Ｖ） また、コイルに印加される電圧V_L（コンデンサ
に印加される電圧V_C）は、 V_L＝V_C＝2π・・L′・I′ ＝2π×1000×32×10^-3×25 ＝5024（Ｖ） 本実施例の場合、コイルの絶縁耐圧、コンデン
サの絶縁耐圧が約５（kV）以上あれば、コイルに
流す電流は、並列共振方式に比較すると本実施例
の直列共振方式では1/20となる。この場合、並列
共振方式でコイルに流す電流を25（Ａ）に制限し
ようとすると、出力アンプが出力すべき電圧は、
約５（kV）にも及んでしまう。 R' = R x 20 x 20 = 25 (mΩ) x 400 = 10 (Ω) If you use a capacitor set to an appropriate value so that resonance is obtained at the same frequency as in the previous example,
The output voltage V ₀ ' of the output amplifier is V ₀ '=R'・I'=10×25=250 (V) Also, the voltage V _L applied to the coil (voltage V _C applied to the capacitor) is: V _L = V _C = 2π・・L′・I′ = 2π×1000×32×10 ^-3 ×25 = 5024 (V) In this example, the dielectric strength voltage of the coil and the dielectric strength voltage of the capacitor are approximately 5 ( kV) or more, the current flowing through the coil is 1/20 in the series resonance method of this embodiment compared to the parallel resonance method. In this case, if we try to limit the current flowing through the coil to 25 (A) using the parallel resonance method, the voltage that the output amplifier should output is:
It reaches about 5 (kV).

V₀＝2π・・Ｌ・Ｉ＋Ｒ・Ｉ ＝2π×１×10³×32×1^-3×25＋10×25 ＝5024＋250 ＝5274（Ｖ） 本実施例の直列共振方式と従来の並列共振方式
とを比較すると、出力電流が同一の場合であれば
出力電圧は、 250／5274≒１／20とすることができる。 V ₀ =2π...L・I+R・I =2π×1×10 ³ ×32×1 ^-3 ×25+10×25 =5024+250 =5274 (V) The series resonance method of this embodiment and the conventional parallel resonance method are For comparison, if the output current is the same, the output voltage can be 250/5274≒1/20.

なお、コイルとの間で目的とする周波数に対し
て共振（同調）をとるための手段としては次の例
がある。 The following examples are available as means for achieving resonance (tuning) with the coil at a desired frequency.

第１図のように、可変コンデンサ１７Ｂを設け
て直列介挿コンデンサ１７の容量を調整する。 As shown in FIG. 1, a variable capacitor 17B is provided to adjust the capacitance of the series-inserted capacitor 17.

また、出力アンプ１３と傾斜磁場コイル１４と
の間つまり共振回路中にノイズ除去用のローパス
フイルタを設けたり、共振回路の電流の流れをオ
ン・オフするためのスイツチング回路を設けるよ
うにしてもよい。 Furthermore, a low-pass filter for noise removal may be provided between the output amplifier 13 and the gradient magnetic field coil 14, that is, in the resonant circuit, or a switching circuit may be provided to turn on/off the flow of current in the resonant circuit. .

以上の例での発生磁場は正弦波状であるので、
磁気共鳴診断装置で用いるときは、上述のスイツ
チング回路等を用いて不等間隔のサングリングを
行ない、所望の形状の発生磁場を被検者に印加す
ることができるようになる。 Since the generated magnetic field in the above example is sinusoidal,
When used in a magnetic resonance diagnostic apparatus, sampling is performed at unequal intervals using the above-mentioned switching circuit, etc., and a generated magnetic field having a desired shape can be applied to the subject.

また、従来の並列共振方式では、共振回路の電
流経路が並列ループであり、この並列ループにお
ける過渡現象を抑制するために、スイツチング回
路設ける必要があるが、本実施例の直列共振方式
ではループが１つであるので、出力アンプの調整
により自ずから抑制することができ、過渡現象を
抑制するためのスイツチング回路は不要である。 In addition, in the conventional parallel resonance method, the current path of the resonant circuit is a parallel loop, and it is necessary to provide a switching circuit to suppress transient phenomena in this parallel loop, but in the series resonance method of this embodiment, the loop is Since there is only one transient phenomenon, it can be naturally suppressed by adjusting the output amplifier, and a switching circuit for suppressing the transient phenomenon is not required.

この他本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々変
形して実施できるものである。 In addition, various modifications can be made without departing from the gist of the present invention.

［発明の効果］ 以上のように本発明によれば、出力アンプとコ
イルとの間に直列に介挿されたコンデンサと、こ
のコンデンサに電圧を印加するための高圧電源
と、傾斜磁場発生前に上記高圧電源と上記コンデ
ンサとを接続し上記高圧電源の電圧を上記コンデ
ンサに充電し、且つ傾斜磁場発生期間中に上記コ
イルと上記コンデンサとを接続し上記コイルと上
記コンデンサとを直列共振させて正弦波状の傾斜
磁場を発生させる手段とを具備した構成としたこ
とにより、過大な負担を与えることなくして高強
度の傾斜磁場を発生することを可能とした磁気共
鳴診断装置の傾斜磁場発生装置を提供することが
できる。[Effects of the Invention] As described above, according to the present invention, a capacitor inserted in series between an output amplifier and a coil, a high-voltage power supply for applying voltage to this capacitor, and a The high-voltage power supply and the capacitor are connected, the voltage of the high-voltage power supply is charged to the capacitor, and the coil and the capacitor are connected during the gradient magnetic field generation period to cause the coil and the capacitor to resonate in series to generate a sine wave. Provided is a gradient magnetic field generator for a magnetic resonance diagnostic apparatus that is configured to include a means for generating a wave-like gradient magnetic field, thereby making it possible to generate a high-intensity gradient magnetic field without imposing an excessive burden. can do.

【図面の簡単な説明】[Brief explanation of the drawing]

第１図は本発明にかかる磁気共鳴診断装置の傾
斜磁場発生装置の実施例の構成を示す図、第２図
は一般的な磁気共鳴診断装置の構成を示す図、第
３図は高速イメージングのパルスシーケンスの一
例を示す図、第４図は従来例の構成を示す図であ
る。 １３…出力アンプ、１４…傾斜磁場コイル、１
６…スイツチ回路、１７…コンデンサ、１８…高
圧電源。 FIG. 1 is a diagram showing the configuration of an embodiment of the gradient magnetic field generator of the magnetic resonance diagnostic device according to the present invention, FIG. 2 is a diagram showing the configuration of a general magnetic resonance diagnostic device, and FIG. 3 is a diagram showing the configuration of a general magnetic resonance diagnostic device. A diagram showing an example of a pulse sequence, and FIG. 4 is a diagram showing the configuration of a conventional example. 13... Output amplifier, 14... Gradient magnetic field coil, 1
6...Switch circuit, 17...Capacitor, 18...High voltage power supply.

Claims (1)

【特許請求の範囲】 １ 静磁場中に置いた被検者の特定部位に、磁気
共鳴による励起及び信号収集のうち少なくとも一
方を、限定して生じさせるための傾斜磁場を発生
する傾斜磁場発生装置において、 出力アンプとコイルとの間に直列に介挿された
コンデンサと、 前記コンデンサに電圧を印加するための高圧電
源と、 傾斜磁場発生前に前記高圧電源と前記コンデン
サとを接続し前記高圧電源の電圧を前記コンデン
サに充電し、且つ傾斜磁場発生期間中に前記コイ
ルと前記コンデンサとを接続し前記コイルと前記
コンデンサとを直列共振させて正弦波状の傾斜磁
場を発生させる手段とを具備したことを特徴とす
る磁気共鳴診断装置の傾斜磁場発生装置。[Scope of Claims] 1. A gradient magnetic field generating device that generates a gradient magnetic field for causing at least one of magnetic resonance excitation and signal collection in a limited manner to a specific part of a subject placed in a static magnetic field. , a capacitor inserted in series between an output amplifier and a coil, a high-voltage power supply for applying voltage to the capacitor, and a high-voltage power supply that connects the high-voltage power supply and the capacitor before generating a gradient magnetic field to connect the high-voltage power supply to the high-voltage power supply. charging the capacitor with a voltage of 1, and connecting the coil and the capacitor during a gradient magnetic field generation period to cause the coil and the capacitor to resonate in series to generate a sinusoidal gradient magnetic field. A gradient magnetic field generator for a magnetic resonance diagnostic device characterized by: