JP2001292979A

JP2001292979A - 電源と負荷との間で電流を線形導通させるスイッチング素子

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Publication number: JP2001292979A
Application number: JP2001033188A
Authority: JP
Inventors: Raphael Yair; ラファエル・ヤイアー; Zvi Shamir; ジヴィ・シャミール
Original assignee: GE Medical Technology Services Inc
Current assignee: GE Medical Technology Services Inc
Priority date: 2000-03-31
Filing date: 2001-02-09
Publication date: 2001-10-23
Anticipated expiration: 2021-02-09
Also published as: EP1139112A2; JP4817507B2; EP1139112B1; EP1139112A3; DE60120816T2; DE60120816D1; US6900638B1

Abstract

(57)【要約】（修正有）【課題】電流が電源と負荷との間で線形に、すなわち
連続性をもって導通する導通状態を持つスイッチング素
子を有する、電源を選択的に負荷に接続するためのスイ
ッチング回路を提供する。より詳しくは、磁気共鳴撮像
システムの勾配電源と勾配コイルアセンブリとの間に接
続され勾配コイル電流を連続性をもって導通させるよう
構成されたスイッチング回路を提供する。【解決手段】電源と負荷との間に、電流の大きさによ
って決まる第１の動作段階の間、電源と負荷の間に電流
の第１の部分が導通する導通状態を持つスイッチング素
子と、第２の動作段階の間、電源と負荷の間に電流の第
２の部分が導通する導通状態を持つ電流ステアリング回
路とを設ける。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、広義には、負荷電
流をゼロ交差を通してその上下に連続性をもって、すな
わち線形に導通させるよう構成された電子式電源スイッ
チに関し、より詳しくは、勾配増幅器と傾斜磁場コイル
アセンブリとの間に接続され傾斜磁場コイル電流を連続
性をもって導通させるよう構成された電子式電源スイッ
チを有する磁気共鳴撮像システムに関する。

【０００２】

【従来の技術】多くの電源用途の技術は、十分な性能を
確保するために電源ないしは電流源（以下単に電源とす
る）と負荷との間における電流の正確なスイッチングと
線形導通が要求される。このような用途の機器として
は、モータや電球用の駆動回路、及び核磁気共鳴撮像
（ＭＲＩ）システムのような医療用画像診断システムが
ある。ＭＲＩシステムにおいては、走査が正確に制御さ
れないとＭＲＩデータに悪影響が生じることがある。一
般に、ＭＲＩシステムにおいては、ＭＲＩ走査は、既定
の１つ以上のパルスシーケンスを含むイメージング・プ
ロトコルに従って行われる。パルスシーケンスは、走査
機器で傾斜磁場を作り出す仕様を規定し、それらの仕様
に基づいて、スライス配向、周波数コード化及び位相コ
ード化のような走査のパラメータが決定される。傾斜磁
場の形成が正確に制御されないと、得られるイメージン
グデータが劣悪になり、例えば幾何学的歪みや低劣な空
間分解能を呈する場合がある。

【０００３】ＭＲＩスキャナにおいては、主磁場（Ｂ
０）は通常超電導磁石によって作り出される。傾斜磁場
は、通常３対のコイルを有する傾斜磁場コイルアセンブ
リによってＢ０中に作り出される。通常、第１の対のコ
イルは、スキャナの物理Ｘ軸沿いの磁場中に勾配を生じ
させるように構成される。同様に、第２及び第３の対の
コイルは、それぞれスキャナの物理Ｙ軸及びＺ軸沿いの
磁場中に勾配を生じさせるように構成される。

【０００４】ＭＲＩスキャナは、走査時に「粗」ＭＲＩ
データを生成するための「全身」コイルセット及びこれ
より小さい「微細」ＭＲＩデータを生成するための「補
助」コイルセットよりなるツイン傾斜磁場コイルセット
を組み込むことによって撮像性能及び画像分解能を改善
することが可能である。これらのツイン傾斜磁場コイル
セットは、各々Ｘ軸コイルペア、Ｙ軸コイルペア及びＺ
軸コイルペアを有する。両方のコイルセット共ＭＲＩデ
ータ測定に使用される；しかしながら、一時にはどちら
か一方のコイルセットだけが励磁される。このように、
撮像性能及び画像分解能を改善するために、既定のパル
スシーケンスに従って１回目の走査を行うためにまず全
身コイルセットが励磁され、次いで補助コイルセットが
励磁されて２回目の走査が行われる。これらのコイルセ
ットは、以後の走査では各特定の撮像用途の必要に応じ
て交互に励磁することが可能である。

【０００５】コイルセット間のスイッチング、すなわち
切換は種々の方法で行うことができる。例えば、コイル
を励磁する電力を供給する電源とこれらコイルとの間に
スイッチを接続してもよい。スイッチは、面倒で動作が
遅い手動操作式（例えば機械的にあるいは電気的に操作
される）でも、あるいは自動操作式（例えばソフトウェ
ア制御プログラムによって操作される）のものでもよ
い。さらに、スイッチはメカニカルスイッチ（例えば接
触器）でも、あるいは電子スイッチ（例えばトランジス
タ、ダイオード等）でもよい。しかしながら、使用する
スイッチの操作方法や種類にかかわらず、制御性に優れ
た高性能ＭＲ（磁気共鳴）撮像法は、連続性のある強力
で再現可能な方法により既定のパルスシーケンスに従っ
て傾斜磁場コイルを駆動することが要求される。従っ
て、例えば、スイッチは正と負の値の間で、あるいは正
または負の値と０（または非常に小さい振幅）との間で
遷移する大振幅勾配電流を導通させることができなけれ
ばならない。すなわち、ＭＲ撮像性能を確保するために
は、スイッチは、理想的に言うと、勾配電流が流れるパ
ルスシーケンスの全ての部分を通して線形、すなわち連
続性の導通状態を取るべきである。

【０００６】線形スイッチの一形態として、例えば手動
あるいは自動リモートコマンドによって導通状態と非道
通状態を切り換えることができる機械式の接触器があ
る。接触器は、両方向に線形に電流を流すので、傾斜磁
場コイルアセンブリと傾斜磁場コイル駆動回路との間の
正しい負荷電流の方向制御を確保するのに特別な手段や
回路を必要としない。しかしながら、接触器は大きく、
騒音を発生し、またスキャナによって生じる磁場に影響
されやすい。従って、接触器を使用すると、接触器及び
他の関連部品の物理的取付け、遮蔽及び実装がいろいろ
な点で複雑になるであろう。さらに、接触器の導通状態
と非道通状態とを切り換えるスイッチング速度は遅く、
例えば通常５〜１５ミリ秒である。さらに、接触器のス
イッチングはアーク放電を引き起こすことがしばしばあ
り、これが接触器の耐用年数を縮める原因になり得る。
アーク放電は適切な保護回路あるいは機械的構造によっ
て制御することができるが、このような制御はさらに複
雑さを増すことになり、ひいてはコスト増及び信頼性の
低下につながることにもなる。その結果、メカニカルス
イッチ（例えば接触器）は必ずしも最適の選択とはなり
得ない。

【０００７】選択可能な他の代替手段としては、トラン
ジスタ、ダイオード、サイリスタ等のような電子スイッ
チがある。しかしながら、電子スイッチは必ずしも導通
状態の線形特性を有するとは限らない。すなわち、電子
スイッチの導通特性はスイッチを通って流れる電流の大
きさによって左右され得る。従って、負荷（例えば傾斜
磁場コイル）と駆動回路との間における電流導通の線形
性を確保するためには、電流が正負の値の間で遷移する
期間及び／または電流が正または負の値から実質的に無
電流の状態に遷移する際に線形な電流の流れを維持する
ために別途回路を追加する必要がある。

【０００８】電子スイッチの典型的なトポロジーとして
は、トランジスタにダイオードブリッジを接続した構成
のものがある。このトポロジーでは、ブリッジ中のダイ
オードが、電流を正負の値の間で及び／または電流量ゼ
ロの状態に向けて方向制御する。しかしながら、このよ
うなトポロジーは高レベルの電流量が必要な用途で使用
される場合、トランジスタ及びダイオードブリッジはい
ずれも電力用素子でなければならず、そのために相当大
きい実装スペースが消費される。さらに、電流はいつで
もトランジスタ・ジャンクション及び／または２つのダ
イオード・ジャンクションを通って流れなければならな
いため、これらの素子でかなりの量のエネルギーが消費
され、水冷式取付プレート、ファン、フィン等のような
複雑なヒートシンク方式が必要になる。従って、このよ
うなトランジスタ／ダイオードブリッジ・トポロジーは
電源用途にとって必ずしも最適の選択とはなり得ない。

【０００９】

【発明が解決しようとする課題】従って、電源（例えば
勾配増幅器）を選択的に負荷（例えば傾斜磁場コイルア
センブリ）に接続するためのスイッチング・アセンブリ
が必要とされる状況が存在する。このようなスイッチン
グ・アセンブリは、電流が電源と負荷との間で途切れる
ことなく、すなわち連続性をもって導通する導通状態を
持つスイッチング素子を具有した構成のものが考えられ
る。さらに、このようなスイッチング・アセンブリは、
放熱量ができる限り小さく、構成要素数が最少で、スイ
ッチングが静かにかつ確実に高速で行われ、比較的磁場
の影響を受けにくく、電磁妨害の発生量が限られたもの
でなければならない。

【００１０】

【課題を解決するための手段】本発明は、上記の１つ以
上の問題点を解消するためになされたものである。

【００１１】例えば、本発明の技術の一態様は、電源と
負荷の間で電流を線形に導通させるためのスイッチング
回路を設けたことを特徴とする。このスイッチング回路
は、いずれも電源と負荷との間に接続されたスイッチン
グ素子と電流ステアリング回路を備えている。スイッチ
ング素子は、電流の大きさによって決まる第１の動作段
階の間、電源と負荷との間に電流の第１の部分が流れる
導通状態を有する。第２の動作段階においては、電流ス
テアリング回路が、電流の第２の部分の間に電源と負荷
との間に電流を導通させる。

【００１２】本発明のもう一つの態様においては、少な
くとも１つの第１のパルスを含むパルスシーケンスに従
ってＭＲＩ走査を行う核磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システ
ムが得られる。このＭＲＩシステムは、ＭＲＩ走査時に
傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルアセンブリ、パルス
シーケンスに従って傾斜磁場を発生するよう傾斜磁場コ
イルアセンブリを駆動する増幅器、及び増幅器と傾斜磁
場コイルアセンブリとの間に導通経路を形成するスイッ
チング・アセンブリを備えている。スイッチング・アセ
ンブリは、第１のスイッチング素子、及びその第１のス
イッチング素子と並列に接続された第２のスイッチング
素子を備えている。第１のスイッチング素子は、パルス
シーケンスの第１のパルスの第１の部分の間に導通状態
を有し、第２のスイッチング素子は第１のパルスの第２
の部分の間に導通状態を有し、増幅器と傾斜磁場コイル
アセンブリとの間にほぼ第１のパルスの持続期間全体を
通して導通経路が得られるようになっている。

【００１３】本発明の技術のもう一つの態様において
は、パルスシーケンスを受け取るステップと、パルスシ
ーケンスに従って傾斜磁場コイルアセンブリを駆動する
複数の電流パルスからなる電流を発生するステップとを
有する、パルスシーケンスに従ってＭＲＩ走査を行う方
法が得られる。この方法は、さらに、互いに並列に接続
された第１及び第２のスイッチング素子を有するスイッ
チング・アセンブリを通して傾斜磁場コイルアセンブリ
へ電流を導通させるステップを備えている。第１のスイ
ッチング素子はパルスシーケンスの第１の電流パルスの
第１の部分の間に導通状態になり、第２のスイッチング
素子は第１の電流パルスの第２の部分の間に導通状態に
なって、傾斜磁場コイルアセンブリにほぼ第１の電流パ
ルスの持続期間全体を通して電流を導通させるようにな
っている。

【００１４】

【発明の実施の形態】図面、特にまず図１を参照する
と、図示の磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システム１０は、ス
キャナ１２、スキャナー制御装置１４及びユーザインタ
フェース１６を備えている。ＭＲＩシステム１０は、任
意の適切なＭＲＩスキャナまたは検出器を用いることが
できるが、図示実施形態においては、システム１０は患
者ボア１８を有する全身スキャナを含む。患者ボア１８
の中は、患者２２を走査のための所望の位置に置くよう
にテーブル２０を位置設定することができるようになっ
ている。スキャナ１２は、０．５テスラ定格から１．５
テスラ定格以上の種々のスキャナを含め、任意の適切な
定格形態のスキャナを用いることが可能である。

【００１５】スキャナ１２は、制御磁場を作り出すた
め、高周波励振パルスを発生するため、そしてこのよう
なパルスに応じて患者の体内の磁気回転物質から発する
放射を検出するための複数の付属コイルを備えている。
図１の概略ブロック図で、主マグネットコイル２４は総
じて患者ボア１８と整列する主磁場Ｂ０を作り出すよう
に設けられている。傾斜磁場コイルアセンブリ２６は、
以下により詳しく説明するように、検査シーケンス時に
制御傾斜磁場（例えばＢｘ、Ｂｙ、及びＢｚ）を作り出
すための複数の傾斜磁場コイルを備えている。高周波
（ＲＦ）コイル２８は磁気回転物質を励振するための高
周波パルスを発生させるために設けられている。図１に
示す実施形態で、ＲＦコイル２８は受信コイルとしての
機能も有する。従って、ＲＦコイル２８は、高周波励振
パルスを出力するための能動モード及び磁気回転物質か
らの放射を受け取るための受動モードにおいてそれぞれ
駆動及び受信回路に接続することができる。例えば、図
１に示す実施形態においては、駆動・受信回路は所望の
周波数のＲＦ信号を発生するＲＦ（高周波）信号源３
０；ＲＦ信号をパルスに整形し、それらのＲＦパルスの
電力を増幅するＲＦ増幅器・制御回路３４；画像信号を
検出するＲＦ検出器３６；及び画像信号をディジタル化
して以後の処理で画像を再生することができるようにす
るためのディジタイザ３８を備えている。あるいは、Ｒ
Ｆコイル２８とは別途に様々な構成の受信コイルを設け
ることも可能である。このようなコイルは、頭部コイル
アセンブリ等のようなターゲットの解剖学的構造に特別
に合わせて作られた構造となっていてもよいる。さら
に、受信コイルは、フェーズドアレイ・コイル等を含
め、任意の適切な物理構成として設けることができる。

【００１６】これらのスキャナ１２のコイルは、制御さ
れた形で所望の磁場及びパルスを発生しかつ磁気回転物
質からの放射を読み取るように外部回路によって制御さ
れる。当業者には十分に理解されるように、通常患者の
組織内に拘束されている磁気回転物質は、主磁場Ｂ０が
かけられると、組織中の常磁性核の個々の磁気モーメン
トがその磁場Ｂ０に従おうとするが、その際核の特性周
波数またはラーモア周波数でランダムに歳差運動する。
最終的な有効磁気モーメントは分極磁場の方向に生じる
が、垂直面内のランダムな方向のモーメント成分は全体
として互いに打ち消し合う。検査シーケンス時には、Ｒ
Ｆパルスは関心対象の磁気回転物質のラーモア周波数あ
るいはそのラーモア周波数の近くで発生し、有効な整列
したモーメントを回転させて結局は横磁気モーメントを
生じさせる。励振信号の終了に続いて、患者の体内から
放射信号が放出される。この磁気共鳴信号はスキャナで
検出され、処理されて所望の画像が再生される。

【００１７】傾斜磁場コイルアセンブリ２６は、あらか
じめ設定された視野にわたって強度が通常正負の極性を
もって変化する正確に制御された磁場を発生させる機能
を果たす傾斜磁場コイル４２、４４及び４６を備えてい
る。傾斜磁場コイルによって作り出される傾斜磁場は、
ほぼ患者２２の物理軸とそろう。従って、傾斜磁場コイ
ル４２は、患者のＸ軸に沿った（すなわち左から右へ）
勾配磁場Ｇｘを作り出すことができ、傾斜磁場コイル４
４は、患者のＹ軸に沿った（すなわち前側から後側へ）
勾配磁場Ｇｙを作り出すことができ、また、傾斜磁場コ
イル４２は、患者のＺ軸に沿った（すなわち上方から下
方へ）勾配磁場Ｇｚを作り出すことができる。各コイル
が既知の電流で励磁されると、その結果生じる磁場勾配
が主磁場Ｂ０に重畳され、視野にわたって全磁場強度の
線形変化が生じる。互いに関して直交状に配置されたこ
のような磁場を組み合わせることによって、個々の傾斜
磁場のベクトル加法により任意の方向に線形勾配を作り
出すことが可能になる。

【００１８】傾斜磁場は、物理平面（すなわちＸ、Ｙ及
びＺ平面）内で配向されると考えることも、また論理軸
別に配向されると考えることもできる。物理的な意味で
は、磁場は、個々の傾斜磁場コイルに印加されるパルス
電流を適切に操作することによって回転することができ
るＸＹＺ座標系を形成するよう互いに直角に配向され
る。論理的な意味では、この座標系は、通常スライス選
択勾配、周波数コード化勾配、及び位相コード化勾配と
呼ばれる勾配を設定する。

【００１９】スライス選択勾配は、撮像しようとする患
者体内の組織または解剖学的構造のスラブを決定する。
従って、スライス選択勾配磁場を選択的なＲＦパルスと
同時影響させることによって、所望のスライス内におい
て同じ周波数で歳差運動する既知量のスピンを励振する
ことができる。スライスの厚さは、ＲＦパルスの帯域幅
及び視野全体にわたる強度勾配によって決まる。

【００２０】第２の論理勾配軸、すなわち周波数コード
化勾配軸は、読出し勾配軸としても知られており、スラ
イス選択勾配に垂直な方向に適用される。一般に、周波
数コード化勾配は、ＲＦ励振より生じるＭＲエコー信号
の形成前及び形成中に適用される。この勾配の作用下に
おける磁気回転物質のスピンが、傾斜磁場全体にわたる
それらの空間位置に基づいて周波数コード化される。フ
ーリエ変換によって、収集された信号を周波数コード化
法に基づき分析して、選択されたスライス中におけるそ
れらのスピンの位置を割り出すことができる。

【００２１】最後に、位相コード化勾配は、一般に読出
し勾配の前、スライス選択勾配の後にあるシーケンスに
加えられる。位相コード化方向の磁気回転物質における
スピンの定位は、データ収集シーケンス時に使用される
傾斜振幅を逐次わずかに変えて印加することにより磁気
回転物質の歳差運動陽子の位相を逐次変化させることに
よって行われる。このように、位相変化が視野にわたっ
て直線的にかけられ、スライス内の空間位置がゼロ位置
を基準として蓄積された位相差の極性及び大小によって
コード化される。この位相コード化勾配によれば、位相
コード化方向における位置に従って磁気回転物質のスピ
ン間に位相差が作り出される。

【００２２】当業者には十分に理解されるように、上記
の論理軸を用いたパルスシーケンスについては多くの変
形態様を考えることが可能である。さらに、パルスシー
ケンスを種々適応化することによって、選択されたスラ
イス及び周波数／位相コード化の両方を適切に配向する
ことにより所望の磁気回転物質を励振させ、その結果得
られるＭＲ信号を収集して処理するようにすることも可
能である。

【００２３】スキャナ１２のコイルは、所望の磁場及び
高周波パルスを発生するようにシステム制御装置１４に
よって制御される。従って、図１の概略ブロック図にお
いては、制御装置１４は、検査時に使用されるパルスシ
ーケンスについて指示を発するため、及び受け取った信
号を処理するための制御回路４０を備えている。制御回
路４０は、汎用または特定用途向けコンピュータのＣＰ
Ｕあるいはデジタル信号プロセッサのような任意の適切
なプログラム可能論理デバイスを用いることが可能であ
る。パルスシーケンス及び制御命令はまたはプログラム
は、メモリ回路５０に保存することができ、メモリ回路
５０は揮発性及び不揮発性記憶装置のような任意の適切
な記憶装置を用いることが可能である。

【００２４】制御装置１４とスキャナ１２との間のイン
ターフェースは、勾配増幅・制御回路４８、ＲＦ増幅・
制御回路３４及びＲＦ検出器回路３６によって管理され
る。勾配増幅・制御回路４８は、以下に詳細にするよう
に、各傾斜磁場コイル毎に制御回路４０からの制御信号
に応答して磁場コイルに駆動電流を供給するための増幅
器を有する。ＲＦ増幅・制御回路３４はＲＦコイル２８
を駆動するために増幅回路を有する。ＲＦコイルが、Ｒ
Ｆ励振パルスを放射し、ＭＲ信号を受け取るという両方
の機能に使用される実施形態においては、ＲＦ回路３４
は、通常、能動（あるいは送信）モードと受動（あるい
は受信）モードとの間でＲＦコイルを切り換えるための
スイッチング素子ないしは切換装置が設けられる。図１
に全体として参照符号５２によって示されている電源は
主マグネット２４を励磁するためのものである。また、
制御装置１４は、ＲＦ検出器３６によって検出された画
像信号を制御回路４０による以後の処理のためディジタ
ル化するためのディジタイザ３８を備えている。

【００２５】システム制御装置１４は、オペレータある
いは放射線技師とスキャナ１２との間のインターフェー
スを容易にするための広範な装置・機器を備えている。
図示実施形態においては、例えば、ユーザインタフェー
ス１６は、汎用または特定用途向けコンピュータを用い
たコンピュータ・ワークステーションの形とされる。ま
た、このワークステーションは、通常、検査パルスシー
ケンス表現、検査プロトコル、ユーザデータ及び患者デ
ータ、生及び処理済みの両方の画像データなどを記憶す
るためのメモリ回路を備えている。ワークステーション
は、さらに、ローカル機器及びリモート機器との間でデ
ータを受信し、交換するための種々のインターフェース
及び周辺機器ドライバを備えてもよい。図示実施形態に
おいては、このような周辺機器として通常のコンピュー
タ・キーボード５４、マウス５２のような代替入力装
置、データ及び取り込まれた画像を見るため、そしてオ
ペレータ・インタフェースを使いやすくするためのモニ
タ５６、及び文書や収集されたデータから再生された画
像のハードコピー出力を生成するためのプリンタのよう
な出力装置５８が用意されている。さらに、システム１
０は、図１にまとめて参照符号５５９で表してあるよう
に、種々のローカル及びリモートの画像アクセス・検査
制御装置を具備することができる。このような装置とし
ては、画像アーカイブ・通信システム、テレラジオロジ
ー・システム等がある。

【００２６】一般に、ＭＲＩシステムに実装されるパル
スシーケンスは、制御装置１４内に記憶された論理及び
物理の両構成セット及びパラメータ・セッティングによ
って決められる。図２は、制御装置１４の機能構成要素
とメモリ回路５０に記憶されたコンフィギュレーション
要素との関係を模式的に表したものである。これらの機
能構成要素は、システムの論理軸及び物理軸の両方につ
いてあらかじめ設定されたセッティングに対応させるた
めのパルスシーケンスの調整を容易にする。一般に、全
体として参照符号６０によって表されている軸制御モジ
ュールは、制御回路４０によって実行されるソフトウェ
ア・ルーチンにより一般的に実装されている論理−物理
変換モジュール６２を備えている。特に、この変換モジ
ュールは、あらかじめ設定された撮像プロトコルに基づ
いて特定のパルスシーケンスを定義する制御ルーチンに
よって実施される。

【００２７】これらの変換モジュールを定義するコード
は、呼び出されると、論理構成セット６４及び物理構成
セット６５を参照する。論理構成セットは、上に説明し
た種々の論理軸についてのパルス振幅、開始時点、時間
遅延等のようなパラメータを含む。他方、物理構成セッ
トには、通常、最大及び最小許容電流、切換時間、増幅
度、拡大縮小率等を含め、スキャナ自身の物理的制約条
件に関するパラメータが含まれる。変換モジュール６２
は、これらの構成セットに定義された制約条件に従って
スキャナ１２のコイルを駆動するためのパルスシーケン
スを作り出すために用いられる。また、この変換モジュ
ールは、スライスを正しく配向する（例えば回転させ
る）よう各物理軸に適応したパルスを定義すると共に、
画像の物理軸の所望の回転あるいは再配向ないしは方向
再設定に基づいて磁気回転物質をコード化する役割を有
する。

【００２８】一例として、図３には、図１に示すような
システムに実装され、図２に示すようなコンフィギュレ
ーション及び変換構成要素を呼び出す典型的なパルスシ
ーケンスが示されている。検査の種類によって様々なパ
ルスシーケンス定義を実施することが可能であるが、図
３の例では、互いに適切にタイミングが設定された一連
のパルス及び勾配によって安定状態モードの勾配リコー
ル収集（ＧＲＡＳＳ）パルスシーケンスが定義される。
従って、全体として参照符号６６によって示されている
このパルスシーケンスは、論理的スライス選択軸６８、
周波数コード化軸７０、位相コード化軸７２、ＲＦ軸７
４及びデータ収集軸７６上のパルスによって定義され
る。図３に示されているパルスシーケンスにおいて、物
理Ｚ軸は論理的スライス選択軸６８に対応し；物理Ｘ軸
は論理周波数コード化軸７０に対応し；物理Ｙ軸は論理
位相コード化軸７２に対応する。しかしながら、他のパ
ルスシーケンス表現及び他の種類の検査については、物
理軸と論理軸との間の対応関係が異なり得るということ
は理解されよう。

【００２９】一般に、図３に示すように、パルスシーケ
ンス表現は、参照符号７８で表されているようなスライ
ス選択軸６８上の一対の勾配パルスで始まる。これらの
中の最初の勾配パルスの間に、ＲＦパルス８０が作り出
されて撮影対象の回転磁気物質を励振する。次に、位相
コード化パルス８２が作り出され、その後周波数コード
化勾配８４が生じる。データ収集ウィンドウ８６は、位
相コード化され、周波数コード化された励振パルスから
生じる信号を検出するように設けられている。パルスシ
ーケンス表現は、さらにスライス選択軸、周波数コード
化軸及び位相コード化軸上に勾配パルスが続いた後終了
する。

【００３０】撮像性能を改善するため、一部のＭＲＩシ
ステムでは、全身コイルセット及び補助コイルセットか
らなるツイン傾斜磁場コイルセットが設けられる。全身
コイルセットは従来のシングル傾斜磁場コイルセットシ
ステムにおけるコイルセットに類似し、従来の全ての撮
像アプリケーションをサポートしている。補助コイルセ
ットは、幾何学的寸法が全体的に短く、不要な末梢神経
刺激を生じることなく強力な傾斜磁場を発生することが
できるようになっている。補助コイルセットは、総じて
ほとんどの解剖学的部位（例えば頭、背骨、膝、腹）を
撮像するのに適しており、息こらえた撮像及び超高速撮
像に最適なように速いスルーレートを有する。ツイン傾
斜磁場コイルシステムでは、２つのコイルセットが駆動
されるタイミングは互いに異なる。従って、ＭＲ検査を
行うには、例えば、パルスシーケンス表現に基づく第１
の走査を全身コイルセットを駆動することによって行っ
た後、次にパルスシーケンス表現に基づく第２の「微
調」走査が補助コイルセットを駆動することによって行
われる。このようなシステムにおいは、制御装置１４
は、ＭＲ検査時に勾配増幅器を適切なタイミングで全身
コイルセットと補助コイルセットとの間で切り換える制
御信号を発生する。

【００３１】このような制御装置の１つの回路構成が図
４に示されている。図４には勾配増幅・制御回路４８に
組み込まれた複数のスイッチング・アセンブリ９０が示
されており、これらのスイッチング・アセンブリは図３
に示すパルスシーケンス６６のようなパルスシーケンス
表現に従って第１の傾斜磁場コイルセット９２（すなわ
ち全身セット）または第２の傾斜磁場コイルセット９４
（すなわち補助コイルセット）のいずれかの傾斜磁場コ
イルを駆動するための導通経路を選択的に形成するよう
制御回路４０によって制御される。

【００３２】図４に示すように、勾配増幅・制御回路４
８は、傾斜磁場コイル４１または４２のいずれかを選択
的に駆動する増幅器９６、傾斜磁場コイル４３または４
４のいずれかを選択的に駆動する増幅器９８、及び傾斜
磁場コイル４５または４６のいずれかを選択的に駆動す
る増幅器１００を備えている。増幅器９６、９８及び１
００は、制御回路４０によって生成されるようなパルス
シーケンス表現６６を入力として受け取る。増幅器９
６、９８及び１００は、パルスシーケンス表現の勾配パ
ルスの電力を傾斜磁場コイルを駆動するための適切なレ
ベル（例えば約１００〜３００アンペア）に増幅する。
例えば、図示の実施形態においては、増幅器９６はスラ
イス選択勾配７８（例えばＧｚ）を入力として受け取
り、それらの勾配パルスの電力を増幅して、それぞれの
スイッチング・アセンブリ９０の導通状態に従ってＺ軸
傾斜磁場コイル４１または４２のいずれかを励磁する。
同様に、増幅器９８は位相コード化勾配８２（Ｇｙ）を
受け取り、それらのパルスの電力を増幅し、それぞれの
スイッチング・アセンブリ９０の導通状態に従ってＹ軸
傾斜磁場コイル４３または４４のうちのいずれかを励磁
する。増幅器１００は、周波数コード化勾配７０（Ｇ
ｘ）を受け取り、それらのパルスの電力を増幅し、それ
ぞれのスイッチング・アセンブリ９０の導通状態に従っ
てＸ軸傾斜磁場コイル４５または４６のいずれかを励磁
する。

【００３３】スイッチング・アセンブリ９０の導通状態
は、制御回路４０から受け取る制御信号によって決ま
る。従って、例えば、制御回路４０は、全身コイルセッ
ト９２を用いて走査を実行するために適切なスイッチン
グ・アセンブリ９０を導通状態にする制御信号を供給す
る。全身コイルセット走査が終了したならば、制御回路
４０は、補助コイルセット９４を使用して２回目の走査
を実行するために適切なスイッチング・アセンブリ９０
を導通状態にする制御信号を供給する。制御信号は、イ
ンターフェース１６を介してユーザにより入力されたコ
マンドに応答して、例えばメモリ回路５０に記憶された
ソフトウェア制御プログラムを用いて制御回路４０によ
って発生させることができる。

【００３４】スイッチング・アセンブリ９０は、多くの
異なるトポロジーに構成された様々な形態の電子スイッ
チ手段を備えているであろう。典型的なスイッチング・
アセンブリ９０のトポロジーが図５のブロック図に示さ
れている。スイッチング・アセンブリ９０は駆動手段１
０１（例えば増幅器９６）を負荷１０３（例えば傾斜磁
場コイル４２）に接続する。スイッチング・アセンブリ
９０の導通状態は制御回路１０５（例えば制御回路４
０）によって制御される。スイッチング・アセンブリ９
０は、制御回路４０によってイネーブル状態になると導
通状態と非道通状態との間で遷移して駆動手段１０１と
負荷１０３との間に通電経路を形成するスイッチング素
子１０２を備えている。図示実施形態においては、スイ
ッチング・アセンブリ９０は、スイッチング素子１０２
が電流を線形にあるいは連続性をもって導通させること
ができない場合に駆動手段１０１と負荷１０３との間に
おける電流の方向を制御するステアリング回路１０４を
も備えている。従って、電流の線形導通が重要な意味を
持つ用途において、ステアリング回路１０４は、電流の
大きさにかかわらず、任意の電流量の持続期間全体にわ
たって確実に駆動手段１０１と負荷１０３との間に通電
経路が形成されるようにする。このように、ステアリン
グ回路１０４を組み込むことで、トランジスタ、ダイオ
ードなどの様々な形態のスイッチング素子１０２を用い
ることが可能になり、好都合である。

【００３５】例えば、一実施形態の場合、スイッチング
素子１０２は、一般に導通状態が線形であるという特性
を持たないサイリスタ（すなわちシリコン制御整流器）
である。すなわち、サイリスタの導通状態はサイリスタ
を通って流れる電流の大きさに左右される。従って、た
とえサイリスタの導通状態がイネーブルになっても（す
なわちサイリスタのゲートに適切なターンオン信号が印
加されても）、電流の振幅が最小スレッショルド値Ｉ
_hold以下であるとサイリスタは導通しない。約１００〜
３００アンペアの電流を導通させることができるサイリ
スタの場合、導通状態を維持するためには、スレッショ
ルド値（Ｉ_hold）（約１００〜３００ミリアンペアであ
る）より大きい保持電流が必要である。従って、電流が
正と負の振幅の間で遷移するかあるいはほぼゼロの値に
近づくと、スイッチング素子１０２を通る電流の流れが
途切れることが起こり得る。

【００３６】ＭＲ撮像システムにおいては、勾配増幅器
と傾斜磁場コイルの間で勾配電流の線形導通を維持する
ことが望ましい。傾斜磁場コイルをパルスシーケンス表
現に密に合致する形で駆動できないと、撮像性能が劣悪
になることが起こり得る。撮像性能に対する悪影響は、
例えば空間分解能の低下、収集画像中の幾何学的歪み、
あるいは画像を高い信頼性を持って再生することができ
ない等の形で現れる。従って、ＭＲＩシステムにおいて
は、スイッチング・アセンブリ９０は、正と負の値間及
びほぼゼロに近い値においても勾配電流を線形に導通さ
せることができるものでなければならない。

【００３７】スイッチング・アセンブリ９０によって電
流の線形導通が得られる本発明一の実施形態が図６に概
略的図に示されている。図示のスイッチング・アセンブ
リ９０は、サイリスタ１０８と逆並列に接続されたサイ
リスタ１０６を有するスイッチング素子１０２が設けら
れている。図示の特定例のＭＲＩの場合、サイリスタ１
０６及び１０８は１，６００Ｖ、２５０Ａ定格の電力用
素子で、一体のシングルパッケージとして入手すること
が可能である（例えばドイツ国ニュールンベルクのセミ
クロン・インターナショナル（ＳｅｍｉｋｒｏｎＩｎ
ｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ）より入手可能な部品番号ＳＫ
ＫＴ２５０／１６Ｅ）。サイリスタ１０８は、勾配増幅
器と傾斜磁場コイルとの間に勾配電流の負の大きさの部
分を導通させるよう構成されているのに対して、サイリ
スタ１０６は勾配電流の正の大きさ部分を導くよう構成
されている。サイリスタ１０６及び１０８の導通状態
は、これらのサイリスタのそれぞれのゲート１１０及び
１１２に制御回路４０によって発生するターンオン信号
を印加することによりイネーブルになる。図６に示され
ている実施形態においては、制御回路４０によって発生
するイネーブル信号がスイッチング・アセンブリ９０に
印加されるが、スイッチング・アセンブリ９０はその種
々の構成要素に印加されるイネーブル信号を調整するた
めの適切な電子構成要素を備えていてもよい。

【００３８】例えば、スイッチング・アセンブリ９０の
ステアリング回路１０４は、サイリスタ１０６及び１０
８のゲート１１０及び１１２にそれぞれ接続された一対
の絶縁ゲート・バイポーラトランジスタ１１４及び１１
６（例えば米国カリフォルニア州サンタクララのＩＸＹ
ＳＣｏｒｐ．社から入手可能な部品番号ＩＸＢＨ９Ｎ
１６０）を備えている。制御回路４０によって供給され
るトランジスタ１１４及び１１６のゲート−エミッタ・
ジャンクションに順方向バイアスをかけるのに十分なレ
ベルの調整されたイネーブル信号をそれぞれトランジス
タ１１４及び１１６のゲート１１８及び１２０に印加す
ると、サイリスタ１０６及び１０８の導通状態がイネー
ブルになる。従って、例えば、傾斜磁場コイル４２に勾
配増幅器９６を接続するためには、制御回路４０がそれ
ぞれのスイッチング・アセンブリ９０のステアリング回
路１０４のトランジスタ１１４及び１１６のゲート１１
８及び１２０に印加されるイネーブル信号を発生する。
また、傾斜磁場コイル４２から勾配増幅器９６を切り離
すには、制御回路４０はこのイネーブル信号を取り除
く。同様に、勾配増幅器９６を全身コイルセット９２中
の傾斜磁場コイル４１に接続するには、制御回路４０が
対応するスイッチング・アセンブリ９０に印加されるイ
ネーブル信号を発生する。従って、イネーブル信号が発
生すると、サイリスタ１０６及び１０８は勾配増幅器と
傾斜磁場コイルとの間に正及び負の電流を導通させるこ
とが可能な状態になる。

【００３９】図７には、勾配増幅器と傾斜磁場コイルと
の間に流れる勾配電流の典型的な波形を示すグラフが描
かれている。図７のグラフでは、縦軸は電流の大きさを
表し、横軸は時間を表す。図７に示す傾斜磁場コイル波
形１２２は、図３に示すスライス選択勾配７８（Ｇｚ）
に対応する。勾配電流波形１２２は、第１の正パルス１
２４を有し、これは負パルス１２６に遷移する。電流波
形１２２は、さらにほぼゼロの振幅とある正の振幅との
間で遷移する第２の正パルス１２８を有する。パルス１
２４及び１２８のかなりの部分はサイリスタ１０６を介
して勾配増幅器と傾斜磁場コイルの間に流れる。同様
に、電流パルス１２６のかなりの部分はサイリスタ１０
８を介して傾斜磁場コイルと勾配増幅器の間に流れる。
図７に破線のブロックで示す部分１３０は、勾配電流が
ある正の大きさから０を通ってある負の振幅に遷移する
部分を表している。図７にもう一つの破線ブロックで示
す部分１３２は、電流パルス１２８がある正の大きさか
らほぼゼロに近い値へ遷移する部分を示している。これ
らの部分１３０及び１３２における電流波形１２２とス
イッチング・アセンブリ９０の他の電流及び電圧信号と
の関係が図８及び９のグラフに示されている。

【００４０】図８には、電流波形１２２の部分１３０の
間のスイッチング・アセンブリ９０のいくつかの点にお
ける電流及び電圧を示すグラフが描かれている。図８の
縦軸１３４は、電流または電圧の振幅を表し、横軸１３
６は時間を表す。一番上の波形１３５は、勾配増幅器９
６により供給される電流を表している。勾配電流は、約
２５０アンペアの正の振幅から約２５０アンペアの負の
振幅に遷移し、その際概ね参照符号１３８で示す点でゼ
ロ交差する。概ね参照符号１５０及び１５１で示す点
は、電流１３５がサイリスタの保持電流スレッショルド
値（例えば１００〜３００ミリアンペア）を通過するレ
ベルを示す。

【００４１】図８に全体として符号１４０で示す次の波
形は、ノード１４４の電圧を基準に測定された図６のス
イッチング素子１０２のノード１４２の電圧を表したも
のである。全体として参照符号１４６及び１４８で示す
部分の電圧レベルは、サイリスタが導通している時のサ
イリスタの端子間電圧（すなわち約０．５〜１．０ボル
ト）を表す。全体として符号１４７及び１４９で示す部
分の電圧レベルは、ステアリング回路１０４を導通状態
にするために必要な電圧（例えば約４ボルト）を表して
いる。

【００４２】全体として符号１５２で示す次の波形は、
図６のスイッチング素子１０２を通って流れる勾配電流
１３５の部分を表したものである。波形１５２の第１の
部分１５６はサイリスタ１０６を通って流れる電流を表
し、波形１５２の第２の部分１５８はサイリスタ１０８
を通って流れる電流を表している。

【００４３】全体として参照符号１６０で示す次の波形
は、ステアリング回路１０４を通って流れる電流を表し
たものである。この電流の第１の部分１６２は、図６に
示すステアリング回路１０４のトランジスタ１１４を通
って流れ、第２の部分１６４は回路１０４のトランジス
タ１１６を通って流れる。

【００４４】全体として符号１６６で示す一番下の波形
は、傾斜磁場コイル４２を励磁する勾配電流を表したも
のである。この電流波形１６６は、増幅器９６によって
供給される電流１３５とほぼ一致し、従ってこの波形で
はスイッチング・アセンブリ９０を通って流れる電流の
線形導通が示されている。すなわち、増幅器９６によっ
て生じるほぼ全勾配電流が増幅器９６と傾斜磁場コイル
４２との間に導通する。

【００４５】図９は、図８に示されているのと同じスイ
ッチング・アセンブリ９０のいくつかの点で測定された
電流及び電圧を表すグラフである。ただし、図９のグラ
フは、図７に示す電流波形１２２の部分１３２の間にお
ける電流及び電圧を示したものである。

【００４６】全体として参照符号１６８で示す一番上の
波形は、増幅器９６によって生じる電流を表す波形であ
る。電流１６８は、正の大きさからサイリスタの保持電
流の大きさを表すスレッショルド値レベル１７０を通過
して、符号１７２で示すゼロ（または非常に小さいい振
幅）値へ遷移する。

【００４７】全体として符号１７４で示す次の波形は、
図６におけるスイッチング素子１０２のノード１４２と
１４４との間で測定された電圧を表したものである。符
号１７５で示す電圧波形１７４の部分は、サイリスタ１
０６が導通状態にある時のサイリスタ１０６の端子間電
圧を表している。全体として符号１７６で示す電圧波形
１７４の部分は、ステアリング回路１０４が導通状態の
中にある時のノード１４２と１４４との間の電圧を表
す。

【００４８】全体として符号１７７で示す次の波形は、
サイリスタ１０６を通って流れる増幅器電流１６８の部
分を表したものである。全体として符号１７８で示す次
の波形は、ステアリング回路１０４、特にトランジスタ
１１４を通って流れる増幅器電流１６８の部分を表す。

【００４９】最後に、全体として符号１７９で示す一番
下の波形は、コイル４２中の勾配電流を表したものであ
る。この場合も、ステアリング回路１０４をスイッチン
グ素子１０２と組み合わせた結果として、上記の部分１
３２の間に生じる電流を含めて勾配増幅器９６により生
じるほぼ全勾配電流が増幅器９６と傾斜磁場コイル４２
との間に流れる。

【００５０】次に、図８及び９に示す勾配増幅器９６と
傾斜磁場コイル４２との間における勾配電流の線形導通
について、図６に示すスイッチング・アセンブリ９０の
実施形態に基づき説明する。図示のように、ステアリン
グ回路１０４は、抵抗器１８０（例えば６．８オーム、
２．５Ｗ）、ダイオード１８２及び１８４（例えば米国
カリフォルニア州サンタクララのＩＸＹＳＣｏｒｐ．
社から入手可能な部品番号ＤＳＡ１−１８Ｄ）、トラン
ジスタ１１４、及び抵抗器１８６（例えば１０オーム、
２．５Ｗ）を有し、これらの回路素子は互いに直列に接
続されている。これらの回路素子からなる直列回路はサ
イリスタ１０６と並列に接続されている。従って、サイ
リスタ１０６またはトランジスタ１１４のいずれかの導
通状態によって、勾配増幅器と傾斜磁場コイルとの間に
通電経路が形成され得る。上に述べたように、トランジ
スタ１１４の接続構成は、トランジスタ１１４のエミッ
タに接続されたサイリスタ１０６のゲート１１０がオン
になるようトランジスタ１１４のゲート−エミッタ・ジ
ャンクションに順方向バイアスをかけるのに十分なイネ
ーブル信号が制御回路４０からゲート１１８に供給され
るようになっている。従って、サイリスタ１０６は、勾
配電流の大きさがサイリスタのスレッショルド保持電流
以上である限り、増幅器９６とコイル４２との間の電流
を導通させることができる。さらに、トランジスタ１１
４のゲート−エミッタ・ジャンクションに順方向バイア
スがかかっていると、トランジスタ１１４はそのコレク
タ電圧が十分に高い時に常に導通状態を取ることができ
る。

【００５１】サイリスタ１０６がイネーブルで導通状態
にある時、ノード１４２と１４４との間の電圧は約０．
５〜１．０ボルトで、トランジスタ１１４を導通状態に
するには不十分である。しかしながら、サイリスタ１０
６を通る勾配電流がいったん保持電流スレッショルド値
以下に落ちると、サイリスタ１０６は非導通状態に遷移
し、その結果ノード１４２と１４４の間の電圧が上昇さ
せられる。ノード１４２と１４４の間の電圧がトランジ
スタ１１４を導通状態にするのに十分なレベルに達する
と、勾配電流はトランジスタ１１４を通って勾配増幅器
と傾斜磁場コイルとの間に導通するよう制御されるされ
る。図６に示す特定の実施形態においては、ノード１４
２と１４４との間の電圧が約４ボルトの時この状況が生
じる。しかしながら、本発明の他の実施形態において
は、当業者には容易に理解されるように、この電圧レベ
ルは異なり得、ステアリング回路１０４で使用される具
体的な構成及び構成要素パラメータによって決まるとい
うことに留意するべきである。

【００５２】ステアリング回路１０４は、さらに、互い
に直列に接続された抵抗器１８８（例えば６．８オー
ム、２．５Ｗ）、ダイオード１９０及び１９２（例えば
ＤＳＡ１−１８Ｄ）、トランジスタ１１６、及び抵抗器
１９４（例えば１０オーム、２．５Ｗ）を備えている。
これらの回路素子の組合せからなる直列回路はサイリス
タ１０８と並列に接続されており、サイリスタ１０８ま
たはトランジスタ１１６のいずれかの導通状態によって
勾配増幅器と傾斜磁場コイルとの間に通電経路が形成さ
れるようになっている。トランジスタ１１４と同様に、
トランジスタ１１６の接続構成は、そのゲート１２０に
トランジスタ１１６のゲート−エミッタ・ジャンクショ
ンに順方向バイアスをかけかつサイリスタ１０８のゲー
ト１１２をオンにするのに十分なイネーブル信号が制御
回路４０から供給されるようになっている。従って、サ
イリスタ１０８は、イネーブル信号がトランジスタ１１
６のゲート１２０に与えられ、勾配電流の振幅が十分な
レベル（すなわち、サイリスタ１０８の保持電流より大
きいレベル）である限り、勾配電流を導通させることが
できる。勾配電流の振幅が必要な保持電流レベル以下で
あると、サイリスタ１０８はもはや導通状態を維持する
ことができない。その結果、サイリスタ１０８が非導通
状態に遷移するので、ノード１４４と１４２との間の電
圧はトランジスタ１１６を導通状態にするのに十分なレ
ベル（例えば約４ボルト）に達するまで上昇する。

【００５３】図６に示すように、スイッチング・アセン
ブリ９０は、さらに抵抗器１９６（例えば２．２キロオ
ーム、２．５Ｗ）、ダイオード１９８（例えばＤＳＡ１
−１８Ｄ、１，８００Ｖ）、及びコンデンサ２００（例
えば１ナノファラッド、２，０００Ｖ）を有する。これ
らの回路素子はサイリスタ１０６が導通状態と非道通状
態との間で遷移する際に生じ得る全ての電圧スパイクを
吸収するようサイリスタ１０６の両端間に並列に接続さ
れている。同様に、スイッチング・アセンブリ９０は抵
抗器２０２（例えば２．２キロオーム、２．５Ｗ）、ダ
イオード２０４（例えばＤＳＡｌ−１８Ｄ、１，８００
Ｖ）、及びコンデンサ２０６（例えば１ナノファラッ
ド、２，０００Ｖ）を有している。これらの回路素子は
サイリスタ１０８が導通状態と非道通状態との間で切り
換わる際に生じる電圧スパイクを吸収するようサイリス
タ１０８の両端間に並列に接続されている。

【００５４】図６に示すスイッチング・アセンブリ９０
の特定の実施形態はもっぱら例示説明のためのものであ
り、発明の範囲を制限しようと意図されたものではない
ということに留意するべきである。当業者には容易に理
解されるように、スイッチング・アセンブリ９０の種々
の構成要素のトポロジーは、実質的に線形な電流が得ら
れるような多くの形をとることができる。さらに、スイ
ッチング・アセンブリ９０は、付加機能を遂行する他の
種々の要素を含めても良い。一例として、スイッチング
・アセンブリ９０は、トランジスタ１１４及び１１６の
ゲート−エミッタ・ジャンクションを保護するための種
々の要素や、ステアリング回路１０４を負荷状態や単一
故障状態に対して保護するためのヒューズを備えてもよ
い。さらに、スイッチング・アセンブリ９０は、サイリ
スタ１０６及び１０８の導通状態を監視し、状態情報及
び他の診断情報を制御回路４０に報告するための要素を
設けることが可能である。

【００５５】再度ステアリング回路１０４に関連して、
抵抗器１８０、ダイオード１８２、ダイオード１８４、
トランジスタ１１４及び抵抗器１８６を通って流れる電
流の大きさは数１００ミリアンペアのオーダーであると
いうことに留意するべきである。同様に、抵抗器１８
８、ダイオード１９０、ダイオード１９２、トランジス
タ１１６及び抵抗器１９４を通って流れる電流も僅か数
１００ミリアンペア程度である。従って、ステアリング
回路１０４で消費される電力は比較的低レベルであるか
ら、ステアリング回路１０４を構成する個々の回路素子
は必ずしも電力用素子である必要がない。従って、ステ
アリング回路１０４は小さな面積の部分に容易に実装す
ることができる。実際、スイッチング・アセンブリ９０
を電流の線形導通が重要な全ての用途で使用することが
できるように、ステアリング回路１０４とスナッバ回路
をサイリスタ１０６及び１０８と同じ物理パッケージに
実装することが考慮されている。

【００５６】さらに、本発明のスイッチング・アセンブ
リ９０はＭＲＩシステムとの関連で説明したが、このス
イッチング素子９０は、正負の振の間で遷移する電流及
び／またはほぼゼロに近い振幅を持つ電流を含めて電流
の線形導通が望まれる全ての用途で使用できることが予
期されるといことも理解されるべきである。そのような
用途としては、他の種類の医療用画像診断システム、モ
ータ駆動システム、電球を駆動するための電気システム
等があるが、これに限定されるものではない。

【００５７】以上、本発明を図面を参照して特定の実施
形態により詳細に説明したが、本発明は様々な修正態様
並びに代替態様をなすことが可能である。しかしなが
ら、本発明は本願に開示した具体的な形態に制限される
ものではないことは理解されよう。より正確に言うと、
本発明は、特許請求の範囲の記載によって明確に規定さ
れる発明の精神及び範囲に含まれる全ての修正態様、等
価態様並びに代替態様を包括するものである。

【００５８】

【発明の効果】本発明によれば、エネルギー消費が小さ
く、構成要素数が最少で、スイッチングが静かにかつ確
実に高速で行われ、比較的磁場の影響を受けにくく、電
磁妨害の発生が少なく、電力用素子を用いる必要のない
安価かつ取付スペースが小さくて済むスイッチング回路
が得られ、ＭＲＩシステム等の性能向上への少なからぬ
貢献が期待される。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の技術のいくつかの態様を実施する画
像診断用ＭＲＩシステムの概略ブロック図である。

【図２】図１に示す形態のシステム用のコントローラ
におけるパルスシーケンス表現モジュールの機能構成要
素を示すブロック図である。

【図３】図１のシステムに実装することが可能なＭＲ
Ｉ検査用の典型的なパルスシーケンス表現を示すグラフ
である。

【図４】図１のシステムの勾配増幅器アセンブリ、ス
イッチング・アセンブリ、及び傾斜磁場コイルアセンブ
リの概略ブロック図で、ＭＲＩ検査時に勾配増幅器がツ
イン傾斜磁場コイルセットの一方のセットに選択的に接
続される様子が示されている。

【図５】図４のスイッチング・アセンブリの概略ブロ
ック図で、スイッチング素子及びステアリング回路が示
されている。

【図６】図５のスイッチング・アセンブリの一実施形
態の概略回路図である。

【図７】図２のパルスシーケンス表現におけるＺ軸傾
斜磁場コイルの勾配電流を示すグラフである。

【図８】図７の勾配電流のある正の大きさからある負
の大きさへの遷移時に図６のスイッチング・アセンブリ
のいくつかの点で測定された電流及び電圧を示すグラフ
である。

【図９】図７の勾配電流のある正の大きさからほぼゼ
ロの大きさへの遷移時に図６のスイッチング・アセンブ
リ中のいくつかの点で測定された電流及び電圧を示すグ
ラフである。

【符号の説明】

１０ＭＲＩシステム１２スキャナ１４システム制御装置２６傾斜磁場コイルアセンブリ４０制御回路４１〜４６傾斜磁場コイル４８勾配増幅・制御回路４８６６パルスシーケンス７８勾配パルス９０スイッチング・アセンブリ９６，９６，１００勾配増幅器１０１電源（駆動手段）１０２スイッチング素子１０３負荷１０４ステアリング回路１０５制御回路１０６，１０８サイリスタ１１４，１１６トランジスタ１３５勾配電流１６２，１５６勾配電流の第１の部分１６４，１５８勾配電流の第２の部分

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】電源と負荷との間で電流を線形導通させ
るスイッチング回路において：電源と負荷との間に接続
されていて、電流の大きさによって決まる第１の動作段
階の間、電源と負荷の間に電流の第１の部分が導通する
導通状態を持つスイッチング素子と；電源と負荷との間
に接続されていて、第２の動作段階の間、電源と負荷の
間に電流の第２の部分が導通する導通状態を持つ電流ス
テアリング回路と；を有することを特徴とするスイッチ
ング回路。
【請求項２】上記スイッチング素子が上記第２の動作
段階の間非導通状態を取ることを特徴とする請求項１記
載のスイッチング回路。
【請求項３】上記電流ステアリング回路が上記第１の
動作段階の間非導通状態を取ることを特徴とする請求項
１記載のスイッチング回路。
【請求項４】上記第２の動作段階が電流の大きさがゼ
ロでないスレッショルド値以下の時生じることを特徴と
する請求項１記載のスイッチング回路。
【請求項５】上記第２の動作段階が上記スイッチング
素子が導通状態から非導通状態へ遷移する時生じること
を特徴とする請求項１記載のスイッチング回路。
【請求項６】上記スイッチング素子が電流の大きさの
絶対値がゼロでないスレッショルド値以下に下がった時
導通状態から非道通状態へ遷移することを特徴とする請
求項１記載のスイッチング回路。
【請求項７】上記スイッチング素子がシリコン制御整
流器（ＳＣＲ）よりなることを特徴とする請求項１記載
のスイッチング回路。
【請求項８】上記電流ステアリング回路が上記第２の
動作段階の間、電流を導通させるトランジスタよりなる
ことを特徴とする請求項７記載のスイッチング回路。
【請求項９】上記スイッチング素子が一対の逆並列接
続されたシリコン制御整流器よりなることを特徴とする
請求項１記載のスイッチング回路。
【請求項１０】少なくとも１つの第１のパルスを含む
パルスシーケンスに従ってＭＲＩ走査を実行する核磁気
共鳴撮像（ＭＲＩ）システムにおいて：ＭＲＩ走査時に
傾斜磁場を作り出す傾斜磁場コイルアセンブリと；傾斜
磁場コイルアセンブリがパルスシーケンスに従って傾斜
磁場を作り出すように傾斜磁場コイルアセンブリを駆動
する増幅器と；増幅器と傾斜磁場コイルアセンブリとの
間に導通経路を形成するスイッチング・アセンブリであ
って：パルスシーケンスの第１のパルスの第１の部分の
間に導通状態を持つ第１のスイッチング素子と；第１の
スイッチング素子と並列に接続されていて、パルスシー
ケンスの第１のパルスの第２の部分の間に導通状態を持
つ第２のスイッチング素子と；よりなり、導通経路がほぼ第１のパルスの持続期間全体にわたって
増幅器と傾斜磁場コイルアセンブリとの間に形成される
ようになっているスイッチング・アセンブリと；を有す
ることを特徴とするシステム。
【請求項１１】上記パルスシーケンスの第１のパルス
の第１の部分が上記第１のスイッチング素子を通って導
通する電流の大きさにによって決まることを特徴とする
請求項１０記載のシステム。
【請求項１２】上記第１のパルスの第２の部分が上記
第１のスイッチング素子を通って導通する電流の大きさ
がゼロでないスレッショルド値に達した時生じることを
特徴とする請求項１１記載のシステム。
【請求項１３】上記第１のスイッチング素子及び第２
のスイッチング素子が、各々上記増幅器と上記傾斜磁場
コイルアセンブリとの間で同じ方向に電流を導通させる
単方向導電素子であることを特徴とする請求項１０記載
のシステム。
【請求項１４】上記第１のスイッチング素子がシリコ
ン制御整流器よりなることを特徴とする請求項１０記載
のシステム。
【請求項１５】上記第２のスイッチング素子がトラン
ジスタよりなることを特徴とする請求項１４記載のシス
テム。
【請求項１６】上記スイッチング・アセンブリが：上
記第１のスイッチング素子と並列に接続されていて、上
記第１のパルスとは逆の極性を持つ上記パルスシーケン
スの第２のパルスの第１の部分の間に導通状態を持つ第
３のスイッチング素子と；第３のスイッチング素子と並
列に接続されていて、ほぼ第２のパルスの持続期間全体
にわたって上記増幅器と上記傾斜磁場コイルアセンブリ
との間に導通経路が形成されるように、パルスシーケン
スの第２のパルスの第２の部分の間に導通状態を持つ第
４のスイッチング素子と；を有することを特徴とする請
求項１０記載のシステム。
【請求項１７】上記傾斜磁場コイルアセンブリが第１
の傾斜磁場コイルセット及び第２の傾斜磁場コイルセッ
トよりなり、上記スイッチング・アセンブリが選択的に
第１の傾斜磁場コイルセットまたは第２の傾斜磁場コイ
ルセットを上記増幅器に接続することを特徴とする請求
項１０記載のシステム。
【請求項１８】ＭＲＩデータを収集する核磁気共鳴撮
像（ＭＲＩ）システムにおいて：勾配パルスのシーケン
ス及び検出パルスのシーケンスを持つイメージング・プ
ロトコルを含むメモリに記憶されたプログラムに従って
ＭＲＩデータの収集を制御するプロセッサと；勾配パル
スのシーケンスに従って傾斜磁場コイルアセンブリを駆
動する勾配増幅器と；マグネット、勾配パルスのシーケ
ンスに従って傾斜磁場を作り出す傾斜磁場コイルアセン
ブリ、及びＲＦコイルアセンブリよりなる記憶されたイ
メージング・プロトコルに従ってＭＲＩ走査を実行する
ＭＲＩスキャナと；勾配増幅器と傾斜磁場コイルアセン
ブリとの間に接続されていてこれらの間に導通経路を形
成するスイッチング・アセンブリであって：第１の勾配
パルスの第１の部分の間に導通状態を持つ第１のスイッ
チング素子と；第１のスイッチング素子と並列に接続さ
れていて、パルスシーケンスの第１のパルスの第２の部
分の間に導通状態を持つ第２のスイッチング素子と；よ
りなり、導通経路がほぼ第１のパルスの持続期間全体にわたって
勾配増幅器と傾斜磁場コイルアセンブリとの間に形成さ
れるようになっているスイッチング・アセンブリと；検
出パルスのシーケンスに従ってＭＲＩ走査から得られる
ＭＲＩデータを検出する上記ＲＦコイルに接続されたＲ
Ｆ検出器と；を有することを特徴とするシステム。
【請求項１９】上記第１のスイッチング素子がシリコ
ン制御整流器よりなることを特徴とする請求項１８記載
のシステム。
【請求項２０】上記スイッチング・アセンブリが：上
記第１のスイッチング素子と逆並列に接続されていて、
上記第１の勾配パルスとは逆の極性を持つ第２の勾配パ
ルスの第１の部分の間に導通状態を持つ第３のスイッチ
ング素子と；第３のスイッチング素子と並列に接続され
ていて、ほぼ第２のパルスの持続期間全体にわたって上
記勾配増幅器と上記傾斜磁場コイルアセンブリとの間に
導通経路が形成されるように、第２のパルスの第２の部
分の間に導通状態を持つ第４のスイッチング素子と；を
有することを特徴とする請求項１８記載のシステム。
【請求項２１】上記第１のスイッチング素子及び第３
のスイッチング素子が各々シリコン制御整流器よりなる
ことを特徴とする請求項２０記載のシステム。
【請求項２２】上記傾斜磁場コイルアセンブリが第１
の傾斜磁場コイルセット及び第２の傾斜磁場コイルセッ
トよりなり、上記スイッチング・アセンブリが選択的に
第１の傾斜磁場コイルセットまたは第２の傾斜磁場コイ
ルセットに上記増幅器を接続することを特徴とする請求
項１８記載のシステム。
【請求項２３】傾斜磁場コイルアセンブリを含むＭＲ
Ｉシステムによってパルスシーケンスに従って核磁気共
鳴撮像（ＭＲＩ）走査を行う方法において：パルスシー
ケンスを受け取るステップと；パルスシーケンスに従っ
て傾斜磁場コイルアセンブリを駆動するための複数の電
流パルスよりなる電流を発生するステップと；第１のス
イッチング素子及び第１のスイッチング素子と並列に接
続された第２のスイッチング素子よりなるスイッチング
・アセンブリを通して傾斜磁場コイルアセンブリへ電流
を導通させるステップと；第１の電流パルスの第１の部
分の間、第１のスイッチング素子を第１の電流パルスの
間の電流の大きさによって決まる導通状態にするステッ
プと；電流をほぼ第１の電流パルスの持続期間全体にわ
たって傾斜磁場コイルアセンブリへ導通させるように、
第１の電流パルスの第２の部分の間第２のスイッチング
素子を導通状態にするステップと；を有することを特徴
とする方法。
【請求項２４】上記第２のスイッチング素子を導通状
態にするステップが電流の大きさの絶対値がゼロでない
スレッショルド値以下の時行われることを特徴とする請
求項２３記載の方法。
【請求項２５】上記第２のスイッチング素子を導通状
態にするステップが上記第１のスイッチング素子が非導
通状態に遷移する時行われることを特徴とする請求項２
３記載の方法。
【請求項２６】上記スイッチング・アセンブリが上記
第１のスイッチング素子と逆並列に接続された第３のス
イッチング素子、及び第３のスイッチング素子と並列に
接続された第４のスイッチング素子を有し、かつ：上記
第１の電流パルスと逆の極性を有する第２の電流パルス
の第１の部分の間、第３のスイッチング素子を第２の電
流パルスの間の電流の大きさによって決まる導通状態に
するステップと；電流をほぼ第２の電流パルスの持続期
間全体にわたって傾斜磁場コイルアセンブリへ導通させ
るように、第２の電流パルスの第２の部分の間第４のス
イッチング素子を導通状態にするステップと；をさらに
有することを特徴とする請求項２３記載の方法。
【請求項２７】上記傾斜磁場コイルアセンブリが傾斜
磁場コイルの第１のセット及び傾斜磁場コイルの第２の
セットよりなり、かつ：上記スイッチング・アセンブリ
を傾斜磁場コイルの第１のセットに接続するステップ
と；上記第１のパルスシーケンスの間傾斜磁場コイルの
第１のセットへ電流を導通させるステップと；スイッチ
ング・アセンブリを傾斜磁場コイルの第２のセットに接
続するステップと；上記第２のパルスシーケンスの間傾
斜磁場コイルの第２のセットへ電流を導通させるステッ
プと；をさらに有することを特徴とする請求項２３記載
の方法。
【請求項２８】ＭＲＩ走査の結果としてＭＲＩデータ
を生成するステップと；ＭＲＩデータを検出するステッ
プと；をさらに有することを特徴とする請求項２３記載
の方法。