JP4817507B2 - 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 - Google Patents
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Description
【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（Ｂ０）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３０；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、ＲＦ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、ＲＦ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４４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ＣＰＵ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、ＲＦ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１０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７４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４８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４４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１００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９６、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（Ｇｘ）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１０１（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４０）によって制御される。スイッチング・アセンブリ９０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Ｉhold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（Ｉhold）（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１０６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（Ｓｅｍｉｋｒｏｎ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ）より入手可能な部品番号ＳＫＫＴ２５０／１６Ｅ）。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１０８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１１６（例えば米国カリフォルニア州サンタクララのＩＸＹＳ Ｃｏｒｐ．社から入手可能な部品番号ＩＸＢＨ９Ｎ１６０）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１１８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１２４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１２４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１０８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１３６は時間を表す。一番上の波形１３５は、勾配増幅器９６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１０６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１３２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ＩＸＹＳ Ｃｏｒｐ．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１１４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１０６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１４２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１１６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、１，８００Ｖ）、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１８８、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ＭＲＩ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】
１０ ＭＲＩ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４８
６６ 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
【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（Ｂ０）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３０；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、ＲＦ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、ＲＦ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４４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ＣＰＵ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、ＲＦ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１０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７４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４８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４４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１００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９６、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（Ｇｘ）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１０１（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４０）によって制御される。スイッチング・アセンブリ９０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Ｉhold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（Ｉhold）（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１０６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（Ｓｅｍｉｋｒｏｎ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ）より入手可能な部品番号ＳＫＫＴ２５０／１６Ｅ）。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１０８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１１６（例えば米国カリフォルニア州サンタクララのＩＸＹＳ Ｃｏｒｐ．社から入手可能な部品番号ＩＸＢＨ９Ｎ１６０）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１１８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１２４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１２４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１０８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１３６は時間を表す。一番上の波形１３５は、勾配増幅器９６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１０６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１３２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ＩＸＹＳ Ｃｏｒｐ．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１１４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１０６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１４２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１１６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、１，８００Ｖ）、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１８８、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ＭＲＩ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】
１０ ＭＲＩ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４８
６６ 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 (6)
- ある極性をもつ第１のパルスを少なくとも含むパルスシーケンスに従ってＭＲＩ走査を実行するための核磁気共鳴撮像（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うち第１のパルスの部分の間、増幅器から傾斜コイルアセンブリに入力されるパルスシーケンスのうち第１のパルスの部分の電流の大きさの絶対値がゼロでないスレッショルド値より大きいときに、上記増幅器と上記傾斜コイルアセンブリとの間に導通路を形成するための導通状態を持ち、第１のパルスの部分の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落ち込んだときに、非導通状態に遷移する第１のスイッチング素子と；
前記第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うち第１のパルスの部分の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落ち込んだときに導通状態に遷移する第２のスイッチング素子と；
を有し、
その結果、上記導通経路がほぼ第１のパルスの持続期間全体にわたって上記増幅器と上記傾斜磁場コイルアセンブリとの間に継続的に形成されるようになっていることを特徴とするシステム。 - 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１記載のシステム。
- 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１記載のシステム。
- 傾斜磁場コイルアセンブリを含むＭＲＩ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；
１対のパルスのうち第１極である第１のパルス電流の部分の間、増幅器から傾斜コイルアセンブリに入力されるパルスシーケンスのうち第１のパルスの部分の電流の大きさの絶対値がゼロでないスレッショルド値より大きいときに、上記第１のスイッチング素子を導通状態にし、第１のパルスの部分の電流の大きさの絶対値が上記スレッショルド値以下に落ち込んだときに、上記第１のスイッチング素子を非導通状態にするステップと；
第１のパルス電流の部分の間、上記第１のスイッチング素子を流れる電流の絶対値が上記スレッショルド値以下に落ち込んだときに、上記電流が上記第１のパルス電流の持続期間全体にわたって上記勾配コイルアセンブリに導かれるように、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と；
を有することを特徴とする方法。 - 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４記載の方法。 - 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４記載の方法。
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