JP7337920B2 - Ｍｒｉ用途のためのｒｆパルスの生成 - Google Patents

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）の分野に関し、特に、ＲＦパルスを生成するための、及び、これらのＲＦパルスをＭＲＩシステムのＲＦ送信コイルに転送するためのＲＦ送信器を備えるＭＲＩシステムのためのＲＦ（ラジオ周波）送信器に関する。ＲＦ増幅器に加えて、ＲＦ送信器は、電気エネルギーを貯蔵し、ＲＦパルスを生成するための電流をＲＦ増幅器に提供するためＲＦ増幅器に結合されたコンデンサバンクと、電気エネルギーによりコンデンサバンクを充電するための充電電流を生成するためコンデンサバンクに結合された基幹電源とを含む。本発明は、更に、ＲＦ送信器を含むＭＲＩシステムのためのＲＦパルスを生成する方法に関し、ＲＦ送信器が、基幹電源とコンデンサバンクとＲＦ増幅器とを備え、本方法が、以下の方法のステップ、すなわち、基幹電源において充電電流を生成し、充電電流によりコンデンサバンクを充電するステップと、ＲＦパルスを生成するためにコンデンサバンクによる電流をＲＦ増幅器に提供するステップと、ＲＦ増幅器においてＲＦパルスを生成し、これらのＲＦパルスをＭＲＩシステムのＲＦ送信コイルに転送するステップとを有する。

磁気共鳴イメージング用途における現在のＲＦ増幅器は、生成されることが要求されるパルスエネルギーを貯蔵するために大きいコンデンサバンクを使用する。これらのＲＦ増幅器は、典型的には、基幹電源と、エネルギー貯蔵のためのコンデンサバンクと、貯蔵されたエネルギーを使用するＲＦ増幅器とを備える。コンデンサバンクは、通常、基幹電源からのパルス間に再充電される。概して、ＲＦ送信は、勾配場が操作される、及び／又は、ＲＦ信号が受信される間のかなりの時間で非常に短いパルスにより発生する。

ＲＦ増幅器においてコンデンサバンクを充電する基幹電源は、多くの場合、スイッチング式電源技術を使用する。スイッチング式電源は、コンデンサバンク電圧が閾値電圧未満であるとき、コンデンサバンクを再充電することを開始する。充電電流は電源において制限され、コンデンサバンク電圧が閾値電圧よりほんのわずかに低い場合、何らかの制御アルゴリズムが充電電流を制限するために追加される。したがって、再充電はＲＦ増幅器による放電の始動に対して何らかの遅延を伴って始まる。したがって、最大電源電流は、短いハイパワーＲＦパルス中には利用可能ではない。

米国特許出願公開第２０１７／２６１５７３（Ａ１）号は、磁気共鳴イメージング装置が増幅器とコンデンサバンクと処理回路とを含むことを説明している。増幅器は、イメージングシーケンスに基づいて、ラジオ周波磁場を生成するＲＦコイルにＲＦパルスを供給する。コンデンサバンクは、増幅器に電力を供給する。処理回路は、イメージングシーケンスにおけるＲＦパルスの状態及び増幅器の出力効率に基づいて、イメージングシーケンスによるイメージングが実行されることができるか否かを判断する。

ＭＲＩ用途のためのＲＦパルスの生成をより効率的なものにすることが本発明の目的である。

本発明によると、この目的が独立請求項の主題により解決される。本発明の好ましい実施形態が下位の請求項において説明されている。

したがって、本発明によると、ＭＲＩシステムのためのＲＦ送信器であって、ＲＦ送信器が、
－ ＲＦパルスを生成するための、及びこれらのＲＦパルスをＭＲＩシステムのＲＦ送信コイルに転送するためのＲＦ増幅器と、
－ 電気エネルギーを貯蔵するための、及びＲＦパルスを生成するための電流をＲＦ増幅器に提供するための、ＲＦ増幅器に結合されたコンデンサバンクと、
－ 電気エネルギーによりコンデンサバンクを充電するための充電電流を生成するための、コンデンサバンクに結合された基幹電源と、
コンデンサバンクに対する充電電流の生成を制御するための、基幹電源に結合された電源制御ユニットと、
を備え、
電源制御ユニットが、コンデンサバンクから引き出される実際の電流及び／又は将来の電流を示す標示信号を受信すること、及び、標示信号に基づいてコンデンサバンクに対する充電電流の生成を制御することに適応された、
ＲＦ送信器が提供される。

したがって、本発明は、更なる情報を使用することによりＭＲＩ ＲＦ送信器のための電源制御を解決する。この情報は、電圧降下が依然として非常に小さい場合であってもコンデンサバンクに対する再充電電流が有効化される手法により使用される。これは、同じパフォーマンスレベルにおいてより小さいコンデンサバンク値を可能にする。本発明によると、コンデンサバンク再充電電流がいつ開始しなければならないか、及びそれがどれほど大きくなければならないかを特定するための異なる可能性が存在する。

この点について、本発明の好ましい実施形態によると、コンデンサバンクに結合された、及び、コンデンサバンクから引き出される実際の電流を測定することに、及び、この電流に基づいて標示信号を生成することに適応されたコンデンサバンク電流センサーが提供される。この手法により、基幹電源からコンデンサバンクに供給される充電電流の制御は、コンデンサバンクから引き出される実際の電流により直接影響される。言い換えると、コンデンサバンクから引き出される実際の電流は、コンデンサバンクのそれぞれの再充電を直接トリガーする。

追加的に、又は代替的に、本発明の好ましい実施形態によると、ＲＦ増幅器に結合された、及び、電流引き出しを計算するための基礎を形成し得る、ＲＦ増幅器において生成された実際のＲＦパワーを測定することに適応されたＲＦ増幅器パワーセンサーが提供される。本発明のこの好ましい実施形態によると、ＲＦ増幅器において生成された実際のＲＦパワーが、コンデンサバンクの再充電をトリガーする。

概して、ＲＦ増幅器が、ＲＦ増幅器に電流を供給するためのコンデンサバンクにのみ結合されていることが可能である。しかし、本発明の好ましい実施形態によると、ＲＦ増幅器は、更に、基幹電源から電流を直接引き出すために基幹電源に直接結合されている。基幹電源からの電流がＲＦパルスの最大部分中に利用可能であることが望ましい。したがって、本発明のこの好ましい実施形態によると、コンデンサバンクからの電流だけでなく基幹電源から直接取得された電流も、ＲＦ増幅器においてＲＦパワーを生成するために使用される。これは、同じパフォーマンスレベルにおいて、より小さいコンデンサバンク値を更に可能にする。

基幹電源に関して、本発明は、異なる種類の電源を可能にする。しかし、本発明の好ましい実施形態によると、基幹電源はスイッチング式電源である。

本発明は、更に、上述のようにＲＦ送信器を含むＭＲＩシステムに関する。この点について、本発明の好ましい実施形態によると、ＭＲＩは、送信コイルと、電源制御ユニットに結合された、及び、ＭＲＩシステムの送信コイルに対する将来のＲＦパワー需要に基づくコンデンサバンクから引き出される将来の電流に基づく標示信号を生成することに適応された情報ユニットとを更に備える。したがって、ＲＦパワー需要に関する情報が電源制御ユニットに、及び、ひいてはＲＦ増幅器に、独立した通信を介して、ＭＲＩシステムにより提供されて、ＲＦパワー需要に基づく、及びＲＦパワー需要から導出された、いつ及びどれだけの電流がコンデンサバンクから引き出されるかを電源制御ユニットに知らせてもよい。

本発明は、更に、ＲＦ送信器を含むＭＲＩシステムのためのＲＦパルスを生成する方法であって、ＲＦ送信器が、基幹電源とコンデンサバンクとＲＦ増幅器とを備え、方法が、以下の方法のステップ、すなわち、
－ 基幹電源において充電電流を生成し、充電電流によりコンデンサバンクを充電するステップと、
－ ＲＦパルスを生成するためにコンデンサバンクによる電流をＲＦ増幅器に提供するステップと、
－ ＲＦ増幅器においてＲＦパルスを生成し、これらのＲＦパルスをＭＲＩシステムのＲＦ送信コイルに転送するステップと、
－ コンデンサバンクから引き出される実際の電流及び／又は将来の電流を推定するステップと、
－ コンデンサバンクから引き出される推定された実際の電流及び／又は将来の電流に基づいて、コンデンサバンクに対する充電電流の生成を制御するステップと、
を有する方法に関する。

上述の方法の好ましい実施形態は、ここまでに更に説明されているＲＦ送信器の好ましい実施形態に関連している。この点について、好ましくは、本方法は、以下の方法のステップ、すなわち、ＲＦパルスが生成される、及びＲＦ送信コイルに転送される直前に、充電電流がコンデンサバンクに供給される手法により、コンデンサバンクから引き出される推定された将来の電流に基づいて、コンデンサバンクに対する充電電流の生成を制御するステップを更に有する。

追加的に、又は代替的に、本発明の好ましい実施形態によると、本方法は、コンデンサバンクから引き出される実際の電流を測定することにより、コンデンサバンクから引き出される実際の電流を推定する方法のステップを更に有する。

代替的に、ＲＦ増幅器からの実際の電流引き出しが、例えば、ＲＦ増幅器（の一部）による時間的に変化する電流引き出し、又は、時間的に変化するＲＦ増幅器出力パワーといった異なる情報に基づいて推定され得る場合、コンデンサバンクからの実際の電流引き出しを測定する方法のステップが回避され得る。ＲＦ増幅器出力パワーは電流引き出しと密接な関係があるだけでなく、ＲＦ増幅器出力パワーは他の成分値、例えば温度、ＲＦ増幅器の異なる部分における実際のバイアス電流、トランジスタ効率、及びコンデンサバンク電圧にも依存する。

本発明の好ましい実施形態によると、ＲＦ増幅器は、更に、基幹電源からの充電電流により直接供給される。ここまでに更に詳細に説明されているように、本発明のこの好ましい実施形態によると、コンデンサバンクからの電流だけでなく、基幹電源から直接取得された電流も、ＲＦ増幅器においてＲＦパワーを生成するために使用されてもよく、このことが、同じパフォーマンスレベルにおいて、より小さいコンデンサバンク値を可能にする。

更に、本発明の好ましい実施形態によると、本方法は、ＭＲＩシステムの送信コイルに対する将来のＲＦパワー需要に基づいてコンデンサバンクから引き出される将来の電流を推定する方法のステップを有する。

経時的にＲＦ増幅器の効率を追跡及び記憶すること、及びＲＦ増幅器の効率に更に基づいて、コンデンサバンクに対する充電電流の生成を制御することが本発明の更なる好ましい選択肢である。この点について、実際のＲＦ増幅器効率に関する更なる情報が使用されてもよく、例えば、温度などの状況の変動、エイジング中にＲＦ増幅器効率が経時的に追跡されることにより、ＭＲＩシステムからのＲＦシーケンスに関するより完全な情報を使用してもよい。

本発明は、更に、プロセッサにおいて実行されたときに前述の方法をプロセッサシステムに実施させる非一時的なコンピュータ可読媒体に記憶された命令を含む、非一時的なコンピュータ可読媒体に関する。

本発明は、大きいエネルギーがバッファリングされた後に、非常に短い時間スケールにおいて引き出される任意の用途に更に使用され得る。このような状況において、エネルギー補充メカニズムが過度に遅く作動する場合がある。本発明は、（電源から知られた）連続時間制御アルゴリズムを、アプリケーションの他の部分の離散時間情報と組み合わせ、及び、エネルギー貯蔵器からの出力電力が適時に価値あるものとして測定され得るということと組み合わせる。したがって、制御システムは、システムにおける電力の引き出しを精度良く推定するために学習し、エネルギーバッファを充填するためにそれを使用し得る。

更に、本発明は、すべての電力の引き出しが合理的に正確に推定され得る限り、複数のコンポーネントが同じエネルギー貯蔵器から電力を引き出す場合にも適切に機能し得る。例えば、２つのＲＦ増幅器チャンネルを含む１つのコンデンサバンクの場合、各チャンネルの電力引き出しは個別に特定され得る。総電力引き出しが、コンデンサバンクに対する再充電電流を特定するために使用され得る。

本発明のこれらの態様及び他の態様が、以下で説明される実施形態から明らかとなり、以下で説明される実施形態を参照しながら説明される。このような一実施形態は本発明の全範囲を表すとは限らないが、したがって本発明の範囲を解釈するために請求項及び本明細書が参照される。

本発明の第１の好ましい実施形態による、ＲＦ送信器を含むＭＲＩシステムを概略的に示す図である。 より詳細に、本発明の第１の好ましい実施形態のＲＦ送信器を概略的に示す図である。 本発明の第２の好ましい実施形態によるＲＦ送信器を概略的に示す図である。 本発明の第３の好ましい実施形態によるＲＦ送信器を概略的に示す図である。 本発明の第４の好ましい実施形態によるＲＦ送信器を含むＭＲＩシステムを概略的に示す図である。 より詳細に、本発明の第４の好ましい実施形態のＲＦ送信器を概略的に示す図である。

図１に、本発明の第１の好ましい実施形態によるＭＲＩシステムが示されている。このＭＲＩシステム１は、高静磁場を生成するために使用される超伝導磁石３のボア内の検査エリア１８における患者２のＭＲＩ検査のために使用される。検査エリア１８に患者２を配置するために、患者２は、超伝導磁石３のボア内の検査エリア１８内に、及び検査エリア１８から外に動かされる患者支持体７上に位置している。

本例において、ＭＲＩシステム１は、その最も関連するコンポーネント、すなわち本発明に特定の関連性のあるコンポーネントのみを含むように示されている。この点について、本発明の第１の好ましい実施形態によるＭＲＩシステム１は、超伝導磁石３のボア内の勾配コイル４、並びに、ＲＦ送信コイル５及びＲＦ受信器コイル６を備える。ＲＦ送信コイル５はＲＦ送信器８から供給されたＲＦパルスを出射し、超伝導磁石３のボア内のラジオ周波磁場を生成する。

当業者によく知られているように、超伝導磁石３により生成された磁場に直交偏波したＲＦパルスを送信すること、及び、関心のある核子のラーモア周波数をマッチングさせることにより、核子のスピンが励起され、及び同相にされ得、及び、正味の磁化の縦成分に関連した横成分が生成されるように、超伝導磁石３の場の方向からの核子の正味の磁化の偏向が取得される。ＲＦパルスの終了後、正味の磁化がその平衡状態に戻るまで、正味の磁化の縦成分及び反転成分の緩和過程が始まる。歳差運動磁化により生成された磁気共鳴信号は、ＲＦ受信器コイル６により検出される。受信された磁気共鳴信号は時間ベースの振幅信号であり、時間ベースの振幅信号は周波数ベースの磁気共鳴スペクトル信号に更にフーリエ変換され、関心のある核子の磁気共鳴画像を生成するために更に処理される。

本明細書において説明されている本発明の第１の好ましい実施形態によると、図２により詳細に概略的に示されているＲＦ送信器８が提供される。ＲＦ送信器８は、ＲＦパルスを生成するための、及び、これらのＲＦパルスをＭＲＩシステム１のＲＦ送信コイル５に転送するためのＲＦ増幅器９を備える。更に、ＲＦ送信器８は、電気エネルギーを貯蔵するための、及びＲＦパルスを生成するための電流をＲＦ増幅器９に提供するための、ＲＦ増幅器９に結合されたコンデンサバンク１０を備える。基幹電源１１は、電気エネルギーによりコンデンサバンク１０を充電するための充電電流を生成するためにコンデンサバンク１０に結合されている。

電源制御ユニット１２がコンデンサバンク１０のための充電電流の生成を制御するために基幹電源１１に結合されていることが、本発明の第１の好ましい実施形態の本質的な態様である。コンデンサバンク１０のための充電電流の生成は、電源制御ユニット１２がコンデンサバンク１０から引き出される実際の電流を示す標示信号を受信する手法により、及び、この標示信号に基づいてコンデンサバンク１０のための充電電流の生成を制御するために制御される。この標示信号はコンデンサバンク電流センサー１３により生成され、コンデンサバンク電流センサー１３はコンデンサバンク１０に結合されており、コンデンサバンク１０から引き出される実際の電流を測定して、測定された電流に基づいて標示信号を生成し、標示信号は電源制御ユニット１２に転送される。したがって、基幹電源１１からコンデンサバンク１０に供給される充電電流の制御は、コンデンサバンク１０から引き出される実際の電流により直接支配される。したがって、コンデンサバンク１０から引き出される実際の電流は、基幹電源１１によるコンデンサバンク１０のそれぞれの再充電を直接トリガーする。

本発明の代替的な第２の好ましい実施形態によると、コンデンサバンク１０から引き出される電流を測定する代わりに、ＲＦ増幅器９に結合されたＲＦ増幅器電流センサー１４が提供される。ＲＦ増幅器電流センサー１４は、ＲＦパルスを生成するためにＲＦ増幅器９において使用される実際の電流を測定する。この電流に基づいて、ＲＦ増幅器電流センサー１４は、基幹電源１１における電気エネルギーの生成を制御するために電源制御ユニット１２に送信される標示信号を生成する。したがって、本発明の第２の好ましい実施形態によると、ＲＦ増幅器９において使用される実際の電流がコンデンサバンク１０の再充電をトリガーする。

本発明の第２の好ましい実施形態は、本例では、前述の本発明の第１の好ましい実施形態の代わりとして説明されているが、第１の好ましい実施形態及び第２の好ましい実施形態による選択肢は、それぞれ、組み合わされてもよいことに留意されたい。これは、ＲＦ送信器８は、コンデンサバンク電流センサー１３と、ＲＦ送信器８における必要とされる電流を示す信号を生成するための、及び、ひいては電源制御ユニット１２により制御される基幹電源１１によるコンデンサバンク１０のそれぞれの再充電のためのＲＦ増幅器電流センサー１４とを備えてもよいことを意味する。

図４は、本発明の第３の好ましい実施形態によるＲＦ送信器８を概略的に示す。本発明のこの第３の好ましい実施形態は、前述の本発明の第２の好ましい実施形態に似ており、コンデンサバンク１０によるＲＦ増幅器９の充電に加えて、基幹電源１１とＲＦ増幅器９との間の直接的な電流線１５により、基幹電源１１によるＲＦ増幅器９の直接的な充電が可能である。したがって、コンデンサバンク１０からの電流だけでなく、基幹電源１１から直接取得された電流もＲＦパワーを生成するために使用され、このことが、同じパフォーマンスレベルにおいてより小さいコンデンサバンク１０を可能にする。

図５に、第４の好ましい実施形態によるＭＲシステム１が示される。ＭＲＩシステムに関して通常知られているように、更に、本発明の第４の好ましい実施形態による本ＭＲＩシステム１は、図１では省略されているが図５に明示されているＭＲＩ制御ユニット１６により制御される。このＭＲＩ制御ユニット１６は、本発明の第４の好ましい実施形態によるＲＦ送信器８に更に結合された情報ユニット１７に結合されている。このＲＦ送信器８は、図６において更に詳細に示されている。図６から、情報ユニット１７が電源制御ユニット１２に結合されていることが確認され得る。実際に、情報ユニット１７は、ＭＲＩシステム１により実施されるＭＲＩ工程に関してＭＲＩ制御ユニット１６から情報を受信する。この手法により、情報ユニット１７はＭＲＩ制御ユニット１６により情報ユニット１７に供給される、ＭＲＩシステムの送信コイル５に対する将来のＲＦパワー需要に基づくコンデンサバンク１０から引き出される将来の電流に基づく標示信号を生成する。この手法により、ＲＦパルスが生成される、及びＲＦ送信コイル５に転送される直前にコンデンサバンク１０に充電電流を供給することさえ可能である。したがって、この実施形態は、ＭＲＩシステム１により実行される計画されたＭＲＩ工程に基づいて、利用可能なＲＦパワーの考えられる低下を防ぐことを可能にする。

総じて、本発明は、コンデンサバンク１０に対する必要とされる充電電流に関する更なる情報を使用することにより、ＭＲＩシステム１のＲＦ送信器８のＲＦ増幅器９のための電源制御を解決する。この情報は、適時に、及び幾つかの例ではＲＦエネルギーの低下が発生する前でも、コンデンサバンク１０の再充電を有効化するために使用される。この手法により、ＭＲＩ用途のためのＲＦパルスの生成がより効率的になり、システムの同じパフォーマンスレベルにおいてより小さいコンデンサバンク値を使用することを可能にする。

図面及び上述の説明において本発明が例示され、詳細に説明されているが、このような例示及び説明は例示又は一例とみなされ、限定とはみなされず、本発明は開示されている実施形態に限定されない。開示されている実施形態に対する他の変形例が、図面、本開示、及び添付の特許請求の範囲の考察により、請求項に記載された発明を実施する当業者により理解及び実現され得る。特許請求の範囲において、「備える（含む、有する、もつ）」という表現は、他の要素もステップも排除せず、単数形の表現は複数を排除しない。単に特定の手段が相互に異なる従属請求項に記載されているということが、利点を得るためにこれらの手段の組み合わせが使用不可能なことを示すわけではない。特許請求の範囲における参照符号は、いずれも特許請求の範囲を限定するように解釈されてはならない。更に、明確となるように、図中のすべての要素に参照符号が付されているとは限らない。

１ ＭＲＩシステム
２ 患者
３ 超伝導磁石
４ 勾配コイル
５ ＲＦ送信コイル
６ ＲＦ受信器コイル
７ 患者支持体
８ ＲＦ送信器
９ ＲＦ増幅器
１０ コンデンサバンク
１１ 基幹電源
１２ 電源制御ユニット
１３ コンデンサバンク電流センサー
１４ ＲＦ増幅器電流センサー
１５ 電流線
１６ ＭＲＩ制御ユニット
１７ 情報ユニット
１８ 検査エリア

Claims (12)

1. ＲＦ送信コイルとＲＦ送信器とを含む磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムであって、前記ＭＲＩシステムが、
   ＲＦパルスを生成し、これらのＲＦパルスを前記ＭＲＩシステムの前記ＲＦ送信コイルに転送するＲＦ増幅器と、
   電気エネルギーを貯蔵し、前記ＲＦパルスを生成するための電流を前記ＲＦ増幅器に提供する、前記ＲＦ増幅器に結合されたコンデンサバンクと、
   前記電気エネルギーにより前記コンデンサバンクを充電するための充電電流を生成する、前記コンデンサバンクに結合された基幹電源と、
   前記コンデンサバンクに対する前記充電電流の生成を制御する、前記基幹電源に結合された電源制御ユニットと、
   を備え、
   情報ユニットが、前記電源制御ユニットに結合され、前記ＭＲＩシステムの前記ＲＦ送信コイルに対する将来のＲＦパワー需要に基づいて、前記コンデンサバンクから将来どれだけの電流が引き出されるかを示す標示信号を生成し、
   前記電源制御ユニットが、前記コンデンサバンクから将来どれだけの電流が引き出されるかを示す前記標示信号を受信し、前記標示信号に基づいて前記コンデンサバンクに対する前記充電電流の生成を制御する、
   ＭＲＩシステム。
2. 前記コンデンサバンクに結合されたコンデンサバンク電流センサーを更に備え、前記コンデンサバンク電流センサーは、前記コンデンサバンクから引き出される実際の電流を測定し、前記実際の電流に基づいて前記標示信号を生成する、請求項１に記載のＭＲＩシステム。
3. ＲＦ送信コイルとＲＦ送信器とを含む磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムであって、前記ＭＲＩシステムが、
   ＲＦパルスを生成し、これらのＲＦパルスを前記ＭＲＩシステムの前記ＲＦ送信コイルに転送するＲＦ増幅器と、
   電気エネルギーを貯蔵し、前記ＲＦパルスを生成するための電流を前記ＲＦ増幅器に提供する、前記ＲＦ増幅器に結合されたコンデンサバンクと、
   前記電気エネルギーにより前記コンデンサバンクを充電するための充電電流を生成する、前記コンデンサバンクに結合された基幹電源と、
   前記コンデンサバンクに対する前記充電電流の生成を制御する、前記基幹電源に結合された電源制御ユニットと、
   を備え、
   情報ユニットが、前記電源制御ユニットに結合され、前記ＭＲＩシステムの前記ＲＦ送信コイルに対する将来のＲＦパワー需要に基づいて、前記コンデンサバンクから引き出される前記将来の電流に基づく標示信号を生成し、
   前記電源制御ユニットが、前記コンデンサバンクから引き出される将来の電流を示す前記標示信号を受信し、前記標示信号に基づいて前記コンデンサバンクに対する前記充電電流の生成を制御し、
   前記ＲＦ増幅器に結合されたＲＦ増幅器電流センサーを更に備え、及び、前記ＲＦ増幅器電流センサーは、前記ＲＦパルスを生成するために前記ＲＦ増幅器において使用される実際の電流を測定し、前記実際の電流に基づいて前記標示信号を生成する、ＭＲＩシステム。
4. ＲＦ送信コイルとＲＦ送信器とを含む磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムであって、前記ＭＲＩシステムが、
   ＲＦパルスを生成し、これらのＲＦパルスを前記ＭＲＩシステムの前記ＲＦ送信コイルに転送するＲＦ増幅器と、
   電気エネルギーを貯蔵し、前記ＲＦパルスを生成するための電流を前記ＲＦ増幅器に提供する、前記ＲＦ増幅器に結合されたコンデンサバンクと、
   前記電気エネルギーにより前記コンデンサバンクを充電するための充電電流を生成する、前記コンデンサバンクに結合された基幹電源と、
   前記コンデンサバンクに対する前記充電電流の生成を制御する、前記基幹電源に結合された電源制御ユニットと、
   を備え、
   情報ユニットが、前記電源制御ユニットに結合され、前記ＭＲＩシステムの前記ＲＦ送信コイルに対する将来のＲＦパワー需要に基づいて、前記コンデンサバンクから引き出される前記将来の電流に基づく標示信号を生成し、
   前記電源制御ユニットが、前記コンデンサバンクから引き出される将来の電流を示す前記標示信号を受信し、前記標示信号に基づいて前記コンデンサバンクに対する前記充電電流の生成を制御し、
   前記ＲＦ増幅器が、前記基幹電源から電流を直接引き出すために前記基幹電源に直接結合されている、ＭＲＩシステム。
5. 前記基幹電源が、スイッチング式電源である、請求項１に記載のＭＲＩシステム。
6. ＲＦ送信器を含む磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムのためのＲＦパルスを生成する方法であって、前記ＲＦ送信器が、基幹電源とコンデンサバンクとＲＦ増幅器とを備え、前記方法は、
   前記基幹電源において充電電流を生成し、前記充電電流により前記コンデンサバンクを充電するステップと、
   前記ＲＦパルスを生成するための前記コンデンサバンクからの電流を前記ＲＦ増幅器に提供するステップと、
   前記ＲＦ増幅器において前記ＲＦパルスを生成し、これらのＲＦパルスを前記ＭＲＩシステムのＲＦ送信コイルに転送するステップと、
   前記コンデンサバンクから実際にどれだけの電流が引き出されるかを示す実際の電流及び／又は将来どれだけの電流が引き出されるかを示す将来の電流を推定するステップと、
   前記コンデンサバンクから引き出される推定された前記実際の電流及び／又は前記将来の電流に基づいて、前記基幹電源における前記コンデンサバンクに対する前記充電電流の生成を制御するステップと、
   を有する、方法。
7. 前記ＲＦパルスが生成され前記ＲＦ送信コイルに転送される直前に、前記充電電流が前記コンデンサバンクに供給されるように、前記コンデンサバンクから引き出される推定された前記将来の電流に基づいて前記コンデンサバンクに対する前記充電電流の生成を制御するステップを更に有する、請求項６に記載の方法。
8. 前記コンデンサバンクから引き出される前記実際の電流を測定することにより前記コンデンサバンクから引き出される前記実際の電流を推定するステップを更に有する、請求項７に記載の方法。
9. ＲＦ送信器を含む磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムのためのＲＦパルスを生成する方法であって、前記ＲＦ送信器が、基幹電源とコンデンサバンクとＲＦ増幅器とを備え、前記方法は、
   前記基幹電源において充電電流を生成し、前記充電電流により前記コンデンサバンクを充電するステップと、
   前記ＲＦパルスを生成するための前記コンデンサバンクからの電流を前記ＲＦ増幅器に提供するステップと、
   前記ＲＦ増幅器において前記ＲＦパルスを生成し、これらのＲＦパルスを前記ＭＲＩシステムのＲＦ送信コイルに転送するステップと、
   前記コンデンサバンクから引き出される実際の電流及び／又は将来の電流を推定するステップと、
   前記コンデンサバンクから引き出される推定された前記実際の電流及び／又は前記将来の電流に基づいて、前記基幹電源における前記コンデンサバンクに対する前記充電電流の生成を制御するステップと、
   を有し、
   前記ＲＦ増幅器において使用される前記実際の電流を測定することにより前記コンデンサバンクから引き出される前記実際の電流を推定するステップを更に有する、方法。
10. ＲＦ送信器を含む磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムのためのＲＦパルスを生成する方法であって、前記ＲＦ送信器が、基幹電源とコンデンサバンクとＲＦ増幅器とを備え、前記方法は、
    前記基幹電源において充電電流を生成し、前記充電電流により前記コンデンサバンクを充電するステップと、
    前記ＲＦパルスを生成するための前記コンデンサバンクからの電流を前記ＲＦ増幅器に提供するステップと、
    前記ＲＦ増幅器において前記ＲＦパルスを生成し、これらのＲＦパルスを前記ＭＲＩシステムのＲＦ送信コイルに転送するステップと、
    前記コンデンサバンクから引き出される実際の電流及び／又は将来の電流を推定するステップと、
    前記コンデンサバンクから引き出される推定された前記実際の電流及び／又は前記将来の電流に基づいて、前記基幹電源における前記コンデンサバンクに対する前記充電電流の生成を制御するステップと、
    を有し、
    前記ＲＦ増幅器が、更に、前記基幹電源からの前記充電電流により直接供給される、方法。
11. ＲＦ送信器を含む磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムのためのＲＦパルスを生成する方法であって、前記ＲＦ送信器が、基幹電源とコンデンサバンクとＲＦ増幅器とを備え、前記方法は、
    前記基幹電源において充電電流を生成し、前記充電電流により前記コンデンサバンクを充電するステップと、
    前記ＲＦパルスを生成するための前記コンデンサバンクからの電流を前記ＲＦ増幅器に提供するステップと、
    前記ＲＦ増幅器において前記ＲＦパルスを生成し、これらのＲＦパルスを前記ＭＲＩシステムのＲＦ送信コイルに転送するステップと、
    前記コンデンサバンクから引き出される実際の電流及び／又は将来の電流を推定するステップと、
    前記コンデンサバンクから引き出される推定された前記実際の電流及び／又は前記将来の電流に基づいて、前記基幹電源における前記コンデンサバンクに対する前記充電電流の生成を制御するステップと、
    を有し、
    前記ＭＲＩシステムの前記ＲＦ送信コイルに対する将来のＲＦパワー需要に基づいて、前記コンデンサバンクから引き出される前記将来の電流を推定するステップを更に有する、方法。
12. プロセッサにおいて実行されたときに、ＭＲＩシステムに請求項６に記載の方法を実施させる、非一時的なコンピュータ可読媒体に記憶された命令を含む、当該非一時的なコンピュータ可読媒体。

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