(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
勾配電流指令に応動してＮＭＲシステムの中の勾配コイルに電流を供給するための勾配増幅器に於いて、
勾配コイルと直列回路に接続されていて、勾配電流指令を受けるための入力を持つ低電圧増幅器であって、指令された電流を上記直列回路に流入させる電圧を作成するように動作する低電圧増幅器、
上記勾配コイルと直列回路に接続されていて、電圧指令を受けるための入力を持つ高電圧増幅器であって、上記電圧指令に応動して上記直列回路に電圧を作成するように動作する高電圧増幅器、および
上記勾配電流指令を受けて、上記勾配電流指令の変化速度に比例する上記電圧指令を作成するように接続された微分回路
を含むことを特徴とする勾配増幅器。
【請求項２】
上記高電圧増幅器は、高電圧源を上記直列回路に結合するインバータを含み、上記インバータの動作が上記電圧指令に応動するパルス幅変調発生器によって制御される請求項１記載の勾配増幅器。
【請求項３】
更に、上記高電圧増幅器により上記直列回路に生じた上記電圧を表す電圧帰還信号を作成する手段、および上記電圧指令および上記電圧帰還信号から電圧誤差信号を作成する加算回路を含み、上記電圧誤差信号が上記パルス幅変調発生器に結合される請求項２記載の勾配増幅器。
【請求項４】
上記直列回路の中に接続されたコンデンサを含むフィルタを介して、上記インバータが上記直列回路に接続されている請求項２記載の勾配増幅器。
【請求項５】
上記低電圧増幅器は、上記直列回路に生じる電流を表す電流帰還信号を作成する手段、上記勾配電流指令および上記電流帰還信号から電流誤差信号を作成する加算回路、および上記電流誤差信号を受けて、上記の指令された電流を上記直列回路に流入させる上記電圧を作成する増幅器を含んでいる請求項１記載の勾配増幅器。
【請求項６】
上記高電圧増幅器は、高電圧コンデンサを持つ高電圧源、上記高電圧源と上記直列回路との間に接続されたインバータ、および上記電圧指令に応動して上記インバータを制御することにより、上記高電圧源からの電力を上記直列回路に与えるか又は上記直列回路から電力を除去してこの電力を上記高電圧源に戻す手段を含んでいる請求項１記載の勾配増幅器。
【請求項７】
更に、充電信号を作成する充電指令手段を含み、上記高電圧増幅器は、上記充電信号を上記電圧指令と加算して、上記高電圧源と上記直列回路との間の上記インバータにより供給される電力を変えることにより、複数の勾配電流指令を受けるスキャンの間に上記高電圧コンデンサが事実上一定の平均電荷を維持するようする手段を含んでいる請求項６記載の勾配増幅器。
【請求項８】
上記充電信号は上記低電圧増幅器にも結合されて、上記勾配電流指令と加算されることにより、上記低電圧増幅器が上記直列回路に生じる電流が変えられる請求項７記載の勾配増幅器。
【請求項９】
上記充電指令手段は、上記高電圧源に接続されていて、高電圧の大きさを表す帰還信号を作成する電圧帰還回路、および上記帰還信号を充電基準指令に加算することにより上記充電信号を作成する手段を含んでいる請求項７記載の勾配増幅器。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】
本発明の分野は核磁気共鳴イメージング方法およびシステムである。更に詳しく述べると本発明は、高速パルスシーケンスで使用するための磁界勾配の発生に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
人体組織のような物質に一様な磁界（分極磁界Ｂ０  ）が加えられたとき、組織内のスピンの個々の磁気モーメントはこの分極磁界と整列しようとするが、それを中心としてそれらの特性ラーモア周波数でランダムな順序に歳差運動を行う。ｘ−ｙ平面内にラーモア周波数に近い磁界（励起磁界Ｂ１  ）が物質すなわち組織に加えられると、正味の整列したモーメントＭｚがｘ−ｙ平面へ回転すなわち「傾いて」、正味横磁気モーメントＭｔを作成する。励起されたスピンにより信号が放出され、励起信号Ｂ１  が終了した後、この信号を受けて処理することにより画像を形成することができる。
【０００３】
これらの信号を使用して画像を作成するとき、磁界勾配（Ｇｘ、ＧｙおよびＧｚ）が用いられる。通常、イメージングすべき領域（関心のある領域）は、使用している特定の局在化（ｌｏｃａｌｉｚａｔｉｏｎ）法に応じてこれらの勾配が変えられる一連の測定サイクルによってスキャンされる。結果として得られる受信ＮＭＲ信号の組をディジタル化して処理することにより、多数の周知の再構成手法の内の一つを使って画像が再構成される。
【０００４】
医用画像を作成するために現在使用されているほとんどのＮＭＲスキャンでは、必要なデータを取得するために何分もかかる。このスキャン時間の短縮は考慮すべき重要な点である。スキャン時間が短縮されると、患者のスループットが増大し、患者の快適さが増し、運動アーチファクトを減少することにより画像品質が向上するからである。ある種のパルスシーケンスでは、繰返し時間（ＴＲ）が非常に短いので、分単位でなく秒単位で完全なスキャンを行うことができる。
【０００５】
たとえば、短時間でＮＭＲ画像データを取得することの概念は、１９７７年にエコープラナ（ｅｃｈｏ−ｐｌａｎａｒ）パルスシーケンスがピータ・マンズフィールド（Ｐｅｔｅｒ  Ｍａｎｓｆｉｅｌｄ）によって（Ｊ．Ｐｈｙｓ．Ｃ．１０：Ｌ５５−Ｌ５８，１９７７に所載）提案されて以来知られてきた。標準的なパルスシーケンスとは対照的に、エコープラナパルスシーケンスは各ＲＦ励起パルス毎に一組のＮＭＲ信号を作成する。これらのＮＭＲ信号は別々に位相符号化できるので、６４のビュー（ｖｉｅｗ）より成る１スキャン全体は継続時間が２０から１００ミリ秒の単一パルスシーケンスで取得することができる。エコープラナイメージング法（ＥＰＩ）の利点は周知であり、臨床環境でＥＰＩを実施できるようにする装置および方法が長い間必要とされてきた。
【０００６】
臨床環境でＥＰＩパルスシーケンスおよび他の高速パルスシーケンスを適用する際の主要な制限の一つは、商用に利用できるＭＲＩシステムでは必要な磁界勾配パルスを作成できないということである。高速パルスシーケンスは、継続時間が非常に短い磁界勾配パルスを必要とする。また、継続時間が非常に短い磁界勾配パルスは勾配コイル電流の非常に速い立ち上がり時間を必要とする。電流の立ち上がり時間を速くするために使用される方法には、小さな局部コイルを用いることにより勾配コイルのインダクタンスを小さくし、勾配増幅器の電圧および電力を大きくすることが含まれる。後者の解決策は電圧を１０倍大きくしなければならず、これに比例して勾配増幅器のコストが増大する。
【０００７】
コストを比例的に増大させることなく勾配増幅器の電圧を上昇させるために、多数の方法が使用されてきた。一つの方式では、既存の増幅器に充電コンデンサおよびスイッチング回路網を付加することにより、コイルのインダクタンスを共振させて急速にコイル電流を所望のレベルに動かしている。正弦波パルスまたは正弦波遷移をそなえた「台形」パルスをこの手法で作成することができる。もう一つの手法では、全ブリッジスイッチング回路網の内側にずっと大きい充電コンデンサを使用して、コイルにほとんど一定の電圧を印加することにより、急速な傾斜を作成し、台形の平坦部分の間フリーホイール電流を流している。これらの方法のどちらでも、回路を区分けして、既存の勾配増幅器によりシステムの電気損失を補給する一方、付加された高電圧回路によりコイルのインダクタンスに無効電力を供給し、この無効電力が各電流パルスの終わりにコンデンサに戻されるようにしている。各手法では、制御されたレベルでコンデンサ電圧が各パルスを開始させるようにエネルギの流れを管理する方法が必要とされる。
【０００８】
上記の手法のどちらでも、コイルの電圧はコンデンサによって決まるので、勾配パルスの形状に望ましくない波形の制約が課される。本発明の目的は、一方の増幅器が低電圧損失を補給するように最適化され、他方の増幅器が高電圧無効電力を供給するように最適化された２つの増幅器の利点を保持しつつ、これらの制約を除くことである。
【０００９】
【発明の概要】
本発明はＭＲＩシステムの中の勾配コイルに電流を供給するための勾配増幅器に関するものである。更に詳しく述べると、本発明では、（ａ）勾配コイルと直列回路に接続されていて、勾配電流指令に応動して、定常状態の条件下で指令された電流Ｉを上記勾配コイルに流入させる電圧を作成する低電圧増幅器、（ｂ）上記勾配コイルと直列回路に接続されていて、電圧指令に応動して上記直列回路に電圧を作成する高電圧増幅器、および（ｃ）上記勾配電流指令を受けて、上記勾配電流指令の変化速度に比例する上記電圧指令を作成するように接続された微分回路が設けられる。上記高電圧増幅器はフィルタ回路網を駆動するインバータを含み、その電圧出力は上記電圧指令に応動して上記インバータをパルス幅変調することによって制御される。
【００１０】
本発明の一般的な目的は、コスト効率の良い方法で定常状態電流レベル相互の間の遷移の間に勾配コイルに高電圧を供給することである。高電圧供給は、勾配電流の変化の間だけ作用し始める。その結果、高電圧を供給するためにパルス幅変調式インバータを使用することができ、そして高電圧を制御する為にインバータに低コストのスイッチ素子を用いることができる。
【００１１】
本発明の更にもう一つの目的は、指令された勾配電流波形を正確に作成することである。低電圧増幅器は勾配電流指令に応動して、ＮＭＲデータが取得される定常状態期間の間に非常に正確な電流波形を作成する。
【００１２】
【好適実施態様の説明】
まず図１には、本発明を含む好ましいＭＲＩシステムの主要構成要素が示されている。このシステムの動作は、キーボード制御パネル１０２およびディスプレイ１０４を含む操作卓１００から制御される。操作卓１００はリンク１１６を介して別個のコンピュータシステム１０７と通信する。コンピュータシステム１０７により、操作者はスクリーン１０４上の画像の作成および表示を制御することができる。コンピュータシステム１０７には、バックプレーンを介して相互に通信する多数のモジュールが含まれている。これらのモジュールには、画像プロセッサモジュール１０６、ＣＰＵモジュール１０８、および画像データアレーを記憶するための、当業者にはフレームバッファとして知られているメモリモジュール１１３が含まれている。コンピュータシステム１０７は、画像データおよびプログラムの記憶のために、ディスク記憶装置１１１およびテープ駆動装置１１２に結合されている。コンピュータシステム１０７は、高速直列リンク１１５を介して別個のシステム制御器１２２と通信する。
【００１３】
システム制御器１２２には、バックプレーンによって一緒に接続された一組のモジュールが含まれている。これらのモジュールには、ＣＰＵモジュール１１９、および直列リンク１２５を介して操作卓１００に接続されるパルス発生器モジュール１２１が含まれる。このリンク１２５を介して、システム制御器１２２は遂行すべきスキャンシーケンスを示す指令を操作者から受ける。パルス発生器モジュール１２１は、システム構成要素を動作させることにより所望のスキャンシーケンスを実行する。パルス発生器モジュール１２１は、作成されるべきＲＦパルスのタイミング、強さ、および形状、ならびにデータ取得窓のタイミングおよび長さを示すデータを作成する。パルス発生器モジュール１２１は一組の勾配増幅器１２７に接続されて、スキャンの間に作成されるべき勾配パルスのタイミングおよび形状を示す。パルス発生器モジュール１２１は生理的取得制御器１２９から患者データを受けることも行う。生理的取得制御器１２９は、患者に接続された多数の異なるセンサからの信号、たとえば電極からのＥＣＧ信号、またはふいごからの呼吸信号を受ける。そして最後に、パルス発生器モジュール１２１はスキャン室インタフェース回路１３３に接続される。スキャン室インタフェース回路１３３は、患者および磁石システムの状態に対応する種々のセンサからの信号を受ける。患者位置決めシステム１３４がスキャンのための所望の位置に患者を動かすための指令を受けるのも、スキャン室インタフェース回路１３３を介して行われる。
【００１４】
パルス発生器モジュール１２１によって作成される勾配波形は、Ｇｘ増幅器、Ｇｙ増幅器およびＧｚ増幅器で構成される勾配増幅システム１２７に印加される。各勾配増幅器は、全体が１３９で表された勾配コイル集合体の中の対応する勾配コイルを励起することにより、取得された信号を位置符号化するために使用される磁界勾配を作成する。好適実施例では、３つの勾配増幅器は同じである。それらの構成および動作の詳細な説明は、後で図２および図３を参照して行う。
【００１５】
勾配コイル集合体１３９は磁石集合体１４１の一部を形成する。磁石集合体１４１には、分極磁石１４０および全身ＲＦコイル１５２が含まれている。システム制御器１２２の中のトランシーバモジュール１５０はパルスを発生する。これらのパルスは、ＲＦ増幅器１５１により増幅され、送／受スイッチ１５４によりＲＦコイル１５２に結合される。患者の中の励起された核から結果として放射される信号は同じＲＦコイル１５２によって検知し、送／受スイッチ１５４を介して前置増幅器１５３に結合することができる。増幅されたＮＭＲ信号は、トランシーバ１５０の受信部で復調され、フィルタリングされ、ディジタル化される。送／受スイッチ１５４はパルス発生器モジュール１２１からの信号によって制御される。これにより、送信モードの間は、ＲＦ増幅器１５１がコイル１５２に電気的に接続され、受信モードの間は、前置増幅器１５３がコイル１５２に電気的に接続される。送／受スイッチ１５４により、別個のＲＦコイル（たとえば、頭部コイルまたは表面コイル）を送信モードまたは受信モードで使用することができる。
【００１６】
ＲＦコイル１５２によってピックアップされたＮＭＲ信号はトランシーバモジュール１５０によってディジタル化され、システム制御器１２２の中のメモリモジュール１６０に転送される。スキャンが完了して、データアレー全体がメモリモジュール１６０に取得されると、アレープロセッサ１６１はデータをフーリエ変換して、画像データのアレーとする。この画像データは直列リンク１１５を介してコンピュータシステム１０７に伝えられる。コンピュータシステム１０７は画像データをディスクメモリ１１１に記憶させる。操作卓１００から受けた指令に応動して、この画像データはテープ駆動装置１１２に保管してもよく、あるいは画像プロセッサ１０６で更に処理し、操作卓１００に伝えて、表示装置１０４上に表示してもよい。
【００１７】
トランシーバ１５０の更に詳細な説明については、ここに引用する米国特許第４，９５２，８７７号および第４，９９２，７３６号を参照されたい。
更に図１および図２を参照して説明する。３個の勾配増幅器１２７は各々別個の勾配コイルを駆動することにより、３つの勾配磁界Ｇｘ、ＧｙおよびＧｚを作成する。これらの勾配コイルの１つが図２に２００で示されており、その特性はインダクタンスＬおよび直流抵抗Ｒで表される。勾配コイル２００は、破線２０１で示される低電圧増幅器および破線２０３で示される高電圧増幅器と直列回路に接続されている。したがって、勾配コイル２００に印加される電圧は増幅器２０１および２０３が発生する電圧の和であり、結果として得られる電流は主としてこの電圧およびコイル２００のリアクタンス要素Ｌおよび抵抗要素Ｒによって決まる。
【００１８】
上記のように、パルス発生器モジュール１２１は波形の形で勾配電流指令を作成する。この勾配電流指令は制御線２１０を介して低電圧増幅器２０１に直接印加される。後で詳しく説明するように、低電圧増幅器２０１は、この勾配電流指令に応動して、指令された電流を勾配コイル２００に流れさせる電圧を直列回路に発生する。しかし、勾配コイル２００のインダクタンスＬのため、この電流は電流の鋭い（急速な）遷移の間、指令された電流波形に「追従」しない。高電圧増幅器２０３の目的は、電流遷移の間、直列回路に高電圧を印加することによってこの電流遅れを補償し、これにより勾配コイルの磁界へ又は勾配コイルの磁界から無効エネルギを迅速に転送することである。
【００１９】
この目的のため、微分回路２１２が、線２１０の勾配電流指令を受けて、線２１４に電圧指令を発生するように接続され、この線２１４の電圧指令は高電圧増幅器２０３の入力に印加される。電圧指令は勾配コイルのインダクタンス（Ｌ）と指令された勾配電流の変化速度（ｄＩ／ｄｔ）との積に比例し、もちろん指令された勾配電流パルスの前縁の間および後縁の間、最大となる。後で説明するように、高電圧増幅器はこの電圧指令に比例する電圧を直列回路に発生する。
【００２０】
やはり図２に示すように、低電圧増幅器２０１は低電圧直流電源２２２に接続された電力増幅器２２０を中心として構成される。電力増幅器２２０は閉ループ系の一部を形成する。この閉ループ系で、直列回路に流れる電流が抵抗２２４によって検知されて、増幅器２２６を介して加算点２２８に帰還される。加算点２２８で、これは線２１０の勾配電流指令から減算される。差すなわち誤差信号は２３０で増幅され、増幅器２２０の電圧出力を制御するように印加される。このようにして、増幅器２２０は勾配コイル２００に電圧を印加し、指令された電流を流れさせる。
【００２１】
高電圧増幅器２０３は全ブリッジインバータ２４０を中心として形成される。全ブリッジインバータ２４０は高電圧直流電源２４２をＬＲＣフィルタ２４４に結合する。パルス幅変調（ＰＷＭ）発生器２４６はインバータ２４０の中の４個の半導体スイッチ（図示しない）の導電率を制御する。これにより、ＬＲＣフィルタ２４４の中のコンデンサ２５０と抵抗２５２の両端間に所望の平均電圧が供給されるような時間比で、高直流バス電圧がスイッチオンおよびスイッチオフされる。１９９１年にアディソン−ウェズレイ（Ａｄｄｉｓｏｎ−Ｗｅｓｌｅｙ）社により発行されたジェー・ジー・カサキアン（Ｊ．Ｇ．Ｋａｓｓａｋｉａｎ）、エム・エフ・シュレヒト（Ｍ．Ｆ．Ｓｃｈｌｅｃｈｔ）およびジー・シー・バーギーズ（Ｇ．Ｃ．Ｖｅｒｇｈｅｓｅ）著の「プリンシプルズ・オブ・パワー・エレクトロニクス（Ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ  ｏｆ  Ｐｏｗｅｒ  Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ）」の１８３頁に説明されているような、３１ｋＨｚの搬送波周波数で動作するインバータが好ましい。ＰＷＭ発生器２４６には同書の１８５頁に説明されているようなものが好ましい。
【００２２】
インバータ２４０およびＰＷＭ発生器２４６は閉ループ系の一部を形成する。この閉ループ系では、直列回路の中のコンデンサ２５０と抵抗２５２の両端間に生じる電圧は増幅器２６０を介して加算点２６２に帰還される。帰還電圧は線２１４の電圧指令から減算される。その差信号は増幅器２６４を介してＰＷＭ発生器２４６の入力に印加される。ＰＷＭ発生器２４６がインバータ２４０の中の４個の半導体スイッチの点弧を制御することにより、適当な正味電圧がＬＲＣフィルタ２４４に印加される。勾配電流指令パルスの初めに、電圧指令（ＬｄＩ／ｄｔ）は大きな正の値であり、勾配コイル２００を含む直列回路に高電圧源２４２を印加するようにインバータ２４０が制御される。これにより、コイルの磁界に無効電力が供給されることにより、勾配コイルの電流が急速に増大する。磁界および勾配コイル電流が指令レベルに達すると、電圧指令（ＬｄＩ／ｄｔ）は零に減り、インバータ２４０がターンオフすることにより高電圧源２４２が切り離される。
【００２３】
勾配電流指令パルスの後縁で、勾配コイルの磁界の中に蓄積された無効電力はインバータ２４０によって高電圧コンデンサ２４８に急速に結合される。勾配電流指令パルスの後縁は負の電圧指令（−ＬｄＩ／ｄｔ）を生じる。これによりインバータ２４０は、コンデンサ２５０と抵抗２５２の両端間の電圧をコンデンサ２４８に印加する。勾配電流の上昇の間に高電圧源２４２が供給する無効電力はこのように、勾配電流の下降の間に事実上戻され、直列回路の電流は急速に指令されたレベルに下降する。
【００２４】
勾配コイル電流を指令された値に増大させるために、高電圧源コンデンサ２４８から０．５ＬＩ２  に等しいエネルギが高電圧源コンデンサ２４８から引き出されて、勾配コイル２００のインダクタンス（Ｌ）を充電する。これにより、コンデンサ電圧が少し小さくなる。ほとんどのＭＲＩパルスシーケンスでは、勾配電流はある期間に亘って一定の定常状態のレベルに保持された後に零に戻る。勾配電流が零に戻されたとき、０．５ＬＩ２  に等しいエネルギがコンデンサ２４８および無損失系に転送されて戻され、充電によりコンデンサの電圧がその始動電圧に戻される。しかし、ＭＲＩスキャンシーケンスの間にコンデンサが繰り返し放電および再充電されるにつれて、エネルギ損失によりコンデンサ電圧が少し低下する。
【００２５】
本発明の第一の好適実施態様では、このエネルギの「不足」は低電圧増幅器２０１および高電圧増幅器２０３の動作により低電圧電源２２２から供給される。更に詳しく述べると、ＭＲＩパルスシーケンスの内の、低勾配磁界がＮＭＲの物理的現象に悪影響を及ぼさない部分の間、パルス発生器１２１が制御線２７５に充電指令を送出する。この指令により、スイッチ２７６が動作して、線２７７の電流指令を低電圧増幅器２０１に印加させる。また、充電指令により、スイッチ２８０も動作して、線２８２の電圧指令を高電圧増幅器２０３に印加させる。電流指令は、高電圧コンデンサ２４８の失われた電荷を補給するのに充分な電流を直列回路に充電指令の継続時間に亘って供給するように、ポテンショメータ２８４によって設定される。電圧指令は、低電圧増幅器２０１が生じる再充電電流の流れに抗する電圧を調節するために、ポテンショメータ２８６によって設定される。インバータ２４０とインダクタ２８８はブースト調節器を構成する。ブースト調節器の動作は当業者には周知である。このブースト調節器は電力スイッチを閉じることにより、フィルタコンデンサ２５０に蓄積されたエネルギを転送してインダクタ２８８の磁界を電流で「充電」した後、このスイッチを開いて電流が高電圧コンデンサ２４８に流入できるようにする。このように、コンデンサ２４８の電荷がスキャンを通じて維持されるので、高電圧が比較的一定の値に保たれる。
【００２６】
特に図３に示すように本発明の第２の実施態様では、低電圧増幅器２０１および高電圧増幅器２０３が含まれる。低電圧増幅器２０１および高電圧増幅器２０３は、前に説明した低電圧増幅器２０１および高電圧増幅器２０３と基本的に同じである。２つの実施態様の間の主要な相違は、スキャンの間に高電圧コンデンサ２４８を再充電するための方法および手段である。更に詳しく述べると、充電基準指令がポテンショメータ２９０によって作成され、加算回路２９２に印加される。高電圧コンデンサ２４８の両端間の電圧が増幅器２９４を介して帰還されて、線２９６に電圧帰還信号を形成する。この電圧帰還信号は加算回路２９２により減算されて、電圧誤差信号が形成される。この電圧誤差信号は、増幅器２９８を介してアナログスイッチ２９９の入力に直接印加されるとともに、インバータ３００を介してもう一つのスイッチ入力に間接的に印加される。ステアリング論理回路３０２がスイッチ２９９を制御することにより、制御線３０４を介して高電圧増幅器の中の加算回路２６２に電圧誤差信号を印加するか、その反転信号を印加するかを決定する。
【００２７】
ステアリング論理回路３０２は、増幅器２２６から電流帰還信号を受け、且つ増幅器２６０から電圧帰還信号を受けて、電力の流れの向き、すなわちコンデンサ２４８への入りまたは出を決める。高電圧電源２４２が勾配コイル２００に電流を供給しているときは電圧誤差信号が高電圧コンデンサ２４８から流出する電荷を減らし、また回路動作の再充電相の間は電圧誤差信号がコンデンサ２４８に流入する電荷を増やすように、ステアリング論理回路３０２はスイッチ２９９を動作させる。第１の実施態様と同様に、スキャンを通じてコンデンサ２４８上に一定の電荷を維持するために必要な電流は低電圧電源２２２から供給される。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を用いるＭＲＩシステムのブロック図である。
【図２】図１のＭＲＩシステムの一部を形成する勾配増幅器の第１の実施態様の電気ブロック図である。
【図３】勾配増幅器の第２の実施態様の電気ブロック図である。
【符号の説明】
２００  勾配コイル
２０１    低電圧増幅器
２０３    高電圧増幅器
２１２    微分回路
２２０    電力増幅器
２２６  増幅器
２２８    加算回路
２４０    全ブリッジインバータ
２４２    高電圧直流電源
２４４    ＬＲＣフィルタ
２４６    パルス幅変調発生器
２４８    高電圧コンデンサ
２５０    フィルタコンデンサ
２６０  増幅器
２６２  加算回路
２９０    充電基準指令用ポテンショメータ
２９２    加算回路
２９４    増幅器
２９６    電圧帰還信号の線
【図１】
0003573830.tif 000002
【図２】
0003573830.tif 000003
【図３】
0003573830.tif 000004