DE102011000389A1

DE102011000389A1 - Architektur für Magnetresonanzbildgebungsgradiententreiber

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Publication number: DE102011000389A1
Application number: DE201110000389
Authority: DE
Inventors: Juan Manuel N.Y. Rivas Davila; Juan Antonio N.Y. Sabate; Ljubisa Dragoljub N.Y. Stevanovic
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 2010-01-29
Filing date: 2011-01-28
Publication date: 2011-08-04
Also published as: US20110187369A1; US8760164B2; JP5809807B2; JP2012020106A

Abstract

Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung beinhalten ein Magnetresonanzbildgebungs-(MRI)-System (10), das einen Gradiententreiber (58, 100, 122) enthält, der dazu eingerichtet ist, eine Pulssequenz an Gradientenspulen (26, 28, 30) in dem MRI-System auszugeben. Der Gradiententreiber (58, 100, 122) kann überlagert sein und kann zwei oder mehr überlagerte Treiber (102, 104, 112, 114) enthalten, so dass ein Puls mit großer Amplitude ausgegeben werden kann, indem die beiden überlagerten Teile (102, 104, 112, 114) des Gradiententreibers (58, 100, 122) betrieben werden, während der elektrische Systems aufrecht erhalten wird. In einem Ausführungsbeispiel kann jeder überlagerte Treiber (102, 104, 112, 114) bemessen sein, um etwa die Hälfte einer maximalen Amplitude eines Stroms auszugeben, der durch die Gradientenspule (26, 28, 30) genutzt wird, und es kann lediglich einer der überlagerten Treiber (102, 104, 112, 114) in Betrieb sein, falls einer der überlagerten Treiber (102, 104, 112, 114) ausreicht, um einen erforderlichen Puls an die Spulen (26, 28, 30) auszugeben. Darüber hinaus können die überlagerten Treiber (102, 104, 112, 114) den Betrieb abwechseln, um die thermische Stabilität in den Schalterhalbleitern (124) des Gradiententreibers (58, 100, 122) aufrecht zu erhalten.

Description

HINTERGRUND
Die hierin beschriebene Erfindung betrifft Magnetresonanztomographie-Bildgebungssysteme und speziell Treiberschaltungsstrukturen für Gradientenspulen in einem Magnetresonanztomographie-Bildgebungssystem.
Die Verwendung medizinischer Bildgebungstechnologien wird inzwischen allgemein in der Medizin eingesetzt. Solche Bildgebungstechnologien ermöglichen gewöhnlich die Akquisition von Bildern, die innere Strukturen (innere Gewebe und Organe, Knochen, und so fort) und/oder biochemische Funktionen eines Patienten ohne den Einsatz invasiver Verfahren abbilden. D. h., medizinische Bildgebungstechnologien ermöglichen es gewöhnlich, die inneren Strukturen und/oder Funktionen eines Patienten ohne einen chirurgischen Eingriff oder anderen invasiven Verfahren zu beobachten.
Eine dieser medizinischen Bildgebungstechnologien ist als Magnetresonanzbildgebung (MRI) bekannt. MRI-Systeme verwenden gewöhnlich Magnetfelder und Hochfrequenz-(HF)-Energiepulse, um basierend auf den gyromagnetischen Eigenschaften von Geweben und Strukturen im Körper Bilder zu erzeugen. Beispielsweise können MRI-Systeme ein Primärmagnetfeld verwenden, um ansprechende Moleküle (beispielsweise Wasserstoffkerne in Wassermolekülen) in dem Feld allgemein auszurichten, und einen HF-Puls verwenden, um diese Orientierung zu stören. Die Reorientierung von Molekülen in dem Primärmagnetfeld nach dieser Störung kann Signale erzeugen, die erfasst und genutzt werden können, um Bilder der im Innern des Patienten vorhandenen inneren Strukturen und/oder Funktionen zu erzeugen. Der Patient kann auch zeitlich veränderlichen magnetischen Gradientenfeldern unterworfen werden, so dass die erzeugten Signale in Bezug auf die x-, y- und z-Achse geortet werden können, was die Erzeugung eines Bildes ermöglicht.
Die zeitlich veränderlichen magnetischen Gradientenfelder können in dem MRI-System durch Gradientenspulen erzeugt werden, die mit gepulsten Folgen von Strom betrieben werden, der einen großen Dynamikbereich aufweist. Die gepulsten Folgen werden gewöhnlich durch in dem MRI-System vorhandene Gradiententreiber an die Gradientenspulen ausgegeben. Ein Gradiententreiber weist allgemein eine Matrix von seriell und/oder parallel verschalteten Halbleitern auf, die gestapelt sein können um eine Pulssequenz mit höherer Amplitude zu erzeugen. Allerdings können typische Konstruktionen von Gradiententreibern zu thermischer Instabilität und/oder elektrischen Verlusten führen, was den Wirkungsgrad verringert und/oder die Konstruktion des MRI-Systems verkompliziert.
KURZBESCHREIBUNG
Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung beinhalten ein Magnetresonanztomographie-(MRI)-System. Das MRI-System enthält eine Gradientenspule, die zylindrisch um ein Abtastvolumen angeordnet ist, und zwei oder mehr überlagerte Gradiententreiber, die mit der Gradientenspule verbunden sind. Jeder der zwei oder mehr Gradiententreiber ist dazu eingerichtet, weniger als eine maximale Amplitude eines Stroms auszugeben, der durch die Gradientenspule genutzt wird.
Ein weiteres Ausführungsbeispiel schafft ein Magnetresonanztomographie-(MRI)-System mit einer Gradientenspule, die zylindrisch um ein Abtastvolumen angeordnet ist, einen Gradiententreiber, der mit der Gradientenspule verbunden ist, und eine Steuerschaltung, die mit dem Gradiententreiber verbunden ist. Der Gradiententreiber ist dazu eingerichtet, an die Gradientenspule eine Pulssequenz auszugeben, und er enthält einen ersten überlagerten Treiber, der mit einem zweiten überlagerten Treiber verbunden ist, die jeweils mehrere Schalter aufweisen. Die Steuerschaltung ist in der Lage, einen Betrieb des ersten überlagerten Treibers und des zweiten überlagerten Treibers wesentlich zu steuern.
Noch ein weiteres Ausführungsbeispiel schafft einen Gradientenspulentreiber für ein Magnetresonanztomographie-Bildgebungssystem. Der Gradientenspulentreiber enthält einen ersten Multipegeltreiber, der eine erste Anzahl von Schalterhalbleitern aufweist, und einen zweiten Multipegeltreiber, der mit dem ersten Multipegeltreiber verbunden ist, und der zweite Multipegeltreiber weist ebenfalls eine zweite Anzahl von Schalterhalbleitern auf. Der erste Multipegeltreiber ist dazu eingerichtet, entweder gleichzeitig oder abwechselnd mit dem zweiten Multipegeltreiber betrieben zu werden.
ZEICHNUNGEN
Diese und weitere Merkmale, Aspekte und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden nach dem Lesen der nachfolgenden detaillierten Beschreibung in Verbindung mit den beigefügten Zeichnungen verständlicher, in denen übereinstimmende Teile durchgängig mit übereinstimmenden Bezugszeichen versehen sind:
1 veranschaulicht schematisch ein Ausführungsbeispiel eines MRI-Systems, das mehrere serielle Multi-Pegeltreiber verwendet, gemäß einem Aspekt der vorliegenden Erfindung;
2 zeigt in einer schematischen Darstellung eine Konfiguration für einen herkömmlichen seriellen Multipegelgradiententreiber;
3 zeigt in einer schematischen Darstellung einen Gradiententreiber mit einer parallelen Konfiguration;
4 zeigt in einer schematischen Darstellung einen seriellen 2-3-Pegel-Gradiententreiber gemäß einem Aspekt der vorliegenden Erfindung; und
5 zeigt in einer schematischen Darstellung einen seriellen 2-2-Pegel-Gradiententreiber gemäß einem Aspekt der vorliegenden Erfindung.
AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG
Es wird nun auf die Zeichnungen eingegangen und zunächst auf 1 Bezug genommen, dort ist ein Magnetresonanztomographie-(MRI)-System 10 schematisch mit einem Scanner 12, einem Scannersteuerschaltkreis 14 und einem Systemsteuerungsschaltkreis 16 veranschaulicht. Während das MRI-System 10 einen beliebigen geeigneten MRI-Scanner oder -Detektor enthalten kann, gehört zu dem System in dem veranschaulichten Ausführungsbeispiel ein Ganzkörperscanner, der ein Bildgebungsvolumen 18 aufweist, in dessen Inneres ein Tisch 20 positioniert werden kann, um einen zu scannenden Patienten 22 in einer gewünschten Stellung anzuordnen. Der Scanner 12 kann zusätzlich oder alternativ dazu eingerichtet sein, auf eine bestimmte Anatomie z. B. den Kopf oder den Hals zu zielen.
Der Scanner 12 kann eine Reihe von zugeordneten Spulen zur Erzeugung kontrollierter Magnetfelder enthalten, die dazu dienen, Hochfrequenz-(HF)-Anregungspulse zu erzeugen und Emissionen zu erfassen, die von gyromagnetischem Material im Innern des Patienten in Reaktion auf derartige Pulse ausgehen. In der schematischen Ansicht von 1 ist ein Hauptmagnet 24 vorgesehen, um ein Primärmagnetfeld zu erzeugen, das im Wesentlichen mit dem Bildgebungsvolumen 18 fluchtend ausgerichtet ist. Eine Reihe von Gradientenspulen 26, 28 und 30 sind in einer oder mehreren Gradientenspulenanordnungen gruppiert, um im Verlauf von Untersuchungssequenzen, wie weiter unten mehr im Einzelnen beschrieben, kontrollierte magnetische Gradientenfelder zu erzeugen. Eine HF-Spule 32 ist vorgesehen, um HF-Pulse zu erzeugen, die dazu dienen, das gyromagnetische Material anzuregen. Dem Scanner 12 kann in einer beliebigen geeigneten Weise eine Leistung, wie sie allgemein mit Bezugszeichen 34 bezeichnet ist, zugeführt werden. In dem in 1 veranschaulichten Ausführungsbeispiel kann die HF-Spule 32 auch als eine Empfangsspule dienen. Die HF-Spule 32 kann daher mit einer Treiber- bzw. Empfangsschaltung in passiven und aktiven Modi verbunden werden, um Emissionen von dem gyromagnetischen Material aufzunehmen bzw. HF-Anregungsimpulse anzuwenden. In einer Abwandlung können vielfältige Konfigurationen von Empfangsspulen vorgesehen sein, die von der HF-Spule 32 unabhängig sind. Solche Spulen können Konstruktionen aufweisen, die speziell für anvisierte Anatomien entworfen sind, z. B. Kopfspulenandordnungen, und so fort. Darüber hinaus können Empfangsspulen in einer beliebigen geeigneten physischen Anordnung vorgesehen sein, z. B. als phasengesteuerte Arrayantennenspulen, und so fort.
In einer gegenwärtigen Anordnung können die Gradientenspulen 26, 28 und 30 aus leitenden Drähten, Stäben oder Platten ausgebildet sein, die gewunden oder zugeschnitten sind, um eine Spulenkonstruktion zu bilden, die bei einem Anlegen von Steuerpulsen ein Gradientenfeld erzeugt. Die Positionierung der Spulen in der Gradientenspulenanordnung kann in mehreren unterschiedlichen Reihenfolgen und unter Verwendung unterschiedlicher Anordnungen durchgeführt werden, und der Scanner 12 kann (wie weiter unten beschrieben) zusätzlich komplementäre Gradientenspulen enthalten, um die Gradientenspulen 26, 28 und 30 abzuschirmen. Allgemein kann eine z-Gradientenspule 26 an einer äußersten Position positioniert sein, und im Wesentlichen als eine Magnetspulenkonstruktion ausgebildet sein, die verhältnismäßig geringen Einfluss auf das HF-Magnetfeld aufweist. Die Gradientenspulen 28 und 30 können x-Achsen- bzw. y-Achsenspulen sein.
Die Spulen 26, 28, 30 und 32 des Scanners 12 können durch externe Schaltkreise geregelt/gesteuert werden, um gewünschte gepulste Felder zu erzeugen, und um von dem gyromagnetischen Material ausgehende Signale in einer gesteuerten/geregelten Weise zu induzieren. Wenn das gewöhnlich in Gewebe des Patienten gebundene Material dem Primärfeld unterworfen wird, richten sich einzelne magnetische Momente der paramagnetischen Kerne in dem Gewebe teilweise fluchtend mit dem Feld aus. Während in Richtung des Polarisationsfelds ein Nettomagnetmoment erzeugt wird, heben sich die zufällig ausgerichtete Komponenten des Moments in einer senkrechten Ebene im Wesentlichen gegeneinander auf. Während einer Untersuchungssequenz kann die HF-Spule 32 bei oder in der Nähe der Larmorfrequenz des interessierenden Materials einen HF-Puls erzeugen, was zu einer Drehung des ausgerichteten Nettomoments führt, um ein Nettotransversalmagnetmoment hervorzubringen. Dieses transversale magnetische Moment präzediert um die Hauptmagnetfeldrichtung, wobei HF-Signale ausgesendet werden, die durch den Scanner 12 erfasst und für eine Rekonstruktion des gewünschten Bilds verarbeitet werden.
Die Gradientenspulen 26, 28 und 30 können dazu dienen, genau gesteuerte/geregelte magnetische Felder zu erzeugen, deren Stärke über ein vordefiniertes Sichtfeld hinweg gewöhnlich mit positiver und negativer Polarität variieren. Wenn jeder Gradientenspule 26, 28 oder 30 ein bekannter elektrischer Strom zugeführt wird, wird der resultierende Magnetfeldgradient dem Primärfeld überlagert und erzeugt über das Sichtfeld hinweg eine erwünschte lineare Änderung der axialen Komponente der magnetischen Feldstärke. Das Feld kann sich in einer Richtung linear ändern, während es in den anderen beiden Richtungen homogen sein kann. Die drei Gradientenspulen 26, 28 und 30 weisen mit Blick auf die Richtung ihrer Änderung zueinander senkrechte Achsen auf, was es ermöglicht, einen linearen Feldgradienten mittels einer geeigneten Kombination der drei Gradientenspulen 26, 28 und 30 in einer willkürlich gewählten Richtung aufzuerlegen.
Die gepulsten Gradientenfelder können vielfältige Funktionen durchführen, die in Zusammenhang mit dem Bildgebungsvorgang stehen. Einige dieser Funktionen sind Schichtauswahl, Frequenzcodierung und Phasencodierung. Diese Funktionen können längs der x-, y- und z-Achse des ursprünglichen Koordinatensystems oder längs anderer Achsen angewendet werden, die durch Kombinationen von gepulsten Strömen bestimmt sind, die den einzelnen Feldspulen zugeführt werden.
Das Schichtwahlgradientenfeld kann eine einer Bildgebung zu unterwerfende Scheibe eines Gewebes oder einer Anatomie in dem Patienten bestimmen, und kann gleichzeitig mit einem frequenzselektiven HF-Puls angewendet werden, um ein bekanntes Volumen von Spins anzuregen, das mit derselben Frequenz präzedieren kann. Die Schichtdicke kann durch die Bandbreite des HF-Pulses und durch die Gradientenfeldstärke bestimmt sein, die über das Sichtfeld vorhanden ist.
Der auch als der Auslesegradient bekannte Frequenzcodierungsgradient wird gewöhnlich in einer senkrecht zu dem Schichtwahlgradienten verlaufenden Richtung angewendet. Allgemein wird der Frequenzcodierungsgradient vor und während der Entstehung des sich aus der HF-Anregung ergebenden MR-Echosignals angewendet. Unter dem Einfluss dieses Gradienten entstehende Spins des gyromagnetischen Materials sind entsprechend ihrer räumlichen Position längs des Gradientenfelds frequenzcodiert. Dank der Frequenzcodierung können akquirierte Signale durch eine Fourier-Transformation analysiert werden, um ihre Position in der ausgewählten Schicht zu identifizieren.
Schließlich wird der Phasencodierungsgradient im Allgemeinen vor dem Auslesegradienten und nach dem Schichtwahlgradienten angewendet. Eine Lokalisierung von Spins in dem gyromagnetischen Material in der Phasencodierungsrichtung wird durchgeführt, indem mittels geringfügig abweichender Gradientenamplituden, die während der Datenakquisitionssequenz sequentiell angewendet werden, sequentiell Änderungen der Phase der präzedierenden Protonen des Werkstoffs induziert werden. Der Phasencodierungsgradient erlaubt es unter den Spins des Werkstoffs in Abhängigkeit von ihrer Position in der Phasencodierungsrichtung Phasendifferenzen zu erzeugen.
Für Pulssequenzen kann unter Einsatz der oben beschriebenen exemplarischen Gradientenpulsfunktionen sowie sonstiger hierin nicht ausdrücklich beschriebener Gradientenpulsfunktionen eine große Anzahl von Variationen ersonnen werden. Darüber hinaus können Anpassungen in den Pulssequenzen durchgeführt werden, um die ausgewählte Schicht und die Frequenz- und Phasencodierung geeignet auszurichten, um das gewünschte Material anzuregen, und um resultierende MR-Signale für eine Verarbeitung zu akquirieren.
Die Spulen des Scanners 12 werden mittels des Scannersteuerschaltkreises 14 gesteuert, um die gewünschten Magnetfeld- und Hochfrequenzpulse zu erzeugen. In der schematischen Ansicht von 1 enthält die Steuerschaltung 14 daher eine Steuerschaltung 36, die dazu dient, die während der Untersuchungen verwendeten Pulssequenzen zu steuern, und um empfangene Signale zu verarbeiten. Die Steuerschaltung 36 kann ein beliebiges geeignetes programmierbares Logikbauelement enthalten, beispielsweise eine CPU oder einen digitalen Signalverarbeitungsprozessor eines universellen oder eines anwendungsspezifischen Computers. Darüber hinaus kann die Steuerschaltung 36 Speicherschaltungen 38, z. B. flüchtige und/oder permanente Speichervorrichtungen enthalten, um physikalische und logische Achsenkonfigurationsparameter, Beschreibungen von Untersuchungpulssequenzen, akquirierte Bilddaten, Programmroutinen, und so fort zu speichern, die während der durch den Scanner 12 durchgeführten Untersuchungssequenzen verwendet werden.
Eine Schnittstelle zwischen der Steuerschaltung 36 und den Spulen des Scanners 12 kann durch eine Verstärkungs- und Steuerschaltung 40 und durch eine Sende- und Empfangsinterfaceschaltung 42 verwaltet werden. Die Verstärkungs- und Steuerschaltung 40 enthält für jede Gradientenfeldspule 26, 28 und 30 Verstärker, um in Reaktion auf von der Steuerschaltung 36 ausgegebene Steuersignale Treiberstrom zuzuführen. Die Verstärkungs- und Steuerschaltung 40 kann ferner einen Gradiententreiber 58 enthalten, der dazu eingerichtet ist, den Gradientenfeldspulen 26, 28 und 30 den Treiberstrom zuzuführen. Der Gradiententreiber 58 kann als ein Multipegelkonverter verwirklicht sein, der an mehrere elektrisch in Reihe geschaltete Schalterhalbleiter unterschiedliche Spannungen anlegen kann. In dem hier verwendeten Sinne kann der Gradiententreiber 58 auch als ein Multipegelkonverter bezeichnet werden. In einigen Ausführungsbeispielen kann der Gradiententreiber 58 dazu eingerichtet sein, einen elektrischen Verlust in dem MRI-System 10 zu verringern. Beispielsweise, und wie unten im Einzelnen erörtert, kann der Gradiententreiber 58 überlagert sein und er kann zwei oder mehr Multipegelkonverter enthalten, um die Gradientenspulen zu betreiben.
Die Empfangsschnittstellenschaltung 42 enthält eine zusätzliche Verstärkerschaltung, um die HF-Spule 32 zu betreiben. In Fällen, wo die HF-Spule 32 dazu dient, sowohl die HF-Anregungsimpulse auszustrahlen als auch MR-Signale aufzunehmen, kann die Empfangsschnittstellenschaltung 42 darüber hinaus eine Schalteinrichtung enthalten, die dazu dient, die HF-Spule zwischen einem aktiven oder Sendemodus und einem passiven oder Empfangsmodus umzuschalten. Eine in 1 allgemein mit dem Bezugszeichen 34 bezeichnete Spannungsquelle ist vorgesehen, um den Primärmagneten 24 mit Energie zu versorgen. Zuletzt enthält der Scannersteuerschaltkreis 14 Schnittstellenelemente 44, die dazu dienen, mit dem Systemsteuerungsschaltkreis 16 Konfigurations- und Bilddaten auszutauschen.
Der Systemsteuerungsschaltkreis 16 kann vielfältige Bauelemente enthalten, um den Datenaustausch wischen einem Bediener oder Röntgenologen und dem Scanner 12 über den Scannersteuerschaltkreis 14 zu ermöglichen. In dem veranschaulichten Ausführungsbeispiel ist beispielsweise eine Bedienungsworkstation 46 in Form einer Computerworkstation vorgesehen, die einen universellen oder einen anwendungsspezifischen Computer nutzt. Die Bedienungsworkstation 46 enthält gewöhnlich außerdem einen Speicherschaltkreis, um Untersuchungspulssequenzbeschreibungen, Untersuchungsprotokolle, Benutzer- und Patientendaten, sowohl unverarbeitete als auch verarbeitete Bilddaten, und so fort zu speichern. Die Bedienungsworkstation 46 kann außerdem vielfältige Schnittstellen- und Peripheriegerätetreiber enthalten, um Daten von lokalen und dezentralen Vorrichtungen aufzunehmen bzw. auszutauschen. In dem veranschaulichten Ausführungsbeispiel beinhalten derartige Vorrichtungen einen Monitor 48, eine herkömmliche Computertastatur 50 und ein alternatives Eingabegerät, beispielsweise eine Maus 52. Ein Drucker 54 ist vorgesehen, um Ausdrucke von Texten und Bildern, die anhand der akquirierten Daten rekonstruiert sind, zu erzeugen. Darüber hinaus kann das System 10 vielfältige lokale und dezentrale Bildzugriffs- und Untersuchungssteuerungseinrichtungen umfassen, die in 1 allgemein mit dem Bezugszeichen 56 bezeichnet sind. Solche Einrichtungen können Bildarchivierungs- und Datenaustauschsysteme, Teleradiologiesysteme, und dergleichen beinhalten.
Das MRI-System 10 kann dazu eingerichtet sein, vielfältige Arten von Bildern zu erzeugen, beispielsweise Bilder unterschiedlicher Patienten und von unterschiedlichen Orten im Körper von Patienten. Somit können in Abhängigkeit von Aspekten des MRI-Systems 10 oder von Eigenschaften einer Anwendung des MRI-Systems 10, beispielsweise einem zu erzeugenden Bild, einer Position an dem zu scannenden Patienten, einem Zustand des Patienten, usw., verschiedene Gradientenmagnetflüsse gewünscht sein. Die an die Gradientenspulen 26, 28 und 30 ausgegebene Pulssequenz sollte ausreichend genau sein und sich einstellen lassen, so dass die Spulen 26, 28 und 30 die ausgewählte Schicht geeignet ausrichten und die Frequenz und Phase codieren können, um das gewünschte Material anzuregen und resultierende Signale für eine Verarbeitung zu akquirieren.
Die Qualität und Auflösung des durch den Gradientenmagnetfluss erzeugten Bildes kann daher von der Auflösung der Pulssequenz abhängen, die durch den Gradiententreiber 58 an die Spulen 26, 28 und 30 ausgegeben wird. Aufgrund der typischen Konstruktionen und Anwendungen für gegenwärtige MRI Systeme können Gradientenspulen in manchen Fällen Pulssequenzen mit großen Amplituden nutzen. Daher kann bei der Konstruktion eines Gradiententreibers 58 die Fähigkeit, eine Pulssequenz mit hohe Wiedergabetreue und hoher Leistung zu liefern, in Betracht gezogen werden. In dem hier verwendeten Sinne kann sich die Pulssequenz auf ein Ausgangssignal des Gradiententreibers 58 und auf den Strom beziehen, der den Spulen 26, 28 und 30 zugeführt wird, um einen Gradientenmagnetfluss zu erzeugen. Die Pulssequenz kann eine variable Länge und kann mit Blick auf den Kurvenverlauf eine beliebige Form aufweisen, die von dem System 10 oder einer Anwendung des Systems 10 abhängen kann.
Einige MRI-Systeme sind auf die Aufgabe der Erzeugung von Pulssequenzen mit höherer Leistung durch den Einsatz einer Multipegelschaltkreiskonstruktion eingegangen. Ein Beispiel eines seriellen Multipegelgradiententreiber 60 ist in 2 dargestellt. Der serielle Multipegelgradiententreiber 60 kann mehrere Pegel von Treiberbauelementen 62 aufweisen, die gestapelt sind, wobei jedes eine Spannungsquelle 64 und mehrere Schalterhalbleiter 66 aufweist. Ein ”Treiberbauelement” beispielsweise ein Treiberbauelement 62a kann einen einzelnen Pegel eines Multipegeltreibers 60 betreffen und kann eine Spannungsquelle 64a und mehrere Schalterhalbleiter 66 aufweisen. Ein Ausgang 68 eines Treiberbauelements 62a kann mit einem Eingang 70 eines benachbarten gestapelten Treiberbauelements 62b in einem seriellen Multipegelgradiententreiber 60 verbunden sein. Während in dieser Konstruktion jede Spannungsquelle dazu eingerichtet sein kann, eine Spannung von etwa 500–700 V anzulegen, kann das Schaltmuster, so eingestellt werden, dass etwa 1500 bis 2000 V ausgegeben werden, um die Gradientenspulen zu betreiben.
Typische MRI-Systeme können Bildgebungssequenzverfahren aufweisen, die rasche Änderungen des Gradientenspulenstroms erfordern. Um rasche Änderungen des Gradientenspulenstroms zu erreichen, kann es erforderlich sein, an die Anschlüsse der Gradientenspule eine hohe Ausgangsspannung anzulegen. Einzelne in Reihe geschaltete Gradiententreiberkonstruktionen reichen möglicherweise nicht aus, um den angemessenen Ausgangsstrom zu liefern. Außerdem können Gradiententreiber in einigen typischen Systemen dazu eingerichtet sein, mehrere parallel geschaltete Treiberbauelemente aufzuweisen, um die Stromstärkekapazitäten in den Gradientenspulen zu steigern. Ein Beispiel eines parallel gepackten Gradiententreibers 80, der hierin als ein paralleler Treiber 80 bezeichnet ist, ist in 3 dargestellt, wobei Treiberbauelemente 82 und 84 über den Transformator 86 parallel gekoppelt sind. Der Transformator 86 wird genutzt, um eine zweckmäßige Aufteilung des Stroms auf die zwei Treiberbauelemente 82 und 84 zu gewährleisten. Die parallel gekoppelten Treiberbauelemente 82 und 84 können in dieser Darstellung außerdem in Serie mit zwei weiteren Treiberbauelemente 88 und 90 verschaltet sein.
Ein paralleles Packen von Treiberbauelementen kann die Stromstärkekapazitäten in der Gradientenspule steigern, da der parallele Treiber 80 in der Lage sein kann, entsprechend dem Bedarf des Bildgebungssequenzverfahrens eine größere Stromstärkeamplitude zu liefern. Allerdings kann die Stromteilung zwischen den Halbleitern unterschiedlicher Treiberbauelemente aufgrund parasitärer Packungseffekte in einer parallelen Verbindung ungleichmäßig sein. Beispielsweise arbeiten Schalterhalbleiter in den Treiberbauelemente 82 und 84 möglicherweise wesentlich rascher als Schalter in den anderen Treiberbauelementen 88 und 90. Eine ungleichmäßige Stromteilung zwischen Halbleitern kann zu elektrischen Verlusten und thermischer Instabilität des parallelen Treibers 80 führen. In einigen Durchführungen kann die thermische Instabilität die Anzahl von Halbleitereinheiten begrenzen, die zuverlässig in Parallelschaltung verbunden werden können. Aufgrund einer mangelnden Übereinstimmung des thermischen Koeffizienten (der häufig ein negativer thermischer Koeffizienten sein kann) von typischen in Gradiententreibern verwendeten Halbleitern, ist die Leistung der Halbleiter aufgrund von Temperaturschwankungen möglicherweise schlechter berechenbar oder geringer. Eine thermische Instabilität kann außerdem ein thermisches Driften hervorrufen, was zu einer Beschädigung des Halbleiters und einem verminderten Wirkungsgrad oder Beeinträchtigung der Funktion des parallelen Treibers 80 führen kann. Bemühungen, die auf eine Verhinderung einer solchen potentiellen thermischen Instabilität der parallel geschalteten Treiberkonstruktion abzielen, können die Komplexität und die Entwicklungskosten steigern.
Außerdem kann ein typischer parallel gepackter Gradiententreiber 80 so konstruiert sein, dass auch dann sämtliche Schalterhalbleiter betrieben (d. h. ein- und ausgeschaltet) werden, wenn nicht sämtliche Schalterhalbleiter gebraucht werden, um den Gradientenspulen eine spezielle Pulssequenz zuzuführen. Beispielsweise kann der parallele Treiber 80 konstruiert sein, um die Anzahl von Treiberbauelementen (z. B. 82, 84, 88 und 90) aufzuweisen, die jeweils eine Anzahl von Schalterhalbleitern enthalten, die erforderlich sind, um den maximalen Ausgangsstrom bereitzustellen, der von den Gradientenspulen in einem speziellen MRI-System möglicherweise gefordert wird. Eine spezielle Bildgebungsanwendung des MRI-Systems kann eine Pulssequenz mit einem großen Dynamikbereich erfordern, so dass die Gradientenspulen nicht ständig einen maximalen Ausgangsstrom von dem parallelen Treiber 80 erfordern. Wenn der Gradiententreiber keinen maximalen Ausgangsstrom benötigt, ist es möglicherweise nicht erforderlich, sämtliche Treiberbauelemente zu betreiben (d. h. ein- und auszuschalten). Allerdings ist ein typischer parallel gepackter Gradiententreiber 80 im Allgemeinen nicht dazu eingerichtet, gewisse Treiberbauelemente selektiv zu nutzen. Somit führen möglicherweise sämtliche Schalterhalbleiter in dem parallelen Treiber 80 ständig Ein- und Ausschaltvorgänge durch. Das andauernde Schalten in den Halbleitern, das möglicherweise für die Bereitstellung des erforderlichen Ausgangsstroms unnötig ist, kann zu einem sinnlosen elektrischen Verlust in dem System beitragen.
Gemäß einem oder mehreren hier beschriebenen Ausführungsbeispielen können elektrische Verluste in dem MRI-System 10 reduziert und/oder (wie in 1) auf ein oder mehrere Treiberbauelemente des Gradiententreibers 58 verteilt werden und somit den Wirkungsgrads des Gradiententreibers 58 verbessern. Darüber hinaus kann in einigen Ausführungsbeispielen die Genauigkeit der durch den Gradiententreiber ausgegebenen Pulssequenz und die thermische Stabilität des Gradiententreibers 58 verbessert werden.
In einem Ausführungsbeispiel kann ein Gradiententreiber 58 zwei überlagerte Treiber enthalten, die dazu eingerichtet sind, einen Ausgangsstrom auszugeben, der geringer ist als ein maximaler Strom, der durch die Gradientenspulen 26, 28 und 30 verwendet wird. Beispielsweise kann in einigen Ausführungsbeispielen jeder der überlagerten Treiber dazu eingerichtet sein, einen Ausgangsstrom zu liefern, der etwa die Hälfte der Amplitude der maximalen Stromstärke beträgt. Somit können die beiden überlagerten Treiber des Gradiententreibers 58 parallel arbeiten, um eine Pulssequenz zu liefern, die eine bei der doppelten Schaltfrequenz liegende Welligkeit aufweist, und deren Anforderungen an den Ausgangsfilter folglich geringer sind. Da der für sämtliche überlagerte Treiber erforderliche Ausgangsstrom (z. B. auf die Hälfte der maximalen Amplitude) reduziert werden kann, können die überlagerten Treiber die Last gemeinsam nutzen, und es lassen sich elektrische Verluste auf die beiden Treiber verteilen.
Wenn möglicherweise lediglich einer der überlagerten Treiber ausreicht, um gewisse Abschnitte der Pulssequenz zu liefern, kann die Konstruktion des überlagerten Gradiententreibers darüber hinaus es ermöglichen, lediglich einen der überlagerten Treiber zu betreiben, so dass dadurch ein elektrischer Verlust verringert wird, der im Falle des Betriebs beider Treiber entstanden wäre. In einigen Ausführungsbeispielen können die beiden Treiber außerdem ihren Betrieb zeitlich abwechselnd durchführen, was ebenfalls den elektrischen Verlust in dem Treiber 58 verringern und/oder eine angemessene Sperrschichttemperatur in dem Treiber 58 aufrecht erhalten kann. Betriebsmodi, die geringere Halbleitertemperaturen aufrecht erhalten, können die Konstruktionsanforderungen eines Wärmemanagementsubsystems des Gradiententreibers 58 und/oder anderer Komponenten des MRI-Systems 10 vereinfachen.
Ein Beispiel eines überlagerten Gradiententreibers 58 ist in dem 2-3-Pegel-Gradiententreiber 100 von 4 dargestellt. Der 2-3-Pegel-Treiber 100 kann zwei 3-Pegel-Treiber 102 und 104 aufweisen, die in Serie geschaltete Treiberbauelemente 108 bzw. 110 enthalten. Die beiden 3-Pegel-Treiber 102 und 104 sind in diesem Fall über den Transformator 106 gekoppelt. Der Transformator 106 kann ein magnetisches Stromteilerelement enthalten, das in der Lage ist, den Strom auf beide Hälften (d. h. auf jeden der 3-Pegel-Treiber 102 und 104) des 2-3-Pegel-Gradiententreibers 100 gleichmäßig aufzuteilen. Die 3-Pegel-Treiber 102 und 104 können auch als überlagerte Treiber 102 und 104 bezeichnet werden, und ein überlagerter Treiber 102 oder 104 kann, obwohl drei Pegel von Treiberbauelementen 108 und 110 in 4 veranschaulicht sind, gemäß verschiedenen Ausführungsbeispielen dieser Beschreibung eine beliebige Anzahl von Treiberbauelementen 108 oder 110 aufweisen. Weiter können die Treiberbauelemente 108 und 110, obwohl in der Figur jedes der Treiberbauelemente 108 und 110 mit einer bestimmten Anzahl von Schalterhalbleitern veranschaulicht ist, eine beliebige Anzahl von Schalterhalbleitern aufweisen. Ein Gradiententreiber kann in Übereinstimmung mit vorliegenden Ausführungsbeispielen auch mehr als zwei überlagerte Treiber aufweisen. Beispielsweise können einige MRI-Anwendungen einen noch größeren Strom in den Gradientenspulen verwenden, und ein Gradiententreiber kann in einem Ausführungsbeispiel drei oder mehr überlagerte Treiber enthalten.
Jeder der beiden überlagerten Treiber 102 und 104 kann bemessen sein, um weniger als die maximale Amplitude einer Pulssequenz zu liefern, die von den Gradientenspulen 26, 28 und 30 in dem System 10 (1) gefordert ist. In einigen Ausführungsbeispielen kann jeder der zwei überlagerten Treiber 102 und 104 bemessen sein, um etwa die Hälfte der durch die Gradientenspulen geforderten maximalen Amplitude zu liefern. Wenn die Gradientenspulen eine Pulsamplitude erfordern, die durch einen einzelnen der überlagerten Treiber 102 oder 104 geliefert werden kann, ist es möglich, lediglich einen der überlagerten Treiber 102 oder 104 (z. B. den überlagerten Treiber 102) für die Bereitstellung des erforderlichen Ausgangsstroms arbeiten zu lassen. Somit, anstatt unnötigerweise beide überlagerten Treiber 102 oder 104 zu verwenden, lassen sich die Betriebsverluste einsparen, die an dem nicht betriebenen überlagerten Treiber (z. B. dem überlagerten Treiber 104) entstanden wären.
Falls die Gradientenspulen 26, 28 und 30 einen Ausgangsstrom erfordern, der durch lediglich einen der überlagerten Treiber 102 oder 104 nicht in ausreichender Höhe geliefert werden kann, können beide überlagerten Treiber 102 und 104 arbeiten, und die elektrischen Verluste können auf die beiden überlagerten Treiber 102 und 104 verteilt werden. Da die Treiberbauelemente 108 und 110 in jedem überlagerten Treiber 102 und 104 linear angeordnet sind, können Treiberbauelemente 108 und/oder 110 ausgewählt werden, um nach Bedarf zu arbeiten. In einem Ausführungsbeispiel kann der 2-3-Pegel-Gradiententreiber 100, wenn beide überlagerten Treiber 102 und 104 im Betrieb sind, in der Lage sein, die Gradientenspulen 26, 28 und 30 mit einer Spannung von etwa 2000 V zu versorgen.
Die Konstruktion überlagerter Treiber kann ermöglichen, dass jeder überlagerte Treiber 102 und 104 einen kleineren Strom liefert, während dennoch die erforderliche Pulssequenz an die Gradientenspulen 26, 28 und 30 ausgeben wird. Ein Bereitstellen einer kleineren Stromausgabe bei jedem überlagerten Treiber 102 und 104 kann außerdem die Genauigkeit der Pulssequenz verbessern, was raschere Änderungen des Stroms ermöglicht, der durch die Spulen 26, 28 und 30 genutzt wird. Aufgrund der Kennlinien der in typischen Gradiententreibern verwendeten Schalterhalbleiter 124 nimmt die Schaltansprechempfindlichkeit ab, wenn die Treiber Halbleiter verwenden, die für höhere Spannungen ausgelegt sind. Da die Schalterhalbleiter ständig ein- und ausgeschaltet werden müssen, um den geeigneten Kurvenverlauf der erforderlichen Pulssequenz zu erzeugen, kann ein langsameres Schalten langsamere Änderungen der durch die Gradientenspulen geforderten Pulssequenz zur Folge haben. Die Ansprechempfindlichkeit der Schalterhalbleiter kann daher die Qualität und Auflösung des durch das MRI-System 10 erzeugten Bildes beeinflussen.
Bei Verwendung der Konstruktion überlagerter Treiber können von jedem überlagerten Treiber 102 und 104 geringere Ströme ausgegeben werden, so dass raschere Schalterhalbleiter 124 genutzt werden können, um ein empfindlicher ansprechendes System für die Ausgabe einer speziellen Pulssequenz zu erhalten, die durch die Gradientenspulen 26, 28 und 30 gefordert wird. Ein rasches Ansprechen der Schalterhalbleiter 124 kann mit Blick auf die Erzeugung einer hoch auflösenden Pulssequenz von Bedeutung sein, da die erforderliche Pulssequenz über die Dauer der Folge in einem weiten Bereich dynamisch sein kann.
In einigen Ausführungsbeispielen können die Schalterhalbleiter Bipolartransistoren mit isolierter Gate-Elektrode (IGBTs) sein. Allerdings kommen in anderen Ausführungsbeispielen auch andere Arten von Schalterhalbleitern in Betracht. Beispielsweise können auch Metall-Oxid-Halbleiter-Feldeffekttransistoren (MOSFETs) geeignet sein. Darüber hinaus gestattet ein Verringern der Spannungsanforderungen für die überlagerten Treiber 102 und 104 mehr Flexibilität bei der Auswahl eines geeigneten Schalterhalbleiters für die Treiberkonstruktion, da andere Arten von Halbleitern verwendet werden können. Es wird in Betracht gezogen, dass moderne Halbleiter, die zuverlässige Schalteigenschaften bei höheren Spannungen aufweisen, zu Treiberkonstruktionen führen werden, die eine kleinere Anzahl von Pegeln erfordern (z. B. weniger Stapel von Treiberbauelementen).
In einigen Ausführungsbeispielen können die beiden überlagerten Treiber 102 und 104 der 2-3-Pegel-Gradiententreiber 100 sich außerdem im Betrieb abwechseln, um elektrische Verluste in dem System zusätzlich zu behandeln und/oder zu verteilen. Beispielsweise kann die Steuerschaltung 36 oder die Gradientenspulensteuereinrichtung 40 die beiden überlagerten Treiber 102 und 104 so steuern, dass sie nach einer gewissen Zeitspanne in den Betrieb schalten (unter der Voraussetzung, dass einer der überlagerten Treiber 102 oder 104 für eine Ausgabe der Pulssequenz über die Zeitspanne hinweg ausreicht). Ein derartiger Betriebsmodus kann den elektrischen Verlust zwischen den beiden alternierenden überlagerten Treiber 102 und 104 umschalten, so dass nicht sämtliche elektrischen Verluste in nur einem Abschnitt des 2-3-Pegel-Gradiententreiber 100 verursacht werden. Verschiedene Ausführungsbeispiele können eine beliebige Kombination eines abwechselnden Betriebs von zwei überlagerten Treibern 102 und 104 beinhalten.
Die Konstruktion überlagerter Gradiententreiber kann außerdem die thermische Stabilität verbessern und mögliche Kosten der Wärmemanagementkonstruktion einsparen. Wie zuvor mit Bezug auf die parallel gepackten Treiber 80 in 3 erörtert, kann ein paralleles Packen eine ungleichmäßige Stromteilung zur Folge haben. Solche Stromungleichgewichtigkeiten können thermische Instabilität hervorrufen, die zu Beeinträchtigungen des Betriebs und zu einer möglichen Verschlechterung von Treiberbauelementen führen kann. Allerdings kann der Strom in den beiden überlagerten Treibern 102 und 104 gemäß den vorliegenden Ausführungsbeispielen durch den Transformator 106 gleichmäßig verteilt werden, so dass der Strom in dem 2-3-Pegel-Treiber 100 ausgeglichen wird, wenn beide überlagerten Treiber 102 und 104 arbeiten. Ein Verringern der Wahrscheinlichkeit des Auftretens von thermischer Instabilität kann die Konstruktionskosten für einen Gradiententreiber senken. Während einige Gradiententreiber kostspielige Kühlungsverfahren einsetzen, um Wärme aus dem System abzuführen, können beispielsweise in Übereinstimmung mit vorliegenden Ausführungsbeispielen einfachere und kostengünstigere Kühlungsverfahren genutzt werden. In einigen Ausführungsbeispielen können Wasserkühltechniken oder noch kostengünstigere Luftkühltechniken verwendet werden.
Da die überlagerte Konstruktion thermische Stabilität und eine Verteilung von elektrischen Verlusten ermöglicht, können darüber hinaus auch Treiberkonstruktionen in Betracht gezogen werden, die eine geringere Zahl von Treiberbauelementen enthalten. In einem Ausführungsbeispiel kann ein Gradiententreiber zwei überlagerte Treiber 112 und 114 aufweisen, die jeweils zwei Treiberbauelemente 118 bzw. 120 enthalten, wie es in der schematischen Darstellung des 2-2-Pegel-Gradiententreibers 122 in 5 veranschaulicht ist. Wie in 5 dargestellt, kommt der 2-2-Pegel-Gradiententreiber 122 mit einer geringeren Zahl von Treiberbauelementen 118 und 120 und weniger Schalterhalbleitern 124 aus, da die Konstruktion überlagerter Treiber eine einfachere Konstruktion ermöglichen kann, indem Halbleiter genutzt werden, die mit höheren Versorgungsspannungen betrieben werden können.
Die vorliegende Beschreibung verwendet Beispiele, um die Erfindung, einschließlich des besten Modus zu beschreiben, und um außerdem jedem Fachmann zu ermöglichen, die Erfindung in der Praxis einzusetzen, beispielsweise beliebige Einrichtungen und Systeme herzustellen und zu nutzen, und beliebige damit verbundene Verfahren durchzuführen. Der patentfähige Schutzumfang der Erfindung ist durch die Ansprüche definiert und kann andere dem Fachmann in den Sinn kommende Beispiele umfassen. Solche anderen Beispiele sollen in den Schutzumfang der Ansprüche fallen, falls sie strukturelle Elemente aufweisen, die sich von dem wörtlichen Inhalt der Ansprüche nicht unterscheiden, oder falls sie äquivalente strukturelle Elemente mit unwesentlichen Unterschieden gegenüber dem wörtlichen Inhalt der Ansprüche enthalten.
Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung beinhalten ein Magnetresonanzbildgebungs-(MRI)-System 10, das einen Gradiententreiber 58, 100, 122 enthält, der dazu eingerichtet ist, eine Pulssequenz an Gradientenspulen 26, 28, 30 in dem MRI-System auszugeben. Der Gradiententreiber 58, 100, 122 kann überlagert sein und kann zwei oder mehr überlagerte Treiber 102, 104, 112, 114 enthalten, so dass ein Puls mit großer Amplitude ausgegeben werden kann, indem die beiden überlagerten Teile 102, 104, 112, 114 des Gradiententreibers 58, 100, 122 betrieben werden, während der elektrische Verlust verteilt und die thermische Stabilität des Systems aufrecht erhalten wird. In einem Ausführungsbeispiel kann jeder überlagerte Treiber 102, 104, 112, 114 bemessen sein, um etwa die Hälfte einer maximalen Amplitude eines Stroms auszugeben, der durch die Gradientenspule 26, 28, 30 genutzt wird, und es kann lediglich einer der überlagerten Treiber 102, 104, 112, 114 in Betrieb sein, falls einer der überlagerten Treiber 102, 104, 112, 114 ausreicht, um einen erforderlichen Puls an die Spulen 26, 28, 30 auszugeben. Darüber hinaus können die überlagerten Treiber 102, 104, 112, 114 den Betrieb abwechseln, um die thermische Stabilität in den Schalterhalbleitern 124 des Gradiententreibers 58, 100, 122 aufrecht zu erhalten.
Bezugszeichenliste

10: MRI-System
12: Scanner
14: Scannersteuerschaltkreis
16: Systemsteuerungsschaltkreis
18: Bildgebungsvolumen
20: Tabelle
22: Patient
24: Magnet
26: Gradientenspule
28: Gradientenspule
30: Gradientenspule
32: HF-Spule
36: Steuerschaltung
40: Verstärkungs- und Steuerschaltung
42: Sende- und Empfangsinterfaceschaltung
44: Schnittstelle
46: Bedienungsworkstation
48: Monitor
50: Tastatur
52: Maus
54: Drucker
56: Dezentrale Bildzugriffs- und Untersuchungssteuerungseinrichtungen
58: Gradiententreiber
60: Serieller Multipegelgradiententreiber
62: Treiberbauelemente
64: Spannungsquelle
66: Schalterhalbleiter
68: Ausgang
70: Eingangsstrom
80: Parallel gepackter Gradiententreiber
82: Treiberbauelement
84: Treiberbauelement
86: Transformator
88: Treiberbauelement
90: Treiberbauelement
100: 2-3-Pegel-Gradiententreiber
102: 3-Pegel-Treiber
104: 3-Pegel-Treiber
106: Transformator
108: Treiberbauelement
110: Treiberbauelement
112: Überlagerter Treiber
114: Überlagerter Treiber
116: Transformator
118: Treiberbauelement
120: Treiberbauelement
122: 2-2-Pegel-Gradiententreiber
124: Schalterhalbleiter

Claims

Magnetresonanztomographie-(MRI)-System (10), zu dem gehören: eine Gradientenspule (26, 28, 30), die zylindrisch um ein Abtastvolumen (18) angeordnet ist; und zwei oder mehr überlagerte Gradiententreiber (102, 104, 112, 114), die mit der Gradientenspule (26, 28, 30) verbunden sind, wobei jeder der zwei oder mehr Gradiententreiber (102, 104, 112, 114) dazu eingerichtet ist, weniger als eine maximale Amplitude eines Stroms auszugeben, der durch die Gradientenspule (26, 28, 30) genutzt wird.
MRI-System (10) nach Anspruch 1, wobei jeder der zwei oder mehr Gradiententreiber (102, 104, 112, 114) dazu eingerichtet ist, etwa die Hälfte der maximalen Amplitude auszugeben.
MRI-System (10) nach Anspruch 1, wobei lediglich einer der zwei oder mehr überlagerten Gradiententreiber (102, 104, 112, 114) in Betrieb ist, wenn der eine überlagerte Gradiententreiber (102, 104, 112, 114) ausreicht, um den Strom bereitzustellen, der durch die Gradientenspule (26, 28, 30) genutzt wird.
MRI-System (10) nach Anspruch 3, wobei mehr als einer der zwei oder mehr überlagerten Gradiententreiber (102, 104, 112, 114) in Betrieb ist, wenn der eine überlagerte Gradiententreiber (102, 104, 112, 114) nicht ausreicht, um den Strom bereitzustellen, der durch die Gradientenspule (26, 28, 30) genutzt wird.
MRI-System (10) nach Anspruch 1, wobei die zwei oder mehr überlagerten Gradiententreiber (102, 104, 112, 114) jeweils ein oder mehrere Treiberbauelemente (108, 110, 118, 120) aufweisen.
MRI-System (10) nach Anspruch 1, wobei die zwei oder mehr überlagerten Gradiententreiber (102, 104, 112, 114) jeweils mehrere Schalterhalbleiter (124) aufweisen.
MRI-System (10) nach Anspruch 6, wobei die Schalterhalbleiter (124) auf Bipolartransistoren mit isolierter Gate-Elektrode (IGBTs) basieren.
MRI-System (10) nach Anspruch 1, mit einer Steuerschaltung (36, 40), die in der Lage ist, den Betrieb der zwei oder mehr überlagerten Gradiententreiber (102, 104, 112, 114) zu steuern.
MRI-System (10) nach Anspruch 8, wobei die Steuerschaltung (36, 40) dazu eingerichtet ist, die zwei oder mehr überlagerten Gradiententreiber (102, 104, 112, 114) abwechselnd zu betreiben.
MRI-System (10) nach Anspruch 1, wobei die zwei oder mehr überlagerten Gradiententreiber (102, 104, 112, 114) über einen Transformator (106, 116) miteinander verschaltet sind, der dazu eingerichtet ist, eine zweckmäßige Aufteilung des Stroms auf die zwei oder mehr überlagerte Gradiententreiber (102, 104, 112, 114) sicherzustellen.