CN107003370A - 用于激励磁共振成像（mri）系统的磁体的系统及方法 - Google Patents

Abstract

磁共振成像（MRI）系统可以包括：磁体、一个或多个梯度功率放大器、一个或多个射频（RF）功率放大器以及单个功率供应，所述单个功率供应被配置成将功率提供给磁体、一个或多个梯度功率放大器以及一个或多个RF功率放大器中的每个。

Description

用于激励磁共振成像（MRI）系统的磁体的系统及方法

相关申请的交叉引用

本申请要求提交于2014年12月17日的美国专利申请号14/572865的优先权，通过引用而将其整体合并于本文中。

背景技术

本公开的实施例一般涉及磁共振成像（MRI）系统，且更具体地，涉及用于激励MRI系统的磁体的系统及方法。

MRI是生成人体的内部的图像而不使用x射线或其它电离辐射的医学成像模态。MRI或核磁共振（NMR）成像通常提供用于磁场中的射频（RF）波与核之间的共振相互作用的空间辨别。通常地，MRI系统包括在成像体积内生成主磁场的超导磁体。MRI系统使用各种类型的射频（RF）线圈来创建RF能量的脉冲。RF线圈传输RF激励信号，并且接收磁共振（MR）信号，MRI系统处理所述磁共振（MR）信号，以形成图像。

通常地，为了对MRI系统的磁体进行充电或供电，单独且截然不同的独立式服务工具（例如，单独且截然不同的功率供应）被连接到磁体。已知的磁体功率供应是大的且昂贵的。此外，用于已知的磁体功率供应的输送时间通常花费多天。服务工具表示要求大量的时间来构建且输送至现场的大的采集支出。此外，服务工具通常地需要定期维修和维护。

因此，存在对MRI系统的磁体进行充电、供电或以另外的方式使其斜升的高效且成本有效的系统及方法的需要。

发明内容

本公开的某些实施例提供磁共振成像（MRI）系统，所述系统可以包括磁体、一个或多个梯度功率放大器、一个或多个射频（RF）功率放大器以及功率供应，所述功率供应被配置成将功率提供给磁体、一个或多个梯度功率放大器以及一个或多个RF功率放大器中的每个。MRI系统还可以包括机柜。磁体、一个或多个梯度功率放大器以及一个或多个RF功率放大器中的每个可以被容纳在机柜内。

MRI系统还可以包括通过主功率供应线而被连接到功率供应的配电单元（PDU）。功率供应可以通过单独且截然不同的功率线而与磁体、一个或多个梯度功率放大器以及一个或多个RF功率放大器中的每个电连接。功率供应可以被配置成将所接收的AC功率信号转换成DC功率输出。

在至少一个实施例中，功率供应被配置成在某时间段内将功率指数地提供给磁体。例如，功率供应可以被配置成将在初始电平的功率提供给磁体，并且随着时间的推移而指数地提高功率输送。在至少一个实施例中，功率供应可以提供初始电平，并且以指数方式逐渐提高功率电平。

在至少一个实施例中，功率供应可以被配置成在将功率提供给一个或多个梯度功率放大器和一个或多个RF功率放大器之前，将磁体充电至完全充电的状态。

功率供应可以包括功率校正系数AC-DC转换器，所述转换器与梯度放大器功率电路、RF放大器功率电路以及磁体功率电路连接。梯度放大器功率电路与一个或多个梯度功率放大器连接。RF放大器功率电路与一个或多个RF功率放大器连接。磁体功率电路与磁体连接。

磁体功率电路可以包括磁体功率控制电路。磁体功率控制电路可以包括恒压调节器、猝熄保护电路以及恒流调节器。MRI系统还可以包括与磁体功率控制电路通信的控制单元。控制单元可以被配置成监测磁体的功率电平，并且操作磁体功率控制电路以便当磁体未被完全充电时，将功率输送至磁体，并且当磁体被完全充电时，停止将功率输送至磁体。在至少一个实施例中，DC-DC转换器可以被设置于功率供应与磁体之间。

本公开的某些实施例提供将功率提供给MRI系统的组件的方法。方法可以包括：监测MRI系统的磁体的功率电平；当磁体未被完全充电时，将功率从MRI系统的单个功率供应输送至磁体；当磁体被完全充电时，停止功率从MRI系统的单个功率供应至磁体的输送；以及将功率从单个功率供应输送至MRI系统的一个或多个梯度功率放大器和一个或多个射频功率放大器。

附图说明

图1图示根据本公开的实施例的具有RF线圈的磁共振成像系统的示意图。

图2图示根据本公开的实施例的医学成像系统的示意图。

图3图示根据本公开的实施例的MRI系统的功率供应系统的框图。

图4图示根据本公开的实施例的DC功率供应的框图。

图5图示根据本公开的实施例的MRI系统的功率供应系统的框图。

图6图示根据本公开的实施例的被连接到磁体功率控制电路的DC-DC转换器的框图。

图7图示根据本公开的实施例的将功率提供给MRI系统的流程图。

具体实施方式

当联合附图而阅读时，将更好地理解某些实施例的下面的详细描述。在附图图示各种实施例的功能块的简图这个意义上，功能块不一定指示硬件电路系统之间的划分。例如，可以在单件硬件（例如，通用信号处理器或随机存取存储器的块、硬盘或类似物）或多件硬件中实现功能块（例如，处理器或存储器）中的一个或多个。类似地，程序可以是独立式程序，可以合并为操作系统中的子例程，可以是安装软件包中的功能以及类似物。应当理解，各种实施例不限于附图中所示出的布置和手段。

本文中所描述的各种实施例通常涉及用于磁共振成像（MRI）的仪器和/或用于从其生成图像的核磁共振（NMR）成像系统及方法。本公开的实施例提供在没有与MRI系统单独且截然不同的功率供应的情况下对MRI系统的磁体进行供电（例如，斜坡上升）的系统及方法。因此，本公开的实施例提供高效且成本有效的系统及方法，因为，与常规的系统及方法相比，这些系统及方法提供相当可观的时间及成本节约。

本公开的实施例提供具有主机柜的MRI系统，所述主机柜可以包括被电连接到RF及梯度功率放大器的直流（DC）功率供应。配电单元可以被操作地连接到DC功率供应。DC功率供应从PDU提取功率。机柜还可以容纳被操作地连接在DC功率供应与磁体之间的磁体功率电路。磁体功率电路被配置成通过DC功率供应而从PDU提取功率，以给磁体供电。在至少一个实施例中，DC功率供应可以包括多个输出，所述输出与一个或多个RF功率放大器、一个或多个梯度功率放大器以及磁体单独连接。在至少一个其它实施例中，DC功率供应与DC-DC转换器连接，所述DC-DC转换器将所接收的功率输出转换成磁体电压和电流输出。

本公开的实施例提供在没有单独且截然不同的昂贵的服务工具（例如，单独且截然不同的磁体功率供应）的情况下将功率提供给MRI系统的磁体的系统及方法。

图1图示根据本公开的实施例的具有RF线圈102和RF线圈104的MRI成像系统100的示意图。本文中所描述的各种组件可以在成像系统（例如，关于图2所描述的成像系统200）中体现。在各种实施例中，成像系统100可以包括多个RF线圈，例如RF线圈102和RF线圈104。RF线圈102和RF线圈104可以被操作地连接到一个或多个RF功率放大器。

在所图示的实施例中，MRI成像系统100是单模态MRI成像系统。备选地，成像系统100可以在多模态成像系统中实现，或以多模态成像系统实现。例如，成像系统100可以与不同类型的医学成像系统（例如计算机断层摄影（CT）、正电子发射断层摄影（PET）、单光子发射计算机断层摄影（SPECT）以及超声系统或能够生成图像（特别地，人类的图像）的任何其它系统）组合。此外，各种实施例不限于人类受试者的医学成像，而可以包括用于对非人类对象（例如，行李等）进行成像的兽医学系统或非医学系统。

成像系统100包括磁体组合件106，所述磁体组合件106包括超导磁体108。然而，在其它实施例中，可以使用其它类型的磁体，例如永磁体或电磁体。超导磁体108由被支撑于磁线圈支撑结构（未示出）上的多个磁线圈形成。磁体组合件106包括热屏蔽件110和外部真空容器112。氦容器114环绕超导磁体108，并且热屏蔽件110环绕氦容器114。外部真空容器112环绕热屏蔽件110。热屏蔽件110、外部真空容器112以及氦容器114形成被称为低温恒温器的组合件。

在操作中，氦容器114填充有液氦，以冷却超导磁体108的线圈。将被成像的对象（例如患者）的身体放置于超导磁体108的膛116中。特别地，感兴趣的对象位于膛116内。超导磁体108产生沿着其中患者位于的膛116的静主磁场。控制器118经由主磁场控制器122而控制通过膛116的主磁场的强度。

RF线圈102和RF线圈104可以位于磁体108的膛116周围。例如，RF线圈102和RF线圈104可以周向地定位于磁体108的膛116周围。RF线圈102和RF线圈104可以相对于磁体108的膛116选择性地定向，以捕获RF能量。RF线圈102和RF线圈104可以被调谐或选择性地被配置成在选择频率下是易接收的。RF线圈102和RF线圈104在选择频率下传输RF能量，以激励来自被成像的对象的材料的响应。RF线圈102和RF线圈104还在选择频率下接收RF能量，以生成RF信号信息。

成像系统100可以包括与收发器系统124耦合的多个RF线圈和由脉冲模块128控制的RF开关126。脉冲模块128与控制器118可操作地耦合，以同步脉冲模块128、磁场控制器122以及梯度场控制器120的操作。例如，脉冲模块128可以发送描述RF信号的定时、强度以及形状以及将产生的脉冲序列的指令、命令和/或请求。收发器系统124经由RF开关126而与RF线圈102和RF线圈104可操作地耦合。RF开关126基于RF能量来管理RF线圈102和RF线圈104是将传输RF能量还是将接收RF能量，以生成RF信号。RF信号通过收发器系统124被数字化，并且被处理（例如，使用快速傅里叶变换），以生成图像。

图2图示根据本公开的实施例的医学成像系统200的示意图。成像系统200包括具有成像单元204（例如，成像扫描仪）的成像部分202，和可以包括处理器208或其它计算装置或控制器装置的处理部分206。成像单元204可以包括主壳体205，例如容纳磁体、RF线圈和放大器、梯度功率放大器及类似物的机柜。由关于图1所讨论的控制器118和/或脉冲模块128所执行的一个或多个功能可以由处理器208执行。特别地，成像单元204使成像系统200能够扫描对象或患者210，以采集图像数据，其可以是对象或患者210的全部或部分的图像数据。成像单元204包括具有允许采集图像数据的一个或多个成像组件（例如，台架212内的磁体或磁体绕组）的台架212。在多模态成像系统中，除了用于磁共振成像的一个或多个磁体之外，还可以提供用于计算机断层摄影成像的x射线源和检测器或用于核医学成像的γ相机。成像组件产生表示经由可以是有线或无线的通信链路214而传送至处理部分206的图像数据的信号。在通过成像单元204而进行的成像扫描期间，台架212和安装于台架212上或台架212中的成像组件可能保持为固定的，或者围绕定义通过膛216的检查轴的旋转中心旋转或沿着该旋转中心旋转。可以使用例如机动工作台218来将患者210定位于台架212内。

在操作中，成像组件中的一个或多个的输出被传输至处理部分206，并且反之亦然，这可以包括将信号传输至处理器208或从处理器208传输信号。处理器208还可以生成控制信号以用于基于用户输入或预定的扫描来控制机动工作台218或成像组件的位置。例如，可以通过可以包括同轴电缆232的通信链路214而传送RF信号或传输脉冲。应当注意到，通信链路214还可以包括同轴电缆232，或可以提供单独的通信链路。

在扫描期间，例如如由体线圈或表面线圈所采集的，图像数据（例如来自成像组件的磁共振图像数据）可以经由控制接口220而通过数据接口222来传送至处理器208。

用来采集并处理数据的处理器208和相关联的硬件及软件可以统称为工作站230。工作站230可以包括键盘240和/或其它输入装置（例如鼠标、指针和类似物）以及监测仪242。监测仪242显示图像数据，并且如果触摸屏是可用的，则监测仪242可以从用户接受输入。

图3图示根据本公开的实施例的MRI系统302的功率供应系统300的框图。MRI系统302可以包括机柜304，例如台架、壳体或类似物，所述机柜304容纳MRI系统的各种组件，所述机柜304通过主功率供应线308（例如功率总线）被连接到配电单元（PDU）306。PDU 306可以例如经由插入墙上功率插座中的电气电缆而被电连接到功率源。

机柜304包括DC功率供应310，并且容纳DC功率供应310，所述DC功率供应310通过主功率供应线308而与PDU 306连接。DC功率供应310通过功率输入312而与主功率供应线308连接。DC功率供应310包括被连接到RF功率线316的RF功率输出314、被连接到X梯度功率线320的X梯度功率输出318、被连接到Y梯度功率线324的Y梯度功率输出322、被连接到Z梯度功率线328的Z梯度功率输出326以及被连接到磁体功率供应线332的磁体功率输出330。RF功率线316被连接到RF功率放大器334。X梯度功率线320被连接到X梯度功率放大器336。Y梯度功率线324被连接到Y梯度功率放大器338。Z梯度功率线328被连接到Z梯度功率放大器340。磁体功率线330被连接到磁体342（例如，磁体108（关于图1而示出且描述））。

例如，DC功率供应310可以与梯度功率供应类似。因此，使用单个DC功率供应310，而不是被连接到RF功率放大器和梯度功率放大器中的每个的单独且截然不同的功率供应以及被连接到磁体的远程服务工具功率供应来对RF功率放大器334、梯度功率放大器336、338和340以及磁体342中的每个进行供电。单个DC功率供应310从PDU 306接收功率。RF功率放大器334、梯度功率放大器336、338和340以及磁体342全都从相同的DC功率供应310提取功率。

在操作中，PDU 308从功率源接收功率，并且将交流（AC）功率信号输出至DC功率供应310。DC功率供应310将AC功率信号转换成DC功率信号，所述DC功率信号被用来对RF功率放大器334、X梯度功率放大器336、Y梯度功率放大器338、Z梯度功率放大器340以及磁体342中的每个进行供电。在至少一个实施例中，DC功率供应310经由磁体功率线332而将磁体功率信号（例如，DC功率信号）输出至磁体342。同样地，机柜304内所容纳的单个DC供应式功率供应310被用来对RF功率放大器334、X梯度功率放大器336、Y梯度功率放大器338、Z梯度功率放大器340以及磁体342中的每个和全部进行供电。因此，从机柜304内的单个DC功率供应310提取功率，以将功率提供给机柜304内的全部组件（与使用单独且截然不同的服务工具（例如，单独且截然不同的功率供应）来给磁体342供电相反）。

图4图示根据本公开的实施例的DC功率供应400的框图。DC功率供应400是关于图3而示出并描述的DC功率供应310的示例。DC功率供应400可以包括功率校正系数（PFC）AC-DC转换器402，所述PFC AC-DC转换器402可以通过正功率总线404和负功率总线406而与输入端405处的PDU（例如，关于图3而示出并描述的PDU 306）连接。PFC AC-DC转换器402还可以包括输出端407，所述输出端407包括正功率总线408和负功率总线410。正功率总线408和负功率总线410转而与梯度放大器功率电路414、RF放大器功率电路416以及磁体功率电路418中的每个连接。

梯度放大器功率电路414可以包括可以是或包括向上转换器的升压电路420，所述升压电路420被连接到变压器422，所述变压器422转而被连接到整流电路424，所述整流电路424转而被连接到滤波电路426。滤波电路426转而通过正功率总线430和负功率总线432而被连接到一个或多个梯度功率放大器（例如X、Y、Z梯度功率放大器）。

RF放大器功率电路416可以包括切换电路434，所述切换电路434可以是或者包括降压转换器或向下转换器。切换电路434转而与变压器436连接，所述变压器436转而与整流电路438连接，所述整流电路438转而与滤波电路440连接。滤波电路440转而通过正功率总线444和负功率总线446而被连接到RF功率放大器442。

磁体功率电路418可以包括切换电路448，所述切换电路448可以是或者包括降压转换器或向下转换器。切换电路448转而被连接到变压器450，所述变压器450转而被连接到整流电路452，所述整流电路452转而被连接到滤波电路454。滤波电路454可以转而与磁体功率控制电路456连接，所述磁体功率控制电路456可以通过正功率总线458和负功率总线460而与滤波电路454连接。磁体功率控制电路456可以包括与功率总线458和功率总线460连接的恒压调节器462。恒压调节器462可以转而被连接到猝熄（quench）保护电路464，所述猝熄保护电路464可以转而与磁体466的功率输入连接。磁体功率控制电路456还可以包括恒流调节器468，所述恒流调节器468转而与磁体466连接。磁体功率控制电路456可以操作地被连接到控制单元470（例如一个或多个计算机、处理器、模块或者类似物），所述控制单元470可以被配置成控制磁体功率控制电路456的操作。备选地，磁体功率控制电路456可以不被连接到控制单元。

在操作中，PFC AC-DC转换器402从PDU（例如图3中所示出的PDU 306）接收AC功率信号。例如，AC功率信号可以是208 V AC功率信号。PFC AC-DC转换器402将AC功率信号转换成DC功率信号，所述DC功率信号可以被分离成多个DC功率输出，例如梯度功率输出、RF功率输出以及磁体功率输出。所述功率输出中的每个功率输出可以同时、在不同的时间、相继地或类似地被输送至相应的功率电路。例如，在输送其它功率输出之前，可以将磁体功率输出输送至磁体功率电路418，以便首先给磁体466通电。在已给磁体466供电或以另外的方式充电之后，PFC AC-DC转换器402可以将梯度功率输出输送至梯度放大器功率电路414，和/或将RF功率输出输送至 RF放大器功率电路416。

来自PFC AC-DC转换器402的DC功率输出由梯度放大器功率电路414接收。升压电路420使DC梯度功率输出升压或向上转换至更高的电压。例如，升压电路420可以使梯度功率输出的电压升压至700V。然后，变压器422和整流电路424使DC梯度功率输出平滑。然后，在所平滑的DC梯度功率输出被输送至一个或多个梯度功率放大器428之前，可以由滤波电路426对所平滑的DC梯度功率输出进行滤波，以去除尖峰、噪声及类似物。

来自PFC AC-DC转换器402的DC功率输出由RF放大器功率电路416接收。切换电路434可以使所接收的DC输出向下转换至更低的电压，例如200 V。然后，变压器436和整流电路438使DC RF功率输出平滑。然后，在所平滑的DC RF功率输出被输送至RF功率放大器442之前，可以由滤波电路440对所平滑的DC RF功率输出进行滤波，以去除尖峰、噪声及类似物。可以按与标题为“Magnetic Resonance Imaging Compatible Switched Mode PowerSupply”的美国专利申请公布No.2011/0291657中所描述的类似的方式给一个或多个梯度功率放大器428和RF功率放大器442供电，其据此通过引用而全部地合并。

来自PFC AC-DC转换器402的功率输出由磁体功率电路418接收。切换电路448可以使所接收的DC信号向下转换至更低的电压，例如48 V。然后，变压器450和整流电路452使DC磁体功率输出平滑。然后，可以由滤波电路440对所平滑的DC功率输出进行滤波，以去除尖峰、噪声及类似物。

磁体功率控制电路456从滤波电路454接收平滑且滤波的磁体功率输出。由恒流调节器468提取磁体功率输出的第一部分，使得它是可操作的。例如，恒流调节器468可以是或包括继电器开关，所述继电器开关从磁体功率输出提取少于1安培的电流。当磁体466未被完全充电时，恒流调节器468处于闭合位置中，这允许通过恒压调节器462和猝熄保护电路464而将磁体功率输出输送至磁体466。备选地，恒流调节器468可以被配置，使得当恒流调节器468处于打开位置中时，将功率输送至磁体466，并且当恒流调节器468处于闭合位置中时，不将功率输送至磁体466。例如，可以将磁体功率输出以在800安培高达10 V的输送输出输送至磁体。当磁体466完全充电时，恒流调节器468打开，这防止磁体功率输出被输送至磁体466。为了在从磁体466突然释放能量（猝熄）期间保护电压调节器462，猝熄保护电路464可以定位于磁体466与电压调节器462之间，所述猝熄保护电路464可以是或包括二极管组合件。在磁体466被完全充电之后，PFC AC-DC转换器402可以停止磁体功率输出至磁体功率电路418的传输，且然后，可以分别将梯度功率输出和RF功率输出输送至梯度放大器功率电路414和RF放大器功率电路416。

控制单元470可以监测磁体功率控制电路456的操作。例如，控制单元470可以检测何时磁体466被完全充电，且然后，操作恒流调节器468而切换到其中磁体功率输出不再供应至磁体466的位置。此外，控制单元470可以检测何时磁体466未被完全充电，并且，操作恒流调节器468而切换到相反的位置，使得磁体功率输出被输送至磁体466。

因此，磁体可以由从DC功率供应400提取的功率充电，所述DC功率供应400还给MRI系统的各种其它组件（例如，梯度功率放大器、RF功率放大器及类似物）供电。DC功率供应400从功率源和/或PDU接收功率。然后，机柜内的MRI系统的各种组件从由PFC AC-DC转换器402转换的功率信号提取功率。如上所述，与单独且截然不同的庞大且昂贵的功率供应相反，用于磁体的功率供应被容纳在MRI组合件的机柜内。

例如，可以通过磁体功率电路418而随着时间的推移而指数地给磁体466供电。例如，磁体466可以在特别的时间段期间指数地斜变至完全供电或充电的状态。猝熄保护电路464和恒压调节器462确保磁体466并未被如此迅速地通电（或接收功率尖峰）以致于造成对磁体的损伤。

备选地，DC功率供应400可以包括图4中所示出的或多或少的组件。同样地，备选地，DC功率供应400可以包括各种其它组件。例如，DC功率供应400可以包括向下转换器，所述向下转换器转换所接收的磁体功率输出，且然后，将向下转换的磁体功率输出直接地传输至磁体。

图5图示根据本公开的实施例的MRI系统502的功率供应系统500的框图。功率供应系统500与关于图3而示出并描述的系统300类似。MRI系统502包括容纳DC功率供应506的机柜504，所述DC功率供应506分别通过功率供应线516、518、520和522而被连接到RF功率放大器508以及梯度功率放大器510、512和514。DC功率供应506还被连接到DC-DC转换器524，所述DC-DC转换器524转而被连接到磁体526。如上所述，DC功率供应506与PDU 528连接。

图6图示根据本公开的实施例的被连接到磁体功率控制电路530的DC-DC转换器524的框图。磁体功率电路530可以与关于图4而示出并描述的磁体功率控制电路456类似。DC-DC转换器524从DC功率供应506接收DC磁体功率信号，并且可以将所接收的功率信号转换成不同的电压，例如更低的电压。DC-DC转换器524可以包括容纳结构540（例如壳体），所述容纳结构540可以包括与上述的组件类似的切换电路542、变压器544、整流电路546以及滤波电路548。同样地，DC-DC转换器524可以提供DC功率供应506与磁体功率控制电路530之间的中间结构，并且可以配置成在由磁体功率控制电路530接收所接收的DC磁体功率信号之前预先调节所接收的DC磁体功率信号。DC-DC转换器524可以将梯度功率供应输出转换成合适的磁体电压和电流。控制单元可以被操作地连接到磁体功率控制电路530。

图7图示根据本公开的实施例的将功率提供给 MRI系统的流程图。在600处，将功率从单个功率供应输出至磁体。功率供应和磁体两者都可以连同MRI系统的各种其它组件一起被容纳于相同的机柜内。

在602处，确定磁体是否被完全充电。例如，控制单元可以监测磁体的功率电平。如果磁体未被完全充电，则方法返回至600。如果磁体被完全充电，则方法继续至604，其中单个功率供应停止将输出功率至磁体。

在606处，单个功率供应将功率输出至MRI系统的一个或多个其它组件。其它组件可以是例如被容纳于与功率供应和磁体相同的机柜内的RF功率放大器、梯度功率放大器及类似物。

在608处，对磁体的功率电平进行监测。例如，控制单元可以持续地监测磁体的功率电平。在610处，确定磁体是否被完全充电。如果磁体被完全充电，则方法返回至608。如果磁体未被完全充电，则方法返回至600。

如上所述，本公开的实施例提供用于高效地且成本有效地将功率提供给MRI系统内的磁体的系统及方法。系统及方法可以包括机柜内的单个功率供应，所述单个功率供应将功率提供给磁体和MRI系统的其它组件，例如RF功率放大器和梯度功率放大器。单个功率供应可以集成至容纳磁体或以另外的方式支撑磁体的机柜中。

应当注意到，各种实施例可以在硬件、软件或其组合中实现。各种实施例和/或组件（例如，模块或在其中的控制器和组件）还可以作为一个或多个计算机或处理器的部分来实现。计算机或处理器可以包括计算装置、输入装置、显示单元以及接口，例如用于访问互联网。计算机或处理器可以包括微处理器。微处理器可以被连接到通信总线。计算机或处理器还可以包括存储器。存储器可以包括随机存取存储器（RAM）和只读存储器（ROM）。计算机或处理器可以进一步包括存储装置，所述存储装置可以是硬盘驱动器或可去除存储驱动器，例如固态驱动器、光盘驱动器及类似物。存储装置还可以是用于将计算机程序或其它指令装载至计算机或处理器中的其它类似的设备。

如本文中所使用的，术语“计算机”或“模块”可以包括任何基于处理器的系统或基于微处理器的系统，所述系统包括使用微控制器、精简指令集计算机（RISC）、ASIC、逻辑电路以及能够运行本文中所描述的功能的任何其它电路或处理器的系统。上文的示例仅为示范性的，且因此不意图以任何方式限制术语“计算机”的定义和/或含义。

计算机或处理器运行存储于一个或多个存储元件中的指令集合，以便处理输入数据。存储元件还可以按照预期或需要而存储数据或其它信息。存储元件可以采取处理机内的信息源或物理存储器元件的形式。

指令集合可以包括指示计算机或处理器作为处理机以执行具体操作（例如各种实施例的方法和过程）的各种命令。指令集合可以采取软件程序的形式。软件可以采取各种形式（例如系统软件或应用软件），并且其可以体现为有形的且非暂时性计算机可读媒介。此外，软件可以采取单独的程序或模块的集合、更大的程序内的程序模块或程序模块的一部分的形式。软件还可以包括采取面向对象的编程的形式的模块化编程。由处理机对输入数据的处理可以响应于操作者命令，或响应于先前处理的结果，或响应于由另一处理机所作出的请求。

如本文中所使用的，术语“软件”和“固件”是可互换的，并且，包括存储于存储器（包括RAM存储器、ROM存储器、EPROM存储器、EEPROM存储器以及非易失性RAM（NVRAM）存储器）中的供被计算机运行的任何计算机程序。上文的存储器类型仅为示范性的，且因此关于可用于存储计算机程序的存储器的类型不是限制的。

将理解，上文的描述意图为说明性的，而不是限制性的。例如，可以将上述的实施例（和/或其方面）彼此组合使用。另外，可以作出许多改变，以使特别的情形或材料适应于各种实施例的教导，而不背离其范围。虽然本文中所描述的材料的尺寸和类型意图定义各种实施例的参数，但它们决不是限制性的，而只不过是示范性的。在审查上面描述时，许多其它实施例对于本领域的那些技术人员将是显而易见的。因此，应参考所附权利要求连同这类权利要求所被赋予的等同物的全部范围来确定各种实施例的范围。在所附权权利要求中，术语“包括”和“其中”用作相应术语“包含”和“其中”的易懂英语等同物。此外，在下面权利要求中，诸如“第一”、“第二”、“第三”等术语只用作标记，而不是意图对其对象强加数字要求。此外，下面的权利要求的限制没有以方法加功能格式来书写并且不意图基于35U.S.C.§ 112(f)来解释，除非并且直到这类权利要求限制确切地使用后面是缺乏进一步结构的功能陈述的短语“用于…的部件”。

本书面描述使用包括最佳模式的示例来公开各种实施例，并且还使本领域的技术人员能够实施各种实施例，包括制作和使用任何装置或系统以及执行任何包含的方法。本发明的可取得专利的范围由权利要求限定并且可包括本领域的技术人员想到的其他示例。如果这类其他示例具有没有不同于权利要求的文字语言的结构元件，或者如果它们包括具有与权利要求的文字语言的无实质差异的等效结构元件，则它们意图处于权利要求的范围之内。

Claims (20)

1.一种磁共振成像（MRI）系统，包含：

磁体；

一个或多个梯度功率放大器；

一个或多个射频（RF）功率放大器；以及

功率供应，被配置成将功率提供给所述磁体、所述一个或多个梯度功率放大器以及所述一个或多个RF功率放大器中的每个。

2.如权利要求1所述的MRI系统，进一步包含机柜，其中所述磁体、所述一个或多个梯度功率放大器以及所述一个或多个RF功率放大器中的每个被容纳在所述机柜内。

3.如权利要求1所述的MRI系统，进一步包含通过主功率供应线而被连接到所述功率供应的配电单元（PDU）。

4.如权利要求1所述的MRI系统，其中所述功率供应通过单独且截然不同的功率线而与所述磁体、所述一个或多个梯度功率放大器以及所述一个或多个RF功率放大器中的每个电连接。

5.如权利要求1所述的MRI系统，其中所述功率供应被配置成将所接收的AC功率信号转换成DC功率输出。

6.如权利要求1所述的MRI系统，其中所述功率供应被配置成在某时间段内将所述功率指数地提供给所述磁体。

7.如权利要求1所述的MRI系统，其中所述功率供应被配置成在将功率提供给所述一个或多个梯度功率放大器和所述一个或多个RF功率放大器之前，将所述磁体充电至完全充电的状态。

8.如权利要求1所述的MRI系统，其中所述功率供应包括与梯度放大器功率电路、RF放大器功率电路以及磁体功率电路连接的功率校正系数AC-DC转换器，其中所述梯度放大器功率电路与所述一个或多个梯度功率放大器连接，其中所述RF放大器功率电路与所述一个或多个RF功率放大器连接，并且其中所述磁体功率电路与所述磁体连接。

9.如权利要求1所述的MRI系统，其中所述磁体功率电路包含磁体功率控制电路。

10.如权利要求9所述的MRI系统，其中所述磁体功率控制电路包含恒压调节器、猝熄保护电路以及恒流调节器。

11.如权利要求9所述的MRI系统，进一步包含与所述磁体功率控制电路通信的控制单元，其中所述控制单元被配置成监测所述磁体的功率电平，并且操作所述磁体功率控制电路以便当所述磁体未被完全充电时，将功率输送至所述磁体，并且当所述磁体被完全充电时，停止将功率输送至所述磁体。

12.如权利要求1所述的MRI系统，进一步包含设置于所述功率供应与所述磁体之间的DC-DC转换器。

13.一种将功率提供给MRI系统的组件的方法，所述方法包含：

监测所述MRI系统的磁体的功率电平；

当所述磁体未被完全充电时，将功率从所述MRI系统的单个功率供应输送至所述磁体；

当所述磁体被完全充电时，停止功率从所述MRI系统的所述单个功率供应至所述磁体的输送；以及

将功率从所述单个功率供应输送至所述MRI系统的一个或多个梯度功率放大器和一个或多个射频功率放大器。

14.如权利要求13所述的方法，进一步包含将所述磁体、所述单个功率供应、所述一个或多个梯度功率放大器以及所述一个或多个RF功率放大器设置于共同的机柜中。

15.如权利要求13所述的方法，进一步包含在所述单个功率供应处从配电单元（PDU）接收功率。

16.如权利要求13所述的方法，进一步包含通过单独且截然不同的功率线而将所述单个功率供应与所述磁体、所述一个或多个梯度功率放大器以及所述一个或多个RF功率放大器中的每个电连接。

17.如权利要求13所述的方法，其中当所述磁体未被完全充电时，将功率从所述MRI系统的所述单个功率供应输送至所述磁体包含在某时间段内指数地输送所述功率。

18.如权利要求13所述的方法，其中在所述磁体已完全充电之后发生将功率从所述单个功率供应输送至所述MRI系统的所述一个或多个梯度功率放大器和所述一个或多个射频功率放大器。

19.如权利要求13所述的方法，其中监测包含利用控制单元来监测所述磁体的所述功率电平。

20.一种磁共振成像（MRI）系统，包含：

机柜；

所述机柜内或所述机柜上的磁体；

所述机柜内或所述机柜上的一个或多个梯度功率放大器；

所述机柜内或所述机柜上的一个或多个射频（RF）功率放大器；

所述机柜内或所述机柜上的单个功率供应，其中所述功率供应被配置成将所接收的AC功率信号转换成DC功率输出，其中所述功率供应被配置成将功率提供给所述磁体、所述一个或多个梯度功率放大器以及所述一个或多个RF功率放大器中的每个；

配电单元（PDU），通过主功率供应线而被连接到所述功率供应；以及

控制单元，所述控制单元被配置成当所述磁体未被完全充电时，监测所述磁体的功率电平且将功率输送至所述磁体，并且当所述磁体被完全充电时，停止将功率输送至所述磁体。