CN108471981B - Mri系统的能量储存解决方案 - Google Patents

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Abstract

本公开涉及用于将能量储存元件与MRI系统结合使用的可能实施方案。同样地，讨论了各种相关的控制机构。在某些实施例中，可以通过使用所述能量储存元件来方便执行峰值功率削减或能量备用中的一者或这两者。某些所述实施方案可以方便将较大功率MRI系统与现有电气基础设施一起使用。

Description

MRI系统的能量储存解决方案
相关申请案的交叉引用
本申请案主张于2015年10月9日递交的第14/879,775号美国专利申请的优先权，所述专利全文以引用方式并入本文中。
背景技术
本说明书中公开的主题涉及医学成像系统，并且更确切地说，涉及解决磁共振成像系统的电力需求。
非侵入式成像技术可以在无需对患者执行侵入性手术的情况下获得患者体内结构或特征的图像。确切地说，非侵入式成像技术依赖于各种物理原理，例如X射线穿过成像体积的差异透射或者所述成像体积内物质的回转磁性质，来采集数据并且构建图像或者以其他方式表示患者的观测内部特征。
例如，一般来说，磁共振成像(MRI)检查基于主磁场、射频(RF)磁场和时变梯度磁场与在感兴趣对象例如患者体内具有核自旋的回转磁物质的相互作用。某些回转磁物质，例如水分子中的氢核，具有响应于外部磁场的特征行为。通过磁场操纵可以影响这些核的旋进以产生RF信号，所述RF信号可以被检测到、处理并且用于重建有用图像。
用于在MRI系统中生成图像的磁场包括由主磁体产生的高度均匀静态磁场。一系列梯度场由梯度线圈组产生，所述梯度线圈组定位成围绕对象所在的成像体积。所述梯度场以二维或三维方式对个体平面或体积元素(像素或三维像素)的位置进行编码。使用RF线圈来产生RF磁场。所述RF磁场扰乱一些回转磁核向其平衡方向自旋，导致所述自旋围绕它们的平衡磁化轴进动。在此进动过程中，RF场由自旋的进动核发出，并且被同一发射RF线圈或者一个或多个单独的线圈检测到。这些信号被放大、滤波和数字化。然后使用一个或多个算法处理数字化信号，以重建有用图像。
MRI图像提供多种益处，并且可对于某些成像环境特别有用，例如采集人体内软组织的图像时。但是，典型MRI系统的各种部件和子系统，例如梯度驱动器、RF发射链(transmit chain)、RF接收器和患者处理系统可对所述系统造成相当大的但瞬态的电力需求。例如，尽管在不执行扫描时的系统电力需求最小，但是在某些扫描协议期间，瞬时电力需求将变得非常高，造成通常从为系统供电的交流电网(AC mains)汲取高电流。因此，在实践中，MRI系统的峰值功率与平均功率比可能很高。所述峰值功率需求推高了电气装置的尺寸，因此所提供的电气装置相对于平均负载而言通常过大。这种情况在将来可能会变得更加明显，因为用于神经扫描的大口径MRI系统的梯度电力需求可能会显著增加，进而可能导致扫描期间的峰值功率需求增加数倍。
发明内容
在一个实施例中，提供了一种磁共振成像(MRI)系统电力架构。根据所述实施例，所述电力架构包括：交流电网输入；整流器，所述整流器具有交流链路输入和直流链路输出；多个负载，所述多个负载连接到所述直流链路输出，其中所述负载至少包括射频放大器电源和梯度放大器电源；以及一个或多个能量储存元件，所述一个或多个能量储存元件连接到位于所述整流器与所述多个负载之间的直流链路输出。
在进一步实施例中，提供了一种磁共振成像(MRI)系统电力架构。根据所述实施例，所述电力架构包括：主配电板(MDP)，所述主配电板配置成接收三相交流电力并且具有交流链路输出；整流器，所述整流器配置成接收所述交流链路并且输出直流链路；多个负载，所述多个负载连接到所述直流链路；一个或多个能量储存元件，所述一个或多个能量储存元件连接到位于所述MDP与所述整流器之间的所述交流链路输出；以及直流/交流隔离或非隔离式转换器，所述直流/交流隔离或非隔离式转换器位于所述一个或多个能量储存元件与所述交流链路输出之间。
在另一个实施例中，提供了一种用于向磁共振成像系统的部件供电的方法。根据所述方法，提供了主配电板(MDP)，所述主配电板配置成接收三相交流电力作为输入。还提供了多个负载，所述多个负载至少包括射频放大器和梯度放大器。所述多个负载配置成接收直流电力。还提供了整流器，所述整流器定位在所述MDP与所述多个负载之间。所述整流器配置成从所述MDP直接或间接接收交流电力输入，并且直接或间接向所述多个负载提供直流电力输出。此外，提供一个或多个能量储存元件，所述一个或多个能量储存元件位于所述MDP的下游和所述一个或多个负载的上游。所述一个或多个能量储存元件不包括在所述梯度放大器级中。
附图说明
当参考附图阅读以下详细说明时，将能更好地理解本发明的这些和其他特征、方面和优点，其中在所有附图中，相似字符表示相似部分，其中：
图1是根据本公开的一个方面的磁共振成像(MRI)系统的实施例的图解说明，所述磁共振成像系统配置成采集磁共振图像；
图2示出根据本公开的一个方面的MRI系统的系统电力架构；
图3示意性地示出了根据本公开的一个方面的使用能量储存元件的峰值功率削减(shaving)应用；
图4示出在梯度驱动器级中包括能量储存器的现有技术实施方案；
图5示出根据本公开的一个方面的将能量储存器与MRI系统集成一体的第一实施例；
图6示出根据本公开的一个方面的将能量储存器与MRI系统集成一体的第二实施例；
图7示出根据本公开的一个方面的将能量储存器与MRI系统集成一体的第三实施例；
图8示出根据本公开的一个方面的将能量储存器与MRI系统集成一体的第四实施例；
图9示出根据本公开的一个方面的将能量储存器与MRI系统集成一体的第五实施例；
图10示出根据本公开的一个方面的将能量储存器与MRI系统集成一体的第六实施例；
图11示出根据本公开的一个方面的将能量储存器与MRI系统集成一体的第七实施例；
图12示出根据本公开的一个方面的将能量储存器与MRI系统集成一体的第八实施例；
图13示出根据本公开的一个方面的将能量储存器与MRI系统集成一体的第九实施例；
图14示出根据本公开的一个方面的将能量储存器与MRI系统集成一体的第十实施例；
图15示出用于在没有能量储存器处理MRI电力的基线电路；
图16示意性地示出在存在脉冲负载的情况下，图15所示电路的多个功率分布方面；
图17示出根据本公开的一个方面的包括能量储存元件的电路；以及
图18示意性地示出根据本公开的一个方面，图17所示电路的多个功率分布方面。
具体实施方式
下文将描述一个或多个具体实施例。为了提供这些实施例的简要说明，说明书中可能不会描述实际实施方案中的所有特征。应了解，在开发任何实际实施方案时，例如在任何工程或设计项目中，必须针对特定实施方案做出大量决定以实现开发人员的特定目标，例如，遵守系统相关和业务相关限制，这些限制可能会因实施方案的不同而有所不同。另外，应了解，此类开发工作可能复杂而且耗时，但对受益于本公开的所属领域中的普通技术人员而言，这将仍是设计、制造以及生产中的常规任务。
在介绍本发明的各实施例中的元件时，冠词“一”、“一个”、“该”和“所述”旨在表示有一个或多个所述元件。术语“包含”、“包括”和“具有”旨在于包括性含义，并且表示除了所列元件外，可能还有其他元件。另外，以下讨论中的任何数值示例都是非限制性的，并且因此其他数值、范围和百分数均在所公开实施例的范围之内。
如本说明书中所述，公开了用于将能量储存元件与MRI系统结合使用的若干可能实施方案。同样地，讨论了各种相关的控制机构。如本说明书中所述，包括所述能量储存元件有助于减少从交流电网获取的峰值功率。所述集成能量储存解决方案使医院能够在使用现有电气装置的同时，选择使用在其他情况下可能不适合使用现有电气基础设施的大功率MRI扫描仪。本说明书中还讨论了当交流电网电压不可用时(例如，在停电期间)，使用集成能量储存器作为支持扫描的能量备用。在任一情况下，医院内的电气装置需求大大降低。
通过对上述概念的介绍，本说明书中所述的方法涉及磁共振成像(MRI)系统的装置，所述磁共振成像系统上的成像例程由用户(例如放射科医师)启动。所述MRI系统可以执行数据采集、数据构建、图像重建/合成和图像处理。相应地，参见图1，其中示意性地示出了适当磁共振成像系统10的示例，所述磁共振成像系统包括扫描仪12、扫描仪控制电路14和系统控制电路16。系统10另外包括远程访问和存储系统或装置例如图像归档和通信系统(PACS)18，或者其他装置例如远程放射设备，以便系统10采集的数据可以在现场或场外访问。尽管MRI系统10可以包括任何适当的扫描仪或检测器，但在图示的实施例中，系统10包括全身扫描仪12，所述全身扫描仪具有外壳20，孔22穿过所述外壳形成。检查台24可移动到孔22中，以便将患者26定位在其中，以对患者26体内的选定解剖结构成像。如下所述，所述选定解剖结构可以通过以下步骤的组合来成像：患者定位；对患者26体内的某些回转磁核进行选定励磁；以及当所述被励磁的磁核自旋和进动时，使用某些特征接收来自所述磁核的数据。
扫描仪12包括一系列相关联的线圈，这些线圈用于产生可控磁场，从而对待成像对象解剖结构内的回转磁物质进行励磁。确切地说，提供了主磁体线圈28，以产生与孔22大体上对准的主磁场。一系列梯度线圈30、32和34使得能够在检查序列期间产生可控梯度磁场，用于对患者26体内的某些回旋磁核进行位置编码。提供了射频(RF)线圈36，并且所述射频线圈配置成产生射频脉冲，以用于对患者体内的某些回转磁核进行励磁。
除了可能位于扫描仪12本机的线圈之外，系统10还包括单独接收线圈组38(例如，线圈的相控阵列)，所述接收线圈组配置成设置在患者26的近端(例如，抵靠所述患者)。所述接收线圈38可以具有任何几何形状，包括封闭式和单侧几何形状。例如，接收线圈38可以包括颈部/胸部/腰部(CTL)线圈、头部线圈、单侧脊柱线圈等等。一般来说，接收线圈38设置在患者26附近或之上，以便接收由患者26体内的某些回转磁核在返回到其松弛状态时所产生的弱RF信号(相对于由扫描仪线圈产生的发射脉冲而言较弱)。接收线圈38可以断开，以便不接收由扫描仪线圈产生的发射脉冲或者与发射脉冲共振，并且可以接通，以便接收由松弛回转磁核所产生的RF信号或与所述RF信号共振。
系统10的各个线圈由外部电路控制，以产生预期磁场和脉冲，并且以可控方式读取来自回转磁物质的发射。在图示的实施例中，主电源40向主磁场线圈28供电。提供了驱动电路42，所述驱动电路用于使梯度场线圈30、32和34发生脉冲，例如使用本说明书中所讨论的波形和脉冲序列。所述电路可以包括放大和控制电路，用于向线圈提供由扫描仪控制电路14输出的数字化脉冲序列所限定的电流。提供了另一个控制电路44，用于调节RF线圈36的操作。电路44包括开关装置，所述开关装置用于在有源操作模式与无源操作模式之间交替，其中在所述两种操作模式下，RF线圈36分别发射信号和不发射信号。电路44还包括用于产生RF脉冲的放大电路。同样地，接收线圈38连接到开关46，所述开关能够使接收线圈38在接收模式与非接收模式之间切换，以使接收线圈38与患者26体内的松弛回转磁核所产生的RF信号共振，而在接收状态下，它们不与来自发射线圈(即，线圈36)的RF能量共振，从而防止在非接收状态下发生任何不期望操作。此外，提供了接收电路48，所述接收电路用于接收由接收线圈38检测到的数据，并且可以包括一个或多个多路复用和/或放大电路。
扫描仪控制电路14包括接口电路50，所述接口电路用于输出信号，以驱动梯度场线圈30、32、34和RF线圈36。另外，接口电路50接收数据，所述数据表示来自接收电路48和/或接收线圈38的、以检查序列产生的磁共振信号。接口电路50可操作性地连接到控制电路52。控制电路52基于经由系统控制电路16选择的限定协议来执行用于驱动电路42和电路44的命令。控制电路52还用于向开关46提供定时信号，以同步RF能量的发射和接收。此外，控制电路52接收磁共振信号，并且可以首先执行后续处理，然后再将数据发送到系统控制电路16。扫描仪控制电路14还包括一个或多个存储电路54，所述一个或多个存储电路在操作期间存储配置参数、脉冲序列描述、检查结果等等。在某些实施例中，所述存储电路54可以存储用于实施本说明书中所述的能量储存控制技术中的至少一部分的指令。
接口电路56连接到控制电路52，以实现扫描仪控制电路14与系统控制电路16之间的数据交换。所述数据可以包括：对要执行的具体检查序列的选择、这些序列的配置参数以及所采集的数据，所述数据可以以原始或处理后的形式从扫描仪控制电路14传输，以用于后续处理、存储、传输和显示。
系统控制电路16的接口电路58从扫描仪控制电路14接收数据，并将所述数据和命令传输回扫描仪控制电路14。接口电路58连接到控制电路60，所述控制电路可以包括位于多用途或专用计算机或工作站中的一个或多个处理电路。控制电路60连接到存储电路62，所述存储电路存储用于操作MRI系统10的编程代码，并且在一些配置中，用于存储图像数据以用于后续重建、显示和传输。可以提供额外的接口电路64，用于与外部系统部件例如远程访问和存储装置18交换图像数据、配置参数等等。最后，系统控制电路60可以包括各种外围装置，以方便操作员交互和产生重建图像的硬拷贝。在图示的实施例中，这些外围装置包括打印机66、监测器68和用户接口70，所述用户接口包括键盘或鼠标等装置。
应注意，在图像采集之后，系统10可以仅存储所采集的数据以便后续在本地和/或远程访问，例如在存储电路(例如，存储器56、62)中。因此，当本地和/或远程访问时，所采集的数据可以由包括在专用或通用计算机内的一个或多个处理器操纵。
图1中示出了一般化MRI成像系统10的部件和架构，而图2提供了所述MRI系统10的电力架构90的更详细描述。图2所示的示例中示出了主配电面板(MDP)，在此示例中，所述主配电板接收415V的三相电力。从所述配电板92可以直接为各种系统供电，包括但不限于：低温冷却器96和各种子系统98。用于为MRI系统10的其他部件供电的配电单元(PDU)100也连接到图示的MDP。
在一个实施例中，PDU 100包括50/60Hz变压器。所述PDU变压器向若干单相子系统负载102和三相子系统负载104供电。由于这些负载中的许多负载可以重新配置成接收直流输入，因此可以将PDU100的50/60Hz变压器替换成高频PDU(HFPDU)，所述HFPDU是也满足PDU功能的交流/直流转换器，例如提供与交流电网的电流隔离和接地故障隔离。
对于由PDU 100供电的负载，最大的通常是梯度放大器108和RF放大器110。梯度放大器108和RF发射链负载从交流电网获取脉冲功率。当执行扫描操作时，这些负载在几百毫秒内获取数十kW量级的功率。相反，当不进行扫描操作时，由这些负载获取的功率小于几百瓦。也就是说，这些负载所造成的功耗根据用途而显著变化。
考虑到这一点，本发明的方法涉及在MRI成像系统的背景下使用和控制集成能量储存器。尽管本说明书中所讨论的某些实施例可以在位于采用大容量PDU 100的系统上的能量储存连接的背景中进行描述，但是应理解，所述示例仅出于方便解释的目的提供，并且其他PDU背景也包括在本发明的方法内。例如，本说明书中所讨论的实施方案也可以扩展到也采用HFPDU的MRI成像系统。
考虑到以上讨论，本说明书中所述的配置有集成式能量储存器的MRI成像系统10可以提供各种益处。例如，与MRI成像系统10集成一体的能量储存器可以用于以下目的之一或这两者：(1)峰值功率削减(其中通过使用能量储存器来限制或减少从交流电网获取的峰值功率)以及/或者(2)能量备用(当电网中出现断电时，由能量储存器来支持扫描而使扫描不中断)。此外，在另一个实施例中，当用于峰值功率削减时，能量储存器可以优选地(或仅仅)与具有高峰值平均功率比的负载(例如，梯度放大器链和/或RF放大器链)相关联。
此外，实现峰值功率削减的实施例使得医院能够在使用现有电气装置(例如电缆、配电变压器、不间断电源(UPS)、断路器等)的同时，安装具有较高峰值功率需求的MRI扫描仪。这也可以降低电源阻抗的影响，并且防止负载电压在峰值功率需求期间严重下降。例如，图3示意性地示出了一个示例，其中峰值功率削减应用中使用了能量储存器(此处为超级电容器(UC))。此处，功率相对于时间(P(t))的曲线图在上图中示出，并且能量储存功率(例如，UC功率)相对于时间的曲线图在下图中示出，其中在这两幅图中，时间(t)均沿x轴示出。在此示例中，当负载功率120在给定时间大于交流电网可以提供的功率(电网功率124和主功率限制122)时，由UC(下图)供电(UC放电130)以满足负载需求120。当负载需求120较低时，UC重新从所述交流电网充电(UC充电132)。当用于所述峰值削减应用中时，所述能量储存解决方案可以是任何适当的储存介质，包括但不限于超级电容器、大容量电容器组、电池(例如锂离子电池)或者电池和电容器的组合。
在使用能量储存器作为备用电源的系统中，可以不采用单独的外部不间断电源(UPS)。相反，在主交流电力中断的情况下，使用能量储存器(例如铅酸电池的电池组、锂离子电池、具有大容量电容器的电池等)为成像系统供电。
考虑到前述内容，能量储存部件(例如，超级电容器、大容量电容器组、电池或电池组(例如铅酸或锂离子电池)或电池和电容器的组合)可以以各种配置集成到MRI成像系统中，下文列举了其中的一些示例。
为理解可以绘制的区别，应注意，在其他能量储存集成方法中，能量储存部件可以集成在梯度驱动器级中，如图4所示。确切地说，在图4所示的方法中，能量储存器150集成在梯度放大器电源166与梯度放大器108之间。此配置可以对每个梯度轴(即，x、y和z轴)使用一个能量储存器150，或者使用具有三个(即，x、y和z)直流/直流转换器的单个能量储存器150，所述三个直流/直流转换器提供将能量储存器150连接到梯度放大器108输入端的电流隔离，从而融入更高的灵活性，但同时产生的供电灵活性增益有限。
这与如下所示的本发明方法相反，其中在本发明方法中，相应的能量储存部件设置在相应部件电源例如梯度放大器电源166的上游。对于本说明书中所述的集成能量储存实施方案，应理解，给定实施例中可以采用若干能量储存元件(或者多种类型的能量储存元件)，但是出于简明目的，所述配置可以在本说明书中表示和描述成单个能量储存器或集合体能量储存器。当使用若干类型的能量储存元件时，所述能量储存元件可以全部并联在直流链路上。在所述实施方案中，所述能量储存元件的个体充电/放电控制可能无法实现。替代地，所述能量储存元件可以通过转换器集成到直流链路。在另一个实施例中，所述能量储存元件中的一个能量储存元件可以直接连接到直流链路，而另一个能量储存元件通过转换器连接到所述直流链路。
转向图5-14和相应讨论，这些附图和段落从高层面描述表示本发明某些方法的各种实施例。应理解，这些示例并不是穷尽的，并且与本说明书中所述方法一致的其他实施例也在本说明书的范围内。此外，为简化说明，描述了本说明书中的示例和附图。结果，某些部件和功能可能分开描述以便于解释。但是应理解，在实际实施方案中，所述单独部件、电路和/或功能可以集成到单个部件或电路中，以简化制造和系统复杂性。例如，在所描述的某些实施例中，整流器162已经表示成位于HFPDU 160外部的单独块。但是在制成系统中，整流器162可以是HFPDU 160不可分割的组成部分。同样地，出于解释目的而图示成分立块的其他部件或部分应理解成能够在实践中进行组合。
考虑到前述内容，提供了多种说明性示例，以进一步说明本发明的方法。例如，转到图5和6，在这些实施方案中，能量储存器150直接连接到由无源输入整流器162(即，无源前端级)建立的直流链路。在交流电网阻抗高的情况下，图5和图6中所示的实施方案可能是有益的。图5示出了采用大容量PDU 100的实施方案，而图6示出了HFPDU 160的使用。在这些示例中，能量储存器150连接在(在图5中)整流器162与下游梯度放大器电源166、RF放大器电源168、接收链172的电源170以及其他下游负载176之间。在图6中，能量储存器150连接在整流器162与HFPDU 160之间，其中所述HFPDU160转而与其余下游部件连接。
关于对图5和图6中所示配置中的能量储存元件150的控制，当存在峰值负载功率需求时，能量储存器150放电并支持负载供电。在交流电网阻抗高的情况下，交流电网电流由于高电源阻抗而受到间接限制。在峰值放电之后，能量储存器150通过交流电网充电。可以注意到，在这种情况下，充电和放电电流通常不受控制。
现在参见图7和8，其中示出了实施方案，其中能量储存器150通过直流/直流转换器180(可以提供或可以不提供电流隔离)连接到由无源整流器162(即，无源前端级)建立的直流链路。图7示出了采用大容量PDU 100的实施方案，而图8示出了HFPDU 160的使用。在这些示例中，能量储存器150通过直流/直流转换器180连接(在图7中)在整流器162的下游以及梯度放大器电源166、RF放大器电源168、接收链172的电源170以及其他下游负载176的上游。在图8中，能量储存器150通过直流/直流转换器180连接在整流器162的下游以及HFPDU160的上游，其中所述HFPDU 160转而与其余下游部件连接。
关于对图7和图8中所示配置中的能量储存元件150的控制，当存在峰值负载功率需求时，可以控制能量储存器直流/直流转换器180以从能量储存器150放出能量，从而实现以下操作中的一者或这两者：(1)间接地将交流电网电流限制在某个值以下，和/或(2)减小电源(交流电网)阻抗的影响，并且防止直流链路电压跌落到某个阈值以下。在峰值放电之后，能量储存器150可以通过直流/直流转换器180从交流电网充电。
可以注意到，对于上述示例，某些常规MRI成像系统采用无源前端二极管整流器(例如无源整流器162)。因此，相对于图5-8描述的能量储存器150连接选项可能适用于使用无源整流器162将现有MRI系统改造成包括一个或多个能量储存元件150。在所述改造的背景下，如本说明书中所述，可以使用额外的能量储存能力来减少从交流电网获取的峰值功率并且/或者扩展系统能力以支持大功率扫描，从而能够使用现有电气基础设施来支持更新的或更高功率的系统。尽管已经将以上示例特别描述成适于改型实施方案，但是应理解，本说明书中所讨论的其他示例和实施方案也可以适用于改型实施方案，即通过向现有电力架构中增加能量储存器和/或转换器部件以及控制电路来改变现有架构，从而增强由所述电力架构提供的能力。
转向图9和图10，其中示出了前述方法的变型，其中提供了有源前端(例如，有源交流/直流转换器)。确切地说，所述有源前端可以采取三相有源整流器(如图所示)或无源整流器的形式，之后是直流/直流(隔离或非隔离式)转换器等。图9示出了采用大容量PDU 100的实施方案，而图10示出了既用作整流器、又用作HFPDU的有源整流器192的使用。在这些示例中，能量储存器150连接在有源整流器190、192的下游(即，连接到直流链路)以及梯度放大器电源166、RF放大器电源168、接收链172的电源170以及其他下游负载176的上游。
关于对图9和图10中所示配置中的能量储存元件150的控制，当存在峰值负载功率需求时，可以控制有源前端转换器(即，整流器190、192)以直接限制来自交流电网的电流。能量储存器150放电以支持负载功率需求。在峰值放电之后，能量储存器150可以通过有源前端转换器190、192从交流电网充电。在所述情况下，能量储存器150的充电和放电电流是可控的。
在又一个有源前端变型中，如图11和12所示，能量储存器150通过直流/直流转换器180(可以提供或可以不提供电流隔离)连接到由有源交流/直流转换器(即，有源整流器190、192)建立的直流链路。图11示出了采用大容量PDU 100的实施方案，而图12示出了既用作整流器、又用作HFPDU的有源整流器192的使用。在这些示例中，能量储存器150通过直流/直流转换器180连接在有源整流器190、192的下游(即，连接到直流链路)以及梯度放大器电源166、RF放大器电源168、接收链172的电源170以及其他下游负载176的上游。
关于对图11和图12中所示配置中的能量储存元件150的控制，以有源方式控制来自交流电网以及能量储存器的电力。如前述示例中所讨论，能量储存器以可控方式放电以满足峰值功率需求，并且在负载需求低时从交流电网充电。
在又一个实施方案中，如图13和14所示，能量储存器150可以通过直流/交流转换器196(所述直流/交流转换器可以提供或可以不提供电流隔离)连接到交流电网链路。图13示出了采用大容量PDU 100以及无源整流器162或有源整流器192的实施方案，而图14示出了既用作整流器、又用作HFPDU 202的无源或有源整流器的使用。在这些示例中，能量储存器150通过直流/交流转换器196连接在(在图13中)PDU 100的下游以及整流器162、192的上游。在图14中，能量储存器150通过直流/交流转换器196连接在MDP 92的下游以及整流器/HFPDU 202的上游，其中所述整流器/HFPDU 202转而与其余下游部件连接。
关于对图13和图14中所示配置中的能量储存元件150的控制，描述了用于控制能量储存器电压的一个实施例。在此实施例中，所述方法可以与将在线交互式UPS(line-interactive UPS)连接到交流电网的情况类似。但是，与在线交互式UPS不同，在线交互式UPS仅在交流电网断电时为负载提供支持，而这些示例中的能量储存器150和能量储存转换器196始终满足负载需求，与交流电网的状态无关。
对于能量储存器150配置的前述示例，提供了使用示例配置的更详细解释。在此示例中，模拟了图7和图8所示的能量储存器150和转换器180配置，其中能量储存器150与梯度负载108集成一体。以下讨论中提供了模拟模型和结果。
考虑到这一点，图15示出了基线案例(电路208)，其中脉冲负载212例如MRI扫描仪10通过二极管电桥(无源)整流器162连接到三相交流电网210。在此基线案例中没有集成能量储存器。出于简明目的，假设整个脉冲负载212直接出现在输入电网210处。在附图中，相对于负载电压(图16中的上图)、负载电流(图16中的中图)和线路电流(图16中的下图)示出了电路208的操作。可以注意到，二极管整流器162的存在导致了未经调节的直流链路电压。对于由梯度驱动器(即，负载212)获取的给定峰值功率，从交流电网210获取的电流也超过400A。因此，此大电流意味着需要更大型的电气装置。
相反，图17示出了(电路图220)图15所示的系统，其中能量储存器150通过双向直流/直流转换器180集成到直流链路(例如，如参考图7大体上所讨论)。在此示例中，双电层电容器(EDLC，也称为超级电容器(UC))图示成能量储存元件150，但是也可以使用其他类型的适当能量储存元件150(在其他实施方案中)作为所述超级电容器的替代或附加。如以上图3中图示，在脉冲期间，电力在交流电网210与EDLC(例如能量储存器150)之间共用，而在非脉冲期间，获取的电力由EDLC用于重新充电(例如能量储存器150)。在峰值负载功率持续时间中，从EDLC释放能量将导致功率减小，并且因此而减小从交流电网210获取的电流。
通过使用适当的控制方案，能量储存转换器180被控制成在峰值负载需求期间放电，并且在负载需求低时充电。在此示例中，对于图16中所讨论的同一功率分布，图18中图示了当采用能量储存器150时交流侧电网电流的减小(图16中的下图，图18中的左侧中图)。可以注意到，在此示例中，通过适当设置控制参数，交流电网电流限于150。还可以注意到，随着交流电网上的负载减小，从电网获取峰值功率时的直流链路电压下降和振荡(参见图3)也显著减小。
本发明的技术效果包括将能量储存器集成在MRI系统中，以使医院能够利用现有电气装置来安装大功率MRI系统。进一步技术效果包括能够改造现有MRI电力架构，以向现有系统中添加“插入式”(drop in)能量储存和控制电路。所述改造可降低峰值功率，从而降低峰值功率的费用(tariff)。其他技术效果包括消除对MRI系统的不间断供电的需求，例如当电池组也与MRI系统集成一体时。
本说明书使用示例来公开本发明，包括最佳模式，同时也让所属领域的任何技术人员能够实践本发明，包括制造并使用任何装置或系统，以及实施所涵盖的任何方法。本发明的可授予专利范围由权利要求书限定，并且可包括所属领域中的技术人员得出的其他示例。如果其他此类示例的结构要素与权利要求书的字面意义相同，或如果此类示例包括的等效结构要素与权利要求书的字面意义无实质差别，则此类示例也应在权利要求书的覆盖范围内。

Claims (20)

1.一种磁共振成像MRI系统电力架构，所述磁共振成像系统电力架构包括：
交流电网输入；
整流器，所述整流器具有交流链路输入和直流链路输出；
多个负载，所述多个负载连接到所述直流链路输出，其中所述负载至少包括射频放大器电源和梯度放大器电源；以及
一个或多个能量储存元件，所述一个或多个能量储存元件连接到位于所述整流器与所述多个负载之间的直流链路输出。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像系统电力架构，进一步包括：
主配电板MDP，所述主配电板连接到所述交流电网；以及
配电单元PDU，所述配电单元定位在所述MDP与所述整流器之间。
3.根据权利要求1所述的磁共振成像系统电力架构，其中所述整流器是无源整流器。
4.根据权利要求1所述的磁共振成像系统电力架构，进一步包括：
直流/直流隔离或非隔离式转换器，所述直流/直流隔离或非隔离式转换器定位在所述一个或多个能量储存元件与所述直流链路输出之间。
5.根据权利要求1所述的磁共振成像系统电力架构，进一步包括：
主配电板MDP，所述主配电板连接到所述交流电网；以及
高频配电单元HFPDU，所述高频配电单元HFPDU定位在所述多个负载之前。
6.根据权利要求1所述的磁共振成像系统电力架构，其中所述整流器是有源整流器。
7.根据权利要求1所述的磁共振成像系统电力架构，其中所述一个或多个能量储存元件包括以下项中的一者或多者：超级电容器、大容量电容器组、电池或电池组，或者电池和电容器的组合。
8.根据权利要求1所述的磁共振成像系统电力架构，其中所述多个负载进一步包括RF发射链的电源。
9.根据权利要求1所述的磁共振成像系统电力架构，进一步包括：
控制电路，所述控制电路用于控制所述一个或多个能量储存元件的放电和再充电，其中所述控制电路在由所述MRI系统施加脉冲序列期间指示从所述一个或多个能量储存元件供电，并且在非脉冲期间或者当所述脉冲序列的峰值需求小于来自所述交流链路输入的允许峰值功率时，对所述能量储存元件进行充电。
10.根据权利要求1所述的磁共振成像系统电力架构，进一步包括：
控制电路，所述控制电路用于控制所述一个或多个能量储存元件的放电和再充电，其中所述控制电路在交流供电中断时，指示从所述一个或多个能量储存元件供电。
11.一种磁共振成像MRI系统电力架构，所述磁共振成像系统电力架构包括：
主配电板MDP，所述主配电板配置成接收三相交流电力并且具有交流链路输出；
整流器，所述整流器配置成接收所述交流链路并且输出直流链路；
多个负载，所述多个负载连接到所述直流链路；
一个或多个能量储存元件，所述一个或多个能量储存元件连接到位于所述MDP与所述整流器之间的所述交流链路输出；以及
直流/交流隔离或非隔离式转换器，所述直流/交流隔离或非隔离式转换器定位在所述一个或多个能量储存元件与所述交流链路输出之间。
12.根据权利要求11所述的磁共振成像MRI系统电力架构，其中所述多个负载包括以下项中的一者或多者：射频放大器电源、梯度放大器电源或者RF发射链的电源。
13.根据权利要求11所述的磁共振成像MRI系统电力架构，进一步包括：
配电单元PDU，所述配电单元定位在所述MDP与所述整流器之间。
14.根据权利要求11所述的磁共振成像系统电力架构，其中所述整流器是无源整流器。
15.根据权利要求11所述的磁共振成像系统电力架构，其中所述整流器是有源整流器。
16.根据权利要求11所述的磁共振成像系统电力架构，进一步包括：
高频配电单元HFPDU，所述高频配电单元定位在所述MDP与所述多个负载之间。
17.根据权利要求11所述的磁共振成像系统电力架构，其中所述一个或多个能量储存元件包括以下项中的一者或多者：超级电容器、大容量电容器组、电池或电池组，或者电池和电容器的组合。
18.一种用于向磁共振成像系统的部件供电的方法，所述方法包括：
提供主配电板MDP，所述主配电板配置成接收三相交流电力作为输入；
提供多个负载，所述多个负载至少包括射频放大器和梯度放大器，其中所述多个负载配置成接收直流电力；
提供整流器，所述整流器定位在所述MDP与所述多个负载之间，其中所述整流器配置成从所述MDP直接或间接接收交流电力输入，并且直接或间接向所述多个负载提供直流电力输出；以及
在所述MDP的下游以及所述一个或多个负载的上游提供一个或多个能量储存元件，其中所述一个或多个能量储存元件不集成在所述梯度放大器级中。
19.根据权利要求18所述的方法，其中所述一个或多个能量储存元件配置成在所述整流器的下游以及所述一个或多个负载的上游提供直流电力。
20.根据权利要求18所述的方法，其中所述一个或多个能量储存元件配置成向直流/交流转换器提供直流电力，所述直流/交流转换器在所述MDP的下游以及所述整流器的上游提供交流电力。
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Families Citing this family (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10067203B2 (en) * 2015-10-09 2018-09-04 General Electric Company Energy storage solution for an MRI system
EP3528000A1 (en) 2018-02-15 2019-08-21 Koninklijke Philips N.V. Rf transmit system with switchable power supply device
US10557901B2 (en) 2018-02-21 2020-02-11 General Electric Company Systems and methods for providing gradient power for an MRI system
US10788551B2 (en) 2018-05-30 2020-09-29 General Electric Company Synchronized control of power supply and gradient amplifier in MRI systems
EP3644084A1 (en) * 2018-10-23 2020-04-29 Koninklijke Philips N.V. Generation of rf pulses for mri applications
US11191516B2 (en) * 2019-09-19 2021-12-07 GE Precision Healthcare LLC Systems and methods for powering an imaging system
TW202216059A (zh) * 2020-09-08 2022-05-01 美商海珀菲纳股份有限公司 提供操作電源至磁共振成像(mri)系統之系統及方法
NL2029664B1 (en) 2021-11-08 2023-06-05 Prodrive Tech Innovation Services B V Rf pulse amplifier comprising a dc/dc converter
CN114566986B (zh) * 2022-03-14 2022-08-02 长沙学院 一种基于储能电站的跨时间尺度无偏差调频方法

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101657946A (zh) * 2007-02-21 2010-02-24 美国能量变换公司 三相大功率不间断电源
US7714583B2 (en) * 2008-06-13 2010-05-11 General Electric Company Power supply for supplying multi-channel, stable, isolated DC power and method of making same
CN103636094A (zh) * 2011-06-27 2014-03-12 博隆能源股份有限公司 用于临界电力应用的b侧馈送
CN103796584A (zh) * 2012-09-10 2014-05-14 株式会社东芝 图像诊断装置以及图像诊断装置的电力控制方法
US9084335B2 (en) * 2013-09-25 2015-07-14 General Electric Company High frequency power distribution unit for a CT system

Family Cites Families (53)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4027171A (en) 1975-08-13 1977-05-31 Joe B. Browder Power demand limiting system
JP3431654B2 (ja) * 1992-03-23 2003-07-28 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ 線形増幅器と直流電源の組み合わせを用いる勾配増幅システム
US5270657A (en) * 1992-03-23 1993-12-14 General Electric Company Split gradient amplifier for an MRI system
FI98411C (fi) * 1993-08-20 1997-06-10 Picker Nordstar Oy Parannettu virtalähde
US5659465A (en) 1994-09-23 1997-08-19 Aeroviroment, Inc. Peak electrical power conversion system
US5721490A (en) * 1995-02-09 1998-02-24 Hitachi Medical Corporation Power source apparatus including a plurality of output current amplifiers connected in parallel and MRI apparatus using the same
DE19511833C2 (de) * 1995-03-30 1998-04-23 Siemens Ag Gradientenstromversorgung für ein Kernspintographiegerät
JP3702048B2 (ja) * 1996-08-09 2005-10-05 株式会社東芝 勾配磁場発生装置及び磁気共鳴映像装置
DE19706756C2 (de) * 1997-02-20 2001-08-09 Siemens Ag Gradientenverstärker für einen Kernspintomographen und Kernspintomograph
GB9705459D0 (en) * 1997-03-17 1997-05-07 British Tech Group A gradient drive system for magnetic resonance imaging
US6323649B1 (en) * 1999-09-14 2001-11-27 Picker International, Inc. Modular MRI gradient amplifier using unipolar PWM drive
US6900638B1 (en) * 2000-03-31 2005-05-31 Ge Medical Technology Services, Inc. Switching device to linearly conduct a current between a gradient amplifier and a gradient coil assembly of an MRI system
US7099130B2 (en) 2003-01-17 2006-08-29 Ericson Manufacturing Company Voltage monitor for ground fault circuit interrupter
US8657787B2 (en) 2006-10-11 2014-02-25 Mallinckrodt Llc Injector having low input power
US8922209B2 (en) * 2008-03-11 2014-12-30 The University Of Western Ontario System and method for magnetic resonance imaging
JP5367293B2 (ja) 2008-03-31 2013-12-11 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー Ｍｒｉ装置
EP2326587B1 (en) 2008-08-15 2013-10-30 Otis Elevator Company Line current and energy storage control for an elevator drive
US8692412B2 (en) * 2008-09-27 2014-04-08 Witricity Corporation Temperature compensation in a wireless transfer system
US9423480B2 (en) * 2008-10-27 2016-08-23 The University Of Western Ontario System and method for magnetic resonance imaging
EP2184615A1 (en) * 2008-11-05 2010-05-12 Koninklijke Philips Electronics N.V. A magnetic resonance imaging system comprising a power supply unit adapted for providing direct current electrical power
US9634577B2 (en) 2008-11-11 2017-04-25 Massachusetts Institute Of Technology Inverter/power amplifier with capacitive energy transfer and related techniques
US8174225B2 (en) 2009-05-15 2012-05-08 Siemens Industry, Inc. Limiting peak electrical power drawn by mining excavators
US9116676B2 (en) 2009-06-23 2015-08-25 Hewlett-Packard Development Company, L.P. Power distribution to computer system
US8278927B2 (en) * 2009-09-29 2012-10-02 General Electric Company System and method for controlling current in gradient coil of magnetic resonance imaging system
US8446037B2 (en) 2009-12-04 2013-05-21 Kevin R. Williams Energy storage system for peak-shaving of drilling rig power usage
US8760164B2 (en) * 2010-01-29 2014-06-24 General Electric Company Magnetic resonant imaging gradient driver architecture
US8269499B2 (en) * 2010-06-01 2012-09-18 Quality Electrodynamics, Llc Failsafe protection from induced RF current for MRI RF coil assembly having transmit functionality
SG186432A1 (en) 2010-06-21 2013-01-30 Univ Singapore Energy storage system
CN103443642B (zh) 2011-03-24 2016-11-16 皇家飞利浦有限公司 降低磁共振成像系统中峰值电功耗
CN108418314A (zh) 2011-08-04 2018-08-17 韦特里西提公司 可调谐无线电源架构
US9689948B2 (en) 2011-10-03 2017-06-27 Regents Of The University Of Minnesota System and method for reducing radio frequency peak voltage and power requirements in magnetic resonance imaging using time-shifted multiband radio frequency pulses
US9071056B2 (en) 2011-11-04 2015-06-30 Samsung Sdi Co., Ltd. Apparatus and method for managing battery cell, and energy storage system
CA2861571C (en) 2012-01-17 2020-07-07 Ecamion Inc. A control, protection and power management system for an energy storage system
FR2987912B1 (fr) * 2012-03-07 2014-04-25 Lyon Ecole Centrale Systeme electronique comportant un mode de veille sans consommation electrique
JP5976920B2 (ja) * 2012-04-16 2016-08-24 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． アドオン方式のエネルギーバッファを備えるｍｒｉ勾配電力システム
US9304178B2 (en) * 2012-05-21 2016-04-05 General Electric Company Systems and methods for coil arrangements in magnetic resonance imaging
JP6184208B2 (ja) 2012-07-09 2017-08-23 東芝メディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置
US10048337B2 (en) * 2012-09-10 2018-08-14 Toshiba Medical Systems Corporation Image diagnosis apparatus and power control method of an image diagnosis apparatus
US20140152109A1 (en) * 2012-11-30 2014-06-05 General Electric Company Medium voltage uninterruptible power supply
US20150005616A1 (en) * 2013-06-26 2015-01-01 General Electric Company Rf shield for reducing eddy current heating in a pet-mr imaging system
US10061007B2 (en) * 2014-06-27 2018-08-28 General Electric Company Method, apparatus, and article for frequency-overlapped 3-D multispectral magnetic resonance images
US10132892B2 (en) * 2014-06-27 2018-11-20 General Electric Company Method and apparatus for slab selection in ultrashort echo time 3-D MRI
US10058249B2 (en) * 2014-07-08 2018-08-28 General Electric Company Method, apparatus, and article for optimized myocardial T1 mapping
US9880244B2 (en) * 2014-12-29 2018-01-30 General Electric Company Method and apparatus for separating chemical species in magnetic resonance imaging
US9977099B2 (en) * 2014-12-30 2018-05-22 General Electric Company Systems and methods for integrated pick-up loops in body coil conductors
CN204425028U (zh) * 2015-02-05 2015-06-24 深圳市振华微电子有限公司 一种大型直流不间断电源系统
US10054657B2 (en) * 2015-04-10 2018-08-21 General Electric Company Apparatus and method for multishot diffusion weighted imaging with array spatial pseudo-sensitivity encoding technique
US9727953B2 (en) * 2015-06-30 2017-08-08 General Electric Company Method and apparatus for ring artifact repair of magnetic resonance images
US10101417B2 (en) * 2015-08-03 2018-10-16 General Electric Company Methods and devices for RF coils in MRI systems
US10067203B2 (en) * 2015-10-09 2018-09-04 General Electric Company Energy storage solution for an MRI system
US10330816B2 (en) * 2015-12-18 2019-06-25 Schlumberger Technology Corporation Imaging subterranean formations and features using azimuthal phase encoding
US10114142B2 (en) * 2015-12-18 2018-10-30 Schlumberger Technology Corporation Imaging subterranean formations and features using multicoil NMR measurements
US9899879B2 (en) * 2016-02-15 2018-02-20 Motorola Solutions, Inc. Systems and methods for controlling wireless power transfer

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101657946A (zh) * 2007-02-21 2010-02-24 美国能量变换公司 三相大功率不间断电源
US7714583B2 (en) * 2008-06-13 2010-05-11 General Electric Company Power supply for supplying multi-channel, stable, isolated DC power and method of making same
CN103636094A (zh) * 2011-06-27 2014-03-12 博隆能源股份有限公司 用于临界电力应用的b侧馈送
CN103796584A (zh) * 2012-09-10 2014-05-14 株式会社东芝 图像诊断装置以及图像诊断装置的电力控制方法
US9084335B2 (en) * 2013-09-25 2015-07-14 General Electric Company High frequency power distribution unit for a CT system

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