CN109477875B - 用于向梯度放大器供电的系统和方法 - Google Patents

用于向梯度放大器供电的系统和方法 Download PDF

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Abstract

提供了一种用于向梯度放大器供应电力的方法，所述梯度放大器驱动用于磁共振成像系统的梯度线圈。所述方法包括至少部分地基于梯度线圈模型来预测驱动梯度线圈进行扫描所需的梯度电压。所述方法进一步包括至少部分地基于所预测的梯度电压来计算电源的电压设定点。所述方法进一步包括至少部分地基于所计算的电压设定点经由电源向梯度放大器提供电力。梯度线圈模型至少部分地基于在扫描之前采集的历史数据。

Description

用于向梯度放大器供电的系统和方法
相关申请案的交叉引用
本申请主张于2016年5月24日递交的美国专利申请15/163193的优先权，该专利以引用方式全文并入本文中。
技术领域
本发明的实施例总体上涉及超导磁体，并且更具体来说，涉及一种用于向梯度放大器供电的系统和方法。
背景技术
磁共振成像(“MRI”)是一种被广泛接受和可商购获得的技术，用于获得表示具有对核磁共振(“NMR”)敏感的大量原子核群体的物体的内部结构的数字化视觉图像。“、许多MRI系统使用超导磁体来在待成像物体中的原子核上施加强主磁场。在特征NMR(拉莫尔)频率下，原子核被射频(“RF”)信号激发。通过在空间上干扰物体周围的局部磁场和在受激质子放松回其较低能量正常状态时分析来自原子核的所得RF回应，产生和显示这些原子核回应的映射或图像作为其空间位置的函数。原子核回应的图像提供了物体内部结构的非侵入性视图。
许多MRI利用梯度放大器来驱动梯度线圈，所述梯度线圈产生磁场梯度，以用于对嵌入在RF回应内的采集信号进行空间编码。在这种MRI中，梯度放大器通常通过切换电子拓扑来调制功率输入电压而产生梯度信号/波形。碰巧的是，许多梯度放大器在它们的拓扑中利用开关装置，在此也称为“开关”，例如金属氧化物半导体场效应晶体管(“MOSFET”)和/或绝缘栅双极晶体管(“IGBT”)。然而，这种开关常常经历两种类型的功率损耗，即传导损耗和开关损耗。当开关处于闭合状态时发生传导损耗，所述闭合状态为例如电流流过开关的物理状态，与断开状态相反，所述断开状态为例如电流无法流过开关的物理状态。开关损耗在开关改变物理状态，例如从闭合到断开和/或从断开到闭合，所花费的时间量期间发生。在许多梯度放大器中，梯度放大器在给定时间段内损耗的总电功率量可以通过对梯度放大器所利用的开关的传导损耗和开关损耗求和来估算。
因此，为了适当地驱动梯度线圈，许多梯度放大器需要的功率供应大于在没有传导和开关损耗的情况下所需的功率供应。然而，增加的供应功率大小增加了MRI的操作成本，并且增加了梯度放大器产生的热量。
因此，需要一种改进的用于向梯度放大器供应电力的系统和方法，从而减小所供应功率的大小。
发明内容
在一个实施例中，提供了一种用于向梯度放大器供应电力的方法，所述梯度放大器驱动用于磁共振成像系统的梯度线圈。所述方法包括至少部分地基于梯度线圈模型来预测驱动梯度线圈进行扫描所需的梯度电压。所述方法进一步包括至少部分地基于所预测的梯度电压来计算电源的电压设定点。所述方法进一步包括至少部分地基于所计算的电压设定点经由电源向梯度放大器提供电力。梯度线圈模型至少部分地基于在扫描之前采集的历史数据。
在另一个实施例中，提供了一种用于磁共振成像系统的梯度驱动器。所述梯度驱动器包括梯度放大器和控制器。梯度放大器被配置为驱动磁共振成像系统中的梯度线圈。控制器被配置为与至少部分地基于电压设定点向梯度放大器提供电力的电源进行电子通信，并且至少部分地基于驱动梯度线圈进行扫描所需的梯度电压来计算电压设定点。控制器进一步被配置为至少部分地基于从历史数据导出的梯度线圈模型来预测梯度电压。
在又一个实施例中，提供了一种磁共振成像系统。所述磁共振成像系统包括磁体组件、梯度放大器、电源和MRI控制器。磁体组件包括梯度线圈。梯度放大器被配置为驱动梯度线圈。电源被配置为至少部分地基于电压设定点向梯度放大器提供电力。MRI控制器被配置为与电源进行电子通信，并且至少部分地基于驱动梯度线圈进行扫描所需的梯度电压来计算电压设定点。MRI控制器进一步被配置为至少部分地基于从历史数据导出的梯度线圈模型来预测梯度电压。
附图说明
参考附图阅读以下对非限定性实施例的描述可以更好地理解本发明，其中：
图1是根据本发明实施例的包括一个或多个梯度放大器的示例性MRI系统的方块图；
图2是图1的MRI系统的磁体组件的示意性横截面视图；
图3是根据本发明实施例的梯度驱动器的方块图，所述梯度驱动器包括代表图1的一个或多个梯度放大器的梯度放大器；
图4是描绘图1的一个或多个梯度放大器中的开关和传导功率损耗的曲线图；和
图5是描绘根据本发明实施例的利用图3的梯度驱动器向图1的一个或多个梯度放大器供应电力的方法的流程图。
具体实施方式
下文将参考本发明的示例性实施例来详述，这些示例性实施例的示例将参考附图进行说明。在可能的情况下，附图中所用的相同参考字符是指相同或类似的部分，而不重复描述。
本说明书中所用的术语“基本上”、“大体上”和“大约”是指相对于适用于实现部件或组件功能的理想所需条件，在可合理实现的制造和组装公差内的条件。本说明书中所用的“电耦合”、“电连接”和“电通信”意味着所提及的元件直接或间接连接，使得电流可以从一个流到另一个。连接可包括直接导电连接，即，没有介入的电容、电感或有源元件，电感连接，电容连接和/或任何其他适宜的电连接。可存在介入部件。
此外，虽然关于MRI系统描述了本文公开的实施例，但是应理解，本发明的实施例可适用于其他成像系统，和/或利用电放大器来调制电信号的其他装置。此外，如将理解的，本发明关于成像系统的实施例可用于分析动物组织和通常来说组织运动，并且不限于人体组织和血流。
参考图1，示出了并入本发明的一个实施例的MRI系统10的主要部件。系统10的操作由操作员控制台12控制，所述操作员控制台包括键盘或其他输入装置14、控制面板16和显示屏18。控制台12通过链路20与单独计算机系统22通信，从而使操作员能够控制显示屏18上的图像的产生和显示。计算机系统22包括多个模块，所述模块通过背板24彼此通信。这些模块包括图像处理器模块26、CPU模块28和存储器模块30，所述存储器模块可包括用于存储图像数据阵列的帧缓冲器。计算机系统22通过高速串行链路34与单独的系统控件或控制单元32通信。输入装置14可包括鼠标、操纵杆、键盘、跟踪球、触控屏幕、光棒、语音控件或任何类似或等效的输入装置，并且可用于交互式几何指示。计算机系统22和MRI系统控件32共同形成“MRI控制器”36。
MRI系统控件32包括通过背板38连接在一起的一组模块。这些模块包括CPU模块40和脉冲发生器模块42，所述脉冲发生器模块通过串行链路44连接到操作员控制台12上。系统控件32通过链路44从操作员接收指令，以指示出待执行的扫描顺序。脉冲发生器模块42运行系统部件以执行所需的扫描序列并产生数据，所述数据指示出所产生的RF脉冲的定时、强度和形状以及数据采集窗口的定时和长度。脉冲发生器模块42连接到一组梯度放大器46以指示出在扫描期间产生的梯度脉冲的定时和形状。脉冲发生器模块42也可从生理采集控制器48接收患者数据，所述生理采集控制器从连接到患者的多个不同传感器接收信号，诸如来自附接到患者的电极的ECG信号。并且最终，脉冲发生器模块42连接到扫描室接口电路50上，所述扫描室接口电路从与患者的状态相关联的各传感器以及磁体系统接收信号。患者定位系统52还通过扫描室接口电路50接收命令以将患者移动到所需位置进行扫描。
脉冲发生器模块42操作梯度放大器46以实现在扫描期间产生的梯度脉冲的期望定时和形状。脉冲发生器模块42产生的梯度波形施加到具有Gx、Gy和Gz放大器的梯度放大器系统46。每个梯度放大器促使通常标记为54的梯度线圈组件中的相应物理梯度线圈产生用于对所采集的信号进行空间编码的磁场梯度。梯度线圈组件/梯度线圈54形成磁体组件56的一部分，所述磁体组件还包括极化磁体58(所述极化磁体在操作中遍及由磁体组件56包围的目标体积60提供均匀的纵向磁场B0)和全身(发送和接收)RF线圈62(所述RF线圈在操作中遍及目标体积60提供通常垂直于B0的横向磁场B1)。
由患者体内的受激核发射的所得信号可以用相同RF线圈62进行感应，并且通过发送/接收开关64耦合到预放大器66上。放大器MR信号在收发器68的接收器部分中进行解调、过滤和数字化。发送/接收开关64由来自脉冲发生器模块42的信号控制，以在发送模式期间将RF放大器70电连接到RF线圈62上，并且在接收模式期间将预放大器66连接到RF线圈62上。发送/接收开关64还可使单独RF线圈(例如，表面线圈)能够用于发送模式或者接收模式中。
RF线圈62所获取的MR信号通过收发器模块68来数字化并传递到系统控制器32中的存储器模块72上。当在存储器模块72中已采集到原始k空间数据的阵列时，扫描完成。此原始k空间数据重新布置成用于待重建的每个图像的单独k空间数据阵列，并且这些单独k空间数据阵列中的每一者被输入到阵列处理器74中，所述阵列处理器运行以将数据傅里叶变换成图像数据的阵列。此种图像数据通过串行链路34传送到计算机系统22，其中图像数据存储在存储器30中。响应于从操作员控制台12接收的命令，此图像数据可存档在长期存储器中，或此图像数据可通过图像处理器26进一步处理并传送到操作员控制台12上以及呈现在显示器18上。
转到图2，示出了根据本发明的实施例的磁体组件56的示意性侧视图。磁体组件56是圆柱形的，具有中心轴线76。磁体组件56包括低温恒温器78和一个或多个径向对齐的纵向间隔开的超导线圈80。超导线圈80能够承载大电流并且被设计成在患者/目标体积60内产生B0场。如将理解的，磁体组件56可进一步包括端子护罩和围绕低温恒温器78的真空容器(未示出)，以帮助使低温恒温器78与MRI系统(图1中的10)的其余部分产生的热量隔离。磁体组件56还可进一步包括其他元件，诸如盖子、支撑件、悬挂构件、端盖、托架等(未示出)。虽然图1和图2中所示的磁体组件56的实施例采用圆柱形拓扑结构，但应理解可使用除圆柱形之外的拓扑结构。例如，分开式MRI系统中的平面几何形状也可利用下文描述的本发明的实施例。如图2中进一步所示，将患者/成像对象82插入磁体组件56中。
现在转向图3，在实施例中，梯度放大器Gz、Gy和/或Gx中的一个或多个(在图1中统一示为46和在图3中单独表示为46)可并入/包括在梯度驱动器/系统84中，所述梯度驱动器/系统还包括电源86、放大器控制器88和/或梯度滤波器90。虽然图3描绘了并入单个梯度驱动器84中的单个梯度放大器46，但应理解，在实施例中，两个或更多个梯度放大器46可并入单个驱动器84中。此外，在实施例中，梯度驱动器84的各部件，例如电源86、放大器控制器88、梯度放大器46和/或梯度滤波器90可并入MRI系统10中，而无需形成物理/统一驱动器84，即，驱动器84的部件可分布在MRI系统10的各部件内。
如图3所示，电源86被配置为从配电系统92接收电力，并且向梯度放大器46输出/提供功率输入电压94，即电力。如将理解的，在实施例中，电源86可包括升压和/或降压变压器，和/或用于调节从配电系统92接收的电力的其他适当装置，以便提供功率输入电压94。
放大器控制器88可包括存储梯度驱动器应用程序的至少一个处理器/CPU 96和/或存储器装置98，并且可被配置为与放大器46、电源86和/或MRI控制器36电子通信。例如，在实施例中，放大器控制器88可充当梯度驱动器84与MRI控制器36之间的接口和/或可并入MRI控制器36中。如将理解的，放大器控制器88可基于经由脉冲发生器42从MRI控制器36接收的控制信号100来控制放大器46和/或电源86的操作。
梯度放大器46可电子连接到放大器控制器88和电源86，使得放大器控制器88指导梯度放大器46调制功率输入电压94，以便产生驱动梯度线圈54的梯度功率信号/电流波形，在此也称为脉冲序列描述(“PSD”)102。如图3所示，可在到达梯度线圈54之前通过穿过梯度滤波器90来清洁PSD 102。
在实施例中，梯度放大器46可经由开关拓扑调制功率输入电压94。因此，在此类实施例中，梯度放大器46可包括一个或多个开关104，例如MOSFET、IGBT和/或其他类似的电子开关装置。因此，梯度放大器46可经历图4所示的传导损耗和开关损耗两者。
具体来说，图4中的图表包括：第一区域106，所述第一区域在从T0(循环的开始)到T∞(循环的结束)的切换循环中将开关104中的一个内的电压和电流分别描绘为线108和110；和第二区域112，所述第二区域在相同的开关循环T0至T∞中，将包括在梯度放大器46中的开关104内的功率损耗描绘为线114。例如，如图4所示，在时间T0处，开关104可以处于断开状态，其中无电流110通过开关104，并且开关104内的电压108稳定在升高的水平。在T1处，开关104开始从断开状态到闭合状态的第一次转换。随着第一次转换的进行，电流110开始流过开关104，同时电压108保持升高。在T2处可发生最大功率损耗，于是电压108开始下降并且电流110稳定在升高的水平。电压108继续下降，直到在T3处稳定在较低水平，从而发信号通知开关104已经稳定在闭合状态。
相反，在T4处，开关104开始从闭合状态返回到断开状态的第二次转换，于是电压108开始增加，同时电流110在升高的水平保持稳定。还如图4所示，第二次转换的最大功率损耗可发生在T5处，于是电流110开始下降，同时电压108稳定在升高的水平。电流110继续下降，直到T6，此处电流达到与T0处相同的水平，例如零或接近零安培，从而发信号通知开关104已稳定在断开状态。因此，第一次转换T1-T3、第二次转换T4-T6的开关损耗和转换之间的传导损耗分别描绘为功率损耗线114下的区域116、118和120。另外，并且如将理解的，开关功率损耗116和118的大小可与功率输入电压94的大小成比例。
现在参照图5，示出了根据本发明实施例的利用梯度驱动器84向梯度放大器46供应电力(例如功率输入电压94)的方法122。如将理解的，在某些实施例中，存储在存储器装置98中的梯度驱动器应用程序可被加载到CPU 96中，使得放大器控制器88被梯度驱动器应用程序调整以执行方法122的全部或部分。因此，如图5所示，方法122包括：至少部分地基于梯度线圈模型预测124驱动梯度线圈54进行扫描所需的梯度电压；至少部分地基于所预测的梯度电压计算126电源86的电压设定点Vset point；和至少部分地基于所计算126的电压设定点，经由电源86向梯度放大器46提供128电力。如将理解的，在实施例中，Vset point是电源86可以寻求输出/提供128用于功率输入电压94的目标电压。
在实施例中，所预测的梯度电压可以是产生PSD 102所需的电压，即足以产生在MRI扫描序列期间驱动梯度线圈54所需的电流波形的电压。例如，在实施例中，MRI系统10可以能够执行各种类型的扫描，其中每次扫描具有用于每个梯度线圈54的特定PSD 102，所述特定PSD包括电压波形和电流波形。在此类实施例中，MRI控制器36可将意欲由MRI系统10执行的特定扫描传送到放大器控制器88，所述放大器控制器又利用梯度线圈模型来预测124满足用于指定扫描的PSD 102所需的梯度电压。例如，在实施例中，梯度电压可至少部分地基于PSD 102的电压波形Vcoil，其中电压波形Vcoil可经由将梯度线圈模型zcoil应用于代表性线圈电流波形Icoil，例如Vcoil＝Icoil*zcoil来导出。
如将理解的，Icoil可特定于特定扫描/PSD 102，并且可为通过设计进行的已知输入。
如将进一步理解的，在实施例中，zcoil可至少部分地基于存储在历史数据库(图3中的130)中的历史数据来导出，所述历史数据库可经由可集成到MRI系统10中的MRI控制器36、放大器控制器88和/或其他适宜电子通信装置与MRI系统10进行电子通信。
历史数据库130可包括存储历史数据的至少一个处理器/CPU(图3中的132)和/或存储器装置(图3中的134)。在此类实施例中，MRI系统10、MRI控制器36和/或放大器控制器88可从历史数据库130检索zcoil，和/或从历史数据库130检索历史数据，并随后计算/导出zcoil。历史数据可包括模型梯度线圈的模型属性，例如描述模型梯度线圈的电阻抗的梯度阻抗因数，所述模型属性可用于估计/预测/模型化MRI系统10的一个或多个梯度线圈46的实际属性，例如实际梯度阻抗。模型属性可以是恒定值和/或从MRI扫描之前收集的实验数据导出的方程/关系。
此外，一些实施例可不包括历史数据库130。在此类实施例中，zcoil可至少部分地基于通过首先在一个或多个线圈54中根据经验判定阻抗，并且随后将相应参数硬编码到可在处理器28、40、96的一个或多个上执行的主机软件建模应用程序中而产生的历史数据来导出。
因此，至少部分地基于梯度模型zcoil预测124驱动梯度线圈54进行扫描所需的梯度电压可包括至少部分地基于代表性线圈电流波形Icoil和梯度线圈模型Zcoil来计算136电压波形Vcoil。在此类实施例中，预测124梯度电压可进一步包括至少部分地基于所计算的电压波形Vcoil，例如VMAX＝max(Vcoil)，计算138最大电压VMAX。
如将理解的，由于在梯度驱动器84内发生的电压降，为了包括电源86、放大器46和相关电缆，根据所预测的梯度电压计算126电压设定点可包括至少部分地基于补偿电压VCCMFENSATION，例如Vsetpoint-VMAX+VCOMPENSATION，调整140所计算的最大电压。在实施例中，VCOMPENSATION还可被配置为校正操作者错误和/或由MRI控制器36、放大器控制器88和/或梯度线圈模型zcoil的不良校准导致的错误。
如将理解的，MRI系统10可执行142多次扫描，如判定框144所示。然而，如上所述，Icoil可特定于给定的PSD 102/扫描。因此，在实施例中，方法122可进一步包括更新/改变146Icoil，并预测124驱动梯度线圈54或不同梯度线圈进行相同和/或后续扫描所需的后续梯度电压。因此，在实施例中，放大器控制器88可判定148Icoil应在扫描的执行142期间改变/更新146，和/或判定150Icoil应在后续扫描之间改变/更新146。
最后，还应理解，MRI系统10可包括必要的电子器件、软件、存储器、存储装置、数据库、固件，逻辑/状态机、微处理器、通信链路、显示器或其他视觉或音频用户界面、打印装置，以及用于执行本文所述的功能和/或实现本文所述的结果的任何其他输入/输出接口。例如，如前所述，MRI系统10可以包括至少一个处理器28、40、96、132和系统存储器/数据存储结构30、72、98、134，所述系统存储器/数据存储结构可包括随机存取存储器(RAM)和只读存储器(ROM)。MRI系统10的至少一个处理器28、40、96、132可包括一个或多个传统微处理器和一个或多个辅助协同处理器，诸如数学协同处理器等。本文论述的数据存储结构，诸如存储器30、72、98、134，可包括磁性、光学和/或半导体存储器的适当组合，并且可包括例如RAM、ROM、闪存驱动器、诸如压缩光盘的光盘和/或硬盘或驱动器。
可从计算机可读介质将梯度驱动器应用程序的指令读入处理器28、40、96、132的主存储器中。如本文所用的术语“计算机可读介质”是指向MRI系统10的处理器28、40、96、132(或本文所述的装置的任何其他处理器)提供指令或参与提供指令以便执行的任何介质。此类介质可采用许多形式，包括但不限于非易失性介质和易失性介质。非易失性介质包括例如光盘、磁盘或光磁盘，诸如存储器。易失性介质包括动态随机存取存储器(DRAM)，其通常构成主存储器。计算机可读介质的常见形式包括例如：软盘、柔性磁盘、硬盘、磁带、任何其他磁性介质、CD-ROM、DVD、任何其他光学介质、RAM、PROM、EPROM或EEPROM(电子可擦除可编程只读存储器)、FLASH-EEPROM、任何其他存储器芯片或磁带盒，或计算机可以读取的任何其他介质。
虽然在实施例中，梯度驱动器应用程序中的指令序列的执行使得至少一个处理器执行本文所述的处理步骤，但是可使用硬连线电路系统来代替软件指令或与软件指令相结合来实施本发明的处理。因此，本发明的实施例不限于硬件和/或软件的任何特定组合。
应进一步了解，上述说明旨在说明而非限定。例如，上述实施例(和/或其方面)可以彼此结合使用。另外，在不背离其范围情况下，可以做出许多修改以使具体情况或材料适应本发明的教义。
例如，在一个实施例中，提供了一种用于向梯度放大器供应电力的方法，所述梯度放大器驱动用于磁共振成像系统的梯度线圈。所述方法包括至少部分地基于梯度线圈模型来预测驱动梯度线圈进行扫描所需的梯度电压。所述方法进一步包括至少部分地基于所预测的梯度电压来计算电源的电压设定点。所述方法进一步包括至少部分地基于所计算的电压设定点经由电源向梯度放大器提供电力。梯度线圈模型至少部分地基于在扫描之前采集的历史数据。在某些实施例中，至少部分地基于梯度模型预测驱动梯度线圈进行扫描所需的梯度电压包括至少部分地基于代表性线圈电流波形和梯度线圈模型来计算电压波形。在某些实施例中，所述方法进一步包括改变代表性线圈电流波形；和预测驱动梯度线圈进行后续扫描所需的后续梯度电压。在某些实施例中，至少部分地基于梯度线圈模型预测驱动梯度线圈进行扫描所需的梯度电压进一步包括至少部分地基于所计算的电压波形来计算最大电压。在某些实施例中，至少部分地基于所预测的梯度电压计算电源的电压设定点包括至少部分地基于补偿电压来调整所计算的最大电压。在某些实施例中，至少部分地基于所计算的电压设定点经由电源向梯度放大器提供电力发生在扫描开始之前。在某些实施例中，梯度线圈模型至少部分地基于梯度线圈阻抗因数。
其他实施例提供了一种用于磁共振成像系统的梯度驱动器。所述梯度驱动器包括梯度放大器和控制器。梯度放大器被配置为驱动磁共振成像系统中的梯度线圈。控制器被配置为与至少部分地基于电压设定点向梯度放大器提供电力的电源进行电子通信，并且至少部分地基于驱动梯度线圈进行扫描所需的梯度电压来计算电压设定点。控制器进一步被配置为至少部分地基于从历史数据导出的梯度线圈模型来预测梯度电压。在某些实施例中，所预测的梯度电压至少部分地基于由控制器至少部分地基于代表性线圈电流波形和梯度线圈模型计算的电压波形。在某些实施例中，控制器改变代表性线圈电流波形，并预测驱动梯度线圈进行后续扫描所需的后续梯度电压。在某些实施例中，所预测的梯度电压进一步至少部分地基于由控制器至少部分地基于所计算的电压波形计算的最大电压。在某些实施例中，控制器通过至少部分地基于补偿电压调整所计算的最大电压来计算电压设定点。在某些实施例中，电源被配置为在扫描开始之前至少部分地基于电压设定点向梯度放大器提供电力。在某些实施例中，梯度线圈模型至少部分地基于梯度线圈阻抗因数。
还有其他实施例提供了一种磁共振成像系统。所述磁共振成像系统包括磁体组件、梯度放大器、电源和MRI控制器。磁体组件包括梯度线圈。梯度放大器被配置为驱动梯度线圈。电源被配置为至少部分地基于电压设定点向梯度放大器提供电力。MRI控制器被配置为与电源进行电子通信，并且至少部分地基于驱动梯度线圈进行扫描所需的梯度电压来计算电压设定点。MRI控制器进一步被配置为至少部分地基于从历史数据导出的梯度线圈模型来预测梯度电压。在某些实施例中，MRI控制器经由根据通过将梯度线圈模型应用于代表性线圈电流波形而导出的电压波形计算最大电压来预测梯度电压。在某些实施例中，MRI控制器通过将梯度线圈模型应用于对应于后续扫描的后续代表性线圈电流波形，经由预测驱动梯度线圈进行后续扫描所需的后续梯度电压来计算后续电压设定点。在某些实施例中，MRI控制器改变代表性线圈电流波形并经由在扫描期间预测后续梯度电压来计算后续电压设定点。在某些实施例中，MRI控制器至少部分地基于补偿电压来调整所计算的最大电压。在某些实施例中，梯度线圈模型至少部分地基于梯度阻抗因数。
因此，通过利用从历史数据导出的梯度模型来预测驱动梯度线圈进行扫描所需的梯度电压，本发明的一些实施例的电源仅需要提供最小功率量，即，指定扫描所需的功率输入电压的大小。如上所述，包括在梯度放大器中的开关的开关损耗的大小与功率输入电压的大小成比例。因此，与反应性管理(即，不预测)相反，通过主动管理(即，预测)特定扫描所需的梯度电压，一些实施例显著减少MRI系统的梯度放大器中损耗的功率量，和/或当与传统梯度放大器/驱动器相比时，减少梯度放大器产生的热量。例如，当与传统梯度放大器/驱动器相比时，一些实施例可以将梯度放大器开关中的开关功率损耗减少多达10％(在开至关转换中为5％，在关至开转换中为5％)。
此外，通过减小功率输入电压的所需大小，一些实施例减少了MRI系统的操作成本。减小功率输入电压的所需大小还可减小梯度放大器开关上的热应力，和/或增加PSD的分辨率(伏特-秒)。因此，一些实施例可增加这种开关的可靠性和/或可提供增加的MRI系统精度。
另外，尽管本说明书中所述材料的尺寸和类型用于定义本发明的参数，但是它们不以任何方式限定，并且仅为示例性实施例。在查阅上述描述后，许多其他实施例将对所属领域的技术人员而言显而易见。因此，本发明的范围应参考随附的权利要求书，以及此类权利要求书的完全范围等效物确定此外，在随附权利要求书中，诸如“第一”、“第二”、“第三”、“上”、“下”、“底部”、“顶部”等仅用作标签，并不用于对相应对象做出数值或位置要求。此外，随附权利要求书中的限制并非以装置加功能的方式撰写，并不旨在基于《美国法典》第35编第112(f)条来解释，除非且直到此类权利要求限制明确使用词语“装置用于”，后跟不含进一步结构的功能说明。
本说明书使用各个示例来公开本发明的若干实施例，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。本发明的保护范围由权利要求书限定，并可包括所属领域的一般技术人员想出的其他示例。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。
如本说明书中所使用，除非明确排除，否则以单数形式表示并前跟字词“一个”或“一种”的元件或步骤应理解为不排除多个所述元件或步骤。此外，对本发明的“一个实施例”的参考并不旨在解释为排除存在同样包括所述特征的额外实施例。此外，除非明确指出相反情况，否则“包含”、“包括”或“拥有”具有特定性质的某个元件或多个元件的实施例可包括不具有所述性质的其他此类元件。
由于可以对所述发明做出特定更改，而不脱离本发明的精神和范围，因此附图中所示的上述说明的所有主题可以仅解释为示出本说明书中的本说明书中所述发明概念的示例，并且不得视作限定本发明。

Claims (17)

1.一种用于向梯度放大器供应电力的方法，所述梯度放大器驱动用于磁共振成像系统的梯度线圈，所述方法包括：
至少部分地基于梯度线圈模型来预测驱动所述梯度线圈进行扫描所需的梯度电压，其中所述梯度线圈模型至少部分地基于在所述扫描之前采集的历史数据；
至少部分地基于所预测的所述梯度电压来计算电源的电压设定点；
至少部分地基于所计算的所述电压设定点经由所述电源向所述梯度放大器提供电力；和
其中，至少部分地基于梯度线圈模型来预测驱动所述梯度线圈进行扫描所需的梯度电压包括：至少部分地基于代表性线圈电流波形和所述梯度线圈模型来计算电压波形，其中所述电压波形经由将梯度线圈模型应用于所述代表性线圈电流波形来导出。
2.根据权利要求1所述的方法，所述方法进一步包括：
改变所述代表性线圈电流波形；和
预测驱动所述梯度线圈进行后续扫描所需的后续梯度电压。
3.根据权利要求1所述的方法，其中至少部分地基于梯度线圈模型来预测驱动所述梯度线圈进行扫描所需的梯度电压包括：至少部分地基于所计算的所述电压波形来计算最大电压。
4.根据权利要求3所述的方法，其中至少部分地基于所预测的所述梯度电压来计算电源的电压设定点包括：至少部分地基于补偿电压来调整所计算的所述最大电压。
5.根据权利要求1所述的方法，其中至少部分地基于所计算的所述电压设定点经由所述电源向所述梯度放大器提供电力发生在所述扫描开始之前。
6.根据权利要求1所述的方法，其中所述梯度线圈模型至少部分地基于梯度线圈阻抗因数。
7.一种用于磁共振成像系统的梯度驱动器，所述梯度驱动器包括：
梯度放大器，所述梯度放大器被配置为驱动所述磁共振成像系统中的梯度线圈；
控制器，所述控制器被配置为与至少部分地基于电压设定点向所述梯度放大器提供电力的电源进行电子通信，并且至少部分地基于驱动所述梯度线圈进行扫描所需的梯度电压来计算所述电压设定点；和
其中所述控制器进一步被配置为至少部分地基于代表性线圈电流波形和从历史数据导出的梯度线圈模型来预测所述梯度电压，其中预测所述梯度电压包括经由将梯度线圈模型应用于所述代表性线圈电流波形来导出电压波形。
8.根据权利要求7所述的梯度驱动器，其中所述控制器改变所述代表性线圈电流波形，并预测驱动所述梯度线圈进行后续扫描所需的后续梯度电压。
9.根据权利要求7所述的梯度驱动器，其中所预测的所述梯度电压进一步至少部分地基于由所述控制器至少部分地基于所述电压波形计算的最大电压。
10.根据权利要求9所述的梯度驱动器，其中所述控制器通过至少部分地基于补偿电压调整所计算的所述最大电压来计算所述电压设定点。
11.根据权利要求7所述的梯度驱动器，其中所述电源被配置为在所述扫描开始之前至少部分地基于所述电压设定点向所述梯度放大器提供电力。
12.根据权利要求7所述的梯度驱动器，其中所述梯度线圈模型至少部分地基于梯度线圈阻抗因数。
13.一种磁共振成像系统，包括：
磁体组件，所述磁体组件包括梯度线圈；
梯度放大器，所述梯度放大器被配置为驱动所述梯度线圈；
电源，所述电源被配置为至少部分地基于电压设定点向所述梯度放大器提供电力；
MRI控制器，所述MRI控制器被配置为与所述电源进行电子通信，并且至少部分地基于驱动所述梯度线圈进行扫描所需的梯度电压来计算所述电压设定点；和
其中所述MRI控制器进一步被配置为经由根据通过将基于从历史数据导出的梯度线圈模型应用于代表性线圈电流波形而导出的电压波形计算最大电压来预测所述梯度电压。
14.根据权利要求13所述的磁共振成像系统，其中所述MRI控制器通过将所述梯度线圈模型应用于对应于后续扫描的后续代表性线圈电流波形，经由预测驱动所述梯度线圈进行所述后续扫描所需的后续梯度电压来计算后续电压设定点。
15.根据权利要求13所述的磁共振成像系统，其中所述MRI控制器改变所述代表性线圈电流波形并经由在所述扫描期间预测后续梯度电压来计算后续电压设定点。
16.根据权利要求13所述的磁共振成像系统，其中所述MRI控制器至少部分地基于补偿电压来调整所计算的所述最大电压。
17.根据权利要求13所述的磁共振成像系统，其中所述梯度线圈模型至少部分地基于梯度阻抗因数。
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Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2016016356A1 (en) * 2014-07-30 2016-02-04 Koninklijke Philips N.V. Gradient amplifier system for driving a gradient coil and configuration method
US10989775B2 (en) * 2017-11-08 2021-04-27 Canon Medical Systems Corporation Magnetic resonance imaging apparatus for supplying power to gradient coils
EP3779495B1 (de) * 2019-08-16 2023-10-11 Siemens Healthcare GmbH Bildgebungssystem umfassend ein gradientensystem mit flexibler gradientenverstärkereinheit

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102484433A (zh) * 2009-03-27 2012-05-30 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于向负载供应电力的电源、方法和计算机程序产品
CN102857184A (zh) * 2012-09-28 2013-01-02 电子科技大学 一种梯度放大器控制装置
CN103076580A (zh) * 2011-10-25 2013-05-01 通用电气公司 梯度放大器、逆变器控制器、磁共振成像系统及控制方法
CN103078510A (zh) * 2011-10-25 2013-05-01 通用电气公司 谐振电源、磁共振成像系统及控制方法
CN103705237A (zh) * 2012-09-28 2014-04-09 上海联影医疗科技有限公司 磁共振成像系统的保护方法、装置及自关断测试方法
JP2016010598A (ja) * 2014-06-30 2016-01-21 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 磁気共鳴装置およびプログラム
CN105425180A (zh) * 2014-09-11 2016-03-23 西门子公司 用于运行磁共振装置的方法和磁共振装置

Family Cites Families (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7615940B2 (en) 2006-06-30 2009-11-10 Intersil Americas Inc. Gate driver topology for maximum load efficiency
JP5217535B2 (ja) 2008-03-17 2013-06-19 サンケン電気株式会社 Ｄｃ−ｄｃコンバータ
US8253395B2 (en) 2008-08-07 2012-08-28 Microsemi Corporation Bus voltage optimizer for switched power converter
US8599589B2 (en) 2008-10-13 2013-12-03 Apple Inc. Methods and systems for reducing power consumption
US8102177B2 (en) 2009-03-31 2012-01-24 General Electric Company Using S-parameter measurements to manage SAR and transmit gain in MRI
US8933677B2 (en) 2009-04-08 2015-01-13 Intel Corporation Voltage regulator controller frequency varied by load current
US7932722B2 (en) * 2009-04-27 2011-04-26 General Electric Company Transversely folded gradient coil
US8971073B2 (en) 2010-03-23 2015-03-03 Northrop Grumman Systems Corporation System and method for providing a high efficiency bypass circuit for multi-stage DC-DC converters used in battery powered systems
US20120153952A1 (en) * 2010-12-16 2012-06-21 General Electric Company Method and system for gradient linear correction
US8587305B2 (en) * 2011-01-11 2013-11-19 General Electric Company System and method for fat suppression in chemical shift based water-fat separated MR imaging
WO2012173095A1 (ja) 2011-06-13 2012-12-20 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置及びその制御装置
CA2884599A1 (en) 2012-09-13 2014-03-20 Moog Inc. Active voltage bus system and method
JP5848226B2 (ja) 2012-10-31 2016-01-27 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 算出装置、磁気共鳴装置、消費電力算出方法、およびプログラム
US9971008B2 (en) * 2014-09-30 2018-05-15 Toshiba Medical Systems Corporation MRI gradient trajectory mapping
JP6662624B2 (ja) * 2015-12-04 2020-03-11 キヤノン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及び傾斜磁場電源装置
JP6611589B2 (ja) * 2015-12-17 2019-11-27 キヤノン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

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102484433A (zh) * 2009-03-27 2012-05-30 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于向负载供应电力的电源、方法和计算机程序产品
CN103076580A (zh) * 2011-10-25 2013-05-01 通用电气公司 梯度放大器、逆变器控制器、磁共振成像系统及控制方法
CN103078510A (zh) * 2011-10-25 2013-05-01 通用电气公司 谐振电源、磁共振成像系统及控制方法
CN102857184A (zh) * 2012-09-28 2013-01-02 电子科技大学 一种梯度放大器控制装置
CN103705237A (zh) * 2012-09-28 2014-04-09 上海联影医疗科技有限公司 磁共振成像系统的保护方法、装置及自关断测试方法
JP2016010598A (ja) * 2014-06-30 2016-01-21 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 磁気共鳴装置およびプログラム
CN105425180A (zh) * 2014-09-11 2016-03-23 西门子公司 用于运行磁共振装置的方法和磁共振装置

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