MRI系统中功率源和梯度放大器的同步控制

摘要

本发明题为“MRI系统中功率源和梯度放大器的同步控制”。在磁共振成像(MRI)系统中，梯度放大器子系统、功率源子系统和配电单元子系统的操作的同步控制是通过向梯度放大器子系统、功率源子系统和配电单元子系统的相应控制块提供线圈命令参考信号作为输入来实现的。线圈命令参考信号对应于用于MRI系统的扫描仪的至少一个梯度线圈(30、32、34)的预定梯度线圈(30、32、34)电流。

权利要求

1.一种用于使磁共振成像(MRI)梯度链(42)的控制同步的方法，所述磁共振成像梯度链(42)包括功率源(48)和耦接到功率源(48)的功率输出的梯度放大器(50)，所述梯度放大器(50)可操作地耦接到梯度线圈(30、32、34)，以用线圈电流激励梯度线圈(30、32、34)，其中所述方法包括：

监测从所述功率源(48)供应至所述梯度放大器(50)的输出电流和输出电压，以生成功率源输出电流反馈(Il_PS)和功率源输出电压反馈(Vo_PS)；

监测从所述梯度放大器(50)供应至所述梯度线圈(30、32、34)的所述线圈电流，以生成线圈电流反馈(I_coil)；

将线圈电流参考信号(91)提供给功率源控制块(104)和梯度放大器控制块(106)；

将功率源输出电压参考信号(Vo_PS参考)提供给所述功率源控制块(104)；

使用所述功率源输出电压反馈(Vo_PS)、所述功率源输出电压参考信号(Vo_PS参考)、所述功率源输出电流反馈(Il_PS)和线圈电流参考信号(91)作为输入，经由所述功率源控制块(104)生成用于所述功率源(48)的控制命令信号(142)，用于所述功率源(48)的所述控制命令信号(142)对应于由所述功率源(48)根据所述线圈电流参考信号(91)输出到所述梯度放大器(50)的所需功率；以及

使用所述线圈电流反馈(I_coil)和所述线圈电流参考信号(91)，经由所述梯度放大器控制块(106)生成用于所述梯度放大器(50)的控制命令信号(156)，用于所述梯度放大器(50)的所述控制命令信号(156)对应于由所述梯度放大器(50)根据所述线圈电流参考信号(91)输出到所述梯度线圈(30、32、34)的所需功率。

2.根据权利要求1所述的方法，其中所述线圈电流参考信号(91)是线圈电流命令信号，所述线圈电流命令信号指示用于所述梯度线圈(30、32、34)的电流，所述电流根据产生由成像序列规定的梯度磁场的脉冲模式以预定方式被激励。

3.根据权利要求1所述的方法，其中生成用于所述功率源(48)的所述控制命令信号(142)包括经由所述梯度线圈(30、32、34)、梯度放大器滤波器和所述梯度放大器(50)的电模型(126)从所述线圈电流参考信号(91)计算用于所述功率源(48)的前馈电流控制输入(IFF_PS)。

4.根据权利要求3所述的方法，其中生成用于所述功率源(48)的所述控制命令信号(142)包括：

通过确定所述功率源输出电压参考信号(Vo_PS参考)和用于所述功率源(48)的所述功率源输出电压反馈(Vo_PS)之间的差值来生成电压误差信号，所述功率源输出电压参考信号(Vo_PS参考)为所述功率源(48)的输出端处的目标电压；

使用功率源电压控制从所述电压误差信号生成电流命令信号；

通过组合所述电流命令信号和用于所述功率源(48)的所述前馈电流控制输入(IFF_PS)并减去所述功率源输出电流反馈(Il_PS)来生成电流误差信号；以及使用功率源电流控制器从所述电流误差信号生成用于所述功率源(48)的所述控制命令信号(142)。

5.根据权利要求1所述的方法，其中生成用于所述梯度放大器(50)的所述控制命令信号(156)包括经由所述梯度线圈(30、32、34)和梯度放大器滤波器的电模型从所述线圈电流参考信号(91)导出用于所述梯度放大器(50)的前馈控制输入。

6.根据权利要求5所述的方法，其中生成用于所述梯度放大器(50)的所述控制命令信号(156)包括：

通过确定所述线圈电流参考信号(91)和所述线圈电流反馈(I_coil)之间的差值来生成电流误差信号；

使用梯度放大器电流控制器从所述电流误差信号生成反馈导出的控制信号；以及通过组合所述反馈导出的控制信号和从用于所述梯度放大器(50)的所述线圈电流参考信号(91)导出的所述前馈控制输入来生成用于所述梯度放大器(50)的所述控制命令信号(156)，以产生在所述梯度线圈(30、32、34)处所需的电压输出。

7.根据权利要求1所述的方法，其中所述磁共振成像梯度链(42)还包括配电单元，所述配电单元被配置为从网格或公用设施接收电力输入，并向所述功率源(48)提供电力，并且其中，所述方法还包括：

监测从所述配电单元供应至所述功率源(48)的功率的输出电压，以生成配电单元输出电压反馈；

感测所述配电单元的输出电流或电感器电流中的至少一者，以生成配电单元电流反馈；

将所述线圈电流参考信号(91)提供给配电单元控制块；以及使用所述配电单元输出电压反馈、对应于所述配电单元的目标输出电压的配电单元输出电压参考、所述配电单元电流反馈和所述线圈电流参考信号(91)，经由所述配电单元控制块生成用于所述配电单元的控制命令信号，用于所述配电单元的所述控制命令信号对应于由所述配电单元根据所述线圈电流参考信号(91)输出到所述功率源(48)的所需功率。

8.根据权利要求7所述的方法，其中生成用于所述配电单元的所述控制命令信号包括：通过确定用于所述配电单元的所述输出电压参考信号和所述配电单元输出电压反馈之间的差值来生成电压误差信号；

使用配电单元电压控制器从所述电压误差信号生成反馈导出的控制命令信号；

通过将所述反馈导出的控制命令信号和从所述线圈电流参考信号(91)导出的用于所述配电单元的前馈控制输入相加并减去所述配电单元电流反馈来生成电流误差信号；以及使用配电单元电流控制器从所述电流误差信号生成用于所述配电单元的所述控制命令信号。

9.一种磁共振成像(MRI)系统，包括：功率源(48)，所述功率源被配置为从配电单元接收功率；

梯度放大器(50)，所述梯度放大器耦接到所述功率源(48)的输出端和所述磁共振成像系统的扫描仪的梯度线圈(30、32、34)，其中所述梯度放大器(50)被配置为使用从所述功率源(48)接收的功率向所述梯度线圈(30、32、34)提供线圈电流，并由此生成梯度磁场；

功率源控制块(104)，所述功率源控制块被配置为使用功率源控制命令信号来控制所述功率源(48)；

梯度放大器控制块(106)，所述梯度放大器控制块被配置为使用梯度放大器控制命令信号来控制所述梯度放大器(50)；和同步控制平台，所述同步控制平台被配置为向所述功率源控制块(104)和所述梯度放大器控制块(106)提供线圈电流参考信号，使得通过所述线圈电流参考信号来使所述功率源(48)和所述梯度放大器(50)的所述控制同步。

10.根据权利要求9所述的磁共振成像系统，其中所述线圈电流参考信号是线圈电流命令信号，所述线圈电流命令信号指示用于所述梯度线圈(30、32、34)的以预定方式激励的电流。

11.根据权利要求10所述的磁共振成像系统，其中所述功率源控制块(104)包括所述梯度线圈(30、32、34)、所述梯度放大器滤波器和所述梯度放大器(50)的电模型，并且其中所述电模型被配置为从所述线圈电流命令信号生成用于所述功率源(48)的前馈控制信号。

12.根据权利要求11所述的磁共振成像系统，其中所述功率源控制块(104)包括功率源电压控制器，所述功率源电压控制器被配置为从电压误差信号生成用于所述功率源(48)的反馈导出的控制信号，所述电压误差信号通过从用于所述功率源(48)的参考电压中减去在所述功率源(48)的输出端处测量的功率源电压反馈信号来产生。

13.根据权利要求12所述的磁共振成像系统，其中所述功率源控制块(104)被配置为将所述前馈控制信号与用于所述功率源(48)的所述反馈导出的控制信号组合，并且减去功率源输出电流反馈(Il_PS)信号以产生功率源电流误差信号，并且其中所述功率源控制块(104)包括功率源电流控制器，所述功率源电流控制器被配置为生成用于所述功率源(48)的控制命令信号(142)。

14.根据权利要求10所述的磁共振成像系统，其中所述梯度放大器控制块(106)包括所述梯度线圈(30、32、34)和梯度放大器滤波器的电模型，并且其中所述电模型被配置为从所述线圈电流命令信号生成用于所述梯度放大器(50)的前馈控制信号。

15.根据权利要求14所述的磁共振成像系统，其中所述梯度放大器控制块(106)包括梯度放大器电流控制器，并且其中所述梯度放大器电流控制器被配置为从电流误差信号生成反馈导出的控制信号，所述电流误差信号通过从所述线圈电流命令信号中减去在所述梯度放大器(50)的输出端处测量的线圈电流反馈(I_coil)信号来产生。

说明书

MRI系统中功率源和梯度放大器的同步控制

背景技术

[0001] 一般来讲，磁共振成像(MRI)检查基于主磁场、射频(RF)磁场和时变磁梯度场之间的相互作用，其中旋磁材料在感兴趣的对象(诸如患者)内具有核自旋。某些旋磁材料(诸如
水分子中的氢核)具有响应于外部磁场的特征行为。可通过操纵场来产生可被检测、处理并
用于重建可用图像的RF信号来影响这些核的自旋的进动。

[0002] 在成像序列期间，通过向一系列梯度线圈施加电流来生成时变梯度场。梯度线圈经由连接到功率源的梯度放大器激励。梯度放大器通常是具有高带宽的功率转换器，用于
以高精度控制梯度磁场。储能部件(例如，电容器)是梯度放大器的电路结构中的一些关键
部件，因为储能部件充当功率源和梯度放大器之间的缓冲器。此类储能部件可用于向梯度
线圈的感应部件提供储能。遗憾的是，储能部件增加了梯度放大器的成本、重量和体积。减
小重量和体积是紧凑型梯度放大器设计中的挑战性任务之一。因此，需要减少对此类储能
部件的依赖或以更有效的方式使用此类储能部件。

发明内容

[0003] 本公开包括用于使磁共振成像(MRI)梯度链的控制同步的方法。MRI梯度链包括功率源和耦接到功率源的功率输出的梯度放大器，该梯度放大器可操作地耦接到梯度线圈以
用线圈电流激励梯度线圈。该方法包括监测从功率源供应至梯度放大器的输出电流和输出
电压，以生成功率源输出电流反馈和功率源输出电压反馈；监测从梯度放大器供应至梯度
线圈的线圈电流，以生成线圈电流反馈；将线圈电流参考信号提供给功率源控制块和梯度
放大器控制块；将功率源输出电压参考信号提供给功率源控制块；使用功率源输出电压反
馈、功率源输出电压参考、功率源输出电流反馈和线圈电流参考信号作为输入，经由功率源
控制块生成用于功率源的控制命令信号，该用于功率源的控制命令信号对应于由梯度放大
器根据线圈电流参考信号输出到功率源的所需功率；并且使用线圈电流反馈和线圈电流参
考信号经由梯度放大器控制块生成用于梯度放大器的控制命令信号，该用于梯度放大器的
控制命令信号对应于由梯度放大器根据线圈电流参考信号输出到梯度线圈的所需功率。

[0004] 本公开还包括磁共振成像(MRI)系统，该系统包括：功率源，其被配置为从配电单元接收功率；梯度放大器，其耦接到功率源的输出和MRI系统的扫描仪的梯度线圈。该梯度
放大器被配置为使用从功率源接收的功率向梯度线圈提供线圈电流，并由此生成梯度磁
场。该系统还包括：功率源控制块，其配置为使用功率源控制命令信号控制功率源；梯度放
大器控制块，其配置为使用梯度放大器控制命令信号控制梯度放大器；以及同步控制平台，
其被配置为向功率源控制块和梯度放大器控制块提供同步参考信号，使得通过同步参考信
号使功率源和梯度放大器的控制同步。

[0005] 本公开还包括由MRI系统执行的磁共振成像(MRI)方法。该方法包括：使用MRI系统的扫描仪从感兴趣的对象采集磁共振数据，该磁共振数据是使用脉冲序列采集的，其中扫
描仪的梯度线圈用梯度线圈电流脉冲；通过控制可操作地耦接到梯度线圈的梯度放大器子
系统、被配置为向梯度放大器子系统提供功率的功率源子系统以及被配置为向功率源子系
统提供功率的配电单元子系统的操作来控制向梯度线圈提供梯度线圈电流；并且通过向梯
度放大器子系统、功率源子系统和配电单元子系统的相应控制块提供线圈命令参考信号作
为输入来同步控制对梯度放大器子系统、功率源子系统和功率源子系统的操作。该线圈命
令参考信号对应于用于扫描仪的梯度线圈中的至少一者的预定梯度线圈电流。

附图说明

[0006] 当参考附图阅读以下具体实施方式时，将更好地理解本发明的这些和其他特征、方面和优点，附图中相同的符号在整个附图中表示相同的部分，其中：

[0007] 图1示出了磁共振成像(MRI)系统的一个实施方案，该MRI系统具有具备同步控制的功率源和梯度放大器；

[0008] 图2示出了图1的MRI系统的梯度链中的同步子系统的实施方案；

[0009] 图3示出了用于使图2的配电单元(PDU)、功率源(PS)和梯度放大器(GA)的控制同步的控制方案的实施方案；

[0010] 图4示出了当图2的PDU、PS和GA使用未同步控制时PS输出电压的响应和PS的输出电感器电流；

[0011] 图5示出了当图2的PDU、PS和GA使用同步控制时PS输出电压的响应和PS的输出电感器电流；并且

[0012] 图6示出了当图2的PDU、PS和GA使用同步控制并且PS输出端和GA输入端处的电容减小时PS输出电压的响应和输出电感器电流。

具体实施方式

[0013] 下文将描述一个或多个具体实施方案。为了提供这些实施方案的简明描述，可能未在本说明书中描述实际具体实施的所有特征。应当理解，在任何此类实际具体实施的开
发中，如在任何工程或设计项目中，必须做出许多特定于具体实施的决策以实现开发人员
的特定目标，诸如遵守与系统相关和与业务相关的约束，这些约束可能因具体实施而异。此
外，应当理解，此类开发努力可能是复杂且耗时的，但是对于受益于本公开的普通技术人员
来说仍然是设计、建造和制造的常规任务。

[0014] 当介绍本公开的各种实施方案的元件时，冠词“一”、“一个”、“该”和“所述”旨在表示存在一个或多个元件。术语“包含”、“包括”和“具有”旨在是包含性的，并且意味着可能存
在除所列元件之外的其他元件。此外，以下讨论中的任何数值示例旨在是非限制性的，因此
附加的数值、范围和百分比在所公开的实施方案的范围内。

[0015] 如上所述，储能器(电容)是梯度放大器的电路设计中的关键因素之一。例如，电容器附接在梯度放大器的每个输入直流端口，并且还连接到功率源的输出。该储能器在高转
换速率(高di/dt)的瞬态期间向梯度线圈电感器提供储能。根据本公开，现在认识到通过使
MR梯度链的不同子系统的控制同步来减小梯度放大器的这些储能元件中的所需电容值是
可能的。减小电容值可被认为允许较小的储能元件，或更有效地使用此类元件。此外，GA仍
将能够确保精确的梯度场控制，并且将具有更高的功率密度。

[0016] 根据本公开，同步控制至少部分地通过将线圈电流参考值实时输入到用于GA和PS的控制器的通信来实现。通信和控制同步可由用于PS和GA的公共控制平台来执行，并且在
某些实施方案中，该公共控制平台还控制配电单元(PDU)。例如，功率源通过低频变压器或
其前端的另一个功率源转换器连接到网格。该前端功率处理是PDU。此类PDU具有在PDU的输
出端和PS的输入端连接的一些储能元件。这些储能元件可具有有源控制装置。

[0017] 本文所述的实施方案可被实现为磁共振成像(MRI)系统的至少一部分，其中特定成像例程(例如，扩散MRI序列)由用户(例如，放射科医师)发起。因此，MRI系统可执行数据
采集、数据构建，并且在某些情况下，可执行图像合成。因此，参考图1，磁共振成像系统10被
示意性地示出为包括扫描仪12、扫描仪控制电路14和系统控制电路16。根据本文所述的实
施方案，MRI系统10通常被配置为执行MR成像，诸如用于扩散成像的成像序列。

[0018] 系统10还包括远程访问和存储系统或设备(诸如图像归档和通信系统(PACS)18)或其他设备(诸如远程放射设备)，使得可现场访问或非现场访问系统10采集的数据。以这
种方式，可采集MR数据，然后进行现场或非现场处理和评估。虽然MRI系统10可包括任何合
适的扫描仪或检测器，但在例示的实施方案中，系统10包括具有壳体20的全身扫描仪12，穿
过该壳体形成有孔口22。桌24可移动到孔口22中以允许患者26定位在其中，以对患者体内
的所选择的解剖结构进行成像。

[0019] 扫描仪12包括用于产生受控磁场的一系列相关的线圈，该磁场用于激励被成像的对象的解剖结构内的旋磁材料。具体地，提供了主磁体线圈28用于生成通常与孔口22对准
的主磁场B0。一系列梯度线圈30、32和34允许生成受控的磁梯度场，用于在检查序列期间对
患者26体内的特定旋磁核进行位置编码。射频(RF)线圈36被配置为生成射频脉冲，用于激
发患者体内的特定旋磁核。除了归属于扫描仪12的线圈之外，系统10还包括被配置为放置
(例如，抵靠)在患者26近侧的一组接收线圈38(例如，线圈阵列)。例如，接收线圈38可包括
颈/胸/腰(CTL)线圈、头部线圈、单侧脊柱线圈等。一般来讲，接收线圈38被放置成靠近或位
于患者26的顶部，以便接收由患者26体内的某些旋磁核在其回到松弛状态时生成的弱RF信
号(相对于由扫描仪线圈生成的发射脉冲较弱)。

[0020] 系统10的各种线圈由外部电路控制，以生成所需的场和脉冲，并以受控的方式从旋磁材料读取发射。在例示的实施方案中，主功率源40向主场线圈28提供功率以生成主磁
场Bo。例示的系统10还包括梯度链42(MRI梯度链)，其通常用于为梯度线圈30、32和34提供
功率以产生梯度磁场(例如，Gx、Gy、Gz)。梯度链的例示实施方案包括功率输入端44(例如，来
自公用设施或网格的功率)、配电单元(PDU)46、功率源(PS)48和驱动电路50，它们一起提供
电力以脉冲梯度场线圈30、32和34。驱动电路50可包括用于向线圈供应电流的放大和控制
电路，该电流由扫描仪控制电路14输出的数字化脉冲序列限定。如图所示，PDU 46、PS 48和
驱动器电路50(包括一个或多个梯度放大器(GA))连接到扫描器控制电路14以进行控制同
步，如下文进一步详细描述的。

[0021] 提供另一个控制电路52用于调节RF线圈36的操作。电路52包括用于在有源和无源操作模式之间交替的开关装置，其中RF线圈36分别发射和不发射信号。电路52还包括被配
置为生成RF脉冲的放大电路。相似地，接收线圈38连接到开关54，该开关能够在接收和非接
收模式之间切换接收线圈38。因此，接收线圈38在接收模式下与从患者26内松弛旋磁核产
生的RF信号谐振，并且它们不与来自发射线圈(即线圈36)的RF能量共振，以便防止非接收
模式下不期望的操作。另外，接收电路56被配置为接收由接收线圈38检测到的数据，并且可
包括一个或多个复用和/或放大电路。

[0022] 应当指出的是，虽然上文所述的扫描仪12和控制/放大电路被示出为通过单线耦接，但是在实际实例中可能出现许多此类线。例如，单线可用于进行控制、数据通信、电力传
输等。此外，可沿每种类型的线设置合适的硬件，以正确处理数据和电流/电压。实际上，可
在扫描仪与扫描仪和系统控制电路14、16中的任一者或两者之间设置各种滤波器、数字化
仪和处理器。

[0023] 如图所示，扫描仪控制电路14包括接口电路58，该接口电路输出用于驱动梯度场线圈和RF线圈的信号，并用于接收表示在检查序列中产生的磁共振信号的数据。接口电路
58耦接到控制和分析电路60。控制和分析电路60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50和电路52的命令。在例示的实施方案中，扫描仪控制电路14的控制
和分析电路60通信地耦接到梯度链42的元件(包括PDU 46、PS 48和驱动器电路50)以实现
控制同步。在某些实施方案中，例如，控制和分析电路60可将公共参考信号传输到梯度链42
的元件以使其控制同步。公共参考信号可以是例如用于梯度线圈中的一者或多者的线圈电
流参考。更具体地，驱动器电路50可包括用于每个梯度线圈的GA，并且控制和分析电路60可
适当地将用于特定梯度线圈的参考电流传输到梯度链42。下文阐述了与此类控制有关的更
多细节。

[0024] 控制和分析电路60还用于接收磁共振信号并在将数据传输到系统控制电路16之前执行后续处理。扫描仪控制电路14还包括一个或多个存储器电路62，该一个或多个存储
器电路在操作期间存储配置参数、脉冲序列描述、检查结果等。

[0025] 接口电路64耦接到控制和分析电路60，用于在扫描仪控制电路14和系统控制电路16之间交换数据。在某些实施方案中，控制和分析电路60虽然被示出为单个单元，但可包括
一个或多个硬件设备。系统控制电路16包括接口电路68，该接口电路从扫描仪控制电路14
接收数据并将数据和命令传输回扫描仪控制电路14。控制和分析电路66可包括多用途或特
定于应用的计算机或工作站中的CPU。控制和分析电路66耦接到存储器电路70以存储用于
MRI系统10操作的程序代码并存储处理后的图像数据以用于稍后的重建、显示和传输。程序
代码可执行一种或多种算法，当被处理器执行时这些算法被配置为执行所采集数据的重
建。

[0026] 可提供附加的接口电路72以用于与外部系统部件(诸如远程访问和存储设备18)交换图像数据、配置参数等。最后，系统控制和分析电路66可通信地耦接到各种外围设备，
以便于操作员界面和产生重建图像的硬拷贝。在例示的实施方案中，这些外围设备包括打
印机74、监视器76和用户接口78等，该用户接口包括诸如(例如，与监视器76成一体的)键
盘、鼠标、触摸屏。

[0027] 图2描绘了MRI系统10的梯度链42中的不同子系统的同步控制的实施方案的示意图。在例示的实施方案中，子系统包括PDU子系统82、PS子系统84和GA子系统86，所有这些子
系统均使用同步控制平台88来控制。在某些实施方案中，这些子系统中的每一者可具有其
自己的专用控制器，例如通信地耦接到同步控制平台88的比例积分或比例积分微分控制
器。

[0028] 根据本公开，同步控制平台88可被实现为例如扫描仪控制电路60的一部分和/或系统控制电路66的一部分。作为非限制性示例，扫描仪控制电路60和/或系统控制电路66可
包括存储在存储器62和/或存储器70中的一组或多组指令，这些指令可由相应的控制电路
执行(例如，对应的一个或多个处理器)以实施本文所述的同步控制过程的至少一部分。例
如，同步控制平台88可至少部分地使用存储在存储器62和/或存储器70中的一个或多个软
件包来实现。

[0029] 附加地或另选地，同步控制平台88可被实现为可通信地耦接到PDU子系统82、PS子系统84和GA子系统86和扫描仪控制电路60和/或系统控制电路66的一个或多个硬件控制
器。作为非限制性示例，此类硬件可包括适当的输入和输出通信特征(例如，通信端口)，以
及具有存储器的一个或多个适当配置的控制器，该存储器具有存储指令或编程的逻辑电
路。

[0030] 图2中所示的实施方案中的功率流通常是从左到右。如图所示，PDU46连接到功率源输入44，在这种情况下是电网(公用设施)。PDU 46可以是具有初级的抽头以服务于不同
的输入电压条件的低频变压器，或者它可以是隔离或不隔离的另一个功率转换级。在PDU 
46隔离的实施方案中，它可包括高频变压器。在PDU 46被实现为功率转换级的实施方案中，
可通过控制PDU 46的输出电流来控制从网格44流出的功率，如通过PDU输出电流传感器90
测量的，PDU输出电感器电流在图2中表示为Il_PDU。

[0031] 可基于同步参考信号91来执行PDU输出的控制，该同步参考信号除了被提供给PDU子系统82之外还被提供给PS子系统84和GA子系统86。在某些实施方案中，同步参考信号是
用于梯度线圈30、32、34中的一者或多者的目标驱动电流(例如，电流命令信号)。

[0032] 在图2的实施方案中，PDU子系统82包括表示为“ES帽”的储能块92，该储能块表示一个或多个无源电容元件(电容器)。PDU子系统82的DC母线电压(V_DC)由PDU转换器(如果
存在)控制，或者取决于负载和网格条件。在此类实施方案中，PDU转换器可通信地耦接到同
步控制平台88，以接收例如用于与PS子系统84和GA子系统86同步的参考信号。

[0033] 应当指出的是，在某些系统中，PDU 46可以是不受控制的低频变换器，并因此可以不是本文所述的同步控制方案的一部分。换句话讲，本公开的某些实施方案可在不控制PDU 
46的情况下使PS子系统84和GA子系统86的控制同步。

[0034] 如图2所示，PS子系统84包括描绘用于梯度线圈30、32、34的功率源中的每一者的不同框。具体地，PS子系统84包括用于X梯度场线圈30的第一功率源48A(表示为PS‑X)、用于
Y梯度场线圈32的第二功率源48B(表示为PS‑Y)以及用于Z梯度场线圈34的第三功率源48C
(表示为PS‑Z)。

[0035] PS子系统84的输出(其可以是来自每个功率源48的单个输出或多个隔离输出)被提供作为GA子系统86的输入。PS子系统84的输出可基于由同步控制平台88提供的同步参考
信号91、所测量的PS子系统84的输出电压(表示为Vo_PS，作为反馈控制组成部分)以及通过
PS子系统84的输出电感器的电流(Il_PS，作为反馈控制组成部分)来控制。例如，I1_PS可通
过PS输出电感器电流传感器94来测量。在某些实施方案中，可存在与功率源48中的每一者
相关联的相应PS输出电流传感器以测量它们各自的输出。

[0036] 除其他之外，例示的GA子系统86包括用于X梯度场线圈30的第一梯度场放大器50A(表示为GA‑X)、用于Y梯度场线圈32的第二梯度放大器50B(表示为GA‑Y)和用于Z梯度场线
圈34的第三梯度放大器50C(表示为GA‑Z)。梯度放大器50从功率源48接收电力，并在成像脉
冲序列期间控制梯度线圈30、32、34的驱动电流。

[0037] 来自每个梯度放大器50的输出(图2中示出为Icoil)由相应的GA输出线圈电流传感器96测量。除了同步参考信号91之外，梯度放大器50的相应输出可各自使用Icoil作为反
馈来控制。

[0038] 图3中示意性地示出了用于使PDU 46、PS 48和GA 50的控制同步的控制方案100的实施方案。具体地，示出了用于向MRI系统10的单个梯度线圈提供电流的单个梯度放大器的
控制方案100。然而，应当指出的是，可组合地对梯度线圈30、32、34执行例示的控制方案
100。如控制方案100中所示，由PDU 46和储能电容器92向PS 48提供功率，PS 48继而向GA50
提供功率输出，GA 50向梯度线圈30、32、34提供功率。因此，ES帽92、PDU 46、PS 48和GA 50
之间示出的线通常代表功率转换器、无源元件或感应负载之间的高压高功率连接。从这些
电力传输线延伸的线是提供到控制块的反馈线(例如，来自传感器的线)，如下所述。

[0039] 控制方案100包括PDU控制块102、PS控制块104和GA控制块106。与控制块中的每一者相关联的控制特征可例如至少部分地在扫描仪控制电路60及其相关存储器62、系统控制
电路66及其相关存储器70以及梯度链42内的控制器中实现，如下所讨论的。

[0040] 例示的控制方案使用同步参考信号91，在该实施方案中，Icoil参考信号或线圈电流参考信号(例如，用于提供给梯度线圈30、32、34的电流的目标信号)作为到控制块102、
104、106中每一者的输入。例如，可将同步参考信号91提供给控制块102、104、106中的每一
者的电气模型，以生成用于控制PDU 46、PS 48和GA 50的相应输出的前馈控制输入。该信号
是来自主计算机或计算系统(例如，扫描仪控制电路60和/或系统控制电路66)的命令信号，
其中特定脉冲序列等可由操作者或放射科医师选择以执行给定扫描。控制块102、104、106
中的每一者的电气模型可以是例如存储在存储器62和/或存储器70上的电气模型。可将从
电模型生成的前馈输入提供给与梯度链42的特定部分(例如，PDU 46、PS 48或GA 50)相关
联的相应控制器(例如，逻辑电路)。

[0041] 此外，以举例的方式，可使用逻辑电路和/或使用与扫描仪控制电路60和/或系统控制电路66相关联的软件来执行本文所述的其中信号被组合、减去等的操作。附加地或另
选地，可使用与梯度链42的特定特征部(例如，PDU 46、PS 48或GA 50)相关联的逻辑电路来
实现本文所述的操作。

[0042] 现在参考PDU控制块102，V_DC参考是PDU 46的电压输出的设定值(例如，用于配电单元46的电压参考信号)，并且V_DC是PDU 46的输出DC电压的反馈信号(例如，用于PDU 46
的电压反馈信号)。操作108确定V_DC参考和V_DC反馈信号之间的电压误差信号110。误差信
号110转至可被实现为与PDU 46相关联的比例积分(PI)控制器的PDU电压控制器112(表示
为PI_V_PDU)。PDU电压控制器112使用误差信号110产生PDU反馈导出的控制信号114。

[0043] 在操作118处，从梯度放大器滤波器的电模型116、线圈30、32、34、GA 50和PS 48实时计算的前馈控制信号(IFF_PDU)被添加到PDU反馈导出的控制信号114中。操作118还从
PDU反馈导出的控制信号114和IFF_PDU信号的总和中减去电流反馈信号(Il_PDU，由电流传
感器90生成)，从而产生电流误差信号120。在PDU 46是隔离的高频PDU的实施方案中，Il_
PDU反馈信号是输出电感器电流。在PDU 46未隔离的实施方案中，Il_PDU可以是PDU 46的等
效输入电流。电流误差信号120转至可被实现为与PDU 46相关联的比例积分(PI)控制器的
PDU电流控制器122(PI_I_PDU)。PDU电流控制器122使用电流误差信号120来导出PDU控制命
令信号124，该信号指示由PDU 46的功率转换器产生的系统所需的电压。

[0044] 如图所示，ES帽92和PDU 46向PS 48的输入端提供功率输出。如上所述，PS 48的控制也使用提供给梯度线圈30、32、34、梯度放大器滤波器和梯度放大器50的电模型126的
Icoil参考信号91来完成。电气模型126输出用于PS 48的前馈控制信号(IFF_PS)，该信号如
下文所讨论的那样进行处理。

[0045] PS控制块104还使用为PS 48的输出电压的设定值的Vo_PS参考信号作为输入(例如，用于PS 48的电压参考信号对应于PS 48的输出端的目标电压)。用于PS 48的Vo_PS参考
信号和Vo_PS信号的电压反馈信号用于在操作130处产生误差信号128。例如，Vo_PS反馈信
号和Vo_PS参考信号之间的差值可对应于误差信号128。在其中存在用于PS 48的多个端口
的实施方案中，Vo_PS反馈信号可以是这些端口的各个输出电压的函数(例如，加权和或类
似函数)。

[0046] 误差信号128可用作被配置为产生用于PS 48的PS反馈导出的控制信号134的PS电压控制器132(PI_V_PS)的输入。在PS控制块104中，在操作136处，PS反馈导出的控制信号
134与前馈控制信号IFF_PS(例如，前馈电流控制信号)相加，该前馈控制信号从电气模型
126实时计算。PS电压控制器132可被实现为例如与PS 48相关联的PI控制器。

[0047] PS反馈导出的控制信号134和IlFF_PS信号之和被用于通过减去电流反馈信号(Il_PS)来产生电流误差信号138。如上所述，Il_PS是由PS输出电流传感器94产生的反馈信
号，并且可以是PS 48的输出电感器电流。此外，在存在多个此类电流反馈信号的实施方案
中，提供给操作136的实际反馈信号是这些多个电流的函数。电流误差138被提供给被配置
为产生PS控制信号142的PS电流控制器(PI_I_PS)140，该控制信号指示由PS 48的功率转换
器产生的系统所需的电压。PS电流控制器140可被实现为例如与PS 48相关联的PI控制器。

[0048] 在图3中，参考GA控制块106，在操作146处，使用Icoil参考信号91和Icoil反馈信号(例如，线圈电流反馈信号)生成电流误差144。电流误差144被提供给GA电流控制器148
(PI_GA)，其可被实现为与GA 50相关联的比例积分(PI)控制器。GA电流控制器148通常有助
于使线圈电流遵循线圈电流参考值。GA电流控制器148的输出是反馈导出的控制信号150，
其被添加到用于梯度放大器的前馈控制信号(Vff_GA)，该前馈控制信号由梯度放大器的和
梯度线圈30、32、34的电模型152实时计算。在操作154处，这两个命令之和形成总控制命令
156，其指示由GA 50的功率转换器产生的梯度线圈30、32、34所需的总电压。应当指出的是，
用于GA 50的这种类型的控制有助于GA 50实现沿循Icoil参考信号91的高精度，从而使参
考信号与梯度线圈30、32、34中的实际电流之间的误差最小化。

[0049] 为了演示根据本发明的同步控制的一些效果，图4至图6描绘了响应于使用特定控制策略而生成的PS输出电压和输出电感器电流。具体地，图4描绘了使用其中PS 48和GA 50
没有同步而被独立控制的策略产生的PS输出电压和PS电感器电流。如图所示，当Icoil从零
增加到1300A时(例如，如在梯度脉冲中)，在PS 48的输出电压中观察到75V的电压暂降。该
输出电压连接到GA 50的功率电子桥接器的输入端。为了解决该电压暂降，在该具体实施方
案中，GA 50的每个DC输入具有总的7mF电容(例如，提供7mF电容的一个或多个电容器)，使
得可保持梯度线圈30、32、34的快速脉冲。从图4可以看出，PS电感器电流轮廓的上升速度不
足以赶上PS 48输出电压的压降。

[0050] 另一方面，图5描绘了响应于使用同步控制策略而生成的PS输出电压和输出电感器电流，其中使用Icoil参考信号来使PS 48和GA 50的控制同步。此处，对于与图4中所用的
相同的梯度线圈电流命令(零至1300A平顶轮廓)，PS输出电压的电压暂降降低至32V，并且
输出电感器电流非常快地上升以降低PS 48的输出电压的电压降。在该实施方案中，GA 50
的每个DC端口上的电容保持为7mF。

[0051] 因为当执行同步控制时电压暂降显著减小，所以GA 50的DC链路中的电容需求也可降低。对于图4和图5中所示的相同的梯度线圈电流命令(1300A平顶)，在放大器的每个DC
端口上使用3mF电容，输出电压具有75V的电压暂降。比较图4和图6，在将GA 50中的DC电容
从7mF降低至3mF之后，可以看出PS 48的输出电压中的电压暂降基本上相同，这意味着可使
用同步控制来减少GA 50中的电容需求。还可以看出，PS电感器电流轮廓比图4中所示的PS
电感器电流轮廓更紧密地沿循Icoil电流命令。

[0052] 鉴于前述内容，应当理解，当实施PDU 46、PS 48和GA 50的同步控制时，可实现许多技术优点和技术效果。例如，此类同步控制允许更快地控制GA 50所需的功率以满足
Icoil电流命令。实际上，PS 48的控制不仅仅取决于基于DC链路的电压的反馈控制，该反馈
控制与本文提出的前馈控制方案相比较慢。实际上，PS 48可用负载命令编程，并且PS 48将
瞬时准备以满足感应负载(例如，梯度线圈30、32、34)的功率要求。另外，因为梯度放大器的
电容要求降低，所以梯度放大器可使用较小或较少的电容器，从而减小其重量和体积。对于
梯度链42，还可简化控制平台。由于更有效地使用储能特征，还可降低功率源48和梯度放大
器50之间的振频。

[0053] 该书面描述使用示例来公开本发明，包括最佳模式，并且还使本领域技术人员能够实践本发明，包括制造和使用任何设备或系统以及执行任何包含的方法。本发明的专利
范围由权利要求书限定，并且可包括本领域技术人员想到的其他示例。如果这些其他示例
具有与权利要求书的字面语言没有不同的结构元件，或者如果它们包括与权利要求书的字
面语言无实质差别的等效结构元件，则这些其他示例旨在在权利要求书的范围内。