包括适于提供直流电力的电源单元的磁共振成像系统

摘要

一种用于采集MRI图像数据的MRI系统，其包括：数据采集模块，其具有用于采集MRI图像数据的多个子单元；以及功率分配模块，其用于向采集MRI图像数据的模块提供电力，该功率分配模块包括：电源单元，其适于从交流主电源提供直流电力；电力总线，其适于向子单元供应直流电力，以及控制模块，其控制由电力总线供应直流电力至子单元。

说明书

技术领域

本发明涉及磁共振成像系统，并且更具体地涉及磁共振成像系统中的电力分配。

背景技术

作为产生患者体内图像的程序的一部分，磁共振成像(MRI)扫描器使用静磁场来使原子的核自旋一致。在MRI扫描期间，由发射器线圈生成的射频(RF)脉冲令局部磁场扰动，并且由接收器线圈探测核自旋发射的RF信号。这些RF信号被用于构建MRI图像。这些线圈也可以被称为天线。此外，发射器线圈和接收器线圈也可以被集成为执行两者功能的单一的收发器线圈。应理解使用术语“收发器线圈”也可能指代使用分立的发射器线圈和接收器线圈的系统。

MRI系统包括很多子单元，每个子单元由电源电压供电。困难之处在于不同的国家或地区使用不同的电源电压。例如，欧洲公用事业提供具有50Hz频率的AC电源，而在美国和加拿大，60Hz是标准的。在美国单相交流(AC)电力是120V，而在欧洲单相AC电力是240V。如果在所提供的AC电力下MRI系统的子单元不能够工作，则该单元将需要电力变压器和整流器。变压器是大型设备，并且不能靠近磁体使用，除非它们是磁屏蔽的。由AC电力和变压器生成的电磁场可能妨碍MRI图像数据的采集。所有这些单独子单元的电力未被有效地管理。由于MRI系统具有大量的子单元，可能存在大量的电力变压器和适配器以便为所有子单元供电。所有这些变压器是昂贵的并且耗费医院里的宝贵空间。MRI系统的布线可能变得非常复杂并且所用的电压是危险的。

美国专利申请公开2008/0068011描述了远程供电的磁共振注射器。

发明内容

本发明提供一种用于采集MRI图像数据的MRI系统。本发明的实施例在从属权利要求中给出。

本发明的实施例通过使用MRI系统的直流(DC)电力分配来解决前述问题。DC电力分配系统位于电源电压连接处，并且电力被转换成单一DC电压或多个DC电压。然后该DC电压被分配到MRI系统的单独子单元。

标准电压被分配给大部分的子单元。高功率子单元，例如梯度放大器或RF放大器，能够受益于使用专用电力。可以为DC电力的分配选择一安全电压，例如40V。如果需要，每个模块能够经由DC-DC转换来局部生成其自身期望的DC电压。DC-DC电力转换是众所周知的可靠的压缩技术。

本发明的实施例具有至少一些下述优点：

·通过去除用于每个装置的电源来降低成本；

·减小体积(无变压器)；

·降低开发成本，因为没必要用世界各地所需要的期望电压范围(50/60Hz，110/220/等V)来测试每个子单元；

·诸如40V DC的DC电压比例如220V/50Hz更安全；

·消除了对MRI系统的50Hz或60Hz噪声干扰的可能性；

·简化了系统过滤箱，因为仅存在一个电压。

其他优点将在实施例中描述。

本发明的实施例提供一种用于采集MRI图像数据的MRI系统，其包括数据采集模块，该数据采集模块包括用于采集MRI图像数据的多个子单元。该子单元是MRI系统的单独部件。子单元的示例是梯度放大器、射频放大器、组合的RF放大器和收发器、高阶匀场设备、冷却系统、制冷机、患者支撑、生理学中心、梯度线圈、RF线圈和天线、检查室中的电子设备、观察相机、用于患者观察计算机系统的计算机显示器和监视器以及计算机系统。计算机系统能够包括一个或若干个不同的计算机，它能够是作为控制台中的主机的扫描控制计算机、重建图像的重建计算机以及控制MRI系统的控制器。MRI系统还包括功率分配模块，其用于为采集MRI图像数据的模块供应电力。

功率分配模块包括：电源单元，其适于从交流主电源提供直流电力；电力总线，其适于为子单元供应直流电力；以及控制模块，其用于控制由电力总线向子单元的直流电力供应。

能够以若干不同的方式构造电力总线。提供给子单元的能够是单一电压，并且这些子单元被简单地连接到电力总线，或者能够提供各种不同的电压。能够在电源的背侧存在所有MRI子单元都连接到其的电力总线，或者能够存在馈送到检查室中的一条或多条线，然后在单独子单元和电力总线之间连接更短的引线。单一电压电力总线具有使系统滤波箱更简单的优点。控制模块能够被连接到电力总线，并且它能够用于接通和关闭MRI系统的子单元。用于控制电力消耗的控制器能够是控制模块的一部分，并且其能够被合并到电源内或者它可以通过计算机系统之一控制。

本发明的实施例具有的优点为并非针对每个单一子单元使用分立的AC连接器。通常每个子单元具有其自身与AC主电源的连接。通过将DC电力提供到每个子单元，消除了对多个AC连接的需求。这减少了构建子单元所需的资金量，并且它也提供更好的MRI图像，因为变压器通常将产生50或60Hz的噪声，该噪声可能在图像未被正确屏蔽的情况下导致图像中的重影。供应DC电压也是一个优点，因为它与AC电压相比更安全。可以选择并使用诸如40V或12V的低电压来使电源系统较更安全。具有中央电力总线也允许控制和调节整体电力。

在另一实施例中，功率分配模块还包括适于供应电力的不可中断电源。当交流主电源的电力被中断时，该不可中断电源为MRI系统供应能量以继续工作。在这一实施例中，该不可中断电源包括适于供应直流电力到电力总线的至少一个电池。这一实施例的优点在于在断电的情况下由电池为整个系统提供DC电力。因此非常容易在电源被中断时供应必要的电力。通常，需要发电机来首先产生用于为AC主电源供电的AC电力，然后该电力通过很多子单元转换回成直流。这是非常低效率的并且电池比应急发电机便宜得多。MRI系统的AC通用电源要花费大约20000欧元。这一功能能够容易地通过与DC电源并行地添加大电池来提供。该电池将远比AC发电机便宜。

在另一实施例中，子单元之一是用于为磁场梯度线圈供电的梯度放大器。该梯度放大器适于从交流主电源提供直流电力。该梯度放大器还适于向电力总线供应直流电力，并且电源单元是该梯度放大器。这一实施例是非常有利的，因为梯度放大器是MRI系统中的最大电力消耗者或消耗者之一。梯度放大器在MRI系统操作期间需要向梯度线圈供应大量电流。具有电源单元和梯度放大器将是非常有效的，并且将这些单元组合成一体也是节约成本的。本质上梯度放大器将被修改为向MRI系统的剩余部分供应电力。

在另一个实施例中，子单元之一是用于为射频线圈供电的射频放大器。该RF放大器能够由DC电压供电。RF放大器的电源可以被去除以提供成本节约。另外，这允许构建更小的RF放大器。这将允许MRI系统变得更紧凑且空间有效。在MRI系统中，射频放大器产生被用于破坏MRI系统内的自旋的射频信号。该射频线圈将射频能量传递到正在检查的患者体内的体积中。很多时候射频放大器和发射线圈与射频接收器集成到一起，并且接收器线圈与射频发射器线圈集成在一起。应当理解，当提到射频放大器时，它也指代射频放大器与接收器的组合。这同样适于射频线圈；这指代用于发射射频能量的线圈以及用于发射和接收射频能量的线圈两者。该实施例是非常有利的，因为射频放大器能够直接用直流电力运行。通过向它们供应DC电流，能够消除添加变压器到射频放大器的花费以成本降低。

在另一个实施例中，子单元之一是用于冷却热耗散流体的液体冷却室。该液体冷却室适于由电力总线所提供的直流电力来供电。这是有利的，因为很多液体冷却室是利用具有由电源电力确定的频率的交流电力来运行的。当不需要高度冷却时，阀门减少穿过流体系统的流动。这是低效率的，因为泵逆着阀门工作并耗散能量。通过用DC电压运行，系统可以被设计为具有可变流速，并且能够降低电力量，这导致MRI系统的操作成本降低。

当前液体冷却室(LCC)包含耦合到电源频率的一组泵。它具有固定的泵送速度，与系统中的实际耗散无关。压力控制是通过添加引起(大的)压降的限流器来实现的。这浪费了能量。具有可变速度的一组泵是优选的。利用中心分布式DC电力促进这种改进。

本发明的实施例还提供制冷机作为子单元之一。制冷机是产生低温温度的设备并且被用于冷却物体。制冷机具有与超导磁体内侧的一部分接触的热管道，并且其冷却能力由气流的振荡频率确定。通常通过在低温压力容器内添加电加热器来调节过度的冷却能力。也能够通过控制气流频率来调节冷却能力。通过DC电源运行促进利用这一技术对制冷机的冷却能力的调节。

在另一实施例中，子单元之一是超导磁体并且另一子单元是用于为超导磁体供电的磁体电源。该磁体电源包括可操作用于与MRI系统的电力总线连接的电力连接。这一实施例是有利的，因为该磁体电源通常是可以总是或不总是连接到磁体的伺服工具。通过消除AC电源，维修人员可以更容易地运送超导磁体电源。同样，去除变压器降低了磁体电源的成本。添加可操作用于与电力总线连接的电力连接也使得工作人员更易于移除或拆卸磁体电源。

在另一个实施例中，电源适于为电力总线提供多个不同的电压。这是有利的，因为不同的子单元可能需要具有不同的电压。如果仅具有单一电压，则单独子单元可能需要DC-DC转换器来获得适当的工作电压。RF电源以及特别地梯度电源是MRI系统中主要的电力消耗者。使电力总线具有多个电压源允许使用大电流的产品被置于其自身的电路上。

在另一个实施例中，电源单元适于为电力总线仅提供单一的电压。该单一电压系统也具有优点。具有单一电压使得中心电力分配更简单。可以排布具有一个电压的单一线缆系统。在这种情况下过滤箱仅需要过滤单个电压值。这提供了成本节约。

在另一实施例中，控制模块还适于通过控制到子单元的电流分配来降低电力消耗。这是一种优势，因为磁体的所有子单元可以被关闭或者可以减少来自中心控制系统的电力。当所有子单元均处于其自身的AC电连接时，协调电力消耗以及关闭未被使用的子单元是更困难的。

在另一实施例中，控制模块还包括可操作用于调整MRI系统消耗的电力的用户界面。这是有利的，因为MRI系统消耗大量的电力。通过提供该用户界面或调整电力消耗，当系统不使用时可以节约电能。

在另一实施例中，控制模块还适于管理在MRI系统不使用时的电力分配。这是一种优势，因为该系统能够被配置为在患者检查之间或工作暂停期间使用较少的电力。该系统也能够被配置为在MRI系统不使用的夜晚节约大量的能量。直流电力的中心分布以及控制系统允许单独的子单元被有效地打开和关闭以促进这种电力节约。当子单元均被连接到单独的AC电源时，更难以协调能量节约。

在另一实施例中，电力总线还适于在功率分配模块与子单元之间发射数据。这具有以下优势：电力总线能够被用作用于调节到子单元的电力的控制模块的一部分。能够通过添加诸如类别5线缆或光纤的网络线缆来调适电力总线。也能够通过将高频载波施加到用于传输电力的一个或多个导体上来调适电力总线。这具有不需要添加额外线缆的优点。

附图说明

下面通过参考附图并仅以示例方式来描述本发明的优选实施例，在附图中：

图1是示出具有分布式电力总线的MRI系统的实施例的理想化示意图；

图2是示出具有集中式电力总线的MRI系统的实施例的理想化示意图；

图3是示出MRI系统的实施例的电力分配系统的示意图；

图4是示出计算机的图形用户界面的实施例的示意图。

参考标记列表

  100  数据采集模块  104  子单元  106  电源  108  AC主电源  110  控制模块  112  电力总线  114  电力总线与子单元之间的电连接  210  控制模块

  212  电力总线  214  电力总线与子单元之间的电连接  312  电力总线  314  电力总线与子单元之间的电连接  316  不可中断电源  318  电源控制器  320  电力总线控制器  322  网络  324  计算机系统  326  MRI磁体  328  患者支撑  330  患者  332  收发器线圈  334  RF放大器/接收器  336  制冷机  338  磁体电源  340  梯度电源  342  梯度线圈  344  液体冷却室  346  冷却软管  450  对话框  452  手动控制与自动控制之间的选择  454  将系统置于正常操作模式

  456  将系统置于待机模式  458  关闭非必要子单元  460  退出对话框  462  配置能量节约设置

具体实施方式

在这些附图中相同编号的元件是相同元件或者执行相同功能。如果功能相同，则先前已经讨论的元件将不在稍后的附图中讨论。

图1示出具有电力总线112的MRI系统的实施例，该电力总线112延伸到数据采集模块100中并且提供一种将子单元104连接到电力总线112的方式。这是意欲示出电学系统的布局的理想化图示。存在提供AC电力的AC主电源108。这被连接到电源106。然后该电源被连接到电力总线112，并且该电力总线延伸到数据采集模块100附近。数据采集模块100具有在电力总线112与每个子单元104之间的电连接114。对于每个子单元104存在这些连接114中的一个。子单元104被连接到控制模块110，然后控制模块110被连接到在电力总线112与子单元104之间的电连接114。控制模块110适于将子单元104的电力接通或关断或者适于调节电力量。也能够经由每个控制模块110的专用电学控制来控制子单元104，或者可以通过将它们经由网络连接到计算机来控制它们。

图2也示出MRI系统的一个实施例。同样，这是意欲示出电学系统的布局的理想化图示。在这一实施例中，电力总线212位于电源106的附近。存在连接到电源106的AC主电源108。电源106提供DC电力并且被连接到电力总线212。电力总线212被连接到控制模块210，控制模块210具有关断电力或调节电力的能力。控制模块210被连接到在电力总线212与子单元204之间的电连接214。这种布局的优势在于存在接到每个子单元的单一线缆，并且针对每个子单元104有可能具有不同的DC电压。这一实施例允许针对每个单独子单元104修改电压。

图3示出了MRI系统的实施例的更详细示意图。在这一实施例中，存在连接到电源106的AC主电源108。还连接到电源106的是不间断电源316。不可中断电源316包括一个或多个电池并且适于在失去AC电力的情况下提供DC电力到电源106和电力总线312。电源106被连接到电力总线312并且它也被连接到电源控制器318。该电源控制器用作控制供应DC电流到电力总线312的控制模块的一部分。电源控制器318被连接到通信网络322。这能够利用诸如以太网的计算机通信网络来实现。电力总线312本身也能够用于传输数据流。这能够通过将网络线缆合并到电力总线中或者通过将高频载波施加到用于传输电力的一个或多个导体上来实现。该高频载波是叠加到适于传输数据的导体上的低振幅电压，但是并不影响为子单元324、334、336、338、340、344传输电力。在这一实施例中，网络322被连接到数据采集模块100，并且电力总线312也被连接到数据采集模块100。在电力总线312与电力总线控制器320之间存在连接。在电源控制器318与计算机系统324以及电力总线控制器320之间存在网络连接322。在这一实施例中，计算机系统324具有与电源控制器318的直接连接。

在这一实施例中，计算机系统324能够与电源控制器318交互并且形成用于调节MRI系统中的电力的控制系统的一部分。这也可以通过电源控制器318直接控制电力总线控制器320来实现。数据采集模块100具有计算机系统324、液体冷却室344、梯度电源340、制冷机336、磁体电源338以及RF放大器和/或接收器334。这些子单元324、334、336、338、340、344中的每一个被连接到电力总线控制器320。每个电力总线控制器320被连接到在电力总线312与子单元324、334、336、338、340、344之间的电连接314并且具有网络连接322。所有这些子单元324、334、336、338、340、344被连接到电力总线312并接收DC电力并且通过计算机网络322被连接在一起。这一实施例中的计算机网络322可操作用于调节每个子单元324、334、336、338、340、344接收的DC电力。

能够切断到单独子单元324、334、336、338、340、344的DC电力，或者能够通过网络322将信号发送到电力总线控制器320以调节电力。DC电力总线312能够供应单一电压并且每个单元接收相同的DC电压。在这种情况下，一些单元能够具有DC-DC转换器以产生不同的电压。在备选实施例中，电力总线312能够提供若干不同的电压。

在图3中，也存在MRI磁体326。在MRI磁体326内存在用于容纳患者330的患者支撑328。患者支撑328在检查或治疗期间支撑患者。RF收发器线圈332位于患者330上方并且被连接到RF放大器334。在磁体的膛内侧，存在梯度线圈342。梯度线圈342被连接到梯度电源340。存在连接到梯度线圈342的冷却软管346的系统。这些冷却软管346将适于冷却在冷却管346内部的流体的液体冷却室344连接到梯度线圈342。MRI磁体326也被连接到磁体电源338。磁体电源338能够施加或中断对MRI磁体326供电。磁体电源338可以总是被留在适当位置，或者它能够是可移除的。磁体电源338也能够在没有网络连接322且没有电力总线控制器320的情况下操作。如果磁体电源338被用作伺服工具时就可能是这样。制冷机336被用于冷却MRI磁体326，并且使用热管道将它连接到MRI磁体326。

在另一实施例中，子单元324、334、336、338、340、344和电源控制器318并不都在相同的计算机网络322上。可能存在在计算机系统324与电源控制器318之间延伸并且延伸到不同的子单元324、334、336、338、340、344的专用线。例如，针对每个单独子单元324、334、336、338、340、344可能存在连接，并且也可能存在从电源控制器318延伸到电力总线控制器320的专用线。

图4示出了可操作用于控制MRI系统的能量消耗的对话框450的实施例。这一对话框450具有可操作用于在自动模式与手动模式之间进行选择的选择模块452。在手动模式中，操作者手动控制电力设置以控制MRI系统的能量消耗。在自动模式中，操作者能够通过MRI系统自动配置电力消耗。例如，该系统可以在某一时间段之后减少到一些子单元的电力，并且然后在另一时间段之后进一步减少电力消耗。这一对话框示出若干手动控制，首先是正常系统使用454，当操作者按下这一按钮时，MRI系统的所有子单元被置于可操作模式下。存在另一个标记为“短时暂停”的按钮456。这将MRI系统置于这样一种模式下，即该系统在一个较短时间段内不被使用。这将切断一些子单元，这些子单元在一个较短时间段内不是必需的，而是可以被关闭以节省能量。然后存在另一个标记为“节能模式”的按钮458，这可操作用于选择除MRI系统的必要子单元之外的所有子单元都被关闭以节约电力的操作模式。一个示例是在整夜不使用该系统时使用这种操作模式。另外，存在退出对话框460的选择。标记为“配置”462的选择打开另一更复杂的对话框，其允许操作者配置在每一模式下哪些单元被切断或使它们的电力减少。这也允许操作者配置自动电力系统调节。