CN108418406B - 一种梯度放大器及核磁共振成像设备 - Google Patents

一种梯度放大器及核磁共振成像设备 Download PDF

Info

Publication number
CN108418406B
CN108418406B CN201810205331.7A CN201810205331A CN108418406B CN 108418406 B CN108418406 B CN 108418406B CN 201810205331 A CN201810205331 A CN 201810205331A CN 108418406 B CN108418406 B CN 108418406B
Authority
CN
China
Prior art keywords
gradient coil
impedance
gradient
inductance
filter
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
CN201810205331.7A
Other languages
English (en)
Other versions
CN108418406A (zh
Inventor
林应锋
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Shanghai Neusoft Medical Technology Co Ltd
Original Assignee
Shanghai Neusoft Medical Technology Co Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Shanghai Neusoft Medical Technology Co Ltd filed Critical Shanghai Neusoft Medical Technology Co Ltd
Priority to CN201810205331.7A priority Critical patent/CN108418406B/zh
Publication of CN108418406A publication Critical patent/CN108418406A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN108418406B publication Critical patent/CN108418406B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • HELECTRICITY
    • H02GENERATION; CONVERSION OR DISTRIBUTION OF ELECTRIC POWER
    • H02MAPPARATUS FOR CONVERSION BETWEEN AC AND AC, BETWEEN AC AND DC, OR BETWEEN DC AND DC, AND FOR USE WITH MAINS OR SIMILAR POWER SUPPLY SYSTEMS; CONVERSION OF DC OR AC INPUT POWER INTO SURGE OUTPUT POWER; CONTROL OR REGULATION THEREOF
    • H02M1/00Details of apparatus for conversion
    • H02M1/14Arrangements for reducing ripples from dc input or output
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/38Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
    • G01R33/385Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field using gradient magnetic field coils
    • G01R33/3852Gradient amplifiers; means for controlling the application of a gradient magnetic field to the sample, e.g. a gradient signal synthesizer
    • HELECTRICITY
    • H02GENERATION; CONVERSION OR DISTRIBUTION OF ELECTRIC POWER
    • H02MAPPARATUS FOR CONVERSION BETWEEN AC AND AC, BETWEEN AC AND DC, OR BETWEEN DC AND DC, AND FOR USE WITH MAINS OR SIMILAR POWER SUPPLY SYSTEMS; CONVERSION OF DC OR AC INPUT POWER INTO SURGE OUTPUT POWER; CONTROL OR REGULATION THEREOF
    • H02M7/00Conversion of ac power input into dc power output; Conversion of dc power input into ac power output
    • H02M7/02Conversion of ac power input into dc power output without possibility of reversal
    • H02M7/04Conversion of ac power input into dc power output without possibility of reversal by static converters
    • H02M7/12Conversion of ac power input into dc power output without possibility of reversal by static converters using discharge tubes with control electrode or semiconductor devices with control electrode
    • H02M7/21Conversion of ac power input into dc power output without possibility of reversal by static converters using discharge tubes with control electrode or semiconductor devices with control electrode using devices of a triode or transistor type requiring continuous application of a control signal
    • H02M7/217Conversion of ac power input into dc power output without possibility of reversal by static converters using discharge tubes with control electrode or semiconductor devices with control electrode using devices of a triode or transistor type requiring continuous application of a control signal using semiconductor devices only
    • H02M7/219Conversion of ac power input into dc power output without possibility of reversal by static converters using discharge tubes with control electrode or semiconductor devices with control electrode using devices of a triode or transistor type requiring continuous application of a control signal using semiconductor devices only in a bridge configuration
    • HELECTRICITY
    • H02GENERATION; CONVERSION OR DISTRIBUTION OF ELECTRIC POWER
    • H02MAPPARATUS FOR CONVERSION BETWEEN AC AND AC, BETWEEN AC AND DC, OR BETWEEN DC AND DC, AND FOR USE WITH MAINS OR SIMILAR POWER SUPPLY SYSTEMS; CONVERSION OF DC OR AC INPUT POWER INTO SURGE OUTPUT POWER; CONTROL OR REGULATION THEREOF
    • H02M7/00Conversion of ac power input into dc power output; Conversion of dc power input into ac power output
    • H02M7/02Conversion of ac power input into dc power output without possibility of reversal
    • H02M7/04Conversion of ac power input into dc power output without possibility of reversal by static converters
    • H02M7/12Conversion of ac power input into dc power output without possibility of reversal by static converters using discharge tubes with control electrode or semiconductor devices with control electrode
    • H02M7/21Conversion of ac power input into dc power output without possibility of reversal by static converters using discharge tubes with control electrode or semiconductor devices with control electrode using devices of a triode or transistor type requiring continuous application of a control signal
    • H02M7/217Conversion of ac power input into dc power output without possibility of reversal by static converters using discharge tubes with control electrode or semiconductor devices with control electrode using devices of a triode or transistor type requiring continuous application of a control signal using semiconductor devices only
    • H02M7/219Conversion of ac power input into dc power output without possibility of reversal by static converters using discharge tubes with control electrode or semiconductor devices with control electrode using devices of a triode or transistor type requiring continuous application of a control signal using semiconductor devices only in a bridge configuration
    • H02M7/2195Conversion of ac power input into dc power output without possibility of reversal by static converters using discharge tubes with control electrode or semiconductor devices with control electrode using devices of a triode or transistor type requiring continuous application of a control signal using semiconductor devices only in a bridge configuration the switches being synchronously commutated at the same frequency of the AC input voltage

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Power Engineering (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

本发明公开一种梯度放大器及核磁共振成像设备,其中,梯度放大器应用于核磁共振成像设备,用于为核磁共振成像设备中的梯度线圈提供电流,包括:整流器、H桥、滤波电路和控制电路;整流器连接交流电源,用于将交流电源提供的交流电整流为直流电;H桥的输入端连接整流器的输出端,H桥的输出端连接滤波电路;滤波电路,用于滤除所述H桥输出电流中的谐波;滤波电路的输出端连接所述梯度线圈;滤波电路包括串联的滤波电感和可变滤波阻抗;控制电路,用于当梯度线圈给定电流大于或等于梯度线圈饱和电流参考值时,增大可变滤波阻抗的阻抗值,能够避免由于滤波电感磁饱和引起的梯度线圈电流震荡,进而提高成像质量,而且可以降低产品制造成本。

Description

一种梯度放大器及核磁共振成像设备
技术领域
本发明涉及医疗设备技术领域,尤其涉及一种梯度放大器及核磁共振成像设备。
背景技术
梯度放大器的主要作用是为核磁共振成像设备中的梯度线圈提供驱动电流,并且能够精确控制梯度线圈的电流,梯度线圈可以等效理解为一个电感,所以当梯度线圈电流快速变化时,梯度放大器需要瞬间输出高压;当梯度线圈电流是直流时,梯度放大器需要快速从高压转为一个低压。
目前,梯度放大器使用串联H桥拓扑满足核磁共振成像的要求。具体可以参见图1和图2,为现有技术中提供的串联H桥式的梯度放大器示意图。
图1为一个H桥的示意图,图2为三个H桥串联在一起的示意图。H桥的开关管由控制电路输出的脉冲信号控制其通断状态。
三个H桥输出电压的相位彼此错相,从而可以实现梯度线圈两端等效开关频率增加,这样可以减少电流纹波,实现精确控制电流的目的。
为了保证梯度线圈电流不含有高频谐波,将H桥输出端连接电磁干扰(Electromagnetic Interference,EMI)滤波器,该EMI滤波器包括滤电感和滤波电容。其中,滤波电感是磁性材料,当梯度线圈的电流不断增大时,滤波电感的电感值会随着电流增大而减小,当梯度线圈的电流超出滤波电感额定电流值时,会导致滤波电感出现磁饱和,从而造成梯度线圈的电流产生震荡,影响最终核磁共振成像设备的成像质量。
现有技术中为解决滤波电感磁饱和导致电流震荡的问题,会选择抗饱和特性较好的磁性材料的滤波电感,但是这样将增加产品设计成本。
发明内容
为了解决现有技术中存在的以上技术问题,本发明实施例提供一种梯度放大器以及核磁共振成像设备,能够避免由于滤波电感磁饱和引起的梯度线圈电流震荡,进而提高成像质量,而且可以降低产品制造成本。
为此,本发明实施例提供如下技术方案:
第一方面,本发明实施例提供一种梯度放大器,该梯度放大器应用于核磁共振成像设备,用于为核磁共振成像设备中的梯度线圈提供电流,包括:整流器、H桥、滤波电路和控制电路;
所述整流器连接交流电源,用于将交流电源提供的交流电整流为直流电;
所述H桥的输入端连接所述整流器的输出端,所述H桥的输出端连接所述滤波电路;
所述滤波电路,用于滤除所述H桥输出电流中的谐波;所述滤波电路的输出端连接所述梯度线圈;
所述滤波电路包括串联的滤波电感和可变滤波阻抗;
所述控制电路,用于当梯度线圈给定电流大于或等于梯度线圈饱和电流参考值时,增大所述可变滤波阻抗的阻抗值。
可选的,所述可变滤波阻抗至少包括以下两个并联支路:第一支路和第二支路;
所述第一支路包括第一滤波电容;
所述第二支路包括串联的第一阻抗和开关;
所述第一阻抗至少包括以下中的一种:电容和电感;
所述控制电路,用于当梯度线圈给定电流大于或等于梯度线圈饱和电流参考值时通过闭合所述开关增大所述可变滤波阻抗的阻抗值。
可选的,当所述第一阻抗包括第一电容时,所述第二支路包括串联的所述第一电容和所述开关。
可选的,当所述第一阻抗包括第一电感时,所述第二支路包括串联的所述第一电感和所述开关。
可选的,当所述第一阻抗包括第二电感和第二电容时,所述第二支路包括串联的所述第二电感、第二电容和所述开关。
可选的,所述可变滤波阻抗还包括第三支路;
所述第三支路包括串联的第二阻抗和开关;
所述第二阻抗至少包括以下中的一种:电容和电感电阻;
所述控制电路,用于当梯度线圈给定电流大于或等于梯度线圈饱和电流参考值时通过闭合所述开关增大所述可变滤波阻抗的阻抗值。
可选的,所述控制电路包括:比较器和驱动电路;
所述比较器的第一输入端连接所述梯度线圈给定电流,所述比较器的第二输出端连接所述滤波电感饱和电流参考值,所述比较器的输出端连接所述驱动电路;
所述驱动电路,用于在所述比较器确定所述梯度线圈给定电流大于或等于滤波电感饱和电流参考值时驱动所述开关闭合。
可选的,所述比较器为数字比较器或模拟比较器。
可选的,所述控制电路还包括:控制器;
所述控制器,用于接收核磁共振成像设备控制计算机发送的所述梯度线圈给定电流,并将所述梯度线圈给定电流与梯度线圈电流值进行比较,根据比较结果调整给所述H桥的驱动脉冲信号。
第二方面,本发明实施例提供一种核磁共振成像设备,包括第一方面所述的梯度放大器,还包括:梯度线圈;
所述梯度放大器,用于为梯度线圈提供电流。
与现有技术相比,本发明至少具有以下优点:
该梯度放大器包括滤波电路,用于滤除所述H桥输出电流中的谐波;所述滤波电路的输出端连接所述梯度线圈;所述滤波电路包括串联的滤波电感和可变滤波阻抗;所述控制电路,用于当梯度线圈给定电流大于或等于梯度线圈饱和电流参考值时,增大所述可变滤波阻抗的阻抗值。
当梯度线圈给定电流大于或等于滤波电感饱和电流参考值时,滤波电感的感抗值会下降,因此为了使总阻抗值保持不变,可以增大与滤波电感串联的可变滤波阻抗的阻抗值,进而保证梯度线圈的电流不会产生震荡,可见,通过本发明实施例提供的方案,无需使用价格昂贵的抗饱和性较好的磁性材料组成滤波电感,也可避免由于滤波电感磁饱和引起的梯度线圈电流震荡,进而提高成像质量,而且降低了产品的制造成本。
附图说明
为了更清楚地说明本申请实施例或现有技术中的技术方案,下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍,显而易见地,下面描述中的附图仅仅是本申请中记载的一些实施例,对于本领域普通技术人员来讲,在不付出创造性劳动的前提下,还可以根据这些附图获得其它的附图。
图1为一个H桥的示意图;
图2为三个H桥串联在一起的示意图;
图3为滤波电感的电感值与电流的关系示意图;
图4为梯度线圈电流产生震荡示意图;
图5为本发明实施例提供的一种梯度放大器结构示意图;
图6为本发明实施例提供的另一种梯度放大器结构示意图;
图7A为本发明实施例提供的第一滤波电容与第一电容连接示意图;
图7B为本发明实施例提供的第一滤波电容与第一电感连接示意图;
图7C为本发明实施例提供的第一滤波电容与第二电感、第二电容连接示意图;
图8为本发明实施例提供的增大可变滤波阻抗的阻抗值前后对比结果示意图;
图9为本发明实施例提供的一种核磁共振成像设备结构示意图。
具体实施方式
为了使本技术领域的人员更好地理解本发明方案,下面将结合本发明实施例中的附图,对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述,显然,所描述的实施例仅是本发明一部分实施例,而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例,本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例,都属于本发明保护的范围。
为了便于理解本发明提供的技术方案,下面先对本发明技术方案的背景技术进行简单说明。
发明人在研究中发现,滤波电感的电感值随着电流的增大而减小,如图3所示滤波电感的电感值与电流的关系示意图,如果电流超出滤波电感的额定值时,会导致滤波电感饱和,进而造成梯度线圈电流产生震荡,如图4所示滤波电感饱和时,梯度线圈电流产生震荡示意图。现有技术中为了解决滤波电感随电流增大而减小,当滤波电感电流饱和时,导致梯度线圈电流产生震荡的问题,选择抗饱和性较好的磁性材料组成滤波电感,而一般抗饱和性较好的磁性材料价格比普通的磁性材料要高出好多倍,这样会导致制造成本非常高;另一方面,梯度放大器容差范围相对较窄,对滤波电感本身容差要求较高,使得梯度放大器鲁棒性不强。
基于此,本发明实施例提供了一种梯度放大器,该梯度放大器包括整流器、H桥、滤波电路和控制电路,其中,滤波电路包括串联的滤波电感和可变滤波阻抗,当梯度线圈给定电流大于或等于滤波电感饱和电流参考值时,控制电路控制可变滤波阻抗,增大可变滤波阻抗的阻值。
可见,当梯度线圈的给定电流大于或等于滤波电感饱和电参考值时,滤波电感的电感值会减小,为避免因滤波电感的电感值减少而导致梯度线圈的电流发生震荡,控制电路控制可变滤波阻抗的阻抗值增大,保证滤波电路的总阻抗值保持不变,避免梯度线圈电流发生震荡,即通过本发明实施例提供的梯度放大器,使用普通磁性材料组成滤波电感,当梯度线圈给定电流较大致使滤波电感饱和时,可通过增大可变滤波阻抗的阻抗值避免梯度线圈电流产生震荡,降低制造成本;而且,由于控制电路可以调整可变滤波阻抗的阻值,因此,使得梯度放大器降低对滤波电感的容差范围要求,提高梯度放大器的鲁棒性。
实施例一
下面结合附图对本发明示例性提供的一种梯度放大器进行详细介绍。
参见图5,该图为把发明实施例提供的一种梯度放大器结构示意图。
本实施例提供的梯度放大器应用于核磁共振成像设备,用于为核磁共振成像设备中的梯度线圈提供电流。
本实施例提供的梯度放大器包括:整流器501、H桥502、滤波电路503和控制电路504。
所述整流器501连接交流电源,用于将交流电源提供的交流电整流为直流电。
整流器501输入端与交流电源连接,输出端与H桥502连接,从而将整流后的直流电输出给H桥502。
本实施例中,整流器(AC/DC)501的数量与H桥的数量可以保持一致,如图5所示,在该图中包括3个AC/DC,每个AC/DC的输入端与交流电源(未示出)连接,输出端与H桥的输入端连接。
所述H桥502的输入端连接所述整流器501的输出端,所述H桥502的输出端连接所述滤波电路503。
梯度放大器可以利用不同的电路拓扑实现对梯度线圈电流的精确控制,不同的电路拓扑包括H桥的数量也不同,可以为一个H桥,也可以为多个H桥,本实施例在此不做限定,为便于描述和理解,下面以三个H桥为例进行介绍。
如图5所示,该图中包括三个H桥,分别为H1、H2、H3,三个H桥的输出端串联。其中,H1、H2和H3的输入端分别与AC/DC1、AC/DC2、AC/DC3的输出端连接,H1的第一输出端与滤波电路503的第一输入端连接;H1的第二输出端与H2的第一输出端连接,H2的第二输出端与H3的第一输出端连接,H3的第二输出端与滤波电路503的第二输入端连接。
所述滤波电路503,用于滤除所述H桥502输出电流中的谐波;所述滤波电路503的输出端连接所述梯度线圈305。
滤波电路503的输入端连接H桥502的输出端,滤波电路503的输出端连接梯度线圈505的输入端,将滤除谐波后的电流输出至梯度线圈505,降低流过梯度线圈505电流中的高频谐波,提高成像质量。
所述滤波电路503可以包括串联的滤波电感506和可变滤波阻抗507。
本实施例中,连接H桥502的正输出端和负输出端各串联一个滤波电感506,H桥502的正输出端和负输出端分别连接的两个滤波电感Lfdm对称,如图5所示,两个滤波电感的连接关系相同,下面详细介绍滤波电感的连接关系。
如图5所示,滤波电感506的输入端与H1的第一输出端连接,滤波电感506的输出端与可变滤波阻抗507的输入端连接,可变滤波阻抗507的输出端接地。其中,图5中Rfdm为滤波电感的等效电阻。
梯度线圈505在本实施例中等效为图5所示电阻Rgc、电容Cgc和电感Lgc。其中,Igc表示流过梯度线圈的电流。
所述控制电路504,用于当梯度线圈给定电流大于或等于滤波电感饱和电流参考值时,增大所述可变滤波阻抗的阻抗值。
其中,滤波电感饱和电流参考值为滤波电感饱和时对应的电流阈值,由于滤波电感的电感值会随着电流的增大而减小,导致滤波电路的总阻抗值减小,当梯度线圈给定电流大于或等于滤波电感饱和电流参考值时,会导致滤波电感饱和,进而造成梯度线圈电流产生震荡,影响成像质量。
本实施例中,滤波电感506可以利用成本较低的通用磁性材料制造,通过与可变滤波阻抗507串联,当梯度线圈给定电流较大造成滤波电感饱和时,可通过增大可变滤波阻抗507的阻抗值,保证滤波电路的总阻抗值不因滤波电感的电感减小而降低,避免梯度线圈电流产生震荡影响成像质量,即在降低制造成本的同时,也可保证梯度放大器的性能不受损失。
当梯度线圈给定电流大于或等于滤波电感饱和电流参考值时,为弥补滤波电感因电流的增大电感值较小而引起的滤波电路总阻抗值减小缺陷,控制电路控制可变滤波阻抗的阻抗值增大,增加滤波电路的稳定性,从而避免滤波电路总阻抗值的减小,进而保证梯度线圈电流不会产生震荡影响成像质量。即通过本发明实施例提供的梯度放大器,即便使用普通的磁性材料组成滤波电感,也可以消除梯度线圈电流产生的震荡。
可以理解的是,由于控制电路504可以调整可变滤波阻抗的阻抗值,即便滤波电感的电感值超出容差范围,也可以通过增大可变滤波阻抗的阻抗值来保证滤波电路的总阻抗值不会因滤波电感的电感值减少而降低,可见,通过本实施例提供的梯度放大器,可以放宽对滤波电感容差范围,降低对滤波电感容差范围的要求,提高梯度放大器的鲁棒性。
通过本实施例提供的梯度放大器,当梯度线圈给定电流大于或等于梯度线圈饱和电流参考值时,滤波电感的感抗值会下降,因此为了使总阻抗值保持不变,可以增大与滤波电感串联的可变滤波阻抗的阻抗值,进而保证梯度线圈的电流不会产生震荡,可见,通过本发明实施例提供的方案,使用通用的磁性材料制造滤波电感,当滤波电感饱和时,可通过增大可变滤波阻抗的阻抗值保证梯度线圈的电流稳定,提高成像质量,同时也降低了制造成本。
上述实施例介绍了梯度放大器组成和功能实现,下面结合附图对梯度放大器的具体组成进行详细介绍。
实施例二
参见图6,该图为本发明实施例提供的另一种梯度放大器结构示意图。
本实施例提供的梯度放大器中可变滤波阻抗至少包括以下两个并联支路:第一支路600和第二支路700。
其中,所述第一支路包括第一滤波电容601;所述第二支路包括串联的第一阻抗和开关;所述第一阻抗至少包括以下中的一种:电容和电感。
所述控制电路602,用于当梯度线圈给定电流大于或等于滤波电感饱和电流参考值时通过闭合所述开关增大所述可变滤波阻抗的阻抗值。
本实施例中,第一阻抗可以包括电容和/或电感的不同组合,下面将对不同组合进行介绍。
在一些实施方式中,当所述第一阻抗包括第一电容701时,所述第二支路包括串联的所述第一电容701和所述开关702。
当第二支路为串联的第一电容701和开关702时,则可变滤波阻抗为第一滤波电容601并联第二支路。参见图7A,该图为第一滤波电容和第一电感连接示意图。
在一些实施方式中,当所述第一阻抗包括第一电感703时,所述第二支路包括串联的所述第一电感703和所述开关704。
当第二支路为串联的第一电感703和开关704时,则可变滤波阻抗为第一滤波电容601并联第二支路。参见图7B,该图为第一滤波电容和第一电感连接示意图。
在一些实施方式中,当所述第一阻抗包括第二电感705和第二电容706时,所述第二支路包括串联的所述第二电感705、第二电容706和所述开关707。
当第二支路为串联的第二电感705、第二电容706和开关707时,则可变滤波阻抗为第一滤波电容601并联该第二支路。参见图7C,该图为第一滤波电容与第二电感、第二电容连接示意图。
通过上述可知,第二支路有多种组合形式,为便于理解本实施例提供的梯度放大器的功能,以第二支路包括串联的第一电容701和开关702为例进行说明。
参见图6,图6中可变滤波阻抗包括第一滤波电容601、第一电容701和开关702,其中,第一滤波电容601并联第一电容701和开关702。当梯度线圈给定电流大于或等于滤波电感饱和电流参考值时,控制电路控制开关702闭合,使得第一电容701和第一滤波电容601并联,增大容抗,保证滤波电路的总阻抗值不会减小,进而保证梯度线圈的电流不会产生震荡影响成像质量。
在一些实施方式中,所述可变滤波阻抗还可以包括第三支路;所述第三支路包括串联的第二阻抗和开关;所述第二阻抗至少包括以下中的一种:电容和电感。
所述控制电路,用于当梯度线圈给定电流大于或等于梯度线圈饱和电流参考值时通过闭合所述开关增大所述可变滤波阻抗的阻抗值。
本实施例中,第二阻抗也可以包括电容和/或电感的不同组合。
当第二阻抗包括第三电容时,所述第三支路包括串联的所述第三电容和所述开关,则可变滤波阻抗为第一滤波电容并联第三支路。
当第二阻抗包括第三电感时,所述第三支路包括串联的所述第三电感和所述开关,则可变滤波阻抗为第一滤波电容并联第三支路。
当第二阻抗包括第四电感和第四电容时,所述第三支路包括串联的所述第四电感、第四电容和所述开关,则可变滤波阻抗为第一滤波电容并联该第三支路。
为实现对梯度线圈给定电流和滤波电感饱和电流参考值大小的比较,可以采用多种方式来实现,本实施例提供一种可选的实现方式,利用比较器判断二者电流的大小情况。
在一些实施方式中,控制电路602包括:比较器603和驱动电路604。
所述比较器603的第一输入端连接所述梯度线圈给定电流,所述比较器603的第二输出端连接所述滤波电感饱和电流参考值,所述比较器603的输出端连接所述驱动电路604。
利用比较器603对梯度线圈的给定电流和滤波电感饱和电流参考值的大小进行比较,根据比较结果输出不同的信号。比如,当梯度线圈的给定电流大于或等于滤波电感饱和电流参考值时,比较器603输出1;当梯度线圈的给定电流小于滤波典范饱和电流参考值时,比较器603输出0。
可以理解的是,比较器的类型有多种,可以根据实际使用情况选择比较器的类型,本实施例中比较器603可以为数字比较器或模拟比较器。
本实施例中,可能由于比较器输出的信号功率较小,无法直接驱动可变滤波阻抗中开关的闭合,为保证开关能够被及时驱动,可以将比较器的输出端连接至驱动电路,经驱动电路放大后,由驱动电路驱动可变滤波阻抗中开关的闭合,从而增大可变滤波阻抗的阻抗值。
所述驱动电路604,用于在所述比较器603确定所述梯度线圈给定电流大于或等于滤波电感饱和电流参考值时驱动所述开关闭合。
驱动电路604根据比较器603输出的比较结果进行驱动控制,当梯度线圈给定电流大于或等于滤波电感饱和电流参考值时,驱动电路604产生驱动信号,驱动开关闭合,使得第一支路和第二支路并联,增加滤波电路的总阻抗值,避免梯度线圈的电流产生震荡。
在一些实施方式中,所述控制电路602还包括:控制器605。
所述控制器605,用于接收核磁共振成像设备控制计算机发送的所述梯度线圈给定电流,并将所述梯度线圈给定电流与梯度线圈电流值进行比较,根据比较结果调整给所述H桥的驱动脉冲信号。
本实施例中,控制器可以将接收的梯度线圈给定电流和梯度线圈电流值做差,利用差值控制H桥的驱动脉冲信号,实现梯度线圈电流对梯度线圈给定电流的精确跟随,保证梯度线圈电流能够与梯度线圈给定电流保持在合理的差值范围内。
为体现本实施例提供的梯度放大器的实现效果,参见图8所示增大可变滤波阻抗的阻抗值前后对比结果示意图,图8中,当梯度线圈给定电流大于滤波电感饱和参考电流值时,如果未增大可变滤波阻抗的阻抗值,则导致梯度线圈的电流不稳定,产生震荡;当增大可变滤波阻抗的阻抗值后,梯度线圈的电流趋于稳定状态,可见,通过使用本发明实施例提供的梯度放大器,在降低制造成本的同时也可以保证梯度放大器的性能不受影响。
通过本发明实施例提供的可变滤波阻抗,当梯度线圈给定电流大于或等于滤波电感饱和电流参考值时,滤波电感的感抗值会下降,为了使总阻抗值保持不变,可以由控制电路控制第二支路和/或第三支路中开关的闭合,使得第一支路与第二支路和/或第三支路并联,增大可变滤波阻抗的阻抗值,进而保证梯度线圈的电流不会产生震荡。可见,通过本发明实施例提供的方案,使用通用的磁性材料组成的滤波电感,当滤波电感饱和时,可通过增大可变滤波阻抗的阻抗值保证梯度线圈的电流稳定,在提高成像质量的同时,也降低了制造成本。
基于上述实施例提供的梯度放大器,本发明实施例还提供一种核磁共振成像设备,下面结合附图进行介绍。
实施例三
参见图9,该图为本发明实施例提供的一种核磁共振成像设备结构示意图。
本实施例核磁共振成像设备包括实施例一或实施例二中的梯度放大器,还包括:梯度线圈。
所述梯度放大器,用于为梯度线圈提供电流。
需要说明的是,本实施例中梯度放大器的设置和实现可以参见图1至图2所述实施例,在此不再赘述。
通过本发明实施例提供的核磁共振成像设备,当梯度线圈给定电流大于或等于梯度放大器中滤波电感饱和电流参考值时,滤波电感的感抗值会下降,为了使总阻抗值保持不变,位于梯度放大器中的控制电路可以控制可变滤波阻抗的阻抗值增大,避免由于滤波电感饱和而导致梯度线圈电流产生震荡,进而影响成像质量的问题。可见,通过本实施例提供的核磁共振成像设备,在避免由于滤波电感磁饱和引起的梯度线圈电流震荡,进而提高成像质量,而且可以降低产品制造成本。
应当理解,在本申请中,“至少一个(项)”是指一个或者多个,“多个”是指两个或两个以上。“和/或”,用于描述关联对象的关联关系,表示可以存在三种关系,例如,“A和/或B”可以表示:只存在A,只存在B以及同时存在A和B三种情况,其中A,B可以是单数或者复数。字符“/”一般表示前后关联对象是一种“或”的关系。“以下至少一项(个)”或其类似表达,是指这些项中的任意组合,包括单项(个)或复数项(个)的任意组合。例如,a,b或c中的至少一项(个),可以表示:a,b,c,“a和b”,“a和c”,“b和c”,或“a和b和c”,其中a,b,c可以是单个,也可以是多个。
以上所述,仅是本发明的较佳实施例而已,并非对本发明作任何形式上的限制。虽然本发明已以较佳实施例揭露如上,然而并非用以限定本发明。任何熟悉本领域的技术人员,在不脱离本发明技术方案范围情况下,都可利用上述揭示的方法和技术内容对本发明技术方案做出许多可能的变动和修饰,或修改为等同变化的等效实施例。因此,凡是未脱离本发明技术方案的内容,依据本发明的技术实质对以上实施例所做的任何简单修改、等同变化及修饰,均仍属于本发明技术方案保护的范围内。

Claims (10)

1.一种梯度放大器,其特征在于,应用于核磁共振成像设备,用于为核磁共振成像设备中的梯度线圈提供电流,包括:整流器、H桥、滤波电路和控制电路;
所述整流器连接交流电源,用于将交流电源提供的交流电整流为直流电;
所述H桥的输入端连接所述整流器的输出端,所述H桥的输出端连接所述滤波电路;
所述滤波电路,用于滤除所述H桥输出电流中的谐波;所述滤波电路的输出端连接所述梯度线圈;
所述滤波电路包括串联的滤波电感和可变滤波阻抗;
所述控制电路,用于当梯度线圈给定电流大于或等于梯度线圈饱和电流参考值时,增大所述可变滤波阻抗的阻抗值。
2.根据权利要求1所述的梯度放大器,其特征在于,所述可变滤波阻抗至少包括以下两个并联支路:第一支路和第二支路;
所述第一支路包括第一滤波电容;
所述第二支路包括串联的第一阻抗和开关;
所述第一阻抗至少包括以下中的一种:电容和电感;
所述控制电路,用于当梯度线圈给定电流大于或等于梯度线圈饱和电流参考值时通过闭合所述开关增大所述可变滤波阻抗的阻抗值。
3.根据权利要求2所述的梯度放大器,其特征在于,当所述第一阻抗包括第一电容时,所述第二支路包括串联的所述第一电容和所述开关。
4.根据权利要求2所述的梯度放大器,其特征在于,当所述第一阻抗包括第一电感时,所述第二支路包括串联的所述第一电感和所述开关。
5.根据权利要求2所述的梯度放大器,其特征在于,当所述第一阻抗包括第二电感和第二电容时,所述第二支路包括串联的所述第二电感、第二电容和所述开关。
6.根据权利要求2所述的梯度放大器,其特征在于,所述可变滤波阻抗还包括第三支路;
所述第三支路包括串联的第二阻抗和开关;
所述第二阻抗至少包括以下中的一种:电容和电感电阻;
所述控制电路,用于当梯度线圈给定电流大于或等于梯度线圈饱和电流参考值时通过闭合所述开关增大所述可变滤波阻抗的阻抗值。
7.根据权利要求2-6任一项所述的梯度放大器,其特征在于,所述控制电路包括:比较器和驱动电路;
所述比较器的第一输入端连接所述梯度线圈给定电流,所述比较器的第二输出端连接所述滤波电感饱和电流参考值,所述比较器的输出端连接所述驱动电路;
所述驱动电路,用于在所述比较器确定所述梯度线圈给定电流大于或等于滤波电感饱和电流参考值时驱动所述开关闭合。
8.根据权利要求7所述的梯度放大器,其特征在于,所述比较器为数字比较器或模拟比较器。
9.根据权利要求1-6任一项所述的梯度放大器,其特征在于,所述控制电路还包括:控制器;
所述控制器,用于接收核磁共振成像设备控制计算机发送的所述梯度线圈给定电流,并将所述梯度线圈给定电流与梯度线圈电流值进行比较,根据比较结果调整给所述H桥的驱动脉冲信号。
10.一种核磁共振成像设备,其特征在于,包括权利要求1-9任一项所述的梯度放大器,还包括:梯度线圈;
所述梯度放大器,用于为梯度线圈提供电流。
CN201810205331.7A 2018-03-13 2018-03-13 一种梯度放大器及核磁共振成像设备 Active CN108418406B (zh)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201810205331.7A CN108418406B (zh) 2018-03-13 2018-03-13 一种梯度放大器及核磁共振成像设备

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201810205331.7A CN108418406B (zh) 2018-03-13 2018-03-13 一种梯度放大器及核磁共振成像设备

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN108418406A CN108418406A (zh) 2018-08-17
CN108418406B true CN108418406B (zh) 2019-08-13

Family

ID=63131214

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201810205331.7A Active CN108418406B (zh) 2018-03-13 2018-03-13 一种梯度放大器及核磁共振成像设备

Country Status (1)

Country Link
CN (1) CN108418406B (zh)

Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN110441721A (zh) * 2019-09-06 2019-11-12 上海联影医疗科技有限公司 应用于磁共振***的馈通滤波器和磁共振***
CN110784099B (zh) * 2019-11-05 2021-04-27 上海联影医疗科技股份有限公司 梯度功率放大器及其控制方法和计算机可读存储介质

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1578128A (zh) * 2003-06-26 2005-02-09 Emc株式会社 噪声滤波器和具有该噪声滤波器的电子设备
CN103701380A (zh) * 2013-12-31 2014-04-02 卢庆港 铁心磁通调控和强化导磁的宽范围自适应ct取电方法
CN106374772A (zh) * 2016-09-13 2017-02-01 沈阳东软医疗***有限公司 梯度放大器的串联补偿电路及核磁共振成像设备
CN106663521A (zh) * 2014-07-01 2017-05-10 金东勋 可变电感器及其制造方法

Family Cites Families (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
NL2015303B1 (en) * 2015-08-13 2017-02-28 Prodrive Tech Bv Electric power converter and MRI system comprising such converter.

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1578128A (zh) * 2003-06-26 2005-02-09 Emc株式会社 噪声滤波器和具有该噪声滤波器的电子设备
CN103701380A (zh) * 2013-12-31 2014-04-02 卢庆港 铁心磁通调控和强化导磁的宽范围自适应ct取电方法
CN106663521A (zh) * 2014-07-01 2017-05-10 金东勋 可变电感器及其制造方法
CN106374772A (zh) * 2016-09-13 2017-02-01 沈阳东软医疗***有限公司 梯度放大器的串联补偿电路及核磁共振成像设备

Also Published As

Publication number Publication date
CN108418406A (zh) 2018-08-17

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN103490630B (zh) 用于交错并联式开关电源的控制电路及控制方法
US9104216B2 (en) Mixed mode compensation circuit and method for a power converter
TWI499183B (zh) 電源轉換器的功率因數校正電路
CN107834838B (zh) 一种非隔离型三相pfc变换器的控制方法
CN106612074A (zh) 电源供应装置
CN106374772B (zh) 梯度放大器的串联补偿电路及核磁共振成像设备
CN108418406B (zh) 一种梯度放大器及核磁共振成像设备
CN110506382A (zh) 功率转换器中的高侧信号接口
CN103743940A (zh) 一种精准的高频除尘电源谐振电流的过零检测电路
CN103023300A (zh) 具功率因数校正的恒流控制电路及其功率因数校正电路
CN109067163A (zh) 软启动电路、控制芯片、降压转换器及升压转换器
CN106559062B (zh) 逻辑分析仪阈值电压调整电路
CN203759105U (zh) 一种精准的高频除尘电源谐振电流的过零检测电路
EP3361718A1 (de) Gesteuerte gross-signalkapazität und -induktivität
CN107210737A (zh) 开关元件驱动电路
CN104980023B (zh) 一种输出电压控制电路及具有该电路的电源
CN107294383A (zh) 一种开关电源
CN205265535U (zh) 一种高压直流电源
CN106849667B (zh) 一种原边反馈恒压恒流控制器采样电路
CN206226795U (zh) 误差放大装置和包含所述误差放大装置的驱动电路
CN105515345A (zh) 开关控制电路、转换器以及开关控制方法
CN106301050B (zh) 串并联谐振逆变器控制电路及其控制方法
CN111969843B (zh) 功率因数校正电路及其输入电容的电流补偿方法
CN109001659A (zh) 一种梯度放大器及核磁共振成像设备
CN203942440U (zh) 一种功率因数调整电路

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant