阅读说明：本技术 Mri系统中功率源和梯度放大器的同步控制 (Synchronized control of power source and gradient amplifier in MRI system ) 是由 亚什·维尔·辛格 王汝锡 胡安·安东尼奥·萨巴特 卡纳卡萨白·维斯瓦纳坦 于 2019-05-23 设计创作，主要内容包括：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放大器(30、32、34)的预定梯度放大器(30、32、34)电流。(the invention relates to synchronous control of a power source and a gradient amplifier in an MRI system. In a Magnetic Resonance Imaging (MRI) system, synchronous control of the operation of the gradient amplifier subsystem, the power source subsystem and the power distribution unit subsystem is achieved by providing coil command reference signals as inputs to respective control blocks of the gradient amplifier subsystem, the power source subsystem and the power distribution unit subsystem. The coil command reference signal corresponds to a predetermined gradient amplifier (30, 32, 34) current for at least one gradient amplifier (30, 32, 34) of a scanner of the MRI system.)

MRI系统中功率源和梯度放大器的同步控制

背景技术

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。

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

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。

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。

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

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：

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；

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；

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；

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；

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

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

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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)。

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B_o。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，G_x、G_y、G_z)。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，PDU46、PS48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。

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。

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。

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PDU46、PS48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。

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。

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66，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。

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***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***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。

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。

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。

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。

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)。PDU46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PDU46隔离的实施方案中，它可包括高频变压器。在PDU46被实现为功率转换级的实施方案中，可通过控制PDU46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。

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)。

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。

应当指出的是，在某些系统中，PDU46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PDU46的情况下使PS子系统84和GA子系统86的控制同步。

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)。

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。

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。

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。

图3中示意性地示出了用于使PDU46、PS48和GA50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PDU46和储能电容器92向PS48提供功率，PS48继而向GA50提供功率输出，GA50向梯度线圈30、32、34提供功率。因此，ES帽92、PDU46、PS48和GA50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。

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。

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PDU46、PS48和GA50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，PDU46、PS48或GA50)相关联的相应控制器(例如，逻辑电路)。

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，PDU46、PS48或GA50)相关联的逻辑电路来实现本文所述的操作。

现在参考PDU控制块102，V_DC参考是PDU46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PDU46的输出DC电压的反馈信号(例如，用于PDU46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PDU46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。

在操作118处，从梯度放大器滤波器的电模型116、线圈30、32、34、GA50和PS48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PDU46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PDU46未隔离的实施方案中，Il_PDU可以是PDU46的等效输入电流。电流误差信号120转至可被实现为与PDU46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PDU46的功率转换器产生的系统所需的电压。

如图所示，ES帽92和PDU46向PS48的输入端提供功率输出。如上所述，PS48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PS48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。

PS控制块104还使用为PS48的输出电压的设定值的Vo_PS参考信号作为输入(例如，用于PS48的电压参考信号对应于PS48的输出端的目标电压)。用于PS48的输出电压(Vo_PS)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PS48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)。

误差信号128可用作被配置为产生用于PS48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PS48相关联的PI控制器。

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PS48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PS48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PS48相关联的PI控制器。

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GA50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GA50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GA50的这种类型的控制有助于GA50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。

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PS48和GA50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PS48的输出电压中观察到75V的电压暂降。该输出电压连接到GA50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，GA50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PS48输出电压的压降。

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PS48和GA50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PS48的输出电压的电压降。在该实施方案中，GA50的每个DC端口上的电容保持为7mF。

因为当执行同步控制时电压暂降显著减小，所以GA50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GA50中的DC电容从7mF降低至3mF之后，可以看出PS48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GA50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。

鉴于前述内容，应当理解，当实施PDU46、PS48和GA50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GA50所需的功率以满足Icoil电流命令。实际上，PS48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，PS48可用负载命令编程，并且PS48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。

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