核磁共振室對電子設備來說是一種非常苛刻的電磁(EM)環境。電子設備外部可能採取遮罩,以便將磁場強度衰減到某個程度,而使設備可正常工作而不至被破壞。如果沒有適當的遮罩,MRI掃描產生的磁場會損壞電子設備,甚至可能將鐵磁物體吸入MRI的孔內。另一方面,來自電子設備的干擾可能會導致MRI成像錯誤,因此必須解決電源設計方面的問題。

最近,設計用於MRI環境的電源功能比較有限,這取決於它們靠近MRI設備的距離,存在的磁場通常會導致電源失效。由鐵磁材料製成的物體會被吸入MRI機器中,貼在MRI磁體上,這不是件好事,具有帶鐵芯變壓器和電感的電源有可能造成這種災難性情況的發生。

過去,為防止電源被吸入MRI機器中,通常會使用魔術貼將電源固定到房間的地面或其他固定樁上。在這種情況下,會使用一條長遮罩電纜將電源連接到需要供電的病人監護儀,這種方法違背了MR患者監護儀的兩個關鍵特點。首先需要控制成本,但遮罩電纜價格昂貴;另外需要具備移動性,但病人監護儀的可移動範圍受其所連接遮罩電纜的限制,最好的設計是將電源附著在病人監護設備上。由於遮罩電纜可以大幅縮短,這可以降低相應成本,且患者監護儀的移動性也增加了,因為電源沒有連接到固定樁上。

設計最佳的電源

設計電源板需要很多資源,並且需要進行大量的測試。定制電源需要很快設計好,以便完成MRI掃描器項目,且可能與現成的電源品質不同,因為現成的電源已經過多年的開發。此外,電源還必須符合患者監護系統(如IEC 60601)的相關安規,因為這類電源已通過監管程式,所以它只需要符合特定專案架構的要求即可。

MRI設備及其周圍環境

MRI使用磁場和無線電波能量脈衝來創建身體內部器官和結構的影像。由線圈產生的磁場通常在1~4T的範圍內,這是一個巨大的磁場,會對某些電氣設備產生嚴重的不利影響,例如電源的變壓器可能會因此飽和,而無法在這樣的環境中正常工作。出於患者在MRI掃描期間的安全性和舒適度考慮,一些設備要求電源盡可能靠近負載,這意味著供電設備在受到線圈產生的高磁場影響的情況下,必須仍然能夠安全地運行。

MRI使用大型磁鐵和無線電波來觀察人體內的器官和結構,當為MRI架構設計電源時,有許多具有挑戰性的設計要求。由於MRI機器測量的敏感性,電源的振盪器頻率需要精確地固定在某個點上,而不能干擾MRI成像。

Powerbox MRI電源配置

Powerbox的設計人員要開發一種新型的無磁芯(coreless)供電電源GB350,設計專案啟動後出現了很大的挑戰,這才意識到其複雜性。由於電源設備是用於核磁共振斷層掃描(MRT)系統,它將會受到非常強的磁場影響,這意味著,開發人員不能為上述產品使用帶磁芯的感性設備。

這個問題的解決方案包含一項新技術。新開發的無磁芯感性設備可讓電源在強磁場下也能正常運行。此外,設計人員在前面板連接器上加裝了一個80dB的遮罩,可以阻擋測量系統對MRT系統的干擾。

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GB350電源
(來源:EDN)

該電源具有DSP穩壓轉換器,以及內建速度控制的通風裝置。設計人員開發出一種新技術,該技術具有無磁芯感應和600kHz的四相開關功能——總共2.4MHz,可以使空芯(air-core)工作,以及一個數位文書處理器,可管理從開關參數到輸出電壓顯示的一切。2.4MHz開關頻率可以與MRI或其他設備中的外部時脈同步,該頻率減小了空芯電感的尺寸,並將開關電源的開關頻率保持在MRI設備的敏感範圍之外,從而確保MRI設備中測量訊號的準確處理,這是獲得高品質影像的關鍵。

該電源的輸入電壓為+13VDC,輸出電壓包括:+6.90VDC/60A、+3.45VDC/50A及+1.65VDC/50A。

作為同類產品中的第一款結構單元,該電源的架構是一個降壓轉換器模組,能夠暴露在MRI掃描器的高輻射磁場中而安全地工作。該電源具有350W的輸出功率,當需要更高的功率時,可以採用交錯式並聯,從而降低EMI。現代MRI系統通常會產生1~4T的磁場,而使採用鐵氧體材料的常規電源無法工作,因為MRI磁體會干擾能量傳輸而導致電感飽和。

為了防止寄生飽和,電源一般放置在遮罩手術室外。遠端安裝電源需要較長的電纜,而且會產生能量損耗;對於在快速瞬變負載條件下需要嚴格穩壓供電的新一代測量設備來說,這也是一項巨大的挑戰。

該解決方案採用670W無磁芯設計,採用從電感向電感傳遞能量的原理。為了確保最佳性能,設計人員採用DSP控制,以及具有並聯和交錯的高階電源拓撲結構,從而簡化了功率調整,降低了EMI。為了保護整個電源免受電磁洩漏的干擾,電源還採用了80dB的遮罩層進行遮罩保護。

MRI環境的離散電源設計

一些設計師努力去做自己的定制設計。有許多應用要求開關電源解決方案完全不受強磁場的影響——即使是精心遮罩的鐵氧體磁芯變壓器也會因為強磁場而飽和,他們可能會使用開關電容電壓轉換技術。然而,在自製設計中,MRI設備發出的RF場也需要予以考慮,設計人員需要瞭解他們的設計應該如何進行RF遮罩,可參考《Power Supply for MRI Environment (針對MRI環境的電源)》一文。

通常情況下,空芯變壓器效率不高(20~30%),但可以完成這項工作。設計師需要問的問題是:我能夠在市場上買到的空芯電感效率如何?這可以滿足我的設計要求嗎?

此外,市場上容易獲得的無磁芯電感有多大?Farnell出售的型號似乎最多只有0.5μH。

遮罩材料

設計人員可能希望使用遮罩材料來隔離高強度磁場。相對磁導率對於所有頻率不會保持不變。不同的遮罩材料具有不同的相對磁導率,因此其有效遮罩的特定頻率範圍也不同,表1列出了一些遮罩材料在150kHz下的電氣屬性。

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要注意不應使鐵磁材料飽和,不然就會失去衰減磁場的能力。上述解決方案建議建置一個雙層遮罩層,其中外層具有較低的相對磁導率和較低的飽和磁化率,這將使得內遮罩層可以很好地遮罩磁場。

德州儀器針對MRI電源的離散方案

德州儀器(TI)在其網站上對同步問題也有很好的評論,可參見《Create a power supply for an MRI application(為MRI應用設計電源)》一文。電源的開關頻率必須與2.488MHz時脈同步,因為MRI在掃描時會輻射出一個高強度磁場,一般在1~4T的範圍內。由於電源中使用的傳統磁芯材料會在這種強度的磁場下飽和,因此必須使用空芯電感來替換磁芯,然而,對於沒有鐵氧體磁芯材料的電感,空芯方法只能提供非常低的電感值。

德州儀器為MRI電源配置推薦LM5140-Q1,這是一款達到汽車級要求的雙通道同步降壓控制器。這款IC能成為MRI應用理想之選的一個特性就是,它能夠與高達2.6MHz的外部時脈實現同步。這個頻率上可以使用較小的空芯電感,並且保持開關電源的開關頻率處於MRI設備的敏感範圍之外,這樣就能夠精確處理MRI中的測量訊號而獲得高品質影像。

MRI電感設計步驟

MRI電源所需的電感與開關頻率成正比,如公式(1)所示:

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其中:L是μH級的電感,VOUT是輸出電壓,ΔI是電感紋波電流,FSW是開關頻率,D是工作週期。

一旦計算出了所需的電感值,就可以使用公式(2)確定空芯電感的大小:

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其中:L是μH級的電感,d是以in為單位的線圈直徑,I是以in為單位的線圈長度,n是匝數。

對照公式(1)和公式(2),可以看到較高的開關頻率會導致較低的電感值。較低的電感值所需的空芯電感尺寸就比較小。

表2列出MRI設備的典型電源要求。其最高的電源軌是20.5AX12V,(標稱)輸入電壓為48V,MOSFET RDS(ON)和開關損耗(在2.488MHz工作時是主要的MOSFET損耗)兩者相結合,使得熱管理極具挑戰性。

解決方案是用氮化鎵(GaN)FET替換MOSFET。GaN FET的效率要比MOSFET高很多——因為其具有幾乎為零的反向恢復時間、較低的RDS(ON)和較低的閘極電荷(QG),所以可以將損耗降低至可控的水準。GaN FET具有關鍵的閘極驅動要求,因此LM5113 GaN FET驅動器也是必需。此外,AVX提供空芯電感樣品,Coilcraft有Air Core Springs和設計者工具。

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在大電流下需要負電壓輸出

MRI應用中更具挑戰性的設計要求之一是在大輸出電流下需要負輸出電壓,這是需要克服的另一個難題。表2顯示了MRI反相升降壓電源在電流為15.84A、電壓為48V~-15V(和48V~-8V)時的電源要求,這種反相升降壓拓撲的傳遞函數(公式3)要求LM5140-Q1能夠承受VIN+VOUT,即50VMAX+15V=65V的電壓。

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LM5140-Q1能夠在輸入電壓為65V(絕對最大值為70V)的情況下工作,克服了過電壓應力的危險。

實際上,在具體的系統中到底採用哪種類型的架構方案還是由設計人員決定。希望本文能夠提供一些幫助,可為自己的設計專案做出正確的選擇。

(參考原文:Coreless power design for high magnetic field environments,by Steve Taranovich)