專利名稱：一種為醫學成像系統供電的電力系統的制作方法
技術領域：
本發明涉及一種供電系統，尤其涉及一種為醫學成像系統供電的電力系統。
背景技術：
醫學成像系統，如X射線計算機斷層成像(CT)系統、X射線攝影系統、磁共振(MR) 系統等是一種間歇加載連續運行的系統，其中，間歇加載連續運行是指系統有待機和工作兩種狀態，在這兩種狀態下，系統一直是運行的，只是維持運行所需的功率不同，在待機狀態下，維持系統運行所需的功率只要幾個KVA就足夠了，但在工作狀態下，由于工作電流突然加大，使得維持系統運行所需的功率上升到幾十KVA甚至一百KVA以上，這種驟然上升電流/功率的現象即稱為間歇加載。由于系統在工作狀態下所需的功率很大，這就要求有大容量的電網能夠維持系統的工作狀態，例如通常低端CT和2排CT要求電網的容量為 40KVA，而高端CT則要求電網的容量為120KVA或者更大。如果容量不夠大的話，就必須升級醫學成像系統客戶端(如醫院)的電網，從而增加了成本。目前除了升級電網，還沒有更好的辦法來解決電網容量不夠大的問題。授權公告號為CN 201063459Y的實用新型專利公開了一種高壓/超高壓輸電系統混合電源，其包括一個電流互感器取能電源和一個激光送能電源，電流互感器取能電源和激光送能電源并聯，當電流互感器取能電源正常工作時，由電流互感器取能電源為高壓/ 超高壓輸電系統供電，當電流互感器取能電源工作不正常時，由激光送能電源為高壓/超高壓輸電系統供電。
發明內容
有鑒于此，本發明提出一種為醫學成像系統供電的電力系統，以降低對客戶端電網的大容量要求，從而減少成本。本發明提供一種為醫學成像系統供電的電力系統，所述電力系統包括一儲能設備，一控制單元和一模式切換單元，其中，所述儲能設備具有充電模式和放電模式，在充電模式下由外接主電源為所述儲能設備充電，在放電模式下所述儲能設備為醫學成像系統供電；所述控制單元接收醫學成像系統發出的開始檢查或結束檢查的信號，若所述控制單元接收到結束檢查的信號，則向所述模式切換單元發出切換到充電模式的控制信號，若所述控制單元接收到開始檢查的信號，則向所述模式切換單元發出切換到放電模式的控制信號；所述模式切換單元接收所述控制信號，若所述模式切換單元接收切換到充電模式的控制信號，則將所述儲能設備切換到充電模式，若所述模式切換單元接收切換到放電模式的控制信號，則將所述儲能設備切換到放電模式。所述電力系統進一步包括，一整流器，用于接收所述模式切換單元發出的一充電信號，將外接主電源的交流電轉換為直流電以為所述儲能設備充電，所述充電信號由所述模式切換單元在接收切換到充電模式的控制信號后發出。其中，所述儲能設備進一步包括一電量顯示模塊，用于在充電模式下顯示所述儲能設備的充電進度，在放電模式下顯示所述儲能設備的剩余電量。優選地，所述儲能設備為一超級電容或一蓄電池。所述電力系統進一步包括，一計算單元，用于計算醫學成像系統進行檢查所需的功率，并與所述儲能設備所能提供的最大功率進行比較，若所述進行檢查所需的功率小于或等于所述儲能設備的最大功率，則所述模式切換單元僅將所述儲能設備切換到放電模式；若所述進行檢查所需的功率大于所述儲能設備的最大功率，則所述模式切換單元既將所述儲能設備切換到放電模式，又向一整流器發出一供電信號，使外接主電源經所述整流器為醫學成像系統供電。 優選地，所述電力系統整合在醫學成像系統中。優選地，所述控制單元和所述模式切換單元整合在醫學成像系統的控制模塊中。優選地，所述計算單元整合在醫學成像系統的控制模塊中。優選地，所述整流器為醫學成像系統的整流器。從上述方案中可以看出，由于本發明提供一種為醫學成像系統供電的電力系統， 其利用一種儲能設備為醫學成像系統供電，而不是僅由來自客戶端電網的外接主電源為醫學成像系統供電，降低了對客戶端電網的大容量要求，例如可以將電網的容量從上百KVA 減少到幾十KVA或者從幾十KVA減少到十幾KVA，從而減少了成本。本發明的這種采用一種電源供電的設計不同于前述實用新型采用兩種電源，即電流互感器取能電源和激光電源的設計。
圖1為本發明的電力系統被充電的工作過程的示意圖。圖2為本發明的電力系統為CT系統的高壓發生器供電的工作過程的示意圖。圖3為本發明的電力系統為CT系統的高壓發生器供電的另一工作過程的示意圖。
具體實施例方式為使本發明的目的、技術方案和優點更加清楚，以下舉實施例對本發明進一步詳細說明。本發明提供一種為醫學成像系統供電的電力系統，其利用一種儲能設備為醫學成像系統供電，降低了對客戶端電網的大容量要求，從而減少了成本。下面以CT系統為例，對電力系統為CT系統供電的過程以及電力系統的充/放電工作模式進行詳細說明。圖1為本發明的電力系統被充電的工作過程的示意圖。圖中電力系統1包括一控制單元11、一模式切換單元12、一儲能設備13和一整流器14，其中儲能設備13有充電模式和放電模式兩種工作模式，整流器14用于將外接主電源(來自客戶端電網)的交流電轉換為直流電，以為充電模式下的儲能設備13充電。圖1中電力系統充電模式的工作過程如下控制單元11接收CT系統發出的結束掃描信號(即，結束檢查的信號)，例如一低電平信號，控制單元11根據該信號向模式切換單元12發出切換到充電模式的控制信號，模式切換單元12接收該控制信號后，一方面將儲能設備13切換到充電模式，另一方面向整流器14發出充電信號，于是整流器14將外接主電源的交流電轉換為直流電為儲能設備13充電。圖1中外接主電源用虛線框進行標示，原因在于外接主電源不是電力系統的組成部分。優選地，儲能設備13進一步包括一電量顯示模塊(圖中未示出)，用于在充電模式下顯示儲能設備13的充電進度，在放電模式下顯示儲能設備的剩余電量。例如電量顯示模塊以進度條或者百分比的形式顯示充電進度或剩余電量。CT系統結束掃描后即進入待機狀態，此時下一個待檢查病人進入檢查室接受CT 掃描，在掃描開始前，醫生通常需要幾分鐘(例如5分鐘左右)的時間來填寫病人的個人信息和指導病人以合適的姿勢躺在檢查床上等事項，也就是說，電力系統僅有這幾分鐘左右的時間來進行充電，這就要求電力系統的儲能設備能在這幾分鐘內快速完成充電，甚至充滿電。另一方面，電力系統要在CT系統執行掃描時為其供電，由于在掃描過程中電流會驟然加大，所以維持CT系統執行掃描所需的功率很大，因此電力系統的儲能設備還要滿足大功率的要求。基于上述兩方面，儲能設備13應為一大功率的設備，能在幾分鐘內、甚至幾十秒內快速完成充電，優選能在幾分鐘內、甚至幾十秒內充滿電。不過在開始一次掃描前，儲能設備并非一定要充滿電或達到額定容量的100%，只要能滿足本次掃描所需的功率即可，例如掃描某待檢對象只需30KVA的功率，而儲能設備充滿電能提供的最大功率為60KVA，則對該儲能設備進行充電時，只需要充電至50%以上即可。不過優選地，儲能設備充滿電所提供的最大功率要盡量滿足掃描不同待檢對象所需的功率。優選地，儲能設備13為一超級電容。超級電容的單體電容范圍通常為 0. 1F-1000F(本發明可將復數個單體超級電容并聯使用)，其充電速度快，充電10秒 10 分鐘可達到其額定容量的95%以上，而且其大電流放電能力能滿足掃描過程中CT系統對大電流的要求。優選地，儲能設備13為-蓄電池，不過通常蓄電池的充電時間比超級電容要長，因此要選擇大功率的、能在幾分鐘內，甚至幾十秒內完成充電，優選能在幾分鐘內、甚至幾十秒內充滿電的蓄電池，以滿足掃描過程中CT系統對大電流的要求。此外，由于X射線管對散熱的要求和對曝光電流/功率的限制，使得X射線管允許以最大功率曝光的最長時間為IOs左右，實際曝光時間最長可達100秒，但功率要小得多。 如X射線管的曝光功率為400kWs，則曝光功率為40kW時可曝光10s，曝光功率為4kW時則可曝光100s，若超出曝光時間，就會損壞X射線管。基于此，儲能設備的大功率放電時間要滿足本次掃描X射線管對曝光時間的要求。另外，在外接主電源為電力系統充電的同時，也為CT系統供電以維持其待機狀態。CT系統執行完掃描后，即進入待機狀態，此時CT系統的高壓發生器、X射線管和需供電的其他設備以很小的功率工作或者基本不工作，因此不需要客戶端電網有幾十KVA甚至上百KVA的大容量，只需幾個KVA即可維持CT系統的待機狀態。其中，需供電的其它設備是指除整流器、高壓發生器和X射線管外CT系統中所有需供電的設備，如電機、風扇等。圖2為本發明的電力系統為CT系統的高壓發生器供電的工作過程的示意圖。具體工作過程如下控制單元11接收CT系統發出的開始掃描信號(即，開始檢查的信號)， 例如一高電平信號，控制單元11根據該信號向模式切換單元12發出切換到放電模式的控制信號，模式切換單元12接收該控制信號將儲能設備13切換到放電模式，于是儲能設備13為高壓發生器21供電，并借助電量顯示模塊顯示剩余電量。其中儲能設備13經CT系統的一些組件間接連接到高壓發生器21。這里儲能設備13用于為高壓發生器21供電而不是為整個CT系統供電，原因在于高壓發生器是CT系統的主要耗能部件，高壓發生器為X射線管提供高電壓以使X射線管產生的電子高速運行。而用于加熱X射線管燈絲的低壓則屬于需供電的其他設備。在電力系統為高壓發生器21供電的過程中，外接主電源為CT系統需供電的其他設備供電，由于這些部件不會在CT系統的執行掃描時驟然加大電流/功率，所以對客戶端電網仍然沒有大容量的要求。不過，由于儲能設備，例如超級電容的電容容量是有限的，其能提供的最大功率也是有限的，而掃描不同人體部位所需的功率(即醫學成像系統進行檢查所需的功率)是不同的，儲能設備所能提供的最大功率并不一定能滿足掃描人體所有部位對功率的需求，如當掃描人體某一部位所需功率大于儲能設備所能提供的最大功率時，就需要儲能設備連同外接主電源一起為高壓發生器供電。于是本發明的電力系統進一步包括一計算單元15，用于計算掃描人體不同部位所需的功率P1，并與所述儲能設備所能提供的最大功率P2進行比較，之后將比較結果發送給所述模式切換單元12。若P2 > Pl，則只采用儲能設備13供電即可，也就是圖2所示的工作過程；若P2 < P1，則需要儲能設備13連同外接主電源一起為高壓發生器供電，如圖3所示，為本發明的電力系統為CT系統的高壓發生器供電的另一工作過程的示意圖。具體工作過程如下控制單元11接收CT系統發出的開始掃描信號(即， 開始檢查的信號)，例如一高電平信號，控制單元11根據該信號向模式切換單元12發出切換到放電模式的控制信號，模式切換單元12接收該控制信號將儲能設備13切換到放電模式，于是儲能設備13為高壓發生器21供電，并借助電量顯示模塊顯示剩余電量；在控制單元11接收開始掃描信號的同時，計算單元15也接收該掃描開始信號，以計算執行本次掃描所需的功率P1，并與所述儲能設備所能提供的最大功率P2進行比較，由于圖3所示為儲能設備連同外接主電源一起為高壓發生器供電的另一工作過程，此時P2<P1，于是將比較結果P2 < Pl發送給模式切換單元12，模式切換單元12根據該比較結果向整流器14發出供電信號，于是整流器14將外接主電源的交流電轉換為直流電后為高壓發生器21供電。圖 3中，儲能設備13和整流器14都是經CT系統的一些組件間接連接到高壓發生器21的。與圖2所示的工作過程一樣，圖3所示的另一工作過程也需要外接主電源為需供電的其他設備供電，相比圖2的工作過程雖然提高了對電網容量的要求，但是由于有儲能設備13 —起為高壓發生器21供電，所以相比現有技術，圖3所示的另一工作過程仍較大程度地減少了對電網容量的需求，另外，也避免了因儲能設備13在掃描過程中損壞而中止掃描，導致威脅CT系統和病人的安全的情況發生。執行完掃描后，控制單元11接收CT系統發出的結束掃描信號，于是電力系統再次切換到如圖1所示的充電模式，由外接主電源為儲能設備13充電；當控制單元11接收CT 系統發出的開始掃描信號后，電力系統再次切換到放電模式，以為高壓發生器21單獨供電 (如圖2所示的工作過程)或者連同外接主電源一起為高壓發生器21供電(如圖3所示的另一工作過程)。如此循環往復。另外，本發明的電力系統可以置于CT系統的外面，例如在CT機架的外面為整個電力系統單獨設置一個配電柜，這種情況下電力系統的各組成部分都是新添置的。優選地，將該電力系統整合在CT系統中，相比置于CT系統的外面的實施例，能節省物理空間，也節約成本。因為通常CT系統中包括整流器，可以直接利用CT系統的整流器而不必額外添置一整流器，這就節約了成本，也節省了物理空間；同時控制單元、模式切換單元和計算單元也能整合在CT系統的控制模塊中，而不必單獨為控制單元、模式切換單元和計算單元分配一獨立模塊，這就節省了物理空間；儲能設備也可以置于CT系統的機架中，或者置于CT系統的配電柜中，這也節省了物理空間。由于CT系統包括整流器、高壓發生器21、X射線管、需供電的其它設備和控制模塊，當電力系統被整合在CT系統中時，控制單元11、模式切換單元12和計算單元15被整合在CT系統的控制模塊中，整流器14即CT系統的整流器，儲能設備13置于CT系統的機架中，圖1中所述結束掃描的信號、圖2和圖3中所述開始掃描的信號都是由CT系統的控制模塊發出的。不過圖1、圖2和圖3所示的工作過程不因電力系統被整合在CT系統中而發生變化，電力系統的各組成部分的控制關系也不發生變化。以上所述僅為本發明的較佳實施例而已，并不用以限制本發明，凡在本發明的精神和原則之內，所作的任何修改、等同替換、改進等，均應包含在本發明的保護范圍之內。
權利要求
1.一種為醫學成像系統供電的電力系統，所述電力系統包括一儲能設備，一控制單元和一模式切換單元，其中，所述儲能設備具有充電模式和放電模式，在充電模式下由外接主電源為所述儲能設備充電，在放電模式下所述儲能設備為醫學成像系統供電；所述控制單元接收醫學成像系統發出的開始檢查或結束檢查的信號，若所述控制單元接收到結束檢查的信號，則向所述模式切換單元發出切換到充電模式的控制信號，若所述控制單元接收到開始檢查的信號，則向所述模式切換單元發出切換到放電模式的控制信號；所述模式切換單元接收所述控制信號，若所述模式切換單元接收切換到充電模式的控制信號，則將所述儲能設備切換到充電模式，若所述模式切換單元接收切換到放電模式的控制信號，則將所述儲能設備切換到放電模式。
2.根據權利要求1所述的電力系統，其特征在于，所述電力系統進一步包括，一整流器，用于接收所述模式切換單元發出的一充電信號，將外接主電源的交流電轉換為直流電以為所述儲能設備充電，所述充電信號由所述模式切換單元在接收切換到充電模式的控制信號后發出。
3.根據權利要求1所述的電力系統，其特征在于，所述儲能設備進一步包括一電量顯示模塊，用于在充電模式下顯示所述儲能設備的充電進度，在放電模式下顯示所述儲能設備的剩余電量。
4.根據權利要求1所述的電力系統，其特征在于，所述儲能設備為一超級電容或一蓄電池。
5.根據權利要求1所述的電力系統，其特征在于，所述電力系統進一步包括，一計算單元，用于計算醫學成像系統進行檢查所需的功率，并與所述儲能設備所能提供的最大功率進行比較，若所述進行檢查所需的功率小于或等于所述儲能設備的最大功率，則所述模式切換單元僅將所述儲能設備切換到放電模式；若所述進行檢查所需的功率大于所述儲能設備的最大功率，則所述模式切換單元既將所述儲能設備切換到放電模式，又向一整流器發出一供電信號，使外接主電源經所述整流器為醫學成像系統供電。
6.根據權利要求1所述的電力系統，其特征在于，所述電力系統整合在醫學成像系統中。
7.根據權利要求6所述的電力系統，其特征在于，所述控制單元和所述模式切換單元整合在醫學成像系統的控制模塊中。
8.根據權利要求5所述的電力系統，其特征在于，所述計算單元整合在醫學成像系統的控制模塊中。
9.根據權利要求2所述的電力系統，其特征在于，所述整流器為醫學成像系統的整流
全文摘要
本發明涉及一種供電系統，尤其涉及一種為醫學成像系統供電的電力系統。所述電力系統包括一儲能設備，一控制單元和一模式切換單元，其中，所述儲能設備具有充電模式和放電模式，在充電模式下由外接主電源為所述儲能設備充電，在放電模式下所述儲能設備為醫學成像系統供電；所述控制單元接收醫學成像系統發出的開始檢查或結束檢查的信號，向所述模式切換單元發出切換到放電模式或充電模式的控制信號；所述模式切換單元接收所述控制信號，用于將所述儲能設備切換到放電模式或充電模式。以降低對客戶端電網的大容量要求，從而減少成本。
文檔編號H02J7/00GK102340182SQ201010238960
公開日2012年2月1日 申請日期2010年7月28日 優先權日2010年7月28日
發明者胡朝暉 申請人:上海西門子醫療器械有限公司