专利名称：一种为医学成像系统供电的电力系统的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种供电系统，尤其涉及一种为医学成像系统供电的电力系统。
背景技术：
医学成像系统，如X射线计算机断层成像(CT)系统、X射线摄影系统、磁共振(MR) 系统等是一种间歇加载连续运行的系统，其中，间歇加载连续运行是指系统有待机和工作两种状态，在这两种状态下，系统一直是运行的，只是维持运行所需的功率不同，在待机状态下，维持系统运行所需的功率只要几个KVA就足够了，但在工作状态下，由于工作电流突然加大，使得维持系统运行所需的功率上升到几十KVA甚至一百KVA以上，这种骤然上升电流/功率的现象即称为间歇加载。由于系统在工作状态下所需的功率很大，这就要求有大容量的电网能够维持系统的工作状态，例如通常低端CT和2排CT要求电网的容量为 40KVA，而高端CT则要求电网的容量为120KVA或者更大。如果容量不够大的话，就必须升级医学成像系统客户端(如医院)的电网，从而增加了成本。目前除了升级电网，还没有更好的办法来解决电网容量不够大的问题。授权公告号为CN 201063459Y的实用新型专利公开了一种高压/超高压输电系统混合电源，其包括一个电流互感器取能电源和一个激光送能电源，电流互感器取能电源和激光送能电源并联，当电流互感器取能电源正常工作时，由电流互感器取能电源为高压/ 超高压输电系统供电，当电流互感器取能电源工作不正常时，由激光送能电源为高压/超高压输电系统供电。
发明内容
有鉴于此，本发明提出一种为医学成像系统供电的电力系统，以降低对客户端电网的大容量要求，从而减少成本。本发明提供一种为医学成像系统供电的电力系统，所述电力系统包括一储能设备，一控制单元和一模式切换单元，其中，所述储能设备具有充电模式和放电模式，在充电模式下由外接主电源为所述储能设备充电，在放电模式下所述储能设备为医学成像系统供电；所述控制单元接收医学成像系统发出的开始检查或结束检查的信号，若所述控制单元接收到结束检查的信号，则向所述模式切换单元发出切换到充电模式的控制信号，若所述控制单元接收到开始检查的信号，则向所述模式切换单元发出切换到放电模式的控制信号；所述模式切换单元接收所述控制信号，若所述模式切换单元接收切换到充电模式的控制信号，则将所述储能设备切换到充电模式，若所述模式切换单元接收切换到放电模式的控制信号，则将所述储能设备切换到放电模式。所述电力系统进一步包括，一整流器，用于接收所述模式切换单元发出的一充电信号，将外接主电源的交流电转换为直流电以为所述储能设备充电，所述充电信号由所述模式切换单元在接收切换到充电模式的控制信号后发出。其中，所述储能设备进一步包括一电量显示模块，用于在充电模式下显示所述储能设备的充电进度，在放电模式下显示所述储能设备的剩余电量。优选地，所述储能设备为一超级电容或一蓄电池。所述电力系统进一步包括，一计算单元，用于计算医学成像系统进行检查所需的功率，并与所述储能设备所能提供的最大功率进行比较，若所述进行检查所需的功率小于或等于所述储能设备的最大功率，则所述模式切换单元仅将所述储能设备切换到放电模式；若所述进行检查所需的功率大于所述储能设备的最大功率，则所述模式切换单元既将所述储能设备切换到放电模式，又向一整流器发出一供电信号，使外接主电源经所述整流器为医学成像系统供电。 优选地，所述电力系统整合在医学成像系统中。优选地，所述控制单元和所述模式切换单元整合在医学成像系统的控制模块中。优选地，所述计算单元整合在医学成像系统的控制模块中。优选地，所述整流器为医学成像系统的整流器。从上述方案中可以看出，由于本发明提供一种为医学成像系统供电的电力系统， 其利用一种储能设备为医学成像系统供电，而不是仅由来自客户端电网的外接主电源为医学成像系统供电，降低了对客户端电网的大容量要求，例如可以将电网的容量从上百KVA 减少到几十KVA或者从几十KVA减少到十几KVA，从而减少了成本。本发明的这种采用一种电源供电的设计不同于前述实用新型采用两种电源，即电流互感器取能电源和激光电源的设计。
图1为本发明的电力系统被充电的工作过程的示意图。图2为本发明的电力系统为CT系统的高压发生器供电的工作过程的示意图。图3为本发明的电力系统为CT系统的高压发生器供电的另一工作过程的示意图。
具体实施例方式为使本发明的目的、技术方案和优点更加清楚，以下举实施例对本发明进一步详细说明。本发明提供一种为医学成像系统供电的电力系统，其利用一种储能设备为医学成像系统供电，降低了对客户端电网的大容量要求，从而减少了成本。下面以CT系统为例，对电力系统为CT系统供电的过程以及电力系统的充/放电工作模式进行详细说明。图1为本发明的电力系统被充电的工作过程的示意图。图中电力系统1包括一控制单元11、一模式切换单元12、一储能设备13和一整流器14，其中储能设备13有充电模式和放电模式两种工作模式，整流器14用于将外接主电源(来自客户端电网)的交流电转换为直流电，以为充电模式下的储能设备13充电。图1中电力系统充电模式的工作过程如下控制单元11接收CT系统发出的结束扫描信号(即，结束检查的信号)，例如一低电平信号，控制单元11根据该信号向模式切换单元12发出切换到充电模式的控制信号，模式切换单元12接收该控制信号后，一方面将储能设备13切换到充电模式，另一方面向整流器14发出充电信号，于是整流器14将外接主电源的交流电转换为直流电为储能设备13充电。图1中外接主电源用虚线框进行标示，原因在于外接主电源不是电力系统的组成部分。优选地，储能设备13进一步包括一电量显示模块(图中未示出)，用于在充电模式下显示储能设备13的充电进度，在放电模式下显示储能设备的剩余电量。例如电量显示模块以进度条或者百分比的形式显示充电进度或剩余电量。CT系统结束扫描后即进入待机状态，此时下一个待检查病人进入检查室接受CT 扫描，在扫描开始前，医生通常需要几分钟(例如5分钟左右)的时间来填写病人的个人信息和指导病人以合适的姿势躺在检查床上等事项，也就是说，电力系统仅有这几分钟左右的时间来进行充电，这就要求电力系统的储能设备能在这几分钟内快速完成充电，甚至充满电。另一方面，电力系统要在CT系统执行扫描时为其供电，由于在扫描过程中电流会骤然加大，所以维持CT系统执行扫描所需的功率很大，因此电力系统的储能设备还要满足大功率的要求。基于上述两方面，储能设备13应为一大功率的设备，能在几分钟内、甚至几十秒内快速完成充电，优选能在几分钟内、甚至几十秒内充满电。不过在开始一次扫描前，储能设备并非一定要充满电或达到额定容量的100%，只要能满足本次扫描所需的功率即可，例如扫描某待检对象只需30KVA的功率，而储能设备充满电能提供的最大功率为60KVA，则对该储能设备进行充电时，只需要充电至50%以上即可。不过优选地，储能设备充满电所提供的最大功率要尽量满足扫描不同待检对象所需的功率。优选地，储能设备13为一超级电容。超级电容的单体电容范围通常为 0. 1F-1000F(本发明可将复数个单体超级电容并联使用)，其充电速度快，充电10秒 10 分钟可达到其额定容量的95%以上，而且其大电流放电能力能满足扫描过程中CT系统对大电流的要求。优选地，储能设备13为-蓄电池，不过通常蓄电池的充电时间比超级电容要长，因此要选择大功率的、能在几分钟内，甚至几十秒内完成充电，优选能在几分钟内、甚至几十秒内充满电的蓄电池，以满足扫描过程中CT系统对大电流的要求。此外，由于X射线管对散热的要求和对曝光电流/功率的限制，使得X射线管允许以最大功率曝光的最长时间为IOs左右，实际曝光时间最长可达100秒，但功率要小得多。 如X射线管的曝光功率为400kWs，则曝光功率为40kW时可曝光10s，曝光功率为4kW时则可曝光100s，若超出曝光时间，就会损坏X射线管。基于此，储能设备的大功率放电时间要满足本次扫描X射线管对曝光时间的要求。另外，在外接主电源为电力系统充电的同时，也为CT系统供电以维持其待机状态。CT系统执行完扫描后，即进入待机状态，此时CT系统的高压发生器、X射线管和需供电的其他设备以很小的功率工作或者基本不工作，因此不需要客户端电网有几十KVA甚至上百KVA的大容量，只需几个KVA即可维持CT系统的待机状态。其中，需供电的其它设备是指除整流器、高压发生器和X射线管外CT系统中所有需供电的设备，如电机、风扇等。图2为本发明的电力系统为CT系统的高压发生器供电的工作过程的示意图。具体工作过程如下控制单元11接收CT系统发出的开始扫描信号(即，开始检查的信号)， 例如一高电平信号，控制单元11根据该信号向模式切换单元12发出切换到放电模式的控制信号，模式切换单元12接收该控制信号将储能设备13切换到放电模式，于是储能设备13为高压发生器21供电，并借助电量显示模块显示剩余电量。其中储能设备13经CT系统的一些组件间接连接到高压发生器21。这里储能设备13用于为高压发生器21供电而不是为整个CT系统供电，原因在于高压发生器是CT系统的主要耗能部件，高压发生器为X射线管提供高电压以使X射线管产生的电子高速运行。而用于加热X射线管灯丝的低压则属于需供电的其他设备。在电力系统为高压发生器21供电的过程中，外接主电源为CT系统需供电的其他设备供电，由于这些部件不会在CT系统的执行扫描时骤然加大电流/功率，所以对客户端电网仍然没有大容量的要求。不过，由于储能设备，例如超级电容的电容容量是有限的，其能提供的最大功率也是有限的，而扫描不同人体部位所需的功率(即医学成像系统进行检查所需的功率)是不同的，储能设备所能提供的最大功率并不一定能满足扫描人体所有部位对功率的需求，如当扫描人体某一部位所需功率大于储能设备所能提供的最大功率时，就需要储能设备连同外接主电源一起为高压发生器供电。于是本发明的电力系统进一步包括一计算单元15，用于计算扫描人体不同部位所需的功率P1，并与所述储能设备所能提供的最大功率P2进行比较，之后将比较结果发送给所述模式切换单元12。若P2 > Pl，则只采用储能设备13供电即可，也就是图2所示的工作过程；若P2 < P1，则需要储能设备13连同外接主电源一起为高压发生器供电，如图3所示，为本发明的电力系统为CT系统的高压发生器供电的另一工作过程的示意图。具体工作过程如下控制单元11接收CT系统发出的开始扫描信号(即， 开始检查的信号)，例如一高电平信号，控制单元11根据该信号向模式切换单元12发出切换到放电模式的控制信号，模式切换单元12接收该控制信号将储能设备13切换到放电模式，于是储能设备13为高压发生器21供电，并借助电量显示模块显示剩余电量；在控制单元11接收开始扫描信号的同时，计算单元15也接收该扫描开始信号，以计算执行本次扫描所需的功率P1，并与所述储能设备所能提供的最大功率P2进行比较，由于图3所示为储能设备连同外接主电源一起为高压发生器供电的另一工作过程，此时P2<P1，于是将比较结果P2 < Pl发送给模式切换单元12，模式切换单元12根据该比较结果向整流器14发出供电信号，于是整流器14将外接主电源的交流电转换为直流电后为高压发生器21供电。图 3中，储能设备13和整流器14都是经CT系统的一些组件间接连接到高压发生器21的。与图2所示的工作过程一样，图3所示的另一工作过程也需要外接主电源为需供电的其他设备供电，相比图2的工作过程虽然提高了对电网容量的要求，但是由于有储能设备13 —起为高压发生器21供电，所以相比现有技术，图3所示的另一工作过程仍较大程度地减少了对电网容量的需求，另外，也避免了因储能设备13在扫描过程中损坏而中止扫描，导致威胁CT系统和病人的安全的情况发生。执行完扫描后，控制单元11接收CT系统发出的结束扫描信号，于是电力系统再次切换到如图1所示的充电模式，由外接主电源为储能设备13充电；当控制单元11接收CT 系统发出的开始扫描信号后，电力系统再次切换到放电模式，以为高压发生器21单独供电 (如图2所示的工作过程)或者连同外接主电源一起为高压发生器21供电(如图3所示的另一工作过程)。如此循环往复。另外，本发明的电力系统可以置于CT系统的外面，例如在CT机架的外面为整个电力系统单独设置一个配电柜，这种情况下电力系统的各组成部分都是新添置的。优选地，将该电力系统整合在CT系统中，相比置于CT系统的外面的实施例，能节省物理空间，也节约成本。因为通常CT系统中包括整流器，可以直接利用CT系统的整流器而不必额外添置一整流器，这就节约了成本，也节省了物理空间；同时控制单元、模式切换单元和计算单元也能整合在CT系统的控制模块中，而不必单独为控制单元、模式切换单元和计算单元分配一独立模块，这就节省了物理空间；储能设备也可以置于CT系统的机架中，或者置于CT系统的配电柜中，这也节省了物理空间。由于CT系统包括整流器、高压发生器21、X射线管、需供电的其它设备和控制模块，当电力系统被整合在CT系统中时，控制单元11、模式切换单元12和计算单元15被整合在CT系统的控制模块中，整流器14即CT系统的整流器，储能设备13置于CT系统的机架中，图1中所述结束扫描的信号、图2和图3中所述开始扫描的信号都是由CT系统的控制模块发出的。不过图1、图2和图3所示的工作过程不因电力系统被整合在CT系统中而发生变化，电力系统的各组成部分的控制关系也不发生变化。以上所述仅为本发明的较佳实施例而已，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。
权利要求
1.一种为医学成像系统供电的电力系统，所述电力系统包括一储能设备，一控制单元和一模式切换单元，其中，所述储能设备具有充电模式和放电模式，在充电模式下由外接主电源为所述储能设备充电，在放电模式下所述储能设备为医学成像系统供电；所述控制单元接收医学成像系统发出的开始检查或结束检查的信号，若所述控制单元接收到结束检查的信号，则向所述模式切换单元发出切换到充电模式的控制信号，若所述控制单元接收到开始检查的信号，则向所述模式切换单元发出切换到放电模式的控制信号；所述模式切换单元接收所述控制信号，若所述模式切换单元接收切换到充电模式的控制信号，则将所述储能设备切换到充电模式，若所述模式切换单元接收切换到放电模式的控制信号，则将所述储能设备切换到放电模式。
2.根据权利要求1所述的电力系统，其特征在于，所述电力系统进一步包括，一整流器，用于接收所述模式切换单元发出的一充电信号，将外接主电源的交流电转换为直流电以为所述储能设备充电，所述充电信号由所述模式切换单元在接收切换到充电模式的控制信号后发出。
3.根据权利要求1所述的电力系统，其特征在于，所述储能设备进一步包括一电量显示模块，用于在充电模式下显示所述储能设备的充电进度，在放电模式下显示所述储能设备的剩余电量。
4.根据权利要求1所述的电力系统，其特征在于，所述储能设备为一超级电容或一蓄电池。
5.根据权利要求1所述的电力系统，其特征在于，所述电力系统进一步包括，一计算单元，用于计算医学成像系统进行检查所需的功率，并与所述储能设备所能提供的最大功率进行比较，若所述进行检查所需的功率小于或等于所述储能设备的最大功率，则所述模式切换单元仅将所述储能设备切换到放电模式；若所述进行检查所需的功率大于所述储能设备的最大功率，则所述模式切换单元既将所述储能设备切换到放电模式，又向一整流器发出一供电信号，使外接主电源经所述整流器为医学成像系统供电。
6.根据权利要求1所述的电力系统，其特征在于，所述电力系统整合在医学成像系统中。
7.根据权利要求6所述的电力系统，其特征在于，所述控制单元和所述模式切换单元整合在医学成像系统的控制模块中。
8.根据权利要求5所述的电力系统，其特征在于，所述计算单元整合在医学成像系统的控制模块中。
9.根据权利要求2所述的电力系统，其特征在于，所述整流器为医学成像系统的整流
全文摘要
本发明涉及一种供电系统，尤其涉及一种为医学成像系统供电的电力系统。所述电力系统包括一储能设备，一控制单元和一模式切换单元，其中，所述储能设备具有充电模式和放电模式，在充电模式下由外接主电源为所述储能设备充电，在放电模式下所述储能设备为医学成像系统供电；所述控制单元接收医学成像系统发出的开始检查或结束检查的信号，向所述模式切换单元发出切换到放电模式或充电模式的控制信号；所述模式切换单元接收所述控制信号，用于将所述储能设备切换到放电模式或充电模式。以降低对客户端电网的大容量要求，从而减少成本。
文档编号H02J7/00GK102340182SQ201010238960
公开日2012年2月1日 申请日期2010年7月28日 优先权日2010年7月28日
发明者胡朝晖 申请人:上海西门子医疗器械有限公司