用于医疗测象系统的不间断供电电源的制作方法

专利名称：用于医疗测象系统的不间断供电电源的制作方法
技术领域：
本发明总地涉及医疗测象系统，更具体地涉及大规模医疗测象系统中的功率管理及分配。
这里所使用的术语“大规模医疗测象系统”是指诸如计算机化层折X射线摄影(CT)系统，磁共振测象(MRI)系统，正电子放射层折X射线摄影(PET)系统等，但不包括小型测象系统，如便携式X射线机。这种大规模医疗测象系统典型地需要大功率。因为标准的穿墙110VAC电力输出，例如一般在家庭及办公室中设置的那种，通常不能提供操作这类医疗测象系统足够的功率，而习惯需要专门大功率的电力输出，例如三个AC输出。因此在不能得到大功率电力输出的地方，如不太发达国家中某些乡村医院或卫生设施，如果能够使用的话也不便于使用这类公知的大规模医疗测象系统。因此能够使用标准电力输出工作的大规模医疗测象系统将具有极大的优越性。
此外，在某些不太发达国家或在发达国家中，在动力短缺期间，甚至标准电力输出也不能被依赖作为可靠的供电电源。例如提供的电力会低于额定工作的阈值，例如在“节电”期间，电力可能完全中断，或在每个周期性阶段电力会被中断。在每种情况下，大规模医疗测象装置的正常工作将严重受影响或中断。此外，目前的X射线设备对线路参数波动特别敏感。
再者，许多现有的大规模医疗测象系统具有非单位(小于1)的功率因数，在输入线路中产生阻抗负载，因此效率低或产生过大的功耗。因为，由于这种医疗测象设备需要大功率(例如10千瓦至40千瓦)，公知的功率因数校正装置很难用于这种大规模医疗测象设备，因此现有的医疗测象设备的功率利用率低于理想值。
许多现有的大规模医疗测象系统，如CT扫描器，包括需要电功率的旋转测象子系统。为了对旋转测象子系统供电，使用公知的机电式滑环。但是，在长的使用周期上，可能发生机械磨损及异物污染，导致机电接触可靠性下降，可能会引起暂时失电。对旋转子系统供电的滑环的使用也会引起电噪声。此外，包括用于支承一部分测象子系统的大旋转盘的这种产品，如CT扫描仪，需要使用与其相匹配的大滑环，由此使整个系统重量增加了很大重量。
也已公知了使用电缆的直接连接来对测象子系统旋转部分供电。同样，由于使用电缆也包含显著增加重量及由于如缆重复的卷绕或过卷紧时电缆断接或破裂的易损性使可靠性减小的缺点。并且，电缆必须周期性地重绕，由此阻止了CT扫描应用中所需的扫描盘在同一方向上在连续时间周期上的连续时间周期上的连续旋转。
另外，现有的大规模医疗测象系统的尺寸大，故需要大尺寸的进入通道以便使该系统能移入并安装在专门的室中用于使用。因此，现有的系统仅能在具有足够宽的门道的室中使用，通常必须使病人走向机器，而当机器能移向病人时将更为有利。
一种在US4,928,283中及美国专利重公告号34379(1993年9月1日重颁发给Bernard Gordon)中提出的改进型CT扫描仪取消了滑环及电缆，并设计成用电池来对一部分CT扫描仪供电，故便于移动并能移向病人。
现有的大规模医疗测象系统包括与测象子系统的主测象面以重直关系固定的病人台。一种病人观症台，如在美国专利申请系列号08/193562(在1994年2月8日以Gilbert W.Mckenna的名义申请并转让给本受让人)中所述的那种是有优越性的，因为它可从测象系统上卸下并有利于整个系统通过标准尺寸的门道移动整个系统，并能与医疗测象系统中的功率管理及分配部分相结合地使用。
在1993年7月6日授权给Yahata等人的美国专利US5226064号公开了一种由可再充电电池驱动的计算机化层折X射线摄象扫描装置。这些电池用于存储足够的电能，以便执行单次扫描或由多个投影组成的层折X射线摄影图象的部分，这些投影一起提供出两维图象的数据。在Yahata等人的专利中将执行多个相继的扫描周期，每个扫描周期约为20秒的最小特续时间，并由约为3秒的扫描阶段及约为17秒的非扫描阶段组成，扫描阶段中电池向X射线装置供电，非扫描阶段中电池被再充电并由外部电源提供功率给“低功耗单元”。因此，在处理与整个层折X射线摄影图象相关的数据期间，Yahata等人专利中的电池必须在装置工作期间再被充电。在Yahata等人描述的所有实施例中，“低功耗单元”必须依赖外部电源，不管电源是否要被整流。因此，仍然要依赖于外部电源并伴随有电力中断、故障、不规则、损坏及波动的易损性。一种电缆或电滑环可用来提供外部电源及电池之间的持续电接触。Yahata等人没有提到提供这种电接触的任何其它方法。
本发明总的目的是提供一种用于在所述类型的大规模医疗测象系统中作功率管理及分配的装置，它能显著地减小或实质性地克服现有技术中的问题。
本发明一个更专门的目的是对大规模医疗装置中的旋转子系统提供功率而在旋转子系统转动时对其无电接触。
本发明的另一目的是允许医疗测象子系统以预定速度旋转一个连续的时间周期。
本发明的又一目的是能使医疗测象子系统转动一足够的时间周期以完成一医疗测象程序，甚至当医疗测象过程中对医疗测象系统的供电中断时也是如此。
本发明的另一目的是提供一种在出现电力线路故障、不规则及损坏时具有较高产品可靠性的大规模医疗测象系统。
本发明的又一目的是提供一种医疗测象系统，它能使用各种范围的外部DC及AC电源操作，其中包括标准单相AC电力输出。
本发明的另一目的是提供一种在整个扫描过程期间与外部电源无关地由不间断电源供电工作的大规模医疗测象系统，该扫描过程期间包括获取数据及处理数据的时间。
本发明的又一目的是提供一种医疗测象系统，它不需要附加的功率调节或功率因数校正设备。
本发明的另一目的是提供低系统重量及高系统可携带性。
本发明的又一目的是提供低系统功耗。
本发明的另一目的是避免使用滑环，由此避免相关的电噪声及与滑环有关的另外缺点。
本发明的又一目的是提供一种医疗测象装置，它能使用未调节的或稍有调节的电力线路对该装置的供电来工作。
本发明的另一目的是提供一种层折X射线摄影扫描机，它是对美国专利5226064号中所述的一种扫描机的改进。
本发明的另外目的将在下文中部分地提出及部分地出现。因此，本发明包括处理各单元结构、组合及部件布置的装置，及涉及多个步骤及一个或多个这种步骤彼此的关系及顺序的处理方式，所有这些在以下详细的公开中以例举的方式说明，而该申请的范围则由权利要求书来给出。
该大规模医疗测象系统包括一个不间断电源，用于在获取及处理图象数据期间完全与外部电源无关地对该系统供电，以致该系统能与电力波动、损坏及故障无关地工作。该大规模医疗测象系统最好以受调节的DC电压工作，而该不间断电源最好是相对连接到外部电源的电池形式，并且外部电源最好为受调节的DC电压，因此电池在外部电源供电的常规状态下被充电，而当外部电力降低到由电池提供的阈值电平以下时立即提供电力。该不间断电源的使用可以不需要不间断电源及外部电源之间的转换来作出。
在一个优选实施例中，该大规模医疗测象系统包括用于校正在系统外部电力线路输入端上测量的功率因数的装置。在一个替换的优选实施例中，该用于校正在大规模医疗测象系统线路输入端上测量的功率因数的装置与不停电电源协同工作，并提供至少一种受调节的DC功率信号。
在一个优选实施例中，该系统能以各种范围的电源工作，包括DC电压源及单相和三相AC电源，因此能方便地用通常在家庭或办公室中设有的标准110VAC单相电力工作。
另一优选实施例包括用于大规模医疗测象系统如CT扫描仪的不间断电源，具有储能装置，它能存储足以获取及处理与至少一个完整的病人图象相关的数据的能量。
本发明能使医疗测象系统，如需要高峰值功率执行医疗测象的CT扫描仪，PET扫描仪或MRI测象仪，从标准电力输出如单相110VAC电力输出或三相AC电力输出获得功率。它是部分地通过使用储能装置如多个可再充电电池储存能量来实现的。
本发明装置的一个优选实施例通过包括了用于校正在医疗测象系统的线路输入端上测量的功率因数的校正装置，降低了功率损耗。在另一优选实施例中，本发明包括用于提供多个受调节DC功率信号的DC/DC变换器，每个受调节的DC功率信号以多个DC电压中的一个提供。
功率因数调节器及DC/DC变换器两者均受到抗各种过电流、过电压、过功率、欠电压或过温度状态的保护。
在另一优选实施例中，本发明包括数据处理器，用于在至少接收及存储能量的装置及数据处理器，以及附加至少一个电动机控制器之间分配功率。
从以下结合附图的详细描述中将会更全面地理解本发明，附图为

图1是表示可装设本发明的功率管理及分配系统的计算机化层折X射线摄影(CT)扫描系统的平面图；图2A是本发明的功率管理及分配系统的一个优选实施例的电路框图；图2B表示图1中病人台及旋转盘的一个优选构型的电路框图；及图3表示图2A中功率因数校正器及主DC/DC变换器的一个优选实施例的电路框图。
对于根据本发明的功率管理及分配系统最好结合以CT扫描系统形式的大规模医疗测象系统来进行描述。尤其是，在具有需要功率工作的各种部件的CT扫描系统的范围中对本发明作出讨论。包括本发明的功率管理及分配系统的CT扫描系统及任何另外的大规模医疗测象装置可包括这里未专门提到的部件或可省略这里专门描述的部件。然而，本发明将可用于各种各样的大规模医疗测象系统，如磁谐振测象(MRI)系统及正电子放射层折X射线摄影(PET)系统，并且不局限于这里所描述的例子。
参照图1，所示的一个病人台10具有可变的高度及纵向延伸范围。一种可取的病人台详细地描述在共有的未结案的美国专利申请系列号08/193782中，其申请日为1994年2月8日，发明人为Gilbert W.Mckenna并转让给本受让人(代理人备忘录号ANA-58)。该台支承待被扫描的病人(未示出)。该扫描系统还包括一个可转动地支承在环形框架14上并支承电池组件16的盘12，及包括一个X射线源组件18。图示的CT扫描系统是第三代的类型，因而还包括设在盘12上相对X射线源组件18径向相反地布置的检测器阵列20。通常构成产生图象数据部件的X射线源组件18及检测器阵列20与盘12一起绕盘的旋转中心旋转。另外，在盘12上装有以数据获取系统形式的部件(在图1中未示出但在图2B中用DAS114表示)，用于从检测器阵列20获取数据。盘12设有圆形中心孔或开口22，它的尺寸及布置是这样的，即能在CT扫描期间将病人接收在该开口中，其中X射线源18及检测器阵列20绕定位在开口22中的病人部分转动并产生出代表通过定位在开口22中病人部分的横截面图象，正如所公知的。还设有一个推车24用来可移动地支承环形框架14及与病人台10协同操作。
该CT扫描系统包括或是作为电力存储装置工作的或是需要功率工作的各种部件。在该优选实施例中，这些部件设置在CT扫描系统的三个主要部分上，即病人台10，盘12及推车24上。例如数据最好通过一个RF通路(未示出)在盘12及推车24之间传送，这个RF通路例如是描述在共有的未结案的美国专利申请系列号08/174664中的RF通路系统，该申请是以BernardM.Gordon，Richard B.Johson，Iosef Izrailit，Hans Weedon，及Douglas Abraham的名义在1993年12月27日申请的并转让给本受让人(代理人备忘录号NO.ANA-29)。该RF通路还用于控制给盘12的电力以操作X射线源组件18及对需要从每次扫描获得数据的各个部件供电。因此，需要一种功率管理及分配系统来满足CT扫描系统的要求。
参照图2A及2B，它们详细地表示了产生对形成在病人台10，盘12及推车24中的部件供电的电力的子系统。在图2中，系统接口30与电源组件32相组合，用于产生一组DC信号并通过适当的连接供给电动机控制器34，推车计算机36及RF通路38。其中包括构成系统UPS40的不间断电源(UPS)，用于对系统接口30提供不间断的电源。来自电源组件32的直流信号组的一个分组通过连接器42及连接器44提供给位于病人台10及盘12上的子系统(在下面结合图2B讨论)。包围在图2A的最外面的框中的部件及子系统被集成在位于推车24中的推车组件24-1中，但RF通路(由RF通路38表示)的静止部分除外，它可由框架14支承。
如组件24-1所表明的，推车24支承推车计算机36，用于至少通过RF通路控制供给X射线源18的电力及控制处理数据的部件，这些数据是从盘12接收的并由位于盘12上的、在图2B中以114所示的数据获取系统产生的。此外，需要用于操作RF通路38的电力。也要对电动机控制器34供电，以便控制多个用于转动框架14中的盘12及用于使框架14及盘12倾斜及平移的电动机(未示出)。这种倾斜及平移系统的更详细说明被描述在共有的未结案美国专利申请系列号08/193562中，它是以Gilbert W.Mckenna的名义在1994年2月8日申请的并转让给本受让人(代理人备忘录号ANA-37) 。
根据本发明的一个方面，该CT系统可使用各种各样的外部电源工作，其包括可控制的及不可控制的电源，直流的或交流电压的，在后一情况下，可为宽广频率范围上的单相及三相交流电。因此，该系统可由在一穿墙输出端子上的标准的、未控制的单相AC电压源供电。相应地，系统30适于接收包含宽广范围的AC电压、频率及功率级别的线路输入46，并还适于与DC及单相或三相电输出的接口。例如，本发明的一个优选实施例接收AC频率从47HZ到440HZ的1.2KW的从75V到85V的AC电压及1.5KW的从85V到265V的AC电压(具有的全部谐波失真(THD)小于10％)，以及最大1.5KW的从75到120VDC的DC电压。输入电流可为高到20安培的DC及20安培均方根AC电流。因此，本发明能使医疗测象装置使用在各个国家中的标准电力输出工作，这包括工业化国家美国、日本及西欧国家中，及在军事环境中和第二、第三及第四世界国家中设有的电力输出。
在本发明的一个替换实施例中，功率作为如下的输入线路状态的函数来提供表1输入电压 传送功率
40至75VDC 600瓦75至80VDC 1000瓦80至90VDC 1300瓦90至350VDC 1500瓦75至85VAC 1000瓦85至100VAC 1300瓦100至290VAC 1500瓦不管线路输入的规格如何，系统接口30总提供DC输出48。具体地，当线路输入46为AC时，该DC输出48是脉动的DC；换一种方式，当线路输入46为DC时，该DC输出48是平直的DC。
参照系统接口30，其中设置了一个电磁干扰(EMI)滤波器50，它基本上阻止了由RF通路38及推车计算机36产生的频率通过线路输入46被传播出去，由此促进了遵守联邦通信委员会关于来自电装置的电磁干扰的规定。该EMI滤波器50实质上也防止了局部电磁干扰对本发明装置的影响。
系统接口30还包括一个具有基于过流状态跳闸的四个极的电路断路器52，以防本发明的装置过电流。例如，如果通过这四个极中任一极的电流超过20安培，整个断路器譬如将跳闸。四个极中的三个极专用于来自EMI滤波器50的三条线54，它们可传送三相线路的三个相，或三相线路中的一线路可传送一个单相。第四极用于UPS线56，它在线路输入46电源故障、波动或失真时将来自系统UPS40的电力提供给系统接口30。
电路断路器52还包括一个“跳闸线圈”58，用于当用户启动紧急停电开关60或当一个或多个热传感器62(约定位在推车24，盘12和/或台10上或它们的附近)检测的温度超过预定阈值温度时使断路器52切断通过它的电流。在一个优选实施例中，该电路断路器52为DC类型的就足够了，虽然AC类型的电路断路器也可被使用。
系统接口30还包括一个二极管桥64，它与电路断路器52的输出端相连接，用于对由线路输入46提供的一相、二相或三相交流电(AC)进行整流并提供脉动的直流电(DC)。二极管桥64最好是额定值为600V及25A的标准三相桥式整流器，例如由国际整流器公司(International Rectifier)制造的一种整流器。在线路输入46是DC电流的情况下，二极管桥64提供平直的DC电流，即无纹波电流分量的DC电流。来自二极管桥64的DC信号作为电力输出48。
电源组件32接收来自系统接口30的电力输出48并通过具有各种DC电压(如分别为+/-12VDC，+/-100VDC及+/-28VDC)的多个DC信号(即线66，68及70上的)将电力提供给推车电动机控制器34，框架RF通路38，系统UPS40及推车计算机36。电力从电源组件32经过线68提供给推车36中的计算机DC/DC变换器72，后者再连接到主计算机74。当盘12停在充电位置时电源组件32也通过线68(经连接器44)提供给旋转盘12。具体地，使电力从电源组件32传送到位于盘12上的电池充电器(以下结合图2B讨论)，电连接器44包括与电源组件32接口的、并与连接到电池充电器的扫描器部分78电连接的框架部分76。
根据本发明的另一目的，该电源组件32还包括一个功率因数校正器80，用以校正由于系统输入阻抗产生的低功率因数。电源组件32还包括一个主DC/DC变换器用于将DC电压输入转换成具有各种DC等级的DC输出信号。功率因数校正器80将被二极管桥64提供给线48的功率转换成驱动主DC/DC变换器82所需的高电压DC功率，并保持从线路输入46来看其功率因数为1。例如，该高电压DC电力最好是以420+/-2VDC的非隔离电压提供的，并在50HZ，1500的负载时，具有小于10V峰-峰值的纹波电压。该功率因数校正器80可使用输入电压为从80至350VDC，或从75至290VAC、频率范围为47至440HZ的输入电压工作。
功率因数校正器80最好为使用Micro Liner公司的功率因数调节器集成电路(ML4812)及Advanced Power Technology公司的大功率MOSFETS器件(APT6030)的升压调节器。关于使用这些部件设计电路的更多信息，参考可从制造厂家获得的数据单及应用说明将是有用的，它们结合于此作为参考，及可参考通常可得到的参考书，如A.I.Pressman所著的开关电源设计(Switching Power Supply Design)，它在这里结合作为参考。
在一个优选实施例中，功率因数校正器适于保证从线路输入46吸取的最大电流为19安培，这包括起动冲击电流，而不管输入为AC还是DC，也不管电压等级。功率因数校正器80的功率因数对于单相AC输入的低电压(如75至140VAC)维持在大于99％，对于高电压(如150至290VAC)维持在大于97％。功率因数校正器80最好在所有工作状况上大于94％的整体效率。
作为技术背景，单相电路的功率因数是电流及电压正弦波之间相位角的余弦。因而，如果电流及电压是正交的(相位角为90度)，则功率因数为零及无功率传送到电路，即该电路是纯感性的。如果电流及电压实际上同相位(相位角为零)的，则功率以最高效率传送，即电路是纯阻性的。功率因数在0及1之间(或在0％及100％之间)表示感性及阻性特性的组合。同样，一个平衡的三相系统，当电压及电流波形为正弦时其功率因数确定为相电压及相电流之间角度的余弦。
功率因数是很重要的，因为电力公司通常根据功率因数对非居民用户收电费，这由于虽然感性电流不产生供给负载的功率，但由于譬如在发电机中电阻上、变压器及导线上的I2R热损耗花费了电力公司可观的成本。因而，内设的功率因数校正器80能消除结合了本发明的医疗测象系统电路中的感抗，由此改善了使用电能的效率，结果减少了操作该医疗测象系统的成本。此外，内设功率因数校正器80排除了购置一外部功率因数校正器来用于医疗测象系统，由此进一步减少了操作大规模医疗测象系统的操作成本。因而应注意，该功率因数校正器80可连接在系统中的任何地方，例如直接连接到线路输入46上，或连接在EMI滤波器50及电路断路器52之间或在电路断路器52及二极管桥式整流器64之间。
参照主DC/DC变换器82，由功率因数校正器80供给的高压DC功率输出84被该主DC/DC变换器变换成用于操作医疗测象系统各子系统的多种电压(即出现在线66，68及70上的信号)。例如，在一个优选实施例中，框架RF通路38使用来自线66的低电压，如为+/-12VDC不超出+/-1.0VDC，最大16安培(20MHZ以下纹波小于50mvP-P)，而接连到连接器44的推车计算机36和旋转盘12上的电池充电器使用来自线68的高电压，如为+/-100VDC不超出+/-0.5VDC，最大7安培(20MHZ以下纹波小于50mvP-P)。一个中间电压如+/-28VDC不超出+/-2VDC，最大10安培(20MHZ以下纹波小于50mvP-P)经由线86传送到系统UPS40及经由端口42传送到台电池充电器(以下结合图2B讨论)。连接到端口42的部件受到接在线70及端口42之间的线路断路器88的保护以免不利的线路状态或信号电平。推车电动机控制器34使用可从主DC/DC变换器82得到的每种电压。
当扩展输入线路的状况期间，DC/DC变换器82将继续提供所列出的输出，但不一定使负载及输入具有1％或更小的调节。
根据本发明的另一方面，该CT扫描系统包括上述系统不间断电源(UPS)40，以便在外部电源损坏、失真、波动或故障时对所有用于整个CT扫描器工作的部件提供必须的电力，而不管问题的性质如何，例如该问题是减小了功率幅度(例如电压降低时所遇到的)，整个功率故障(例如电压消失时所遇到的)，AC电压每周期上一个或多个专门相的故障，是故意的(这时AC输入电压被整流)还是无意的等。这保证了，当CT扫描器工作期间不管在外部电源的功率下降方面出了任何问题扫描总是可以被完成。
最好UPS40是以电池组的形式连接起来提供足够的能量、例如40至48VDC，600至700瓦，以便执行至少一次完整的扫描，包括获取及处理图象数据。虽然该UPS40最好是电池组，但该系统UPS也可是另外形式的能量存储装置，例如机电能量存储装置(如与发电机相连接的大质量转盘)或电化学装置，例如化学储能装置(如释放热能的放热装置，它又能用于加热水以驱动发电机，等)。该系统UPS40最好构成为推车组件24-1的一部分。最好，UPS40经过线86连接到电源组件32，以使得当常规外部电源工作状态时将电能存储到UPS40中。UPS40也连接到系统接口30中的电路断路器52的输入端(通过线56)，后者是与从外部电源接收电力的输入端分开的。来自UPS的电力通过系统接口30(即通过线路“UPS DC”)与外部电源(它流经“LINE1”，“LINE2”，“LINE3”)无关地提供给电源组件32，以致这两种电源无任何转换地同时提供给电源组件32的输入端。只要外部电源能胜任使CT扫描器工作，UPS40将保持满充电状态。但是，当外部功率幅值(在此情况下为电压幅值)降低到由UPS40提供的幅值以下时，来自UPS40的功率将同时地被电源组件32获得(因为不需要转换)。
该UPS40最好由电源组件32中的主DC/DC变换器82供电，后者通过电源线86连接到UPS40，以使得最好从外部电源取得存储能量。
参照图2B，它表示用于接收及使用由图2A的子系统产生的电力的病人台10及盘12的一个实施例，一个病人组件10-1包括结合在病人台10中的各部件，并用于通过端口42从电源组件32接收选择的AC线路输入及功率信号。在图2B中还表示出一个盘组件12-1，它包括结合在盘12上的组件并用于经过连接器44的扫描器部分78从电源组件32接收功率信号。
病人组件10-1包括一个台电动机控制器100，用于控制升、降病人的电动机(未示出)，及选择地控制使躺着的病人横向地平移到盘12的开口22中的电动机(未示出)。电动机控制器100需要经过功率变换器104从电池102获得电功率。电池102由充电器106充电，后者经电源端口42从电源组件32接收电力，或选择地经AC线路输入从标准电输出端接收电力。
参照盘组件12-1，旋转盘12支承着RF通路的可转动部分(由RF通路108表示)，用于对及从推车计算机36传递数据。盘组件12-1还支承了一个X射线源组件110，盘计算机112，数据获取系统(DAS)114，及用于控制X射线源组件110中的电动机(未示出)，如转动X射线管阳极的电动机。
盘组件12-1还包括储能装置、例如经继电器122(提供电隔离)，被充电器120充电的电池，及一个电路断路器124。电池16通过电路断路器130及继电器132将电力提供给阳极高压电源126及阴极高压电源128。阳极高压电源126及阴极高压电源128将功率提供给X射线管组件110的阳极及阴极。并且，电动机控制器116将功率提供给X射线管组件110。电动机控制器116通过继电器122及134从充电器120接收功率，及经由电路断路器124及继电器134从电池16接收功率。电动机控制器116还从提供低电压(如+/-12VDC)的低压电源136接收功率。此外，盘计算机112，数据获取系统(DAS)114及扫描器RF通路108从低压电源136接收功率。
参照图3，它表示功率因数校正器80与主DC/DC变换器82的组合，辅助电源200设置来对功率因数校正器80中的控制电路(未示出)供电，及对DC/DC变换器82中的输入电压和电流传感和控制(IVCSC)和DC/DC变换器组件202供电。每个辅助电源最好是正向转换变换器，它们将+/-15VDC及+5VDC提供给功率因数校正器80及DC/DC变换器82中的控制器及保护电路。它接收来自功率因数校正器80的+420VDC输出84a及-420VDC输出84b的功率。在起动及故障状态期间，这些输出84a和84b均为辅助电源200的整流输入电压，它们的输出经过功率因数校正器80中的一个无放大作用的电感。在各种情况下，辅助电源200在其输入端具有电压时将为开通(ON)。
输入电流传感组件204最好设在电源组件32的输入上(即在功率因数校正器80的输入上)，用于传感传送到功率因数校正器80的输入电流，并用于产生控制信号，当输入线路46上的电流超过电流阈值时，该控制信号指令保护电路206关断功率因数校正器80及DC/DC变换器82。
尤其是，功率因数校正器80还用作限制从线路输入46吸收的电流，例如限制到19安培，而不管负载及输入电压如何。如以上所指出的，输入电流传感组件204检测传送到功率因数校正器的输入电流，并将电流检测信号208提供给保护电路206。如果从线路输入46(图2A中的)吸收的电流超过一个电流阈值，如18安培，保护电路206通过使选通线210及212无效而分别关断功率因数校正器80及DC/DC变换器82，由此关断该医疗测象系统。因此，包括本发明电力分配及管理系统的医疗测象系统所用的电力可由标准穿墙输出端子上的电力来提供。IVCSC组件202通过测量电流并将所测电流乘以由功率因数校正器80提供的已知电压获得功率幅值来提供过功率保护。因而，如果电流超过部分地由功率因数校正器80提供的调节电压所确定的阈值时，通过保护电路206使功率因数校正器80及DC/DC变换器82中的开关式变换器的选通信号截止，使校正器80及DC/DC变换器82两者立即关断。
检测电路设在IVCSC组件202、输入电流传感组件204、及输出电压及电流传感组件214、216及218中。这些检测电路将测得的各输入端上的电压与最小及最大可接收的阈值电压相比较。这些组件的输出(即分别来自组件214，216及218的输出信号)被提供给保护电路206，其中这些输出代表各输出电压与相应电压阈值的关系。每个输出可取两进制信号的形式，该信号表示是与由最小及最大电压阈值规定的电压条件相一致或不相一致。此外，每个传感组件接收来自各DC输出组件的输出，即传感组件214，216及218分别接收来自+/-100V输出组件226，+/-12V输出组件228及+/-28V输出组件230的输入。
更具体地，保护电路206包括电压保护电路232及电流保护电路234，它们可为本领域中熟练技术人员所公知的能提供以下功能的任何形式。如果任何电压传感组件、如组件202、214、216及218检测到超出一允许的电压范围的电压，该组件将快速地关断功率因数校正器80及DC/DC变换器82。当接收到来自电流传感组件如202、214、216及218的指示测量电流超过允许电流阈值的信号时，电流保护电路234启动一个定时器。如果在一预设延时时间如200毫秒以后电流故障仍然存在，则截止功率因数校正器80及DC/DC变换器82的选通信号。此外，如果发生电流故障，电流保护电路保护电路234锁止，以防止功率因数校正器80及DC/DC变换器82的再选通直到电流保护电路234的闩锁电路复位为止。
电流保护电路234的延时特性的使用允许发生超出常规最大值的瞬时功率冲击。这类功率冲击由于其有限的时间宽度故对医疗测象系统的电路或输入电源线路无害。应指出，吸取的过电流达到有害的点时将伴随着电压故障。时间延迟特性允许医疗测象系统工作在接近可从标准线路得到的功率极限值上，而不一定要排除过负荷，这使得提供了对处理医疗测象系统的各个子系统被供电时产生的峰值电流所需要的电流处理能力。该时延性也使得当电源组件32开始导通时起动加快。
电流保护电路234中的延时特性可用本领域中熟练技术人员公知的各种方式来实施。例如，该延时特性电路可使用以下元件来实现RC延时电路，机械定时器，模拟延时线，数字延时线，数字定时器，或另外的能在接收到指示过流状态的信号和对功率因数校正器80及DC/DC变换器82中的选通装置提供截止信号之间产生时延的装置。
从以下对系统工作的讨论中将会更清楚地理解以上的说明。参照图2A-B及3，系统接口30接收线路输入46上的信号并提供DC输出48。具体地，首先参照图2A，当线路输入46为AC时DC输出48为脉冲的DC，而当线路输入46为DC时DC输出48为平直的DC。当电压施加在电源组件32的输入端时(经输出48)，在辅助电源(图3的)200中整流桥(未示出)对输入电压整流。当整流电压大于预定的欠压阈值、如70V峰值时整流输入电压引起辅助电源200启动。然后，辅助电源200对功率因数校正器80及DC/DC变换器82供电，后者接着一起提供调节电压66、68及70。
具体来讨论功率因数校正器80的操作，当起动时，整流输入电压一超过预定欠压阈值，功率因数校正器80中的ML4812控制器芯片就借助脉宽调制(PWM)技术开始以100KHZ的频率转换MOSFET器件的开(ON)及关(OFF)。当MOSFET导通(ON)时，通过ML4812中的储能电感器的电流线性地增加。当MOSFET关断(OFF)时，存储在电感器中的所有能量就传送到输出电容器，由此在功率因数校正器80的输出端建立了+/-420VDC。在逐个周期的基础上，功率因数校正电路根据需要限制MOSFET的导通(ON)时间以维持其输出电压在+/-420VDC上。当功率因数校正器80无负载时，输出电压将升高到+/-435VDC，在此时内设过压保护电路将引起ML4812控制器关闭其输出并使MOSFET关断，直到输出电压降到+/-420VDC以下为止。它具有一个内部泄放电阻，在无负载时使输出放电。
DC/DC变换器82(图2A及3)经过处于+/-420VDC的线84a和84b从功率因数校正器80接收电力并将这些线上的电力转换成隔离的电压66，68及70。该DC/DC变换器82最好作为H桥式正向变换器工作。使用公知的电路如Micro Linear公司的ML4818集成电路来控制相位调制。
DC/DC变换器82在每个输出端设有抗过电压、欠电压、过电流及过温度保护，在变换器输入端设有抗过功率消耗的保护。对于发生的任何DC/DC变换器故障，除过电流及过功率外，将通过图3的保护电路206关断变换器82及功率因数校正器80。如果检测到过电压状态，校正器80及变换器82将快速地被关断。在保护电路206中通过连接一个或多个热开关(未示出)，它们最好安装在变换器82及功率因素校正器80的MOSFET的散热器上，可测量过热状态。
在检测到过电流或整个功率故障状态时，在延时时间如200毫秒后校正器80及变换器82将被关断。该延时时间设置得可以区分输出短路及当输出电容无电荷时起动功率的上升。并且，延时时间允许系统功能、如电动机工作瞬时地超过常规工作极限，而不关断系统。另外，延时时间保证了电源组件32不会由于工作时或输出短路状态的起动时的突然短路而遭损坏。
具体参照图3，主DC/DC变换器82的工作需要由保护电路206维持选通信号212。于是，通过使选通信号212无效可关断变换器82。为了使从线路输入46(图2A中所示)吸收的功率限制在预定最大功率极限上-该极限依赖于输入46的输入电压，主DC/DC变换器82将与保护电路206协同操作。具体地，在DC/DC变换器82中的输出电压及电流传感和控制(IVCSC)组件202测量功率因数校正器80输出端上的电流。该IVCSC组件202将电流测量信号236提供给保护电路206。当检测到指示预定最大功率极限已被超过的电流幅值及线输入电压时，保护电路206使DC/DC变换器82工作所需的选通线212无效。因此，DC/DC变换器82将关断，并由此通过输出电源线66，68及70使电源截止。
例如，当线路输入电压在75VAC及85VAC之间时，预定最大功率极限为1000VA；当线路输入电压在85VAC及100VAC之间时，预定最大功率极限为1300VA；及当线路入电压在100VAC和290VAC之间时，预定最大功率极限为1500VA。
此外，仅当DC/DC变换器82的每个输出66，68和70的电流极限未被超过时才能传送最大幅值的功率。每个输出66，68，70的电流极限分别被DC/DC变换器82的输出电压及电流传感组件216，214及218检测。每个输出电压及电流传感组件214，216，218将相应的输出电流测量信号220，222及224分别提供给保护电路206，这些测量信号代表DC/DC变换器82各输出组件226，228和230的输出电流。当这些电流极限未被超过时，主DC/DC变换器82维持至少95％的效率。
但是，当输出66，68及70中的任一个的电流极限被超出的时间大于可接收的延时时间，如200毫秒时，保护电路20b使选通信号212无效，由此关断变换器82及降低所有的输出电压66，68，70，结果使医疗测象系统关断。
总之，如果被医疗测象系统吸收的功率超过了对于特定电压的预定功率极限，或如果输出66，68及70中任何的电流极限被超过时，所有输出电压将下降，及变换器82将在200毫秒内关断该医疗测象系统。
此外，如果任何输出66，68或70被短路，或对标称电压偏移大于10％，正如由各输出电压及电流传感组件所检测的，该系统将被保护电路206快速关断。因此，本发明的电源系统能全面地对于欠电压、过电压、过电流进行保护。如上所述，该电源系统还针对过操作温度状态进行保护。
参照图2A，如上所述，来自UPS40及外部电源的电力信号独立地通过系统接口30提供，这就允许在电源组件32的输入端上可同时获得来自这两种电源的信号，而无需任何转换。相应地，如果来自外部电源的信号幅度降到低于由UPS40提供的幅度，来自UPS的电力将瞬时地提供给电源组件32(因为不需要转换)。否则，只要外部电源能满足CT扫描器的操作，UPS40将保持满充电状态。
再参照图2A，主计算机74根据待执行的专门系统功能通过分配可从电力线路46得到的功率来进行负载管理。某些功能比另外的功能具有较高的优先权，因此最后才失去电力。高优先权功能的例子包括推车计算机36及推车RF通路38的操作。但是，由于电池16(见图2B)是在一持续周期或时间期间上进行充电的，因此电池16充电的专门时间不是严格的。因此，电池16的充电比大多数另外系统功能具有更低的优先权。于是，对旋转盘12上的电池16提供电能的充电器120的充电速率部分地是由另外系统部件(例如被电动机控制器34控制的电动机)决定的，及它们的优先权相当于电池16的优先权。某些功能是可延迟的并因此是可以使电力使用中断的，例如某些电动机的功能，这包括病人台的升高及平移。因而，当电动机需要功率时，提供给充电器120的功率可减少。
这样描述的系统提供了对于大规模医疗测象系统如CT扫描器中功率管理及分配的一种改善的装置，它显著地减少了或实质地克服了现有技术的问题。该系统将电力提供到大规模医疗测象装置中的旋转子系统并当它转动时没有对旋转子系统的电接触。该医疗测象子系统能以预定速度转动一持续的时间周期，该时间周期随不间断电源提供的电荷而变化。因此该医疗测象子系统允许转动的时间周期足够来完成一个医疗测象程序，甚至当医疗测象程序期间对医疗测象系统的供电电力中断时也是如此。该系统当出现电力线故障、不规则及损坏时能提供较高的产品可靠性。该医疗测象系统能使用标准单相110V电力输出工作。此外，UPS40保证了甚至在扫描期间失去外部电源时扫描不会被中断并能完成扫描。该电源包括功率因数校正器以便更有效地使用电力及降低功耗。该系统是重量相对轻的可携带系统。该系统避免使用滑环，由此避免了有关的电噪声及与滑环有关另外缺点。该CT扫描器可使用无调节的或稍有调节的电力线路来对装置供电。该CT扫描器是对美国专利5226064号中所描述的层折X射线摄影扫描器的改进。
在不偏离如权利要求书规定的本发明的精神及范围的情况下，对于本领域的熟练技术人员交能作出另外的修改及实现方式。因此除以下权利要求书所指出的以外，上述的说明并非用于限制本发明。
权利要求
1.一种用于对大规模医疗测象系统提供功率的装置，该测象系统具有当由所述系统形成医疗图象时消耗功率的测象源，该装置包括用于从外部电源接收电功率并将所述电功率供给所述系统的装置；不间断电源装置，用于存储至少在整个测象操作过程上操作所述系统用的足够能量；及将所述不间断电源装置施加给从外部电源接收所述电功率的所述装置的装置，以使得当在测象操作期间所述外部电源足够操作所述系统时系统使用来自所述外部电源的外部功率，及当所述外部功率不足以操作所述系统时使用来自所述不间断电源装置的功率，以使在整个测象操作的始终提供所述系统的不间断操作。
2.根据权利要求1的装置，其中所述不间断电源装置包括一个用于存储能量的电化学系统。
3.根据权利要求1的装置，其中所述不间断电源装置包括一个用于存储能量的机电系统。
4.根据权利要求1的装置，其中所述不间断电源装置包括用于存储能量的电池系统。
5.根据权利要求4的装置，其中所述装置还包括用于以至少某些所述外部功率对所述电池充电的装置，以使得当足够的外部功率提供给从外部电源接收电功率的所述装置时所述电池能被充电。
6.根据权利要求1的装置，还包括一个用于响应由从外部电源接收电功率的所述装置接收的功率来产生至少一个受调节的DC功率信号以便操作所述系统的装置。
7.根据权利要求6的装置，其中用于产生至少一个受调节的DC功率信号的所述装置产生至少另一受调节的DC信号，用于将能量提供给所述不间断电源装置，以使得所述能量能被所述不间断电源装置存储。
8.根据权利要求1的装置，其中用于从外部电源接收电功率的所述装置包括用于校正该医疗测象系统在该装置线路输入端所测量的功率因数的装置。
9.根据权利要求1的装置，其中用于从外部电源接收电功率的所述装置包括用于整流AC功率以提供DC功率的装置。
10.根据权利要求1的装置，其中用于从外部电源接收电功率的所述装置包括用于对电磁干扰滤波的装置。
11.根据权利要求1的装置，其中用于从外部电源接收电功率的所述装置包括用于保护该装置免于过电流的装置。
12.根据权利要求1的装置，其中用于从外部电源接收电功率的所述装置包括用于接收单相AC电功率的装置。
13.根据权利要求1的装置，还包括用于支承待作医疗测象的病人的病人台装置，及用于将电功率从接收电功率的装置转移到病人台装置的装置。
14.根据权利要求13的装置，其中所述病人台装置包括病人台能量装置，用于接收及存储能量。
15.根据权利要求14的装置，其中用于接收及存储能量的所述病人台能量装置包括用于接收AC电功率的装置。
16.根据权利要求1的装置，其中所述外部电源是115V单相AC电力输出。
17.根据权利要求1的装置，其中所述外部电源是220V单相AC电力输出。
18.根据权利要求1的装置，其中用于从外部电源接收电功率的所述装置包括功率因数校正装置，用于校正该医疗测象系统在该装置线路输入端所测量的功率因数，及用于提供至少一个DC功率信号；及变换器装置，它与所述功率因数校正装置电连接，所述变换器装置接收所述至少一个DC功率信号，并用于提供多个受调节的DC功率信号。
19.根据权利要求18的装置，还包括输入电流传感装置，它与所述功率因数校正装置相连接，并设有电流阈值，所述输入电流传感装置用于传感供给所述功率因数校正装置的输入电流，及用于提供代表所述输入电流的信号；及保护装置，它与所述功率因数校正装置及所述输入电流传感装置相连接，用于当代表所述输入电流的所述信号指示所述电流阈值被超过时关断所述功率因数校正装置。
20.根据权利要求18的装置，其中所述变换器装置包括设有输入电压阈值的输入电压传感装置及设有输入电流阈值的输入电流传感装置，所述输入电流传感装置检测供给所述变换器装置的输入电流，并用于提供代表所述输入电流的信号，及所述输入电压传感装置检测供给所述变换器装置的输入电压，并用于提供代表所述输入电压的信号；及保护装置，它与所述变换器装置相连接，用于当或是代表所述输入电流的所述信号指示所述电流阈值被超过，或是代表所述输入电压的所述信号指示所述电压阈值被超过时，关断至少所述变换器装置。
21.根据权利要求18的装置，其中所述变换器装置包括(a)输出电压传感装置，用于检测所述变换器装置的输出电压并用于提供代表所述输出电压的信号，(b)用于建立电压阈值的装置，(c)输出电流传感装置，用于检测所述变换器装置的输出电流及用于提供代表所述输出电流的信号，及(d)用于建立输出电流阈值的装置；及保护装置，它与所述变换器装置相连接，用于当或是代表所述输出电流的所述信号指示所述输出电流阈值被超过，或是代表所述输出电压的所述信号指示所述输出电压阈值被超过时，关断至少所述变换装置。
22.根据权利要求1的装置，还包括一个数据处理器，用于在至少所述不间断电源装置和所述数据处理器之间分配功率。
23.根据权利要求22的装置，其中所述数据处理器在所述不间断电源装置、所述数据处理器及至少一个电动机控制器之间分配功率。
24.一种对消耗功率的医疗测象系统提供功率以便完成医疗测象的装置，该装置包括用于从电源接收电功率及提供至少一个受调节的DC功率信号的装置；用于从所述受调节的DC功率信号接收及存储能量直到至少已接收及存储了对完成医疗测象足够的一定量的能量为止的装置；及用于将来自用于接收及存储能量的所述装置的所述能量施加到用于接收电功率的所述装置，以便提供不间断能源来完成医疗测象的装置。
25.根据权利要求24的装置，其中所述用于接收及存储能量的所述装置包括可再充电的电池。
26.一种具有医疗测象源的大规模医疗测象系统，该系统包括输入线路，用于接收外部功率；功率因数校正器，用于校正从线路输入端测得的功率因数并用于提供校正的AC功率信号；及DC/DC变换器，用于接收所述校正的AC功率信号及用于提供多个受调节的DC功率信号。
27.一种大规模医疗测象系统，包括用于获取及处理医疗图象数据的装置；及用于接收单相AC外部功率以便操作用于获取及处理所述医疗测象数据的所述装置的装置。
28.根据权利要求1的装置，其中用于从外部电源接收电功率的所述装置包括用于接收三相AC电功率的装置。
29.根据权利要求1的装置，其中用于从外部电源接收电功率的所述装置包括用于接收DC电功率的装置。
30.根据权利要求1的装置，其中所述医疗测象系统包括一个旋转子系统，该子系统包括一个旋转地安装的盘及一个安装在所述盘上的X射线源，及所述装置还包括一个安装在所述盘上可再充电的电源，用于当所述盘转动时对所述X射线源提供功率，以及所述装置还包括对所述可再充的电源充电的装置，该充电装置当所述盘静止时工作及由用于从外部电源接收电功率的所述装置向所述可再充电电源提供功率来工作。
31.根据权利要求30的装置，其中所述可再充电电源包括电池。
全文摘要
该装置用于对大规模医疗测象系统,尤其是CT扫描器形式的系统,在外部电源(46)降低到不足以使系统工作时不间断电源(40)投入工作以使系统的操作保持不间断。该系统设计成以各种范围及型式的外部电源(46)工作,包括提供DC、单相或三相AC功率的电源。因此该系统能用公共单相AC输出工作。此外,设有功率因数校正器(80),因此该系统能校正由系统输入阻抗引起的输入线路(46)上电压及电流之间的相位差。
文档编号H02J1/10GK1200812SQ95196502
公开日1998年12月2日 申请日期1995年11月28日 优先权日1994年11月28日
发明者伯纳德·戈登, 约瑟夫·伊兹拉利特 申请人:模拟技术有限公司