一种高压电源电路和高频血管内超声系统
阅读：392发布：2020-05-24
专利汇可以提供一种高压电源电路和高频血管内超声系统专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且本 申请 公开了一种高压电源 电路 和高频 血管内超声 系统，应用于高频血管内超声系统中，包括：DC-DC电源和与所述DC-DC电源输出端相连、用于抑制所述DC-DC电源的输出波纹的倍增电容电路。本申请公开的高压电源电路采用所述倍增电容电路代替 现有技术 中的滤波电路，因此，只需要设计体积较小倍增电容电路即可实现原滤波电路所能达到的滤波效果，使得本申请 实施例 中的所述DC-DC电源和倍增电容电路可设置到所述高频血管内超声系统的 导管 接口 盒中，使得所述倍增电容电路与高压激励驱动之间无需采用较长长度的 电缆 线连接，降低了高频血管内超声系统布局的复杂度。，下面是一种高压电源电路和高频血管内超声系统专利的具体信息内容。
1.一种高压电源电路，应用于高频血管内超声系统中，其特征在于，包括：
DC-DC电源和与所述DC-DC电源输出端相连、用于抑制所述DC-DC电源的输出波纹的倍增电容电路。
2.根据权利要求1所述的高压电源电路，其特征在于，所述倍增电容电路包括：
第一端与所述DC-DC电源的第一输出端相连的第三电阻；
第一端与所述第三电阻的第二端相连、第二端与所述DC-DC电源的第二输出端相连的第五电容，所述第五电容的第二端作为所述电容倍增电路的第二输出端；
输入端与所述第三电阻的第一端相连、控制端与所述第三电阻的第二端相连的开关管，所述开关管的输出端作为所述电容倍增电路的第一输出端。
3.根据权利要求2所述的高压电源电路，其特征在于，所述开关管为MOS管或三极管。
4.根据权利要求2所述的高压电源电路，其特征在于，所述第三电阻和第五电容的采用0805的封装方式进行封装。
5.根据权利要求2所述的高压电源电路，其特征在于，所述开关管采用SOT-23的封装方式进行封装。
6.根据权利要求1-5任意一项所述的高压电源电路，其特征在于，DC-DC电源包括：
输入端与输入电源相连的DC-DC控制芯片；
第一端与所述输入电源相连的第三电感；
栅极与所述DC-DC控制芯片的第一输出端相连、源极接地、漏极与所述第三电感的第二端相连的MOS管；
阳极与所述第三电感的第二端相连的第一整流管；
第一端与所述DC-DC控制芯片的第二输出端相连、第二端接地的第一电阻；
第一端与所述第一整流管的阴极相连、第二端接地的第二电阻；
与所述第二电阻并联的第一电容；
其中，所述第二电阻的第一端作为所述DC-DC电源的第一输出端，所述第二电阻的第二端作为所述DC-DC电源的第二输出端。
7.一种高频血管内超声系统，其特征在于，应用有权利要求1-6任意一项所述的高压电源电路。
8.根据权利要求6所述的高频血管内超声系统，其特征在于，所述高压电源电路设置于高频血管内超声系统的导管接线盒内。
一种高压电源电路和高频血管内超声系统
技术领域
背景技术
[0002] 在高频血管内超声(intravenous ultrasound，IVUS)系统中，通常使用高压电源输出峰值达到180伏的高压短脉冲信号激励换能器产生超声波，所述高压段脉冲信号的持续时间很短，通常在15ns～50ns之间。所述高压电源输出的峰值电流达到2A以上，但是平均电流则小于10mA。
[0003] 参见图1，图1为现有高频血管内超声系统中的高压电源电路的结构示意图，所述高压电源电路由DC-DC电源113和滤波电路112构成，现有技术中的高频血管内超声系统通常采用DC-DC电源113将输入系统的低压直流转换激励换能器所需的高压直流电源，为了抑制DC-DC电源113工作时产生的低频纹波，通常需要在DC-DC电源113的输出端接滤波电路112。所述滤波电路112通常为LCπ型滤波器组成，为了方便用户更加清楚直观的了解所述滤波电路112的电路结构，参见图1，所述滤波电路112由第二电容C2、第三电容C3和第二电感L2构成。由于所述DC-DC电源113的纹波的频率低，因此需要采用体积较大的第二电感L2、C2、C3进行抑制，因而就造成了所述滤波电路112的体积庞大，又由于高频血管内超声系统的导管接线盒体积较小，因此无法将所述DC-DC电源113和滤波电路112设置在导管接线盒内，只能将所述DC-DC电源113和滤波电路112装配在高频血管内超声系统的主机箱中，然后通过较长的电缆线将高压电源传输到导管接口盒中，因此所述电缆线的设计，增加了高频血管内超声系统布局的复杂度。
[0004] 因此，如何降低高频血管内超声系统布局的复杂度，成为本领域技术人员亟待解决的技术问题之一。发明内容
[0005] 有鉴于此，本申请提供一种高压电源电路和高频血管内超声系统，用于解决现有技术中高频血管内超声系统布局复杂度高的问题。
[0006] 为了实现上述目的，现提出的方案如下：
[0007] 一种高压电源电路，应用于高频血管内超声系统中，包括：
[0008] DC-DC电源和与所述DC-DC电源输出端相连、用于抑制所述DC-DC电源的输出波纹的倍增电容电路。
[0009] 优选的，上述高压电源电路中，所述倍增电容电路包括：
[0010] 第一端与所述DC-DC电源的第一输出端相连的第三电阻；
[0011] 第一端与所述第三电阻的第二端相连、第二端与所述DC-DC电源的第二输出端相连的第五电容，所述第五电容的第二端作为所述电容倍增电路的第二输出端；
[0013] 优选的，上述高压电源电路中，所述开关管为MOS管或三极管。
[0014] 优选的，上述高压电源电路中，所述第三电阻和第五电容的采用0805的封装方式进行封装。
[0015] 优选的，上述高压电源电路中，所述开关管采用SOT-23的封装方式进行封装。
[0016] 优选的，上述高压电源电路中，DC-DC电源包括：
[0017] 输入端与输入电源相连的DC-DC控制芯片；
[0018] 第一端与所述输入电源相连的第三电感；
[0019] 栅极与所述DC-DC控制芯片的第一输出端相连、源极接地、漏极与所述第三电感的第二端相连的MOS管；
[0021] 第一端与所述DC-DC控制芯片的第二输出端相连、第二端接地的第一电阻；
[0023] 与所述第二电阻并联的第一电容；
[0024] 其中，所述第二电阻的第一端作为所述DC-DC电源的第一输出端，所述第二电阻的第二端作为所述DC-DC电源的第二输出端。
[0025] 一种高频血管内超声系统，应用有上述任意一项所述的高压电源电路。
[0026] 优选的，上述高频血管内超声系统中，所述高压电源电路设置于高频血管内超声系统的导管接线盒内。
[0027] 从上述的技术方案可以看出，本申请公开的高压电源电路采用所述倍增电容电路代替现有技术中的滤波电路，因此，只需设计体积较小倍增电容电路即可实现原滤波电路所能达到的滤波效果，从而使得本申请实施例中的所述DC-DC电源和倍增电容电路可设置到所述高频血管内超声系统的导管接口盒中，使得所述倍增电容电路与高压激励驱动之间无需采用较长长度的电缆线连接，降低了高频血管内超声系统布局的复杂度。附图说明
[0028] 为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据提供的附图获得其他的附图。
[0029] 图1为现有技术中高频血管内超声系统中的高压电源电路的结构示意图；
[0030] 图2为现有技术中的高频血管内超声系统的结构示意图；
[0031] 图3为本申请实施例提供的一种高压电源电路的结构示意图；
[0032] 图4为本申请实施例提供的一种高频血管内超声系统的结构示意图。
具体实施方式
[0033] 下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
[0034] 参见图2，图2为现有技术中高频血管内超声系统的结构图，包括：主机箱101、导管接口盒106和换能器110；
[0036] 所述导管接线盒106内设置有：模拟前端107、高压激励驱动111和收发开关108；
[0037] 其中，所述计算机102的输入端通过PCLe等高速接口与所述数据处理器103的输出端相连，所述数据处理器103的输入端与所述ADC采集器104的输出端相连，所述ADC采集器104的输入端与所述模拟前端107的输出端相连，所述模拟前端107的输入端与所述收发开关108的第一端相连，所述DC-DC电源113的输出端与所述滤波电路112的输入端相连，所述滤波电路112的输出端与所述高压激励驱动111的输入端相连，所述高压激励驱动111的输出端与所述收发开关108的第二端相连，所述收发开关108的第三端通过驱动电缆109与所述换能器110相连。
[0038] 高频血管内超声系统中，在激励换能器110的瞬间，高压电源通过所述滤波电路112向所述高压激励驱动111电路提供的瞬时峰值电流可以达到2A，该电流的持续时间很短，由储能电容C4提供。在非激励换能器瞬间，所述滤波电路112向储能电容C4充电，充电电流平均值约10mA。在此充电过程，高频血管内超声系统正在接收微弱的超声回波信号，为了避免对其产生干扰，充电纹波应尽可能小。
[0039] 申请人经研究发现，由于所述DC-DC电源113的输出电压的纹波频率通常在100KHz～2MHz低频范围内，上述抑制纹波的措施通常要求滤波电路112中的第二电感L2的电感量达到数百微亨，这就要求第二电容C2和第三电容C3的电容量要在数十微法、耐压在200V以上。满足此要求的电感、电容的单个体积约为150立方毫米左右(3.14*25*5，直径4mm，高3mm)，因此所述滤波电路112的整体体积在450立方毫米左右。因此所述滤波电路112和所述DC-DC电源113只能设置在所述主机箱101中，导致所述滤波电路112需要采用很长的电缆线才能与所述高压激励驱动111电连接，从而增加了系统布局的复杂度。
[0040] 针对于上述问题，本申请提出了一种新的技术方案，该方案通过将所述滤波电路112微型化，使其能直接装入到导管接口盒106中，从而使得所述滤波电路112与所述高压激励驱动111之间无需设置较长长度的电缆线，以降低所述高频血管内超声系统的布局的复杂度。
[0041] 申请人通过研究发现，由于所述DC-DC电源113的输出具有平均电流小、峰值电流大的特点，采用电容倍增电路也可对其起到滤除纹波的作用，且在相同元件体积下，所述电容倍增电路的滤波效果远优于现有的电容或LCπ型滤波电路。由于纹波滤波效果的提升，因此，小体积的电容倍增电路也可起到与所述滤波电路112相通的滤波效果，从而使得将所述电容倍增电路设置到导管接口盒106中成为可能。
[0042] 因此，本申请公开了一种高压电源电路，应用于所述高频血管内超声系统中，参见图3，所述高压电源电路包括：
[0043] DC-DC电源113和与所述DC-DC电源113输出端相连的倍增电容电路302。
[0044] 参见本申请上述实施例公开的技术方案，通过采用所述倍增电容电路代替现有技术中的滤波电路，因此，只需设计体积较小倍增电容电路即可实现原滤波电路所能达到的滤波效果，从而使得本申请实施例中的所述DC-DC电源113和倍增电容电路302可设置到所述高频血管内超声系统的导管接口盒中，使得所述倍增电容电路302与高压激励驱动之间无需采用较长长度的电缆线连接，降低了高频血管内超声系统布局的复杂度。
[0045] 可以理解的是，本申请上述实施例中的所述倍增电容电路302可以为根据用户需要而设计的任意类型的倍增电容电路，当然，为了保证所述倍增电容电路302的滤波效果，本申请还公开了一种具有具体结构的倍增电容电路，参见图3，本申请实施例公开的所述倍增电容电路302可以包括：
[0046] 第一端与所述DC-DC电源113的第一输出端相连的第三电阻R3；
[0047] 第一端与所述第三电阻R3的第二端相连、第二端与所述DC-DC电源113的第二输出端相连的第五电容C5，所述第五电容C5的第二端作为所述电容倍增电路302的第二输出端；
[0048] 输入端与所述第三电阻R3的第一端相连、控制端与所述第三电阻R3的第二端相连的开关管304，所述开关管304的输出端作为所述电容倍增电路302的第一输出端。
[0049] 参见本申请上述实施例公开的电容倍增电路302，所述开关管304的控制电流ib，可以看作是由所述第三电阻R3、第五电容C5构成的RC低通滤波器的负载电流。所述高频血管内超声系统中与所述电容倍增电路302相连的高压激励驱动作为所述开关管304的负载，所述高压激励驱动111由所述所述开关管304的输出端获得的电流ie是电流ib的(1+β)倍，所述β即所述开关管304的电流放大倍数。当所述β值较大时，如100，如果由上述电流ie的平均值约10mA，则电流ib仅为10μA。因而，所述第三电阻R3、第五电容C5构成RC低通滤波器的负载电阻可近似看作无穷大，所述电容倍增电路302的低通截止频率为1/(2πRC)，选择适当的RC值，如R＝10kΩ、C＝0.1μF，对200kHz的纹波衰减达到62dB，滤波效果远远优于相同体积的LCπ型滤波电路112。所述第三电阻R3和第五电容C5采用0805封装，所述开关管304采用SOT-23的封装方式进行封装，此时得到的电容倍增电路302的体积均约为等于6.0立方毫米，远小于现有滤波电路的体积450立方毫米，可见，其体积远远小于具有同样滤波特性的LCπ型滤波电路。因而，可将所述电容倍增电路302和DC-DC电源113装入到导管接口盒中，简化了高频血管内超声系统布局的复杂度。
[0050] 可以理解的是，本申请上述实施例中的所述开关管304可以为MOS管或三极管。
[0051] 可以理解的是，本申请还公开了一种DC-DC电源113的具体电路图，参见图3，本申请上述实施例中的所述DC-DC电源113可以包括：
[0052] 输入端与输入电源相连的DC-DC控制芯片201；
[0053] 第一端与所述输入电源相连的第三电感L3；
[0054] 栅极与所述DC-DC控制芯片201的第一输出端相连、源极接地、漏极与所述第三电感L3的第二端相连的MOS管203；
[0055] 阳极与所述第三电感L3的第二端相连的第一整流管D1；
[0056] 第一端与所述DC-DC控制芯片201的第二输出端相连、第二端接地的第一电阻R1；
[0057] 第一端与所述第一整流管D1的阴极相连、第二端接地的第二电阻R2；
[0058] 与所述第二电阻R2并联的第一电容C1；
[0059] 其中，所述第二电阻R2的第一端作为所述DC-DC电源113的第一输出端，所述第二电阻R2的第二端作为所述DC-DC电源113的第二输出端。
[0060] 下面对本申请上述实施例公开的DC-DC电源113的工作原理进行说明：
[0061] 参见图3，所述DC-DC电源113为boot型电路，其工作过程即MOS管203打开、关闭周期反复的过程。当MOS管203打开时刻到来时，所述DC-DC控制芯片201驱动所述MOS管203的源极，打开MOS管203，漏极电位降低，所述整流管D1截止，输入电源+Vcc的电流经过第三电感L3、MOS管203到地，电流由小变大，所述第三电感L3储存的电能逐步增大。随后，所述DC-DC控制芯片201驱动所述MOS管203的源极，关闭所述MOS管203，已经储存电能的第三电感L3两端的电压升高，使得所述整流管D1导通，向所述第一电容C1充电，所述第一电容C1两端的电压升高，该电压经过第一电阻R1、第二电阻R2分压后，反馈给所述DC-DC控制芯片201，调整下一个MOS管203打开、关闭周期里打开的时间。所述MOS管
203如此反复打开、关闭，使得所述第一电容C1两端的电压基本维持稳定。
203如此反复打开、关闭，使得所述第一电容C1两端的电压基本维持稳定。
[0062] 进一步的，由于所述电容倍增电路302具有低通特性和优异的滤波特性，减小了对高压电源输出纹波幅度的要求，因此，所述第三电感L3的电感量可以更小，因而，使得所述第三电感L3的体积减小，进而导致所述DC-DC电源113的体积减小。
[0063] 针对于上述高压电源电路本申请还公开了一种高频血管内超声系统，该高频血管内超声系统应用有本申请上述任意一项实施例公开的高压电源电路。
[0064] 参见图4，本申请公开的高频血管内超声系统包括：
[0065] 包括：主机箱101、导管接口盒106和换能器110；
[0066] 所述主机箱101内设置有：计算机102、数据处理器103和ADC采集器104；
[0067] 所述导管接线盒106内设置有：DC-DC电源113、倍增电容电路302、模拟前端107、高压激励驱动111和收发开关108；
[0068] 其中，所述计算机102的输入端通过PCLe等高速接口与所述数据处理器103的输出端相连，所述数据处理器103的输入端与所述ADC采集器104的输出端相连，所述ADC采集器104的输入端与所述模拟前端107的输出端相连，所述模拟前端107的输入端与所述收发开关108的第一端相连，所述DC-DC电源113的输出端与所述倍增电容电路302的输入端相连，所述倍增电容电路302的输出端与所述高压激励驱动111的输入端相连，所述高压激励驱动111的输出端与所述收发开关108的第二端相连，所述收发开关108的第三端通过驱动电缆与所述换能器110相连。
[0069] 最后，还需要说明的是，在本文中，诸如第一和第二等之类的关系术语仅仅用来将一个实体或者操作与另一个实体或操作区分开来，而不一定要求或者暗示这些实体或操作之间存在任何这种实际的关系或者顺序。而且，术语“包括”、“包含”或者其任何其他变体意在涵盖非排他性的包含，从而使得包括一系列要素的过程、方法、物品或者设备不仅包括那些要素，而且还包括没有明确列出的其他要素，或者是还包括为这种过程、方法、物品或者设备所固有的要素。在没有更多限制的情况下，由语句“包括一个……”限定的要素，并不排除在包括所述要素的过程、方法、物品或者设备中还存在另外的相同要素。
[0071] 对所公开的实施例的上述说明，使本领域专业技术人员能够实现或使用本发明。对这些实施例的多种修改对本领域的专业技术人员来说将是显而易见的，本文中所定义的一般原理可以在不脱离本发明的精神或范围的情况下，在其它实施例中实现。因此，本发明将不会被限制于本文所示的这些实施例，而是要符合与本文所公开的原理和新颖特点相一致的最宽的范围。
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