CN103516254A - 用于振动型致动器的驱动装置以及使用它的医疗系统 - Google Patents

Abstract

本发明涉及用于振动型致动器的驱动装置以及使用它的医疗系统。本发明的用于振动型致动器的驱动装置是用于对布置在磁屏蔽室内的振动型致动器进行驱动的驱动装置。驱动装置包括线性放大器，其被配置为接收基于用于对振动型致动器进行驱动的驱动波形的信号，并输出将被应用于振动型致动器的驱动电压。

Description

用于振动型致动器的驱动装置以及使用它的医疗系统

技术领域

本公开涉及用于振动型致动器的驱动装置以及使用它的医疗系统。特别地，本公开涉及包括磁共振成像（MRI）设备或脑磁波描记器（MEG）的医疗系统，以及在该医疗系统中操作的振动型致动器的驱动装置。

背景技术

近些年来，例如操纵器（manipulator）的医疗机器人装置已得到积极研究。一个典型的例子是使用磁共振成像（MRI）设备的医疗系统，且该医疗系统使得用户能够在观看MR图像的同时对操纵器的机械臂的位置进行控制，并执行准确的活组织检查和治疗。MRI是这样的技术：其对于对象（样本）的将被测量的位置提供静磁场以及由特定射频磁场产生的电磁波，并通过应用由对象内部的设置所感应的核磁共振现象来产生图像。

由于使用高的磁场，MRI不能将包括铁磁体的电磁式电机用作机械臂的动力源。因此，以超声波电机为代表的振动型致动器适合用作该动力源。由用于振动型致动器的控制器产生的射频噪声也对MR图像有影响，因此有必要大大抑制或阻止来自控制器的噪声。

日本专利特开No.2000-184759描述了根据振动型致动器的驱动波形的脉冲宽度产生的谐波量的变化，还示出了这样的电路配置：其中，脉冲信号的电压由变压器进行升压。类似地，在这种情况下，振动型致动器典型地由伪正弦波驱动，其中，脉冲电压的波形由于使用电感元件或其它元件而变得圆滑。由于波形是基于脉冲电压而产生的，伪正弦波具有这样的波形：其中，除了基波以外，还叠加了具有为基波频率的整数倍的频率的谐波。

日本专利特开No.2011-245202描述了在MRI设备中的管状测量部分（腔）中布置的振动型致动器，该部分成为高磁场环境。用于振动型致动器的控制器被布置在距MRI的测量部分为最大距离处，且控制器使用电磁屏蔽控制线连接到振动型致动器。

日本专利特开No.2000-184759中示出的已知驱动电路可使用由变压器二次侧的电感器和振动型致动器的阻尼电容形成的滤波器特性在某种程度上对驱动波形进行平滑。也就是说，能在某种程度上对谐波分量进行抑制。然而，由于最后的输出级也是由开关电路构成，紧接在从该电路输出后的波形原则上包含许多叠加的谐波分量。因此，当振动型致动器在放置MRI设备的磁屏蔽室中被致动时，发生噪声混入MR图像的问题。另外，由于这样的驱动电路具有不平坦的频率响应特性，波形也因由于振动型致动器的振动幅值变化导致的阻抗变化而大大改变。相应地，噪声的频率特性可依赖于驱动条件而变化。

即使是如日本专利特开No.2011-245202中那样控制线被屏蔽，仍难以完全去除驱动波形中的谐波噪声。

发明内容

本申请提供了包含在用于振动型致动器的驱动电压中的谐波分量的减小。

本公开的振动型致动器是一种用于对布置在磁屏蔽室中的振动型致动器进行驱动的驱动装置。该驱动装置包括线性放大器，其被配置为接收基于用于对振动型致动器进行驱动的驱动波形的信号，并输出将被应用于振动型致动器的驱动电压。

从下文参照附图对示例性实施例的描述，本发明的进一步的特征将变得清晰。

附图说明

图1是示出了根据第一实施例的系统配置的示图。

图2是示出了振动型致动器的示例性配置的示图。

图3是压电部件的平面图。

图4是示出根据第一实施例的驱动电路的变型的示图。

图5示意性地示出了第一实施例的变型中的各部分的操作波形。

图6是示出连接磁屏蔽室内部和外部的光学传输单元的示例的示图。

图7示意性地示出了图6所示的各部分的操作波形。

图8示出了这样的示例：其使用数-模转换器而不是图6所示的差动放大器。

图9是示出使用光学波分复用的光学传输单元的示例的示图。

图10是示出根据第二实施例的用于振动型致动器的驱动电路的示图。

图11示意性地示出了图10所示的各部分的操作波形。

图12是示出根据第二实施例的驱动电路的变型1的示图。

图13是示出光接收器及其周边的电路配置的示例的示图。

图14示出了图12所示电路的增益的频率特性。

图15是示出根据第二实施例的驱动电路的变型2的示图。

图16示出了图15所示电路的增益的频率特性。

图17示出了当图15所示电路的变压器使用环形芯（toroidalcore）时的增益的频率特性。

图18是示出根据第三实施例的用于振动型致动器的驱动电路的示图。

具体实施方式

根据本公开的振动型致动器以及其驱动装置（驱动电路）可用于包括MRI设备或其他设备的医疗系统。MRI设备用射频（RF）脉冲对样本进行照射，并使用高灵敏度RF接收线圈来接收由样本响应于照射产生的电磁波。于是，MRI设备基于来自RF接收线圈的接收信号获得样本的磁共振（MR）图像。根据本发明的振动型致动器以及其驱动装置不局限于应用于上面描述的医疗系统。二者还可应用于如下这样的设备或系统：该设备或系统用于测量与电磁波和磁性有关的物理量（例如，磁通密度“特斯拉[T]”，磁场强度“A/m”以及电场强度“V/m”）。下面参照附图描述本发明的实施例。

第一实施例

图1是示出根据本公开第一实施例的医疗系统的配置的示图。此系统进行功能性磁共振成像（fMRI）。fMRI是使用MRI设备来使由大脑和脊椎活动引起的血液流动的变化可视化的技术。此系统在时间序列的基础上通过使用振动型致动器移动机械臂来改变接触刺激，并测量大脑内部血液流动的对应的变化。除了接触刺激外，多种类型的刺激（例如视觉刺激和听觉刺激）作为该系统中使用的刺激得到研究。特别地，当机械臂或其他工具在MRI设备内移动时，驱动源产生的电磁噪声通过磁屏蔽而得到减小，并且，部件受到消磁，以便使静磁场的失真最小化。

（MRI设备的基本配置）

首先，参照图1，描述作为根据当前实施例的医疗系统的、包括MRI设备的系统的配置。可应用本公开的医疗系统至少包括布置在磁屏蔽室1内的测量单元以及布置在磁屏蔽室1外的控制器8。

MRI设备对于被称为拉莫尔频率的频率附近的电磁噪声特别敏感，其中，拉莫尔频率根据设备特有的磁场强度确定。拉莫尔频率是对象6大脑内的原子核的磁偶极距的进动频率（frequency ofprecession）。对于MRI设备通常在临床上使用的0.2T到3T的磁场强度，拉莫尔频率在从8.5MHz到128MHz的范围中。因此，有必要在磁屏蔽室内操作的装置中大大减小在该范围的频率处的电磁噪声的发生。然而，由于其中使用了中央处理单元（CPU）或现场可编程门阵列（FPGA）的控制器8典型地以大约10MHz到50MHz的外部时钟操作，当其谐波被包括在内时，由于该时钟信号造成的电磁噪声与拉莫尔频率的范围有大的重叠。由于这一点，被配置为对大脑内发生的微弱磁场的变化进行测量的测量单元被布置在磁屏蔽室1内，磁屏蔽室1阻止了外部噪声的影响。

MRI设备的测量单元至少包括：超导磁体2，用于产生静磁场；梯度线圈3，用于产生梯度磁场以识别三维位置；RF线圈4，用于以电磁波对对象6进行照射并接收电磁波；以及用于对象6的台子5。RF线圈4对应于接收部分。超导磁体2和梯度线圈3两者实际上均为圆柱形，且二者在图1中被示为其半部被去除。RF线圈4专门用于大脑内的MR成像的测量，并以管状形式构建，以覆盖躺在台子5上的对象6的头部。根据来自布置在磁屏蔽室1外部的控制部分（未示出）的控制信号，MRI设备的测量单元产生多种序列的梯度磁场并发射电磁波。使用来自RF线圈4的接收信号，外部控制部分（未示出）获得关于大脑内部的多种类型的信息。用于对电磁波进行控制的此控制部分可包括在控制器8之内。

机械臂7固定在测量单元中的台子5上。机械臂7可进行基座的枢转以及两个关节的三个自由度的移动，并可使得臂尖端的接触球以任何按压力与对象6的任何位置按压接触，并能向对象6提供时间序列刺激。机械臂7的各关节和枢转基座配备有图2所示的振动型致动器、旋转传感器以及力传感器（二者均未示出）。旋转传感器和力传感器中的每一个的信号被转换为光信号，且其通过光纤9传输到布置在磁屏蔽室1外的控制器8。机械臂7的各关节配备有振动型致动器，且振动型致动器是用于直接对关节进行驱动的机构。因此，整体刚度较高，且机械臂7的操作可向对象6提供宽频率范围内的多种刺激。包括振动型致动器的机械臂7的主要结构用非磁性材料制造，且其被设计为使得由超导磁体2产生的静磁场的干扰最小化。

在实际测量中，首先，要求对象6用手紧握机械臂7的尖端且尽可能地不移动其手臂。接着，在由机械臂7产生力的同时，在时间序列的基础上改变力的量值、力的方向模式以及其它元素，并且，测量对象6大脑内的血液流动变化。对于这样的测量，由于必须连续施加力，对机械臂7的驱动是连续的。

根据用于以预设的路线以及预设的按压力向对象6提供刺激的时间序列信号与来自旋转传感器和力传感器的信息之间的比较结果，控制器8输出用于对振动型致动器进行驱动的驱动信号（驱动波形）。驱动信号是其中正弦波受到脉冲宽度调制的脉冲信号。这种脉冲宽度调制信号被转换为控制器8内的光信号，且光信号通过光纤10被传输到磁屏蔽室1。光纤10对应于光学传输单元。

光接收器11将从控制器8输出的光信号转换为电信号。低通滤波器12从光接收器11输出的脉冲宽度调制信号中去除谐波分量，并输出平滑的正弦信号。于是，线性放大器13对输出自低通滤波器12的正弦信号进行线性放大，并将之应用于振动型致动器。线性放大器13对应于线性放大单元。

（振动型致动器的配置）

下面描述适用于本公开的振动型致动器的配置。图2示出了振动型致动器的示例性配置。当前实施例中的振动型致动器包括振动器和被驱动部件。

振动器包括弹性部件14和压电部件15。压电部件15是压电元件（电-机械能转换元件）。弹性部件14具有环状结构，其在一个表面上具有梳齿形状。压电部件15被附接到弹性部件14的另一表面。弹性部件14的梳齿形状的突起部的上表面被附接到摩擦部件16。被驱动部件为转子17。转子17具有盘型结构，该结构被按压单元（未示出）按压以与弹性部件14接触，且摩擦部件16被布置在盘型结构与弹性部件14之间。

当交变电压（驱动电压）被应用于振动型致动器中的压电部件15时，在弹性部件14中发生振动。这种振动在转子17与摩擦部件16之间产生摩擦力，且摩擦力使转子17相对于弹性部件14旋转。旋转轴18固定在转子17的中心，并与转子17一起旋转。在当前实施例中，这种振动型致动器被布置在图1中用圆圈指示的两个关节中的每一个上以及台子5与机械臂7的基座之间的连接上，以使能够进行两个关节中的每一个的旋转以及整体部分的枢轴运动。

图3是压电部件15的平面图。压电部件15包括压电部分以及压电部分上的环形电极。电极包括多个分割电极。图3中的符号+和-指示与各电极对应的区域中压电部分的极化方向。压电部件15的后侧是单个电极，其整个表面允许传电。电极大致分为三组：电极15-a和15-b，用于导致振动；电极15-c，用于检测振动；以及，电极15-d，用于连接到地。这些组彼此电气独立，且一组中的电极使用导电涂料或其它涂料（未示出）连接。用于连接到地的电极15-d使用导电涂料电气连接到附接于其后侧的弹性部件14。具有不同相位的交变电压φA和φB分别被应用于用于导致振动的电极15-a和15-b，并且，在弹性部件14中出现沿着环的圆周行进的行进振动波。

（用于振动型致动器的驱动电路的基本配置）

重新参照图1，接下来详细描述根据当前实施例作为用于对振动型致动器进行驱动的装置的驱动电路。在当前实施例中，用于振动型致动器的驱动电路包括光接收器11、低通滤波器12以及线性放大器13。控制器8被连接到驱动电路，接收来自驱动电路的光信号以及向驱动电路输出光信号，并作为被配置为生成驱动信号（驱动波形）的波形发生单元而操作。线性放大器13包括A类或AB类放大器，并输出具有小的谐波失真的波形。

如上面所描述的，在当前实施例中，从控制器8输出的驱动信号是其中正弦波受到脉冲宽度调制的脉冲信号，在控制器8内部被转换为光信号，且光信号通过作为光学传输单元的光纤10被传输到磁屏蔽室1之中。

光接收器11将控制器8输出的光信号转换为电信号。低通滤波器12从光接收器11输出的脉冲宽度调制信号中去除谐波分量，并输出平滑正弦信号。也就是说，低通滤波器12至少去除其中正弦波受到脉冲宽度调制的脉冲信号中的处于或高于调制频率的频率分量。上面描述的具有其中正弦波受到脉冲宽度调制（PWM）的波形的脉冲信号可具有通过其他脉冲调制方案获得的波形。例如，原始正弦波可由使用以ΔΣ调制为典型的脉冲密度调制（PDM）或脉冲幅值调制（PAM）产生的波形在其射频分量通过使用滤波器被去除时获得。

此后，作为线性放大单元的线性放大器13接收如下这样的正弦波（模拟信号）作基于从低通滤波器12输出的驱动波形的信号：在该正弦波中，处于或高于脉冲宽度调制信号的调制频率的频率分量被去除。线性放大器13对输入的正弦波进行线性放大，并将之应用于振动型致动器。因此，基本上不存在由于线性放大器13导致的谐波。在上面提到的PDM的情况下，它是类似于频率调制的方案，且不存在调制频率。上面描述的示例使用了其中处于或高于脉冲宽度调制信号的调制频率的频率分量被去除的正弦波。也可使用对高于原始正弦波的频率的频率进行去除的低通滤波器。例如，在PDM的情况下，使用去除原始正弦波频率两倍或更高频率的低通滤波器使得能够去除射频波形失真。

然而，由于存在对低通滤波器性能的限制，不可能完全消除由于例如脉冲宽度调制的脉冲调制所导致的射频波形失真。拉莫尔频率由超导磁体2和梯度线圈3形成的磁场的磁通密度量值确定。由于拉莫尔频率联系到磁通密度的变化，当给定梯度磁场时，拉莫尔频率具有某一频率范围。

在当前实施例中，对调制频率进行选择以使上面描述的拉莫尔频率范围和作为上面描述的脉冲宽度调制的调制频率整数倍的频率不互相重叠能够进一步减小噪声混入MR图像。特别地，当驱动波形是其中正弦波受到脉冲宽度调制或脉冲幅值调制的脉冲信号时，优选为，作为该脉冲信号的调制频率整数倍的频率不与拉莫尔频率范围重叠。也就是说，当基于驱动波形的信号是包含谐波的正弦波时，优选为，频率被设置为使得谐波不与拉莫尔频率范围重叠。包含谐波的正弦波对应于伪正弦波。

对用于振动型致动器的驱动电压的频率进行设置以使脉冲宽度调制导致的其他谐波分量不与拉莫尔频率范围重叠也对噪声抑制有效。脉冲宽度调制导致的其他谐波分量的示例包括作为驱动频率整数倍的频率分量、作为驱动频率整数倍的频率分量与作为脉冲宽度调制频率整数倍的频率分量的和以及其间的差。

另外，当驱动波形是其中正弦波受到数字-模拟转换的信号时，优选为，作为D/A转换采样频率整数倍的频率不与拉莫尔频率范围重叠。

用于对振动型致动器的速度进行控制的典型方法是控制驱动频率。如上面所描述的，当脉冲宽度调制所导致发生的谐波在拉莫尔频率范围附近的驱动波形频率范围被预先设置且驱动电压的频率被控制为在所设置的频率范围之外时，可抑制噪声对MR图像的混入。当在感兴趣的位置以外的位置处在某种程度上允许噪声混入MR图像时，上面描述的拉莫尔频率范围可变窄到在感兴趣的位置附近的拉莫尔频率。

（第一实施例中的驱动电路的变型1）

接下来参照图4描述当前实施例中的驱动电路的变型1。对于上面描述的基本配置示例，光接收器11的输出被输入到低通滤波器12，且低通滤波器12去除PWM信号的调制频率。对于当前变型，光接收器11也具有滤波器特性。图4示出了当前实施例中的驱动电路的变型。在当前变型中，光接收器11通过光纤接收脉冲信号Pa与Pb，在脉冲信号Pa与Pb的每一个中，正弦波受到脉冲宽度调制。当前变型中的光接收器11具有低通滤波器功能，去除各PWM信号的调制频率，并输出具有不同相位的两个正弦信号Sa与Sb。

当前变型的驱动电路包括反相线性放大器19和20，其各自具有使用电容器而受到限制的带宽。如果光接收器11具有不充足的滤波器特性，具有上面描述的调制频率分量的信号可残留于各正弦信号Sa与Sb（基于驱动波形的信号）中。为了解决这一点，在当前变型中，各自包括电容器的线性放大器19和20进一步对调制频率分量进行衰减，且作为驱动电压的交变电压Va与Vb分别被应用于压电部件15-a和15-b。如果光接收器11的滤波器特性预先被充分限制到一频率范围，不像当前变型那样，线性放大器19和20可不具有带宽使用电容器受到控制的配置。

图5示意性地示出了图4所示的各部分的操作波形的失真。图5揭示，其中正弦波受到脉冲宽度调制的脉冲信号Pa与Pb的具有调制频率分量的信号残留在信号Sa与Sb中，而它们基本上不包含在作为要被应用于压电部件15-a和15-b的驱动电压的交变电压Va和Vb中。然而，即使在这种情况下，由于存在弱的电磁波可能影响MR图像的可能性，优选为，拉莫尔频率范围和作为脉冲宽度调制频率整数倍的频率不互相重叠。

（第一实施例中的驱动电路的变型2）

接下来参照图6描述当前实施例中的驱动电路的变型2。图6示出了使用光纤（光学传输单元）在磁屏蔽室1内外之间的信号通信。波形发生器21生成具有不同相位的四相脉冲信号Pa、/Pa、Pb以及/Pb，其中，与来自指令单元（未示出）的频率指令对应的正弦信号受到脉冲宽度调制。波形发生器21、指令单元以及发送器22到25被布置在图1所示的控制器8之内。

其正弦信号被脉冲宽度调制的脉冲信号Pa及Pb的相位和脉冲信号/Pa及/Pb的相位分别反转。脉冲信号Pa与Pb的脉冲宽度调制之前的正弦信号彼此以90°异相。发送器22、23、24和25将其相应的脉冲宽度调制信号转换为光信号。从发送器22、23、24和25输出的光信号分别通过光纤26、27、28和29被传输到磁屏蔽室1内。接收器30、31、32和33分别将通过光纤26、27、28和29输出的光信号转换为电信号，并将它们输出为TTL电平脉冲信号。

差动放大器34和35分别对从接收器30与31输出的信号之间的差和从接收器32与33输出的信号之间的差进行放大，并具有对处于或高于与输入脉冲宽度调制信号的调制频率有关的谐波分量的频率分量进行去除的滤波器特性。也就是说，在当前变型中，差动放大器34作为低通滤波器操作。在当前变型中，接收器30和31以及差动放大器34构成光接收器。

图7示意性地示出了图6所示的各部分的操作波形。图7揭示，如当前变型中那样使用差动放大器的配置使得脉冲宽度调制的调制频率分量仍可被抵消。因此，即使对于相对缓和的滤波器特性，谐波失真能够得到减小。图7还揭示，对于信号Sa，脉冲宽度调制的调制频率分量得到抵消，但在其双倍频率附近的频率分量仍残留。此双倍频率分量可通过例如将线性放大器19和20——如变型1中所描述的那样，均包括电容器——连接到差动放大器的输出侧被减小。

在当前实施例中，如图8所示，D/A转换器可代替图6所示的差动放大器使用。D/A转换器36和37为2位D/A转换器。波形发生器21输出表示为2位的两相位正弦信号，代替其中四相正弦波受到脉冲宽度调制的脉冲信号。正弦信号的波形被生成为2位并行信号Pa0和Pa1以及2位并行信号Pb0和Pb1，它们通过光纤26、27、28和29传输到D/A转换器36和37。D/A转换器36和37被配置为使得当输入变化时，各D/A转换器36和37立即改变将被输出的模拟信号的值。各D/A转换器36和37包括对处于或高于上面描述的正弦信号的频率的频率分量进行去除的低通滤波器，并输出具有平滑波形的正弦波。图8所示的D/A转换器36和37对并行信号输入的输入进行操作。作为替代，多位信号可使用对串行信号输入进行操作的公知的D/A转换器来传输。

（光学传输单元）

下面描述适用于本申请的光学传输单元。光学传输单元是波形传输单元，并且是被配置为对转换为光的光信号进行传输的单元。除与光学传输有关的部分以外的配置基本上与图8中的相同，并省略对其的描述。图9示出了使用光学波分复用的光学传输单元的示例。当有必要使用多条信号线连接磁屏蔽室1内外时，光纤数量增大。为了解决这一点，在当前实施例中，不同波长的光束用于个体信号，光束被组合，且组合的光由光检测器按波长分开。这使得许多信号能够使用单根光纤来传输。光组合单元38组合来自发送器22和23的具有不同波长的光束，并输出组合光。光分割单元39将通过光纤26输出的光按波长分开，并将光束输出到接收器30和31。

在当前实施例中，将被输入到线性放大器的信号可使用例如维恩电桥（Wien bridge）的公知正弦波振荡器的输出来产生。这使得数字信号能被完全消除，并对于对噪声敏感的应用有效。由于线性放大器理想地对输入信号进行放大，这是用于使用正弦波对振动型致动器进行驱动的理想驱动电路。由于维恩电桥是模拟振荡器且射频噪声小，其可布置在磁屏蔽室1内。

上面的描述示出了使用例如光纤的光学传输单元在磁屏蔽室1内外之间传输信号的示例。然而，在本申请中，也可使用这样的波形传输单元：其被配置为不仅在将信号转换为光之后传输光，还在不进行转换的情况下传输电信号。在这种情况下，波形发生单元可被布置在磁屏蔽室内。

如上面所描述的，在当前实施例中，由线性放大器输出将被应用于振动型致动器的驱动电压，包含在驱动电压中的谐波分量因此被减小，且谐波分量的噪声得到抑制。由于线性放大器的输出阻抗低，因此即使振动型致动器的阻抗特性变化，应用于振动型致动器的驱动电压的波形中的变化仍小。因此，如果应用于振动型致动器的驱动电压包含谐波分量，由于振动型致动器的驱动状态的变化导致的谐波分量的增大或减小能够得到抑制，并且，可获得稳定的测量。

使用线性放大器的输出被直接连接到振动型致动器的方法，来自电源线的共模噪声可被混入。然而，将电池用作磁屏蔽室1内的电路的电源能避免噪声通过电源线混入。

在通过MRI设备测量影片中使用当前实施例的振动型致动器可抑制MR图像中的闪烁等等，这是因为由于振动型致动器操作差异所导致的噪声较小。这有助于作为用户的医生在实时观看影片的同时进行医疗实践。

由于MR图像之间的条件变化小，相对的比较是容易的。因此，增强了由MR图像之间的变化等等对大脑组织等等的机能进行评估的fMRI测量的性能。另外，由于噪声的发生能够得到减小，当振动型致动器在MRI设备附近受到驱动时，可获得与以前的情况相比具有较小噪声的MR图像。振动型致动器的屏蔽措施的简化使得能够实现医疗系统的更为紧凑的配置。

在当前实施例中，描述了在作为医疗系统的MRI设备期间运行驱动振动型致动器的情况。类似的优点也可由以测量电磁波或磁性为目的放置在磁屏蔽室内的设备获得。例如，脑磁波描记器（MEG）等使用通过对象大脑内的神经元中的信号传输传递的电流来测量微弱的磁场。MEG常常用作fMRI测量的补充，且也用于检查对上面描述的对于对象的刺激的响应的目的。相应地，如同MRI设备的情况一样，MEG需要尽可能地阻止来自外部的电磁噪声的混入，且当前实施例的使用使得MEG能够进行具有小的噪声的测量。

在当前实施例中，滤波器具有这样的配置：其中一部分具有低通滤波器特性以抑制噪声。也可使用对拉莫尔频率范围进行抑制的带阻滤波器。

第二实施例

接下来描述本申请的第二实施例。图10示出了根据第二实施例的用于振动型致动器的驱动电路。在当前实施例中，变压器被布置在线性放大器19及20与振动型致动器的压电部件15的电极15-a及15-b之间，且该电路与地绝缘。也就是说，变压器的一次侧连接到线性放大器，而变压器的二次侧连接到振动型致动器。从线性放大器输出的驱动电压通过变压器应用于振动型致动器。因此，可在某种程度上防止通过线性放大器19和20的电源线混入的共模噪声进入振动型致动器。

图10所示的驱动电路的配置是这样的配置：变压器40和41被添加到图4中的电路配置。光接收器11的操作与图4中的那些不同。图4中的光接收器11具有低通滤波器特性，且因此，输出信号具有基本为正弦波的波形，其中叠加了具有脉冲宽度调制的调制频率分量的信号。当前实施例的光接收器11输出脉冲信号Pa和Pb，在脉冲信号Pa和Pb的每一个中，正弦波受到脉冲宽度调制。

图11示意性地示出了图10所示的各部分的操作波形。各脉冲信号Pa和Pb是脉冲信号，其中，正弦波受到脉冲宽度调制，并且，各脉冲信号Pa和Pb的高电平和低电平具有相同的量值并具有不同的符号。

各自具有电容器的线性放大器19和20具有低通滤波器特性。各输出信号Va和Vb是这样的正弦信号，其中叠加了具有脉冲宽度调制的调制频率的信号。变压器40和41二次侧（邻近于压电部件的电极15-a和15-b）的各信号Da和Db是平滑的正弦波，其中，消除了脉冲宽度调制的调制频率分量。这是因为脉冲宽度调制的调制频率分量被主要由变压器40及41的泄漏电感与压电部件15-a及15-b的阻尼电容确定的低通滤波器特性去除。以这种方式设置变压器的泄漏电感能够简化滤波器配置。在上面的示例中，滤波器被布置在变压器中以及变压器之前的部分中。滤波器也可布置在变压器之后。

（第二实施例中的驱动电路的变型1）

接下来描述当前实施例中的驱动电路的变型1。图12示出了根据第二实施例的驱动电路的变型。典型地，即使在输入电压为0伏时，各线性放大器的输出具有偏移电压。因此，当线性放大器如图10所示被连接到变压器一次侧并在没有电流限制的情况下操作时，大的电流可能在输出中传递，并且，这可导致变压器和线性放大器的劣化。即使是在偏移电压被调节为0伏时，仍需要具有作为用于线性放大器的电源的正负电源二者，因此，设备的尺寸可能大。对此问题的可能方法是为线性放大器提供电流限制电路，并在变压器一次侧串联布置电阻器，以限制直流。然而，当振动型致动器不活动时，这些方法可能导致功率损耗的增大。相应地，在此变型中，描述了在抑制功率损耗的同时对电流进行限制的电路配置。

图12所示的驱动电路是这样的驱动电路：其中，在变压器40和41一次侧通过的直流被串联连接到变压器一次侧的电容器42和43阻止。这使得线性放大器能用单个电源（电压Vcc）操作。图12中的驱动电路的操作在下面描述。电压Vcc是用于线性放大器19和20的电源电压。电压Vcc由电阻器R1和R2分压，产生共用电压Vcom，且共用电压Vcom被输入到各线性放大器19和20的正输入以及用于设置光接收器11的输出信号的低电平电压的共用电压端子。

图13示出了光接收器11及其周边的电路配置的示例。图12中的光接收器11由图13中的两个接收器30和31构成，且光纤10由两根光纤26和27构成。由于输入信号从波形发生单元通过光纤26和27输入，因此即使对于磁屏蔽室1外的地电平的脉冲信号，仍能够产生共用电压Vcom电平的脉冲信号Pa和Pb。

图14示出了在图12所示的电路中从变压器40的输入电压Va到输出信号Da的增益的频率特性（即，变压器的输入与输出之间的频率响应特性）。由于以阻止直流为目的而布置的电容器42与43带来的、由电容器42及43与变压器40及41的一次侧电感之间的谐振所导致的增益峰1出现在增益特性中。由变压器40及41的泄漏电感和压电部件15-a及15-b的阻尼电容之间的谐振所导致的增益峰2也出现在增益特性中。F0是应用于压电部件15-a和15-b的正弦波的基频。这一特性显示，振动型致动器的急剧负载变化、驱动电压变化等等的影响使得电路特性是振动的，且这可能成为噪声发生的因素。

为了解决这一问题，第一措施是在脉冲宽度调制波形发生器（未示出）中形成波形，使得包括启动和停止时在内的急剧电压施加得以避免，且应用于振动型致动器的电压的幅值逐渐变化。

第二措施是对电路进行设计以使得增益特性的峰足够小。这一措施能够避免仅靠第一措施可能难以处理的急剧负载变化的影响。第二措施参照图15来描述。

（第二实施例中的驱动电路的变型2）

图15示出了根据当前实施例的驱动电路的变型2。当前变型中的驱动电路是这样的驱动电路：其中，电阻器44和45串联添加到图12中的变压器40和41的一次侧。图16示出了在图12所示的电路中从变压器40的输入电压Va到输出信号Da的增益的频率特性（即变压器的输入与输出之间的频率响应特性）。串联布置在变压器40和41的一次侧的电阻器抑制增益峰1和2，且增益特性如图16所示地变化。图16揭示，增益峰1不存在，增益峰2受到抑制。图15中的电阻器可用另一电阻元件（例如正温度系数热敏电阻）代替。

在图16中存在增益峰2的原因在于，电阻器导致的衰减是不够的。由于电阻器导致的大的衰减带来减小的效率，对此问题的方法可以是这样的措施：减小变压器的泄漏电感。图17示出了通过在变压器中使用环形芯来减小泄漏电感时的增益特性。如图17所示，由于泄漏电感减小，增益峰2不存在。

如上面所描述的，在当前实施例中，从线性放大器输出将被应用于振动型致动器的驱动电压使得包含在驱动电压中的谐波分量能够被减小，且因此，谐波分量的噪声得到抑制。另外，在当前实施例中，来自电源的噪声传输可通过使用变压器而得到阻止，且作为发生噪声的因素的增益峰特性能得到抑制。这使得能够稳定地对与MRI设备协作进行医疗处理等等的机械臂进行驱动。线性放大器与例如D类放大器的开关放大器相比效率较低。线性放大器19和20的效率能通过使得由变压器40及41的二次侧电感和压电部件15-a及15-b的阻尼电容确定的谐振频率基本上等于振动型致动器的谐振频率来增强。例如，当压电部件的阻尼电容是7.8nF时，如果变压器二次侧电感是3.4mH，谐振频率大约是30.9kHz。通过将此频率设置在振动型致动器的谐振频率或驱动频率附近，能够减小谐振频率附近的线性放大器功率消耗。

在当前实施例中的振动型致动器的驱动电路用在除MRI设备以外的布置在磁屏蔽室内的设备中时，也可获得类似的优点。

第三实施例

接下来描述本申请的第三实施例。图18示出了根据第三实施例的用于振动型致动器的驱动电路。在当前实施例中，磁屏蔽室1内外使用光纤连接，且用于振动型致动器的驱动信号和用于检测旋转位置的编码器信号使用光信号来传输。

响应于来自指令单元（未示出）的输出信号的速度指令，速度控制单元46检测来自旋转编码器52的指示振动型致动器57的驱动状态的旋转速度，并对将被应用于振动型致动器57的交变电压的频率、幅值和相位中的任一个进行控制。速度控制单元46被布置在图1所示的控制器8之内。也就是说，速度控制单元46被布置在磁屏蔽室1之外，并使用光信号连接到磁屏蔽室1内。低通滤波器53和54接收其中正弦波受到脉冲宽度调制的脉冲信号，并从中去除由于脉冲宽度调制导致的谐波分量。去除了谐波分量的信号被输入到线性放大器55和56。从线性放大器55和56输出的交变电压Va和Vb被应用于包括在振动型致动器57中的压电部件15-a和15-b。

各交变电压Va和Vb的频率、相位和电压幅值根据由速度控制单元46产生的脉冲信号独立可控。因此，例如，以预定的模式周期性地改变电压幅值和相位使得在振动型致动器57的环形弹性部件中同时发生在不同方向上的行进振荡波，并使得弹性部件能够以非常低的速度受到驱动。所使用的技术可切换到多种控制技术，例如通过改变行波与驻波之间的平衡而对力进行控制的技术。这使得振动型致动器57能够从低速到高速平滑地受到驱动（包括反转操作），还使得能够驱动需要精细的力控制的操纵器。

旋转编码器52是速度检测单元，其检测指示振动型致动器57的驱动状态的速度，并输出两相模拟正弦信号。来自旋转编码器52的模拟正弦信号被脉冲宽度调制器51进行脉冲宽度调制。在当前实施例中，旋转编码器52和脉冲宽度调制器51构成检测单元。发送器49和50将脉冲宽度调制器51输出的脉冲信号转换为光信号，并通过光纤47和48将光信号从磁屏蔽室1内传输到布置在磁屏蔽室1外的接收器32和33。

速度控制单元46测量来自接收器32和33的各脉冲宽度调制信号的脉冲宽度，并检测旋转编码器52输出的模拟正弦信号的波形。速度控制单元46使用该检测结果来确定预定时间内的移动量，并计算速度。于是，速度控制单元46将此计算结果与来自指令单元（未示出）的速度指令进行比较，并根据该比较结果来确定用于驱动振动型致动器57的各交变电压Va和Vb的频率、相位和幅值。交变电压Va和Vb的所确定的波形迅速受到脉冲调制，且其作为光信号通过发送器22和23被传输到磁屏蔽室1内的驱动电路。于是，振动型致动器57操作以使得旋转速度与速度指令匹配。

在当前实施例中，使用了四根光纤。采用光学波分复用原理，连接也可通过单根光纤来实现。即使在使用多个振动型致动器时，也可减少光纤的数量。

这里再次描述用于振动型致动器的驱动信号作为脉冲信号通过光纤传输的配置的优点。由于速度控制单元46测量来自旋转编码器52的脉冲宽度调制信号的脉冲宽度并生成用于对振动型致动器进行驱动的正弦波脉冲宽度调制信号，其需要具有几十到几百MHz的基准时钟的计数器。为了使多个振动型致动器彼此协作地操作，可能需要用于执行高速计算以控制速度的CPU（控制器）。如今，这些控制器在许多情况下使用现场可编程门阵列（FPGA）等来构建。射频时钟导致的噪声是MRI设备的大敌。特别地，当振动型致动器在MRI设备的腔内操作时，必须避免噪声混入振动型致动器。为了解决这一问题，如当前实施例中那样，将以射频时钟信号操作的部分放置在磁屏蔽室1之外并使用光纤将信号传输到磁屏蔽室1内能够提供避免由于射频时钟导致的噪声在磁屏蔽室1内发生的优点。

另外，使用光纤将用于振动型致动器的驱动信号以及编码器信号连接到远程位置使得能够进行实时控制，这是因为，即使对于复杂波形控制，基本上不发生传输延迟。近来，具有高计算性能的便宜的大尺寸FPGA已经可用。因此，即使对于需要复杂计算的应用，例如复杂波形控制或模型预测，可使用单个FPGA同时进行大量处理。当实施例用在对产品中的噪声进行测量的设备中时，光纤的使用能够应付噪声环境，例如工厂。因此，用于许多振动型致动器的控制部分集成在单个FPGA中且仅用于振动型致动器的驱动电路是分布式的配置能够实现使用许多振动型致动器执行复杂控制的便宜的应用。

根据本发明，通过使用线性放大器来输出将被应用于振动型致动器的驱动电压使得包含在驱动电压中的谐波分量能够被减小，且谐波分量的噪声得到抑制。

尽管已经参照示例性实施例对本发明进行了描述，将会明了，本发明不限于所公开的示例性实施例。以下权利要求的范围应被给予最宽广的解释，从而包括所有这类修改和等同结构以及功能。

Claims (17)

1.一种用于布置在磁屏蔽室内的振动型致动器的驱动装置，该驱动装置包括：

线性放大器，其被配置为接收基于用于对振动型致动器进行驱动的驱动波形的信号，并输出将被应用于振动型致动器的驱动电压。

2.根据权利要求1所述的驱动装置，进一步包括被配置为接收驱动波形的滤波器，

其中，线性放大器被配置为接收基于从滤波器输出的驱动波形的信号。

3.根据权利要求2所述的驱动装置，其中，滤波器是低通滤波器。

4.根据权利要求1所述的驱动装置，其中，线性放大器具有滤波器特性。

5.根据权利要求1所述的驱动装置，进一步包括变压器，

其中，变压器具有连接到线性放大器的一次侧以及连接到振动型致动器的二次侧，且

从线性放大器输出的驱动电压通过变压器被应用于振动型致动器。

6.根据权利要求5所述的驱动装置，进一步包括串联连接到变压器一次侧的电容器。

7.根据权利要求5或6所述的驱动装置，进一步包括串联连接到变压器一次侧的电阻器。

8.根据权利要求1所述的驱动装置，其中，线性放大器被配置为接收正弦波作为基于驱动波形的信号。

9.根据权利要求8所述的驱动装置，其中，线性放大器被配置为接收包含其中正弦波受到脉冲宽度调制或脉冲幅值调制的脉冲信号的调制频率分量的模拟信号作为基于驱动波形的信号。

10.根据权利要求1所述的驱动装置，其中，线性放大器被配置为接收其中正弦波受到脉冲调制的脉冲信号作为基于驱动波形的信号。

11.根据权利要求1所述的驱动装置，其中，线性放大器被配置为接收其中正弦波受到数字-模拟转换的信号作为基于驱动波形的信号。

12.一种医疗系统，包括：

根据权利要求1所述的用于振动型致动器的驱动装置和振动型致动器；

接收部分，其被配置为接收来自对象的电磁波；以及

波形发生单元，其被配置为生成驱动波形，

其中，至少振动型致动器、驱动装置以及接收部分被布置在磁屏蔽室内，且

波形发生单元被布置在磁屏蔽室内或外。

13.根据权利要求12所述的医疗系统，其中，由波形发生单元生成的驱动波形是其中正弦波受到脉冲宽度调制或脉冲幅值调制的脉冲信号，并且作为脉冲信号调制频率的整数倍的频率不与拉莫尔频率范围重叠。

14.根据权利要求12或13所述的医疗系统，其中，由波形发生单元生成的驱动波形是其中正弦波受到数字-模拟转换的信号，并且作为D/A转换采样频率整数倍的频率不与拉莫尔频率范围重叠。

15.根据权利要求12所述的医疗系统，其中，由波形发生单元生成的驱动波形是包含谐波的伪正弦波，并且谐波不与拉莫尔频率范围重叠。

16.根据权利要求12所述的医疗系统，其中，波形发生单元被配置为将驱动波形转换为光信号，

医疗系统进一步包括：

光学传输单元，其被配置为将光信号从磁屏蔽室外传输到磁屏蔽室内；以及

光接收器，其被配置为接收光信号，并将光信号转换为电信号。

17.一种用于被布置在磁屏蔽室内的振动型致动器的驱动装置，

其中，驱动装置被配置为，接收基于用于对振动型致动器进行驱动的驱动波形的信号，并输出基于正弦波生成的波形作为将被应用于振动型致动器的驱动电压。

Images