JP2015517182A - 医用撮像装置 - Google Patents

Abstract

医用撮像装置１０は、負荷２０、２２に供給されるＡＣ電圧を生成する半導体スイッチ２６を具備したインバータ１２と、インバータ１２の半導体スイッチ２６と接続されたインバータ１２の導電体３４、に誘導結合されたコイル３２と、コイル３２からの信号を用いて、導電体３４内の電流を監視する監視回路６０とを有する。

Description

本発明は、医用撮像装置、及び医用撮像装置を動作させる方法に関する。

通常、ＣＴ（コンピュータ断層撮影装置）のようなＸ線装置においては、配線網からの電圧が、Ｘ線管に供給される高電圧に変換される。高電圧発生器は、ＩＧＢＴ又はＭＯＳＦＥＴがスイッチング素子として使用されるインバータを有し得る。

また、ＭＲＴ（磁気共鳴断層撮影装置）のような他の医用撮像装置においても、測定のための磁場を生成するコイルの供給電流を生成するために、同様のインバータが使用されることがある。

そのようなインバータにおいては、スイッチング素子に掛かる電圧を監視することによって、短絡回路又は過電流の検出が実現され得る。電流が高いほどスイッチング素子に掛かる電圧も高いのが通例であるので、スイッチング素子に掛かる電圧は、スイッチング素子を流れる電流の良い指標となり得る。

医用撮像装置においては、特に、可動コンポーネント（例えば、検出器を備えたアーム又はガントリー）の重量を軽減するため、インバータは高周波数（最大１００ｋＨｚ又はそれ以上）で動作されることがある。何故なら、周波数を上昇させると、変圧器及びインダクタのようなコンポーネントの重量が軽減され得るからである。また、完全共振形高周波モードが使用されており、このモードにおいては、共振負荷がインバータに結合されて、より正弦波に近い出力電流が生成される。

インバータが完全共振形高周波モードで動作される場合、スイッチング素子のコレクタ−エミッタ間電圧の監視では、或る一定の遅延の後にのみ電流が適正に測定され得る。さらに、寄生インダクタンスが電流を監視することに問題を生じさせ得る。何故なら、寄生インダクタンスは電圧と電流との間の関係を歪ませ得るからである。

本発明の１つの目的は、正確な過電流検出を医用撮像装置に提供することであり得る。

上記目的は、独立請求項に係る事項によって達成される。更なる典型的な実施形態が、従属請求項及び以下の説明から明らかになる。

本発明の一態様は、例えばＸ線装置、ＣＴ装置、又はＭＲＴ装置といった、医用撮像装置に関する。

本発明の一実施形態によれば、医用撮像装置は、負荷に供給されるＡＣ電圧を生成する半導体スイッチを具備したインバータと、前記インバータの半導体スイッチと接続された前記インバータの導電体、に誘導結合されたコイルと、前記コイルからの信号を用いて、前記半導体スイッチの電流を監視する監視回路とを有する。例えば、このコイルは、空心コイル又はロゴスキーコイルとし得る。

本発明の要点として理解され得ることには、半導体スイッチの供給ラインに誘導結合されたコイルからの信号が、該半導体スイッチにおける過電流検出に使用され得る。特に、この過電流検出は、高速スイッチングするインバータにとって、とりわけ正確になり得る。例えば、半導体スイッチはＩＧＢＴとすることができ、コイルは、ＩＧＢＴのコレクタ−エミッタ経路の周囲に配置され得る。

本発明の更なる一態様は、例えば以上及び以下の説明に記載されるような医用撮像装置といった、医用撮像装置を動作させる方法に関する。

本発明の一実施形態によれば、この方法は、負荷に供給されるＡＣ電圧を生成するよう、医用撮像装置のインバータの半導体スイッチをスイッチングするステップと、前記インバータの半導体スイッチと接続された前記インバータの導電体、に誘導結合されたコイルにて、信号を生成するステップと、前記コイルの前記信号から、前記半導体スイッチに関する電流信号を導出するステップとを有する。

なお、理解されるように、以上及び以下の説明に記載される方法の特徴は、以上及び以下の説明に記載されるシステムの特徴でもあり得る。

以下に記載される実施形態を参照することで、本発明のこれら及びその他の態様が明らかになる。

以下、添付図面を参照して、より詳細に本発明の実施形態を説明する。
本発明の一実施形態に従った医用撮像装置を模式的に示す図である。 図１の医用撮像装置のコイルを３次元的に示す図である。 図１の医用撮像装置の細部を模式的に示す図である。 本発明の一実施形態に従った半導体モジュールを模式的に示す側面図である。

図１は、インバータ１２を有する医用撮像装置１０を示しており、インバータ１２は、２つのインバータレグ１４、共振回路１６、及び変圧器１８を有している。医用撮像装置がＸ線装置である場合、それは更に、高電圧発生器２０及びＸ線管２２を有し得る。医用撮像装置がＭＲＴである場合、コンポーネント２０、２２は、ＭＲＴ１０の測定を実行するために使用される磁場を生成するためのコイル２２を有し得る。何れの場合も、変圧器１８からのＡＣ電流が負荷２０、２２の給電に使用される。

インバータレグ１４は、電圧源２４（例えば、ＤＣリンク）に並列に接続される。各インバータレグ１４は、直列に接続された２つの半導体スイッチ２６（例えば、ＩＧＢＴ２６又はＭＯＳＦＥＴ２６）を有する。各半導体スイッチ２６に並列にフリーホイールダイオード（還流ダイオード）２８が接続される。

共振回路１６及び変圧器１８は、半導体スイッチ２６同士の間でインバータレグ１４に接続される。共振回路１６は、変圧器１８と直列に接続されたキャパシタＣ及びインダクタＬを有する。

インバータ１２は、電圧源２４からのＤＣ電圧を、変圧器１８におけるＡＣ電圧へと変換するように適応される。ＡＣ電圧は、ゲート駆動を用いて半導体スイッチ２６をスイッチングすることによって生成される。インバータレグ１４の出力３８におけるパルス状の電圧が、共振回路１６によって、正弦波のＡＣ電圧へと変換される。

変圧器１８は、インバータからのＡＣ電圧を、より高電圧の、負荷２０、２２に供給されるＡＣ電圧へと変換するように適応される。負荷２０、２２は、例えば、Ｘ線管２２にＤＣ電圧を供給する高電圧カスケード接続構成を有し得る高電圧発生器２０である。

半導体スイッチ２６は、半導体モジュール３０内に置かれ得る。そのような半導体モジュール３０は、１つのインバータレグ１４の半導体スイッチ２６のうちの一方又は双方を収容することができ、場合により、対応するフリーホイールダイオード２８をも収容し得る。

本発明の一実施形態によれば、医用撮像装置１０は、負荷２０、２２に供給されるＡＣ電圧を生成するための、半導体スイッチ２６を具備したインバータ１２を有する。

本発明の一実施形態によれば、医用撮像装置１０は、インバータ１２の出力３８に接続された共振回路１６を有する。共振回路１６は、インバータ１２上の共振負荷として見ることができる。

本発明の一実施形態によれば、医用撮像装置１０は、インバータ１２からのＡＣ電圧を、より高い第１のＡＣ電圧へと変換する変圧器１８を有する。

本発明の一実施形態によれば、医用撮像装置１０は、Ｘ線管２２に供給されるべき、より高い第２の電圧を生成する高電圧発生器２０を有する。

本発明の一実施形態によれば、半導体スイッチ２６はＩＧＢＴを有する。

また、各インバータレグ１４は、過電流検出用のコイル３２と誘導結合されている。図１に示されるように、コイル３２は、インバータレグ１４の負側の入力３４と結合され得る。しかしながら、コイル３２は、正側の入力３６と結合されてもよいし、出力３８すなわち半導体スイッチ２６同士間と結合されてもよい。入力３４、３６及び出力３８は、配線、ケーブル又はバスバーのような導電体を有し得る。

本発明の一実施形態によれば、医用撮像装置１０はコイル３２を有し、コイル３２は、インバータ１２の半導体スイッチ２６と接続されたインバータ１２の導電体３４、３６、３８に誘導結合される。

本発明の一実施形態によれば、インバータ１２は、少なくとも２つの半導体スイッチ２６を具備したインバータレグ１４を有し、コイル３２は、インバータレグ１４の入力３４、３６又は出力３８に結合される。

本発明の一実施形態によれば、インバータ１２の各インバータレグ１４に電流監視用のコイル３２が誘導結合される。

図２は、医用撮像装置１０内で過電流検出に使用され得るコイル３２を示している。図２に示したコイル３２は、ロゴスキーコイル３２としても知られるトロイダルコイル３２である。コイル３２は、強磁性とし得るトロイダルコア（ドーナツ状の磁心）コア４０を有し得る。コイル３２の導電体４２がトロイダルコアの周りに巻き付けられ得る。コイル３２は空心コイル３２であってもよい。

導電体３４、３６、３８の電流を測定するため、導電体３４、３６、３８は、コイル３２によって囲まれた開口４４を貫いて導かれる。

本発明の一実施形態によれば、コイル３２は、導電体３４、７０を囲むトロイダルコイルである。

図３は、コイル３２と結合された、医用撮像装置１０の半導体モジュール３０を示している。例えば、半導体モジュール３０は、ＩＧＢＴ２６を収容したＩＧＢＴモジュール３０である。ＩＧＢＴ２６のコレクタ４６及びエミッタ４８が、寄生抵抗Ｒ_Ｂ及び寄生インダクタンスＬ_Ｂを有するボンドワイヤを介して、モジュール３０の入力３４、３６と接続されている。

本発明の一実施形態によれば、コイル３２は、ＩＧＢＴ２６のエミッタ４８又はコレクタ４６と接続された導電体３４、３６に誘導結合される。

本発明の一実施形態によれば、コイル３２は、半導体スイッチ２６にボンドワイヤを介して接続された導電体３４、３６に誘導結合される。

ＩＧＢＴ２６のゲート５０は、インバータ１２を制御するゲートドライブ５２に接続される。

半導体スイッチ２６を貫く電流Ｉ_ＣＥを監視する１つの手法は、入力３４と３６との間の電圧Ｖ_ＣＥを監視するものである。しかしながら、スイッチング素子２６としてＩＧＢＴ２６を用いる完全共振形高周波インバータにおいてＶ_ＣＥ監視法を用いると、幾つかの問題が生じ得る。

ＩＧＢＴ２６は、その仕様Ｖ_ＣＥ電圧に実際に到達するのに時間を要し得る。換言すれば、Ｖ_ＣＥ電圧は、負荷電流が上昇しても、ゆっくりにしか低下しない場合がある。この低下は、使用されるＩＧＢＴ２６の種類に応じて３μｓも続くことがある。周期１０μｓ（または半波で５μｓ）の１００ｋＨｚインバータ１２を仮定すると、スイッチングＩＧＢＴ２６は、（例えば３μｓの伝導度変調を仮定して）スイッチング動作の最後にようやくその仕様Ｖ_ＣＥに達し得る。

ＩＧＢＴモジュール３０の寄生インダクタンスＬ_Ｂ（例えば、ボンディングワイヤに起因するコレクタ−エミッタ間インダクタンス）は、電圧降下を生じさせ得る。例えば高周波完全共振形モードにおいてなどの、高周波数でのインバータ１２の電流変化（ｄｉ／ｄｔ）は非常に高くなることができ、結果として生じる電圧降下が、測定されるＶ_ＣＥに足し合わされ得る。測定電圧Ｖ_{ＣＥＭｅａｓｕｒｅｄ}は、この電圧降下と半導体２６における実際の電圧Ｖ_ＣＥとの和：

となり得る。

高周波数の正弦波電流によって発生されるこの追加の電圧降下のため、ＩＧＢＴ２６自体における実際のＶ_ＣＥ電圧の監視は複雑になり得る。

ＩＧＢＴ２６のコレクタ−エミッタ経路にコイル３２を配置することで、電流Ｉ_ＣＥを監視する更なる方法が実行され得る。特に、ＩＧＢＴ２６を貫くコレクタ−エミッタ電流Ｉ_ＣＥが直接的に監視され得る。これは、電流Ｉ_ＣＥ自体が監視されるので、上述のＶ_ＣＥ飽和法の欠点を解消し得る。

特に、可動式のアーム又は可動式のＸ線源／検出器構成を有し得るコンピュータ断層撮影（ＣＴ）用及び磁気共鳴断層撮影（ＭＲＴ）用に適応される医用撮像装置１０において、電気機器の重量は、生成される高電圧の周波数に比例する。これらのケースでは、インバータ１２は１００ｋＨｚ以上に至る周波数の出力電圧を生成するように構成されることがあり、コイル３２を用いた電流Ｉ_ＣＥの監視は有利となり得る。

本発明の一実施形態によれば、医用撮像装置１０のインバータ１２の半導体スイッチ２６は、負荷に供給されるＡＣ電圧を生成するようにスイッチングされる。

本発明の一実施形態によれば、半導体スイッチ２６は、ＡＶ電圧の周波数が、例えば３０ｋＨｚより高いなど、１０ｋＨｚより高くなるようにスイッチングされる。

本発明の一実施形態によれば、半導体スイッチ２６は、インバータ１２が共振モードで動作されるようにスイッチングされる。

コイル３２の信号を処理するため、Ｘ線装置１０は更に、積分器６２と比較器６４とを具備した電流監視回路６０又は過電流検出回路６０を有する。

本発明の一実施形態によれば、医用撮像装置１０は、コイル３２からの信号から電流を導出することによって導電体３４、３６、３８の電流を監視する監視回路６０を有する。コイル３２からの信号は、電流Ｉ_ＣＥによって当該コイルに誘起される電圧及び／又は電流とし得る。導電体３４、３６、３８は、電気配線とすることができ、特には、半導体スイッチ２６をインバータ１２の入力３４、３６と相互接続する配線とし得る。

積分器６２は、演算増幅器ＯＡ１を有している。演算増幅器ＯＡ１の反転入力と出力とが、並列にされた抵抗Ｒ１及びキャパシタＣ１で接続されている。コイル３２と並列のシャント抵抗Ｒ４が、コイル３２内の電流を、演算増幅器ＯＡ１に供給される電圧へと変換する。コイル３２のこの電圧信号は、抵抗Ｒ３を介して演算増幅器ＯＡ１の反転入力に、そして直接的に非反転入力に供給される。コイル３２の信号は、コレクタ−エミッタ電流Ｉ_ＣＥの変化に比例する。積分器６２を用いてコイル信号を総計することで、それを電流Ｉ_ＣＥに比例した信号へと変換し得る。

本発明の一実施形態によれば、監視回路６０は、コイル３２からの信号を積分する積分器６２を有する。

比較器６４は、非反転入力が上記演算増幅器の出力に接続された演算増幅器ＯＡ２を有している。演算増幅器ＯＡ２の反転入力は基準電圧Ｖ_Ｒｅｆに接続されている。

コイル３２によって生成される信号は、ＩＧＢＴ２６を貫くコレクタ−エミッタ電流Ｉ_ＣＥのｄｉ／ｄｔに比例する。コイル３２の後の積分器６２（及び、必要な場合に、例えば増幅器や反転回路などのその他の信号調整器）が、ｄｉ／ｄｔ信号を、ＩＧＢＴ２６を貫く電流Ｉ_ＣＥに比例する電流信号へと変換する。

比較器６４は、この電流信号を基準信号Ｖ_Ｒｅｆと比較する。得られた信号がゲートドライブ５２に供給され、ゲートドライブ５２は、過電流が検出された場合に、ＩＧＢＴ２６をオフにスイッチングする。

本発明の一実施形態によれば、監視回路６０は、積分された信号を基準信号Ｖ_Ｒｅｆと比較する比較器６４を有する。

なお、他の例では、モジュール３０は１つ以上のＭＯＳＦＥＴ２６を収容し得る。この場合、以上及び以下の説明において、電流Ｉ_ＣＥは電流Ｉ_ＤＳ（ドレイン−ソース電流）で置き換えられ、電圧Ｖ_ＣＥはＶ_ＤＳ（ドレイン−ソース間電圧）で置き換えられる。

まとめるに、ＡＣ出力電流を生成するようにインバータ１２がゲートドライブ５２によってスイッチングされる医用撮像装置１０の動作中、電流Ｉ_ＣＥが監視されて、半導体スイッチ２６における過電流が決定され得る。

本発明の一実施形態によれば、インバータ１２の半導体スイッチ２６と接続されたインバータ１２の導電体３４、３６、３８に誘導結合されたコイル３２にて、信号が生成される。

本発明の一実施形態によれば、このコイル３２の信号から電流信号が導出され、この電流信号は、半導体スイッチ２６の電流を指し示すか、あるいはそれに比例するかである。

本発明の一実施形態によれば、この電流信号は、コイル３２からの電圧信号を積分することによって導出される。

本発明の一実施形態によれば、積分信号を基準信号Ｖ_Ｒｅｆと比較することによって過電流が検出される。

図４は、半導体モジュール３０の側面図を模式的に示している。例えば、半導体モジュール３０は、インバータレグ１４の２つの半導体スイッチ２６を収容し得る。

半導体モジュール３０の入力／出力３４、３６、３８は各々、例えばビスといった機械的なコネクタ７０、７２、７４を介して、例えばバスバー、銅バー、ケーブル又は回路ボードといった供給ライン７６、７８、８０と接続される。

機械的なコネクタ７０は導電性であり、コイル３２が供給ライン７６とモジュール３０との間に配置されている。故に、機械的なコネクタ７０は、コイル３２と供給ライン７６とをモジュール３０に取り付けており、コイル３２は、機械的なコネクタ７０を介して供給ライン７６からモジュール３０に流れる電流Ｉ_ＣＥを監視するように適応されている。

本発明の一実施形態によれば、医用撮像装置１０は、少なくとも１つの半導体スイッチ２６を収容した半導体モジュール３０を有する。

本発明の一実施形態によれば、コイル３２は、半導体モジュール３０の入力３４の位置で導電体７０と誘導結合される。

本発明の一実施形態によれば、機械的なコネクタ７０を用いて、半導体モジュール３０の供給ライン７６が半導体モジュール３０に接続される。

本発明の一実施形態によれば、機械的なコネクタ７０は導電性であり、コイル３２は機械的なコネクタ７０の周囲に配置される。

本発明の一実施形態によれば、コイル３２は、供給ライン７６と半導体モジュール３０の出力との間に収容スペースを提供され、機械的なコネクタ７０がコイル３２を半導体モジュール３０に締結する。

図面及び以上の記載にて本発明を詳細に図示して説明してきたが、これらの図示及び説明は、限定的なものではなく、例示的あるいは典型的なものとみなされるべきである。本発明は、開示の実施形態に限定されるものではない。開示の実施形態へのその他の変形が、図面、本開示及び添付の請求項の検討から、請求項に係る発明を実施する当業者によって理解されて実現され得る。請求項において、用語“有する”はその他の要素又はステップを排除するものではなく、不定冠詞“ａ”又は“ａｎ”は複数であることを排除するものではない。単一のプロセッサ若しくはコントローラ又はその他のユニットが、請求項に記載される複数のアイテムの機能を果たしてもよい。特定の複数の手段が相互に異なる従属項に記載されているという単なる事実は、それらの手段の組合せが有利に使用され得ないということを指し示すものではない。請求項中の如何なる参照符号も、範囲を限定するものとして解されるべきでない。

Claims (15)

1. 負荷に供給されるＡＣ電圧を生成する半導体スイッチを具備したインバータと、
   前記インバータの半導体スイッチと接続された前記インバータの導電体、に誘導結合されたコイルと、
   前記コイルからの信号を用いて、前記半導体スイッチの電流を監視する監視回路と、
   を有する医用撮像装置。
2. 前記コイルは、前記導電体を囲むトロイダルコイルである、請求項１に記載の医用撮像装置。
3. 前記半導体スイッチはＩＧＢＴを有し、
   前記コイルは、前記ＩＧＢＴのエミッタ又はコレクタと接続された導電体に誘導結合されている、
   請求項１又は２に記載の医用撮像装置。
4. 前記インバータは、少なくとも２つの半導体スイッチを具備したインバータレグを有し、
   前記コイルは、前記インバータレグの入力に結合されている、
   請求項１乃至３の何れか一項に記載の医用撮像装置。
5. 前記インバータの各インバータレグに、電流監視用のコイルが誘導結合されている、請求項１乃至４の何れか一項に記載の医用撮像装置。
6. 前記コイルは、前記半導体スイッチにボンドワイヤを介して接続された導電体に誘導結合されている、請求項１乃至５の何れか一項に記載の医用撮像装置。
7. 当該医用撮像装置は、少なくとも１つの半導体スイッチを収容した半導体モジュールを有し、
   前記コイルは、前記半導体モジュールの入力位置の導電体と誘導結合されている、
   請求項１乃至６の何れか一項に記載の医用撮像装置。
8. 機械的なコネクタを用いて、前記半導体モジュールの供給ラインが前記半導体モジュールに接続され、
   前記機械的なコネクタは導電性であり、前記コイルは前記機械的なコネクタの周囲に配置されている、
   請求項７に記載の医用撮像装置。
9. 前記コイルは、前記供給ラインと前記半導体モジュールの入力との間に収容スペースを提供され、
   前記機械的なコネクタが、前記コイルを前記半導体モジュールに締結する、
   請求項８に記載の医用撮像装置。
10. 前記監視回路は、前記コイルからの前記信号を積分する積分器を有し、
    前記監視回路は、前記積分された信号を基準信号と比較する比較器を有する、
    請求項１乃至９の何れか一項に記載の医用撮像装置。
11. 前記インバータの出力に接続された共振回路、を更に有する請求項１乃至１０の何れか一項に記載の医用撮像装置。
12. 前記インバータからの前記ＡＣ電圧を、より高い第１のＡＣ電圧へと変換する変圧器と、
    Ｘ線管に供給される、より高い第２のＡＣ電圧を生成する高電圧発生器と、
    を更に有する請求項１乃至１１の何れか一項に記載の医用撮像装置。
13. 医用撮像装置を動作させる方法であって、
    負荷に供給されるＡＣ電圧を生成するよう、前記医用撮像装置のインバータの半導体スイッチをスイッチングするステップと、
    前記インバータの半導体スイッチと接続された前記インバータの導電体、に誘導結合されたコイルにて、信号を生成するステップと、
    前記コイルの前記信号から、前記半導体スイッチの電流を指し示す電流信号を導出するステップと、
    を有する方法。
14. 前記半導体スイッチは、前記ＡＣ電圧の周波数が１０ｋＨｚより高くなるようにスイッチングされ、且つ／或いは
    前記半導体スイッチは、前記インバータが共振モードで動作されるようにスイッチングされる、
    請求項１３に記載の方法。
15. 前記コイルの前記信号を積分することによって前記電流信号を導出するステップと、
    前記積分された信号を基準信号と比較することによって過電流を検出するステップと、
    を更に有する請求項１３又は１４に記載の方法。

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