JP2018166967A - 医用画像診断装置 - Google Patents

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Abstract

【課題】充電可能なバッテリ装置を備えつつも、簡素な構成で低コストな医用画像診断装置を提供する。【解決手段】実施の形態における医用画像診断装置は、力率改善回路と、ＤＣ／ＤＣコンバータと、バッテリ装置とを備える。力率改善回路は、交流電源の供給を受けて装置内部の各部を駆動するための直流電源を生成する。ＤＣ／ＤＣコンバータは、力率改善回路にて生成された直流電源を医用画像診断装置の各部を駆動するに適した電圧に変換する。バッテリ装置は、直流電源を蓄えるバッテリと、力率改善回路の後段に接続されバッテリから直流電源を各部に供給する放電回路と、力率改善回路の前段に接続され交流電源の供給を受けてバッテリに対して直流電源を供給する充電回路とを備え、力率改善回路から各部への直流電源の供給が不可能な場合に、各部への直流電源の供給を行う。【選択図】図１

Description

本発明の実施の形態は、医用画像診断装置に関する。
近年、被検体内部の情報を収集し、この収集された情報に基づいて被検体内部を画像化して医用画像を生成する医用画像診断装置が用いられるようになっている。この医用画像診断装置としては、例えば、超音波診断装置の他、Ｘ線ＣＴ装置（ｃｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：コンピュータ断層撮影装置）や、磁気共鳴診断装置（ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ：ＭＲＩ）等が該当する。
これらの医用画像診断装置は、通常検査室等、医療機関内に据え置きに設置されて使用される。従って、医用画像診断装置を用いた検査等を行う場合には、検査等の対象となる患者が医用画像診断装置の設置されている場所まで移動してくることが前提となっている。
また、据え置きに設置されている医用画像診断装置の場合、電源は、医用画像診断装置のプラグをコンセントに接続して、交流電源の供給を受けることになる。但し、停電等、予期せぬ状態で電源の供給が停止する場合も考えられる。そのため、医用画像診断装置によっては、例えば、バッテリ装置を医用画像診断装置の内外に設けて対応している。
特開２０００−１１６０２９号公報
しかしながら、一方で、これら医用画像診断装置を移動可能に構成することで、これまでは医用画像診断装置の設置場所まで移動してくることができず医用画像診断装置を利用することができなった患者に対しても医用画像診断装置の利用が可能となってきている。医用画像診断装置を可搬型とする場合、据え置きの場合のように常時コンセントからの交流電源の供給が受けられるわけではない。すなわち、医用画像診断装置を移動させる場合にはコンセントからプラグを抜く必要があり、再度コンセントにプラグを差し込むまではバッテリ装置からの電源の供給に頼らざるを得ない。
バッテリ装置からの電源の供給を受けている場合に、すぐにバッテリの電力残量がなくなってしまうのでは医用画像診断装置を安定的に利用することは望めない。特に、非常用としてバッテリ装置を用いる場合には、バッテリ装置への充電についてはあまり考慮されていないことも多い。また、せっかく移動可能に構成されていてもバッテリに十分な充電を行うことができないのでは可搬型の医用画像診断装置としての役割が低減する。
本発明は上記課題を解決するためになされたものであり、本発明の目的は、充電可能なバッテリ装置を備えつつも、簡素な構成で低コストな医用画像診断装置を提供することにある。
実施の形態における医用画像診断装置は、力率改善回路と、ＤＣ／ＤＣコンバータと、バッテリ装置とを備える。力率改善回路は、交流電源の供給を受けて装置内部の各部を駆動するための直流電源を生成する。ＤＣ／ＤＣコンバータは、力率改善回路にて生成された直流電源を医用画像診断装置の各部を駆動するに適した電圧に変換する。バッテリ装置は、直流電源を蓄えるバッテリと、力率改善回路の後段に接続されバッテリから直流電源を各部に供給する放電回路と、力率改善回路の前段に接続され交流電源の供給を受けてバッテリに対して直流電源を供給する充電回路とを備え、力率改善回路から各部への直流電源の供給が不可能な場合に、各部への直流電源の供給を行う。
第１の実施の形態における医用画像診断装置の全体構成を示すブロック図。 第２の実施の形態における医用画像診断装置の全体構成を示すブロック図。 第３の実施の形態における医用画像診断装置の全体構成を示すブロック図。
以下、実施の形態について図面を参照して詳細に説明する。
（第１の実施の形態）
［医用画像診断装置の構成］
図１は、第１の実施の形態における医用画像診断装置の全体構成を示すブロック図である。なお、以下においては、医用画像診断装置の一例として、超音波画像診断装置を例に挙げて説明する。
超音波画像診断装置は、先端に振動子（圧電振動子）を備えた超音波プローブから被検体の内部に向けて超音波を送信する。そして被検体内部で音響インピーダンスの不整合によって生ずる反射波を超音波プローブの振動子で受信する。このようにして得られた受信信号に基づいて超音波画像を生成する。
本発明の第１の実施の形態における超音波画像診断装置Ｓ１は、被検体に対して超音波の送受信（送受波）を行う超音波プローブＰと、当該超音波プローブＰが着脱可能に接続される装置本体Ａとから構成される。
超音波プローブＰは、各超音波振動子により被検体内に超音波を送信してスキャン領域を走査し、被検体からの反射波をエコー信号として受信する。また、超音波プローブＰには、セクタ走査対応、リニア走査対応、コンベックス走査対応等があり、診断部位に応じて任意に選択される。
さらに、超音波振動子は１次元配列に限定されず、超音波振動子を２次元的に配置することで、ボリュームデータをリアルタイムに取得することができる。３次元立体画像を得る場合は、超音波プローブＰとして、３次元走査用のプローブが利用される。３次元走査用のプローブとしては、２次元配列プローブやメカニカル４次元プローブを挙げることができる。
装置本体Ａは、大きく電源装置１と、装置各部２と、バッテリ装置３と、プラグ４とから構成される。超音波画像診断装置Ｓ１は、プラグ４がコンセントに差し込まれて交流電源が供給されることによって駆動する。
電源装置１は、力率改善回路１１とＤＣ／ＤＣコンバータ１２とから構成される。力率改善回路１１は、入力電流に発生する高調波電流を抑制するために設けられており、プラグ４を介して交流電源の供給を受けて、超音波画像診断装置内部の各部を駆動するための直流電源を生成する。すなわち、ここでは、力率改善回路はＡＣ／ＤＣコンバータの役割を果たす。また、ＤＣ／ＤＣコンバータは、力率改善回路にて生成された直流電源を医用画像診断装置の装置各部２を駆動するに適した電圧に変換する。
装置各部２は、電源装置１からの電源の供給を受けて駆動される。図１においては、装置各部２が電源装置１から電源の供給を受けている様子を１本の実線で示している。但し、実際には上述したように、ＤＣ／ＤＣコンバータ１２は装置各部２を構成する各部ごとに適した駆動電圧に変換する機能を備えている。従って、実際には、電源装置１から装置各部２に供給される電源を表わす線は、例えば、送信回路２１、受信回路２２等ごとにＤＣ／ＤＣコンバータ１２と接続されている。
装置各部２は、送信回路２１と、受信回路２２と、信号処理回路２３と、画像処理回路２４と、ディスプレイ２５と、入力回路２６とを備える。送信回路２１は、超音波プローブＰに対する駆動信号の送信を行う。受信回路２２は、超音波プローブＰからの反射信号であるエコー信号の受信を行う。信号処理回路２３は、当該エコー信号を処理する。画像処理回路２４は、超音波画像を生成する。ディスプレイ２５は、生成された超音波画像をはじめ、各種画像を表示する。入力回路２６は、検査者などの操作者により入力操作されることで入力される信号を受信する。さらに、装置各部２は、図示しない他の機器との信号の送受信を制御する通信制御回路２７と、記憶回路２８と、各部を制御する制御回路２９とを備えている。またこれら各回路は互いにバスＢに接続され、各種信号のやりとりが可能とされている。なお、これら各回路の詳細な機能については、さらに以下に説明する。
送信回路２１は、制御回路２９による制御に基づき、超音波プローブＰに超音波を発生させるための駆動信号、すなわち各圧電振動子に印加する電気パルス信号（以下、「駆動パルス」という）を生成し、その駆動パルスを超音波プローブＰに送信する。送信回路２１は、図示しない、例えば、基準パルス発生回路、遅延制御回路、駆動パルス発生回路等の各回路を備えており、各回路が上述した機能を果たす。
また、受信回路２２は、超音波プローブＰからの反射信号、すなわちエコー信号を受信し、その受信信号に対して整相加算を行い、その整相加算により取得した信号を信号処理回路２３に出力する。
信号処理回路２３は、受信回路２２から供給された超音波プローブＰからの受信信号を用いて各種のデータを生成し、画像処理回路２４や制御回路２９に出力する。信号処理回路２３は、いずれも図示しない、例えば、Ｂモード処理回路（或いは、Ｂｃモード処理回路）やドプラモード処理回路、カラードプラモード処理回路などを有している。Ｂモード処理回路は、受信信号の振幅情報の映像化を行い、Ｂモード信号を基にしたデータを生成する。ドプラモード処理回路は、受信信号からドプラ偏移周波数成分を取り出し、さらに、ＦＦＴ（Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）処理などを施し、血流情報のドプラ信号のデータを生成する。カラードプラモード処理回路は、受信信号に基づいて血流情報の映像化を行い、カラードプラモード信号を基にしたデータを生成する。
画像処理回路２４は、信号処理回路２３から供給されたデータに基づいてスキャン領域に関する２次元や３次元の超音波画像を生成する。例えば、画像処理回路２４は、供給されたデータからスキャン領域に関するボリュームデータを生成する。そしてその生成したボリュームデータからＭＰＲ処理（多断面再構成法）により２次元の超音波画像のデータやボリュームレンダリング処理により３次元の超音波画像のデータを生成する。画像処理回路２４は、生成した２次元や３次元の超音波画像をディスプレイ２５に出力する。なお、超音波画像としては、例えば、Ｂモード画像やドプラモード画像、カラードプラモード画像、Ｍモード画像などがある。
ディスプレイ２５は、画像処理回路２４により生成された超音波画像や操作画面（例えば、操作者から各種指示を受け付けるためのＧＵＩ（Ｇｒａｐｈｉｃａｌ Ｕｓｅｒ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ））などの各種画像を制御回路２９の制御に従って表示する。このディスプレイ２５としては、例えば、液晶ディスプレイや有機ＥＬ（Ｅｌｅｃｔｒｏｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｃｅ）ディスプレイなどを用いることが可能である。
入力回路２６は、例えば、画像表示、画像の切り替え、モード指定や各種設定などの操作者による様々な入力操作を受け付ける。この入力回路２６としては、例えば、ＧＵＩ、或いは、ボタンやキーボード、トラックボール、ディスプレイ２５に表示されるタッチパネル等の入力デバイスを用いることが可能である。
また、本発明の実施の形態においては、ディスプレイ２５、入力回路２６を超音波画像診断装置Ｓ１の１つの構成要素として記載しているが、このような構成に限られない。例えば、ディスプレイ２５を超音波画像診断装置Ｓ１の構成要素ではなく、超音波画像診断装置Ｓ１とは別体に構成することも可能である。また、入力回路を当該別体のディスプレイを用いたタッチパネルとすることも可能である。
通信制御回路２７は、図示しない通信ネットワークに互いに接続される、例えば、図示しない医用画像診断装置（モダリティ）、サーバ装置やワークステーション等と超音波画像診断装置Ｓ１とを接続させる役割を担っている。この通信制御回路２７及び通信ネットワークを介して他の機器とやり取りされる情報や医用画像に関する規格は、ＤＩＣＯＭ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｉｍａｇｉｎｇ ａｎｄ Ｃｏｍｍｕｎｉｃａｔｉｏｎ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ）等、いずれの規格であっても良い。
記憶回路２８は、例えば、半導体や磁気ディスクで構成されており、制御回路２９で実行されるプログラムやデータ等が記憶されている。
制御回路２９は、超音波画像診断装置Ｓ１の各部を統括的に制御する。制御回路２９は、例えば、操作者が所望する処理を行う。また、例えば、制御回路２９は、画像処理回路２４において生成された超音波画像をディスプレイ２５に表示させる。
さらに、電源装置１には、バッテリ装置３が接続されている。このバッテリ装置３は、電源装置から各部への直流電源の供給が不可能な場合に、各部への直流電源の供給を行う。なおここで、「直流電源の供給が不可能な場合」とは、例えば停電等の理由によってプラグ４から交流電源の供給がなされない場合の他、プラグ４をコンセントから抜いて、超音波画像診断装置Ｓ１を移動させて利用する場合等も含まれる。
本実施の形態におけるバッテリ装置３の内部には、充電回路３１と、バッテリ３２と、放電回路３３とが設けられている。充電回路３１は、交流電源の供給を受けてバッテリ３２に対して直流電源を供給する。バッテリ３２は、電力を蓄える。放電回路３３は、バッテリ３２から出力される直流電源を装置各部２に供給する。
なお、充電回路３１、或いは、放電回路３３の回路構成については、ここでは特に限定せず、既知の構成を採用することが可能である。また、バッテリ３２にどのような構成を採用するかについても自由である。
充電回路３１は、力率改善回路１１の前段に接続され、力率改善回路１１を経由せずに直接プラグ４からの交流電源の供給を受ける。バッテリ３２は直流電源を放電回路３３に出力することから、本実施の形態における充電回路３１は、ＡＣ／ＤＣコンバータの機能を備えている。すなわち、プラグ４から交流電源の供給を受けて直流電源に変換し、バッテリ３２に出力する。このように充電回路３１は、交流電源を直流電源に変換してバッテリ３２に出力することになるが、交流電源の電圧に比べバッテリ３２の直流電圧は低い。そのため、充電回路３１は、例えば、降圧型のＡＣ／ＤＣコンバータの機能を備えている。
バッテリ３２は、充電回路３１から直流電源の供給を受けて蓄電する。そして、バッテリ３２は、蓄えた電力を直流電源で超音波画像診断装置Ｓ１の装置各部２に供給する。直流電源の供給は、放電回路３３を介して行われる。
放電回路３３は、力率改善回路１１の後段に接続され、バッテリ３２から供給される直流電源をＤＣ／ＤＣコンバータ１２を介して装置各部２に供給する。このようにバッテリ３２から供給されるのは直流電源であり、放電回路３３からの出力も直流電源であることから、放電回路３３は、ＤＣ／ＤＣコンバータの機能を備えている。また、力率改善回路１１とＤＣ／ＤＣコンバータ１２との間の電圧に比べてバッテリ３２から供給される直流電源の電圧は低いことから、放電回路３３は、例えば昇圧型のＤＣ／ＤＣコンバータの機能を備えている。
［動作］
以上のようにバッテリ装置３は電源装置１に接続される。従って、超音波画像診断装置Ｓ１の装置各部２には、次に説明する通りに直流電源が供給される。
まず、プラグ４がコンセントに接続されており、交流電源が超音波画像診断装置Ｓ１に供給されている場合には、プラグ４を介して電源装置１に交流電源が供給される。供給された交流電源は、力率改善回路１１に入力され、交流から直流に変換されＤＣ／ＤＣコンバータ１２に入力される。ＤＣ／ＤＣコンバータ１２は、装置各部２を構成するそれぞれの回路に適した電圧に調整した上で、各部に直流電源を供給する。
プラグ４がコンセントに接続されていることから、プラグ４を介して入力された交流電源は、バッテリ装置３の充電回路３１に対しても供給される。充電回路３１では、入力された交流電源を直流電源に変換し、降圧してバッテリ３２に蓄電する。
一方、プラグ４がコンセントに接続されていても、例えば、停電等の非常時の場合、或いは、プラグ４がコンセントから外された場合等には、超音波画像診断装置Ｓ１への交流電源の供給が停止する。この場合には、バッテリ３２に蓄えられている直流電源が、放電回路３３を介して電源装置１に供給される。
放電回路３３では、バッテリ３２から入力された交流電源を昇圧して、直流電源を電源装置１のＤＣ／ＤＣコンバータ１２に供給する。このように交流電源が超音波画像診断装置Ｓ１に供給されない場合であっても、バッテリ装置３からの直流電源が装置各部２に供給されることになるため、超音波画像診断装置Ｓ１を使用することができる。
以上説明した通り、充電可能なバッテリ装置を備えつつも、簡素な構成で低コストな医用画像診断装置を提供することができる。特に、本発明の実施の形態においては、バッテリ装置３の中に充電回路３１を備え、超音波画像診断装置Ｓ１に交流電源が供給されている状態の下では、常にバッテリ３２に蓄電する構成とされている。そのため、非常時の場合はもちろんのこと、積極的にプラグ４を外して超音波画像診断装置Ｓ１を移動させて使用することも可能となる。
また、このような構成を採用することにより、超音波画像診断装置Ｓ１の電源がＯＦＦとなっていてもプラグ４がコンセントに差し込まれていれば超音波画像診断装置Ｓ１に交流電源の供給が行われていることになる。そのため、超音波画像診断装置Ｓ１を利用しない時間にも充電回路３１への充電を行うことができる。
さらに、本発明の実施の形態においては、バッテリ装置の少なくとも放電回路を電源装置の力率改善回路１１とＤＣ／ＤＣコンバータ１２との間に接続する構成を採用した。すなわち、装置各部２にバッテリ装置３から直接電源を供給する場合には、例えば、充放電の電流容量を大きくする必要が出てくる。この場合、バッテリ装置の大型化は避けられない。そこで、バッテリ装置３を装置各部２に直接接続する構成とはせずに、バッテリ装置３から電源装置１を介して装置各部２に電力を供給する構成を採用した。このことにより、バッテリ装置３の小型化を図ることができるとともに、電流量が小さくて済むことから損失が少なく、結果としてバッテリ装置３の充放電電力効率の高効率化に寄与することができる。
（第２の実施の形態）
次に本発明における第２の実施の形態について説明する。なお、第２の実施の形態において、上述の第１の実施の形態において説明した構成要素と同一の構成要素には同一の符号を付し、同一の構成要素の説明は重複するので省略する。
図２は、第２の実施の形態における医用画像診断装置である超音波画像診断装置Ｓ２の全体構成を示すブロック図である。第２の実施の形態においては、バッテリ装置３における充電回路への電源の入力経路が第１の実施の形態とは異なる。
すなわち、第１の実施の形態における充電回路３１は、力率改善回路１１の前段に接続されて交流電源の供給を受けていた。第２の実施の形態における充電回路３４は、力率改善回路１１の後段に接続され、力率改善回路１１から直流電源の供給を受ける。
本実施の形態における充電回路３４は、ＤＣ／ＤＣコンバータの機能を備えている。力率改善回路１１において交流電源が直流電源に変換されており、充電回路３４は、力率改善回路１１から当該直流電源の供給を受けるからである。また、力率改善回路１１からの入力電圧とバッテリ３２に蓄電される電力の電圧は前者より後者の方が低い。従って、充電回路３４では、力率改善回路１１から入力した直流電源の電圧を降圧した上でバッテリ３２に供給する。
また、図２に示すように、電源装置１とバッテリ装置３は１系統の電源線で接続されている。従って、超音波画像診断装置Ｓ２がプラグ４を介して交流電源の供給を受けている場合には、力率改善回路１１から直流電源の供給を受けて、充電回路３４がバッテリ３２に蓄電する。一方、停電等の非常時やプラグ４を抜いて超音波画像診断装置Ｓ２を移動して用いる場合には、バッテリ３２から装置各部２に対して、放電回路３３からＤＣ／ＤＣコンバータ１２を介して直流電源が供給される。
以上説明した通り、充電可能なバッテリ装置を備えつつも、簡素な構成で低コストな医用画像診断装置を提供することができる。そして、本発明の実施の形態においても、バッテリ装置３の中に充電回路３１を備え、超音波画像診断装置Ｓ２に交流電源が供給されている状態の下では、常にバッテリ３２に蓄電する構成とされている。そのため、非常時の場合はもちろんのこと、積極的にプラグ４を外して超音波画像診断装置Ｓ２を移動させて使用することも可能となる。
さらに本発明の実施の形態における充電回路３４は、力率改善回路１１の後段に接続される電源線を利用する。当該電源線は、放電回路３３も利用することから、電源装置１とバッテリ装置３との接続が簡素化される。そのため配線の引き回しが簡素化されるため、装置の全体的な小型化、コスト低減に寄与する。
（第３の実施の形態）
次に本発明における第３の実施の形態について説明する。なお、第３の実施の形態において、上述の第１、或いは第２の実施の形態において説明した構成要素と同一の構成要素には同一の符号を付し、同一の構成要素の説明は重複するので省略する。
図３は、第３の実施の形態における医用画像診断装置である超音波画像診断装置Ｓ３の全体構成を示すブロック図である。第３の実施の形態においては、バッテリ装置３における充電回路への電源の入力経路が第１の実施の形態、或いは、第２の実施の形態とは異なる。
第３の実施の形態におけるバッテリ装置３は、２つの充電回路３５，３６を備える。すなわち、一方は、放電回路３３と同じく力率改善回路１１の後段に接続され、力率改善回路１１から直流電源の供給を受ける第１の充電回路３５である。他方は、力率改善回路１１の前段に接続され、力率改善回路１１から直流電源の供給を受けるのではなく、プラグ４を介して直接交流電源の供給を受ける第２の充電回路３６である。
ここで、第１の充電回路３５は、力率改善回路１１から直流電源の供給を受けるので、ＤＣ／ＤＣコンバータの機能を備えている。一方、第２の充電回路３６は、力率改善回路１１を経由せずに直接直流電源の供給を受けることから、ＡＣ／ＤＣコンバータの機能を備えている。
このように、第３の実施の形態におけるバッテリ装置３は、バッテリ３２に充電可能な系統として、第１の充電回路３５の系統と第２の充電回路３６の２つの系統を備えている。そのため、超音波画像診断装置Ｓ３がプラグ４を介してコンセントに接続されている場合には、第１の充電回路３５及び第２の充電回路３６を介してバッテリ３２への充電を行うことが可能とされている。
以上説明した通り、充電可能なバッテリ装置を備えつつも、簡素な構成で低コストな医用画像診断装置を提供することができる。そして、本発明の実施の形態においても、バッテリ装置３の中に第１の充電回路３５及び第２の充電回路３６を備え、超音波画像診断装置Ｓ３に交流電源が供給されている状態の下では、常にバッテリ３２に蓄電する構成とされている。そのため、非常時の場合はもちろんのこと、積極的にプラグ４を外して超音波画像診断装置Ｓ３を移動させて使用することも可能となる。
さらに本発明の実施の形態においては、バッテリ装置３内に第１の充電回路３５及び第２の充電回路３６の２つの充電回路を設けていることから、これら２つの充電系統を利用してバッテリ３２に充電を行うことができる。そのため、充電系統が１つの場合に比べて、より短時間でバッテリ３２への充電を完了させることができる。また、充電系統が２つに分かれているということは、充電の際に生ずる発熱を分散させることがでる。
また、このような構成を採用することにより、超音波画像診断装置Ｓ３の電源がＯＦＦとなっていてもプラグ４がコンセントに差し込まれていれば超音波画像診断装置Ｓ３に交流電源の供給が行われていることになる。そのため、超音波画像診断装置Ｓ３を利用しない時間にも、少なくとも第２の充電回路３６への充電を行うことができる。
なお、上述した第１ないし第３の実施の形態におけるバッテリ装置では、充電回路と放電回路とを分けて構成していた。しかし、バッテリ装置は、充電回路の機能及び放電回路の機能を併せ持つ、いわゆる双方向コンバータを備えていても良い。
また、バッテリ装置から電圧を供給する場合の放電回路からの出力電圧を、力率改善回路が交流電源の供給を受けてＤＣ／ＤＣコンバータに出力する際の出力電圧よりもわずかに低く設定することも可能である。このように設定することで、例えば、交流電源の供給が停止し、バッテリ装置から装置各部へ電源供給を行う場合であっても、電源供給の経路を切り替えるための切り替えスイッチ等の特別な構成を必要としないで自動的にバッテリ装置から装置各部へ電源の供給を行うことが可能となる。そのため、余計な構成要素を不要とし、コスト低減、小型化に寄与することになる。
以上、本発明の実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することを意図していない。これらの実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これらの実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると共に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。
１ 電源装置
２ 装置各部
３ バッテリ装置
１１ 力率改善回路
１２ ＤＣ／ＤＣコンバータ
３１，３４ 充電回路
３２ バッテリ
３３ 放電回路
３５ 第１の充電回路
３６ 第２の充電回路
Ｓ１〜Ｓ３ 超音波画像診断装置
Ｐ 超音波プローブ
Ａ 装置本体

Claims (9)

  1. 交流電源の供給を受けて装置内部の各部を駆動するための直流電源を生成する力率改善回路と、
    前記力率改善回路にて生成された前記直流電源を前記各部を駆動するに適した電圧に変換するＤＣ／ＤＣコンバータと、
    前記力率改善回路から前記各部への前記直流電源の供給が不可能な場合に、前記各部への前記直流電源の供給を行うバッテリ装置と、を備え、
    前記バッテリ装置は、
    前記直流電源を蓄えるバッテリと、
    前記力率改善回路の後段に接続され、前記バッテリから前記直流電源を前記各部に供給する放電回路と、
    前記力率改善回路の前段に接続され、前記交流電源の供給を受けて前記バッテリに対して前記直流電源を供給する充電回路と、
    を備えることを特徴とする医用画像診断装置。
  2. 交流電源の供給を受けて装置内部の各部を駆動するための直流電源を生成する力率改善回路と、
    前記力率改善回路にて生成された前記直流電源を前記各部を駆動するに適した電圧に変換するＤＣ／ＤＣコンバータと、
    前記力率改善回路から前記各部への前記直流電源の供給が不可能な場合に、前記各部への前記直流電源の供給を行うバッテリ装置と、を備え、
    前記バッテリ装置は、
    前記直流電源を蓄えるバッテリと、
    前記力率改善回路の後段に接続され、前記バッテリから前記直流電源を前記各部に供給する放電回路と、
    前記力率改善回路の後段に接続され、前記力率改善回路にて生成された前記直流電源を前記バッテリに対して供給する充電回路と、
    を備えることを特徴とする医用画像診断装置。
  3. 前記力率改善回路の後段に接続される充電回路を第１の充電回路とする場合に、
    前記力率改善回路の前段に接続され、前記交流電源の供給を受けて前記バッテリに対して前記直流電源を供給する第２の充電回路をさらに備えることを特徴とする請求項２に記載の医用画像診断装置。
  4. 前記充電回路は、前記力率改善回路から入力された前記直流電源の電圧を降圧して前記バッテリに対して出力するＤＣ／ＤＣコンバータの機能を備えていることを特徴とする請求項２に記載の医用画像診断装置。
  5. 前記第１の充電回路は、前記力率改善回路から入力された前記直流電源の電圧を降圧して前記バッテリに対して出力するＤＣ／ＤＣコンバータの機能を備えていることを特徴とする請求項３に記載の医用画像診断装置。
  6. 前記充電回路は、前記交流電源を変換した前記直流電源を前記バッテリに対して供給するＡＣ／ＤＣコンバータの機能を備えていることを特徴とする請求項１に記載の医用画像診断装置。
  7. 前記第２の充電回路は、前記交流電源を変換した前記直流電源を前記バッテリに対して供給するＡＣ／ＤＣコンバータの機能を備えていることを特徴とする請求項３に記載の医用画像診断装置。
  8. 前記放電回路は、前記バッテリから入力された電圧を昇圧して出力する昇圧型のＤＣ／ＤＣコンバータの機能を備えていることを特徴とする請求項１ないし請求項７のいずれかに記載の医用画像診断装置。
  9. 前記放電回路から出力される電圧を前記力率改善回路から出力される電圧より低く設定したことを特徴とする請求項１ないし請求項８のいずれかに記載の医用画像診断装置。
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