JP2023064911A - Medical X-ray power supply - Google Patents

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Abstract

To provide a medical X-ray power supply that can be reduced in size and cost.SOLUTION: The medical X-ray power supply according to the present invention comprises: an inverter inv which outputs alternating current; a transformer Tr which outputs alternating current input to the primary side to a load connected to the secondary side; and a resonance circuit Lnc that has first inductance means L1 and a parallel circuit RC2 in which a capacitor C1 and second inductance means L2 are connected in parallel, and that connects the inverter inv and the transformer Tr such that the first inductance means L1, the parallel circuit RC2, and a coil on the primary side of the transformer Tr are connected in series.SELECTED DRAWING: Figure 2

Description

本開示は、Ｘ線管球に直流電力を供給する医療用Ｘ線電源装置に関する。 The present disclosure relates to a medical X-ray power supply that supplies DC power to an X-ray tube.

Ｘ線を利用する医療装置には、レントゲン撮影のように撮影モードとカテーテル検査のように透視モードの双方を実現する装置がある。ここで、撮影モードの場合、短時間（例えば０．１秒）であるが、大きな定格出力（例えば８０ｋＷから１００ｋＷ）が必要であり、透視モードの場合、小さな定格出力（例えば２５Ｗから１ｋＷ）を連続で出力することが必要となる。このように、１台の医療装置で撮影と透視のモードを実現させようとすると、定格出力が４０００倍も異なり、当該装置に供給する交流電力の制御が困難である。 Among medical devices using X-rays, there are devices that realize both an imaging mode such as X-ray imaging and a fluoroscopy mode such as catheter examination. Here, in the case of imaging mode, a short time (for example, 0.1 seconds), but a large rated output (for example, 80 kW to 100 kW) is required, and in the case of fluoroscopy mode, a small rated output (for example, 25 W to 1 kW) is required. Continuous output is required. In this way, if an attempt is made to achieve imaging and fluoroscopy modes with a single medical device, the rated output will differ by a factor of 4000, making it difficult to control the AC power supplied to the device.

例えば、特許文献１では、電源装置に存在する静電容量をモード（大電流モード及び小電流モード）に関わらず速やかに放電させ、撮影精度を向上させる医療用Ｘ線電源装置が開示される。特許文献１の医療用Ｘ線電源装置では、撮影終了（高電圧の入力終了）時に、スイッチをオンすることで、フィルタコンデンサやケーブルの静電容量の残留電荷を放電し、Ｘ線管球に印可される電圧を速やかに下げ、撮影時間の誤差を低減している。 For example, Patent Literature 1 discloses a medical X-ray power supply device that quickly discharges the capacitance existing in the power supply device regardless of the mode (large current mode or small current mode) to improve imaging accuracy. In the medical X-ray power supply device of Patent Document 1, by turning on the switch at the end of imaging (end of high voltage input), the residual charge of the filter capacitor and the electrostatic capacitance of the cable is discharged, and the X-ray tube is charged. The applied voltage is quickly lowered to reduce the error in the shooting time.

また、図１の電源装置のように、インバータｉｎｖとトランスＴｒとの間に、コンデンサＣ１とＣ２を並列させ、スイッチＳＷのオン／オフで容量を切り替えて出力制御を行う電源装置もある。具体的には、撮影モードの場合、スイッチＳＷをオンとし、回路全体のコンデンサの容量を大きくすることで大きな定格出力に対応させ、透視モードの場合、スイッチＳＷをオフとし、回路全体のコンデンサの容量を小さくすることで小さな定格出力に対応させている。 Further, as in the power supply device of FIG. 1, there is also a power supply device in which capacitors C1 and C2 are arranged in parallel between the inverter inv and the transformer Tr, and the capacity is switched by turning on/off the switch SW to control the output. Specifically, in the photographing mode, the switch SW is turned on to increase the capacity of the capacitor in the entire circuit so as to correspond to a large rated output. By reducing the capacity, it is compatible with a small rated output.

特開平０８－２１２９４８号公報JP-A-08-212948

図１のような電源装置は、スイッチのサイズが大きく、また、スイッチの駆動電力も必要であり、電源装置の小型化が困難という課題があった。また、当該スイッチが必須となるためコスト低減が困難という課題もあった。 A power supply device such as that shown in FIG. 1 has a problem that the size of the switch is large and power for driving the switch is required, making it difficult to reduce the size of the power supply device. Moreover, since the said switch is indispensable, there also existed the subject that cost reduction was difficult.

そこで、本発明は、前記課題を解決するために、小型化することができ、且つコスト低減を図れる医療用Ｘ線電源装置を提供することを目的とする。 SUMMARY OF THE INVENTION Accordingly, it is an object of the present invention to provide a medical X-ray power supply apparatus that can be downsized and reduced in cost in order to solve the above problems.

上記目的を達成するために、本発明に係る医療用Ｘ線電源装置は、従来、並列させていたコンデンサの一方をインダクタンス手段に変更することでスイッチ不要とした。 In order to achieve the above object, the medical X-ray power supply apparatus according to the present invention eliminates the need for a switch by replacing one of the capacitors, which are conventionally connected in parallel, with inductance means.

具体的には、本発明に係る医療用Ｘ線電源装置は、Ｘ線管球が出力するＸ線で、被写体を透視する透視モードと前記被写体を撮影する撮影モードを有するＸ線装置に電力を供給する医療用Ｘ線電源であって、
交流を出力するインバータと、
一次側に入力された交流を二次側に接続される前記Ｘ線管球に出力するトランスと、
前記インバータと前記トランスの一次側とを接続し、前記インバータが出力する前記交流の周波数で前記透視モードと前記撮影モードとを切り替える共振回路と、
を備える。 Specifically, the medical X-ray power supply apparatus according to the present invention supplies electric power to an X-ray apparatus having a fluoroscopy mode for fluoroscopy of an object and an imaging mode for photographing the object with X-rays output from an X-ray tube. A medical X-ray power supply that supplies
an inverter that outputs alternating current;
a transformer for outputting alternating current input to the primary side to the X-ray tube connected to the secondary side;
a resonance circuit connecting the inverter and the primary side of the transformer and switching between the fluoroscopy mode and the imaging mode at the frequency of the alternating current output by the inverter;
Prepare.

本医療用Ｘ線電源装置は、トランスの１次側とインバータとの間に、２つの共振周波数（低インピーダンス用と高インピーダンス用）を持つ共振回路を有し、インバータが出力する交流の周波数を２つの共振周波数のいずれかに切り替えることで高出力と低出力に対応させる。このため、本医療用Ｘ線電源装置は、高出力と低出力とを切り替えるスイッチを廃止することができ、コスト、サイズ、重量、価格、及び制御の面を改善することができる。従って、本発明は、小型化することができ、且つコスト低減を図れる医療用Ｘ線電源装置を提供することができる。 This medical X-ray power supply device has a resonance circuit with two resonance frequencies (for low impedance and for high impedance) between the primary side of the transformer and the inverter. High output and low output are supported by switching between two resonance frequencies. Therefore, the present medical X-ray power supply device can eliminate a switch for switching between high output and low output, and can improve cost, size, weight, price, and control. Therefore, the present invention can provide a medical X-ray power supply device that can be downsized and reduced in cost.

本発明は、小型化することができ、且つコスト低減を図れる医療用Ｘ線電源装置を提供することができる。 INDUSTRIAL APPLICABILITY The present invention can provide a medical X-ray power supply device that can be downsized and reduced in cost.

本発明に関連する医療用Ｘ線電源装置を説明する図である。It is a figure explaining the medical X-ray power supply apparatus relevant to this invention. 本発明に係る医療用Ｘ線電源装置を説明する図である。It is a figure explaining the medical X-ray power supply device which concerns on this invention. インダクタンス手段とコンデンサの共振回路を説明する図である。It is a figure explaining the resonance circuit of an inductance means and a capacitor. 本発明に係る医療用Ｘ線電源装置を説明する図である。It is a figure explaining the medical X-ray power supply device which concerns on this invention. 本発明に係る医療用Ｘ線電源装置を説明する図である。It is a figure explaining the medical X-ray power supply device which concerns on this invention. 本発明に係る医療用Ｘ線電源装置のスイッチング周波数と出力モードとの関係を説明する図である。It is a figure explaining the relationship between the switching frequency of the medical X-ray power supply device which concerns on this invention, and an output mode. 本発明に係る医療用Ｘ線電源装置を説明する図である。It is a figure explaining the medical X-ray power supply device which concerns on this invention. 本発明に係る医療用Ｘ線電源装置を説明する図である。It is a figure explaining the medical X-ray power supply device which concerns on this invention.

添付の図面を参照して本発明の実施形態を説明する。以下に説明する実施形態は本発明の実施例であり、本発明は、以下の実施形態に制限されるものではない。なお、本明細書及び図面において符号が同じ構成要素は、相互に同一のものを示すものとする。 Embodiments of the present invention will be described with reference to the accompanying drawings. The embodiments described below are examples of the present invention, and the present invention is not limited to the following embodiments. In addition, in this specification and the drawings, constituent elements having the same reference numerals are the same as each other.

［実施形態１］
図２は、本実施形態の医療用Ｘ線電源装置を説明する図である。本医療用Ｘ線電源装置は、
Ｘ線管球ＥＤＴが出力するＸ線で、被写体を透視する透視モードと前記被写体を撮影する撮影モードを有するＸ線装置に電力を供給する医療用Ｘ線電源であって、
交流を出力するインバータｉｎｖと、
一次側に入力された交流を二次側に接続されるＸ線管球ＥＤＴに出力するトランスＴｒと、
インバータｉｎｖとトランスＴｒの一次側とを接続し、インバータｉｎｖが出力する前記交流の周波数で前記透視モードと前記撮影モードとを切り替える共振回路Ｌｎｃと、
を備える。
共振回路Ｌｎｃは、第１インダクタンス手段Ｌ１、コンデンサＣ１と第２インダクタンス手段Ｌ２とが並列する並列回路ＲＣ２を有し、第１インダクタンス手段Ｌ１と並列回路ＲＣ２とが直列に接続されている。 [Embodiment 1]
FIG. 2 is a diagram for explaining the medical X-ray power supply device of this embodiment. This medical X-ray power supply is
A medical X-ray power supply for supplying power to an X-ray apparatus having a fluoroscopy mode for fluoroscopy a subject and an imaging mode for imaging the subject with X-rays output from an X-ray tube EDT,
an inverter inv that outputs alternating current;
a transformer Tr that outputs alternating current input to the primary side to the X-ray tube EDT connected to the secondary side;
a resonance circuit Lnc connecting the inverter inv and the primary side of the transformer Tr and switching between the fluoroscopy mode and the imaging mode at the frequency of the alternating current output by the inverter inv;
Prepare.
The resonant circuit Lnc has a first inductance means L1, a parallel circuit RC2 in which a capacitor C1 and a second inductance means L2 are connected in parallel, and the first inductance means L1 and the parallel circuit RC2 are connected in series.

共振回路Ｌｎｃには、第１インダクタンス手段Ｌ１とコンデンサＣ１とで直列共振が構成される共振回路ＲＣ１、及び第２インダクタンス手段Ｌ２とコンデンサＣ１とで並列共振が構成される共振回路ＲＣ２が含まれる。 The resonance circuit Lnc includes a resonance circuit RC1 in which series resonance is formed by the first inductance means L1 and the capacitor C1, and a resonance circuit RC2 in which parallel resonance is formed by the second inductance means L2 and the capacitor C1.

ここで、直列共振と並列共振の違いを図３で説明する。図３（Ａ１）はインダクタンス手段ＬとコンデンサＣが直列に接続する直列共振回路を説明する図である。電源Ｖがインダクタンス手段ＬとコンデンサＣの共振周波数ｆ０の交流を出力した場合、電源Ｖから見ると直列共振回路が短絡しているように見える（図３（Ａ２））。 Here, the difference between series resonance and parallel resonance will be explained with reference to FIG. FIG. 3A1 is a diagram for explaining a series resonance circuit in which an inductance means L and a capacitor C are connected in series. When the power supply V outputs an alternating current having a resonance frequency f0 of the inductance means L and the capacitor C, the series resonance circuit appears to be short-circuited when viewed from the power supply V (FIG. 3A2).

一方、図３（Ｂ１）はインダクタンス手段ＬとコンデンサＣが並列に接続する並列共振回路を説明する図である。電源Ｖがインダクタンス手段ＬとコンデンサＣの共振周波数ｆ０の交流を出力した場合、電源Ｖから見ると並列共振回路が解放しているように見える（図３（Ｂ２））。 On the other hand, FIG. 3B1 is a diagram for explaining a parallel resonant circuit in which an inductance means L and a capacitor C are connected in parallel. When the power supply V outputs an alternating current having a resonance frequency f0 of the inductance means L and the capacitor C, the parallel resonance circuit appears to be open when viewed from the power supply V (FIG. 3(B2)).

本医療用Ｘ線電源装置の共振回路Ｌｎｃは、このような直列共振と並列共振の動作を利用している。共振回路ＲＣ１の共振周波数はｆ１である。共振回路ＲＣ２の共振周波数はｆ２である。ここで、ｆ１≠ｆ２である。 The resonance circuit Lnc of this medical X-ray power supply utilizes such series resonance and parallel resonance operations. The resonance frequency of the resonance circuit RC1 is f1 . The resonant frequency of resonant circuit RC2 is f2 . where f 1 ≠f 2 .

インバータｉｎｖのスイッチング周波数をｆ１としてインバータｉｎｖが出力する交流の周波数をｆ１とすると、直列共振である共振回路ＲＣ１が図３（Ａ２）のように短絡状態となる。つまり、インバータｉｎｖのスイッチング周波数がｆ１であるときの本医療用Ｘ線電源装置の等価回路は図４のようになる。インバータｉｎｖからトランスＴｒへのインピーダンスが低下した状態となるので、インバータｉｎｖはＸ線管球ＥＤＴに対して大きな電力を供給することができる。 Assuming that the switching frequency of the inverter inv is f1 and the frequency of the AC output from the inverter inv is f1 , the resonance circuit RC1, which is a series resonance, is in a short circuit state as shown in FIG. 3A2. That is, the equivalent circuit of this medical X-ray power supply when the switching frequency of the inverter inv is f1 is as shown in FIG. Since the impedance from the inverter inv to the transformer Tr is lowered, the inverter inv can supply large power to the X-ray tube EDT.

一方、インバータｉｎｖのスイッチング周波数をｆ２としてインバータｉｎｖが出力する交流の周波数をｆ２とすると、並列共振である共振回路ＲＣ２が図３（Ｂ２）のように解放状態となる。つまり、インバータｉｎｖのスイッチング周波数がｆ２であるときの本医療用Ｘ線電源装置の等価回路は図５のようになる。インバータｉｎｖからトランスＴｒへのインピーダンスが増大した状態となるので、インバータｉｎｖはＸ線管球ＥＤＴに対して小さな電力を供給することができる。 On the other hand, when the switching frequency of the inverter inv is f2 and the frequency of the AC output from the inverter inv is f2 , the resonance circuit RC2, which is a parallel resonance, is in a released state as shown in FIG. 3B2. That is, the equivalent circuit of this medical X-ray power supply when the switching frequency of the inverter inv is f2 is as shown in FIG. Since the impedance from the inverter inv to the transformer Tr increases, the inverter inv can supply small power to the X-ray tube EDT.

すなわち、インバータｉｎｖは、前記撮影モードでは、コンデンサＣ１と第１インダクタンス手段Ｌ１とが共振状態となるような周波数ｆ１でスイッチングし、前記透視モードでは、コンデンサＣ１と第２インダクタンス手段Ｌ２とが共振状態となるような周波数ｆ２でスイッチングする。インバータｉｎｖは、このようにスイッチング周波数（出力する交流の周波数）を切り替えることで、トランスＴｒの二次側の定格出力を切り替える。 That is, the inverter inv is switched at a frequency f1 at which the capacitor C1 and the first inductance means L1 are in resonance in the imaging mode, and the capacitor C1 and the second inductance means L2 are in resonance in the fluoroscopy mode. Switching is performed at a frequency f2 such that the state is obtained. The inverter inv switches the rated output on the secondary side of the transformer Tr by switching the switching frequency (the frequency of the alternating current to be output) in this manner.

本医療用Ｘ線電源装置は、このような共振回路Ｌｎｃの特性を利用し、インバータｉｎｖのスイッチング周波数で直列共振周波数（ｆ１）と並列共振周波数（ｆ２）を選択することにより共振回路Ｌｎｃのインピーダンスを変化させ、出力電力を大きく違えることができる。 This medical X-ray power supply apparatus utilizes such characteristics of the resonance circuit Lnc and selects the series resonance frequency (f 1 ) and the parallel resonance frequency (f 2 ) at the switching frequency of the inverter inv. By changing the impedance of , the output power can be greatly varied.

（実施例）
本実施例は、図２の医療用Ｘ線電源装置の具体例である。前述のように、Ｘ線を利用する医療装置は、大きな定格出力（例えば８０ｋＷから１００ｋＷ）の撮影モードと、小さな定格出力（例えば２５Ｗから１ｋＷ）の透視モードがある。 (Example)
This embodiment is a specific example of the medical X-ray power supply shown in FIG. As described above, medical equipment using X-rays has an imaging mode with a large rated output (eg, 80 kW to 100 kW) and a fluoroscopy mode with a small rated output (eg, 25 W to 1 kW).

第１インダクタンス手段Ｌ１はｌ１［Ｈ］、
第２インダクタンス手段Ｌ２はｌ２［Ｈ］、
コンデンサＣ１はｃ１［Ｆ］
とする。このときの医療用Ｘ線電源装置の定格出力とスイッチング周波数との関係を図６に示す。 The first inductance means L1 is l 1 [H],
The second inductance means L2 is l 2 [H],
Capacitor C1 is c 1 [F]
and FIG. 6 shows the relationship between the rated output and the switching frequency of the medical X-ray power supply at this time.

図７は、スイッチング周波数を共振回路ＲＣ１の共振周波数ｆ１ｋＨｚとしたときの医療用Ｘ線電源装置の等価回路である。なお、ｆ１は次式を満たしており、５０ｋＨｚから１２０ｋＨｚ程度である。

Figure 2023064911000002
ｆ１で共振回路Ｌｎｃのインピーダンス計算を行うと容量性回路（例えば、容量ｃｘ［Ｆ］）で低インピーダンスとなり、医療用Ｘ線電源装置は高出力をＸ線管球に供給できる。このため、医療装置を撮影モードで動作させることができる。 FIG. 7 is an equivalent circuit of the medical X-ray power supply when the switching frequency is the resonance frequency f 1 kHz of the resonance circuit RC1. Note that f1 satisfies the following equation, and is about 50 kHz to 120 kHz.
Figure 2023064911000002
 Calculating the impedance of the resonant circuit Lnc with f 1 results in a low impedance with a capacitive circuit (eg, capacitance c x [F]), allowing the medical X-ray power supply to supply a high output to the X-ray tube. Therefore, the medical device can be operated in imaging mode.

図８は、スイッチング周波数を共振回路ＲＣ２の共振周波数ｆ２ｋＨｚとしたときの医療用Ｘ線電源装置の等価回路である。なお、ｆ２は次式を満たしており、１５ｋＨｚから５０ｋＨｚ程度である。

Figure 2023064911000003
ｆ２で共振回路Ｌｎｃのインピーダンス計算を行うと誘導性回路（例えば、インダクタンスｌｘ［Ｈ］）で高インピーダンスとなり、医療用Ｘ線電源装置はＸ線管球に供給する出力を絞ることができる。このため、医療装置を透視モードで動作させることができる。 FIG. 8 is an equivalent circuit of the medical X-ray power supply when the switching frequency is the resonance frequency f 2 kHz of the resonance circuit RC2. Note that f2 satisfies the following equation and is about 15 kHz to 50 kHz.
Figure 2023064911000003
 When calculating the impedance of the resonant circuit Lnc at f2 , the inductive circuit (for example, the inductance lx [H]) has a high impedance, and the medical X-ray power supply can reduce the output to be supplied to the X-ray tube. . This allows the medical device to operate in fluoroscopy mode.

共振回路Ｌｎｃを使用し、インバータｉｎｖのスイッチング周波数を撮影モードと透視モードの各々適切に選定することで、図１のような切替スイッチＳＷを備えることなく、出力制御することが可能となる。すなわち、本発明に係る医療用Ｘ線電源装置は、定格出力が４０００倍も異なるような動作モードにも対応でき、切替スイッチＳＷが不要であるから小型化することができ、且つコスト低減を図れる。 By using the resonance circuit Lnc and appropriately selecting the switching frequency of the inverter inv for each of the imaging mode and the fluoroscopy mode, it is possible to control the output without providing the changeover switch SW as shown in FIG. That is, the medical X-ray power supply apparatus according to the present invention can cope with operation modes in which the rated output differs by as much as 4000 times, and does not require a changeover switch SW, so that it can be downsized and can be reduced in cost. .

なお、「共振周波数」とは次を意味する。
実際の医療用Ｘ線電源装置では、コンデンサＣ１、第１インダクタンス手段Ｌ１及び第２インダクタンス手段Ｌ２の設計値に基づいて共振周波数を計算してインバータｉｎｖのスイッチング周波数を制御する。しかし、コンデンサの実際のキャパシタンスとインダクタンス手段の実際のインダクタンスは製造誤差などにより設計値からずれていることがある。例えば、その誤差はコンデンサの場合０～±２０％、インダクタンス手段の場合０～±１５％である。さらに、共振回路Ｌｎｃ自体やトランスＴｒにもキャパシタンスやインダクタンスの成分が存在する。このため、設計値から計算した共振周波数が必ずしも共振回路ＲＣ１やＲＣ２の共振点（共振周波数ｆ１やｆ２）に一致しているわけではない。このため、「共振周波数」とは「共振周波数の近傍周波数」を含む。
なお、事前に医療用Ｘ線電源装置を動作させて共振回路ＲＣ１やＲＣ２の共振点を測定し、その周波数でインバータｉｎｖのスイッチング周波数を制御するように設定してもよい。 In addition, "resonant frequency" means the following.
In an actual medical X-ray power supply, the resonance frequency is calculated based on the design values of the capacitor C1, the first inductance means L1 and the second inductance means L2, and the switching frequency of the inverter inv is controlled. However, the actual capacitance of the capacitor and the actual inductance of the inductance means may deviate from the design values due to manufacturing errors or the like. For example, the error is 0 to ±20% for capacitors and 0 to ±15% for inductance means. Furthermore, the resonance circuit Lnc itself and the transformer Tr also have capacitance and inductance components. Therefore, the resonance frequencies calculated from the design values do not necessarily match the resonance points (resonance frequencies f 1 and f 2 ) of the resonance circuits RC1 and RC2. Therefore, the "resonant frequency" includes "near frequencies of the resonant frequency".
Note that the medical X-ray power supply may be operated in advance to measure the resonance points of the resonance circuits RC1 and RC2, and the switching frequency of the inverter inv may be controlled at that frequency.

Ｅ：直流電源
ｉｎｖ：インバータ
Ｔｒ：トランス
ＲＦ：整流回路
ＥＤＴ：Ｘ線管球
Ｌｎｃ：共振回路
Ｃ１：コンデンサ
Ｌ１：第１インダクタンス手段
Ｌ２：第２インダクタンス手段
ＲＣ１、ＲＣ２：共振回路
E: DC power supply inv: Inverter Tr: Transformer RF: Rectifier circuit EDT: X-ray tube Lnc: Resonance circuit C1: Capacitor L1: First inductance means L2: Second inductance means RC1, RC2: Resonance circuit

Claims (2)

Ｘ線管球が出力するＸ線で、被写体を透視する透視モードと前記被写体を撮影する撮影モードを有するＸ線装置に電力を供給する医療用Ｘ線電源であって、
交流を出力するインバータと、
一次側に入力された交流を二次側に接続される前記Ｘ線管球に出力するトランスと、
前記インバータと前記トランスの一次側とを接続し、前記インバータが出力する前記交流の周波数で前記透視モードと前記撮影モードとを切り替える共振回路と、
を備える医療用Ｘ線電源。 A medical X-ray power supply for supplying power to an X-ray apparatus having a fluoroscopy mode for fluoroscopy an object and an imaging mode for imaging the object with X-rays output from an X-ray tube,
an inverter that outputs alternating current;
a transformer for outputting alternating current input to the primary side to the X-ray tube connected to the secondary side;
a resonance circuit connecting the inverter and the primary side of the transformer and switching between the fluoroscopy mode and the imaging mode at the frequency of the alternating current output by the inverter;
A medical x-ray power supply comprising: 前記共振回路は、第１インダクタンス手段、コンデンサと第２インダクタンス手段とが並列する並列回路を有し、前記第１インダクタンス手段と前記並列回路とが直列に接続されており、
前記インバータは、前記撮影モードでは、前記コンデンサと前記第１インダクタンス手段とが共振状態となるような周波数でスイッチングし、前記透視モードでは、前記コンデンサと前記第２インダクタンス手段とが共振状態となるような周波数でスイッチングする
ことを特徴とする請求項１に記載の医療用Ｘ線電源。 The resonance circuit has a parallel circuit in which a first inductance means and a capacitor and a second inductance means are arranged in parallel, and the first inductance means and the parallel circuit are connected in series,
The inverter switches at a frequency such that the capacitor and the first inductance means are in a resonant state in the photographing mode, and the capacitor and the second inductance means are in a resonant state in the fluoroscopy mode. 2. The medical X-ray power supply according to claim 1, wherein switching is performed at a frequency of .
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