JP3405878B2 - X-ray power supply - Google Patents
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Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は，商用交流電源を入力と
するＸ線電源装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an X-ray power supply device using a commercial AC power supply as an input.
【０００２】[0002]
【従来の技術】現在，Ｘ線電源装置に用いられるインバ
ータには，ＩＧＢＴが主として使用されている。ＩＧＢ
Ｔの耐圧は，ＡＣ２００Ｖ系に使用する６００Ｖと，Ａ
Ｃ４００Ｖ系に使用する１２００Ｖが主流である。１２
００Ｖ用耐圧素子は，６００Ｖ用耐圧素子とほぼ同一形
状で，２倍の電力を扱えるので，ＡＣ２００Ｖを受電す
るＸ線電源装置では，ＩＧＢＴ等のインバータスイッチ
ング素子の電流容量を低減するために，整流電圧を４０
０Ｖ以上に上昇する手段が採られる。その手段として，
図６に示すような単相倍電圧整流方式が採用される。同
図において，３１はＡＣ入力端子，３２，３３は整流ダ
イオード，３４，３５は倍電圧用コンデンサである。2. Description of the Related Art At present, IGBTs are mainly used in inverters used in X-ray power supply devices. IGB
The breakdown voltage of T is 600V which is used for AC200V system, and A
1200V used for C400V system is the mainstream. 12
The withstand voltage element for 00V has almost the same shape as the withstand voltage element for 600V and can handle twice the electric power. Voltage 40
A means of increasing the voltage to 0 V or more is adopted. As a means,
A single-phase double voltage rectification method as shown in FIG. 6 is adopted. In the figure, 31 is an AC input terminal, 32 and 33 are rectifying diodes, and 34 and 35 are voltage doubler capacitors.
【０００３】しかし，５０ｋＷ以上のＸ線電源装置で
は，単相倍電圧整流にすると，電流のピーク値が数１０
０Ａに達し，病院の受電設備が大型化するという問題が
ある。また３相受電の場合，倍電圧整流回路の構成が複
雑になると共に，単相，３相で整流回路が別回路にな
り，汎用性がなくなるという問題もある。However, in the X-ray power supply device of 50 kW or more, when the single-phase double voltage rectification is used, the peak value of the current is several tens.
There is a problem that it reaches 0A and the power receiving equipment of the hospital becomes large. Further, in the case of three-phase power reception, there is a problem that the structure of the voltage doubler rectifier circuit becomes complicated and the rectifier circuit becomes a separate circuit for single-phase and three-phase, so that versatility is lost.
【０００４】この問題を解決するため，図７に示すよう
なコンデンサバンク方式が採用される。コンデンサバン
クの静電容量は，最大定格出力が所要時間発生できる静
電容量を最低限として選定される。このコンデンサバン
ク３６のエネルギは，インバータ３８により高周波交流
電圧に変換され，トランス３９，整流器４０を介して直
流高電圧を発生して，Ｘ線管４１に直流高電圧が印加さ
れる。また，コンデンサバンク３６を充電する充電回路
３７のＡＣ入力を３相で構成しておけば，単相で使用す
る場合は，１端子を使用しなければよい。In order to solve this problem, a capacitor bank system as shown in FIG. 7 is adopted. The capacitance of the capacitor bank is selected so that the maximum rated output can be generated for the required time. The energy of the capacitor bank 36 is converted into a high frequency AC voltage by the inverter 38, a DC high voltage is generated through the transformer 39 and the rectifier 40, and the DC high voltage is applied to the X-ray tube 41. Further, if the AC input of the charging circuit 37 for charging the capacitor bank 36 is configured in three phases, it is not necessary to use one terminal when used in a single phase.
【０００５】[0005]
【発明が解決しようとする課題】コンデンサバンクのエ
ネルギは，静電容量×充電電圧の自乗に比例するので，
製造コストの低減のためには充電電圧をインバータの許
す限り高く設定し，コンデンサバンクの静電容量を小さ
くすることが得策であるが，安全上，６００Ｖ以下，例
えば５５０Ｖが採用される。５０ｋＷクラスのＸ線電源
装置では，定格出力時間を０．１秒，変換効率を７０
％，初期充電電圧を５５０Ｖ，定格出力可能な最低充電
電圧を３５０Ｖとすると，コンデンサバンクの静電容量
は，次の式により８０ｍＦとなる。
コンデンサバンクの静電容量＝２×定格電力×定格出力
時間／変換効率×〔（初期充電電圧）2 −（最低充電電
圧）2 〕＝２×５０×１０3 ×０．１／０．７×（５５
０2 −３５０2 ）＝７９×１０-3≒８０〔ｍＦ〕
このため，３１５Ｖ１０ｍＦの単位コンデンサが直列，
並列接続で３２個必要となり，大型化すると共に，高価
なものとなる。Since the energy of the capacitor bank is proportional to the capacitance × the square of the charging voltage,
In order to reduce the manufacturing cost, it is a good idea to set the charging voltage as high as the inverter allows and to reduce the capacitance of the capacitor bank, but for safety, 600V or less, for example, 550V is adopted. With a 50 kW class X-ray power supply, the rated output time is 0.1 seconds and the conversion efficiency is 70
%, The initial charging voltage is 550 V, and the minimum charging voltage capable of rated output is 350 V, the electrostatic capacity of the capacitor bank is 80 mF according to the following equation. Capacitance of capacitor bank = 2 × rated power × rated output time / conversion efficiency × [(initial charge voltage) 2 − (minimum charge voltage) 2 ] = 2 × 50 × 10 3 × 0.1 / 0.7 × (55
0 2 −350 2 ) = 79 × 10 −3 ≈80 [mF] Therefore, a unit capacitor of 315V 10 mF is connected in series,
32 pieces are required in parallel connection, which is large and expensive.
【０００６】また，コンデンサバンク方式では，小出力
のときでもコンデンサバンクエネルギの範囲しか出力時
間がとれない。例えば，１０ｋＷ運転した場合，初期充
電電圧を５５０Ｖ，最低充電電圧を２５０Ｖとすると，
次の式に示すように出力時間が０．６７秒に制限され
る。
出力時間＝コンデンサバンクの静電容量×変換効率×
〔（初期充電電圧）2 −（最低充電電圧）2 〕／２×電
力＝８０×１０-3×０．７×（５５０2 −２５０2 ）／
２×１０×１０3 ＝０．６７〔秒〕Further, in the capacitor bank system, the output time can be taken only within the capacitor bank energy range even when the output is small. For example, if the initial charging voltage is 550V and the minimum charging voltage is 250V when operating at 10kW,
The output time is limited to 0.67 seconds as shown in the following equation. Output time = Capacitance of capacitor bank × Conversion efficiency ×
[(Initial charge voltage) 2 − (minimum charge voltage) 2 ] / 2 × power = 80 × 10 −3 × 0.7 × (550 2 −250 2 ) /
2 x 10 x 10 3 = 0.67 [seconds]
【０００７】[0007]
【課題を解決するための手段】請求項１に記載の発明
は，上記課題を解決するために，商用交流電源を入力と
するＸ線電源装置において，整流器と平滑用コンデンサ
からなる整流平滑回路と，該整流平滑回路の出力に直列
接続されたコンデンサバンクと，該コンデンサバンクを
充電する充電回路とからなり，上記整流平滑回路により
得られる電圧とコンデンサバンクの充電電圧とを重畳し
た電圧をインバータに供給することを特徴とするＸ線電
源装置を提供するものである。In order to solve the above-mentioned problems, an X-ray power supply device using a commercial AC power supply as an input is provided with a rectifying and smoothing circuit comprising a rectifier and a smoothing capacitor. , A capacitor bank connected in series to the output of the rectifying / smoothing circuit and a charging circuit for charging the capacitor bank, and a voltage obtained by superimposing the voltage obtained by the rectifying / smoothing circuit and the charging voltage of the capacitor bank on the inverter. The present invention provides an X-ray power supply device characterized in that the power is supplied.
【０００８】請求項２に記載の発明は，上記課題を解決
するために，高周波でオン，オフするスイッチ素子が，
インダクタンスを介して整流平滑回路に接続され，スイ
ッチ素子のオン時にインダクタンスにエネルギを蓄積
し，オフ時に転流ダイオードを介して上記コンデンサバ
ンクを設定電圧に向けて充電していく回路により上記充
電回路が構成されていることを特徴とする請求項１に記
載のＸ線電源装置を提供するものである。In order to solve the above-mentioned problems, the invention as set forth in claim 2 is such that a switching element which is turned on and off at a high frequency,
The charging circuit is connected to the rectifying / smoothing circuit via the inductance, stores energy in the inductance when the switch element is on, and charges the capacitor bank toward the set voltage through the commutation diode when the switch element is off. The X-ray power supply device according to claim 1, which is configured.
【０００９】請求項３に記載の発明は，上記課題を解決
するために，補助インバータが整流平滑回路に接続さ
れ，高周波でオン，オフすることにより，トランス及び
整流器を介して上記コンデンサバンクを設定電圧に向け
て充電していく回路により上記充電回路が構成されてい
ることを特徴とする請求項１に記載のＸ線電源装置を提
供するものである。In order to solve the above-mentioned problems, an auxiliary inverter is connected to a rectifying / smoothing circuit and is turned on / off at a high frequency to set the capacitor bank via a transformer and a rectifier. The X-ray power supply device according to claim 1, wherein the charging circuit is configured by a circuit that charges toward a voltage.
【００１０】請求項４に記載の発明は，上記課題を解決
するために，交流スイッチ素子が限流インダクタンスを
介して商用交流電源に接続され，オン，オフすることに
より，トランス及び整流器を介して上記コンデンサバン
クを設定電圧に向けて充電していく回路により上記充電
回路が構成されていることを特徴とする請求項１に記載
のＸ線電源装置を提供するものである。In order to solve the above-mentioned problems, the invention according to claim 4 is characterized in that an AC switch element is connected to a commercial AC power source through a current limiting inductance and turned on and off, so that a transformer and a rectifier are used. The X-ray power supply device according to claim 1, wherein the charging circuit is configured by a circuit that charges the capacitor bank toward a set voltage.
【００１１】請求項５に記載の発明は，上記課題を解決
するために，上記コンデンサバンクの両端の電圧が検出
され，演算回路で演算されて駆動回路に入力され，駆動
回路が上記充電回路を制御してコンデンサバンクの充電
電圧が設定値となるように制御されることを特徴とする
請求項１乃至４のいずれかに記載のＸ線電源装置を提供
するものである。In order to solve the above-mentioned problems, a fifth aspect of the present invention detects the voltage across the capacitor bank, calculates the voltage in an arithmetic circuit, and inputs the voltage to a drive circuit. The X-ray power supply device according to any one of claims 1 to 4, wherein the charging voltage of the capacitor bank is controlled to be a set value.
【００１２】請求項６に記載の発明は，上記課題を解決
するために，上記整流平滑回路により得られる電圧とコ
ンデンサバンクの充電電圧とを重畳した電圧が検出され
て駆動回路に入力され，駆動回路が上記充電回路を制御
して上記重畳電圧が設定値となるように制御されること
を特徴とする請求項１乃至４のいずれかに記載のＸ線電
源装置を提供するものである。In order to solve the above-mentioned problems, a sixth aspect of the present invention detects a voltage obtained by superimposing a voltage obtained by the rectifying and smoothing circuit and a charging voltage of a capacitor bank and inputs the detected voltage to a driving circuit to drive the driving circuit. An X-ray power supply device according to any one of claims 1 to 4, wherein a circuit controls the charging circuit to control the superimposed voltage to a set value.
【００１３】[0013]
【発明の実施の形態】図１は，本発明の第１の実施の形
態を説明するための図であり，本発明を５０ｋＷＸ線電
源装置に適用した場合を示す。FIG. 1 is a diagram for explaining a first embodiment of the present invention, showing a case where the present invention is applied to a 50 kW X-ray power supply device.
【００１４】同図において，１は商用交流電源３相ＡＣ
２００ＶのＵＶＷ相入力端子，２は３相ブリッジ整流
器，３は後述するコンデンサバンクに比較して小容量の
平滑用コンデンサであり，３１５Ｖ１０ｍＦの単位コン
デンサの２並列（２０ｍＦ）とする。整流器２と平滑用
コンデンサ３とで交流電源入力を整流・平滑する整流平
滑回路４を構成している。５は整流平滑回路４に直列接
続されたコンデンサバンクであり，３１５ｖ１０ｍＦの
単位コンデンサを１１並列（１１０ｍＦ）とする。この
コンデンサバンクの静電容量の決定法は後述する。In the figure, 1 is a commercial AC power supply 3-phase AC
200V UVW phase input terminal, 2 is a 3-phase bridge rectifier, 3 is a smoothing capacitor having a small capacity compared to a capacitor bank described later, and it is assumed to be 2 parallels (20mF) of 315V 10mF unit capacitors. The rectifier 2 and the smoothing capacitor 3 constitute a rectifying / smoothing circuit 4 that rectifies and smoothes the AC power input. Reference numeral 5 is a capacitor bank connected in series with the rectifying / smoothing circuit 4, and a unit capacitor of 315 v 10 mF is 11 parallel (110 mF). The method of determining the capacitance of this capacitor bank will be described later.
【００１５】６はインダクタンス，７はＩＧＢＴ等のス
イッチ素子，８は転流ダイオードであり，これらでコン
デンサバンク５を充電する充電回路９が構成される。コ
ンデンサバンク５の充電電圧は，コンデンサバンクの両
端に接続された抵抗１０，１１を介してそれぞれ検出さ
れた電圧を，その電圧の差として演算回路１２で演算す
ることにより検出され，駆動回路１３に入力され，駆動
回路１３で駆動パルスのデューティを制御してコンデン
サバンク５の充電電圧が設定値となるよう制御される。Reference numeral 6 is an inductance, 7 is a switching element such as an IGBT, and 8 is a commutation diode, and these constitute a charging circuit 9 for charging the capacitor bank 5. The charging voltage of the capacitor bank 5 is detected by calculating the difference between the voltages detected through the resistors 10 and 11 connected to both ends of the capacitor bank in the arithmetic circuit 12, and the driving circuit 13 The duty of the drive pulse is input by the drive circuit 13 and the charging voltage of the capacitor bank 5 is controlled to a set value.
【００１６】１４は整流平滑回路４により得られる電圧
とコンデンサバンク５の充電電圧とを重畳した電圧で動
作するインバータである。インバータ１４で直流電圧が
高周波交流電圧に変換され，トランス１５，整流器１６
を介して高電圧が発生し，Ｘ線管１７に高電圧が印加さ
れる。Reference numeral 14 is an inverter which operates with a voltage obtained by superposing the voltage obtained by the rectifying / smoothing circuit 4 and the charging voltage of the capacitor bank 5. The DC voltage is converted into a high frequency AC voltage by the inverter 14, and the transformer 15 and the rectifier 16
A high voltage is generated via the, and the high voltage is applied to the X-ray tube 17.
【００１７】１８は，コンデンサバンク５が完全に放電
した後に，整流平滑回路４の出力電流をバイパスするた
めのバイパスダイオードであるが，転流ダイオード８の
電流容量が充分にあれば，インダクタンス６と転流ダイ
オード８を介してバイパスできる。Reference numeral 18 is a bypass diode for bypassing the output current of the rectifying and smoothing circuit 4 after the capacitor bank 5 is completely discharged. It can be bypassed via the commutation diode 8.
【００１８】次に，動作を説明する。Next, the operation will be described.
【００１９】先ず，インバータ１４が定格出力可能なた
めの最低入力電圧をＤＣ３５０Ｖ，コンデンサバンク５
の充電電圧の設定電圧をＤＣ３１０Ｖ，変換効率を７０
％とする。First, the minimum input voltage for the inverter 14 to perform rated output is DC350V, the capacitor bank 5
The charging voltage setting voltage is DC310V, conversion efficiency is 70
%.
【００２０】商用交流電源定格ＡＣ２００Ｖの最低電圧
ＡＣ１８０Ｖが投入されると，平滑用コンデンサ３はＤ
Ｃ２４０Ｖに充電される。通常は，突入電流防止用の抵
抗を介して充電されるが，ここでは省略した。一方，ス
イッチ素子７は高周波でオン，オフし，オン時にインダ
クタンス６にエネルギを蓄積し，オフ時に転流ダイオー
ド８がオンしてコンデンサバンク５を設定電圧に向けて
充電していく。ここで，コンデンサバンク５の設定電圧
をＤＣ３１０Ｖとしたので，整流平滑回路４により得ら
れる電圧とコンデンサバンク５の充電電圧とを重畳した
電圧はＤＣ５５０Ｖとなる。When the minimum voltage AC180V of the commercial AC power supply rated AC200V is turned on, the smoothing capacitor 3 becomes D
It is charged to C240V. Normally, charging is performed via a resistor for preventing inrush current, but this is omitted here. On the other hand, the switch element 7 turns on and off at a high frequency, stores energy in the inductance 6 when turned on, and turns on the commutation diode 8 when turned off to charge the capacitor bank 5 toward the set voltage. Here, since the set voltage of the capacitor bank 5 is set to DC310V, the voltage obtained by superposing the voltage obtained by the rectifying and smoothing circuit 4 and the charging voltage of the capacitor bank 5 is DC550V.
【００２１】商用交流電源定格ＡＣ２００Ｖが上昇して
ＡＣ２２０Ｖになると，平滑用コンデンサ３はＤＣ２８
０Ｖに充電され，整流平滑回路４により得られる電圧と
コンデンサバンク５の充電電圧とを重畳した電圧はＤＣ
５９０Ｖとなる。即ち，コンデンサバンク５の設定電圧
は，電源変動に対して整流平滑回路４により得られる電
圧とコンデンサバンク５の充電電圧とを重畳した電圧が
ＤＣ６００Ｖ以下になるように選定される。尚，図１に
はコンデンサバンク５の電圧の検出用抵抗として抵抗１
０，１１を示したが，抵抗１０のみで整流平滑回路によ
り得られる電圧とコンデンサバンクの充電電圧とを重畳
した電圧を検出して，その重畳電圧を例えばＤＣ５５０
Ｖに制御してもよい。When the commercial AC power supply rating AC200V rises to AC220V, the smoothing capacitor 3 is DC28.
The voltage which is charged to 0V and which is obtained by superposing the voltage obtained by the rectifying and smoothing circuit 4 and the charging voltage of the capacitor bank 5 is DC.
It becomes 590V. That is, the set voltage of the capacitor bank 5 is selected such that the voltage obtained by superimposing the voltage obtained by the rectifying / smoothing circuit 4 and the charging voltage of the capacitor bank 5 on the power supply fluctuation is 600 V DC or less. In FIG. 1, the resistor 1 is used as a resistor for detecting the voltage of the capacitor bank 5.
Although 0 and 11 are shown, the voltage obtained by superposing the voltage obtained by the rectifying and smoothing circuit and the charging voltage of the capacitor bank only by the resistor 10 is detected, and the superposed voltage is, for example, DC550.
It may be controlled to V.
【００２２】コンデンサバンク５の充電電圧が設定値に
達すると，インバータの動作準備が完了し，Ｘ線管を定
格出力，定格時間動作することができるようになる。図
示しない制御器から高電圧発生命令がくると，ＡＣ２０
０Ｖとコンデンサバンク５とから電力が供給されて，イ
ンバータ１４が動作する。When the charging voltage of the capacitor bank 5 reaches the set value, the inverter is ready for operation and the X-ray tube can be operated at the rated output and the rated time. When a high voltage generation command comes from a controller (not shown), AC20
Electric power is supplied from 0 V and the capacitor bank 5, and the inverter 14 operates.
【００２３】図２は待機時０〜ｔ１，定格出力時ｔ１〜
ｔ２，再充電時ｔ２〜ｔ３における整流電圧，コンデン
サバンクの充電電圧の時間変化を示す。FIG. 2 shows standby time 0 to t1 and rated output time t1 to t1.
t2, time changes of the rectified voltage and the charging voltage of the capacitor bank at t2 to t3 at the time of recharging are shown.
【００２４】例えば，最大定格出力５０ｋＷをｔ１から
ｔ２まで０．１秒出力するときの全エネルギＥは，
Ｅ＝出力×時間／効率
＝５００００×０．１／０．７＝７１４３〔Ｊ〕
このとき，整流平滑回路４により得られる電圧とコンデ
ンサバンク５の充電電圧とを重畳した電圧は５５０Ｖか
ら３５０Ｖまで低下し，コンデンサバンクの充電電圧は
３１０Ｖから１１０Ｖまで低下する。For example, when the maximum rated output of 50 kW is output for 0.1 second from t1 to t2, the total energy E is: E = output × time / efficiency = 50000 × 0.1 / 0.7 = 7143 [J] At this time, the voltage obtained by superimposing the voltage obtained by the rectifying and smoothing circuit 4 and the charging voltage of the capacitor bank 5 drops from 550V to 350V, and the charging voltage of the capacitor bank drops from 310V to 110V.
【００２５】３１０Ｖのときのコンデンサバンクの負担
する電力Ｅｂ１は，
Ｅｂ１＝５００００×３１０／５５０×０．７＝４０２６０〔Ｗ〕
１１０Ｖのときのコンデンサバンクの負担する電力Ｅｂ
２は，
Ｅｂ２＝５００００×１１０／３５０×０．７＝２２４４９〔Ｗ〕
ｔ１〜ｔ２間にコンデンサバンクが供給する全エネルギ
Ｅは，
Ｅ＝出力×時間／効率
＝（４０２６０＋２２４４９）×０．１／０．７×２＝４４７９〔Ｊ〕The electric power Eb1 borne by the capacitor bank at 310V is Eb1 = 50000 × 310/550 × 0.7 = 40260 [W] The electric power Eb borne by the capacitor bank at 110V.
2 is Eb2 = 50000 × 110/350 × 0.7 = 22449 [W] The total energy E supplied by the capacitor bank between t1 and t2 is E = output × time / efficiency = (40260 + 22449) × 0.1 / 0.7 x 2 = 4479 [J]
【００２６】不足のエネルギ（７１４３Ｊ−４４７９Ｊ
＝）２６６４Ｊを整流電圧として商用交流電源から供給
する。従って，必要とする受電設備の電力容量は定格出
力の約３７％でよいこととなり，病院等の受電設備の電
力容量を増加する必要がないという効果がある。Insufficient energy (7143J-4479J)
=) 2664J is supplied as a rectified voltage from a commercial AC power supply. Therefore, the required power capacity of the power receiving equipment may be about 37% of the rated output, and there is no need to increase the power capacity of the power receiving equipment such as a hospital.
【００２７】ここで，必要とされるコンデンサバンク５
の静電容量Ｃは次の式で決定される。
Ｃ＝２×４４７９／（３１０2 −１１０2 ）＝１０７ｍＦ≒１１０ｍＦ
従って，コンデンサバンクは３１５Ｖ１０ｍＦの単位コ
ンデンサを１１個並列接続したもので構成される。この
ことは，従来必要とされた単位コンデンサが３２個であ
ったのと比較して約１／３になり，装置が小型化される
と共に，製造コストが低減される。Here, the required capacitor bank 5
The capacitance C of is determined by the following equation. C = 2 × 4479 / (310 2 −110 2 ) = 107 mF≈110 mF Therefore, the capacitor bank is composed of 11 unit capacitors of 315 V and 10 mF connected in parallel. This is about one-third of the number of unit capacitors required in the past, which is 32, which reduces the size of the device and reduces the manufacturing cost.
【００２８】また，コンデンサバンク５が完全に放電し
た後も，バイパスダイオード１８を介して，整流平滑回
路４からＤＣ２４０Ｖの最低電圧が供給されるので，小
電力では長時間の撮影も可能である。Further, even after the capacitor bank 5 is completely discharged, the minimum voltage of 240 V DC is supplied from the rectifying / smoothing circuit 4 via the bypass diode 18, so that it is possible to shoot for a long time with a small power.
【００２９】また，整流平滑回路を３相で説明したが，
整流電圧のリプルが増加するものの，単相でも同様に実
施することができる。Further, the rectifying / smoothing circuit has been described with three phases,
Although the ripple of the rectified voltage increases, it can be implemented in the single phase as well.
【００３０】次に，充電回路について述べる。Next, the charging circuit will be described.
【００３１】通常のＸ線撮影はデューティ１％程度であ
り，１０秒程度の待機時間に３１０Ｖまで充電すればよ
く，次の式に示すように５００Ｗ程度の充電電力容量で
よい。
充電電力＝コンデンサバンクの静電容量×（充電電圧）
2 ／２×充電時間＝１１０×１０-3×３１０2 ／２×１
０＝５２９≒５００〔Ｗ〕In normal X-ray photography, the duty is about 1%, and it is sufficient to charge up to 310 V in a standby time of about 10 seconds, and a charging power capacity of about 500 W as shown in the following formula. Charging power = Capacitance of capacitor bank x (charging voltage)
2/2 × charging time = 110 × 10 -3 × 310 2 /2 × 1
0 = 529≈500 [W]
【００３２】図３は撮影０．１秒と透視１０分を０．８
秒の間隔で繰り返して運転する場合を示しているが，こ
のように撮影と透視を繰り返す運転では，５００Ｗ（１
２５ｋＶ４ｍＡ）程度の透視電力を同時に供給しなけれ
ばならないので，１０００Ｗ程度の電力容量が必要であ
る。FIG. 3 shows 0.8 for 0.1 seconds for photographing and 10 minutes for fluoroscopy.
The figure shows the case where the operation is repeated at intervals of seconds, but in the operation in which imaging and fluoroscopy are repeated in this manner, 500 W (1
Since fluoroscopic power of about 25 kV 4 mA must be supplied at the same time, a power capacity of about 1000 W is required.
【００３３】図４は，本発明の第２の実施の形態を説明
するための図である。FIG. 4 is a diagram for explaining the second embodiment of the present invention.
【００３４】この実施の形態では，補助インバータ１９
が単相の商用交流電源を整流・平滑する整流平滑回路４
に接続され，高周波でオン，オフすることにより，トラ
ンス２０及び整流器２１を介してコンデンサバンク５を
設定電圧に向けて充電していく。その他は第１の実施の
形態で説明したのと同様であり，同様の効果が得られ
る。In this embodiment, the auxiliary inverter 19
Is a rectifying and smoothing circuit 4 that rectifies and smoothes a single-phase commercial AC power supply.
The capacitor bank 5 is charged to the set voltage via the transformer 20 and the rectifier 21 by being turned on and off at a high frequency. Others are similar to those described in the first embodiment, and similar effects can be obtained.
【００３５】図５は，本発明の第３の実施の形態を説明
するための図である。FIG. 5 is a diagram for explaining the third embodiment of the present invention.
【００３６】この実施の形態では，トライアック等の交
流スイッチ素子２２が限流インダクタンス２３を介して
単相の商用交流電源の入力端子１に接続され，オン，オ
フすることにより，トランス２４及び整流器２５を介し
てコンデンサバンク５を設定電圧に向けて充電してい
く。コンデンサバンク５の充電電圧の制御は交流スイッ
チ素子２２のオン，オフにより行う。その他は第１の実
施の形態で説明したのと同様であり，同様の効果が得ら
れる。In this embodiment, an AC switching element 22 such as a triac is connected to an input terminal 1 of a single-phase commercial AC power source via a current limiting inductance 23, and is turned on / off to turn on a transformer 24 and a rectifier 25. The capacitor bank 5 is charged toward the set voltage via. The charging voltage of the capacitor bank 5 is controlled by turning on / off the AC switch element 22. Others are similar to those described in the first embodiment, and similar effects can be obtained.
【００３７】[0037]
【発明の効果】以上述べたように，本発明によれば，次
のような効果が得られる。
（１）商用交流電源からの供給電力と，コンデンサバン
クからの供給電力との両者で電力を供給するので，商用
交流電源の電力容量を定格出力の１／２以下に減少で
き，Ｘ線電源装置を小病院に設置することが可能とな
る。
（２）コンデンサバンクを構成する単位コンデンサの数
が従来の１／３程度になるので，小型化され，製造コス
トも低減される。
（３）商用交流電源の相数は，単相，３相のいずれでも
構成できるが，３相で構成しておけば単相でも使用でき
るので，汎用性が高い。As described above, according to the present invention, the following effects can be obtained. (1) Since the power is supplied by both the power supplied from the commercial AC power supply and the power supplied from the capacitor bank, the power capacity of the commercial AC power supply can be reduced to 1/2 or less of the rated output, and the X-ray power supply device can be used. Can be installed in a small hospital. (2) Since the number of unit capacitors constituting the capacitor bank is about 1/3 of that of the conventional one, the size is reduced and the manufacturing cost is reduced. (3) The number of phases of the commercial AC power supply can be either single-phase or three-phase, but if three-phase is used, even single-phase can be used, so that the versatility is high.
【図１】本発明の第１の実施の形態を説明するための図
である。FIG. 1 is a diagram for explaining a first embodiment of the present invention.
【図２】本発明の第１の実施の形態を説明するための図
である。FIG. 2 is a diagram for explaining the first embodiment of the present invention.
【図３】本発明の第１の実施の形態を説明するための図
である。FIG. 3 is a diagram for explaining the first embodiment of the present invention.
【図４】本発明の第２の実施の形態を説明するための図
である。FIG. 4 is a diagram for explaining a second embodiment of the present invention.
【図５】本発明の第３の実施の形態を説明するための図
である。FIG. 5 is a diagram for explaining a third embodiment of the present invention.
【図６】従来のＸ線電源装置を説明するための図であ
る。FIG. 6 is a diagram for explaining a conventional X-ray power supply device.
【図７】従来のＸ線電源装置を説明するための図であ
る。FIG. 7 is a diagram for explaining a conventional X-ray power supply device.
１…入力端子 ２…整流器
３…平滑用コンデンサ ４…整流平滑回
路
５…コンデンサバンク ６…インダクタ
ンス
７…スイッチ素子 ８…転流ダイオ
ード
９…充電回路 １０，１１…抵抗
１２…演算回路 １３…駆動回路
１４…インバータ １５…トランス
１６…整流器 １７…Ｘ線管
１８…バイパスダイオード １９…補助イン
バータ
２０…トランス ２１…整流器
２２…交流スイッチ素子 ２３…限流イン
ダクタンス
２４…トランス ２５…整流器
３１…入力端子 ３２，３３…整
流ダイオード
３４，３５…倍電圧用コンデンサ ３６…コンデン
サバンク
３７…充電回路 ３８…インバー
タ
３９…トランス ４０…整流器
４１…Ｘ線管DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Input terminal 2 ... Rectifier 3 ... Smoothing capacitor 4 ... Rectification smoothing circuit 5 ... Capacitor bank 6 ... Inductance 7 ... Switch element 8 ... Commutation diode 9 ... Charging circuit 10, 11 ... Resistor 12 ... Arithmetic circuit 13 ... Drive circuit 14 ... Inverter 15 ... Transformer 16 ... Rectifier 17 ... X-ray tube 18 ... Bypass diode 19 ... Auxiliary inverter 20 ... Transformer 21 ... Rectifier 22 ... AC switch element 23 ... Current limiting inductance 24 ... Transformer 25 ... Rectifier 31 ... Input terminal 32, 33 ... Rectifier diodes 34, 35 ... Double voltage capacitors 36 ... Capacitor bank 37 ... Charging circuit 38 ... Inverter 39 ... Transformer 40 ... Rectifier 41 ... X-ray tube
Claims (6)
において，整流器と平滑用コンデンサからなる整流平滑
回路と，該整流平滑回路の出力に直列接続されたコンデ
ンサバンクと，該コンデンサバンクを充電する充電回路
とからなり，上記整流平滑回路により得られる電圧とコ
ンデンサバンクの充電電圧とを重畳した電圧をインバー
タに供給することを特徴とするＸ線電源装置。1. An X-ray power supply device using a commercial AC power supply as an input, a rectifying / smoothing circuit including a rectifier and a smoothing capacitor, a capacitor bank connected in series to an output of the rectifying / smoothing circuit, and charging the capacitor bank. An X-ray power supply device, comprising: a charging circuit for charging the capacitor bank; and a voltage obtained by superimposing a voltage obtained by the rectifying and smoothing circuit and a charging voltage of the capacitor bank.
が，インダクタンスを介して整流平滑回路に接続され，
スイッチ素子のオン時にインダクタンスにエネルギを蓄
積し，オフ時に転流ダイオードを介して上記コンデンサ
バンクを設定電圧に向けて充電していく回路により上記
充電回路が構成されていることを特徴とする請求項１に
記載のＸ線電源装置。2. A switching element that turns on and off at high frequency is connected to a rectifying and smoothing circuit via an inductance,
The charging circuit is configured by a circuit that stores energy in an inductance when the switch element is on and charges the capacitor bank toward a set voltage through a commutation diode when the switch element is off. The X-ray power supply device according to 1.
れ，高周波でオン，オフすることにより，トランス及び
整流器を介して上記コンデンサバンクを設定電圧に向け
て充電していく回路により上記充電回路が構成されてい
ることを特徴とする請求項１に記載のＸ線電源装置。3. The charging circuit is configured by a circuit in which an auxiliary inverter is connected to a rectifying / smoothing circuit and is turned on / off at a high frequency to charge the capacitor bank toward a set voltage via a transformer and a rectifier. The X-ray power supply device according to claim 1, wherein the X-ray power supply device is provided.
を介して商用交流電源に接続され，オン，オフすること
により，トランス及び整流器を介して上記コンデンサバ
ンクを設定電圧に向けて充電していく回路により上記充
電回路が構成されていることを特徴とする請求項１に記
載のＸ線電源装置。4. A circuit for charging the capacitor bank toward a set voltage through a transformer and a rectifier when an AC switch element is connected to a commercial AC power source via a current limiting inductance and turned on and off. The X-ray power supply device according to claim 1, wherein the charging circuit is configured.
出され，演算回路で演算されて駆動回路に入力され，駆
動回路が上記充電回路を制御してコンデンサバンクの充
電電圧が設定値となるように制御されることを特徴とす
る請求項１乃至４のいずれかに記載のＸ線電源装置。5. The voltage across the capacitor bank is detected, calculated by an arithmetic circuit and input to a driving circuit, and the driving circuit controls the charging circuit so that the charging voltage of the capacitor bank becomes a set value. The X-ray power supply device according to claim 1, wherein the X-ray power supply device is controlled.
コンデンサバンクの充電電圧とを重畳した電圧が検出さ
れて駆動回路に入力され，駆動回路が上記充電回路を制
御して上記重畳電圧が設定値となるように制御されるこ
とを特徴とする請求項１乃至４のいずれかに記載のＸ線
電源装置。6. A voltage obtained by superimposing a voltage obtained by the rectifying / smoothing circuit and a charging voltage of a capacitor bank is detected and input to a drive circuit, the drive circuit controls the charging circuit, and the superposed voltage is set to a set value. The X-ray power supply device according to claim 1, wherein the X-ray power supply device is controlled so that
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