JP3557009B2

JP3557009B2 - 電源装置及びそれを用いた磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JP3557009B2
Application number: JP22280095A
Authority: JP
Inventors: 拓也堂本; 博司高野; 圭一茶畑; 敬信畠山
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1995-08-09
Filing date: 1995-08-09
Publication date: 2004-08-25
Anticipated expiration: 2015-08-09
Also published as: JPH0947445A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置という）に用いられる電源装置に係わり、特にその大電力を要求される静磁場、傾斜磁場、高周波磁場の発生に必要な各種電源に好適な電源装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲＩ装置は、静磁場中に置かれた検査対象に高周波磁場をパルス状に印加し、検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出し、この検出信号をもとにスペクトルや画像を再構成するものであり、ＭＲＩ装置には磁場発生コイルとして静磁場を発生する超電導或いは常電導コイル、静磁場に重畳される傾斜磁場を発生するための傾斜磁場コイル、さらに高周波磁場を発生するための高周波コイルが備えられている。これら磁場発生コイルは所定の磁場強度の磁場を発生するために印加電流の大きさとタイミングを制御するためのスイッチング電源を備えている。
【０００３】
このようなＭＲＩ装置の磁場発生用のスイッチング電源として、特に傾斜磁場発生用のスイッチング電源の構成を図５に示す。このスイッチング電源１０’は、４つのスイッチング素子７１〜７４と、スイッチング電源の出力を平滑するためのリアクトル７５、７６及びコンデンサ７５、７７とを備えている。スイッチング素子としては、電界効果型トランジスタ（ＭＯＳＦＥＴ）が採用され、スイッチング素子７１と７２及びスイッチング素子７３と７４はそれぞれ直流電源７０に対し直列に接続され、スイッチング素子７１と７２及びスイッチング素子７３と７４は並列に接続されている。リアクトル７５及びコンデンサ７７はスイッチング素子７２に並列に、リアクトル７６及びコンデンサ７８はスイッチング素子７４に並列に接続され、それぞれスイッチング素子７２及び７４のドレイン側の電圧ＶＬ’、ＶＲ’を平滑する平滑回路を構成する。このスイッチング電源１０’の一方の出力端子はリアクトル７５とコンデンサ７７の接続点に、他方の出力端子はリアクトル７６とコンデンサ７８の接続点にそれぞれ接続される。
【０００４】
このスイッチング電源１０’は、スイッチング素子７１及び７４がオンのときにはスイッチング素子７２及び７３がオフ、スイッチング素子７１及び７４がオフのときにはスイッチング素子７２及び７３がオンとなるように交互に一定周期で駆動される。この際、一方、例えばスイッチング素子７１及び７４がオンとなる時間を長く、スイッチング素子７２及び７３のオン時間を短くしたとすると、直流電源７０の中性点（図示せず）からみたスイッチング素子７２及び７４のドレイン側の電圧ＶＬ’、ＶＲ’は、それぞれ図６に示すような波形となり、これらをリアクトル７５とコンデンサ７７及びリアクトル７６とコンデンサ７８で平滑することにより、出力端子の電圧ＶＬＡ’及びＶＲＡ’は直流電圧となる。しかし、出力端子の電圧はスイッチング周波数のリップルを含む直流電圧となるため、磁場コイルに供給する出力電流ＩＬ’はＶＬＡ’とＶＲＡ’と同じ周波数のリップルをわずかに含んだ直流電流となる。
【０００５】
この出力電流のリップルは、ＭＲＩ装置における画像のノイズとなるため例えば実効値で数ｍＡ程度以下にする必要があり、このため、リアクトルとコンデンサからなる平滑回路のカットオフ周波数を低く抑える方法と、スイッチのスイッチング周波数を高周波化する方法とがとられる。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、前者については、カットオフ周波数を低くすると磁場発生コイルに印加すべき電流指令値に対する出力電流の応答が遅れてしまい、高速で良質の画像を得ることが困難になる。後者は、ＭＯＳＦＥＴなどの高速スイッチングが可能なスイッチを用い、例えば８０ｋＨｚ〜１００ｋＨｚ程度の周波数で動作させることで実現できるが、一般にＭＯＳＦＥＴなどの高速スイッチング素子は耐圧が５００Ｖ程度、定格電流で１００Ａ程度までしかなく、これ以上の高い電圧や電流容量に対応することができない。
【０００７】
ところで近年、短時間で診断に有用な画像を得るためにＭＲＩ装置の磁場電源として大電流電源が必要となっており、このようなＭＲＩ装置ではスイッチ耐圧で１２００Ｖ程度、出力電流で４００〜６００Ａ程度の電源装置が必要となる。しかし、ＭＯＳＦＥＴに代表される高速なスイッチング素子は、上述したように使用する電圧がスイッチング素子の定格電圧の制約を受けるため、これ以上の高速応答、大容量化が困難であるという問題点があった。
【０００８】
これに対し、図７に示すようにスイッチング電源１００，１１０，１２０を負荷である磁場コイル５０に対し直流に接続したＭＲＩ装置用電源が提案されている（Ｏ．Ｍ．Ｍｕｅｌｌｅｒ等：ＱｕａｓｉｌｉｎｅｅｒＩＧＢＴｉｎｖｅｒｔｅｒｔｏｐｏｌｏｇｉｅｓ，ＰｒｏｃｅｅｄｉｕｇｓｏｆＡＰＥＣ ’９４，ｖｏｌ．１，Ｐ．２５３〜２５９，又はｖｏｌ．２，Ｐ．１０７７）。この電源装置では磁場コイル５０に印加される電圧が複数のスイッチング電源１００，１１０，１２０に分配されるので、スイッチング素子１０１〜１０４，１１１〜１１４，１２１〜１２４として比較的耐電圧の低い素子の使用が可能となる。しかしこの場合でも用いたスイッチング素子１０１〜１０４，１１１〜１１４，１２１〜１２４の動作周波数と同じ周波数のリップルが発生するという問題は解決されない。また図７の電源装置では、各スイッチング電源１００，１１０，１２０の出力は矩形波として得られ、磁場コイル５０にはその合計としての出力が与えられるのみである。
【０００９】
従って本発明は、複数のスイッチング電源を直列に設けることにより高電圧、大容量の負荷に対応でき、しかも低リップル電流の電源装置を提供することを目的とする。また本発明はＭＯＳＦＥＴのような高速スイッチング素子を用いることが可能で出力電流の応答が早い電源装置を提供することを目的とする。更に本発明は、個々のスイッチング電源の電圧を個別に制御することにより電源装置全体としての電圧の制御が容易である電源装置を提供することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するために、本発明の電源装置は、スイッチング素子を備えたスイッチング電源と、このスイッチング電源内のスイッチング素子を制御する制御回路とからなり負荷に対し任意波形の電流を供給する電源装置において、スイッチング電源を複数に設け、各スイッチング電源の出力側にそれぞれ接続されその出力を負荷に直列に接続された複数の電圧蓄積手段と、電圧蓄積手段とスイッチング電源を接続する電流制限手段と、各電圧蓄積手段の出力電圧を検出する検出手段と、出力電圧の検出値と電圧指令値とを入力とし両者の差がゼロとなるように且つ複数のスイッチング電源のスイッチング素子の位相を少しずつずらして駆動制御する制御回路とを備えたものである。
また本発明の磁気共鳴イメージング装置は、その磁場発生コイルの電源として上記の電源装置を備えたものである。
【００１１】
以上のように構成される本発明の電源装置は、スイッチング電源を複数設けることによって、各スイッチング電源の入力電圧を低く抑えることができ、これによりＭＯＳＦＥＴのような高速スイッチング素子を用いることができ、出力電流の応答が早くリップルの少ない電源装置が得られる。また負荷には各スイッチング電源の出力側に接続された電圧蓄積手段に蓄積される電圧の合計が印加されることになるが、この際スイッチング電源と電圧蓄積手段との間に電流制限手段を接続されているので、スイッチング電源のスイッチングタイミングを変化させることによって電圧蓄積手段に蓄積される電圧値を任意の値にすることができる。即ち、各々のスイッチング電源の出力電圧を自由に可変にでき、負荷に印加される電圧を自由に可変にできる。この際、スッチングタイミングの制御は制御回路により各スイッチング電源ごとに電圧値をフィードバック制御することにより行われる。
【００１２】
また各スイッチング電源におけるスイッチングの位相を少しずつずらして動作させることにより、各スイッチング電源を低周波のスイッチング周波数で動作させた場合でも、これらの出力電流を合成した最終出力電流に含まれるリップルは周波数が高く、かつ小さいものとすることができ、結果としてリップルによるＭＲＩ装置の画像のノイズを低減できる。更にＭＯＳＦＥＴのような高速スイッチング素子を用いなくても低リップル電流とすることができるので、バイポーラトランジスタ、ゲートターンオフサイリスタ、絶縁ゲート型バイポーラトランジスタ（ＩＧＢＴ）などの大容量半導体スイッチを利用することができる。これにより更に大容量化を図ることができる。
また制御回路は、電流指令値とスイッチング電源の出力電流とを比較し、両者の差がゼロになるようにスイッチを駆動することにより、各スイッチング電源の位相をずらして動作させた場合にも常に所望の出力電流とすることができる。
【００１３】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施例を説明する。
図１は本発明のＭＲＩ装置用電源装置１０の一実施例を示す図で、この電源装置１０は、４つのスイッチング電源１１〜１４と、各スイッチング電源の出力側にそれぞれ接続された電圧蓄積手段であるコンデンサ３１〜３４と、各スイッチング電源の出力電圧を検出する検出手段４１〜４４と、各スイッチング電源の出力側にそれぞれ接続されコンデンサ３１〜３４に流れる電流を抑制する電流制限手段であるリアクトル５１〜５８と、各スイッチング電源をそれぞれ駆動制御する制御回路２１〜２４と、更に各スイッチング電源のスイッチの位相を制御するための位相制御手段２０とを備えている。コンデンサ３１〜３４は負荷である磁場コイル８０に対し直列に接続されており、各スイッチング電源１１〜１４によってコンデンサ３１〜３４に蓄積される電圧の合計が磁場コイルに印加される。リアクトル５１〜５８は、スイッチング電源１１〜１４からコンデンサ３１〜３４に流れる電流を抑制し、コンデンサ３１〜３４とともに平滑回路として機能する。
【００１４】
スイッチング電源としては、図５に示すような従来の電源装置に使用されたスイッチング電源も採用することができるが、図２に好適なスイッチング電源の一例を示す。このスイッチング電源は絶縁ゲート型バイポーラトランジスタ（ＩＧＢＴ）等の大容量半導体スイッチをスイッチング素子６１〜６４として用いており、直流電源６０に対し直列に接続された１組のスイッチング素子６１、６２（左側のスイッチング素子という）と、同様に直流電源に対し直列に接続され、左側のスイッチング素子６１、６２に対し並列である１組のスイッチング素子６３、６４（右側のスイッチング素子という）とから構成されており、スイッチング素子６１及び６２の接続点並びにスイッチング素子６３及び６４の接続点がそれぞれスイッチング電源の出力端子に接続されている。これら２つの出力端子は図１に示すようにリアクトル５１、５２を介して、磁場コイル８０に直列接続されたコンデンサ３１に接続されている。尚、図２にはスイッチング電源１１のみを図示したが、スイッチング電源１２〜１４についても全く同様の構成である。
【００１５】
このような構成のスイッチング電源は、図５のスイッチング電源と同様にスイッチング素子６１及び６４とスイッチング素子６２及び６３とが交互にオンオフとなるように所定周期で繰り返し駆動される。この際、例えばスイッチング素子６１及び６４のオン時間を長くするとともに、スイッチング素子６２及び６３のオン時間を短くすることにより、直流電源６０の中性点（図示せず）からみたスイッチング素子６２及び６４のドレイン側の電圧ＶＬ１、ＶＲ１は、それぞれ図６に示すＶＬ’、ＶＲ’と同様の矩形の波形となるが、これらはリアクトル５１、５２とコンデンサ３１が接続されていることにより、コンデンサ３１の出力端子には直流電圧Ｖ_１が得られる。この直流電圧Ｖ_１はスイッチングのオンオフの時間を制御することにより、スイッチング電源１１の入力電圧をＶ_０１とするとき−Ｖ_０１から＋Ｖ_０１まで可変にすることができる。
【００１６】
従ってコンデンサ３１〜３４の各出力電圧Ｖ_１〜Ｖ_４の合計である電源装置１０の出力電圧ＶＬを−（Ｖ_１＋Ｖ_２＋Ｖ_３＋Ｖ_４）から＋（Ｖ_１＋Ｖ_２＋Ｖ_３＋Ｖ_４）の間で自由に可変にすることができる。
制御回路２１〜２４は、上述のように動作する各スイッチング電源の電圧指令値と検出手段で検出された出力電圧とを入力し両者の差がゼロとなるようにそれぞれ各スイッチング電源を駆動する。電圧指令値は、磁場コイル８０に印加すべき電圧指令値をスイッチング電源の数に応じて分配した電圧指令値が与えられる。このような電圧指令の分配は、１／（電源数倍）の増幅器、除算器等の分配手段によって行うことができる。図示する実施例ではスイッチング電源が４つあることに対応して１／４の電圧指令値が入力されているが、各電圧指令値はスイッチング電源ごとに等分されている必要はなく、スイッチング電源ごとに任意に設定することができ、上述したように所望の電圧値となるように制御回路２１〜２４が独立して電圧値を制御する。
【００１７】
ところでこのように各制御回路で制御されたスイッチング電源１１〜１４（コンデンサ３１〜３４）の各出力Ｖ_１〜Ｖ_４はスイッチング周波数と同じ周波数のリップルを含んだ直流波形となるが、これらリップルを低減するために、位相制御手段２０は各スイッチング電源のスイッチの位相がずれるように制御回路を制御する。このため位相制御手段２０は各制御回路２１〜２４にタイミング信号を送出し、各スイッチング電源１１〜１４のスイッチング素子のゲート電圧を印加するタイミングをずらすようにする。この実施例ではスイッチング電源が４つ設けられていることに対応して、図３に示すように位相は９０度ずつシフトしている。尚、図３中実線の波形Ｖ_１〜Ｖ_４は、各スイッチング電源の出力電圧を示し、鎖線の波形は各スイッチング電源に接続されたコンデンサの出力電圧を示す。図３からもわかるように、各スイッチング電源の出力の位相が９０度ずつずれていることによって、図１の電源装置１０全体としての出力端子の電圧ＶＬは高周波化され、磁場コイル８０に流れる出力電流ＩＬのリップルを低減することができる。従って、例えばＩＧＢＴなど高耐圧大電流の素子を、安全に動作させる最高の周波数、例えば２０ｋＨｚに設定した場合でも、実際の出力のリップル周波数を８０ｋＨｚに高周波化し、リップルを低減できる。
【００１８】
以上の実施例では、電源装置１０の上位から電圧指令値が入力される場合について述べたが、例えば電源装置１０より上位にあり磁場コイル８０に印加すべき電流指令を生成するシーケンサ（図示せず）から電流指令値が与えられる場合には、この電流指令値をスイッチング電源ごとの電圧指令値に演算し、各制御回路２１〜２４に与える。このような実施例を図４に示す。図４の電源装置１０において、制御回路２１〜２４、スイッチング電源１１〜１４、コンデンサ３１〜３４、電圧検出手段４１〜４４及びリアクトル５１〜５８の構成は、図１に示す電源装置と全く同様である。
【００１９】
この電源装置では、各スイッチング電源のスイッチングの位相をずらすための位相制御手段２０に加え、シーケンサからの電流指令値に基づき電圧指令値を演算する演算手段２５が設けらるとともに磁場コイル８０に供給された電流を検出する検出手段２６が設けられている。検出手段としては、カレントトランスの他、低抵抗やホール素子検出器等公知の電流検出器を用いることができる。
【００２０】
このような構成における電源装置１０では、各スイッチング電源１１〜１４からコンデンサ３１〜３４に蓄積された出力電圧の合計が磁場コイルに印加されることは図１の実施例と同様であるが、この際磁場コイル８０に流れる電流を検出手段２６が検出し、演算手段２５は検出された電流値と電流指令値との差がゼロとなるように各スイッチング電源に与える電圧指令値を計算する。各制御回路２１〜２４は更にこの電圧指令値と各スイッチング電源の出力電圧（コンデンサの出力）との差がゼロとなるように対応するスイッチング電源をオンオフ制御する。この際、位相制御手段２０は図１の実施例と同様に各制御回路２１〜２４のオンオフのタイミングがすこしずつずれるように、例えば出力電圧の位相が９０度ずれるように、タイミング信号を送る。従って本実施例でも図１の実施例と同様に電源装置１０の出力電流のリップルの高周波化が可能となる。
【００２１】
尚、以上の実施例では、４つのスイッチング電源を設けた場合について説明したが、本発明の電源装置はスイッチング電源が少なくとも二つから構成されていればよく、必要に応じて、更にスイッチング電源を接続して数を増やしてもよい。スイッチング電源の数を更に増やすことにより、より大電流の電源装置を構成することが可能である。
また本発明におけるスイッチング電源は図２に示す実施例に限定されるものではなく、電源とスイッチの数、スイッチング素子の種類、平滑回路の構成等任意に変更することができる。例えば図２では１電源と４アームのスイッチから構成されたスイッチング電源を例示したが、電源と２アームのスイッチ、或いは１つのスイッチからなる電源などで構成することもできる。またスイッチ（スイッチング素子）としてもＩＧＢＴの他、サイリスタやバイポーラトランジスタ、ゲートターンオフサイリスタ等どのようなスイッチであってもよい。
【００２２】
更に図１に示す実施例では、各スイッチング電源からコンデンサ３１〜３４に流れる電流を制限するための電流制限手段としてリアクトル５１〜５８を用いたが、このような電流制限手段としては、リアクトルの代りに抵抗器であってもよいし、他のスイッチやダイオードなどを用いることもできるし、更にこれらの組合わせでもよい。
更に上記実施例では各スイッチング電源のスイッチの位相を等間隔でシフトする場合について説明したが、シフトの間隔は必ずしも等間隔である必要はなく、不等間隔であってもよいし、いくかのスイッチング電源の位相は同じであってもよい。
【００２３】
【発明の効果】
以上で説明したように本発明によれば、ＭＲＩ装置等の電源装置として複数のスイッチング電源を直列に設けると共にその出力側に電流制御手段と電圧蓄積手段とを接続することにより、高電圧、大容量の電源装置を構成することができ、しかも各スイッチング電源の出力電圧を自由に可変とすることができる。また本発明によれば、複数のスイッチング電源を位相をずらして動作させることにより、リップルを低減し高周波化することができる。従って、本発明の電源装置によれば、ＭＯＳＦＥＴのような高速、低耐圧のスイッチング素子を用いても、またＩＧＢＴのような低速、大容量スイッチング素子を用いても、高電圧、大容量で、出力電流の応答が速く低リップルの電源装置を提供することができる。
更に本発明のＭＲＩ装置は、このような電源装置を磁場コイルの電源として用いることにより、高速撮影に対応できノイズの少ない高品質画像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の電源装置の一実施例を示すブロック図
【図２】本発明の電源装置に用いられるスイッチング電源の一実施例を示すブロック図
【図３】図１の電源装置のスイッチング波形及び出力電流を示す図
【図４】本発明の電源装置の他の実施例を示すブロック図
【図５】従来の電源装置を示すブロック図
【図６】従来装置におけるスイッチング波形を示す図
【図７】従来の電源装置を示すブロック図
【符号の説明】
１０・・・・・・電源装置
１１〜１４・・・・・・スイッチング電源
２０・・・・・・位相制御手段
２１〜２４・・・・・・制御回路
２５・・・・・・演算手段
３１〜３３・・・・・・コンデンサ（電圧蓄積手段）
４１〜４４・・・・・・電圧検出手段
５１〜５８・・・・・・リアクトル（電流抑制手段）
６１〜６４・・・・・・スイッチング素子
８０・・・・・・磁場コイル（負荷）

Claims

スイッチング素子を備えたスイッチング電源と、このスイッチング電源内のスイッチング素子を制御する制御回路とからなり負荷に対し任意波形の電流を供給する電源装置において、
前記スイッチング電源を複数に設け、各スイッチング電源の出力側にそれぞれ接続されその出力を前記負荷に直列に接続された複数の電圧蓄積手段と、前記電圧蓄積手段と前記スイッチング電源を接続する電流制限手段と、各電圧蓄積手段の出力電圧を検出する検出手段と、前記出力電圧の検出値と電圧指令値とを入力とし両者の差がゼロとなるように且つ前記複数のスイッチング電源のスイッチング素子の位相を少しずつずらして駆動制御する制御手段とを備えたことを特徴とする電源装置。
磁場発生コイルの電源として請求項１記載の電源装置を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。