JP7042959B1

JP7042959B1 - 医療用ｘ線電源装置

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Publication number: JP7042959B1
Application number: JP2021175365A
Authority: JP
Inventors: 正増田; 隆之三村
Original assignee: Origin Co Ltd
Current assignee: Origin Co Ltd
Priority date: 2021-10-27
Filing date: 2021-10-27
Publication date: 2022-03-28
Anticipated expiration: 2041-10-27
Also published as: JP2023065289A; JP2023064911A

Abstract

【課題】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。【解決手段】本発明に係る医療用Ｘ線電源装置は、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負荷に出力するトランスＴｒと、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、並列回路ＲＣ２、及びトランスＴｒの前記一次側のコイルが直列になるようにインバータｉｎｖとトランスＴｒとを接続する共振回路Ｌｎｃと、を備える。【選択図】図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。

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。

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。

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。

特開平０８－２１２９４８号公報

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。本発明に係る医療用Ｘ線電源装置を説明する図である。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。本発明に係る医療用Ｘ線電源装置を説明する図である。本発明に係る医療用Ｘ線電源装置を説明する図である。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。本発明に係る医療用Ｘ線電源装置を説明する図である。本発明に係る医療用Ｘ線電源装置を説明する図である。

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。

［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。

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。

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ｆ_０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））。

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ｆ_０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））。

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ｆ_１である。共振回路ＲＣ２の共振周波数はｆ_２である。ここで、ｆ_１≠ｆ_２である。

インバータｉｎｖのスイッチング周波数をｆ_１としてインバータｉｎｖが出力する交流の周波数をｆ_１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ｆ_１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。

一方、インバータｉｎｖのスイッチング周波数をｆ_２としてインバータｉｎｖが出力する交流の周波数をｆ_２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ｆ_２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。

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ｆ_１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ｆ_２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。

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（ｆ_１）と並列共振周波数（ｆ_２）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。

（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。

第１インダクタンス手段Ｌ１はｌ_１［Ｈ］、
第２インダクタンス手段Ｌ２はｌ_２［Ｈ］、
コンデンサＣ１はｃ_１［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。

図７は、スイッチング周波数を共振回路ＲＣ１の共振周波数ｆ_１ｋＨｚ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、ｆ_１は次式を満たしており、５０ｋＨｚから１２０ｋＨｚ程度である。

ｆ_１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ｃ_ｘ［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。

図８は、スイッチング周波数を共振回路ＲＣ２の共振周波数ｆ_２ｋＨｚ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、ｆ_２は次式を満たしており、１５ｋＨｚから５０ｋＨｚ程度である。

ｆ_２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ｌ_ｘ［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。

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。

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ｆ_１やｆ_２）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。

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

Claims

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、
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
ことを特徴とする医療用Ｘ線電源。