JP2003348829A - Switching power unit and magnetic resonant image pickup device - Google Patents
Switching power unit and magnetic resonant image pickup deviceInfo
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】三角波発生部によって三角波
を生成し、三角波と出力制御信号とを比較し、出力制御
信号と三角波との大小関係によって電圧の切り替えをお
こなうことで出力電流の調節をおこなうスイッチング電
源装置およびこのスイッチング電源装置を用いた磁気共
鳴映像撮像装置に関し、特に、勾配磁場電源のスイッチ
ング周波数によるノイズの発生を抑制可能な磁気共鳴映
像撮像装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION Switching which generates a triangular wave by a triangular wave generator, compares the triangular wave with an output control signal, and switches the voltage according to the magnitude relationship between the output control signal and the triangular wave to adjust the output current. The present invention relates to a power supply device and a magnetic resonance imaging device using the switching power supply device, and more particularly to a magnetic resonance imaging device capable of suppressing generation of noise due to a switching frequency of a gradient magnetic field power supply.
【０００２】[0002]
【従来の技術】従来、核磁気共鳴現象を用いて撮影対象
物の内部構造を画像化する磁気共鳴映像撮像装置（以下
「ＭＲＩ装置」と言う）が知られている。核磁気共鳴現
象は生体に対して無害であるため、ＭＲＩ装置は、特に
医療用として有用であり、脳腫瘍の診断などに用いられ
る。2. Description of the Related Art Conventionally, there has been known a magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter, referred to as an "MRI apparatus") for imaging an internal structure of an object to be imaged using a nuclear magnetic resonance phenomenon. Since the nuclear magnetic resonance phenomenon is harmless to a living body, the MRI apparatus is particularly useful for medical use, and is used for diagnosis of brain tumor and the like.
【０００３】この核磁気共鳴現象とは、一様な静磁場が
印加された物体において、物体を構成する原子の原子核
のスピン方向が揃い、静磁場の強度に比例した周波数
（以下「共鳴周波数」と言う）の電磁波を吸収、放出す
る現象である。ＭＲＩ装置は、特定の核種（主に水素原
子）に対して核磁気共鳴現象を利用することで、撮影対
象物の任意の断層面を任意の厚さで画像化することがで
きる。[0003] The nuclear magnetic resonance phenomenon is a phenomenon in which an object to which a uniform static magnetic field is applied has the same spin direction as the nuclei of the atoms constituting the object and a frequency proportional to the strength of the static magnetic field (hereinafter referred to as "resonance frequency"). This is a phenomenon of absorbing and emitting electromagnetic waves. The MRI apparatus can image an arbitrary tomographic plane of an imaging target with an arbitrary thickness by using a nuclear magnetic resonance phenomenon for a specific nuclide (mainly, a hydrogen atom).
【０００４】核磁気共鳴現象を用いて撮影対象物の内部
構造を画像化する場合、位置情報を調べるために、静磁
場とは別に空間的および時間的に変動する勾配磁場を撮
影対象物に対して印加する。勾配磁場を印加することに
よって、撮影対象物に印加される磁場は場所によって異
なることとなり、撮影対象物を構成する各原子の共鳴周
波数は場所によって変化する。したがって、勾配磁場を
印加して共鳴周波数を調べることで、撮影対象物のどの
位置にどのような原子が存在するかを知ることができ
る。以上が、ＭＲＩ装置による物体の内部構造撮影のメ
カニズムである。[0004] When imaging the internal structure of an object to be photographed by using the nuclear magnetic resonance phenomenon, a gradient magnetic field which varies spatially and temporally in addition to a static magnetic field is applied to the object to examine positional information. To apply. By applying the gradient magnetic field, the magnetic field applied to the object to be imaged varies depending on the location, and the resonance frequency of each atom constituting the object to be imaged changes depending on the location. Therefore, by examining the resonance frequency by applying a gradient magnetic field, it is possible to know what atom exists at which position on the imaging target. The above is the mechanism of photographing the internal structure of the object by the MRI apparatus.
【０００５】従来技術に属するＭＲＩ装置について図７
〜９を参照して説明する。図７は、従来のＭＲＩ装置に
使用されていた勾配磁場電源の構成を示す構成図であ
り、図８は、図７に示した勾配磁場電源を用いたＭＲＩ
装置の概要構成を示す概要構成図である。また、図９
は、図７に示した勾配磁場電源の動作を説明する説明図
である。図７において、勾配磁場電源は、電圧Ｖｐであ
る電圧源１０７、スイッチ１０８，１０９，１１０，１
１１を備えている。このスイッチ１０８〜１１１はフル
ブリッジ回路を形成しており、スイッチ１０９およびス
イッチ１１０がオン、スイッチ１０８およびスイッチ１
１１がオフである時に勾配磁場コイル１１３にかかる電
圧Ｖｚは＋Ｖｐとなる。また、スイッチ１０９およびス
イッチ１１０がオフ、スイッチ１０８およびスイッチ１
１１がオンである時に勾配磁場コイル１１３にかかる電
圧Ｖｚは−Ｖｐとなる。FIG. 7 shows an MRI apparatus belonging to the prior art.
This will be described with reference to FIGS. FIG. 7 is a configuration diagram showing the configuration of a gradient magnetic field power supply used in a conventional MRI apparatus. FIG. 8 is an MRI using the gradient magnetic field power supply shown in FIG.
1 is a schematic configuration diagram illustrating a schematic configuration of a device. Also, FIG.
FIG. 8 is an explanatory diagram illustrating an operation of the gradient magnetic field power supply illustrated in FIG. 7. In FIG. 7, a gradient magnetic field power supply includes a voltage source 107 having a voltage Vp and switches 108, 109, 110, and 1
11 is provided. The switches 108 to 111 form a full bridge circuit, and the switches 109 and 110 are turned on, the switch 108 and the switch 1
When 11 is off, the voltage Vz applied to the gradient coil 113 becomes + Vp. Also, the switch 109 and the switch 110 are off, the switch 108 and the switch 1
When V11 is on, the voltage Vz applied to the gradient coil 113 becomes -Vp.
【０００６】スイッチ１０８〜１１１は、比較器１０４
によって制御される。比較器１０４は、三角波と出力制
御信号との大小関係を比較し、この比較結果によってス
イッチ１０８〜１１１を制御する。ここで、比較器１０
４に入力される三角波は、三角波発生回路１０２によっ
て形成され、ＤＡ変換器１０３によってデジタル信号か
らアナログ信号に変換される。また、出力制御信号は、
出力測定部１１２が測定した勾配磁場電源の出力電流値
と、理想データ入力部１０５から入力された所望の電流
値との差を差分回路１０６によって算出して生成する。The switches 108 to 111 are connected to the comparator 104
Is controlled by The comparator 104 compares the magnitude relationship between the triangular wave and the output control signal, and controls the switches 108 to 111 based on the comparison result. Here, the comparator 10
The triangular wave input to 4 is formed by a triangular wave generating circuit 102, and is converted from a digital signal to an analog signal by a DA converter 103. The output control signal is
The difference circuit 106 calculates and generates a difference between an output current value of the gradient magnetic field power supply measured by the output measurement unit 112 and a desired current value input from the ideal data input unit 105.
【０００７】すなわち、勾配磁場電源は、出力電流の値
と所望の電流値との差から出力制御信号を生成し、出力
制御信号と所定周波数の三角波との比較結果によってス
イッチ１０８〜１１１の切り替えタイミングを制御する
ことで、所望の電流を出力するスイッチング電源として
機能する。That is, the gradient magnetic field power supply generates an output control signal from a difference between an output current value and a desired current value, and determines a switching timing of the switches 108 to 111 based on a comparison result between the output control signal and a triangular wave having a predetermined frequency. , It functions as a switching power supply that outputs a desired current.
【０００８】一般に、ＭＲＩ装置は、Ｘ軸方向、Ｙ軸方
向、Ｚ軸方向のそれぞれに対応する勾配磁場を発生させ
る。また、被検体の上方向および下方向からそれぞれ磁
場を印加する。したがって、図８に示したように、ＭＲ
Ｉ装置１２１は、上側磁場発生部１２２に上側Ｘ軸方向
勾配磁場コイル１１３ａ、上側Ｙ軸方向勾配磁場コイル
１１３ｂ、上側Ｚ軸方向勾配磁場コイル１１３ｃを備
え、下側磁場発生部１２３に下側Ｘ軸方向勾配磁場コイ
ル１１３ｄ、下側Ｙ軸方向勾配磁場コイル１１３ｅ、下
側Ｚ軸方向勾配磁場コイル１１３ｆを備えている。さら
に、ＭＲＩ装置１２１は、上側Ｘ軸方向勾配磁場コイル
１１３ａおよび下側Ｘ軸方向勾配磁場コイル１１３ｄに
電力を供給する電源装置１２６、上側Ｙ軸方向勾配磁場
コイル１１３ｂおよび下側Ｙ軸方向勾配磁場コイル１１
３ｅに電力を供給する電源装置１２５、上側Ｚ軸方向勾
配磁場コイル１１３ｃおよび下側Ｚ軸方向勾配磁場コイ
ル１１３ｆに電力を供給する電源装置１３４を備えてい
る。この電源装置１２４〜１２６は、それぞれ上述の勾
配磁場電源と同様の構成を有するスイッチング電源であ
る。Generally, an MRI apparatus generates a gradient magnetic field corresponding to each of an X-axis direction, a Y-axis direction, and a Z-axis direction. Further, a magnetic field is applied from above and below the subject, respectively. Therefore, as shown in FIG.
The I device 121 includes an upper X-axis direction gradient magnetic field coil 113a, an upper Y-axis direction gradient magnetic field coil 113b, and an upper Z-axis direction gradient magnetic field coil 113c in the upper magnetic field generating unit 122, and the lower X magnetic field in the lower magnetic field generating unit 123. An axial gradient magnetic field coil 113d, a lower Y-axial gradient magnetic field coil 113e, and a lower Z-axial gradient magnetic field coil 113f are provided. Further, the MRI apparatus 121 includes a power supply device 126 that supplies power to the upper X-axis gradient magnetic field coil 113a and the lower X-axis gradient magnetic field coil 113d, the upper Y-axis gradient magnetic field coil 113b, and the lower Y-axial gradient magnetic field. Coil 11
A power supply device 125 for supplying power to 3e and a power supply device 134 for supplying power to the upper Z-axis gradient magnetic field coil 113c and the lower Z-axis gradient magnetic field coil 113f are provided. Each of the power supply devices 124 to 126 is a switching power supply having the same configuration as the above-described gradient magnetic field power supply.
【０００９】つぎに、勾配磁場電源の動作について説明
する。図９（ａ）は、比較器１０４に入力される三角波
１３１および出力制御信号１３２を示す図であり、図９
（ｂ）に示したスイッチ状態１３３は、スイッチ１０９
およびスイッチ１１０の状態を示す図である。さらに、
図９（ｃ）に示す電圧１３４は、勾配磁場コイル１１３
にかかる電圧を示し、図９（ｄ）に示す電流１３５は、
勾配磁場コイル１１３に発生する電流を示している。Next, the operation of the gradient magnetic field power supply will be described. FIG. 9A is a diagram showing a triangular wave 131 and an output control signal 132 input to the comparator 104.
The switch state 133 shown in FIG.
FIG. 3 is a diagram illustrating states of a switch and a switch. further,
The voltage 134 shown in FIG.
And the current 135 shown in FIG.
The current generated in the gradient magnetic field coil 113 is shown.
【００１０】図９（ａ）に示した三角波１３１は、三角
波発生回路１０２によって生成され、ＤＡ変換器１０３
によってアナログ信号に変換された信号である。また、
出力制御信号１３２は、出力測定部１１２が測定した勾
配磁場電源の出力電流値と、理想データ入力部１０５か
ら入力された所望の電流値との差を差分回路１０６によ
って算出した信号である。三角波１３１が出力制御信号
１３２に比して大きくなった場合、図９（ｂ）に示すよ
うに、スイッチ１０９およびスイッチ１１０がオン状態
となる。なお、スイッチ１０８およびスイッチ１１１
は、スイッチ１０９およびスイッチ１１０がオン状態で
ある時にオフ状態、スイッチ１０９およびスイッチ１１
０がオフ状態である時にオン状態となる。以下、スイッ
チ１０８およびスイッチ１１１の状態については説明を
省略する。A triangular wave 131 shown in FIG. 9A is generated by a triangular wave generating circuit 102 and is output from a DA converter 103.
Is converted into an analog signal. Also,
The output control signal 132 is a signal obtained by calculating the difference between the output current value of the gradient magnetic field power supply measured by the output measurement unit 112 and the desired current value input from the ideal data input unit 105 by the difference circuit 106. When the triangular wave 131 becomes larger than the output control signal 132, as shown in FIG. 9B, the switches 109 and 110 are turned on. Note that the switch 108 and the switch 111
Indicates that the switch 109 and the switch 110 are off when the switch 109 and the switch 110 are on.
It turns on when 0 is off. Hereinafter, description of the states of the switches 108 and 111 will be omitted.
【００１１】三角波１３１が出力制御信号１３２に比し
て大きくなり、スイッチ１０９およびスイッチ１１０が
オン状態となった場合、勾配磁場コイル１１３にかかる
電圧１３４は＋Ｖｐとなる。したがって、勾配磁場コイ
ル１１３に発生する電流１３５は増加する。一方で、三
角波１３１が出力制御信号に比して小さくなった場合、
図９（ｂ）に示すようにスイッチ１０９およびスイッチ
１１０はオフ状態となる。したがって、勾配磁場コイル
１１３かかる電圧１３４は−Ｖｐとなり、勾配磁場コイ
ル１１３に発生する電流１３５は減少する。When the triangular wave 131 becomes larger than the output control signal 132 and the switches 109 and 110 are turned on, the voltage 134 applied to the gradient coil 113 becomes + Vp. Therefore, the current 135 generated in the gradient magnetic field coil 113 increases. On the other hand, when the triangular wave 131 is smaller than the output control signal,
As shown in FIG. 9B, the switches 109 and 110 are turned off. Accordingly, the voltage 134 applied to the gradient coil 113 becomes -Vp, and the current 135 generated in the gradient coil 113 decreases.
【００１２】すなわち、スイッチング電源では、スイッ
チ１０９およびスイッチ１１０のオン状態とオフ状態と
の時間配分によって電流１３５の大きさが決定される。
スイッチ１０９およびスイッチ１１０のオン状態とオフ
状態との時間配分が均等である場合、電流１３５はほぼ
一定の値となるが、スイッチ１０９およびスイッチ１１
０のオン状態の時間配分がオフ状態の時間配分に比して
多い場合、電流１３５は徐々に増大する。同様に、スイ
ッチ１０９およびスイッチ１１０のオン状態の時間配分
がオフ状態の時間配分に比して少ない場合、電流１３５
は徐々に減少する。That is, in the switching power supply, the magnitude of the current 135 is determined by the time distribution between the ON state and the OFF state of the switches 109 and 110.
When the time distribution between the ON state and the OFF state of the switch 109 and the switch 110 is equal, the current 135 has a substantially constant value.
If the on-state time distribution of 0 is greater than the off-state time distribution, the current 135 will gradually increase. Similarly, when the time distribution of the ON state of the switch 109 and the switch 110 is less than the time distribution of the OFF state, the current 135
Gradually decreases.
【００１３】ここで、出力制御信号を勾配磁場電源の出
力電流値と所望の電流値との差として算出している。出
力電流値が所望の電流値に比して大きい場合には、出力
制御信号１３２が大きくなるので、スイッチ１０９およ
びスイッチ１１０がオン状態となる時間配分が少なくな
り、電流１３５は徐々に減少する。また、出力電流値が
所望の電流値に比して小さい場合には、出力制御信号１
３２が小さくなるので、スイッチ１０９およびスイッチ
１１０がオン状態となる時間配分が多くなり、電流１３
５は徐々に増大する。Here, the output control signal is calculated as a difference between the output current value of the gradient magnetic field power supply and a desired current value. When the output current value is larger than the desired current value, the output control signal 132 increases, so that the time distribution during which the switch 109 and the switch 110 are turned on decreases, and the current 135 gradually decreases. If the output current value is smaller than the desired current value, the output control signal 1
32 becomes smaller, the time distribution during which the switch 109 and the switch 110 are turned on increases, and the current 13
5 increases gradually.
【００１４】このように、出力制御信号と三角波の比較
によってスイッチ１０９およびスイッチ１１０を切り替
えることで、出力電流値を所望の値とすることができ
る。なお、出力電流値が所望の電流値と同一である場合
とは、出力電流値が増減を繰り返しながら所望の電流値
付近で安定している状態である。この出力電流値の増減
は、三角波１３１の周波数λ０によって発生するもので
あり、周波数λ０を所望の電流に対して十分に大きくす
ることで無視することができる程度である。As described above, by switching the switch 109 and the switch 110 by comparing the output control signal and the triangular wave, the output current value can be set to a desired value. The case where the output current value is the same as the desired current value is a state where the output current value is stable around the desired current value while repeatedly increasing and decreasing. This increase or decrease in the output current value is caused by the frequency λ0 of the triangular wave 131, and can be ignored by making the frequency λ0 sufficiently large for a desired current.
【００１５】[0015]
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上述し
た従来のＭＲＩ装置１２１では、スイッチングノイズが
磁気共鳴映像上に点状もしくは線状のイメージとして現
れ、画質が低下するという問題点があった。これは、Ｍ
ＲＩ装置が共鳴周波数の電磁波を測定して磁気共鳴映像
を作成しているため、測定する周波数の中にスイッチン
グ周波数すなわち三角波の周波数である周波数λ０が含
まれていると、この周波数の電磁波を正確に測定するこ
とができないためである。However, in the above-mentioned conventional MRI apparatus 121, there is a problem that switching noise appears as a point-like or linear image on a magnetic resonance image and image quality is degraded. This is M
Since the RI apparatus measures the electromagnetic wave of the resonance frequency to create a magnetic resonance image, if the switching frequency, that is, the frequency λ0, which is the frequency of the triangular wave, is included in the frequency to be measured, the electromagnetic wave of this frequency is accurately measured This is because it is not possible to make measurements.
【００１６】スイッチング周波数は所望の電流値を得る
ために用いるものであるので、従来ＭＲＩ装置ではフィ
ルタを用いることでスイッチングノイズの除去をおこな
っていた。しかしながら、フィルタでスイッチングノイ
ズを除去する場合、電源の容量が大きくなるにつれてフ
ィルタも大きく、また高価になる。特に大容量の電源で
は、完全にスイッチングノイズを除去することが出来な
いという問題点があった。Since the switching frequency is used to obtain a desired current value, a conventional MRI apparatus removes switching noise by using a filter. However, when switching noise is removed by a filter, the filter becomes larger and more expensive as the capacity of the power supply increases. In particular, a large-capacity power supply has a problem that switching noise cannot be completely removed.
【００１７】さらにフィルタを用いてスイッチングノイ
ズを除去することは、ノイズ分のエネルギーを除去する
こととなり、エネルギーロスが発生するという問題点が
あった。また、フィルタを用いた電源構成では、スイッ
チング周波数の変更や電源容量の変更に伴い、フィルタ
の再構築が必要であった。Further, removing the switching noise by using a filter removes the energy of the noise, which causes a problem that an energy loss occurs. Further, in a power supply configuration using a filter, the filter needs to be rebuilt along with a change in switching frequency or a change in power supply capacity.
【００１８】本発明は上記従来技術の欠点に鑑みてなさ
れたものであって、簡易な構成でスイッチングノイズの
発生を抑制可能なスイッチング電源装置および磁気共鳴
映像撮像装置を提供することを目的とする。SUMMARY OF THE INVENTION The present invention has been made in view of the above-mentioned drawbacks of the related art, and has as its object to provide a switching power supply device and a magnetic resonance imaging apparatus capable of suppressing generation of switching noise with a simple configuration. .
【００１９】[0019]
【課題を解決するための手段】上述した課題を解決し、
目的を達成するため、第１の観点にかかる発明は、三角
波発生部によって三角波を生成し、当該三角波と出力制
御信号とを比較し、前記出力制御信号と前記三角波との
大小関係によって電圧の切り替えをおこなうことで出力
電流の調節をおこなうスイッチング電源装置であって、
前記三角波の周波数を制御する周波数制御部を備えたこ
とを特徴とする。Means for Solving the Problems The above-mentioned problems are solved,
In order to achieve the object, an invention according to a first aspect generates a triangular wave by a triangular wave generating unit, compares the triangular wave with an output control signal, and switches a voltage according to a magnitude relationship between the output control signal and the triangular wave. A switching power supply device that adjusts the output current by performing
A frequency controller for controlling the frequency of the triangular wave is provided.
【００２０】この第１の観点にかかる発明によれば、三
角波と出力制御信号との比較によって電圧の切り替えを
おこなうスイッチング電源において、三角波の周波数を
制御するようにしているので、スイッチング周波数のエ
ネルギーを分散し、スイッチングノイズを抑制可能なス
イッチング電源装置を得ることができる。According to the first aspect of the present invention, the frequency of the triangular wave is controlled in the switching power supply that switches the voltage by comparing the triangular wave with the output control signal. It is possible to obtain a switching power supply device that is dispersed and can suppress switching noise.
【００２１】また、第２の観点にかかる発明は、第１の
観点にかかる発明において、前記出力制御信号は、所望
の電流の大きさを示す理想電流値と、出力した電流の値
である出力電流値との差分信号であることを特徴とす
る。The invention according to a second aspect is the invention according to the first aspect, wherein the output control signal includes an ideal current value indicating a desired current magnitude, and an output current value indicating an output current value. The signal is a difference signal from a current value.
【００２２】この第２の観点にかかる発明によれば、所
望の電流値と出力電流値との差と出力制御信号とし、周
波数が変化する三角波と出力制御信号との比較によって
電圧の切り替えをおこなうようにしているので、スイッ
チングノイズを発生させることなく所望の電流を出力す
るスイッチング電源装置を得ることができる。According to the invention according to the second aspect, the voltage is switched by comparing the output control signal with the difference between the desired current value and the output current value and the output control signal, and switching the voltage. Thus, it is possible to obtain a switching power supply device that outputs a desired current without generating switching noise.
【００２３】また、第３の観点にかかる発明は、第１ま
たは第２の観点にかかる発明において、前記周波数制御
部は、前記三角波の周波数をランダムに変更することを
特徴とする。According to a third aspect of the present invention, in the first or second aspect, the frequency control unit changes the frequency of the triangular wave at random.
【００２４】この第３の観点にかかる発明によれば、三
角波の周波数をランダムに変更するようにしているの
で、簡易な構成でスイッチングノイズを抑制可能なスイ
ッチング電源装置を得ることができる。According to the third aspect of the present invention, since the frequency of the triangular wave is changed at random, a switching power supply device capable of suppressing switching noise with a simple configuration can be obtained.
【００２５】また、第４の観点にかかる発明は、第１ま
たは第２の観点にかかる発明において、前記三角波の周
波数変化を定めた周波数制御データを記憶する記憶部を
さらに備え、前記周波数制御部は、前記周波数制御デー
タに従って前記三角波の周波数を制御することを特徴と
する。The invention according to a fourth aspect is the invention according to the first or second aspect, further comprising a storage unit for storing frequency control data defining a frequency change of the triangular wave, Controls the frequency of the triangular wave according to the frequency control data.
【００２６】この第４の観点にかかる発明によれば、三
角波の周波数の変化を周波数データとして記憶し、この
周波数データをもとに三角波の周波数を変化させるよう
にしているので、あらかじめ定めた周波数変化によって
スイッチング周波数のエネルギーを分散し、スイッチン
グノイズを抑制可能なスイッチング電源装置を得ること
ができる。According to the invention of the fourth aspect, the change in the frequency of the triangular wave is stored as frequency data, and the frequency of the triangular wave is changed based on the frequency data. The switching power supply device capable of dispersing the energy of the switching frequency by the change and suppressing the switching noise can be obtained.
【００２７】また、第５の観点にかかる発明は、第４の
観点にかかる発明において、前記記憶部は、理想電流値
と前記周波数制御データとを対応付けて記憶し、前記周
波数制御部は、前記理想電流値に対応した前記周波数デ
ータに従って前記三角波の周波数を制御することを特徴
とする。According to a fifth aspect of the present invention, in the invention according to the fourth aspect, the storage unit stores the ideal current value and the frequency control data in association with each other. The frequency of the triangular wave is controlled according to the frequency data corresponding to the ideal current value.
【００２８】この第５の観点にかかる発明によれば、理
想電流値と周波数変化を対応付けて記憶し、入力した理
想電流値に対して最適な周波数変化をおこなうようにし
ているので、スイッチング周波数や電源容量を変更する
場合であっても、フィルタの再構築をおこなう労力を省
くことができ、適切な周波数変化を自動的に得ることが
できる。According to the invention of the fifth aspect, the ideal current value and the frequency change are stored in association with each other, and the optimum frequency change is performed with respect to the input ideal current value. Even if the power supply capacity is changed, the labor for reconstructing the filter can be omitted, and an appropriate frequency change can be automatically obtained.
【００２９】また、第６の観点にかかる発明は、均一な
磁場を発生する静磁場発生磁石と、位置および時間に応
じて変動する磁場を発生する勾配磁場発生部と、該勾配
磁場発生部に電力を供給する勾配磁場電源とを有する磁
気共鳴映像撮像装置であって、前記勾配磁場電源は、三
角波を生成する三角波発生部と、前記三角波の周波数を
制御する周波数制御部と、出力を制御する出力制御信号
を生成する制御信号生成部と、前記三角波と前記出力制
御信号との大小関係によって電圧の切り替えをおこなう
ことで出力電流の調整をおこなう出力制御部と、を備え
たことを特徴とする。According to a sixth aspect of the present invention, there is provided a static magnetic field generating magnet for generating a uniform magnetic field, a gradient magnetic field generating section for generating a magnetic field varying with position and time, and a gradient magnetic field generating section. A magnetic resonance imaging apparatus having a gradient magnetic field power supply for supplying power, wherein the gradient magnetic field power supply controls a triangular wave generating unit that generates a triangular wave, a frequency control unit that controls a frequency of the triangular wave, and an output. A control signal generating unit that generates an output control signal; and an output control unit that adjusts an output current by switching a voltage according to a magnitude relationship between the triangular wave and the output control signal. .
【００３０】この第６の観点にかかる発明によれば、三
角波と出力制御信号との比較によって電圧の切り替えを
おこなうスイッチング電源を勾配磁場電源として用い、
三角波の周波数を制御するようにしているので、スイッ
チング周波数のエネルギーを分散してスイッチングノイ
ズを抑制し、画質を向上した小型かつ安価な磁気共鳴映
像撮像装置を得ることができる。According to the invention of the sixth aspect, a switching power supply for switching a voltage by comparing a triangular wave with an output control signal is used as a gradient magnetic field power supply,
Since the frequency of the triangular wave is controlled, a switching noise is suppressed by dispersing the energy of the switching frequency, and a small and inexpensive magnetic resonance imaging apparatus with improved image quality can be obtained.
【００３１】また、第７の観点にかかる発明は、第６の
観点にかかる発明において、前記制御信号生成部は、所
望の電流の大きさを示す理想電流値と出力した電流の値
である出力電流値との差分信号を生成し、該差分信号を
前記出力制御信号として出力することを特徴とする。According to a seventh aspect of the present invention, in the invention according to the sixth aspect, the control signal generating section outputs an ideal current value indicating a desired current magnitude and an output current value indicating an output current value. A difference signal from a current value is generated, and the difference signal is output as the output control signal.
【００３２】この第７の観点にかかる発明によれば、所
望の電流値と出力電流値との差と出力制御信号とし、周
波数が変化する三角波と出力制御信号との比較によって
電圧の切り替えをおこなうようにしているので、スイッ
チングノイズを発生させることなく勾配磁場コイルに必
要な電力を供給し、画質を向上した小型かつ安価な磁気
共鳴映像撮像装置を得ることができる。According to the seventh aspect of the invention, the voltage is switched by comparing the difference between the desired current value and the output current value with the output control signal, and comparing the output control signal with the triangular wave whose frequency changes. As a result, it is possible to supply a necessary power to the gradient magnetic field coil without generating switching noise, and obtain a small and inexpensive magnetic resonance imaging apparatus with improved image quality.
【００３３】また、第８の観点にかかる発明は、第６ま
たは第７の観点にかかる発明において、前記周波数制御
部は、前記三角波の周波数をランダムに変更することを
特徴とする。The invention according to an eighth aspect is characterized in that, in the invention according to the sixth or seventh aspect, the frequency control unit randomly changes the frequency of the triangular wave.
【００３４】この第８の観点にかかる発明によれば、三
角波の周波数をランダムに変更するようにしているの
で、簡易な構成でスイッチングノイズを抑制し、画質を
向上した小型かつ安価な磁気共鳴映像撮像装置を得るこ
とができる。According to the invention of the eighth aspect, since the frequency of the triangular wave is randomly changed, switching noise is suppressed with a simple configuration, and a small and inexpensive magnetic resonance image with improved image quality. An imaging device can be obtained.
【００３５】また、第９の観点にかかる発明は、第６ま
たは第７の観点にかかる発明において、前記勾配磁場電
源は、前記三角波の周波数変化を定めた周波数制御デー
タを記憶する記憶部をさらに備え、前記周波数制御部
は、前記周波数制御データに従って前記三角波の周波数
を制御することを特徴とする。According to a ninth aspect of the present invention, in the invention according to the sixth or seventh aspect, the gradient magnetic field power supply further comprises a storage unit for storing frequency control data defining a frequency change of the triangular wave. The frequency control unit controls the frequency of the triangular wave according to the frequency control data.
【００３６】この第９の観点にかかる発明によれば、三
角波の周波数の変化を周波数データとして記憶し、この
周波数データをもとに三角波の周波数を変化させるよう
にしているので、あらかじめ定めた周波数変化によって
スイッチング周波数のエネルギーを分散し、画質を向上
した小型かつ安価な磁気共鳴映像撮像装置を得ることが
できる。According to the invention of the ninth aspect, the change in the frequency of the triangular wave is stored as frequency data, and the frequency of the triangular wave is changed based on the frequency data. The energy of the switching frequency is dispersed by the change, and a small and inexpensive magnetic resonance imaging apparatus with improved image quality can be obtained.
【００３７】また、第１０の観点にかかる発明は、第９
の観点にかかる発明において、前記記憶部は、理想電流
値と前記周波数制御データとを対応付けて記憶し、前記
周波数制御部は、前記理想電流値に対応した前記周波数
データに従って前記三角波の周波数を制御することを特
徴とする。Further, the invention according to the tenth aspect provides a ninth aspect.
In the invention according to the aspect, the storage unit stores the ideal current value and the frequency control data in association with each other, and the frequency control unit sets the frequency of the triangular wave according to the frequency data corresponding to the ideal current value. It is characterized by controlling.
【００３８】この第１０の観点にかかる発明によれば、
理想電流値と周波数変化を対応付けて記憶し、入力した
理想電流値に対して最適な周波数変化をおこなうように
しているので、スイッチング周波数や電源容量を変更す
る場合であっても、フィルタの再構築をおこなう労力を
省くことができ、適切な周波数変化を自動的に得ること
ができる。According to the invention of the tenth aspect,
The ideal current value and the frequency change are stored in association with each other, and the optimum frequency change is performed with respect to the input ideal current value. Therefore, even when the switching frequency or the power supply capacity is changed, the filter needs to be reset. The labor for performing the construction can be omitted, and an appropriate frequency change can be automatically obtained.
【００３９】[0039]
【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明の実
施の形態にかかるスイッチング電源装置および磁気共鳴
映像撮像装置について詳細に説明する。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Hereinafter, a switching power supply and a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
【００４０】実施の形態１．この実施の形態１では、三
角波の周波数をランダムに変更することによって、スイ
ッチングのエネルギーが単一の周波数に集中することを
防止し、フィルタを用いることなくスイッチングノイズ
を抑制可能なスイッチング電源装置および磁気共鳴映像
撮像装置について説明する。Embodiment 1 In the first embodiment, by changing the frequency of the triangular wave at random, it is possible to prevent the switching energy from being concentrated on a single frequency, and to suppress the switching noise without using a filter. The resonance imaging apparatus will be described.
【００４１】図１は、本実施の形態１にかかるスイッチ
ング電源装置の概要構成を示す構成図である。図１にお
いて、スイッチング電源装置は、電圧Ｖｐである電圧源
７、スイッチ８，９，１０，１１を備えている。このス
イッチ８〜１１はフルブリッジ回路を形成しており、ス
イッチ９およびスイッチ１０がオン、スイッチ８および
スイッチ１１がオフである時に勾配磁場コイル１３にか
かる電圧Ｖｘは＋Ｖｐとなる。また、スイッチ９および
スイッチ１０がオフ、スイッチ８およびスイッチ１１が
オンである時に勾配磁場コイル１３にかかる電圧Ｖｘは
−Ｖｐとなる。FIG. 1 is a configuration diagram showing a schematic configuration of the switching power supply according to the first embodiment. In FIG. 1, the switching power supply includes a voltage source 7 having a voltage Vp, and switches 8, 9, 10, and 11. The switches 8 to 11 form a full bridge circuit, and when the switches 9 and 10 are on and the switches 8 and 11 are off, the voltage Vx applied to the gradient coil 13 is + Vp. When the switches 9 and 10 are off and the switches 8 and 11 are on, the voltage Vx applied to the gradient coil 13 is -Vp.
【００４２】スイッチ８〜１１は、比較器４によって制
御される。比較器４は、三角波と出力制御信号との大小
関係を比較し、この比較結果によってスイッチ８〜１１
を制御する。ここで、比較器４に入力される三角波は、
三角波発生回路２によって形成され、ＤＡ変換器３によ
ってデジタル信号からアナログ信号に変換される。な
お、三角波発生回路２は、乱数発生部１と接続され、乱
数発生部１が生成した乱数をもとに、三角波の周波数を
ランダムに変更するので、比較器４に入力される三角波
の周波数はランダムに変化することとなる。また、出力
制御信号は、出力測定部１２が測定した勾配磁場電源の
出力電流値と、理想データ入力部５から入力された所望
の電流値との差を差分回路６によって算出して生成す
る。The switches 8 to 11 are controlled by the comparator 4. The comparator 4 compares the magnitude relationship between the triangular wave and the output control signal, and determines the switches 8 to 11 based on the comparison result.
Control. Here, the triangular wave input to the comparator 4 is
It is formed by a triangular wave generation circuit 2 and is converted from a digital signal to an analog signal by a DA converter 3. The triangular wave generating circuit 2 is connected to the random number generating unit 1 and changes the frequency of the triangular wave at random based on the random number generated by the random number generating unit 1. Therefore, the frequency of the triangular wave input to the comparator 4 is It will change randomly. The output control signal is generated by calculating the difference between the output current value of the gradient magnetic field power supply measured by the output measurement unit 12 and the desired current value input from the ideal data input unit 5 by the difference circuit 6.
【００４３】すなわち、このスイッチング電源装置は、
出力電流の値と所望の電流値との差から出力制御信号を
生成し、出力制御信号と周波数がランダムに変化する三
角波との比較結果によってスイッチ８〜１１の切り替え
タイミングを制御することで、所望の電流を出力するこ
とができる。That is, this switching power supply device
An output control signal is generated from a difference between the output current value and a desired current value, and the switching timing of the switches 8 to 11 is controlled based on a comparison result between the output control signal and a triangular wave whose frequency changes randomly. Can be output.
【００４４】つぎに、このスイッチング電源装置を勾配
磁場電源として用いたＭＲＩ装置について説明する。図
２は、本発明にかかるＭＲＩ装置の概要構成を説明する
説明図である。一般に、ＭＲＩ装置は、Ｘ軸方向、Ｙ軸
方向、Ｚ軸方向のそれぞれに対応する勾配磁場を発生さ
せる。また、被検体の上方向および下方向からそれぞれ
磁場を印加する。したがって、図２に示したように、Ｍ
ＲＩ装置２１は、上側磁場発生部２２に上側Ｘ軸方向勾
配磁場コイル１３ａ、上側Ｙ軸方向勾配磁場コイル１３
ｂ、上側Ｚ軸方向勾配磁場コイル１３ｃを備え、下側磁
場発生部２３に下側Ｘ軸方向勾配磁場コイル１３ｄ、下
側Ｙ軸方向勾配磁場コイル１３ｅ、下側Ｚ軸方向勾配磁
場コイル１３ｆを備えている。さらに、ＭＲＩ装置２１
は、上側Ｘ軸方向勾配磁場コイル１３ａおよび下側Ｘ軸
方向勾配磁場コイル１３ｄに電力を供給する電源装置２
６、上側Ｙ軸方向勾配磁場コイル１３ｂおよび下側Ｙ軸
方向勾配磁場コイル１３ｅに電力を供給する電源装置２
５、上側Ｚ軸方向勾配磁場コイル１３ｃおよび下側Ｚ軸
方向勾配磁場コイル１３ｆに電力を供給する電源装置２
４を備えている。この電源装置２４〜２６は、それぞれ
上述のスイッチング電源装置と同様の構成を有する電源
装置である。Next, an MRI apparatus using this switching power supply as a gradient magnetic field power supply will be described. FIG. 2 is an explanatory diagram illustrating a schematic configuration of the MRI apparatus according to the present invention. Generally, an MRI apparatus generates a gradient magnetic field corresponding to each of the X-axis direction, the Y-axis direction, and the Z-axis direction. Further, a magnetic field is applied from above and below the subject, respectively. Therefore, as shown in FIG.
The RI device 21 includes an upper X-axis direction gradient magnetic field coil 13 a and an upper Y-axis direction gradient magnetic field coil 13
b, an upper Z-axis gradient magnetic field coil 13c is provided, and a lower X-axis gradient magnetic field coil 13d, a lower Y-axis gradient magnetic field coil 13e, and a lower Z-axis gradient magnetic field coil 13f are provided in the lower magnetic field generator 23. Have. Further, the MRI apparatus 21
Is a power supply device 2 that supplies power to the upper X-axis direction gradient magnetic field coil 13a and the lower X-axis direction gradient magnetic field coil 13d.
6. Power supply device 2 for supplying power to upper Y-axis gradient magnetic field coil 13b and lower Y-axis gradient magnetic field coil 13e
5. Power supply device 2 for supplying power to upper Z-axis gradient magnetic field coil 13c and lower Z-axis gradient magnetic field coil 13f
4 is provided. Each of the power supply devices 24 to 26 is a power supply device having the same configuration as the above-described switching power supply device.
【００４５】つぎに、図１に示したスイッチング電源装
置の動作について説明する。図３（ａ）は、比較器４に
入力される三角波３１および出力制御信号３２を示す図
であり、図３（ｂ）に示したスイッチ状態３３は、スイ
ッチ９およびスイッチ１０の状態を示す図である。さら
に、図３（ｃ）に示す電圧３４は、勾配磁場コイル１３
にかかる電圧を示し、図３（ｄ）に示す電流３５は、勾
配磁場コイル１３に発生する電流を示している。Next, the operation of the switching power supply device shown in FIG. 1 will be described. FIG. 3A is a diagram illustrating a triangular wave 31 and an output control signal 32 input to the comparator 4, and a switch state 33 illustrated in FIG. 3B indicates a state of the switches 9 and 10. It is. Further, the voltage 34 shown in FIG.
, And a current 35 shown in FIG. 3D indicates a current generated in the gradient magnetic field coil 13.
【００４６】図３（ａ）に示した三角波３１は、三角波
発生回路２によって生成され、ＤＡ変換器３によってア
ナログ信号に変換された信号である。この三角波３１の
周波数λ１〜λ５は乱数発生部１によってランダムに決
定されるため、それぞれ異なる大きさとなっている。ま
た、出力制御信号３２は、出力測定部１２が測定した勾
配磁場電源の出力電流値と、理想データ入力部５から入
力された所望の電流値との差を差分回路６によって算出
した信号である。三角波３１が出力制御信号３２に比し
て大きくなった場合、図３（ｂ）に示すように、スイッ
チ９およびスイッチ１０がオン状態となる。なお、スイ
ッチ８およびスイッチ１１は、スイッチ９およびスイッ
チ１０がオン状態である時にオフ状態、スイッチ９およ
びスイッチ１０がオフ状態である時にオン状態となる。
以下、スイッチ８およびスイッチ１１の状態については
説明を省略する。The triangular wave 31 shown in FIG. 3A is a signal generated by the triangular wave generating circuit 2 and converted into an analog signal by the DA converter 3. Since the frequencies λ1 to λ5 of the triangular wave 31 are randomly determined by the random number generation unit 1, they have different magnitudes. The output control signal 32 is a signal obtained by calculating the difference between the output current value of the gradient magnetic field power supply measured by the output measurement unit 12 and the desired current value input from the ideal data input unit 5 by the difference circuit 6. . When the triangular wave 31 becomes larger than the output control signal 32, the switches 9 and 10 are turned on as shown in FIG. The switches 8 and 11 are turned off when the switches 9 and 10 are on, and turned on when the switches 9 and 10 are off.
Hereinafter, description of the states of the switches 8 and 11 will be omitted.
【００４７】三角波３１が出力制御信号３２に比して大
きくなり、スイッチ９およびスイッチ１０がオン状態と
なった場合、勾配磁場コイル１３にかかる電圧３４は＋
Ｖｐとなる。したがって、勾配磁場コイル１３に発生す
る電流３５は増加する。一方で、三角波３１が出力制御
信号に比して小さくなった場合、図３（ｂ）に示すよう
にスイッチ９およびスイッチ１０はオフ状態となる。し
たがって、勾配磁場コイル１３かかる電圧３４は−Ｖｐ
となり、勾配磁場コイル１３に発生する電流３５は減少
する。When the triangular wave 31 becomes larger than the output control signal 32 and the switches 9 and 10 are turned on, the voltage 34 applied to the gradient coil 13 becomes +
Vp. Therefore, the current 35 generated in the gradient coil 13 increases. On the other hand, when the triangular wave 31 becomes smaller than the output control signal, the switches 9 and 10 are turned off as shown in FIG. Therefore, the voltage 34 applied to the gradient coil 13 is −Vp
And the current 35 generated in the gradient coil 13 decreases.
【００４８】すなわち、スイッチング電源では、スイッ
チ９およびスイッチ１０のオン状態とオフ状態との時間
配分によって電流３５の大きさが決定される。スイッチ
９およびスイッチ１０のオン状態とオフ状態との時間配
分が均等である場合、電流３５はほぼ一定の値となる
が、スイッチ９およびスイッチ１０のオン状態の時間配
分がオフ状態の時間配分に比して多い場合、電流３５は
徐々に増大する。同様に、スイッチ９およびスイッチ１
０のオン状態の時間配分がオフ状態の時間配分に比して
少ない場合、電流３５は徐々に減少する。That is, in the switching power supply, the magnitude of the current 35 is determined by the time distribution between the ON state and the OFF state of the switches 9 and 10. When the time distribution of the ON state and the OFF state of the switches 9 and 10 is equal, the current 35 has a substantially constant value, but the time distribution of the ON state of the switches 9 and 10 is changed to the time distribution of the OFF state. If so, the current 35 will gradually increase. Similarly, switch 9 and switch 1
If the on-state time distribution of 0 is less than the off-state time distribution, the current 35 will gradually decrease.
【００４９】ここで、出力制御信号を勾配磁場電源の出
力電流値と所望の電流値との差として算出している。出
力電流値が所望の電流値に比して大きい場合には、出力
制御信号３２が大きくなるので、スイッチ９およびスイ
ッチ１０がオン状態となる時間配分が少なくなり、電流
３５は徐々に減少する。また、出力電流値が所望の電流
値に比して小さい場合には、出力制御信号３２が小さく
なるので、スイッチ９およびスイッチ１０がオン状態と
なる時間配分が多くなり、電流３５は徐々に増大する。Here, the output control signal is calculated as the difference between the output current value of the gradient magnetic field power supply and the desired current value. When the output current value is larger than the desired current value, the output control signal 32 increases, so that the time distribution during which the switches 9 and 10 are turned on decreases, and the current 35 gradually decreases. When the output current value is smaller than the desired current value, the output control signal 32 becomes smaller, so that the time distribution during which the switches 9 and 10 are turned on increases, and the current 35 gradually increases. I do.
【００５０】図４を参照し、出力電流値が所望の電流値
に比して大きい場合におけるスイッチング電源装置の動
作について説明する。図４（ａ）に、比較器４に入力さ
れる三角波４１および出力制御信号４２を示し、図４
（ｂ）にスイッチ９およびスイッチ１０のスイッチ状態
４３を示す。また、図４（ｃ）に勾配磁場コイル１３に
かかる電圧４４を示し、図４（ｄ）に示す電流４５は、
勾配磁場コイル１３に発生する電流を示している。Referring to FIG. 4, the operation of the switching power supply device when the output current value is larger than the desired current value will be described. FIG. 4A shows a triangular wave 41 and an output control signal 42 input to the comparator 4.
(B) shows the switch states 43 of the switches 9 and 10. FIG. 4C shows a voltage 44 applied to the gradient coil 13, and a current 45 shown in FIG.
The current generated in the gradient magnetic field coil 13 is shown.
【００５１】図４（ａ）に示した三角波４１は、三角波
発生回路２によって生成され、ＤＡ変換器３によってア
ナログ信号に変換された信号であり、三角波３１と同様
である。また、出力制御信号４２は、出力測定部１２が
測定した勾配磁場電源の出力電流値と、理想データ入力
部５から入力された所望の電流値との差を差分回路６に
よって算出した信号である。ここで、出力電流値が所望
の電流値に比して大きいため、出力制御信号４２は出力
制御信号３２に比して大きい値となる。三角波４１が出
力制御信号４２に比して大きくなった場合にスイッチ９
およびスイッチ１０がオン状態となる点は、図３と同様
であるが、ここでは出力制御信号４２が出力制御信号３
２に比して大きいため、図４（ｂ）に示すように、スイ
ッチ９およびスイッチ１０がオン状態となる時間配分
は、スイッチ９およびスイッチ１０がオフ状態となる時
間配分に比して少なくなる。したがって、図４（ｃ）に
示すように勾配磁場コイル１３に電圧＋Ｖｐがかかる時
間は、勾配磁場コイル１３に電圧−Ｖｐがかかる時間に
比して小さくなり、図４（ｄ）に示すように、電流４５
は全体として減少する傾向となる。The triangular wave 41 shown in FIG. 4A is a signal generated by the triangular wave generating circuit 2 and converted into an analog signal by the DA converter 3, and is similar to the triangular wave 31. The output control signal 42 is a signal obtained by calculating the difference between the output current value of the gradient magnetic field power supply measured by the output measurement unit 12 and the desired current value input from the ideal data input unit 5 by the difference circuit 6. . Here, since the output current value is larger than the desired current value, the output control signal 42 has a larger value than the output control signal 32. When the triangular wave 41 becomes larger than the output control signal 42, the switch 9
And the switch 10 is turned on, which is the same as FIG.
2, the time distribution during which the switches 9 and 10 are turned on is smaller than the time distribution during which the switches 9 and 10 are turned off, as shown in FIG. 4B. . Therefore, the time during which the voltage + Vp is applied to the gradient coil 13 as shown in FIG. 4C is smaller than the time when the voltage −Vp is applied to the gradient coil 13, and as shown in FIG. , Current 45
Tends to decrease as a whole.
【００５２】つぎに、図５を参照し、出力電流値が所望
の電流値に比して小さい場合におけるスイッチング電源
装置の動作について説明する。図５（ａ）に、比較器４
に入力される三角波５１および出力制御信号５２を示
し、図５（ｂ）にスイッチ９およびスイッチ１０のスイ
ッチ状態５３を示す。また、図５（ｃ）に勾配磁場コイ
ル１３にかかる電圧５４を示し、図５（ｄ）に示す電流
５５は、勾配磁場コイル１３に発生する電流を示してい
る。Next, the operation of the switching power supply device when the output current value is smaller than the desired current value will be described with reference to FIG. FIG. 5A shows the comparator 4
5 shows a triangular wave 51 and an output control signal 52, and FIG. 5B shows switch states 53 of the switches 9 and 10. 5C shows a voltage 54 applied to the gradient magnetic field coil 13, and a current 55 shown in FIG. 5D shows a current generated in the gradient magnetic field coil 13.
【００５３】図５（ａ）に示した三角波５１は、三角波
発生回路２によって生成され、ＤＡ変換器３によってア
ナログ信号に変換された信号であり、三角波３１と同様
である。また、出力制御信号５２は、出力測定部１２が
測定した勾配磁場電源の出力電流値と、理想データ入力
部５から入力された所望の電流値との差を差分回路６に
よって算出した信号である。ここで、出力電流値が所望
の電流値に比して小さいため、出力制御信号５２は出力
制御信号３２に比して小さい値となる。三角波５１が出
力制御信号５２に比して大きくなった場合にスイッチ９
およびスイッチ１０がオン状態となる点は、図３と同様
であるが、ここでは出力制御信号５２が出力制御信号３
２に比して小さいため、図５（ｂ）に示すように、スイ
ッチ９およびスイッチ１０がオン状態となる時間配分
は、スイッチ９およびスイッチ１０がオフ状態となる時
間配分に比して多くなる。したがって、図５（ｃ）に示
すように勾配磁場コイル１３に電圧＋Ｖｐがかかる時間
は、勾配磁場コイル１３に電圧−Ｖｐがかかる時間に比
して大きくなり、図５（ｄ）に示すように、電流５５は
全体として増大する傾向となる。The triangular wave 51 shown in FIG. 5A is a signal generated by the triangular wave generating circuit 2 and converted into an analog signal by the DA converter 3, and is similar to the triangular wave 31. The output control signal 52 is a signal obtained by calculating the difference between the output current value of the gradient magnetic field power supply measured by the output measurement unit 12 and the desired current value input from the ideal data input unit 5 by the difference circuit 6. . Here, since the output current value is smaller than the desired current value, the output control signal 52 has a smaller value than the output control signal 32. When the triangular wave 51 becomes larger than the output control signal 52, the switch 9
And the switch 10 is turned on, which is the same as in FIG.
5, the time distribution during which the switches 9 and 10 are turned on is greater than the time distribution during which the switches 9 and 10 are turned off, as shown in FIG. 5B. . Therefore, as shown in FIG. 5C, the time during which the voltage + Vp is applied to the gradient coil 13 is larger than the time when the voltage -Vp is applied to the gradient coil 13, and as shown in FIG. , The current 55 tends to increase as a whole.
【００５４】このように、出力制御信号と三角波の比較
によってスイッチ９およびスイッチ１０を切り替えるこ
とで、出力電流値が所望の値に比して大きい場合には出
力電流値を減少させ、出力電流値が所望の値に比して小
さい場合には出力電流値を増大させて出力電流値を所望
の値とすることができる。なお、出力電流値が所望の電
流値と同一である場合とは、出力電流値が増減を繰り返
しながら所望の電流値付近で安定している状態である。As described above, by switching the switches 9 and 10 by comparing the output control signal and the triangular wave, when the output current value is larger than a desired value, the output current value is reduced, and the output current value is reduced. Is smaller than a desired value, the output current value can be increased to a desired value. The case where the output current value is the same as the desired current value is a state where the output current value is stable around the desired current value while repeatedly increasing and decreasing.
【００５５】このスイッチング電源では、乱数発生部１
が生成した乱数をもとに三角波の周波数をランダムに変
更しているので、スイッチング周波数のエネルギーは複
数の周波数に分散することとなる。したがって、スイッ
チングノイズの発生を抑制し、所望の電流を出力するこ
とができる。また、このスイッチング電源を勾配磁場電
源として用いたＭＲＩ装置２１では、フィルタを用いる
ことなく高画質の磁気共鳴映像を撮像することができ
る。ＭＲＩ装置にフィルタが不要となることで、エネル
ギーロスの発生を防止し、装置を小型かつ安価に製造す
ることができることとなる。さらに、スイッチング周波
数や電源容量を変更する場合であっても、フィルタの再
構築をおこなう労力を省くことができる。In this switching power supply, the random number generator 1
Since the frequency of the triangular wave is randomly changed based on the random number generated by, the energy of the switching frequency is distributed to a plurality of frequencies. Therefore, generation of switching noise can be suppressed, and a desired current can be output. Further, in the MRI apparatus 21 using this switching power supply as a gradient magnetic field power supply, a high-quality magnetic resonance image can be captured without using a filter. By eliminating the need for a filter in the MRI apparatus, energy loss can be prevented, and the apparatus can be manufactured small and inexpensively. Further, even when the switching frequency and the power supply capacity are changed, the labor for reconstructing the filter can be omitted.
【００５６】以上説明したように、この実施の形態１に
かかるスイッチング電源装置では、乱数発生部１が生成
した乱数をもとに三角波の周波数をランダムに変更して
いるので、スイッチングノイズを発生させることなく所
望の電流を出力するスイッチング電源装置を得ることが
できる。さらに、このスイッチング電源装置をＭＲＩ装
置の勾配磁場電源として用いることで、フィルタを用い
ることなく高画質の超音波画像を撮像可能なＭＲＩ装置
を得ることができる。As described above, in the switching power supply according to the first embodiment, since the frequency of the triangular wave is randomly changed based on the random number generated by the random number generator 1, switching noise is generated. A switching power supply that outputs a desired current can be obtained without the need. Further, by using this switching power supply device as a gradient magnetic field power supply of the MRI device, it is possible to obtain an MRI device capable of capturing high-quality ultrasonic images without using a filter.
【００５７】なお、本実施の形態１では、ＭＲＩ装置に
３つの電源装置２４〜２６を接続し、Ｘ軸方向、Ｙ軸方
向、Ｚ軸方向のそれぞれについて電源装置を割り当てる
ようにしているが、電源装置の数はこれに限ることな
く、任意の数とすることができる。たとえば、Ｘ軸方
向、Ｙ軸方向、Ｚ軸方向の上側および下側のコイルにそ
れぞれ異なる電源装置を接続し、６つの電源装置を用い
るようにしてもよい。なお、各電源装置において、周波
数の変化を揃える必要はなく、それぞれ独立してランダ
ムに周波数の変化をおこなえばよい。In the first embodiment, three power supplies 24 to 26 are connected to the MRI apparatus, and power supplies are assigned to each of the X-axis direction, the Y-axis direction, and the Z-axis direction. The number of power supply devices is not limited to this, and may be any number. For example, different power supplies may be connected to the upper and lower coils in the X-axis direction, the Y-axis direction, and the Z-axis direction, and six power supplies may be used. In each power supply device, it is not necessary to make the frequency change uniform, and the frequency change may be made independently and randomly.
【００５８】実施の形態２．この実施の形態２では、三
角波の周波数の変化をあらかじめ規定してデータベース
に登録し、このデータベースをもとに周波数を変化させ
ることでスイッチングノイズを抑制可能なスイッチング
電源装置および磁気共鳴映像撮像装置について説明す
る。Embodiment 2 In the second embodiment, a switching power supply device and a magnetic resonance imaging apparatus capable of suppressing a switching noise by preliminarily defining a change in the frequency of a triangular wave and registering the change in a database, and changing the frequency based on the database. explain.
【００５９】図６は、本実施の形態２にかかるスイッチ
ング電源装置の概要構成を示す構成図である。図６にお
いて、スイッチング電源装置は、三角波発生回路に接続
される周波数制御部６１と、周波数の変化を記憶する周
波数データベース６２を備え、理想データ入力部６３
は、所望の電流値を差分回路６と周波数データベース６
２に出力している。その他の構成および動作は図１に示
したスイッチング電源装置と同様であり、同一の構成要
素には同一の符号を付して説明を省略する。FIG. 6 is a configuration diagram showing a schematic configuration of the switching power supply according to the second embodiment. In FIG. 6, the switching power supply device includes a frequency control unit 61 connected to a triangular wave generation circuit, and a frequency database 62 for storing a change in frequency.
Calculates a desired current value from the difference circuit 6 and the frequency database 6
2 is output. Other configurations and operations are the same as those of the switching power supply device shown in FIG. 1, and the same components are denoted by the same reference numerals and description thereof will be omitted.
【００６０】このスイッチング電源では、三角波発生回
路２が生成する三角波の周波数の変化をあらかじめ周波
数データベース６２に記憶させている。さらに、周波数
データベース６２は、所望の電流値および電流波形ごと
に異なる周波数変化を記憶している。周波数データベー
ス６２は、理想データ入力部６３から所望の電流値およ
び電流波形を入力された場合に、その電流値および電流
波形に対応する周波数変化を周波数制御部６１に出力す
る。周波数制御部６１は、周波数データベース６２が出
力した周波数の変化に基づき、三角波発生部２が出力す
る三角波の周波数を変化させる。In this switching power supply, a change in the frequency of the triangular wave generated by the triangular wave generating circuit 2 is stored in the frequency database 62 in advance. Further, the frequency database 62 stores different frequency changes for each desired current value and current waveform. When a desired current value and a current waveform are input from the ideal data input unit 63, the frequency database 62 outputs a frequency change corresponding to the current value and the current waveform to the frequency control unit 61. The frequency controller 61 changes the frequency of the triangular wave output from the triangular wave generator 2 based on the change in the frequency output from the frequency database 62.
【００６１】ここで、周波数データベース６２に記憶さ
せる周波数の変化は、スイッチング周波数のエネルギー
が適切に分散するようにあらかじめ算出して規定してお
く。このように、周波数の変化をあらかじめ規定して周
波数データベース６２に記憶させ、三角波発生部２が出
力する三角波の周波数を変化させることで、実施の形態
１と同様に、スイッチングノイズを発生させることなく
所望の電流を出力することができる。Here, the change in the frequency stored in the frequency database 62 is calculated and defined in advance so that the energy of the switching frequency is appropriately dispersed. As described above, the change of the frequency is defined in advance and stored in the frequency database 62, and the frequency of the triangular wave output from the triangular wave generating unit 2 is changed, so that the switching noise is not generated as in the first embodiment. A desired current can be output.
【００６２】また、周波数データベース６２は電流値お
よび電流波形と周波数の変化とを対応付けて記憶してい
るので、理想データ入力部６３から入力される所望の電
流値および電流波形に対応して自動的に三角波の周波数
の変化を制御することができる。Since the frequency database 62 stores the current value and the current waveform in association with the change in the frequency, the frequency database 62 automatically stores the desired current value and the current waveform input from the ideal data input unit 63. It is possible to control the change in the frequency of the triangular wave.
【００６３】したがって、このスイッチング電源装置を
ＭＲＩ装置の勾配磁場電源として用いた場合、フィルタ
を用いることなく高画質の磁気共鳴映像を撮像すること
ができる。ＭＲＩ装置にフィルタが不要となることで、
エネルギーロスの発生を防止し、装置を小型かつ安価に
製造することができることとなる。さらに、スイッチン
グ周波数や電源容量を変更する場合であっても、フィル
タの再構築をおこなう労力を省くことができ、適切な周
波数変化を自動的に得ることができる。Therefore, when this switching power supply is used as a gradient magnetic field power supply for an MRI apparatus, a high-quality magnetic resonance image can be captured without using a filter. By eliminating the need for a filter in the MRI system,
Energy loss can be prevented, and the device can be manufactured small and inexpensively. Further, even when the switching frequency or the power supply capacity is changed, the labor for reconstructing the filter can be omitted, and an appropriate frequency change can be automatically obtained.
【００６４】なお、本実施の形態２では、所望の電流値
および電流波形に対応させて周波数の変化を選択するス
イッチング電源装置について説明したが、所望の電流値
および電流波形とは独立に、常に同一の周波数変化をさ
せるようにしてもよい。In the second embodiment, the description has been given of the switching power supply device which selects a change in frequency in accordance with a desired current value and a current waveform. However, the switching power supply device is always independent of the desired current value and the current waveform. The same frequency change may be performed.
【００６５】[0065]
【発明の効果】上述してきたように、本発明によれば、
三角波の周波数を可変とすることで、スイッチングノイ
ズを発生させることなく所望の電流を出力するスイッチ
ング電源装置を得ることができる。さらに、このスイッ
チング電源装置をＭＲＩ装置の勾配磁場電源として用い
ることで、フィルタを用いることなく高画質の超音波画
像を撮像可能なＭＲＩ装置を得ることができるという効
果を奏する。As described above, according to the present invention,
By making the frequency of the triangular wave variable, a switching power supply device that outputs a desired current without generating switching noise can be obtained. Further, by using this switching power supply device as a gradient magnetic field power supply of the MRI device, it is possible to obtain an MRI device capable of capturing a high-quality ultrasonic image without using a filter.
【図１】本発明の実施の形態１にかかるスイッチング電
源装置の概要構成を示す構成図である。FIG. 1 is a configuration diagram illustrating a schematic configuration of a switching power supply according to a first embodiment of the present invention;
【図２】本発明にかかるＭＲＩ装置の概要構成を説明す
る説明図である。FIG. 2 is an explanatory diagram illustrating a schematic configuration of an MRI apparatus according to the present invention.
【図３】図１に示したスイッチング電源装置の動作につ
いて説明する説明図である。FIG. 3 is an explanatory diagram illustrating an operation of the switching power supply device illustrated in FIG. 1;
【図４】出力電流値が所望の電流値に比して大きい場合
におけるスイッチング電源装置の動作について説明する
説明図である。FIG. 4 is an explanatory diagram illustrating an operation of the switching power supply device when an output current value is larger than a desired current value.
【図５】出力電流値が所望の電流値に比して小さい場合
におけるスイッチング電源装置の動作について説明する
説明図である。FIG. 5 is an explanatory diagram illustrating an operation of the switching power supply device when the output current value is smaller than a desired current value.
【図６】本発明の実施の形態２にかかるスイッチング電
源装置の概要構成を示す構成図である。FIG. 6 is a configuration diagram illustrating a schematic configuration of a switching power supply according to a second embodiment of the present invention;
【図７】従来のスイッチング電源装置の概要構成を示す
構成図である。FIG. 7 is a configuration diagram illustrating a schematic configuration of a conventional switching power supply device.
【図８】従来のＭＲＩ装置の概要構成を説明する説明図
である。FIG. 8 is an explanatory diagram illustrating a schematic configuration of a conventional MRI apparatus.
【図９】従来のスイッチング電源装置の動作について説
明する説明図である。FIG. 9 is an explanatory diagram illustrating an operation of a conventional switching power supply device.
１ 乱数発生部 ２ 三角波発生回路 ３ ＤＡ変換器 ４ 比較器 ５，６３ 理想データ入力部 ６ 差分回路 ７ 電圧源 ８〜１１ スイッチ １２ 出力測定部 １３ 勾配磁場コイル １３ａ 上側Ｘ軸方向勾配磁場コイル １３ｂ 上側Ｙ軸方向勾配磁場コイル １３ｃ 上側Ｚ軸方向勾配磁場コイル １３ｄ 下側Ｘ軸方向勾配磁場コイル １３ｅ 下側Ｙ軸方向勾配磁場コイル １３ｆ 下側Ｚ軸方向勾配磁場コイル ２１ ＭＲＩ装置 ２２ 上側磁場発生部 ２３ 下側磁場発生部 ２４〜２６ 電源装置 ３１，４１，５１ 三角波 ３２，４２，５２ 出力制御信号 ３３，４３，５３ スイッチ状態 ３４，４４，５４ 電圧 ３５，４５，５５ 電流 ６１ 周波数制御部 ６２ 周波数データベース 1 random number generator 2 Triangular wave generation circuit 3 DA converter 4 Comparator 5,63 Ideal data input section 6 Difference circuit 7 Voltage source 8-11 switch 12 Output measurement unit 13 Gradient magnetic field coil 13a Upper X-axis gradient magnetic field coil 13b Upper Y-axis direction gradient magnetic field coil 13c Upper Z-axis gradient magnetic field coil 13d Lower X-axis gradient magnetic field coil 13e Lower Y-axis direction gradient magnetic field coil 13f Lower Z-axis gradient magnetic field coil 21 MRI equipment 22 Upper magnetic field generator 23 Lower magnetic field generator 24 to 26 power supply 31, 41, 51 Triangular wave 32, 42, 52 output control signal 33, 43, 53 switch status 34,44,54 Voltage 35, 45, 55 Current 61 Frequency control unit 62 Frequency Database
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 別所 浩治 東京都日野市旭が丘四丁目７番地の127 ジーイー横河メディカルシステム株式会社 内 Ｆターム(参考） 4C096 AA20 AB33 AD09 CB13 5H730 AA02 AS02 BB11 BB57 BB98 DD16 EE60 EE79 FF02 FG07 ────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of front page (72) Inventor Koji Bessho 127, 4-7 Asahigaoka, Hino-shi, Tokyo GE Yokogawa Medical System Co., Ltd. Inside F-term (reference) 4C096 AA20 AB33 AD09 CB13 5H730 AA02 AS02 BB11 BB57 BB98 DD16 EE60 EE79 FF02 FG07
Claims (10)
当該三角波と出力制御信号とを比較し、前記出力制御信
号と前記三角波との大小関係によって電圧の切り替えを
おこなうことで出力電流の調節をおこなうスイッチング
電源装置であって、 前記三角波の周波数を制御する周波数制御部を備えたこ
とを特徴とするスイッチング電源装置。1. A triangular wave is generated by a triangular wave generator,
A switching power supply device that compares the triangular wave with an output control signal and performs switching of a voltage according to a magnitude relationship between the output control signal and the triangular wave to adjust an output current, and controls a frequency of the triangular wave. A switching power supply device comprising a frequency control unit.
さを示す理想電流値と、出力した電流の値である出力電
流値との差分信号であることを特徴とする請求項１に記
載のスイッチング電源装置。2. The output control signal according to claim 1, wherein the output control signal is a difference signal between an ideal current value indicating a desired current magnitude and an output current value that is a value of the output current. Switching power supply.
数をランダムに変更することを特徴とする請求項１また
は２に記載のスイッチング電源装置。3. The switching power supply according to claim 1, wherein the frequency control unit changes the frequency of the triangular wave at random.
制御データを記憶する記憶部をさらに備え、前記周波数
制御部は、前記周波数制御データに従って前記三角波の
周波数を制御することを特徴とする請求項１または２に
記載のスイッチング電源装置。4. The apparatus according to claim 1, further comprising a storage unit configured to store frequency control data defining a frequency change of the triangular wave, wherein the frequency control unit controls the frequency of the triangular wave according to the frequency control data. 3. The switching power supply device according to 1 or 2.
制御データとを対応付けて記憶し、前記周波数制御部
は、前記理想電流値に対応した前記周波数データに従っ
て前記三角波の周波数を制御することを特徴とする請求
項４に記載のスイッチング電源装置。5. The storage unit stores an ideal current value and the frequency control data in association with each other, and the frequency control unit controls the frequency of the triangular wave according to the frequency data corresponding to the ideal current value. The switching power supply device according to claim 4, wherein:
と、位置および時間に応じて変動する磁場を発生する勾
配磁場発生部と、該勾配磁場発生部に電力を供給する勾
配磁場電源とを有する磁気共鳴映像撮像装置であって、 前記勾配磁場電源は、三角波を生成する三角波発生部
と、前記三角波の周波数を制御する周波数制御部と、出
力を制御する出力制御信号を生成する制御信号生成部
と、前記三角波と前記出力制御信号との大小関係によっ
て電圧の切り替えをおこなうことで出力電流の調整をお
こなう出力制御部と、 を備えたことを特徴とする磁気共鳴映像撮像装置。6. A static magnetic field generating magnet for generating a uniform magnetic field, a gradient magnetic field generating section for generating a magnetic field varying with position and time, and a gradient magnetic field power supply for supplying power to the gradient magnetic field generating section. A magnetic resonance imaging apparatus comprising: a gradient magnetic field power supply, a triangular wave generator for generating a triangular wave, a frequency controller for controlling a frequency of the triangular wave, and a control signal generator for generating an output control signal for controlling an output. A magnetic resonance imaging apparatus, comprising: a unit; and an output control unit that adjusts an output current by switching a voltage according to a magnitude relationship between the triangular wave and the output control signal.
きさを示す理想電流値と出力した電流の値である出力電
流値との差分信号を生成し、該差分信号を前記出力制御
信号として出力することを特徴とする請求項６に記載の
磁気共鳴映像撮像装置。7. The control signal generator generates a difference signal between an ideal current value indicating a desired current magnitude and an output current value which is a value of the output current, and outputs the difference signal to the output control signal. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 6, wherein the magnetic resonance image is output as a signal.
数をランダムに変更することを特徴とする請求項６また
は７に記載の磁気共鳴映像撮像装置。8. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 6, wherein the frequency controller randomly changes the frequency of the triangular wave.
数変化を定めた周波数制御データを記憶する記憶部をさ
らに備え、前記周波数制御部は、前記周波数制御データ
に従って前記三角波の周波数を制御することを特徴とす
る請求項６または７に記載の磁気共鳴映像撮像装置。9. The gradient magnetic field power supply further includes a storage unit that stores frequency control data defining a frequency change of the triangular wave, wherein the frequency control unit controls the frequency of the triangular wave according to the frequency control data. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 6, wherein:
数制御データとを対応付けて記憶し、前記周波数制御部
は、前記理想電流値に対応した前記周波数データに従っ
て前記三角波の周波数を制御することを特徴とする請求
項９に記載の磁気共鳴映像撮像装置。10. The storage unit stores an ideal current value and the frequency control data in association with each other, and the frequency control unit controls the frequency of the triangular wave according to the frequency data corresponding to the ideal current value. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 9, wherein:
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2002152840A JP2003348829A (en) | 2002-05-27 | 2002-05-27 | Switching power unit and magnetic resonant image pickup device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2002152840A JP2003348829A (en) | 2002-05-27 | 2002-05-27 | Switching power unit and magnetic resonant image pickup device |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2003348829A true JP2003348829A (en) | 2003-12-05 |
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| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
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| JP2002152840A Withdrawn JP2003348829A (en) | 2002-05-27 | 2002-05-27 | Switching power unit and magnetic resonant image pickup device |
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|---|---|
| JP (1) | JP2003348829A (en) |
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-
2002
- 2002-05-27 JP JP2002152840A patent/JP2003348829A/en not_active Withdrawn
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