JP2013005956A - Image diagnostic apparatus - Google Patents
Image diagnostic apparatus Download PDFInfo
- Publication number
- JP2013005956A JP2013005956A JP2011141292A JP2011141292A JP2013005956A JP 2013005956 A JP2013005956 A JP 2013005956A JP 2011141292 A JP2011141292 A JP 2011141292A JP 2011141292 A JP2011141292 A JP 2011141292A JP 2013005956 A JP2013005956 A JP 2013005956A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- imaging apparatus
- circuit
- diagnostic imaging
- leakage current
- power supply
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Withdrawn
Links
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims abstract description 23
- 238000002059 diagnostic imaging Methods 0.000 claims description 32
- 238000009413 insulation Methods 0.000 claims description 12
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 claims description 7
- 230000001629 suppression Effects 0.000 abstract description 6
- 238000002955 isolation Methods 0.000 abstract description 4
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 17
- 238000002591 computed tomography Methods 0.000 description 13
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 3
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 230000002265 prevention Effects 0.000 description 1
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 1
Images
Landscapes
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
Description
本発明は、交流電源から整流回路およびスイッチング(switching)回路により所望の電圧の電力を生成して負荷に供給する電力回路を備えた画像診断装置に関する。 The present invention relates to an image diagnostic apparatus including a power circuit that generates power of a desired voltage from an AC power source by a rectifier circuit and a switching circuit and supplies the power to a load.
従来、X線CT(Computed Tomography)装置、MR(Magnetic Resonance)装置、一般X線撮影装置などの画像診断装置では、施設の交流電源から整流回路およびスイッチング回路により所望の電圧を生成して負荷に電力を供給している(例えば、特許文献1,図1,図5等参照)。
Conventionally, in diagnostic imaging apparatuses such as an X-ray CT (Computed Tomography) apparatus, an MR (Magnetic Resonance) apparatus, and a general X-ray imaging apparatus, a desired voltage is generated from a facility AC power source by a rectifier circuit and a switching circuit and used as a load. Electric power is supplied (see, for example,
図3は、画像診断装置の基本的な回路構成例を示す図である。図3に示すように、画像診断装置20は、例えば、交流電源1による三相交流電圧を整流回路3で整流して直流電圧V1に変換し、この直流電圧V1をスイッチング回路4でさらに所望の高電圧パルスV2に変換する。スイッチング回路4の出力には、大電力を消費する重負荷21が接続されている。重負荷21は、例えば、X線CT装置や一般X線撮影装置の場合にはX線発生装置、MR装置の場合には電磁石などである。
FIG. 3 is a diagram illustrating a basic circuit configuration example of the diagnostic imaging apparatus. As shown in FIG. 3, for example, the
スイッチング回路4を有する画像診断装置20では、通常、高周波ノイズ(noise)の大きさがEMC規格を満足するよう、Yコンデンサ(condenser)群10を備えている。YコンデンサC1〜C3は、交流電源1の各相のラインL1〜L3とコモン(common)であるアースライン(Earth line)E1との間に接続されており、スイッチング回路4のスイッチング動作に起因する電圧変動を抑えて高周波ノイズを一定以下に抑制する。
The
交流電源1の各相のライン(line)L1〜L3に、YコンデンサC1〜C3が接続されると、各相のラインL1〜L3に乗る電圧変動の高周波成分をアースラインE1にバイパス(bypath)する効果が生じる。しかし、それと同時に、交流電源1側からYコンデンサC1〜C3を介してアースラインE1に流れる電流すなわち接地漏れ電流LCのパス(path)を形成することにもなる。画像診断装置では、感電防止の観点から、接地漏れ電流の上限値がIEC規格等によって厳しく定められており、例えば5mAあるいは10mA以下に抑えなければならない。
When Y capacitors C1 to C3 are connected to the lines L1 to L3 of each phase of the
交流電源1が、うまくバランス(balance)された理想的なWye(Y)結線による三相交流電源であれば、各相および各極性での接地漏れ電流が一定時間内では相殺されて平均でゼロになるため、特に問題はない。
If the
しかし、交流電源1が、アンバランス(unbalance)なWye結線や、一相欠落によるWye結線、デルタ結線等による三相交流電源の場合には、交流電圧の周波数による漏れ電流が優位に現れ、IEC規格で定められている上限値を超えてしまう場合がある。YコンデンサC1〜C3の容量を小さくすることで接地漏れ電流を小さくする手もあるが、この場合、高周波ノイズの除去効果とのトレードオフ(trade off)になり、EMC規格を満たさなくなるおそれもある。
However, when the
そのため、画像診断装置では、一般的に、絶縁トランス(trans)を用いて接地漏れ電流を抑えることにより、高周波ノイズの抑制と接地漏れ電流の抑制とを同時に実現させる。 Therefore, in general, the diagnostic imaging apparatus simultaneously suppresses high-frequency noise and ground leakage current by suppressing ground leakage current using an insulating transformer (trans).
図4は、絶縁トランスを用いて接地漏れ電流を抑制する画像診断装置20′の構成例を示す図である。図4に示すように、画像診断装置20′では、交流電源1側とスイッチング回路4との間に、絶縁トランス22を設ける。すると、接地漏れ電流LCのパスは絶縁トランス22にて遮蔽される。つまり、スイッチング回路4で発生する電圧変動の高周波成分は、YコンデンサC1〜C3を通るループ(loop)によりノイズ発生源に戻る。このような設計であれば、高周波ノイズを抑制しつつ、接地漏れ電流を規定値以下に十分抑えることができる。
FIG. 4 is a diagram illustrating a configuration example of an image
ところで、画像診断装置のスイッチング回路には、前述の通り、X線発生装置や電磁石など大電力を消費する重負荷が接続されている。そのため、画像診断装置に絶縁トランスを適用して接地漏れ電流を抑制しようとすると、スイッチング回路には、大電力用の絶縁トランスを接続する必要がある。 By the way, as described above, a heavy load that consumes large power, such as an X-ray generator and an electromagnet, is connected to the switching circuit of the diagnostic imaging apparatus. Therefore, if an insulation transformer is applied to the diagnostic imaging apparatus to suppress the ground leakage current, it is necessary to connect an insulation transformer for high power to the switching circuit.
しかしながら、画像診断装置に用いられる大電力用の絶縁トランスは、一個で約数十万円と非常に高価でありコストアップ(cost up)につながる。また、大電力用の絶縁トランスは、非常に大きく、画像診断装置の小型化を妨げるし、重量も非常に重くなり、扱いづらい。 However, the high power insulating transformer used in the diagnostic imaging apparatus is very expensive at about several hundred thousand yen, and this leads to a cost increase. Also, the high-power insulating transformer is very large, hinders downsizing of the diagnostic imaging apparatus, and is very heavy and difficult to handle.
このような事情により、大電力用の絶縁トランスを用いることなく、高周波ノイズの抑制と接地漏れ電流の抑制とを両立させることが可能な画像診断装置が望まれている。 Under such circumstances, there is a demand for an image diagnostic apparatus that can achieve both high-frequency noise suppression and ground leakage current suppression without using a high-power insulating transformer.
第1の観点の発明は、交流電源から整流回路およびスイッチング回路を用いて所望の電圧を生成し、所定の負荷に電力を供給する画像診断装置であって、前記交流電源の電源ラインからの接地漏れ電流を検出する検出回路と、前記検出回路により検出された接地漏れ電流を打ち消すように、アースラインに逆位相の電流を流す打消電流供給回路とを備えている画像診断装置を提供する。 A first aspect of the invention is an image diagnostic apparatus for generating a desired voltage from an AC power source using a rectifier circuit and a switching circuit and supplying power to a predetermined load, wherein the grounding from the power source line of the AC power source Provided is an image diagnostic apparatus comprising: a detection circuit that detects a leakage current; and a cancellation current supply circuit that flows a current in an opposite phase to an earth line so as to cancel the ground leakage current detected by the detection circuit.
第2の観点の発明は、前記交流電源から、絶縁トランスを介して、前記画像診断装置の制御回路に電力を供給する回路をさらに備えている上記第1の観点の画像診断装置を提供する。 The invention according to a second aspect provides the diagnostic imaging apparatus according to the first aspect, further comprising a circuit that supplies power from the AC power supply to a control circuit of the diagnostic imaging apparatus via an insulating transformer.
第3の観点の発明は、前記制御回路は、前記画像診断装置の操作部または被検体に装着される電極と接続されている上記第2の観点の画像診断装置を提供する。 The invention of a third aspect provides the image diagnostic apparatus according to the second aspect, wherein the control circuit is connected to an operation unit of the image diagnostic apparatus or an electrode attached to a subject.
第4の観点の発明は、前記絶縁トランスが、定格5kVA以下のものである上記第3の観点の画像診断装置を提供する。 The invention according to a fourth aspect provides the diagnostic imaging apparatus according to the third aspect, wherein the insulating transformer has a rating of 5 kVA or less.
第5の観点の発明は、前記交流電源が、Wye結線、一相欠落によるWye結線、またはデルタ結線による三相交流電源である上記第1の観点から第4の観点のいずれか一つの観点の画像診断装置を提供する。 According to a fifth aspect of the invention, in any one of the first to fourth aspects, the AC power supply is a three-phase AC power supply using Wye connection, Wye connection due to missing one phase, or delta connection. An image diagnostic apparatus is provided.
第6の観点の発明は、前記検出回路が、アースラインに非接触で設けられるホール素子を含んでいる上記第1の観点から第5の観点の画像診断装置を提供する。 The invention according to a sixth aspect provides the diagnostic imaging apparatus according to the first to fifth aspects, wherein the detection circuit includes a Hall element provided in a non-contact manner on an earth line.
第7の観点の発明は、前記打消電流供給回路が、前記検出回路の検出信号が入力されるオペアンプ(operation amplifier)と、該オペアンプの出力およびアースラインに接続されたプッシュプル(push pull)回路とを含んでいる上記第1の観点から第6の観点のいずれか一つの観点の画像診断装置を提供する。 According to a seventh aspect of the invention, the cancellation current supply circuit includes an operational amplifier to which a detection signal of the detection circuit is input, and a push pull circuit connected to an output of the operational amplifier and a ground line An image diagnostic apparatus according to any one of the first to sixth aspects is provided.
第8の観点の発明は、前記画像診断装置が、X線CT装置または一般X線撮影装置であり、前記負荷が、X線発生装置を含んでいる上記第1の観点から第7の観点のいずれか一つの観点の画像診断装置を提供する。 According to an eighth aspect of the invention, the diagnostic imaging apparatus is an X-ray CT apparatus or a general X-ray imaging apparatus, and the load includes an X-ray generation apparatus. An image diagnostic apparatus according to any one of the aspects is provided.
第9の観点の発明は、前記画像診断装置が、MR装置であり、前記負荷が、電磁石を含んでいる上記第1の観点から第7の観点のいずれか一つの観点の画像診断装置を提供する。 The ninth aspect of the invention provides the diagnostic imaging apparatus according to any one of the first to seventh aspects, wherein the diagnostic imaging apparatus is an MR apparatus, and the load includes an electromagnet. To do.
本発明の画像診断装置によれば、接地漏れ電流と逆位相の電流をアースラインに流して、接地漏れ電流をアクティブ(active)にキャンセル(cancel)するので、大電力を供給するラインにおいて、絶縁トランスを設けてノイズ除去用のYコンデンサにより形成される接地漏れ電流のパスを遮断するという構成を不要にでき、大電力用の絶縁トランスを用いることなく、高周波ノイズの抑制と接地漏れ電流の抑制とを両立させることができる。 According to the diagnostic imaging apparatus of the present invention, a current having a phase opposite to that of the ground leakage current is caused to flow through the ground line, and the ground leakage current is canceled in an active state. It is possible to eliminate the need to provide a transformer to cut off the ground leakage current path formed by the Y capacitor for noise removal, and to suppress high-frequency noise and ground leakage current without using a high-power insulating transformer. Can be made compatible.
以下、発明の実施形態について説明する。 Embodiments of the invention will be described below.
図1は、本実施形態に係るX線CT装置の回路構成例を示す図である。 FIG. 1 is a diagram illustrating a circuit configuration example of the X-ray CT apparatus according to the present embodiment.
X線CT装置2は、商用の交流電源1に接続される。本例では、交流電源1は、Wye結線による三相交流電源である。
The X-ray
X線CT装置2は、整流回路3と、スイッチング回路4と、X線発生装置5(負荷)と、小型絶縁トランス6と、制御回路7と、接地漏れ電流検出回路8と、打消電流供給回路9と、Yコンデンサ群10とを備えている。
The
整流回路3は、電源入力ラインL1〜L3を介して交流電源1と接続されており、交流電源1の三相交流電圧を直流電圧V1に変換する。整流回路3は、例えばダイオードブリッジ(diode bridge)等により構成されている。
The
スイッチング回路4は、接続ラインL4,L5を介して整流回路3と接続されており、整流回路3からの直流電圧V1をスイッチング動作により所望の高電圧パルスV2に変換する。スイッチング回路4は、例えばトランジスタなどの半導体のスイッチング素子により構成されている。
The
X線発生装置5は、X線照射時に大電力を消費する重負荷である。X線発生装置5の最大消費電力は、例えば20kVAである。X線発生装置5は、スイッチング回路4の出力と接続されており、スイッチング回路4で生成された所望の高電圧パルスV2により電力の供給を受ける。
The X-ray generator 5 is a heavy load that consumes a large amount of power during X-ray irradiation. The maximum power consumption of the X-ray generator 5 is, for example, 20 kVA. The X-ray generator 5 is connected to the output of the
制御回路6は、X線CT装置2の各部を制御する回路であり、X線発生装置5と比較して消費電力が非常に少ない軽負荷である。制御回路6は、X線CT装置のガントリ(gantry)や撮影テーブル(table)に設けられた操作部11や被検体に装着する生体信号モニタ(monitor)用電極12と接続されている。
The
小型絶縁トランス7は、一次側が電源入力ラインL1〜L3と接続されており、二次側が制御回路6と接続されている。小型絶縁トランス7は、交流電源1と制御回路6とを絶縁しつつ、交流電源1から制御回路6の電源部に電力を供給する。この小型絶縁トランス7により、制御回路6を通る接地漏れ電流のパスが遮断され、操作者や被検体の感電が防止される。また、小型絶縁トランス7の一次側にはタップ7tが設けてあり、このタップ7tと打消電流供給回路9とが接続されている。打消し電流供給回路9は、交流電源1からこのタップ7tを経由して電力が供給される。なお、この小型絶縁トランス7は、一次側にタップ7tが設けられただけで、二次側に接続する制御回路6は軽負荷であるから、小電力タイプ(type)、例えば定格5kVA以下の低価格なもので足りる。よって、有意なコストアップもなく、操作者および被検体の感電防止を実現できる。
The small insulation transformer 7 has a primary side connected to the power supply input lines L <b> 1 to L <b> 3 and a secondary side connected to the
Yコンデンサ群10は、YコンデンサC1〜C5により構成されており、整流回路3の入力側および出力側に挿入されている。すなわち、整流回路3の入力側の各ラインL1〜L3とコモンであるアースラインE1との間にYコンデンサC1〜C3が接続され、整流回路3の出力側の各ラインL4,L5とアースラインE1との間に、YコンデンサC4,C5がそれぞれ接続されている。これらYコンデンサC1〜C5により、スイッチング回路4のスイッチング動作による高周波ノイズが抑制される。
The
接地漏れ電流検出回路8は、交流電源1−電源入力ラインL1〜L3−整流回路入力側のYコンデンサC1〜C3−アースラインE1の経路で流れ、系統に戻ってゆく接地漏れ電流LCを検出する。本例では、接地漏れ電流検出回路8は、ホール素子を含んでおり、交流電源1とX線CT装置2との間のアースラインE1に非接触で設けられる。接地漏れ電流検出回路8は、アースラインE1に流れる接地漏れ電流LCの向きと大きさに応じた信号値を出力する。
The ground leakage
打消電流供給回路9は、接地漏れ電流検出回路8と接続されている。また、打消電流供給回路9は、小型絶縁トランス7のタップ7tおよびアースラインE1と接続されている。打消電流供給回路9は、小型絶縁トランス7の一次側のタップ7tから電力の供給を受け、接地漏れ電流検出回路8から入力される検出信号に基づいて、接地漏れ電流LCを打ち消すように逆位相の電流−LCをアースラインE1に供給する。これにより、接地漏れ電流LCをアクティブにキャンセルする。
The cancellation
打消電流供給回路9は、例えば、図2に示すように、接地漏れ電流検出回路8の検出信号をインピーダンス変換するオペアンプOP1と、インピーダンス変換された検出信号がゼロレベル(zero level)となるように、アースラインE1に電流の出入を行うオペアンプOP2およびトランジスタTR1,TR2のプッシュプル回路とを用いて構成される。
For example, as shown in FIG. 2, the cancellation
このような本実施形態によれば、接地漏れ電流LCと逆位相の電流をアースラインE1に流して、接地漏れ電流LCをアクティブにキャンセルするので、重負荷であるX線発生装置5へ大電力を供給するラインにおいて、絶縁トランスを設けることでノイズ除去用のYコンデンサC1〜C3により形成される接地漏れ電流のパスを遮断するという構成を不要にでき、大電力用の絶縁トランスを用いることなく、高周波ノイズの抑制と接地漏れ電流の抑制とを両立させることができる。 According to the present embodiment as described above, a current having a phase opposite to that of the ground leakage current LC is caused to flow through the earth line E1, and the ground leakage current LC is actively canceled. Therefore, a large amount of power is supplied to the X-ray generator 5 which is a heavy load. By providing an isolation transformer in the line for supplying power, it is possible to eliminate the configuration of cutting off the ground leakage current path formed by the Y capacitors C1 to C3 for noise removal, without using a high-power isolation transformer. It is possible to achieve both suppression of high-frequency noise and suppression of ground leakage current.
また、本実施形態では、操作者や被検体の感電を防止するため、制御回路6へ電力を供給するラインに小型絶縁トランス7を設けているが、小型絶縁トランス7は小電力タイプであり、また一次側にタップ7tを一つ追加したのみの構成であるから、有意なコストアップにはならない。そのため、わずかなコストで人体への安全性を確保することができる。ちなみに、漏れ電流検出回路8や打消電流供給回路9などのアナログ(analog)回路の部品は、数千円程度と非常に安価であり、コスト面での負担はほとんどないと考えてよい。
Further, in this embodiment, in order to prevent electric shock of the operator or the subject, the small insulation transformer 7 is provided in the line for supplying power to the
なお、発明の実施形態は、上記に限定されず、発明の趣旨を逸脱しない範囲において、種々の変更が可能である。 The embodiment of the invention is not limited to the above, and various modifications can be made without departing from the spirit of the invention.
例えば、交流電源1は、Wye結線の三相交流電源のほか、一相欠落によるWye結線、デルタ結線による三相交流電源であってもよい。
For example, the
また例えば、本実施形態では、X線CT装置を例に説明したが、発明は、一般X線撮影装置やMR装置など、他の画像診断装置にも適用可能である。一般X線撮影装置の場合には、重負荷として、X線発生装置が含まれる。MR装置の場合には、重負荷として、電磁石が含まれる。 For example, in the present embodiment, the X-ray CT apparatus has been described as an example. However, the invention can be applied to other image diagnostic apparatuses such as a general X-ray imaging apparatus and an MR apparatus. In the case of a general X-ray imaging apparatus, an X-ray generator is included as a heavy load. In the case of an MR apparatus, an electromagnet is included as a heavy load.
1 交流電源
2 X線CT装置
3 整流回路
4 スイッチング回路
5 X線発生装置
6 制御回路
7 小型絶縁トランス
8 接地漏れ電流検出回路
9 打消電流供給回路
10 Yコンデンサ群
20,20′ 画像診断装置
21 重負荷
22 大電力用絶縁トランス
OP1,OP2 オペアンプ
TR1,TR2 トランジスタ
E1 アースライン
LC 接地漏れ電流
DESCRIPTION OF
Claims (9)
前記交流電源の電源ラインからの接地漏れ電流を検出する検出回路と、
前記検出回路により検出された接地漏れ電流を打ち消すように、アースラインに逆位相の電流を流す打消電流供給回路とを備えている画像診断装置。 An image diagnostic apparatus that generates a desired voltage from an AC power source using a rectifier circuit and a switching circuit, and supplies power to a predetermined load,
A detection circuit for detecting a ground leakage current from a power supply line of the AC power supply;
An image diagnostic apparatus comprising: a canceling current supply circuit for causing a current in the opposite phase to flow through the earth line so as to cancel the ground leakage current detected by the detection circuit.
前記負荷は、X線発生装置を含んでいる請求項1から請求項7のいずれか一項に記載の画像診断装置。 The diagnostic imaging apparatus is an X-ray CT apparatus or a general X-ray imaging apparatus,
The diagnostic imaging apparatus according to any one of claims 1 to 7, wherein the load includes an X-ray generator.
前記負荷は、電磁石を含んでいる請求項1から請求項7のいずれか一項に記載の画像診断装置。 The diagnostic imaging apparatus is an MR apparatus,
The diagnostic imaging apparatus according to any one of claims 1 to 7, wherein the load includes an electromagnet.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2011141292A JP2013005956A (en) | 2011-06-27 | 2011-06-27 | Image diagnostic apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2011141292A JP2013005956A (en) | 2011-06-27 | 2011-06-27 | Image diagnostic apparatus |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2013005956A true JP2013005956A (en) | 2013-01-10 |
Family
ID=47673859
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2011141292A Withdrawn JP2013005956A (en) | 2011-06-27 | 2011-06-27 | Image diagnostic apparatus |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP2013005956A (en) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US9765751B2 (en) | 2013-03-18 | 2017-09-19 | Mitsubishi Electric Corporation | Ignition apparatus |
US10884081B2 (en) | 2017-06-19 | 2021-01-05 | Canon Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and method of transmitting RF pulse signal |
-
2011
- 2011-06-27 JP JP2011141292A patent/JP2013005956A/en not_active Withdrawn
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US9765751B2 (en) | 2013-03-18 | 2017-09-19 | Mitsubishi Electric Corporation | Ignition apparatus |
US10884081B2 (en) | 2017-06-19 | 2021-01-05 | Canon Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and method of transmitting RF pulse signal |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
EP2787619B1 (en) | Feed forward active EMI filters | |
EP2787618B1 (en) | Voltage fed feed forward active EMI filter | |
Pairodamonchai et al. | Design and implementation of a hybrid output EMI filter for high-frequency common-mode voltage compensation in PWM inverters | |
JP2863833B2 (en) | Active common mode canceller | |
Mei et al. | Cancellation of common-mode voltages for induction motor drives using active method | |
JP5263663B2 (en) | Conductive noise filter | |
JP6491349B2 (en) | Power converter | |
CN107810594B (en) | Common mode filter device and electrical apparatus | |
US9806627B2 (en) | System including power supply and power converter for providing AC power to medical devices | |
JP4351916B2 (en) | Noise filter | |
WO2009109902A3 (en) | Dc/ac power inverter control unit of a resonant power converter circuit, in particular a dc/dc converter for use in a high-voltage generator circuitry of a modern computed tomography device or x-ray radiographic system | |
NO20070227L (en) | driver circuits | |
JP2009148078A (en) | Noise filter | |
KR102315575B1 (en) | Method for reducing common mode current | |
JP2009148162A (en) | Noise filter | |
WO2016059969A1 (en) | Active filter and alternating current-direct current conversion device | |
WO2016027374A1 (en) | Power conversion device | |
JP4209100B2 (en) | Noise reduction device for power converter | |
JP5279381B2 (en) | Power converter | |
JP2013005956A (en) | Image diagnostic apparatus | |
JP2013110836A (en) | Power supply device | |
JP2015163011A (en) | active filter | |
Khalid et al. | Comparative evaluation of various control strategies for shunt active power filters in aircraft power utility of 400 Hz | |
JP6239468B2 (en) | Medical equipment | |
JP2008530836A (en) | Active EMC filters for medical applications |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A300 | Application deemed to be withdrawn because no request for examination was validly filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A300 Effective date: 20140902 |