JPH07272891A - インバータ式ｘ線高電圧装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】 電源設備容量の低減及び電源高調波障害除去
を図り、また小容量電源で大出力のＸ線発生を可能とす
る。 【構成】 交流電源３０を第１の整流回路１３で直流に
変換し、それをインバータ回路４で高周波交流とし、そ
れを昇圧，整流してＸ線管８に印加するインバータ式Ｘ
線高電圧装置において、交流電源と第１の整流回路との
間に交流リアクトル１を設け、第１の整流回路を、自己
消弧可能なスイッチング素子１３1〜１３4とそれらに逆
並列接続されたダイオードＤ1〜Ｄ4とでフルブリッジ型
に構成し、透視時及び撮影準備期間のみそのスイッチン
グ素子をパルス幅変調制御して交流電源の電流と電圧を
同相とし、かつ第１の整流回路の出力電圧を設定値にす
る電流，電圧制御回路１７を設け、撮影準備期間は第１
の整流回路の出力電圧を平滑するコンデンサ３に電源電
圧よりも高い電圧を充電し、この電圧を撮影時のインバ
ータ回路の入力電圧とする制御手段を設ける。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、交流電源を直流に変換
し、その直流をインバータ回路を用いて高周波の交流に
変換し、その出力電圧を昇圧すると共に整流してＸ線管
に印加しＸ線を発生させるインバータ式Ｘ線高電圧装置
に係り、特に胃の集団検診用Ｘ線装置のような単相交流
１００Ｖ、数ｋＶＡの小さい容量の電源を用いる装置に
好適なインバータ式Ｘ線高電圧装置に関するものであ
る。

【０００２】

【従来の技術】従来、この種のインバータ式Ｘ線高電圧
装置は、図７に示すように構成されていた。すなわち、
商用１００Ｖの単相交流電源３０からの交流電圧を交流
リアクトル１を介して、サイリスタで構成された単相全
波整流回路２（第１の整流回路）で直流電圧に変換し、
これを平滑コンデンサ３で平滑してＩＧＢＴ（絶縁ゲー
ト型バイポーラトランジスタ）を用いたフルブリッジ型
のインバータ回路４に入力する。

【０００３】このインバータ回路４は、特開昭６３−１
９０５５６号公報にも記載されているように、共振用コ
ンデンサ５と高電圧変圧器６の漏れインダクタンス、浮
遊容量等との共振現象を利用してインバータ回路４の位
相差と周波数を制御することにより、負荷であるＸ線管
８に高電圧を印加するもので、このインバータ回路４か
らの交流電圧を前記高電圧変圧器６で昇圧し、これを整
流回路７（第２の整流回路）で直流に変換してＸ線管８
に印加していた。

【０００４】このＸ線管８に印加する電圧（管電圧）
は、以下のように制御されている。まず、管電圧の設定
値ＶＳ1とＸ線管８に流す電流（管電流）の設定値ＩＳ1
に応じてゲート制御回路１０で単相全波整流回路２の各
サイリスタのゲート制御位相角を設定し、これをゲート
ドライブ回路９で増幅して単相全波整流回路２の各サイ
リスタのゲートに与える。これにより、単相全波整流回
路２の各サイリスタのゲート位相を制御し、負荷条件に
応じた電圧をインバータ回路４に入力する。

【０００５】インバータ回路４は、単相全波整流回路２
の直流出力を、管電圧が設定値ＶＳ1 になるように制御
しつつ高周波の交流に変換する。すなわち、位相差，周
波数制御回路１２は、管電圧，管電流の各検出値ＶＳ
2，ＩＳ2とそれらの設定値ＶＳ1，ＩＳ1が入力され、管
電圧については、それが設定値になるように、インバー
タ回路４の周波数、スイッチング素子４1と４4及び４2
と４3の位相差をフィードバック制御する。

【０００６】この位相差，周波数制御回路１２の出力信
号がゲートドライブ回路１１で増幅されてインバータ回
路４のＩＧＢＴのゲートに与えられ、それらが駆動され
る。これによりインバータ回路４は、管電圧が設定値Ｖ
Ｓ1になるように制御しつつ、単相全波整流回路２の直
流出力を高周波の交流に変換する。管電流の制御は、Ｘ
線管８のフィラメントの加熱量を制御して行う。

【０００７】このようなインバータ式Ｘ線高電圧装置
は、主に商用の１００Ｖ単相交流電源を電源とする胃の
集団検診用Ｘ線装置や外科用Ｘ線テレビ装置等に適用さ
れている。

【０００８】なお、インバータ回路４の位相差，周波数
の制御で所定の負荷範囲を制御できる場合には、整流回
路２のサイリスタをダイオードに置き換え、インバータ
回路４の入力電圧を制御不能とすることも行われてい
る。

【０００９】

【発明が解決しようとする課題】従来のインバータ式Ｘ
線高電圧装置においては、整流回路２のサイリスタのゲ
ート制御信号の位相が交流電源電圧の位相に対して遅れ
位相で与えられるために、例えば図８に示すように、電
流イは電圧ロよりもφだけ位相が遅れ、力率が低下し
た。したがって、無効電力が多く、交流電源３０の設備
容量はその分だけ大きくなった。また、電流波形も歪
み、高調波成分が多く、これによつて高調波電流の電源
系統への流入、延いては同電源系統に接続された他の機
器への障害波及の虞があった。

【００１０】特に１００Ｖ、数ｋＶＡの小さい容量の単
相交流電源３０から給電される胃の集団検診用Ｘ線装置
や外科用Ｘ線テレビ装置の場合は前記電源３０に与える
影響は大きいものがあった。すなわち、透視時のよう
に、Ｘ線管に入力する電力は数百Ｗ程度と非常に小さい
にも拘わらず力率が低いために皮相電力が大きく、前記
交流電源３０に流れる電流は数十Ａにも達し、しかも時
間が長く、数ｋＶＡの容量の電源３０にとっては負担の
大きいものであった。

【００１１】また、短時間とはいえ、撮影時には大きな
電力を消費するので、電源３０にはピーク電流が透視時
の数倍の歪みの大きい電流が流れ、これによって発生す
る高調波障害を抑制するための手段は大掛かりなものと
なっていた。以上の問題は整流回路２のサイリスタをダ
イオードに置き換えたものでもほぼ同じであった。

【００１２】本発明の目的は、電源設備容量の低減が図
れ、また電源高調波低減ができて電源高調波障害除去が
図れ、更に小さい容量の電源でも大きな出力のＸ線発生
が実現できるインバータ式Ｘ線高電圧装置を提供するこ
とにある。

【００１３】

【課題を解決するための手段】前記目的は、交流電源を
整流する第１の整流回路と、この第１の整流回路の出力
電圧を平滑する平滑コンデンサと、この平滑コンデンサ
の出力を高周波の交流に変換するインバータ回路と、こ
のインバータ回路の出力電圧を昇圧する高電圧変圧器
と、この高電圧変圧器の出力を整流する第２の整流回路
とを備え、この第２の整流回路の出力電圧をＸ線管に印
加してＸ線を発生させるインバータ式Ｘ線高電圧装置に
おいて、前記第１の整流回路は、自己消弧可能なスイッ
チング素子とこのスイッチング素子と逆並列に接続され
たダイオードとの接続体を少なくとも２つ以上含む全波
ブリッジで構成され、この全波ブリッジと前記交流電源
との間に接続された交流リアクトルと、前記交流電源の
電流と電圧の位相差及び前記平滑コンデンサの電圧とそ
の設定値との誤差に応じて前記第１の整流回路のスイッ
チング素子をパルス幅変調制御し、前記交流電源の電流
と電圧の位相を一致させると共に前記平滑コンデンサの
電圧を設定値に制御する電流，電圧制御回路と、透視時
は、前記電流，電圧制御回路により前記交流電源の電流
と電圧の位相を一致させると共に前記平滑コンデンサの
電圧を設定値に制御し、この平滑コンデンサの電圧を前
記インバータ回路に入力させ、撮影時は、前記平滑コン
デンサの電圧の設定値を前記電源電圧よりも高い撮影時
設定値に設定し、Ｘ線曝射前の撮影準備期間に前記電
流，電圧制御回路により前記交流電源の電流と電圧の位
相を一致させると共に前記平滑コンデンサの電圧を前記
撮影時設定値に制御し、撮影時設定値に達した後に前記
スイッチング素子をオフし、その後のＸ線曝射信号によ
り前記インバータ回路を動作させて撮影時設定値に達し
た前記平滑コンデンサの電圧を前記インバータ回路に入
力させ前記平滑コンデンサからのみ撮影時の電力を供給
させる制御手段とを設けることにより達成される。

【００１４】

【作用】制御手段により、透視時及び撮影準備期間の電
流，電圧制御回路は、交流電源の電流と電圧の位相差及
び平滑コンデンサの電圧とその設定値との誤差に応じて
第１の整流回路のスイッチング素子をパルス幅変調制御
し、交流電源の電流と電圧の位相を一致させる共に平滑
コンデンサの出力電圧を設定値に制御する。

【００１５】これにより、交流電源の電流と電圧の位相
が一致し、かつ歪のない正弦波となる。したがつて、力
率は改善されて皮相電力は小さくなり、電源設備容量は
低減し、電源高調波も除去される。また、前記自己消弧
可能なスイッチング素子の電流定格は、透視時の電流値
で決まるので、電流定格の小さい素子が使用可能とな
り、より経済的になる。

【００１６】また、交流電源電圧よりも高い電圧を第１
の整流回路の出力電圧を平滑するコンデンサに充電し、
これを撮影時のインバータ回路の入力電圧とするもの
で、これにより、小さい容量の電源でも大きな出力のＸ
線発生装置が得られることになる。

【００１７】

【実施例】以下、図面を参照して本発明の実施例を説明
する。図１は、本発明によるインバータ式Ｘ線高電圧装
置の第１の実施例を示す回路図である。

【００１８】この図１において、３０は商用１００Ｖの
単相交流電源、１は交流リアクトル、３は平滑コンデン
サ、４はＩＧＢＴを用いたフルブリッジ型のインバータ
回路、５は共振用コンデンサ、６は高電圧変圧器、７は
高電圧整流回路（第２の整流回路）、８は負荷であるＸ
線管、１１は第２のゲートドライブ回路、１２はインバ
ータ回路４の位相差，周波数制御回路、１３は第１の整
流回路（単相全波整流回路）、１４は単相交流電源３０
の電流検出器、１５は単相交流電源３０の電圧検出器、
１６は第１のゲートドライブ回路、１７は単相交流電源
３０の電流と第１の整流回路１３の出力電圧を制御する
電流，電圧制御回路、３１は撮影時のみ開く接点、３２
は透視、撮影、管電圧、管電流、撮影時間等の諸条件を
設定する操作卓である。

【００１９】ここで、前記第１の整流回路１３は、交流
リアクトル１を介して入力された単相交流電源３０から
の交流電圧を直流電圧に整流するもので、自己消弧可能
なスイッチング素子、ここではＩＧＢＴ（絶縁ゲート型
バイポーラトランジスタ）からなる４つのスイッチング
素子１３1〜１３4を組み合わせてフルブリッジ型に構成
すると共に、それら各スイッチング素子１３1〜１３4に
ダイオードＤ1〜Ｄ4を逆並列接続してなるものである。

【００２０】これらのスイッチング素子１３1〜１３4は
透視時及び撮影準備期間のみ動作して次のように制御さ
れる。すなわち電流，電圧制御回路１７は、単相交流電
源３０の電流の位相を電圧の位相に一致させ、かつ第１
の整流回路１３の出力電圧を設定値に制御すべくパルス
幅変調制御パルスを作成するもので、これが第１のゲー
トドライブ回路１６で増幅されてスイッチング素子１３
1〜１３4の各ゲートに与えられ、スイッチング素子１３
1〜１３4がスイッチング制御される。

【００２１】図２は前記電流，電圧制御回路１７の具体
例をその周辺回路部分と共に示す図で、ここでは、電
流，電圧制御回路１７は単相正弦波発生器２０、誤差増
幅器２１、乗算器２２、誤差増幅器２３、鋸歯状波発生
器２４、比較器２５とを備えてなり、以下のように動作
する。

【００２２】まず、平滑コンデンサ３の電圧（第１の整
流回路１３の出力電圧）ＶＳ4を検出し、これと平滑コ
ンデンサ３の電圧の設定値ＶＳ3（管電圧，管電流に応
じて設定される）とを、電圧フィードバック制御を行う
ための誤差増幅器２１で比較，増幅する。

【００２３】一方、単相交流電源３０の電圧を電圧検出
器１５により検出し、これを単相正弦波発生器２０に入
力して電圧に同期した単相正弦波基準信号を作成する。
この単相正弦波基準信号と前記誤差増幅器２１からの信
号を乗算器２２で掛算し、単相交流電源３０の電流を制
御するための電流基準信号（交流電源３０の電圧波形に
同期した正弦波状の交流電源の電流指令波形）を作成
し、これと電流検出器１４からの電流信号（実際の電流
波形）とを誤差増幅器２３に入力して電流フィードバッ
ク制御偏差（前記電流指令波形と実際の電流波形との誤
差信号）を生成する。

【００２４】この制御偏差と鋸歯状波発生器２４からの
鋸歯状波を比較器２５で比較して変調波信号を作成し、
これを、第１の整流回路１３のスイッチング素子１３1
〜１３4のスイッチングのタイミングを決定する信号と
して出力する。

【００２５】この変調波信号を第１のゲートドライブ回
路１６で増幅してスイッチング素子（ＩＧＢＴ）１３1
〜１３4のゲートに与え、平滑コンデンサ３の電圧ＶＳ4
が設定値ＶＳ3と等しく、かつ単相交流電源３０の電流
と電圧の位相が一致するようにスイッチング素子１３1
〜１３4をスイッチング制御する。

【００２６】なお、撮影時は前記スイッチング素子１３
1〜１３4へのゲートに駆動パルスを与えないために接点
３１により比較器２５と第１のゲートドライブ回路１６
とを遮断する。また透視時及び撮影準備期間のみ、この
電流，電圧制御回路１７を動作させるために接点３３が
設けられており、透視時及び撮影準備期間のみ接点３３
が閉じて誤差増幅器２３の出力を比較器２５に入力す
る。

【００２７】図３は単相交流電源３０の電流ハと、パル
ス幅変調信号（第１のゲートドライブ回路１６への電
流，電圧制御回路１７の出力パルス。この信号の基本波
は電圧と同相である。）ニの波形図である。電流ハの波
形は、インバータ回路４が動作してＸ線管８に電力を供
給し、インバータ回路入力電圧（平滑コンデンサ３の電
圧）がその設定値よりも降下した場合は電源電圧と同相
となり、電力は交流電源３０から平滑コンデンサ３側に
供給する。

【００２８】インバータ回路入力電圧がその設定値より
も上昇した場合は、前記電流ハの波形は電源電圧と逆相
となり、平滑コンデンサ３側から交流電源３０に電力の
回生が行われる。正弦波のパルス幅変調（ＰＷＭ）制御
においてもＰＷＭ周波数に相当するリツプル成分が含ま
れるが、交流側にフィルタ（図示せず）を挿入したり、
ＰＷＭ周波数を高くすること等により滑らかな正弦波電
流が得られる。

【００２９】図１に説明を戻すと、インバータ回路４
は、このようにして得られた直流電圧を受電して交流電
圧に変換すると共に、共振現象を利用してＸ線管８に供
給する電力を制御するもので、ここではＩＧＢＴからな
る４つのスイッチング素子４1、４2、４3、４4を組み合
わせてフルブリッジ型に構成すると共に、それら各スイ
ッチング素子４1〜４4にダイオードＤ7〜Ｄ10を逆並列
接続してなるものである。

【００３０】コンデンサ５は、インバータ回路４の出力
電圧によって共振電流を生じさせる共振素子の１つであ
る。高電圧変圧器６は、その１次巻線が前記コンデンサ
５と直列に接続され、コンデンサ５と漏れインダクタン
スとで共振を起こさせ、その共振出力を昇圧するもので
ある。第２の整流回路７は、前記高電圧変圧器６の２次
巻線に接続され、その出力の交流電圧を直流に変換する
ものである。Ｘ線管８は、本発明装置の負荷となるもの
で、前記第２の整流回路７の出力電圧が印加されてＸ線
を発生するものである。

【００３１】なお操作卓３１は、ここでは適時、透視又
は撮影準備信号Ｓ11及び接点開閉信号Ｓ12を出力して電
流，電圧制御回路１７等を後述するように動作させる制
御手段を備えている。

【００３２】次に、上述本発明装置の動作について説明
する。まず、操作卓３２で透視が設定された場合につい
て説明する。透視時は、操作卓３２内の制御手段によ
り、透視又は撮影準備信号Ｓ11が電流，電圧制御回路１
７に入力されて、この回路１７の動作が可能となり（図
２の接点３３が閉じ）、このとき撮影信号Ｓ12はオフで
あるので接点３１は閉じたままであり、電流，電圧制御
回路１７と第１のゲートドライブ回路１６とが接続され
た状態にある。

【００３３】したがってドライブ回路１６の出力が、第
１の整流回路１３のスイッチング素子１３1〜１３4のゲ
ートへ入力可能になると共に、第１の整流回路１３の電
流，電圧制御回路１７とインバータ回路４の位相差，周
波数制御回路１２とに、透視時の管電圧，管電流等の設
定信号が入力される。

【００３４】電流，電圧制御回路１７は管電圧，管電流
の各設定値ＶＳ1，ＩＳ1に対応した平滑コンデンサ３の
電圧（インバータ回路４の入力電圧）ＶＳ3を設定し、
これと実際の平滑コンデンサ３の電圧（インバータ回路
４の入力電圧）ＶＳ4を比較してフィードバック制御を
行い、前述したように単相交流電源３０の電圧と電流の
位相を一致させ、実際の平滑コンデンサ３の電圧ＶＳ4
が設定値ＶＳ3になるように、第１の整流回路１３のス
イッチング素子１３1〜１３4をスイッチング制御する。

【００３５】インバータ回路４は、この第１の整流回路
１３の直流出力電圧（平滑コンデンサ３の電圧）を、管
電圧が設定値ＶＳ1になるように制御しつつ高周波の交
流に変換する。

【００３６】すなわち、位相差，周波数制御回路１２
は、管電圧，管電流の各検出値ＶＳ2，ＩＳ2とそれらの
設定値ＶＳ1，ＩＳ1が入力され、管電圧については、そ
れが設定値ＶＳ1になるように、インバータ回路４の周
波数、スイッチング素子４1と４4及び４2と４3の位相差
をフィードバック制御する。この位相差，周波数制御回
路１２の出力信号が第２のゲートドライブ回路１１で増
幅されてインバータ回路４のスイッチング素子４1〜４4
のゲートに与えられ、それらが駆動される。

【００３７】これによりインバータ回路４は、管電圧が
設定値ＶＳ1になるように制御しつつ、第１の整流回路
１３（平滑コンデンサ３）の直流出力を高周波の交流に
変換する。管電流の制御は、Ｘ線管８のフィラメントの
加熱量を制御して行う。

【００３８】次に、撮影時は、操作卓３２で撮影条件が
設定され、Ｘ線曝射前の撮影準備期間は次のように動作
する。すなわち、図２の接点３１，３３は共に閉じてお
り、電流，電圧制御回路１７は動作可能で、この回路１
７の出力が第１のゲートドライブ回路１６に入力されて
第１の整流回路１３のスイッチング素子１３1〜１３4は
スイッチング制御される。

【００３９】図４は、撮影準備期間から撮影までの動作
を説明するためのタイムチャートで、インバータ回路４
の入力電圧である平滑コンデンサ３の電圧（第１の整流
回路１３の出力電圧）の設定値ＶＳ3、管電圧，管電流
の各設定値ＶＳ1，ＩＳ1、撮影時間等が設定され、撮影
準備信号Ｓ11が操作卓（制御手段）３２より出力される
と、前述と同様に、電流，電圧制御回路１７は単相交流
電源３０の電圧と電流の位相を一致させ、インバータ回
路４の入力電圧である平滑コンデンサ３の電圧（第１の
整流回路１３の出力電圧）ＶＳ4が設定値ＶＳ3になるよ
うにスイッチング素子１３1〜１３4を駆動するためのパ
ルスを発生し、前記第１の整流回路１３を制御する。

【００４０】この第１の整流回路１３は、スイッチング
制御によって交流リアクトル１に蓄えられた電圧と電源
電圧とが前記平滑コンデンサ３に充電されるので、その
出力電圧は電源電圧よりも高くなる、いわゆる昇圧形の
コンバータとして動作するので、前記平滑コンデンサ３
には図４に示すように電源電圧よりも高い電圧が充電さ
れる。したがって、設定値ＶＳ3は電源電圧よりも高い
電圧に設定されることになる。

【００４１】平滑コンデンサ３の電圧ＶＳ4が設定値Ｖ
Ｓ3に一致後、撮影準備信号Ｓ11からのタイマ信号によ
り、接点３１，３３を開く信号Ｓ12を操作卓３２より出
力し、これにより電流，電圧制御回路１７の動作を停止
すると共に、第１の整流回路３のスイッチング素子１３
1〜１３4へのゲート信号を遮断してスイッチング素子１
３1〜１３4をオフにする。

【００４２】そして、Ｘ線曝射信号（図４参照）により
前記インバータ回路４を動作してＸ線を曝射し、管電圧
ＶＳ2が設定値ＶＳ1になるように前記インバータ回路４
の位相差，周波数を制御し、設定された撮影時間に達し
たことにより、インバータ回路４の動作を停止してＸ線
曝射を終了とする。

【００４３】この撮影中に、交流電源３０側から平滑コ
ンデンサ３に充電電流が流れないようにするために、平
滑コンデンサ３の電圧は必ず電源電圧よりも大きい値に
設定することが必要である。

【００４４】したがって、撮影時は、出力は大きいがＸ
線曝射時間が短いので、前記平滑コンデンサ３の静電容
量を撮影時に必要な電力を供給できる値にすることによ
り、交流電源電流は０にすることができ、従来のような
高調波障害の虞はない。なお、管電流の制御は、前述と
同様にＸ線管８のフィラメントの加熱量を制御して行
う。

【００４５】以上のように本発明装置においては、交流
電源３０の電圧と電流は同相で力率は１となり、かつ電
流を正弦波に制御できるので、電源設備容量低減による
電源設備費の節約ができると共に電源高調波障害も除去
できる。

【００４６】特に、胃の集団検診用Ｘ線装置のような単
相交流１００Ｖ、数ｋＶＡの小さい容量の電源３０を用
いる場合には、電源への負担を著しく軽減でき、しかも
これを実現するための第１の整流回路１３の自己消弧の
スイッチング素子１３1〜１３4には透視時の電力に合わ
せて電流定格の小さい素子の使用が可能となるので、経
済上の利点も大きい。

【００４７】また、本発明の第１の整流回路１３の昇圧
機能を利用して、平滑コンデンサ３には電源電圧よりも
高い電圧を蓄えることができるため、撮影時にはこのコ
ンデンサ３から電力供給することによって小容量の電源
３０でも大出力のＸ線発生装置を提供できる。

【００４８】図５は本発明装置の第２の実施例を示す回
路図で、図１に示す第１の実施例において、撮影中に何
等かの異常により、平滑コンデンサ３の電圧が電源電圧
以下になった場合に、交流電源３０側から第１の整流回
路１３の逆並列ダイオードＤ1〜Ｄ4に過大な電流が流
れ、これらのダイオードＤ1〜Ｄ4が破壊することを防止
するようにした例を示す。

【００４９】図５において、３４はダイオード保護スイ
ッチ、ここではサイリスタ３４1と３４2が逆並列に接続
されてなる交流スイッチ、３５はこのスイッチ３４をオ
ン，オフするためのサイリスタ３４1，３４2のゲート信
号発生回路、３６は交流電源電圧の波高値を検出する波
高値検出器３７の出力電圧と前記平滑コンデンサ３の電
圧とを比較し、波高値検出器３７の出力電圧が平滑コン
デンサ３の電圧よりも高くなったときに信号を出力する
第２の比較器、３８は撮影信号と第２の比較器３６の出
力信号の論理積否定回路で、撮影時に交流電源電圧の波
高値が平滑コンデンサ３の電圧よりも高くなったとき
に、前記ゲート信号発生回路３４への入力を０にしてそ
のサイリスタ３４1，３４2をオフするためのものであ
る。その他は図１と同じであり、その説明は省略する。

【００５０】図５の実施例において、透視時及び撮影準
備期間は信号Ｓ12はないので、その論理信号は“０”と
なり、論理積否定回路３８は“１”を出力してゲート信
号発生回路３５はゲート信号を生成し、これをサイリス
タ３４1，３４2のゲートに与えて交流スイッチ３４をオ
ンさせ、交流電源３０から、動作中の第１の整流回路１
３側に透視時及び撮影準備期間の電力を供給する。

【００５１】撮影時の電力は、平滑コンデンサ３から供
給するものであるが、このとき交流電源電圧の波高値が
平滑コンデンサ３の電圧よりも高くなると、第２の比較
器３６が“１”を出力し、論理積否定回路３８の出力を
“０”にしてサイリスタ３４1，３４2をオフし、交流電
源３０から電力が供給されないようにする。このように
することによって、撮影時の大出力時に第１の整流回路
１３の逆並列ダイオードＤ1〜Ｄ4に過大な電流が流れる
のが防止され、そのダイオードＤ1〜Ｄ4の破壊が防止さ
れる。

【００５２】図６は本発明装置の第３の実施例を示す回
路図で、この図において、図７と同一符号は同一又は相
当部分を示す。図６においては、撮影時は交流電源電圧
と平滑コンデンサ３の電圧の大きさの如何に拘わらず、
常に交流スイッチ３４をオフするものである。

【００５３】すなわち、透視時及び撮影準備期間はサイ
リスタ３４1，３４2をオンして交流電源３０からの電力
供給を行い、撮影時は接点３９の開動作によりサイリス
タ３４1，３４2へのゲート信号をオフしサイリスタ３４
1，３４2をオフすることにより、交流電源３０からの電
力の供給が遮断されるものである。この図６の実施例に
おいても、図５の実施例と同様の効果（ダイオードＤ1
〜Ｄ4の破壊防止効果）が得られる。

【００５４】なお、図５及び図６に示す例では、ダイオ
ード保護スイッチ（図５及び図６では交流スイッチ３
４）を交流電源３０側に入れたが、第１の整流回路１３
の出力側と平滑コンデンサ３との間に入れてもよい。こ
の場合のダイオード保護スイッチとしては自己消弧素子
が必要となる。

【００５５】上述第１〜第３の実施例では、いずれも第
１の整流回路１３のフルブリッジの全アームに自己消弧
可能なスイッチング素子を用いたが、交流側の２アーム
又は直流側の２アームのみに自己消弧可能なスイッチン
グ素子を用いるようにしてもよい。この場合は、上述実
施例とほぼ同様の効果が得られる他に、更に回路構成の
コスト低減が図れることになる。

【００５６】

【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、交
流電源の電圧と電流が同位相で力率が１になり、皮相電
力が小さくなって電源設備容量が低減し、電源設備費を
節約できるという利点がある。また、交流電源電流の波
形も正弦波になるので、電源高調波障害が除去されると
いう利点もある。

【００５７】更に、交流電源電圧よりも高い電圧を第１
の整流回路の出力電圧を平滑するコンデンサに充電し、
これをインバータ回路の入力電圧とするようにしたの
で、小さい容量の電源でも大きな出力のＸ線発生装置が
得られという利点もある。

【００５８】特に、胃の集団検診用Ｘ線装置のような単
相交流１００Ｖ、数ｋＶＡの小さい容量の電源を用いる
場合に、上記の利点はより発揮される。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明装置の第１の実施例を示す回路図であ
る。

【図２】図１中の電流，電圧制御回路の具体例をその周
辺回路部分と共に示す図である。

【図３】図２における単相交流電源の電流とパルス幅変
調信号の波形図である。

【図４】図１，図２に示す本発明装置おける撮影準備期
間から撮影までの動作を説明するためのタイムチャート
である。

【図５】本発明装置の第２の実施例を示す回路図であ
る。

【図６】本発明装置の第３の実施例を示す回路図であ
る。

【図７】従来装置の回路図である。

【図８】従来装置における単相交流電源の電流と電圧の
波形図である。

【符号の説明】

１ 交流リアクトル ２ サイリスタによる単相全波整流回路 ３ 平滑コンデンサ ４ ＩＧＢＴを用いたフルブリッジ型のインバータ
回路 ５ 共振用コンデンサ ６ 高電圧変圧器 ７ 高電圧整流回路 ８ Ｘ線管 １１ ゲートドライブ回路（第２のゲートドライブ回
路） １２ インバータ回路の位相差，周波数制御回路 １３ 第１の整流回路（ＩＧＢＴによる単相全波整流
回路） １３1〜１３4 自己消弧可能なスイッチング素子 Ｄ1〜Ｄ4 ダイオード １４ 単相交流電源の電流検出器 １５ 単相交流電源の電圧検出器 １６ 第１のゲートドライブ回路 １７ 単相交流電源の電流と第１の整流回路の出力電
圧を制御する電流，電圧制御回路 ２０ 単相正弦波発生器 ２１，２３ 誤差増幅器 ２２ 乗算器 ２４ 鋸歯状波発生器 ２５ 比較器 ３０ 単相交流電源 ３１，３３ 接点 ３２ 操作卓（制御手段） ３４ 逆並列接続サイリスタによる交流スイッチ

Claims (3)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 交流電源を整流する第１の整流回路と、
   この第１の整流回路の出力電圧を平滑する平滑コンデン
   サと、この平滑コンデンサの出力を高周波の交流に変換
   するインバータ回路と、このインバータ回路の出力電圧
   を昇圧する高電圧変圧器と、この高電圧変圧器の出力を
   整流する第２の整流回路とを備え、この第２の整流回路
   の出力電圧をＸ線管に印加してＸ線を発生させるインバ
   ータ式Ｘ線高電圧装置において、 前記第１の整流回路は、自己消弧可能なスイッチング素
   子とこのスイッチング素子と逆並列に接続されたダイオ
   ードとの接続体を少なくとも２つ以上含む全波ブリッジ
   で構成され、 この全波ブリッジと前記交流電源との間に接続された交
   流リアクトルと、 前記交流電源の電流と電圧の位相差及び前記平滑コンデ
   ンサの電圧とその設定値との誤差に応じて前記第１の整
   流回路のスイッチング素子をパルス幅変調制御し、前記
   交流電源の電流と電圧の位相を一致させると共に前記平
   滑コンデンサの電圧を設定値に制御する電流，電圧制御
   回路と、 透視時は、前記電流，電圧制御回路により前記交流電源
   の電流と電圧の位相を一致させると共に前記平滑コンデ
   ンサの電圧を設定値に制御し、この平滑コンデンサの電
   圧を前記インバータ回路に入力させ、撮影時は、前記平
   滑コンデンサの電圧の設定値を前記電源電圧よりも高い
   撮影時設定値に設定し、Ｘ線曝射前の撮影準備期間に前
   記電流，電圧制御回路により前記交流電源の電流と電圧
   の位相を一致させると共に前記平滑コンデンサの電圧を
   前記撮影時設定値に制御し、撮影時設定値に達した後に
   前記スイッチング素子をオフし、その後のＸ線曝射信号
   により前記インバータ回路を動作させて撮影時設定値に
   達した前記平滑コンデンサの電圧を前記インバータ回路
   に入力させ前記平滑コンデンサからのみ撮影時の電力を
   供給させる制御手段とを具備することを特徴とするイン
   バータ式Ｘ線高電圧装置。
2. 【請求項２】 撮影中に前記平滑コンデンサの電圧が交
   流電源電圧以下になったとき、前記第１の整流回路のス
   イッチング素子と逆並列に接続されたダイオードの順方
   向に電流が流れるのを防止するダイオード保護手段を具
   備することを特徴とする請求項１に記載のインバータ式
   Ｘ線高電圧装置。
3. 【請求項３】 撮影時に、前記第１の整流回路を前記交
   流電源又は前記平滑コンデンサから切り離す手段を具備
   することを特徴とする請求項１に記載のインバータ式Ｘ
   線高電圧装置。