JPH0947445A

JPH0947445A - 電源装置及びそれを用いた磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JPH0947445A
Application number: JP7222800A
Authority: JP
Inventors: Takuya Domoto; 拓也堂本; Hiroshi Takano; 博司高野; Keiichi Chabata; 圭一茶畑; Keishin Hatakeyama; 敬信畠山
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1995-08-09
Filing date: 1995-08-09
Publication date: 1997-02-18
Anticipated expiration: 2015-08-09
Also published as: JP3557009B2

Abstract

(57)【要約】【目的】高電圧、大容量の磁場用の低電流リップルの
ＭＲＩ装置に好適な電源装置を提供する。【構成】複数のスイッチング電源１１〜１４を設け、
各スイッチング電源の出力側にコンデンサ３１〜３４及
びリアクトル５１〜５８をそれぞれ接続し、コンデンサ
３１〜３４を負荷である磁場コイル４０に直列に接続す
る。各スイッチング電源を制御する制御回路２１〜２４
は、コンデンサ３１〜３４の各出力電圧を検出し、検出
された出力電圧と各スイッチング電源１１〜１４の電圧
指令値との差がゼロとなるようにスイッチング電源を制
御する。この際、位相制御手段２０により複数のスイッ
チング電源内のスイッチの位相を少しずつずらして駆動
制御する。１つのスイッチング電源の出力はそのスイッ
チ周波数と同じ周波数のリップルを含むが、各出力の位
相がずれていることにより、電源装置１０の出力のリッ
プルは高周波化するとともに低減される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は磁気共鳴イメージン
グ装置（以下、ＭＲＩ装置という）に用いられる電源装
置に係わり、特にその大電力を要求される静磁場、傾斜
磁場、高周波磁場の発生に必要な各種電源に好適な電源
装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】ＭＲＩ装置は、静磁場中に置かれた検査
対象に高周波磁場をパルス状に印加し、検査対象から発
生する核磁気共鳴信号を検出し、この検出信号をもとに
スペクトルや画像を再構成するものであり、ＭＲＩ装置
には磁場発生コイルとして静磁場を発生する超電導或い
は常電導コイル、静磁場に重畳される傾斜磁場を発生す
るための傾斜磁場コイル、さらに高周波磁場を発生する
ための高周波コイルが備えられている。これら磁場発生
コイルは所定の磁場強度の磁場を発生するために印加電
流の大きさとタイミングを制御するためのスイッチング
電源を備えている。

【０００３】このようなＭＲＩ装置の磁場発生用のスイ
ッチング電源として、特に傾斜磁場発生用のスイッチン
グ電源の構成を図５に示す。このスイッチング電源１
０’は、４つのスイッチング素子７１〜７４と、スイッ
チング電源の出力を平滑するためのリアクトル７５、７
６及びコンデンサ７５、７７とを備えている。スイッチ
ング素子としては、電界効果型トランジスタ（ＭＯＳＦ
ＥＴ）が採用され、スイッチング素子７１と７２及びス
イッチング素子７３と７４はそれぞれ直流電源７０に対
し直列に接続され、スイッチング素子７１と７２及びス
イッチング素子７３と７４は並列に接続されている。リ
アクトル７５及びコンデンサ７７はスイッチング素子７
２に並列に、リアクトル７６及びコンデンサ７８はスイ
ッチング素子７４に並列に接続され、それぞれスイッチ
ング素子７２及び７４のドレイン側の電圧ＶL'、ＶR'を
平滑する平滑回路を構成する。このスイッチング電源１
０’の一方の出力端子はリアクトル７５とコンデンサ７
７の接続点に、他方の出力端子はリアクトル７６とコン
デンサ７８の接続点にそれぞれ接続される。

【０００４】このスイッチング電源１０’は、スイッチ
ング素子７１及び７４がオンのときにはスイッチング素
子７２及び７３がオフ、スイッチング素子７１及び７４
がオフのときにはスイッチング素子７２及び７３がオン
となるように交互に一定周期で駆動される。この際、一
方、例えばスイッチング素子７１及び７４がオンとなる
時間を長く、スイッチング素子７２及び７３のオン時間
を短くしたとすると、直流電源７０の中性点（図示せ
ず）からみたスイッチング素子７２及び７４のドレイン
側の電圧ＶL'、ＶR'は、それぞれ図６に示すような波形
となり、これらをリアクトル７５とコンデンサ７７及び
リアクトル７６とコンデンサ７８で平滑することによ
り、出力端子の電圧ＶLA'及びＶRA'は直流電圧となる。
しかし、出力端子の電圧はスイッチング周波数のリップ
ルを含む直流電圧となるため、磁場コイルに供給する出
力電流ＩL'はＶLA'とＶRA'と同じ周波数のリップルをわ
ずかに含んだ直流電流となる。

【０００５】この出力電流のリップルは、ＭＲＩ装置に
おける画像のノイズとなるため例えば実効値で数ｍＡ程
度以下にする必要があり、このため、リアクトルとコン
デンサからなる平滑回路のカットオフ周波数を低く抑え
る方法と、スイッチのスイッチング周波数を高周波化す
る方法とがとられる。

【０００６】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、前者に
ついては、カットオフ周波数を低くすると磁場発生コイ
ルに印加すべき電流指令値に対する出力電流の応答が遅
れてしまい、高速で良質の画像を得ることが困難にな
る。後者は、ＭＯＳＦＥＴなどの高速スイッチングが可
能なスイッチを用い、例えば８０ｋＨｚ〜１００ｋＨｚ
程度の周波数で動作させることで実現できるが、一般に
ＭＯＳＦＥＴなどの高速スイッチング素子は耐圧が５０
０Ｖ程度、定格電流で１００Ａ程度までしかなく、これ
以上の高い電圧や電流容量に対応することができない。

【０００７】ところで近年、短時間で診断に有用な画像
を得るためにＭＲＩ装置の磁場電源として大電流電源が
必要となっており、このようなＭＲＩ装置ではスイッチ
耐圧で１２００Ｖ程度、出力電流で４００〜６００Ａ程
度の電源装置が必要となる。しかし、ＭＯＳＦＥＴに代
表される高速なスイッチング素子は、上述したように使
用する電圧がスイッチング素子の定格電圧の制約を受け
るため、これ以上の高速応答、大容量化が困難であると
いう問題点があった。

【０００８】これに対し、図７に示すようにスイッチン
グ電源１００，１１０，１２０を負荷である磁場コイル
５０に対し直流に接続したＭＲＩ装置用電源が提案され
ている（O.M.Mueller等：Quasi lineer IGBT invertert
opologies, Proceediugs ofAPEC '94, vol.1, P.253 〜
259, 又は vol.2, P.1077）。この電源装置では磁場コ
イル５０に印加される電圧が複数のスイッチング電源１
００，１１０，１２０に分配されるので、スイッチング
素子１０１〜１０４，１１１〜１１４，１２１〜１２４
として比較的耐電圧の低い素子の使用が可能となる。し
かしこの場合でも用いたスイッチング素子１０１〜１０
４，１１１〜１１４，１２１〜１２４の動作周波数と同
じ周波数のリップルが発生するという問題は解決されな
い。また図７の電源装置では、各スイッチング電源１０
０，１１０，１２０の出力は矩形波として得られ、磁場
コイル５０にはその合計としての出力が与えられるのみ
である。

【０００９】従って本発明は、複数のスイッチング電源
を直列に設けることにより高電圧、大容量の負荷に対応
でき、しかも低リップル電流の電源装置を提供すること
を目的とする。また本発明はＭＯＳＦＥＴのような高速
スイッチング素子を用いることが可能で出力電流の応答
が早い電源装置を提供することを目的とする。更に本発
明は、個々のスイッチング電源の電圧を個別に制御する
ことにより電源装置全体としての電圧の制御が容易であ
る電源装置を提供することを目的とする。

【００１０】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明の電源装置は、スイッチング素子を備えたス
イッチング電源と、このスイッチング電源内のスイッチ
ング素子を制御する制御回路とからなり負荷に対し任意
波形の電流を供給する電源装置において、スイッチング
電源を複数に設け、各スイッチング電源の出力側にそれ
ぞれ接続されその出力を負荷に直列に接続された複数の
電圧蓄積手段と、電圧蓄積手段とスイッチング電源を接
続する電流制限手段と、各電圧蓄積手段の出力電圧を検
出する検出手段と、出力電圧の検出値と電圧指令値とを
入力とし両者の差がゼロとなるように且つ複数のスイッ
チング電源のスイッチング素子の位相を少しずつずらし
て駆動制御する制御回路とを備えたものである。また本
発明の磁気共鳴イメージング装置は、その磁場発生コイ
ルの電源として上記の電源装置を備えたものである。

【００１１】以上のように構成される本発明の電源装置
は、スイッチング電源を複数設けることによって、各ス
イッチング電源の入力電圧を低く抑えることができ、こ
れによりＭＯＳＦＥＴのような高速スイッチング素子を
用いることができ、出力電流の応答が早くリップルの少
ない電源装置が得られる。また負荷には各スイッチング
電源の出力側に接続された電圧蓄積手段に蓄積される電
圧の合計が印加されることになるが、この際スイッチン
グ電源と電圧蓄積手段との間に電流制限手段を接続され
ているので、スイッチング電源のスイッチングタイミン
グを変化させることによって電圧蓄積手段に蓄積される
電圧値を任意の値にすることができる。即ち、各々のス
イッチング電源の出力電圧を自由に可変にでき、負荷に
印加される電圧を自由に可変にできる。この際、スッチ
ングタイミングの制御は制御回路により各スイッチング
電源ごとに電圧値をフィードバック制御することにより
行われる。

【００１２】また各スイッチング電源におけるスイッチ
ングの位相を少しずつずらして動作させることにより、
各スイッチング電源を低周波のスイッチング周波数で動
作させた場合でも、これらの出力電流を合成した最終出
力電流に含まれるリップルは周波数が高く、かつ小さい
ものとすることができ、結果としてリップルによるＭＲ
Ｉ装置の画像のノイズを低減できる。更にＭＯＳＦＥＴ
のような高速スイッチング素子を用いなくても低リップ
ル電流とすることができるので、バイポーラトランジス
タ、ゲートターンオフサイリスタ、絶縁ゲート型バイポ
ーラトランジスタ（ＩＧＢＴ）などの大容量半導体スイ
ッチを利用することができる。これにより更に大容量化
を図ることができる。また制御回路は、電流指令値とス
イッチング電源の出力電流とを比較し、両者の差がゼロ
になるようにスイッチを駆動することにより、各スイッ
チング電源の位相をずらして動作させた場合にも常に所
望の出力電流とすることができる。

【００１３】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施例を説明す
る。図１は本発明のＭＲＩ装置用電源装置１０の一実施
例を示す図で、この電源装置１０は、４つのスイッチン
グ電源１１〜１４と、各スイッチング電源の出力側にそ
れぞれ接続された電圧蓄積手段であるコンデンサ３１〜
３４と、各スイッチング電源の出力電圧を検出する検出
手段４１〜４４と、各スイッチング電源の出力側にそれ
ぞれ接続されコンデンサ３１〜３４に流れる電流を抑制
する電流制限手段であるリアクトル５１〜５８と、各ス
イッチング電源をそれぞれ駆動制御する制御回路２１〜
２４と、更に各スイッチング電源のスイッチの位相を制
御するための位相制御手段２０とを備えている。コンデ
ンサ３１〜３４は負荷である磁場コイル８０に対し直列
に接続されており、各スイッチング電源１１〜１４によ
ってコンデンサ３１〜３４に蓄積される電圧の合計が磁
場コイルに印加される。リアクトル５１〜５８は、スイ
ッチング電源１１〜１４からコンデンサ３１〜３４に流
れる電流を抑制し、コンデンサ３１〜３４とともに平滑
回路として機能する。

【００１４】スイッチング電源としては、図５に示すよ
うな従来の電源装置に使用されたスイッチング電源も採
用することができるが、図２に好適なスイッチング電源
の一例を示す。このスイッチング電源は絶縁ゲート型バ
イポーラトランジスタ（ＩＧＢＴ）等の大容量半導体ス
イッチをスイッチング素子６１〜６４として用いてお
り、直流電源６０に対し直列に接続された１組のスイッ
チング素子６１、６２（左側のスイッチング素子とい
う）と、同様に直流電源に対し直列に接続され、左側の
スイッチング素子６１、６２に対し並列である１組のス
イッチング素子６３、６４（右側のスイッチング素子と
いう）とから構成されており、スイッチング素子６１及
び６２の接続点並びにスイッチング素子６３及び６４の
接続点がそれぞれスイッチング電源の出力端子に接続さ
れている。これら２つの出力端子は図１に示すようにリ
アクトル５１、５２を介して、磁場コイル８０に直列接
続されたコンデンサ３１に接続されている。尚、図２に
はスイッチング電源１１のみを図示したが、スイッチン
グ電源１２〜１４についても全く同様の構成である。

【００１５】このような構成のスイッチング電源は、図
５のスイッチング電源と同様にスイッチング素子６１及
び６４とスイッチング素子６２及び６３とが交互にオン
オフとなるように所定周期で繰り返し駆動される。この
際、例えばスイッチング素子６１及び６４のオン時間を
長くするとともに、スイッチング素子６２及び６３のオ
ン時間を短くすることにより、直流電源６０の中性点
（図示せず）からみたスイッチング素子６２及び６４の
ドレイン側の電圧ＶL1、ＶR1は、それぞれ図６に示すＶ
L'、ＶR'と同様の矩形の波形となるが、これらはリアク
トル５１、５２とコンデンサ３１が接続されていること
により、コンデンサ３１の出力端子には直流電圧Ｖ₁が
得られる。この直流電圧Ｖ₁はスイッチングのオンオフ
の時間を制御することにより、スイッチング電源１１の
入力電圧をＶ₀₁とするとき−Ｖ₀₁から＋Ｖ₀₁まで可変に
することができる。

【００１６】従ってコンデンサ３１〜３４の各出力電圧
Ｖ₁〜Ｖ₄の合計である電源装置１０の出力電圧ＶLを−
（Ｖ₁＋Ｖ₂＋Ｖ₃＋Ｖ₄）から＋（Ｖ₁＋Ｖ₂＋Ｖ₃＋Ｖ₄）
の間で自由に可変にすることができる。制御回路２１〜
２４は、上述のように動作する各スイッチング電源の電
圧指令値と検出手段で検出された出力電圧とを入力し両
者の差がゼロとなるようにそれぞれ各スイッチング電源
を駆動する。電圧指令値は、磁場コイル８０に印加すべ
き電圧指令値をスイッチング電源の数に応じて分配した
電圧指令値が与えられる。このような電圧指令の分配
は、１／（電源数倍）の増幅器、除算器等の分配手段に
よって行うことができる。図示する実施例ではスイッチ
ング電源が４つあることに対応して１／４の電圧指令値
が入力されているが、各電圧指令値はスイッチング電源
ごとに等分されている必要はなく、スイッチング電源ご
とに任意に設定することができ、上述したように所望の
電圧値となるように制御回路２１〜２４が独立して電圧
値を制御する。

【００１７】ところでこのように各制御回路で制御され
たスイッチング電源１１〜１４（コンデンサ３１〜３
４）の各出力Ｖ₁〜Ｖ₄はスイッチング周波数と同じ周波
数のリップルを含んだ直流波形となるが、これらリップ
ルを低減するために、位相制御手段２０は各スイッチン
グ電源のスイッチの位相がずれるように制御回路を制御
する。このため位相制御手段２０は各制御回路２１〜２
４にタイミング信号を送出し、各スイッチング電源１１
〜１４のスイッチング素子のゲート電圧を印加するタイ
ミングをずらすようにする。この実施例ではスイッチン
グ電源が４つ設けられていることに対応して、図３に示
すように位相は９０度ずつシフトしている。尚、図３中
実線の波形Ｖ₁〜Ｖ₄は、各スイッチング電源の出力電圧
を示し、鎖線の波形は各スイッチング電源に接続された
コンデンサの出力電圧を示す。図３からもわかるよう
に、各スイッチング電源の出力の位相が９０度ずつずれ
ていることによって、図１の電源装置１０全体としての
出力端子の電圧ＶLは高周波化され、磁場コイル８０に
流れる出力電流ＩLのリップルを低減することができ
る。従って、例えばＩＧＢＴなど高耐圧大電流の素子
を、安全に動作させる最高の周波数、例えば２０ｋＨｚ
に設定した場合でも、実際の出力のリップル周波数を８
０ｋＨｚに高周波化し、リップルを低減できる。

【００１８】以上の実施例では、電源装置１０の上位か
ら電圧指令値が入力される場合について述べたが、例え
ば電源装置１０より上位にあり磁場コイル８０に印加す
べき電流指令を生成するシーケンサ（図示せず）から電
流指令値が与えられる場合には、この電流指令値をスイ
ッチング電源ごとの電圧指令値に演算し、各制御回路２
１〜２４に与える。このような実施例を図４に示す。図
４の電源装置１０において、制御回路２１〜２４、スイ
ッチング電源１１〜１４、コンデンサ３１〜３４、電圧
検出手段４１〜４４及びリアクトル５１〜５８の構成
は、図１に示す電源装置と全く同様である。

【００１９】この電源装置では、各スイッチング電源の
スイッチングの位相をずらすための位相制御手段２０に
加え、シーケンサからの電流指令値に基づき電圧指令値
を演算する演算手段２５が設けらるとともに磁場コイル
８０に供給された電流を検出する検出手段２６が設けら
れている。検出手段としては、カレントトランスの他、
低抵抗やホール素子検出器等公知の電流検出器を用いる
ことができる。

【００２０】このような構成における電源装置１０で
は、各スイッチング電源１１〜１４からコンデンサ３１
〜３４に蓄積された出力電圧の合計が磁場コイルに印加
されることは図１の実施例と同様であるが、この際磁場
コイル８０に流れる電流を検出手段２６が検出し、演算
手段２５は検出された電流値と電流指令値との差がゼロ
となるように各スイッチング電源に与える電圧指令値を
計算する。各制御回路２１〜２４は更にこの電圧指令値
と各スイッチング電源の出力電圧（コンデンサの出力）
との差がゼロとなるように対応するスイッチング電源を
オンオフ制御する。この際、位相制御手段２０は図１の
実施例と同様に各制御回路２１〜２４のオンオフのタイ
ミングがすこしずつずれるように、例えば出力電圧の位
相が９０度ずれるように、タイミング信号を送る。従っ
て本実施例でも図１の実施例と同様に電源装置１０の出
力電流のリップルの高周波化が可能となる。

【００２１】尚、以上の実施例では、４つのスイッチン
グ電源を設けた場合について説明したが、本発明の電源
装置はスイッチング電源が少なくとも二つから構成され
ていればよく、必要に応じて、更にスイッチング電源を
接続して数を増やしてもよい。スイッチング電源の数を
更に増やすことにより、より大電流の電源装置を構成す
ることが可能である。また本発明におけるスイッチング
電源は図２に示す実施例に限定されるものではなく、電
源とスイッチの数、スイッチング素子の種類、平滑回路
の構成等任意に変更することができる。例えば図２では
１電源と４アームのスイッチから構成されたスイッチン
グ電源を例示したが、電源と２アームのスイッチ、或い
は１つのスイッチからなる電源などで構成することもで
きる。またスイッチ（スイッチング素子）としてもＩＧ
ＢＴの他、サイリスタやバイポーラトランジスタ、ゲー
トターンオフサイリスタ等どのようなスイッチであって
もよい。

【００２２】更に図１に示す実施例では、各スイッチン
グ電源からコンデンサ３１〜３４に流れる電流を制限す
るための電流制限手段としてリアクトル５１〜５８を用
いたが、このような電流制限手段としては、リアクトル
の代りに抵抗器であってもよいし、他のスイッチやダイ
オードなどを用いることもできるし、更にこれらの組合
わせでもよい。更に上記実施例では各スイッチング電源
のスイッチの位相を等間隔でシフトする場合について説
明したが、シフトの間隔は必ずしも等間隔である必要は
なく、不等間隔であってもよいし、いくかのスイッチン
グ電源の位相は同じであってもよい。

【００２３】

【発明の効果】以上で説明したように本発明によれば、
ＭＲＩ装置等の電源装置として複数のスイッチング電源
を直列に設けると共にその出力側に電流制御手段と電圧
蓄積手段とを接続することにより、高電圧、大容量の電
源装置を構成することができ、しかも各スイッチング電
源の出力電圧を自由に可変とすることができる。また本
発明によれば、複数のスイッチング電源を位相をずらし
て動作させることにより、リップルを低減し高周波化す
ることができる。従って、本発明の電源装置によれば、
ＭＯＳＦＥＴのような高速、低耐圧のスイッチング素子
を用いても、またＩＧＢＴのような低速、大容量スイッ
チング素子を用いても、高電圧、大容量で、出力電流の
応答が速く低リップルの電源装置を提供することができ
る。更に本発明のＭＲＩ装置は、このような電源装置を
磁場コイルの電源として用いることにより、高速撮影に
対応できノイズの少ない高品質画像を得ることができ
る。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の電源装置の一実施例を示すブロック図

【図２】本発明の電源装置に用いられるスイッチング電
源の一実施例を示すブロック図

【図３】図１の電源装置のスイッチング波形及び出力電
流を示す図

【図４】本発明の電源装置の他の実施例を示すブロック
図

【図５】従来の電源装置を示すブロック図

【図６】従来装置におけるスイッチング波形を示す図

【図７】従来の電源装置を示すブロック図

【符号の説明】

１０・・・・・・電源装置１１〜１４・・・・・・スイッチング電源２０・・・・・・位相制御手段２１〜２４・・・・・・制御回路２５・・・・・・演算手段３１〜３３・・・・・・コンデンサ（電圧蓄積手段）４１〜４４・・・・・・電圧検出手段５１〜５８・・・・・・リアクトル（電流抑制手段）６１〜６４・・・・・・スイッチング素子８０・・・・・・磁場コイル（負荷）

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者畠山敬信東京都千代田区内神田一丁目１番14号株式会社日立メディコ内

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】スイッチング素子を備えたスイッチング電
源と、このスイッチング電源内のスイッチング素子を制
御する制御回路とからなり負荷に対し任意波形の電流を
供給する電源装置において、前記スイッチング電源を複数に設け、各スイッチング電
源の出力側にそれぞれ接続されその出力を前記負荷に直
列に接続された複数の電圧蓄積手段と、前記電圧蓄積手
段と前記スイッチング電源を接続する電流制限手段と、
各電圧蓄積手段の出力電圧を検出する検出手段と、前記
出力電圧の検出値と電圧指令値とを入力とし両者の差が
ゼロとなるように且つ前記複数のスイッチング電源のス
イッチング素子の位相を少しずつずらして駆動制御する
制御手段とを備えたことを特徴とする電源装置。
【請求項２】磁場発生コイルの電源として請求項１記載
の電源装置を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージ
ング装置。