(57)【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を備えた磁気共鳴イメージング装置の磁場発生コイルに接続される磁気共鳴イメージング装置用電源装置であって、
前記スイッチング電源を複数設け、二以上の前記スイッチング電源を並列に接続して構成されるスイッチング電源群を複数備えると共にこれらのスイッチング電源群を直列に接続し、
各スイッチング電源の出力側に他のスイッチング電源への電流の回り込みを防止する電流制御手段と、各スイッチング電源群の出力側に前記磁場発生コイルと直列に接続された複数の電圧蓄積手段と、前記磁気発生コイルに印加される電流を検出して前記制御回路にフィードバックする電流検出手段、又は／かつ、各電圧蓄積手段の出力電圧を検出してフィードバックする電圧検出手段とを備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用電源装置。
【請求項２】
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を備えた磁気共鳴イメージング装置の磁場発生コイルに接続される磁気共鳴イメージング装置用電源装置であって、
前記スイッチング電源を複数設け、二以上の前記スイッチング電源を直列に接続して構成されるスイッチング電源群を複数備えると共にこれらのスイッチング電源群を並列に接続し、
各スイッチング電源の出力側に前記磁場発生コイルと直列に接続された複数の電圧蓄積手段と、各スイッチング電源群の出力側に他のスイッチング電源への電流の回り込みを防止する電流制御手段と、前記磁気発生コイルに印加される電流を検出して前記制御回路にフィードバックする電流検出手段、又は／かつ、各電圧蓄積手段の出力電圧を検出してフィードバックする電圧検出手段とを備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用電源装置。
【請求項３】
前記制御回路は、前記電流検出手段又は／かつ前記電圧検出手段と接続され、前記磁気発生コイルに印加すべき電流指定値又は／かつ各電圧蓄積手段が出力すべき電圧指定値と、前記電流検出手段又は／かつ前記電圧検出手段で検出した電流又は／かつ電圧とを比較し、両者の差がゼロになるように各スイッチング電源内のスイッチング素子の位相をずらして駆動制御することを特徴とする請求項１又は２記載の磁気共鳴イメージング装置用電源装置。
【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、検査対象が発生する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気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と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６に示す。このスイッチング電源は、４つのスイッチング素子５１〜５４と、スイッチング電源の出力を平滑化するためのリアクトル５５、５６及びコンデンサ５７、５８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（ＭＯＳＦＥＴ）が採用され、スイッチング素子５１と５２及びスイッチング素子５３と５４はそれぞれ直流電源５０に対して直列に接続され、かつ、スイッチング素子５１と５２及びスイッチング素子５３と５４は並列に接続された４アームからなるブリッジ回路を構成している。リアクトル５５及びコンデンサ５７はスイッチング素子５２に並列に、リアクトル５６及びコンデンサ５８はスイッチング素子５４に並列に接続され、それぞれスイッチング素子５２及び５４のドレイン側の電圧ＶL'、ＶR'を平滑化する平滑回路を構成する。このスイッチング電源の一方の出力端子はリアクトル５５とコンデンサ５７の接続点に、他方の出力端子はリアクトル５６とコンデンサ５８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は、スイッチング素子５１及び５４がオンのときにはスイッチング素子５２及び５３がオフ、スイッチング素子５１及び５４がオフのときにはスイッチング素子５２及び５３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５１及び５４がオンとなる時間を長く、スイッチング素子５２及び５３のオン時間を短くしたとすると、直流電源５０の中性点（図示せず）からみたスイッチング素子５２及び５４のドレイン側の電圧ＶＬ’、ＶＲ’はそれぞれ図７に示すような矩形の波形となり、これらをリアクトル５５とコンデンサ５７及びリアクトル５６とコンデンサ５８で平滑化することにより、出力端子の電圧ＶＬＡ’及びＶＲＡ’は鎖線で示すような直流電圧となる。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’は実線で示すように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押さえる方法と、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採られる。
【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等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が実現できるが、一般にＭＯＳＦＥＴ等の高速スイッチング素子は耐圧が５００Ｖ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流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、スイッチング電源を磁場コイルに対して直列に接続したＭＲＩ装置用電源が提案されている（Ｏ．Ｍ．Ｍｕｅｌｌｅｒ等、文献名「Ｑｕａｓｉ−ｌｉｎｅａｒ  ＩＧＢＴ  ｉｎｖｅｒｔｅｒ  ｔｏｐｏｌｏｇｉｅｓ」、文献名  Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ＡＰＥＣ’９４  ｖｏｌ．１  Ｐ２５３−９  ｏｒ  ｖｏｌ．２  Ｐ１０７７，１９９４）。この電源装置では磁場コイルに印加される電圧が複数のスイッチング電源に分配されるので、スイッチング素子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点は解決されない。
【０００９】
そこで、本発明は、用いるスイッチング素子の種類の如何にかかわらず、高電圧、大容量の磁場用に好適な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、ＭＯＳＦＥＴのような高速スイッチング素子を用いることなく、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。
【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ＭＲＩ装置用電源装置は、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を備えた磁気共鳴イメージング装置の磁場発生コイルに接続される磁気共鳴イメージング装置用電源装置であって、前記のスイッチング電源を複数設け、スイッチング電源を並列に接続して構成されるスイッチング電源群を複数備えると共にこれらのスイッチング電源群を直列に接続し、各スイッチング電源の出力側に他のスイッチング電源への電流の回り込みを防止する電流制御手段と、各スイッチング電源群の出力側に磁場発生コイルと直列に接続された複数の電圧蓄積手段と、磁気発生コイルに印加される電流を検出して制御回路にフィードバックする電流検出手段、又は／かつ、各電圧蓄積手段の出力電圧を検出してフィードバックする電圧検出手段とを備えたものである。
【００１１】
或いは、本発明のＭＲＩ装置用電源装置は、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を備えた磁気共鳴イメージング装置の磁場発生コイルに接続される磁気共鳴イメージング装置用電源装置であって、二以上のスイッチング電源を複数設け、スイッチング電源を直列に接続して構成されるスイッチング電源群を複数備えると共にこれらのスイッチング電源群を並列に接続し、各スイッチング電源の出力側に磁場発生コイルと直列に接続された複数の電圧蓄積手段と、各スイッチング電源群の出力側に他のスイッチング電源への電流の回り込みを防止する電流制御手段と、磁気発生コイルに印加される電流を検出して制御回路にフィードバックする電流検出手段、又は／かつ、各電圧蓄積手段の出力電圧を検出してフィードバックする電圧検出手段とを備えたものである。
【００１２】
好適には、このような磁気共鳴イメージング装置用電源装置において、制御回路は、電流検出手段又は／かつ電圧検出手段と接続され、磁気発生コイルに印加すべき電流指定値又は／かつ各電圧蓄積手段が出力すべき電圧指定値と、電流検出手段又は／かつ電圧検出手段で検出した電流又は／かつ電圧とを比較し、両者の差がゼロになるように各スイッチング電源内のスイッチング素子の位相をずらして駆動制御するものである。
【００１３】
以上のように本発明の電源装置は、複数のスイッチング電源が並列に接続されたスイッチング電源群を直列に接続することにより、磁場コイルに印加する電圧を複数のスイッチング電源に分配できるので、スイッチング素子の定格電流及び耐電圧の制限により１つのスイッチング電源のスイッチ耐圧、電流容量が小さい場合でも、電源装置全体としての出力電流を大きくすることができ、大容量の電流を必要とするＭＲＩ装置用磁場発生コイルに適用できる。また、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るので、大電流容量にもかかわらずＭＯＳＦＥＴのような高速スイッチング素子をも用いることができ、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。
【００１４】
また、スイッチング電源を並列に接続した出力側に電流制御手段を設けることにより、他のスイッチング電源からの電流の回り込みを防止することができる。更に、各スイッチング電源の出力電圧を可変とし、スイッチング電源群を直列に接続した出力側に電圧蓄積手段を設けることにより、磁気発生コイルに印加する電圧を自由に可変できる。
【００１５】
同様に、複数のスイッチング電源が直列に接続されたスイッチング電源群を並列に接続することにより、磁場コイルに印加する電圧を複数のスイッチング電源に分配できるので、１つのスイッチング電源のスイッチ耐圧、電流容量が小さい場合でも、大容量の電流を必要とするＭＲＩ装置用磁場発生コイルに適用できる。また、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るので、大電流容量にもかかわらずＭＯＳＦＥＴのような高速スイッチング素子をも用いることができる。
【００１６】
また、スイッチング電源を直列に接続した出力側に電圧蓄積手段を設け、更に、各スイッチング電源の出力電圧を可変とし、他のスイッチング電源からの電流の回り込みを防止することができる。更に、各スイッチング電源の出力電圧を可変とすることにより、磁気発生コイルに印加する電圧を自由に可変できる。前述と同様、スイッチング電源群を並列に接続した出力側に電流制御手段を設けることにより磁気発生コイルに印加する電圧を自由に可変できる。
【００１７】
また、各スイッチング電源を制御回路によって少しずつ位相を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ＭＲＩ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）等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。
【００１８】
また、制御回路は、電流指令値と電流検出手段により検出される電源装置の出力電流とを比較して、両者の差がゼロになるようにスイッチング電源を制御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。また、制御回路は、電圧指令値と電圧検出手段により検出される各電圧蓄積手段の出力電圧とを比較して、両者の差がゼロになるようにスイッチング電源を制御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圧とすることができるものであってもよい。更に、このようなスイッチング電源の制御は電流及び電圧の双方により行ってもよい。
【００１９】
【発明の実施の形態】
以下本発明の実施例について説明する。
【００２０】
図１は本発明のＭＲＩ装置用電源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、これらのスイッチング電源の出力側にそれぞれ接続された電流制御手段であるリアクトル２０〜２７とを備えており、並列に接続されたスイッチング電源１１と１２及び並列に接続されたスイッチング電源１３と１４はそれぞれはスイッチング電源群をなし、これらのスイッチング電源群は直列にＭＲＩ装置用電源装置１０の出力側に接続される負荷である磁場発生コイル４０に接続されている。並列に接続されたスイッチング電源１１と１２とからなるスイッチング電源群の出力側には電圧蓄積手段であるコンデンサ３１が接続されている。同様に、並列に接続されたスイッチング電源１３と１４とからなるスイッチング電源群の出力側には電圧蓄積手段であるコンデンサ３２が接続されている。コンデンサ３１及び３２は磁場発生コイル４０に対し直列に接続されており、コンデンサ３１及び３２に蓄積される電圧の合計が磁場発生コイル４０に印加される。
【００２１】
更に、磁場発生コイル４０に流れる電流を検出する電流検出手段４１と、各スイッチング電源１１〜１４を駆動制御する制御回路３０とを備えている。制御回路３０には磁場発生コイル４０に印加されるべき電流指定値と電流検出手段４１により検出された電流値とが入力され、制御回路３０は両者の差がゼロになるように各スイッチング電源１１〜１４を駆動制御する。
【００２２】
ここで電流制御手段として用いられるリアクトル２０〜２７は、スイッチング電源を駆動するタイミングがわずかでもずれた場合に、特に後述するように位相をずらして駆動した場合に、１つのスイッチング電源から他のスイッチング電源に電流が回り込むのを防止するものである。
【００２３】
この実施例におけるスイッチング電源１１〜１４としては、図６に示すような従来の電源装置として使用されたものをスイッチング電源として採用することもできるが、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１１では耐電圧が６００Ｖ程度であり、スイッチング周波数が２０ｋＨｚ程度である大容量半導体スイッチング素子、絶縁ゲート型バイポーラトランジスタ（ＩＧＢＴ）をスイッチング素子６１〜６４として用いており、スイッチング素子を除く構成は図６のものと同様である。簡単に説明すると、直流電源６０に対して直列に接続された１組のスイッチング素子６１及び６２と、同様に直流電源に対し直列に接続され、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及び６４とから４アームのブリッジ回路を構成しており、スイッチング素子６２のコレクタ側の電圧を平滑化するためのリアクトル６５及びコンデンサ６７と、スイッチング素子６４のコレクタ側の電圧を平滑化するためのリアクトル６６及びコンデンサ６８とを備えている。リアクトル６５とコンデンサ６７との接続点はこのスイッチング電源の一方の出力端子に接続され、同様にリアクトル６６とコンデンサ６８との接続点は他方の出力端子に接続され、これら２つの出力端子は図１に示すようにリアクトル２０、２１及びコンデンサ３１を介して磁場発生コイル４０に接続される。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。
【００２４】
このような構成のスイッチング電源は、図６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、図７において説明したのと同様に、スイッチング電源１１の出力端子の電圧ＶＬＡ１及びＶＲＡ１は、互いに極性の異なる直流電圧となる。この電圧ＶＬＡ１及びＶＲＡ１は、図２中直流電源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のコレクタ側の電圧である電圧ＶＬ１及びＶＲ１を、リアクトルとコンデンサとを用いた平滑回路により平滑化したものである。そして、結果としてこのスイッチング電源の出力は直流電流ＩＬ１となる。
【００２５】
ところで、図１に示す実施例では、以上のように構成されるスイッチング電源１１〜１４の各々がリアクトル及びコンデンサを介して磁場発生コイル４０に接続されているのであるが、これらのスイッチング電源１１〜１４は制御回路３０によってスイッチの位相をずらして駆動する。この実施例では、図３に示すように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位相は９０度ずつシフトしている。尚、図中実線の矩形波形ＶＬ１〜ＶＬ４は各スイッチング電源１１〜１４のスイッチング素子６２のコレクタ側の電圧を示し、鎖線の波形ＶＬＡ１〜ＶＬＡ４はリアクトル及びコンデンサにより平滑された電圧を示し、実線の波形ＩＬは、各スイッチング電源１１〜１４から出力される電流ＩＬ１〜ＩＬ４が最終的に合成された電源装置１０の出力電流を示す。ここで、スイッチング電源が並列に接続されている結果、電源装置１０からの出力電流ＩＬは各スイッチング電源１１〜１４から出力される電流ＩＬ１〜ＩＬ４よりも大きいものとなる。
【００２６】
スイッチングの位相をずらすために制御回路３０は、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と共に、磁場発生コイル４０に印加すべき電流指令値と電流検出手段４１で検出された電流値とを比較し、両者の差がゼロになるように各スイッチング電源のスイッチング素子に印加する電圧を制御する。これにより、各スイッチング電流の位相をずらして駆動しても、所定の電流指令値の出力電流ＩＬが磁場発生コイル４０に流される。尚、電流検出手段４１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の公知の電流検出器を用いることができる。
【００２７】
ここで各スイッチング電源の出力端子の電圧波形は、図３の鎖線ＶＬＡ１〜ＶＬＡ４に示すように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は高周波化され、磁場発生コイル４０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、例えばスイッチング周波数２０ｋＨｚのＩＧＢＴのようなＭＲＩ装置用の電源としては動作周波数の低いスイッチング素子を用いた場合でも、実際の出力のリップル周波数を８０ｋＨｚに高周波化し、リップルを低減できる。このため、電源装置１０は８０ｋＨｚの周波数が要求されるＭＲＩ装置用の電源として好適に用いることができる。
【００２８】
このようにしてスイッチング電源１１及び１２から出力される直流電流はリアクトル２０〜２３を介してコンデンサ３１に接続されることにより、コンデンサ３１の出力端子には直流電圧Ｖ１が得られる。同様に、スイッチング電源１３及び１４から出力される直流電流はリアクトル２４〜２７を介してコンデンサ３２に接続されることにより、コンデンサ３２の出力端子には直流電圧Ｖ２が得られる。この直流電圧は、スイッチング電源１１の入力電圧をＶ０１とするとき、−Ｖ０１〜＋Ｖ０１まで可変することができる。従って、コンデンサ３１及び３２の各出力電圧Ｖ１及びＶ２の合計である電源装置１０の出力電圧ＶＬを−（Ｖ１＋Ｖ２）から＋（Ｖ１＋Ｖ２）の間で自由に可変することができる。即ち、各スイッチング電源１１〜１４の出力電圧よりも高電圧を得ることができる。
【００２９】
次に本発明の別の実施例について説明する。図１で示した電源装置は複数のスイッチング電源を並列に接続したいくつかのスイッチング電源群を直列に接続して電源装置全体としての出力を得るものであるが、これに対し、図４に示す別の実施例の電源装置は複数のスイッチング電源を直列に接続したいくつかのスイッチング電源群を並列に接続して電源装置全体としての出力を得るものである。この電源装置の構成について図４を参照して簡単に説明すると、この電源装置１０も前述の実施例と同様４つのスイッチング電源１１〜１４を備えているが、直列に接続されたスイッチング電源１１と１２及び直列に接続されたスイッチング電源１３と１４はそれぞれはスイッチング電源群をなしている。各スイッチング電源１１〜１４の出力側にはそれぞれ電圧蓄積手段であるコンデンサ７１〜７４が接続され、直列に接続されたスイッチング電源１１と１２とからなるスイッチング電源群の出力側には電流制御手段であるリアクトル８１及び８２が接続され、直列に接続されたスイッチング電源１３と１４とからなるスイッチング電源群の出力側にはリアクトル８３及び８４が接続されている。そして、リアクトル８１と８３とが接続され、リアクトル８２と８４とが接続されることにより、スイッチング電源１１及び１２からなるスイッチング電源群とスイッチング電源１３及び１４からなるスイッチング電源群とが並列に磁気発生コイル４０に接続される。また、この電源装置１０も図１の実施例と同様、ＭＲＩ装置用電源装置１０の出力側に接続される磁場発生コイル４０に流れる電流を検出する電流検出手段４１及び各スイッチング電源１１〜１４を駆動制御する制御回路３０とを備えている。
【００３０】
この実施例による電源装置１０においてもスイッチング電源１１〜１４には前述したものを全く同様に適用でき、またリアクトル８１〜８４、コンデンサ７１〜７４、電流検出手段４１及び制御回路３０の機能は前述の実施例と同様である。即ち、制御回路３０は、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と共に、磁場発生コイル４０に印加すべき電流指令値と電流検出手段４１で検出された電流値とを比較し、両者の差がゼロになるように各スイッチング電源のスイッチング素子に印加する電圧を制御する。リアクトルはこのように位相をずらしてスイッチング電源を駆動することによる電流の回り込みを防止するとともにコンデンサとともに出力電流を更に平滑化する。
【００３１】
このように複数のスイッチング電源を図１のように接続しても、図４のように接続しても、いずれの構成の電源装置であっても、スイッチング電源を駆動制御することにより同様に低リップルの直流電流を出力として得ることができる。
【００３２】
尚、上記図１及び図４の実施例では何れもスイッチング電源を４つ用いたものを示したが、スイッチング電源の個数は４つに限定されるものではなく、それ以上のいくつであってもよく、この場合並列に接続されるスイッチング電源の数を更に増やすことにより、より大電流出力の電源装置を構成することができる。
【００３３】
また、図１及び図４に示す実施例では、スイッチング電源１１〜１４を並列に接続することによって一つのスイッチング電源の出力電流が他のスイッチング電源内部へ流入することを防ぐための電流制限手段としてリアクトル２０〜２７及びリアクトル８１〜８４を用いたが、このような電流制御手段としては、リアクトルの代わ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、更にこれらの組み合わせでもよい。また、図１及び図４では２つの出力端子の両方にリアクトルを接続しているが、これは必ずしも両側である必要はなく、片側でもよい。
【００３４】
また、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い。不等間隔であってもよいし、いくつかのスイッチング電源の位相は同じであってもよい。また複数のスイッチング電源のスイッチの位相をシフトしない場合でも、複数を並列に設けることにより、電源装置の大電流容量化を図ることは可能である。但し、位相をシフトすることにより電源装置の主力電流のリップルの高周波化が可能となるため、スイッチング素子として安全な動作周波数が比較的低周波であるＩＧＢＴなど高耐圧大電流の素子を使用することが可能となるので、低リップル化のみならず大容量化にも好適である。また、ＭＯＳＦＥＴ等の高速スイッチング素子を用いた場合には、更にリップルの高周波化を図ることができる。
【００３５】
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、平滑回路の構成等を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、２電源と２アームのスイッチ、或は１つのスイッチからなる電源等で構成することもできる。また、スイッチング素子としてはＩＧＢＴの他にもバイポーラトランジスタ、ゲートターンオフサイリスタをはじめどのようなスイッチでも適用できる。
【００３６】
また、図２に示す実施例では平滑回路（フィルタ）としてリアクトルとコンデンサを用いたが、このような平滑回路は、個々のスイッチング電源に設けるのではなく電源装置側に設けてもよく、また、個々のスイッチング電源に設けると共に電源装置自体にも設けることができる。このような例としてスイッチング電源内のリアクトルとコンデンサを取り除いた図５のようなスイッチング電源１１’を示す。このスイッチング電源１１’は図２に示す実施例と同様ＩＧＢＴをスイッチング素子として用いており、その出力端子の一方は直接スイッチング素子６１、６２の接続点に接続されており、他方はスイッチング素子６３、６４の接続点に直接接続されている。従って、このスイッチング電源１１’の出力電流ＩＬ１は平滑化されていないので、このようなスイッチング電源１１’を図１或いは図４で示すように複数設けた電源装置ではその出力側側に平滑回路を備えている必要がある。図１で示した実施例では、スイッチング電源の出力側に設けられたリアクトル２０〜２７とコンデンサ３１、３２が、それぞれ電流の回り込みを防止する電流制御手段及び電圧蓄積手段として機能すると共に、平滑回路をも構成しているので、これにより電源装置１０の出力ＩＬを直流電流とすることができる。図４で示した実施例においても同様であり、コンデンサ７１〜７４及びリアクトル８１〜８４は平滑化にも寄与する。
【００３７】
更に、図１及び図４の実施例では制御回路３０による各スイッチング電源の駆動制御を電流値により行っているが、コンデンサ３１と３２及びコンデンサ７１〜７４の出力電圧を検出する電圧検出手段（図示せず）を設け、各電圧蓄積手段が出力すべき電圧指定値と電圧検出手段により検出された検出値とを制御回路３０に入力し、両者の差がゼロになるように各スイッチング電源を駆動制御するようにしてもよい。この場合、各電圧指令値はスイッチング電源ごとに等分してもよいし、スイッチング電源ごとに異なるものとしてもよく、任意に設定することができる。このために、上記実施例では１つで示した制御回路３１を各スイッチング電源ごとに単独に設けて制御してもよい。また、電流及び電圧の双方によりスイッチング電源の駆動制御をしてもよい。
【００３８】
【発明の効果】
以上説明したように本発明によれば、ＭＲＩ装置の電源装置として複数のスイッチング電源を並列に接続したものを更に直列に接続するか、又は、直列に接続したものを更に並列に接続す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どうしの電流の回り込みを防止することができ、更に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の位相をずらして動作せることにより、リップルを低減し高周波化することができるので、ＭＯＳＦＥＴのような高速のスイッチング素子を用いることなく、高電圧、大電流で、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。
【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回路図。
【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別の実施例を示すブロック図。
【図５】本発明の電源装置に用いられるスイッチング電源の別の実施例を示す回路図。
【図６】従来の電源装置を示すブロック図。
【図７】従来装置におけるスイッチング波形及び出力電流を示す図。
【符号の説明】
１０  ＭＲＩ装置用電源装置
１１〜１４  スイッチング電源
３０  制御回路
２０〜２７、８１〜８４  リアクトル（電流制御手段）
３１、３２、７１〜７１  コンデンサ（電圧蓄積手段）
４０  磁気発生コイル
４１  電流検出手段。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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