外科用 3.5kW モノタンク X 線発生装置の開発 「ORX-3.5MG」 DEVELOPMENT OF 3.5kW MONO-TANK X-RAY GENERATOR FOR SURGICAL X-RAY SYSTEM, ORX-3.5MG 長曽 直之・永井 雅人 Naoyuki CHOSO and Masato NAGAI 要 旨 外科用Ｘ線 C アーム装置に用いる 3.5kW モノタンクＸ線発生装置を開発した。最大出力電力 3.5kW， 最大出力電圧 110kV，最大出力電流 80mA で，出力モードは，撮影モード最大管電流時間積 400mAs と 透視モード 110kV-4mA 連続出力の 2 モードに対応する。モノタンク部内は高電圧発生回路及びＸ線管 を実装した構成である。高電圧発生回路にはリバース形 CW回路の検討を経て，2段 CW回路を採用した。 Abstract We have developed a 3.5kW mono-tank X-ray generator for a surgical X-ray C-arm generator. With maximum output wattage of 3.5 kW, maximum output voltage of 110 kV and maximum output current of 80 mA, it operates in two output modes, specifically radiography mode with a maximum current time product of 400 mAs and fluoroscopy mode with continuous output of 110 kV, 4 mA. The mono-tank is configured to contain a high-voltage generation circuit and an X-ray tube. For the high-voltage generation circuit, a two-stage CW circuit has been adopted after consideration of the reverse type CW circuit. １．まえがき 近年，特に小型 X 線装置の顧客要求は，高電圧電源 の高性能化，小型化のみならず，総合的なコストダウ 表１ ORX-3.5MG の開発仕様 Specification for ORX-3.5MG development ンの要求が増え，高圧部は高圧発生部と X 線管球が一 MODE 体化実装されたモノタンク X 線発生装置での供給を望 まれるようになった。当社は外科用 X 線 C アーム装 置に用いる 3.5kW 電源「ORX-3.5MG」のインバータ部， X 線管を実装したモノタンク部を開発し，2011 年にオ リジンテクニカルジャーナル No.74（2011）で報告し た。 そ の 後 も 開 発 を 進 め て， 透 視 モ ー ド の 出 力 を 1 Φ AC220V INPUT DC ± 15V, +24V COOLING SYSTEM RAD MODE 今回，改良を行った外科用 3.5kW モノタンク X 線 発生装置（以下，ORX-3.5MG）の開発仕様を表１に へ増加させ，出力電力 440W の対応が可能となった。 I-10 Origin Technical Journal No. 77 (2014) INVERTER CONVERSION FREQUENCY 及びその電気的性能の改良点について報告する。 示す。従来よりも透視モードの出力電流を 2mA → 4mA 1 Φ AC135V CONTROL METHOD 220W → 440W に 対 応 可 能 と し た ORX-3.5MG の 概 要 ２．X 線発生装置の概要 RAD&FLUORO INV.UNIT HV.UNIT SELF-COOLED OUTPUT 3.5kW VOLTAGE 40 ～ 110kV CURRENT 30 ～ 80mA mAs 1 ～ 400mAs RIPPLE less than 5kV RISE TIME FLUORO MODE 40kHz FORCED AIR COOLED less than 1ms 110kV, 2mA → 4mA 外科用 3.5kW モノタンク X 線発生装置の開発「ORX-3.5MG」 表２ CW 回路主部品比較 （単位：mm） 212 Comparison of CW circuit main parts 212 211 部品 図１ インバータ部外形寸法図 リバース形 CW 回路 ２段 CW 回路 ダイオード ○ ６アーム △ ８アーム コンデンサ ◎ ６個 △ ８個 ト ラ ン ス △ 22kV，巻数比 80 ○ 16.5kV，巻数比 60 電流検出 CT △ １個 ◎ － 電圧部品（ダイオード，コンデンサ）の数量が少ない Inverter Unit external dimensions リバース形 CW 回路で設計を進めた。 （単位：mm） ３．リバース形 CW 回路の課題 140.5 3.1 電流検出精度の低下 X 線管は高電圧が印加されるため，出力電流を直接 検出できない。通常は X 線管と同等の電流が流れる接 24 325 地電位側の CW 回路の電流を検出しているが，リバー ス形 CW 回路では非接地電位となり電流の検出が容易 でない。そこでカレントトランスで絶縁して電流を検 212 出する方式を採用したが，カレントトランスの励磁電 流による誤差や巻数比による検出電流の減少により， 電流検出精度が低下した。 図２ モノタンク部外形寸法図 3.2 出力電圧のアンバランス Mono-Tank Unit external dimensions インバータ電流の正負バランスが崩れると図４，図５ インバータ部の外形図を図１に，モノタンク部の外 形図を図２に示す。構造の概要は５. 項で述べる。 2.1 高圧回路方式の変更 X 線管に必要な高電圧（最大 110kV）を出力するた アノード電圧 20kV/div +40kV カソード電圧 20kV/div め，昇圧トランスと中性点接地のコッククロフト・ウォ -36kV ルトン回路（以下 CW 回路）の組合せを図３に示す。 表２の CW 回路主部品比較により，コスト削減及び小 型化を図るため，絶縁設計の障害となる CW 回路の高 インバータ電流 50A/div 時間 20ms/div 図４ 80kV22mA（パルス幅追従制御なし） Without pulse width tracking control C1 検出回路 C5 検出回路 C1 C5 C7 C2 C2 C3 C3 C8 C6 C6 C4 60A C4 30A リバース形CW回路 2段CW回路 インバータ電流 50A/div 時間 10us/div 図３ リバース形CW回路と２段CW回路 図５ 80kV22mA（パルス幅追従制御なし） Reverse type CW circuit and two stage CW circuit Without pulse width tracking control Origin Technical Journal No. 77 (2014) I-11 アノード電圧 20kV/div 100 90 +40kV 80 70 タンク表面 室温 1次巻線 2次巻線 60 50 40 カソード電圧 20kV/div 30 20 -40kV 10 インバータ電流 100A/div 0 0 時間 20ms/div 60 120 図８ 昇圧トランス温度（対策前） Transformer temperature（before measures） 図６ 80kV22mA（パルス幅追従制御あり） With pulse width tracking control 100 90 80 70 タンク表面 室温 1次巻線 2次巻線 60 50 40 55A 30 20 55A インバータ電流 50A/div 時間 10us/div 図７ 80kV22mA（パルス幅追従制御あり） 10 0 0 60 120 図９ 昇圧トランス温度（対策後） Transformer temperature (after measures) With pulse width tracking control 表３ 昇圧トランス温度比較 Comparison of transformer temperature のように，出力電圧の正負のバランスが崩れる問題が 発生した。以下の順序でインバータ電流の正負アンバ ランスが出力電圧へ波及する。 ①インバータ電流（トランス 1 次電流） 測定ポイント 対策前 対策後 １次巻線 42.3K 22.2K ２次巻線 59.2K 22.1K ② CW 回路の充電電流 ③ CW 回路の 1 段目の平滑コンデンサ電圧 ④出力電圧 ４．CW 回路の見直し 上記を改善するため，インバータ電流の正負のパル リバース形 CW 回路は電流検出精度が低下するた ス幅がバランスする制御へ変更（パルス幅追従制御） め，実績のある 2 段 CW 回路で再設計を実施した。 を行い，インバータ電流及び出力電圧のアンバランス を図６，図７のように改善した。 4.1 電流検出精度の改善 ２段 CW 回路に変更することで通常の接地電位側の 3.3 昇圧トランスの発熱 CW 回路の電流を検出する方式とした。カレントトラ 透視モードで運転中に昇圧トランスの温度上昇が許 ンスが不要となり，励磁電流やカレントトランスの巻 容値を超えた。 数比による電流の減少がなくなったため電流検出精度 対策として昇圧トランスの形状等の改善により，昇 が改善した。 圧トランスの発熱を抑えることができた。 昇圧トランスの過熱対策前後の測定結果を図８，図 4.2 出力電圧のバランス ９に示す。過熱対策の結果，表３に示すように，昇圧 リバース形 CW 回路と異なり，2 段 CW 回路ではイ トランスの 1，2 次巻線の温度上昇を 1/2 以下に抑え ンバータ電流の正負のバランスが崩れても出力電圧の ることができた。 正負のバランスは崩れない。図 3 の 2 段 CW 回路の場 合，1 段目の平滑コンデンサ電圧 C2，C3 はトランス 電圧と逆位相で充電される昇圧コンデンサ C7，C8 の I-12 Origin Technical Journal No. 77 (2014) 外科用 3.5kW モノタンク X 線発生装置の開発「ORX-3.5MG」 側面② 電圧との和で決まる。このため正負の平滑コンデンサ の電圧はバランスし，結果，出力電圧のバランスとな る。 ベローズ I/F基板 放射口 ５．構 造 側面① 5.1 モノタンク リバース形 CW 回路から 2 段 CW 回路への変更によ り部品点数が増加し，従来構造での実装が困難となっ た。 底面 実装を可能にするため，構造部品点数の削減を実施 した。リバース形 CW 回路と 2 段 CW 回路の構造部品 点数の比較を表４に示す。複数枚に分割していた基板 図10 X線漏れ線量測定位置 Leakage X-ray Measurement Position を統合することで，基板枚数と基板を固定する構造部 品を削減した。また，耐圧設計に偏りを持たせること で，絶縁対策が必要となる箇所を限定させ，そこに重 点的な絶縁対策を実施した。これにより絶縁部品の点 数を削減した。 部品点数の削減と構造の再検討により，リバース形 CW 回路採用時と同一寸法のタンクケース内への実装 X線管球 X線管球 を可能にした。更に，構造部品点数の削減により組立・ 配線の簡略化が実現できた。 I/F基板 I/F基板 5.2 X 線漏れ線量 リバース形 CW 回路と 2 段 CW 回路の透視モード時 の X 線漏れ線量測定結果を表５に，測定位置を図 10 に示す。また，インターフェース基板（以下 I/F 基板） リバース形CW ２段CW 図11 I/F基板実装位置 Placement of the I/F Board の配置比較を図 11 に示す。 リ バ ー ス 形 CW 回 路 で は I/F 基 板 が X 線 管 の 延 長 おり，I/F 基板側の X 線漏れ線量が他の測定位置と比 線上に実装され，X 線を遮蔽する鉛板の実装を妨げて 較して大きな値を示している。 2 段 CW 回路では I/F 基板の実装位置を見直すこと で鉛板の実装が容易となり，鉛板の枚数を削減しなが 表４ 構造部品比較 Comparison of structural component 部品 リバース形 CW 回路 ２段 CW 回路 板 金 13 個 11 個 基 板 ９枚 ６枚 絶縁物 ９個 ４個 鉛 板 20 枚 18 枚 ら，漏れ線量を 1/6 程度まで抑制できた。 ６．む す び 高電圧発生回路及び X 線管を実装した外科用 3.5kW モノタンク X 線発生装置「ORX-3.5MG」の開発を通 して，リバース形 CW 回路で小型化を試みたが，電気 的特性（出力電圧アンバランス，トランス発熱）や構 表５ Ｘ線漏れ線量比較 Comparison of leakage X-ray 造上（電流検出，X 線漏れ線量）の課題に直面した。 結果としてリバース形 CW 回路から 2 段 CW 回路へ変 更となったが，トランス発熱や高電圧実装技術などの 測定箇所 リバース形 CW 回路 2 段 CW 回路 放射口 0.028mGy/h 0.044mGy/h ベローズ側 0.220mGy/h 0.146mGy/h I/F 基板側 0.991mGy/h 0.155mGy/h 220W → 440W（ 出 力 電 流 2mA → 4mA） に 増 強 で き 成果を 2 段 CW 回路へ活かすことができた。特に発熱 対策によりモノタンクの透視モードの出力電力を 底面 0.127mGy/h 0.102mGy/h た点は従来仕様での運転時間延長や新たな市場要求へ 側面① 0.238mGy/h 0.191mGy/h 側面② 0.092mGy/h 0.104mGy/h の対応が可能になったと考える。 最後にこの外科用 3.5kW モノタンク X 線発生装置 Origin Technical Journal No. 77 (2014) I-13 の開発と製品化にあたり，ご指導頂いた関係者各位， さらに本「ORX-3.5MG」をご評価頂いた X 線装置メー カ各社殿に感謝致します。 長曽 直之 エレクトロニクス事業部 技術部 2006 年入社，主にエックス線用高圧電源の開発 設計に従事。 参考 文献 ⑴ 尾本義一 他：高電圧工学，電気学会，P43，P132 ⑵ 安部真治 他：インバータ式 X 線装置の現状と諸特性につい て，日本放射線技術学会誌，Vol.50，No. ９，1994 ⑶ 青柳泰司：改訂診断用 X 線装置，コロナ社，P45 ⑷ 青柳泰司：インバータ式 X 線装置の特性と臨床への適用， 日本放射線技術学会 1995 ⑸ 青柳泰司：放射線機器工学（Ⅰ）X 線診断器，コロナ社， P123 ⑹ 渡 辺 清 美：X 線 管 用 高 圧 発 生 装 置， オ リ ジ ン テ ク ニ カ ル ジャーナル，No.56，pp.33 ～ 40，1993 ⑺ 射越浩幸：歯科用 X 線電源装置，オリジンテクニカルジャー ナル，No.57，pp.13 ～ 20，1994 ⑻ 射越浩幸：歯科用インバータ式 X 線高電圧発生装置，オリ ジンテクニカルジャーナル，No. 61，pp. 17 ～ 22，（1998） ⑼ 長曽直之 他：外科用 3.5kW モノタンク X 線発生装置の開 発「ORX-3.5MG」， オ リ ジ ン テ ク ニ カ ル ジ ャ ー ナ ル， No.74，pp.31 ～ 36（2011） I-14 Origin Technical Journal No. 77 (2014) 永井 雅人 エレクトロニクス事業部 技術部 2010 年入社，主に高圧電源の機構開発設計に従 事。
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