(57)【要約】【課題】高速回転による短時間でのスキャンが可能なＸ線コンピュータ断層撮像装置を電力容量の小さな電源からの供給電力で動作することを可能とする。【解決手段】ＤＣ／ＡＣインバータ１４ｃは、第１の直流電圧を交流電圧に変換する。高電圧発生器１４ｄは、ＤＣ／ＡＣインバータ１４ｃにより得られた交流電圧を利用して、Ｘ線コンピュータ断層撮像装置に備えられたＸ線管１１ａによるＸ線照射を生じさせるための交流電力を発生する。電気二重層キャパシタ１４ｂは、第２の直流電圧により電気エネルギを蓄積し、この蓄積した電気エネルギを第３の直流電圧として出力する。ＡＣ／ＤＣコンバータ１４ａは、Ｘ線照射を行わない期間には電気二重層キャパシタ１４ｂに電気エネルギを蓄積させ、Ｘ線照射を行う期間には第３の直流電圧との合成により第１の直流電圧が得られるように第２の直流電圧を生成する。【選択図】      図２
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線コンピュータ断層撮像装置に備えられたＸ線管によるＸ線照射を生じさせるための交流電力を発生する高電圧装置において、
第１の直流電圧を交流電圧に変換する変換手段と、
この変換手段により得られた交流電圧を利用して前記交流電力を発生する発生手段と、
第２の直流電圧により電気エネルギを蓄積し、この蓄積した電気エネルギを第３の直流電圧として出力する蓄積手段と、
前記Ｘ線照射を行わない期間には前記蓄積手段に電気エネルギを蓄積させ、前記Ｘ線照射を行う期間には前記第３の直流電圧との合成により前記第１の直流電圧が得られるように前記第２の直流電圧を生成する生成手段とを具備したことを特徴とする高電圧装置。
【請求項２】
前記生成手段は、前記Ｘ線照射を行う期間において前記第２の直流電圧を時間の二次関数で低減することを特徴とする請求項１に記載の高電圧装置。
【請求項３】
前記生成手段は、力率改善機能を備えることを特徴とする請求項１に記載の高電圧装置。
【請求項４】
前記蓄積手段は、キャパシタであることを特徴とする請求項１に記載の高電圧装置。
【請求項５】
前記蓄積手段は、電気二重層キャパシタであることを特徴とする請求項１に記載の高電圧装置。
【請求項６】
交流電力を発生する高電圧回路と、
前記交流電力の供給を受けてＸ線を発生するＸ線管と、
前記Ｘ線管で発生されて被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、
前記Ｘ線管と前記Ｘ線検出器とを前記被検体を挟んで対向した状態のままで前記被検体の周りを回転させる回転機構と、
前記回転機構により回転されながらの前記Ｘ線検出器での前記Ｘ線の検出状況に基づいて前記被検体の断層画像を再構成する再構成手段とを具備し、
かつ前記高電圧回路は、
前記交流電力よりも小さな第１の直流電圧を交流電圧に変換する変換手段と、
第２の直流電圧により電気エネルギを蓄積し、この蓄積した電気エネルギを第３の直流電圧として出力する蓄積手段と、
前記Ｘ線照射を行わない期間には前記蓄積手段に電気エネルギを蓄積させ、前記Ｘ線照射を行う期間には前記第３の直流電圧との合成により前記第１の直流電圧が得られるように前記第２の直流電圧を生成する生成手段とを具備したことを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮像装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、Ｘ線コンピュータ断層撮像装置に適用されてＸ線照射のための高電圧を発生する高電圧装置およびＸ線コンピュータ断層撮像装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
医用診断用のＸ線コンピュータ断層撮像装置（ＣＴ装置）は、近年はスキャン速度が向上し、心臓診断に使用できるようになった。しかし、スキャン速度のさらなる向上が求められている。
【０００３】
さて、ノイズが少なく医用診断への利用価値の高い画像を得るためには、一定量以上のＸ線がＸ線検出器に到達することが必要である。しかしながらスキャン速度を向上すると、Ｘ線検出器に到達するＸ線量が低下するため、Ｘ線検出器で生成される信号のＳ／Ｎが低下する。これを防ぐためには、Ｘ線管からのＸ線の出射強度を高めることにより、診断時間が短くなることによるＸ線量の低下を補う必要があった。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開２０００−３４８８９４
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
Ｘ線高電圧装置の出力Ｐｏ[ｋＷ]、Ｘ線高電圧装置の効率η[％]、Ｘ線高電圧装置の力率をＣｏｓφとすると、入力電力Ｐｉ[ｋＶＡ]は以下の式により表される。
【０００６】
Ｐｉ＝１００Ｐｏ／（η・Ｃｏｓφ）
つまり、Ｘ線高電圧装置の出力が１００[ｋＷ]を超えるようになると、入力電力は１５０[ｋＶＡ]を超える大電力容量になる可能性が高い。このため、従来のＣＴ装置を使用するためには大電力容量な特殊な電源が必要であり、その設置に際しては大規模な工事が必要になるなど、導入の障害になっていた。また、電源事情がよくない国や地域では、使用することが困難であった。
【０００７】
本発明はこのような事情を考慮してなされたものであり、その目的とするところは、高速回転による短時間でのスキャンが可能なＸ線コンピュータ断層撮像装置を電力容量の小さな電源からの供給電力で動作することを可能とすることにある。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本発明の第１の態様による高電圧装置は、Ｘ線コンピュータ断層撮像装置に備えられたＸ線管によるＸ線照射を生じさせるための交流電力を発生する高電圧装置であって、第１の直流電圧を交流電圧に変換する変換手段と、この変換手段により得られた交流電圧を利用して前記交流電力を発生する発生手段と、第２の直流電圧により電気エネルギを蓄積し、この蓄積した電気エネルギを第３の直流電圧として出力する蓄積手段と、前記Ｘ線照射を行わない期間には前記蓄積手段に電気エネルギを蓄積させ、前記Ｘ線照射を行う期間には前記第３の直流電圧との合成により前記第１の直流電圧が得られるように前記第２の直流電圧を生成する生成手段とを備える。
【０００９】
本発明の第１の態様によるＸ線コンピュータ断層撮像装置は、交流電力を発生する高電圧回路と、前記交流電力の供給を受けてＸ線を発生するＸ線管と、前記Ｘ線管で発生されて被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線管と前記Ｘ線検出器とを前記被検体を挟んで対向した状態のままで前記被検体の周りを回転させる回転機構と、前記回転機構により回転されながらの前記Ｘ線検出器での前記Ｘ線の検出状況に基づいて前記被検体の断層画像を再構成する再構成手段とを具備し、かつ前記高電圧回路は、前記交流電力よりも小さな第１の直流電圧を交流電圧に変換する変換手段と、第２の直流電圧により電気エネルギを蓄積し、この蓄積した電気エネルギを第３の直流電圧として出力する蓄積手段と、前記Ｘ線照射を行わない期間には前記蓄積手段に電気エネルギを蓄積させ、前記Ｘ線照射を行う期間には前記第３の直流電圧との合成により前記第１の直流電圧が得られるように前記第２の直流電圧を生成する生成手段とを備える。
【発明の効果】
【００１０】
本発明によれば、高速回転による短時間でのスキャンが可能なＸ線コンピュータ断層撮像装置を電力容量の小さな電源からの供給電力で動作することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【００１１】
【図１】本発明の一実施形態に係るＣＴ装置の主要部の構成を示す図。
【図２】図１中の高電圧発生部の構成を示すブロック図。
【図３】高速回転による短時間でのスキャンの実施状態における電力供給状況を示す図。
【発明を実施するための形態】
【００１２】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態について説明する。
【００１３】
図１は本実施形態に係るＣＴ装置１００の主要部の構成を示す図である。このＣＴ装置は、スキャンガントリ１とコンピュータ装置２とから構成される。スキャンガントリ１は、被検体に関する投影データを収集するための構成要素である。スキャンガントリ１で収集された投影データは、コンピュータ装置２での画像再構成等の処理に供される。
【００１４】
スキャンガントリ１は、寝台１０、Ｘ線管装置１１、Ｘ線検出器１２、架台回転駆動部１３、高電圧発生部１４、寝台駆動部１５およびデータ収集部１６を含む。
【００１５】
スキャンガントリ１には、Ｘ線管装置１１およびＸ線検出器１２は、図示しない円環状の回転架台に対向関係で搭載されている。回転架台は、架台回転駆動部１３により駆動されて回転する。このとき、Ｘ線管装置１１とＸ線検出器１２とが、同一の回転軸ＲＡの軸周りを回転する。スキャンガントリ１は、Ｘ線管装置１１およびＸ線検出器１２の回転軌道の内側に、空洞（撮影口）を形成している。
【００１６】
Ｘ線管装置１１は、Ｘ線管１１ａおよびＸ線フィルタ１１ｂを含む。Ｘ線管１１ａは、高電圧発生部１４から電力供給を受けて、Ｘ線検出器１２に向けてＸ線を放射する。Ｘ線フィルタ１１ｂは、被曝低減のために低エネルギー成分を除去する。高電圧発生部１４は、高電圧変圧器、フィラメント電流発生器および整流器を備える。この他に高電圧発生部１４は、管電圧およびフィラメント電流を任意にまたは段階的に調整するために、管電圧切換器およびフィラメント電流切換器等を備えている。
【００１７】
Ｘ線検出器１２は、複数のＸ線検出素子列を回転軸ＲＡに沿う方向に配列して構成される。Ｘ線検出器１２は、入射するＸ線を検出して、その強度に応じた電気信号を出力する。
【００１８】
被検体は、寝台１０の天板１０ａに載置される。寝台１０は、寝台駆動部１５により駆動されて、天板１０ａをその長手方向（図１中の左右方向）に移動する。通常、この長手方向が回転軸ＲＡと平行になるように寝台１０が設置される。また通常、被検体は、その体軸が回転軸ＲＡに沿うように天板１０ａに載置される。かくして被検体は、天板１０ａの移動に伴ってスキャンガントリ１の空洞内に挿入される。
【００１９】
データ収集部１６は、Ｘ線検出器１２の出力を収集し、コンピュータ装置２に供給する。なお、Ｘ線検出器１２とデータ収集部１６との間には、スリップリングや光通信などを用いたインタフェースが介挿される。これによりデータ収集部１６は、回転架台を連続回転させながら、Ｘ線検出器１２の出力を収集できる。
【００２０】
コンピュータ装置２は、ガントリ制御部２１、前処理部２２、画像再構成部２３、表示部２４および操作卓２５を備える。これらのガントリ制御部２１、前処理部２２、画像再構成部２３、表示部２４および操作卓２５は、データ／制御バス２６を介して互いに接続されている。
【００２１】
スキャンガントリ１からコンピュータ装置２に供給されたデータは、前処理部２２を介して投影データとして画像再構成部２３に供給される。画像再構成部２３は、上記の投影データに基づいて断層画像データを再構成する。断層画像データは、表示部２４に表示されるとともに、ガントリ制御部２１にも供給され、メインスキャン開始のタイミングを決定するための処理のために使われる。
【００２２】
操作卓２５は、操作者が例えばスキャン条件などの様々な情報や各種指示を入力するために設けられている。操作卓２５は、操作画面を備える。
【００２３】
ガントリ制御部２１は、診断に必要な投影データが得られるようなスキャンが行われるようにスキャンガントリ１の動作を制御する。
【００２４】
図２は図１中の高電圧発生部１４の構成を示すブロック図である。
【００２５】
図２に示すように高電圧発生部１４は、ＡＣ／ＤＣコンバータ１４ａ、電気二重層キャパシタ１４ｂ、ＤＣ／ＡＣインバータ１４ｃおよび高電圧発生器１４ｄを含む。
【００２６】
高電圧発生部１４には、入力電源から交流電圧が供給される。入力電源は例えば、ＣＴ装置１００が設置される医療施設に設置されて医療施設内の電気機器に電力を供給する装置である。
【００２７】
ＡＣ／ＤＣコンバータ１４ａには、入力電源から供給された商用周波数の交流電圧が入力される。ＡＣ／ＤＣコンバータ１４ａは、整流回路およびＤＣ／ＤＣコンバータ回路を内蔵する。そしてＡＣ／ＤＣコンバータ１４ａは、入力された交流電圧を整流回路によって整流した上で、ＤＣ／ＤＣコンバータ回路によりレベルを調整することにより得られた任意レベルの直流電圧を出力する。ＤＣ／ＤＣコンバータとしては、例えば周知の降圧型チョッパ回路を採用できる。この場合、ＤＣ／ＤＣコンバータの出力電圧は、入力電源の電圧の√２倍よりも低く制御される。そして、出力電圧は、チョッパ回路のスイッチング素子をオン／オフする比率によって調整ができる。
【００２８】
電気二重層キャパシタ１４ｂは、ＤＣ／ＡＣインバータ１４ｃでの電力消費がない期間にＡＣ／ＤＣコンバータ１４ａからの出力電圧によって充電される。電気二重層キャパシタ１４ｂは、ＤＣ／ＡＣインバータ１４ｃでの必要電力量がＡＣ／ＤＣコンバータ１４ａの出力電力量を上回る期間に、蓄積してあるエネルギにより直流電圧を出力する。
【００２９】
ＤＣ／ＡＣインバータ１４ｃは、ＡＣ／ＤＣコンバータ１４ａのみから、あるいはＡＣ／ＤＣコンバータ１４ａおよび電気二重層キャパシタ１４ｂから直流電圧の供給を受けて動作し、数十ｋＨｚの交流電圧を出力する。かくして、ＤＣ／ＡＣインバータ１４ｃの出力電圧の周波数は、商用周波数の数百倍から一千倍程度に高められる。これは、高電圧発生器１４ｄを小型にするためである。
【００３０】
高電圧発生器１４ｄは、昇圧トランスおよび高圧整流回路を内蔵する。高電圧発生器１４ｄは、ＤＣ／ＡＣインバータ１４ｃが出力する交流電圧を、Ｘ線管１１ａがＸ線を発生するのに必要な加速電圧（一般的には、８０ｋＶから１４０ｋＶ）まで昇圧したのち、整流および平滑して直流高電圧を得る。高電圧発生器１４ｄで得られた直流高電圧は、Ｘ線管１１ａのアノード−カソード間に印加される。
【００３１】
次に以上のように構成されたＣＴ装置１００の動作について説明する。
【００３２】
このＣＴ装置１００は、周知のＣＴ装置が備えている各種のモードでの動作が可能である。
【００３３】
スキャン速度が比較的低いモードで動作する場合、Ｘ線管１１ａからのＸ線の出射強度は比較的低くて良い。そして必要な加速電圧を得るために高電圧発生器１４ｄが必要とする電力量をＡＣ／ＤＣコンバータ１４ａからの出力交流電圧によりＤＣ／ＡＣインバータ１４ｄが生成することが可能である場合、ＡＣ／ＤＣコンバータ１４ａは、必要な加速電圧を得るために高電圧発生器１４ｄが必要とする電力量をＤＣ／ＡＣインバータ１４ｄが生成するのに適当な電力量の直流電圧を出力する。従って、ＤＣ／ＡＣインバータ１４ｃには必要とされる電力量の全てがＡＣ／ＤＣコンバータ１４ａから供給されるので、電気二重層キャパシタ１４ｂからの直流電圧の出力は生じない。
【００３４】
かくしてこの状態においては、入力電源を元にして安定的に直流高電圧が得られることになり、長時間に渡りＸ線を発生することも可能である。
【００３５】
一方、必要な加速電圧を得るために高電圧発生器１４ｄが必要とする電力量をＡＣ／ＤＣコンバータ１４ａから出力される交流電圧によりＤＣ／ＡＣインバータ１４ｄが生成することができない場合、Ｘ線照射はある程度の休止期間を挟んで間欠的行うこととする。
【００３６】
そしてＸ線照射を行わない期間においては、ＤＣ／ＡＣインバータ１４ｄは動作を停止するが、ＡＣ／ＤＣコンバータ１４ａは直流電圧を出力し続ける。従って、ＡＣ／ＤＣコンバータ１４ａが出力する直流電圧は電気二重層キャパシタ１４ｂに印加され、電気二重層キャパシタ１４ｂが充電される。
【００３７】
このときにＡＣ／ＤＣコンバータ１４ａは、入力電源の電圧を４００［Ｖ］とし、電気二重層キャパシタ１４ｂの最大電圧を５００［Ｖ］とすると、０［Ｖ］から最大５００［Ｖ］まで出力電圧を変化させる。このように、電源投入時において、ＡＣ／ＤＣコンバータ１４ａの出力電圧を徐々に上げることで、電気二重層キャパシタ１４ｂは緩やかに充電され、入力電源の突入電流を抑えることができる。
【００３８】
つぎに、Ｘ線照射中の動作について述べる。
【００３９】
Ｘ線照射開始時において、電気二重層キャパシタ１４ｂはその最大電圧の５００［Ｖ］に充電されている。Ｘ線照射中にＡＣ／ＤＣコンバータ１４ａの出力電圧を徐々に低下させることによって、電気二重層キャパシタ１４ｂに蓄積された電荷を取り出すことができる。
【００４０】
例えば、電気二重層キャパシタ１４ｂの静電容量を３．４８［Ｆ］、Ｘ線照射終了時における電気二重層キャパシタ１４ｂの電圧を２５０［Ｖ］とし、Ｘ線高電圧装置が１００［ｋＷ］を５秒間出力する場合を考える。
【００４１】
ＤＣ／ＡＣインバータ１４ｃと高電圧発生器１４ｄとのトータル効率ηｇを８７［％］とすると、ＤＣ／ＡＣインバータ１４ｃの必要入力電力は、次式により求まる。
【００４２】
１００［ｋＷ］×１００／８７≒１１５［ｋＷ］
この電力を５秒間供給するためには、１１５［ｋＷ］×５［秒］＝５７５［ｋＪ］のエネルギーが必要になる。
【００４３】
電気二重層キャパシタ１４ｂが最大電圧に充電されているとき、蓄えられたエネルギーＥｃは、次式により求まる。
【００４４】
Ｅｃ＝Ｃ・Ｖ２／２＝３．４８×５００２／２＝４３５［ｋＪ］
Ｘ線照射終了時に電気二重層キャパシタ１４ｂの電圧を初期値の１／２の２５０［Ｖ］にすれば、エネルギーＥｃの７５％を取り出すことができるので、電気二重層キャパシタ１４ｂから供給できる電力Ｐｃは、次式により表される。
【００４５】
Ｐｃ＝０．７５Ｅｃ／５［秒］＝０．７５×４３５［ｋＪ］／５［秒］＝６５．２５［ｋＷ］
つまり、約６５［ｋＷ］を電気二重層キャパシタ１４ｂから供給することができる。そして、ＡＣ／ＤＣコンバータ１４ａからは、５０［ｋＷ］の電力供給を受ければ良い。ＡＣ／ＤＣコンバータ１４ａの効率を９２［％］とすると、入力電源から供給する電力は、５４．３［ｋＷ］、力率を０．８として６８［ｋＶＡ］の入力容量で済ませることができる。図３はこのときの電力供給状況を示す図である。
【００４６】
Ｘ線照射中において、ＡＣ／ＤＣコンバータ１４ａの出力電圧ＶをＸ線照射開始からの時間ｔの二次関数として次式で表されるように制御することにより、電気二重層キャパシタ１４ｂから一定の電力を取り出すことができる。
【００４７】
Ｖ＝Ｖ０（１−Ｋｄ・ｔ２）
ここで、Ｖ０はＸ線照射開始時の電圧である。また、Ｋｄはキャパシタの放電深度と出力時間で決まる係数で、上記例の場合は、０．０２になる。
【００４８】
これまでの説明では、ＡＣ／ＤＣコンバータ１４ａをコンデンサインプット型整流回路と降圧型ＤＣ／ＤＣコンバータとの組み合わせを用いて構成する場合を想定した。しかし、ＡＣ／ＤＣコンバータ１４ａに力率改善制御（ＰＦＣ）機能を持たせても良い。この場合、コンバータには昇圧型あるいは昇降圧型を用いる。ＡＣ／ＤＣコンバータ１４ａにＰＦＣ機能を持たせることによって、力率はほぼ１になり、入力電力（皮相電力）はさらに低下する。
【００４９】
ＣＴ装置１００による診断では、一人の患者について数回のスキャンを実施することが一般的に行われる。これは、造影剤なし、ありなどの状態を変えて撮影するためである。
【００５０】
一回のスキャンで低下した電気二重層キャパシタ１４ｂの電圧は、次のスキャンまでの間に回復させなければならないが、このときは、ＡＣ／ＤＣコンバータ１４ａの出力電圧を徐々に上げる制御を行うことで実現する。
【００５１】
電気二重層キャパシタ１４ｂの充電時も充電開始からの時間ｔの二次関数として、ＡＣ／ＤＣコンバータ１４ａの出力電圧を次式であらわされるように制御することにより、入力電源から供給する電力を一定に保つことができる。なお、
Ｖ＝Ｖ０（１＋Ｋｃ・ｔ２）
ここで、Ｖ０は充電開始時の電圧である。また、Ｋｃはキャパシタの充電開始電圧、充電終止電圧および充電時間で決まる係数である。
【００５２】
以上のように本実施形態によれば、高電圧発生部１４では、入力電源から得ることができる加速電圧よりも大きな加速電圧を発生することができる。従って、入力電源の性能が比較的低いとしても、高速回転による短時間でのスキャンが可能となる。この結果としてＣＴ装置１００は、特殊な電源設備を備えない施設においても使用することができるため、設置に際しての大規模な工事は不要であって、導入が容易となり、かつ電源事情がよくない国や地域においても使用することが可能となる。
【００５３】
また本実施形態によれば、エネルギーの蓄積のために電気二重層キャパシタ１４ｂを使用しているため、短時間での充放電が可能であり、高速回転による短時間でのスキャンを繰り返す場合の待ち時間を短縮できる。
【００５４】
この実施形態は、次のような種々の変形実施が可能である。
【００５５】
電気二重層キャパシタ１４ｂに代えて、他のタイプのキャパシタ、あるいは二次電池などを用いることもできる。ただし、充放電に要する時間が短いことが望ましく、例えばリチウムイオンキャパシタなどが好適である。
【００５６】
なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。
【符号の説明】
【００５７】
１…スキャンガントリ、２…コンピュータ装置、１０…寝台、１１…Ｘ線管装置、１１ａ…Ｘ線管、１１ｂ…Ｘ線フィルタ、１２…Ｘ線検出器、１３…架台回転駆動部、１４…高電圧発生部、１４ａ…ＡＣ／ＤＣコンバータ、１４ｂ…電気二重層キャパシタ、１４ｃ…ＤＣ／ＡＣインバータ、１４ｄ…高電圧発生器、１５…寝台駆動部、１６…データ収集部、２１…ガントリ制御部、２２…前処理部、２３…画像再構成部、２４…表示部、２５…操作卓、２６…制御バス、１００…Ｘ線コンピュータ断層撮影装置（ＣＴ装置）。
【図１】
2010225461.tif 000003
【図２】
2010225461.tif 000004
【図３】
2010225461.tif 000005