JP2001269330A - X-ray ct device - Google Patents
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、高電圧変圧器を備
えたＸ線ＣＴ装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an X-ray CT apparatus having a high-voltage transformer.
【０００２】[0002]
【従来の技術】Ｘ線ＣＴ装置においては、回転架台を固
定架台に対して高速に回転させることによる高速撮影技
術の開発が急速に進められている。高速撮影技術は、短
時間でより多くの画像情報を得ることができるととも
に、被検体への拘束時間を少なくできるので、通常の診
断は勿論のこと集団検診などにも極めて有効である。近
年では、０．５秒程度の高速回転が既に実用化されてお
り、０．３秒以下の超高速回転も現実的なものとなりつ
つある。高速回転により回転架台にかかる遠心力が問題
になるなどの理由から、Ｘ線ＣＴ装置は架台のサイズを
小型化することが求められている。とりわけ、被検体の
体軸方向に沿って架台を薄型化することが強く求められ
ている。回転架台の内部におけるユニットの配置方法を
改善するなど種々の対策がなされてはいるものの、各ユ
ニットを極限まで小型化し、回転架台自体のサイズの小
型化を進めることが必要である。回転架台内に形成され
た円筒状の空間に、被検体を載置した天板を挿入して撮
影を行うＸ線ＣＴ装置では、磁気共鳴イメージング装置
などと同様に、被検体へのアクセス性を向上することも
必要である。アクセス性の向上は、被検体挿入時におけ
る様々な医療手技を可能にする。また、被検体に与える
閉塞感を和らげる。2. Description of the Related Art In an X-ray CT apparatus, the development of a high-speed imaging technique by rotating a rotary gantry at a high speed with respect to a fixed gantry has been rapidly developed. The high-speed imaging technique can obtain more image information in a short time and can reduce the restraint time on the subject, so that it is extremely effective not only for normal diagnosis but also for group examination. In recent years, high-speed rotation of about 0.5 seconds has already been put to practical use, and ultra-high-speed rotation of 0.3 seconds or less is becoming practical. The X-ray CT apparatus is required to reduce the size of the gantry because the centrifugal force applied to the gantry becomes a problem due to the high-speed rotation. In particular, there is a strong demand for reducing the thickness of the gantry along the body axis direction of the subject. Although various measures have been taken, such as improving the method of arranging the units inside the rotary gantry, it is necessary to reduce the size of each unit to the utmost and to reduce the size of the rotary gantry itself. In an X-ray CT apparatus that performs imaging by inserting a top plate on which a subject is placed in a cylindrical space formed in a rotating gantry, the accessibility to the subject is improved similarly to a magnetic resonance imaging apparatus. It needs to be improved. The improved accessibility enables various medical procedures at the time of subject insertion. In addition, the feeling of obstruction given to the subject is relieved.
【０００３】固定架台から回転架台への電力供給には、
接触式と非接触式とがある。接触式の電力供給の一例
は、スリップリング／ブラシ機構によるものである。良
く知られているように、スリップリング／ブラシ機構で
は回転架台にブラシを設け、このブラシを固定架台に設
けられたスリップリングに接触させることにより固定架
台から回転架台への電力供給を行う。スリップリング／
ブラシ機構は、ブラシとスリップリングとの問の摩擦に
より熱や摩耗粉が発生することから、高速回転動作には
適していないとされている。また、放電の可能性によ
り、Ｘ線管の両端に印加するような例えば数10kＶ以上
の高電圧の電力伝送には適していないとされている。こ
れらの事情から、固定架台から回転架台への電力供給を
非接触式で行うＸ線ＣＴ装置の構想が幾つか提供されて
いる。非接触式の一例として、米国特許第４，９１２，
７３５号明細書に記載のＸ線ＣＴ装置が公知である。こ
のＸ線ＣＴ装置は、電磁誘導を利用して非接触で電力供
給を行う。この従来のＸ線ＣＴ装置における固定架台か
ら回転架台への電力供給のための概略的な回路構成を図
１１に示す。また、各部品の配置を図１２に示す。図１
２に示される固定架台１１１内の下部側面に設けられた
交流電源１１には、ＡＣ／ＤＣコンバータ１４ｂが接続
されている。このＡＣ／ＤＣコンバータ１４ｂの出力端
子はインバータ１５に接続されている。インバータ１５
の出力端子は固定架台１１１の一次コイル１１６に接続
されている。この一次コイル１１６は固定架台１１１の
開口部の外側を周回するように巻回されている。ドーナ
ツ盤のような形状を有する回転架台１１２は、固定架台
１１１に対して回転可能に取り付けられている。回転架
台１１２には、固定架台１１１の一次コイル１１６と対
向する位置に二次コイル１１９が配置されている。この
二次コイル１１９は一次コイル１１６と対向し、かつ回
転架台１１２の開口部の外側を周回するように巻回され
ている。二次コイル１１９には高電圧変圧器１１３が接
続されている。高電圧変圧器１１３の出力端子に整流器
２０が接続され、この整流器２０の出力端子にＸ線管２
１が接続されている。一次コイル１１６に発生した磁界
の作用により二次コイル１１９に電力が誘導され、この
電磁誘導により固定架台１１１から回転架台１１２への
電力供給が行われる。[0003] In order to supply electric power from the fixed frame to the rotating frame,
There are contact type and non-contact type. One example of a contact-type power supply is through a slip ring / brush mechanism. As is well known, in the slip ring / brush mechanism, a brush is provided on a rotating frame, and the brush is brought into contact with a slip ring provided on the fixed frame to supply power from the fixed frame to the rotating frame. Slip ring /
The brush mechanism is said to be unsuitable for high-speed rotation operation because heat and abrasion powder are generated due to friction between the brush and the slip ring. In addition, due to the possibility of discharge, it is not suitable for power transmission at a high voltage of, for example, several tens kV or more, which is applied to both ends of the X-ray tube. Under these circumstances, several concepts of an X-ray CT apparatus for supplying electric power from a fixed gantry to a rotary gantry in a non-contact manner have been provided. As an example of the non-contact type, US Pat.
An X-ray CT apparatus described in Japanese Patent No. 735 is known. This X-ray CT apparatus supplies power in a non-contact manner using electromagnetic induction. FIG. 11 shows a schematic circuit configuration for supplying power from a fixed gantry to a rotating gantry in this conventional X-ray CT apparatus. FIG. 12 shows the arrangement of each component. FIG.
The AC / DC converter 14b is connected to the AC power supply 11 provided on the lower side surface in the fixed base 111 shown in FIG. The output terminal of the AC / DC converter 14b is connected to the inverter 15. Inverter 15
Are connected to the primary coil 116 of the fixed base 111. The primary coil 116 is wound around the outside of the opening of the fixed base 111. The rotating gantry 112 having a shape like a donut board is rotatably attached to the fixed gantry 111. A secondary coil 119 is arranged on the rotating gantry 112 at a position facing the primary coil 116 of the fixed gantry 111. The secondary coil 119 is wound so as to face the primary coil 116 and to go around the outside of the opening of the rotary gantry 112. The high voltage transformer 113 is connected to the secondary coil 119. A rectifier 20 is connected to an output terminal of the high-voltage transformer 113, and an X-ray tube 2 is connected to an output terminal of the rectifier 20.
1 is connected. Electric power is induced in the secondary coil 119 by the action of the magnetic field generated in the primary coil 116, and power is supplied from the fixed gantry 111 to the rotating gantry 112 by this electromagnetic induction.
【０００４】[0004]
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、非接触
式の電力供給を行うここのような構成の従来のＸ線ＣＴ
装置には、次のような問題点がある。コアが一体に形成
されている通常の変圧器などに比べ、分離された一次コ
イル１１６と二次コイル１１９のコア間でのリーケージ
インダクタンスが大きくなり、これが高周波動作の妨げ
となり、一般に高周波化によってはじめて実現可能とな
るユニットの小型化を困難にする。そこで、一般的には
リーケージインダクタンスを小さくするために一次コイ
ル１１６と二次コイル１１９とをできるだけ近接させた
り、コイル巻線をコアの溝の中にまで巻くなどして結合
度の向上を図るようにするのだが、それでも分離された
コア間のリーケージインダクタンスを克服して高周波動
作を実用化することには限界がある。また、上記のよう
にして結合度を向上させようとすると、他方で製造技術
上の観点から高電圧絶縁が困難になる。したがって、二
次側で７５ｋＶ〜１５０ｋＶ程度の高電圧を得るため
に、別途に、高電圧変圧器１１３を設ける必要が生じ
る。このことが回転架台の小型化、薄型化の大きな制約
になる。なお、この装置では、上述したように一次コイ
ル１１６が円筒形状をなす固定架台１１１の周面を周回
するように、また、二次コイル１１９は回転架台１１２
の周面を周回するように巻回されているので、巻線同士
の対向距離が比較的長くなる。これにより浮遊容量が大
きく、高周波動作が困難になることも小型化、薄型化を
困難にする原因の一つである。However, a conventional X-ray CT having such a configuration for supplying a non-contact power supply is provided.
The device has the following problems. The leakage inductance between the cores of the separated primary coil 116 and secondary coil 119 becomes larger than that of a normal transformer or the like in which the core is integrally formed. This makes it difficult to reduce the size of the unit that can be realized. Therefore, generally, in order to reduce leakage inductance, the primary coil 116 and the secondary coil 119 are brought as close as possible, or the coil winding is wound into the groove of the core to improve the degree of coupling. Nevertheless, there is a limit to overcoming the leakage inductance between the separated cores and realizing high-frequency operation. On the other hand, if the degree of coupling is to be improved as described above, high voltage insulation becomes difficult from the viewpoint of manufacturing technology. Therefore, in order to obtain a high voltage of about 75 kV to 150 kV on the secondary side, it is necessary to separately provide a high voltage transformer 113. This is a major constraint on the miniaturization and thinning of the rotating base. In this apparatus, as described above, the primary coil 116 goes around the peripheral surface of the fixed base 111 having a cylindrical shape, and the secondary coil 119
Is wound so as to go around the peripheral surface of, the facing distance between the windings is relatively long. This causes a large stray capacitance and makes high-frequency operation difficult, which is one of the factors that make miniaturization and thinning difficult.
【０００５】非接触式の他の例として、特開平７−２０
４１９２号公報、および特開平８−３３６５２１号公報
に記載のＸ線ＣＴ装置が公知である。これら従来例に係
るＸ線ＣＴ装置は、いずれも次のような構成を有してい
る。スキャナの固定枠８ａに配置される第１の巻線２０
ａ、およびこの第１の巻線２０ａと対向するようにスキ
ャナの回転部８に設けられる第２の巻線２０を有する電
磁誘導送電手段１９と、この電磁誘導送電手段１９に接
続される高電圧発生器３とを有し、電磁誘導作用によっ
て非接触で所要の電力を供給する。これら従来例に係る
Ｘ線ＣＴ装置は、米国特許第４，９１２，７３５号のＸ
線ＣＴ装置と同様に、電磁誘導送電手段１９において、
前記リーケーシ゛インタ゛クタンスの制約から、高電圧を得るために別
途、高電圧変圧器３が設けられている。このことが回転
架台の小型化、薄型化の大きな制約になっている。本出
願と同一譲渡人への譲渡に係る米国特許第５，１０５，
３５１号及び第５，２７２，６１２号明細書には、Ｘ線
管に高電圧を供給する装置が開示されている。これら２
つの米国特許に記載の装置は、ともに複数の高電圧変圧
器を備えるものであり、変圧器のサイズ縮小等について
言及しているが、電磁誘導による非接触式の電力供給
や、Ｘ線ＣＴ装置への具体的な適用については検討して
いない。[0005] As another example of the non-contact type, see JP-A-7-20.
An X-ray CT apparatus disclosed in Japanese Patent No. 4192 and Japanese Patent Application Laid-Open No. 8-336521 is known. Each of these conventional X-ray CT apparatuses has the following configuration. First winding 20 arranged on fixed frame 8a of the scanner
a, and an electromagnetic induction power transmitting means 19 having a second winding 20 provided on the rotating part 8 of the scanner so as to face the first winding 20a, and a high voltage connected to the electromagnetic induction power transmitting means 19 And a generator 3 for supplying required power in a non-contact manner by electromagnetic induction. These conventional X-ray CT apparatuses are disclosed in US Pat. No. 4,912,735.
As in the case of the line CT apparatus, in the electromagnetic induction power transmission unit 19,
Due to the restriction of leakage inductance, a high voltage transformer 3 is separately provided to obtain a high voltage. This is a major constraint on the miniaturization and thinning of the rotating gantry. U.S. Patent No. 5,105,5, assigning to the same assignee as the present application.
No. 351 and 5,272,612 disclose devices for supplying a high voltage to an X-ray tube. These two
The devices described in the two U.S. patents each include a plurality of high-voltage transformers, and refer to a reduction in the size of the transformers. No specific application is considered.
【０００６】そこで、本発明は上記課題を解決し、非接
触回転方式で給電およびＸ線を発生するに必要な高電圧
までの昇圧を一括して行なう小型の高電圧変圧器を備え
ることにより、Ｘ線ＣＴ架台を小型化、薄型化にするこ
とを目的とする。Therefore, the present invention solves the above-mentioned problems, and comprises a small high-voltage transformer that collectively boosts the voltage to a high voltage required for generating power and generating X-rays in a non-contact rotating manner. An object of the present invention is to reduce the size and thickness of an X-ray CT mount.
【０００７】[0007]
【課題を解決するための手段】上述の課題を解決するた
め、請求項１に記載の発明は、固定架台部と、前記固定
架台部に対して回転可能に取り付けられ、Ｘ線を発生す
るＸ線管を有する回転架台部と、交流電源に接続され、
該交流電源からの出力電圧を所望の高周波電圧に変換す
る周波数変換回路と、前記周波数変換回路からの出力を
前記固定架台部から前記回転架台部に伝送し、所望の高
電圧に昇圧する高電圧変圧器と、前記高電圧変圧器から
出力された交流電圧を直流電圧に変換し、前記Ｘ線管に
供給する整流回路と、を具備し、前記高電圧変圧器は、
前記固定架台部に設けられ前記周波数変換回路からの出
力が供給される一次側の固定部と、前記回転架台部に設
けられ前記高電圧を発生する二次側の回転部の巻線に接
続されるキャパシタを有する共振回路と、を有すること
を特徴とする。また、請求項１０に記載の発明は、固定
架台部と、Ｘ線を曝射するＸ線管を有し、前記固定架台
部に対して回転可能な回転架台部と、前記固定架台部か
ら前記回転架台部へ電力を非接触で伝送する電力伝送手
段と、を具備し、前記電力伝送手段は前記電力を昇圧す
る高電圧変圧器であり、前記固定架台部に１次側、前記
回転架台部に２次側の分離構成であることを特徴とす
る。また、請求項２０に記載の発明は、撮影空間を有し
前記撮影空間に対して固定された固定架台と、前記固定
架台に対向して設けられ前記撮影空間に対して回転する
回転架台と、前記固定架台に備えられた交流電力発生器
と、前記固定架台の前記撮影空間に沿って配列され前記
交流電力発生器と電気的に接続された複数個の１次コイ
ルと、前記１次コイルに巻かれた１次側コアと、前記１
次側コアと対向し前記回転架台に複数個配列された２次
側コアと、前記複数個の２次側コアに巻きつけられた複
数個の２次コイルと、前記複数個の２次コイルにそれぞ
れ接続され共振回路を形成する共振手段と、前記複数個
の共振回路の出力を整流する整流手段と、前記整流手段
に接続されているＸ線管と、を具備することを特徴とす
る。According to a first aspect of the present invention, there is provided a stationary frame, and an X-ray which is rotatably attached to the stationary frame to generate X-rays. A rotating gantry having a wire tube and an AC power supply,
A frequency conversion circuit that converts an output voltage from the AC power supply into a desired high-frequency voltage, and a high voltage that transmits an output from the frequency conversion circuit from the fixed gantry to the rotary gantry and boosts the output to a desired high voltage. A transformer, and a rectifier circuit that converts an AC voltage output from the high-voltage transformer into a DC voltage and supplies the DC voltage to the X-ray tube, wherein the high-voltage transformer includes:
A primary-side fixed unit provided in the fixed base unit and supplied with an output from the frequency conversion circuit, and connected to a winding of a secondary-side rotating unit that is provided in the rotary base unit and generates the high voltage. And a resonance circuit having a capacitor. The invention according to claim 10 has a fixed gantry, an X-ray tube that emits X-rays, a rotating gantry that can rotate with respect to the fixed gantry, and the fixed gantry from the fixed gantry. Power transmission means for transmitting electric power to the rotating gantry part in a non-contact manner, wherein the power transmitting means is a high-voltage transformer for boosting the electric power, and the fixed gantry part has a primary side and the rotary gantry part. It is characterized by having a secondary side separated configuration. Further, the invention according to claim 20, a fixed gantry having an imaging space and fixed to the imaging space, a rotating gantry provided opposite to the fixed gantry and rotated with respect to the imaging space, An AC power generator provided on the fixed gantry, a plurality of primary coils arranged along the imaging space of the fixed gantry and electrically connected to the AC power generator; and A wound primary side core;
A secondary core opposed to a secondary core, a plurality of secondary cores arranged on the rotary mount; a plurality of secondary coils wound around the plurality of secondary cores; and a plurality of secondary coils. It is characterized by comprising resonance means connected to each other to form a resonance circuit, rectification means for rectifying the outputs of the plurality of resonance circuits, and an X-ray tube connected to the rectification means.
【０００８】[0008]
【発明の実施の形態】以下、本発明に係る第１の実施の
形態について、図面を参照して詳細に説明する。図１
は、本発明の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置における固
定架台から回転架台への電力供給のための回路の構成を
示す図、図２は固定架台および回転架台の内部における
各部品の配置を示す断面図である。図１に示すように、
本実施の形態のＸ線ＣＴ装置は、波線で示すように大別
された固定架台１２と回転架台２２とにより構成され
る。固定架台１２は、交流電源１１、ＡＣ／ＤＣコンバ
ータ１４、およびインバータ１５からなる高周波交流電
力発生部１３と、変圧器固定部とを備え、回転架台２２
は、変圧器回転部、整流器２０、およびＸ線管２１を備
えている。固定架台１２に設けられる変圧器固定部と、
回転架台２２に設けられる変圧器回転部とは、分離型高
電圧変圧器を構成する。変圧器固定部は一次コイル１６
と一次側コア１７とを有する。変圧器回転部は二次コイ
ル１９と二次側コア１８とを有する。一次側コア１７と
二次側コア側１８とは一体の構造部品ではない。一次側
コア１７と二次側コア１８の配置構造は第２実施の形態
にて説明する。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Hereinafter, a first embodiment according to the present invention will be described in detail with reference to the drawings. FIG.
FIG. 2 is a diagram showing a configuration of a circuit for supplying power from the fixed gantry to the rotating gantry in the X-ray CT apparatus according to the embodiment of the present invention. FIG. FIG. As shown in FIG.
The X-ray CT apparatus according to the present embodiment includes a fixed gantry 12 and a rotary gantry 22, which are roughly classified as indicated by broken lines. The fixed gantry 12 includes a high-frequency AC power generation unit 13 including an AC power supply 11, an AC / DC converter 14, and an inverter 15, and a transformer fixing unit.
Includes a transformer rotating unit, a rectifier 20, and an X-ray tube 21. A transformer fixing part provided on the fixed base 12,
The transformer rotating unit provided on the rotating gantry 22 forms a separate high-voltage transformer. The transformer fixing part is the primary coil 16
And a primary side core 17. The transformer rotating section has a secondary coil 19 and a secondary core 18. The primary core 17 and the secondary core side 18 are not integral structural parts. The arrangement structure of the primary core 17 and the secondary core 18 will be described in a second embodiment.
【０００９】交流電源１１の出力端子には、ＡＣ／ＤＣ
コンバータ１４が接続され、ＡＣ／ＤＣコンバータ１４
の出力端子には、複数のインバータ１５が並列に接続さ
れている。各々のインバータ１５の出力端子には、変圧
器固定部の一次コイル１６に接続されている。交流電源
１１からの交流電圧がＡＣ／ＤＣコンバータ１４により
一旦直流に変換され、この直流電圧がインバータ１５に
供給され、高周波化された交流電圧に変換される。な
お、図１にはインバータ１５を複数個用いる構成が示さ
れているが、インバータ１５を複数用いるのは１つのイ
ンバータ１５が故障した際にＸ線ＣＴ装置全体が機能停
止するのを避けるためである。インバータ１５を選択的
に停止させることにより、大まかに電力を制御すること
もできる。なお、設計上の都合に応じてインバータ１５
を１つだけとする構成としてもよい。高周波交流電力発
生器１３は、所望の周波数（例えば１００ｋＨｚ程度）
の電力を発生させるものであれば、他の構成であっても
良い。高周波交流電力発生器１３からの出力は一次コイ
ル１６に供給される。本実施の形態のようにインバータ
１５を複数個用いる構成とした場合は、各々のインバー
タ１５からの出力が対応する一つの一次コイル１６に供
給される。インバータ１５を１つだけ用いる場合は、こ
の一つのインバータ１５からの出力端子に複数の一次コ
イル１６が並列に接続される構成となる。The output terminal of the AC power supply 11 has an AC / DC
Converter 14 is connected to the AC / DC converter 14
Are connected to a plurality of inverters 15 in parallel. The output terminal of each inverter 15 is connected to the primary coil 16 of the transformer fixing unit. The AC voltage from the AC power supply 11 is once converted to DC by the AC / DC converter 14, and the DC voltage is supplied to the inverter 15 and converted into a high-frequency AC voltage. FIG. 1 shows a configuration in which a plurality of inverters 15 are used. However, the use of a plurality of inverters 15 is for avoiding a failure of the whole X-ray CT apparatus when one inverter 15 fails. is there. By selectively stopping the inverter 15, power can be roughly controlled. It should be noted that, depending on the design convenience, the inverter 15
May be configured as only one. The high-frequency AC power generator 13 has a desired frequency (for example, about 100 kHz).
Other configurations may be used as long as they generate the above power. An output from the high-frequency AC power generator 13 is supplied to a primary coil 16. In the case of using a plurality of inverters 15 as in the present embodiment, the output from each inverter 15 is supplied to one corresponding primary coil 16. When only one inverter 15 is used, a configuration is such that a plurality of primary coils 16 are connected in parallel to the output terminal of this one inverter 15.
【００１０】図２に示すように、ベース６０に対して固
定架台１２がマウントされており、その近傍には交流電
源１１が配置されている。固定架台１２は開口部１０１
を有し、この開口部１０１の外側の部分にインバーター
１５、一次コイル１６および一次側コア１７等が配置さ
れている。開口部１００を有するドーナツ円盤状の回転
架台２２が、固定架台１２に対して連続回転が可能なよ
うに取り付けられている。固定架台の開口部１０１及び
回転架台２２の開口部１００に天板１２０が挿入され
る。回転架台２２の開口部１００の外側の部分には、二
次側コア１８、二次コイル１９、および整流器２０等が
配置されている。Ｘ線管２１及びＸ線検出器３２は、両
者が開口部１００を挟んで対向するように回転架台２２
に配置されている。一次コイル１６は、一次側コア１７
のほぼ中心部分に巻回されている。なお、１つの一次側
コア１７に２つの一次コイル１６が巻かれていてもよ
い。一次側コア１７から発生した磁束が回転架台２２に
供給されるように、複数の一次コイル１６および一次側
コア１７は、固定架台１２の開口部１０１の外側を周回
するようにリング状に配列されている。一次側コア１７
の形状はコの字型に限定されない。一次側コア１７から
発生した磁束が一次側コア１７に対向配置されている二
次側コア１８と磁気回路を形成することが可能であれば
他の形状でもよい。複数の二次コイル１９および二次側
コア１８は、回転架台２２において、その開口部１００
の外側を周回するように配列される。As shown in FIG. 2, a fixed base 12 is mounted on a base 60, and an AC power supply 11 is disposed in the vicinity thereof. The fixed base 12 has an opening 101
The inverter 15, the primary coil 16, the primary core 17, and the like are arranged outside the opening 101. A donut disk-shaped rotary gantry 22 having an opening 100 is attached to the fixed gantry 12 so as to be capable of continuous rotation. The top plate 120 is inserted into the opening 101 of the fixed gantry and the opening 100 of the rotating gantry 22. A secondary core 18, a secondary coil 19, a rectifier 20, and the like are arranged in a portion outside the opening 100 of the rotating gantry 22. The X-ray tube 21 and the X-ray detector 32 are mounted on the rotating gantry 22 so that they face each other with the opening 100 interposed therebetween.
Are located in The primary coil 16 has a primary core 17.
It is wound around the center part of. Note that two primary coils 16 may be wound around one primary core 17. The plurality of primary coils 16 and the primary cores 17 are arranged in a ring shape so as to orbit outside the opening 101 of the fixed base 12 so that the magnetic flux generated from the primary core 17 is supplied to the rotating gantry 22. ing. Primary core 17
Is not limited to a U-shape. Other shapes may be used as long as the magnetic flux generated from the primary core 17 can form a magnetic circuit with the secondary core 18 disposed opposite to the primary core 17. The plurality of secondary coils 19 and the secondary side core 18 are formed in the rotation frame 22 by the opening 100 thereof.
It is arranged so that it may go around the outside.
【００１１】二次側コア１８は一次側コア１７と磁気回
路を形成することが可能であれば、他の形状としてもよ
い。二次側コア１８の略中心部分に、二次コイル１９が
巻回されている。図１に示すように、二次コイル１９に
はコンデンサ２４が直列に接続されている。このコンデ
ンサ２４は二次コイル１９によるリーケージインダクタ
ンスと共振するように設けられている。二次コイル１９
を有する変圧器回転部は、周波数が高くなると直列のイ
ンピーダンスが高くなる。これが高周波動作を阻害する
要因となる。しかし、本実施の形態ではコンデンサ２４
の値を適宜選択し、共振作用により二次側のインピーダ
ンスを調整することができる。したがって、高周波動作
が可能となる。図１１及び図１２に示した従来のＸ線Ｃ
Ｔ装置では、二次コイル１９が１つである。二次コイル
１９における共振電圧は必要とする数10KVの出力電圧よ
りはるかに高くなるので、二次コイル１９の絶縁は技術
上製作が困難であり、また、そのような高電圧に耐え得
る単体のコンデンサ２４は同じく技術上、製作が困難で
ある。そこで本実施の形態では、二次コイル１９を複数
個設けることにより、各二次コイル１９での発生電圧を
低く抑える。そうすると、二次コイル１９やコンデンサ
２４の絶縁は技術的に容易となり、好ましい。The secondary core 18 may have another shape as long as it can form a magnetic circuit with the primary core 17. A secondary coil 19 is wound around a substantially central portion of the secondary core 18. As shown in FIG. 1, a capacitor 24 is connected to the secondary coil 19 in series. This capacitor 24 is provided so as to resonate with the leakage inductance of the secondary coil 19. Secondary coil 19
, The series impedance increases as the frequency increases. This is a factor that hinders high-frequency operation. However, in the present embodiment, the capacitor 24
Is appropriately selected, and the impedance on the secondary side can be adjusted by the resonance action. Therefore, high-frequency operation becomes possible. Conventional X-ray C shown in FIGS. 11 and 12
In the T device, there is one secondary coil 19. Since the resonance voltage in the secondary coil 19 is much higher than the required output voltage of several tens of KV, the insulation of the secondary coil 19 is technically difficult to manufacture, and a single unit capable of withstanding such a high voltage is required. The capacitor 24 is also technically difficult to manufacture. Thus, in the present embodiment, by providing a plurality of secondary coils 19, the voltage generated in each secondary coil 19 is suppressed. Then, insulation of the secondary coil 19 and the capacitor 24 becomes technically easy, which is preferable.
【００１２】二次コイル１９とコンデンサ２４の直列回
路には整流器２０が接続されている。整流器２０の個数
はコンデンサ２４と同数であるが、整流器２０とコンデ
ンサ２４のどちらかを多くしてもよい。整流器２０は高
周波交流電力を直流電力に整流する。回転架台２２にあ
る二次側コア１８、二次コイル１９、コンデンサ２４、
および整流器２０からなる１つのユニットを高電圧ユニ
ット２３と称する。高電圧ユニット２３の出力両端を複
数個、直列に接続し、これをＸ線管２１の両端に接続
し、Ｘ線管２１で消費する電力の供給を行う。なお、整
流器２０とＸ線管２１およびＸ線検出器３２は、重量の
バランスを考慮した上で、回転架台２２の周回上に取り
付ける。従来例では、回転架台の重量が大きく、この重
量により、回転架台が回転する際に強い遠心力、例え
ば、１３Ｇ程度がかかり、高速回転動作を妨げる要因と
なっていた。これに対し本発明に係る第１実施の形態
は、二次側の直列共振により高周波動作、例えば、１０
０ｋＨｚでの動作が可能となり、これに伴って、インバ
ータ１５，一次コイル１６，一次側コア１７，二次コイ
ル１９，および二次側コア１８が小型、軽量化される。
特に、二次コイル１９および二次側コア１８が小型、軽
量化されることにより、回転架台２２の重量およびスペ
ースを大幅に低減することができる。また、回転架台の
周回上に均等に二次コイル１９および二次側コア１８が
配置されるので、回転バランスに優れている。A rectifier 20 is connected to a series circuit of the secondary coil 19 and the capacitor 24. Although the number of the rectifiers 20 is the same as the number of the capacitors 24, either the rectifier 20 or the capacitors 24 may be increased. The rectifier 20 rectifies high-frequency AC power into DC power. The secondary core 18, the secondary coil 19, the capacitor 24,
And one unit including the rectifier 20 is referred to as a high voltage unit 23. A plurality of output ends of the high-voltage unit 23 are connected in series, and these are connected to both ends of the X-ray tube 21 to supply power consumed by the X-ray tube 21. The rectifier 20, the X-ray tube 21, and the X-ray detector 32 are mounted on the rotating gantry 22 in consideration of the weight balance. In the conventional example, the weight of the rotating gantry is large, and due to this weight, a strong centrifugal force, for example, about 13 G is applied when the rotating gantry rotates, which is a factor that hinders high-speed rotation operation. On the other hand, in the first embodiment according to the present invention, high-frequency operation, for example, 10
Operation at 0 kHz becomes possible, and accordingly, the inverter 15, the primary coil 16, the primary core 17, the secondary coil 19, and the secondary core 18 are reduced in size and weight.
In particular, by reducing the size and weight of the secondary coil 19 and the secondary side core 18, the weight and space of the rotating gantry 22 can be significantly reduced. In addition, since the secondary coil 19 and the secondary core 18 are evenly arranged on the circumference of the rotating gantry, the rotation balance is excellent.
【００１３】また、共振用としてコンデンサ２４が設け
られているので、二次コイル１９のある程度のリーケー
ジインダクタンスは共振回路を構成して利用できるの
で、阻害要因として考慮する必要がなくなる。従って、
二次コイル１９を二次側コア１８と充分に絶縁距離をと
って巻くことが可能となる。１５０ｋＶもの高電圧を発
生させることが可能となる。固定架台１２から回転架台
２２への電力供給のための回路とは別に回転架台２２に
高電圧を発生させるための高電圧変圧器を搭載する必要
がなくなり、回転架台２２を大幅に小型化できる。回転
架台１２への搭載部品が少なくなることにより、回転架
台１２のスペースに余裕ができるため、多管球搭載のＸ
線ＣＴ装置を実現することも可能になる。多管球搭載の
Ｘ線ＣＴ装置によれば撮影画像の時間分解能を向上でき
る。以下、本発明の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置にお
ける固定架台から回転架台への電力供給のための回路の
構成の種々の変形例を説明する。図３に示す第１の変形
例はコンデンサ２４を二次コイル１９に並列に接続する
ように構成したものである。コンデンサ２４は、二次コ
イル１９によるリーケージインダクタンスと並列共振す
る。Further, since the capacitor 24 is provided for resonance, a certain degree of leakage inductance of the secondary coil 19 can be used in the form of a resonance circuit, so that it is not necessary to consider it as a hindrance factor. Therefore,
The secondary coil 19 can be wound with a sufficient insulation distance from the secondary core 18. A voltage as high as 150 kV can be generated. There is no need to mount a high-voltage transformer for generating a high voltage on the rotating gantry 22 separately from a circuit for supplying power from the fixed gantry 12 to the rotating gantry 22, and the rotating gantry 22 can be significantly reduced in size. Since the number of components to be mounted on the rotating gantry 12 is reduced, the space of the rotating gantry 12 can be extra.
It is also possible to realize a line CT apparatus. According to the X-ray CT apparatus mounted on a multi-tube, the time resolution of a captured image can be improved. Hereinafter, various modifications of the circuit configuration for supplying power from the fixed gantry to the rotating gantry in the X-ray CT apparatus according to the embodiment of the present invention will be described. The first modification shown in FIG. 3 is configured to connect the capacitor 24 to the secondary coil 19 in parallel. The capacitor 24 resonates in parallel with the leakage inductance of the secondary coil 19.
【００１４】図４に示す第２の変形例は、高周波交流電
力発生部１３と一次コイル１６との間にコンデンサ３１
を直列に挿入したものである。この第２の変形例は、コ
ンデンサ２４が二次コイル１９によるリーケージインダ
クタンスと共振するように設けられているとともに、一
次コイル１６によるリーケージインダクタンスと共振す
るようにコンデンサ３１が設けられている。二次側のみ
の共振だけでなく、一次側の共振により、使用周波数が
高くなっても、それに応じてコンデンサ３１と、コンデ
ンサ２４とを選択でき、高周波動作が可能となる。つま
り、第２の変形例は一次側のリーケージインダクタンス
を有効利用するものである。図５に示す第３の変形例は
高周波交流電力発生器１３と一次コイル１６との間にコ
ンデンサ３１を直列に挿入する一方、コンデンサ２４を
二次コイル１９に並列に接続したものである。また、図
６に示す第４の変形例は、高周波交流電力発生器１３と
一次コイル１６との間にコンデンサ３１を並列に挿入
し、コンデンサ２４を二次コイル１９に並列に接続した
ものである。さらに、図７に示す第５の変形例は、高周
波交流電力発生器１３と一次コイル１６との間にコンデ
ンサ３１を並列に挿入したものである。FIG. 4 shows a second modification in which a capacitor 31 is provided between a high-frequency AC power generator 13 and a primary coil 16.
Are inserted in series. In the second modification, the capacitor 24 is provided so as to resonate with the leakage inductance due to the secondary coil 19, and the capacitor 31 is provided so as to resonate with the leakage inductance due to the primary coil 16. Not only the resonance on the secondary side but also the resonance on the primary side allows the capacitor 31 and the capacitor 24 to be selected according to the used frequency, thereby enabling high-frequency operation. That is, the second modified example utilizes the leakage inductance on the primary side effectively. In the third modification shown in FIG. 5, a capacitor 31 is inserted in series between the high-frequency AC power generator 13 and the primary coil 16, while the capacitor 24 is connected in parallel to the secondary coil 19. In a fourth modification shown in FIG. 6, a capacitor 31 is inserted between the high-frequency AC power generator 13 and the primary coil 16 in parallel, and the capacitor 24 is connected to the secondary coil 19 in parallel. . Further, in a fifth modified example shown in FIG. 7, a capacitor 31 is inserted in parallel between the high-frequency AC power generator 13 and the primary coil 16.
【００１５】以下、本発明に係る第２の実施の形態を説
明する。図８は、回転架台における変圧器回転部の詳細
構成を示す図である。図９は、固定架台に設けられた変
圧器固定部と回転架台に設けられた変圧器回転部との対
向配置を示す図である。図１０は分離型高電圧変圧器の
一次側コアと二次側コアの配置構造を示す斜視図であ
る。図８に示すように、回転架台２２において、円周に
沿って例えば４つの高電圧ユニットブロックＢ１〜Ｂ４
が配置されている。これらブロック間は、コネクタＣ１
〜Ｃ４により電気的に接続されている。一つの高電圧ユ
ニットブロックは、例えばｍ１〜ｍ４の４つの高電圧ユ
ニット２３を備えている。このような分割構成とするこ
とにより、高電圧ユニット２３の交換性が向上する。な
お、このような分割構成を、固定架台１２の変圧器固定
部に適用してもよい。図９に示すように、固定架台１２
の一次コイル１６および一次側コア１７は、回転架台２
２の二次コイル１９および二次側コア１８と対向するよ
うに配置される。固定架台１２と回転架台２２との空隙
は１ｍｍ程度である。尚、図１０では、高電圧変圧器の
１次側として２つのコア、２次側として１つのコアしか
図示していないが、実際には、１次側、２次側それぞれ
多数のコアが存在し、多数のコアによって全体として円
周を形成する。多数の２次側コアは、回転架台の回転に
伴って回転することになる。両者の形状、数及び配置
は、その回転によって、１次側コアに対向しない２次側
コアが存在しないこと、がないように決定される。Hereinafter, a second embodiment according to the present invention will be described. FIG. 8 is a diagram illustrating a detailed configuration of a transformer rotating unit in the rotating gantry. FIG. 9 is a diagram showing an opposing arrangement of a transformer fixing part provided on a fixed gantry and a transformer rotating part provided on a rotary gantry. FIG. 10 is a perspective view showing an arrangement structure of a primary side core and a secondary side core of a separation type high voltage transformer. As shown in FIG. 8, for example, four high-voltage unit blocks B <b> 1 to B <b> 4
Is arranged. Between these blocks, connector C1
To C4. One high-voltage unit block includes, for example, four high-voltage units 23 of m1 to m4. With such a divided configuration, the exchangeability of the high-voltage unit 23 is improved. In addition, you may apply such a division | segmentation structure to the transformer fixing part of the fixed stand 12. As shown in FIG. As shown in FIG.
The primary coil 16 and the primary side core 17 are
The second secondary coil 19 and the secondary core 18 are arranged to face each other. The gap between the fixed gantry 12 and the rotary gantry 22 is about 1 mm. Although FIG. 10 shows only two cores as the primary side of the high-voltage transformer and only one core as the secondary side, there are actually many cores on each of the primary side and the secondary side. The plurality of cores form a circumference as a whole. A large number of secondary cores rotate with the rotation of the rotating gantry. The shape, number and arrangement of the two are determined so that there is no secondary core that does not face the primary core due to the rotation.
【００１６】また本実施例では、１次側と２次側の対向
面から見て、１次側コアは２つの略直方形の解放面を有
し、２次側コアは略正方形の解放面を有する。２次側コ
アの解放面を１次側コアの解放面より小さくすること
で、回転架台の更なる軽量化を図ることができ、絶縁化
を容易にすることができる。電力供給効率を向上させる
ために２次側コアの解放面を大きくしても良い。更に、
電力供給効率を向上させ、製造を容易にするために、両
者の形状を同じにしても良い。そして、１次コイル１６
への通電により発生した磁束は、１次側コア１７の解放
面（コの字頂点部分）を通じて、２次側コア１８の解放
面へ到達する。この時発生する磁界は点線矢印のように
なる。この磁束により２次側コア１８に巻かれた２次コ
イル１９で電流が発生し、固定架台１２から回転架台２
２へ電力が供給される。二次側コア１８が一次側コア１
７に設けられた凸部７１と最も接近しているとき、一次
コイル１６への通電により発生した磁束は一次側コア１
７を通り、凸部７１を経て、二次側コア１８のコの字の
頂点部分へ到達する。そして、二次側コア１８に巻かれ
た二次コイル１９で再び電流が発生し、固定架台１２か
ら回転架台２２へ電力が供給される。In this embodiment, the primary core has two substantially rectangular open surfaces as viewed from the opposing surfaces on the primary side and the secondary side, and the secondary core has a substantially square open surface. Having. By making the release surface of the secondary core smaller than the release surface of the primary core, it is possible to further reduce the weight of the rotating gantry and to facilitate insulation. In order to improve the power supply efficiency, the open surface of the secondary core may be increased. Furthermore,
In order to improve power supply efficiency and facilitate manufacturing, the shapes of both may be the same. And the primary coil 16
The magnetic flux generated by the current supply to the secondary core 18 reaches the release surface of the secondary core 18 through the release surface of the primary core 17 (the U-shaped vertex). The magnetic field generated at this time is as shown by the dotted arrow. A current is generated in the secondary coil 19 wound around the secondary core 18 by this magnetic flux, and the fixed frame 12
2 is supplied with power. The secondary core 18 is the primary core 1
7, the magnetic flux generated by energizing the primary coil 16 is the primary core 1
7, via the convex portion 71, reaches the apex of the U-shape of the secondary core 18. Then, a current is generated again in the secondary coil 19 wound around the secondary core 18, and power is supplied from the fixed gantry 12 to the rotating gantry 22.
【００１７】このような構造により、一次コイルと二次
コイルとが近接していない状態でも連続的に電力の供給
を行うことができる。以上説明した本発明によれば、非
接触回転式の採用により給電および昇圧を単体で行う小
型の高電圧変圧器を備えた薄型のＸ線コンピュータ断層
撮影装置を提供できる。図示はしてないが、回転中の磁
界結合の強さの不ぞろいに起因する高電圧出力のリッブ
ルは他の原因によるリップルと同様に、出力電圧のネガ
ティーブフィードバックにより排除されることは言うま
でもない。このネガティーブフィードバックは光伝送や
無線によって行なう。なお、本発明は、上記実施の形態
あるいは変形例を種々組みあせて用いても良い。With such a structure, power can be continuously supplied even when the primary coil and the secondary coil are not close to each other. According to the present invention described above, it is possible to provide a thin X-ray computed tomography apparatus including a small high-voltage transformer that performs power supply and boosting by itself by employing a non-contact rotary method. Although not shown, it is needless to say that the high voltage output ribbles due to irregularities in the strength of the magnetic field coupling during rotation, as well as ripples due to other causes, are eliminated by negative feedback of the output voltage. This negative feedback is performed by optical transmission or radio. In the present invention, the above-described embodiments or modifications may be used in various combinations.
【発明の効果】以上詳細に説明したように、本発明によ
れば、非接触回転方式で給電およびＸ線を発生するに必
要な高電圧までの昇圧を一括して行なう小型の高電圧変
圧器を備えた薄型のＸ線コンピュータ断層撮影装置を提
供することが可能となる。As described above in detail, according to the present invention, a compact high-voltage transformer for simultaneously performing power supply and boosting to a high voltage required for generating X-rays in a non-contact rotating manner. It is possible to provide a thin X-ray computed tomography apparatus equipped with
【図１】本発明の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置におけ
る固定架台から回転架台への電力供給のための電気回路
の構成を示す図である。FIG. 1 is a diagram showing a configuration of an electric circuit for supplying power from a fixed gantry to a rotary gantry in an X-ray CT apparatus according to an embodiment of the present invention.
【図２】固定架台および回転架台の内部における各部品
の配置を示す断面図である。FIG. 2 is a cross-sectional view showing an arrangement of each component inside a fixed mount and a rotary mount.
【図３】図１に示した回路構成の第１の変形例を示す図
である。FIG. 3 is a diagram showing a first modification of the circuit configuration shown in FIG. 1;
【図４】図１に示した回路構成の第２の変形例を示す図
である。FIG. 4 is a diagram showing a second modification of the circuit configuration shown in FIG. 1;
【図５】図１に示した回路構成の第３の変形例を示す図
である。FIG. 5 is a diagram showing a third modification of the circuit configuration shown in FIG. 1;
【図６】図１に示した回路構成の第４の変形例を示す図
である。FIG. 6 is a diagram illustrating a fourth modification of the circuit configuration illustrated in FIG. 1;
【図７】図１に示した回路構成の第５の変形例を示す図
である。FIG. 7 is a diagram showing a fifth modification of the circuit configuration shown in FIG. 1;
【図８】回転架台における変圧器回転部の詳細構成を示
す図である。FIG. 8 is a diagram showing a detailed configuration of a transformer rotating unit in the rotating gantry.
【図９】固定架台に設けられた変圧器固定部と回転架台
に設けられた変圧器回転部との対向配置を示す図であ
る。FIG. 9 is a diagram showing an opposing arrangement of a transformer fixing unit provided on a fixed gantry and a transformer rotating unit provided on a rotary gantry.
【図１０】分離型高電圧変圧器の一次側コアと二次側コ
アの配置構造を示す斜視図である。FIG. 10 is a perspective view showing an arrangement structure of a primary side core and a secondary side core of a separation type high voltage transformer.
【図１１】非接触型の電力供給によるＸ線ＣＴ装置の従
来例における、固定架台から回転架台への電力供給のた
めの電気回路の構成を示す図である。FIG. 11 is a diagram showing a configuration of an electric circuit for supplying power from a fixed gantry to a rotating gantry in a conventional example of an X-ray CT apparatus using non-contact power supply.
【図１２】非接触型の電力供給によるＸ線ＣＴ装置の従
来例における、固定架台および回転架台の内部の各部品
の配置を示す断面図である。FIG. 12 is a cross-sectional view showing the arrangement of components inside a fixed gantry and a rotary gantry in a conventional example of a non-contact type X-ray CT apparatus using power supply.
１１ 交流電源 １２ 固定架台 １３ 高周波交流電力発生部 １４ ＡＣ／ＤＣコンバータ １５ インバータ １６ 一次コイル １７ 一次側コア １８ 二次側コア １９ 二次コイル ２０ 整流器 ２１ Ｘ線管 ２２ 回転架台 DESCRIPTION OF SYMBOLS 11 AC power supply 12 Fixed mount 13 High frequency AC power generation part 14 AC / DC converter 15 Inverter 16 Primary coil 17 Primary core 18 Secondary core 19 Secondary coil 20 Rectifier 21 X-ray tube 22 Rotating mount
Claims (20)
回転可能に取り付けられ、Ｘ線を発生するＸ線管を有す
る回転架台部と、交流電源に接続され、該交流電源から
の出力電圧を所望の高周波電圧に変換する周波数変換回
路と、前記周波数変換回路からの出力を前記固定架台部
から前記回転架台部に伝送し、所望の高電圧に昇圧する
高電圧変圧器と、前記高電圧変圧器から出力された交流
電圧を直流電圧に変換し、前記Ｘ線管に供給する整流回
路と、を具備し、前記高電圧変圧器は、前記固定架台部
に設けられ前記周波数変換回路からの出力が供給される
一次側の固定部と、前記回転架台部に設けられ前記高電
圧を発生する二次側の回転部の巻線に接続されるキャパ
シタを有する共振回路と、を有することを特徴とするＸ
線ＣＴ装置。1. A fixed gantry portion, a rotating gantry portion rotatably mounted on the fixed gantry portion and having an X-ray tube for generating X-rays, connected to an AC power supply, and an output from the AC power supply. A frequency conversion circuit that converts a voltage to a desired high-frequency voltage; a high-voltage transformer that transmits an output from the frequency conversion circuit to the rotary gantry from the fixed gantry and boosts the voltage to a desired high voltage; A rectifier circuit that converts an AC voltage output from a voltage transformer into a DC voltage and supplies the DC voltage to the X-ray tube, wherein the high-voltage transformer is provided in the fixed gantry part and is provided from the frequency conversion circuit. And a resonance circuit having a capacitor provided on the rotary mount and connected to a winding of the secondary rotary unit that generates the high voltage. Characteristic X
Line CT device.
らの出力電圧を直流電圧に変換するコンバータと、前記
コンバータから出力された直流電圧を前記高周波の交流
電圧に変換する少なくとも１つ以上のインバータとを具
備することを特徴とする請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。2. The frequency conversion circuit includes: a converter for converting an output voltage from the AC power supply to a DC voltage; and at least one or more inverters for converting the DC voltage output from the converter to the high-frequency AC voltage. The X-ray CT apparatus according to claim 1, comprising:
架台部の円周上に配置され、前記高電圧変圧器の回転部
は、前記固定架台部の円周と同一中心とする前記回転架
台部の円周上に配置され、前記回転部は前記固定部に対
向し非接触で回転することを特徴とする請求項１記載の
Ｘ線ＣＴ装置。3. The fixed portion of the high-voltage transformer is disposed on a circumference of the fixed gantry, and the rotating portion of the high-voltage transformer has the same center as the circumference of the fixed gantry. 2. The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the X-ray CT apparatus is arranged on a circumference of a rotating gantry, and the rotating section faces the fixed section and rotates in a non-contact manner.
一次側コアと、該一次側コアに巻回されるとともに前記
周波数変換回路の出力端子に接続される一次巻線を有
し、前記高電圧変圧器の二次側の回転部は、二次側コア
と、該二次側コアに巻回されるとともに前記整流回路の
入力端子に接続される二次巻線とを有することを特徴と
する請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。4. The fixed part on the primary side of the high-voltage transformer,
A primary side core, a primary winding wound around the primary side core and connected to an output terminal of the frequency conversion circuit, and a secondary rotating part of the high-voltage transformer has a secondary side. The X-ray CT apparatus according to claim 1, further comprising a core, and a secondary winding wound around the secondary core and connected to an input terminal of the rectifier circuit.
ぞれ、矩形の一辺を切り欠いた解放面を有する形状を成
し、少なくとも前記一次側コア及び二次側コアのいずれ
か一方は、前記矩形の突端の回転移動方向に沿って長い
対向面を有することを特徴とする請求項４記載のＸ線Ｃ
Ｔ装置。5. The primary core and the secondary core each have a shape having a release surface in which one side of a rectangle is cut out, and at least one of the primary core and the secondary core is: The X-ray C according to claim 4, wherein the X-ray C has a long facing surface along a rotational movement direction of the rectangular protrusion.
T device.
複数の一次側コアと、該複数の一次側コアの各々に巻回
されるとともに前記周波数変換回路の出力端子に接続さ
れる複数の一次巻線とからなる一次側固定部ペアと、隣
り合う前記複数の一次側固定部ペア間を接続する接続部
とにより構成されることを特徴とする請求項１記載のＸ
線ＣＴ装置。6. The fixed part on the primary side of the high-voltage transformer,
A plurality of primary-side cores, and a pair of primary-side fixing portions each of which is wound around each of the plurality of primary-side cores and is connected to an output terminal of the frequency conversion circuit, and 2. The X according to claim 1, further comprising a connecting portion connecting the plurality of primary-side fixed portion pairs.
Line CT device.
いた解放面に、前記円周に沿った方向に伸出する対向面
を有することを特徴とする請求項６記載のＸ線ＣＴ装
置。7. The X-ray CT according to claim 6, wherein the primary side core has a facing surface extending in a direction along the circumference on a release surface obtained by cutting out one side of a rectangle. apparatus.
複数の二次側コアと、該複数の二次側コアの各々に巻回
されるとともに前記整流回路の入力端子に接続される複
数の二次巻線とからなる二次側回転部ペアと、隣り合う
前記複数の二次側回転部ペア間を接続する接続部と、を
具備することを特徴とする請求項１記載のＸ線ＣＴ装
置。8. The rotating part on the secondary side of the high-voltage transformer,
A plurality of secondary-side cores, a secondary-side rotating unit pair comprising a plurality of secondary windings wound around each of the plurality of secondary-side cores and connected to an input terminal of the rectifier circuit, 2. The X-ray CT apparatus according to claim 1, further comprising: a connection unit that connects between the plurality of adjacent pairs of the secondary rotation units. 3.
いた解放面に、前記円周に沿った方向に伸出する対向面
を有することを特徴とする請求項８記載のＸ線ＣＴ装
置。9. The X-ray according to claim 8, wherein the secondary core has an opposing surface extending in a direction along the circumference on a release surface obtained by cutting one side of a rectangle. CT device.
を有し、前記固定架台部に対して回転可能な回転架台部
と、前記固定架台部から前記回転架台部へ電力を非接触
で伝送する電力伝送手段と、を具備し、前記電力伝送手
段は前記電力を昇圧する高電圧変圧器であり、前記固定
架台部に１次側、前記回転架台部に２次側の分離構成で
あることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。10. A fixed gantry portion, a rotating gantry portion having an X-ray tube for irradiating X-rays and rotatable with respect to the fixed gantry portion, and supplying electric power from the fixed gantry portion to the rotating gantry portion. A power transmission means for transmitting the power in a non-contact manner, wherein the power transmission means is a high-voltage transformer for boosting the power, and a primary side is separated from the fixed gantry and a secondary side is separated from the rotary gantry. An X-ray CT apparatus having a configuration.
Ｘ線菅からＸ線を照射可能な電圧まで昇圧することを特
徴とする請求項１０記載のＸ線ＣＴ装置。11. The X-ray CT apparatus according to claim 10, wherein the high-voltage transformer increases the voltage at least to a voltage at which the X-ray tube can emit X-rays.
転架台部の回転に伴って、前記高電圧変圧器の１次側に
対して非接触で回転することを特徴とする請求項１０記
載のＸ線ＣＴ装置。12. The high-voltage transformer according to claim 12, wherein a secondary side of the high-voltage transformer rotates in a non-contact manner with respect to a primary side of the high-voltage transformer with rotation of the rotary gantry. 10. The X-ray CT apparatus according to 10.
からの電圧を直流電圧に変換するコンバータと、前記直
流電圧を交流電圧に変換する1以上のインバータとを備
え、前記回転架台部は、前記高電圧変圧器により昇圧さ
れた出力電圧を直流の高電圧に整流し、当該直流高電圧
を前記Ｘ線管に出力する整流器と、を備えることを特徴
とする請求項１０記載のＸ線ＣＴ装置。13. The fixed gantry includes a power supply, a converter for converting a voltage from the power supply to a DC voltage, and one or more inverters for converting the DC voltage to an AC voltage. The rectifier according to claim 10, further comprising: a rectifier configured to rectify an output voltage boosted by the high-voltage transformer into a DC high voltage and output the DC high voltage to the X-ray tube. CT device.
コイルを巻回した１次側コアが複数個配列され全体とし
て円周を形成したものであって、前記高電圧変圧器の2
次側は、前記１次側コアに対向するように配置され、２
次側コイルを巻回した２次側コアを配置することを特徴
とする請求項１０記載のＸ線ＣＴ装置。14. The high-voltage transformer according to claim 1, wherein a primary side of the high-voltage transformer is formed by arranging a plurality of primary-side cores wound with primary-side coils and forming a circumference as a whole. of 2
The secondary side is disposed so as to face the primary side core, and
The X-ray CT apparatus according to claim 10, wherein a secondary core wound with a secondary coil is arranged.
側コイルによるインダクタンスと共振する共振手段を備
えることを特徴とする請求項１４記載のＸ線ＣＴ装置。15. The X-ray CT apparatus according to claim 14, wherein a secondary side of the high-voltage transformer includes a resonance unit that resonates with an inductance of the secondary coil.
転部の回転によっても、少なくとも１つの前記1次側コ
アに対向することを特徴とする請求項１４記載のＸ線Ｃ
Ｔ装置。16. The X-ray C according to claim 14, wherein each of the secondary cores faces at least one of the primary cores by rotation of the rotating unit.
T device.
は、前記インバータを介して並列に接続され、前記複数
個の高電圧変圧器の２次側は、前記整流器を介して直列
に接続されることを特徴とする請求項１４記載のＸ線Ｃ
Ｔ装置。17. A primary side of the plurality of high voltage transformers is connected in parallel via the inverter, and a secondary side of the plurality of high voltage transformers is connected in series via the rectifier. The X-ray C according to claim 14, which is connected.
T device.
台部に略均等な間隔で配置されていることを特徴とする
請求項１４記載のＸ線ＣＴ装置。18. The X-ray CT apparatus according to claim 14, wherein the plurality of secondary cores are arranged at substantially equal intervals on the rotary gantry.
次側コイルによるインダクタンスと共振する共振手段を
備えることを特徴とする請求項１５記載のＸ線ＣＴ装
置。19. The primary side of the high voltage transformer is connected to the primary side.
The X-ray CT apparatus according to claim 15, further comprising a resonance unit configured to resonate with an inductance of the secondary coil.
固定された固定架台と、前記固定架台に対向して設けら
れ前記撮影空間に対して回転する回転架台と、前記固定
架台に備えられた交流電力発生器と、前記固定架台の前
記撮影空間に沿って配列され前記交流電力発生器と電気
的に接続された複数個の１次コイルと、前記１次コイル
に巻かれた１次側コアと、前記１次側コアと対向し前記
回転架台に複数個配列された２次側コアと、前記複数個
の２次側コアに巻きつけられた複数個の２次コイルと、
前記複数個の２次コイルにそれぞれ接続され共振回路を
形成する共振手段と、前記複数個の共振回路の出力を整
流する整流手段と、前記整流手段に接続されているＸ線
管と、を具備することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。20. A fixed gantry having an imaging space and fixed to the imaging space, a rotating gantry provided to face the fixed gantry and rotating with respect to the imaging space, and provided on the fixed gantry. An AC power generator, a plurality of primary coils arranged along the imaging space of the fixed gantry and electrically connected to the AC power generator, and a primary side wound around the primary coil. A core, a plurality of secondary cores opposed to the primary core and arranged on the rotary frame, and a plurality of secondary coils wound around the plurality of secondary cores;
A resonance unit connected to the plurality of secondary coils to form a resonance circuit; a rectification unit configured to rectify outputs of the plurality of resonance circuits; and an X-ray tube connected to the rectification unit. An X-ray CT apparatus characterized in that:
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