JP4526107B2

JP4526107B2 - X-ray CT system

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Publication number: JP4526107B2
Application number: JP2000220708A
Authority: JP
Inventors: 順高橋; 博司高野; 拓也堂本; 和彦坂本; 浩和飯嶋
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2000-07-21
Filing date: 2000-07-21
Publication date: 2010-08-18
Anticipated expiration: 2020-07-21
Also published as: JP2002034967A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は，被検体の診断部位にＸ線を放射しその透過Ｘ線像を検出して断層像を再構成し画像として表示するＸ線ＣＴ装置に関し，特に連続的に回転するスキャナ回転部に電源から電力を供給する手段を備えたものにおいて，上記電力供給手段の保守点検を容易にすると共に信頼性を向上することができるＸ線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線管から扇状のＸ線ビームを被検体に照射し、該被検体を透過したＸ線を前記Ｘ線管と対向する位置に配置したＸ線検出器で検出し、この検出したデータを画像処理して前記被検体の断層像を得るものである。
【０００３】
前記Ｘ線検出器は、円弧状に配列された数百にも及ぶ検出素子群で構成され、被検体を挟んでＸ線管に対向して配置されており、検出器素子の数に対応した数の放射状に分布するＸ線通路を形成し、Ｘ線管と検出器が一体となって被検体の周りを少なくとも180度以上回転させて一定の角度ごとに被検体の透過Ｘ線を検出する。
【０００４】
このＸ線ＣＴ装置において、近年、“短時間で広い範囲のスキャンが可能”、“体軸方向に連続したデータが得られ、これによって三次元画像の生成が可能になる”などの特徴により、ヘリカルスキャンやスパイラルスキャンと呼ばれるら旋ＣＴが急激に普及した。
このら旋ＣＴは、撮影中に積極的に撮影位置を移動させることで広範囲に亘る多層の撮影にかかる時間を大幅に短縮して、三次元のＣＴ撮影を可能としたものである。
【０００５】
このような特徴のあるら旋ＣＴは、固定したスキャナ本体が連続回転スキャンを行うと同時に寝台を体軸方向に移動させることによって、Ｘ線管を被検体に対し相対的にら旋運動をさせる。このように、ら旋スキャンは撮影中、連続回転スキャンと並行して撮影位置も変えているため、全体の撮影時間が短縮される。また、撮影中に体軸方向にも連続走査しているため、三次元データを収集していることになる。
【０００６】
このら旋スキャンを実現するためには、スキャナ回転盤を連続して回転させる必要があり、そのためにはスキャナ回転盤に搭載したＸ線管に連続して電力を供給するための手段が必要となる。この手段として、スリップリングとブラシから成る電力供給機構が用いられ、前記スキャナ回転盤にＸ線管と共に該Ｘ線管に高電圧（以下、この電圧を管電圧と呼ぶことにする）を印加するための高電圧発生装置などを搭載し、この高電圧発生装置などに前記電力供給機構を介して前記Ｘ線管から所要のＸ線を発生するための電力を供給する。このように、高電圧発生装置はスキャナ回転盤に搭載されて高速に回転されるために、その重量はできるだけ軽い方が望ましい。このため、Ｘ線高電圧装置には、前記高電圧発生装置の高電圧トランスを小型、軽量化でき、かつ管電圧の脈動を小さくできるインバータ式Ｘ線高電圧装置が用いられる。
【０００７】
しかし、このようなスリップリングとブラシによる電力供給機構による従来のＸ線ＣＴ装置は、スリップリングとブラシの機械的摺接による電力供給方法であるので、前記スリップリングとブラシとの間に大電流が流れることによって，その接触部分に摩耗や腐食が生じるものであった。すなわち、上記スキャナ回転部に搭載されている高電圧トランスは、出力側に百数十ｋＶもの高電圧を発生させるもので、入力側との絶縁のために内部に十分な絶縁距離を設けてあり、このために数μＨ〜数十μＨの漏れインダクタンスがある。また、上記スリップリングとブラシとを介して流れる電流は、最大で約４００Ａにもなる。このような状態で、上記スキャナ回転部が回転するときにスリップリングとスキャナ固定部に設けたブラシとの間に小さな隙間が生じると、上記漏れインダクタンスの影響で電流は流れ続けようとし、上記隙間にアークが発生して局所的に高温になることがある。そして、この高温によって上記スリップリングやブラシが摩耗したり腐食することがあるので、上記スリップリングの研磨やブラシの交換などの保守点検を定期的に行わなければならず、保守点検に多くの労力と費用とを要するものである。また，この問題は，近年心臓等の動きの激しい臓器の診断を効果的に行うことを目的に，より高速スキャンのＸ線ＣＴ装置が市場から求められていることから，益々深刻になりつつある。
【０００８】
そこで，このような問題点に対処する方法として，電源からＸ線管側へ電力を機械的摺接によらない非接触で供給する電磁誘導作用を利用した方法が特開平7-204192号に開示されている。これは、スキャナ回転部に設けられ電源からＸ線管側へ電力を供給する手段として、上記インバータ式Ｘ線高電圧装置のインバータ回路の出力側に接続されると共にスキャナ回転部の固定枠の周上に第一の巻線を配置し、この第一の巻線に対向して上記スキャナ回転部の回転枠の周上に配置されると共に上記高電圧変圧器の入力側に接続された第二の巻線とを組み合わせて成る電磁誘導送電手段を設けたものである。
【０００９】
また、Ｘ線検出器から画像処理装置へ検出信号を送る手段として発光素子と受光素子を組み合わせた光通信を利用した非接触伝送手段を用いたＸ線ＣＴ装置について特開平9-313473号に公開されている。
これらにより、非接触でＸ線管に高電圧を供給し、Ｘ線検出信号を画像処理装置に伝送することができ、スリップリンク゛とブラシによる機械的摺接による前記電力伝送手段及び信号伝送手段の摩耗や腐食を防止し、保守点検を容易にすると共に、装置全体の信頼性を向上することができる。
【００１０】
【発明が解決しようとしている課題】
しかし、上記特開平7-204192号には，Ｘ線管のフィラメントを加熱するフィラメント加熱回路や，Ｘ線管の陽極を回転駆動するＸ線管の陽極回転駆動回路などの，Ｘ線発生に必要な前記高電圧発生回路以外の前記各種回路への電力供給については言及していない。
このため，前記各種回路への電力供給なしではＸ線ＣＴ装置として機能しないので、この各種回路への電力供給も大きな課題である。
【００１１】
この場合、前記各種回路への電力供給に従来と同じスリップリングとブラシの機械的摺接による電力供給方法を用いることが考えられるが、前記各種回路に必要な電力は高電圧発生回路よりも非常に小さいとは言え、数十アンペアの電流が流れるので、この方法でも摩耗や腐食の問題は残る。さらに，上記特開平7-204192号に開示されているＸ線ＣＴ装置の管電圧の制御はスキャナ回転部の固定側のインバータ回路で行う方式であるために、このインバータ回路の出力電圧、すなわちスキャナ回転部の回転側に搭載した高電圧トランスの一次側に供給される電圧は前記管電圧に応じて変化するので、上記各種回路への電力供給源とすることができない。したがって、上記各種回路に対して個別に電磁誘導送電手段を設ける必要が生じるので、システム全体が一層複雑化し、コスト上昇やサイズ・重量の増加は著しいものとなる。
【００１２】
そこで、本発明の目的は、高電圧発生回路だけでなく，該高電圧発生回路以外のＸ線管のフィラメント加熱回路やＸ線管の陽極回転駆動回路などのスキャナ回転部は搭載された回路にも非接触で電力を供給し，電源からスキャナ回転部へ電力を供給する電力供給手段の保守点検を容易にすると共に装置全体の信頼性を向上し、高速スキャンに対応可能なＸ線ＣＴ装置を提供することにある。
【００１３】
【課題を解決するための手段】
上記目的は、以下の手段によって達成される。
【００１４】
（1）Ｘ線を放射するＸ線管と、このＸ線管から放射されたＸ線が被検体を透過した透過Ｘ線量分布を検出すると共にこの検出信号を増幅するＸ線検出部と、前記Ｘ線管とＸ線検出部とを対向させて被検体の周りに回転させるスキャナ回転部と、前記Ｘ線検出部からの出力信号を処理して診断部位の断層像を再構成する画像処理装置と、この画像処理装置からの出力信号を入力して断層像を表示する画像表示装置とを有するＸ線ＣＴ装置であって、直流電圧を発生する電源と、この電源からの直流電圧を交流に変換するインバータ回路と、このインバータ回路の出力側に接続されると共に上記スキャナ回転部の固定枠の周上に配置された第一の巻線と前記スキャナ回転部の回転枠の周上に前記第一の巻線に対向して配置された複数の第二の巻線とを組み合わせて成る電磁誘導送電手段と、この電磁誘導送電手段の複数の第二の巻線のうちの一つの巻線の少なくとも出力電圧又は周波数を制御して前記Ｘ線管に印加する電圧を制御する管電圧制御手段と、この管電圧制御手段によって制御された交流電圧を昇圧する高電圧トランスと、この高電圧トランスの出力電圧を直流電圧に変換する高電圧整流器と、この高電圧整流器の出力電圧を平滑するコンデンサとを備え、このコンデンサで平滑した直流の高電圧を前記Ｘ線管に印加してＸ線を放射する。
【００１５】
（2）前記管電圧制御手段は、電圧制御可能な双方向スイッチによる交流電圧制御手段又はサイクロコンバータで構成される。
【００１６】
（3）前記電磁誘導送電手段は，その第一の巻線をスキャナ回転部の固定枠の周上に配置されたリング状の鉄心に巻き付け，複数の第二の巻線をスキャナ回転部の回転枠の周上に配置されたリング状の鉄心に巻き付けて成り，前記第一の巻線で発生する磁束が前記各鉄心を介して複数の第二の巻線に鎖交するように構成した。
【００１７】
（4）前記電磁誘導送電手段の複数の第二の巻線のうちの任意の巻線の出力電圧を前記管電圧制御手段に入力し、前記複数の第二の巻線のうちの残りの巻線の出力電圧を前記スキャナ回転部に搭載した回路に供給する。
【００１８】
（5）前記電磁誘導送電手段の複数の第二の巻線のうちの任意の巻線の出力電圧を前記管電圧制御手段に入力すると共に前記第二の巻線の残りの巻線と絶縁して複数種類の出力電圧を発生する絶縁変圧器を有し、この絶縁変圧器の出力電圧を前記スキャナ回転部に搭載した回路に供給する。
【００１９】
このように構成されたＸ線ＣＴ装置は，スキャナ回転部において電源からスキャナ回転部に搭載された各回路へ電力を供給する電力供給手段として，第一の巻線と第二の巻線とを組み合わせて成る電磁誘導送電手段を設けたことにより，従来のようなスリップリングとブラシとの機械的な摺接によることなく，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とができる。これにより，従来のような電力供給部分の摩耗や腐食を防止でき，電力供給手段の保守点検を容易にすると共に信頼性の向上を図ることができる。また，前記に加えて，本発明では、Ｘ線発生系の大部分を占める管電圧制御回路に双方向スイッチによる少なくとも交流電圧制御手段又は周波数制御手段を適用することによって部品点数が少なく、回路が簡素化するので、回転部の搭載物の軽量化が図られ，より高速スキャンが可能な診断能の高いＸ線ＣＴ装置とすることができる。
【００２０】
【発明の実施の形態】
以下，本発明の実施例を添付図面に基づいて詳細に説明する。
（実施例１）
図1は本発明によるＸ線ＣＴ装置の第1の実施例を示す全体構成のブロック図である。概略は以下の通りである。すなわち、このＸ線ＣＴ装置は，被検体の診断部位にＸ線を放射しその透過Ｘ線量分布を検出して断層像を再構成し画像として表示するもので，図1に示すように，直流電源1と，インバータ回路2と，高電圧発生回路520と，陽極駆動回路510と，加熱回路530と，制御電源回路540と、Ｘ線管560と，Ｘ線検出部550と，画像処理装置9と，画像表示装置10とを有し，上記電源1からスキャナ回転部5に搭載された各回路へ電力を供給する手段としてスキャナ回転部5に電磁誘導送電手段4を備え，さらにＸ線検出部550から画像処理装置9へ検出信号を送る手段としてスキャナ回転部に設けた前記Ｘ線検出部550からの出力信号を光に変換する発光素子7cとスキャナ固定部に設けた光を電気信号に変換する受光8cとによる信号伝送手段とを備えて成る。
【００２１】
以下，各部の構成やその役割、動作等について詳細に説明する。上記電源1は，直流電圧を発生するもので，商用の交流電源101と，この交流電源の電圧を所望の直流電圧に変換するコンバータ回路102と，このコンバータ回路102の出力電圧を平滑するコンデンサ103とから成っている。この電源１の入力電源としての商用電源は、単相交流電源を例としてあげたが、これは三相交流電源でも良く、また、前記電源１は，直流電圧を発生するものであれば上記の構成に限らず、例えばバッテリであっても良い。
【００２２】
インバータ回路2は，上記電源1から出力された直流電圧を高周波の交流に変換するものである。このインバータ回路2については，後述する出力制御手段580との役割分担にもよるが，スキャナ回転部5に搭載されている高電圧発生回路520と，陽極駆動回路510と，加熱回路530と，制御電源回路540に必要な交流電圧を供給できれば、一定の電圧でも、制御された電圧でも良い。電磁誘導送電手段4は、後で詳細を述べるが，電磁誘導を利用して非接触でスキャナ回転部5に搭載された上記各回路へ電力を伝送する手段である。
【００２３】
高電圧発生回路520は、上記電磁誘導送電手段4の出力を入力としてＸ線管560に印加する直流電圧（管電圧）をその目標値に制御する。ここで，高電圧発生回路520は，電圧制御可能な双方向スイッチ581と582とから成り、交流電圧を入力し、この交流電圧を制御して出力する出力制御手段580と，高電圧トランス524と、高電圧整流器525と、平滑コンデンサ526とで構成されている。出力制御手段580は，上記電磁誘導送電手段4から出力された交流電圧を入力して目標の管電圧と実際の管電圧とが一致するように制御され高電圧トランス524に交流電圧を入力する。高電圧トランス524は、前記交流電圧を昇圧するものであり，この昇圧された交流電圧を高電圧整流器525で直流高電圧に変換し、この変換された直流高電圧を平滑コンデンサ526で平滑してこの平滑された直流高電圧をＸ線管560に印加する。前記平滑コンデンサ526は、前記高電圧整流器526とＸ線管560とを接続する高電圧ケーブルの有する浮遊静電容量でも良く、この静電容量のみで不足の場合は別にコンデンサを付加しても良い。
【００２４】
陽極駆動回路510は，コンバータ回路511と、平滑コンデンサ512と、インバータ回路513とで構成されており、上記電磁誘導送電手段4からの交流電圧をコンバータ回路511で直流電圧に整流し、これを平滑コンデンサ512で平滑して、この平滑された直流電圧をインバータ回路513で三相交流電圧に変換し、これを回転陽極型Ｘ線管560の陽極回転駆動機構の固定子コイル561に供給して該回転陽極型Ｘ線管560の陽極を所要の回転数で回転させるものである。前記回転陽極型Ｘ線管560は，その陽極が回転することでＸ線放射時の陽極ターゲットの熱集中を軽減する構造になっており、この陽極駆動回路510は，回転陽極型でないＸ線管の場合には必要無い。
【００２５】
加熱回路530は，コンバータ回路531と、平滑コンデンサ532と、インバータ回路533とで構成されている。上記電磁誘導送電手段4から交流電圧をコンバータ回路531で直流電圧に変換し、この変換された直流電圧を平滑コンデンサ532で平滑して、この平滑した直流電圧をインバータ回路533で高周波の交流電圧に変換する。この変換された交流電圧を加熱トランス535に入力し、該加熱トランス535の出力電圧をＸ線管560のフィラメントに供給して前記Ｘ線管560の管電流が目標値になるように前記フィラメントを加熱制御する。
【００２６】
また，制御電源回路540は，上記高電圧発生回路520，上記陽極駆動回路510，上記加熱回路530のそれぞれの制御回路へ直流電圧（5V，15V等）を供給する回路で、上記電磁誘導送電手段4から交流電圧を整流回路541で直流電圧に変換するものである。
【００２７】
Ｘ線管560は，上記陽極駆動回路510から出力された交流電圧が供給されて陽極が回転し，また上記加熱回路530によってフィラメントが加熱され，さらに上記高電圧発生回路520から出力された直流高電圧を供給して，被検体6に向けてＸ線を放射するものである。
そして，この被検体を透過したＸ線は，Ｘ線検出部550へ入射する。
【００２８】
上記Ｘ線検出部550は，上記Ｘ線管560から放射され被検体を透過した透過Ｘ線の線量分布を検出すると共にその検出信号を増幅するもので，上記の透過Ｘ線の線量分布を検出する検出器551と，この検出器551からの検出信号を増幅するプリアンプ552とから成る。
【００２９】
このプリアンプ552で増幅された検出信号はスキャナ回転部に設けた発光素子7cで光に変換され、この変換された光信号をスキャナ固定部に設けた受光素子8cで電気信号に変換して、前記Ｘ線検出信号を非接触でスキャナ固定部に伝送する。
【００３０】
画像処理装置9は，上記発光素子7cと受光素子8cにより非接触で伝送されたＸ線検出信号が入力されて、この信号に各種の補正処理を加えて画像処理し，被検体6の診断部位の断層像を再構成するものである。そして、画像表示装置10は，上記画像処理装置9からの出力信号を入力して断層像を表示するもので，例えばテレビモニタである。なお，図1において，符号3は，上記インバータ回路2の出力電圧を高電圧トランス524の漏れインダクタンスとで共振を起こさせ十分な電力を得るための共振コンデンサであり，必要に応じて挿入すればよい。
【００３１】
このように，スキャナ回転部5には，上記高電圧発生回路520と、Ｘ線管560と、Ｘ線検出部550とに加え，上記陽極駆動回路510と、加熱回路530と、制御電源回路540とが搭載され，上記Ｘ線管560とＸ線検出部550とが被検体6を挟んで対向した状態で上記被検体6の周りに回転するようになっている。スキャナ回転部５は，中心部に被検体挿入用の開口部が形成された回転枠を有し，この回転枠の一側面に、上記陽極駆動回路510、高電圧発生回路520（加熱トランス535を含む）、加熱回路530、制御電源回路540、Ｘ線管560（陽極回転駆動機構の固定子コイル561を含む）、Ｘ線検出部550を搭載し、前記回転枠の胴部の周りには検出信号伝送用の発光素子7Cを設け、この発光素子に対向してスキャナの固定枠に受光素子8Cを設けて、これらによって被検体を透過したＸ線検出信号を画像処理装置９に伝送する。
【００３２】
次に，電磁誘導送電手段4について詳細に説明する。図2は上記電磁誘導送電手段4の具体的な構造図である。同図（a）はスキャナの固定枠55と回転枠52との位置関係を示す断面図、（b）は図2（a）において破線で囲んで示した電磁誘導送電手段4の一部分を拡大した斜視図である。まず，上記回転枠52は，固定枠55の内側にて軸方向にある距離だけ離して設けられた軸受403a，403bによって回転可能に保持されている。固定枠55の内周面と回転枠52の外周面には、図2（a）に示すように、それぞれ対向して第一の鉄心404と第二の鉄心405とが配置されている。各々の鉄心は一体でも良いが，複数に分割されていても良い。また，一方の鉄心が一体で，他方の鉄心が分割されているという組合わせ等，特開平8-336521に記載された様々な方法もここでは適用可能である。この実施例における第一の鉄心404に設けた溝には、インバータ回路2の出力側に接続された第一の巻線401が嵌め込み固定される。第二の鉄心405に設けた溝には，高電圧発生回路520等の入力側に接続された第二の巻線402a〜402dが嵌め込み固定され，第二の巻線402a〜402dに対してそれぞれ出力端子を有する。電磁誘導送電手段4を上記のように構成することにより，図1においてインバータ回路2から供給された交流電流が第一の巻線401に流れると，図2（b）に示すように，対向する第一の巻線401及び第二の巻線402a〜402d，及び対向する円形で断面がコの字形の第一の鉄心404と、同じく円形で断面がコの字形の第二の鉄心405とで構成された外鉄形の変圧器に磁気回路が形成され磁束φが発生する。すると，磁束φと鎖交している第二の巻線402a〜402dに電圧が誘起され，この第二の巻線402a〜402dから図1に示す陽極駆動回路510（対応する第二の巻線は402d），高電圧発生回路520（対応する第二の巻線は402c），加熱回路530（対応する第二の巻線は402b），制御電源回路540（対応する第二の巻線は402a）に交流電圧を供給することができる。
【００３３】
次に，本発明において回転部の重量を軽減するための最大のキーポイントとなる上記電磁誘導送電手段4の出力を受電（入力）すると共に交流電圧を出力して高電圧トランス524に入力する出力制御手段580について詳細に説明する。この出力制御手段580は，整流回路（交流−直流変換回路）と、この出力電圧を平滑するコンデンサと、この平滑回路で平滑された直流電圧を高周波の交流電圧に変換するインバータ回路とで構成することも考えられるが，それでは部品点数が非常に多いため高価となるばかりでなく，その部分の重量が重く、サイズが大きくなることは避けられず，高速スキャンに不利となる。そこで，本実施例においては，電圧制御可能な電力用半導体スイッチング素子、例えば、絶縁ゲート型バイポーラトランジスタ（IGBTと略記） 581と582とを逆向きに対抗させて直列接続した双方向スイッチを用い、この双方向スイッチにより交流電圧制御を行い、この制御された電圧を高電圧トランス524で昇圧し、この昇圧した交流高電圧を高電圧整流器525で直流に変換して、この変換された電圧を平滑コンデンサ526で平滑して直流高電圧をＸ線管560に印加するものである。したがって、管電圧は前記双方向スイッチの通流幅を目標の管電圧になるように制御することになる。
【００３４】
図3に前記双方向スイッチの動作を説明する図を示す。同図（a）は双方向スイッチ及びこのスイッチの入力側と出力側とを含んだ回路図、（b）は双方向スイッチの動作説明図である。図3（a）において、電磁誘導送電手段4の第二の巻線402cの電圧Vinを出力制御手段580の入力電圧とし、双方向スイッチIGBT581（S1）とIGBT582（S2）に図3（b）に示す制御信号G1、G2を与えて前記双方向スイッチを制御すると、該出力制御手段580の出力電圧Vo（＝高電圧トランス4の入力電圧Vo）は図3（b）のVoに示すように制御されて、Ｘ線管560に送る電力を制御することができる。なお，上記二つの制御信号G1、G2は出力制御手段580に流れる電流の経路が遮断されることによって生じる過電圧（L×di/dt、ただし、Lは回路のインダクタンス、iは回路に流れる電流、tは双方向スイッチの遮断時間）が発生しないようにするために、同図に示すように、制御信号G1、G2には所定の重なり期間を設けて、一方のスイッチから他方のスイッチへ回路の電流が断続することなしに転流するようにしている。
【００３５】
上記本発明の第一の実施例によれば、高電圧発生回路だけでなく，該高電圧発生回路以外のＸ線管のフィラメント加熱回路やＸ線管の陽極回転駆動回路などのスキャナ回転部に搭載された回路にも非接触で電力を供給することができると共に前記各種回路に対して個別に電磁誘導送電手段を設ける必要がない。また、従来方式のように前記各種回路の電源は管電圧制御の影響を受けないものとなり、かつ出力制御手段580の採用によって高電圧発生回路を簡素化できるので、これによってＸ線ＣＴ装置のスキャナ回転部が小型、軽量化され、高速スキャンに有利なものとなる。
【００３６】
（実施例２）
図4に本発明の第２の実施例の要部を示す。これは図1の電磁誘導送電手段4とスキャナ回転部5に相当する。この実施例での電磁誘導送電手段4は，第１の実施例と同じ原理に従うものである。第二の巻線402cは第一の実施例と同じ構成の高電圧発生回路520の入力側に接続され，第二の巻線402bは陽極駆動回路510の入力側に接続される。そして，ここが第一の実施例と異なる部分であるが，第二の巻線402aは絶縁トランス571を介してその出力電圧同士は絶縁されて加熱回路530と制御電源回路540に入力される。この実施例では，絶縁トランス571の追加が必要となるが，加熱回路530と制御電源回路540とで消費される電力は高電圧発生回路520と比較すると数十〜百分の一以下であるため，それほど大規模な絶縁トランスが必要となる訳ではなく，電磁誘導送電手段4の出力電圧を所望の値に変換できるので，加熱回路530と制御電源回路540が設計し易いというメリットがある。
出力制御手段580の動作については，上記第一の実施例と同じである。
【００３７】
（実施例３）
図5に本発明の第３の実施例の要部を示す。これは図1の電磁誘導送電手段4とスキャナ回転部5に相当する。この実施例での電磁誘導送電手段4は，第１の実施例と同じ原理に従うものである。この図5に示す実施例は，第１及び第２の実施例における各々の高電圧発生回路520の出力制御部580に電磁誘導送電手段4の出力電圧を入力しその周波数と共にＸ線管に印加する電圧を制御する単相サイクロコンバータを適用したものである。ここでは，第二の巻線402cの中点にセンタータップ590を設け，このセンタータップ590に負荷の一端、すなわち高電圧トランス524の一次巻線の一端を接続し，他の一端にはIGBTとこのIGBTに逆並列に接続された二組の双方向スイッチ（583と584及び585と586）とを図示のように組合わせて単相サイクロコンバータを構成している。この単相サイクロコンバータは，以下に説明するように，出力の周波数をステップダウンあるいはステップアップ変換することができるので，負荷範囲の非常に広いＸ線高電圧装置に適している。すなわち，軽負荷連続運転（管電圧が高く，管電流が少ない状態，つまり負荷抵抗RＸが大きい状態でＸ線を連続曝射する）では，負荷抵抗RＸと高電圧平滑コンデンサ526との積で決まる時定数が大きく管電圧の脈動は問題にならず電力損失も大きくしたくないことから，サイクロコンバータの出力周波数foは低めに抑え，逆に重負荷時には周波数をステップアップさせる等，負荷条件に応じて最適な動作周波数を選択できるというメリットがある。このサイクロコンバータの動作を図6と図7を用いて説明する。このうち、図6は電磁誘導送電手段4の一次側のインバータ回路2（図1に図示）の動作周波数によって決まる入力周波数よりも周波数を低くする、いわゆるステップダウン型のサイクロコンバータの動作（図6はサイクロコンバータの出力周波数を入力周波数の1／3とする例）を示している。同図（a）は二組の双方向スイッチから成るサイクロコンバータ及びこのコンバータの入力側と出力側とを含んだ回路図、（b）はサイクロコンバータの動作説明図である。
【００３８】
入力電圧Vin（第二の巻線402cの出力）に対して，その正負の符号が変わっても，図に示すような制御信号を与えることで負荷に加える出力電圧Voの正負を変えずに維持することができるので，出力電圧Voの周波数foを入力周波数finよりも小さくすることができる。この方式では，出力電圧のピーク値Vpは入力電圧Vinの半分となるが，出力の制御は制御信号の周波数もしくはパルス幅によって行われる。
【００３９】
図7は，図6とは逆に出力電圧Voの周波数foを入力周波数よりも高くするステップアップ型のサイクロコンバータの動作を示している。同図（a）は二組の双方向スイッチから成るサイクロコンバータ及びこのコンバータの入力側と出力側とを含んだ回路図、（b）はサイクロコンバータの動作説明図である。
【００４０】
この実施例の場合，出力周波数foを入力周波数finの3倍としているが，この場合、入力電圧Vinが正の時にはS1の制御信号とS3の制御信号とを交互に，また入力電圧Vinが負の時にはS2の制御信号とS4の制御信号とを交互にオン／オフさせることにより出力電圧Voの周波数foを入力電圧Vinの周波数fin（インバータ2の動作周波数で決まる）より高くすることができる。この方式においても，出力電圧のピーク値Vpは入力電圧Vinの半分となるが，出力の制御は制御信号の周波数もしくはパルス幅によって行われる。
【００４１】
（実施例４）
図8に本発明の第４の実施例の要部を示す。これは図5の電磁誘導送電手段4とスキャナ回転部5に相当する。この実施例での電磁誘導送電手段4は，第１の実施例と同じ原理に従うものである。第二の巻線402cは第３の実施例と同じ構成の高電圧発生回路520の入力側に接続され，第二の巻線402bは陽極駆動回路510の入力側に接続される。そして，ここが第３の実施例と異なる部分であるが，第二の巻線402aは絶縁トランス571を介してその出力電圧同士は絶縁されて加熱回路530と制御電源回路540に入力される。この実施例では，絶縁トランス571の追加が必要となるが，加熱回路530と制御電源回路540とで消費される電力は高電圧発生回路520と比較すると数十〜百分の一以下であるため，それほど大規模な絶縁トランスが必要となる訳ではなく，電磁誘導送電手段4の出力電圧を所望の値に変換できるので，加熱回路530と制御電源回路540が設計し易いというメリットがある。出力制御手段580の動作については，上記第三の実施例と同じである。
【００４２】
（その他の実施例）
本発明は、上記第１〜第４の実施例の一部を変形あるいは組み合わせることにより、以下のような様々な実施例が考えられる。
【００４３】
（1）上記図1、図4、図5、図8の実施例においては，出力制御手段580に適用した双方向スイッチ（サイクロコンバータの双方向スイッチも含む）は2個の電圧制御可能なスイッチと2個のダイオードの組合せとしたが，これに限らず，図9のように、1個のスイッチと1個のダイオードとを組合わせた構成として良い。この場合は、電圧制御可能なスイッチが少なくなり、回路の簡素化が図れる。
【００４４】
（2）上記図1、図4、図5、図8の実施例では，陽極駆動回路510にはコンバータ回路とインバータ回路との組合わせによる制御を行っているが，高電圧発生回路520に適用した双方向スイッチを用いた交流電圧制御やサイクロコンバータを適用することも可能である。
【００４５】
（3）上記図1、図4、図5、図8の実施例では，陽極駆動回路510の前段には絶縁トランスを用いていなかったが，図4の第2，図8の第4の実施例にて加熱回路530と制御電源回路540と同様，電磁誘導送電手段4の出力側に絶縁トランスを用いる構成としても良い。また，この場合、前記絶縁トランスを加熱回路530あるいは制御電源回路540との共用化を図っても良い。
【００４６】
（4）上記実施例においては，電磁誘導送電手段4の鉄心の形状をコの字形としたが，第一の巻線401aで発生した磁束が，第一の鉄心404及び第二の鉄心405を介して第二の巻線402bに鎖交するようにすれば，上記形状にかかわらず，他の形状にすることも可能でありる。
【００４７】
（5）上記電磁誘導送電手段4の第一の巻線401と第二の巻線402には巻線に発生する渦電流損を低減するためにリッツ線（Litz Wire）を用いることも電力変換効率を向上するためには有効である。
【００４８】
（6）上記図1、図4、図5、図8の実施例においては，高電圧発生回路520，陽極駆動回路510，加熱回路530，制御電源回路540をスキャナ回転部5に搭載するとしたが，これに限らず，その一部をスキャナ固定部に設けることも可能である。
【００４９】
（7）上記陽極駆動回路510の回路構成は，上記実施例に限らず、Ｘ線管の陽極回転駆動が可能であれば，いかなる構成でも構わない。
【００５０】
（8）上記加熱回路530の回路構成は，上記実施例に限らず、Ｘ線管のフィラメント加熱制御が可能であれば，いかなる回路構成でも構わない。
【００５１】
（9）上記実施例では、双方向スイッチIGBTを適用した例をあげたが，本発明はこれに限らず，SiサイリスタやGTO，バイポーラトランジスタ等を適用しても本発明の主旨は達せられる。
【００５２】
（10）上記高電圧発生回路520は、高電圧トランス524の一次側巻線と直列にコンデンサを挿入し，前記高電圧トランスの漏れインダクタンスとで共振現象を利用しつつ交流電圧制御や周波数制御を行う等，様々なバリエーションが考えられる。
【００５３】
【発明の効果】
以上に説明したように，高電圧発生回路だけでなく，該高電圧発生回路以外のＸ線管のフィラメント加熱回路やＸ線管の陽極回転駆動回路などのスキャナに搭載した回路にも非接触で電力を供給するようにしたので，電源からスキャナ回転部の各回路に電力を供給する電力供給手段の保守点検を容易とすると共に装置全体の信頼性を向上し、高速スキャンに対応可能なＸ線ＣＴ装置を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施例を示す全体構成のブロック図。
【図２】図1の第１の実施例の電磁誘導送電手段の具体的な構造図。
【図３】図1の第１の実施例の双方向スイッチを用いた出力制御回路とその動作説明図。
【図４】本発明の第２の実施例の要部の回路ブロック図。
【図５】本発明の第３の実施例の要部の回路ブロック図。
【図６】本発明の第３の実施例のサイクロコンバータの動作説明図（周波数をステップダウンする例）。
【図７】本発明の第３の実施例のサイクロコンバータの動作説明図（周波数をステップアップする例）。
【図８】本発明の第４の実施例の要部の回路ブロック図。
【図９】 1個のスイッチと4個ダイオードの組合せによる双方向スイッチ回路図。
【符号の説明】
1…電源、2,513,533…インバータ回路、3,103,512,526,532…コンデンサ、4…電磁誘導送電手段、5…スキャナ回転部、51…スキャナ開口部、52…スキャナ回転枠、55…スキャナ固定枠、101…交流電源、102,511,525,531,541…整流器、401…第一の巻線、402…第二の巻線、404…第一の鉄心、405…第二の鉄心、403…軸受、510…陽極駆動回路、524…高電圧トランス、526…高電圧平滑コンデンサ、530…加熱回路、535…加熱トランス、540…制御電源回路、550…Ｘ線検出部、560…Ｘ線管、561…Ｘ線管の陽極回転機構の固定子コイル、571…絶縁トランス、580…出力制御手段、581〜586…絶縁ゲート型バイポーラトランジスタ（IGBT）、590…センタータップ[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an X-ray CT apparatus that emits X-rays to a diagnostic site of a subject, detects a transmitted X-ray image thereof, reconstructs a tomographic image, and displays the image as an image. The present invention relates to an X-ray CT apparatus that is provided with means for supplying power from a power supply and can facilitate maintenance and inspection of the power supply means and improve reliability.
[0002]
[Prior art]
The X-ray CT apparatus irradiates a subject with a fan-shaped X-ray beam from an X-ray tube, detects X-rays transmitted through the subject with an X-ray detector disposed at a position facing the X-ray tube, The detected data is image-processed to obtain a tomographic image of the subject.
[0003]
The X-ray detector is composed of hundreds of detection element groups arranged in an arc shape, and is arranged to face the X-ray tube with the subject interposed therebetween, corresponding to the number of detector elements. A plurality of radially distributed X-ray passages are formed, and the X-ray tube and the detector are integrated to rotate around the subject by at least 180 degrees to detect transmitted X-rays of the subject at certain angles. .
[0004]
In recent years, this X-ray CT apparatus has features such as “a wide range of scanning is possible in a short time” and “continuous data can be obtained in the body axis direction, thereby enabling generation of a three-dimensional image”. Rotational CT called helical scan or spiral scan has spread rapidly.
In this rotation CT, the time taken for multilayer imaging over a wide range is greatly reduced by actively moving the imaging position during imaging, and three-dimensional CT imaging is possible.
[0005]
The spiral CT having such a feature causes the X-ray tube to rotate relative to the subject by moving the bed in the body axis direction simultaneously with the fixed scanner body performing continuous rotation scanning. . In this way, the spiral scan changes the shooting position in parallel with the continuous rotation scan during shooting, so that the overall shooting time is shortened. Further, since continuous scanning is also performed in the body axis direction during photographing, three-dimensional data is collected.
[0006]
In order to realize this spiral scan, it is necessary to continuously rotate the scanner turntable. To that end, means for continuously supplying power to the X-ray tube mounted on the scanner turntable is required. Become. As this means, a power supply mechanism comprising a slip ring and a brush is used, and a high voltage (hereinafter referred to as a tube voltage) is applied to the X-ray tube together with the X-ray tube on the scanner rotating disk. The high voltage generator for mounting is supplied, and the high voltage generator is supplied with electric power for generating required X-rays from the X-ray tube via the power supply mechanism. Thus, since the high voltage generator is mounted on the scanner turntable and rotated at a high speed, it is desirable that the weight be as light as possible. For this reason, an inverter type X-ray high voltage device that can reduce the size and weight of the high voltage transformer of the high voltage generator and reduce the pulsation of the tube voltage is used for the X-ray high voltage device.
[0007]
However, since the conventional X-ray CT apparatus using the power supply mechanism using the slip ring and the brush is a power supply method by mechanical sliding contact between the slip ring and the brush, a large current is generated between the slip ring and the brush. As a result of flowing, wear and corrosion occurred at the contact area. That is, the high voltage transformer mounted on the scanner rotating unit generates a high voltage of hundreds of kV on the output side, and has a sufficient insulation distance inside for insulation from the input side. For this reason, there is a leakage inductance of several μH to several tens of μH. Further, the current flowing through the slip ring and the brush is about 400 A at the maximum. In this state, if a small gap is generated between the slip ring and the brush provided on the scanner fixing part when the scanner rotating part rotates, current tends to continue to flow due to the influence of the leakage inductance. In some cases, an arc is generated and the temperature is locally increased. Since the slip ring and brush may be worn or corroded by this high temperature, maintenance inspection such as polishing of the slip ring and replacement of the brush must be periodically performed. And cost. In addition, this problem is becoming more serious in recent years because there has been a demand for higher-speed scanning X-ray CT apparatuses from the market for the purpose of effectively diagnosing organs such as the heart that are moving rapidly. .
[0008]
Therefore, as a method for dealing with such problems, a method using electromagnetic induction that supplies power from the power source to the X-ray tube side in a non-contact manner without mechanical sliding contact is disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 7-204192. Has been. This is connected to the output side of the inverter circuit of the inverter type X-ray high-voltage device as a means for supplying power from the power source to the X-ray tube side provided in the scanner rotation unit, and around the fixed frame of the scanner rotation unit. A first winding is disposed on the second winding, and is disposed on the circumference of the rotating frame of the scanner rotating portion so as to face the first winding and connected to the input side of the high-voltage transformer. The electromagnetic induction power transmission means comprising a combination of windings is provided.
[0009]
An X-ray CT apparatus using non-contact transmission means using optical communication combining a light-emitting element and a light-receiving element as means for sending a detection signal from an X-ray detector to an image processing apparatus is disclosed in JP-A-9-313473. Has been.
As a result, a high voltage can be supplied to the X-ray tube in a non-contact manner, and an X-ray detection signal can be transmitted to the image processing apparatus. The power transmission means and the signal transmission means by mechanical sliding contact with a slip link and brush can be used. Wear and corrosion can be prevented, maintenance and inspection can be facilitated, and the reliability of the entire apparatus can be improved.
[0010]
[Problems to be solved by the invention]
However, the above-mentioned JP-A-7-204192 requires X-ray generation such as a filament heating circuit for heating the filament of the X-ray tube and an anode rotation driving circuit for the X-ray tube for rotating the anode of the X-ray tube. No mention is made of power supply to the various circuits other than the high voltage generating circuit.
For this reason, since it does not function as an X-ray CT apparatus without power supply to the various circuits, power supply to the various circuits is also a big problem.
[0011]
In this case, it is conceivable to use the same power supply method by mechanical sliding contact between the slip ring and the brush for power supply to the various circuits, but the power required for the various circuits is much higher than that of the high voltage generation circuit. Even though it is small, a current of several tens of amperes flows, and this method still has problems of wear and corrosion. Further, since the tube voltage of the X-ray CT apparatus disclosed in the above-mentioned JP-A-7-204192 is controlled by an inverter circuit on the fixed side of the scanner rotating unit, the output voltage of this inverter circuit, that is, the scanner Since the voltage supplied to the primary side of the high voltage transformer mounted on the rotating side of the rotating unit changes according to the tube voltage, it cannot be used as a power supply source for the various circuits. Therefore, it is necessary to provide electromagnetic induction power transmission means for each of the various circuits. Therefore, the entire system is further complicated, and the cost increase and size / weight increase become significant.
[0012]
Therefore, an object of the present invention is not only a high voltage generating circuit, but also a scanner rotating unit such as an X-ray tube filament heating circuit and an X-ray tube anode rotation driving circuit other than the high voltage generating circuit. An X-ray CT system that facilitates maintenance and inspection of the power supply means that supplies power to the scanner rotating unit from the power source without contact and improves the reliability of the entire system and supports high-speed scanning It is to provide.
[0013]
[Means for Solving the Problems]
The above object is achieved by the following means.
[0014]
(1) an X-ray tube that emits X-rays, an X-ray detector that detects a transmitted X-ray dose distribution in which the X-rays emitted from the X-ray tube pass through the subject, and amplifies the detection signal; A scanner rotation unit that rotates an X-ray tube and an X-ray detection unit facing each other and rotates around a subject, and an image processing apparatus that processes an output signal from the X-ray detection unit and reconstructs a tomographic image of a diagnostic site And an image display device for displaying a tomogram by inputting an output signal from the image processing device, a power source for generating a DC voltage, and a DC voltage from the power source to AC An inverter circuit to be converted, a first winding connected to the output side of the inverter circuit and disposed on the circumference of the fixed frame of the scanner rotation unit, and the first winding on the circumference of the rotation frame of the scanner rotation unit; A plurality of second windings arranged opposite one winding And a voltage to be applied to the X-ray tube by controlling at least the output voltage or frequency of one of the plurality of second windings of the electromagnetic induction power transmitting means. Tube voltage control means for controlling, a high voltage transformer for boosting the AC voltage controlled by the tube voltage control means, a high voltage rectifier for converting the output voltage of the high voltage transformer to a DC voltage, and the high voltage rectifier A capacitor for smoothing the output voltage, and a high DC voltage smoothed by the capacitor is applied to the X-ray tube to emit X-rays.
[0015]
(2) The tube voltage control means is composed of AC voltage control means or a cycloconverter using a bidirectional switch capable of voltage control.
[0016]
(3) The electromagnetic induction power transmission means has its first winding wound around a ring-shaped iron core disposed on the circumference of the fixed frame of the scanner rotating unit, and a plurality of second windings are rotated by the scanner rotating unit. It is configured by winding around a ring-shaped iron core arranged on the periphery of the frame, and the magnetic flux generated in the first winding is linked to a plurality of second windings via the respective iron cores.
[0017]
(4) An output voltage of an arbitrary winding of the plurality of second windings of the electromagnetic induction power transmission unit is input to the tube voltage control unit, and the remaining windings of the plurality of second windings The output voltage of the line is supplied to a circuit mounted on the scanner rotation unit.
[0018]
(5) An output voltage of an arbitrary winding of the plurality of second windings of the electromagnetic induction power transmission unit is input to the tube voltage control unit and insulated from the remaining windings of the second winding. Insulating transformers that generate a plurality of types of output voltages are supplied, and the output voltages of the insulating transformers are supplied to a circuit mounted on the scanner rotating unit.
[0019]
The X-ray CT apparatus configured as described above includes a first winding and a second winding as power supply means for supplying power from the power source to each circuit mounted on the scanner rotation unit in the scanner rotation unit. By providing the combined electromagnetic induction power transmission means, it is possible to supply the required power in a non-contact manner by electromagnetic induction action, without the conventional mechanical sliding contact between the slip ring and the brush. As a result, it is possible to prevent the conventional power supply portion from being worn and corroded, to facilitate maintenance and inspection of the power supply means and to improve the reliability. In addition to the above, in the present invention, by applying at least an AC voltage control means or a frequency control means using a bidirectional switch to a tube voltage control circuit that occupies most of the X-ray generation system, the number of components is reduced, and the circuit is reduced. Since the simplification is achieved, the weight of the mounted part of the rotating part can be reduced, and an X-ray CT apparatus with high diagnostic capability that can perform higher-speed scanning can be obtained.
[0020]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings.
Example 1
FIG. 1 is a block diagram of an overall configuration showing a first embodiment of an X-ray CT apparatus according to the present invention. The outline is as follows. In other words, this X-ray CT apparatus emits X-rays to the diagnosis site of a subject, detects the transmitted X-ray dose distribution, reconstructs a tomographic image, and displays it as an image. As shown in FIG. Power supply 1, inverter circuit 2, high voltage generation circuit 520, anode drive circuit 510, heating circuit 530, control power supply circuit 540, X-ray tube 560, X-ray detector 550, and image processing device 9 And an image display device 10, the scanner rotating unit 5 is provided with electromagnetic induction power transmission means 4 as means for supplying electric power from the power source 1 to each circuit mounted on the scanner rotating unit 5, and an X-ray detecting unit As a means for sending a detection signal from 550 to the image processing device 9, a light emitting element 7c for converting an output signal from the X-ray detection unit 550 provided in the scanner rotation unit to light and a light provided in the scanner fixing unit are converted into an electrical signal. And a signal transmission means by the light receiving 8c.
[0021]
Hereinafter, the configuration of each part, its role, operation, etc. will be described in detail. The power source 1 generates a DC voltage. The commercial AC power source 101, a converter circuit 102 that converts the voltage of the AC power source into a desired DC voltage, and a capacitor 103 that smoothes the output voltage of the converter circuit 102. It consists of. The commercial power source as an input power source of the power source 1 is a single-phase AC power source as an example, but this may be a three-phase AC power source, and if the power source 1 generates a DC voltage, For example, a battery may be used.
[0022]
The inverter circuit 2 converts the DC voltage output from the power source 1 into high-frequency AC. The inverter circuit 2 is controlled by a high voltage generation circuit 520, an anode driving circuit 510, a heating circuit 530, and a control circuit mounted on the scanner rotating unit 5, although depending on the role of the output control means 580 described later. A constant voltage or a controlled voltage may be used as long as the AC voltage necessary for the power supply circuit 540 can be supplied. As will be described in detail later, the electromagnetic induction power transmission means 4 is means for transmitting electric power to each of the circuits mounted on the scanner rotating unit 5 in a non-contact manner using electromagnetic induction.
[0023]
The high voltage generation circuit 520 controls the DC voltage (tube voltage) applied to the X-ray tube 560 to the target value using the output of the electromagnetic induction power transmission means 4 as an input. Here, the high voltage generation circuit 520 is composed of bidirectional switches 581 and 582 capable of voltage control. The output control means 580 inputs an AC voltage, controls the AC voltage and outputs it, a high voltage transformer 524, and the like. And a high voltage rectifier 525 and a smoothing capacitor 526. The output control means 580 inputs the AC voltage output from the electromagnetic induction power transmission means 4 and is controlled so that the target tube voltage and the actual tube voltage coincide with each other, and inputs the AC voltage to the high voltage transformer 524. The high voltage transformer 524 boosts the AC voltage. The boosted AC voltage is converted into a DC high voltage by the high voltage rectifier 525, and the converted DC high voltage is smoothed by the smoothing capacitor 526. The smoothed DC high voltage is applied to the X-ray tube 560. The smoothing capacitor 526 may be a floating capacitance of a high-voltage cable connecting the high-voltage rectifier 526 and the X-ray tube 560. If this capacitance is insufficient, a capacitor may be added separately. .
[0024]
The anode drive circuit 510 includes a converter circuit 511, a smoothing capacitor 512, and an inverter circuit 513. The converter circuit 511 rectifies the AC voltage from the electromagnetic induction power transmission means 4 into a DC voltage, and smoothes the DC voltage. The smoothed DC voltage is smoothed by the capacitor 512 and converted into a three-phase AC voltage by the inverter circuit 513, which is supplied to the stator coil 561 of the anode rotation drive mechanism of the rotary anode X-ray tube 560. The anode of the rotary anode type X-ray tube 560 is rotated at a required rotational speed. The rotary anode type X-ray tube 560 has a structure that reduces the heat concentration of the anode target during X-ray emission by rotating the anode, and the anode drive circuit 510 is not a rotary anode type X-ray tube. In the case of, it is not necessary.
[0025]
The heating circuit 530 includes a converter circuit 531, a smoothing capacitor 532, and an inverter circuit 533. The AC voltage from the electromagnetic induction power transmission means 4 is converted into a DC voltage by the converter circuit 531, the converted DC voltage is smoothed by the smoothing capacitor 532, and the smoothed DC voltage is converted to a high-frequency AC voltage by the inverter circuit 533. Convert. The converted AC voltage is input to the heating transformer 535, and the output voltage of the heating transformer 535 is supplied to the filament of the X-ray tube 560 so that the tube current of the X-ray tube 560 becomes a target value. Control heating.
[0026]
The control power supply circuit 540 is a circuit that supplies a DC voltage (5 V, 15 V, etc.) to the control circuits of the high voltage generation circuit 520, the anode drive circuit 510, and the heating circuit 530, and the electromagnetic induction power transmission means. The AC voltage from 4 is converted into a DC voltage by the rectifier circuit 541.
[0027]
The X-ray tube 560 is supplied with the AC voltage output from the anode drive circuit 510 to rotate the anode, the filament is heated by the heating circuit 530, and the DC high voltage output from the high voltage generation circuit 520 is further increased. A voltage is supplied to emit X-rays toward the subject 6.
Then, the X-ray transmitted through the subject enters the X-ray detection unit 550.
[0028]
The X-ray detection unit 550 detects the dose distribution of transmitted X-rays emitted from the X-ray tube 560 and transmitted through the subject and amplifies the detection signal, and detects the dose distribution of the transmitted X-rays. And a preamplifier 552 that amplifies the detection signal from the detector 551.
[0029]
The detection signal amplified by the preamplifier 552 is converted into light by the light emitting element 7c provided in the scanner rotating unit, and the converted optical signal is converted into an electric signal by the light receiving element 8c provided in the scanner fixing unit. The X-ray detection signal is transmitted to the scanner fixing unit without contact.
[0030]
The image processing device 9 receives an X-ray detection signal transmitted in a non-contact manner by the light emitting element 7c and the light receiving element 8c, performs various correction processes on this signal, performs image processing, and performs diagnostic processing on the subject 6. The tomographic image is reconstructed. The image display device 10 receives an output signal from the image processing device 9 and displays a tomographic image, and is a television monitor, for example. In FIG. 1, reference numeral 3 is a resonance capacitor for causing the output voltage of the inverter circuit 2 to resonate with the leakage inductance of the high-voltage transformer 524 to obtain sufficient power, and can be inserted if necessary. Good.
[0031]
Thus, in addition to the high voltage generation circuit 520, the X-ray tube 560, and the X-ray detection unit 550, the scanner rotation unit 5 includes the anode drive circuit 510, the heating circuit 530, and the control power supply circuit 540. And the X-ray tube 560 and the X-ray detection unit 550 are rotated around the subject 6 with the subject 6 being opposed to each other. The scanner rotating unit 5 has a rotating frame in which an opening for inserting a subject is formed at the center, and the anode driving circuit 510 and the high voltage generating circuit 520 (heating transformer 535 are provided on one side of the rotating frame. A heating circuit 530, a control power circuit 540, an X-ray tube 560 (including a stator coil 561 of an anode rotation driving mechanism), and an X-ray detection unit 550, which are detected around the body of the rotating frame. A light-emitting element 7C for signal transmission is provided, a light-receiving element 8C is provided on the fixed frame of the scanner so as to face the light-emitting element, and an X-ray detection signal transmitted through the subject is transmitted to the image processing apparatus 9 by these.
[0032]
Next, the electromagnetic induction power transmission means 4 will be described in detail. FIG. 2 is a specific structural diagram of the electromagnetic induction power transmission means 4. (A) is a cross-sectional view showing the positional relationship between the fixed frame 55 and the rotating frame 52 of the scanner, and (b) is an enlarged view of a part of the electromagnetic induction power transmission means 4 surrounded by a broken line in FIG. 2 (a). It is a perspective view. First, the rotating frame 52 is rotatably held by bearings 403a and 403b provided at a certain distance in the axial direction inside the fixed frame 55. As shown in FIG. 2 (a), a first iron core 404 and a second iron core 405 are arranged on the inner peripheral surface of the fixed frame 55 and the outer peripheral surface of the rotary frame 52 so as to face each other. Each iron core may be integrated or divided into a plurality of pieces. Various methods described in JP-A-8-336521, such as a combination in which one iron core is integrated and the other iron core is divided, are also applicable here. The first winding 401 connected to the output side of the inverter circuit 2 is fitted and fixed in the groove provided in the first iron core 404 in this embodiment. In the grooves provided in the second iron core 405, the second windings 402a to 402d connected to the input side of the high voltage generating circuit 520 and the like are fitted and fixed, and are respectively fixed to the second windings 402a to 402d. It has an output terminal. By configuring the electromagnetic induction power transmission means 4 as described above, when the alternating current supplied from the inverter circuit 2 in FIG. 1 flows through the first winding 401, it faces each other as shown in FIG. 2 (b). The first winding 401 and the second windings 402a to 402d, the first iron core 404 having a circular U-shaped cross section and the second iron core 405 having a circular shape and a U-shaped cross section. A magnetic circuit is formed in the constructed outer iron type transformer, and a magnetic flux φ is generated. Then, a voltage is induced in the second windings 402a to 402d interlinked with the magnetic flux φ, and the anode driving circuit 510 (the corresponding second winding shown in FIG. 1) is generated from the second windings 402a to 402d. 402d), high voltage generation circuit 520 (corresponding second winding is 402c), heating circuit 530 (corresponding second winding is 402b), control power circuit 540 (corresponding second winding is 402a) ) Can be supplied with an alternating voltage.
[0033]
Next, an output for receiving (inputting) the output of the electromagnetic induction power transmission means 4 serving as the maximum key point for reducing the weight of the rotating part in the present invention and outputting an AC voltage to the high voltage transformer 524. The control means 580 will be described in detail. The output control means 580 includes a rectifier circuit (AC-DC conversion circuit), a capacitor that smoothes the output voltage, and an inverter circuit that converts the DC voltage smoothed by the smoothing circuit into a high-frequency AC voltage. However, it is not only expensive because the number of parts is very large, but the weight of the part is heavy and the size is unavoidable, which is disadvantageous for high-speed scanning. Therefore, in this embodiment, a voltage-controllable power semiconductor switching element, for example, a bidirectional switch in which insulated gate bipolar transistors (abbreviated as IGBT) 581 and 582 are connected in series in opposite directions, AC voltage control is performed by the bidirectional switch, the controlled voltage is boosted by the high voltage transformer 524, the boosted AC high voltage is converted to DC by the high voltage rectifier 525, and the converted voltage is smoothed. The voltage is smoothed by the capacitor 526 and a high DC voltage is applied to the X-ray tube 560. Therefore, the tube voltage is controlled so that the flow width of the bidirectional switch becomes the target tube voltage.
[0034]
FIG. 3 is a diagram for explaining the operation of the bidirectional switch. FIG. 4A is a circuit diagram including a bidirectional switch and an input side and an output side of the switch, and FIG. 4B is an operation explanatory diagram of the bidirectional switch. In FIG. 3 (a), the voltage Vin of the second winding 402c of the electromagnetic induction power transmission means 4 is used as the input voltage of the output control means 580, and the bidirectional switches IGBT581 (S1) and IGBT582 (S2) are connected to FIG. 3 (b). When the bidirectional switch is controlled by giving the control signals G1 and G2 shown in FIG. 3, the output voltage Vo of the output control means 580 (= the input voltage Vo of the high voltage transformer 4) is as shown by Vo in FIG. Controlled, the power delivered to the X-ray tube 560 can be controlled. The two control signals G1 and G2 are overvoltages (L × di / dt, where L is the inductance of the circuit, i is the current flowing through the circuit, As shown in the figure, the control signals G1 and G2 are provided with a predetermined overlap period so that t does not occur in the switching time of the bidirectional switch. The current is commutated without interruption.
[0035]
According to the first embodiment of the present invention, not only the high voltage generating circuit but also the scanner rotating unit such as the filament heating circuit of the X-ray tube and the anode rotation driving circuit of the X-ray tube other than the high voltage generating circuit. Electric power can be supplied to the mounted circuit in a non-contact manner, and there is no need to provide electromagnetic induction power transmission means for each of the various circuits. Further, unlike the conventional method, the power source of the various circuits is not affected by the tube voltage control, and the high voltage generation circuit can be simplified by adopting the output control means 580, which allows the scanner of the X-ray CT apparatus. The rotating part is reduced in size and weight, which is advantageous for high-speed scanning.
[0036]
(Example 2)
FIG. 4 shows a main part of the second embodiment of the present invention. This corresponds to the electromagnetic induction power transmission means 4 and the scanner rotating unit 5 in FIG. The electromagnetic induction power transmission means 4 in this embodiment follows the same principle as in the first embodiment. The second winding 402c is connected to the input side of the high voltage generating circuit 520 having the same configuration as that of the first embodiment, and the second winding 402b is connected to the input side of the anode driving circuit 510. The second winding 402a is input to the heating circuit 530 and the control power supply circuit 540 after the output voltage of the second winding 402a is insulated through the insulating transformer 571. In this embodiment, it is necessary to add an insulation transformer 571, but the power consumed by the heating circuit 530 and the control power supply circuit 540 is tens to one-hundred or less compared to the high voltage generation circuit 520. Therefore, an insulation transformer of such a large scale is not required, and the output voltage of the electromagnetic induction power transmission means 4 can be converted into a desired value, so that there is an advantage that the heating circuit 530 and the control power circuit 540 are easy to design.
The operation of the output control means 580 is the same as that in the first embodiment.
[0037]
(Example 3)
FIG. 5 shows an essential part of a third embodiment of the present invention. This corresponds to the electromagnetic induction power transmission means 4 and the scanner rotating unit 5 in FIG. The electromagnetic induction power transmission means 4 in this embodiment follows the same principle as in the first embodiment. In the embodiment shown in FIG. 5, the output voltage of the electromagnetic induction power transmission means 4 is input to the output control unit 580 of each high voltage generation circuit 520 in the first and second embodiments and applied to the X-ray tube together with the frequency thereof. A single-phase cycloconverter that controls the voltage to be applied is applied. Here, a center tap 590 is provided at the midpoint of the second winding 402c, and one end of the load, that is, one end of the primary winding of the high voltage transformer 524 is connected to the center tap 590, and the other end is connected to IGBT. A two-phase switch (583 and 584 and 585 and 586) connected in reverse parallel to the IGBT is combined as shown in the figure to form a single-phase cycloconverter. Since this single-phase cycloconverter can step down or step up the output frequency as described below, it is suitable for an X-ray high voltage apparatus with a very wide load range. That is, in a light load continuous operation (when the tube voltage is high and the tube current is small, that is, when X-rays are continuously exposed with a large load resistance RX), it is determined by the product of the load resistance RX and the high voltage smoothing capacitor 526. Since the time constant is large and the pulsation of the tube voltage does not become a problem and the power loss does not need to be large, the output frequency fo of the cycloconverter is kept low, and conversely, the frequency is stepped up under heavy loads, etc. The advantage is that the optimum operating frequency can be selected. The operation of this cycloconverter will be described with reference to FIGS. Of these, FIG. 6 shows the operation of a so-called step-down type cycloconverter in which the frequency is lower than the input frequency determined by the operating frequency of the inverter circuit 2 (shown in FIG. 1) on the primary side of the electromagnetic induction power transmission means 4 (FIG. 6). Shows an example in which the output frequency of the cycloconverter is 1/3 of the input frequency. FIG. 2A is a circuit diagram including a cycloconverter composed of two sets of bidirectional switches and an input side and an output side of the converter, and FIG. 2B is an operation explanatory diagram of the cycloconverter.
[0038]
Even if the sign of the input voltage Vin (the output of the second winding 402c) changes, the sign of the output voltage Vo applied to the load is maintained without changing by giving a control signal as shown in the figure. Therefore, the frequency fo of the output voltage Vo can be made smaller than the input frequency fin. In this method, the peak value Vp of the output voltage is half of the input voltage Vin, but the output is controlled by the frequency or pulse width of the control signal.
[0039]
FIG. 7 shows the operation of a step-up type cycloconverter that makes the frequency fo of the output voltage Vo higher than the input frequency, contrary to FIG. FIG. 2A is a circuit diagram including a cycloconverter composed of two sets of bidirectional switches and an input side and an output side of the converter, and FIG. 2B is an operation explanatory diagram of the cycloconverter.
[0040]
In this embodiment, the output frequency fo is three times the input frequency fin. In this case, when the input voltage Vin is positive, the control signal of S1 and the control signal of S3 are alternated, and the input voltage Vin is negative. In this case, the frequency fo of the output voltage Vo can be made higher than the frequency fin (determined by the operating frequency of the inverter 2) of the input voltage Vin by alternately turning on / off the control signal of S2 and the control signal of S4. Even in this method, the peak value Vp of the output voltage is half of the input voltage Vin, but the output is controlled by the frequency or pulse width of the control signal.
[0041]
Example 4
FIG. 8 shows an essential part of a fourth embodiment of the present invention. This corresponds to the electromagnetic induction power transmission means 4 and the scanner rotating unit 5 in FIG. The electromagnetic induction power transmission means 4 in this embodiment follows the same principle as in the first embodiment. The second winding 402c is connected to the input side of the high voltage generation circuit 520 having the same configuration as that of the third embodiment, and the second winding 402b is connected to the input side of the anode driving circuit 510. The second winding 402a is input to the heating circuit 530 and the control power supply circuit 540 after the output voltage of the second winding 402a is insulated via the insulating transformer 571. In this embodiment, it is necessary to add an insulation transformer 571, but the power consumed by the heating circuit 530 and the control power supply circuit 540 is tens to one-hundred or less compared to the high voltage generation circuit 520. Therefore, an insulation transformer of such a large scale is not required, and the output voltage of the electromagnetic induction power transmission means 4 can be converted into a desired value, so that there is an advantage that the heating circuit 530 and the control power circuit 540 are easy to design. The operation of the output control means 580 is the same as that in the third embodiment.
[0042]
(Other examples)
In the present invention, the following various embodiments can be considered by modifying or combining a part of the first to fourth embodiments.
[0043]
(1) In the embodiments of FIGS. 1, 4, 5, and 8, the bidirectional switch (including the bidirectional switch of the cycloconverter) applied to the output control means 580 has two voltage controllable switches. However, the present invention is not limited to this, and a configuration in which one switch and one diode are combined as shown in FIG. 9 may be used. In this case, the number of switches capable of voltage control is reduced, and the circuit can be simplified.
[0044]
(2) In the embodiments of FIGS. 1, 4, 5, and 8, the anode drive circuit 510 is controlled by a combination of a converter circuit and an inverter circuit, but is applied to the high voltage generation circuit 520. It is also possible to apply AC voltage control using a bidirectional switch and a cycloconverter.
[0045]
(3) In the embodiments of FIGS. 1, 4, 5, and 8 described above, an insulating transformer was not used in the previous stage of the anode drive circuit 510, but the second embodiment of FIG. 4 and the fourth embodiment of FIG. In the example, as with the heating circuit 530 and the control power supply circuit 540, an insulating transformer may be used on the output side of the electromagnetic induction power transmission means 4. In this case, the insulating transformer may be shared with the heating circuit 530 or the control power supply circuit 540.
[0046]
(4) In the above embodiment, the shape of the iron core of the electromagnetic induction power transmission means 4 is a U-shape, but the magnetic flux generated in the first winding 401a causes the first iron core 404 and the second iron core 405 to move. If the second winding 402b is linked to the second winding 402b, other shapes can be used regardless of the shape.
[0047]
(5) The first winding 401 and the second winding 402 of the electromagnetic induction power transmission means 4 may use a Litz wire to reduce eddy current loss generated in the winding. It is effective for improving efficiency.
[0048]
(6) In the embodiments of FIGS. 1, 4, 5, and 8, the high voltage generation circuit 520, the anode drive circuit 510, the heating circuit 530, and the control power supply circuit 540 are mounted on the scanner rotating unit 5. However, the present invention is not limited to this, and a part thereof can be provided in the scanner fixing portion.
[0049]
(7) The circuit configuration of the anode drive circuit 510 is not limited to the above embodiment, and any configuration may be used as long as the anode rotation drive of the X-ray tube is possible.
[0050]
(8) The circuit configuration of the heating circuit 530 is not limited to the above embodiment, and any circuit configuration may be used as long as filament heating control of the X-ray tube is possible.
[0051]
(9) In the above embodiment, the bidirectional switch IGBT is applied. However, the present invention is not limited to this, and the gist of the present invention can be achieved even if a Si thyristor, GTO, bipolar transistor, or the like is applied.
[0052]
(10) The high voltage generation circuit 520 has a capacitor inserted in series with the primary side winding of the high voltage transformer 524, and performs AC voltage control and frequency control using the resonance phenomenon with the leakage inductance of the high voltage transformer. Various variations are possible, such as performing.
[0053]
【The invention's effect】
As described above, not only the high voltage generation circuit but also the circuits mounted on the scanner such as the X-ray tube filament heating circuit and the X-ray tube anode rotation drive circuit other than the high voltage generation circuit are contactless. Since power is supplied, X-rays that facilitate maintenance and inspection of the power supply means that supplies power to each circuit of the scanner rotation unit from the power source, improve the reliability of the entire apparatus, and support high-speed scanning A CT apparatus can be provided.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram of an overall configuration showing a first embodiment of the present invention.
2 is a specific structural diagram of electromagnetic induction power transmitting means of the first embodiment of FIG.
FIG. 3 is an output control circuit using the bidirectional switch of the first embodiment of FIG. 1 and its operation explanatory diagram;
FIG. 4 is a circuit block diagram of an essential part of a second embodiment of the present invention.
FIG. 5 is a circuit block diagram of an essential part of a third embodiment of the present invention.
FIG. 6 is a diagram for explaining the operation of a cycloconverter according to a third embodiment of the present invention (example in which the frequency is stepped down).
FIG. 7 is an operation explanatory diagram of a cycloconverter according to a third embodiment of the present invention (an example of stepping up the frequency).
FIG. 8 is a circuit block diagram of the main part of a fourth embodiment of the present invention.
FIG. 9 is a bidirectional switch circuit diagram of a combination of one switch and four diodes.
[Explanation of symbols]
1 ... Power supply, 2,513,533 ... Inverter circuit, 3,103,512,526,532 ... Condenser, 4 ... Electromagnetic induction power transmission means, 5 ... Scanner rotating part, 51 ... Scanner opening, 52 ... Scanner rotating frame, 55 ... Scanner fixing frame, 101 ... AC power supply, 102,511,525,531,541 ... Rectifier, 401 ... First winding, 402 ... Second winding, 404 ... First iron core, 405 ... Second iron core, 403 ... Bearing, 510 ... Anode drive circuit, 524 ... High voltage transformer, 526 ... high voltage smoothing capacitor, 530 ... heating circuit, 535 ... heating transformer, 540 ... control power supply circuit, 550 ... X-ray detector, 560 ... X-ray tube, 561 ... stator coil of anode rotation mechanism of X-ray tube, 571 ... Insulation transformer, 580 ... Output control means, 581-586 ... Insulated gate bipolar transistor (IGBT), 590 ... Center tap

Claims

Ｘ線を放射するＸ線管と、このＸ線管から放射されたＸ線が被検体を透過した透過Ｘ線量分布を検出すると共にこの検出信号を増幅するＸ線検出部と、前記Ｘ線管とＸ線検出部とを対向させて被検体の周りに回転させるスキャナ回転部と、前記Ｘ線検出部からの出力信号を処理して診断部位の断層像を再構成する画像処理装置と、この画像処理装置からの出力信号を入力して断層像を表示する画像表示装置とを有するＸ線ＣＴ装置であって、
直流電源と、この直流電源からの直流電圧を交流電圧に変換するインバータ回路と、このインバータ回路の出力側に接続されると共に上記スキャナ回転部の固定枠の周上に配置された第一の巻線と前記スキャナ回転部の回転枠の周上に前記第一の巻線に対向して配置された複数の第二の巻線とを組み合わせて成る電磁誘導送電手段と、を備え、
前記複数の第二の巻線のうちの一つの巻線の出力電圧又は周波数を制御し、前記Ｘ線管に印加する電圧を制御すると共に、電圧制御可能な双方向スイッチによる交流電圧制御手段又はサイクロコンバータにより構成され、前記スキャナ回転部に配置した管電圧制御手段を備えることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。An X-ray tube that emits X-rays, an X-ray detector that detects a transmitted X-ray dose distribution in which the X-rays emitted from the X-ray tube pass through the subject and amplifies the detection signal; and the X-ray tube A scanner rotation unit that rotates the X-ray detection unit to face each other, an image processing apparatus that processes an output signal from the X-ray detection unit and reconstructs a tomographic image of a diagnostic region, and An X-ray CT apparatus having an image display device that inputs an output signal from an image processing device and displays a tomogram,
A DC power source, an inverter circuit for converting a DC voltage from the DC power source into an AC voltage, and a first winding connected to the output side of the inverter circuit and disposed on the circumference of the fixed frame of the scanner rotating unit. Electromagnetic induction power transmission means comprising a combination of a wire and a plurality of second windings arranged opposite to the first winding on the circumference of the rotating frame of the scanner rotating unit,
AC voltage control means by a bidirectional switch capable of controlling the output voltage or frequency of one of the plurality of second windings, controlling the voltage applied to the X-ray tube, and controlling the voltage, or An X-ray CT apparatus comprising a tube voltage control means configured by a cycloconverter and disposed in the scanner rotation unit .

前記管電圧制御手段から出力する電圧を昇圧する高電圧トランスと、この高電圧トランスの出力電圧を直流電圧に変換する高電圧整流器と、この高電圧整流器の出力電圧を平滑するコンデンサと、を備え、このコンデンサで平滑した直流の高電圧を前記Ｘ線管に印加することを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。Comprising a high-voltage transformer for boosting the voltage output from the tube voltage control means, a high-voltage rectifier which converts the output voltage of the high voltage transformer into a DC voltage, a capacitor for smoothing the output voltage of the high voltage rectifier, a 2. The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein a DC high voltage smoothed by the capacitor is applied to the X-ray tube.

前記電磁誘導送電手段の複数の第二の巻線のうちの一つの巻線の出力電圧を前記管電圧制御手段に入力し、前記複数の第二の巻線のうちの他の巻線の出力電圧を前記スキャナ回転部に搭載したＸ線管に備えられた陽極回転駆動機構に電圧を供給する陽極駆動回路、Ｘ線管に備えられたフィラメントに電圧を供給する加熱回路、前記陽極駆動回路、又は前記加熱回路の制御回路へ電圧を供給する制御電源回路、のうち少なくとも一つの回路に供給することを特徴とする請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。The output voltage of one of the plurality of second windings of the electromagnetic induction power transmission means is input to the tube voltage control means, and the output of the other winding of the plurality of second windings An anode driving circuit for supplying a voltage to an anode rotation driving mechanism provided in an X-ray tube mounted on the scanner rotating unit, a heating circuit for supplying a voltage to a filament provided in the X-ray tube, the anode driving circuit, The X-ray CT apparatus according to claim 2, wherein the X-ray CT apparatus is supplied to at least one of a control power supply circuit that supplies a voltage to a control circuit of the heating circuit .

前記電磁誘導送電手段の複数の第二の巻線のうちの一つの巻線の出力電圧を前記管電圧制御手段に入力すると共に前記第二の巻線の他の巻線と絶縁して複数種類の出力電圧を発生する絶縁変圧器を有し、この絶縁変圧器の出力電圧を前記スキャナ回転部に搭載したＸ線管に備えられた陽極回転駆動機構に電圧を供給する陽極駆動回路、Ｘ線管に備えられたフィラメントに電圧を供給する加熱回路、前記陽極駆動回路、又は前記加熱回路の制御回路へ電圧を供給する制御電源回路、のうち少なくとも一つの回路に供給することを特徴とする請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。The output voltage of one of the plurality of second windings of the electromagnetic induction power transmission means is input to the tube voltage control means and insulated from the other windings of the second winding. An anode drive circuit for supplying an output voltage to an anode rotation drive mechanism provided in an X-ray tube mounted on the scanner rotation unit, and an X-ray A heating power circuit for supplying a voltage to a filament provided in a tube, a control power circuit for supplying a voltage to a control circuit for the heating circuit, the anode driving circuit, or the heating circuit. Item 3. The X-ray CT apparatus according to Item 2.