JP2005021682A - Ｃｔシステム用ｘ線発生器及びスリップリング - Google Patents

Abstract

【課題】 ＣＴデータ収集のためにＸ線ビームを発生する回転可能なＸ線管（１７）へ電力を効率的に供給する。
【解決手段】 装置はスリップリング（５６）を含み、電力を固定インバータから回転可能なＨＶタンク（５０）へ伝送する。ＨＶタンク（５０）は伝送される電力を調整し、Ｘ線発生用のＸ線管（１７）に電位を生成する。インバータは、直接スリップリング（５６）へ接続されるか、又は間接的に変圧器（７０）を介して接続される、１つ又は１対の直列共振回路（６２）を有し、周波数成分を制限し、電圧のコモンモード成分及びスリップリング（５６）によって伝送される電流波形を低減すると共に、電力損失を低減する。
【選択図】 図６

Description

本発明は一般に、コンピュータ断層撮影を用いた診断イメージングシステムに関し、より詳細には、固定インバータがスリップリングへ電力を供給して回転高電圧タンクへ伝送し、回転Ｘ線管の両端に電位を発生させるようなＣＴシステム用のＸ線発生器及びスリップリングに関する。

通常、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージングシステムにおいて、Ｘ線源は患者又は手荷物などの被検体又は対象物に向かって扇状ビームを放射する。以下「被検体」及び「対象物」という用語はイメージが可能な任意のものを含むものとする。ビームは、被検体によって減弱した後、放射線検出器のアレイに衝突する。検出器アレイで受信される減弱した放射線ビームの強度は通常、被検体によるＸ線ビームの減弱によって決まる。検出器アレイの各検出器素子は、各検出器素子によって受信された減弱ビームを表す別個の電気信号を生成する。電気信号は、最終的にイメージを生成するデータ処理システムへ分析のために送信される。

一般に、Ｘ線源及び検出器アレイは、イメージング平面内にあり、被検体を囲むガントリの周囲を回転する。Ｘ線源は通常Ｘ線管を含み、焦点にＸ線ビームを放射する。Ｘ線検出器は通常、検出器で受信されるＸ線ビームをコリメートするコリメータと、コリメータに隣接しＸ線を光エネルギに変換するシンチレータと、隣接するシンチレータから光エネルギを受信し、そこから電気信号を生成するフォトダイオードとを含む。

通常シンチレータアレイの各シンチレータは、Ｘ線を光エネルギに変換する。各シンチレータは、これに隣接するフォトダイオードに光エネルギを放出する。各フォトダイオードは光エネルギを検出し、対応する電気信号を発生する。次いで、フォトダイオードの出力は、画像再構成のためにデータ処理システムへ送信される。

ＣＴシステムのＸ線発生器は、データ収集中、イメージングボアの周りを回転するものとしてガントリ内に配置される。Ｘ線発生器は通常、Ｘ線管、データ収集システム、及び円弧状検出器アレイを含む。この公知の構成は図１に示される。図示されるように、Ｘ線発生器及びスリップリング構成２は、Ｘ線管３、高電圧（ＨＶ）タンク４、及び操作的にスリップリング６に接続されたインバータ５を含む。Ｘ線管３、ＨＶタンク４、及びインバータは、ガントリの回転中各々を支持する回転ベース７にそれぞれ接続されて固定される。回転ベース７の外部で、スリップリング６に電気的に接続されるのは電力配分装置（ＰＤＵ）８であり、これは固定式で、従ってＸ線管３、タンク４、及びインバータ５と共に回転しない。インバータ５は通常、例えば６５０ＶＤＣの直流電圧を供給され、例えば特定の周波数、すなわち２０ｋから５０ｋＨｚで約３００ＶＡＣの交流電圧波形を生成する。その後、交流電圧はＨＶタンク４へ供給され、これは直流ＨＶ電位を生成する変圧器及び整流器（図示せず）を有する。次いで、ＨＶ電位はＸ線管３へ印加される。ＨＶタンク及びインバータが回転ベース上に配置されるので、インバータへの電力は容易に、比較的低電圧（〜６５０ＶＤＣ）のスリップリング６をわたって回転側へ伝送される。回転ベース７は又、通常４Ａで表される補助電力装置を含むことができる１つ又は複数の補助装置を具備して設計される。

この構成であれば、インバータ５は回転ベース７上に配置され、そのためデータ収集中に回転する。インバータの回路図が図２に示される。インバータ５は、Ｈ型構成で配置された幾つかの電源スイッチ９（例えばＩＧＢＴ）を含む。Ｈ型構成の１つの出力に接続されるのは、共振回路１０を形成するＬＣ回路である。共振回路１０の出力及びＨ型構成９の他の出力は、ＨＶタンク４へ供給される。ＨＶタンクは、整流器及びフィルタ回路１２に接続された変圧器１１を含み、単極Ｘ線管３への電位を発生させる。インバータ５、ＨＶタンク４、及びＸ線管３は、スリップリング６の回転側に位置付けられる。その結果、この公知の構成を用いると、比較的低直流電圧がスリップリング６へ供給され、その後、調節のためにインバータ５へ伝送される。

スリップリングの回転側へのインバータの配置には、幾つかの欠点がある。例えば、より高速にガントリを回転させることは、回転側の構成要素の質量並びに関連する回転力がガントリ速度を制限することから問題がある。更に、ガントリ速度が大きくなると、一定のＳＮＲ（信号対雑音比）を維持するためにＸ線発生器に必要な電力も同様に大きくなる。従って、Ｘ線発生器の構成要素のサイズ及び質量もまた、必要とされる電力を供給するために大きくしなければならない。更に、最新のＣＴシステムにおけるＸ線発生器構成要素のサイズの結果として、回転ベースからはみ出た片持ち構成となる。この片持ち構成により、構成要素を固定するのに用いられる取付ブラケットにトルクが加わるだけでなく、固定ブラケットにかかる力も増大する。これら全てがガントリの回転速度を制限する。

従って、ＣＴシステムの回転ベース上のサイズ及び重量の制約を軽減し、これによりＸ線管へ伝送される電力が失われることなく、ガントリ回転速度を大きくすることが可能になるＸ線発生器アーキテクチャの設計が望まれる。

本発明は、前述の欠点を克服するＣＴデータ収集用にＸ線ビームを発生するＸ線管へ電力を供給するための装置に関する。該装置は、固定インバータから回転可能なＨＶタンクへ電力を伝送するように設計されたスリップリングを含む。ＨＶタンクは伝送する電力を調整し、Ｘ線発生のためにＸ線管に電位を生成させるように設計される。更にインバータは、直接スリップリングに接続されるか又は、変圧器を介して間接的に接続される、単一の直列共振回路又は１対の直列共振回路を有するように構成される。

従って、本発明の１つの態様によると、ＣＴスキャナ用Ｘ線発生器がスリップリングを含み、回転高電圧タンクと、高電圧タンクからの電力を受けるようにスリップリングに動作的に接続された回転可能なＸ線管とに電力を伝送する。Ｘ線管はまた、スキャン区画に配置されたスキャンされることになる対象物へ向かってＸ線を投射するように構成される。Ｘ線発生器はまた固定インバータも含み、高電圧タンクへの伝送のためにスリップリングへ交流電力を供給する。

本発明の別の態様によると、ＣＴイメージャが、そこを貫通して配置されるイメージングボアを有する回転可能なガントリと該ガントリを支持する固定ベースとを含む。スリップリングは回転可能なガントリに配置され、Ｘ線管及び高電圧タンクへ電気的に接続される。高電圧タンクは、データ収集用のＸ線発生のためにＸ線管に高電圧電位を印加するように設計される。ＣＴイメージャはまた、ガントリの外部に電力調整器を含み、直流電圧を受けて、スリップリングを通って高電圧タンクに印加される交流電圧波形を生成する。

本発明のまた別の態様によると、ＣＴスキャナがＸ線管と高電圧タンクとを含む。高電圧タンクは、高電圧電位をＸ線管に印加するように構成される。ＣＴスキャナはまた、スリップリングを含み、高電圧タンクへ電流を伝送する。インバータを有し、高電圧タンクへの伝送のためにスリップリングへ交流電力を供給する固定ベースもまた開示される。インバータは、スリップリングに接続された少なくとも１つの共振回路を含む。

本発明の種々の他の特徴、目的、及び利点は、以下の詳細な説明及び図から明らかになるであろう。

以下の図面は本発明の実施を意図する１つの好ましい実施形態を表す。

図３及び図４を参照すると、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージングシステム１４が、「第３世代」ＣＴスキャナの代表的な回転可能ガントリ１５を含むものとして示される。ガントリ１５は、ガントリ支持体１６内に位置付けられ、Ｘ線ビーム１８をガントリ１５の反対側にある検出器アレイ１９へ向かって投射するＸ線管１７を有する。ガントリ１５は回転するように設計され、従って、回転側として定められ、他方、支持体１６は回転せず、従って、静止側として定められる。スリップリング（図示せず）は、データ収集中に回転するＸ線発生器構成要素へ電流を伝送するために回転ベース（図示せず）に隣接して位置付けられる。回転ベースは、医療患者２２の周りを回転中にＸ線管１７、高電圧（ＨＶ）タンク（図示せず）、及び他の補助構成要素（図示せず）を支持するように設計される。以下に詳細に説明するように、スリップリングは、ガントリ支持体又はベース内の固定インバータ（図示せず）から受け取られた電力をＨＶタンクへ伝送するように構成されることにより、電位をＸ線管１７に印加することができるようになる。本発明はまた、ガンマ放射線及び他の高周波電磁エネルギの投射及び検出に適用可能であることは当業者には明らかであろう。

検出器アレイ１９は、医療患者２２を透過する投射Ｘ線を共に感知する複数の検出器２０によって形成される。各検出器２０は、Ｘ線ビームの衝突強度、及びその後に患者２２を透過する時の減弱したビームを表す電気信号を生成する。Ｘ線投射データ収集のためのスキャン中、ガントリ１２及びこれに取り付けられた構成要素は回転中心２４の周りを回転する。

ガントリ１５の回転及びＸ線源１７の動作は、ＣＴシステム１４の制御機構２６により制御される。制御機構２６は、電力とタイミング信号を放射線源１７に供給するＸ線コントローラ２８と、ガントリ１５の回転速度及び位置を制御するガントリモータコントローラ３０とを含む。制御機構２６のデータ収集システム（ＤＡＳ）３２が、検出器２０からのアナログデータをサンプリングし、後続の処理のためにデータをデジタル信号に変換する。画像再構成装置３４が、ＤＡＳ３２からサンプリング及びデジタル化されたＸ線データを受信し、高速画像再構成を実行する。再構成された画像は、大容量記憶装置３８に画像を格納するコンピュータ３６への入力として用いられる。

コンピュータ３６はまた、キーボードを有するコンソール４０を介してオペレータからの指令及び走査パラメータを受信する。関連する陰極線管ディスプレイ４２により、オペレータは、再構成された画像及びコンピュータ３６からの他のデータを観察することが可能となる。オペレータが提供する指令及びパラメータは、コンピュータ３６が、ＤＡＳ３２、Ｘ線コントローラ２８、及びガントリモータコントローラ３０に制御信号及び情報を提供するのに使用される。更に、コンピュータ３６は、患者２２及びガントリ１５を位置付けるよう電動テーブル４６を制御するテーブルモータコントローラ４４を運転する。特に、テーブル４６は患者２２の部分をガントリ開口部４８を通って動かす。

図５を参照すると、本発明によるＸ線発生器及びスリップリング構成が示される。Ｘ線発生器及びスリップリング構成４８は、Ｘ線管１７及び回転ベース５２に接続された高電圧タンクを含む。回転ベース５２は、ＣＴシステムのガントリ内に配置され、Ｘ線管１７及び高電圧（ＨＶ）タンク５０の回転運動を支持するように設計される。同様に、補助装置５４もまた、回転ベース５２に支持される。ＨＶタンク５０は交流信号を変換し、Ｘ線管１７に印加することができる高電圧直流電圧を発生するように設計される。例えば、１つの実施形態において、ＨＶタンク５０は、Ｘ線管１７に印加するために最大１６０ｋＶの電位を発生するように設計される。Ｘ線管は、スキャンされる患者に向かってここに印加される電圧の関数として投射されるＸ線を発生する。

構成４８はまた、円弧５６で概略的に示されるスリップリングを含み、スリップリングは、ほぼ環形でＨＶタンク５０へ電流を伝送するように設計される。この点について、スリップリング５６は電力配分装置（ＰＤＵ）５８からの交流電圧波形を受信するように設計される。図示のようにＰＤＵ５８は、スリップリング５６へ交流波形を供給するように設計されたインバータ６０を含むことができる。しかしながら、インバータをＰＤＵの外部に配置することができる点は当業者であれば理解されるであろう。更に以下に詳細に論じるように、インバータ６０は、構成４８の回転構成要素に対して固定され、そのためデータ収集中に患者の周りを回転しない。更に、１つの実施形態において、インバータ６０は、３０ｋＨｚの周波数で３００Ｖまでの交流波形をスリップリング５６へ供給するように設計される。当業者であれば、約２０ｋから１ＭＨｚなどの他の周波数範囲も企図されることは明らかであろう。

スリップリング５６は、比較的大きな直径を有し、そのため放射アンテナとして機能することができる。従って電磁放射線を最小限にするため、スリップリングの電流及び電圧波形の周波数成分の制限が不可欠である。この目的のため、図６に示すように、本発明は、スリップリングに伝送された波形の周波数成分を制限するためのインバータトポロジーを含む。インバータ６０は１対の共振回路６２を含む。各共振回路は、（直列接続した？）コンデンサＣ及びインダクタＬを含む。各共振回路６２は、Ｈ型構成で配置された複数の電源スイッチ６４の出力に接続される。電源スイッチは、ＭＯＳＦＥＴ、ＩＧＢＴなどを含むことができる。電源スイッチ６４は、６５０ＶＤＣなどの高電圧直流入力を受け、可変周波数、すなわち約２０から１００ｋＨｚで交流電圧を発生するように設計されている。

共振回路は電源スイッチ構成の出力に接続され、従って、電源スイッチ出力とスリップリング５６の間に配置される。１つの実施形態において、共振回路のインダクタンス成分及びリアクタンス成分の値は、各コンバータで同じであることに留意されたい。共振回路は電源スイッチの高速な遷移を平滑化するように設計されており、これによって周波数成分を制限し、スリップリング５６へ伝送される波形のコモンモード成分を低減する。

更に、図６を参照すると、スリップリング５６は、Ｘ線発生器の静止側と回転側の境界を定める。上述のように、インバータ及びこれに関連するトポロジーは、スリップリング５６の静止側に位置付けられる。従って、インバータは、データ収集処理中に高電圧タンク５０又はＸ線管１７と共には回転しない。Ｘ線発生器の回転側及びスリップリング構成は、ＨＶタンク５０を含むが、これはスリップリング５６からの交流波形を受け、Ｘ線管１７へ高電圧直流電位を供給するために波形を調整するように設計される。ＨＶタンク５０は変圧器６６及び整流器及びフィルタ回路６８を含み、スリップリング５６によって伝送された交流電圧信号を調整する。例示的な実施形態において、ＨＶタンク５０は、Ｘ線管１７に１６０ｋＶ直流電位を印加するように設計される。

次に図７を参照すると、本発明の別の実施形態によるインバータトポロジーが示される。この実施形態においてインバータ６０は、図６に関して説明されたトポロジーと同様であり、１対の直列共振回路６２によって平滑化された交流電圧波形を出力するように設計された、Ｈ型構成で配置された幾つかの電源スイッチを含む。しかしながら、図６に示されるトポロジーとは違って、図７に示される構成は、共振回路出力とスリップリング５６の間に配置される変圧器を含む。変圧器７０は、スリップリング５６の実効インダクタンスを制御するように構成に組み込まれる。例えば、スリップリング５６は、その回転位置に応じて通常０．２ｍＨから０．６ｍＨの範囲のインダクタンスを有する。変圧器７０を回路の中に付加することで、実効インダクタンスはＮ^２まで低減し、ここでＮは変圧器７０の巻数比である。例えば、変圧器７０の巻数比が１：Ｎである場合、スリップリング５６のインダクタンス又は変動は、２５分の１に減少し、例えば０．４ｍＨから０．０１６ｍＨまでとなる。更にスリップリングは、やはりＮ^２まで低減される直列抵抗を有し、これによって損失が減少する。

Ｘ線発生器及びスリップリング構成に１：Ｎの巻数比で組み込まれる変圧器７０は、変圧器７０の組み込みを補正するため変圧器６６及びＨＶタンク５０の巻数比がＮまで低減される必要がある。すなわち、変圧器６６の巻数比は１：Ｘ−Ｎであり、ここでＮは変圧器７０の巻数比、及びＸはシステム内に変圧器７０が無い状態での変圧器６６の巻数比である。例えば変圧器６６が、変圧器７０がない別の状況で巻数比８である場合、巻数比５の変圧器７０を組み込むと、変圧器６６が巻数比３を有するように構成される必要があるであろう。更にスリップリングはＹ／Ｎ^２の実効インダクタンスを有し、ここでＹは回路トポロジーに含まれる変圧器７０なしのスリップリングのインダクタンスに相当する。

上述の発明を用いると、インバータ組立体及びその関連するブラケットが回転側から取り外されると、インバータ組立体と同じ質量であって、次に取り外すことができるＣＴシステムに通常は付属する平衡錘を有することができる。システムの静止側へのインバータの再配置、並びに任意の平衡錘の取り外しにより、任意の片持ち構成を排除することが可能となり、より均一に釣り合いの取れたガントリが提供されて、これは０．２秒／回転といったガントリ速度の高速化には不可欠である。更にスリップリングの高周波交流波形により、非接触スリップリングが可能になり、これによりスリップリングブラシが排除される。更にインバータをシステムの回転側から静止側へ再配置することで、通常高速スキャンに必要とされる１５０ｋＷ及び２００ｋＷなどの高電力レベルを発生するためのサイズの大きな発生器が検査室で使用可能となる。

次に図８を参照すると、本発明の別の実施形態によるＸ線発生器及びスリップリング構成が示される。図８の構成は図７の実施形態と同様であるが、しかしながら、図８の構成は単一の直列共振回路６２だけを使用する。この点に関しては、電源スイッチ６４のＨ型構成の１つの出力が共振回路６２に供給され、他の出力は直接変圧器７０へ接続される。共振変換器６２の出力もまた変圧器７０に供給される。従って、電源スイッチにより出力される交流波形の正の部分は共振回路に供給されて平滑化され、一方、交流波形の負の部分は直接変圧器７０に供給される。図６及び図７の実施形態と同様に、インバータ６０は固定されており、ＨＶタンク５０及びＸ線管１７は回転する。変圧器７０によってスリップリング５６に通電する電流は、ＨＶタンク５０へ伝送され、ＣＴデータ収集用のＸ線を発生するＸ線管１７に印加される高電圧電位を発生する。図７に示される構成と同様に、図８の変圧器７０の巻数比は、ＨＶタンク５０の変圧器６６の巻数比に影響を与える。更に、スリップリング波形上の高周波成分及びコモンモード成分もまた低減される。

次に図９を参照すると、Ｘ線発生器及びスリップリングアーキテクチャと上述の本発明のトポロジーとを組み込む荷物／手荷物検査システム１００は、開口部１０４を備えた回転可能なガントリ１０２を含み、その中を荷物又は手荷物が通過することができる。回転可能なガントリ１０２は、高周波電磁エネルギ源１０６並びに検出器組立体１０８を収容する。また、コンベアシステム１１０が設けられ、構成体１１４によって支持され、スキャンされるべき荷物又は手荷物１１６を自動的に連続して開口部１０４に通過させるコンベヤベルト１１２を含む。対象物１１６はコンベヤベルト１１２によって開口部１０４を通して供給され、次いで、イメージングデータが収集され、制御された連続する様態でコンベアベルト１１２が荷物１１６を開口部１０４から移動させる。その結果、郵便物検査官、手荷物係、及び他の保安要員は、爆発物、ナイフ、銃、密輸品などに対して荷物１１６の中身を非侵襲的に検査できる。

従って、本発明の１つの実施形態によれば、ＣＴスキャナ用のＸ線発生器は、回転高電圧タンクへ電力を伝送するスリップリング及び、高電圧タンクからの電力を受けるようスリップリングに電気的に接続された回転可能なＸ線管とを含む。Ｘ線管は、スキャン区画に配置されたスキャンされることになる対象物に向かってＸ線を投射するように構成される。Ｘ線発生器はまた、固定インバータを含み、高電圧タンクへの伝送のためにスリップリングへ交流電力を供給する。

本発明の別の実施形態によると、ＣＴイメージャは、そこを貫通して配置されるイメージングボアを有する回転可能なガントリと、ガントリを支持する固定ベースとを含む。スリップリングは回転可能なガントリ内に配置され、Ｘ線管及び高電圧タンクへ電気的に接続される。高電圧タンクは、データ収集用のＸ線を発生するＸ線管に高電圧電位を印加するように設計される。ＣＴイメージャはまた、ガントリの外部に電力調整器を含み、直流電圧を受けて、スリップリングを介して高電圧タンクに印加される交流電圧波形を発生する。

本発明の別の実施形態によると、ＣＴスキャナはＸ線管及び高電圧タンクを含む。高電圧タンクは、Ｘ線管に高電圧電位を印加するように構成される。ＣＴスキャナはまたスリップリングを含み、高電圧タンクへ電流を伝送する。スリップリングへ交流電力を供給して高電圧タンクへ伝送するためのインバータを有する固定ベースもまた開示される。インバータは、直接又は変圧器を介してスリップリングに接続される１つ又は対になった共振回路を含む。

本発明を好ましい実施形態に関して説明してきたが、均等物、代替物、改良物は、明確に述べられる場合を除き、可能であり、添付の請求項の範囲内であることは理解される。

ＣＴイメージングシステムの公知のＸ線発生器とスリップリング構成の概略図。 図１に示される構成を用いるための公知のインバータトポロジーの概略回路図。 本発明の１つの実施形態によるＣＴシステムの透視図。 図１に示されるシステムのブロック略図。 本発明の１つの実施形態によるＸ線発生器とスリップリング構成の概略図。 本発明の別の実施形態による図５に示された構成のインバータトポロジーの回路図。 本発明の更に別の実施形態による図５に示された構成のための代替のインバータトポロジーの回路図。 本発明の別の実施形態による図５に示された構成のための別のインバータトポロジーの回路図。 非侵襲的な荷物検査システムで使用するためのＣＴシステムの透視図。

符号の説明

１７ Ｘ線管
５０ 高電圧タンク
５６ スリップリング
６０ インバータ
６２ 共振回路
６４ 電源スイッチ
６６ 変圧器
６８ フィルタ回路

Claims (8)

1. ＣＴスキャナ用のＸ線発生器（１４）であり、
   回転高電圧（ＨＶ）タンク（５０）へ電力を伝送するスリップリング（５６）と、
   前記スリップリング（５６）へ作動的に接続されてＨＶタンク（５０）からの電力を受信し、且つスキャンされることになる被検体（２２）へＸ線を投射する回転可能なＸ線管（１７）と、
   前記ＨＶタンク（５０）への伝送するためにスリップリング（５６）へ交流電力を供給する固定インバータと、
   を備えるＸ線発生器。
2. 固定インバータがＨブリッジ構成で配置される幾つかの電源スイッチ（６４）を含み、前記構成が１対の出力を含み、該出力の少なくとも１つが共振回路（６２）へ接続されるようにすることを特徴とする請求項１に記載のＸ線発生器。
3. 少なくとも１つの共振回路（６２）がスリップリング（５６）へ接続されることを特徴とする請求項２に記載のＸ線発生器。
4. 各共振回路が直列接続のコンデンサとインダクタとを含むことを特徴とする請求項３に記載のＸ線発生器。
5. 少なくとも１つの共振回路（６２）が変圧器（７０）の入力に接続され、前記変圧器（７０）がスリップリング（５６）に接続される出力を有することを特徴とする請求項２に記載のＸ線発生器。
6. 前記変圧器（７０）が、１：Ｎの巻数比を有し、高電圧タンク（５０）の変圧器（６６）が１：Ｘ−Ｎの巻数比を有することを特徴とする請求項５に記載のＸ線発生器。
7. 前記スリップリング（５６）がＹ／Ｎ^２の実効インダクタンスを有することを特徴とする請求項６に記載のＸ線発生器。
8. 回転可能なガントリ（１５）を有するＣＴイメージャ（１４）の中に組み込まれる請求項１に記載のＸ線発生器。

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