JP2010503145A - Ｘ線生成システムの電源 - Google Patents

Abstract

少なくとも１つのＸ線源（１７）を備え、特にコンピューター断層撮影法（ＣＴ）の用途のためのＸ線生成システムに電力を供給する高出力電圧を生成する電源を開示する。高出力電圧は、高速切り替え可能な少なくとも２つの異なる高出力電位（Ｕ_１；Ｕ_１±Ｕ_２）を有する。従って、従来のＸ線管（１７）でスペクトルＣＴ測定を実施できる。更に、当該電源及び少なくとも１つのＸ線管（１７）を有するＸ線管生成システム、及び当該電源を有するコンピューター断層撮影（ＣＴ）装置を開示する。

Description

本発明は、少なくとも１つのＸ線源（Ｘ線管など）を備え、特にコンピューター断層撮影法（ＣＴ）の用途のためのＸ線生成システムに電力を供給する高出力電圧を生成する電源に関する。高出力電圧は、少なくとも２つの異なる高出力電位を有する。更に、本発明は、当該電源及び少なくとも１つのＸ線管を有するＸ線管生成システム、及び当該電源を有するコンピューター断層撮影（ＣＴ）装置に関する。

コンピューター断層撮影の開発は、一方では、複数のＸ線管及びマルチ・スライス円錐ビーム検出器を有するシステムに向かっている。これは、特に走査された物体の３次元再構成に適した、患者の３次元投影データ・セットを得るためである。

他方で、コンピューター断層撮影は、更に新たな用途のために開発されており、特に画像品質を向上させている。特に、Ｘ線ビーム（「スペクトルＣＴ」）のエネルギー情報を更なる物理情報として用いることにより、画像品質及びコントラスト分解能を向上し、臨床画像からの材料識別及び定量化のような新たな診断の利益をもたらす。

これらの用途及び開発は、何れも、２以上の、望ましくは少なくとも１つのＸ線管のために異なる高出力電圧を生成する電源を必要とする。更に、特にスペクトルＣＴ撮像では、少なくとも２つの異なるＸ線管電圧（又は電位）の間で高速に切り替えることが望ましい。さもなければ、激しい動きアーティファクトが観察されるからである。

このような従来の２つの独立した高電圧のための高電圧生成器に伴うある問題は、非常に広い空間を必要とする上に比較的重いので、コンピューター断層撮影装置の回転ガントリでの使用に適さないことである。

別の問題は、電圧増幅器で生成された高電圧が、通常、十分な品質のスペクトラルＸ線画像を得るために必要な十分に短時間のうちに変化又は変更できないことである。これは、特許文献１に開示されるように、多相高電圧増幅器にも当てはまる。

国際公開第２００３／０４９２７０A２号パンフレット

上記の観点から、少なくとも２つの異なる高出力電位を有する高出力電圧を生成する電源を実現すること、及び当該電源が比較的小型且つ軽量であり、特にコンピューター断層撮像装置のガントリ内で使用可能なことは有利である。

請求項１では、電源が提供される。当該電源は、第１の電位Ｕ_１を供給する少なくとも１つの第１の電圧源、第２の電位Ｕ_２を供給する第２の電圧源を有する。前記第１及び第２の電圧源は、前記高出力電圧を生成するためにカスケード接続され、前記高出力電圧は、前記第１の電位Ｕ_１と少なくとも実質的に等しい少なくとも１つの第１の高出力電位、及び前記カスケード接続された第１及び第２の電位Ｕ_１±Ｕ_２と少なくとも実質的に等しい第２の高出力電位を有する。

用語「少なくとも実質的に等しい」は、例えば線又は他の構成要素内で起こり得る損失が、第１の電位Ｕ_１及び／又はカスケード接続された第１及び第２の電位Ｕ_１±Ｕ_２と厳密に等しくない高出力電位を生じ得ると考えられることを意味する。

当該少なくとも２つの電圧源のカスケード接続により、一方では、少なくとも２つの異なる高出力電位が分岐され、他方では、周波数インバーター、高電圧変圧器、及び／又は高電圧増倍器のような重く巨大な部分が、それぞれ１つの例で用いられるだけなので、重量及び容積が軽減される。

当該電源により、例えば第１のＸ線管は、第１の高出力電位を供給され、第２のＸ線管は、第２の高出力電位を供給される。従って、両方のＸ線管は、異なるＸ線スペクトルを生成する。

当該電源の別の利点は、最も典型的なＸ線管が、例えばスペクトルＣＴ撮像又はＫエッジ撮像の異なるエネルギー・レベルの測定を実行するために供給されることである。

従属項は、本発明の有利な実施例を開示する。

請求項２の実施例は、第２の低電位により、２つの高出力電位及び２つのＸ線スペクトル（接続されたＸ線管により生成される）が異なり、特に、大抵の検査で通常望ましいような互いに対応する小さい差分を有するという利点を有する。更に、選択された回路配置に依存して、低電位は、通常、高速に、つまり高電位より短い上昇時間及び下降時間で切り替え可能である。

請求項３の実施例は、異なるエネルギー・レベルの測定を実行するために２つのＸ線管が用いられるという利点を有する。これは、スイッチを用いることにより、高出力電圧が、大抵の場合に、少なくとも２つの異なる高出力電位の間を十分高速に変更されるからである。更に、２つのＸ線管を動作する場合には（特に同一の高出力電圧に切り替えるときに）、取得速度は２倍になり、Ｘ線管の電力制限は緩和される。

請求項４の実施例は、特に軽量且つ小型であるという利点を有する。これは、１つの周波数インバーター、１つの共振回路、及び１つの高電圧変圧器のみが用いられるからである。

請求項５の実施例は、高出力電圧が比較的簡単な方法で２より多い異なる高出力電位の間で変化可能であるという利点を有する。特に、第２の高電位が高すぎない場合、上述の用途の殆どで、当該第２の高電位も、十分に高速に切り替え可能である。

請求項６の実施例は、（ユーザーが）選択した高出力電位が正確且つ信頼できる方法で得られるという利点を有する。

請求項７の実施例は、接続されたＸ線管の最適な切り替えタイミングが提供されるという利点を有する。

請求項８乃至１１の実施例は、好適な第１の高電圧源及び幾つかの好適な第２の（低）電圧源がそれぞれ、有利なことに提案された電源の用途に応じて選択されることを開示する。

本発明の詳細、特徴及び利点は、図と関連付けられた例及び好適な実施例に関する以下の詳細な説明から明らかであろう。

コンピューター断層撮影装置の概略図を示す。 本発明の電源の第１の実施例を示す。 本発明の電源の第２の実施例を示す。 本発明の電源の第３乃至第５の実施例の第１の基本的概略を示す。 本発明の電源の第３乃至第５の実施例の第２の基本的概略を示す。 本発明の電源の第３の実施例を示す。 本発明の電源の第４の実施例を示す。 本発明の電源の第５の実施例を示す。 異なる高出力電位のための第１及び第２の切り替え方法を示す。 撮像装置の高電圧切り替え方法に関連するデータ取得方法の例を示す。

図１は、コンピューター断層撮影装置の概略図を示す。コンピューター断層撮影装置は、開口又は穴２を備えたガントリ１を有する。穴２を通じて、台３に横たわっている患者が移動させられる。少なくとも１つのＸ線源、特にＸ線管及び少なくとも１つの対応するＸ線検出器を有するＸ線生成システムは、ガントリ１に、対抗する位置に取り付けられる。患者台３がガントリ１の穴２を通って並進する間、ガントリ１が回転することにより、Ｘ線源の焦点が患者の周囲で螺旋を描き、回転の度に患者の軸に沿って進行するようにする（螺旋走査）。これにより、患者は知られている方法で走査される。受信した画像データは、コンピューター支援処理手段により、知られている方法で、モニターに表示される段像画像に処理される。

ガントリ１は、通常、患者の周りを毎秒複数回回転するので、ガントリ及びその構成要素が軽量であることが重要である。

特に、Ｘ線生成システムに電力を供給するために少なくとも１つの高出力電圧を生成する電源の変圧器は、電源の全体の重さのかなりの部分を占めている。電源は、通常、Ｘ線生成システムと共にＣＴ装置のガントリ１に取り付けられる。

以下では、本発明の第１及び第２の実施例を説明する。当該実施例は、２つの異なる高出力電位を生成する電源の形式をとる。当該電源は、特に２つのＸ線源のために、及び特に高速円錐ビームの二重Ｘ線管ＣＴシステムのために用いられる。当該電源は、軽量且つ省スペースであり、特に２つのＸ線源を異なる（又は任意的に同一の）Ｘ線管電圧で動作させるために用いられる。

図２は、２つの高出力電圧を有する電源の第１の実施例を示す。図２の電源は、高周波数インバーター１１、高周波数インバーター１１の出力と接続された共振回路１２、及び共振回路１２と１次側で接続された高電圧変圧器１３、を有する。高電圧変圧器１３の２次側は、４段電圧増倍器１４の入力端子と接続される。４段電圧増倍器１４は、３段の後に第１の出力端子１６１を有する。第１の高電圧源１０６は、第１の高電位を生成する。

第２の電圧源１０７は、第２の低電位を供給するために、電圧増倍器１４の４段後及び第２の出力端子１６により供給される。変圧器１３の巻線比に依存して、電圧源１０６、１０７の両方に他の段数の電圧増倍器が用いられてもよい。更に、第２の電圧源１０７の段数は、１ではなく、特に用途に依存する。

第１及び第２の（負）出力端子１６１、１６は、それぞれ第１のＸ線管１７及び第２のＸ線管１９である第１及び第２のＸ線源の陰極と接続される。電源の第３の（正）出力端子１５は、高電圧変圧器１３の中央タップに接続され、Ｘ線管１７、１９の両方の陽極に結合される。第１及び第２の電圧源をカスケード接続することにより、第１のＸ線管１７の第１の高出力電位は、第２のＸ線管１９の第２の高出力電位より低くなる。従って生成されるＸ線スペクトルは互いに異なる。望ましくは、一般に知られているように、第１のＸ線管１７は第１のグリッド・スイッチ部１８により制御され、第２のＸ線管１９は第２のグリッド・スイッチ部２０により制御される。

Ｘ線管１７、１９は、望ましくは、インターリーブ・モードで切り替えられる。管１７、１９の両方を並列動作させると、散乱した画像アーティファクトが生じるからである。任意的に、１つのＸ線管から他のＸ線管に変更するときに、管１７、１９の間の漏れの影響を回避するために、特定の不感時間が適用される。

図３は、２つのＸ線源１７、１９のための２高出力電圧電源の第２の実施例を示す。同一又は対応する部分又は構成要素は、図２と同一の参照符号で示される。従って、以下では、第１の実施例との差分のみを説明する。

基本的な差分は、第２の実施例が、切り替え可能な出力端子１６２を有する点である。スイッチ２２は、第１の電圧源１０６の出力端子１６１と第２の電圧源１０７の出力端子１６との間で切り替える。第２の実施例は、スイッチ２２を動作することにより２つの及び２つ以外のエネルギーの用途に用いられる。第１のＸ線源１７の陰極端子は、第１又は第２の出力端子１６、１６１の何れかと接続される。第２の実施例は、Ｘ線源１７、１９の両方を同一の第２の高出力電位で動作させる。従って、被検体の走査は、同一のＸ線スペクトルで、又は第１の実施例に従い異なるＸ線スペクトルで行われる。Ｘ線源１７、１９の両方の間で切り替えるために、スイッチ２２は、望ましくは、電気機械的に制御されるリレーである。当該リレーは、所定の若しくは選択された走査手順に従いユーザーにより及び／又は制御システムにより自動的に動作する。

第２の実施例により、例えばＣＴ装置は、同一又は異なるＸ線スペクトルの何れかで簡易な方法で２つの走査動作を実行する。Ｘ線源１７、１９の両方が同一の高出力電圧で動作する場合、例えば同一のＸ線スペクトルで全体を走査された物体の３次元画像の再構成のために、患者の３次元投影データ・セットが得られる。この場合、２つのＸ線管１７、１９は、望ましくは例えば９０度だけ円周方向にずらしてガントリに配置される（２つの独立したＸ線検出器は、それぞれ各Ｘ線管と対抗する位置にある）。従って、患者の検体の２つの別個の走査は、ガントリの回転速度の４分の１の範囲内で遅延され、２つの走査は十分に短時間で実行される。

３次元投影データ・セットを取得する手順は、上述の、２つのＸ線源と２つのＸ線検出器を用いた所謂、螺旋走査である。

このような二重Ｘ線管ＣＴシステムの別の利点は、画像を生成するための取得速度が２倍になることである。更に、各Ｘ線管の電力制限は、このようなシステムでは緩和される。又は、Ｘ線管１７、１９の両方から、被走査体で総ピークの高いＸ線出力密度が得られる。画像取得速度を上げることにより、被走査体に関してより多くの物理的情報が得られ、及び特に画像品質が改善する。これらの実施例では、例えばコントラストが良好になり、（心臓のような動く対象から画像を得るために）時間分解能が高くなり、又は（例えば血管の詳細を撮像するために）空間分解能が高くなる。更に、スイッチ２２を切り替えることにより、画像品質が向上する。つまり、図２に示したように、特に互いに独立な２つの異なるエネルギー・レベルの測定を実行するために、異なる高出力電位がＸ線管１７、１９に印加される。従って、２つの異なるＸ線スペクトルが生成され、図２を参照して上述したように、走査した検体から異なるエネルギー情報が得られる。省スペース且つ軽量なので、第１及び第２の実施例による電源は、特に、高時間分解能及び／又は高空間分解能の二重Ｘ線管及び二重高電圧スペクトルＣＴ装置又はシステムに適する。

本発明の第３乃至第５の実施例は、被走査体からの複数のエネルギー情報を取得し評価するために、エネルギー・レベルの測定を実行する、高速複数高電圧設定（スイッチング）、特にスペクトルＣＴ装置又はシステムの１つのＸ線管の電源の形式で説明される（しかしながら、高速二重高電圧設定はこれらの実施例により実現されてもよく、例えば図２及び図３に示されるように１つ以上のＸ線管が動作してもよい）。

本願明細書では、スペクトルＣＴ装置は異なる放射スペクトルを有するＸ線源又はエネルギー分解Ｘ線検出器の何れかに基づく。

Ｘ線検出器に関し、エネルギー分解能のための関連するＣＴの概念は、少なくとも２又は多層のシンチレータ装置と検出器を統合することによりである。別の可能性として、専用検出器により同時に異なるエネルギー閾値で計数と積分を結合して用いることである。第３の選択肢は、エネルギー・ウインドウ（ビン）又はエネルギー重み付け技術を用いることにより、画素毎のエネルギー分解能を備えた計数検出器を用いることである。

Ｘ線源に関し、エネルギー分解能のための関連するスペクトルＣＴの概念は、例えばシンクロトロン放射のような２以上の単一エネルギーＸ線源、又は単色光分光器又は患者の前段のフィルターの異なるセットを用いることである。しかしながら、本発明の第３乃至第５の実施例では、１つの従来のＸ線管は、以下の説明によると、少なくとも２つの異なるＸ線エネルギー・スペクトルを生成する超高速切り替え可能な少なくとも２つの異なる高出力電位を交互に供給する電源により動作する。

従って、本発明の第３乃至第５の実施例の基本的考えは、１つの従来のＸ線源と１つの新規なＸ線生成器を用いることである。新規なＸ線生成器は、１画像フレーム内で異なる（しかし良く知られた）多色放出スペクトルを生成する少なくとも２つの異なる超高速切り替え可能な高出力電圧で動作する。

データは、従来のＣＴ検出器で、サブフレームのデータ取得方法により、Ｘ線管（Ｘ線生成器）の電源の高出力電圧と同調して取得される。これらのスペクトルＣＴモデルに従うデータの処理は、定量的な造影剤（例えば、ヨウ素又はガドリニウム）だけの画像を含む異なる臨床画像を生成することを可能にする。スペクトルＣＴモデルは、例えばAlvarez、Macovski、Energy-selective reconstructions in X-ray Computerized Tomography、Phys.Med.Biol、１９７又はRiederer、Mistretta、Selective iodine imaging using K-edge energies in computerized X-ray tomography、Med.Phys.、Vol.４、No.６,１９７７に記載されている。これは、上述の利点を有するＣＴ撮像の新たな分野を切り開く。複数の高出力電位（数ｋＶ）で切り替わるスペクトルＣＴは、本願明細書の終わりに更に詳細に説明される。

図４は、１つのＸ線管１７のための第３乃至第５の実施例による電源の第１の基本的概略を示す。電源は、高電圧生成器１０１及び制御回路３０１を有する。電源は、高電圧生成器１０１及び制御回路３０１を有する。高電圧生成器１０１は、第１の（正又は負の）電位Ｕ_１を生成する第１の電圧源１０６、及び第２の（正又は負の）電位Ｕ_２を生成する第２の電圧源１０７を有する。両方の電位は、連結部１６１を介して高出力電位Ｕ_１±Ｕ_２にカスケード接続され、高電圧生成器１０１の出力端子１５、１６と接続される。これらの出力端子１５、１６は、Ｘ線管１７の陽極及び陰極とそれぞれ接続される。

望ましくは、第１、第２の電圧源１０６，１０７の少なくとも１つは、ガルバニック絶縁を設ける。

高出力電位Ｕ_１±Ｕ_２は測定され、制御回路３０１により基準電位Ｕ_ｒｅｆと比較される。制御回路３０１は、所望のカスケード接続された高出力電位Ｕ_１±Ｕ_２を設定するために、それぞれ第１及び第２の電圧源１０６、１０７の少なくとも１つを制御する第１及び第２の制御信号の少なくとも１つを供給する。図４に従い２つの調整電圧源１０６、１０７をカスケード接続することにより、２以上の高出力電位の間で高速に切り替え可能な高出力電圧が供給される。

より詳細には、電圧源１０６（１０７）の一方は、高電位を生成する高電圧源である。高電位は、例えば最低又は最高の出力電位、例えば撮像される物体内の造影剤のＫエッジ・エネルギーの最低電位にほぼ等しい。この高電圧源１０６（１０７）は、例えば高電圧増倍器により実現できる。

他方の電圧源１０７（１０６）は、高電位と比較して低電位を生成する。低電位は、正又は負であり、高電圧生成器１０１の所望の高出力電位Ｕ_１±Ｕ_２と、高電圧源１０６（１０７）の高電位との間の差分に等しい。

更に、低電圧源１０７（１０６）は、第１及び第２の電位の間の切り替えにより、急勾配を有する（つまり、短時間に上昇及び下降する）新たな電位を生成する。低電圧源は、ゼロと例えば３０ｋＶとの間の電位を生成するだけなので、低電圧源では少量のエネルギー蓄積しか必要としない。従って、より高速な電圧上昇が実現する。電圧降下は、本発明のＸ線管電流に依存する。本例では、単一方向の電圧源を用いる。Ｘ線管１７が長い高電圧ケーブルを介して電圧生成器１０１に接続される場合、ケーブルは追加のエネルギー蓄積を与える。本装置で高速電圧降下を保証するため、低電圧源は双方向電圧源であるべきである。電圧の降下中に、ケーブルに蓄積されたエネルギーは、本例では高電圧生成器１０１のインバーター入力端子の中間段に転送され戻される。

任意的に、Ｘ線管１７は、格子スイッチ部１８により制御されるゲート管格子と共に動作する。本例では、望ましくは、制御回路３０１は、格子スイッチ部１８を制御する第３の制御信号を供給する。第３の制御信号により、格子スイッチ部１８は、同期モードで動作し、Ｘ線管１７に最適な切り替えタイミングを提供する。

図５は、２つのＸ線管のための第３乃至第５の実施例による電源の第２の基本的概略を示す。図５では、図４と同一又は対応する構成要素は、同一の参照符号で示す。電源は、再び、高電圧生成器１０１及び制御回路３０１を有する。また、電源は、特にＸ線管１７、１９が２焦点で動作するために設けられる。Ｘ線管１７、１９は、並列に、高電圧生成器１０１の出力端子１５、１６と接続される。高電圧生成器１０１は、再び、第１及び第２の電圧源１０６、１０７を有する。第１及び第２の電圧源１０６、１０７は、それぞれ図４を参照して上述した高電位及び高速切り替え可能な低電位を生成する。第１及び／又は第２の電圧源１０６、１０７は、再び、それぞれ第１及び／又は第２の制御信号を供給することにより制御回路３０１により制御される。

更に、Ｘ線管１７、１９は、任意的にそれぞれ格子スイッチ部１８、２０のそれぞれにより制御されるゲート管格子でゲート制御される。望ましくは、これらの格子スイッチ部１８、２０の少なくとも１つは、制御回路３０１により供給される第３及び／又は第４の制御信号によりそれぞれ制御される。第３及び／又は第４の制御信号により、Ｘ線管１７、１９は、同期モードで動作し、Ｘ線管１７、１９に最適な切り替えタイミングを提供する。Ｘ線管１７、１９は、望ましくは交番モードで動作する。

図６は、本発明の第３の実施例の電源の例を示す。電源は、第１の望ましくは一定の高電位Ｕ_１を生成する第１の電圧源１０６、及び第２の低いが高速切り替え可能な電位Ｕ_２を生成する第２の制御可能な低電圧源１０７を有する。両方の電位は、連結部１６１を介して高出力電位Ｕ_１±Ｕ_２に、図４を参照して説明したように端子１５、１６でカスケード接続され、高電圧生成器４の出力端子１５、１６と接続される。

更に詳細には、第１の高電圧源１０６は、高周波数インバーター１１を有する。高周波数インバーター１１の出力端子は、第１の共振回路１２と接続される。更に、第１の高電圧変圧器１３の１次側は、第１の共振回路１２と接続される。第１の高電圧変圧器１３の２次側は、高電圧増倍器１４と接続される。電圧増倍器１４の出力は、第１の高電位Ｕ_１を連結部１６１で供給する。

第２の低電位Ｕ_２は、第２の低電圧源１０７により生成される。第２の低電圧源１０７は、第２の高周波数インバーター１１１を有する。第２の高周波数インバーター１１１の出力端子は、第２の共振回路１１２に接続される。第２の高電圧変圧器１１３の１次側は、第２の共振回路１１２と接続される。第２の高電圧変圧器１１３の２次側は、高電圧整流器１１４と接続される。高電圧整流器１１４の出力は、第２の低電位Ｕ_２を供給する。第２の低電位Ｕ_２は、連結部１６１を介し、第１の高電位Ｕ１とカスケード接続され、出力端子１５、１６を介しＸ線管１７へ供給される。

この回路構成では、第１の高電圧電源１０６は、第１の望ましくは一定の高電位Ｕ_１を供給する。他方、第２の低電圧源１０７は、第２の低電位Ｕ_２を供給する。第２の低電位Ｕ_２は、上述のようにＸ線管１７の端子１５、１６の所望の高出力電位と第１の一定の高電位Ｕ_１との間の差分に実質的に等しい。

Ｘ線管１７は、専用の格子スイッチ部１８により制御される格子によりゲート制御される。高出力電圧は測定され、制御回路３０１により基準電位Ｕ_ｒｅｆと比較される。制御回路３０１は、所望の高出力電圧を端子１５、１６に設定するために、特に第２の高周波数インバーター１１１（及び任意的に、第１の高周波数インバーター１１も）を制御する。

図７は、本発明の電源の第４の実施例を示す。図７では、図６と同一又は対応する構成要素は、同一の参照符号で示す。

電源は、再び、第１の望ましくは一定の高電位Ｕ_１を生成する第１の電圧源１０６、及び第２の低いが高速切り替え可能な電位Ｕ_２を生成する第２の制御可能な低電圧源１０７を有する。両方の電位は、図４及び図６に従い接続部１６１を介して高出力電位Ｕ_１±Ｕ_２とカスケード接続される。

第１の電圧源１０６は、第１の高周波数インバーター１１、共振回路１２、及び第１の高電圧変圧器１３を有する。第１の高電圧変圧器１３は、図６に示した第３の実施例に従い高電圧増倍器１４に電力を供給し、再び実質的に一定の第１の高電位Ｕ_１を連結部１６１に生成する。第３の低電圧源１０７は、第２の高周波数インバーター１１１を有する。第２の高周波数インバーター１１１は、第２の高電圧変圧器１１３の１次側と接続される。２次側では、第２の低電位Ｕ２は、再び上述のように制御可能である。

両方の電圧源１０６、１０７はカスケード接続されるので、Ｘ線管１７は、出力端子１５、１６を介して高出力電圧を供給される。高出力電圧は、第１及び第２の電位Ｕ_１±Ｕ_２の和である。高出力電位は再び測定され、制御回路３０１により基準電位Ｕ_ｒｅｆと比較される。制御回路３０１は、所望の高出力電圧を設定するために、第２の高周波数インバーター１１１（及び任意的に、第１の高周波数インバーター１１も）を制御する。

これらの実施例では、第１の高電圧源１０６は、第１の高電位を生成する。第１の高電位は、例えば、被走査体内の造影剤のＫエッジ電圧と同一である。第２の変圧器１３の２次側巻線の第２の低電位は、第２の高周波数インバーター１１１により生成されるゼロ、又は負若しくは正の何れかである。しかしながら、第２の変圧器１１３の電圧秒積に関し、変圧器の出力の第２の低電位は、所与の時間の間、ゼロでなければならない。従って、変圧器の２次側巻線電圧の正及び負の電圧秒積は、等しくなければならない。

図８は、本発明の電源の第５の実施例を示す。図８では、図６及び図７と同一又は対応する構成要素は、同一の参照符号で示す。

電源は、再び、第１の望ましくは一定の高電位を生成する第１の電圧源１０６、及び第２の低いが高速切り替え可能な電位を生成する第２の制御可能な低電圧源１０７を有する。両方の電位は、連結部１６１を介してカスケード接続される。

第１の高電圧源１０６は、第１の高周波数インバーター１１、第１の高周波数インバーター１１と接続された第１の共振回路１２、及び第１の高電圧変圧器１３、を有する。第１の高電圧変圧器１３の１次側は、第１の共振回路１２と接続される。第１の高電圧変圧器１３の２次側は、図６及び図７に示されるように、高電圧増倍器１４に電力を供給し、実質的に一定の第１の高電位Ｕ_１を連結部１６１で生成する。

第２の低電圧源１０７は、第２の高周波数インバーター１１１、第２の高周波数インバーター１１１と接続された第２の共振回路１１２、及び第２の高電圧変圧器１１３、を有する。第２の高電圧変圧器１１３の１次側は、第２の共振回路１１２と接続される。第２の高電圧変圧器１１３の２次側は、高電圧生成器１１５の入力にＡＣ電圧を供給する。ＡＣ電圧は、第２の変圧器１１３により絶縁される（絶縁されたＡＣ電圧を高電圧生成器１１５に供給するために他の構成が用いられてもよい）。高電圧生成器１１５の出力で、第２の低電位Ｕ_２が供給される。

第１及び第２の電位Ｕ_１、Ｕ_２は、再びカスケード接続される。従って、Ｘ線管１７は、出力端子１５、１６を介して、第１及び第２の電位の和である高出力電圧を供給される。また、高電圧生成器１１５は、第２の電位を生成する。第２の電位は、電源の端子１５、１６の所望の高出力電圧と、第１の高電圧源１０６の連結部１６１の第１の高電位との間の差分にほぼ等しい。高出力電位は測定され、制御回路３０１により基準電位Ｕ_ｒｅｆと比較される。制御回路３０１は、所望の高出力電位をＸ線管１７と接続された出力端子１５、１６に設定するために、第２の高周波数インバーター１１１及び高電圧生成器１１５（及び任意的に、第１の高周波数インバーター１１も）を制御する。

第３乃至第５の実施例により、出力端子１５、１６の高出力電位は、約２０μ秒又はそれより短い時間内に切り替えられる。一方で、この時間の下限は、第２の電位Ｕ_２が約ゼロの場合には、第１の電位Ｕ_１に実質的に等しいか、又はマイナス（負）の値を有する場合には第１の電位Ｕ_１から第２の電位Ｕ_２を減算したものに実質的に等しい。他方で、この時間の上限は、第２の電圧Ｕ_２が正の最大値を有する（又はゼロに等しい）場合には、第１及び第２の電位の和Ｕ_１＋Ｕ_２と実質的に等しい。また、第２の電位Ｕ２を、ゼロ（又は負の最大値）と最大値（又はゼロ）の間の少なくとも１つの中間値に切り替えることにより、２つのｋＶだけでなく、複数のｋＶの切り替え方法が実現される。これは、本発明の１つの重要な特徴である。

２つのｋＶ切り替え方法を複数のｋＶの切り替え方法に拡張することにより、コントラスト及び画像品質の改善された臨床画像が得られる。これは、スペクトルＣＴ方法に特に有利である。更に、定量化、造影剤の定量化も可能になる。コントラスト対雑音比が向上するので、以下の利点が得られる。
−標準的なＣＴ手順の検出能が向上する。
−必要な造影剤の量が減少する。
−従来のＣＴ手順の検出能を維持しながら、Ｘ線量が減少する。
−例えば軟組織の良好なコントラストを要求する新たな用途が可能になる。

更に、本発明の電源を用いてエネルギー情報を有するＣＴ画像を提供することにより、ＣＴシステムの機能的及び分子的撮像（例えば、Ｋエッジ撮像で撮像される大きなガドリニウム・クラスタを有する線維素を対象とする造影剤の使用）が可能になる。

上述の電源とは別に、本発明は、少なくとも１つのＸ線検出器を用いた高速データ取得方法に関する他の特徴を有する。データ取得は、Ｘ線管に印加される高出力電位の切り替えにより同期して実行される。基本的に、特定の高出力電位の設定により、各高出力電位とは別に特定のスペクトルを有するＸ線放射が得られる。これは、ｎ個の異なる高出力電位を設定するためのｎ個のサブフレーム画像データ値が得られることを意味する。

検出したＸ線画像データを処理するために、検出したＸ線画像データ・セット毎に、Ｘ線管の実際の高出力電位に関する情報（つまり、Ｘ線のスペクトル情報）が必要である。このような情報を取得するために、関連する電源は、例えばアナログ電圧又はデジタル値、及びタイムスタンプを有するＸ線検出器の値と統合されるタイムスタンプ情報を生成する。

計数読み出し電子機器を用いる場合、較正及び検索テーブル法により関連するＸ線放射スペクトルを設定する各高出力電位を相関させるために、電源の高出力電位の勾配からの情報も用いられる。

一連の高出力電位は、ユーザーの選択した生成又は切り替え方式に従い変化する。このような可能な切り替え方式の１つは、高出力電位Ｖ（＝Ｕ_１＋Ｕ_２）が対称的及び段階的に増加及び減少し、図９Ａに従い修正時間を最小化する方法である。最小の修正時間を達成するために、Ｘ線管１７（１９）は、格子スイッチ技術、例えば格子スイッチ部１８（２０）により更にオフに切り替えられ、新たな高出力電位が確定する。これは、異なるＸ線放射スペクトル画像同士の不鮮明な影響を低減する。

別の可能な切り替え方式は、図９Ｂによる一連の非対称波形の高出力電位Ｖ、又はフレーム時間毎に複数の（対称及び非対称）波形を用いる。

図９Ａ及び図９ＢのＶ＿ｍは、平均又は中間の高出力電位、例えば第１の一定の高電位Ｕ_１である。Ｖ＿ｏｆｆは、オフセット電圧、例えば制御可能な第２の低電位Ｕ_２である。第２の低電位Ｕ_２は、（少なくとも１つの）正と（少なくとも１つの）負電位（通常、Ｖ＿ｏｆｆは正及び負の段の高さが同じである）との間で切り替えられる。

必要に応じ、第１の高電位も調整される。両方の高出力電位の勾配は、最小限に（約２０μ秒より低く）抑えられ、理想的には図９Ａ、９Ｂに示されるような方形波を達成するようにするべきである。結果として生じる変位は較正できるので、各高出力電圧設定の高出力電圧に起こり得るリップルは、重要ではない。

図１０は、高電圧切り替え方式Ｈｓと、時間同期した撮像装置のデータ取得方式Ｄｓの関連の例を示す。データ取得システムＤｓは、各フレームＦ１、Ｆ２、Ｆ３内の測定したデータｄ１、ｄ２、ｄ３を、Ｘ線管１７、１９の高電圧Ｖ１、Ｖ２、Ｖ３に確実に割り当てるために、高電圧生成器１０１及び／又はＸ線セグメントの格子スイッチ部１８、２０と同期しなければならない。

これは、図５に示された制御回路３０１と格子スイッチ部１８、２０との間の同期リンクにより実現される。これらのリンクを用い、格子スイッチ部１８、２０のトリガーは、データ取得部との同期を確保する制御回路３０１と同期される。

図１０の切り替え方式は、高電圧生成器１０１からのＸ線管電圧Ｖ１を、フレームＦ１内の測定したデータｄ１と、及び以降の電圧Ｖｘ（Ｖ２、Ｖ３）を同一フレーム内のデータｄｘ（ｄ２、ｄ３）と相関させる。データ・ブロックｄ１、ｄ２、ｄ３は、１つの画像フレーム（例えば、フレームＦ１）内のサブフレーム測定値である。これらのサブフレームのデータは、所定の画像フレーム内で相関した電圧を有する、Ｘ線管１７、１９の異なるＸ線スペクトルによるエネルギー情報の計算に用いられる。サブフレーム情報は、これらの測定値は高時間分解能のためにさらに画像の相関を向上するために用いられる。

図５では、格子スイッチは、望ましくは格子スイッチ部１８、２０を介して、制御回路３０１により互いに独立に制御される。

本発明の手法は、検出器全体の構想を大きく変更することなくエネルギー検出が可能なので、従って実質的に標準的な構成要素を用いるので有利である。更に、二重Ｘ線管の概念も、本発明の方法で実現できる。

本発明は、特に、従来の１画像フレーム内で異なるが良く知られた多色放射スペクトルを有する少なくとも２つの異なる高速切り替え可能な高出力電位で動作する従来のＸ線源を用いる。画像データは、従来のフレームをｎ個のサブフレームで置き換え、従来のＣＴ検出器により取得される。サブフレームのタイミング及びＸ線管の電圧切り替えは、同期している。スペクトルＣＴモデルに従い取得したデータを処理することにより、コントラスト特性の向上した異なる臨床画像を生成できる。更に、当該方法は、Ｋエッジを有する造影剤を直接に測定可能である。その結果、血管内の硬化した血小板を識別するようなあらゆる新たな臨床的特徴を備えた画像のみを特徴とする定量化及び造影剤を可能にする。

他の有意な利点は、従来のＸ線源を有する本発明の電源が、高価な単色シンクロトロン源の代わりに特定の用途の分野で用いられることである。このような用途の分野の１つは、Ｋエッジ撮像、特にＫエッジ・デジタル・サブストラクション血管造影である。Ｋエッジ・デジタル・サブストラクション血管造影では、シンクロトロン源からの一般的に単色Ｘ線を用いる。詳細は、Rubenstein E.、Hofstadter Zeman HD、Thompson AC他、"Transvenous coronary angiography in humans using synchrotron radiation"、Proc.Natl. Acad. Sci.、米国、１９８６、８３:９７２４-９７２８を参照のこと。

このような用途では、造影剤を静脈注射した後、造影剤のＫエッジ（ヨウ素又はガドリニウム）の上及び下の単色Ｘ線ビームで、２つの画像が生成される。２つの測定結果の対数を減算すると、正確に定量化できるヨウ素又はガドリニウム増強画像を得る。この技術は、Esteve他による「Coronary angiography with synchrotron X-ray sources on pigs after iodine or gadolinium intravenous injection」（Acad. Radiology ２００２、Vol.９、Suppl.１、９２-９７）で分析され、冠動脈インターベンション後の患者に施される従来の撮像手順より侵撃性の低い技術として議論されている。

従って、例えば血管腔に関する正確な定量化情報を有し、冠状動脈の非侵撃性に再生する手段が提供される。当該手段は、標準的なＸ線コンピューター断層撮像スキャナーに適用でき、特に、造影剤（ヨウ素又はガドリニウム）を用いる場合に適し、シンクロトロンＸ線源より遙かに安価である。

更に、例えば冠状動脈の軸方向の寸法、及び冠状動脈が含有するヨウ素の量を計算することが可能になる。従って、狭窄を検出及び定量化できる。このような技術の一番の関心事は、選択的冠動脈血管造影に基づく最初の通常の冠状動脈血管造影の後に観察される狭窄に引き続き対処するのに適することである。 最後に、多くの異なるＸ線管スペクトル及び高出力電位が何故、どのように本発明のＸ線源と関連するスペクトルＣＴ撮像の概念で必要なのかを短く纏める。

スペクトルＣＴの特徴は、造影剤のみの画像を再構成できることである。この特徴を実施するため、少なくとも３つの異なる多色管スペクトルが必要である。この理由は、被走査体が、光電効果、つまりコンプトン効果とＫエッジを有する造影剤（ＣＭ）の一次結合によりモデル化され得るからである。これを以下に説明する。

線形減衰係数：

はエネルギー依存（及び位置独立）部分とエネルギー独立（及び位置依存）部分に分解される。この分解は、ＣＴエネルギー領域で関連する２つの物理的処理を考慮して行う。つまり、光効果とコンプトン散乱である。光効果とコンプトン散乱は、それぞれ共通のエネルギー依存性E−３及びf_KN(E)を有する。従って次式を得る。

ここで、f_KN(E)はKlein-nishinaの公式である。しかしながら、造影剤（ＣＭ）を用いる冠状動脈撮像では、更に分解を導入することが有用である。

質量減衰係数をμ*(E)［cm^２/g］、

を面密度とすると、次式を得る。

光効果及びコンプトンの項は、造影剤の項の部分を含まないので、簡単な造影剤だけの画像再構成が可能になる。

冠状動脈の硬化を扱うために、画像の硬化の部分を考慮した第４の加数が必要十分条件である。第４の加数は、血小板の厚さを定量化することを可能にする。つまり、線形減衰係数は、次式に従い分解される。

一般に、コンピューター断層撮像では、被走査体は、

により表されるｍ個の成分の混合した物質を有すると想定される。従って、測定される量Ｍは次式により表現できる。

ここで、

はｍ個の成分を表す。

望ましくはｎ個の異なる平均エネルギーを有する異なる管スペクトル

に対し、１より多い測定値を考慮することにより、ｍ個の未知数

を有するｎ個の非線形方程式を得る。

非線形方程式を（n≧mの場合に）これらの未知数について解くと、ＣＴ再構成は、実線積分から

を決定する。留意すべき点は、再構成された量は、密度、つまり被走査体内の物質の濃度に直接関連する量である。従って、このアプローチでも、位置の関数としての造影剤の密度が正確に得られる、血管腔が造影剤で満たされる場合には、血管腔に関する定量化情報が得られる。このような定量化情報は、冠動脈造影で重要な特徴である。

特に、被走査体が組織、骨、及び場合によっては造影剤を有すると仮定すると、３つの異なる管電圧で３つの測定を行えば十分である。このアプローチは、異なる軟組織（t）物質が同様の質量減衰係数μ_t*(E)及び密度

を有するという（適正な）前提の下で機能する。ここで、骨（硬化）及び造影剤（ヨウ素又ガドリニウム）の質量減衰係数及び密度は、骨、ヨウ素及びガドリニウムの間で異なり、軟組織の質量減衰係数及び密度と十分に異なる。

造影剤のＫエッジ撮像では、検査中の造影剤のＫエッジより下及び上の平均エネルギーを有するスペクトル、及び当該Ｋエッジに非常に近い平均エネルギーを有するスペクトルを提供する少なくとも３つの異なる管電圧を用いることが望ましい。

別の技術的特徴は次の通りである。一式の非線形方程式は、数学的に、望ましくは最大尤度法により解かれる。システムが決定を終了すると、解は、より繊細且つ強靱になることが知られている。これは、３つの異なる物質のみの密度を再構成するために、３つより多くの異なる管スペクトル、及び測定値が望ましいことを意味する。留意すべき点は、提案された方法は、最終的な造影増強画像をうるために、従来の（巨大なシンクロトロンからの）単色Ｘ線を用いるＫエッジ・デジタル減算血管造影の場合のように再構成画像を減算しないことである。この特徴は、完全な測定データのセットから再構成される画像内の雑音の点で、非常に有益である。

Claims (13)

1. 少なくとも１つのＸ線源を有するＸ線生成システムへ供給する高出力電圧を生成する電源であって、
   第１の電位を供給する少なくとも１つの第１の電圧源、第２の電位を供給する第２の電圧源を有し、
   前記第１及び第２の電圧源は、前記高出力電圧を生成するためにカスケード接続され、
   前記高出力電圧は、前記第１の電位と少なくとも実質的に等しい少なくとも１つの第１の高出力電位、及び前記カスケード接続された第１及び第２の電位と少なくとも実質的に等しい第２の高出力電位を有する、電源。
2. 前記第１の電圧源は、第１の高電位を供給する高電圧源であり、前記第２の電圧源は、前記第１の高電位より低い第２の電位を供給する低電圧源である、請求項１記載の電源。
3. 前記第１の高出力電位と前記第２の高出力電位との間で、前記電源の切り替え可能な出力端子を切り替えるスイッチ、を有する請求項１記載の電源。
4. 第１段から第ｚ段を有する第１の高電圧増倍器を有し、
   前記第１の電位は、段ｂ及び段ｆの間から分岐され、
   前記第２の電位は、段ｋ及び段ｍの間から分岐され、
   ｂ＜ｆ≦ｋ＜ｍ≦ｚである、請求項１記載の電源。
5. 前記第２の高電圧源は、約ゼロの第１の電位と少なくとも１つの所定の正又は負の第２の電位との間で高速切り替え可能である、請求項１記載の電源。
6. 制御回路を有し、
   前記制御回路は、実際の高出力電位を検出し、及びそれぞれ前記第１及び第２の高電圧源のうちの少なくとも１つを制御する第１及び第２の制御信号の少なくとも１つを供給し、選択された高出力電位が生成されるようにする、請求項１記載の電源。
7. 前記制御回路は、同一のものを制御する少なくとも１つのＸ線管の少なくとも１つの格子スイッチ又は格子スイッチ部を制御する少なくとも１つの第３の制御信号を供給する、請求項６記載の電源。
8. 前記第１の高電圧源は、第１の高周波数インバーター、第１の共振回路、及び高電圧増倍器を動作させる第１の高電圧変圧器を有する、請求項１記載の電源。
9. 前記第２の電圧源は、制御可能な第２の高周波数インバーター、及び第２の高電圧変圧器に供給するための第２の共振回路、を有し、前記第２の高電圧変圧器は、ＡＣ電位の形式で前記第２の電位を生成する、請求項８記載の電源。
10. 前記第２の電圧源は、前記第２の高電圧のＡＣレベルを調整し、前記第２の電位をＤＣ電位の形式で生成する高電圧調整器、を有する請求項８記載の電源。
11. 前記第２の電圧源は、第２の高周波数インバーター、第２の共振回路、及び前記第２の高電位を生成する高電圧生成器に供給する第２の高電圧変圧器を有する、請求項８記載の電源。
12. Ｘ線管生成システムであって、請求項１乃至１１の少なくとも何れか一項記載の電源、及び少なくとも１つのＸ線管を有するＸ線管生成システム。
13. コンピューター断層撮像（ＣＴ）装置であって、請求項１２に記載のＸ線管生成システム、又は請求項１乃至１１の少なくとも何れか一項記載の電源を有するコンピューター断層撮像装置。

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