JPH10510135A - 医療用画像作成システムのためのｕｐｓ - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 大型医療用画像作成システムを、好都合にＣＴスキャナの形態で操作する装置なので、外部電力（４６）がシステムを十分に操作できる電力より低くなる場合でも、スキャナは無停電電源（４０）のもとで作動するので、システムの動作が中断しない。システムは、ＤＣや単相又は３相ＡＣ電力を呈する電源を含めて、広範囲の種々の外部電源（４６）のもとで作動するように設計してある。従って、システムは、広く用いられている単相ＡＣコンセントから作動できる。そのうえ、力率補償器（８０）が設けてあるので、システムは、システムの入力インピーダンスによって生じた入力ライン（４６）の電圧と電流との間の位相差を補償できる。

Description

【発明の詳細な説明】 医療用画像作成システムのためのＵＰＳ発明の分野 本発明は、全体的に医療用画像作成システム、特に大型医療用画像作成システ ムにおける電力の管理と配分に関する。発明の背景 ここで用いる用語として、“大型医療用画像作成システム”は、携帯Ｘ線装置 のような小型画像作成システムを除いた、コンピュータ式断層撮影（ＣＴ）シス テムや磁気共振画像作成（ＭＲＩ）システムや陽電子放出式断層撮影（ＰＥＴ） システムなどのような、システムに関している。今の大型医療用画像作成システ ムは大きな電力を一般的に必要としている。標準的な壁用の１１０ＶＡＣコンセ ントは、家庭や事務所で広く用いられている場合のように、このような医療用画 像作成システムを十分に操作できる電力を普通は備えていないので、３相ＡＣコ ンセントのような特殊な大電力用の電気コンセントが普通は必要になる。そこで 、大電力用電気コンセントが使用できない、未開発国の一部の田舎の病院又は公 衆衛生施設では、このような周知の大型医療用画像作成システムは、完全に使用 できる状態であっても、簡単に使用できない。従って、標準電気コンセントを用 いて操作できる大型医療用画像作成システムは特に優れているといえる。 更に、ある未開発国では、又は開発国でも電力が不足する期間中は、標準電気 コンセントでも電源に依存できない。例えば、送られてくる電力が“電圧低下” 時のように正規の動作閾値を下回る場合がある、又は、電力が完全に中断される か、又は電力が各々サイクルの位相中に中断される場合がある。いずれの場合で も、大型医療用画像作成デバイスの正規の動作が著しく損なわれるか又は中断さ れることになる。更に、今のＸ線機器はライン変動の影響を特に受けやすい。 更に、多くの今の大型医療用画像作成システムは単一でない力率を呈するので 、入力ラインにインピーダンス負荷が加わり、非効率的で過度に電力が消費され る結果になる。周知の力率補償素子は、このような医療用画像作成装置が要求す る大電力（例えば、１０ＫＷ又は４ＫＷ）のために、大型医療用画像作成装置に 使用することが難しく、今の医療用画像作成装置の電力効率は理想を下回ってい る。 多くの今の大型医療用画像作成システムは、ＣＴスキャナのように、電力を必 要とする回転画像作成サブシステムを含んでいる。電力を回転画像作成サブシス テムに呈するために、電気機械式スリップ・リングを用いる方式が知られている 。しかし、長時間の使用により、機械的な磨耗と異物の汚染が生じて、電気機械 的接触の信頼性が低下し、瞬間的な電力損失を招く恐れがある。電力を回転サブ システムに送るためにスリップ・リングを使用すると、電気的な雑音が発生する 。更に、画像作成サブシステムの少なくとも一部を支持する大型回転ディスクを 搭載する製品は、ＣＴスキャナのように、釣り合いのとれた大型スリップ・リン グの使用を要求するので、システムの総重量に更なる重みが加わることになる。 ケーブルと直接接続して、画像作成サブシステムの回転部に電力を送る方式も 周知の技術である。再び、欠点として、ケーブル使用に起因する更なる重量の増 加と、例えば、ケーブルが繰り返し巻かれたり過剰に巻かれる時にケーブルが切 断したり破損するので信頼性が下がると思われる。また、ケーブルを定期的に巻 き直さなければならないので、ＣＴスキャンの事例で望まれるように、時間を延 長して同じ方向にスキャン・ディスクを連続して回転できなくなる。 更に、今の大型医療用画像作成システムは大型なので、システムを特定の部屋 で使用するために移動して設置するために、特に大きな入り口が必要になる。そ こで、今のシステムは、十分に広い出入口を備えた部屋だけにしか使えないので 、マシンを患者の近くに移動したほうが効果的と思われる時に、患者をマシンの 近くに移動しなければならないことが、しばしば生じる。 Ｎｏ．４，９２８，２８３及び１９９３年９月１４日にベルナルド ゴードン に再発行されたＵＳ特許再発行Ｎｏ．３４，３７９に記載してある、改善された ＣＴスキャナは、スリップ・リングとケーブルを除去し、患者の近くに移送でき るように携帯自在で、ＣＴスキャナの少なくとも一部を作動するバッテリを用い るようにデザインしてある。 今の大型医療用画像作成システムは、画像作成サブシステムの基本画像作成面 に対して垂直に固定した患者テーブルを備えている。患者外傷テーブルは、ギル バート Ｗ．マッケンナの名前で１９９４年２月８日に提出され且つ本譲受人に 譲渡された米国特許出願Ｎｏ．０８／１９３，５６２に記載してあるように、標 準サイズの出入口を介するシステム全体の移動を促すために画像作成システムか ら着脱できて、医療用画像作成システムにおける電力の管理と配分に効果的なの で、非常に優れている。 １９９３年７月６日にヤハタなどに発行された米国特許Ｎｏ．５，２２６，０ ６４は、再充電自在のバッテリで駆動するコンピュータ式断層撮影スキャン装置 を開示している。バッテリは、２次元画像のためのデータを互いに呈する複数の 映像要素から成る断層撮影画像のシングル・スキャン又はスライスを十分に処理 できるエネルギーを蓄えるように構成されている。ヤハタなどの方式では、複数 の連続するスキャン・サイクルが実施できて、各々スキャン・サイクルは、少な くとも約２０秒の持続期間であり、約３秒のスキャン位相から成り、バッテリは 電力をＸ線手段に送り、約１７秒の非スキャン位相があり、バッテリは再充電さ れ、“小電力消費機器”の電力が外部電源から送られる。従って、全ての断層撮 影画像に関連するデータの処理中に、ヤハタなどのバッテリは装置の動作中に再 充電しなければならない。ヤハタなどが述べている実施例の全てにおいて、“小 電力消費機器”は、電力が整流されるかどうかにかかわらず、外部電源に常に依 存する。従って、外部電源に対する依存性と、電力の中断、異常、不規則性、不 均一性、変動に付随する欠点も存在する。電気ケーブル又は電気スリップ・リン グを用いると、一定の電気的な接触を外部電源とバッテリの間に呈することがで きる。ヤハタなどは、このような電気的な接触を呈する任意の他の方法について 言及していない。発明の目的 本発明の全体的な目的は、従来技術の問題を大幅に減少する又は実質的に解消 する、前述のタイプの大型医療用画像作成システムにおける電力の管理と配分の ための装置を提供することにある。 本発明の特別な目的は、回転サブシステムが回転する際に、それと電気的に接 触せずに、大型医療用画像作成デバイスの回転サブシステムに電力を呈すること にある。 本発明の更なる目的は、医療用画像作成サブシステムが、延長する時間に対し て所定の速度で回転することを可能にすることにある。 本発明の別の目的は、医療用画像作成システムの電力が医療用画像作成中に中 断される場合でも、医療用画像作成サブシステムが医療用画像作成を完全に達成 できる時間に相応して十分に回転することを可能にすることにある。 本発明の更に別の目的は、電力ラインに異常、不規則性、不均一性が生じる場 合でも、高級製品としての信頼性を備えた大型医療用画像作成システムを提供す ることにある。 本発明の更なる別の目的は、標準単相ＡＣ電気コンセントを含めた、広範囲の 外部ＤＣ／ＡＣ電源を用いて操作できる、医療用画像作成システムを提供するこ とにある。 本発明の別の目的は、データが外部電力条件と関係なしに入手され処理される 期間を含めて、全体的なスキャン・プロセス中に動作できる無停電電源で駆動さ れる大型医療用画像作成システムを提供することにある。 本発明の更に別の目的は、更なる電力条件調整機能又は力率補償装置を必要と しない、医療用画像作成システムを提供することにある。 本発明の更なる別の目的は、軽量のシステムと高度の携帯性を有するシステム を提供することにある。 本発明の更なる別の目的は、小電力消費のシステムを提供することにある。 本発明の更なる別の目的は、スリップ・リングの使用を避けて、付随する電気 雑音とスリップ・リングに付随する他の欠点を防止することにある。 本発明の更なる別の目的は、デバイスを作動するために、条件を設定しない又 は条件設定の少ない電力ラインを用いて、操作できる医療用画像作成デバイスを 提供することにある。 本発明の更なる別の目的は、米国特許Ｎｏ．５，２２６，０６４に記載してあ る方式を改善した、断層撮影スキャン・マシンを提供することにある。 本発明の他の目的は、これから部分的に示唆され部分的に現れる。そこで、本 発明は、構造と構成要素の組合せと部品の配置とを処理する装置と、幾つかの工 程を包含するプロセスと、他の工程に関する１つ又は複数のこのような工程の関 係と順序とを備えており、その全てが次に示す詳細な開示と適用事例の範囲にお いて説明され、その全てが特許請求の範囲で明示される。発明の要約 大型医療用画像作成システムは、電源の変動と中断と異常と関係なしに作動す るように外部電力条件から完全に独立して、画像データの入手と処理中にシステ ムに電力を呈する、無停電電源を搭載している。大型医療用画像作成システムは 規制されたＤＣ電圧のもとで好都合に作動し、無停電電源は、外部電源に関して 接続したバッテリの形態に好都合になり、規制されたＤＣ電圧に好都合になるの で、バッテリは、外部電源の正規の条件中に充電され、外部電力がバッテリの呈 する閾レベルを下回る時に瞬間的に電力を呈する。無停電電源の使用は、無停電 電源と外部電源を切り替える必要なしに実施できる。 好ましい実施例では、大型医療用画像作成システムは、システムの外部電力ラ イン入力から測定される際に力率を補償する手段を含んでいる。別の好ましい実 施例では、大型医療用画像作成システムのライン入力から測定される際に医療用 画像作成システムの力率を補償する手段が、無停電電源と連動し及び少なくとも １つの規制されたＤＣ電力信号を呈する。 好ましい実施例では、システムは、ＤＣ電源と単相と３相のＡＣ電源を含めて 、広範囲の外部電源のもとで作動できるので、家庭や事務所で広く見受けられる 、標準１１０ＶＡＣ単相コンセントのもとで容易に作動できる。 別の好ましい実施例は、少なくとも全体的な患者画像に付随する画像データを 十分に入手して処理できるエネルギーを蓄える手段を有する、ＣＴスキャナのよ うな、大型医療用画像作成システムで使用する、無停電電源を含んでいる。 本発明は、ＣＴスキャナやＰＥＴスキャナ又はＭＲＩ画像作成器のような医療 用画像作成システムに使用できて、各々が、単相１００ＶのＡＣ電気コンセント 又は３相ＡＣ電気コンセントのような標準外部コンセントから電力を得るために 、医療用画像を作成できる高いピーク電力を必要としている。これは、複数の再 充電自在のバッテリのようなエネルギー貯蔵デバイスを用いて電力を蓄えて、部 分的に行われる。 本発明の装置の好ましい実施例は、医療用画像作成システムのライン入力から 測定される際に医療用画像作成システムの力率を補償する補償器手段を含むこと によって、電力消費量を小さくしている。別の好ましい実施例では、本発明は、 複数の規制されたＤＣ電力信号を呈するＤＣ／ＤＣコンバータ手段を含んでいて 、各々規制されたＤＣ電力信号は複数のＤＣ電圧の１つに存在する。 力率補償器とＤＣ／ＤＣコンバータは、共に、種々の過大電流と過大電力と過 大電圧と過小電圧と過大温度との条件に対して保護されている。 別の好ましい実施例では、本発明は、エネルギーを受けて蓄える少なくとも手 段と、データ・プロセッサと、オプションで少なくとも１つのモータ・コントロ ーラとの間に、電力を割り当てるデータ・プロセッサを含んでいる。図面の簡単な説明 本発明は、添付の図面と共に、次の詳細な説明から、更に十分に理解できると 思われる。 図１は、本発明の電力の管理と配分のシステムを包含できる、代表的なコンピ ュータ式断層撮影（ＣＴ）スキャナ・システムの平面図である。 図２Ａは、本発明の電力の管理と配分のシステムの好ましい実施例のブロック 図である。 図２Ｂは、図１の患者テーブルと回転自在のディスクに好ましい構成を示すブ ロック図である。 図３は、図２Ａの力率補償器とメインＤＣ／ＤＣコンバータの好ましい事例を 示すブロック図である。図面の詳細な説明 本発明に従う電力の管理と配分のシステムが、ＣＴスキャナ・システムの形態 で大型医療用画像作成システムに関連して好都合に記載してある。特に、本発明 は、操作のための電力を必要とする種々の構成要素を具備するＣＴスキャナ・シ ステムに関して説明される。ＣＴスキャナ・システム、又は、本発明の電力の管 理と配分のシステムを備えた任意の他の大型医療用画像作成デバイスは、ここで 特に記してない構成要素を具備する場合もあり、又は、ここで特に記した構成要 素を省いている場合もあると考えられる。それにもかかわらず、本発明は、磁気 共振画像作成（ＭＲＩ）システムや陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）システムのよ うな多種多様な大型医療用画像作成システムにおいて有用であり、又ここに記載 する例に制限されるわけでない。 図１に、変動自在の高さと縦方向の伸長部材とを具備する患者テーブル１０が 図示してある。好ましい患者テーブルが、ギルバート Ｗ．マッケンナの名前で １９９４年２月８日に提出され且つ本譲受人に譲渡された同時係属米国特許出願 Ｎｏ．０８／１９３，７８２に詳細に記載してある。テーブルはスキャンされる 患者（図示せず）を支える。スキャナ・システムは、環状フレーム１４に回転自 在に支持され且つバッテリ・アセンブリ１６を支持するディスク１２も含んでお り、更にＸ線ソース・アセンブリ１８を含んでいる。図示したＣＴスキャナ・シ ステムは、第３世代タイプなので、Ｘ線ソース・アセンブリ１８を直径方向に横 断するディスク１２に位置した検出アレイ２０も含んでいる。Ｘ線ソース・アセ ンブリ１８と検出アレイ２０は、画像データを作成する構成要素を全体的に形成 し、ディスクの回転中心をディスク１２と共に回転する。更に、データ入手シス テムの形状の構成要素（図１に示してないが、図２ＢにＤＡＳ １１４として示 す）が、検出アレイ２０から画像データを入手するためにディスク１２に設けて ある。ディスク１２は、ＣＴスキャン中に患者を受ける形状で構成した丸い中心 口径部又は開口部２２を備えており、そこではＸ線ソース１８と検出アレイ２０ が、開口部２２に位置した患者の部分を基準にして回転し、周知のように、開口 部２２に位置した患者の部分を介する断面画像を表す画像データを作成する。カ ート２４も、環状フレーム１４を可動自在に支持して、患者テーブル１０と連動 するために設けてある。 ＣＴスキャナ・システムは、電力保存デバイスとして機能する又は操作用電力 を要求する種々の構成要素も備えている。好ましい実施例では、これらの構成要 素は、ＣＴスキャナ・システムの主な要素のなかの全ての３つに、すなわち、患 者テーブル１０とディスク１２とカート２４に設けてある。例えば、データは、 １９９３年１２月２７日に、ベルナルド Ｍ．ゴードン、リチャード Ｂ．ジョ ンソン、イオセフ イズライリット、ハンス ウィードン、ダグラス アブラハ ムの名前で提出され、本譲受人に譲渡された、同時係属米国特許出願Ｎｏ．０８ ／１７４，６６４に記載してあるＲＦリンク・システムのように、ＲＦリンク（ 図示せず）を介してディスク１２とカート２４との間で好都合に転送される。Ｒ Ｆリンクは、Ｘ線ソース・アセンブリ１８を作動し、各々スキャンからデータを 入手する種々の構成要素を作動する、ディスク１２の電力も制御するために用い る。そこで、電力の管理と配分のシステムが、ＣＴスキャナ・システムの電力規 定に適合するために必要になる。 図２Ａと２Ｂに、患者テーブル１０とディスク１２とカート２４に構成した構 成要素に送られる電力を生成するサブシステムが詳細に図示してある。図２Ａで は、システム・インタフェース３０が、モータ・コントローラ３４とカート・コ ンピュータ３６とＲＦリンク３８とに適した接続部を介してＤＣ信号のグループ を生成する電源装置３２に結合している。システムＵＰＳ ４０として構成した 無停電電源（ＵＰＳ）は、非中断電力の電源をシステム・インタフェース３０に 呈するために設けてある。電源装置３２からのＤＣ信号グループのサブセットは 、コネクタ４２とコネクタ４４とを経由して患者テーブル１０とディスク１２と に位置するサブシステムに送られる（次に図２Ｂに関連して説明）。図２Ａの最 外部ブロックで囲われた構成要素とサブシステムは、フレーム１４が支持するＲ Ｆリンク（ＲＦリンク３８で表される）の静止部分を除いて、カート２４に位置 するカート・モジュール２４−１に一体化されている。 モジュール２４−１に示すように、カート２４は、ＲＦリンクを経由してＸ線 ソース・アセンブリ１８に送られる電力を少なくとも制御し、ディスク１２に位 置し図２Ｂの１１４で示すデータ入手システムが生成するディスク１２から受信 したデータを処理する構成要素を制御する、カート・コンピュータ３６を支持す る。更に、ＲＦリンク３８の静止部分を操作する電力も必要になる。電力は、フ レーム１４内のディスク１２を回転させる複数の付随するモータ（図示せず）を 制御し、転回と変換のために環状フレーム１４とディスク１２とを移動する、モ ータ・コントローラ３４にも送られる。この転回と変換システムについての詳細 な説明は、１９９４年２月８日にギルバート Ｗ．マッケンナの名前で提出され 且つ本譲受人に譲渡された同時係属米国特許出願Ｎｏ．０８／１９３，５６２に 詳細に記載してある。 本発明の１つの見解に従って、ＣＴシステムは、条件付きと無条件の両方の電 源と、ＤＣとＡＣの両方の電圧を含めた、及び後者の場合に単相と３相を広範囲 の周波数にわたって、広範囲の外部電源を用いて作動できる。従って、システム は、壁用コンセントで呈する標準で無条件の単相ＡＣ電源から作動できる。そこ で、システム・インタフェース３０は、広範囲にわたるＡＣ電圧と周波数と電力 とのレベルをカバーするライン入力４６を受けるように適応されており、ＤＣと 単相又は３相ＡＣ電気コンセントとも接続するように適応されている。例えば、 本発明の好ましい実施例では、７５Ｖ〜８５Ｖで１．２ＫＷ及び８５Ｖ〜２６５ Ｖで１．５ＫＷで、４７Ｈｚ〜４４０ＨｚのＡＣ周波数のＡＣ電圧（総高調波歪 み（ＴＨＤ）が１０％未満）と、７５〜１２０ＶＤＣで最大で１．５ＫＷのＤＣ 電圧を受ける。入力電流は、ＤＣの２０アンペアと、ＲＭＳ ＡＣで２０アンペ アにもなる。従って、本発明は、医療用画像作成デバイスが、米国と日本と西欧 の工業諸国を含めた種々の地域の標準電気コンセントだけでなく、軍事的な環境 及び第２と第３と第４の世界の諸国に見受けられるコンセントを用いて作動でき ることを可能にする。 本発明の別の実施例では、電力は、次に示す入力ライン条件の関数として提供 される。 ライン入力条件にかかわらず、システム・インタフェース３０はＤＣ出力４８ を呈する。特に、ライン入力４６がＡＣの時に、ＤＣ出力４８は脈動するＤＣに なる。代わりに、ライン入力４６がＤＣの時に、ＤＣ出力４８は直流ＤＣになる 。 システム・インタフェース３０を見ると、ＲＦリンク３８とカート・コンピュ ータ３６とによって生成した周波数がライン入力４６上で放出されることを実質 的に防止するので、電気デバイスからの電磁干渉に関する連邦通信委員会規則に 適合することを促す、電磁干渉（ＥＭＩ）フィルタ５０が設けてある。ＥＭＩフ ィルタ５０は、局部的な電磁干渉が本発明の装置に影響を及ぼすことも実質的に 防止する。 システム・インタフェース３０は、本発明の装置を過電流から保護するために 、過電流条件で外れる４つの極を備えたサーキット・ブレーカ５２も含んでいる 。例えば、４つの極のなかの何れか１つに流れる電流が２０アンペアを越えると 、例えば、全体のブレーカ５２が外れる。４つの極のなかの３つが、３相ライン の３つの位相を対象にできるＥＭＩフィルタ５０の３つのライン５４に専用にさ れるか、又は３つのラインのなかの１つが単相を対象にできる。第４の極は、ラ イン入力４６が停電する変動する又は歪む場合に、電力をシステムＵＰＳ ４０ からシステム・インタフェース３０に電力を送る、ＵＰＳライン５６のためのも のである。 サーキット・ブレーカ５２は、緊急停止スイッチ６０をユーザが作動する際に 、又は所定の閾値温度を越える温度を１つ又は複数のサーマル・センサ６２（カ ート２４、ディスク１２、又はテーブル１０あるいその全てのほぼ近くに位置す る）が検出する際に、ブレーカ５２にそこを流れる電流を遮断させる“トリップ ・コイル”５８も備えている。好ましい実施例では、ＡＣ定格サーキット・ブレ ーカも使用できるが、サーキット・ブレーカ５２はＤＣ定格でも十分である。 システム・インタフェース３０は、サーキット・ブレーカ５２の出力に接続し たダイオード・ブリッジ６４も更に含んでおり、それは、脈動直流電流（ＤＣ） を送るために、ライン入力４６が呈する、単相や２相又は３相交流電流（ＡＣ） を整流する。ダイオード・ブリッジ６４は、インターナショナル レクティファ イアー製のように、好都合に６００Ｖで２５Ａの定格の標準３相ブリッジ整流器 である。ライン入力４６がＤＣ電流の場合、ダイオード・ブリッジ６４は、純粋 のＤＣ電流、すなわち、脈流電流成分のないＤＣ電流を呈する。ダイオード・ブ リッジ６４のＤＣ信号は電力出力４８として現れる。 電源装置３２は、システム・インタフェース３０から電力出力４８を受け、カ ート・モータ・コントローラ３４とフレームＲＦリンク３８とシステムＵＰＳ４ ０とカート・コンピュータ３６とに、種々のＤＣ電圧（例えば、各々±１２ＶＤ Ｃ、±１００ＶＤＣ、±２８ＶＤＣ）の複数のＤＣ信号（すなわちライン６６と ６８と７０上で）を介して電力を呈する。電力は電源装置３２からライン６８上 でコンピュータＤＣ／ＤＣコンバータ７２にカート・コンピュータ３６の内部で 結合され、それは更にホスト・コンピュータ７４にもリンクしている。電源装置 ３２は、ディスク１２が充電位置に止まる時にも、回転自在のディスク１２にラ イン６８上で（コネクタ４４を介して）電力を呈する。特に、電源装置３２から ディスク１２に位置するバッテリ充電器にかけての電力転送を可能にするために （図２Ｂに関連して後で説明）、電力コネクタ４４は、電源装置３２とインタフ ェースされ、バッテリ充電器に結合するスキャナ部７８にも電気的に接続する、 フレーム部７５を含んでいる。 本発明の別の目的に従って、電源装置３２は、システムの入力インピーダンス に起因する電力の非効率性を補償するために、力率補償器８０も備えている。電 源装置３２は、ＤＣ電圧入力を複数のＤＣ出力信号に種々のＤＣレベルで変換す るメインＤＣ／ＤＣコンバータ８２も含んでいる。力率補償器８０は、ライン４ ８上でダイオード・ブリッジ６４が呈した電力を、ライン入力４６で見受けられ るような単一性の力率を維持しながら、メインＤＣ／ＤＣコンバータ８２のドラ イブに必要な高電圧のＤＣ電力８４に変換する。例えば、高電圧のＤＣ電力８４ は、１５００ワット負荷で、５０Ｈｚで、波高値が１０Ｖ未満の、脈流電圧を有 する、非絶緑性の、４２０±２ＶＤＣで好都合に与えられる。力率補償器８０は 、周波数範囲が４７〜４４０Ｈｚで、８０〜３５０ＶＤＣ又は７５〜２９０ＶＡ Ｃの入力電圧を用いて、作動できる。 力率補償器８０は、マイクロ リニア製の力率制御集積回路（ＭＬ４８１２） と、アドバンスト パワー テクノロジー製のパワーＭＯＳＦＥＴ（ＡＰＴ６０ ３０）とを用いる好都合なブースト電圧レギュレータである。これらの構成要素 を用いる回路の設計についての詳細は、ここで引例を用いて包含され、製造者か ら入手できるデータ・シートとアプリケーション・ノート、及びここで引例を用 いて包含される、Ａ．Ｉ．プレスマンのスイッチング電源の設計のような、市販 の参考資料を参照すること。 好ましい実施例では、力率補償器８０は、入力がＡＣ又はＤＣであるかどうか にかかわらず及び電圧レベルであるかにかかわらず、突入電流を含めて、ライン 入力４６からの最大電流が１９アンペアであることを保証するように適応されて いる。力率補償器８０の力率は、単相ＡＣ入力の低電圧（例えば、７５〜１４０ ＶＡＣ）の場合に９９％を越える値に、高電圧（例えば、１５０〜２９０ＶＡＣ ）の場合に９７％を越える値に維持される。力率補償器８０は、全ての動作条件 に対して、全体的な効率を９４％を越える値に好都合に維持する。 背景からして、単相回路の力率は、電流と電圧とのシヌソイド間の位相角度の 余弦になる。そこで、電流と電圧が直角位相（位相角度が９０度）になる場合、 力率は０になり、電力は回路に送られない、すなわち、電流が純粋に無効になる 。０と１の間（又は０％と１００％の間）の力率は、リアクタンスと抵抗との状 態の組合せを示している。また、バランスのとれた３相システムの力率は、電圧 と電流の波形が正弦曲線の時に、位相電圧と位相電流との間の角度の余弦として 表される。 力率は、電力会社が力率に基づいて非居住ユーザに普通は請求するので重要で ある。何故ならば、無効電流が負荷に送られる有効電力にならない場合でも、そ れらは、例えば、発電器や変圧器や巻線の抵抗のＩ²Ｒ熱損失のために巨額なコ ストを電力会社が負担するからである。従って、力率補償器８０を具備する場合 に、本発明を包含する医療用画像作成システムの回路のリアクタンスを除去する ので、電気エネルギーが用いられる効率が上昇し、医療用画像作成システムを操 作するコストが大幅に減少する結果になる。更に、力率補償器８０を備えると、 医療用画像作成システムで用いる外部力率補償器を購入する必要がなくするので 、大型医療用画像作成システムを操作するコストが更に減少する結果になる。従 って、力率補償器８０は、システムの他の場所、例えば、ライン入力４６に直接 、又はＥＭＩフィルタ５０とサーキット・ブレーカ５２との間、又はサーキット ・ブレーカ５２とダイオード・ブリッジ整流器６４との間に接続できることに注 目すべきである。 メインＤＣ／ＤＣコンバータ８２を見ると、力率補償器８０が呈する高電圧Ｄ Ｃ電力出力８４は、メインＤＣ／ＤＣコンバータ８２により複数の電圧（すなわ ち、ライン６６と６８と７０に現れる信号）に変換されて、医療用画像作成シス テムの種々のサブシステムの操作に用いられる。例えば、好ましい実施例では、 フレームＲＦリンク３８は、（２０ＭＨｚ未満の周波数で、波高値が５０ｍｖ未 満の脈流で）最大１６アンペアで、±１．０ＶＤＣ内で±１２ＶＤＣ未満のよう な、ライン６６の低電圧を使用し、（２０ＭＨｚ未満の周波数で、波高値が５０ ｍｖ未満の脈流で）最大７アンペアで、±０．５ＶＤＣ内で±１００ＶＤＣ未満 のような、ライン６８の高電圧を用いる。（２０ＭＨｚ未満の周波数で、波高値 が５０ｍｖ未満の脈流で）最大１０アンペアで、±２ＶＤＣ内で±２８ＶＤＣ未 満のような、中間電圧が、システムＵＰＳ ４０にライン８６を経由して、及び テーブル・バッテリ充電器にポート４２を経由して送られる（図２Ｂに関連して 後で説明）。ポート４２に接続した構成要素は、ライン７０とポート４２との間 に結合したサーキット・ブレーカ８８によってライン７０上で逆のライン条件又 は信号レベルに対して保護される。カート・モータ・コントローラ３４は、メイ ンＤＣ／ＤＣコンバータ８２から使用できる電圧の各々を用いている。 入力ライン条件が拡大している間に、ＤＣ／ＤＣコンバータ８２は、リストし た出力を引き続き呈するが、１％以下の負荷と入力の規定を必ずしも達成するわ けでない。 本発明の別の見解に従って、ＣＴスキャナ・システムは、問題の本質にかかわ らず、例えば、問題が、電力の低下したレベル（電圧低下時に現れる）、全体的 な停電（停電中に現れる）、ＡＣ電圧の各々サイクルの特定の位相中の異常であ るかどうか、故意（ＡＣ入力電圧が整流される場合）又は偶発的であるかどうか などにかかわらず、外部電源の停電、歪み、変動、又は異常の際に、全体のＣＴ スキャナ動作のための構成要素の全てに必要な電力を呈する、前述のシステムの 無停電電源（ＵＰＳ）４０を備えている。これは、スキャンが、ＣＴスキャナの 動作中に生じる外部電源からの電力低下に関する任意の問題にかかわらず、常に 行われることを保証する。 ＵＰＳ ４０は、画像データの入手と処理を含めて、少なくとも１つの全体的 なスキャンを実行するために、例えば、４０〜４８ＶＤＣで、６００〜７００ワ ットの十分なエネルギーを呈するために、互いに接続したバッテリ・バンクの形 態に好都合になる。好ましいＵＰＳ ４０はバッテリ・バンクであるが、システ ムＵＰＳは、電気機械エネルギー記憶素子（例えば、発電器に接続した大型回転 ディスク）のようなエネルギー記憶素子、又は熱記憶素子（例えば、発電器など をドライブするために水の加熱に順に使用できる熱を放出する発熱素子）のよう な電気化学素子の他の形態になる。システムＵＰＳ ４０は、カート・モジュー ル２４−１の一部として好都合に与えられる。好都合に、ＵＰＳ ４０は、エネ ルギーが外部電源の正規動作条件中にＵＰＳ ４０に蓄えられるように、ライン ８６を経由して電源装置３２に接続している。ＵＰＳ ４０は、外部電源から電 力を受ける入力と異なる（ライン５６を介する）システム・インタフェース３０ のサーキット・ブレーカ５２の入力にも接続している。ＵＰＳ ４０の電力は、 システム・インタフェース３０を経由して（すなわち、ライン“ＵＰＳ ＤＣ” を経由して）電源装置３２に、（“ライン１”と“ライン２”と“ライン３”を 介して流れる）外部電力と無関係に与えられるので、両方の電源は、任意の切り 替えなしに電源装置３２の入力に同時に与えられる。外部電力がＣＴスキャナの 操作に適している限り、ＵＰＳ ４０は十分に充電された状態を保つ。しかし、 外部電力レベル（この場合、電圧レベル）がＵＰＳ ４０が与えたレベルより低 下すると、ＵＰＳ ４０の電力が瞬時に電源装置３２に対して使用可能になる（ 切替操作が不要なので）。 ＵＰＳ ４０は、電源ライン８６を経由してＵＰＳ ４０に接続する、電源装 置３２のメインＤＣ／ＤＣコンバータ８２によって好都合に作動されるので、蓄 えられたエネルギーが外部電源から好都合に導かれる。 図２Ａのサブシステムで生成した電力を受けて使用するディスク１２と患者テ ーブル１０の構成を示す図２Ｂを見ると、患者モジュール１０−１は、患者テー ブル１０に統合した構成要素を含んでいて、ポート４２を介して電源装置３２か らオプションのＡＣライン入力と電力信号とを受信するように適応されている。 図２Ｂには、ディスク１２に統合した構成要素を含んでいて、コネクタ４４のス キャナ部７８を介して電源装置３２から電力信号を受信するように適応されてい る、ディスク・モジュール１２−１も図示してある。 患者モジュール１０−１は、患者を上下するモータ（図示せず）を制御し、オ プションでディスク１２の開口部２２に横になっている患者を横方向に移すモー タ（図示せず）を制御する、テーブル・モータ・コントローラ１００を含んでい る。モータ・コントローラ１００と付随するモータは電力コンバータ１０４を介 してバッテリ１０２から得る電力を必要とする。バッテリ１０２は、電源ポート ４２を介して電源装置３２から電力を受けるか、又はオプションでＡＣライン入 力を介して標準電気コンセントから電力を受ける、充電器１０６から充電される 。 ディスク・モジュール１２−１を見ると、回転自在のディスク１２は、カート ・コンピュータ３６にデータを出入するために、ＲＦリンク（ＲＦリンク１０８ で示す）の回転自在の部分を支えている。ディスク・モジュール１２−１は、Ｘ 線ソース・アセンブリ１１０と、ディスク・コンピュータ１１２と、データ入手 システム（ＤＡＳ）１１４と、Ｘ線管の陽極を回転するモータのように、Ｘ線ソ ース・アセンブリ１１０のモータ（図示せず）を制御するモータ・コントローラ １１６とを更に支えている。 ディスク・モジュール１２−１は、（電気的絶縁を呈する）リレー１２２を介 して充電器１２０により充電されるバッテリ１６のようなエネルギー貯蔵手段と 、サーキット・ブレーカ１２４とを更に含んでいる。バッテリ１６は、電力を陽 極の高電圧電源１２６と陰極の高電圧電源１２８とにサーキット・ブレーカ１３ ０と１３２を介して呈する。陽極の高電圧電源１２６と陰極の高電圧電源１２８ は、電力をＸ線管アセンブリ１１０の陽極と陰極とに呈する。モータ・コントロ ーラ１１６は電力をＸ線管アセンブリ１１０内のモータにも呈する。モータ・コ ントローラ１１６は、電力を、充電器１２０からリレー１２２と１３４を介して 及びバッテリ１６からサーキット・ブレーカ１２４とリレー１３４を介して受け る。モータ・コントローラ１１６は低電圧（例えば、±１２ＶＤＣ）を呈する低 電圧電源１３６からも電力を受ける。更に、ディスク・コンピュータ１１２とデ ータ入手システム（ＤＡＳ）１１４とスキャナＲＦリンク１０８は、電力を低電 圧電源１３６から受ける。 力率補償器８０とメインＤＣ／ＤＣコンバータ８２とを一体化して示す図３を 見ると、補助電源２００が、力率補償器８０内部の制御回路（図示せず）に電力 を送るために、及びＤＣ／ＤＣコンバータ８２の入力電圧と電流感知と制御（Ｉ ＶＣＳＣ）とＤＣ／ＤＣコンバータとのモジュール２０２内部の制御回路に電力 を送るために設けてある。各々補助電源は、±１５ＶＤＣと＋５ＶＤＣを呈して 、力率補償器８０のコントローラと保護回路及びＤＣ／ＤＣコンバータ８２に送 る、順方向切替コンバータに好都合になる。それは、その電力を、力率補償器８ ０の ＋４２０ＶＤＣ出力８４ａと−４２０ＶＤＣ出力８４ｂとから受ける。立ち上げ と異常条件中に、これらの出力８４ａと８４ｂは、各々、補助電源２００の整流 入力電圧になり、その出力は、増幅せずに力率補償器８０のインダクタを介して 送られる。全てのケースで、補助電源２００は、その入力に電圧が存在する場合 にオンになる。 入力電流感知モジュール２０４は、力率補償器８０に送られた入力電流を感知 し、入力ライン４６の電流が電流閾値を越える時に力率補償器８０とＤＣ／ＤＣ コンバータ８２との動作を不能にすることを保護回路２０６に指示する制御信号 を生成する、電源装置３２の入力に（すなわち、力率補償器８０の入力に）好都 合に設けてある。 特に、力率補償器８０は、ライン入力４６からくる電流を、その負荷と入力電 圧にかかわらず、例えば、１９アンペアに制限するように機能する。前述のよう に、入力電流感知モジュール２０４は、力率補償器８０に送られた入力電流を感 知して、電流測定信号２０８を保護回路２０６に送る。（図２Ａの）ライン入力 ４６からくる電流が１８アンペアのような電流閾値を越えると、保護回路２０６ は、各々、動作ライン２１０と２１２を不能にし、力率補償器８０とＤＣ／ＤＣ コンバータ８２との動作を不能にするので、医療用画像作成システムが停止する 。従って、本発明の電力の管理と配分のシステムを包含する医療用画像作成シス テムの電力が、標準壁用コンセントから送ることができる。ＩＶＣＳＣモジュー ル２０２は、電流を測定し、力率補償器８０が呈する既知の電圧と測定電流とを 乗算し、電力レベルを求めて、過剰電力保護を呈する。従って、電流が力率補償 器８０が呈した規制電圧から部分的に定めた閾値を越えると、補償器８０とコン バータ８２は共に保護回路２０６により直ちに停止し、力率補償器８０とＤＣ／ ＤＣコンバータ８２の両方の内部にある切替コンバータの動作を不能にする。 検出回路が、ＩＶＣＳＣモジュール２０２と、入力電流感知モジュール２０４ と、出力電圧と電流感知モジュール２１４と２１６と２１８の内部に設けてある 。 これらの検出回路は、それらの各々入力で測定した電圧を、最小／最大許容閾電 圧と比較する。これらのモジュールの出力（すなわち、各々、モジュール２１４ と２１６と２１８からの出力信号２２０と２２２と２２４）が保護回路２０６に 送られ、そこで出力は各々出力電圧と対応する電圧閾値との関係を示す。各々出 力は、最小／最大電圧閾値で定めた電圧条件に対する適合性又は非適合性につい て示す２進信号の形態になる。更に、各々感知モジュールは入力を各々ＤＣ出力 モジュールから受ける、すなわち、感知モジュール２１４と２１６と２１８は入 力を、各々、±１００Ｖ出力モジュール２２６と±１２Ｖ出力モジュール２２８ と±２８Ｖ出力モジュール２３０から受ける。 特に、保護回路２０６は、次の機能を呈する、当業者には周知の形態である、 電圧保護回路２３２と電流保護回路２３４を共に備えている。モジュール２１４ と２１６と２１８のような任意の電圧感知モジュールが許容電圧範囲に属さない 電圧を検出すると、モジュールは、力率補償器８０とＤＣ／ＤＣコンバータ８２ の動作を直ちに不能にする。電流保護回路２３４は、２０２、２１４、２１６又 は２１８のような電流感知モジュールから信号を受信すると、タイマをスタート させる。これは、測定電流が許容電流閾値を越えたことを示している。電流異常 条件が、２００ミリセカンドのように、所定の遅延時間後も存在する場合、力率 補償器８０とＤＣ／ＤＣコンバータ８２の動作が不能になる。更に、電流異常が 生じる場合、電流保護回路２３４は、電流保護回路２３４のラッチ回路がリセッ トされるまで、力率補償器８０とＤＣ／ＤＣコンバータ８２が再び動作可能にな ることを防止するためにラッチする。 電流保護回路２３４の遅延の特長を用いると、正規の最大値を越える過渡的な 電力サージを発生させることができる。これらの電力サージは、それらの持続期 間が限られているので、医療用画像作成システムの回路又は入力電力ラインに対 して有害にならない。有害になるポイントまで過大電流が流れることは電圧異常 を伴うことに注目すべきである。時間遅延の特長は、医療用画像作成システムの 種々のサブシステムを作動する時に生じるピーク電流の処置に必要な電流処置容 量を呈するために、過剰負荷を制限するようなことを必要とせずに、標準ライン から使用できる電力の限界の近くで、医療用画像作成システムを操作することを 可能にする。時間遅延の特長は、電源装置３２が、最初にオンする時に迅速にス タートすることも可能にする。 電流保護回路２３４の遅延の特長は、当業者には周知の種々の方式で実現でき る。例えば、遅延回路は、次に示す要素のいずれかを用いて、すなわち、Ｒ−Ｃ 遅延回路、機械的タイマ、アナログ遅延ライン、デジタル遅延ライン、デジタル ・タイマ、又は過大電流条件を示す信号を受信する時と力率補償器８０とＤＣ／ ＤＣコンバータ８２との内部に位置する動作可能手段に動作不能信号を呈する時 との間に時間遅延を導く他の手段のなかのいずれかを用いて実現できる。 前述の説明は、システムの動作の次の説明から更に明らかになると思われる。 図２Ａと２Ｂと３を見ると、システム・インタフェース３０は、信号をライン入 力４６で受けて、ＤＣ出力４８を送る。特に、まず図２Ａを見ると、ライン入力 ４６がＡＣである時に、ＤＣ出力４８は脈動するＤＣになり、ライン入力４６が ＤＣである時に、ＤＣ出力４８は直流ＤＣになる。電圧が電源装置３２の入力に （出力４８を介して）印加されると、（図３の）補助電源２００の内部の整流器 ブリッジ（図示せず）は入力電圧を整流する。整流された入力電圧は、整流され た電圧が、７０Ｖピークのように、所定の電圧低下閾値より高い時に、補助電源 ２００を作動する。補助電源２００は、電力を力率補償器８０とＤＣ／ＤＣコン バータ８２のコントローラに送り、それらは互いに規制電圧６６と６８と７０を 呈する。 特に力率補償器８０の動作を見ると、立ち上げ時に、整流した入力電圧が所定 の電圧低下閾値を越えると、力率補償器８０内のＭＬ４８１２コントローラ・チ ップは、直ちに、パルス幅変調（ＰＷＭ）技術を用いて、１００ＫＨｚのレート でＭＯＳＦＥＴをオン／オフする。ＭＯＳＦＥＴがオンすると、ＭＬ４８１２の 保存インダクタに流れる電流は直線的に増加する。ＭＯＳＦＥＴがオフすると、 インダクタに蓄えられていた全エネルギーは、力率補償器８０の出力で±４２０ ＶＤＣとなるように出力コンデンサに送られる。サイクルごとに、力率補償器回 路は、±４２０ＶＤＣに出力電圧を維持するために必要なＭＯＳＦＥＴのオン時 間を制限する。力率補償器８０が無負荷の時に、出力電圧は±４３５ＶＤＣまで 上昇し、その時に、内蔵の過大電圧保護回路は、ＭＬ４８１２コントローラに、 その出力を停止させ、出力電圧が±４２０ＶＤＣより低下するまでＭＯＳＦＥＴ をオフにする。無負荷時に、この出力を放電する内部ブリーダ抵抗もある。 （図２Ａと３の）ＤＣ／ＤＣコンバータ８２は、力率補償器８０から±４２０ ＶＤＣの電力をライン８４ａと８４ｂで受け、これらのラインの電力を絶縁電圧 ６６、６８、７０に変換する。ＤＣ／ＤＣコンバータ８２はＨブリッジ順方向コ ンバータとして好都合に動作する。位相変調は、マイクロ リニア製のＭＬ４８ １８集積回路のような既知の回路を用いて制御される。 ＤＣ／ＤＣコンバータ８２は、過大電圧と過小電圧と過大電流と過大温度に対 して各々出力で、及び過大電力消費に対してコンバータ８２の入力で保護される 。発生した任意のＤＣ／ＤＣコンバータの異常に対して、過大電流と過大電力を 除いて、コンバータ８２と力率補償器８０は共に図３の保護回路２０６により動 作不能になる。過大電圧条件が検出されると、補償器８０とコンバータ８２は直 ちに停止する。過大温度条件は、コンバータ８２と力率補償器８０のＭＯＳＦＥ Ｔのヒートシンクの近くに好都合に設けた１つ又は複数のサーマル・スイッチ（ 図示せず）により、保護回路２０６の内部で検出される。 過大電流又は全体的な電力異常条件の検出時に、補償器８０とコンバータ８２ は、２００ミリセカンドのように、ある遅延期間後に停止する。遅延期間は、出 力コンデンサが空になる時の初期電力上昇と短絡出力を区別するために含まれて いる。また、遅延期間は、モータ動作のようなシステム機能が、システムを停止 せずに正規の動作限界を瞬間的に越えることを可能にする。更に、遅延期間は、 電源装置３２が、短絡出力による電力上昇又は動作中に急に短絡した出力のため に損傷しないことを保証する。 特に図３では、メインＤＣ／ＤＣコンバータ８２の動作は、動作可能信号２１ ２が保護回路２０６により動作可能になることを要求している。従って、コンバ ータ８２は動作可能信号２１２の動作を不能にすると停止できる。ライン入力４ ６（図２Ａに示す）からくる電力を、ライン入力４６のライン入力電圧に依存す る、所定の最大電力限界値に制限するために、メインＤＣ／ＤＣコンバータ８２ は保護回路２０６と共に動作する。特に、ＤＣ／ＤＣコンバータ８２の内部の入 力電圧と電流感知と制御（ＩＶＣＳＣ）モジュール２０２は、力率補償器８０の 出力の電流を測定する。ＩＶＣＳＣモジュール２０２は、電流測定信号２３６を 保護回路２０６に送る。所定の最大電力限界を越えたことを示す電流レベルとラ イン入力電圧とを検出すると、保護回路２０６は、処置するために、ＤＣ／ＤＣ コンバータ８２が要求した動作ライン２１２の動作を不能にする。そこで、ＤＣ ／ＤＣコンバータ８２が停止するので、出力電力ライン６６と６８と７０を介す る電力の供給が止まることになる。 例えば、ライン入力電圧が７５ＶＡＣと８５ＶＡＣの間にある時に、所定の最 大電力限界は１０００ＶＡになり、ライン入力電圧が８５ＶＡＣと１００ＶＡＣ の間にある時に、所定の最大電力限界は１３００ＶＡになり、ライン入力電圧が １００ＶＡＣと２９０ＶＡＣの間にある時に、所定の最大電力限界は１５００Ｖ Ａになる。 更に、電力の最大レベルは、ＤＣ／ＤＣコンバータ８２の出力６６と６８と７ ０の各々の電流限界を越えない場合にだけ伝送できる。出力６６と６８と７０の 各々の電流限界は、ＤＣ／ＤＣコンバータ８２の、各々、出力電圧と電流感知モ ジュール２１６と２１４と２１８で測定される。各々出力電圧と電流感知モジュ ール２１４と２１６と２１８は、保護回路２０６に、ＤＣ／ＤＣコンバータ８２ の各々出力モジュール２２６と２２８と２３０の出力電流を表す、各々、対応す る出力電流測定信号２２０と２２２と２２４を送る。これらの電流限界を越えな い時に、メインＤＣ／ＤＣコンバータ８２は少なくとも９５％の効率を維持する 。 しかし、出力６６と６８と７０のなかの任意の１つの電流限界が、２００ミリ セカンドのように、許容遅延時間を上回る値を越える場合、動作可能信号２１２ は保護回路２０６によって動作不能になるので、コンバータ８２の動作が不能に なり、全ての出力電圧６６と６８と７０が低下し、それに伴って、医療用画像作 成システムの動作が不能になる。 要するに、医療用画像作成システムの電力が特定の電圧に対して所定の電力限 界を越える場合、又は出力６６と６８と７０の任意の電流限界を越える場合、全 ての出力電圧が低下し、コンバータ８２は、２００ミリセカンド以内に医療用画 像作成システムを停止する。 更に、任意の出力６６や６８又は７０が、短絡する場合、又は各々出力電圧と 電流感知モジュール２１４と２１６と２１８とによって検出される際に、その正 規の電圧から１０％を越えて浮遊する場合、システムは、保護回路２０６により 直ちに停止する。従って、本発明の電力システムは、過小電圧、過大電圧、過大 電流から十分に保護される。電力システムは、前述のように、過大動作温度条件 に対しても保護されている。 図２Ａを見ると、前述のように、ＵＰＳ ４０と外部電源からくる電力信号は 、システム・インタフェース３０を介して別々にきており、両方の発生源の信号 は、任意の切替なしに、電源装置３２の入力で同時に使用することが可能になる 。そこで、外部電源からの信号レベルがＵＰＳ ４０が呈するレベルより低くな ると、ＵＰＳ ４０からの電力は、電源装置３２に直ちに使用可能になる（切替 動作が不要なので）。又は、ＵＰＳ ４０は、外部電源が十分にＣＴスキャナを 操作できる限り、十分に充電された状態を保つ。 再び図２Ａを見ると、ホスト・コンピュータ７４は、行われる特定のシステム 機能に従って電力ライン４６から使用できる電力を指定して、負荷を管理する。 ある機能は、他の機能より高優先順位なので、電力を奪い続ける。高優先順位機 能の事例として、カート・コンピュータ３６とカートＲＦリンク３８の動作があ る。しかし、バッテリ１６（図２Ｂを参照）は時間を延長して充電されるので、 バッテリ１６が充電される特定の時間は重要でない。そこで、バッテリ１６の充 電は、殆どの他のシステムの機能より低い優先順位になる。従って、充電器１２ ０が回転ディスク１２のボード上でバッテリ１６にエネルギーを送る割合は、他 のシステム構成要素（例えば、モータ・コントローラ３４が制御する電気モータ ）と、バッテリ１６の優先順位に相応するそれらの優先順位とに基づいて部分的 に決まる。一部の機能は、延長できるので、患者テーブルの上昇と移動とを含め て、あるモータ機能のように、電力の使用を中断させることができる。従って、 電気モータが電力を要求する時に、充電器１２０に送られる電力は減少する。 従って、前述のシステムは、従来技術の問題を大幅に減少する又は実質的に解 消する、ＣＴスキャナのような、大型医療用画像作成システムにおける電力の管 理と配分のために改善された装置を提供する。システムは、回転サブシステムが 回転する際に、それと電気的に接触せずに、大型医療用画像作成デバイスの回転 サブシステムに電力を呈する。医療用画像作成サブシステムは、無停電電源が呈 する充電の機能として、延長時間に対しても所定の速度で回転することを可能に する。医療用画像作成サブシステムは、従って、医療用画像作成システムの電力 が医療用画像作成中に中断される場合でも、医療用画像を十分に作成できる時間 に対して回転できる。システムは、電力ラインに異常、不規則性、不均一性が生 じる場合でも、高い製品としての信頼性を呈する。医療用画像作成システムは、 標準単相１１０Ｖ電気コンセントを用いて操作できる。そのうえ、ＵＰＳ ４０ は、スキャン中に外部電源に損失が現れる場合でも、スキャン動作が中断せずに 完了することを保証する。電源装置は、更に効率的な電力の活用と僅かの電力消 費とするために、力率補償器を備えている。システムは比較的軽量の携帯式シス テムである。システムは、スリップ・リングの使用を避けているので、スリップ ・リングに付随する他の欠点を解消している。ＣＴスキャナは、デバイスを駆動 するために、条件設定の無い又は条件設定の少ない電力ラインを用いて操作でき る。ＣＴスキャナは、米国特許Ｎｏ．５，２２６，０６４に記載してある断層撮 影式スキャナを改善したものである。 他の変更と実施態様は、特許請求の範囲に示す本発明の精神と範囲から逸脱せ ずに可能であることは、当業者には自明のことと考えられる。そこで、前述の説 明は、次の請求項に記す内容を除いて、本発明を制限することを意図していない 。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，Ｍ Ｃ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ， ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，Ｕ Ｇ)，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，Ｂ Ｙ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＨＵ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ， ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，Ｍ Ｄ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ， ＴＪ，ＴＭ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．電力を消費する画像作成源を有する大型医療用画像作成システムに電力 を、医療用画像が前記システムによって形成される時に、送る装置であって、 電力を外部電源から受け、前記電力を前記システムに印加する手段と、 前記システムを全体的な画像作成動作を介して作動するために、少なくとも十 分なエネルギーを蓄える無停電電源手段と、 前記電力を外部電源から受ける前記手段に前記無停電電源手段を適用する手段 であって、前記システムは、外部電力を前記外部電源から、前記外部電力が画像 作成動作中に前記システムを十分に作動できる時に活用し、且つ電力を前記無停 電電源手段から、前記外部電力が全体的な画像作成動作を介して前記システムの 無停電動作を呈するように前記システムを十分に作動できない時に活用する、前 記手段とを搭載する装置。 ２．前記無停電電源手段が、エネルギーを蓄える電気化学システムを含んで いる、請求の範囲第１項に記載の装置。 ３．前記無停電電源手段が、エネルギーを蓄える電気機械システムを含んで いる、請求の範囲第１項に記載の装置。 ４．前記無停電電源手段が、エネルギーを蓄えるバッテリ・システムを含ん でいる、請求の範囲第１項に記載の装置。 ５．前記装置が前記外部電力の少なくとも一部を前記バッテリに充電する手 段を更に含み、前記バッテリは、十分な外部電力が外部電源から電力を受ける前 記手段に送られる時に充電できる、請求の範囲第４項に記載の装置。 ６．前記システムを作動するための少なくとも１つの規制されたＤＣ電力信 号を、外部電源から電力を受ける前記手段によって受けた電力に対応して、生成 する手段を更に含んでいる、請求の範囲第１項に記載の装置。 ７．少なくとも１つの規制されたＤＣ電力信号を生成する前記手段が、エネ ルギーを前記無停電電源手段に送るために少なくとも１つの他に規制されたＤＣ 信号を生成し、前記エネルギーが前記無停電電源手段によって蓄えられることが できる、請求の範囲第６項に記載の装置。 ８．外部電源から電力を受ける前記手段が、装置のライン入力から測定され る際に医療用画像作成システムの力率を補償する手段を含んでいる、請求の範囲 第１項に記載の装置。 ９．外部電源から電力を受ける前記手段が、ＤＣ電力を呈するようにＡＣ電 力を整流する手段を含んでいる、請求の範囲第１項に記載の装置。 １０．外部電源から電力を受ける前記手段が、電磁干渉を除去する手段を含ん でいる、請求の範囲第１項に記載の装置。 １１．外部電源から電力を受ける前記手段が、過大電流から装置を保護する手 段を含んでいる、請求の範囲第１項に記載の装置。 １２．外部電源から電力を受ける前記手段が、単相ＡＣ電力を受ける手段を含 んでいる、請求の範囲第１項に記載の装置。 １３．医療的に画像作成される患者を支える患者テーブル手段と、電力転送を 電力を受ける手段から患者テーブル手段にかけて呈する手段とを更に含んでいる 、請求の範囲第１項に記載の装置。 １４．前記患者テーブル手段がエネルギーを受けて蓄える患者テーブル・エネ ルギー手段を含んでいる、請求の範囲第１３項に記載の装置。 １５．エネルギーを受けて蓄える前記患者テーブル・エネルギー手段が、ＡＣ 電力を受ける手段を含んでいる、請求の範囲第１４項に記載の装置。 １６．前記外部電源が単相交流１１５Ｖの電気コンセントである、請求の範囲 第１項に記載の装置。 １７．前記外部電源が３相交流２２０Ｖの電気コンセントである、請求の範囲 第１項に記載の装置。 １８．外部電源から電力を受ける前記手段が、 装置のライン入力から測定される際に医療用画像作成システムの力率を補償し 、少なくとも１つのＤＣ電力信号を呈する、力率補償器手段と、 前記力率補償器手段に電気的に接続されたコンバータ手段であって、前記少な くとも１つのＤＣ電力信号を受け、複数の規制されたＤＣ電力信号を呈する、前 記コンバータ手段とを含んでいる、請求の範囲第１項に記載の装置。 １９．前記力率補償器手段の入力に接続され、電流閾値を有する、入力電流感 知手段であって、前記力率補償器手段に送られた入力電流を感知し、前記入力電 流を表す信号を呈する、前記入力電流感知手段と、 前記力率補償器手段と前記入力電流感知手段とに接続され、前記入力電流を表 す前記信号は前記電流閾値が越えられたことを示す時に前記力率補償器手段の動 作を不能にする、保護手段とを更に含んでいる、請求の範囲第１８項に記載の装 置。 ２０．前記コンバータ手段は、 入力電圧閾値を有する入力電圧感知手段であって、前記コンバータ手段に送ら れた入力電圧を感知し、前記入力電圧を表す信号を呈する、前記入力電圧感知手 段と、 入力電流閾値を有する入力電流感知手段であって、前記コンバータ手段に送ら れた入力電流を感知し、前記入力電流を表す信号を呈する、前記入力電流感知手 段と、 前記コンバータ手段に接続された保護手段であって、前記入力電流を表す前記 信号が前記入力電流閾値が越えられたことを示すか、又は前記入力電圧を表す前 記信号が前記入力電圧閾値が越えられたことを示す時に、少なくとも前記コンバ ータ手段の動作を不能にする、前記保護手段とを備えている、請求の範囲第１８ 項に記載の装置。 ２１．前記コンバータ手段は、 （ａ）前記コンバータ手段の出力電圧を感知し、前記出力電圧を表す信号を呈 する、出力電圧感知手段と、 （ｂ）電圧閾値を定める手段と、 （ｃ）前記コンバータ手段の出力電流を感知し、前記出力電流を表す信号を呈 する、出力電流感知手段と、 （ｄ）出力電流閾値を定める手段と、更に、 前記コンバータ手段に接続された保護手段であって、前記出力電流を表す前記 信号が前記出力電流閾値が越えられたことを示すか、又は前記出力電圧を表す前 記信号が前記出力電圧閾値が越えられたことを示す時に、少なくとも前記コンバ ータ手段の動作を不能にする、前記保護手段とを備えている、請求の範囲第１８ 項に記載の装置。 ２２．データ・プロセッサを、少なくとも前記無停電電源手段と前記データ・ プロセッサとの間で電力を割り当てるために、更に含んでいる、請求の範囲第１ 項に記載の装置。 ２３．前記データ・プロセッサは、前記無停電電源手段と前記データ・プロセ ッサと少なくとも１つのモータ・コントローラとの間で電力を割り当てる、請求 の範囲第２２項に記載の装置。 ２４．医療用画像を十分に作成するために電力を消費する医療用画像作成シス テムに電力を送る装置であって、 電力を電源から受け、少なくとも１つの規制されたＤＣ電力信号を呈する、手 段と、 医療用画像を十分に作成できる少なくとも大きさのエネルギーが受け取られて 蓄えられるまで、前記規制されたＤＣ電力信号からエネルギーを受けて蓄える手 段と、 医療用画像を十分に作成できるエネルギーの無停電電源を呈するために、電力 を受ける前記手段に、エネルギーを受けて蓄える前記手段から、前記エネルギー を印加する手段とを搭載する装置。 ２５．エネルギーを受けて蓄える前記手段が再充電自在のバッテリを含んでい る、請求の範囲第２５項に記載の装置。 ２６．医療用画像作成源を備えた大型医療用画像作成システムであって、 外部電力を受ける入力ラインと、 ライン入力から測定される際に力率を補償し、補償されたＡＣ電力信号を呈す る、力率補償器と、 前記補償されたＡＣ電力信号を受けて、複数の規制されたＤＣ電力信号を呈す る、ＤＣ／ＤＣコンバータとを搭載するシステム。 ２７．大型医療用画像作成システムであって、 医療用画像データを入手して処理する手段と、 前記医療用画像データを入手して処理する前記手段を作動する単相ＡＣ外部電 力を受ける手段とを搭載する大型医療用画像作成システム。 ２８．外部電源から電力を受ける前記手段が３相ＡＣ電力を受ける手段を含ん でいる、請求の範囲第１項に記載の装置。 ２９．外部電源から電力を受ける前記手段がＤＣ電力を受ける手段を含んでい る、請求の範囲第１項に記載の装置。 ３０．前記医療用画像作成システムが回転のために取り付けたディスクと前記 ディスクに取り付けたＸ線ソースとを搭載する回転サブシステムを含んでいて、 前記装置は、前記ディスクが回転する時に前記Ｘ線ソースに電力を送るために 前記ディスクに取り付けた再充電自在の電源を更に搭載しており、 前記装置は、前記ディスクが、前記再充電自在の電源に、外部電源から電力を 受ける前記手段から、電力を印加することによって、固定して動作可能になる時 に動作できる前記再充電自在の電源を充電する手段を、更に搭載している、請求 の範囲第１項に記載の装置。 ３１．前記再充電自在の電源がバッテリを搭載している、請求の範囲第３０項 に記載の装置。