JP2017157433A - X-ray high voltage apparatus and X-ray CT apparatus - Google Patents

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To improve reliability of a device by accurately suppressing increase of a voltage in a DC conversion circuit.SOLUTION: An x-ray high voltage device comprises: a DC conversion circuit that converts a voltage supplied from an AC power source to a DC voltage, and outputs a DC electric power to a resonance circuit including an x-ray tube as a loading; a voltage target value setting part that sets a voltage million table value as a target value of an output of the DC conversion circuit; and an output voltage control part that controls an output voltage of the DC conversion circuit so that the output voltage of the DC conversion circuit is matched to the voltage target value by the voltage target setting part. The output voltage control part is synchronized the variation of an exposure condition of the x-ray tube, switches the voltage target value, and controls the output voltage of the DC conversion circuit.SELECTED DRAWING: Figure 1

Description

Translated fromJapanese

本願発明は、Ｘ線高電圧装置、特に、負荷の急激な変動に起因する直流変換回路における電圧の跳ね上がりを抑制するＸ線高電圧装置に関する。  The present invention relates to an X-ray high-voltage device, and more particularly to an X-ray high-voltage device that suppresses a voltage jump in a DC conversion circuit caused by a rapid load change.

Ｘ線ＣＴ装置やＸ線撮影装置等に適用されるＸ線高電圧装置では、系統からの交流電圧を直流電圧に変換するための直流変換装置を備えている。直流変換装置には、主として三相コンバータ回路や昇圧チョッパ回路等の回路が適用されており、これらの回路はいずれもＤＣバスコンデンサと絶縁ゲートバイポーラトランジスタ（ＩＧＢＴ）モジュールとを備えている。直流変換装置では、系統から供給された交流電圧を直流に変換し、一旦ＤＣバスコンデンサに蓄積して、インバータや負荷等に供給している。出力電圧としてのＤＣバスコンデンサ電圧は一定の値に保つように制御されている。  An X-ray high voltage apparatus applied to an X-ray CT apparatus, an X-ray imaging apparatus or the like includes a DC converter for converting an AC voltage from a system into a DC voltage. Circuits such as a three-phase converter circuit and a step-up chopper circuit are mainly applied to the DC converter, and each of these circuits includes a DC bus capacitor and an insulated gate bipolar transistor (IGBT) module. In the DC converter, the AC voltage supplied from the system is converted to DC, temporarily stored in a DC bus capacitor, and supplied to an inverter, a load, or the like. The DC bus capacitor voltage as the output voltage is controlled to be maintained at a constant value.

ところで、例えばＸ線ＣＴ装置では、撮影の開始時にはＸ線管の出力は０ｋＷから高出力に、撮影の終了時には高出力から０ｋＷに瞬間的に変化する。Ｘ線ＣＴ装置にＸ線管の電力供給源としてＸ線高電圧装置が適用された場合、Ｘ線高電圧装置側からみると、撮影の開始時は軽負荷から重負荷に、撮影の終了時は重負荷から軽負荷に、いずれも負荷が瞬時に変化する。  By the way, in an X-ray CT apparatus, for example, the output of the X-ray tube instantaneously changes from 0 kW to high output at the start of imaging and from high output to 0 kW at the end of imaging. When an X-ray high voltage apparatus is applied as an X-ray tube power supply source to the X-ray CT apparatus, from the X-ray high voltage apparatus side, from the light load to the heavy load at the start of imaging, and at the end of imaging The load changes instantaneously from heavy load to light load.

Ｘ線高電圧装置に対する負荷の変動は、直流変換回路で生成されるＤＣバスコンデンサ電圧に影響を及ぼす。つまり、ＤＣバスコンデンサ電圧は、瞬間的に負荷が重くなる場合、系統の内部インピーダンスや昇圧用のインダクタによる電圧降下との関係で所望の電圧よりも数十Ｖ降下する。一方、瞬間的に負荷が軽くなる場合、ＤＣバスコンデンサ電圧は所望の電圧よりも数十Ｖ跳ね上がる。このようなＤＣバスコンデンサ電圧の上昇（跳ね上がり）は、サージ電圧やＳＥＢ（Ｓｉｎｇｌｅ Ｅｖｅｎｔ Ｂｕｒｎｏｕｔ）によってＩＧＢＴモジュールの故障を引き起こし、装置の信頼性が低下する虞があることから、ＤＣバスコンデンサ電圧の下降及び上昇を抑制するＸ線高電圧装置が提案されている。  Load fluctuations for the X-ray high voltage device affect the DC bus capacitor voltage generated by the DC converter circuit. That is, the DC bus capacitor voltage drops several tens of volts below the desired voltage due to the internal impedance of the system and the voltage drop due to the boosting inductor when the load increases momentarily. On the other hand, when the load is lightened instantaneously, the DC bus capacitor voltage jumps several tens of volts from the desired voltage. Such an increase (bounce) of the DC bus capacitor voltage may cause a failure of the IGBT module due to a surge voltage or SEB (Single Event Burnout), and the reliability of the device may be lowered. And the X-ray high voltage apparatus which suppresses a raise is proposed.

例えば、特許文献１には、Ｘ線曝射開始時及び曝射終了時に合わせて、コンバータ回路１の出力電圧、つまり平滑コンデンサ９の電圧（以下、「コンデンサ電圧」という）を制御するための制御ゲインを切替えて、コンデンサ電圧の降下及び跳ね上がりを抑制するＸ線高電圧装置が開示されている。  For example,Patent Document 1 discloses a control for controlling the output voltage of theconverter circuit 1, that is, the voltage of the smoothing capacitor 9 (hereinafter referred to as “capacitor voltage”) at the start and end of X-ray exposure. An X-ray high voltage device is disclosed that suppresses capacitor voltage drop and jump by switching gain.

具体的には、特許文献１のＸ線高電圧装置では、コンバータ制御回路により、出力電圧調節器及び入力電流調節器の制御ゲインを、コンバータ回路の出力電圧であるコンデンサ電圧の設定時（Ｘ線曝射準備時）及びＸ線曝射終了時とＸ線曝射時とで切り換え、双方に最適な制御ゲインを曝射条件に応じて自由に選択できるようにしている。そして、Ｘ線曝射時は、非曝射時と比較して制御ゲインを大きく設定することにより、負荷が重い場合でもコンデンサ電圧の落ち込みを小さく抑える。一方、Ｘ線曝射終了時は、再び無負荷状態となるので制御ゲインを小さくすることにより、曝射終了後のコンデンサ電圧のオーバーシュートを防止している。  Specifically, in the X-ray high voltage apparatus ofPatent Document 1, the converter control circuit controls the control gains of the output voltage regulator and the input current regulator when the capacitor voltage that is the output voltage of the converter circuit is set (X-rays). The control gain is optimally selected according to the exposure conditions, and is switched at the time of preparation for exposure) and at the end of X-ray exposure and at the time of X-ray exposure. When X-ray exposure is performed, the control gain is set to be larger than that during non-exposure, thereby suppressing a drop in the capacitor voltage even when the load is heavy. On the other hand, at the end of the X-ray exposure, no load is applied again, so the control gain is reduced to prevent overshoot of the capacitor voltage after the end of the exposure.

特開２０００−２５２０９４号公報JP 2000-252094 A

上述した特許文献１のＸ線高電圧装置は、コンデンサ電圧を検出し、検出したコンデンサ電圧と目標電圧との偏差から制御ゲインを算出して制御を行っている。つまり、負荷に変化が生じた場合に、コンデンサ電圧が上昇又は下降したことを検出し、その後、負荷の変動に追従して出力電圧が目標値となるように制御を行っている。このため、特許文献１のＸ線高電圧装置を、例えば、Ｘ線ＣＴ装置のように瞬間的に負荷が変動する装置に適用した場合は、負荷の瞬間的な変動にＸ線高電圧装置の制御が追い付かず、コンデンサ電圧の上昇又は下降を十分に抑制することができない。  The above-described X-ray high voltage apparatus ofPatent Document 1 detects a capacitor voltage, and performs control by calculating a control gain from a deviation between the detected capacitor voltage and a target voltage. That is, when a change occurs in the load, it is detected that the capacitor voltage has increased or decreased, and thereafter, control is performed so that the output voltage becomes a target value following the load fluctuation. For this reason, when the X-ray high voltage apparatus ofpatent document 1 is applied to an apparatus where the load fluctuates instantaneously, such as an X-ray CT apparatus, for example, the X-ray high voltage apparatus is affected by the instantaneous fluctuation of the load. The control cannot catch up, and the rise or fall of the capacitor voltage cannot be sufficiently suppressed.

特に、上述のようにバスコンデンサ電圧の上昇は、ＩＧＢＴモジュールの故障を引き起こし、装置の信頼性が低下する虞があるため、コンデンサ電圧の上昇を十分に制御する必要がある。
また、装置の小型化の要請によりＤＣバスコンデンサを低容量化する場合や、装置の出力容量を増大させる場合には、Ｘ線曝射時のバスコンデンサ電圧の降下又は上昇の傾向はより顕著になる。さらに、外国等の、系統からの入力電圧が高い地域においてＸ線高電圧装置を使用する場合には、ＤＣバスコンデンサ電圧の目標電圧を高く設定する必要がある。従って、ＤＣバスコンデンサ電圧の上昇（跳ね上がり）を十分に抑制することが望まれている。In particular, as described above, an increase in the bus capacitor voltage causes a failure of the IGBT module and may reduce the reliability of the device. Therefore, it is necessary to sufficiently control the increase in the capacitor voltage.
In addition, when the capacity of the DC bus capacitor is reduced due to the demand for downsizing of the apparatus or when the output capacity of the apparatus is increased, the tendency of the decrease or increase of the bus capacitor voltage during X-ray exposure is more prominent. Become. Furthermore, when the X-ray high voltage apparatus is used in an area where the input voltage from the system is high, such as in a foreign country, it is necessary to set the target voltage of the DC bus capacitor voltage high. Therefore, it is desired to sufficiently suppress the rise (bounce) of the DC bus capacitor voltage.

本発明は上記実情に鑑みてなされたものであり、直流変換回路における電圧の上昇を確実に抑制して装置の信頼性を向上させることを目的とする。  The present invention has been made in view of the above circumstances, and an object thereof is to reliably suppress an increase in voltage in a DC conversion circuit and improve the reliability of the apparatus.

上記課題を解決するために、本発明は以下の手段を提供する。
本発明の一態様は、交流電源から供給される電圧を直流電圧に変換し、負荷としてのＸ線管を含む共振回路に直流の電力を出力する直流変換回路と、
前記直流変換回路の出力の目標値である電圧目標値を設定する電圧目標値設定部と、
前記電圧目標値に一致するように前記直流変換回路の出力電圧を制御する出力電圧制御部と、を備え、前記出力電圧制御部が、前記Ｘ線管の曝射条件の変動に同期して、電圧目標値を切り替えて前記直流変換回路の出力電圧を制御するＸ線高電圧装置を提供する。In order to solve the above problems, the present invention provides the following means.
One aspect of the present invention is a DC conversion circuit that converts a voltage supplied from an AC power source into a DC voltage and outputs DC power to a resonance circuit including an X-ray tube as a load;
A voltage target value setting unit for setting a voltage target value that is a target value of the output of the DC converter circuit;
An output voltage control unit that controls an output voltage of the DC conversion circuit so as to match the voltage target value, and the output voltage control unit is synchronized with a change in an exposure condition of the X-ray tube, Provided is an X-ray high voltage apparatus for switching a voltage target value to control an output voltage of the DC conversion circuit.

本発明によれば、直流変換回路における電圧の上昇を確実に抑制して装置の信頼性を向上させることができる。  ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the raise of the voltage in a DC converter circuit can be suppressed reliably, and the reliability of an apparatus can be improved.

本発明の第１の実施形態に係るＸ線高電圧装置の概略を示すブロック図である。1 is a block diagram showing an outline of an X-ray high voltage apparatus according to a first embodiment of the present invention.本発明の第１の実施形態に係るＸ線高電圧装置の直流電圧制御回路の概略を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the outline of the DC voltage control circuit of the X-ray high voltage apparatus which concerns on the 1st Embodiment of this invention.本発明の第１の実施形態に係るＸ線高電圧装置において直流変換部の出力電圧を制御する場合のフローチャートである。It is a flowchart in the case of controlling the output voltage of a direct-current converter in the X-ray high voltage apparatus concerning a 1st embodiment of the present invention.本発明の第１の実施形態に係るＸ線高電圧装置において直流変換部の出力電圧を制御する場合のタイミングチャートである。It is a timing chart in the case of controlling the output voltage of a direct-current converter in the X-ray high voltage apparatus concerning a 1st embodiment of the present invention.従来のＸ線高電圧装置において直流変換部の出力電圧を制御する場合のタイミングチャートである。It is a timing chart in the case of controlling the output voltage of a DC conversion part in the conventional X-ray high voltage apparatus.本発明の第２の実施形態に係るＸ線高電圧装置の概略を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the outline of the X-ray high voltage apparatus which concerns on the 2nd Embodiment of this invention.本発明の第３の実施形態に係るＸ線高電圧装置の概略を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the outline of the X-ray high voltage apparatus which concerns on the 3rd Embodiment of this invention.本発明の第３の実施形態に係るＸ線高電圧装置において直流変換部の出力電圧を制御する場合のタイミングチャートである。It is a timing chart in the case of controlling the output voltage of a direct-current converter in the X-ray high-voltage device concerning a 3rd embodiment of the present invention.本発明の第４の実施形態に係るＸ線高電圧装置の概略を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the outline of the X-ray high voltage apparatus which concerns on the 4th Embodiment of this invention.

以下、本発明の一実施形態について、図面を参照して説明する。
本発明に係るＸ線高電圧装置は、交流電源から供給される電圧を直流電圧に変換し、負荷としてのＸ線管を含む共振回路に直流の電力を出力する直流変換回路と、直流変換回路が出力すべき電圧目標値を、直流変換回路の出力の目標値である電圧目標値を設定する電圧目標値設定部と、と、電圧目標値設定部による電圧目標値に一致するように直流変換回路の出力電圧を制御する出力電圧制御部と、を備え、出力電圧制御部が、Ｘ線管の曝射条件の変動に同期して、電圧目標値を切り替えて前記直流変換回路の出力電圧を制御する。
本発明によれば、Ｘ線の曝射条件に応じて、直流変換回路の出力電圧に対する電圧目標値を設定している。ここで、Ｘ線の曝射条件には、Ｘ線高電圧装置が適用されるＸ線ＣＴ装置やＸ線撮影装置などの撮像装置における撮影条件に基づく曝射条件の他、Ｘ線曝射動作のオン／オフも含まれる。Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings.
An X-ray high voltage apparatus according to the present invention converts a voltage supplied from an AC power source into a DC voltage, and outputs DC power to a resonance circuit including an X-ray tube as a load, and a DC conversion circuit The voltage target value to be output by the DC converter circuit is set to match the voltage target value set by the voltage target value setting unit for setting the voltage target value, which is the target value of the output of the DC converter circuit, and the voltage target value by the voltage target value setting unit. An output voltage control unit that controls the output voltage of the circuit, and the output voltage control unit switches the voltage target value in synchronization with fluctuations in the exposure conditions of the X-ray tube and outputs the output voltage of the DC conversion circuit. Control.
According to the present invention, the voltage target value for the output voltage of the DC conversion circuit is set according to the X-ray exposure conditions. Here, X-ray exposure conditions include X-ray exposure operations in addition to exposure conditions based on imaging conditions in an imaging apparatus such as an X-ray CT apparatus or an X-ray imaging apparatus to which the X-ray high voltage apparatus is applied. ON / OFF of this is included.

例えば、Ｘ線曝射のオンオフによっても電圧目標値を切り替えるので、Ｘ線の曝射が終了し、負荷としてのＸ線管への電力供給が不要となり実質的に軽負荷ないしは無負荷となった場合でも、これに応じた電圧目標値を設定してこれに切り替えることで、直流変換部における電圧の跳ね上がりを抑制することができる。  For example, since the voltage target value is switched by turning on / off the X-ray exposure, the X-ray exposure is completed, and the power supply to the X-ray tube as a load is not required, and the load becomes substantially light or no load. Even in this case, by setting a voltage target value corresponding to this and switching to it, it is possible to suppress a jump in voltage in the DC converter.

出力電圧制御部が、Ｘ線管の曝射の有無を判定する判定回路を備え、判定回路によりＸ線の曝射が終了したと判定された場合に、Ｘ線曝射時よりも低電圧の電圧目標値に切り替えて直流変換回路の出力電圧を制御するようにしてもよい。
また、電圧目標値設定部が、Ｘ線管の陽極駆動信号に基づいて電圧目標値を設定するようにしてもよい。The output voltage control unit includes a determination circuit that determines whether or not the X-ray tube has been exposed. When the determination circuit determines that the X-ray exposure has ended, the output voltage control unit has a lower voltage than that during X-ray exposure. The output voltage of the DC conversion circuit may be controlled by switching to the voltage target value.
The voltage target value setting unit may set the voltage target value based on the anode drive signal of the X-ray tube.

電圧目標値設定部が、Ｘ線管の曝射条件に対応させて予め定めた電圧目標値テーブルを保持し、電圧目標値テーブルからＸ線管の曝射条件に従って電圧目標値を設定してもよい。
出力電圧制御部が、エラー信号を受信した場合にＸ線曝射時よりも低電圧の電圧目標値に切り替えて直流変換回路の出力電圧を制御することもできる。
なお、エラー信号とは、Ｘ線高電圧装置の故障や、Ｘ線高電圧装置が適用された撮像装置において故障等が生じた場合に、Ｘ線高電圧装置の全体を制御する制御部から入力される信号である。The voltage target value setting unit holds a predetermined voltage target value table corresponding to the X-ray tube exposure conditions, and sets the voltage target value according to the X-ray tube exposure conditions from the voltage target value table. Good.
When the output voltage control unit receives an error signal, the output voltage of the DC conversion circuit can be controlled by switching to a voltage target value that is lower than that during X-ray exposure.
The error signal is input from a control unit that controls the entire X-ray high-voltage device when a failure of the X-ray high-voltage device or a failure occurs in an imaging device to which the X-ray high-voltage device is applied. Signal.

さらに、被検体の心拍に同期した管電流を生成するための管電流指令信号を生成する管電流指令生成部を備え、出力電圧制御部が、管電流指令信号に基づいて、Ｘ線管へ供給される管電流が高管電流から低管電流に切り替わるタイミングに同期させて、低管電流時に高管電流時よりも低電圧となるように電圧目標値を切り替えて前記直流変換回路の出力電圧を制御することもできる。  Furthermore, a tube current command generation unit for generating a tube current command signal for generating a tube current synchronized with the heartbeat of the subject is provided, and the output voltage control unit supplies the X-ray tube based on the tube current command signal. In synchronization with the timing when the tube current is switched from the high tube current to the low tube current, the voltage target value is switched so that the voltage at the low tube current is lower than that at the high tube current, and the output voltage of the DC converter circuit is changed. It can also be controlled.

以下、より具体的に本発明の実施形態について説明する。
＜第１の実施形態＞
以下、第１の実施形態に係るＸ線高電圧装置について図面を参照して説明する。本実施形態に係るＸ線高電圧装置は、例えば、Ｘ線撮影装置やＸ線ＣＴ装置等、Ｘ線を曝射することにより被写体の画像を取得する撮像装置に適用され、当撮像該装置における撮影条件によって、負荷であるＸ線管に供給すべき電力が変化する。Hereinafter, embodiments of the present invention will be described more specifically.
<First Embodiment>
The X-ray high voltage apparatus according to the first embodiment will be described below with reference to the drawings. The X-ray high-voltage apparatus according to the present embodiment is applied to an imaging apparatus that acquires an image of a subject by exposing X-rays, such as an X-ray imaging apparatus or an X-ray CT apparatus, for example. The power to be supplied to the X-ray tube as a load varies depending on the imaging conditions.

図１に示すように、Ｘ線高電圧装置は、直流変換部５１、インバータ部５２、高電圧発生部５３、陽極駆動回路５４、及び直流電圧制御回路５５を備えている。また、高電圧発生部５３には、負荷としてのＸ線管８が接続されている。  As shown in FIG. 1, the X-ray high voltage apparatus includes aDC converter 51, aninverter 52, ahigh voltage generator 53, ananode drive circuit 54, and a DCvoltage control circuit 55. Further, theX-ray tube 8 as a load is connected to thehigh voltage generator 53.

直流変換部５１は、３相の交流電源１から供給される電圧を直流電圧に変換する直流変換回路２と、変換された直流電圧を一時的に蓄えるＤＣバスコンデンサ３とを備えている。直流変換部５１は、後述する直流電圧制御回路５５により制御され、直流電圧制御回路５５の指示に従って、直流変換部５１のＤＣバスコンデンサに蓄えらえた直流電圧はインバータ部５２に供給される。
なお、直流変換部５１には、例えば、三相電流制御型直流電圧変換装置や、全波整流回路及び昇圧チョッパ回路等を適用することができる。TheDC conversion unit 51 includes aDC conversion circuit 2 that converts a voltage supplied from the three-phaseAC power supply 1 into a DC voltage, and aDC bus capacitor 3 that temporarily stores the converted DC voltage. TheDC conversion unit 51 is controlled by a DCvoltage control circuit 55 described later, and the DC voltage stored in the DC bus capacitor of theDC conversion unit 51 is supplied to theinverter unit 52 in accordance with an instruction from the DCvoltage control circuit 55.
For example, a three-phase current control type DC voltage converter, a full-wave rectifier circuit, a boost chopper circuit, or the like can be applied to theDC converter 51.

インバータ部５２は、直流変換部５１から供給された直流電圧を高周波交流電圧に変換する。  Theinverter unit 52 converts the DC voltage supplied from theDC conversion unit 51 into a high frequency AC voltage.

高電圧発生部５３は、インバータ部５２の出力電圧を高電圧に昇圧する高電圧変圧器５と、高電圧変圧器５の出力電圧を直流電圧に変換して昇圧するための全波多倍昇圧回路６と、全波多倍昇圧回路６の出力電圧を蓄える出力平滑コンデンサ７とを備えている。  The highvoltage generation unit 53 includes ahigh voltage transformer 5 that boosts the output voltage of theinverter unit 52 to a high voltage, and a full-wave multiple boosting circuit that converts the output voltage of thehigh voltage transformer 5 into a DC voltage to boost the voltage. 6 and anoutput smoothing capacitor 7 for storing the output voltage of the full-wave multiple booster circuit 6.

陽極駆動回路５４は、Ｘ線管８の陽極が電子の衝突により溶融するのを防止するために陽極を回転させる。陽極駆動回路５４は、直流変換部５１の出力端に設けられ、ＤＣバスコンデンサ３の出力電力により陽極を回転させるために用いる固定子コイル（図示せず）に電力を供給する。本実施形態においては、陽極駆動回路５４により固定子コイルに供給される陽極駆動電圧を用いて、直流変換回路の出力電圧の目標値を定めることができる。このため、陽極駆動回路５４から、陽極駆動電圧に係る電圧値を後述する出力電圧目標値設定部１５に送信する。  Theanode drive circuit 54 rotates the anode in order to prevent the anode of theX-ray tube 8 from melting due to collision of electrons. Theanode drive circuit 54 is provided at the output end of theDC converter 51 and supplies power to a stator coil (not shown) used for rotating the anode by the output power of theDC bus capacitor 3. In the present embodiment, the target value of the output voltage of the DC conversion circuit can be determined using the anode drive voltage supplied to the stator coil by theanode drive circuit 54. For this reason, the voltage value related to the anode driving voltage is transmitted from theanode driving circuit 54 to the output voltage targetvalue setting unit 15 described later.

直流電圧制御回路５５は、直流変換部５１の入力端に配置された電流検出回路９、入力電流制御部１０、ＤＣバスコンデンサ３の出力端に配置された出力電圧検出回路１１、出力電圧制御部１２、直流変換ドライブ回路１３、Ｘ線曝射判定回路１４、及び出力電圧目標値設定部１５を備えている。  The DCvoltage control circuit 55 includes acurrent detection circuit 9 disposed at the input end of theDC conversion unit 51, an inputcurrent control unit 10, an outputvoltage detection circuit 11 disposed at the output end of theDC bus capacitor 3, and an output voltage control unit. 12, a DCconversion drive circuit 13, an X-rayexposure determination circuit 14, and an output voltage targetvalue setting unit 15.

そして、直流電圧制御回路５５にはＸ線高電圧装置動作トリガ回路５６が接続されており、直流電圧制御回路５５は、このＸ線高電圧装置動作トリガ回路５６からの入力信号に従い、Ｘ線の曝射の有無に応じて動作する。
Ｘ線高電圧装置動作トリガ回路５６は、図２に示すように、本実施形態に係るＸ線高電圧装置が適用されるＸ線ＣＴ装置等から送信されたＸ線の曝射のオンオフを示すＸ線曝射トリガ信号を受信し、このＸ線曝射トリガ信号に基づいて、Ｘ線高電圧装置を動作させるためのトリガ信号をＸ線曝射判定回路１４に送信する。An X-ray high voltage deviceoperation trigger circuit 56 is connected to the DCvoltage control circuit 55, and the DCvoltage control circuit 55 follows the input signal from the X-ray high voltage deviceoperation trigger circuit 56. Operates according to the presence or absence of exposure.
As shown in FIG. 2, the X-ray high voltage apparatusoperation trigger circuit 56 indicates on / off of X-ray exposure transmitted from an X-ray CT apparatus or the like to which the X-ray high voltage apparatus according to this embodiment is applied. The X-ray exposure trigger signal is received, and a trigger signal for operating the X-ray high voltage apparatus is transmitted to the X-rayexposure determination circuit 14 based on the X-ray exposure trigger signal.

Ｘ線曝射判定回路１４は、Ｘ線高電圧装置動作トリガ回路５６から受信したトリガ信号に基づいて、本実施形態に係るＸ線高電圧装置が適用されるＸ線ＣＴ装置等におけるＸの曝射の有無を判定し、判定結果に応じて、曝射有を示す「Ｘ線曝射信号」又は曝射無を示す「Ｘ線曝射停止信号」の何れかを出力電圧目標値設定部１５に送信する。  Based on the trigger signal received from the X-ray high-voltage deviceoperation trigger circuit 56, the X-rayexposure determination circuit 14 applies X exposure in an X-ray CT apparatus or the like to which the X-ray high-voltage device according to this embodiment is applied. The presence or absence of irradiation is determined, and according to the determination result, either an “X-ray exposure signal” indicating the presence of exposure or an “X-ray exposure stop signal” indicating no exposure is set as the output voltage targetvalue setting unit 15. Send to.

出力電圧目標値設定部１５は、Ｘ線曝射判定回路１４から入力された信号がＸ線曝射有を示すＸ線曝射信号である場合には、ＤＣバスコンデンサ３の電圧が所定の電圧値となるように、例えば、７５０Ｖを電圧目標値として設定する。
また、出力電圧目標値設定部１５は、Ｘ線曝射判定回路１４から入力された信号がＸ線曝射無を示すＸ線曝射信号である場合には、Ｘ線曝射信号を受信した場合の電圧目標値より低い電圧値を電圧目標値として設定する。本実施形態においては、出力電圧目標値設定部１５は、陽極駆動回路５４から入力された陽極駆動電圧を用いて、ＤＣバスコンデンサ３の電圧目標値を以下の数式（１）に基づいて設定する。When the signal input from the X-rayexposure determination circuit 14 is an X-ray exposure signal indicating the presence of X-ray exposure, the output voltage targetvalue setting unit 15 sets the voltage of theDC bus capacitor 3 to a predetermined voltage. For example, 750 V is set as the voltage target value so as to be a value.
The output voltage targetvalue setting unit 15 receives the X-ray exposure signal when the signal input from the X-rayexposure determination circuit 14 is an X-ray exposure signal indicating no X-ray exposure. A voltage value lower than the target voltage value is set as the target voltage value. In the present embodiment, the output voltage targetvalue setting unit 15 uses the anode driving voltage input from theanode driving circuit 54 to set the voltage target value of theDC bus capacitor 3 based on the following formula (1). .

そして、上記（１）の結果を以下の条件に当てはめることにより、最終的な電圧目標値を設定する。なお、入力電源電圧は３相の交流電源１の出力電圧である。
（１）電圧目標基準値≦１．０の場合
電圧目標値は入力電源電圧ピーク値の１．１倍に設定する。
（２）電圧目標基準値＞１．０の場合
電圧目標値は陽極駆動電圧の最小値に設定する。Then, the final voltage target value is set by applying the result of the above (1) to the following conditions. The input power supply voltage is the output voltage of the three-phaseAC power supply 1.
(1) When voltage target reference value ≦ 1.0 The voltage target value is set to 1.1 times the input power supply voltage peak value.
(2) When the voltage target reference value> 1.0 The voltage target value is set to the minimum value of the anode drive voltage.

出力電圧制御部１２は、差分器１９及びＰＩ補償器２３を備え、差分器１９は、出力電圧目標値設定部１５から受け取った電圧目標値に係る電圧信号と、出力電圧検出回路１１が検出した電圧信号との差分値を算出する。差分器１９により算出された差分値はＰＩ補償器２３に入力される。  The outputvoltage control unit 12 includes adifference unit 19 and aPI compensator 23, and thedifference unit 19 detects a voltage signal related to the voltage target value received from the output voltage targetvalue setting unit 15 and the outputvoltage detection circuit 11. A difference value from the voltage signal is calculated. The difference value calculated by thedifference unit 19 is input to thePI compensator 23.

ＰＩ補償器２３は、検出されたＤＣバスコンデンサ３の出力電圧が電圧目標値よりも大きければ、出力を低減し、ＤＣバスコンデンサ３の出力電圧を低減させるように動作する。反対に、検出されたＤＣバスコンデンサ３の出力電圧が電圧目標値よりも小さければ、出力を増大させ、ＤＣバスコンデンサ３の出力電圧を増加させるように動作する。ＰＩ補償器２３の出力は、ＰＩ補償器２３の発振等を考慮し、入力電流制御部１１に出力される。  If the detected output voltage of theDC bus capacitor 3 is greater than the voltage target value, thePI compensator 23 operates to reduce the output and reduce the output voltage of theDC bus capacitor 3. On the contrary, if the detected output voltage of theDC bus capacitor 3 is smaller than the voltage target value, the output is increased and the output voltage of theDC bus capacitor 3 is increased. The output of thePI compensator 23 is output to the inputcurrent control unit 11 in consideration of the oscillation of thePI compensator 23 and the like.

入力電流制御部１１は、上限・下限リミット回路１１１、Ｕ相ＰＩ補償器１１６、Ｖ相ＰＩ補償器１１７、Ｗ相ＰＩ補償器１１８、乗算器８４，８５，８６、及び差分器８７，８８，８９を備えている。  The inputcurrent control unit 11 includes an upper limit /lower limit circuit 111, aU-phase PI compensator 116, a V-phase PI compensator 117, a W-phase PI compensator 118,multipliers 84, 85, and 86, anddifferentiators 87, 88, 89.

乗算器８４，８５，８６には、予め定めたＵ相、Ｖ相、Ｗ相の入力電流位相指令値１１２，１１３，１１４が夫々入力される。ＰＩ補償器２３の出力は、Ｕ相、Ｖ相、Ｗ相の各ＰＩ補償器１１６，１１７，１１８の発振を防止するため、上限・下限リミット回路１１１に入力され、所定の範囲内の大きさに制限される。上限・下限リミット回路１１１の出力は、Ｕ相、Ｖ相、Ｗ相の入力電流位相指令値１１２，１１３，１１４と乗算される。これにより、直流変換回路２に入力されるＵ相、Ｖ相、Ｗ相の電流の大きさを示す指令値（交流波形）が生成される。  Predetermined U-phase, V-phase, and W-phase input currentphase command values 112, 113, and 114 are input tomultipliers 84, 85, and 86, respectively. The output of thePI compensator 23 is input to the upper /lower limit circuit 111 in order to prevent oscillation of the U-phase, V-phase, and W-phase PI compensators 116, 117, and 118, and the magnitude within a predetermined range. Limited to The output of the upper limit /lower limit circuit 111 is multiplied by the input currentphase command values 112, 113, and 114 of the U phase, the V phase, and the W phase. As a result, a command value (AC waveform) indicating the magnitude of the U-phase, V-phase, and W-phase currents input to theDC conversion circuit 2 is generated.

この指令値は、電流検出回路９によって検出された直流変換回路２に流れる各相の電流値と、差分器８７，８８，８９により比較される。差分器８７，８８，８９の出力は、Ｕ相、Ｖ相、Ｗ相のＰＩ補償器１１６，１１７，１１８に入力され、差分値が正（検出した入力電流が指令値よりも小さい値）である場合には、ＰＩ補償器１１６，１１７，１１８は、その出力を増加する。その反対である場合には、ＰＩ補償器１１６，１１７，１１８は、その出力を減少させる。ＰＩ補償器１１６，１１７，１１８の出力は、それぞれ、直流変換回路ドライブ回路１３に出力される。  This command value is compared with the current value of each phase flowing through theDC conversion circuit 2 detected by thecurrent detection circuit 9 by thedifferentiators 87, 88 and 89. The outputs of thedifference units 87, 88 and 89 are input to the U-phase, V-phase and W-phase PI compensators 116, 117 and 118, and the difference value is positive (the detected input current is smaller than the command value). In some cases,PI compensator 116, 117, 118 increases its output. In the opposite case, thePI compensator 116, 117, 118 decreases its output. The outputs of thePI compensators 116, 117, and 118 are output to the DC conversioncircuit drive circuit 13, respectively.

直流変換回路ドライブ回路１３は、入力されたＰＩ補償器１１６，１１７，１１８の出力に応じて、直流変換回路２の各半導体スイッチング素子への出力信号を制御する。これにより、ＰＩ補償器１１６，１１７，１１８の出力が増加している場合には直流変換回路２に流れる電流を増大させ、ＰＩ補償器１１６，１１７，１１８の出力が減少している場合には直流変換回路２に流れる電流を減少させる制御をＵ相、Ｖ相、Ｗ相毎に行う。  The DC conversioncircuit drive circuit 13 controls an output signal to each semiconductor switching element of theDC conversion circuit 2 in accordance with the output of thePI compensators 116, 117, and 118 that are input. As a result, when the outputs of thePI compensators 116, 117, and 118 are increased, the current flowing through theDC converter circuit 2 is increased, and when the outputs of thePI compensators 116, 117, and 118 are decreased. Control for reducing the current flowing through theDC conversion circuit 2 is performed for each of the U phase, the V phase, and the W phase.

以下、このように構成されたＸ線高電圧装置において、Ｘ線曝射の有無に応じた直流変換回路の電圧制御の流れを、図３のフローチャートに従って説明する。  Hereinafter, in the X-ray high voltage apparatus configured as described above, the flow of voltage control of the DC conversion circuit according to the presence or absence of X-ray exposure will be described with reference to the flowchart of FIG.

本実施形態に係るＸ線高電圧装置が駆動されると、先ずＸ線曝射判定回路１４が駆動し、Ｘ線の曝射の有無について判定が開始される。すなわち、Ｘ線高電圧装置が適用されたＸ線ＣＴ装置の電源が投入されると、Ｘ線高電圧装置が駆動しＸ線曝射判定回路１４においてＸ線曝射の有無の判定を開始する（ステップＳ１）。このとき、出力電圧目標値設定部１５では、電圧目標値の初期値として、例えば、７５０Ｖが設定されている。  When the X-ray high-voltage apparatus according to the present embodiment is driven, the X-rayexposure determination circuit 14 is first driven to start determination as to whether X-ray exposure has been performed. That is, when the power of the X-ray CT apparatus to which the X-ray high voltage apparatus is applied is turned on, the X-ray high voltage apparatus is driven and the X-rayexposure determination circuit 14 starts determining whether or not X-ray exposure has occurred. (Step S1). At this time, in the output voltage targetvalue setting unit 15, for example, 750 V is set as the initial value of the voltage target value.

ステップＳ２では、Ｘ線の曝射が開始され、Ｘ線曝射判定回路１４がＸ線高電圧装置動作トリガ回路５６から受信したトリガ信号に基づいてＸ線の曝射の有無を判定する。Ｘ線の曝射が開始されると、Ｘ線曝射判定回路１４は曝射有を示すＸ線曝射信号を出力するので、出力電圧制御部１２が出力電圧目標値設定部１５により設定された電圧目標値の初期値である７５０Ｖを維持するようにＤＣバスコンデンサ３の電圧を制御する。
つまり、図４に示すように、Ｘ線曝射トリガ信号がオンである場合、すなわち、Ｘ線曝射判定回路１４がＸ線高電圧装置動作トリガ回路５６からＸ線曝射信号を受信している間は、ＤＣバスコンデンサ３の電圧は７５０Ｖに維持されている。In step S2, X-ray exposure is started, and the X-rayexposure determination circuit 14 determines the presence or absence of X-ray exposure based on the trigger signal received from the X-ray high-voltage deviceoperation trigger circuit 56. When X-ray exposure is started, the X-rayexposure determination circuit 14 outputs an X-ray exposure signal indicating the presence of exposure, so that the outputvoltage control unit 12 is set by the output voltage targetvalue setting unit 15. The voltage of theDC bus capacitor 3 is controlled so as to maintain the initial voltage target value of 750 V.
That is, as shown in FIG. 4, when the X-ray exposure trigger signal is on, that is, the X-rayexposure determination circuit 14 receives the X-ray exposure signal from the X-ray high-voltage deviceoperation trigger circuit 56. During this time, the voltage of theDC bus capacitor 3 is maintained at 750V.

ステップＳ３では、Ｘ線曝射判定回路１４は、Ｘ線曝射の終了を監視し、Ｘ線高電圧装置動作トリガ回路５６からＸ線曝射無に係る信号を受信したか否か、つまり、Ｘ線曝射が終了したか否かを判定する。この判定は、Ｘ線曝射判定回路１４が、Ｘ線高電圧装置動作トリガ回路５６からＸ線曝射が停止されたことを示すトリガ信号を受信するまで継続する。Ｘ線曝射判定回路１４では、Ｘ線曝射が停止されたことを示す信号を受信すると、Ｘ線曝射停止信号を電圧目標値設定部１５に出力し、次のステップＳ４に進む。  In step S3, the X-rayexposure determination circuit 14 monitors the end of the X-ray exposure and determines whether or not a signal related to the absence of X-ray exposure is received from the X-ray high-voltage deviceoperation trigger circuit 56, that is, It is determined whether or not the X-ray exposure has ended. This determination continues until the X-rayexposure determination circuit 14 receives a trigger signal indicating that X-ray exposure has been stopped from the X-ray high-voltage deviceoperation trigger circuit 56. When the X-rayexposure determination circuit 14 receives a signal indicating that X-ray exposure has been stopped, the X-rayexposure determination circuit 14 outputs an X-ray exposure stop signal to the voltage targetvalue setting unit 15, and proceeds to the next step S4.

ステップＳ４では、出力電圧目標値設定部１５が、Ｘ線曝射判定回路１４からのＸ線曝射停止信号を受けて、電圧目標値を設定する。具体的には、上述した数式（１）に従って、電圧目標値を設定する。ここで設定される電圧目標値は、Ｘ線曝射信号を受信した場合の電圧目標値より低い電圧値であるので、ＤＣバスコンデンサ３からみると、ＤＣバスコンデンサ３の電圧は、電圧目標値よりも高い電圧値で制御されていることとなる。  In step S4, the output voltage targetvalue setting unit 15 receives the X-ray exposure stop signal from the X-rayexposure determination circuit 14, and sets the voltage target value. Specifically, the voltage target value is set according to the above-described equation (1). Since the voltage target value set here is a voltage value lower than the voltage target value when the X-ray exposure signal is received, when viewed from theDC bus capacitor 3, the voltage of theDC bus capacitor 3 is the voltage target value. It is controlled at a higher voltage value.

図４に示すように、Ｘ線曝射判定回路１４がＸ線高電圧装置動作トリガ回路５６からＸ線曝射停止信号を受信すると、出力電圧目標値設定部１５がＸ線曝射中の７５０Ｖよりも低い電圧値を示す電圧目標値に切り替え、切り替えられた電圧目標値に従って出力電圧制御部１２がＤＣバスコンデンサ３の電圧を制御する。  As shown in FIG. 4, when the X-rayexposure determination circuit 14 receives an X-ray exposure stop signal from the X-ray high-voltage deviceoperation trigger circuit 56, the output voltage targetvalue setting unit 15 is 750V during X-ray exposure. The outputvoltage control unit 12 controls the voltage of theDC bus capacitor 3 according to the switched voltage target value.

出力電圧制御部１２において、７５０Ｖよりも低い電圧値を示す電圧目標値とＤＣバスコンデンサとの差分値を算出すると、ＤＣバスコンデンサ３の電圧値が電圧目標値よりも高いこととなる。従って、入力電流制御部１０が、直流変換回路２に流れる電流を減少させるように制御する。これにより、ＤＣバスコンデンサ３の電圧値は、電圧目標値に追従して徐々に低下するので、ＤＣバスコンデンサ３における電圧の跳ね上がりを抑制することができる。  When the outputvoltage control unit 12 calculates the difference value between the voltage target value indicating a voltage value lower than 750 V and the DC bus capacitor, the voltage value of theDC bus capacitor 3 is higher than the voltage target value. Therefore, the inputcurrent control unit 10 performs control so that the current flowing through theDC conversion circuit 2 is reduced. As a result, the voltage value of theDC bus capacitor 3 gradually decreases following the voltage target value, so that the voltage jump in theDC bus capacitor 3 can be suppressed.

また、Ｘ線高電圧装置においては、出力電圧が所定の電圧で制御されていないとＸ線曝射の際に所望する時間で必要な管電圧及び管電流を得ることが出来なくなってしまう。このため、電圧目標値設定部１５は、所定の時間（例えば、１秒）が経過した後、次のＸ線曝射に備えて電圧目標値を初期値に再度設定しなおす（ステップＳ５）。この電圧目標値を下げる所定の時間はＸ線高電圧装置を適用するアプリケーションにより異なる。  Further, in the X-ray high voltage apparatus, if the output voltage is not controlled at a predetermined voltage, it becomes impossible to obtain a necessary tube voltage and tube current in a desired time during X-ray exposure. For this reason, the voltage targetvalue setting unit 15 resets the voltage target value to the initial value in preparation for the next X-ray exposure after a predetermined time (for example, 1 second) has elapsed (step S5). The predetermined time for lowering the voltage target value varies depending on the application to which the X-ray high voltage apparatus is applied.

参考として、図５に電圧目標値を切り替えない場合の比較図を示す。直流変換部は，Ｘ線の曝射判定を行っていないため、負荷の変動を把握できない。このため，Ｘ線の曝射有無（負荷の変動）に対してＤＣバスコンデンサの電圧が変化したことを検出して、その後に、ＤＣバスコンデンサ電圧が一定となるように制御する。従って、急激に無負荷又は軽負荷になってしまうと制御が追い付かず、ＤＣバスコンデンサの電圧が跳ね上がってしまう。  For reference, FIG. 5 shows a comparison diagram when the voltage target value is not switched. Since the DC conversion unit does not perform the X-ray exposure determination, it cannot grasp the load fluctuation. For this reason, it is detected that the voltage of the DC bus capacitor has changed with respect to the presence or absence of X-ray exposure (load fluctuation), and thereafter, the DC bus capacitor voltage is controlled to be constant. Therefore, if the load suddenly becomes no load or light load, the control cannot catch up, and the voltage of the DC bus capacitor jumps up.

以上説明したように、本実施形態によれば、Ｘ線の曝射の有無を判定して、判定結果に応じて、直流変換回路の出力電圧に対する電圧目標値を設定している。すなわち、Ｘ線曝射のオン／オフを判定し、Ｘ線曝射がオフとなった際に直ちに電圧目標値を、Ｘ線曝射がオンの際の電圧目標値よりも低い電圧値に切り替える。  As described above, according to the present embodiment, the presence or absence of X-ray exposure is determined, and the voltage target value for the output voltage of the DC conversion circuit is set according to the determination result. That is, it is determined whether X-ray exposure is on / off, and immediately when the X-ray exposure is turned off, the voltage target value is switched to a voltage value lower than the voltage target value when the X-ray exposure is on. .

このため、Ｘ線の曝射が終了し、負荷としてのＸ線管への電力供給が不要となり実質的に軽負荷ないしは無負荷となった場合でも、直流変換部における電圧の跳ね上がりを抑制することができる。そして、直流変換部における電圧の跳ね上がりを抑制することで、直流変換部を構成するＩＧＢＴモジュール等の部品の損傷を防止することができ、Ｘ線高電圧装置の信頼性を向上させることができる。  For this reason, even when the X-ray exposure ends and no power supply to the X-ray tube as a load is required and the load becomes substantially light or no load, the jumping of the voltage in the DC conversion unit is suppressed. Can do. And by suppressing the jump of the voltage in a direct current | flow converter, damage to components, such as IGBT module which comprises a direct current | flow converter, can be prevented, and the reliability of an X-ray high voltage apparatus can be improved.

本実施形態におけるＸ線高電圧装置は、Ｘ線の曝射条件が重負荷である撮影を行っていた場合に、その終了時に目標電圧値を低減させることで、直流変換部における電圧の跳ね上がりをより抑制することができ、Ｘ線高電圧装置の信頼性を向上させることができる。
また、本実施形態においては、陽極駆動電圧に係る電圧値を用いて目標電圧値を設定することで、Ｘ線管の回転陽極の動作を妨げることなく、入力電圧に応じて電圧目標値を設定することができる。The X-ray high voltage apparatus in the present embodiment reduces the target voltage value at the end of the imaging when the X-ray exposure condition is a heavy load, thereby reducing the voltage jump in the DC converter. Therefore, the reliability of the X-ray high voltage apparatus can be improved.
In the present embodiment, the target voltage value is set using the voltage value related to the anode driving voltage, so that the target voltage value is set according to the input voltage without interfering with the operation of the rotating anode of the X-ray tube. can do.

＜第２の実施形態＞
以下、本発明の第２の実施形態について説明する。上述した第１の実施形態に係るＸ線高電圧装置では、陽極駆動電圧に係る電圧値を用いて目標電圧値を設定していたが、本実施形態に係るＸ線高電圧装置では、電圧目標値設定部１５が予め定められた電圧目標値テーブルから電圧目標値を選択し、Ｘ線曝射停止信号を受信したときに、選択された電圧目標値を設定する点が異なる。以下の本実施形態に係る説明において、上述した第１の実施形態と同一の構成には同符号を付し、その説明を省略する。<Second Embodiment>
Hereinafter, a second embodiment of the present invention will be described. In the X-ray high voltage apparatus according to the first embodiment described above, the target voltage value is set using the voltage value related to the anode drive voltage. However, in the X-ray high voltage apparatus according to the present embodiment, the voltage target is set. The difference is that when thevalue setting unit 15 selects a voltage target value from a predetermined voltage target value table and receives an X-ray exposure stop signal, the selected voltage target value is set. In the following description of the present embodiment, the same components as those in the first embodiment described above are denoted by the same reference numerals, and the description thereof is omitted.

図６に示すように、本実施形態に係るＸ線高電圧装置は、Ｘ線の曝射条件に応じて定められる電圧目標値を記憶した電圧目標値テーブル１６を備えている。
電圧目標値テーブル１６には、複数種類の曝射条件が記憶され、曝射条件毎に、Ｘ線が曝射されていない時（Ｘ線曝射判定回路１４がＸ線曝射停止信号を出力した際）の電圧目標値が夫々対応付けられて記憶されている。Ｘ線が曝射されていない時の電圧目標値は、Ｘ線曝射時（Ｘ線曝射判定回路１４がＸ線曝射信号を出力した際）の電圧目標値（初期値）よりも低い電圧値となっており、この初期値よりも低電圧の電圧目標値に切り替えられるのは上述の第１の実施形態１の場合と同様の理由から、曝射終了後の所定時間(例えば１秒)となっている。As shown in FIG. 6, the X-ray high voltage apparatus according to this embodiment includes a voltage target value table 16 that stores voltage target values determined according to the X-ray exposure conditions.
The voltage target value table 16 stores a plurality of types of exposure conditions, and when no X-rays are emitted for each exposure condition (the X-rayexposure determination circuit 14 outputs an X-ray exposure stop signal). Voltage target values) are stored in association with each other. The voltage target value when X-rays are not exposed is lower than the voltage target value (initial value) at the time of X-ray exposure (when the X-rayexposure determination circuit 14 outputs an X-ray exposure signal). The voltage value is switched to a voltage target value lower than the initial value for the same reason as in the first embodiment described above, for a predetermined time (for example, 1 second) after the end of exposure. ).

そして、電圧目標値テーブル１６は、本実施形態に係るＸ線高電圧装置が適用されるＸ線ＣＴ装置等に備えられる曝射条件入力部５７から曝射条件の入力を受け付ける。  The voltage target value table 16 receives an exposure condition input from an exposurecondition input unit 57 provided in an X-ray CT apparatus or the like to which the X-ray high voltage apparatus according to the present embodiment is applied.

本実施形態に係るＸ線高電圧装置では、Ｘ線曝射判定回路１４がＸ線高電圧装置動作トリガ回路５６から受信したトリガ信号に基づいて、Ｘ線曝射有の場合にはＸ線曝射信号を、又は、Ｘ線曝射無の場合には、Ｘ線曝射停止信号を出力電圧制御部１２に出力する。  In the X-ray high voltage apparatus according to the present embodiment, the X-rayexposure determination circuit 14 is based on the trigger signal received from the X-ray high voltage apparatusoperation trigger circuit 56 and in the case where X-ray exposure is present, When there is no X-ray exposure, an X-ray exposure stop signal is output to the outputvoltage control unit 12.

出力電圧制御部１２は、Ｘ線曝射判定回路１４による判定結果に応じて、電圧目標値テーブル１６のうち曝射条件に応じた電圧目標値を読み出す。
すなわち、出力電圧制御部１２が、Ｘ線曝射判定回路１４から曝射有を示すＸ線曝射信号を受信している場合には、電圧目標値テーブル１６から読み出された曝射条件に応じた電圧目標値の初期値（例えば、７５０Ｖ）を維持するようにＤＣバスコンデンサ３の電圧を制御する。
一方、出力電圧制御部１２が、Ｘ線曝射判定回路１４から曝射無を示すＸ線曝射停止信号を受信した場合には、電圧目標値テーブル１６から読み出された曝射条件に対応するＸ線が曝射されていない時の電圧目標値に切り替える。The outputvoltage control unit 12 reads a voltage target value corresponding to the exposure condition in the voltage target value table 16 according to the determination result by the X-rayexposure determination circuit 14.
That is, when the outputvoltage control unit 12 receives an X-ray exposure signal indicating the presence of exposure from the X-rayexposure determination circuit 14, the exposure condition read from the voltage target value table 16 is set. The voltage of theDC bus capacitor 3 is controlled so as to maintain the initial value (for example, 750 V) of the corresponding voltage target value.
On the other hand, when the outputvoltage control unit 12 receives an X-ray exposure stop signal indicating no exposure from the X-rayexposure determination circuit 14, it corresponds to the exposure condition read from the voltage target value table 16. Switch to the voltage target value when the X-ray to be emitted is not exposed.

このように、本実施形態によれば、Ｘ線の曝射の判定結果に応じて、Ｘ線曝射がオフとなった際に直ちに電圧目標値を、Ｘ線曝射がオンの際の電圧目標値よりも低い電圧値に切り替える。このため、Ｘ線の曝射が終了し、負荷としてのＸ線管への電力供給が不要となり、実質的に軽負荷ないしは無負荷となった場合でも、直流変換部における電圧の跳ね上がりを抑制することができる。これにより、直流変換部を構成するＩＧＢＴモジュール等の部品の損傷を防止することができ、Ｘ線高電圧装置の信頼性を向上させることができる。  Thus, according to the present embodiment, the voltage target value is set immediately when X-ray exposure is turned off, and the voltage when X-ray exposure is turned on, according to the determination result of X-ray exposure. Switch to a voltage value lower than the target value. For this reason, even when the X-ray exposure is completed and the power supply to the X-ray tube as a load is unnecessary, even if the load is substantially light or no load, the jumping of the voltage in the DC converter is suppressed. be able to. Thereby, damage to components, such as IGBT module which comprises a direct-current converter, can be prevented, and the reliability of an X-ray high voltage device can be improved.

また、本実施形態においては、Ｘ線の曝射条件によって変動する、直流変換部の出力電圧、すなわち、ＤＣバスコンデンサの電圧の跳ね上がりに対しても適切に抑制することができる。直流変換部の出力電圧は、Ｘ線曝射時が軽負荷である場合には曝射終了時の電圧の跳ね上がりは小さい。しかしながら、Ｘ線曝射時に重負荷であった場合には、曝射終了時の跳ね上がりが大きくなってしまう。そこで、本実施形態のように、曝射条件に応じて電圧目標値を設定することで、直流変換部の出力電圧を良好に制御することができ、出力電圧を下げ過ぎることなく、また、電圧の跳ねあがりを確実に防止することができる。  Further, in the present embodiment, it is possible to appropriately suppress the output voltage of the DC converter, that is, the jump of the voltage of the DC bus capacitor, which varies depending on the X-ray exposure conditions. When the X-ray exposure is a light load, the output voltage of the DC conversion unit has a small voltage jump at the end of the exposure. However, if there is a heavy load at the time of X-ray exposure, the jump at the end of the exposure will increase. Therefore, as in this embodiment, by setting the voltage target value according to the exposure conditions, the output voltage of the DC conversion unit can be controlled well, without reducing the output voltage too much, and the voltage Can be reliably prevented.

（変形例）
上述した各実施形態においては、Ｘ線曝射がオンからオフに切り替わった際に、これにあわせて電圧目標値も切り替えることにより、直流変換部の出力電圧を一定に保つように制御する例について説明した。
Ｘ線曝射がオフとなるのは、Ｘ線高電圧装置が適用されるＸ線ＣＴ装置などにおける撮影終了に限られず、例えば、Ｘ線曝射中にＸ線高電圧装置が故障した場合や、Ｘ線ＣＴ装置が故障した場合等も考えられる。
このような場合にも、Ｘ線曝射が終了し、直流変換部にとっては無負荷状態となる。従って、出力電圧制御部１２にエラー信号を入力し、Ｘ線高電圧装置が故障した場合にエラー信号をオンとするように構成する。出力電圧制御部１２では、エラー信号のオンを受けて直流変換部の電圧目標値を低下させることで、Ｘ線高電圧装置が故障により動作を停止した場合にも、直流変換部における電圧の跳ね上がりを抑制することができる。なお、Ｘ線高電圧装置におけるエラー信号は、Ｘ線高電圧装置の全体を制御する制御部（図示せず）から入力されるように構成することができる。また、Ｘ線ＣＴ装置の故障を示すエラー信号の場合も、Ｘ線高電圧装置の制御部を介して出力電圧制御部１２に入力されるように構成することができる。(Modification)
In each of the above-described embodiments, when X-ray exposure is switched from on to off, the voltage target value is also switched in accordance with this, thereby controlling the output voltage of the DC converter to be constant. explained.
The X-ray exposure is turned off not only at the end of imaging in an X-ray CT apparatus or the like to which the X-ray high voltage apparatus is applied. For example, when the X-ray high voltage apparatus breaks down during the X-ray exposure, A case where the X-ray CT apparatus breaks down is also conceivable.
Even in such a case, the X-ray exposure ends, and the DC converter is in a no-load state. Therefore, an error signal is input to the outputvoltage control unit 12, and the error signal is turned on when the X-ray high-voltage device fails. In the outputvoltage control unit 12, the voltage target value of the DC conversion unit is decreased by receiving the error signal ON, so that even when the operation of the X-ray high voltage apparatus is stopped due to a failure, the voltage jumps in the DC conversion unit Can be suppressed. The error signal in the X-ray high voltage apparatus can be configured to be input from a control unit (not shown) that controls the entire X-ray high voltage apparatus. Further, an error signal indicating a failure of the X-ray CT apparatus can also be configured to be input to the outputvoltage control unit 12 via the control unit of the X-ray high voltage apparatus.

＜第３の実施形態＞
本実施形態に係るＸ線高電圧装置は、Ｘ線ＣＴ装置に適用され、Ｘ線ＣＴ装置において心臓撮影を行う場合に、Ｘ線高電圧装置の直流変換部における出力電力を制御する。<Third Embodiment>
The X-ray high voltage apparatus according to the present embodiment is applied to an X-ray CT apparatus, and controls output power in a DC conversion unit of the X-ray high voltage apparatus when cardiac imaging is performed in the X-ray CT apparatus.

Ｘ線ＣＴ装置における心臓撮影時は、被検体の心拍に同期させて管電流を低管電流から高管電流に瞬時に上昇させる。つまり、Ｘ線高電圧装置の直流変換部にとっては、撮影中に負荷が重負荷から軽負荷、または軽負荷から重負荷に瞬時に切り替わるので、直流変換部の電圧目標値を切り替えずに制御を実施すると高管電流から低管電流に切り替わった際に、ＤＣバスコンデンサの電圧の跳ね上がりが発生してしまう。  At the time of cardiac imaging in the X-ray CT apparatus, the tube current is instantaneously increased from a low tube current to a high tube current in synchronization with the heartbeat of the subject. In other words, for the DC converter of the X-ray high-voltage device, the load is instantaneously switched from heavy load to light load or from light load to heavy load during imaging. Therefore, control is performed without switching the voltage target value of the DC converter. When implemented, when the high tube current is switched to the low tube current, the voltage of the DC bus capacitor jumps.

このため、本実施形態においては、Ｘ線ＣＴ装置の心電計から心拍タイミング信号がＸ線高電圧装置に入力され、Ｘ線高電圧装置において、心拍に同期させて電圧目標値を切り替える。従って、本実施形態に係るＸ線高電圧装置は、図７に示すように、管電流指令値作成部１７及び管電流判定回路１８を備えている。その他、上述した第１及び第２の実施形態に係るＸ線高電圧装置と同一の構成には同符号を付し、その説明を省略する。  For this reason, in this embodiment, a heartbeat timing signal is input from the electrocardiograph of the X-ray CT apparatus to the X-ray high voltage apparatus, and the X-ray high voltage apparatus switches the voltage target value in synchronization with the heartbeat. Therefore, the X-ray high voltage apparatus according to this embodiment includes a tube current commandvalue creation unit 17 and a tubecurrent determination circuit 18 as shown in FIG. In addition, the same code | symbol is attached | subjected to the structure same as the X-ray high voltage apparatus which concerns on 1st and 2nd embodiment mentioned above, and the description is abbreviate | omitted.

管電流指令値作成部１７は、Ｘ線ＣＴ装置から入力された心拍タイミング信号に同期する管電流を出力するための管電流指令値を生成し、管電流判定回路１８に出力する。
管電流判定回路１８は、管電流指令値作成部１７から受け取った管電流指令値に基づいて、高管電流から低管電流に切り替わるタイミングを判定し、タイミング信号を出力電圧目標値設定部１５に出力する。The tube current commandvalue creation unit 17 generates a tube current command value for outputting a tube current synchronized with the heartbeat timing signal input from the X-ray CT apparatus, and outputs the tube current command value to the tubecurrent determination circuit 18.
The tubecurrent determination circuit 18 determines the timing of switching from the high tube current to the low tube current based on the tube current command value received from the tube current commandvalue creation unit 17, and sends the timing signal to the output voltage targetvalue setting unit 15. Output.

出力電圧目標値設定部１５は、Ｘ線曝射判定回路１４からＸ線曝射信号が入力されている場合において、管電流判定回路１８から入力されたタイミング信号に従って、すなわち、高管電流から低管電流に切り替わるタイミングに同期させて出力電圧目標値を任意の値まで下げるように制御を行う（図８参照）。
任意の値まで出力電圧を下げた後に、次の曝射に備えて出力電圧目標値を初期値に戻す必要があることは上述した第１の実施形態及び第２の実施形態に記載した通りであり、心拍に同期させる場合は、低管電流から高管電流に移る動作が「次の曝射」に相当する。心拍に同期させてスキャンを実施する場合、低管電流から高管電流に移る間隔は被検体の心拍速度により異なる。そのため、心拍に同期させたＸ線曝射を実施する場合には、例えば、心拍が早い被検体を考慮して、出力電圧目標値を５０ｍｓの間だけ任意の値まで下げ、５０ｍｓ経過した後に初期値に戻す。When the X-ray exposure signal is input from the X-rayexposure determination circuit 14, the output voltage targetvalue setting unit 15 follows the timing signal input from the tubecurrent determination circuit 18, that is, from the high tube current to the low value. Control is performed so that the output voltage target value is lowered to an arbitrary value in synchronization with the timing of switching to the tube current (see FIG. 8).
As described in the first and second embodiments, the output voltage target value needs to be returned to the initial value in preparation for the next exposure after the output voltage is lowered to an arbitrary value. In the case of synchronizing with the heartbeat, the operation of shifting from the low tube current to the high tube current corresponds to “next exposure”. When scanning is performed in synchronization with the heartbeat, the interval from the low tube current to the high tube current varies depending on the heart rate of the subject. Therefore, when performing X-ray exposure synchronized with the heartbeat, for example, considering an object with a fast heartbeat, the output voltage target value is lowered to an arbitrary value for 50 ms, and after 50 ms has elapsed, Return to value.

このように、心臓撮影機能を有するＸ線ＣＴ装置に本実施形態に係るＸ線高電圧装置を適用した場合に、心拍に同期してタイミング信号を生成し、このタイミング信号に基づいて出力電圧目標値を制御することで、ＤＣバスコンデンサの電圧の跳ね上がりを抑制することができる。  As described above, when the X-ray high voltage apparatus according to the present embodiment is applied to an X-ray CT apparatus having a cardiac imaging function, a timing signal is generated in synchronization with the heartbeat, and an output voltage target is based on the timing signal. By controlling the value, the jump of the voltage of the DC bus capacitor can be suppressed.

＜第４の実施形態＞
以下、第４の実施形態として、上記した第１〜第３の実施形態に係るＸ線高電圧装置を適用したＸ線撮影装置の一例であるＸ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｒ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置について説明する。<Fourth Embodiment>
Hereinafter, as a fourth embodiment, an X-ray CT (Computer Tomography) apparatus, which is an example of an X-ray imaging apparatus to which the X-ray high voltage apparatus according to the first to third embodiments described above is applied, will be described.

図９に、Ｘ線ＣＴ装置３０１の全体構成図を示す。Ｘ線ＣＴ装置３０１はスキャンガントリ部３００と操作卓３２０とを備えている。
スキャンガントリ部３００は、Ｘ線管８と、回転円盤３０２と、コリメータ３０３と、Ｘ線検出器３０６と、データ収集装置３０７と、寝台３０５と、ガントリ制御装置３０８と、寝台制御装置３０９と、Ｘ線高電圧装置２０７と、を備えている。FIG. 9 shows an overall configuration diagram of theX-ray CT apparatus 301. TheX-ray CT apparatus 301 includes ascan gantry unit 300 and anoperation console 320.
Thescan gantry unit 300 includes anX-ray tube 8, arotating disk 302, acollimator 303, anX-ray detector 306, adata collection device 307, abed 305, agantry control device 308, abed control device 309, And an X-rayhigh voltage device 207.

Ｘ線高電圧装置２０７には、上述した第１〜第３の実施形態の何れかのＸ線高電圧装置を適用する。Ｘ線高電圧装置のうち、Ｘ線管８と高電圧発生部５３は、回転円盤３０２に搭載され、回転円盤３０２と共に回転する。他の構成は、回転円盤３０２には搭載されず、静止している。  As the X-rayhigh voltage apparatus 207, the X-ray high voltage apparatus of any of the first to third embodiments described above is applied. In the X-ray high voltage apparatus, theX-ray tube 8 and thehigh voltage generator 53 are mounted on therotating disk 302 and rotate together with therotating disk 302. Other configurations are not mounted on therotating disk 302 and are stationary.

コリメータ３０３は、Ｘ線管８から照射されるＸ線の照射範囲を制御する。
Ｘ線検出器３０６は、Ｘ線管８と対向配置され被検体を透過したＸ線を検出する。
回転円盤３０２は、寝台３０５上に搭載された被検体が入る開口部３０４を備えると共に、Ｘ線管８とＸ線検出器３０６を搭載し、被検体の周囲を回転する駆動部を備える。
Ｘ線検出器３０６は、複数の検出素子を回転円盤３０２の回転方向（チャンネル方向ともいう）に配置した構成である。複数の検出素子は、回転方向の並びを１列としたときに、この列を回転円盤３０２の回転軸方向（スライス方向ともいう）に多列（例えば６４列）並べたものであっても良い。Thecollimator 303 controls the irradiation range of X-rays emitted from theX-ray tube 8.
TheX-ray detector 306 is arranged to face theX-ray tube 8 and detects X-rays transmitted through the subject.
Therotating disk 302 includes anopening 304 into which a subject mounted on abed 305 enters, and a driving unit that mounts theX-ray tube 8 and theX-ray detector 306 and rotates around the subject.
TheX-ray detector 306 has a configuration in which a plurality of detection elements are arranged in the rotation direction (also referred to as channel direction) of therotating disk 302. The plurality of detection elements may be arranged in multiple rows (for example, 64 rows) in the rotation axis direction (also referred to as the slice direction) of therotating disk 302 when the rotation direction is one row. .

データ収集装置３０７は、Ｘ線検出器３０６で検出されたＸ線を所定の電気信号に変換する装置である。
ガントリ制御装置３０８は回転円盤３０２の回転を制御する装置である。
寝台制御装置３０９は、寝台３０５の上下動および前後動（回転円盤３０２の回転軸方向の移動）を制御する装置である。Thedata collection device 307 is a device that converts the X-rays detected by theX-ray detector 306 into a predetermined electrical signal.
Thegantry control device 308 is a device that controls the rotation of therotary disk 302.
Thebed control device 309 is a device that controls the vertical movement and back-and-forth movement of the bed 305 (movement of therotary disk 302 in the direction of the rotation axis).

操作卓３２０は、入力装置３２１と、画像演算装置３２２と、表示装置３２５と、記憶装置３２３と、システム制御装置３２４とを備えている。
入力装置３２１は、被検体氏名、検査日時、撮影条件などを入力するための装置であり、具体的にはキーボードやポインティングデバイス等である。Theconsole 320 includes aninput device 321, animage calculation device 322, adisplay device 325, astorage device 323, and asystem control device 324.
Theinput device 321 is a device for inputting a subject name, examination date and time, imaging conditions, and the like, specifically a keyboard, a pointing device, and the like.

画像演算装置３２２は、データ収集装置３０７から送出される計測データを演算処理してＣＴ画像再構成を行う装置であり、具体的には演算処理を実行するＣＰＵ、若しくは専用の演算回路である。
表示装置３２５は、画像演算装置３２２で作成されたＣＴ画像を表示する装置である。記憶装置３２３は、データ収集装置３０７で収集されたデータ及び画像演算装置３２２で作成されたＣＴ画像の画像データを記憶する装置である。
システム制御装置３２４は、これらの装置及びガントリ制御装置３０８と寝台制御装置３０９とＸ線高電圧装置２０７を制御する装置である。Theimage calculation device 322 is a device that performs calculation processing on the measurement data sent from thedata collection device 307 to reconstruct a CT image, and is specifically a CPU that executes calculation processing or a dedicated calculation circuit.
Thedisplay device 325 is a device that displays the CT image created by theimage calculation device 322. Thestorage device 323 is a device that stores the data collected by thedata collection device 307 and the image data of the CT image created by theimage calculation device 322.
Thesystem control device 324 is a device that controls these devices, thegantry control device 308, thebed control device 309, and the X-rayhigh voltage device 207.

Ｘ線管８には、入力装置３２１から入力された撮影条件（管電圧等）になるように、Ｘ線高電圧装置２０７によって制御された管電流および管電圧が供給される。Ｘ線高電圧装置２０７の構成および動作は、第１〜第３の実施形態で説明した通りであるので、説明を省略する。  TheX-ray tube 8 is supplied with a tube current and a tube voltage controlled by the X-rayhigh voltage device 207 so as to satisfy the imaging conditions (tube voltage and the like) input from theinput device 321. Since the configuration and operation of the X-rayhigh voltage apparatus 207 are the same as those described in the first to third embodiments, description thereof will be omitted.

Ｘ線管８から照射され被検体を透過したＸ線は、Ｘ線検出器３０６のＸ線検出素子によって検出される。この間、回転円盤３０２は、Ｘ線管８とＸ線検出器３０６とを回転させることにより、被検体の各方向からＸ線が照射され、検出されるようにする。回転円盤３０２の回転速度は、入力装置３２１から入力された撮影条件（スキャン速度など）となるようにガントリ制御装置３０８により制御される。また、Ｘ線が照射されて検出されている間、寝台３０５は、寝台制御装置３０９の制御により、被検体を体軸方向に移動させ、入力装置３２１から入力された撮影条件（らせんピッチなど）となるように動作する。  X-rays irradiated from theX-ray tube 8 and transmitted through the subject are detected by the X-ray detection element of theX-ray detector 306. During this time, therotating disk 302 rotates theX-ray tube 8 and theX-ray detector 306 so that X-rays are irradiated and detected from each direction of the subject. The rotation speed of therotating disk 302 is controlled by thegantry control device 308 so as to satisfy the imaging conditions (scanning speed, etc.) input from theinput device 321. While the X-ray is irradiated and detected, thebed 305 moves the subject in the body axis direction under the control of thebed control device 309, and imaging conditions (such as a helical pitch) input from theinput device 321. It works to be.

Ｘ線検出器３０６の出力信号は、データ収集装置３０７により投影データとして収集される。データ収集装置３０７で収集された投影データは、画像演算装置３２２へ送出される。画像演算装置３２２は、投影データを再構成演算してＣＴ画像とする。再構成されたＣＴ画像は表示装置３２５に表示され、また撮影条件とともに画像データとして記憶装置３２３に記憶される。  The output signal of theX-ray detector 306 is collected as projection data by thedata collection device 307. The projection data collected by thedata collection device 307 is sent to theimage calculation device 322. Theimage calculation device 322 performs reconstruction calculation on the projection data to obtain a CT image. The reconstructed CT image is displayed on thedisplay device 325 and stored in thestorage device 323 as image data together with the imaging conditions.

本実施形態のＸ線ＣＴ装置に、本発明のＸ線高電圧装置２０７を用いることにより、Ｘ線高電圧装置の直流変換部における電圧の跳ね上がりを抑制することができる。そして、直流変換部における電圧の跳ね上がりを抑制することで、直流変換部を構成するＩＧＢＴモジュール等の部品の損傷を防止することができ、Ｘ線高電圧装置の信頼性を向上させることができる。  By using the X-rayhigh voltage apparatus 207 of the present invention for the X-ray CT apparatus of the present embodiment, it is possible to suppress a voltage jump in the DC conversion unit of the X-ray high voltage apparatus. And by suppressing the jump of the voltage in a direct current | flow converter, damage to components, such as IGBT module which comprises a direct current | flow converter, can be prevented, and the reliability of an X-ray high voltage apparatus can be improved.

２・・・直流変換回路、３・・・ＤＣバスコンデンサ、５・・・高電圧変圧器、６・・・多倍圧整流回路、７・・・平滑コンデンサ、８・・・Ｘ線管、９・・・電流検出回路、１０・・・入力電流制御部、１１・・・出力電圧検出回路、１２・・・出力電圧制御部、１３・・・直流変換回路ドライブ回路、１４・・・Ｘ線曝射判定回路、１５・・・出力電圧目標値設定部、５１・・・直流変換部、５２・・・インバータ部、５３・・・高電圧発生部、５４・・・陽極駆動回路、５・・・直流電圧制御回路、５６・・・Ｘ線高電圧装置動作トリガ回路2 ... DC converter circuit, 3 ... DC bus capacitor, 5 ... high voltage transformer, 6 ... multiple voltage rectifier circuit, 7 ... smoothing capacitor, 8 ... X-ray tube, DESCRIPTION OFSYMBOLS 9 ... Current detection circuit, 10 ... Input current control part, 11 ... Output voltage detection circuit, 12 ... Output voltage control part, 13 ... DC conversion circuit drive circuit, 14 ... X Line exposure determination circuit, 15 ... Output voltage target value setting unit, 51 ... DC conversion unit, 52 ... Inverter unit, 53 ... High voltage generation unit, 54 ... Anode drive circuit, 5 ... DC voltage control circuit, 56 ... X-ray high voltage device operation trigger circuit

Claims (7)

Translated fromJapanese

交流電源から供給される電圧を直流電圧に変換し、負荷としてのＸ線管を含む共振回路に直流の電力を出力する直流変換回路と、
前記直流変換回路の出力の目標値である電圧目標値を設定する電圧目標値設定部と、
前記電圧目標値に一致するように前記直流変換回路の出力電圧を制御する出力電圧制御部と、を備え、
前記出力電圧制御部が、前記Ｘ線管の曝射条件の変動に同期して、電圧目標値を切り替えて前記直流変換回路の出力電圧を制御するＸ線高電圧装置。A DC conversion circuit that converts a voltage supplied from an AC power source into a DC voltage, and outputs DC power to a resonance circuit including an X-ray tube as a load;
A voltage target value setting unit for setting a voltage target value that is a target value of the output of the DC converter circuit;
An output voltage controller that controls the output voltage of the DC converter circuit so as to match the voltage target value,
An X-ray high-voltage apparatus in which the output voltage control unit controls the output voltage of the DC conversion circuit by switching a voltage target value in synchronization with a change in exposure conditions of the X-ray tube. 前記出力電圧制御部が、前記Ｘ線管の曝射の有無を判定する判定回路を備え、
該判定回路によりＸ線の曝射が終了したと判定された場合に、Ｘ線曝射時よりも低電圧の電圧目標値に切り替えて前記直流変換回路の出力電圧を制御する請求項１記載のＸ線高電圧装置。The output voltage control unit includes a determination circuit that determines whether or not the X-ray tube is exposed;
2. The output voltage of the DC converter circuit is controlled by switching to a voltage target value lower than that at the time of X-ray exposure when the determination circuit determines that X-ray exposure has ended. X-ray high voltage device. 前記電圧目標値設定部が、前記Ｘ線管の陽極駆動信号に基づいて電圧目標値を設定する請求項１記載のＸ線高電圧装置。  The X-ray high voltage apparatus according to claim 1, wherein the voltage target value setting unit sets a voltage target value based on an anode drive signal of the X-ray tube. 前記電圧目標値設定部が、前記Ｘ線管の曝射条件に対応させて予め定められた電圧目標値テーブルを保持し、該電圧目標値テーブルから前記Ｘ線管の曝射条件に従って電圧目標値を設定する請求項１記載のＸ線高電圧装置。  The voltage target value setting unit holds a predetermined voltage target value table corresponding to the exposure condition of the X-ray tube, and the voltage target value is set according to the exposure condition of the X-ray tube from the voltage target value table. The X-ray high voltage apparatus according to claim 1, wherein: 前記出力電圧制御部が、エラー信号を受信した場合にＸ線曝射時よりも低電圧の電圧目標値に切り替えて前記直流変換回路の出力電圧を制御する請求項１記載のＸ線高電圧装置。  2. The X-ray high voltage apparatus according to claim 1, wherein when the output voltage control unit receives an error signal, the output voltage control unit controls the output voltage of the DC conversion circuit by switching to a voltage target value lower than that at the time of X-ray exposure. . 被検体の心拍に同期した管電流を生成するための管電流指令信号を生成する管電流指令生成部をさらに備え、
前記出力電圧制御部が、前記管電流指令信号に基づいて、前記Ｘ線管へ供給される管電流が高管電流から低管電流に切り替わるタイミングに同期させて、低管電流時に高管電流時よりも低電圧の電圧目標値を切り替えて前記直流変換回路の出力電圧を制御する請求項１記載のＸ線高電圧装置。A tube current command generator for generating a tube current command signal for generating a tube current synchronized with the heartbeat of the subject;
Based on the tube current command signal, the output voltage control unit synchronizes with the timing at which the tube current supplied to the X-ray tube is switched from a high tube current to a low tube current. The X-ray high voltage apparatus according to claim 1, wherein the output voltage of the DC conversion circuit is controlled by switching a voltage target value of a lower voltage. 請求項１乃至請求項６の何れかに記載のＸ線高電圧装置を備えたＸ線ＣＴ装置。  An X-ray CT apparatus comprising the X-ray high voltage apparatus according to claim 1.

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