JPH11339996A - Ｘ線撮影装置 - Google Patents
Ｘ線撮影装置Info
- Publication number
- JPH11339996A JPH11339996A JP14395098A JP14395098A JPH11339996A JP H11339996 A JPH11339996 A JP H11339996A JP 14395098 A JP14395098 A JP 14395098A JP 14395098 A JP14395098 A JP 14395098A JP H11339996 A JPH11339996 A JP H11339996A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- filament
- ray
- power supply
- anode
- imaging apparatus
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Landscapes
- X-Ray Techniques (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 ２つ以上のＸ線エネルギー条件をもつＸ線を
容易に発生できるＸ線撮影装置を提供すること。 【解決手段】 熱電子を放出する２つの第１および第２
フィラメント１５、１６、収束電極１７、Ｘ線を発生す
る陽極１４、フィラメント１５、１６および収束電極１
７、陽極１４をそれぞれ内部に収納した真空外囲器１３
を有するＸ線管１２と、このＸ線管１２の陽極１４とフ
ィラメント１５、１６との間に電圧を印加する直流電源
１８とを具備したＸ線撮影装置において、第１フィラメ
ント１５の電位を第２フィラメント１５の電位よりも高
くまたは低く設定する第１フィラメント用バイアス電源
１９、２０と、収束電極１７の電位を第２フィラメント
１６の電位よりも低く設定する第２フィラメント用バイ
アス電源２１とを設けている。
容易に発生できるＸ線撮影装置を提供すること。 【解決手段】 熱電子を放出する２つの第１および第２
フィラメント１５、１６、収束電極１７、Ｘ線を発生す
る陽極１４、フィラメント１５、１６および収束電極１
７、陽極１４をそれぞれ内部に収納した真空外囲器１３
を有するＸ線管１２と、このＸ線管１２の陽極１４とフ
ィラメント１５、１６との間に電圧を印加する直流電源
１８とを具備したＸ線撮影装置において、第１フィラメ
ント１５の電位を第２フィラメント１５の電位よりも高
くまたは低く設定する第１フィラメント用バイアス電源
１９、２０と、収束電極１７の電位を第２フィラメント
１６の電位よりも低く設定する第２フィラメント用バイ
アス電源２１とを設けている。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】この発明は、Ｘ線エネルギー
が相違する複数のＸ線を用いて被写体を撮影するＸ線撮
影装置に関する。
が相違する複数のＸ線を用いて被写体を撮影するＸ線撮
影装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】カテーテルを利用した治療などにおい
て、患者に対する被爆量を少なくする方法としてパルス
透視技術がある。パルス透視技術では、Ｘ線イメージ管
で得られた画像をＣＣＤ素子などによって電気信号とし
て読み出している期間はＸ線の照射が停止される。した
がって、この方法を用いる場合、Ｘ線をある時間間隔で
パルス状に発生するＸ線発生装置が用いられる。
て、患者に対する被爆量を少なくする方法としてパルス
透視技術がある。パルス透視技術では、Ｘ線イメージ管
で得られた画像をＣＣＤ素子などによって電気信号とし
て読み出している期間はＸ線の照射が停止される。した
がって、この方法を用いる場合、Ｘ線をある時間間隔で
パルス状に発生するＸ線発生装置が用いられる。
【０００３】ところで、パルス透視技術において、高コ
ントラストの画像を得るためには、低エネルギーで吸収
線量の多いＸ線を大量に照射する必要がある。このた
め、患者や術者の被爆線量が多くなるという問題があ
る。
ントラストの画像を得るためには、低エネルギーで吸収
線量の多いＸ線を大量に照射する必要がある。このた
め、患者や術者の被爆線量が多くなるという問題があ
る。
【０００４】また、被爆線量を少なくして病巣部分など
の画像を高コントラストで得る方法として、エネルギー
サブトラクション技術がある。この技術は、Ｘ線エネル
ギーの違いによりＸ線吸収係数が異なるという性質を利
用している。例えば、金属板を挟んでその上下にＣＲス
クリーンを配置し、Ｘ線エネルギーが相違する画像を金
属板の固有ろ過を利用して各ＣＲスクリーンに写す方法
である。そして、ＣＲスクリーンに写された画像を処理
し、病巣の診断が行われる。しかし、エネルギーサブト
ラクション技術を用いた場合、画像の処理に時間がかか
るため実時間で画像を観察できないという問題がある。
の画像を高コントラストで得る方法として、エネルギー
サブトラクション技術がある。この技術は、Ｘ線エネル
ギーの違いによりＸ線吸収係数が異なるという性質を利
用している。例えば、金属板を挟んでその上下にＣＲス
クリーンを配置し、Ｘ線エネルギーが相違する画像を金
属板の固有ろ過を利用して各ＣＲスクリーンに写す方法
である。そして、ＣＲスクリーンに写された画像を処理
し、病巣の診断が行われる。しかし、エネルギーサブト
ラクション技術を用いた場合、画像の処理に時間がかか
るため実時間で画像を観察できないという問題がある。
【０００５】また、ＣＴなどを利用して肺の検診を行な
う場合、気管支や肋骨を撮影するためのＸ線エネルギー
の条件と、肺胞や血管を撮影するためのＸ線エネルギー
の条件とが相違する。このため、Ｘ線エネルギーの条件
を一方だけで撮影すると、十分な画像情報が得られず、
早期の肺ガンを見落としたり、あるいは発見が遅れたり
することがある。
う場合、気管支や肋骨を撮影するためのＸ線エネルギー
の条件と、肺胞や血管を撮影するためのＸ線エネルギー
の条件とが相違する。このため、Ｘ線エネルギーの条件
を一方だけで撮影すると、十分な画像情報が得られず、
早期の肺ガンを見落としたり、あるいは発見が遅れたり
することがある。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】上記したように２つ以
上のＸ線エネルギー条件でＸ線を発生させ、病巣部分を
撮影すると、１つのＸ線エネルギー条件で撮影した場合
に比べ、多くの画像情報が得られる。また、画像情報が
多ければ、それら画像情報を処理することによって、パ
ルス透視画像やＸ線ＣＴ画像の画質を向上できる。
上のＸ線エネルギー条件でＸ線を発生させ、病巣部分を
撮影すると、１つのＸ線エネルギー条件で撮影した場合
に比べ、多くの画像情報が得られる。また、画像情報が
多ければ、それら画像情報を処理することによって、パ
ルス透視画像やＸ線ＣＴ画像の画質を向上できる。
【０００７】しかし、２つ以上のＸ線エネルギーでＸ線
を発生させる場合、従来のＸ線撮影装置では、Ｘ線管の
陽極と陰極間に印加される管電圧の大きさを切り替える
方法で行われている。このとき、Ｘ線管と電源とを接続
する高電圧ケーブルに浮遊容量があるため、電源の電圧
を切り替える際に電圧波形が乱れるという問題がある。
を発生させる場合、従来のＸ線撮影装置では、Ｘ線管の
陽極と陰極間に印加される管電圧の大きさを切り替える
方法で行われている。このとき、Ｘ線管と電源とを接続
する高電圧ケーブルに浮遊容量があるため、電源の電圧
を切り替える際に電圧波形が乱れるという問題がある。
【０００８】ここで、電圧波形が乱れる様子を図５で説
明する。図５の横軸は時間（ｔ）、縦軸は管電圧（ｋ
Ｖ）を示している。図５（ａ）は、高い電圧Ａと低い電
圧Ｂが正常に切り替えられた状態を示している。しか
し、高電圧ケーブルの浮遊容量が影響すると、高い電圧
から低い電圧に切り替えた際に、浮遊容量に蓄積した電
荷の放電などによって、図５（ｂ）に示すように、低い
電圧Ｂ部分にスパイクＳが発生する。
明する。図５の横軸は時間（ｔ）、縦軸は管電圧（ｋ
Ｖ）を示している。図５（ａ）は、高い電圧Ａと低い電
圧Ｂが正常に切り替えられた状態を示している。しか
し、高電圧ケーブルの浮遊容量が影響すると、高い電圧
から低い電圧に切り替えた際に、浮遊容量に蓄積した電
荷の放電などによって、図５（ｂ）に示すように、低い
電圧Ｂ部分にスパイクＳが発生する。
【０００９】したがって、パルス透視技術などを利用す
る場合に、発生するＸ線のエネルギー条件を切り替える
ためにＸ線管に印加する管電圧を変化させると、電圧波
形が変化し、正しい電子ビームを発生できないことがあ
る。
る場合に、発生するＸ線のエネルギー条件を切り替える
ためにＸ線管に印加する管電圧を変化させると、電圧波
形が変化し、正しい電子ビームを発生できないことがあ
る。
【００１０】電圧波形の乱れを防止するために、例え
ば、スイッチングテトロードなどを使用する方法があ
る。この方法は、高い電圧から低い電圧に切り替える際
に、電源の２次側の充電電流を放電し、その後、Ｘ線管
に電圧を印加する方法である。しかし、この方法は、エ
ネルギーの損失が多くなるという問題がある。
ば、スイッチングテトロードなどを使用する方法があ
る。この方法は、高い電圧から低い電圧に切り替える際
に、電源の２次側の充電電流を放電し、その後、Ｘ線管
に電圧を印加する方法である。しかし、この方法は、エ
ネルギーの損失が多くなるという問題がある。
【００１１】したがって、Ｘ線を発生する間隔が短くな
ると電源の温度が上昇する。そのため、熱を放出するた
めの機構が必要となり、その結果、装置全体が大型化
し、またコストが増大する。このため、パルス透視技術
などにおいてエネルギーサブトラクション技術の利用が
妨げられている。
ると電源の温度が上昇する。そのため、熱を放出するた
めの機構が必要となり、その結果、装置全体が大型化
し、またコストが増大する。このため、パルス透視技術
などにおいてエネルギーサブトラクション技術の利用が
妨げられている。
【００１２】この発明は、上記した欠点を解決するもの
で、２つ以上のＸ線エネルギー条件をもつＸ線を容易に
発生できるＸ線撮影装置を提供することを目的とする。
で、２つ以上のＸ線エネルギー条件をもつＸ線を容易に
発生できるＸ線撮影装置を提供することを目的とする。
【００１３】
【課題を解決するための手段】この発明は、熱電子を放
出する少なくとも２つの第１および第２フィラメント、
前記熱電子を収束するための収束電極、前記熱電子の衝
突によってＸ線を発生する陽極、前記フィラメントおよ
び前記収束電極、前記陽極をそれぞれ内部に収納した真
空外囲器を有するＸ線管と、このＸ線管の前記陽極と前
記フィラメントとの間に印加する電圧を発生する直流電
源とを具備したＸ線撮影装置において、前記第１フィラ
メントの電位を前記第２フィラメントの電位よりも高く
または低く設定する第１フィラメント用バイアス電源
と、前記収束電極の電位を前記第２フィラメントの電位
よりも低く設定する第２フィラメント用バイアス電源と
を設けたことを特徴としている。
出する少なくとも２つの第１および第２フィラメント、
前記熱電子を収束するための収束電極、前記熱電子の衝
突によってＸ線を発生する陽極、前記フィラメントおよ
び前記収束電極、前記陽極をそれぞれ内部に収納した真
空外囲器を有するＸ線管と、このＸ線管の前記陽極と前
記フィラメントとの間に印加する電圧を発生する直流電
源とを具備したＸ線撮影装置において、前記第１フィラ
メントの電位を前記第２フィラメントの電位よりも高く
または低く設定する第１フィラメント用バイアス電源
と、前記収束電極の電位を前記第２フィラメントの電位
よりも低く設定する第２フィラメント用バイアス電源と
を設けたことを特徴としている。
【００１４】
【発明の実施の形態】この発明の実施形態について図１
を参照して説明する。図１では、Ｘ線管のフィラメント
を加熱するための電源や、陽極を回転させる機構、Ｘ線
管の冷却機構などは発明の説明に必要でないため省略し
ている。
を参照して説明する。図１では、Ｘ線管のフィラメント
を加熱するための電源や、陽極を回転させる機構、Ｘ線
管の冷却機構などは発明の説明に必要でないため省略し
ている。
【００１５】符号１１は管容器で、管容器１１内にＸ線
管１２が収納されている。Ｘ線管１２は全体が真空外囲
器１３で構成され、真空外囲器１３内の一端に回転陽極
１４が配置されている。真空外囲器１３内の他端には、
電子ビームを発生する第１および第２の２つのフィラメ
ント１５、１６が配置されている。フィラメント１５、
１６の前方には電子ビームを収束するための収束電極１
７が配置されている。
管１２が収納されている。Ｘ線管１２は全体が真空外囲
器１３で構成され、真空外囲器１３内の一端に回転陽極
１４が配置されている。真空外囲器１３内の他端には、
電子ビームを発生する第１および第２の２つのフィラメ
ント１５、１６が配置されている。フィラメント１５、
１６の前方には電子ビームを収束するための収束電極１
７が配置されている。
【００１６】フィラメント１５、１６や収束電極１７は
陰極構体として一体に構成されている。たとえば陰極構
体の２箇所に溝を形成し、その溝をそれぞれ収束電極と
し、また、溝の内部にフィラメント１５、１６が配置さ
れる。このような構造において、フィラメント１５、１
６から放出された電子ビームを収束電極１７で収束し、
陽極１４上の同じ領域に電子衝撃面を形成するようにし
ている。
陰極構体として一体に構成されている。たとえば陰極構
体の２箇所に溝を形成し、その溝をそれぞれ収束電極と
し、また、溝の内部にフィラメント１５、１６が配置さ
れる。このような構造において、フィラメント１５、１
６から放出された電子ビームを収束電極１７で収束し、
陽極１４上の同じ領域に電子衝撃面を形成するようにし
ている。
【００１７】管容器１１の外部には直流電源１８が配置
され、直流電源１８の中点Ｐは接地されている。そし
て、直流電源１８の＋端子はＸ線管１２の陽極１４に接
続されている。直流電源１８の−端子は共通接続点Ｑに
接続され、共通接続点Ｑと第１フィラメント１５との間
に、正負の極性が逆向きになった第１および第２の２つ
のバイアス電源１９、２０が並列に接続されている。ま
た、共通接続点Ｑは第２フィラメント１６と直接接続さ
れている。第２フィラメント１６と収束電極１７間に
は、収束電極１７側が負の第３バイアス電源２１が接続
されている。
され、直流電源１８の中点Ｐは接地されている。そし
て、直流電源１８の＋端子はＸ線管１２の陽極１４に接
続されている。直流電源１８の−端子は共通接続点Ｑに
接続され、共通接続点Ｑと第１フィラメント１５との間
に、正負の極性が逆向きになった第１および第２の２つ
のバイアス電源１９、２０が並列に接続されている。ま
た、共通接続点Ｑは第２フィラメント１６と直接接続さ
れている。第２フィラメント１６と収束電極１７間に
は、収束電極１７側が負の第３バイアス電源２１が接続
されている。
【００１８】なお、陽極１４に印加される電圧を（Ｅ
ａ）、共通接続点Ｑの電圧を（Ｅｂ）とし、対アースに
対する高電圧ケーブルの浮遊容量を符号２２、２３で示
している。また、第１〜第３バイアス電源１９〜２１の
出力端間の電圧は同じ大きさ（Ｅｃ）に設定されてお
り、その＋端子、−端子をそれぞれ符号＋、−で表示し
ている。
ａ）、共通接続点Ｑの電圧を（Ｅｂ）とし、対アースに
対する高電圧ケーブルの浮遊容量を符号２２、２３で示
している。また、第１〜第３バイアス電源１９〜２１の
出力端間の電圧は同じ大きさ（Ｅｃ）に設定されてお
り、その＋端子、−端子をそれぞれ符号＋、−で表示し
ている。
【００１９】ここで、上記した構成において、２つのフ
ィラメント１５、１６からＸ線エネルギーの異なるＸ線
を発生する方法について図２を参照して説明する。図２
の縦軸は電圧（−ｋＶ）を示している。
ィラメント１５、１６からＸ線エネルギーの異なるＸ線
を発生する方法について図２を参照して説明する。図２
の縦軸は電圧（−ｋＶ）を示している。
【００２０】まず、フィラメント１５からＸ線エネルギ
ーを発生する場合を説明する。共通接続点Ｑとフィラメ
ント１５間に第２バイアス電源２０が接続され、第１バ
イアス電源１９は切り離された状態にする。そして、共
通接続点Ｑと収束電極１７間に第３バイアス電源２１が
接続された状態にする。このとき、図２（ａ）に示すよ
うに、フィラメント１５の電圧（Ｅ1f）および収束電極
１７の電圧（Ｅｇ）は共通接続点Ｑの電圧（Ｅｂ）より
も低くなり、フィラメント１６の電圧（Ｅ2f）は共通接
続点Ｑの電圧Ｅｂと等しくなる。
ーを発生する場合を説明する。共通接続点Ｑとフィラメ
ント１５間に第２バイアス電源２０が接続され、第１バ
イアス電源１９は切り離された状態にする。そして、共
通接続点Ｑと収束電極１７間に第３バイアス電源２１が
接続された状態にする。このとき、図２（ａ）に示すよ
うに、フィラメント１５の電圧（Ｅ1f）および収束電極
１７の電圧（Ｅｇ）は共通接続点Ｑの電圧（Ｅｂ）より
も低くなり、フィラメント１６の電圧（Ｅ2f）は共通接
続点Ｑの電圧Ｅｂと等しくなる。
【００２１】上記した設定により、フィラメント１５か
ら電子が放出し、放出した電子が陽極１４を衝撃する。
このとき、陽極１４から発生するＸ線のエネルギ一は、
アノード電圧（Ｅａ）と共通接続点Ｑの電圧（Ｅｂ）と
第２バイアス電源２０の電圧（Ｅｃ）とが加算された
（Ｅａ＋Ｅｂ＋Ｅｃ）となる。なお、フィラメント１６
は第３バイアス電源２１の接続によってカットオフとな
り電子ビームは放出されない。
ら電子が放出し、放出した電子が陽極１４を衝撃する。
このとき、陽極１４から発生するＸ線のエネルギ一は、
アノード電圧（Ｅａ）と共通接続点Ｑの電圧（Ｅｂ）と
第２バイアス電源２０の電圧（Ｅｃ）とが加算された
（Ｅａ＋Ｅｂ＋Ｅｃ）となる。なお、フィラメント１６
は第３バイアス電源２１の接続によってカットオフとな
り電子ビームは放出されない。
【００２２】次に、フィラメント１６からＸ線エネルギ
ーを発生する場合を説明する。フィラメント１６と収束
電極１７間から第３バイアス電源２１が切り離され、フ
ィラメント１６と収束電極１７間が短絡状態にされる。
また、共通接続点Ｑとフィラメント１５間に第１バイア
ス電源１９が接続された状態にする。このとき、図２
（ｂ）に示すように、フィラメント１６の電圧（Ｅ2f）
と収束電極１７の電圧（Ｅｇ）は共通接続点Ｑの電圧
（Ｅｂ）に等しくなり、フィラメント１５の電圧（Ｅ1
f）は第３バイアス電源２１の分（Ｅｃ）だけ高くな
る。
ーを発生する場合を説明する。フィラメント１６と収束
電極１７間から第３バイアス電源２１が切り離され、フ
ィラメント１６と収束電極１７間が短絡状態にされる。
また、共通接続点Ｑとフィラメント１５間に第１バイア
ス電源１９が接続された状態にする。このとき、図２
（ｂ）に示すように、フィラメント１６の電圧（Ｅ2f）
と収束電極１７の電圧（Ｅｇ）は共通接続点Ｑの電圧
（Ｅｂ）に等しくなり、フィラメント１５の電圧（Ｅ1
f）は第３バイアス電源２１の分（Ｅｃ）だけ高くな
る。
【００２３】上記した設定により、フィラメント１６か
ら電子ビームが放出し、放出された電子が陽極１４を衝
撃する。このとき、陽極１４から発生するＸ線のエネル
ギーは、アノード電圧（Ｅａ）とフィラメント１６の電
圧（Ｅｂ）が加算された（Ｅａ＋Ｅｂ）となる。なお、
フィラメント１５は、第１バイアス電源１９の接続でカ
ットオフとなり電子ビームは放出されない。
ら電子ビームが放出し、放出された電子が陽極１４を衝
撃する。このとき、陽極１４から発生するＸ線のエネル
ギーは、アノード電圧（Ｅａ）とフィラメント１６の電
圧（Ｅｂ）が加算された（Ｅａ＋Ｅｂ）となる。なお、
フィラメント１５は、第１バイアス電源１９の接続でカ
ットオフとなり電子ビームは放出されない。
【００２４】次に、２つのフィラメント１５、１６がカ
ットオフモードとなり、電子ビームが放出しない場合を
説明する。フィラメント１５と共通接続点Ｑの間から第
１および第２バイアス電源１９、２０が切り離され、フ
ィラメント１５と共通接続点Ｑが直接接続される。ま
た、共通接続点Ｑと収束電極１７間に第３バイアス電源
２１が接続される状態とする。このとき、図２（ｃ）に
示すように、共通接続点Ｑの電圧（Ｅｂ）とフィラメン
ト１５の電圧（Ｅ1f）は等しくなり、収束電極１７の電
圧（Ｅｇ）はフィラメント１６の電圧（Ｅ2f）よりも低
くなる。
ットオフモードとなり、電子ビームが放出しない場合を
説明する。フィラメント１５と共通接続点Ｑの間から第
１および第２バイアス電源１９、２０が切り離され、フ
ィラメント１５と共通接続点Ｑが直接接続される。ま
た、共通接続点Ｑと収束電極１７間に第３バイアス電源
２１が接続される状態とする。このとき、図２（ｃ）に
示すように、共通接続点Ｑの電圧（Ｅｂ）とフィラメン
ト１５の電圧（Ｅ1f）は等しくなり、収束電極１７の電
圧（Ｅｇ）はフィラメント１６の電圧（Ｅ2f）よりも低
くなる。
【００２５】上記した設定により、フィラメント１５、
１６の双方は、カットオフとなり電子ビームは放出され
ない。
１６の双方は、カットオフとなり電子ビームは放出され
ない。
【００２６】上記した構成によれば、直流電源１８の電
圧を変化させることなく、第１〜第３バイアス電源の接
続や切り離しなどにより、２つのフィラメント１５、１
６からＸ線エネルギーが相違するＸ線を発生でき、ま
た、Ｘ線の発生を停止できる。このような操作を繰り返
すようにすれば、高いＸ線エネルギーのＸ線の発生、低
いＸ線エネルギーのＸ線の発生、そしてＸ線の停止が順
に行われる。
圧を変化させることなく、第１〜第３バイアス電源の接
続や切り離しなどにより、２つのフィラメント１５、１
６からＸ線エネルギーが相違するＸ線を発生でき、ま
た、Ｘ線の発生を停止できる。このような操作を繰り返
すようにすれば、高いＸ線エネルギーのＸ線の発生、低
いＸ線エネルギーのＸ線の発生、そしてＸ線の停止が順
に行われる。
【００２７】なお、第１〜第３バイアス電源の接続や切
り離しは高速で制御でき、また、電圧波形の乱れもな
い。このため、Ｘ線エネルギーの変更や停止を１ｍｓ以
下の高速で、正しい値に切り替えることができる。ま
た、第１〜第３バイアス電源の出力電圧を０Ｖ〜数千Ｖ
の範囲で可変できる構成にすれば、発生するＸ線のエネ
ルギ一も可変できる範囲内で任意に設定できる。
り離しは高速で制御でき、また、電圧波形の乱れもな
い。このため、Ｘ線エネルギーの変更や停止を１ｍｓ以
下の高速で、正しい値に切り替えることができる。ま
た、第１〜第３バイアス電源の出力電圧を０Ｖ〜数千Ｖ
の範囲で可変できる構成にすれば、発生するＸ線のエネ
ルギ一も可変できる範囲内で任意に設定できる。
【００２８】次に、この発明の他の実施形態について、
Ｘ線断層撮影などに使用されるＣＴ装置を例にとって図
３を参照して説明する。符号３１は診台で、診台３１に
被験者３２が載っている。被験者３２を中心にして回転
する回転テーブル３３が設けられており、回転テーブル
３３には２つのＸ線装置３４、３５がある間隔で固定さ
れている。また、被験者３１を間に挟んで、Ｘ線装置３
４、３５と向き合う位置の回転テーブル３３にＸ線検出
器３６、３７が固定されている。また、２つのＸ線装置
３４、３５の間に直流電源３８が固定され、直流電源３
８から高圧ケーブル３９を通して２つのＸ線装置３４、
３５に駆動電圧が供給されている。
Ｘ線断層撮影などに使用されるＣＴ装置を例にとって図
３を参照して説明する。符号３１は診台で、診台３１に
被験者３２が載っている。被験者３２を中心にして回転
する回転テーブル３３が設けられており、回転テーブル
３３には２つのＸ線装置３４、３５がある間隔で固定さ
れている。また、被験者３１を間に挟んで、Ｘ線装置３
４、３５と向き合う位置の回転テーブル３３にＸ線検出
器３６、３７が固定されている。また、２つのＸ線装置
３４、３５の間に直流電源３８が固定され、直流電源３
８から高圧ケーブル３９を通して２つのＸ線装置３４、
３５に駆動電圧が供給されている。
【００２９】上記した構成において、Ｘ線装置３４から
放射され被験者３２を透過したＸ線はＸ線検出器３６で
検出され、また、Ｘ線装置３５から放射され被験者３２
を透過したＸ線はＸ線検出器３７で検出される構成にな
っている。
放射され被験者３２を透過したＸ線はＸ線検出器３６で
検出され、また、Ｘ線装置３５から放射され被験者３２
を透過したＸ線はＸ線検出器３７で検出される構成にな
っている。
【００３０】ここで、直流電源３８からＸ線装置３３、
３４に対して駆動電圧を供給する回路構成について図４
を参照して説明する。図４では、図３に対応する部分に
は同一の符号を付し、重複する説明を一部省略する。
３４に対して駆動電圧を供給する回路構成について図４
を参照して説明する。図４では、図３に対応する部分に
は同一の符号を付し、重複する説明を一部省略する。
【００３１】Ｘ線装置３３、３４はいずれもＸ線管４１
などから構成され、Ｘ線管４１内の一端には陽極４２
が、また、他端にはフィラメント４３や収束電極４４が
設けられている。それぞれの陽極４２は直流電源３８の
＋端子に接続され、それぞれのフィラメント４３と収束
電極４４は共通に接続され、さらに直流電源３８の−端
子に接続されている。なお、Ｘ線装置３４は、フィラメ
ント４３と収束電極４４の共通接続点と直流電源３８の
−端子との間にバイアス電源４５が接続されている。
などから構成され、Ｘ線管４１内の一端には陽極４２
が、また、他端にはフィラメント４３や収束電極４４が
設けられている。それぞれの陽極４２は直流電源３８の
＋端子に接続され、それぞれのフィラメント４３と収束
電極４４は共通に接続され、さらに直流電源３８の−端
子に接続されている。なお、Ｘ線装置３４は、フィラメ
ント４３と収束電極４４の共通接続点と直流電源３８の
−端子との間にバイアス電源４５が接続されている。
【００３２】上記した構成によれば、Ｘ線装置３３のＸ
線管４１には、Ｘ線装置３４のＸ線管４１よりもバイア
ス電源４５の分だけ高い電圧が陽極４２とフィラメント
４３間に印加されている。このため、２つのＸ線装置３
３、３４から相違するＸ線エネルギ一のＸ線が得られ
る。
線管４１には、Ｘ線装置３４のＸ線管４１よりもバイア
ス電源４５の分だけ高い電圧が陽極４２とフィラメント
４３間に印加されている。このため、２つのＸ線装置３
３、３４から相違するＸ線エネルギ一のＸ線が得られ
る。
【００３３】この場合、１台の直流電源と２台のＸ線装
置を用いて、異なるＸ線エネルギ一のＸ線による断層画
像を１回のスキャンで撮影でき、被写体の動きによるア
ーチファクトがほとんどどない画像を得ることができ
る。
置を用いて、異なるＸ線エネルギ一のＸ線による断層画
像を１回のスキャンで撮影でき、被写体の動きによるア
ーチファクトがほとんどどない画像を得ることができ
る。
【００３４】上記したように、この発明によれば、Ｘ線
エネルギ一の相違するＸ線を容易に実現できる。このた
め、ＣＴを用いて胸部を診断する場合のように、肺胞や
血管などの柔らかい組織と、肋骨や気管支などの比較的
固い組織とで最適なエネルギ一条件が異なるときでも、
これらの画像を確実に得ることができ、正しい診断を行
うことができる。また、Ｘ線エネルギ一が相違するＸ線
を用いて撮影する場合でも、２回に分ける必要がなくな
り診断を迅速化できる。また、エネルギーサブトラクシ
ョン技術や２方向から撮影するバイプレーンシステムの
利用が容易になり、集団検診などの精度を向上できる。
エネルギ一の相違するＸ線を容易に実現できる。このた
め、ＣＴを用いて胸部を診断する場合のように、肺胞や
血管などの柔らかい組織と、肋骨や気管支などの比較的
固い組織とで最適なエネルギ一条件が異なるときでも、
これらの画像を確実に得ることができ、正しい診断を行
うことができる。また、Ｘ線エネルギ一が相違するＸ線
を用いて撮影する場合でも、２回に分ける必要がなくな
り診断を迅速化できる。また、エネルギーサブトラクシ
ョン技術や２方向から撮影するバイプレーンシステムの
利用が容易になり、集団検診などの精度を向上できる。
【００３５】例えば、図３の構成において、Ｘ線装置３
３、３４から出力されるＸ線エネルギ一が相違するＸ線
を用いて被験者３２を撮影する。そして、被験者３２を
撮影した画像をＸ線検出器３６で検出し、これをテレビ
カメラなどを用いて電気信号の画像に変換し、その後、
Ｘ線エネルギ一が相違するＸ線で得られた画像どうしを
減算する方法である。この方法によれば、Ｘ線エネルギ
一が相違するＸ線で得られた画像の差成分が強調され、
病巣などの検出を容易に行える。
３、３４から出力されるＸ線エネルギ一が相違するＸ線
を用いて被験者３２を撮影する。そして、被験者３２を
撮影した画像をＸ線検出器３６で検出し、これをテレビ
カメラなどを用いて電気信号の画像に変換し、その後、
Ｘ線エネルギ一が相違するＸ線で得られた画像どうしを
減算する方法である。この方法によれば、Ｘ線エネルギ
一が相違するＸ線で得られた画像の差成分が強調され、
病巣などの検出を容易に行える。
【００３６】この構成では、バイアス電源を利用してＸ
線エネルギ一が相違するＸ線を得ている。したがって、
Ｘ線エネルギ一が相違するＸ線を同時に、あるいは、僅
かな時間間隔で発生でき、実質的に時間差のない画像の
差成分を検出できる。この結果、検診精度が向上する。
また、電気信号などの形で信号を処理するため、実時間
で処理でき、検診が迅速化する。
線エネルギ一が相違するＸ線を得ている。したがって、
Ｘ線エネルギ一が相違するＸ線を同時に、あるいは、僅
かな時間間隔で発生でき、実質的に時間差のない画像の
差成分を検出できる。この結果、検診精度が向上する。
また、電気信号などの形で信号を処理するため、実時間
で処理でき、検診が迅速化する。
【００３７】この方法において、Ｘ線エネルギ一が相違
するＸ線を得る場合、図３の構成だけでなく、図１のよ
うな構成を用いることもできる。図１の構成を用いた場
合には、Ｘ線エネルギ一が相違するＸ線が所定の時間間
隔で発生する。このため、Ｘ線エネルギ一が相違するＸ
線で得られた画像どうしを減算する場合は、２つの画像
のたとえば一方を遅延回路などを用いて遅らせ、時間を
一致させるなどの処理が必要となる。
するＸ線を得る場合、図３の構成だけでなく、図１のよ
うな構成を用いることもできる。図１の構成を用いた場
合には、Ｘ線エネルギ一が相違するＸ線が所定の時間間
隔で発生する。このため、Ｘ線エネルギ一が相違するＸ
線で得られた画像どうしを減算する場合は、２つの画像
のたとえば一方を遅延回路などを用いて遅らせ、時間を
一致させるなどの処理が必要となる。
【００３８】なお、図１の実施形態では、１つのＸ線管
内に２つのフィラメントを設けた場合で説明している
が、３つ以上のフィラメントを設けることもできる。ま
た、図３の実施形態では、Ｘ線装置が２つの例で説明し
ている。しかし、この場合も、Ｘ線装置を３台以上で構
成することもできる。また、Ｘ線装置を３台以上で構成
した場合、Ｘ線装置にそれぞれ異なる出力電圧のバイア
ス電源を組み込めば、Ｘ線装置から多くの種類のＸ線エ
ネルギ一をもったＸ線を、たとえば同時に発生させるこ
とができる。
内に２つのフィラメントを設けた場合で説明している
が、３つ以上のフィラメントを設けることもできる。ま
た、図３の実施形態では、Ｘ線装置が２つの例で説明し
ている。しかし、この場合も、Ｘ線装置を３台以上で構
成することもできる。また、Ｘ線装置を３台以上で構成
した場合、Ｘ線装置にそれぞれ異なる出力電圧のバイア
ス電源を組み込めば、Ｘ線装置から多くの種類のＸ線エ
ネルギ一をもったＸ線を、たとえば同時に発生させるこ
とができる。
【００３９】
【発明の効果】この発明によれば、２つ以上のＸ線エネ
ルギー条件をもつＸ線を容易に発生できるＸ線撮影装置
を実現できる。
ルギー条件をもつＸ線を容易に発生できるＸ線撮影装置
を実現できる。
【図１】この発明の実施形態を説明するための回路構成
図である。
図である。
【図２】この発明の実施形態に使用されるバイアス電圧
を説明するための図である。
を説明するための図である。
【図３】この発明の他の実施形態を説明するための概略
の構成図である。
の構成図である。
【図４】この発明の他の実施形態を説明するための回路
構成図である。
構成図である。
【図５】従来例を説明するためのバイアス電圧を示す図
である。
である。
１１…管容器 １２…Ｘ線管 １３…真空外囲器 １４…陽極 １５…第１フィラメント １６…第２フィラメント １７…収束電極 １８…直流電源 １９…第１バイアス電源 ２０…第２バイアス電源 ２１…第３バイアス電源 ２２、２３…高電圧ケーブルの対地浮遊容量
Claims (7)
- 【請求項１】 熱電子を放出する少なくとも２つの第１
および第２フィラメント、前記熱電子を収束するための
収束電極、前記熱電子の衝突によってＸ線を発生する陽
極、前記フィラメントおよび前記収束電極、前記陽極を
それぞれ内部に収納した真空外囲器を有するＸ線管と、
このＸ線管の前記陽極と前記フィラメントとの間に印加
する電圧を発生する直流電源とを具備したＸ線撮影装置
において、前記第１フィラメントの電位を前記第２フィ
ラメントの電位よりも高くまたは低く設定する第１フィ
ラメント用バイアス電源と、前記収束電極の電位を前記
第２フィラメントの電位よりも低く設定する第２フィラ
メント用バイアス電源とを設けたことを特徴とするＸ線
撮影装置。 - 【請求項２】 熱電子を放出する少なくとも２つの第１
および第２フィラメント、前記熱電子を収束するための
収束電極、前記熱電子の衝突によってＸ線を発生する陽
極、前記フィラメントおよび前記収束電極、前記陽極を
それぞれ内部に収納した真空外囲器を有するＸ線管と、
このＸ線管の前記陽極と前記フィラメントとの間に印加
する電圧を発生する直流電源とを具備したＸ線撮影装置
において、前記第１フィラメントと前記直流電源との間
に接続される第１フィラメント用バイアス電源と、前記
第２フィラメントと前記収束電極との間に接続される第
２フィラメント用バイアス電源とを設けたことを特徴と
するＸ線撮影装置。 - 【請求項３】 第１フィラメント用バイアス電源が、極
性の向きが逆で、並列に接続された２つの電源から構成
されている請求項１または請求項２記載のＸ線撮影装
置。 - 【請求項４】 第２フィラメント用バイアス電源が、直
流電源の極性の向きと同じ向きで接続されている請求項
１または請求項２記載のＸ線撮影装置。 - 【請求項５】 それぞれが、熱電子を放出するフィラメ
ント、前記熱電子を収束するための収束電極、前記熱電
子の衝突によってＸ線を発生する陽極、前記フィラメン
トおよび前記収束電極、前記陽極をそれぞれ内部に収納
した真空外囲器を有する少なくとも２つのＸ線管と、こ
の少なくとも２つのＸ線管それぞれの前記陽極と前記フ
ィラメント間に印加する電圧を発生する直流電源とを具
備したＸ線撮影装置において、前記少なくとも２つのＸ
線管のうちの少なくとも１つのＸ線管の前記フィラメン
トと前記直流電源との間にバイアス電源を接続したこと
を特徴とするＸ線撮影装置。 - 【請求項６】 少なくとも２つのＸ線管と対向する位置
にそれぞれＸ線検出器を設けた請求項５記載のＸ線撮影
装置。 - 【請求項７】 Ｘ線エネルギーが相違する第１および第
２のＸ線を発生し被写体を撮影するＸ線発生装置と、こ
のＸ線発生装置で撮影された被写体の画像を画像信号と
して出力する出力装置と、この出力装置から出力される
前記第１のＸ線による画像信号と前記第２のＸ線による
画像信号との差を求める演算装置とを具備したＸ線撮影
装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP14395098A JP4220589B2 (ja) | 1998-05-26 | 1998-05-26 | Ｘ線撮影装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP14395098A JP4220589B2 (ja) | 1998-05-26 | 1998-05-26 | Ｘ線撮影装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11339996A true JPH11339996A (ja) | 1999-12-10 |
| JP4220589B2 JP4220589B2 (ja) | 2009-02-04 |
Family
ID=15350830
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP14395098A Expired - Fee Related JP4220589B2 (ja) | 1998-05-26 | 1998-05-26 | Ｘ線撮影装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP4220589B2 (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007222311A (ja) * | 2006-02-22 | 2007-09-06 | Shimadzu Corp | Ｘ線撮像装置 |
| JP2011049108A (ja) * | 2009-08-28 | 2011-03-10 | Toshiba Corp | Ｘ線管及びそれを用いたｘ線ｃｔ装置 |
| KR101092213B1 (ko) | 2009-10-06 | 2011-12-13 | 한국전기연구원 | Ｘ선 발생장치 및 그의 동작방법 |
| JP2015023013A (ja) * | 2013-07-24 | 2015-02-02 | キヤノン株式会社 | マルチ放射線発生装置及びそれを用いた放射線撮影システム |
-
1998
- 1998-05-26 JP JP14395098A patent/JP4220589B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007222311A (ja) * | 2006-02-22 | 2007-09-06 | Shimadzu Corp | Ｘ線撮像装置 |
| JP2011049108A (ja) * | 2009-08-28 | 2011-03-10 | Toshiba Corp | Ｘ線管及びそれを用いたｘ線ｃｔ装置 |
| KR101092213B1 (ko) | 2009-10-06 | 2011-12-13 | 한국전기연구원 | Ｘ선 발생장치 및 그의 동작방법 |
| JP2015023013A (ja) * | 2013-07-24 | 2015-02-02 | キヤノン株式会社 | マルチ放射線発生装置及びそれを用いた放射線撮影システム |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP4220589B2 (ja) | 2009-02-04 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US8208600B2 (en) | X-ray generating apparatus and X-ray CT apparatus using the same | |
| US10405813B2 (en) | Panoramic imaging using multi-spectral X-ray source | |
| JP4599073B2 (ja) | Ｘ線断層撮影装置 | |
| US8983024B2 (en) | Tetrahedron beam computed tomography with multiple detectors and/or source arrays | |
| US8351575B2 (en) | Multiple energy X-ray source | |
| CN102222593B (zh) | X射线管的低偏置mA调制 | |
| JP2020507380A (ja) | コンピュータ断層撮影装置 | |
| US8155262B2 (en) | Methods, systems, and computer program products for multiplexing computed tomography | |
| US8755488B2 (en) | Voltage modulated x-ray tube | |
| JPH06233757A (ja) | ３次元撮影装置 | |
| CN102551776A (zh) | 用于产生x射线的装置和方法以及计算程序和数据载体 | |
| JP4220589B2 (ja) | Ｘ線撮影装置 | |
| Zhang et al. | A multi-beam x-ray imaging system based on carbon nanotube field emitters | |
| JP4208271B2 (ja) | グリッド制御回転陽極型ｘ線管 | |
| KR101129369B1 (ko) | 엑스선 촬영장치 | |
| JP4161578B2 (ja) | Ｘ線撮影装置 | |
| JP4200831B2 (ja) | Ｘ線撮影装置、及び、これに用いるｘ線管 | |
| US11179123B2 (en) | Radiography apparatus, radiography apparatus operation method, and radiography apparatus operation program | |
| JP2758213B2 (ja) | Ｘ線イメージ管装置 | |
| JP6168770B2 (ja) | 放射線発生ユニット及び放射線撮影システム | |
| JP5823178B2 (ja) | Ｘ線ｃｔ装置 | |
| JP3210357B2 (ja) | Ｘ線断層撮影装置 | |
| Van Lysel et al. | Dlotte 11. Digital Techniques with | |
| JP2020162950A (ja) | 放射線撮影装置、放射線撮影装置の作動方法、放射線撮影装置の作動プログラム | |
| JPS6222629A (ja) | ステレオｘ線透視撮影装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20050520 |
|
| RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Effective date: 20050614 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Effective date: 20080610 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20080808 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Effective date: 20081111 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 |
|
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Effective date: 20081114 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (prs date is renewal date of database) |
Year of fee payment: 3 Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111121 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (prs date is renewal date of database) |
Year of fee payment: 3 Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111121 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (prs date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111121 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (prs date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121121 Year of fee payment: 4 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |