JP2012235935A - X-ray computed tomography apparatus - Google Patents
X-ray computed tomography apparatus Download PDFInfo
- Publication number
- JP2012235935A JP2012235935A JP2011107558A JP2011107558A JP2012235935A JP 2012235935 A JP2012235935 A JP 2012235935A JP 2011107558 A JP2011107558 A JP 2011107558A JP 2011107558 A JP2011107558 A JP 2011107558A JP 2012235935 A JP2012235935 A JP 2012235935A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- ray
- tube
- bias
- voltage
- cathode
- 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
- 238000002591 computed tomography Methods 0.000 title claims abstract description 18
- 238000010438 heat treatment Methods 0.000 claims abstract description 9
- 230000004044 response Effects 0.000 claims description 8
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 6
- 238000005070 sampling Methods 0.000 claims description 5
- 238000013480 data collection Methods 0.000 claims description 3
- 238000000034 method Methods 0.000 description 5
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 3
- 238000005513 bias potential Methods 0.000 description 2
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 2
- 238000012935 Averaging Methods 0.000 description 1
- OAICVXFJPJFONN-UHFFFAOYSA-N Phosphorus Chemical compound [P] OAICVXFJPJFONN-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000008859 change Effects 0.000 description 1
- 238000007796 conventional method Methods 0.000 description 1
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 1
- 230000003111 delayed effect Effects 0.000 description 1
- 238000011161 development Methods 0.000 description 1
- 238000010894 electron beam technology Methods 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 230000007257 malfunction Effects 0.000 description 1
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 description 1
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 1
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 1
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 1
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 1
- 230000001360 synchronised effect Effects 0.000 description 1
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 1
- WFKWXMTUELFFGS-UHFFFAOYSA-N tungsten Chemical compound [W] WFKWXMTUELFFGS-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229910052721 tungsten Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000010937 tungsten Substances 0.000 description 1
Images
Landscapes
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
Description
本発明の実施形態は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置（ＣＴ装置）に関する。 Embodiments described herein relate generally to an X-ray computed tomography apparatus (CT apparatus).
近年、管電圧スイッチング制御や、心電同期制御において、Ｘ線管電流の高速応答は性能及び被曝低減という観点で重要となっている。Ｘ線管電圧・管電流変調制御時の波形の例を図５に示す。管電圧スイッチング制御時は、管電流も管電圧の変動に追従した波形が必要となり、高速な応答が必要となる。また、心電同期などの管電流変調時は、管電流を高速で制御することにより、不要なＸ線を低減することが望ましい。 In recent years, in tube voltage switching control and electrocardiographic synchronization control, high-speed response of X-ray tube current has become important from the viewpoint of performance and exposure reduction. An example of a waveform at the time of X-ray tube voltage / tube current modulation control is shown in FIG. At the time of tube voltage switching control, the tube current also needs to have a waveform that follows the fluctuation of the tube voltage, and a high-speed response is required. In addition, during tube current modulation such as electrocardiogram synchronization, it is desirable to reduce unnecessary X-rays by controlling the tube current at high speed.
従来の管電流制御技術は、陰極・陽極の２極構造を有する２極Ｘ線管と、陰極・陽極・バイアス電極の３極構造を有する３極Ｘ線管について次の通りである。 Conventional tube current control techniques are as follows for a bipolar X-ray tube having a cathode / anode bipolar structure and a triode X-ray tube having a cathode / anode / bias electrode triode structure.
まず、バイアス電極を持たない、２極Ｘ線管の場合、Ｘ線管電流はフィラメント電流の調整により制御される。管電流の周波数応答は陰極フィラメントの熱時定数に依存するため、図５の要求に対し管電流が追従できず、Ｘ線管電流はフィラメント電流に対して図６に示すように遅延する。これにより線量不足や不要被曝が発生することがある。 First, in the case of a bipolar X-ray tube having no bias electrode, the X-ray tube current is controlled by adjusting the filament current. Since the frequency response of the tube current depends on the thermal time constant of the cathode filament, the tube current cannot follow the requirement of FIG. 5, and the X-ray tube current is delayed with respect to the filament current as shown in FIG. This may cause a shortage of dose or unnecessary exposure.
次に３極Ｘ線管の場合は、図７、図８に示すバイアス電圧は、事前に特定されている管電流との関係に基づいて制御される。周波数応答の遅い陰極フィラメント電流ではなく、バイアス電圧を調整することで、管電流の周波数応答性を改善する方式である。 Next, in the case of a triode X-ray tube, the bias voltage shown in FIGS. 7 and 8 is controlled based on the relationship with the tube current specified in advance. In this method, the frequency response of the tube current is improved by adjusting the bias voltage instead of the cathode filament current having a slow frequency response.
しかし、バイアス電圧が印加されると、管電流が減少するだけでなく、焦点サイズも縮小され、最終的には焦点がなくなり、電子ビームがカットされ管電流が”０ｍＡ“になる。この電圧をカットオフ電圧という。低い管電流領域で制御を行う場合、バイアス電圧はカットオフ電圧に近い値を印加することとなり、焦点サイズが著しく小さくなり、図６に示すように実際の管電流波形は不安定になり、安定した制御が難しい。 However, when a bias voltage is applied, not only the tube current decreases, but also the focal spot size is reduced, eventually the focal point disappears, the electron beam is cut, and the tube current becomes “0 mA”. This voltage is called a cut-off voltage. When control is performed in a low tube current region, the bias voltage is applied to a value close to the cutoff voltage, the focal spot size becomes extremely small, and the actual tube current waveform becomes unstable and stable as shown in FIG. Control is difficult.
目的は、三極Ｘ線管におけるＸ線発生の制御性を向上することにある。 The purpose is to improve the controllability of X-ray generation in a triode X-ray tube.
本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、陰極と、陽極と、前記陰極と前記陽極との間に配置されるバイアス電極とを有するＸ線管と、前記Ｘ線管から発生され、被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線検出器の出力に基づいて画像を再構成する画像再構成部と、前記陰極と前記陽極との間に印加される管電圧を発生する高電圧電源と、前記陰極のフィラメントに供給されるフィラメント電流を発生するフィラメント加熱電源と、前記陰極と前記陽極との間の管電流を制御するために前記バイアス電極に印加されるバイアス電圧を発生するバイアス電源と、前記高電圧電源と前記フィラメント加熱電源と前記バイアス電源とを制御するＸ線制御部とを具備し、前記Ｘ線制御部は、前記管電圧を継続的に印加させ、前記フィラメント電流を継続的に供給させ、前記バイアス電圧をパルス列として印加させるとともに、前記バイアス電圧のパルス幅とパルス繰り返し周波数との少なくとも一方を経時的に変化させる。 An X-ray computed tomography apparatus according to the present embodiment includes an X-ray tube having a cathode, an anode, and a bias electrode disposed between the cathode and the anode, and an X-ray tube generated from the X-ray tube. An X-ray detector that detects X-rays transmitted through the specimen, an image reconstruction unit that reconstructs an image based on the output of the X-ray detector, and a tube voltage applied between the cathode and the anode A bias voltage applied to the bias electrode to control a tube current between the cathode and the anode. A bias power source that generates a voltage; and an X-ray control unit that controls the high voltage power source, the filament heating power source, and the bias power source, wherein the X-ray control unit continuously applies the tube voltage. , Serial filament current continuously to supply, together to apply the bias voltage as a pulse train over time to vary at least one of the pulse width and pulse repetition frequency of the bias voltage.
以下、図面を参照しながら本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置を説明する。
本実施形態のＸ線管は陰極と、陽極と、陰極と陽極との間に配置されるバイアス電極とを有する三極Ｘ線管である。バイアス電極に印加するバイアス電圧はパルス列として発生される。バイアス電圧のパルス幅とパルス繰り返し周波数との少なくとも一方は経時的に変化される。それによりＸ線発生の制御性が向上する。
The X-ray computed tomography apparatus according to this embodiment will be described below with reference to the drawings.
The X-ray tube of the present embodiment is a triode X-ray tube having a cathode, an anode, and a bias electrode disposed between the cathode and the anode. A bias voltage applied to the bias electrode is generated as a pulse train. At least one of the pulse width of the bias voltage and the pulse repetition frequency is changed with time. Thereby, the controllability of X-ray generation is improved.
なお、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置には、Ｘ線管と放射線検出器とが１体として被検体の周囲を回転する回転／回転タイプと、リング状に多数の検出素子がアレイされ、Ｘ線管のみが被検体の周囲を回転する固定／回転タイプ等様々なタイプがあり、いずれのタイプでも本実施形態を適用可能である。ここでは、現在、主流を占めている回転／回転タイプとして説明する。また、１スライスの断層像データを再構成するには、被検体の周囲１周、約３６０°分の投影データが、またハーフスキャン法でも１８０°＋α（α：ファン角）分の投影データが必要とされる。いずれの再構成方式にも本発明を適用可能である。ここでは、前者の例で説明する。また、入射Ｘ線を電荷に変換するメカニズムは、シンチレータ等の蛍光体でＸ線を光に変換し更にその光をフォトダイオード等の光電変換素子で電荷に変換する間接変換形と、Ｘ線による半導体内の電子正孔対の生成及びその電極への移動すなわち光導電現象を利用した直接変換形とが主流である。Ｘ線検出素子としては、それらのいずれの方式を採用してもよい。また、近年では、Ｘ線管とＸ線検出器との複数のペアを回転リングに搭載したいわゆる多管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置の製品化が進み、その周辺技術の開発が進んでいる。本実施形態では、従来からの一管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置であっても、多管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置であってもいずれにも適用可能である。ここでは、一管球型として説明する。 The X-ray computed tomography apparatus includes a rotation / rotation type in which an X-ray tube and a radiation detector are rotated as one body, and a large number of detection elements are arrayed in a ring shape. There are various types, such as a fixed / rotation type that only rotates around the subject, and the present embodiment can be applied to any type. Here, the rotation / rotation type that currently occupies the mainstream will be described. In addition, to reconstruct one slice of tomographic image data, projection data for about 360 ° around the object and projection data for about 360 ° is obtained, and projection data for 180 ° + α (α: fan angle) is also obtained by the half scan method. Needed. The present invention can be applied to any reconstruction method. Here, the former example will be described. In addition, the mechanism for converting incident X-rays into electric charges is based on an indirect conversion type in which X-rays are converted into light by a phosphor such as a scintillator and the light is further converted into electric charges by a photoelectric conversion element such as a photodiode. The generation of electron-hole pairs in semiconductors and their transfer to the electrode, that is, the direct conversion type utilizing a photoconductive phenomenon, is the mainstream. Any of these methods may be adopted as the X-ray detection element. In recent years, the so-called multi-tube X-ray computed tomography apparatus in which a plurality of pairs of an X-ray tube and an X-ray detector are mounted on a rotating ring has been commercialized, and the development of peripheral technologies has progressed. Yes. The present embodiment can be applied to both a conventional single-tube X-ray computed tomography apparatus and a multi-tube X-ray computed tomography apparatus. Here, a single tube type will be described.
図１、図２は本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成を示している。このＸ線コンピュータ断層撮影装置は、被検体に関する投影データを収集するために構成された架台１と、架台１の制御及び画像再構成等の各種信号処理に必要な複数のモジュールを収容する操作卓（コンソールともいう）２とを有する。架台１は、Ｘ線管装置１２とＸ線検出器１４とを有する。Ｘ線管装置１２とＸ線検出器１４は、回転駆動されるリング状のフレーム１１に搭載される。Ｘ線管装置１２と多チャンネル型Ｘ線検出器１４は、撮影時に被検体が挿入される撮影領域Ｓを挟んで対向する。一般的にＤＡＳ(data acquisition system) と呼ばれているデータ収集部１５は、Ｘ線検出器１４からチャンネルごとに出力される信号を電圧信号に変換し、増幅し、さらにディジタル信号（投影データという）に変換してから出力する。操作卓２は、操作者がスキャン条件等を入力するための操作部２２と、操作者により設定されたスキャン条件に従って装置全体を制御してスキャンを実行するための制御部２１と、データ収集部１５で収集された投影データに基づいて断層面またはボリュームに関する画像データを再構成するデータ再構成部２３とを有する。
1 and 2 show the configuration of an X-ray computed tomography apparatus according to this embodiment. This X-ray computed tomography apparatus includes a
上記Ｘ線管装置１２は、真空状態で密閉される三極Ｘ線管１２１を有する。三極Ｘ線管１２１は、回転陽極１２２、それに対向する陰極１２４、そして陽極１２２と陰極１２４との間に配置されるバイアス電極１２５とを収容する。バイアス電極１２５に印加される電圧によりＸ線の発生と停止とを制御することができる。
The
Ｘ線高電圧電源ユニット１３は、高電圧電源１３１、フィラメント加熱電源１３２、バイアス電源１３３を有する。高電圧電源１３１は、Ｘ線制御部１６からの制御信号に従って、陽極１２２と陰極１２４との間に印加される高電圧（管電圧）を出力し、また停止する。フィラメント加熱電源１３２は、Ｘ線制御部１６からの制御信号に従って、陰極１２４のフィラメントに供給されるフィラメント電流を出力し、また停止する。バイアス電源１３３は、バイアス電極１２５に印加されるバイアス電圧を発生するインバータ式電源であり、Ｘ線制御部１６からの制御パルスに同期するスイッチング素子によりパルス系列としてバイアス電圧を発生する。バイアス電極１２５の電位は、ゼロと、陰極１２４の電位と等価またはそれより低いマイナス極性の電位（カットオフ電圧）との間で変位する。図３に示すようにカットオフ電位が維持されている期間をパルス幅ＰＷ、カットオフ電位の発生周期をパルス周期ＰＳとする。バイアス電位がゼロのとき、陰極１２４のフィラメントから発生される熱電子がバイアス電極１２５を通過して回転陽極１２２のタングステン等のターゲット１２３に衝突し管電流が流れる。バイアス電位がカットオフ電位のとき、陰極１２４のフィラメントから発生される熱電子がバイアス電極１２５で遮断され管電流は流れない。
The X-ray high voltage
図３に示すように、スキャン期間中においては、管電圧が継続的に印加され、フィラメント電流が継続的に供給されるとともにバイアス電圧のデューティー比（ＰＷ／ＰＳ）が経時的に変化されることによりパルスＸ線の発生とその停止とが制御される。デューティー比を変化させるために、バイアス電圧のパルス幅ＰＷとパルス繰り返し周波数（スイッチング周波数ｆsw、１／ＰＳ）との少なくとも一方が経時的に変化される。図３の例では、スイッチング周波数ｆswは一定に保たれ、パルス幅ＰＷが変化される。 As shown in FIG. 3, during the scanning period, the tube voltage is continuously applied, the filament current is continuously supplied, and the duty ratio (PW / PS) of the bias voltage is changed with time. Thus, the generation and stop of the pulse X-ray are controlled. In order to change the duty ratio, at least one of the pulse width PW of the bias voltage and the pulse repetition frequency (switching frequency fsw, 1 / PS) is changed over time. In the example of FIG. 3, the switching frequency fsw is kept constant and the pulse width PW is changed.
バイアス電圧を連続的に変化させる従来の方式では、低い管電流領域での安定した制御が困難であった。本実施形態では、バイアス電源１３３にリニアアンプではなく、ＯＮ−ＯＦＦスイッチング可能な例えばチョッパ形電源を採用し、バイアス電圧を図３に示すようにＶb0とカットオフ電圧Ｖbcutの間で高速スイッチング（ＯＮ／ＯＦＦ）させパルスのデューティー比を変化することにより、管電流を制御する。デューティー比は、ゼロ又はその近似値から、１又はその近似値まで連続的に変化される。
In the conventional method in which the bias voltage is continuously changed, stable control in a low tube current region is difficult. In this embodiment, for example, a chopper type power supply capable of ON-OFF switching is adopted as the
なお、バイアス電源１３３のスイッチング周波数ｆswを管電流の応答速度より十分速く、例えば数十〜１００ｋＨｚの範囲から選択することにより、電流検出部１７で検出される管電流は図３の実線のような波形になり安定した制御が可能となる。
Note that by selecting the switching frequency fsw of the
さらに、バイアス電圧のスイッチング周波数ｆswをデータ収集部１５のサンプリング速度（数ｋＨｚ）の例えば１０倍以上として数十ｋＨｚ以上であって、管電流の応答速度を基準とした周波数（数十〜１００ｋＨｚ）よりも低い周波数に設定する場合は、管電流検出部１７に数十ｋＨｚのフィルタ（平均化回路）を追加することが好ましい。この場合、実際の管電流波形は、図３の点線で示す波形を示すことになるが、管電流検出部１７の波形は図３に実線で示す連続波形を得られる。また、スイッチング周波数がデータ収集部１５のサンプリング速度よりも十分速いため、スイッチングされたＸ線は１サンプリング内で積分されるため、データ収集部１５で検出されるＸ線量は平均化されスイッチングの影響は画像には表れない。
Furthermore, the switching frequency fsw of the bias voltage is, for example, 10 times or more of the sampling speed (several kHz) of the
バイアス電圧のパルス制御としては、以下のように制御する。バイアス電源１３３のパルス周波数を一定のもとでパルス幅ＰＷを拡大していくと、バイアス電極１２５にカットオフ電圧を印加している期間は陰極１２４からの電子がカットされるため、管電流は低くなる。パルス幅ＰＷを狭くしていくと、管電流は高くなる。図４に示すように、パルス幅ＰＷを一定として、スイッチング周波数ｆswを連続的に変化させることでデューティー比を連続的に変化させるようにしてもよいし、パルス幅ＰＷとスイッチング周波数ｆswとの両方を変化させることでデューティー比を連続的に変化するようにしてもよい。
The bias voltage pulse control is performed as follows. When the pulse width PW is increased with the pulse frequency of the
スイッチング周波数ｆswを非常に高くしていくと、パルス幅ＰＷは狭くなっていき、パルス出力が難しくなっていく。この場合は、デューティー比制御に加えて、管電流領域により出力電圧可変制御と、パルス出力制御を切り替えて制御することで対応する。低い管電流領域では、焦点が著しく小さくなるカットオフ領域付近での制御となるため、バイアス電圧はパルス出力制御とし、焦点が著しく小さくならないような管電流領域では、バイアス電圧をリニアに変えて制御する。 When the switching frequency fsw is made very high, the pulse width PW becomes narrower and the pulse output becomes difficult. In this case, in addition to the duty ratio control, the output voltage variable control and the pulse output control are switched and controlled by the tube current region. In the low tube current region, control is performed in the vicinity of the cutoff region where the focal point becomes extremely small. Therefore, the bias voltage is controlled by pulse output. In the tube current region where the focal point does not become extremely small, the bias voltage is changed linearly. To do.
本実施形態のように管電流制御をバイアス電圧のパルス系列のデューティー比制御により実現んすることにより、管電流、管電流変調制御をより低い管電流領域でも高速且つ安定に制御することができ、不要な被曝を低減することが可能となる。 By realizing the tube current control by the duty ratio control of the bias voltage pulse series as in this embodiment, the tube current and the tube current modulation control can be controlled quickly and stably even in a lower tube current region. Unnecessary exposure can be reduced.
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。 Although several embodiments of the present invention have been described, these embodiments are presented by way of example and are not intended to limit the scope of the invention. These embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the spirit of the invention. These embodiments and their modifications are included in the scope and gist of the invention, and are also included in the invention described in the claims and the equivalents thereof.
１…架台、２…操作卓、１１…回転フレーム、１２…Ｘ線管装置、１３…Ｘ線高電圧電源ユニット、１４…Ｘ線検出器、１５…データ収集部、１７…管電流検出部、２１…制御部、２２…操作部、２３…データ再構成部、１２１…三極Ｘ線管、１２２…回転陽極、１２４…陰極、１２５…バイアス電極、１３１…高電圧電源、１３２…フィラメント加熱電源、１３３…バイアス電源。
DESCRIPTION OF
Claims (6)
前記Ｘ線管から発生され、被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、
前記Ｘ線検出器の出力に基づいて画像を再構成する画像再構成部と、
前記陰極と前記陽極との間に印加される管電圧を発生する高電圧電源と、
前記陰極のフィラメントに供給されるフィラメント電流を発生するフィラメント加熱電源と、
前記陰極と前記陽極との間の管電流を制御するために前記バイアス電極に印加されるバイアス電圧を発生するバイアス電源と、
前記高電圧電源と前記フィラメント加熱電源と前記バイアス電源とを制御するＸ線制御部とを具備し、
前記Ｘ線制御部は、前記管電圧を継続的に印加させ、前記フィラメント電流を継続的に供給させ、前記バイアス電圧をパルス列として印加させるとともに、前記バイアス電圧のパルス幅とパルス繰り返し周波数との少なくとも一方を経時的に変化させることを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。 An X-ray tube having a cathode, an anode, and a bias electrode disposed between the cathode and the anode;
An X-ray detector that detects X-rays generated from the X-ray tube and transmitted through the subject;
An image reconstruction unit for reconstructing an image based on the output of the X-ray detector;
A high voltage power source for generating a tube voltage applied between the cathode and the anode;
A filament heating power source for generating a filament current supplied to the cathode filament;
A bias power source for generating a bias voltage applied to the bias electrode to control a tube current between the cathode and the anode;
An X-ray control unit that controls the high-voltage power source, the filament heating power source, and the bias power source;
The X-ray control unit continuously applies the tube voltage, continuously supplies the filament current, applies the bias voltage as a pulse train, and at least includes a pulse width of the bias voltage and a pulse repetition frequency. An X-ray computed tomography apparatus characterized in that one is changed over time.
前記パルス繰り返し周波数は、前記サンプリング周波数よりも高いことを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。 Connected to the output of the X-ray detector is a data collection unit having a function of converting the output signal of the X-ray detector into a digital signal at a predetermined sampling frequency,
The X-ray computed tomography apparatus according to claim 1, wherein the pulse repetition frequency is higher than the sampling frequency.
前記Ｘ線制御部は、前記電流検出部で検出された管電流値に基づいて前記パルス幅とパルス繰り返し周波数との少なくとも一方を変化させることを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。 A current detector for detecting the tube current;
2. The X-ray computed tomography according to claim 1, wherein the X-ray control unit changes at least one of the pulse width and a pulse repetition frequency based on a tube current value detected by the current detection unit. apparatus.
前記Ｘ線管から発生され、被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、
前記Ｘ線検出器の出力に基づいて画像を再構成する画像再構成部と、
前記陰極と前記陽極との間に印加される管電圧を発生する高電圧電源と、
前記陰極のフィラメントに供給されるフィラメント電流を発生するフィラメント加熱電源と、
前記陰極と前記陽極との間の管電流を制御するために前記バイアス電極に印加されるバイアス電圧を発生するバイアス電源と、
前記高電圧電源と前記フィラメント加熱電源と前記バイアス電源とを制御するＸ線制御部とを具備し、
前記Ｘ線制御部は、前記管電圧を継続的に印加させ、前記フィラメント電流を継続的に供給させ、前記バイアス電圧をパルス列として印加させるとともに、前記バイアス電圧のデューティー比を経時的に変化させることを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。 An X-ray tube having a cathode, an anode, and a bias electrode disposed between the cathode and the anode;
An X-ray detector that detects X-rays generated from the X-ray tube and transmitted through the subject;
An image reconstruction unit for reconstructing an image based on the output of the X-ray detector;
A high voltage power source for generating a tube voltage applied between the cathode and the anode;
A filament heating power source for generating a filament current supplied to the cathode filament;
A bias power source for generating a bias voltage applied to the bias electrode to control a tube current between the cathode and the anode;
An X-ray control unit that controls the high-voltage power source, the filament heating power source, and the bias power source;
The X-ray controller continuously applies the tube voltage, continuously supplies the filament current, applies the bias voltage as a pulse train, and changes the duty ratio of the bias voltage over time. X-ray computed tomography apparatus.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2011107558A JP5812679B2 (en) | 2011-05-12 | 2011-05-12 | X-ray computed tomography system |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2011107558A JP5812679B2 (en) | 2011-05-12 | 2011-05-12 | X-ray computed tomography system |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2012235935A true JP2012235935A (en) | 2012-12-06 |
| JP5812679B2 JP5812679B2 (en) | 2015-11-17 |
Family
ID=47459417
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2011107558A Active JP5812679B2 (en) | 2011-05-12 | 2011-05-12 | X-ray computed tomography system |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP5812679B2 (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2016159618A1 (en) * | 2015-03-31 | 2016-10-06 | 주식회사 쎄크 | X-ray generation device and control method therefor |
| US9717469B2 (en) | 2012-08-31 | 2017-08-01 | Toshiba Medical Systems Corporation | X-ray computed tomography apparatus, high voltage generation device, and radiological image diagnostic apparatus |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5473894A (en) * | 1977-11-24 | 1979-06-13 | Mitsubishi Chem Ind Ltd | Production of polyoxymethylene |
| JP2000060839A (en) * | 1998-08-18 | 2000-02-29 | Siemens Ag | X-ray computer tomograph |
| JP2004071563A (en) * | 2002-07-31 | 2004-03-04 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Electron source and cable for x-ray tube |
| JP2007319439A (en) * | 2006-06-01 | 2007-12-13 | Mitsubishi Heavy Ind Ltd | Control device for radiotherapy system and radiation irradiation method |
-
2011
- 2011-05-12 JP JP2011107558A patent/JP5812679B2/en active Active
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5473894A (en) * | 1977-11-24 | 1979-06-13 | Mitsubishi Chem Ind Ltd | Production of polyoxymethylene |
| JP2000060839A (en) * | 1998-08-18 | 2000-02-29 | Siemens Ag | X-ray computer tomograph |
| JP2004071563A (en) * | 2002-07-31 | 2004-03-04 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Electron source and cable for x-ray tube |
| JP2007319439A (en) * | 2006-06-01 | 2007-12-13 | Mitsubishi Heavy Ind Ltd | Control device for radiotherapy system and radiation irradiation method |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US9717469B2 (en) | 2012-08-31 | 2017-08-01 | Toshiba Medical Systems Corporation | X-ray computed tomography apparatus, high voltage generation device, and radiological image diagnostic apparatus |
| WO2016159618A1 (en) * | 2015-03-31 | 2016-10-06 | 주식회사 쎄크 | X-ray generation device and control method therefor |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP5812679B2 (en) | 2015-11-17 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US8320521B2 (en) | Method and system for operating an electron beam system | |
| RU2399907C1 (en) | Device for generating several x-ray beams and x-ray imaging device | |
| JP6054119B2 (en) | X-ray CT system | |
| JP2015180859A (en) | photon counting CT apparatus | |
| JP2016140762A (en) | Panoramic imaging using multi-spectral x-ray source | |
| JP2004357724A (en) | X-ray ct apparatus, x-ray generating apparatus, and data collecting method of x-ray ct apparatus | |
| WO2014163187A1 (en) | X-ray computed tomography apparatus | |
| US7460635B2 (en) | X-ray CT apparatus, method of controlling the same, and program | |
| JP2010086960A (en) | Wide-range irradiation type x-ray tube and ct system | |
| JP6104526B2 (en) | X-ray tube and X-ray CT apparatus | |
| WO2014034909A1 (en) | X-ray computed tomography apparatus | |
| JP2014223289A (en) | X-ray ct apparatus | |
| JP5812679B2 (en) | X-ray computed tomography system | |
| JP2018126506A (en) | X-ray computed tomography apparatus | |
| JP7250532B2 (en) | X-ray CT device and imaging planning device | |
| JP6494944B2 (en) | X-ray CT system | |
| JP5622371B2 (en) | X-ray tube and X-ray CT apparatus using the same | |
| JP2006255089A (en) | X-ray computer tomography apparatus | |
| US20030210764A1 (en) | Pulsed power application for x-ray tube | |
| JP2011167465A (en) | X-ray ct apparatus | |
| JP5823178B2 (en) | X-ray CT system | |
| JP6283873B2 (en) | X-ray computed tomography system | |
| JP2015165874A (en) | X-ray tube device and x-ray ct device | |
| JP6168770B2 (en) | Radiation generation unit and radiography system | |
| JP2019042281A (en) | X-ray computerized tomographic imaging apparatus |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20131205 |
|
| RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20131212 |
|
| RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20131219 |
|
| RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20131226 |
|
| RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20140109 |
|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20140430 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20141216 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20150106 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20150306 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20150818 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20150915 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Ref document number: 5812679 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| S111 | Request for change of ownership or part of ownership |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313117 |
|
| R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
| S533 | Written request for registration of change of name |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533 |
|
| R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |