JP3995914B2 - Rotating anode X-ray tube and X-ray CT apparatus using the same - Google Patents

Rotating anode X-ray tube and X-ray CT apparatus using the same Download PDF

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Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、医療用、産業用のＸ線ＣＴ装置に係り、特にＸ線ＣＴ装置の画像の画質を改善するための技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年、Ｘ線ＣＴ装置の性能向上は著しく、画像処理技術が進歩しているばかりでなく、画像信号を読み取るＸ線検出器も改良が図られ、Ｘ線ＣＴ装置の画質向上に大きな寄与をしている。すなわち、Ｘ線検出器としては、Ｘ線による気体の電離作用を応用した電離箱方式の検出器に代り、受光感度の高い半導体を用いた固体方式の検出器を用いることにより、Ｘ線ＣＴ装置の画質は著しく向上している。このような画像の技術の進歩に対し、Ｘ線発生源であるＸ線管装置に関しては、以下の問題をかかえている。
【０００３】
Ｘ線ＣＴ装置では、Ｘ線管装置から放射された厚さ1〜10mm程度の扇状のＸ線が被検体を透過し、被検体によって濃度分布の付けられたＸ線を、Ｘ線検出器で受光して電気信号に変換し、その信号を処理して断層像として画像化する。ここで問題となるのは、従来のＸ線ＣＴ装置用の回転陽極Ｘ線管装置ではほぼ全てのもので、Ｘ線源となる焦点の位置の移動（以下、焦点移動という）が生じ、断層像の画質の向上に対し妨げとなっていることである。最近では、固体検出器がＸ線検出器の主流となり、この高感度特性を十分に発揮させ、更に最高の画質を提供するためには、Ｘ線管装置の焦点移動の問題を解決することが必要である。
【０００４】
上記のＸ線管装置の焦点移動の原因は、内挿されている回転陽極Ｘ線管の回転陽極が熱的に伸長することにある。Ｘ線ＣＴ装置では断層像の画像処理を行う際に、予め被検体を置かずに画像データを取り込み、補正係数を決定するキャリブレーション作業を行う。実際に被検体の断層像の撮影を開始すると、Ｘ線管装置ではＸ線曝射が繰り返し行われ、回転陽極のターゲットに熱が発生する。このＸ線曝射の繰り返しにより、回転陽極のターゲットに熱が蓄積され、その温度は最高950℃から1.000℃に上昇し、回転陽極自体が全体として熱膨張して陰極方向へ伸長するため、ターゲットの焦点面が陰極方向へ移動する。現用のＸ線管装置では、この焦点移動量は200〜500μm程度である。これに対し、キャリブレーションによる補正係数によって補正可能な焦点移動の許容範囲は、キャリブレーション位置を基準にして大略±35μm以内である。この範囲内から焦点位置が外れた場合には、アーチファクト等の画像劣化が生じる。
【０００５】
ここで、従来の回転陽極Ｘ線管装置の代表例の構造とその焦点移動の挙動例について図13及び図14を用いて説明しておくことにする。図13は従来の回転陽極Ｘ線管装置の代表例の構造を示したもの、図14は従来のＸ線管装置での焦点移動を説明するための図である。先ず、従来の回転陽極Ｘ線管装置の代表例の構造について説明する。
【０００６】
図13において、回転陽極Ｘ線管装置40は、Ｘ線を発生する回転陽極Ｘ線管（以下、Ｘ線管と略称する場合もある）1と、Ｘ線管1を内包するＸ線管容器41と、Ｘ線管1の陰極側の外囲器12を絶縁支持する陰極側支持体46と、Ｘ線管１の陽極端を絶縁支持する陽極側支持体42と、Ｘ線管1の回転陽極2のロータ5の外周に配設され、ロータ5に回転力を付与するステータ47と、Ｘ線管1の絶縁及び冷却をするためにＸ線管容器41内に充填される絶縁油50と、Ｘ線管1で発生したＸ線を外部に取り出すためにＸ線管容器41に取り付けられたＸ線放射窓49と、Ｘ線管1の陰極及び陽極に高電圧を供給するためのケーブルレセプタクル（図示せず）などから構成される。ここで、ステータ47は、陽極側支持体42の内周側に支持されている。
【０００７】
次に、Ｘ線管1の構造について説明する。Ｘ線管1は、電子線を放出する陰極11と、陰極11からの電子線が衝突してＸ線を発生するターゲット3を備えた回転陽極2と、陰極11と回転陽極2とを絶縁支持し、両電極を真空気密に内包する外囲器12などから構成される。外囲器12の側面にはＸ線を外部に取り出すためのＸ線放射窓15が取付けられている。
【０００８】
Ｘ線管1の構成要素のうち、上記の焦点移動に関係する部分は回転陽極2である。以下に、回転陽極2の構造の詳細について説明する。回転陽極2は、回転盤から成るターゲット3と、ターゲット3を支持するロータ５と、ロータ5を支持する回転軸8と、回転軸8を回転自在に支持する1組（本例では2個）の軸受9と、軸受9を支持する固定部10などから構成される。ターゲット3は、陰極11からの電子線が衝突してＸ線を発生する焦点面13と、焦点面13を保持しこれに入力する熱を蓄熱する第1の蓄熱部3aと、第1の蓄熱部3aの裏面に貼り付けられてターゲット3の蓄熱容量を大きくするための第2の蓄熱部3bとから成る。ここで、焦点面13にはタングステンやタングステン合金などの高原子番号でかつ高融点の金属が用いられ、第1の蓄熱部3ａにはモリブデンやモリブデン合金などの高融点で高強度で加工性の良い金属が用いられ、第2の蓄熱部3bにはグラファイトなどの高融点で比熱の大きい軽い材料が用いられている。
【０００９】
ロータ5は、ターゲット3の第1の蓄熱部3aに結合してこれを支持するターゲット支持軸4と、ターゲット支持軸4を支持するロータ肩部6と、ロータ肩部6に結合され、ステータ47から回転磁界を受けて回転するロータ円筒部5aとから構成される。ターゲット支持軸4にはモリブデンやモリブデン合金などの高融点で高強度の材料が用いられ、ロータ肩部6にはステンレス鋼などの高強度の材料が用いられ、ロータ円筒部5aには銅などの導電性の良い材料が用いられる。ロータ5の各部材は鋳造またはろう付けにより結合されている。
【００１０】
ロータ5のロータ肩部6と回転軸8との間には、熱抵抗を高めるために断熱支持体7が配設され、この断熱支持体7と回転軸8との結合体にてロータ5を支持している。断熱支持体7は熱抵抗を大きくするため、薄肉に加工され、ロータ肩部6と回転軸8との間の熱的経路を長くしている。断熱支持体7にはステンレス鋼などの高強度の材料が用いられる。
【００１１】
回転軸8は、フランジのついた棒状体で、フランジの部分にて断熱支持体7とねじなどで結合され、棒状体の部分には2個の軸受9の内輪が形成されている。この回転軸8の場合、その一部が軸受の内輪の役割を分担しているが、内輪を具備する軸受を用いる場合には、回転軸8の棒状体の部分に取り付ければよい。回転軸8には高速度工具鋼などの高硬度かつ高強度の材料が用いられている。回転軸8は軸受9に回転自在に支持されている。軸受9には、回転軸8と同様に高速度工具鋼などの高硬度かつ高強度の材料が用いられ、軸受9のボール及びレース面には潤滑処理が施されている。
【００１２】
2個の軸受9の外輪は固定部10の軸箱部分である開口部の内周に固定されている。固定部10は底付きの円筒状体で、一端は開口部（軸箱部分）の入口となり、他端は陽極端となる。陽極端においては、Ｘ線管1の外囲器12に結合されると共に、Ｘ線管装置40の陽極側支持体42に支持される。固定部10には、銅などの熱伝導率の高い材料が用いられている。
【００１３】
回転陽極2を構成する部材のうち、焦点移動量に大きく寄与している部材は、熱的伸長量の大きい固定部10とロータ肩部6であり、これらの2つの部材にて焦点移動量の大部分を占めている。この原因としては、第1に高温となるロータ肩部6の材料として熱膨張率の大きいステンレス鋼を使用していること、第2に全長の最も長い固定部10に熱膨張率の大きい銅を使用していることに起因する。
【００１４】
このため、上記の熱的伸長量の大きいロータ肩部6と固定部10について、熱膨張率の小さい材料に変更することによって熱的伸長量を小さくして、焦点移動量を低減することが考えられる。そこで、ロータ肩部6と固定部10について、熱膨張率の低いモリブデン又はモリブデン合金などの材料を適用することを考えた。先ず、固定部10の場合、材料の銅を例えばモリブデンに変更すると、熱膨張率は銅の17×10-6（1/℃）からモリブデンの4×10-6（1/℃）へと約1/4の減少、熱的伸長量も約275μmだけ減少する。しかし、モリブデンの熱伝導率は33×10-6（kcal/ｓ.mm.℃）であり、銅の約1/3に低下するため、固定部10における熱伝導が悪くなるという問題が生じる。その結果、ターゲット3で発生した熱が回転軸8に伝導した場合、固定部10を経由しての放熱が悪くなるため、回転軸8の温度が上昇し、回転軸8に設けられた軸受9の内輪に施されている固体潤滑剤の蒸発が促進され、回転不良の原因となってしまう。
【００１５】
また、ロータ肩部6の場合、材料のステンレス鋼を例えばモリブデンに変更すると、熱膨張率がステンレス鋼の13.6×10-6（1/℃）からモリブデンの4.0×10-6（1/℃）へと約1/3に減少し、熱的伸長量も約115μmだけ減少する。しかし、構造上ロータ肩部6は断熱支持体7と複数本のねじ7aを用いて固定されており、断熱支持体7の材料にステンレス鋼が使用されているため、両部材の間には熱膨張率に大きな差があるため、回転陽極2が高温になったときにねじ7aの緩みが発生し、断熱支持体7の位置ずれを生ずるという問題がある。
【００１６】
次に、回転陽極Ｘ線管装置（以下、Ｘ線管装置と略称する場合もある）の焦点移動の挙動について説明する。図14において、従来のＸ線管装置（本説明ではＸ線管で代表する）をＸ線ＣＴ装置に搭載して使用する場合、Ｘ線管1の回転陽極2と陰極11との間に高電圧を印加することによって、陰極11で生成された電子線が加速されてターゲット3の焦点面13に衝突し、電子線が衝突した部分（焦点）14でＸ線16が発生する。焦点14で発生したＸ線16は外囲器12のＸ線放射窓15から外部に放射される。外部に放射されたＸ線16は、Ｘ線ＣＴ装置に取り付けられたコリメータ17のスリット18によって必要な厚さを持つ扇状Ｘ線ビーム16に絞られる。
【００１７】
Ｘ線曝射回数の少ない初期の段階では、Ｘ線ビーム16は直進し、その中心はＸ線検出器20の位置Ａに入射する。しかし、Ｘ線曝射回数が増えてくると、ターゲット3への負荷入力により回転陽極2の温度が上昇し、回転陽極2の構成部材が熱膨張する。その結果、陽極端を支持しているＸ線管1では、ターゲット3の焦点面は実線の焦点面13の位置から破線の焦点面13aの位置まで移動する。同時に、Ｘ線管1の焦点は焦点14の位置から焦点14aの位置まで移動する。このときの焦点14の移動した距離ΔＬが焦点移動量19である。この焦点14の移動により、コリメータ17のスリット18を通過するＸ線ビームはＸ線ビーム16aで示した方向に直進し、Ｘ線ビーム16aの中心はＸ線検出器20の位置Ｂに入射する。Ｘ線ＣＴ装置では、焦点14とコリメータ17との間の距離Ｓ1に対し、コリメータ17とＸ線検出器20との間の距離Ｓ2が大きく設定されることになるので、Ｘ線管1上の焦点移動量ΔＬ19に対し、Ｘ線検出器20上でのＸ線ビーム16の移動量ΔＫ（ＡＢ間の距離。以下、Ｘ線検出器上の焦点移動量と呼ぶことにする）21が大きくなる。実際のＸ線ＣＴ装置の例では、上記の距離Ｓ1と距離Ｓ2の比率は約1：4であるため、Ｘ線検出器上の焦点移動量ΔＫ21はＸ線管上の焦点移動量ΔＬ19の約4倍（4ΔＬ）となっている。このように、Ｘ線検出器20上ではＸ線管1の焦点移動量ΔＬ19が大幅に拡大されて検出されるため、画像処理に悪影響を及ぼす問題が生じる。
【００１８】
現用のＸ線管装置では、回転陽極への負荷（Ｘ線管電圧×Ｘ線管電流×撮影時間）を一定時間間隔で入力することは殆どなく、撮影条件によって負荷入力のパターンは様々である。このため、回転陽極が予定の温度範囲に対し加熱されすぎたり、冷却されすぎたりして、焦点位置が補正可能範囲から外れるという問題がある。
【００１９】
上記の問題を解決するための方法の第1の従来例としては、Ｘ線ＣＴ装置のＸ線管装置を支持する台として、モータ駆動にてＸ線管装置の位置をＸ線管軸方向に移動させることが可能なものを用意し、その台にＸ線管装置を搭載することによって、焦点位置が上記の補正可能範囲から外れそうになった際にはＸ線管装置を焦点移動量が減少する方向に移動させて、焦点位置を補正可能範囲に戻す方法がある。また、同様な方法（以下、第2の従来例という）として、Ｘ線管装置の代りに、Ｘ線検出器を移動させる方法も実用化されている。
【００２０】
また、第3の従来例として特開平11-292308号公報に開示されたものがある。この第3の従来例はＸ線検出器側で問題点を解決しょうとするものである。Ｘ線検出器では通常Ｘ線管装置から放射される扇状Ｘ線ビームに対しＸ線検出素子の長手方向が垂直になるように配列されているが、固体検出器ではシンチレータとダイオードとの組合せから成るＸ線検出素子の長手方向における感度分布が一様でない。このため焦点移動が生じると、固体検出器の各Ｘ線検出素子が受光するＸ線ビームの厚さ方向のＸ線強度分布がわずかに変化し、その結果断層像にアーチファクトが生じることになる。これらに対し第3の従来例では、Ｘ線検出器の両端に複数個のレファレンスチャンネル用素子を設け、レファレンスチャンネル用素子の長手方向が扇状Ｘ線ビームの幅方向に、各素子の幅方向が扇状Ｘ線ビームの厚さ方向に、それぞれ平行になるように配列している。このようなレファレンスチャンネル用素子を設けることにより、焦点位置の移動により扇状Ｘ線ビームの照射位置がＸ線ビームの厚さ方向に移動しても、レファレンスチャンネル用素子の受光面の全長にわたってＸ線が均一に照射されるため、Ｘ線ビームの厚さ方向の照射位置の変化によって影響されないレファレンス信号を得ることができる。このレファレンス信号を用いることにより適正なＸ線強度補正を行うことができるので、焦点移動が生じた場合でもアーチファクトのない断層画像を得ることができる。
【００２１】
また、第4の従来例として特開平11-295430号公報に開示されたものがある。この第4の従来例は、スライス方向に焦点移動が生じてもＸ線検出器の出力変動がなく、また特別な装置を付加しなくても常に出力が一定に保たれる固体検出器に関するものである。例えば2スライス撮影可能なマルチスライスＣＴ用固体検出器において、従来品では1列目と2列目のＸ線検出素子間に散乱Ｘ線遮蔽板が設けられており、焦点位置が移動するとＸ線ビームは散乱Ｘ線遮蔽板に一部遮られ、焦点位置移動前（初期）に比べ1列目と2列目のＸ線検出素子が検出するＸ線ビームの幅が異なり、受光するＸ線強度に差が生じてしまうため、アーチファクトが生じる問題がある。これに対して、第4の従来例では、上記の散乱Ｘ線遮蔽板の高さを低くして、1列目と2列目のＸ線検出素子の間にスペーサを挿入して距離を持たせることによって、焦点移動後においても、各列のＸ線検出素子に入射するＸ線ビームの幅が初期の値に比べ変化しないようにして、アーチファクトの発生を防止している。
【００２２】
【発明が解決しようとする課題】
以上説明したＸ線ＣＴ装置における焦点移動問題の対策方法の中で、第1の従来例であるＸ線管装置を外部機構によってＸ線管軸方向に移動する補正方法では、焦点位置を常時モニタ−しながらμmオーダーの精度で位置制御を行う必要があるため、その機構が複雑で大きくなるため、コストがかかると共に、Ｘ線ＣＴ装置の小型化に支障をきたしている。また、第2の従来例であるＸ線検出器を移動する補正方法についても、第1の従来例と同様の問題をかかえている。
【００２３】
また、固体検出器側での焦点移動対策である第3、第4の従来例に関しては、構造が複雑である上に、組立に高い精度が要求されるために、その生産には高い技術力が必要となる。更に、それぞれの補正方法は独特であるため、適用範囲が限定され、汎用性が低いという問題がある。
【００２４】
上記ではＸ線管装置以外での焦点移動対策について述べたが、以下にはＸ線管装置側での焦点移動対策例について述べる。特開平9‐63522号公報に第5の従来例が開示されている。この第5の従来例では、Ｘ線管装置内の回転陽極Ｘ線管の陽極を支持する陽極支持部材に加熱用ヒータを取り付け、陽極支持部材を加熱することにより焦点移動方向とは逆の方向に熱膨張させて、焦点移動量をキャンセルする方法をとっている。しかし、加熱用ヒータによる加熱操作では焦点移動量変化に対する追従が難しいこと、更に外部にコントローラ等を設ける必要があるため、コストがかかるという問題がある。
【００２５】
また、特開平12‐40480号公報には第6の従来例が開示されている。この第6の従来例では、Ｘ線管装置内の回転陽極Ｘ線管の回転陽極を構成する部材の中で、焦点移動方向とは逆の方向に伸びる部分の長さを増やし、かつ軸受を固定する固定部を2層構造として逆方向に伸びる内層部を付加することにより、焦点移動方向への伸び量をキャンセルする構造にしている。しかし、この方法では、焦点移動量のキャンセル量が未だ不十分であること、キャンセル量を十分にとろうとするとＸ線管の構造と長さの制約を受けることなどの問題がある。
【００２６】
また、最近のＸ線ＣＴ装置では、短時間で多くの断層像を得るために蓄熱容量が500万ヒートユニット（ＨＵ:熱量の単位で、約0.71ジュール）以上の大熱容量のターゲットを持つＸ線管装置を搭載し、1スキャンを１秒以下で行う高速スキャン技術が行われている。この高速スキャン技術では、Ｘ線管装置を搭載するスキャナが高速度で回転するため、Ｘ線管装置にかかる遠心力はスキャン速度の2乗に比例して増加する。また、ターゲットの蓄熱容量の増加によりターゲットが大型化しこれを支える部分に大きな荷重がかかることから、Ｘ線管の回転陽極の強度自体が問題となり、会わせて回転陽極のたわみによる焦点移動も問題となり、回転陽極の機械的強度の向上が必要となっている。
【００２７】
以上説明した如く、Ｘ線ＣＴ装置においては、画像処理技術やＸ線検出器の技術が向上しているにもかかわらず、焦点移動による断層像の画質劣化の問題に対するＸ線管装置自体での対応は遅れており、不十分である。また、Ｘ線管の回転陽極の機械的強度の向上も必要である。このため、本発明では、Ｘ線ＣＴ装置での焦点移動による画像劣化を防止し、装置システムの簡便化のために、Ｘ線管装置自体にてＸ線管の回転陽極の機械的強度の向上と、Ｘ線管装置全体としての焦点移動量の大幅な低減を図るとともに、Ｘ線ＣＴ装置システムとしてＸ線管の回転陽極の熱的コントロールを行うことにより、焦点移動の画質への影響を抑制することを目的とする。
【００２８】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するため本発明のＸ線管は、電子線を発生する陰極と、該陰極からの電子線が衝突してＸ線を放出する円盤状のターゲット、該ターゲットを支持し高導電性の円筒状部を備えたロータ、該ロータと同軸に結合するフランジ部と細径軸とから成る回転軸、該回転軸の細径軸に結合され該回転軸を回転自在に支持する軸受、及び該軸受の外輪をその内周に支持する開口部と該開口部の入口と反対側の端部に陽極端とを備える底付き円筒状の固定部を有する回転陽極と、前記陰極と前記回転陽極とを対向して絶縁支持し、真空気密に内包する外囲器とを具備する回転陽極Ｘ線管において、前記ロータが、一端に前記ターゲットを支持するターゲット支持部を有し他端に開口部を有し、低熱膨張率で高強度の金属材料から成るターゲット支持軸と、該ターゲット支持軸の他端と結合するフランジ部、薄肉の円筒部及び前記回転軸のフランジ部に結合される底面部を有し、該円筒部と底面部が前記ターゲット支持軸の開口部内に収容され、比較的高い熱膨張率で低熱伝導率の金属材料から成る断熱支持体と、該断熱支持体のフランジ部の前記ターゲット支持軸との結合部とは反対側の面に結合され、高導電性の金属材料から成る円筒状のロータ円筒部とを備え、各部材間がろう付けによって結合されている。（請求項 1 ）
【００２９】
この構成では、Ｘ線管の回転陽極を構成するロータについて、従来のターゲット支持軸とロータ肩部を一体化し、断熱支持体とろう付けする構造としたことにより、ターゲット温度上昇時の熱的伸長量の低減及び機械的強度の向上を図っているので、Ｘ線管自体での焦点移動量が低減され、断層画像の画質改善に寄与するとともに、Ｘ線ＣＴ装置での高速スキャン時にも安定して高機能を発揮
することができる。
【００３０】
本発明のＸ線管は、前記構成に加え、前記固定部は前記開口部と前記陽極端とを含む内筒部と、少なくとも該内筒部の開口部の長さ方向全体を覆う外筒部とからなり、該外筒部は低熱膨張率で高強度の金属材料で、前記内筒部は高熱伝導率の金属材料で構成されている（請求項 2 ）。また、前記固定部の内筒部と外筒部との接合面に凸凹状の溝を設ける（請求項 3 ）。更に、前記ロータ肩部は低熱膨張率で高強度の金属材料で構成されている。
【００３１】
この構成では、Ｘ線管の回転陽極を構成する固定部について、その材料、構造を変え、ターゲット温度上昇時の熱的伸長量の低減を図っているので、Ｘ線管自体での焦点移動量が低減され、断層画像の画質改善に寄与する。また、固定部の内筒部には高熱伝導率の金属材料を使用しているので、軸受の温度上昇は抑制され、軸受の回転寿命も長く保持される。また、固定部の内筒部と外筒部との接合面に凹凸状の溝を設けることによって、内筒部と外筒部とを接合すめために該外筒部に銅を鋳込んだ場合、銅は前記溝内に入り込み、全体として接合面積が増加し、径方向や長さ方向に生じる応力に耐えることが可能となる。すなわち、内筒部と外筒部との接合部の接合強度の向上を図ることができる。また、ロータ肩部の材料、構造変更によっても、ターゲット温度上昇時の熱的伸長量の低減が図られ、焦点移動量が低減され、断層画像の画質改善に寄与する。
【００３２】
本発明のＸ線管では更に、前記固定部の外筒部又は／及び前記ロータ肩部の材料をモリブデン又はモリブデン合金とし、前記固定部の内筒部の材料を銅とする。この構成では、固定部の外筒部又は／及びロータ肩部にモリブデン又はモリブデン合金を使用しているので、熱膨張率はステンレス鋼や銅の約 1/3 〜 1/4 となり、両部分における熱的伸長量は約 1/3 〜 1/4 に低減され、Ｘ線管自体での焦点移動量が低減される。又、固定部の内筒部に銅を使用しているので、従来品と同等の熱伝導率が保持され、軸受の温度上昇を抑制することができる。
【００３３】
本発明のＸ線管では、更に、前記ロータの前記ターゲット支持軸をモリブデン又はモリブデン合金で構成し、前記断熱支持体をステンレス鋼で構成し、両者を銅ろうでろう付けしたものである。この構成では、ターゲット支持軸が従来のロータ肩部を含めて一体化されてモリブデン又はモリブデン合金から成り、断熱支持体がステンレス鋼から成ることにより、焦点移動量は約167μm低減され、また両者をろう付けしたことにより、機械的強度が向上し、Ｘ線ＣＴ装置に搭載時の遠心力などに耐えられる構造となっている。
【００３４】
本発明のＸ線管では更に、前記ロータを構成する前記ターゲット支持軸と前記断熱支持体とのろう付け結合部では、前記断熱支持体のフランジ部の外周部の一部が前記ターゲット支持体の開口部の外周部を覆う形状にて両部材が嵌合され、前記ターゲット支持軸の開口部の内周面及び前記断熱支持体の円筒部の外周面のうちの少なくとも一方の周面に凸状部が設けられ、該凸状部においてろう材の融点付近の温度にて前記内周面と前記外周面のそれぞれの一部がほぼ接触するように構成したものである（請求項4）。
【００３５】
この構成では、ロータのターゲット支持軸と断熱支持体との結合部に回転陽極の中心軸と平行な嵌合部を設け、更にターゲット支持軸の開口部の内周面と断熱支持体の円筒部の外周面との間にろう付け時の軸心出し構造を設けているので、ロータの機械的強度の向上と、回転陽極の軸心のずれ防止が図られ、大熱容量のターゲットを安定して支持し、Ｘ線ＣＴ装置の高速スキャンにも耐えることが可能となる。
【００３６】
本発明では更に、前記ロータの前記ターゲット支持軸と前記断熱支持体との結合部の回転陽極の中心軸と平行な嵌合部をねじ締結嵌合構造としたものである。この構成では、ロータのターゲット支持軸と断熱支持体との嵌合部をねじ締結嵌合としたことにより、機械的強度が増加し、更にろう付け面積も増加し、結合強度が増加するため、ろう付け部材の熱膨張率差と温度の上昇、降下によって発生する種々の方向の熱応力に対しより安全性が増加する。
【００３７】
本発明のＸ線管では更に、前記ロータの前記ターゲット支持軸と前記断熱支持体とのろう付け後に、使用したろう材に適した所定の温度、所定の時間での焼き鈍し処理を1回以上行うものである。この構成では、ろう付け後の焼き鈍し処理によって、ろう付けとそれ以降の加熱工程によって生じた各部材の残留歪みが均一化されるために、回転陽極の軸心のずれによる回転アンバランスの発生を防止することができ、安定した回転陽極構造を得ることができる。
【００３８】
本発明のＸ線管では更に、前記固定部は、前記開口部と前記陽極端とを含む内筒部と、少なくとも該内筒部の開口部の長さ方向全体を覆う外筒部とから構成され、該外筒部は低熱膨張率で高強度の金属材料から成り、前記内筒部は高熱伝導率の金属材料から成る（請求項5）。この構成では、回転陽極のロータの構造の改良に加えて、固定部の構造の改良も行っているので、回転陽極での焦点移動量は従来品に比べ、約401μmの低減を図ることができる。
【００３９】
本発明のＸ線管装置は、回転陽極Ｘ線管（以下、Ｘ線管と略称する）と、該Ｘ線管を内包する防Ｘ線、防電撃構造のＸ線管容器と、前記Ｘ線管の外囲器の陰極側を前記Ｘ線管容器の陰極側の内周壁に絶縁支持する陰極側支持体と、前記Ｘ線管の陽極端を前記Ｘ線管容器の陽極側の内周壁に絶縁支持する陽極側支持体と、該陽極側支持体に支持されて前記Ｘ線管のロータの外周に配設され、該ロータに回転力を付与するステータと、前記Ｘ線管の陰極及び陽極に高電圧を導くためのケーブルレセプタクルと、前記Ｘ線管の焦点から放射されるＸ線を外部に取り出すためのＸ線放射窓と、前記Ｘ線管を絶縁、冷却するために前記Ｘ線管容器に充填される絶縁油を具備するＸ線管装置において、前記Ｘ線管が請求項1乃至5記載のＸ線管であり、前記陽極側支持体は椀状体で、前記Ｘ線管の回転陽極の固定部を覆うように前記ターゲットの裏側の周辺部から前記陽極端にかけて延在し、その大部分が高熱膨張率の耐熱性絶縁材料にて構成されている（請求項6）。
【００４０】
この構成では、焦点移動量を低減させたＸ線管を用いたＸ線管装置にて、Ｘ線管の陽極端を支持する陽極側支持体の材料として高熱膨張率の絶縁材料を用いているので、Ｘ線管装置の温度上昇によりＸ線管の陽極端が従来品よりも陽極側に移動することになるため、Ｘ線管装置としての焦点移動量は更に低減される。
【００４１】
本発明のＸ線管装置では更に、前記陽極側支持体の材料を耐熱性エポキシ樹脂とするものである。この構成では、陽極側支持体に耐熱性エポキシ樹脂を使用しているため、従来品の如くステータ支持部に金属材料を使用したものと比べて、陽極側支持体全体としての熱的伸長量が大きくなるため、Ｘ線管装置全体での焦点移動量の低減量はＸ線管単体での値よりも大きくなり、より大きな低減効果が得られる。
【００４２】
本発明のＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線管装置とＸ線検出器とを被検体が挿入される開口部を挟んで対向配置して搭載した走査ガントリと、前記Ｘ線管装置に高電圧負荷を印加するＸ線コントローラと、寝載した被検体を前記開口部に挿入する撮影テーブルと、前記走査ガントリ、前記Ｘ線コントローラ及び前記撮影テーブルを制御し、前記Ｘ線検出器にて収集したＸ線計測データに基づいて被検体の断層画像を再構成する操作コンソールとを具備するＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線管装置が請求項1〜6記載のＸ線管装置であり、撮影開始前及び撮影間に長時間の大休止をとった後には前記Ｘ線管装置に予熱のための負荷印加を行うウォームアップ操作とキャリブレーション操作を行い、その後に撮影を行う（請求項7）。また、前記長時間の大休止は2時間以上の休止である。
【００４３】
この構成では、本発明に係るＸ線管装置をＸ線ＣＴ装置に搭載しているので、焦点移動量は低減されている。更に、Ｘ線ＣＴ装置での撮影を、Ｘ線管装置に予熱のためのウォームアップ操作とキャリブレーション操作を実施した後に行っているため、撮影中の焦点移動量の変動はキャリブレーション有効範囲内に納まり、キャリブレーションで求めた補正係数がその後の一連の撮影で得られた計測データの補正に適用できるので、計測データの収集及び断層画像の再構成処理を効率よく実施することができる。また、撮影間に長時間の、例えば、2時間以上の大休止が挿入された場合には、焦点移動量がキャリブレーション有効範囲の下限値をはずれることになるが、再度のウォームアップ操作及びキャリブレーション操作を実施した後に、撮影を再開することにより、画質の良い断層画像が得られる。
【００４４】
本発明のＸ線ＣＴ装置では更に、前記Ｘ線管装置の焦点移動量についてのキャリブレーション有効範囲を設定して、その上限値をＸ線管装置に内挿したＸ線管のターゲットに最大陽極蓄積熱量に相当する熱量が蓄積された時の焦点移動量の値とし、その幅をキャリブレーションによって得た補正データの適用可能範囲とし、前記ウォームアップ操作と前記キャリブレーション操作後の焦点移動量が前記キャリブレーション有効範囲に入った後に撮影を開始するものである。この構成では、撮影時の焦点移動量がキャリブレーション有効範囲に入っているので、撮影時の計測データに対し、キャリブレーションで得た補正データを有効に適用できるため、補正された計測データに基づき画像再構成することにより、画質の良い断層画像が得られる。
【００４５】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施例について添付図面に沿って詳細に説明する。
図1に、本発明に係る回転陽極Ｘ線管の第1の実施例の構造図を示す。本実施例の回転陽極Ｘ線管では、回転陽極の構造を改良し、焦点移動量を低減するものである。図1は、本実施例の回転陽極Ｘ線管の構造を示している。本実施例の回転陽極Ｘ線管30の構造は回転陽極31を除いて、図13に示した従来例の回転陽極Ｘ線管1とほぼ同じである。図1において、回転陽極31はターゲット3と、ロータ35と、断熱支持体37と、回転軸8と、軸受9と、固定部32などから構成される。回転陽極31の構成部材のうち、ターゲット3と、回転軸8と、軸受9は従来のＸ線管1の回転陽極2のものとほぼ同様な構造、材料で作られている。
【００４６】
図1において、先ず本実施例の回転陽極31の固定部32は、内側の軸受9と接する内筒部33とこれを覆う外筒部34とから成り、両者が異なる材料で作られている。内筒部33は2個の軸受9の外輪を支持する軸箱部分となる開口部（穴部）33aと陽極端33bを備え、熱伝導性の良い銅などの金属材料から成る。外筒部34は、ほぼ円筒形状をしており、内筒部33の陽極端33bを除いた長さ方向領域の大部分を覆っており熱膨張率の小さいモリブデン又はモリブデン合金などの金属材料から成る。このように、固定部32を二重構造にしたことにより、熱伝導については内筒部33の高熱伝導性の効果が、熱膨張については外筒部34の低熱膨張率の効果が発揮される。先ず、ターゲット3から回転軸8に伝達された熱は、内筒部33の銅の部分を陽極端33bまで熱伝導して、効率よくＸ線管30の外部（絶縁油など）へ熱放散されるため、固定部32の温度上昇は抑制され、軸受9の温度上昇が抑制される。次に、内筒部33の熱膨張については、外筒部34が延在する部分の熱的伸長量は外筒部34のモリブデン又はモリブデン合金の部分の低い熱膨張により抑制されるため大幅に低減される。
【００４７】
本実施例の構造の固定部32と従来の銅製の固定部10との熱的伸長量を比較した場合、固定部の全長を約150mm、外筒部34の長さを約120mmとしたとき、平均温度は大略150℃、銅とモリブデンの熱膨張率はそれぞれ17×10-6（1/℃）、4×10-6（1/℃）となり、それぞれの熱的伸長量は、本実施例では約149μm、従来例では約383μmであり、本実施例の場合著しく（約1/3に）減少し、上記の差から約234μmの焦点移動量の低減が達成される。
【００４８】
次に、本実施例の回転陽極31のロータ肩部36及び断熱支持体37については、構造及び材料の変更を行い、熱的伸長量の低減を図っている。ロータ肩部36の材料としては耐熱性があり熱膨張率の小さいモリブデン又はモリブデン合金などの金属材料を用いている。ロータ肩部36とステンレス鋼製の断熱支持体37との結合部については銅などのろう材を用いてろう付けする構造とし、更に結合強度を向上させるために、ろう付け結合部をねじで締結する構造とした。このような構造にしたことにより、回転陽極31が高温になった場合でも、ロータ肩部36と断熱支持体37との間の位置ずれの発生を防止することができる。
【００４９】
本実施例のロータ肩部36と従来のステンレス鋼製のロータ肩部6との熱的伸長量を比較した場合、ロータ肩部6、36の全長を約20mmとしたとき、平均温度は約600℃、ステンレス鋼とモリブデンの熱膨張率はそれぞれ13.6×10-6（1/℃）、4×10-6（1/℃）であるので、それぞれの熱的伸長量は本実施例では約48μm、従来例では約163μmであり、本実施例の場合著しく（約1/4に）減少し、上記の差から約115μmの焦点移動量の低減が達成される。
【００５０】
以上説明した如く、本実施例のＸ線管30では、回転陽極31の固定部32の構造と材料構成及びロータ肩部36と断熱支持体37の結合部の構造と材料構成を変更したことにより、前者では約234μm、後者では約115μm、全体で約349μmの焦点移動量の低減が可能となる。この結果、従来品での最大焦点移動量は約500μmであるので、本実施例では、Ｘ線管全体としての焦点移動量を151μm以下にすることが期待できる。
【００５１】
図2に本発明に係るＸ線管装置の第1の実施例の構造図を示す。本実施例のＸ線管装置では、本発明に係る回転陽極Ｘ線管の第1の実施例を内挿し、更にＸ線管の陽極の支持構造の改良を実施している。図2において、Ｘ線管装置40は、本発明に係る回転陽極Ｘ線管の第1の実施例（以下、Ｘ線管と略称する）30と、これを内包する防Ｘ線、防電撃構造のＸ線管容器41と、Ｘ線管30の陽極端33bを絶縁支持する陽極側支持体42と、Ｘ線管30の陰極側を外囲器12の部分にて絶縁支持する陰極側支持体46と、Ｘ線管30のロータ35の外周に配置され、回転陽極31に回転力を付与するステータ47と、Ｘ線管30の回転陽極31及び陰極11に高電圧を導くためのケーブルレセプタクル（図示せず）と、Ｘ線管30を絶縁し、冷却するための絶縁油50と、Ｘ線管30で発生したＸ線を外部に取り出すためのＸ線放射窓49などから構成される。
【００５２】
図2において、陽極側支持体42はＸ線管容器41の中心部に近い内周壁に固定される円板状の陽極支持リング45と、ステータ47を支持する円筒状のステータ支持部44と、Ｘ線管30の陽極端33bを支持する椀状の陽極端支持部43とから成り、全体としても椀状形をしている。陽極側支持体42はＸ線管容器41の中央部に固定され、陽極側に延在して、Ｘ線管30の陽極端33bを支持しているため、この陽極側支持体42がＸ線管装置40の温度上昇により熱膨張すると、Ｘ線管30の陽極端33bがＸ線管装置の中心部（Ｘ線放射窓49の中心）を基準にして陽極側に移動することになり、上記の焦点移動量を低減する効果がある。
【００５３】
従来例では、陽極側支持体42を構成する部材の材料として、陽極端支持部43と陽極支持リング45には耐熱性絶縁物である耐熱性エポキシ樹脂が用いられ、ステータ支持部44には熱伝導性の良いアルミニウムなどの金属材料が用いられており、隣接する部材はそれぞれねじ又は接着剤などで締結されていたが、本実施例では、全部材の材料を耐熱性エポキシ樹脂として構造を簡略化している。
【００５４】
陽極側支持体42の温度は通常急激な変化をすることなく上昇し、その温度上昇は約50℃で飽和するように制限されている。ここで、ステータ支持部44の長さを約70mm、陽極端支持部43の長さを約50mmとすると、アルミニウムの熱膨張率が23×10-6（1/℃）、耐熱性エポキシ樹脂の熱膨張率が41×10-6（1/℃）であるので、温度上昇を50℃とした場合、陽極側支持体42の熱的伸長量は従来品では約183μm、実施例では約246μmとなり、実施例では約63μmだけ大きくなる。この結果、実施例の陽極側支持構造では従来品と比べ約63μmの焦点移動量の低減効果が期待できる。
【００５５】
本実施例のＸ線管装置40では、Ｘ線管30の回転陽極31の構造の改良及び陽極側支持構造の改良を実施しているので、焦点移動量の低減は両者の合算したものとなり、約412μmの焦点移動量の低減が期待できる。これに対し、従来のＸ線ＣＴ装置での最大焦点移動量は約500μm程度であるので、本実施例のＸ線管装置を適用したＸ線ＣＴ装置では、焦点移動量を約90μm以下とすることが可能となる。
【００５６】
次に、図6及び図7を用いて、本発明に係る回転陽極Ｘ線管の第2の実施例について説明する。本実施例は、従来例及び第1の実施例の回転陽極Ｘ線管と比べ、回転陽極の構造が相違するので、主として回転陽極の構造について説明する。図6は、本発明に係る回転陽極Ｘ線管の第2の実施例の回転陽極の全体構造を示す断面図、図7は本実施例の回転陽極のロータの構造図を示す。以下、図6を用いて本実施例の回転陽極の構造を、図7を用いて本実施例の要部となるロータの構造と作り方について説明する。図6において、本実施例の回転陽極110は、ターゲット3と、ロータ111と、回転軸8と、軸受9と、固定部10とから構成される。回転陽極110の構成部材のうち、ターゲット3と、回転軸8と、軸受9と、固定部10は従来のＸ線管1の回転陽極2のものとほぼ同様な構造、材料で作られている。
【００５７】
図6において、本実施例の回転陽極110のロータ111は、ターゲット支持軸112と、断熱支持体113と、ロータ円筒部5aとから構成されている。本実施例では、ターゲット支持軸112は従来のターゲット支持軸(4)（以下、支持軸115という）とロータ肩部(6)（以下、ロータ肩部120という）とを一体化したもので、一端の支持軸115にてターゲット3を支持し、他端のロータ肩部120で断熱支持体113とろう付けによって結合されている。更に、断熱支持体113がロータ円筒部5aとろう付けによって結合されている。ターゲット3とロータ111のターゲット支持軸112との結合は、ターゲット支持軸112の支持軸115の先端にフランジ115a、嵌合部115b、ねじ115cが設けられており、ターゲット3の中心穴3cと嵌合部115bとを嵌合し、ターゲット3の背面がフランジ115aに接するようにして、固定ナット116をねじ115cに締めつけることによって固定する。
【００５８】
ロータ111と回転軸8との結合は、ロータ111の断熱支持体113にて行われている。断熱支持体113はターゲット支持軸112のロータ肩部120の端部と結合されるフランジ部113aと、フランジ部113aに接続され、高熱抵抗性を示す薄肉の円筒部113bと、円筒部113bの底となる底面部113cとから構成され、この底面部113cと回転軸8のフランジ部とが複数個のねじ118で締結されている。
【００５９】
ターゲット支持軸112のロータ肩部120の外径はロータ円筒部5a及び断熱支持体113のフランジ部113aの外径とほぼ同じで、ロータ肩部120の陽極側には開口部121が設けられ、その開口部121に断熱支持体113の円筒部113bと底面部113cが収容されている。断熱支持体113は円筒部113bがフランジ部113aを基点として陰極側に延在しているため、焦点移動量を低減する働きがある。
【００６０】
また、ターゲット支持軸112のロータ肩部120の陰極側には、回転軸8と断熱支持体113を結合するねじ118を挿入するための穴122が複数個設けられており、この穴122は開口部121まで貫通している。また、断熱支持体113の底面部113cにはねじ118用の複数固の座ぐり穴113dが設けられている。
【００６１】
ロータ肩部120と断熱支持体113との結合はろう付けで行われるが、ロータ肩部120の端部と断熱支持体113のフランジ部113aとの間で、回転陽極110の中心軸に平行な嵌合面（周面）124を設け、この嵌合面で両者を嵌合させてろう付けを行う。また、断熱支持体113とロータ円筒部5aとのろう付けは、断熱支持体113のフランジ部113aの端面126で、両部材の端面を突き合わせて行う。
【００６２】
次に、図7を用いて、回転陽極110のロータ111の構造の詳細及び作り方について説明する。図7（a）は本実施例の回転陽極のロータの構造を示す断面図、図7（b）は図7（a）の丸A部の拡大図である。図7（a）において、ロータ111はターゲット支持軸112と、断熱支持体113と、ロータ円筒部5aとから構成され、ターゲット支持軸112はモリブデンやモリブデン合金などの高融点、高強度で、熱膨張率の小さい金属材料から成る。断熱支持体113はステンレス鋼（例えばSS304）などの高強度で、熱膨張率の比較的大きい金属材料から成る。ロータ円筒部5aは銅などの電気抵抗の小さい金属材料から成る。また、ターゲット支持軸112と断熱支持体113との結合は、融点の比較的高い銅などをろう材としてろう付けされ、断熱支持体113とロータ円筒部5aとの結合は、融点が銅よりも低い金銅ろう又は銀ろうなどをろう材としてろう付けされる。
【００６３】
図7（a）のターゲット支持軸112と断熱支持体113とのろう付け部（丸Ａで示した部分）を拡大した図が図7（b）である。図7（b）において、ターゲット支持軸112のろう付け面128aは外側から第1の平坦面130aと、嵌合面124の外周面124aと、第2の平坦面132aとから成る。一方、断熱支持体113のろう付け面128bは、外側から第1の平坦面130bと、嵌合面124の内周面124bと、第2の平坦面131bとから成る。更に、ターゲット支持軸112と断熱支持体113とのろう付け時の軸心出し手段として、ターゲット支持軸112の開口部121の内周面134には、凸状の軸心出し部136が第2の平坦面131bから適当な距離Hだけ離れた位置に設けられている。この凸状の軸心出し部は断熱支持体113の円筒部113bの外周面138に設けてもよく、或いは両方の周面に設けてもよい。距離Hとしては、ターゲット支持軸112と断熱支持体113のろう付け時にろう材がターゲット支持軸112の開口部121の内周面134と断熱支持体113の円筒部113bの外周面138との間にたまるので、このろう材で埋まらないような位置までの距離として設定する必要がある。
【００６４】
ターゲット支持軸112と断熱支持体113とのろう付け時の軸心出し手段の動作と効果について説明する。先ず、ターゲット支持軸112の開口部121の内周面138に設けた凸状の軸心出し部136の位置では、この軸心出し部136と断熱支持体113の円筒部113bの外周面138との隙間が、両部材の温度がろう付け温度の約1.100℃に上昇したときにほぼ0となり、接触するように寸法設定されている。この結果、ターゲット支持軸112と断熱支持体113とを組み立てて、ろう付けのために、温度上昇して行くと、ろう付け温度にて、ターゲット支持軸112の凸状の軸心出し部136と断熱支持体113の円筒部113bの外周面138が接触するため、断熱支持体113とターゲット支持軸112とは、ろう付け時に両者の軸心が一致する。ろう付け後、室温に戻ると、断熱支持体113の方が大きく熱収縮するため、上記の接触面は離れ、両者の間には全周均一な隙間が得られる。Ｘ線管の使用時には、断熱支持体113とターゲット支持軸112の開口部121は約550℃程度まで温度上昇するが、ろう付け温度よりも十分低いために、使用中に断熱支持体113の円筒部113bの外周面138と、ターゲット支持軸112の軸心出し部136とは接触することなく、断熱支持体113による断熱効果は維持される。
【００６５】
ターゲット支持軸112と断熱支持体113とのろう付けは、断熱支持体113の第1の平坦面130b及び第2の平坦面132bにろう材（銅）を載せ、その上にターゲット支持軸112の第1の平坦面130a及び第2の平坦面132aが密着するように載せて、両部材の嵌合面124を嵌合させ、真空中又は還元性ガス雰囲気中で約1.100℃にて行われる。また、断熱支持体113とロータ円筒部5Aとのろう付けは、両者を突き合わせて金銅ろう又は銀ろうを用いて、真空中又は還元ガス性雰囲気中で約900℃又は約800℃にて行われる。
【００６６】
本実施例のロータ111の構造では、回転陽極110の中心軸に対し平行な嵌合面124及び垂直な第1、第2の平坦面130、132で、ターゲット支持軸112と断熱支持体113を嵌合させて結合させているため、ろう付け時や使用時に発生するあらゆる方向の引張応力や圧縮応力に耐えられる構造になっている。また、ろう付け後室温まで冷却すると、断熱支持体113の熱膨張率がターゲット支持軸112より大きいことから、図9（b）において、断熱支持体113のフランジ部113aの外周部140がターゲット支持軸112のロータ肩部120の内周部142を締め付ける構造となっているため、断熱支持体113の周上の不均一な変形を防止することができる。さらに、断熱支持体113の円筒部113bの外周面138と、ターゲット支持軸112の開口部120の内周面134との間には、断熱と接触防止のために適当な間隔の隙間144が設けられている。
【００６７】
上記の如き構造にしたことにより、Ｘ線管の使用時にロータ111が約550℃程度に加熱された場合でも、断熱支持体113の薄肉の円筒部113bはターゲット支持軸112のロータ肩部120によって締め付けられることがないため、その周上に不均一な変形は生じることはない。また、ターゲット支持軸112と断熱支持体113とは、回転陽極110の中心軸と平行な嵌合面124をろう付け面として共有することにより、Ｘ線ＣＴ装置への搭載時に加わる遠心力によって生じる回転陽極110のたわみを低減する効果も得られる。
【００６８】
また、断熱支持体113の円筒部113bの外周面138とターゲット支持軸112の開口部121の内周面134との間には、上述の如きろう付け時の軸心出し手段を設けているので、ロータ111全体の熱的伸びが不均一となっても、軸の曲りが発生しにくく、また断熱支持体113とターゲット支持軸112の回転軸心のずれ量も非常に小さく押さえられる。
【００６９】
また、本実施例のロータ111の構造では、ターゲット支持軸112のロータ肩部120の部分の長さを長くすることによって、この開口部121に収容される断熱支持体113の円筒部113の長さを長くすることができる。ロータ肩部120と円筒部113bの熱的伸長方向は逆となるが、円筒部113bの方が熱膨張率が大きいため、ロータ肩部120の部分を長くすることは、ロータ111全体として焦点移動量を低減するのに効果がある。この場合、断熱支持体113の比較的薄肉の円筒部113bの長さが長くなると、この部分の剛性が低下するが、円筒部113の肉厚を断熱効果が低下しない程度に厚くすることで剛性の問題は回避される。断熱支持体113の断熱効果については、円筒部113bの長さが長くなったことによって向上しているので、若干肉厚を厚くしても、従来品とほぼ同等の断熱効果を維持することは可能である。
【００７０】
本実施例のロータ111では、ろう付け後使用する前に予め熱処理を加えておく必要がある。ターゲット支持軸112と断熱支持体113とのろう付け部128のろう材の肉厚は、上記の軸心出し手段によって、全周ほぼ均一となるが、ろう付け時の加熱が終了した後、ろう材が凝固し始めるのは全周同時ではない。このようなろう材の凝固開始の不均一やろう付けされる部材の熱収縮の不均一により、ろう付け部128には全周不均一な残留歪みが生じる。この残留歪みはロータ111の使用時にロータ111の等方的な熱膨張を防げ、ロータ111の非等方的な熱変形を起こす場合があり、ロータ111の軸心ずれを生じさせる原因となっている。
【００７１】
このため、本実施例のロータ111では、ターゲット支持軸112と断熱支持体113とのろう付け後、必要な加工を施して完成したロータ111に対し、上記の残留歪みを全周ほぼ均一に低減するために、焼き鈍し処理を行う。焼き鈍し温度としては、銅ろうの場合、通常500℃から600℃が最適で、処理時間は1時間程度である。焼き鈍し処理後は、徐冷する。また、処理回数は、1回以上であればよく、実桟にて効果が確認されている。この熱処理をロータ111に施すことによって軸心のずれによる回転陽極110の回転アンバランスの発生を防止することができ、安定した回転陽極構造を得ることができる。
【００７２】
本実施例の回転陽極構造では、ロータの構造を上記の如く改良したことにより、上記の如き機械的強度の向上とともに、焦点移動量も従来のＸ線管と比べて大幅に低減されている。焦点移動量の低減に寄与した部分は、ロータ肩部120をターゲット支持軸112と一体化して低熱膨張率の金属材料（モリブデン又はモリブデン合金など）を使用したことと、断熱支持体113の円筒部113bの長さを長くしたことである。本実施例のロータ111と従来例のロータ5との熱的伸長量を比較した場合（ロータ肩部と断熱支持体の部分のみ比較する）、ロータ肩部の全長は両者とも25mm、断熱支持体の全長はそれぞれ約16.5mmと13mmとしたとき、ロータ肩部の平均温度は約600℃、断熱支持体の平均温度は約450℃、ステンレス鋼とモリブデンの熱膨張率は13.6×10-6（1/℃）、4×10-6（1/℃）であるので、それぞれの熱的伸長量は本実施例では、約−52μm、従来例では約115μmである。この結果、本実施例の場合焦点移動量は著しく減少し、上記の差から約167μmの焦点移動量の低減が達成される。
【００７３】
図8は、本発明に係る回転陽極Ｘ線管の第3の実施例の回転陽極の全体構造を示す断面図である。本実施例のＸ線管では、回転陽極の構造を除いて第1及び第2の実施例のＸ線管とほぼ同じであるので、以下本実施例の要部である回転陽極の構造について図8により説明する。図8において、図8（a）は本実施例の回転陽極の構造を示す断面図、図8（b）は図8の丸Ａ部の拡大図である。図8において、本実施例の回転陽極150では、ロータ151のろう付け部の構造が第2の実施例と異なる。すなわち、ロータ151は、ターゲット支持軸152と断熱支持体153とロータ円筒部5aとから構成されるが、銅ろう付けされるターゲット支持軸152と断熱支持体153とのろう付け面156のうち、回転陽極150の中心軸と平行なろう付け面（この面はターゲット支持軸152と断熱支持体153との嵌合面となっているので、以下では嵌合面とも呼ぶことにする）158に、ねじ嵌合構造160を設けたものである。このように、ロータ151のろう付け面156の嵌合面158に、ねじ嵌合構造160を設けたことにより、ロータ151の機械的強度が増加し、更にろう付け面積が増加して、ろう付け強度が増加するため信頼性が向上する。
【００７４】
また、本実施例においても、第2の実施例と同様に、ターゲット支持軸152の開口部121の内周面134と、断熱支持体153の円筒部153bの外周面138との間にろう付け時における軸心出し手段を採用しており、ターゲット支持軸152の内周面134には凸状の軸心出し部136を設けている。また、ターゲット支持軸152と断熱支持体153のろう付け後には、残留歪みを低減するために焼き鈍し処理が行われる。
【００７５】
本実施例における焦点移動量の低減効果については、ロータ151の構造がねじ嵌合構造160の部分を除いて第2の実施例とほぼ同じであるので、第2の実施例とほぼ同じ効果が得られる。回転陽極150の機械的強度については、ねじ嵌合構造160を設けたことにより、第2の実施例よりも、遠心力などに対する機械的強度の向上及び温度の上昇、降下によって発生する熱応力に対する安全性の増加が図られる。
【００７６】
図9は、本発明に係る回転陽極Ｘ線管の第4の実施例の回転陽極の全体構造を示す断面図である。本実施例では、回転陽極の固定部の構造を第1の実施例と同様に二層管構造とし、ロータの構造を第2又は第3の実施例と同様にターゲット支持軸とターゲット肩部とを一体化し、断熱支持体とろう付けする構造とし、焦点移動量の低減効果を大きくし、機械的強度を向上したものである。図9において、本実施例の回転陽極170はターゲット3と、ロータ111と、回転軸8と、軸受9と、固定部32とから構成される。ロータ111は第2の実施例の回転陽極110のロータと同じ構造をしており、固定部32は第1の実施例の回転陽極31の固定部と同じ構造をしており、ターゲット3と、回転軸8と、軸受9は従来品のターゲット、回転軸、軸受と同じ構造をしている。
【００７７】
本実施例では、回転陽極170の構造を上記の如くしたことにより、第1の実施例の効果と第2の実施例の効果が得られる。すなわち、焦点移動量の低減効果としては、ロータ111の構造変更の分と固定部32の構造変更の分が加算され、機械的強度の向上の効果としてはロータ111の構造変更の寄与分が得られる。このため、焦点移動量はロータ111にて約167μm、固定部32にて約234μm、合計約401μm低減される。また、回転陽極170の機械的強度に関しては、ロータ111のろう付け部の結合強度の向上、軸心のずれの低減が達成され、Ｘ線ＣＴ装置実装時の遠心力などに対し安定した強度を発揮することができる。
【００７８】
また、第2〜第4の実施例の回転陽極Ｘ線管は、第1の実施例と同様に図2に示したＸ線管容器41に内挿されてＸ線管装置として組立てられる。このため、本発明のＸ線管装置でのＸ線管の陽極側支持構造に基づく焦点移動量の低減効果も付加される。このＸ線管の陽極側支持構造に基づく焦点移動量の低減効果は上記の如く約63μmであり、これを第4の実施例の回転陽極Ｘ線管の場合の焦点移動量の低減効果である約401μmに加算すると、全体としての低減量は約464μmとなり、焦点移動量としては約36μm（＝500−464）程度となり、100μm以下にすることができる。
【００７９】
図10に、本発明に係る回転陽極Ｘ線管の第５の実施例の構造図を示す。本実施例は、図１に示す第１の実施例の固定部32の内筒部33と外筒部34との接合部の接合強度を向上させるものである。図10において、二重構造の固定部32の内筒部33と外筒部34との接合面に溝加工を施して三角形状の凹凸の溝180を設けたものである。
前記内筒部33と外筒部34の接合は、例えば図11に示す鋳造法を用いる。図11において、外筒部34の素材182中に溶融した内筒部33の材料184を鋳込み、鋳込んだ後に所望の形状186に仕上げ加工を行う。このように加工することによって、三角形状の溝加工面180の接合が容易に行える。なお、前記三角形状の溝加工は螺旋状に施しても良く、その加工は比較的容易できる。
図12は、内筒部33と外筒部34の接合面の溝188を四角形状とした例である。この形状の溝では、接合面積を広く取ることが可能となり接合強度をさらに向上させることができる。また、この形状を形成するための溝加工は螺旋状に施しても良い。
なお、前記の溝180あるいは溝188は、図9に示した第4の実施例に用いても良い。
【００８０】
次に、本発明に係るＸ線管装置を搭載したＸ線ＣＴ装置の構成とＸ線ＣＴ装置の運転手順について、図3と図4を用いて説明する。図3は本発明に係るＸ線ＣＴ装置のシステム構成例を示したもの、図4は本発明に係るＸ線ＣＴ装置の動作フローチャート例を示したものである。先ず、図3によりＸ線ＣＴ装置のシステム構成について説明する。図3において、本発明に係るＸ線ＣＴ装置60は主に走査ガントリ61と、操作コンソール62と、撮影テーブル63とから成る。走査ガントリ61は本発明に係るＸ線管装置40と、Ｘ線検出器20と、データ収集部66と、Ｘ線ビームの厚さを変えるコリメータ17と、コリメータ17を制御するコリメータコントローラ68と、Ｘ線管装置40のＸ線発生を制御するＸ線コントローラ69と、Ｘ線管装置40及びＸ線検出器20を開口部70aを挟んで対向して搭載して被検体の周りを回転させる回転部70と、回転部70の回転を制御する回転コントローラ71などから構成される。この走査ガントリ61では、回転部70の開口部70aに、撮影テーブル63に載置した被検体を挿入し、回転部70を回転させることにより、対向配置されたＸ線管装置40とＸ線検出器20とで被検体の周りを走査し、複数回転角度方向における被検体のＸ線減弱データを計測し、計測データの収集を行い、計測データを操作コンソール62に送る。
【００８１】
操作コンソール62は、データ収集部66からの計測データを集めるデータ収集バッファ72と、計測データを用いて被検体の断層面の画像の再構成などを行う中央処理装置73と、再構成された画像を表示する表示装置74と、画像データを蓄積する記憶装置75と、中央処理装置73を経由して装置全体を制御・操作する操作装置76と、中央処理装置73と走査ガントリ61及び撮影テーブル63をつなぐ制御インターフェース77などから構成される。この操作コンソール62では、操作装置76からＸ線ＣＴ装置60全体の制御を行うとともに、走査ガントリ61にて収集した被検体の計測データに基づいて被検体の断層面の画像の再構成を行い、画像の表示と画像データの蓄積などを行う。
【００８２】
撮影テーブル63は被検体を寝載するテーブルで、載置された被検体を走査ガントリ61の回転部70の開口部70ａに挿入する。被検体の開口部70a内での挿入位置（床面からの高さ、挿入深さなど）は、操作コンソール62の操作装置76によって制御される。
【００８３】
次に、図4によりＸ線ＣＴ装置の運転手順について説明する。Ｘ線ＣＴ装置の運転にあたっては、撮影を始める前に、先ず第1の工程としてウォームアップ101を行う。このウォームアップ101では、Ｘ線管装置40に高電圧負荷を複数回印加してＸ線管装置40の予熱を行い、耐電圧を安定させる。次に、第2の工程としてキャリブレーション102を行う。このキャリブレーション102では、走査ガントリ61の回転部70の開口部70ａに被検体を挿入せずに、複数回のＸ線曝射を行い、Ｘ線検出器20の感度特性を読み込み、断層画像を再構成する際に計測データを補正するための補正データを得る。
【００８４】
次に、第3の工程として撮影103を行う。この撮影103では被検体を回転部70の開口部70aに挿入し、Ｘ線曝射を行って計測データを収集し、断層画像の再構成を行う。このとき、計測データの補正を行うために、上記のキャリブレーション102で得られた補正データを利用する。次に、第4の工程として休止104を入れる。この休止104では、撮影103の完了した被検体の入れ替えを行う。これらの撮影103と休止104は、撮影を行う被検体の数に応じて必要な回数だけ繰り返す。本発明に係るＸ線管装置40では構造上焦点移動量の低減が図られているので、後に詳しく説明するように、前の撮影から次の撮影までの休止時間が2時間未満であれば、焦点位置の移動量が小さく、再度のキャリブレーションをしないで、撮影103、すなわち計測データの収集を続行してもよい範囲（以下、キャリブレーション有効範囲と呼ぶ）内に収まっているため、再度のキャリブレーション102を行うことなく継続して撮影103が可能である。
【００８５】
次に、第5の工程として2時間以上の大休止105が入った場合には、Ｘ線管装置40の焦点位置が初期のキャリブレーション有効範囲内に戻るように第6の工程のウォームアップ106と第7の工程のキャリブレーション107を行った後に、第3の工程の撮影103を再開する。第6の工程のウォームアップ106と第7の工程のキャリブレーション107は第1の工程のウォームアップ101と第2の工程のキャリブレーション102とほぼ同じ操作を行う。以上の如き運転手順でＸ線ＣＴ装置を動作させることにより、Ｘ線管装置40の焦点位置はキャリブレーション有効範囲内に収まり、キャリブレーション102で得られた補正データによる計測データの補正が有効に行われ、アーチファクトの生じない断層画像が得られる。
【００８６】
次に、本発明に係るＸ線ＣＴ装置の運転とＸ線管装置の焦点移動との関係について図5を用いて（図4を参照しながら）説明する。図5は本発明に係るＸ線管装置（第1の実施例）での動作時の焦点移動量の変化例を示したものである。図5に示したものは、本発明に係るＸ線ＣＴ装置において、最大焦点移動量が90μmであるＸ線管装置を搭載して撮影を行う場合の動作例である。図5において、横軸に時間経過、縦軸にＸ線管装置の焦点移動量を示している。先ず、撮影前にウォームアップ101とキャリブレーション102のＸ線曝射81を行うことで、焦点位置は初期焦点位置80から約60μmだけ移動する。この移動後の焦点位置をキャリブレーション基準位置82とする。キャリブレーション102で得られた補正データで画像補正可能な焦点移動量範囲（上記のキャリブレーション有効範囲に相当する）83は60μm±33μmである。
【００８７】
次に、撮影84と、被検体の入れ替えなどで必要とする10分程度の撮影休止時間85とを複数回繰り返すと、焦点移動量は最大の85μmの飽和位置86にて飽和する。撮影84の開始から焦点移動量が飽和位置86に到達するまでの間は、焦点位置はキャリブレーション許容範囲83内にあり、良好な断層画像が得られる。
【００８８】
その後、休止時間が長くなり、次の撮影までに2時間以上の大休止時間88がとられ、Ｘ線管装置の回転陽極が冷却されると、焦点位置はキャリブレーション有効範囲83の下限位置87を越えてしまうことになる。このため、Ｘ線ＣＴ装置で2時間以上の大休止時間88をとった場合には、撮影91を再開する前に初期と同様にウォームアップ101とキャリブレーション102のＸ線曝射89を行うことにより焦点位置90は再びキャリブレーション基準位置82に戻り、通常の撮影91を再開することができる。
【００８９】
次に、上記のキャリブレーション有効範囲83とＸ線管装置及びＸ線ＣＴ装置との関係について説明する。このキャリブレーション有効範囲83は上記の如くキャリブレーションで得られた補正データで画像補正可能な焦点移動量範囲で、図5の例では60μm±33μmとなっている。このキャリブレーション有効範囲の上限値は、Ｘ線管装置に内挿されるＸ線管のターゲットに最大陽極蓄積熱量に相当する熱量が蓄積された時の焦点移動量に対応し、上記の場合93μmとなっている。キャリブレーション有効範囲の幅はキャリブレーションによって得られた補正データが計測データの補正のために適用できる焦点移動量の変動可能な範囲で、上記の場合には66μmとなっている。前者はＸ線管装置の性能によって決まり、後者はＸ線ＣＴ装置とＸ線管装置との組合せによって決まる。
【００９０】
上記の如く、キャリブレーション有効範囲の上限値と幅が決まると、両者に基づいてキャリブレーション有効範囲の中央値、すなわちキャリブレーション基準位置（60μm）とキャリブレーション下限値（27μm）が決まる。キャリブレーションはキャリブレーション有効範囲内で行えばよいが、よりよくはキャリブレーション基準位置の近くで行うのがよい。また、後続の撮影を考慮すると、キャリブレーション下限値とキャリブレーション基準位置との間で行うのが実用的である。
【００９１】
【発明の効果】
以上説明した如く、本発明に係る回転陽極Ｘ線管では、回転陽極を構成するロータ、固定部について構造の改良及び熱膨張率の小さい材料への変更を行うことにより、回転陽極の温度上昇時の熱的伸長量を小さくして、焦点移動量を約345μm以上低減することができた。
【００９２】
また、本発明に係る回転陽極Ｘ線管では、回転陽極のロータ構造に関し、ターゲット支持軸とロータ肩部とを一体化し、低熱膨張率の材料で構成し、断熱支持体とろう付けする構造とし、ロータ肩部と断熱支持体との間に軸心出し構造を採用したことにより、回転陽極全体としての機械的強度を向上し、回転陽極の自重やＸ線ＣＴ装置搭載使用時のスキャナ回転による遠心力に耐え得る強度を付与することができた。この結果、Ｘ線ＣＴ装置の画像処理において画質低下の要因となっている回転陽極のたわみに起因する焦点移動量も低減することができ、Ｘ線ＣＴ装置の高速スキャンに対応することができる。
【００９３】
また、本発明に係るＸ線管装置では、上記回転陽極Ｘ線管を使用し、このＸ線管の陽極端を支持する陽極側支持体の構造の改良及び一部の材料についての熱膨張の大きい材料への変更を行うことにより、Ｘ線管装置の温度上昇時の陽極側支持体の熱的伸長量を大きくして、Ｘ線管装置としての焦点移動量を約60μm以上低減し、全体としては約405μm以上低減することができた。
【００９４】
また、本発明に係るＸ線ＣＴ装置では、上記Ｘ線管装置を搭載し、予めウォームアップとキャリブレーションによりＸ線管装置の構成部材を加熱して焦点位置をキャリブレーション基準位置に移動させた後に撮影を行うことにより、撮影中の焦点移動量をキャリブレーション有効範囲内に収めることができ、焦点移動による断層画像の画質劣化を防ぎアーチファクトのない良好な断層画像を得ることができる。
【００９５】
また、本発明に係るＸ線ＣＴ装置では、焦点移動量を補償するために、従来品のようにＸ線管装置又はＸ線検出器を移動させる機構及びその機構を制御する機器などが不要となることによって、コストを削減することができるとともに、システムを単純化し、かつ小型化することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に係る回転陽極Ｘ線管の第1の実施例の構造図。
【図２】本発明に係るＸ線管装置の第1の実施例の構造図。
【図３】本発明に係るＸ線ＣＴ装置のシステム構成例。
【図４】本発明に係るＸ線ＣＴ装置の動作フローチャート例。
【図５】本発明に係るＸ線管装置での動作時の焦点移動量の変化例。
【図６】本発明に係る回転陽極Ｘ線管の第2の実施例の回転陽極の全体構造を示す断面図。
【図７】第2の実施例の回転陽極のロータの構造を示す断面図。
【図８】本発明に係る回転陽極Ｘ線管の第3の実施例の回転陽極の全体構造を示す断面図。
【図９】本発明に係る回転陽極Ｘ線管の第4の実施例の回転陽極の全体構造を示す断面図。
【図１０】本発明に係る回転陽極Ｘ線管の第5の実施例の構造図。
【図１１】本発明に係る回転陽極Ｘ線管の第5の実施例の内筒部33と外筒部34を鋳造で接合する説明図。
【図１２】本発明に係る回転陽極Ｘ線管の第5の実施例の別の構造図。
【図１３】従来の回転陽極Ｘ線管の代表例の構造。
【図１４】従来のＸ線管装置での焦点移動を説明するための図。
【符号の説明】
1、30…回転陽極Ｘ線管（Ｘ線管）
2、31、110、150、170…回転陽極
3…ターゲット
4、112、152…ターゲット支持軸
5、35、111、151…ロータ
6、36、120…ロータ肩部
7、37、113、153…断熱支持体
8…回転軸
9…軸受
10、32…固定部
11…陰極
12…外囲器
13、13a…焦点面
14、14a…焦点
15…Ｘ線放射窓
16、16ａ…Ｘ線（Ｘ線ビーム）
17…コリメータ
19…焦点移動量
20…Ｘ線検出器
21…拡大焦点移動量
33…内筒部
33ａ…開口部（穴部）
33ｂ…陽極端
34…外筒部
40…回転陽極Ｘ線管装置（Ｘ線管装置）
41…Ｘ線管容器
42…陽極側支持体
43…陽極端支持部
44…ステータ支持部
45…陽極支持リング
47…ステータ
49…Ｘ線放射窓
50…絶縁油
60…Ｘ線ＣＴ装置
61…走査ガントリ
62…操作コンソール
63…撮影テーブル
66…データ収集部
69…Ｘ線コントローラ
70…回転部
70ａ…開口部
73…中央処理装置
76…操作装置
82…キャリブレーション基準位置
83…キャリブレーション有効範囲
84，103…撮影
101，106…ウォームアップ
102，107…キャリブレーション
85，104…休止
88，105…大休止
113ａ…フランジ部
113ｂ…円筒部
113ｃ…底面部
115…支持軸
118…ねじ
121…開口部
122…穴
124，158…嵌合面（ろう付け面）
126…端面
128，128ａ，128ｂ，156…ろう付け面
134…内周面
136…軸心出し部
138…外周面
160…ねじ嵌合構造
180…三角形状の溝
182…外筒部の素材
184…内筒部の素材
186…二重構造の固定部の仕上げ形状
188…四角形状の溝[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to medical and industrial X-ray CT apparatuses, and more particularly to a technique for improving the image quality of an X-ray CT apparatus.
[0002]
[Prior art]
In recent years, the performance of X-ray CT apparatuses has been remarkably improved, and not only image processing technology has advanced, but also X-ray detectors that read image signals have been improved, making a great contribution to improving the image quality of X-ray CT apparatuses. ing. In other words, as an X-ray detector, an X-ray CT apparatus can be obtained by using a solid-state detector using a semiconductor with high light receiving sensitivity instead of an ionization chamber type detector that applies the ionization action of gas by X-rays. The image quality of is significantly improved. In response to such advances in image technology, the X-ray tube apparatus, which is an X-ray generation source, has the following problems.
[0003]
In an X-ray CT apparatus, a fan-shaped X-ray having a thickness of about 1 to 10 mm radiated from the X-ray tube apparatus passes through the subject, and X-rays having a concentration distribution by the subject are detected by the X-ray detector. Light is received and converted into an electrical signal, and the signal is processed to form a tomographic image. The problem here is that almost all conventional rotary anode X-ray tube apparatuses for X-ray CT apparatus cause movement of the position of the focal point serving as the X-ray source (hereinafter referred to as focal movement), resulting in a fault. This is a hindrance to the improvement of image quality. Recently, solid-state detectors have become the mainstream of X-ray detectors, and in order to make full use of this high sensitivity characteristic and provide the highest image quality, it is possible to solve the problem of focal shift of the X-ray tube device. is necessary.
[0004]
The cause of the focal shift of the X-ray tube apparatus is that the rotating anode of the inserted rotating anode X-ray tube is thermally expanded. In the X-ray CT apparatus, when performing tomographic image processing, a calibration operation is performed in which image data is acquired without placing a subject in advance and a correction coefficient is determined. When imaging of a tomographic image of the subject is actually started, X-ray exposure is repeatedly performed in the X-ray tube apparatus, and heat is generated in the target of the rotating anode. By repeating this X-ray exposure, heat is accumulated in the target of the rotating anode, the temperature rises from a maximum of 950 ° C to 1.000 ° C, and the rotating anode itself expands as a whole and expands toward the cathode. The focal plane moves toward the cathode. In the current X-ray tube apparatus, this focal shift amount is about 200 to 500 μm. On the other hand, the allowable range of focus movement that can be corrected by the correction coefficient by calibration is approximately within ± 35 μm with respect to the calibration position. When the focus position is out of this range, image degradation such as artifacts occurs.
[0005]
Here, the structure of a typical example of a conventional rotary anode X-ray tube apparatus and an example of the behavior of the focal point movement will be described with reference to FIGS. FIG. 13 shows the structure of a typical example of a conventional rotary anode X-ray tube device, and FIG. 14 is a diagram for explaining the focal shift in the conventional X-ray tube device. First, the structure of a typical example of a conventional rotary anode X-ray tube apparatus will be described.
[0006]
In FIG. 13, a rotary anode X-ray tube device 40 includes a rotary anode X-ray tube (hereinafter sometimes abbreviated as X-ray tube) 1 that generates X-rays and an X-ray tube container that contains the X-ray tube 1. 41, a cathode-side support 46 for insulatingly supporting the envelope 12 on the cathode side of the X-ray tube 1, an anode-side support 42 for insulatingly supporting the anode end of the X-ray tube 1, and the rotation of the X-ray tube 1 A stator 47 disposed on the outer periphery of the rotor 5 of the anode 2 and imparting a rotational force to the rotor 5; an insulating oil 50 filled in the X-ray tube container 41 for insulating and cooling the X-ray tube 1; The X-ray emission window 49 attached to the X-ray tube container 41 for taking out the X-rays generated in the X-ray tube 1 and the cable receptacle for supplying a high voltage to the cathode and the anode of the X-ray tube 1 (Not shown). Here, the stator 47 is supported on the inner peripheral side of the anode side support 42.
[0007]
Next, the structure of the X-ray tube 1 will be described. The X-ray tube 1 insulates and supports a cathode 11 that emits an electron beam, a rotary anode 2 that includes a target 3 that generates an X-ray upon collision of the electron beam from the cathode 11, and the cathode 11 and the rotary anode 2 The envelope 12 includes both electrodes in a vacuum-tight manner. An X-ray radiation window 15 for taking out X-rays to the outside is attached to the side surface of the envelope 12.
[0008]
Of the components of the X-ray tube 1, the portion related to the above-described focal movement is the rotating anode 2. Details of the structure of the rotating anode 2 will be described below. The rotating anode 2 includes a target 3 composed of a rotating disk, a rotor 5 that supports the target 3, a rotating shaft 8 that supports the rotor 5, and a pair that rotatably supports the rotating shaft 8 (two in this example). The bearing 9 and a fixed portion 10 that supports the bearing 9 are configured. The target 3 includes a focal plane 13 that generates X-rays when an electron beam from the cathode 11 collides, a first heat storage unit 3a that holds the focal plane 13 and stores heat input thereto, and a first heat storage The second heat storage unit 3b is attached to the back surface of the unit 3a to increase the heat storage capacity of the target 3. Here, a metal having a high atomic number and a high melting point such as tungsten or a tungsten alloy is used for the focal plane 13, and a high melting point, such as molybdenum or a molybdenum alloy, having high strength and workability is used for the first heat storage portion 3a. A good metal is used, and a light material having a high melting point and a large specific heat such as graphite is used for the second heat storage section 3b.
[0009]
The rotor 5 is coupled to the first heat storage unit 3a of the target 3 and coupled to the target support shaft 4, which supports the target support shaft 4, the rotor shoulder 6 which supports the target support shaft 4, and the rotor shoulder 6. And a rotor cylindrical portion 5a that rotates by receiving a rotating magnetic field. The target support shaft 4 is made of a material having a high melting point such as molybdenum or a molybdenum alloy, the rotor shoulder portion 6 is made of a high strength material such as stainless steel, and the rotor cylindrical portion 5a is made of copper or the like. A material with good conductivity is used. Each member of the rotor 5 is coupled by casting or brazing.
[0010]
A heat insulating support 7 is disposed between the rotor shoulder 6 of the rotor 5 and the rotary shaft 8 in order to increase the thermal resistance, and the rotor 5 is connected by a combination of the heat insulating support 7 and the rotary shaft 8. I support it. The heat insulating support 7 is processed to be thin in order to increase the thermal resistance, and the thermal path between the rotor shoulder 6 and the rotating shaft 8 is lengthened. The heat insulating support 7 is made of a high strength material such as stainless steel.
[0011]
The rotary shaft 8 is a rod-like body with a flange, and is joined to the heat-insulating support 7 and screws at the flange portion, and the inner ring of two bearings 9 is formed in the rod-like portion. In the case of the rotating shaft 8, a part of the rotating shaft 8 serves as an inner ring of the bearing. However, when a bearing having an inner ring is used, the rotating shaft 8 may be attached to the rod-shaped portion of the rotating shaft 8. The rotary shaft 8 is made of a material having high hardness and high strength such as high speed tool steel. The rotating shaft 8 is rotatably supported by the bearing 9. The bearing 9 is made of a material having high hardness and high strength, such as high-speed tool steel, like the rotary shaft 8, and the ball and race surface of the bearing 9 are lubricated.
[0012]
The outer rings of the two bearings 9 are fixed to the inner periphery of the opening that is the shaft box portion of the fixed portion 10. The fixed portion 10 is a cylindrical body with a bottom, one end is an entrance of an opening (shaft box portion), and the other end is an anode end. At the anode end, it is coupled to the envelope 12 of the X-ray tube 1 and supported by the anode side support 42 of the X-ray tube device 40. The fixing part 10 is made of a material having high thermal conductivity such as copper.
[0013]
Of the members constituting the rotary anode 2, the members that greatly contribute to the focal movement amount are the fixed portion 10 and the rotor shoulder portion 6 that have a large thermal extension amount. Occupies the majority. This is due to the fact that, firstly, stainless steel with a high coefficient of thermal expansion is used as the material for the rotor shoulder 6 that becomes hot, and second, copper with a high coefficient of thermal expansion is used for the fixed part 10 with the longest overall length. Due to the use.
[0014]
For this reason, it is considered to reduce the amount of focal movement by reducing the thermal expansion amount of the rotor shoulder portion 6 and the fixed portion 10 having a large thermal expansion amount by changing the material to a material having a low coefficient of thermal expansion. It is done. Therefore, it was considered to apply a material such as molybdenum or a molybdenum alloy having a low thermal expansion coefficient to the rotor shoulder 6 and the fixed portion 10. First, in the case of the fixed part 10, if the material copper is changed to molybdenum, for example, the coefficient of thermal expansion is about 17 × 10-6 (1 / ° C) of copper to 4 × 10-6 (1 / ° C) of molybdenum. 1/4 reduction, thermal expansion is also reduced by about 275μm. However, the thermal conductivity of molybdenum is 33 × 10 −6 (kcal / s.mm. ° C.), which is about 1/3 that of copper, so that there is a problem that the heat conduction in the fixed portion 10 is deteriorated. As a result, when the heat generated in the target 3 is conducted to the rotating shaft 8, the heat dissipation through the fixed portion 10 becomes worse, so the temperature of the rotating shaft 8 rises and the bearing 9 provided on the rotating shaft 8 The evaporation of the solid lubricant applied to the inner ring is promoted, which causes rotation failure.
[0015]
Also, in the case of the rotor shoulder 6, if the material stainless steel is changed to molybdenum, for example, the coefficient of thermal expansion is 13.6 × 10-6 (1 / ° C) of stainless steel to 4.0 × 10-6 (1 / ° C) of molybdenum. The amount of thermal extension is also reduced by about 115 μm. However, the rotor shoulder 6 is structurally fixed using a heat insulating support 7 and a plurality of screws 7a, and the material of the heat insulating support 7 is made of stainless steel. Since there is a large difference in the expansion coefficient, there is a problem that the screw 7a is loosened when the rotary anode 2 becomes high temperature, and the heat insulating support 7 is displaced.
[0016]
Next, the behavior of the focal point movement of a rotating anode X-ray tube device (hereinafter sometimes abbreviated as X-ray tube device) will be described. In FIG. 14, when a conventional X-ray tube device (represented by an X-ray tube in this description) is mounted on an X-ray CT device and used, the height between the rotating anode 2 and the cathode 11 of the X-ray tube 1 is high. By applying a voltage, the electron beam generated at the cathode 11 is accelerated and collides with the focal plane 13 of the target 3, and X-rays 16 are generated at a portion (focal point) 14 where the electron beam collides. X-rays 16 generated at the focal point 14 are radiated to the outside from the X-ray radiation window 15 of the envelope 12. The X-rays 16 emitted to the outside are narrowed down to a fan-shaped X-ray beam 16 having a necessary thickness by a slit 18 of a collimator 17 attached to the X-ray CT apparatus.
[0017]
In the initial stage where the number of X-ray exposures is small, the X-ray beam 16 goes straight and its center is incident on the position A of the X-ray detector 20. However, when the number of X-ray exposures increases, the temperature of the rotary anode 2 rises due to the load input to the target 3 and the constituent members of the rotary anode 2 thermally expand. As a result, in the X-ray tube 1 supporting the anode end, the focal plane of the target 3 moves from the position of the solid focal plane 13 to the position of the broken focal plane 13a. At the same time, the focus of the X-ray tube 1 moves from the position of the focus 14 to the position of the focus 14a. The distance ΔL that the focal point 14 has moved is the focal point movement amount 19. By this movement of the focal point 14, the X-ray beam passing through the slit 18 of the collimator 17 goes straight in the direction indicated by the X-ray beam 16a, and the center of the X-ray beam 16a is incident on the position B of the X-ray detector 20. In the X-ray CT apparatus, the distance S2 between the collimator 17 and the X-ray detector 20 is set larger than the distance S1 between the focal point 14 and the collimator 17, so The amount of movement ΔK of the X-ray beam 16 on the X-ray detector 20 (distance between ABs; hereinafter referred to as the amount of focal movement on the X-ray detector) 21 becomes larger than the amount of focus movement ΔL19. . In an example of an actual X-ray CT apparatus, since the ratio between the distance S1 and the distance S2 is about 1: 4, the focus movement amount ΔK21 on the X-ray detector is about the focus movement amount ΔL19 on the X-ray tube. It is 4 times (4ΔL). As described above, since the focal point movement amount ΔL19 of the X-ray tube 1 is greatly enlarged and detected on the X-ray detector 20, there is a problem that adversely affects image processing.
[0018]
In the current X-ray tube apparatus, the load (X-ray tube voltage × X-ray tube current × imaging time) to the rotating anode is rarely input at regular time intervals, and the load input pattern varies depending on the imaging conditions. . For this reason, there exists a problem that a focus position will remove | deviate from the correction | amendable range, when a rotating anode is heated too much with respect to a predetermined temperature range, or it cools too much.
[0019]
As a first conventional example of a method for solving the above-mentioned problem, as a stand for supporting the X-ray tube device of the X-ray CT apparatus, the position of the X-ray tube device in the X-ray tube axis direction is driven by a motor. By preparing an X-ray tube device that can be moved and mounting the X-ray tube device on the stand, the focus movement amount of the X-ray tube device can be reduced when the focal position is likely to deviate from the above correction range. There is a method of returning the focus position to the correctable range by moving in the decreasing direction. Further, as a similar method (hereinafter referred to as a second conventional example), a method of moving an X-ray detector instead of the X-ray tube apparatus has been put into practical use.
[0020]
A third conventional example is disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 11-292308. This third conventional example is intended to solve the problem on the X-ray detector side. In X-ray detectors, the X-ray detector elements are usually arranged so that the longitudinal direction of the X-ray detector elements is perpendicular to the fan-shaped X-ray beam emitted from the X-ray tube device. The sensitivity distribution in the longitudinal direction of the X-ray detection element is not uniform. For this reason, when the focus shift occurs, the X-ray intensity distribution in the thickness direction of the X-ray beam received by each X-ray detection element of the solid state detector slightly changes, resulting in artifacts in the tomographic image. On the other hand, in the third conventional example, a plurality of reference channel elements are provided at both ends of the X-ray detector, the longitudinal direction of the reference channel elements is the width direction of the fan-shaped X-ray beam, and the width direction of each element is They are arranged in parallel in the thickness direction of the fan-shaped X-ray beam. By providing such a reference channel element, X-rays can be applied over the entire length of the light receiving surface of the reference channel element even if the irradiation position of the fan-shaped X-ray beam moves in the thickness direction of the X-ray beam by moving the focal position. Therefore, a reference signal that is not affected by a change in the irradiation position in the thickness direction of the X-ray beam can be obtained. By using this reference signal, an appropriate X-ray intensity correction can be performed, so that a tomographic image free from artifacts can be obtained even when focus movement occurs.
[0021]
A fourth conventional example is disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 11-295430. This fourth conventional example relates to a solid state detector in which the output of the X-ray detector does not fluctuate even if the focal point shifts in the slice direction, and the output is always kept constant without adding a special device. It is. For example, in a multi-slice CT solid-state detector capable of taking two slices, the conventional product is provided with a scattered X-ray shielding plate between the X-ray detection elements in the first row and the second row. The beam is partially blocked by the scattered X-ray shielding plate, and the width of the X-ray beam detected by the X-ray detectors in the first and second rows is different from that before the focus position movement (initial), and the received X-ray intensity Therefore, there is a problem that artifacts occur. On the other hand, in the fourth conventional example, the height of the scattered X-ray shielding plate is lowered, and a spacer is inserted between the first and second rows of X-ray detection elements to increase the distance. Thus, even after the focal point is moved, the width of the X-ray beam incident on the X-ray detection elements in each column is not changed compared to the initial value, thereby preventing the occurrence of artifacts.
[0022]
[Problems to be solved by the invention]
Among the countermeasure methods for the focus movement problem in the X-ray CT apparatus described above, the first conventional example of the correction method for moving the X-ray tube apparatus in the X-ray tube axis direction by an external mechanism constantly monitors the focal position. -However, since it is necessary to control the position with an accuracy of the order of .mu.m, the mechanism is complicated and large, so that the cost is increased and the miniaturization of the X-ray CT apparatus is hindered. Further, the correction method for moving the X-ray detector as the second conventional example also has the same problem as the first conventional example.
[0023]
In addition, the third and fourth conventional examples, which are measures for moving the focal point on the solid-state detector side, are complex in structure and require high precision in assembly. Is required. Furthermore, since each correction method is unique, there is a problem that the application range is limited and versatility is low.
[0024]
In the above, the focus movement countermeasures other than the X-ray tube apparatus have been described. Hereinafter, an example of the focus movement countermeasure on the X-ray tube apparatus side will be described. Japanese Patent Laid-Open No. 9-63522 discloses a fifth conventional example. In the fifth conventional example, a heater for heating is attached to an anode support member that supports the anode of the rotary anode X-ray tube in the X-ray tube apparatus, and the anode support member is heated to reverse the direction of focus movement. A method of canceling the amount of movement of the focal point by thermal expansion is used. However, there is a problem in that it is difficult to follow the change in the focal point movement amount in the heating operation by the heater for heating, and it is necessary to provide an external controller or the like, which increases costs.
[0025]
Japanese Laid-Open Patent Publication No. 12-40480 discloses a sixth conventional example. In the sixth conventional example, among the members constituting the rotary anode of the rotary anode X-ray tube in the X-ray tube apparatus, the length of the portion extending in the direction opposite to the focal movement direction is increased, and the bearing is provided. The fixed part to be fixed is a two-layer structure, and an inner layer part extending in the opposite direction is added, so that the extension amount in the focal movement direction is canceled. However, this method has a problem that the amount of cancellation of the focal point movement amount is still insufficient and that the structure and the length of the X-ray tube are restricted if the amount of cancellation is sufficient.
[0026]
In recent X-ray CT systems, in order to obtain many tomographic images in a short time, an X-ray having a large heat capacity target with a heat storage capacity of 5 million heat units (HU: about 0.71 joule) or more. A high-speed scanning technology that carries a tube device and performs one scan in less than 1 second is used. In this high-speed scanning technique, since the scanner equipped with the X-ray tube apparatus rotates at a high speed, the centrifugal force applied to the X-ray tube apparatus increases in proportion to the square of the scanning speed. Also, since the target becomes larger due to the increase in the heat storage capacity of the target and a large load is applied to the supporting part, the strength of the rotating anode of the X-ray tube itself becomes a problem, and the focal shift due to the deflection of the rotating anode is also a problem. Therefore, it is necessary to improve the mechanical strength of the rotating anode.
[0027]
As described above, in the X-ray CT apparatus, although the image processing technique and the X-ray detector technique have been improved, the X-ray tube apparatus itself has a problem with respect to the problem of image quality degradation of tomographic images due to focal movement. Response is delayed and inadequate. It is also necessary to improve the mechanical strength of the rotating anode of the X-ray tube. For this reason, in the present invention, in order to prevent image deterioration due to focus movement in the X-ray CT apparatus and simplify the apparatus system, the mechanical strength of the rotating anode of the X-ray tube is improved in the X-ray tube apparatus itself. In addition to greatly reducing the amount of focus movement of the entire X-ray tube device, the X-ray CT device system controls the rotating anode of the X-ray tube and controls the influence of the focus movement on the image quality. The purpose is to do.
[0028]
[Means for Solving the Problems]
  In order to achieve the above object, the X-ray tube of the present invention comprises:A cathode that generates an electron beam, a disk-shaped target that emits X-rays when the electron beam from the cathode collides, a rotor that supports the target and has a highly conductive cylindrical portion, and is coaxial with the rotor A rotating shaft composed of a flange portion to be coupled and a small-diameter shaft, a bearing coupled to the small-diameter shaft of the rotating shaft to rotatably support the rotating shaft, and an opening for supporting an outer ring of the bearing on an inner periphery thereof The rotating anode having a bottomed cylindrical fixed portion having an anode end at the end opposite to the inlet of the opening, and the cathode and the rotating anode are insulated and supported so as to be enclosed in a vacuum-tight manner. In the rotary anode X-ray tube comprising an envelope, the rotor has a target support portion for supporting the target at one end and an opening at the other end, and is made of a metal material having a low thermal expansion coefficient and high strength. The target support shaft and the other end of the target support shaft. A flange portion, a thin cylindrical portion, and a bottom portion coupled to the flange portion of the rotating shaft, and the cylindrical portion and the bottom portion are accommodated in the opening of the target support shaft, and have a relatively high coefficient of thermal expansion. A heat insulating support made of a metal material having a low thermal conductivity and a cylindrical shape made of a highly conductive metal material are connected to a surface of the heat insulating support opposite to the joint portion of the flange with the target support shaft. A rotor cylindrical portion is provided, and the members are joined by brazing. (Claims 1 )
[0029]
  In this configuration, the rotor that constitutes the rotating anode of the X-ray tube has a structure in which the conventional target support shaft and the rotor shoulder are integrated and brazed to the heat insulating support so that thermal expansion occurs when the target temperature rises. The amount of focus movement in the X-ray tube itself is reduced because the amount is reduced and the mechanical strength is improved. This contributes to the improvement of tomographic image quality and is stable during high-speed scanning with an X-ray CT system. High performance
can do.
[0030]
  In the X-ray tube of the present invention, in addition to the above configuration, the fixed portion includes an inner cylindrical portion including the opening and the anode end, and an outer cylindrical portion that covers at least the entire length direction of the opening of the inner cylindrical portion. The outer tube portion is made of a metal material having a low thermal expansion coefficient and a high strength, and the inner tube portion is made of a metal material having a high heat conductivity. 2 ). Further, a concave and convex groove is provided on the joint surface between the inner cylinder part and the outer cylinder part of the fixed part (Claims). Three ). Further, the rotor shoulder is made of a metal material having a low coefficient of thermal expansion and high strength.
[0031]
  In this configuration, the fixed portion constituting the rotary anode of the X-ray tube is changed in material and structure to reduce the amount of thermal expansion when the target temperature rises. This contributes to improving the image quality of tomographic images. In addition, since a metal material having high thermal conductivity is used for the inner cylindrical portion of the fixed portion, the temperature rise of the bearing is suppressed, and the rotational life of the bearing is kept long. In addition, when copper is cast into the outer cylinder part in order to join the inner cylinder part and the outer cylinder part by providing an uneven groove on the joint surface between the inner cylinder part and the outer cylinder part of the fixed part Copper penetrates into the groove, and as a whole, the bonding area increases, and it becomes possible to withstand stress generated in the radial direction and the length direction. That is, it is possible to improve the joint strength of the joint portion between the inner tube portion and the outer tube portion. Also, the material and structure of the rotor shoulder can be changed to reduce the amount of thermal expansion when the target temperature rises, thereby reducing the amount of focal movement and contributing to the improvement of the tomographic image quality.
[0032]
  In the X-ray tube of the present invention, the material of the outer cylinder part of the fixing part and / or the rotor shoulder part is molybdenum or molybdenum alloy, and the material of the inner cylinder part of the fixing part is copper. In this configuration, molybdenum or a molybdenum alloy is used for the outer cylinder part of the fixed part and / or the rotor shoulder, so the coefficient of thermal expansion is about that of stainless steel or copper. 1/3 ~ 1/4 The amount of thermal expansion in both parts is about 1/3 ~ 1/4 The focal point movement amount in the X-ray tube itself is reduced. Moreover, since copper is used for the inner cylinder portion of the fixed portion, the thermal conductivity equivalent to that of the conventional product is maintained, and the temperature rise of the bearing can be suppressed.
[0033]
In the X-ray tube of the present invention, the target support shaft of the rotor is made of molybdenum or a molybdenum alloy, the heat insulating support is made of stainless steel, and both are brazed with copper brazing. In this configuration, the target support shaft including the conventional rotor shoulder is integrated and made of molybdenum or a molybdenum alloy, and the heat insulating support is made of stainless steel, so that the amount of focal movement is reduced by about 167 μm. By brazing, the mechanical strength is improved and the structure can withstand centrifugal force when mounted on the X-ray CT apparatus.
[0034]
Further, in the X-ray tube of the present invention, in the brazed joint portion between the target support shaft and the heat insulating support constituting the rotor, a part of the outer peripheral portion of the flange portion of the heat insulating support is made of the target support. Both members are fitted in a shape covering the outer peripheral portion of the opening, and are convex on at least one of the inner peripheral surface of the opening of the target support shaft and the outer peripheral surface of the cylindrical portion of the heat insulating support. And a part of each of the inner peripheral surface and the outer peripheral surface is substantially in contact with each other at a temperature in the vicinity of the melting point of the brazing filler metal (claim 4).
[0035]
In this configuration, a fitting portion parallel to the central axis of the rotary anode is provided at the joint between the target support shaft of the rotor and the heat insulating support, and the inner peripheral surface of the opening of the target support shaft and the cylindrical portion of the heat insulating support. A centering structure for brazing is provided between the outer peripheral surface of the rotor and the mechanical strength of the rotor is improved. It is possible to withstand high-speed scanning of the X-ray CT apparatus.
[0036]
In the present invention, the fitting portion parallel to the central axis of the rotating anode of the joint portion between the target support shaft and the heat insulating support of the rotor has a screw fastening fitting structure. In this configuration, since the fitting portion between the target support shaft of the rotor and the heat insulating support is screw fastening fitting, the mechanical strength increases, the brazing area also increases, and the coupling strength increases. The safety is further increased against thermal stress in various directions caused by the difference in thermal expansion coefficient of the brazing member and the rise and fall of the temperature.
[0037]
In the X-ray tube of the present invention, after the brazing between the target support shaft of the rotor and the heat insulating support, annealing is performed at least once at a predetermined temperature and a predetermined time suitable for the brazing material used. Is. In this configuration, since the residual strain of each member generated by the brazing and the subsequent heating process is made uniform by the annealing process after brazing, the rotation unbalance due to the misalignment of the axis of the rotating anode is prevented. Therefore, a stable rotating anode structure can be obtained.
[0038]
In the X-ray tube of the present invention, the fixing portion further includes an inner cylindrical portion including the opening and the anode end, and an outer cylindrical portion that covers at least the entire length direction of the opening of the inner cylindrical portion. The outer cylinder part is made of a metal material having a low thermal expansion coefficient and a high strength, and the inner cylinder part is made of a metal material having a high thermal conductivity (Claim 5). In this configuration, in addition to the improvement of the structure of the rotor of the rotating anode, the structure of the fixed part is also improved, so that the amount of focal movement at the rotating anode can be reduced by about 401 μm compared to the conventional product. .
[0039]
An X-ray tube device according to the present invention includes a rotating anode X-ray tube (hereinafter abbreviated as an X-ray tube), an X-ray tube containing the X-ray tube, an X-ray tube container having an electric shock structure, and the X-ray tube A cathode-side support for insulatingly supporting the cathode side of the envelope of the tube on the inner peripheral wall of the cathode side of the X-ray tube container; and the anode end of the X-ray tube on the inner peripheral wall of the X-ray tube container An anode side support for insulating support, a stator supported on the anode side support and disposed on the outer periphery of the rotor of the X-ray tube, and applying a rotational force to the rotor; a cathode and an anode of the X-ray tube A cable receptacle for guiding a high voltage to the X-ray tube, an X-ray emission window for extracting X-rays emitted from the focal point of the X-ray tube to the outside, and the X-ray tube for insulating and cooling the X-ray tube An X-ray tube apparatus comprising an insulating oil filled in a container, wherein the X-ray tube is the X-ray tube according to claims 1 to 5, The pole-side support is a bowl-like body that extends from the peripheral part on the back side of the target to the anode end so as to cover the fixed part of the rotating anode of the X-ray tube, and most of the heat-resistant material has a high thermal expansion coefficient. It is made of an insulating material (claim 6).
[0040]
In this configuration, in an X-ray tube apparatus using an X-ray tube with a reduced focal movement amount, an insulating material having a high thermal expansion coefficient is used as a material for an anode side support that supports the anode end of the X-ray tube. Therefore, since the anode end of the X-ray tube moves to the anode side of the conventional product due to the temperature rise of the X-ray tube device, the amount of focus movement as the X-ray tube device is further reduced.
[0041]
In the X-ray tube apparatus of the present invention, the material for the anode side support is a heat resistant epoxy resin. In this configuration, since a heat-resistant epoxy resin is used for the anode side support body, the thermal expansion amount of the anode side support body as a whole is smaller than that using a metal material for the stator support portion as in the conventional product. Therefore, the amount of reduction of the focal movement amount in the entire X-ray tube apparatus becomes larger than the value of the X-ray tube alone, and a greater reduction effect can be obtained.
[0042]
An X-ray CT apparatus according to the present invention includes a scanning gantry in which an X-ray tube apparatus and an X-ray detector are arranged to face each other across an opening into which a subject is inserted, and a high voltage load on the X-ray tube apparatus. X-ray controller for applying the X-ray, an imaging table for inserting the subject to be laid into the opening, the X-ray controller that controls the scanning gantry, the X-ray controller, and the imaging table, and collected by the X-ray detector An X-ray CT apparatus comprising an operation console for reconstructing a tomographic image of a subject based on X-ray measurement data, wherein the X-ray tube apparatus is the X-ray tube apparatus according to claims 1 to 6, and before the start of imaging In addition, after taking a long pause for a long time between imaging, a warm-up operation and a calibration operation for applying a load for preheating to the X-ray tube apparatus are performed, and then imaging is performed (Claim 7). Moreover, the long pause is a pause of 2 hours or more.
[0043]
In this configuration, since the X-ray tube apparatus according to the present invention is mounted on the X-ray CT apparatus, the amount of focal movement is reduced. Furthermore, since the X-ray CT apparatus performs imaging after performing warm-up operation and calibration operation for preheating on the X-ray tube apparatus, fluctuations in the focal shift amount during imaging are within the calibration effective range. Therefore, the correction coefficient obtained by calibration can be applied to the correction of the measurement data obtained in the subsequent series of imaging, so that the measurement data collection and the tomographic image reconstruction process can be performed efficiently. In addition, if a long pause, for example, 2 hours or longer, is inserted between images, the focus shift amount will deviate from the lower limit value of the calibration effective range. After performing the operation, the tomographic image with good image quality can be obtained by restarting the photographing.
[0044]
In the X-ray CT apparatus of the present invention, a calibration effective range for the focal shift amount of the X-ray tube apparatus is set, and an upper limit value is inserted in the target of the X-ray tube inserted in the X-ray tube apparatus. The value of the focus movement amount when the amount of heat corresponding to the accumulated heat amount is accumulated, the width of which is the applicable range of the correction data obtained by calibration, and the amount of focus movement after the warm-up operation and the calibration operation is The photographing is started after entering the calibration effective range. In this configuration, since the focal shift amount at the time of shooting is within the calibration effective range, the correction data obtained by calibration can be effectively applied to the measurement data at the time of shooting. By reconstructing an image, a tomographic image with good image quality can be obtained.
[0045]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings.
FIG. 1 shows a structural diagram of a first embodiment of a rotary anode X-ray tube according to the present invention. In the rotary anode X-ray tube of the present embodiment, the structure of the rotary anode is improved to reduce the focal shift amount. FIG. 1 shows the structure of the rotary anode X-ray tube of this example. The structure of the rotary anode X-ray tube 30 of this embodiment is substantially the same as that of the conventional rotary anode X-ray tube 1 shown in FIG. In FIG. 1, the rotating anode 31 includes a target 3, a rotor 35, a heat insulating support 37, a rotating shaft 8, a bearing 9, a fixed portion 32, and the like. Of the constituent members of the rotating anode 31, the target 3, the rotating shaft 8, and the bearing 9 are made of substantially the same structure and materials as those of the rotating anode 2 of the conventional X-ray tube 1.
[0046]
In FIG. 1, the fixed portion 32 of the rotating anode 31 of this embodiment is composed of an inner cylindrical portion 33 that contacts the inner bearing 9 and an outer cylindrical portion 34 that covers the inner cylindrical portion 33, and both are made of different materials. The inner cylindrical portion 33 includes an opening (hole) 33a and an anode end 33b serving as a shaft box portion that supports the outer rings of the two bearings 9, and is made of a metal material such as copper having good thermal conductivity. The outer cylindrical portion 34 has a substantially cylindrical shape, covers most of the lengthwise region excluding the anode end 33b of the inner cylindrical portion 33, and is made of a metal material such as molybdenum or molybdenum alloy having a low coefficient of thermal expansion. Become. As described above, the fixed portion 32 has a double structure, so that the effect of high thermal conductivity of the inner cylindrical portion 33 is exhibited for heat conduction, and the effect of the low thermal expansion coefficient of the outer cylindrical portion 34 is exhibited for thermal expansion. . First, the heat transmitted from the target 3 to the rotary shaft 8 is conducted to the copper portion of the inner cylindrical portion 33 to the anode end 33b, and is efficiently dissipated to the outside (insulating oil, etc.) of the X-ray tube 30. Therefore, the temperature rise of the fixed portion 32 is suppressed, and the temperature rise of the bearing 9 is suppressed. Next, regarding the thermal expansion of the inner cylindrical portion 33, the amount of thermal expansion of the portion where the outer cylindrical portion 34 extends is greatly suppressed by the low thermal expansion of the molybdenum or molybdenum alloy portion of the outer cylindrical portion 34. Reduced.
[0047]
When comparing the amount of thermal expansion between the fixed portion 32 of the structure of the present embodiment and the conventional copper fixed portion 10, when the total length of the fixed portion is about 150 mm and the length of the outer cylindrical portion 34 is about 120 mm, The average temperature is approximately 150 ° C, and the thermal expansion coefficients of copper and molybdenum are 17 × 10-6 (1 / ° C) and 4 × 10-6 (1 / ° C), respectively. Is about 149 μm, and in the conventional example is about 383 μm. In the case of this embodiment, it is significantly reduced (about 1/3), and from the above-mentioned difference, a reduction of the focal shift amount of about 234 μm is achieved.
[0048]
Next, with respect to the rotor shoulder portion 36 and the heat insulating support 37 of the rotating anode 31 of this embodiment, the structure and material are changed to reduce the amount of thermal expansion. As a material for the rotor shoulder 36, a metal material such as molybdenum or molybdenum alloy having heat resistance and a low coefficient of thermal expansion is used. The joint between the rotor shoulder 36 and the stainless steel insulation support 37 is brazed using a brazing material such as copper, and the brazed joint is fastened with screws to further improve the joint strength. The structure is By adopting such a structure, it is possible to prevent the occurrence of displacement between the rotor shoulder portion 36 and the heat insulating support 37 even when the rotary anode 31 becomes high temperature.
[0049]
When comparing the amount of thermal expansion between the rotor shoulder 36 of this example and the conventional stainless steel rotor shoulder 6, the average temperature is about 600 when the total length of the rotor shoulders 6 and 36 is about 20 mm. Since the thermal expansion coefficients of stainless steel and molybdenum are 13.6 × 10-6 (1 / ° C) and 4 × 10-6 (1 / ° C), respectively, the thermal expansion amount is about 48 μm in this example. In the conventional example, it is about 163 μm, and in the case of the present example, it is significantly reduced (to about 1/4), and from the above-mentioned difference, the reduction of the focal shift amount of about 115 μm is achieved.
[0050]
As described above, in the X-ray tube 30 of the present embodiment, the structure and material configuration of the fixed portion 32 of the rotating anode 31 and the structure and material configuration of the joint portion of the rotor shoulder 36 and the heat insulating support 37 are changed. It is possible to reduce the focal shift amount by about 234 μm for the former, about 115 μm for the latter, and about 349 μm as a whole. As a result, since the maximum focal shift amount of the conventional product is about 500 μm, in this embodiment, it can be expected that the focal shift amount of the entire X-ray tube is 151 μm or less.
[0051]
FIG. 2 shows a structural diagram of the first embodiment of the X-ray tube apparatus according to the present invention. In the X-ray tube apparatus of the present embodiment, the first embodiment of the rotary anode X-ray tube according to the present invention is interpolated, and further, the structure for supporting the anode of the X-ray tube is improved. In FIG. 2, an X-ray tube device 40 includes a rotary anode X-ray tube according to a first embodiment (hereinafter abbreviated as an X-ray tube) 30 according to the present invention, and an X-ray and electric shock structure containing the same. An X-ray tube container 41, an anode-side support 42 for insulatingly supporting the anode end 33b of the X-ray tube 30, and a cathode-side supporting member for insulatingly supporting the cathode side of the X-ray tube 30 at the envelope 12 portion. 46, a stator 47 which is disposed on the outer periphery of the rotor 35 of the X-ray tube 30 and applies a rotational force to the rotating anode 31, and a cable receptacle for guiding a high voltage to the rotating anode 31 and the cathode 11 of the X-ray tube 30 ( (Not shown), an insulating oil 50 for insulating and cooling the X-ray tube 30, an X-ray radiation window 49 for extracting X-rays generated in the X-ray tube 30 to the outside, and the like.
[0052]
In FIG. 2, the anode side support 42 is a disk-like anode support ring 45 fixed to the inner peripheral wall near the center of the X-ray tube container 41, a cylindrical stator support 44 supporting the stator 47, It consists of a bowl-shaped anode end support portion 43 that supports the anode end 33b of the X-ray tube 30, and has a bowl-like shape as a whole. The anode side support 42 is fixed to the central portion of the X-ray tube container 41, extends to the anode side, and supports the anode end 33b of the X-ray tube 30. When thermal expansion occurs due to the temperature rise of the tube device 40, the anode end 33b of the X-ray tube 30 moves to the anode side with reference to the center of the X-ray tube device (the center of the X-ray emission window 49). This has the effect of reducing the amount of focus movement.
[0053]
In the conventional example, a heat-resistant epoxy resin, which is a heat-resistant insulator, is used for the anode end support 43 and the anode support ring 45 as materials for the members constituting the anode-side support 42, and the stator support 44 is heated. Metal materials such as aluminum with good conductivity are used, and adjacent members are fastened with screws or adhesives, but in this embodiment, the structure of all members is simplified using heat-resistant epoxy resin. It has become.
[0054]
The temperature of the anode support 42 usually rises without abrupt changes, and the temperature rise is limited to saturate at about 50 ° C. Here, if the length of the stator support portion 44 is about 70 mm and the length of the anode end support portion 43 is about 50 mm, the thermal expansion coefficient of aluminum is 23 × 10-6 (1 / ° C.), and the heat resistant epoxy resin Since the coefficient of thermal expansion is 41 × 10-6 (1 / ° C), when the temperature rise is 50 ° C, the amount of thermal expansion of the anode side support 42 is about 183 μm in the conventional product and about 246 μm in the example. In the embodiment, the size is increased by about 63 μm. As a result, the anode side support structure of the example can be expected to have a reduction in focal shift amount of about 63 μm compared to the conventional product.
[0055]
In the X-ray tube device 40 of the present embodiment, the structure of the rotary anode 31 of the X-ray tube 30 is improved and the anode-side support structure is improved. Therefore, the reduction of the focal shift amount is the sum of both. Reduction of the focal shift amount of about 412 μm can be expected. On the other hand, since the maximum focus movement amount in the conventional X-ray CT apparatus is about 500 μm, in the X-ray CT apparatus to which the X-ray tube apparatus of this embodiment is applied, the focus movement amount is set to about 90 μm or less. It becomes possible.
[0056]
Next, a second embodiment of the rotary anode X-ray tube according to the present invention will be described with reference to FIGS. Since this embodiment is different in the structure of the rotary anode from the conventional example and the rotary anode X-ray tube of the first embodiment, the structure of the rotary anode will be mainly described. FIG. 6 is a sectional view showing the entire structure of the rotating anode of the second embodiment of the rotating anode X-ray tube according to the present invention, and FIG. 7 shows the structure of the rotor of the rotating anode of this embodiment. Hereinafter, the structure of the rotating anode according to the present embodiment will be described with reference to FIG. 6, and the structure and manufacturing method of the rotor as the main part of the present embodiment will be described with reference to FIG. In FIG. 6, the rotating anode 110 of the present embodiment includes a target 3, a rotor 111, a rotating shaft 8, a bearing 9, and a fixed portion 10. Among the constituent members of the rotary anode 110, the target 3, the rotary shaft 8, the bearing 9, and the fixed portion 10 are made of substantially the same structure and material as those of the rotary anode 2 of the conventional X-ray tube 1. .
[0057]
In FIG. 6, the rotor 111 of the rotating anode 110 of the present embodiment includes a target support shaft 112, a heat insulating support 113, and a rotor cylindrical portion 5a. In this embodiment, the target support shaft 112 is an integrated unit of a conventional target support shaft (4) (hereinafter referred to as support shaft 115) and a rotor shoulder (6) (hereinafter referred to as rotor shoulder 120). The target 3 is supported by the support shaft 115 at one end, and is coupled to the heat insulating support 113 by brazing at the rotor shoulder 120 at the other end. Further, the heat insulating support 113 is joined to the rotor cylindrical portion 5a by brazing. The target 3 and the target support shaft 112 of the rotor 111 are coupled to each other by providing a flange 115a, a fitting portion 115b, and a screw 115c at the tip of the support shaft 115 of the target support shaft 112, and fitting with the center hole 3c of the target 3. The fixing portion 116b is fitted and the fixing nut 116 is fastened to the screw 115c so that the rear surface of the target 3 is in contact with the flange 115a.
[0058]
The rotor 111 and the rotating shaft 8 are coupled to each other by a heat insulating support 113 of the rotor 111. The heat insulating support 113 includes a flange 113a coupled to the end of the rotor shoulder 120 of the target support shaft 112, a thin cylindrical 113b connected to the flange 113a and exhibiting high thermal resistance, and a bottom of the cylindrical 113b. The bottom surface portion 113c and the flange portion of the rotating shaft 8 are fastened by a plurality of screws 118.
[0059]
The outer diameter of the rotor shoulder 120 of the target support shaft 112 is substantially the same as the outer diameter of the rotor cylindrical portion 5a and the flange 113a of the heat insulating support 113, and an opening 121 is provided on the anode side of the rotor shoulder 120. The opening 121 accommodates the cylindrical portion 113b and the bottom surface portion 113c of the heat insulating support 113. The heat insulating support 113 has a function of reducing the focal shift amount because the cylindrical portion 113b extends to the cathode side with the flange portion 113a as a base point.
[0060]
Further, a plurality of holes 122 for inserting screws 118 for connecting the rotary shaft 8 and the heat insulating support 113 are provided on the cathode side of the rotor shoulder 120 of the target support shaft 112, and the holes 122 are opened. The part 121 is penetrated. Further, a plurality of counterbore holes 113d for the screws 118 are provided in the bottom surface portion 113c of the heat insulating support 113.
[0061]
The coupling between the rotor shoulder 120 and the heat insulating support 113 is performed by brazing, but the end of the rotor shoulder 120 and the flange 113a of the heat insulating support 113 are parallel to the central axis of the rotating anode 110. A fitting surface (peripheral surface) 124 is provided, and the two are fitted on this fitting surface to perform brazing. Also, the heat insulating support 113 and the rotor cylindrical portion 5a are brazed by abutting the end surfaces of both members at the end surface 126 of the flange portion 113a of the heat insulating support 113.
[0062]
Next, details of the structure of the rotor 111 of the rotating anode 110 and how to make it will be described with reference to FIG. FIG. 7 (a) is a cross-sectional view showing the structure of the rotor of the rotating anode of this embodiment, and FIG. 7 (b) is an enlarged view of a circle A portion in FIG. 7 (a). In FIG. 7 (a), the rotor 111 is composed of a target support shaft 112, a heat insulating support 113, and a rotor cylindrical portion 5a. The target support shaft 112 has a high melting point, high strength, such as molybdenum and molybdenum alloy, and heat. It consists of a metal material with a small expansion coefficient. The heat insulating support 113 is made of a metal material having a high strength and a relatively high coefficient of thermal expansion, such as stainless steel (for example, SS304). The rotor cylindrical portion 5a is made of a metal material having a low electrical resistance such as copper. Further, the bond between the target support shaft 112 and the heat insulating support 113 is brazed using a copper having a relatively high melting point as a brazing material, and the bond between the heat insulating support 113 and the rotor cylindrical portion 5a has a melting point higher than that of copper. Low gold copper brazing or silver brazing is brazed as a brazing material.
[0063]
FIG. 7B is an enlarged view of the brazed portion (the portion indicated by a circle A) between the target support shaft 112 and the heat insulating support 113 in FIG. In FIG. 7B, the brazing surface 128a of the target support shaft 112 includes a first flat surface 130a, an outer peripheral surface 124a of the fitting surface 124, and a second flat surface 132a from the outside. On the other hand, the brazing surface 128b of the heat insulating support 113 includes a first flat surface 130b, an inner peripheral surface 124b of the fitting surface 124, and a second flat surface 131b from the outside. Further, as a centering means at the time of brazing between the target support shaft 112 and the heat insulating support 113, a convex shaft centering portion 136 is provided on the inner peripheral surface 134 of the opening 121 of the target support shaft 112. It is provided at a position separated from the flat surface 131b by an appropriate distance H. The convex centering portion may be provided on the outer peripheral surface 138 of the cylindrical portion 113b of the heat insulating support 113, or may be provided on both peripheral surfaces. As for the distance H, when brazing the target support shaft 112 and the heat insulating support 113, the brazing material is between the inner peripheral surface 134 of the opening 121 of the target support shaft 112 and the outer peripheral surface 138 of the cylindrical portion 113b of the heat insulating support 113. Therefore, it is necessary to set the distance to a position where it is not buried with the brazing material.
[0064]
The operation and effect of the shaft centering means at the time of brazing between the target support shaft 112 and the heat insulating support 113 will be described. First, at the position of the convex centering portion 136 provided on the inner peripheral surface 138 of the opening 121 of the target support shaft 112, the shaft centering portion 136 and the outer peripheral surface 138 of the cylindrical portion 113b of the heat insulating support 113 are The gap is set to be approximately 0 when the temperature of both members rises to about 1.100 ° C., which is the brazing temperature, and is dimensioned so that they contact each other. As a result, the target support shaft 112 and the heat insulating support 113 are assembled, and when the temperature rises for brazing, the convex centering portion 136 of the target support shaft 112 Since the outer peripheral surface 138 of the cylindrical portion 113b of the heat insulating support 113 is in contact, the heat insulating support 113 and the target support shaft 112 coincide with each other in their axis. When the temperature returns to room temperature after brazing, the heat-insulating support 113 is more thermally contracted, so that the contact surface is separated, and a uniform gap is obtained between the two. When the X-ray tube is used, the temperature of the opening 121 of the heat insulating support 113 and the target support shaft 112 rises to about 550 ° C., but is sufficiently lower than the brazing temperature. The heat insulating effect by the heat insulating support 113 is maintained without contact between the outer peripheral surface 138 of the portion 113b and the centering portion 136 of the target support shaft 112.
[0065]
For brazing the target support shaft 112 and the heat insulating support 113, a brazing material (copper) is placed on the first flat surface 130b and the second flat surface 132b of the heat insulating support 113, and the target support shaft 112 is mounted thereon. The first flat surface 130a and the second flat surface 132a are placed in close contact with each other, the fitting surfaces 124 of both members are fitted, and the process is performed at about 1.100 ° C. in vacuum or in a reducing gas atmosphere. In addition, the brazing between the heat insulating support 113 and the rotor cylindrical portion 5A is performed at about 900 ° C. or about 800 ° C. in a vacuum or a reducing gas atmosphere using a gold-copper brazing or a silver brazing with each other. .
[0066]
In the structure of the rotor 111 of the present embodiment, the target support shaft 112 and the heat insulating support 113 are formed by the fitting surface 124 parallel to the central axis of the rotating anode 110 and the first and second flat surfaces 130 and 132 perpendicular to the center surface. Since they are connected by fitting, they have a structure that can withstand tensile stresses and compressive stresses in all directions generated during brazing and use. In addition, when cooled to room temperature after brazing, the thermal expansion coefficient of the heat insulating support 113 is larger than that of the target support shaft 112. Therefore, in FIG. 9B, the outer peripheral portion 140 of the flange 113a of the heat insulating support 113 is supported by the target. Since the inner peripheral portion 142 of the rotor shoulder 120 of the shaft 112 is tightened, uneven deformation on the periphery of the heat insulating support 113 can be prevented. Further, a gap 144 having an appropriate interval is provided between the outer peripheral surface 138 of the cylindrical portion 113b of the heat insulating support 113 and the inner peripheral surface 134 of the opening 120 of the target support shaft 112 for heat insulation and contact prevention. It has been.
[0067]
With the above structure, even when the rotor 111 is heated to about 550 ° C. when the X-ray tube is used, the thin cylindrical portion 113b of the heat insulating support 113 is supported by the rotor shoulder 120 of the target support shaft 112. Since it is not tightened, non-uniform deformation does not occur on its circumference. In addition, the target support shaft 112 and the heat insulating support 113 are caused by centrifugal force applied during mounting on the X-ray CT apparatus by sharing the fitting surface 124 parallel to the central axis of the rotary anode 110 as a brazing surface. An effect of reducing the deflection of the rotating anode 110 is also obtained.
[0068]
Also, since the centering means for brazing as described above is provided between the outer peripheral surface 138 of the cylindrical portion 113b of the heat insulating support 113 and the inner peripheral surface 134 of the opening 121 of the target support shaft 112, Even if the thermal elongation of the entire rotor 111 is not uniform, the shaft is not easily bent, and the amount of deviation between the rotational axes of the heat insulating support 113 and the target support shaft 112 is very small.
[0069]
Further, in the structure of the rotor 111 of the present embodiment, the length of the cylindrical portion 113 of the heat insulating support 113 accommodated in the opening 121 is increased by increasing the length of the portion of the rotor shoulder 120 of the target support shaft 112. The length can be increased. Although the thermal expansion directions of the rotor shoulder 120 and the cylindrical portion 113b are opposite to each other, the cylindrical portion 113b has a larger coefficient of thermal expansion. It is effective in reducing the amount. In this case, when the length of the relatively thin cylindrical portion 113b of the heat insulating support 113 is increased, the rigidity of this portion is reduced, but the rigidity of the cylindrical portion 113 is increased by increasing the thickness so that the heat insulating effect is not reduced. The problem is avoided. The heat insulating effect of the heat insulating support 113 is improved by increasing the length of the cylindrical portion 113b. Therefore, even if the wall thickness is slightly increased, it is possible to maintain the heat insulating effect substantially equivalent to that of the conventional product. Is possible.
[0070]
In the rotor 111 of this embodiment, it is necessary to perform heat treatment in advance before use after brazing. The thickness of the brazing material of the brazing portion 128 between the target support shaft 112 and the heat insulating support 113 becomes substantially uniform all around by the above-mentioned centering means, but after the heating during brazing is finished, It is not the same time all around the material starts to solidify. Due to the non-uniform solidification start of the brazing material and the non-uniform thermal contraction of the member to be brazed, residual strain is generated in the brazed portion 128 which is non-uniform all around. This residual distortion prevents isotropic thermal expansion of the rotor 111 when the rotor 111 is used, and may cause anisotropic thermal deformation of the rotor 111, causing the rotor 111 to be misaligned. Yes.
[0071]
For this reason, in the rotor 111 of the present embodiment, the residual strain is reduced almost uniformly over the entire circumference of the rotor 111 completed by performing necessary processing after the target support shaft 112 and the heat insulating support 113 are brazed. In order to achieve this, annealing is performed. As the annealing temperature, in the case of copper brazing, the optimum temperature is usually from 500 ° C to 600 ° C, and the treatment time is about 1 hour. After annealing, cool slowly. In addition, the number of treatments may be one or more, and the effect has been confirmed with an actual rail. By applying this heat treatment to the rotor 111, it is possible to prevent the rotational imbalance of the rotating anode 110 due to the deviation of the axial center, and a stable rotating anode structure can be obtained.
[0072]
In the rotating anode structure of this embodiment, the structure of the rotor is improved as described above, so that the mechanical strength is improved as described above, and the focal shift amount is greatly reduced as compared with the conventional X-ray tube. The part that contributed to the reduction of the focal shift amount is that the rotor shoulder 120 is integrated with the target support shaft 112 and a low thermal expansion metal material (such as molybdenum or molybdenum alloy) is used, and the cylindrical portion of the heat insulating support 113. The length of 113b is increased. When comparing the amount of thermal expansion between the rotor 111 of this example and the rotor 5 of the conventional example (only the rotor shoulder and the heat insulating support are compared), the total length of the rotor shoulder is 25 mm for both, and the heat insulating support. When the total length of each is about 16.5mm and 13mm, the average temperature of the rotor shoulder is about 600 ℃, the average temperature of the insulation support is about 450 ℃, and the thermal expansion coefficient of stainless steel and molybdenum is 13.6 × 10-6 ( 1 / ° C.) and 4 × 10 −6 (1 / ° C.), the thermal expansion amounts are about −52 μm in the present embodiment and about 115 μm in the conventional example. As a result, in the case of the present embodiment, the focal shift amount is remarkably reduced, and the focal shift amount is reduced by about 167 μm from the above difference.
[0073]
FIG. 8 is a sectional view showing the entire structure of the rotating anode of the third embodiment of the rotating anode X-ray tube according to the present invention. Since the X-ray tube of this embodiment is substantially the same as the X-ray tubes of the first and second embodiments except for the structure of the rotating anode, the structure of the rotating anode, which is the main part of this embodiment, will be described below. This will be explained by 8. In FIG. 8, FIG. 8 (a) is a cross-sectional view showing the structure of the rotating anode of this embodiment, and FIG. 8 (b) is an enlarged view of a circle A portion in FIG. In FIG. 8, in the rotating anode 150 of the present embodiment, the structure of the brazed portion of the rotor 151 is different from that of the second embodiment. That is, the rotor 151 is composed of the target support shaft 152, the heat insulating support 153, and the rotor cylindrical portion 5a, and among the brazing surfaces 156 of the target support shaft 152 and the heat insulating support 153 to be brazed with copper, A brazing surface parallel to the central axis of the rotating anode 150 (this surface is a fitting surface between the target support shaft 152 and the heat insulating support 153, and will be hereinafter referred to as a fitting surface) 158. A screw fitting structure 160 is provided. Thus, by providing the screw fitting structure 160 on the fitting surface 158 of the brazing surface 156 of the rotor 151, the mechanical strength of the rotor 151 is increased, and the brazing area is further increased. Reliability increases because strength increases.
[0074]
Also in this embodiment, similarly to the second embodiment, brazing is performed between the inner peripheral surface 134 of the opening 121 of the target support shaft 152 and the outer peripheral surface 138 of the cylindrical portion 153b of the heat insulating support 153. A centering means at the time is employed, and a convex shaft centering portion 136 is provided on the inner peripheral surface 134 of the target support shaft 152. Further, after the target support shaft 152 and the heat insulating support 153 are brazed, an annealing process is performed in order to reduce residual strain.
[0075]
Regarding the effect of reducing the amount of focal movement in this embodiment, the structure of the rotor 151 is almost the same as that of the second embodiment except for the screw fitting structure 160, and therefore, the same effect as that of the second embodiment is obtained. can get. With respect to the mechanical strength of the rotating anode 150, by providing the screw fitting structure 160, the mechanical strength is improved with respect to centrifugal force and the like against the thermal stress generated by the rise and fall of the temperature as compared with the second embodiment. Increases safety.
[0076]
FIG. 9 is a sectional view showing the entire structure of the rotating anode of the fourth embodiment of the rotating anode X-ray tube according to the present invention. In this embodiment, the structure of the fixed portion of the rotating anode is a double-layered tube structure as in the first embodiment, and the structure of the rotor is the target support shaft and the target shoulder portion as in the second or third embodiment. Are integrated and brazed with a heat-insulating support so that the effect of reducing the amount of focal movement is increased and the mechanical strength is improved. In FIG. 9, the rotating anode 170 of the present embodiment includes a target 3, a rotor 111, a rotating shaft 8, a bearing 9, and a fixed portion 32. The rotor 111 has the same structure as the rotor of the rotary anode 110 of the second embodiment, the fixed portion 32 has the same structure as the fixed portion of the rotary anode 31 of the first embodiment, the target 3, The rotary shaft 8 and the bearing 9 have the same structure as the conventional target, rotary shaft, and bearing.
[0077]
In the present embodiment, since the structure of the rotating anode 170 is as described above, the effects of the first embodiment and the effects of the second embodiment can be obtained. That is, as the effect of reducing the focal shift amount, the amount of the structural change of the rotor 111 and the amount of the structural change of the fixed portion 32 are added, and as the effect of improving the mechanical strength, the contribution of the structural change of the rotor 111 is obtained. It is done. For this reason, the focal shift amount is reduced by about 167 μm by the rotor 111 and by about 234 μm by the fixed portion 32, which is about 401 μm in total. As for the mechanical strength of the rotating anode 170, the brazing portion of the rotor 111 has been improved in coupling strength and the axial center has been reduced, and has a stable strength against centrifugal force when the X-ray CT apparatus is mounted. It can be demonstrated.
[0078]
Further, the rotary anode X-ray tubes of the second to fourth embodiments are inserted into the X-ray tube container 41 shown in FIG. 2 and assembled as an X-ray tube device in the same manner as the first embodiment. For this reason, the effect of reducing the amount of focal movement based on the anode side support structure of the X-ray tube in the X-ray tube apparatus of the present invention is also added. The reduction effect of the focal shift amount based on the anode side support structure of the X-ray tube is about 63 μm as described above. This is the reduction effect of the focal shift amount in the case of the rotary anode X-ray tube of the fourth embodiment. When added to about 401 μm, the total reduction amount is about 464 μm, and the focal point movement amount is about 36 μm (= 500−464), which can be made 100 μm or less.
[0079]
FIG. 10 shows a structural diagram of a fifth embodiment of the rotary anode X-ray tube according to the present invention. In this embodiment, the joint strength of the joint portion between the inner tube portion 33 and the outer tube portion 34 of the fixed portion 32 of the first embodiment shown in FIG. 1 is improved. In FIG. 10, the grooved surface is provided on the joint surface between the inner cylinder part 33 and the outer cylinder part 34 of the fixed part 32 having a double structure to provide a triangular groove 180.
For the joining of the inner cylinder part 33 and the outer cylinder part 34, for example, a casting method shown in FIG. 11 is used. In FIG. 11, the melted material 184 of the inner cylinder part 33 is cast into the raw material 182 of the outer cylinder part 34, and after the casting, a finishing process is performed to a desired shape 186. By processing in this way, the triangular groove processing surface 180 can be easily joined. The triangular groove processing may be performed in a spiral shape, and the processing can be relatively easy.
FIG. 12 shows an example in which the groove 188 on the joint surface between the inner cylinder part 33 and the outer cylinder part 34 is formed in a quadrangular shape. With this shape of groove, the bonding area can be increased, and the bonding strength can be further improved. Moreover, you may give the groove process for forming this shape helically.
The groove 180 or groove 188 may be used in the fourth embodiment shown in FIG.
[0080]
Next, the configuration of the X-ray CT apparatus equipped with the X-ray tube apparatus according to the present invention and the operation procedure of the X-ray CT apparatus will be described with reference to FIGS. FIG. 3 shows an example of the system configuration of the X-ray CT apparatus according to the present invention, and FIG. 4 shows an example of an operation flowchart of the X-ray CT apparatus according to the present invention. First, the system configuration of the X-ray CT apparatus will be described with reference to FIG. In FIG. 3, the X-ray CT apparatus 60 according to the present invention mainly includes a scanning gantry 61, an operation console 62, and an imaging table 63. The scanning gantry 61 includes an X-ray tube device 40 according to the present invention, an X-ray detector 20, a data acquisition unit 66, a collimator 17 that changes the thickness of the X-ray beam, a collimator controller 68 that controls the collimator 17, An X-ray controller 69 for controlling the X-ray generation of the X-ray tube apparatus 40, and a rotation for rotating around the subject by mounting the X-ray tube apparatus 40 and the X-ray detector 20 facing each other across the opening 70a. And a rotation controller 71 that controls the rotation of the rotating unit 70. In the scanning gantry 61, the subject placed on the imaging table 63 is inserted into the opening 70 a of the rotating unit 70, and the rotating unit 70 is rotated, so that the X-ray tube device 40 and the X-ray detection that are opposed to each other are rotated. The object 20 is scanned around the subject, X-ray attenuation data of the subject in a plurality of rotation angle directions is measured, measurement data is collected, and the measurement data is sent to the operation console 62.
[0081]
The operation console 62 includes a data collection buffer 72 that collects measurement data from the data collection unit 66, a central processing unit 73 that performs reconstruction of a tomographic image of the subject using the measurement data, and a reconstructed image A display device 74 that displays image data, a storage device 75 that stores image data, an operation device 76 that controls and operates the entire device via a central processing unit 73, a central processing unit 73, a scanning gantry 61, and an imaging table 63. It consists of a control interface 77 that connects In this operation console 62, the entire X-ray CT apparatus 60 is controlled from the operation device 76, and the tomographic image of the subject is reconstructed based on the measurement data of the subject collected by the scanning gantry 61. Display images and store image data.
[0082]
The imaging table 63 is a table on which the subject is placed, and the placed subject is inserted into the opening 70 a of the rotating unit 70 of the scanning gantry 61. The insertion position (height from the floor, insertion depth, etc.) of the subject in the opening 70a is controlled by the operation device 76 of the operation console 62.
[0083]
Next, the operation procedure of the X-ray CT apparatus will be described with reference to FIG. In the operation of the X-ray CT apparatus, first, warm-up 101 is performed as a first step before imaging is started. In this warm-up 101, a high voltage load is applied to the X-ray tube device 40 a plurality of times to preheat the X-ray tube device 40 and stabilize the withstand voltage. Next, calibration 102 is performed as a second step. In this calibration 102, X-ray exposure is performed a plurality of times without inserting the subject into the opening 70a of the rotating unit 70 of the scanning gantry 61, the sensitivity characteristics of the X-ray detector 20 are read, and the tomographic image is read. Correction data for correcting measurement data when reconstructing is obtained.
[0084]
Next, photographing 103 is performed as a third step. In this imaging 103, a subject is inserted into the opening 70a of the rotating unit 70, X-ray exposure is performed to collect measurement data, and a tomographic image is reconstructed. At this time, in order to correct the measurement data, the correction data obtained by the calibration 102 is used. Next, a pause 104 is entered as a fourth step. In this pause 104, the subject whose imaging 103 has been completed is replaced. These imaging 103 and pause 104 are repeated as many times as necessary according to the number of subjects to be imaged. In the X-ray tube apparatus 40 according to the present invention, since the focal movement amount is reduced due to the structure, as will be described in detail later, if the pause time from the previous imaging to the next imaging is less than 2 hours, Since the amount of movement of the focal point is small and it is within the range where the collection of measurement data can be continued (hereinafter referred to as the calibration effective range) without performing calibration again, Shooting 103 can be continued without performing calibration 102.
[0085]
Next, when a large pause 105 of 2 hours or more is entered as the fifth step, the warm-up 106 of the sixth step is performed so that the focal position of the X-ray tube device 40 returns to the initial calibration effective range. Then, after performing the calibration 107 in the seventh step, the imaging 103 in the third step is resumed. The warm-up 106 in the sixth step and the calibration 107 in the seventh step perform substantially the same operations as the warm-up 101 in the first step and the calibration 102 in the second step. By operating the X-ray CT apparatus according to the operation procedure as described above, the focal position of the X-ray tube apparatus 40 is within the calibration effective range, and the correction of the measurement data by the correction data obtained by the calibration 102 becomes effective. And a tomographic image without artifacts is obtained.
[0086]
Next, the relationship between the operation of the X-ray CT apparatus according to the present invention and the focal point movement of the X-ray tube apparatus will be described with reference to FIG. 5 (with reference to FIG. 4). FIG. 5 shows an example of changes in the amount of focal movement during operation of the X-ray tube apparatus (first embodiment) according to the present invention. FIG. 5 shows an operation example when imaging is performed with the X-ray CT apparatus according to the present invention mounted with an X-ray tube apparatus having a maximum focal point movement amount of 90 μm. In FIG. 5, the horizontal axis indicates the passage of time, and the vertical axis indicates the focal point movement amount of the X-ray tube apparatus. First, by performing warm-up 101 and X-ray exposure 81 of calibration 102 before imaging, the focal position moves from the initial focal position 80 by about 60 μm. The focal position after this movement is set as a calibration reference position 82. The focus movement amount range (corresponding to the calibration effective range) 83 that can be corrected by the correction data obtained by the calibration 102 is 60 μm ± 33 μm.
[0087]
Next, when the imaging 84 and the imaging pause time 85 of about 10 minutes required for exchanging the subject are repeated a plurality of times, the focal shift amount is saturated at the maximum saturation position 86 of 85 μm. From the start of imaging 84 until the focal point movement amount reaches the saturation position 86, the focal position is within the calibration allowable range 83, and a good tomographic image is obtained.
[0088]
After that, the pause time becomes longer, a large pause time 88 of 2 hours or more is taken until the next imaging, and when the rotating anode of the X-ray tube apparatus is cooled, the focal position becomes the lower limit position 87 of the calibration effective range 83. Will be exceeded. For this reason, when the X-ray CT apparatus has a long rest time 88 of 2 hours or more, the X-ray exposure 89 of the warm-up 101 and the calibration 102 should be performed as in the initial stage before the imaging 91 is resumed. As a result, the focus position 90 returns to the calibration reference position 82 again, and the normal photographing 91 can be resumed.
[0089]
Next, the relationship between the calibration effective range 83 and the X-ray tube apparatus and X-ray CT apparatus will be described. The calibration effective range 83 is a focus movement amount range in which an image can be corrected with the correction data obtained by calibration as described above, and is 60 μm ± 33 μm in the example of FIG. The upper limit of the effective calibration range corresponds to the amount of focal movement when the amount of heat corresponding to the maximum amount of accumulated anode heat is accumulated on the target of the X-ray tube inserted in the X-ray tube device. In the above case, 93 μm It has become. The width of the calibration effective range is a range in which the focal shift amount to which the correction data obtained by calibration can be applied for correction of measurement data is 66 μm in the above case. The former depends on the performance of the X-ray tube apparatus, and the latter depends on the combination of the X-ray CT apparatus and the X-ray tube apparatus.
[0090]
As described above, when the upper limit value and the width of the calibration effective range are determined, the median value of the calibration effective range, that is, the calibration reference position (60 μm) and the calibration lower limit value (27 μm) are determined based on both. The calibration may be performed within the calibration effective range, but more preferably is performed near the calibration reference position. In consideration of subsequent imaging, it is practical to perform between the calibration lower limit value and the calibration reference position.
[0091]
【The invention's effect】
As described above, in the rotary anode X-ray tube according to the present invention, when the temperature of the rotary anode is increased by improving the structure and changing the material of the rotor and fixed part of the rotary anode to a material having a low coefficient of thermal expansion. As a result, the amount of focal movement was reduced by about 345 μm or more.
[0092]
In the rotary anode X-ray tube according to the present invention, the rotor structure of the rotary anode is a structure in which the target support shaft and the rotor shoulder are integrated, made of a material having a low coefficient of thermal expansion, and brazed to the heat insulating support. By adopting an axial centering structure between the rotor shoulder and the heat insulating support, the mechanical strength of the rotating anode as a whole is improved, and due to the weight of the rotating anode and the scanner rotation when using the X-ray CT device The strength capable of withstanding centrifugal force could be imparted. As a result, it is possible to reduce the amount of focus movement caused by the deflection of the rotating anode, which is a cause of image quality degradation in the image processing of the X-ray CT apparatus, and can cope with high-speed scanning of the X-ray CT apparatus.
[0093]
Further, in the X-ray tube apparatus according to the present invention, the rotary anode X-ray tube is used, the structure of the anode-side support that supports the anode end of the X-ray tube and the thermal expansion of some materials are improved. By changing to a larger material, the amount of thermal expansion of the anode side support when the temperature of the X-ray tube device rises is increased, and the amount of focal movement as the X-ray tube device is reduced by about 60 μm or more. About 405 μm or more.
[0094]
In the X-ray CT apparatus according to the present invention, the X-ray tube apparatus is mounted, and the focal position is moved to the calibration reference position by heating the constituent members of the X-ray tube apparatus in advance by warm-up and calibration. By performing imaging later, it is possible to keep the focal shift amount during imaging within the calibration effective range, and it is possible to obtain a good tomographic image free from artifacts by preventing image quality degradation due to the focal shift.
[0095]
Further, the X-ray CT apparatus according to the present invention does not require a mechanism for moving the X-ray tube apparatus or the X-ray detector and a device for controlling the mechanism as in the conventional product in order to compensate for the focal movement amount. As a result, the cost can be reduced and the system can be simplified and miniaturized.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a structural diagram of a first embodiment of a rotary anode X-ray tube according to the present invention.
FIG. 2 is a structural diagram of a first embodiment of an X-ray tube apparatus according to the present invention.
FIG. 3 is a system configuration example of an X-ray CT apparatus according to the present invention.
FIG. 4 is an example of an operation flowchart of the X-ray CT apparatus according to the present invention.
FIG. 5 shows an example of change in the amount of focal movement during operation of the X-ray tube apparatus according to the present invention.
FIG. 6 is a cross-sectional view showing the overall structure of a rotary anode of a second embodiment of the rotary anode X-ray tube according to the present invention.
FIG. 7 is a sectional view showing a structure of a rotor of a rotating anode according to a second embodiment.
FIG. 8 is a cross-sectional view showing the overall structure of a rotary anode of a third embodiment of the rotary anode X-ray tube according to the present invention.
FIG. 9 is a sectional view showing the entire structure of a rotating anode of a fourth embodiment of the rotating anode X-ray tube according to the present invention.
FIG. 10 is a structural diagram of a fifth embodiment of a rotary anode X-ray tube according to the present invention.
FIG. 11 is an explanatory view in which an inner cylinder part 33 and an outer cylinder part 34 of a fifth embodiment of the rotary anode X-ray tube according to the present invention are joined by casting.
FIG. 12 is another structural diagram of the fifth embodiment of the rotary anode X-ray tube according to the present invention.
FIG. 13 shows a structure of a typical example of a conventional rotary anode X-ray tube.
FIG. 14 is a diagram for explaining focus movement in a conventional X-ray tube apparatus.
[Explanation of symbols]
1, 30 ... Rotating anode X-ray tube (X-ray tube)
2, 31, 110, 150, 170 ... rotating anode
3… Target
4, 112, 152 ... Target support shaft
5, 35, 111, 151 ... rotor
6, 36, 120 ... Rotor shoulder
7, 37, 113, 153 ... Insulation support
8 ... Rotation axis
9 ... Bearing
10, 32 ... fixed part
11 ... Cathode
12 ... Envelope
13, 13a ... focal plane
14, 14a ... Focus
15 ... X-ray emission window
16, 16a ... X-ray (X-ray beam)
17 ... Collimator
19: Focus shift
20 ... X-ray detector
21… Enlarged focus shift
33 ... Inner tube
33a ... Opening (hole)
33b ... Anode end
34 ... Outer cylinder
40 ... Rotary anode X-ray tube device (X-ray tube device)
41 ... X-ray tube container
42… Anode-side support
43… Anode end support
44… Stator support
45 ... Anode support ring
47 ... Stator
49 ... X-ray emission window
50… Insulating oil
60 ... X-ray CT system
61 ... Scanning gantry
62… Operation console
63 ... Shooting table
66… Data collection part
69 ... X-ray controller
70… Rotating part
70a ... Opening
73 ... Central processing unit
76 ... Control device
82… Calibration reference position
83: Calibration effective range
84, 103 ... shooting
101, 106 ... warm up
102,107 ... Calibration
85, 104 ... pause
88,105 ... Large pause
113a ... Flange
113b ... Cylindrical part
113c ... Bottom
115 ... Support shaft
118 ... Screw
121… Opening
122 ... hole
124,158 ... Mating surface (brazing surface)
126… End face
128, 128a, 128b, 156 ... brazed surface
134… Inner surface
136 ... Centering part
138… Outer surface
160… Screw fitting structure
180 ... Triangular groove
182 ... Material for outer tube
184… Inner tube material
186 ... Finished shape of fixed part with double structure
188 ... Rectangular groove

Claims (5)

電子線を発生する陰極と、該陰極からの電子線が衝突してＸ線を放出する円盤状のターゲット、該ターゲットを支持し高導電性の円筒状部を備えたロータ、該ロータと同軸に結合するフランジ部と細径軸とから成る回転軸、該回転軸の細径軸に結合され該回転軸を回転自在に支持する軸受、及び該軸受の外輪をその内周に支持する開口部と該開口部の入口と反対側の端部に陽極端とを備える底付き円筒状の固定部を有する回転陽極と、前記陰極と前記回転陽極とを対向して絶縁支持し、真空気密に内包する外囲器とを具備し、
前記ロータが、一端に前記ターゲットを支持するターゲット支持部を有し他端に開口部を有し、低熱膨張率で高強度の金属材料から成るターゲット支持軸と、該ターゲット支持軸の他端と結合するフランジ部、薄肉の円筒部及び前記回転軸のフランジ部に結合される底面部を有し、該円筒部と底面部が前記ターゲット支持軸の開口部内に収容され、比較的高い熱膨張率で低熱伝導率の金属材料から成る断熱支持体と、該断熱支持体のフランジ部の前記ターゲット支持軸との結合部とは反対側の面に結合され、高導電性の金属材料から成る円筒状のロータ円筒部とを備え、各部材間がろう付けによって結合されている回転陽極Ｘ線管において、
前記ロータを構成する前記ターゲット支持軸と前記断熱支持体とのろう付け結合部では、前記断熱支持体のフランジ部の外周部の一部が前記ターゲット支持体の開口部の外周部を覆う形状にて両部材が嵌合され、前記ターゲット支持軸の開口部の内周面及び前記断熱支持体の円筒部の外周面のうちの少なくとも一方の周面に凸状部が設けられ、該凸状部においてろう材の融点付近の温度にて前記内周面と前記外周面のそれぞれの一部がほぼ接触するように構成されていることを特徴とする回転陽極Ｘ線管。 A cathode that generates an electron beam, a disk-shaped target that emits X-rays when the electron beam from the cathode collides, a rotor that supports the target and has a highly conductive cylindrical portion, and is coaxial with the rotor A rotating shaft composed of a flange portion to be coupled and a small-diameter shaft, a bearing coupled to the small-diameter shaft of the rotating shaft to rotatably support the rotating shaft, and an opening for supporting an outer ring of the bearing on an inner periphery thereof The rotating anode having a bottomed cylindrical fixed portion having an anode end at the end opposite to the inlet of the opening, and the cathode and the rotating anode are insulated and supported so as to be enclosed in a vacuum-tight manner. An envelope ,
The rotor has a target support portion for supporting the target at one end, an opening at the other end, a target support shaft made of a metal material having a low coefficient of thermal expansion and high strength, and the other end of the target support shaft; A flange portion to be coupled, a thin cylindrical portion, and a bottom portion coupled to the flange portion of the rotating shaft, the cylindrical portion and the bottom portion being accommodated in the opening of the target support shaft, and a relatively high coefficient of thermal expansion And a cylindrical heat insulating support made of a highly conductive metal material, which is coupled to a surface of the heat insulating support made of a metal material having a low thermal conductivity and a flange portion of the heat insulating support opposite to the connecting portion with the target support shaft. A rotary anode X-ray tube having a rotor cylindrical portion and a member connected by brazing ,
In the brazed joint portion between the target support shaft and the heat insulating support constituting the rotor, a part of the outer peripheral portion of the flange portion of the heat insulating support covers the outer peripheral portion of the opening of the target support. Both members are fitted, and a convex portion is provided on at least one peripheral surface of the inner peripheral surface of the opening of the target support shaft and the outer peripheral surface of the cylindrical portion of the heat insulating support, and the convex portion In the rotary anode X-ray tube, the inner peripheral surface and the outer peripheral surface are substantially in contact with each other at a temperature near the melting point of the brazing material. 請求項１記載の回転陽極Ｘ線管において、
前記固定部は前記開口部と前記陽極端とを含む内筒部と、少なくとも該内筒部の開口部の長さ方向全体を覆う外筒部とからなり、該外筒部は低熱膨張率で高強度の金属材料で、前記内筒部は高熱伝導率の金属材料で構成されていることを特徴とする回転陽極Ｘ線管。The rotary anode X-ray tube according to claim 1,
The fixed portion includes an inner cylindrical portion including the opening and the anode end, and an outer cylindrical portion that covers at least the entire length of the opening of the inner cylindrical portion, and the outer cylindrical portion has a low coefficient of thermal expansion. A rotary anode X-ray tube characterized in that it is made of a high-strength metal material and the inner cylinder part is made of a metal material having a high thermal conductivity. 請求項１記載の回転陽極Ｘ線管において、
前記内筒部と外筒部との接合面に溝を設けたことを特徴とする回転陽極Ｘ線管。The rotary anode X-ray tube according to claim 1,
A rotary anode X-ray tube characterized in that a groove is provided in a joint surface between the inner tube portion and the outer tube portion. 回転陽極Ｘ線管と、該回転陽極Ｘ線管を内包する防Ｘ線、防電撃構造のＸ線管容器と、前記回転陽極Ｘ線管の外囲器の陰極側を前記Ｘ線管容器の陰極側の内周壁に絶縁支持する陰極側支持体と、前記回転陽極Ｘ線管の陽極端を前記Ｘ線管容器の陽極側の内周壁に絶縁支持する陽極側支持体と、該陽極側支持体に支持されて前記回転陽極Ｘ線管のロータの外周に配設され、該ロータに回転力を付与するステータと、前記回転陽極Ｘ線管の陰極及び陽極に高電圧を導くためのケーブルレセプタクルと、前記回転陽極Ｘ線管の焦点から放射されるＸ線を外部に取り出すためのＸ線放射窓と、前記回転陽極Ｘ線管を絶縁、冷却するために前記Ｘ線管容器に充填される絶縁油を具備するＸ線管装置において、
前記回転陽極Ｘ線管が請求項１乃至３記載の回転陽極Ｘ線管であり、前記陽極側支持体は椀状体で、前記回転陽極Ｘ線管の回転陽極の固定部を覆うように前記ターゲットの裏側の周辺部から前記陽極端にかけて延在し、その大部分が高熱膨張率の耐熱性絶縁材料にて構成されていることを特徴とするＸ線管装置。A rotary anode X-ray tube, an X-ray tube containing the rotary anode X-ray tube, an X-ray tube container having an electric shock structure, and a cathode side of an envelope of the rotary anode X-ray tube are connected to the X-ray tube container. A cathode-side support that insulates and supports the inner peripheral wall on the cathode side, an anode-side support that insulates and supports the anode end of the rotary anode X-ray tube on the inner peripheral wall on the anode side of the X-ray tube container, and the anode-side support A stator supported on the body and disposed on the outer periphery of the rotor of the rotating anode X-ray tube, and applying a rotational force to the rotor, and a cable receptacle for guiding a high voltage to the cathode and anode of the rotating anode X-ray tube And an X-ray emission window for extracting X-rays emitted from the focal point of the rotary anode X-ray tube to the outside, and the X-ray tube container is filled to insulate and cool the rotary anode X-ray tube In an X-ray tube device comprising insulating oil,
Wherein a rotating rotary anode X-ray tube anode X-ray tube according to claim 1 to 3, wherein said anode-side support in cup-shaped body, said to cover the fixing portion of the rotary anode of the rotating anode X-ray tube An X-ray tube apparatus , characterized in that it extends from a peripheral part on the back side of the target to the anode end, and most of it is made of a heat-resistant insulating material having a high thermal expansion coefficient. Ｘ線管装置とＸ線検出器とを被検体が挿入される開口部を挟んで対向配置して搭載した走査ガントリと、前記Ｘ線管装置に高電圧負荷を印加するＸ線コントローラと、寝載した被検体を前記開口部に挿入する撮影テーブルと、前記走査ガントリ、前記Ｘ線コントローラ及び前記撮影テーブルを制御し、前記Ｘ線検出器にて収集したＸ線計測データに基づいて被検体の断層画像を再構成する操作コンソールとを具備するＸ線ＣＴ装置において、
前記Ｘ線管装置が請求項４記載のＸ線管装置であり、撮影開始前及び撮影間に長時間の大休止をとった後には前記Ｘ線管装置に予熱のための負荷印加を行うウォームアップ操作とキャリブレーション操作を行い、その後に撮影を行うことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。A scanning gantry in which an X-ray tube device and an X-ray detector are arranged opposite to each other across an opening into which a subject is inserted; an X-ray controller that applies a high voltage load to the X-ray tube device; An imaging table for inserting the placed subject into the opening, the scanning gantry, the X-ray controller, and the imaging table are controlled, and based on the X-ray measurement data collected by the X-ray detector, In an X-ray CT apparatus comprising an operation console for reconstructing a tomographic image,
5. The X-ray tube device according to claim 4 , wherein a warm is applied to the X-ray tube device to apply a preheating load before taking a long pause before and during the start of imaging. An X-ray CT apparatus characterized by performing an up operation and a calibration operation and then performing imaging.
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