JPH0234438B2 - - Google Patents
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- JPH0234438B2 JPH0234438B2 JP57204862A JP20486282A JPH0234438B2 JP H0234438 B2 JPH0234438 B2 JP H0234438B2 JP 57204862 A JP57204862 A JP 57204862A JP 20486282 A JP20486282 A JP 20486282A JP H0234438 B2 JPH0234438 B2 JP H0234438B2
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Classifications
-
- H—ELECTRICITY
- H05—ELECTRIC TECHNIQUES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
- H05G—X-RAY TECHNIQUE
- H05G1/00—X-ray apparatus involving X-ray tubes; Circuits therefor
- H05G1/08—Electrical details
- H05G1/26—Measuring, controlling or protecting
- H05G1/30—Controlling
- H05G1/32—Supply voltage of the X-ray apparatus or tube
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- Health & Medical Sciences (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
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- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- X-Ray Techniques (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
本発明はＸ線コンピユータ断層撮影装置（以下
単にＸ線CT装置という）に関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION The present invention relates to an X-ray computerized tomography apparatus (hereinafter simply referred to as an X-ray CT apparatus).
本発明におけるＸ線CT装置は被検体を挾んで
Ｘ線管球とＸ線検出器とを対向して配置してい
る。そして、このＸ線管球とＸ線検出器とを被検
体の周囲に回動させつつ、Ｘ線管球からはパルス
状のＸ線を被検体へ照射する。Ｘ線は被検体の各
部を透過し、Ｘ線管球と対向して配置されている
Ｘ線検出器に入射する。Ｘ線検出器は多数の検出
素子をほぼ湾曲状に配列したものであり、各検出
素子ごとに入力したＸ線エネルギーを電気信号に
変換する。この電気信号を基にしてコンピユータ
で演算処理し、被検体を輪切りにしたような断層
画像を得る装置である。 In the X-ray CT apparatus of the present invention, an X-ray tube and an X-ray detector are disposed facing each other with a subject in between. Then, while rotating the X-ray tube and the X-ray detector around the subject, the X-ray tube irradiates the subject with pulsed X-rays. The X-rays pass through each part of the subject and enter an X-ray detector placed opposite the X-ray tube. An X-ray detector has a large number of detection elements arranged in a substantially curved shape, and each detection element converts input X-ray energy into an electrical signal. This device performs arithmetic processing on a computer based on this electrical signal and obtains tomographic images that look like slices of the subject.
従つて、このようなＸ線CT装置においては、
被検体各部の組織によりＸ線の透過率が異なるこ
とを利用して、透過Ｘ線を計測し、そのデータを
基にして断層画像を再構成するようにしているの
で、被検体へ照射するＸ線パルスのエネルギーレ
ベルは、均一となるように従来装置では工夫して
いる。 Therefore, in such an X-ray CT device,
Taking advantage of the fact that the transmittance of X-rays differs depending on the tissue of each part of the subject, the transmitted X-rays are measured and a tomographic image is reconstructed based on that data, so the X-rays irradiated to the subject are Conventional devices are designed to make the energy level of the line pulse uniform.
一方、Ｘ線CT装置のような断層画像の分野で
なく、単なる平面的な放射線画像の分野において
は、人体組織の違い（例えば骨と筋肉）によりＸ
線吸収率が異なることを利用して目的とする部位
を浮き立たせようとする考え（エネルギー差分
法）が既に知られている（計測と制御1982年
VOL21 955頁）。すなわち、この考えによれば、
照射するＸ線のエネルギーレベルを均一化するの
でなく、逆にＸ線の実効エネルギーレベルを変化
させて、その結果、２つのエネルギーレベルの差
から目的とする部位の映像を目瞭に浮き立たせよ
うとするものである。 On the other hand, in the field of plain radiographic images, not in the field of tomographic images such as X-ray CT devices, X-ray
The idea (energy difference method) of making use of the difference in linear absorption rate to highlight a target area is already known (Measurement and Control 1982).
VOL21 page 955). That is, according to this idea,
Instead of making the energy level of the X-rays irradiated uniform, on the contrary, we change the effective energy level of the X-rays, and as a result, the image of the target area can be clearly highlighted from the difference between the two energy levels. That is.
このような考えを利用したＸ線CT装置は、特
開昭52−155087号で開示されている。しかし、こ
の特開昭52−155087号においては、シヤープな形
状のＸ線を得ることができないと言う問題があ
る。 An X-ray CT apparatus using this idea is disclosed in Japanese Patent Application Laid-open No. 155087/1987. However, this method has a problem in that it is not possible to obtain sharply shaped X-rays.
本発明の目的は、相異なる実効エネルギーレベ
ルであつてシヤープな形状のＸ線パルスを被検体
へ照射することができるＸ線発生手段を備えたＸ
線CT装置を提供しようとするものである。 An object of the present invention is to provide an X-ray generator equipped with an
The aim is to provide a X-ray CT device.
まず始めに、相異なる実効エネルギーレベルの
Ｘ線パルスを発生させ、エネルギー差分法によつ
て断層画像を得る手段のうち、容易に考えられる
ものを２例あげて説明する。 First, two easily conceivable examples of means for generating X-ray pulses with different effective energy levels and obtaining tomographic images by the energy difference method will be described.
(イ) Ｘ線管球の管電圧を例えば120kVに設定し、
この印加電圧に基づく波高値のＸ線パルスを被
検体へ照射して断層画像Ａを得る。(b) Set the tube voltage of the X-ray tube to, for example, 120kV,
A tomographic image A is obtained by irradiating the subject with an X-ray pulse having a peak value based on this applied voltage.
次に被検体を動かさないで、Ｘ線管球の管電
圧を80kVに設定し、この印加電圧に基づく波
高値のＸ線パルスを被検体へ照射して断層画像
Ｂを得る。 Next, without moving the subject, the tube voltage of the X-ray tube is set to 80 kV, and a tomographic image B is obtained by irradiating the subject with an X-ray pulse having a peak value based on this applied voltage.
次にコンピユータで（Ａ−Ｂ）を計算して、
エネルギー差分である断層画像Ｃを得る。 Next, use a computer to calculate (A-B),
A tomographic image C, which is an energy difference, is obtained.
このような手段には、以下の欠点がある。一
般に、Ｘ線CT装置においては、Ｘ線管球を被
検体の周囲に沿つて回動させつつ、Ｘ線パルス
を照射してスキヤン走査を行なうが、１回のス
キヤン走査に、通常、１〜10秒の時間を要す
る。一方、被検体は、呼吸運動などを行なつて
いるため上記断層画像ＡとＢには、位置づれが
生じており、そのためにエネルギー差分で得ら
れた断層画像Ｃは明瞭さに欠ける。 Such measures have the following drawbacks. Generally, in an X-ray CT device, scan scanning is performed by rotating the X-ray tube around the subject while irradiating X-ray pulses. It takes 10 seconds. On the other hand, since the subject is performing breathing movements, etc., there is a positional shift between the tomographic images A and B, and therefore the tomographic image C obtained by the energy difference lacks clarity.
(ロ) (イ)の手段を改善するため以下の方法が考えら
れる。すなわち、Ｘ線管球に加えるための管電
圧を２レベル発生させておく。そして、この２
レベルの電圧を高速に切り換えつつ管電圧とし
てＸ線管球へ印加させ、１回のスキヤンから２
つのエネルギーレベルに対応したデータを集め
る。このデータを基にして、各エネルギーレベ
ルごとに断層画像を構成し、しかる後に、エネ
ルギー差分の断層画像Ｃを得る。(b) The following methods can be considered to improve the method in (b). That is, two levels of tube voltage are generated to be applied to the X-ray tube. And this 2
The level voltage is switched rapidly and applied to the X-ray tube as a tube voltage, resulting in two scans from one scan.
Collect data corresponding to two energy levels. Based on this data, a tomographic image is constructed for each energy level, and then an energy difference tomographic image C is obtained.
この(ロ)の手段には、以下の欠点がある。一般
にＸ線CT装置においては、Ｘ線管球用の高電
圧電源（前述したような120kV位の電圧）とし
て、３相交流を整流・平滑した直流電源を用い
ている。このような動作の直流電源装置におい
ては、電源電圧を高速に変化させて、２つの電
圧レベルを得ることは困難である。従つて、(ロ)
で述べたように、２つの電圧レベルを確保して
おくためには、２台の高電圧電源が必要とな
る。また、この２つの高電圧をスイツチングす
る高電圧用スイツチングテトロード及びそのグ
リツド制御回路も必要となる。そのため、(ロ)の
手段によると、装置の構成が大型、複雑かつ高
価になる欠点がある。 This method (b) has the following drawbacks. Generally, in an X-ray CT apparatus, a DC power source obtained by rectifying and smoothing three-phase AC power is used as a high voltage power source (voltage of about 120 kV as described above) for the X-ray tube. In a DC power supply device operating in this manner, it is difficult to change the power supply voltage at high speed and obtain two voltage levels. Therefore, (b)
As mentioned above, two high-voltage power supplies are required to maintain two voltage levels. Furthermore, a high voltage switching tetrode for switching these two high voltages and its grid control circuit are also required. Therefore, the method (b) has the disadvantage that the configuration of the device is large, complicated, and expensive.
以上のような問題点に対し、特開昭52−155087
号（以下、先行例と言う）が、知られている。こ
の先行例は、Ｘ線管電圧を与えるＸ線高圧トラン
スの一次巻線に中間端子を設け、これら一次巻線
の端子は、スイツチング素子を介して交流電源に
接続すると共に交流電源の位相に合せて一周期ず
つ交互に出力電圧（二次側電圧）が変わるように
コンピユータ素子を制御している。つまりトラン
スの一次電圧の大きさを切替えることにより、交
流電源の位相に合せて高低交互に管電圧を切替え
て高低両管電圧のデータを収集するようにしたも
のである。 To address the above problems, Japanese Patent Application Laid-Open No. 52-155087
No. (hereinafter referred to as precedent) is known. In this prior example, an intermediate terminal is provided in the primary winding of an X-ray high-voltage transformer that provides an X-ray tube voltage, and the terminals of these primary windings are connected to an AC power source via a switching element and are matched to the phase of the AC power source. The computer element is controlled so that the output voltage (secondary side voltage) changes alternately one cycle at a time. In other words, by changing the magnitude of the primary voltage of the transformer, the tube voltage is alternately switched high and low in accordance with the phase of the AC power supply, and data on both high and low tube voltages is collected.
一般にＸ線管球から出力されるＸ線は、管電圧
の２〜３乗に比例して出力される。上記先行例
は、これを利用して、単に正弦波の半波電圧をＸ
線管の陽極・陰極間に加えているので得られるＸ
線パルスの波形は、正弦波の半波を尖らせたよう
な形状となる。即ち、Ｘ線パルスの立上がりエツ
ジ部と立下がりエツジ部が鈍つた波形となる。従
つて、シヤープな形状のＸ線パルスを照射できな
いと言う問題を有している。Ｘ線CT装置は、Ｘ
線パルスを被検体に照射し、これを通過したＸ線
を検出して画像を構成するものであるから、シヤ
ープな波形でないＸ線パルスのCT画像は不鮮明
なものとなる。 Generally, X-rays output from an X-ray tube are output in proportion to the second to third power of the tube voltage. The above precedent example utilizes this to simply convert the half-wave voltage of the sine wave to
Since it is added between the anode and cathode of the wire tube, the obtained
The waveform of the line pulse is shaped like a sharpened half-wave of a sine wave. That is, the X-ray pulse has a waveform in which the rising edge and the falling edge are blunted. Therefore, there is a problem in that it is not possible to irradiate an X-ray pulse with a sharp shape. X-ray CT equipment is
Since an image is constructed by irradiating a radiation pulse onto a subject and detecting the X-rays that have passed through the radiation, a CT image of an X-ray pulse that does not have a sharp waveform will be unclear.
本発明は、上述の欠点を解消したＸ線CT装置
であつて、電源トランスとして単相トランスを用
い簡単な構成で２つの実効エネルギーレベルを有
したシヤープな形状のＸ線パルスを得ることがで
きるようにしたものである。 The present invention is an X-ray CT device that eliminates the above-mentioned drawbacks, and can obtain sharply shaped X-ray pulses with two effective energy levels with a simple configuration using a single-phase transformer as a power transformer. This is how it was done.
第１図は本発明に係るＸ線CT装置のＸ線発生
部のみを示した図である。なお、本発明におい
て、Ｘ線発生部以外の構成は特に限定しないの
で、第１図では、それらの構成を省略し、説明を
わかり易くしたものである。同図において、１は
交流電源を表わし、商用電源でも自家発電機でも
よい。T1は単相トランスである。電源トランス
として単相トランスを用いていることが本発明の
１つの特徴になつている。D1，D2は整流器であ
り単相トランスT1の２次側電圧を半波整流して
いる。もつとも、第１図では、整流方式として半
波整流の図を描いたが全波整流としても本発明は
成り立つ。更には、第１図の装置においては、整
流器D1とD2を除去し、単相トランスT1の２次側
電圧である単相交流を直接３極Ｘ線管球の陽極と
陰極間へ印加しても本発明は成立する。その理由
は、後述する説明にて明らかになる。２は３極Ｘ
線管球であり陽極と陰極間には、上述の整流器
D1，D2を経た半波整流電圧が加えられている。
３はグリツド制御回路であり３極Ｘ線管球２のグ
リツドと陰極間に接続されている。そして、この
グリツド制御回路３からは後述するパルス状電圧
の信号がグリツドへ出力され、このパルス幅の期
間においても３極Ｘ線管球２へ電流が流れ、Ｘ線
が放射される。４，５はタイミング回路であり単
相トランスT1の１次側の電圧を導入し、この電
圧波形の或る位相に合わせて信号を出力するもの
である。なお、タイミング回路４と５から出力さ
れるタイミング信号の位相は、異なるものであ
る。７はスイツチでありタイミング回路４と５の
出力信号を交互に切換えてグリツド制御回路３へ
伝えるものである。６はスイツチ制御回路であ
り、スイツチ７の切換えタイミングを制御するも
のである。 FIG. 1 is a diagram showing only the X-ray generating section of the X-ray CT apparatus according to the present invention. In the present invention, the configuration other than the X-ray generating section is not particularly limited, so those configurations are omitted in FIG. 1 to make the explanation easier to understand. In the figure, 1 represents an AC power source, which may be a commercial power source or a private generator. T 1 is a single phase transformer. One feature of the present invention is that a single-phase transformer is used as the power transformer. D 1 and D 2 are rectifiers that half-wave rectify the secondary voltage of the single-phase transformer T 1 . Although FIG. 1 depicts half-wave rectification as the rectification method, the present invention also applies to full-wave rectification. Furthermore, in the apparatus shown in Fig. 1, the rectifiers D1 and D2 are removed, and the single-phase alternating current, which is the secondary voltage of the single-phase transformer T1 , is directly applied between the anode and cathode of the three-pole X-ray tube. Even if the voltage is applied, the present invention is still valid. The reason for this will become clear in the explanation below. 2 is 3 poles
It is a wire tube, and the above-mentioned rectifier is installed between the anode and cathode.
A half-wave rectified voltage is applied via D 1 and D 2 .
3 is a grid control circuit connected between the grid of the triode X-ray tube 2 and the cathode. A pulse voltage signal, which will be described later, is output from the grid control circuit 3 to the grid, and even during this pulse width period, current flows to the triode X-ray tube 2 and X-rays are emitted. Reference numerals 4 and 5 denote timing circuits which introduce the voltage on the primary side of the single-phase transformer T1 and output a signal in accordance with a certain phase of this voltage waveform. Note that the timing signals output from the timing circuits 4 and 5 have different phases. A switch 7 alternately switches the output signals of the timing circuits 4 and 5 and transmits them to the grid control circuit 3. Reference numeral 6 denotes a switch control circuit, which controls the switching timing of the switch 7.
以上のように構成された第１図装置の動作を第
２図を参照しながら説明する。なお、第２図は、
第１図装置の各部の信号のタイムチヤートであ
る。第２図のａは単相トランスT1の１次側電圧
波形、第２図のｂは単相トランスT2の２次側整
流波形（３極Ｘ線管球２の管電圧波形）、第２図
のｃはグリツド制御回路３の出力電圧Ｅの波形で
ある。第２図のｄは三極Ｘ線管球２に流れる電流
波形、第２図のｅは発生するＸ線の実効エネルギ
ーレベルの波形である。 The operation of the apparatus shown in FIG. 1 constructed as above will be explained with reference to FIG. 2. In addition, Figure 2 shows
FIG. 1 is a time chart of signals of various parts of the device. In Fig. 2, a shows the primary side voltage waveform of the single-phase transformer T1 , and b in Fig. 2 shows the secondary side rectified waveform of the single-phase transformer T2 (tube voltage waveform of the triode X-ray tube 2). 2c is the waveform of the output voltage E of the grid control circuit 3. d in FIG. 2 is a waveform of the current flowing through the triode X-ray tube 2, and e in FIG. 2 is a waveform of the effective energy level of the generated X-rays.
まず、単相トランスT1の１次側には、第２図
ａに示す交流電圧が印加されている。そして、整
流器D1，D2を介して、第２図ｂの電圧波形が３
極Ｘ線管球２の陽・陰極間に加えられている。一
方、タイミング回路４と５は第２図ｃに示すよう
な位相φ1とφ2のタイミングで信号を出力してい
る。すなわち、タイミング回路４においては、第
２図ｃに示す位相φ1、パルス幅τ1のパルスを出力
している。この位相φ1は、管電圧（第２図ｂ）
のピーク値付近となるように定めておくことが望
ましい。一方、タイミング回路５からは第２図ｃ
に示す位相φ2、パルス幅τ2のパルスを出力してい
る。この位相φ2は、上述の位相φ1より管電圧
（第２図ｂ）の低い電圧レベルに位置するように
なつている。このようにタイミング回路４と５
は、単相トランスT1における交流電圧（或いは
３極Ｘ線管球の管電圧）と或る一定の位相関係で
パルスを出力するようになつている。そこで、例
えば、第２図ｂの波形のように１つの半波ごとに
１方の位相（φ1かφ2）のパルス信号をスイツチ
７により切換えて取り出し、グリツド制御回路３
へ加えるようにしている。このスイツチ７を半波
ごとに切換える制御はスイツチ制御回路６により
行なわれる。グリツド制御回路３では、上述の位
相φ1とφ2のパルス信号を導入し、これを適切な
電圧レベルＥへレベルアツプして３極Ｘ線管球２
のグリツドへ印加する。従つて、この位相φ1と
φ2のパルス区間にて３極Ｘ線管球２に管電流が
流れる。この管電流の波形を第２図ｄに示す。こ
の時流れる管電流はパルス信号が加えられた調度
その時の３極Ｘ線管球２の陽・陰極間に加えられ
ている電圧の大きさに比例するので、位相φ1の
パルス時は大きく、位相φ2のパルスの時は小さ
な電流となる。その結果、三極Ｘ線管球２から放
射されるＸ線の実効エネルギーレベルは第２図ｅ
の如くなる。 First, an alternating current voltage shown in FIG. 2a is applied to the primary side of the single-phase transformer T1 . Then, through the rectifiers D 1 and D 2 , the voltage waveform shown in FIG.
It is added between the anode and cathode of the polar X-ray tube 2. On the other hand, the timing circuits 4 and 5 output signals at the timings of phases φ 1 and φ 2 as shown in FIG. 2c. That is, the timing circuit 4 outputs a pulse having a phase φ 1 and a pulse width τ 1 shown in FIG. 2c. This phase φ 1 is the tube voltage (Fig. 2b)
It is desirable to set the value to be near the peak value of . On the other hand, from the timing circuit 5, as shown in FIG.
It outputs a pulse with a phase φ 2 and a pulse width τ 2 shown in FIG. This phase φ 2 is located at a lower voltage level of the tube voltage (FIG. 2b) than the above-mentioned phase φ 1 . In this way, timing circuits 4 and 5
outputs pulses in a certain phase relationship with the alternating current voltage in the single-phase transformer T1 (or the tube voltage of the triode X-ray tube). Therefore, for example, a pulse signal of one phase (φ 1 or φ 2 ) is extracted every half wave as shown in the waveform of FIG.
I'm trying to add it to. Switch control circuit 6 controls switching of switch 7 every half wave. The grid control circuit 3 introduces the pulse signals of the above-mentioned phases φ 1 and φ 2 , raises the level to an appropriate voltage level E, and outputs the pulse signals to the triode X-ray tube 2.
to the grid. Therefore, a tube current flows through the triode X-ray tube 2 during the pulse sections of these phases φ 1 and φ 2 . The waveform of this tube current is shown in FIG. 2d. The tube current flowing at this time is proportional to the magnitude of the voltage applied between the anode and cathode of the triode X-ray tube 2 at that time when the pulse signal is applied, so it is large during the pulse of phase φ 1 , When the pulse has a phase of φ 2 , the current is small. As a result, the effective energy level of the X-rays emitted from the triode X-ray tube 2 is as shown in Figure 2 e.
It will be like this.
以上のように第１図の装置によれば２つの実効
エネルギーレベルを有したＸ線パルスを得ること
ができ、しかも、電源トランスとして単相トラン
スを用い、グリツド制御回路、タイミング回路な
ど数少ない構成素子で実現できるので上述した
(イ)、(ロ)の手段における欠点を改善することができ
る。 As described above, according to the apparatus shown in Fig. 1, it is possible to obtain X-ray pulses with two effective energy levels, and moreover, it uses a single-phase transformer as the power transformer, and uses only a few components such as a grid control circuit and a timing circuit. As mentioned above, it can be realized with
The shortcomings of means (a) and (b) can be improved.
なお、一般にＸ線管電圧は実効エネルギーを変
化させる他にＸ線出力も変化させるので、第２図
に示すパルス幅τ1とτ2において、τ1＜τ2とし、Ｘ
線出力を一定にさせる方が望ましい。 Generally, the X-ray tube voltage changes not only the effective energy but also the X-ray output, so for the pulse widths τ 1 and τ 2 shown in Fig. 2, τ 1 <τ 2 and
It is preferable to keep the line output constant.
以上の説明のように第１図では、半波整流を３
極Ｘ線管球２へ加える例で説明したが、これを全
波整流としてもよいことは明らかである。この場
合は、放射Ｘ線パルスの数を倍にすることも可能
となる。もちろん、その場合は、タイミング回路
４と５からは、倍のパルス信号が出力される。 As explained above, in Figure 1, half-wave rectification is
Although the explanation has been given using the example of adding the light to the polar X-ray tube 2, it is clear that full-wave rectification may also be used. In this case, it is also possible to double the number of emitted X-ray pulses. Of course, in that case, the timing circuits 4 and 5 output twice as many pulse signals.
また、３極Ｘ線管球２へ単相トランスT1から
直接交流電圧を加えるようにしてもよいことは明
らかである。 It is also obvious that the AC voltage may be applied directly to the triode X-ray tube 2 from the single-phase transformer T1 .
また、上述ではタイミング回路４，５とスイツ
チ制御回路６とスイツチ７とを別々に構成したよ
うに説明したが、この構成に限定するものでな
く、要するに、単相トランスの交流電圧の位相を
基準として、相異なる２つの位相φ1，φ2の信号
を出力することができればどのような構成であつ
てもよい。 Further, although the timing circuits 4 and 5, the switch control circuit 6, and the switch 7 are configured separately in the above description, the configuration is not limited to this, and in short, the phase of the AC voltage of the single-phase transformer is the reference Any configuration may be used as long as it can output signals of two different phases φ 1 and φ 2 .
この様に本発明によれば、２つのパルス信号に
基づいて３極Ｘ線管球のグリツドを制御している
ので、シヤープな形状のＸ線パルスを得ることが
できる。しかも、上記２つのパルス信号は、３極
Ｘ線管球の陽極・陰極間に加えられる脈動電圧波
形に対して位相が異なるようにしているので、２
つのパルスに基づいてそれぞれ発生するＸ線パル
スは、相異なる実効エネルギーレベルとすること
ができる。 As described above, according to the present invention, since the grid of the triode X-ray tube is controlled based on two pulse signals, it is possible to obtain a sharply shaped X-ray pulse. Moreover, the above two pulse signals are made to have different phases with respect to the pulsating voltage waveform applied between the anode and cathode of the triode X-ray tube.
The x-ray pulses generated based on the two pulses can have different effective energy levels.
また、前記脈動電圧波形の高い電圧の方に同期
して発生するパルスの幅を、低い電圧位置の方に
同期して発生するパルスの幅より狭くしているの
で、Ｘ線パルスの実効エネルギーは異なるが、Ｘ
線出力は一定にできる。この結果、実効エネルギ
ーが高いパルスによるCT画像と、低いパルスに
よるCT画像との明るさは、同じとなる効果が得
られる。 In addition, since the width of the pulse generated in synchronization with the higher voltage position of the pulsating voltage waveform is narrower than the width of the pulse generated in synchronization with the lower voltage position, the effective energy of the X-ray pulse is Different, but X
Line output can be kept constant. As a result, an effect can be obtained in which the brightness of the CT image obtained by pulses with high effective energy and the CT image obtained by pulses with low effective energy are the same.
以上の動作は、写真機における被写体の明るさ
と、シヤツタースピードの関係に置換えて見ると
よく理解できる。即ち、大きな実効エネルギーの
Ｘ線パルス（明るい光）の場合は、シヤツタ開放
時間（τ1）を短くし、小さい実効エネルギー（暗
い光）の場合は、シヤツタ開放時間（τ2）を長く
するように制御すれば、均一な明るさの画像を得
ることができる。 The above operation can be better understood by looking at the relationship between the brightness of the subject and the shutter speed in a camera. That is, in the case of an X-ray pulse with large effective energy (bright light), the shutter opening time (τ 1 ) is shortened, and in the case of small effective energy (dark light), the shutter opening time (τ 2 ) is lengthened. By controlling the brightness, it is possible to obtain an image with uniform brightness.
第１図は本発明に係るＸ線CT装置のＸ線発生
部のみを示した図、第２図は第１図装置の各部の
波形を示すタイムチヤートである。
１…交流電源、T1…単相トランス、２…３極
Ｘ線管球、３…グリツド制御回路、４，５…タイ
ミング回路、６…スイツチ制御回路、７…スイツ
チ、D1，D2…整流器。
FIG. 1 is a diagram showing only the X-ray generating section of the X-ray CT apparatus according to the present invention, and FIG. 2 is a time chart showing waveforms of various parts of the apparatus shown in FIG. 1...AC power supply, T1 ...single phase transformer, 2...3-pole X-ray tube, 3...grid control circuit, 4, 5...timing circuit, 6...switch control circuit, 7...switch, D1 , D2 ... rectifier.
Claims (1)
対向して配置し、この３極Ｘ線管球とＸ線検出器
とを被検体の周囲に回動しつつパルス状のＸ線を
被検体へ照射し、この被検体を透過したＸ線エネ
ルギーを計測し、この計測値を基にして計算機処
理することにより被検体の断層画像を得る装置に
おいて、 単相トランスと、 この単相トランスの２次側単相交流又はその整
流波形を前記３極Ｘ線管球の陽極・陰極間に加え
る手段と、 ３極Ｘ線管球の陽極・陰極間に加えられる電圧
波形の或る位相位置に発生し、かつ前記位相位置
が互いに異なる２つのパルス信号であつて、前記
電圧波形の高い電圧位置の方に同期して発生する
信号のパルス幅を、低い電圧位置の方に同期して
発生する信号のパルス幅より狭くした２つのパル
ス信号を発生する手段と、 この２つのパルス信号に基づいて前記３極Ｘ線
管球のグリツドを制御する手段と、 を備えたＸ線CT装置。[Scope of Claims] 1. A triode X-ray tube and an X-ray detector are arranged facing each other with a subject in between, and the triode X-ray tube and X-ray detector are rotated around the subject. In an apparatus that irradiates a subject with pulsed X-rays while moving, measures the energy of the X-rays that have passed through the subject, and obtains a tomographic image of the subject by performing computer processing based on this measured value. a single-phase transformer; means for applying the secondary side single-phase alternating current or its rectified waveform of the single-phase transformer between the anode and cathode of the triode X-ray tube; Two pulse signals are generated at a certain phase position of the applied voltage waveform, and the phase positions are different from each other, and the pulse width of the signal that is generated in synchronization with the higher voltage position of the voltage waveform is set to a lower pulse width. means for generating two pulse signals having a pulse width narrower than the pulse width of the signal generated in synchronization with the voltage position; and means for controlling the grid of the triode X-ray tube based on the two pulse signals; An X-ray CT device equipped with
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57204862A JPS5994400A (en) | 1982-11-22 | 1982-11-22 | X-ray ct device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57204862A JPS5994400A (en) | 1982-11-22 | 1982-11-22 | X-ray ct device |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS5994400A JPS5994400A (en) | 1984-05-31 |
| JPH0234438B2 true JPH0234438B2 (en) | 1990-08-03 |
Family
ID=16497623
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP57204862A Granted JPS5994400A (en) | 1982-11-22 | 1982-11-22 | X-ray ct device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS5994400A (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007021184A (en) * | 2005-06-14 | 2007-02-01 | Canon Inc | Radiographic imaging apparatus, control method thereof, and radiographic imaging system |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP2060158A2 (en) * | 2006-08-31 | 2009-05-20 | Philips Intellectual Property & Standards GmbH | Power supply for an x-ray generator system comprising cascade of two voltage sources |
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Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS52155087A (en) * | 1976-06-18 | 1977-12-23 | Toshiba Corp | X-ray tomographic apparatus |
-
1982
- 1982-11-22 JP JP57204862A patent/JPS5994400A/en active Granted
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS52155087A (en) * | 1976-06-18 | 1977-12-23 | Toshiba Corp | X-ray tomographic apparatus |
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Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS5994400A (en) | 1984-05-31 |
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