JPH11339996A - X-ray radiograph device - Google Patents
X-ray radiograph deviceInfo
- Publication number
- JPH11339996A JPH11339996A JP14395098A JP14395098A JPH11339996A JP H11339996 A JPH11339996 A JP H11339996A JP 14395098 A JP14395098 A JP 14395098A JP 14395098 A JP14395098 A JP 14395098A JP H11339996 A JPH11339996 A JP H11339996A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- ray
- filament
- power supply
- anode
- imaging apparatus
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Landscapes
- X-Ray Techniques (AREA)
Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】この発明は、Ｘ線エネルギー
が相違する複数のＸ線を用いて被写体を撮影するＸ線撮
影装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an X-ray photographing apparatus for photographing a subject using a plurality of X-rays having different X-ray energies.
【０００２】[0002]
【従来の技術】カテーテルを利用した治療などにおい
て、患者に対する被爆量を少なくする方法としてパルス
透視技術がある。パルス透視技術では、Ｘ線イメージ管
で得られた画像をＣＣＤ素子などによって電気信号とし
て読み出している期間はＸ線の照射が停止される。した
がって、この方法を用いる場合、Ｘ線をある時間間隔で
パルス状に発生するＸ線発生装置が用いられる。2. Description of the Related Art In a treatment using a catheter or the like, there is a pulse fluoroscopy technique as a method of reducing the amount of exposure to a patient. In the pulse fluoroscopy technique, irradiation of X-rays is stopped during a period in which an image obtained by an X-ray image tube is read as an electric signal by a CCD element or the like. Therefore, when using this method, an X-ray generator that generates X-rays in a pulsed manner at certain time intervals is used.
【０００３】ところで、パルス透視技術において、高コ
ントラストの画像を得るためには、低エネルギーで吸収
線量の多いＸ線を大量に照射する必要がある。このた
め、患者や術者の被爆線量が多くなるという問題があ
る。In the pulse fluoroscopy technique, in order to obtain a high-contrast image, it is necessary to irradiate a large amount of X-rays having a low energy and a large absorbed dose. For this reason, there is a problem that the exposure dose to the patient and the operator increases.
【０００４】また、被爆線量を少なくして病巣部分など
の画像を高コントラストで得る方法として、エネルギー
サブトラクション技術がある。この技術は、Ｘ線エネル
ギーの違いによりＸ線吸収係数が異なるという性質を利
用している。例えば、金属板を挟んでその上下にＣＲス
クリーンを配置し、Ｘ線エネルギーが相違する画像を金
属板の固有ろ過を利用して各ＣＲスクリーンに写す方法
である。そして、ＣＲスクリーンに写された画像を処理
し、病巣の診断が行われる。しかし、エネルギーサブト
ラクション技術を用いた場合、画像の処理に時間がかか
るため実時間で画像を観察できないという問題がある。There is an energy subtraction technique as a method for obtaining an image of a lesion or the like with high contrast by reducing the exposure dose. This technique utilizes the property that the X-ray absorption coefficient differs depending on the difference in X-ray energy. For example, there is a method in which CR screens are arranged above and below a metal plate, and images having different X-ray energies are transferred to the respective CR screens by using the inherent filtration of the metal plate. Then, the image captured on the CR screen is processed to diagnose a lesion. However, when the energy subtraction technique is used, there is a problem that the image cannot be observed in real time because it takes time to process the image.
【０００５】また、ＣＴなどを利用して肺の検診を行な
う場合、気管支や肋骨を撮影するためのＸ線エネルギー
の条件と、肺胞や血管を撮影するためのＸ線エネルギー
の条件とが相違する。このため、Ｘ線エネルギーの条件
を一方だけで撮影すると、十分な画像情報が得られず、
早期の肺ガンを見落としたり、あるいは発見が遅れたり
することがある。[0005] When a lung examination is performed using CT or the like, the X-ray energy conditions for imaging the bronchi and ribs are different from the X-ray energy conditions for imaging the alveoli and blood vessels. I do. For this reason, if imaging is performed with only one of the X-ray energy conditions, sufficient image information cannot be obtained.
Early lung cancer may be overlooked or delayed.
【０００６】[0006]
【発明が解決しようとする課題】上記したように２つ以
上のＸ線エネルギー条件でＸ線を発生させ、病巣部分を
撮影すると、１つのＸ線エネルギー条件で撮影した場合
に比べ、多くの画像情報が得られる。また、画像情報が
多ければ、それら画像情報を処理することによって、パ
ルス透視画像やＸ線ＣＴ画像の画質を向上できる。As described above, when an X-ray is generated under two or more X-ray energy conditions and a lesion portion is photographed, a larger number of images are obtained than when photographing is performed under one X-ray energy condition. Information is obtained. If there is a large amount of image information, the image quality of the pulse fluoroscopic image or the X-ray CT image can be improved by processing the image information.
【０００７】しかし、２つ以上のＸ線エネルギーでＸ線
を発生させる場合、従来のＸ線撮影装置では、Ｘ線管の
陽極と陰極間に印加される管電圧の大きさを切り替える
方法で行われている。このとき、Ｘ線管と電源とを接続
する高電圧ケーブルに浮遊容量があるため、電源の電圧
を切り替える際に電圧波形が乱れるという問題がある。However, when generating X-rays with two or more X-ray energies, a conventional X-ray imaging apparatus uses a method of switching the magnitude of a tube voltage applied between an anode and a cathode of an X-ray tube. Have been done. At this time, since the high-voltage cable connecting the X-ray tube and the power supply has a stray capacitance, there is a problem that the voltage waveform is disturbed when switching the voltage of the power supply.
【０００８】ここで、電圧波形が乱れる様子を図５で説
明する。図５の横軸は時間（ｔ）、縦軸は管電圧（ｋ
Ｖ）を示している。図５（ａ）は、高い電圧Ａと低い電
圧Ｂが正常に切り替えられた状態を示している。しか
し、高電圧ケーブルの浮遊容量が影響すると、高い電圧
から低い電圧に切り替えた際に、浮遊容量に蓄積した電
荷の放電などによって、図５（ｂ）に示すように、低い
電圧Ｂ部分にスパイクＳが発生する。Here, how the voltage waveform is disturbed will be described with reference to FIG. The horizontal axis in FIG. 5 is time (t), and the vertical axis is the tube voltage (k).
V). FIG. 5A shows a state where the high voltage A and the low voltage B are normally switched. However, when the stray capacitance of the high-voltage cable influences, when switching from a high voltage to a low voltage, a spike occurs at a low voltage B portion as shown in FIG. S occurs.
【０００９】したがって、パルス透視技術などを利用す
る場合に、発生するＸ線のエネルギー条件を切り替える
ためにＸ線管に印加する管電圧を変化させると、電圧波
形が変化し、正しい電子ビームを発生できないことがあ
る。Therefore, when pulse X-ray technology or the like is used, if the tube voltage applied to the X-ray tube is changed in order to switch the energy condition of the generated X-ray, the voltage waveform changes and a correct electron beam is generated. There are things you can't do.
【００１０】電圧波形の乱れを防止するために、例え
ば、スイッチングテトロードなどを使用する方法があ
る。この方法は、高い電圧から低い電圧に切り替える際
に、電源の２次側の充電電流を放電し、その後、Ｘ線管
に電圧を印加する方法である。しかし、この方法は、エ
ネルギーの損失が多くなるという問題がある。In order to prevent the disturbance of the voltage waveform, for example, there is a method using a switching tetroad or the like. In this method, when switching from a high voltage to a low voltage, the charging current on the secondary side of the power supply is discharged, and then the voltage is applied to the X-ray tube. However, this method has a problem that energy loss is increased.
【００１１】したがって、Ｘ線を発生する間隔が短くな
ると電源の温度が上昇する。そのため、熱を放出するた
めの機構が必要となり、その結果、装置全体が大型化
し、またコストが増大する。このため、パルス透視技術
などにおいてエネルギーサブトラクション技術の利用が
妨げられている。Therefore, the temperature of the power supply rises as the interval between X-ray generation becomes shorter. Therefore, a mechanism for releasing heat is required, and as a result, the size of the entire apparatus is increased and the cost is increased. This has hindered the use of energy subtraction technology in pulse fluoroscopy technology and the like.
【００１２】この発明は、上記した欠点を解決するもの
で、２つ以上のＸ線エネルギー条件をもつＸ線を容易に
発生できるＸ線撮影装置を提供することを目的とする。An object of the present invention is to provide an X-ray imaging apparatus capable of easily generating X-rays having two or more X-ray energy conditions.
【００１３】[0013]
【課題を解決するための手段】この発明は、熱電子を放
出する少なくとも２つの第１および第２フィラメント、
前記熱電子を収束するための収束電極、前記熱電子の衝
突によってＸ線を発生する陽極、前記フィラメントおよ
び前記収束電極、前記陽極をそれぞれ内部に収納した真
空外囲器を有するＸ線管と、このＸ線管の前記陽極と前
記フィラメントとの間に印加する電圧を発生する直流電
源とを具備したＸ線撮影装置において、前記第１フィラ
メントの電位を前記第２フィラメントの電位よりも高く
または低く設定する第１フィラメント用バイアス電源
と、前記収束電極の電位を前記第２フィラメントの電位
よりも低く設定する第２フィラメント用バイアス電源と
を設けたことを特徴としている。SUMMARY OF THE INVENTION The present invention provides at least two first and second filaments for emitting thermoelectrons.
A converging electrode for converging the thermoelectrons, an anode for generating X-rays by the collision of the thermoelectrons, an X-ray tube having a vacuum envelope containing the filament and the converging electrode, and the anode, respectively, An X-ray imaging apparatus comprising a DC power supply for generating a voltage applied between the anode of the X-ray tube and the filament, wherein the potential of the first filament is higher or lower than the potential of the second filament. A bias power supply for the first filament to be set and a bias power supply for the second filament to set the potential of the focusing electrode lower than the potential of the second filament are provided.
【００１４】[0014]
【発明の実施の形態】この発明の実施形態について図１
を参照して説明する。図１では、Ｘ線管のフィラメント
を加熱するための電源や、陽極を回転させる機構、Ｘ線
管の冷却機構などは発明の説明に必要でないため省略し
ている。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS FIG. 1 shows an embodiment of the present invention.
This will be described with reference to FIG. In FIG. 1, a power source for heating the filament of the X-ray tube, a mechanism for rotating the anode, a cooling mechanism for the X-ray tube, and the like are omitted because they are not necessary for the description of the invention.
【００１５】符号１１は管容器で、管容器１１内にＸ線
管１２が収納されている。Ｘ線管１２は全体が真空外囲
器１３で構成され、真空外囲器１３内の一端に回転陽極
１４が配置されている。真空外囲器１３内の他端には、
電子ビームを発生する第１および第２の２つのフィラメ
ント１５、１６が配置されている。フィラメント１５、
１６の前方には電子ビームを収束するための収束電極１
７が配置されている。Reference numeral 11 denotes a tube container in which an X-ray tube 12 is housed. The X-ray tube 12 is entirely constituted by a vacuum envelope 13, and a rotating anode 14 is arranged at one end in the vacuum envelope 13. At the other end in the vacuum envelope 13,
First and second two filaments 15, 16 for generating an electron beam are arranged. Filament 15,
A focusing electrode 1 for focusing the electron beam is provided in front of the focusing electrode 16.
7 are arranged.
【００１６】フィラメント１５、１６や収束電極１７は
陰極構体として一体に構成されている。たとえば陰極構
体の２箇所に溝を形成し、その溝をそれぞれ収束電極と
し、また、溝の内部にフィラメント１５、１６が配置さ
れる。このような構造において、フィラメント１５、１
６から放出された電子ビームを収束電極１７で収束し、
陽極１４上の同じ領域に電子衝撃面を形成するようにし
ている。The filaments 15, 16 and the focusing electrode 17 are integrally formed as a cathode structure. For example, grooves are formed in two places of the cathode structure, the grooves are used as focusing electrodes, and filaments 15 and 16 are arranged inside the grooves. In such a structure, the filaments 15, 1
The electron beam emitted from 6 is focused by the focusing electrode 17,
An electron impact surface is formed in the same region on the anode 14.
【００１７】管容器１１の外部には直流電源１８が配置
され、直流電源１８の中点Ｐは接地されている。そし
て、直流電源１８の＋端子はＸ線管１２の陽極１４に接
続されている。直流電源１８の−端子は共通接続点Ｑに
接続され、共通接続点Ｑと第１フィラメント１５との間
に、正負の極性が逆向きになった第１および第２の２つ
のバイアス電源１９、２０が並列に接続されている。ま
た、共通接続点Ｑは第２フィラメント１６と直接接続さ
れている。第２フィラメント１６と収束電極１７間に
は、収束電極１７側が負の第３バイアス電源２１が接続
されている。A DC power supply 18 is arranged outside the tube case 11, and a midpoint P of the DC power supply 18 is grounded. The + terminal of the DC power supply 18 is connected to the anode 14 of the X-ray tube 12. The negative terminal of the DC power supply 18 is connected to the common connection point Q, and between the common connection point Q and the first filament 15, there are first and second two bias power supplies 19 whose positive and negative polarities are reversed. 20 are connected in parallel. The common connection point Q is directly connected to the second filament 16. Between the second filament 16 and the focusing electrode 17, a third bias power source 21 having a negative focusing electrode 17 side is connected.
【００１８】なお、陽極１４に印加される電圧を（Ｅ
ａ）、共通接続点Ｑの電圧を（Ｅｂ）とし、対アースに
対する高電圧ケーブルの浮遊容量を符号２２、２３で示
している。また、第１〜第３バイアス電源１９〜２１の
出力端間の電圧は同じ大きさ（Ｅｃ）に設定されてお
り、その＋端子、−端子をそれぞれ符号＋、−で表示し
ている。The voltage applied to the anode 14 is (E
a), the voltage at the common connection point Q is (Eb), and the stray capacitance of the high-voltage cable with respect to the ground is indicated by reference numerals 22 and 23. Further, the voltages between the output terminals of the first to third bias power supplies 19 to 21 are set to the same magnitude (Ec), and the + terminal and the − terminal are indicated by symbols + and −, respectively.
【００１９】ここで、上記した構成において、２つのフ
ィラメント１５、１６からＸ線エネルギーの異なるＸ線
を発生する方法について図２を参照して説明する。図２
の縦軸は電圧（−ｋＶ）を示している。Here, a method of generating X-rays having different X-ray energies from the two filaments 15 and 16 in the above configuration will be described with reference to FIG. FIG.
The vertical axis indicates the voltage (−kV).
【００２０】まず、フィラメント１５からＸ線エネルギ
ーを発生する場合を説明する。共通接続点Ｑとフィラメ
ント１５間に第２バイアス電源２０が接続され、第１バ
イアス電源１９は切り離された状態にする。そして、共
通接続点Ｑと収束電極１７間に第３バイアス電源２１が
接続された状態にする。このとき、図２（ａ）に示すよ
うに、フィラメント１５の電圧（Ｅ1f）および収束電極
１７の電圧（Ｅｇ）は共通接続点Ｑの電圧（Ｅｂ）より
も低くなり、フィラメント１６の電圧（Ｅ2f）は共通接
続点Ｑの電圧Ｅｂと等しくなる。First, the case where X-ray energy is generated from the filament 15 will be described. The second bias power supply 20 is connected between the common connection point Q and the filament 15, and the first bias power supply 19 is disconnected. Then, the third bias power supply 21 is connected between the common connection point Q and the focusing electrode 17. At this time, as shown in FIG. 2A, the voltage (E1f) of the filament 15 and the voltage (Eg) of the focusing electrode 17 become lower than the voltage (Eb) of the common connection point Q, and the voltage (E2f) of the filament 16 ) Is equal to the voltage Eb at the common connection point Q.
【００２１】上記した設定により、フィラメント１５か
ら電子が放出し、放出した電子が陽極１４を衝撃する。
このとき、陽極１４から発生するＸ線のエネルギ一は、
アノード電圧（Ｅａ）と共通接続点Ｑの電圧（Ｅｂ）と
第２バイアス電源２０の電圧（Ｅｃ）とが加算された
（Ｅａ＋Ｅｂ＋Ｅｃ）となる。なお、フィラメント１６
は第３バイアス電源２１の接続によってカットオフとな
り電子ビームは放出されない。With the above setting, electrons are emitted from the filament 15 and the emitted electrons bombard the anode 14.
At this time, the energy of the X-ray generated from the anode 14 is
The sum of the anode voltage (Ea), the voltage (Eb) at the common connection point Q, and the voltage (Ec) of the second bias power supply 20 is (Ea + Eb + Ec). The filament 16
Is cut off by the connection of the third bias power supply 21, and the electron beam is not emitted.
【００２２】次に、フィラメント１６からＸ線エネルギ
ーを発生する場合を説明する。フィラメント１６と収束
電極１７間から第３バイアス電源２１が切り離され、フ
ィラメント１６と収束電極１７間が短絡状態にされる。
また、共通接続点Ｑとフィラメント１５間に第１バイア
ス電源１９が接続された状態にする。このとき、図２
（ｂ）に示すように、フィラメント１６の電圧（Ｅ2f）
と収束電極１７の電圧（Ｅｇ）は共通接続点Ｑの電圧
（Ｅｂ）に等しくなり、フィラメント１５の電圧（Ｅ1
f）は第３バイアス電源２１の分（Ｅｃ）だけ高くな
る。Next, a case where X-ray energy is generated from the filament 16 will be described. The third bias power supply 21 is cut off from between the filament 16 and the focusing electrode 17, and the filament 16 and the focusing electrode 17 are short-circuited.
The first bias power supply 19 is connected between the common connection point Q and the filament 15. At this time, FIG.
As shown in (b), the voltage of the filament 16 (E2f)
And the voltage (Eg) of the focusing electrode 17 becomes equal to the voltage (Eb) of the common connection point Q, and the voltage (E1) of the filament 15
f) is higher by the third bias power supply 21 (Ec).
【００２３】上記した設定により、フィラメント１６か
ら電子ビームが放出し、放出された電子が陽極１４を衝
撃する。このとき、陽極１４から発生するＸ線のエネル
ギーは、アノード電圧（Ｅａ）とフィラメント１６の電
圧（Ｅｂ）が加算された（Ｅａ＋Ｅｂ）となる。なお、
フィラメント１５は、第１バイアス電源１９の接続でカ
ットオフとなり電子ビームは放出されない。With the above setting, an electron beam is emitted from the filament 16 and the emitted electrons bombard the anode 14. At this time, the energy of the X-ray generated from the anode 14 is (Ea + Eb) obtained by adding the anode voltage (Ea) and the voltage (Eb) of the filament 16. In addition,
The filament 15 is cut off when the first bias power supply 19 is connected, and the electron beam is not emitted.
【００２４】次に、２つのフィラメント１５、１６がカ
ットオフモードとなり、電子ビームが放出しない場合を
説明する。フィラメント１５と共通接続点Ｑの間から第
１および第２バイアス電源１９、２０が切り離され、フ
ィラメント１５と共通接続点Ｑが直接接続される。ま
た、共通接続点Ｑと収束電極１７間に第３バイアス電源
２１が接続される状態とする。このとき、図２（ｃ）に
示すように、共通接続点Ｑの電圧（Ｅｂ）とフィラメン
ト１５の電圧（Ｅ1f）は等しくなり、収束電極１７の電
圧（Ｅｇ）はフィラメント１６の電圧（Ｅ2f）よりも低
くなる。Next, the case where the two filaments 15 and 16 are in the cutoff mode and the electron beam is not emitted will be described. The first and second bias power supplies 19 and 20 are disconnected from between the filament 15 and the common connection point Q, and the filament 15 and the common connection point Q are directly connected. The third bias power supply 21 is connected between the common connection point Q and the focusing electrode 17. At this time, as shown in FIG. 2C, the voltage (Eb) of the common connection point Q and the voltage (E1f) of the filament 15 are equal, and the voltage (Eg) of the focusing electrode 17 is equal to the voltage (E2f) of the filament 16. Lower than.
【００２５】上記した設定により、フィラメント１５、
１６の双方は、カットオフとなり電子ビームは放出され
ない。With the above setting, the filament 15,
Both 16 are cut off and no electron beam is emitted.
【００２６】上記した構成によれば、直流電源１８の電
圧を変化させることなく、第１〜第３バイアス電源の接
続や切り離しなどにより、２つのフィラメント１５、１
６からＸ線エネルギーが相違するＸ線を発生でき、ま
た、Ｘ線の発生を停止できる。このような操作を繰り返
すようにすれば、高いＸ線エネルギーのＸ線の発生、低
いＸ線エネルギーのＸ線の発生、そしてＸ線の停止が順
に行われる。According to the above-described configuration, the two filaments 15, 1 are connected by connecting and disconnecting the first to third bias power supplies without changing the voltage of the DC power supply 18.
X-rays having different X-ray energies from 6 can be generated, and generation of X-rays can be stopped. If such an operation is repeated, generation of X-rays with high X-ray energy, generation of X-rays with low X-ray energy, and stop of X-rays are sequentially performed.
【００２７】なお、第１〜第３バイアス電源の接続や切
り離しは高速で制御でき、また、電圧波形の乱れもな
い。このため、Ｘ線エネルギーの変更や停止を１ｍｓ以
下の高速で、正しい値に切り替えることができる。ま
た、第１〜第３バイアス電源の出力電圧を０Ｖ〜数千Ｖ
の範囲で可変できる構成にすれば、発生するＸ線のエネ
ルギ一も可変できる範囲内で任意に設定できる。The connection and disconnection of the first to third bias power supplies can be controlled at high speed, and there is no disturbance in the voltage waveform. Therefore, the change or stop of the X-ray energy can be switched to a correct value at a high speed of 1 ms or less. Further, the output voltage of the first to third bias power supplies is set to 0 V to several thousand V.
Can be arbitrarily set within the range in which the energy of the generated X-rays can also be varied.
【００２８】次に、この発明の他の実施形態について、
Ｘ線断層撮影などに使用されるＣＴ装置を例にとって図
３を参照して説明する。符号３１は診台で、診台３１に
被験者３２が載っている。被験者３２を中心にして回転
する回転テーブル３３が設けられており、回転テーブル
３３には２つのＸ線装置３４、３５がある間隔で固定さ
れている。また、被験者３１を間に挟んで、Ｘ線装置３
４、３５と向き合う位置の回転テーブル３３にＸ線検出
器３６、３７が固定されている。また、２つのＸ線装置
３４、３５の間に直流電源３８が固定され、直流電源３
８から高圧ケーブル３９を通して２つのＸ線装置３４、
３５に駆動電圧が供給されている。Next, another embodiment of the present invention will be described.
An example of a CT device used for X-ray tomography will be described with reference to FIG. Reference numeral 31 denotes an examination table on which a subject 32 is placed. A rotary table 33 that rotates around the subject 32 is provided, and the rotary table 33 has two X-ray devices 34 and 35 fixed at intervals. Further, the X-ray apparatus 3
X-ray detectors 36 and 37 are fixed to a turntable 33 at a position facing the positions 4 and 35. A DC power supply 38 is fixed between the two X-ray devices 34 and 35,
8 through a high-pressure cable 39, two X-ray devices 34,
The drive voltage is supplied to 35.
【００２９】上記した構成において、Ｘ線装置３４から
放射され被験者３２を透過したＸ線はＸ線検出器３６で
検出され、また、Ｘ線装置３５から放射され被験者３２
を透過したＸ線はＸ線検出器３７で検出される構成にな
っている。In the configuration described above, the X-rays emitted from the X-ray device 34 and transmitted through the subject 32 are detected by the X-ray detector 36, and the X-rays are emitted from the X-ray device 35 and the subject 32
X-rays transmitted through are detected by the X-ray detector 37.
【００３０】ここで、直流電源３８からＸ線装置３３、
３４に対して駆動電圧を供給する回路構成について図４
を参照して説明する。図４では、図３に対応する部分に
は同一の符号を付し、重複する説明を一部省略する。Here, the DC power supply 38 supplies the X-ray device 33,
FIG. 4 shows a circuit configuration for supplying a drive voltage to
This will be described with reference to FIG. 4, parts corresponding to those in FIG. 3 are denoted by the same reference numerals, and redundant description will be partially omitted.
【００３１】Ｘ線装置３３、３４はいずれもＸ線管４１
などから構成され、Ｘ線管４１内の一端には陽極４２
が、また、他端にはフィラメント４３や収束電極４４が
設けられている。それぞれの陽極４２は直流電源３８の
＋端子に接続され、それぞれのフィラメント４３と収束
電極４４は共通に接続され、さらに直流電源３８の−端
子に接続されている。なお、Ｘ線装置３４は、フィラメ
ント４３と収束電極４４の共通接続点と直流電源３８の
−端子との間にバイアス電源４５が接続されている。The X-ray devices 33 and 34 are both X-ray tubes 41
And an anode 42 at one end in the X-ray tube 41.
However, a filament 43 and a focusing electrode 44 are provided at the other end. Each anode 42 is connected to the + terminal of the DC power supply 38, each filament 43 and the focusing electrode 44 are connected in common, and further connected to the − terminal of the DC power supply 38. In the X-ray apparatus 34, a bias power supply 45 is connected between a common connection point of the filament 43 and the focusing electrode 44 and a negative terminal of the DC power supply 38.
【００３２】上記した構成によれば、Ｘ線装置３３のＸ
線管４１には、Ｘ線装置３４のＸ線管４１よりもバイア
ス電源４５の分だけ高い電圧が陽極４２とフィラメント
４３間に印加されている。このため、２つのＸ線装置３
３、３４から相違するＸ線エネルギ一のＸ線が得られ
る。According to the above configuration, the X-ray
A voltage higher than the X-ray tube 41 of the X-ray device 34 by the bias power supply 45 is applied to the X-ray tube 41 between the anode 42 and the filament 43. For this reason, two X-ray devices 3
X-rays having different X-ray energies are obtained from 3, 34.
【００３３】この場合、１台の直流電源と２台のＸ線装
置を用いて、異なるＸ線エネルギ一のＸ線による断層画
像を１回のスキャンで撮影でき、被写体の動きによるア
ーチファクトがほとんどどない画像を得ることができ
る。In this case, one DC power supply and two X-ray devices can be used to capture a tomographic image of X-rays having different X-ray energies in one scan, and almost all artifacts due to the movement of the subject are obtained. No images can be obtained.
【００３４】上記したように、この発明によれば、Ｘ線
エネルギ一の相違するＸ線を容易に実現できる。このた
め、ＣＴを用いて胸部を診断する場合のように、肺胞や
血管などの柔らかい組織と、肋骨や気管支などの比較的
固い組織とで最適なエネルギ一条件が異なるときでも、
これらの画像を確実に得ることができ、正しい診断を行
うことができる。また、Ｘ線エネルギ一が相違するＸ線
を用いて撮影する場合でも、２回に分ける必要がなくな
り診断を迅速化できる。また、エネルギーサブトラクシ
ョン技術や２方向から撮影するバイプレーンシステムの
利用が容易になり、集団検診などの精度を向上できる。As described above, according to the present invention, X-rays having different X-ray energies can be easily realized. Therefore, even when the optimal energy condition is different between soft tissues such as alveoli and blood vessels and relatively hard tissues such as ribs and bronchi as in the case of diagnosing the chest using CT,
These images can be reliably obtained, and correct diagnosis can be performed. In addition, even when imaging is performed using X-rays having different X-ray energies, diagnosis does not need to be performed twice and the diagnosis can be speeded up. In addition, the use of the energy subtraction technique and the biplane system for capturing images from two directions is facilitated, and the accuracy of group examination and the like can be improved.
【００３５】例えば、図３の構成において、Ｘ線装置３
３、３４から出力されるＸ線エネルギ一が相違するＸ線
を用いて被験者３２を撮影する。そして、被験者３２を
撮影した画像をＸ線検出器３６で検出し、これをテレビ
カメラなどを用いて電気信号の画像に変換し、その後、
Ｘ線エネルギ一が相違するＸ線で得られた画像どうしを
減算する方法である。この方法によれば、Ｘ線エネルギ
一が相違するＸ線で得られた画像の差成分が強調され、
病巣などの検出を容易に行える。For example, in the configuration of FIG.
The subject 32 is imaged by using X-rays having different X-ray energies output from 3, 34. Then, an image of the subject 32 is detected by the X-ray detector 36, and is converted into an image of an electric signal using a television camera or the like.
This is a method of subtracting images obtained by X-rays having different X-ray energies. According to this method, a difference component of an image obtained by X-rays having different X-ray energies is emphasized,
Diseases can be easily detected.
【００３６】この構成では、バイアス電源を利用してＸ
線エネルギ一が相違するＸ線を得ている。したがって、
Ｘ線エネルギ一が相違するＸ線を同時に、あるいは、僅
かな時間間隔で発生でき、実質的に時間差のない画像の
差成分を検出できる。この結果、検診精度が向上する。
また、電気信号などの形で信号を処理するため、実時間
で処理でき、検診が迅速化する。In this configuration, a bias power supply is used to
X-rays having different line energies are obtained. Therefore,
X-rays having different X-ray energies can be generated simultaneously or at short time intervals, and a difference component of an image having substantially no time difference can be detected. As a result, the examination accuracy is improved.
In addition, since the signal is processed in the form of an electric signal or the like, the processing can be performed in real time, thereby speeding up the examination.
【００３７】この方法において、Ｘ線エネルギ一が相違
するＸ線を得る場合、図３の構成だけでなく、図１のよ
うな構成を用いることもできる。図１の構成を用いた場
合には、Ｘ線エネルギ一が相違するＸ線が所定の時間間
隔で発生する。このため、Ｘ線エネルギ一が相違するＸ
線で得られた画像どうしを減算する場合は、２つの画像
のたとえば一方を遅延回路などを用いて遅らせ、時間を
一致させるなどの処理が必要となる。In this method, when obtaining X-rays having different X-ray energies, not only the configuration shown in FIG. 3 but also the configuration shown in FIG. 1 can be used. When the configuration of FIG. 1 is used, X-rays having different X-ray energies are generated at predetermined time intervals. Therefore, X-rays having different X-ray energies
When subtracting the images obtained by the lines, it is necessary to perform processing such as delaying one of the two images by using a delay circuit or the like and matching the times.
【００３８】なお、図１の実施形態では、１つのＸ線管
内に２つのフィラメントを設けた場合で説明している
が、３つ以上のフィラメントを設けることもできる。ま
た、図３の実施形態では、Ｘ線装置が２つの例で説明し
ている。しかし、この場合も、Ｘ線装置を３台以上で構
成することもできる。また、Ｘ線装置を３台以上で構成
した場合、Ｘ線装置にそれぞれ異なる出力電圧のバイア
ス電源を組み込めば、Ｘ線装置から多くの種類のＸ線エ
ネルギ一をもったＸ線を、たとえば同時に発生させるこ
とができる。In the embodiment of FIG. 1, a case is described in which two filaments are provided in one X-ray tube. However, three or more filaments can be provided. In the embodiment of FIG. 3, two X-ray apparatuses are described. However, also in this case, three or more X-ray apparatuses can be configured. In the case where three or more X-ray apparatuses are configured, if X-ray apparatuses are equipped with bias power supplies having different output voltages, X-rays having many types of X-ray energies can be simultaneously output from the X-ray apparatuses, for example. Can be generated.
【００３９】[0039]
【発明の効果】この発明によれば、２つ以上のＸ線エネ
ルギー条件をもつＸ線を容易に発生できるＸ線撮影装置
を実現できる。According to the present invention, an X-ray imaging apparatus capable of easily generating X-rays having two or more X-ray energy conditions can be realized.
【図１】この発明の実施形態を説明するための回路構成
図である。FIG. 1 is a circuit configuration diagram for explaining an embodiment of the present invention.
【図２】この発明の実施形態に使用されるバイアス電圧
を説明するための図である。FIG. 2 is a diagram for explaining a bias voltage used in the embodiment of the present invention.
【図３】この発明の他の実施形態を説明するための概略
の構成図である。FIG. 3 is a schematic configuration diagram for explaining another embodiment of the present invention.
【図４】この発明の他の実施形態を説明するための回路
構成図である。FIG. 4 is a circuit configuration diagram for explaining another embodiment of the present invention.
【図５】従来例を説明するためのバイアス電圧を示す図
である。FIG. 5 is a diagram showing a bias voltage for explaining a conventional example.
１１…管容器 １２…Ｘ線管 １３…真空外囲器 １４…陽極 １５…第１フィラメント １６…第２フィラメント １７…収束電極 １８…直流電源 １９…第１バイアス電源 ２０…第２バイアス電源 ２１…第３バイアス電源 ２２、２３…高電圧ケーブルの対地浮遊容量 DESCRIPTION OF SYMBOLS 11 ... Tube container 12 ... X-ray tube 13 ... Vacuum envelope 14 ... Anode 15 ... 1st filament 16 ... 2nd filament 17 ... Focusing electrode 18 ... DC power supply 19 ... 1st bias power supply 20 ... 2nd bias power supply 21 ... Third bias power supply 22, 23 ... Stray capacitance to ground of high voltage cable
Claims (7)
および第２フィラメント、前記熱電子を収束するための
収束電極、前記熱電子の衝突によってＸ線を発生する陽
極、前記フィラメントおよび前記収束電極、前記陽極を
それぞれ内部に収納した真空外囲器を有するＸ線管と、
このＸ線管の前記陽極と前記フィラメントとの間に印加
する電圧を発生する直流電源とを具備したＸ線撮影装置
において、前記第１フィラメントの電位を前記第２フィ
ラメントの電位よりも高くまたは低く設定する第１フィ
ラメント用バイアス電源と、前記収束電極の電位を前記
第２フィラメントの電位よりも低く設定する第２フィラ
メント用バイアス電源とを設けたことを特徴とするＸ線
撮影装置。1. The method according to claim 1, wherein the at least two first emitting thermoelectrons are provided.
And a second filament, a converging electrode for converging the thermoelectrons, an anode for generating X-rays by collision of the thermoelectrons, a vacuum envelope containing the filament, the converging electrode, and the anode therein, respectively. X-ray tube,
An X-ray imaging apparatus comprising a DC power supply for generating a voltage applied between the anode of the X-ray tube and the filament, wherein the potential of the first filament is higher or lower than the potential of the second filament. An X-ray imaging apparatus comprising: a first filament bias power supply to be set; and a second filament bias power supply to set the potential of the focusing electrode lower than the potential of the second filament.
および第２フィラメント、前記熱電子を収束するための
収束電極、前記熱電子の衝突によってＸ線を発生する陽
極、前記フィラメントおよび前記収束電極、前記陽極を
それぞれ内部に収納した真空外囲器を有するＸ線管と、
このＸ線管の前記陽極と前記フィラメントとの間に印加
する電圧を発生する直流電源とを具備したＸ線撮影装置
において、前記第１フィラメントと前記直流電源との間
に接続される第１フィラメント用バイアス電源と、前記
第２フィラメントと前記収束電極との間に接続される第
２フィラメント用バイアス電源とを設けたことを特徴と
するＸ線撮影装置。2. The method according to claim 1, wherein the at least two first electrons for emitting thermoelectrons are provided.
And a second filament, a converging electrode for converging the thermoelectrons, an anode for generating X-rays by collision of the thermoelectrons, a vacuum envelope containing the filament, the converging electrode, and the anode therein, respectively. X-ray tube,
An X-ray imaging apparatus comprising a DC power supply for generating a voltage applied between the anode and the filament of the X-ray tube, wherein the first filament connected between the first filament and the DC power supply An X-ray imaging apparatus, comprising: a bias power source for use; and a bias power source for a second filament connected between the second filament and the focusing electrode.
性の向きが逆で、並列に接続された２つの電源から構成
されている請求項１または請求項２記載のＸ線撮影装
置。3. The X-ray imaging apparatus according to claim 1, wherein the first filament bias power supply comprises two power supplies having opposite polarities and connected in parallel.
流電源の極性の向きと同じ向きで接続されている請求項
１または請求項２記載のＸ線撮影装置。4. The X-ray imaging apparatus according to claim 1, wherein the bias power supply for the second filament is connected in the same direction as the polarity of the DC power supply.
ント、前記熱電子を収束するための収束電極、前記熱電
子の衝突によってＸ線を発生する陽極、前記フィラメン
トおよび前記収束電極、前記陽極をそれぞれ内部に収納
した真空外囲器を有する少なくとも２つのＸ線管と、こ
の少なくとも２つのＸ線管それぞれの前記陽極と前記フ
ィラメント間に印加する電圧を発生する直流電源とを具
備したＸ線撮影装置において、前記少なくとも２つのＸ
線管のうちの少なくとも１つのＸ線管の前記フィラメン
トと前記直流電源との間にバイアス電源を接続したこと
を特徴とするＸ線撮影装置。5. A filament for emitting thermoelectrons, a focusing electrode for focusing the thermoelectrons, an anode for generating X-rays by collision of the thermoelectrons, the filament, the focusing electrode, and the anode, respectively. An X-ray imaging apparatus comprising: at least two X-ray tubes having a vacuum envelope housed therein; and a DC power supply for generating a voltage applied between the anode and the filament of each of the at least two X-ray tubes. Wherein the at least two X
An X-ray imaging apparatus, wherein a bias power source is connected between the filament of at least one of the X-ray tubes and the DC power source.
にそれぞれＸ線検出器を設けた請求項５記載のＸ線撮影
装置。6. The X-ray imaging apparatus according to claim 5, wherein an X-ray detector is provided at a position facing at least two X-ray tubes.
２のＸ線を発生し被写体を撮影するＸ線発生装置と、こ
のＸ線発生装置で撮影された被写体の画像を画像信号と
して出力する出力装置と、この出力装置から出力される
前記第１のＸ線による画像信号と前記第２のＸ線による
画像信号との差を求める演算装置とを具備したＸ線撮影
装置。7. An X-ray generator that generates first and second X-rays having different X-ray energies to image a subject, and outputs an image of the subject captured by the X-ray generator as an image signal. An X-ray imaging apparatus comprising: an output device; and an arithmetic device for calculating a difference between the first X-ray image signal and the second X-ray image signal output from the output device.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP14395098A JP4220589B2 (en) | 1998-05-26 | 1998-05-26 | X-ray equipment |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP14395098A JP4220589B2 (en) | 1998-05-26 | 1998-05-26 | X-ray equipment |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11339996A true JPH11339996A (en) | 1999-12-10 |
| JP4220589B2 JP4220589B2 (en) | 2009-02-04 |
Family
ID=15350830
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP14395098A Expired - Fee Related JP4220589B2 (en) | 1998-05-26 | 1998-05-26 | X-ray equipment |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP4220589B2 (en) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007222311A (en) * | 2006-02-22 | 2007-09-06 | Shimadzu Corp | X-ray imaging apparatus |
| JP2011049108A (en) * | 2009-08-28 | 2011-03-10 | Toshiba Corp | X-ray tube, and x-ray ct apparatus equipped with the same |
| KR101092213B1 (en) | 2009-10-06 | 2011-12-13 | 한국전기연구원 | The apparatus for X-ray generating and its operating method |
| JP2015023013A (en) * | 2013-07-24 | 2015-02-02 | キヤノン株式会社 | Multi-radiation generation device and radiographic system using the same |
-
1998
- 1998-05-26 JP JP14395098A patent/JP4220589B2/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007222311A (en) * | 2006-02-22 | 2007-09-06 | Shimadzu Corp | X-ray imaging apparatus |
| JP2011049108A (en) * | 2009-08-28 | 2011-03-10 | Toshiba Corp | X-ray tube, and x-ray ct apparatus equipped with the same |
| KR101092213B1 (en) | 2009-10-06 | 2011-12-13 | 한국전기연구원 | The apparatus for X-ray generating and its operating method |
| JP2015023013A (en) * | 2013-07-24 | 2015-02-02 | キヤノン株式会社 | Multi-radiation generation device and radiographic system using the same |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP4220589B2 (en) | 2009-02-04 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP5460318B2 (en) | X-ray generator and X-ray CT apparatus using the same | |
| US20160220207A1 (en) | Panoramic imaging using multi-spectral x-ray source | |
| Cheng et al. | Dynamic radiography using a carbon-nanotube-based field-emission x-ray source | |
| US4712226A (en) | Stereoscopic x-ray tube | |
| JP2020507380A (en) | Computer tomography equipment | |
| EP2443643B1 (en) | X-ray tube for generating two focal spots and medical device comprising same | |
| JP2015180859A (en) | photon counting CT apparatus | |
| US20110255667A1 (en) | LOW BIAS mA MODULATION FOR X-RAY TUBES | |
| CN102119000B (en) | Voltage modulated x-ray tube | |
| JP4220589B2 (en) | X-ray equipment | |
| Zhang et al. | A multi-beam x-ray imaging system based on carbon nanotube field emitters | |
| JP7043381B2 (en) | Tomosynthesis imaging device and its operation method | |
| JP2006255089A (en) | X-ray computer tomography apparatus | |
| JP4208271B2 (en) | Grid-controlled rotating anode X-ray tube | |
| US20030210764A1 (en) | Pulsed power application for x-ray tube | |
| KR101129369B1 (en) | Tomograph | |
| JP4161578B2 (en) | X-ray equipment | |
| US11179123B2 (en) | Radiography apparatus, radiography apparatus operation method, and radiography apparatus operation program | |
| JP6168770B2 (en) | Radiation generation unit and radiography system | |
| US11154263B2 (en) | Radiography apparatus, radiography apparatus operation method, and radiography apparatus operation program | |
| JP4200831B2 (en) | X-ray imaging apparatus and X-ray tube used therefor | |
| JP2758213B2 (en) | X-ray image tube device | |
| CN217186169U (en) | X-ray digital imaging system | |
| JP5823178B2 (en) | X-ray CT system | |
| JPH0362500A (en) | X-ray fluoroscopic and radiographing device |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20050520 |
|
| RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Effective date: 20050614 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Effective date: 20080610 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20080808 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Effective date: 20081111 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 |
|
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Effective date: 20081114 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (prs date is renewal date of database) |
Year of fee payment: 3 Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111121 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (prs date is renewal date of database) |
Year of fee payment: 3 Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111121 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (prs date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111121 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (prs date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121121 Year of fee payment: 4 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |