CN103430630B - X射线管球以及x射线ct装置 - Google Patents

X射线管球以及x射线ct装置 Download PDF

Info

Publication number
CN103430630B
CN103430630B CN201280012576.9A CN201280012576A CN103430630B CN 103430630 B CN103430630 B CN 103430630B CN 201280012576 A CN201280012576 A CN 201280012576A CN 103430630 B CN103430630 B CN 103430630B
Authority
CN
China
Prior art keywords
mentioned
ray
electron beam
towards
deflection
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.)
Expired - Fee Related
Application number
CN201280012576.9A
Other languages
English (en)
Other versions
CN103430630A (zh
Inventor
近藤玄
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Canon Medical Systems Corp
Original Assignee
Toshiba Corp
Toshiba Medical Systems Corp
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Toshiba Corp, Toshiba Medical Systems Corp filed Critical Toshiba Corp
Publication of CN103430630A publication Critical patent/CN103430630A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN103430630B publication Critical patent/CN103430630B/zh
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01J—ELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
    • H01J35/00—X-ray tubes
    • H01J35/24—Tubes wherein the point of impact of the cathode ray on the anode or anticathode is movable relative to the surface thereof
    • H01J35/30—Tubes wherein the point of impact of the cathode ray on the anode or anticathode is movable relative to the surface thereof by deflection of the cathode ray
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01J—ELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
    • H01J35/00—X-ray tubes
    • H01J35/02—Details
    • H01J35/14—Arrangements for concentrating, focusing, or directing the cathode ray
    • H01J35/153—Spot position control
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computerised tomographs
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4021—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis involving movement of the focal spot
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4064—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis specially adapted for producing a particular type of beam
    • A61B6/4078—Fan-beams
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/482—Diagnostic techniques involving multiple energy imaging
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01J—ELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
    • H01J35/00—X-ray tubes
    • H01J35/02—Details
    • H01J35/04—Electrodes ; Mutual position thereof; Constructional adaptations therefor
    • H01J35/08—Anodes; Anti cathodes
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01J—ELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
    • H01J35/00—X-ray tubes
    • H01J35/24—Tubes wherein the point of impact of the cathode ray on the anode or anticathode is movable relative to the surface thereof
    • 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
    • H05G1/52—Target size or shape; Direction of electron beam, e.g. in tubes with one anode and more than one cathode
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01J—ELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
    • H01J2235/00—X-ray tubes
    • H01J2235/06—Cathode assembly
    • H01J2235/068—Multi-cathode assembly
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01J—ELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
    • H01J2235/00—X-ray tubes
    • H01J2235/08—Targets (anodes) and X-ray converters
    • H01J2235/086—Target geometry
    • 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
    • H05G1/58—Switching arrangements for changing-over from one mode of operation to another, e.g. from radioscopy to radiography, from radioscopy to irradiation or from one tube voltage to another

Abstract

提供通过简单的构成在高速地切换不同的多个X射线的同时进行照射的X射线管球和使用其的X射线CT装置。是具备第一以及第二电子产生部、偏转构件以及靶的X射线管球。偏转构件将第一以及第二电子束所送出的方向切换为第一以及第二方向。靶具备第一、第二、第三以及第四面。第一面接受朝向第一方向的第一电子束，朝向照射范围照射第一X射线。第二面接受朝向第一方向的第二电子束，朝向与照射范围不同的方向照射第二X射线。第三面接受朝向第二方向的第一电子束，朝向与规定的照射范围不同的方向照射第一X射线。第四面接受朝向第二方向的第二电子束，朝向照射范围照射第二X射线。

Description

X射线管球以及X射线CT装置
技术领域
本发明涉及X射线CT装置所使用的X射线管装置。
背景技术
X射线计算机断层摄影装置（以下，称为“X射线CT装置”）为，通过向被检体照射X射线，并且对透射了被检体的X射线进行检测，由此得到由被检体内的X射线吸收系数构成的投影数据。
X射线CT装置中存在具有多个X射线管球（即、X射线管装置）的多管球型的X射线CT装置。这种X射线装置有的通过将相互具有不同能量的2个X射线交替照射，由此通过1次扫描生成不同的2个X射线图像。然而，多管球型的X射线CT装置需要具备多个X射线管球，装置的规模变大，制造成本也增大。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本特开2010-27340号公报
发明内容
发明要解决的课题
本发明的实施方式的目的在于，提供能够通过简单的构成在高速地切换能量不同的多个X射线的同时进行照射的X射线管球以及使用其的X射线CT装置。
用于解决课题的手段
为了实现上述目的，本发明的第一方案为具备第一电子产生部、第二电子产生部、偏转构件以及靶的X射线管球。第一电子产生部出射第一电子束。第二电子产生部出射能量与第一电子束不同的第二电子束。偏转构件构成为，能够将第一电子束以及第二电子束被送出的方向切换为至少第一方向和与第一方向不同的第二方向中的任一个方向。靶具备第一面、第二面、第三面以及第四面。第一面接受朝向第一方向送出的第一电子束，朝向规定的照射范围照射第一X射线。第二面接受朝向第一方向送出的第二电子束，朝向与规定的照射范围不同的方向照射与第一X射线不同的第二X射线。第三面接受朝向第二方向送出的第一电子束，朝向与规定的照射范围不同的方向照射第一X射线。第四面接受朝向第二方向送出的第二电子束，朝向规定的照射范围照射第二X射线。
此外，本发明的第二方案是具备X射线管球以及X射线检测器而成的X射线CT装置。X射线管球具备朝向被检体照射X射线的照射窗。X射线检测器检测从X射线管球照射的X射线。此外，X射线管球具备第一电子产生部、第二电子产生部、偏转构件以及靶。第一电子产生部出射第一电子束。第二电子产生部出射与第一电子束不同的第二电子束。偏转构件构成为，能够将第一电子束以及第二电子束所送出的方向，切换为至少第一方向和与第一方向不同的第二方向中的任一个方向。靶具备第一面、第二面、第三面以及第四面。第一面接受朝向第一方向送出的第一电子束，经由照射窗朝向被检体照射第一X射线。第二面接受朝向第一方向送出的第二电子束，朝向与照射窗不同的方向照射与第一X射线不同的第二X射线。第三面接受朝向第二方向送出的第一电子束，朝向与照射窗不同的方向照射第一X射线。第四面接受朝向第二方向送出的第二电子束，经由照射窗朝向被检体照射第二X射线。此外，X射线检测器与偏转构件进行的切换同步地将第一X射线以及第二X射线分时区别地加以检测。
附图说明
图1是本实施方式的X射线CT装置的框图。
图2A是本实施方式的X射线管球的示意图。
图2B是本实施方式的X射线管球的示意图。
图3是用于说明本实施方式的X射线CT装置的控制定时的图。
图4A是变形例的X射线管球的示意图。
图4B是变形例的X射线管球的示意图。
图4C是变形例的X射线管球的示意图。
具体实施方式
参照图1对本实施方式的X射线CT装置进行说明。如图1所示那样，X射线CT装置具有收容旋转环2的架台1、以及产生圆锥形的X射线束的X射线管球3和X射线滤波器4。架台1具有包括1维或者二维地配置的检测元件的阵列型的X射线检测器5。
X射线管球3和X射线检测器5配置在旋转环2上，并夹着横卧在滑动式诊视床6上的被检体而位于相反侧。X射线检测器5包括多个检测元件5A而构成。X射线管球3隔着X射线滤波器4与被检体对置。X射线控制器8基于来自控制部10的控制而生成触发信号。X射线控制器8基于该触发信号，根据来自控制部10的控制，对高电压装置7、偏转控制部11、X射线检测器5、数据收集部12的动作、以及其动作定时进行控制。接受来自X射线控制器8的指示，高电压装置7驱动X射线管球3。当开始输出触发信号时，高电压装置7对X射线管球3施加高电压。由此，从X射线管球3朝向被检体照射X射线。这一系列的动作及其动作定时与X射线控制器8的详细一起后述。
本实施方式的X射线管球3构成为，能够使能量不同的2个X射线交替切换地照射。以下，参照图2A以及2B，对X射线管球3的具体构成进行说明。图2A以及图2B是表示本实施方式的X射线管球3的概略构成的示意图。
如图2A所示那样，X射线管球3构成为，包括电子产生部31A以及31B、偏转用电极32、靶33、驱动部34、以及照射窗35。此外，靶33构成为，包括小直径的面331、大直径的面332、第一侧面333、第二侧面334、以及第三侧面335。
电子产生部31A以及31B分别具有灯丝（filament）311。通过高电压装置7产生的高电压施加在灯丝311与靶33之间。由此，从灯丝311飞出电子，该电子与靶33（阳极）碰撞。由此，从靶33照射X射线。从电子产生部31A的灯丝311产生并出射的电子束50A，如图2A所示那样，朝向第一侧面333直进。此时，电子束50A通过偏转用电极32之间。同样，从电子产生部31B的灯丝311产生并出射的电子束50B朝向第三侧面335直进。此时，电子束50B通过偏转用电极32之间。
偏转用电极32由2个金属的板构成，并配置为电子束50A以及50B通过该2个金属之间。偏转用电极32为，当被施加电压时，一方的金属的板成为阳极，另一方成为阴极。在本实施方式中，图2A的上侧成为阳极，下侧成为阴极。以下，将对偏转用电极32施加电压的状态称为导通，将未对偏转用电极32施加电压的状态称为截止。
图2A表示偏转用电极32截止时的状态。如图2A所示那样，在偏转用电极32截止时，电子束50A以及50B不偏转地直进。此时，电子束50A向第一侧面333的方向前进，电子束50B向第三侧面335的方向前进。
在此，参照图2B。图2B表示偏转用电极32导通时的状态。如图2B所示那样，在偏转用电极32导通时，电子束50A以及50B折射。此时，电子束50A向小直径的面331的方向前进，电子束50B向第二侧面334的方向前进。
如此，偏转用电极32通过切换导通/截止，由此使从电子产生部31A以及31B的各灯丝311出射的电子束50A以及50B向不同的2个方向切换而前进。该偏转用电极32相当于“偏转构件”。在此，在本实施方式中，通过对偏转用电极32施加电压而产生电场，由此使电子束偏转，但其也可以置换为其他方法。例如，也可以将线圈配置在电子束的前进方向的侧部，对该线圈施加磁场，由此使电子束偏转。或者，也可以使用电场以及磁场双方。
偏转用电极32接受来自后述的偏转控制部11（参照图1）的控制信号，来进行该导通/截止。成为导通的偏转用电极32，使通过电极间的电子束50A以及50B向阳极侧折射。由此，电子束50A以及50B的前进方向被变更。通过该前进方向的变更，电子束50A向小直径的面331的方向前进，电子束50B向第二侧面334的方向前进。此外，电子束50A以及50B的折射角度越小，则导通/截止间的切换的响应性越好。此外，折射角度越大，越容易控制反射后的电子束50A以及50B的前进方向。因此，考虑导通/截止间的切换的响应性、从靶33照射的X射线的方向的控制的容易度，来决定电子束50A以及50B的折射角度与小直径的面331以及第一侧面333～第三侧面335的设置位置。
照射窗35设置用于，使从靶33照射的X射线向X射线管球3的外部输出。照射窗35以外的、X射线管球3的内壁由吸收X射线的材料形成。因此，从靶33照射的X射线从照射窗35向X射线管球3外部输出。
靶33还被称为“阳极”，由铜、铝或者钨等形成。靶33是以中心轴341为中心旋转的轴体，形成为旋转对象的形状。靶33包括小直径的面331和大直径的面332而构成。小直径的面331以及大直径的面332被设置为，中心轴341垂直地贯通各面的中心。从小直径的面331朝向大直径的面332，以轴径连续变大的方式，按顺序连续设置有第一侧面333、第二侧面334以及第三侧面335。此时，第一侧面333、第二侧面334以及第三侧面335被设置为，各面相对于中心轴341所成的角度，按照第一侧面333、第二侧面334、第三侧面335的顺序变大。
如图2A所示那样，靶33被配置为，从电子产生部31A以及31B的各灯丝311出射电子束50A以及50B的方向与中心轴341成为平行。
此外，靶33被配置为，在偏转用电极32截止时，直进来的电子束50A与第一侧面333碰撞，并且直进来的电子束50B与第三侧面335碰撞。当电子束50A与靶33碰撞时，产生X射线51A。第一侧面333形成为，相对于中心轴341成为规定的角度，以便在第一侧面333产生的X射线51A朝向照射窗35照射。此外，当电子束50B与靶33碰撞时，产生X射线51B。第三侧面335形成为，相对于中心轴341成为规定的角度，以便在第三侧面335产生的X射线51B朝向与设置有照射窗35的位置不同的方向照射。此外，靶33相当于“X射线产生部”。此外，第一侧面333相当于“第一面”，第三侧面335相当于“第二面”。
此外，靶33被配置为，在偏转用电极32导通时，通过偏转用电极32而偏转了的电子束50A与小直径的面331碰撞，并且，通过偏转用电极32而偏转了的电子束50B与第二侧面334碰撞。小直径的面331形成为，在小直径的面331产生的X射线51A朝向与设置有照射窗35的位置不同的方向照射。此外，第二侧面334形成为，相对于中心轴341成为规定的角度，以便在第二侧面334产生的X射线51B朝向照射窗35照射。此外，小直径的面331相当于“第三面”，第二侧面334相当于“第四面”。
驱动部34使靶33以中心轴341为中心旋转。当电子束50A以及50B持续照射特定的部位时，靶33会由于高热而溶解。因此，通过驱动部34使靶33旋转，由此使电子束50A以及50B照射的位置逐次变更，而防止电子束50A以及50B仅持续照射靶33上的特定的部位的情况。
此外，电子束50A以比电子束50B相对于第二侧面334的入射角小的角度向第一侧面333入射。即，在第一侧面333上接受电子束50A的部分的面积，比第二侧面334上接受电子束50B的部分的面积大。因此，通过将电子束50A以及50B中的电子束50A用作为能量较高的电子束，由此能够减少靶33的温度上升。此外，根据对灯丝311施加的电压及灯丝311与靶33之间的电压中的任一方或者双方、和基于该电子束的照射时间的热量，来计算电子束的能量。
此外，朝向与设置有照射窗35的位置不同的方向照射的X射线51A以及51B，不用于摄影。因此，小直径的面331以及第三侧面335不需要一定产生预先决定为摄影用的条件的X射线。因此，小直径的面331以及第三侧面335也可以使用上述的铜、铝或者钨以外的材料。例如，小直径的面331以及第三侧面335也可以使用耐热性比这些材料高的材料。此外，也可以设置对未被电子束50A以及50B照射的靶33积极地进行冷却的冷却部。在该情况下，为了提高冷却效率，而小直径的面331以及第三侧面335也可以使用热传导率较高的材料。
如以上那样，靶33具备小直径的面331以及第一侧面333～第三侧面335。由此，在偏转用电极32导通时，在第一侧面333产生的X射线51A从照射窗35照射X射线管球3的外部（即，朝向被检体）。此外，在偏转用电极32截止时，在第二侧面334产生的X射线51B从照射窗35照射X射线管球3的外部。如此，能够通过偏转用电极32的导通/截止来高速地切换X射线51A以及51B的照射。此外，在小直径的面331产生的X射线51A和在第三侧面335产生的X射线51B，与X射线管球3的内壁碰撞并被吸收。由此，在X射线51A以及51B的任一方从照射窗35向X射线管球3的外部照射时，能够将另一方的X射线管球3向外部的照射遮挡。
偏转控制部11从X射线控制器8接受触发信号。偏转控制部11与触发信号同步，对X射线管球3的偏转用电极32施加电压。由此，偏转用电极32的导通/截止被切换。关于该切换的定时，与X射线控制器8的详细一起后述。
架台/诊视床控制器9同步地控制架台1的旋转环2的旋转和滑动式诊视床6的滑动。控制部10构成整个系统的控制中心，对X射线控制器8、架台/诊视床控制器9以及滑动式诊视床6进行控制，在从X射线管球3照射X射线的期间，按照被检体周围的所希望的路径使旋转环2旋转。
X射线控制器8对高电压装置7、偏转控制部11、X射线检测器5、数据收集部12的动作、以及其动作定时进行控制。以下，关于X射线控制器8，与高电压装置7、偏转控制部11以及X射线检测器5的动作定时、与各定时相匹配的数据收集部12的动作一起，参照图3进行说明。图3是用于说明X射线CT装置的控制定时的图。
X射线控制器8首先从控制部10接受由操作者输入的X射线CT装置的动作条件。在该动作条件中，作为X射线51A以及X射线51B的照射条件，包括表示管电压、照射定时（即，切换X射线51A以及51B的定时）等的信息。X射线控制器8将从控制部10接受的表示管电压的信息向高电压装置7输出。高电压装置7根据该信息，决定用于输出电子束50A以及50B的施加电压。
接下来，X射线控制器8根据表示切换X射线51A以及51B的定时的信息，生成图3所示的同步用触发信号。X射线控制器8将所生成的触发信号向高电压装置7、偏转控制部11、X射线检测器5以及数据收集部12输出。此外，X射线控制器8将切换X射线51A以及51B的定时（在同步用触发信号的哪个定时进行切换），通知给偏转控制部11以及数据收集部12。
高电压装置7为，当从X射线控制器8开始输出同步用触发信号时，对电子产生部31A以及31B的各灯丝311与靶33之间施加电压。由此，从电子产生部31A以及31B输出电子束50A以及50B。图3中的输出P50A表示从电子产生部31A输出的电子束50A的能量。此外，输出P50B表示从电子产生部31B输出的电子束50B的能量。
偏转控制部11从X射线控制器8接受同步用触发信号和切换X射线51A以及51B的定时。偏转控制部11根据切换X射线51A以及51B的定时，与同步用触发信号同步地生成图3所示的偏转脉冲。偏转控制部11将所生成的偏转脉冲向X射线管球3的偏转用电极32输出。通过该偏转脉冲，偏转用电极32的导通/截止被切换。即，从X射线管球3的照射窗35照射的X射线，与该导通/截止相匹配，在X射线51A以及51B之间切换。以下，参照图3说明具体的动作定时。
例如，如图3所示那样，在从时间t1到t2的期间，未从偏转控制部11向偏转用电极32供给偏转脉冲。即，偏转用电极32为截止的状态。在该情况下，电子束50A以及50B未被偏转而直进。此时，电子束50A与第一侧面333碰撞，电子束50B与第三侧面335碰撞。电子束50A与第一侧面333碰撞而产生的X射线51A，朝向照射窗35照射。此外，电子束50B与第三侧面335碰撞而产生的X射线51B，朝向与设置有照射窗35的位置不同的方向照射。由此，从时间t1到t2的期间，从照射窗35向X射线管球3的外部照射X射线51A。
接下来，在时间t2的定时，开始从偏转控制部11向偏转用电极32输出偏转脉冲。由此，偏转用电极32从截止切换为导通。因此，直进的电子束50A以及50B通过在偏转用电极32产生的电场而偏转。此时，电子束50A与小直径的面331碰撞，电子束50B与第二侧面334碰撞。电子束50A与小直径的面331碰撞而产生的X射线51A，朝向与设置有照射窗35的位置不同的方向照射。此外，电子束50B与第二侧面334碰撞而产生的X射线51B朝向照射窗35照射。由此，向偏转用电极32输出偏转脉冲的、从时间t2到t3的期间，从照射窗35向X射线管球3的外部照射X射线51B。
此外，在时间t3的定时，从偏转控制部11向偏转用电极32的偏转脉冲的输出停止。因此，偏转用电极32成为截止的状态，从照射窗35向X射线管球3的外部照射X射线51A。如此，与同步用触发信号同步，从X射线管球3交替地切换并照射X射线51A以及X射线51B。
X射线检测器5包括多个检测元件5A而构成。构成X射线检测器5的检测元件5A，在被检体夹在X射线管球3和检测元件5A之间的情况以及未夹在之间的情况的双方的情况下，能够对从X射线管球3照射的X射线51A以及51B的强度进行测定。
各检测元件5A包括闪烁器和光电二极管（PD：photodiode）而构成。通常，闪烁器和光电二极管的元件数相等，向闪烁器入射的X射线被变换为可见光，并通过光电二极管变换为电信号。并且，通过光电二极管变换的电信号（即、模拟输出信号）被导向数据收集部12。
如上所述，所照射的X射线51A以及X射线51B，通过与同步用触发信号同步地动作的X射线检测器5来检测。X射线检测器5将所检测到的X射线51A以及X射线51B分别变换为电信号，并向数据收集部12输出。
数据收集部12从X射线控制器8接受同步用触发信号和切换X射线51A以及51B的定时。数据收集部12与同步用触发信号同步，而分时地读取各检测元件5A的信号。数据收集部12将分时地读取的信号，根据所通知的切换X射线51A以及51B的定时，区别为基于X射线51A的信号和基于X射线51B的信号。关于该动作，参照图3在以下进行具体说明。
如图3所示那样，从时间t1到t2，未向偏转用电极32输出偏转脉冲，因此从X射线管球3的照射窗35照射X射线51A。此时，数据收集部12根据来自X射线控制器8的通知，识别出照射X射线51A的情况。因此，数据收集部12将从时间t1到t2的期间读取的信号，识别为基于X射线51A的信号A1并进行处理。
此外，从时间t2到t3，向偏转用电极32输出偏转脉冲，从X射线管球3的照射窗35照射X射线51B。此时，数据收集部12根据来自X射线控制器8的通知，识别出照射X射线51B的情况。因此，数据收集部12将从时间t2到t3的期间读取的信号，识别为基于X射线51B的信号B1并进行处理。
数据收集部12将与同步用触发信号同步地读取的各信号放大，并分别变换为数字数据。以下，将基于X射线51A的信号所变换的数字数据称为“基于X射线51A的数字数据”。此外，将基于X射线51B的信号所变换的数字数据称为“基于X射线51B的数字数据”。数据收集部12将基于X射线51A的数字数据和基于X射线51B的数字数据分别相区别地向预处理部13输出。
预处理部13X从数据收集部12分别相区别地接受基于射线51A的数字数据和基于X射线51B的数字数据。预处理部13对于这些数字数据分别施加灵敏度修正等处理而使其成为投影数据。预处理部13使这些各投影数据存储于X射线投影数据存储部14。
重构处理部15读取X射线投影数据存储部14所存储的投影数据。重构处理部15例如利用称为Feldkamp(费尔德坎普)法的重构算法，对所读取的投影数据进行反投影而生成X射线图像数据。重构处理部15使所重构的X射线图像数据在显示部16显示。
此外，只要通过切换偏转用电极32的导通/截止，能够使从照射窗35照射的电子束在电子束50A以及50B之间切换即可，并不一定需要配置为电子束50A以及50B出射的方向与中心轴341成为平行。例如，也可以使电子束50A以及50B以相互不干扰的方式向不同方向出射。在该情况下，与电子束50A以及50B的出射方向相匹配，对第一侧面333、第二侧面334、第三侧面335以及小直径的面331的位置、角度进行调整即可。
＜变形例＞
在上述中，对切换两种X射线而输出的构成进行了说明，但也可以构成为能够输出3种以上的X射线。在该情况下，仅设置输出的X射线的种类量的电子产生部31A。此外，通过对靶33的侧面形状、由偏转用电极32生成的电场的功率进行调整，能够使各电子束阶段性地向多个方向偏转。
作为具体例，参照图4A至图4C进行说明。在此，说明通过3个电子产生部（电子产生部31A、电子产生部31B以及电子产生部31C）来输出3种X射线（电子束50A、电子束50B以及电子束50C）的例子。图4A表示偏转用电极32截止时的状态。图4B以及图4C表示偏转用电极32导通时的状态。此外，在图4B的情况和图4C的情况下，对偏转用电极32施加的电压为正负相反的电压。此外，靶33设置为，从小直径的面331朝向大直径的面332，以轴径连续变大的方式，按顺序连续地设置有第四侧面336、第五侧面337以及第六侧面338。
如图4A所示那样，在偏转用电极32截止时，电子束50A、电子束50B以及电子束50C不偏转地直进。此时，电子束50A向第五侧面337的方向前进，电子束50B向第六侧面338的方向前进，电子束50C向第四侧面336的方向前进。
另一方面，如图4B所示那样，在对偏转用电极32施加某个电压时（导通时），电子束50A、电子束50B以及电子束50C折射。此时，电子束50A以及电子束50C向第四侧面336的方向前进，电子束50B向第五侧面337的方向前进。
并且，如图4C所示那样，在对偏转用电极32施加与图4B的情况正负相反的电压时（导通时），电子束50A、电子束50B以及电子束50C折射。此时，电子束50A以及电子束50B向第六侧面338的方向前进，电子束50C向第五侧面337的方向前进。
此外，在图4A的情况下，靶33配置为，直进来的电子束50A与第五侧面337碰撞，直进来的电子束50B与第六侧面338碰撞，直进来的电子束50C与第四侧面336碰撞。当电子束50A与靶33碰撞时，产生X射线51A。第五侧面337形成为，相对于中心轴341成为规定的角度，以便在第五侧面337产生的X射线（在图4A的情况下为X射线51A）朝向照射窗35照射。此外，当电子束50B与靶33碰撞时，产生X射线51B。第六侧面338形成为，相对于中心轴341成为规定的角度，以便在第六侧面338产生的X射线（在图4A的情况下为X射线51B），朝向与设置有照射窗35的位置不同的方向照射。此外，当电子束50C与靶33碰撞时，产生X射线51C。第四侧面336形成为，相对于中心轴341成为规定的角度，以便在第四侧面336产生的X射线（在图4A的情况下为X射线51C），朝向与设置有照射窗35的位置不同的方向照射。
在图4B的情况，靶33配置为，通过偏转用电极32而偏转了的电子束50A以及电子束50C与第四侧面336碰撞，并且，通过偏转用电极32而偏转了的电子束50B与第五侧面337碰撞。在该情况下，X射线51B朝向照射窗35照射。X射线51A以及X射线51C朝向与设置有照射窗35的位置不同的方向照射。
在图4C的情况，靶33配置为，通过偏转用电极32而偏转了的电子束50A以及电子束50B与第六侧面338碰撞，并且，通过偏转用电极32而偏转了的电子束50C与第五侧面337碰撞。在该情况下，X射线51C朝向照射窗35照射。X射线51A以及X射线51B朝向与设置有照射窗35的位置不同的方向照射。
在本变形例中，第五侧面337相当于“第一面”、“第四面”，第四侧面336、第六侧面338相当于“第二面”、“第三面”。此外，通过使用设置有多个电子产生部的构成，还能够应用于光子计数。
并且，以根据各方向来切换从照射窗35输出的X射线的方式，对靶33侧面的形状进行调整即可。此外，也可以设置多个靶33，而分别通过不同的靶33来接受电子束50A以及50B，由此产生X射线51A以及51B。此外，也可以分别通过不同的靶33来接受直进的电子束50A以及50B、被偏转的电子束50A以及50B。
如以上说明的那样，根据本实施方式的X射线CT装置，能够通过单个X射线管球3来逐次切换并且照射不同的多个X射线。因此，装置不会复杂化，成本也更低价。此外，本实施方式的X射线CT装置，常时照射电子束50A以及50B，并通过使这些偏转来切换从照射窗35照射的X射线。通过这种构成，能够电子地控制X射线51A以及51B的切换。由此，在机械式的切换中难以进行同步的高速切换，在本实施方式的X射线CT装置中也变得可能。此外，在X射线51A与51B之间的切换时，不需要变更灯丝311与靶33之间的电压。因此，即使在X射线51A与51B之间进行了切换的情况下，也不会产生到电压变更完成为止的时滞，所以能够使X射线51A以及51B的输出稳定。由此，能够防止与X射线的切换相伴随的图像的恶化。
对本发明的几个实施方式进行了说明，但这些实施方式是作为例子提示的，不意图限定发明的范围。这些新的实施方式能够以其他的各种方式来实施，在不脱离发明的主旨的范围内，能够进行各种省略、置换、变更。这些实施方式、其变形包含于发明的范围、主旨中，并且包含于权利要求记载的发明和其等价的范围中。
附图标记的说明
1架台
2旋转环
3X射线管球
31A，31B电子产生部
311灯丝
32偏转用电极
33靶
331小直径的面
332大直径的面
333第一侧面
334第二侧面
335第三侧面
34驱动部
35照射窗
4X射线滤波器
5X射线检测器
6滑动式诊视床
7高电压装置
8X射线控制器
9架台/诊视床控制器
10控制部
11偏转控制部
12数据收集部
13预处理部
14X射线投影数据存储部
15重构处理部
16显示部

Claims (7)

1.一种X射线管球，其特征在于，具备：
第一电子产生部，出射第一电子束；
第二电子产生部，出射能量与上述第一电子束不同的第二电子束；
偏转构件，构成为，能够将上述第一电子束以及上述第二电子束所送出的方向，同时切换为第一方向和与上述第一方向不同的第二方向中的任一个方向；以及
X射线产生部，具备：第一面，接受朝向上述第一方向送出的第一电子束，朝向规定的照射范围照射第一X射线；第二面，接受朝向上述第一方向送出的第二电子束，朝向与上述规定的照射范围不同的方向照射与上述第一X射线不同的第二X射线；第三面，接受朝向上述第二方向送出的第一电子束，朝向与上述规定的照射范围不同的方向照射上述第一X射线；以及第四面，接受朝向上述第二方向送出的第二电子束，朝向上述规定的照射范围照射上述第二X射线。
2.如权利要求1记载的X射线管球，其特征在于，
上述第一面以与上述第二电子束向上述第四面的入射角度不同的入射角度，接受上述第一电子束。
3.如权利要求2记载的X射线管球，其特征在于，
上述第一面和上述第四面中的、接受上述能量高的电子束的面，以比另一面浅的入射角度接受该电子束。
4.如权利要求1记载的X射线管球，其特征在于，
上述偏转构件具备一对电极，该一对电极被配置为，能够在相互之间形成电场，并且上述第一电子束以及上述第二电子束通过相互之间，
通过上述电场使上述第一电子束以及上述第二电子束双方偏转。
5.如权利要求2记载的X射线管球，其特征在于，
上述偏转构件具备一对电极，该一对电极被配置为，能够在相互之间形成电场，并且上述第一电子束以及上述第二电子束通过相互之间，
通过上述电场使上述第一电子束以及上述第二电子束双方偏转。
6.如权利要求3记载的X射线管球，其特征在于，
上述偏转构件具备一对电极，该一对电极被配置为，能够在相互之间形成电场，并且上述第一电子束以及上述第二电子束通过相互之间，
通过上述电场使上述第一电子束以及上述第二电子束双方偏转。
7.一种X射线CT装置，具备：X射线管球，具备朝向被检体照射X射线的照射窗；以及X射线检测器，检测从上述照射窗照射的X射线，其特征在于，
上述X射线管球具备：
第一电子产生部，出射第一电子束；
第二电子产生部，出射能量与上述第一电子束不同的第二电子束；
偏转构件，构成为，能够将上述第一电子束以及上述第二电子束所送出的方向，同时切换为第一方向和与上述第一方向不同的第二方向中的任一个方向；以及
X射线产生部，具备：第一面，接受朝向上述第一方向送出的第一电子束，经由上述照射窗朝向上述被检体照射第一X射线；第二面，接受朝向上述第一方向送出的第二电子束，朝向与上述照射窗不同的方向照射与上述第一X射线不同的第二X射线；第三面，接受朝向上述第二方向送出的第一电子束，朝向与上述照射窗不同的方向照射上述第一X射线；以及第四面，接受朝向上述第二方向送出的第二电子束，经由上述照射窗朝向上述被检体照射上述第二X射线，
上述X射线检测器为，与上述偏转构件进行的上述切换同步地检测上述第一X射线以及上述第二X射线。
CN201280012576.9A 2011-06-28 2012-06-21 X射线管球以及x射线ct装置 Expired - Fee Related CN103430630B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2011-142839 2011-06-28
JP2011142839 2011-06-28
PCT/JP2012/065913 WO2013002124A1 (ja) 2011-06-28 2012-06-21 Ｘ線管球及びｘ線ｃｔ装置

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN103430630A CN103430630A (zh) 2013-12-04
CN103430630B true CN103430630B (zh) 2016-01-20

Family

ID=47424021

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201280012576.9A Expired - Fee Related CN103430630B (zh) 2011-06-28 2012-06-21 X射线管球以及x射线ct装置

Country Status (4)

Country Link
US (1) US9418816B2 (zh)
JP (1) JP6104526B2 (zh)
CN (1) CN103430630B (zh)
WO (1) WO2013002124A1 (zh)

Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9967961B2 (en) * 2012-03-26 2018-05-08 Koninklijke Philips N.V. Simulated spatial live viewing of an object from variable view-points
JP6377370B2 (ja) * 2014-03-04 2018-08-22 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線管球装置及びｘ線ｃｔ装置
JP2015180859A (ja) * 2014-03-05 2015-10-15 株式会社東芝 フォトンカウンティングｃｔ装置
TWI629474B (zh) * 2014-05-23 2018-07-11 財團法人工業技術研究院 Ｘ光光源以及ｘ光成像的方法
CN105070625A (zh) * 2015-08-18 2015-11-18 上海宏精医疗器械有限公司 一种高效的x射线管装置
US10695020B2 (en) * 2017-01-13 2020-06-30 Varian Medical Systems, Inc. Systems, methods, and devices for multi-energy X-ray imaging
DE102019125350A1 (de) * 2019-09-20 2021-03-25 DENNEC GmbH Computertomograph

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1479935A (zh) * 2000-10-06 2004-03-03 北卡罗来纳-查佩尔山大学 使用电子场发射阴极的x-射线发生机构
CN101076218A (zh) * 2006-05-19 2007-11-21 清华大学 产生具有不同能量的x射线的设备、方法及材料识别系统
CN101395691A (zh) * 2006-03-03 2009-03-25 佳能株式会社 多x射线发生器以及多x射线摄影设备
DE102009004186A1 (de) * 2009-01-09 2010-01-07 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zum Betrieb einer Röntgenröhre und eines Detektors in einem CT-System
CN101726502A (zh) * 2008-10-24 2010-06-09 通用电气公司 用于双能量ct的快速kvp切换的系统和方法
CN101772324A (zh) * 2007-08-06 2010-07-07 株式会社日立医药 X射线ct装置
CN101897595A (zh) * 2009-05-28 2010-12-01 株式会社东芝 X射线计算机断层摄影系统

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3158745A (en) * 1962-08-14 1964-11-24 Gen Electric X-ray tube with means to selectively deflect the electron beam to plural targets
JP2002102217A (ja) * 2000-09-28 2002-04-09 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｘ線ｃｔシステム、ガントリ装置、コンソール端末及びその制御方法及び記憶媒体
JP2003290207A (ja) 2002-04-04 2003-10-14 Mitsubishi Heavy Ind Ltd 多線源型ｘ線ｃｔ装置
WO2004023852A2 (en) * 2002-09-03 2004-03-18 Parker Medical, Inc. Multiple grooved x-ray generator
WO2008056299A1 (en) * 2006-11-10 2008-05-15 Philips Intellectual Property & Standards Gmbh Multiple focal spot x-ray tube with multiple electron beam manipulating units
WO2008068691A2 (en) * 2006-12-04 2008-06-12 Philips Intellectual Property & Standards Gmbh X-ray tube with multiple electron sources and common electron deflection unit
JP5295503B2 (ja) 2007-01-15 2013-09-18 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー Ｘ線発生装置およびｘ線ｃｔ装置
JP5460318B2 (ja) * 2007-07-19 2014-04-02 株式会社日立メディコ Ｘ線発生装置及びこれを用いたｘ線ｃｔ装置
JP5438927B2 (ja) * 2008-07-17 2014-03-12 株式会社東芝 Ｘ線管装置及びｘ線ｃｔ装置
JP5647607B2 (ja) 2008-08-14 2015-01-07 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ マルチセグメント陽極ターゲットを備えた回転陽極を有するｘ線管、及びそれを有するｘ線スキャナシステム
WO2011018729A1 (en) 2009-08-13 2011-02-17 Koninklijke Philips Electronics N.V. X-ray tube with independent x- and z- dynamic focal spot deflection
US8483361B2 (en) * 2010-12-22 2013-07-09 General Electric Company Anode target for an x-ray tube and method for controlling the x-ray tube

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1479935A (zh) * 2000-10-06 2004-03-03 北卡罗来纳-查佩尔山大学 使用电子场发射阴极的x-射线发生机构
CN101395691A (zh) * 2006-03-03 2009-03-25 佳能株式会社 多x射线发生器以及多x射线摄影设备
CN101076218A (zh) * 2006-05-19 2007-11-21 清华大学 产生具有不同能量的x射线的设备、方法及材料识别系统
CN101772324A (zh) * 2007-08-06 2010-07-07 株式会社日立医药 X射线ct装置
CN101726502A (zh) * 2008-10-24 2010-06-09 通用电气公司 用于双能量ct的快速kvp切换的系统和方法
DE102009004186A1 (de) * 2009-01-09 2010-01-07 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zum Betrieb einer Röntgenröhre und eines Detektors in einem CT-System
CN101897595A (zh) * 2009-05-28 2010-12-01 株式会社东芝 X射线计算机断层摄影系统

Also Published As

Publication number Publication date
JP6104526B2 (ja) 2017-03-29
WO2013002124A1 (ja) 2013-01-03
CN103430630A (zh) 2013-12-04
JP2013031645A (ja) 2013-02-14
US20130294571A1 (en) 2013-11-07
US9418816B2 (en) 2016-08-16

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN103430630B (zh) X射线管球以及x射线ct装置
US9259194B2 (en) Method and apparatus for advanced X-ray imaging
JP4383558B2 (ja) Ｘ線診断装置及び放射線診断装置
JP6139087B2 (ja) Ｘ線撮像装置、及びウェッジフィルタ制御方法
CN101325911B (zh) 计算机断层摄影（ct）应用中进行扫描和数据采集的系统和方法
JP2007333734A (ja) 調節自在型の作用面積を有する電極アセンブリを備えたｘ線検出器
JP2006078486A (ja) 医用診断装置用の検出器装置および医用画像化診断方法
JP7114525B2 (ja) 異なるエネルギーレベルおよび焦点スポット位置で撮像するように構成されたコンピュータ断層撮影システムおよび方法
JP5726763B2 (ja) 電界放出陰極を具えるｘ線源
JP2016538940A (ja) 撮像装置及び方法
JP2014014445A (ja) Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
JP2000093418A (ja) Ｘ線検出装置およびｘ線イメージング装置
JP2010533356A (ja) 放射線を測定するためのｘ線源
US20050163285A1 (en) X-ray CT apparatus
JP5547873B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP2011200532A (ja) 放射線撮影システムの制御装置及び制御方法
JP5475830B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP5622371B2 (ja) Ｘ線管及びそれを用いたｘ線ｃｔ装置
JP2013000254A (ja) 放射線画像撮影装置および方法
JP5537520B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
WO2014065412A1 (ja) Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、ｘ線検出装置およびｘ線検出モジュール
JPH05269122A (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP2007267980A (ja) 回転機構のない連続処理型ｘ線ｃｔ装置
JP5917106B2 (ja) Ｘ線コンピュータ断層撮影装置およびブラシ交換タイミング出力方法
JP5839812B2 (ja) Ｘ線コンピュータ断層撮影装置

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
C41 Transfer of patent application or patent right or utility model
TR01 Transfer of patent right

Effective date of registration: 20160728

Address after: Japan Tochigi

Patentee after: Toshiba Medical System Co., Ltd.

Address before: Tokyo, Japan

Patentee before: Toshiba Corp

Patentee before: Toshiba Medical System Co., Ltd.

CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee
CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee

Granted publication date: 20160120

Termination date: 20210621