CN103906472B - X射线摄像系统 - Google Patents

X射线摄像系统 Download PDF

Info

Publication number
CN103906472B
CN103906472B CN201380003689.7A CN201380003689A CN103906472B CN 103906472 B CN103906472 B CN 103906472B CN 201380003689 A CN201380003689 A CN 201380003689A CN 103906472 B CN103906472 B CN 103906472B
Authority
CN
China
Prior art keywords
initial value
ray
tube
value
next time
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.)
Active
Application number
CN201380003689.7A
Other languages
English (en)
Other versions
CN103906472A (zh
Inventor
渡边孝仁
斋藤秀夫
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 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 Medical Systems Corp filed Critical Toshiba Medical Systems Corp
Publication of CN103906472A publication Critical patent/CN103906472A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN103906472B publication Critical patent/CN103906472B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/405—Source units specially adapted to modify characteristics of the beam during the data acquisition process
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
    • A61B6/542—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving control of exposure
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
    • A61B6/545—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving automatic set-up of acquisition parameters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/58—Testing, adjusting or calibrating thereof
    • A61B6/582—Calibration
    • 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
    • H05G1/265—Measurements of current, voltage or power
    • 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
    • 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
    • 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
    • H05G1/34—Anode current, heater current or heater voltage of X-ray tube
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/58—Testing, adjusting or calibrating thereof
    • A61B6/586—Detection of faults or malfunction of the device

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Toxicology (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • X-Ray Techniques (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)

Abstract

本发明提供能够使调整初始值时的作业时间缩短的X射线摄像系统。实施方式的X射线摄像系统具有X射线管控制部、初始值计算部以及存储部。X射线管控制部对在X射线管的灯丝中流动的灯丝电流进行控制，使得在上升时变动的管电流以所期望的值稳定地流动。初始值计算部基于所述管电流稳定地流动时的灯丝电流的稳定值、以及此时的摄像条件，求出在下次的上升时使用的灯丝电流的初始值。存储部存储摄像履历，该摄像履历包括所求出的初始值、摄像条件、以及摄像日。

Description

X射线摄像系统
技术领域
本发明的实施方式涉及X射线摄像系统。
背景技术
在此，在X射线摄像系统中，包括X射线产生装置，能够对被检体照射X射线；以及X射线诊断装置，具备X射线产生装置，能够基于透射被检体后的X射线而取得被检体的断层像。
作为X射线诊断装置的一例，有如下的X射线CT装置，该X射线CT装置构成为，使诊视台上的被检体在体轴方向上移动，一边使X射线管绕被检体的体轴旋转一边照射X射线，并基于透射被检体后的X射线而取得被检体的CT像(例如，专利文献1)。
X射线管具有阴极和阳极。基于包括阳极与阴极之间的管电压、管电流、X射线的焦点尺寸在内的摄像条件，在上升时施加管电压，对在X射线管的灯丝中流动的电流(以下，称为灯丝电流)进行控制，使在上升时发生变动的管电流以所期望的值稳定地流动，并从阳极产生规定输出的X射线。将在摄像开始的上升时在阴极流动的灯丝电流称为初始值，将管电流稳定地流动时的灯丝电流称为稳定值。希望使用恰当的初始值并以短时间使管电流稳定。
在X射线管中，根据灯丝的累年变化，即使流动等量的灯丝电流，管电流也变小的情况为人们所知。为此，即使当初的初始值是恰当的，在长期间使用后也会变得不恰当，管电流达到稳定之前花费长时间。
为了即使根据灯丝的累年变化也以短时间使管电流稳定，在X射线CT装置的安装时或定期检查时(都称为“调整时”)，由检修工程师按每个摄像条件而调整初始值。
调整初始值时的以往的方法为，当在规定的摄像条件下进行了X射线输出后，对该输出分布进行解析，在X射线输出收于预先决定的阈值以内之前，使灯丝电流的初始值变更并进行调整。
在管电流的每个规定的间隔(例如，10mA)的点处调整初始值。此外，未被调整的点通过对被调整了的点的初始值进行一次插值而求出。被调整了的点的初始值、以及插值而得的初始值被作为表存储于存储部。所存储的初始值在下次的调整时使用。另外，有将在下次的调整时使用的初始值称为“下次的初始值”的情况。
表按每个管电压的种类以及每个焦点尺寸的种类，即按每个摄像条件而设置。在X射线CT装置具备四种管电压以及两种焦点尺寸作为摄像条件时，设置八个表。
此外，作为近年的X射线CT装置的动向，为了将被检体的被曝量抑制得较低并且使摄像范围更宽，有使X射线管的旋转高速化的趋势。为了避免由于X射线管的旋转高速化而导致的管电流不足，X射线输出适于高输出的方向。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本特开2001－104297号公报
发明的概要
发明要解决的课题
然而，存在如下的问题点，即，相应于从对下次的初始值进行了调整之时起到下次的调整为止的期间变长，下次的初始值越接近不恰当的值，调整初始值时的作业时间变得越长。
此外，在X射线输出成为高输出时，管电流的种类增加，相应地要设置的表的要素数增加，因此存在要调整的初始值的数目也增加而调整初始值时的作业时间变长的问题。
发明内容
该实施方式解决上述的问题，目的在于提供能够使调整初始值时的作业时间缩短的X射线摄像系统。
用于解决课题的手段
为了解决上述课题，实施方式的X射线摄像系统具有X射线管控制部、初始值计算部以及存储部。X射线管控制部对在X射线管的灯丝中流动的灯丝电流进行控制，使得在上升时变动的管电流以所期望的值稳定地流动。初始值计算部基于所述管电流稳定地流动时的灯丝电流的稳定值、以及此时的摄像条件，求出在下次的上升时使用的灯丝电流的初始值。存储部存储摄像履历，该摄像履历包括所求出的初始值、摄像条件、以及摄像日。
附图说明
图1是第1实施方式所涉及的X射线CT装置的结构框图。
图2是X射线管控制部等的框图。
图3是对上升时的灯丝电流与管电流的关系进行表示的曲线。
图4是高电压产生部的框图。
图5是表示表的图。
图6是对初始值与管电流的对应关系进行表示的曲线。
图7是对管电流与稳定值的相关关系进行表示的曲线。
图8是对X射线摄像中的一系列的流程进行表示的流程图。
图9是对调整初始值时的一系列的流程进行表示的流程图。
图10是第2实施方式所涉及的系统控制部的框图。
图11是对第3实施方式中的对下次的初始值进行自动调整时的一系列的流程进行表示的流程图。
图12是对下次的初始值的调整中的一系列的流程进行表示的流程图。
图13是对第4实施方式中的下次的初始值的评价中的一系列的流程进行表示的流程图。
具体实施方式
[第1实施方式]
参照各图，对X射线摄像系统的第1实施方式进行说明。图1是X射线CT装置的结构图，图2是X射线管控制部的框图。以下，作为X射线摄像系统的一例对X射线CT装置进行说明。
如图1所示，X射线CT装置构成为具有架台10、诊床装置20以及控制台部30。
以往，在调整时求出下次的初始值，但在该实施方式中，构成为即使在X射线摄像时也求出下次的初始值。以下，有将X射线摄像或调整称为“X射线摄像等”的情况。
(架台)
如图1所示，架台10具有高电压产生部15以及X射线管16。
X射线管16具有阴极161以及阳极162(参照图4)。阴极161具有灯丝。在X射线摄像等中，在上升时，在阴极161与阳极162之间施加管电压，进而，在灯丝中流动灯丝电流。由此，在阴极161与阳极162之间流动管电流，从阳极162产生X射线。
图3是对将管电压设为某一定的值时的灯丝电流与管电流的关系进行表示的曲线。图3的横轴表示摄像开始起的时间(t)，纵轴表示灯丝电流以及管电流。图3中以“Ifi”表示在上升时使用的灯丝电流的初始值，以“Ifs”表示管电流稳定地流动时的灯丝电流的稳定值，以“Ti”、“Tv”、“Ts”表示上升时的初始期间、变动期间、稳定期间。
在该实施方式中，将在本次摄像时(以下，有时简单地称为“本次”)的上升时所使用的初始值Ifi，更新为在下次摄像时(以下，有时简单地称为“下次”)的上升时所使用的新的初始值Ifi。另外，存在将本次上升时所使用的初始值称为本次的初始值，将新的初始值称为下次的初始值的情况。称为本次以及下次时是指，将进行X射线摄像等时以时序表示时的时间的前后。因此，每次在X射线摄像等中使用初始值，本次的初始值Ifi都被更新为下次的初始值Ifi。由此，即使由于灯丝的累年变化也能够将下次的初始值Ifi保持为最佳的值，能够在定期检查时等的调整时，缩短作业者调整初始值时的作业时间。下次的初始值Ifi根据稳定值Ifs而求出，但关于如何求出该下次的初始值Ifi，将后述。
如图3所示，上升时的管电流在初始期间Ti－变动期间Tv发生变动(增加)，在稳定期间Ts稳定。此外，上升时的灯丝电流在初始期间Ti表示初始值Ifi，在经过了初始期间Ti后，增加下去，移动到稳定期间Ts后，保持于一定的稳定值Ifs。
图4是高电压产生部15的框图。如图4所示，高电压产生部15具有：高电压供给部151，从商用的交流电源156产生高电压，并作为管电压施加至阴极161与阳极162之间；灯丝电压供给部152，基于交流电源156流动灯丝电流；管电压检测部153，对被施加的管电压进行检测；灯丝电流检测部154，检测灯丝电流；管电流检测部155，对阴极161与阳极162之间的管电流进行检测；以及X射线管控制部157。
X射线管控制部157基于摄像条件，控制高电压供给部151，以施加规定的管电压。进而，X射线管控制部157控制灯丝电压供给部152，使得由管电流检测部155检测到的管电流以作为摄像条件的管电流的所期望的值稳定地流动。由此，即，通过管电流检测部155检测管电流的过大及不足并能够相应于此而控制灯丝电流，所以接受由灯丝电流检测部154检测到的灯丝电流并控制灯丝电流，以使得在上升时变动的管电流较快地以所期望的值稳定地流动(参照图3)。
如图2所示，X射线管控制部157具有存储部158、初始值计算部159以及初始值预测部159a。
通过设置有存储部158、初始值计算部159、初始值预测部159a、显示控制部90、以及显示部100，能够使在上升时对在X射线管的阴极中流动的灯丝电流的初始值进行调整时的作业时间缩短。
(存储部)
图5是对初始值与管电流建立对应而存储的表的一例进行表示的图。在该例中，存储部158与四种管电压[kV](80、100、125以及135)以及两种焦点尺寸(大、小)相对应而设置有八个表(在图5中示出其中的一个)。图5所示的表的一例，是100kV的管电压以及大(L)的焦点尺寸的表。
该按每个管电压以及每个焦点尺寸而设置的表相当于存储部，该存储部对包括下次的初始值、摄像条件、摄像日在内的摄像履历进行存储。
如图5所示，表的各单元与10mA－350mA间的每10mA的管电流以一对一的关系建立对应。下次的初始值Ifi与管电流建立对应并存储于单元。在图5中，带阴影的单元表示存储有下次的初始值Ifi。例如，带阴影的单元中，以摄像日为“2012.07.01”的方式存储。根据存储于单元的信息而确定摄像日，根据表确定管电压以及焦点尺寸，根据存储有信息的单元的位置确定管电流。
根据图5所示的带阴影的单元可知，下次的初始值Ifi分别与80mA、120mA、250mA的管电流建立对应而存储。
另外，在图5中，不带阴影的单元表示未存储有下次的初始值Ifi。此时，通过在互不相同的摄像条件下一次一次地进行未存储的单元的数目的量的X射线摄像等，由此能够在表的全部单元中存储下次的初始值Ifi(完成表)。
在该方法中，为完成表而花费长时间，所以为了高效地完成表，预测存储于单元的管电流和与该管电流对应的初始值Ifi的组合以外的组合所涉及的其他初始值Ifi，并将预测出的其他初始值Ifi存储于表。在此，存在称为下次的其他初始值的情况。另外，关于如何预测下次的其他初始值Ifi，将后述。
通过对未存储于单元的下次的其他初始值Ifi进行预测，将下次的初始值Ifi存储于表的全部的单元。单元与每10mA的管电流建立了对应。进而，初始值的调整是在每10mA的管电流的点进行调整。为此，在下次的调整时，无论为怎样的管电流，都能够使用下次的初始值Ifi(最佳的值)进行调整，调整并不花费长时间即可完成。
图6是对初始值与管电流的对应关系进行表示的曲线。图6的横轴表示管电流Ip[mA]，纵轴表示下次的初始值Ifi[mA]。竖的波状线表示每10mA的管电流的值。该曲线基于所存储的下次的初始值Ifi、以及所预测的下次的初始值Ifi(在表的全部的单元中存储的初始值)而制作。图6的以实线所示的四条曲线与焦点尺寸较大(L)时的80、100、125以及135的管电压[kV]对应，以波状线表示的四条曲线与焦点尺寸较小(S)时的80、100、125以及135的管电压[kV]对应。图6所示的曲线是在X射线摄像中应当最终做出的。例如，能够使用与规定的管电压以及焦点尺寸相符的曲线(八条中的一条)并基于管电流，求出下次的初始值。
另外，制作这种曲线时，每10mA的管电流的点之间的初始值成为必须的。点间的初始值通过对邻接的点的初始值进行一次插值而求出。图6所示的曲线基于这些初始值并使用公知的插值法(例如，拉格朗日法、样条法)而制作。
图6所示的曲线存储于存储部158，在调整了初始值后的X射线摄像等中，在此时的摄像条件的管电流不是每10mA的值时使用。
(初始值计算部)
初始值计算部159通过从本次的摄像时的稳定值Ifs减去预先决定的值δ来求出下次的初始值Ifi。另外，也存在将预先决定的值称为差分值的情况。
下次的初始值Ifi以下面的式子表示。
Ifi＝Ifs－δ (1)
稳定值Ifs是管电流稳定地流动时(图3所示的稳定期间Ts)的灯丝电流的值。稳定值Ifs作为此时的灯丝电流检测部154的检测信息，从X射线管控制部157与摄像履历(摄像条件、摄像日)一起存储于存储部158。
差分值δ是与X射线CT装置具有的摄像条件相应的固有的值。即，是表示从X射线管16的控制起到X射线出射为止的系统的影响的值。该值能够基于经验法则而确定。
差分值δ以下面的式子表示。
δ＝f(V，Ip，S) (2)
在此，设V、Ip、S为管电压、管电流、焦点尺寸(大，小)。
因此，差分值δ能够根据管电压V、管电流Ip、焦点尺寸S的函数而求出。
下次的初始值Ifi通过从稳定值Ifs减去预先决定的值δ而求出，但不限于此。下次的初始值Ifi使用稳定值Ifs和预先决定的值而求出。在此，预先决定的值例如是系数。
例如，下次的初始值Ifi以下面的式子表示。
Ifi＝α×Ifs (3)
在此，α是系数。
系数α以下面的式子表示。
α＝g(V，Ip，S) (4)
另外，系数α可以在每次求出下次的初始值Ifi时通过初始值计算部159基于式(4)而求出，也可以预先求出并存储于存储部158。
在X射线摄像等时每当基于摄像条件从阳极162产生X射线，稳定值Ifs被发送至系统控制部40。初始值计算部159基于所发送的稳定值Ifs，求出下次的初始值Ifi。所求出的下次的初始值Ifi被存储于与管电压以及焦点尺寸的表相当的管电流的单元。
(初始值预测部)
在该实施方式中，如前所述，为了高效地完成表，而预测未存储于单元的下次的初始值Ifi。
如果差分值是X射线CT装置的固有的值，则管电流与稳定值的相关关系也是X射线CT装置的固有的关系。通过使用该相关关系，能够预测下次的初始值Ifi。
图7是表示规定的管电压、焦点尺寸下的管电流与稳定值的相关关系的曲线。图7的横轴表示管电流Ip[mA]，纵轴表示稳定值Ifs[mA]。
初始值预测部159a使用相关关系以及差分值，预测下次的初始值Ifi。所预测的初始值Ifi被存储于表的规定的单元。另外，图7所示的相关关系的曲线与管电压的种类以及焦点尺寸的种类相应而制作(g1，g2，···g8)，此外偏移了与灯丝的累年变化相应的偏移量ε而使用。图7中将八个相关关系的曲线中的一条曲线设为“g1”并以波状线表示。此外，将偏移后的曲线以“g1’”表示。能够使用曲线“g1’”并基于管电流Ip1来求出稳定值Ifs1。
由初始值计算部159求出的下次的初始值Ifi和由初始值预测部159a预测的下次的初始值Ifi被存储于表的全部的单元。另外，也基于这些初始值Ifi制作图6所示的曲线，并存储于存储部158。
(显示部)
显示控制部90接受操作部18的操作，并将存储于表的下次的初始值Ifi显示于显示部100。通过显示下次的初始值Ifi(最佳的值)，能够缩短在保守检查时等的调整时、由作业者对初始值进行调整时的作业时间。
(控制台部)
如图1以及图4所示，控制台部30具有系统控制部40、驱动控制部45、显示控制部50、输入部60以及显示部70。系统控制部40对控制台部30内的功能以及架台10以及诊床装置20进行总括性地控制。
系统控制部40从架台10接收所述所记录的下次的初始值Ifi，并作为包含此时的摄像条件在内的摄像履历以及图5所示的表而存储于存储部41。并且，接受下次的摄像指示，参照摄像履历以及表，将包含下次的初始值Ifi在内的摄像条件发送至架台10。
用于缩短调整时的作业时间的存储部158、初始值计算部159、初始值预测部159a、显示控制部90以及显示部100设置于架台10侧，该点是第1实施方式的X射线CT装置的特征。
(动作)
接下来，参照图8对X射线摄像等中的一系列的动作进行说明。图8是对X射线摄像等中的一系列的流程进行表示的流程图。
如图8所示，在X射线摄像等中，首先，系统控制部40指定摄像条件(管电压、管电流、焦点尺寸等)(S101)。系统控制部40从存储部41的摄像履历中读出与所指定的管电压、管电流以及焦点尺寸相同的条件下的下次的初始值Ifi。
接下来，实施X射线摄像等(S102)。在X射线摄像等中，X射线管控制部157施加灯丝电流的初始值Ifi，进而以使由管电流检测部155检测到的管电流成为指定的值的方式，边参照由灯丝电流检测部154检测到的灯丝电流，边在上升时控制灯丝电流，从而使管电流稳定于所期望的值，并从阳极产生规定输出的X射线。
接下来，X射线管控制部157判断X射线摄像等是否已正常结束(S103)。在判断为X射线摄像等未正常结束时(S103中为否)，转移到判断是否有追加或新的X射线摄像等的步骤S110。
在判断为X射线摄像等已正常结束时(S103中为是)，接下来，系统控制部40，将在所指定的管电压时稳定于所指定的管电流的值时的灯丝电流的稳定值Ifs，与包含摄像条件在内的摄像履历一起存储于存储部158(S104)。
接下来，初始值计算部159基于稳定值Ifs以及差分值δ，计算下次的初始值Ifi(S105)。
接下来，X射线管控制部157将所求出的下次的初始值Ifi存储于存储部158的相应的管电压、焦点尺寸的表的规定的管电流的单元(S106)。
接下来，初始值预测部159a基于图7所示的相关关系以及差分值δ，预测与其他的管电流有关的下次的其他初始值Ifi(S107)。
接下来，X射线管控制部157将所预测出的下次的其他初始值Ifi存储于存储部158的表的相应的管电流的单元(S108)。
接下来，X射线管控制部157基于所求出的下次的初始值Ifi以及所预测出的下次的其他初始值Ifi，使用公知的插值法，制作曲线(参照图6)，并将所制作出的曲线存储于存储部158(S109)。
接下来，系统控制部40判断是否有追加或新的X射线摄像等(S110)。在判断为有追加或新的X射线摄像等时(S110中为是)，返回到指定摄像条件的步骤S101。在判断为没有追加或新的X射线摄像等时(S110中为否)，使X射线摄像等结束。
在以上的X射线摄像等中，所制作出的曲线以及存储于表中的下次的初始值Ifi被用于下次的X射线摄像等。
接下来，参照图9对初始值的调整的一系列的动作进行说明。图9是对调整初始值时的一系列的流程进行表示的流程图。
如图9所示，首先，系统控制部40从架台10接收下次的初始值Ifi(S201)。
接下来，系统控制部40对下次的摄像条件以及初始值Ifi进行指定(S202)。
接下来，进行初始值Ifi的调整(S203)。在初始值Ifi的调整中，基于所指定的初始值Ifi，求出下次的初始值(参照图8所示的步骤S101－S105)。接下来，制作并存储曲线(参照图8所示的步骤S106－S109)。
〔其他的结构〕
接下来，参照图1对X射线CT装置的其他的结构进行简单地说明。
如图1所示，架台10以能够使旋转部11绕被检体P旋转的方式支承旋转部11。旋转部11上，具有将其旋转中心轴夹在中间地对置配置的X射线管16和X射线检测部17。其结果是，架台10以能够使X射线管16绕被检体P旋转的方式支承X射线管16。X射线管16具有在被检体P的体轴方向上扩展的角(锥角)，对被检体P照射X射线。
架台10上，除了上述以外还具有旋转驱动部12、以及数据收集部14。
旋转驱动部12以旋转中心轴为中心使旋转部11旋转。
数据收集部14具有与X射线检测部17的各X射线检测元件同样地排列为阵列状的数据收集元件，使由X射线检测部17检测到的X射线束(实际上为检测信号)与由系统控制部40输出的数据收集信号相对应而进行收集。该收集到的数据成为X射线投影数据。
高电压供给部151接受X射线管控制部157的控制信号，并对X射线管16供给高电压。X射线管16根据从高电压供给部151供给的高电压，照射具有在被检体P的体轴方向(后述的切片方向)上扩展的角的锥状、或具有在后述的通道方向上扩展的角的扇状等的X射线束。
X射线检测部17对从X射线管16照射并透射被检体P后的X射线束进行检测。X射线检测部17使X射线检测元件在互相正交的两个方向(成为切片方向以及通道方向)上分别排列为多个阵列状，由此成为二维的X射线检测部17。X射线检测元件在切片方向上排列了例如320列，并在通道方向上排列了例如1000列。
接下来，参照图1对诊床装置20进行说明。诊床装置20具有诊床顶板21、以及接受操作部18的操作的指示并使诊床顶板21移动的诊床驱动部22、23。
诊床顶板21上载置有被检体P。诊床顶板21上载有被检体P，能够在被检体P的体轴方向(水平方向)上移动。
驱动控制部45将控制信号送至诊床驱动部22，用于以旋转部11每旋转一周的诊床顶板21的移动量使诊床顶板21移动。诊床驱动部22基于来自操作部18的操作信息(摄像位置)，使诊床顶板21在被检体P的体轴方向上移动。
此外，驱动控制部45将用于使诊床顶板21移动的控制信号送至诊床驱动部23。诊床驱动部23基于来自操作部18的操作信息，使诊床顶板21在上下方向上移动。
驱动控制部45对于旋转驱动部12输出架台控制信号，对数据收集部14输出数据收集控制信号，对旋转驱动部12以及诊床驱动部22、23提供诊断开始的指示。
控制台部30具有前处理部31、图像重构处理部32以及图像存储部33。前处理部31对从数据收集部14输出的X射线投影数据施行灵敏度修正、X射线強度修正。图像重构处理部32通过公知的逆投影处理方法处理从前处理部31输出的X射线投影数据来重构X射线CT图像数据。重构出的X射线CT图像数据暂时存储于图像存储部33。
[变形例]
在所述实施方式中，在初始值的调整中，通过对包含初始值Ifi的摄像条件进行指定，由此求出下次的初始值Ifi(参照图9所示的S201－S203)。不限于此，也可以接受使X射线CT装置启动时的表示启动的信号，并进行初始值的调整。
在变形例中，在装置的启动时，自动地进行初始值的调整，所以在X射线摄像中，能够从最初起通过恰当的初始值以短时间使管电流稳定。
[第2实施方式]
接下来，参照图10对X射线摄像系统的第2实施方式进行说明。另外，在第2实施方式中，对于与第1实施方式相同的结构标注同一编号并省略其说明，主要对于不同的结构进行说明。在此，作为X射线摄像系统的一例也对X射线CT装置进行说明。
在第1实施方式中，用于缩短作业时间的存储部158、初始值计算部159、初始值预测部159a、显示控制部90以及显示部100设于架台10侧。
(控制台部)
图10是第2实施方式所涉及的系统控制部40的框图。如图10所示，在第2实施方式中，代替存储部158、初始值计算部159、初始值预测部159a、显示控制部90以及显示部100，而具备存储部41、初始值计算部42、初始值预测部43、显示控制部50(参照图1)以及显示部70(参照图1)，它们设置于控制台部30侧。
(系统控制部)
系统控制部40在X射线摄像等中从架台10侧接收稳定值Ifs。初始值计算部42基于稳定值Ifs求出下次的初始值Ifi。初始值预测部43预测下次的初始值Ifi。系统控制部40基于所求出的下次的初始值Ifi以及所预测出的下次的初始值Ifi，制作曲线(参照图6)。
存储部41具有表，表中下次的初始值Ifi与管电流建立对应而存储。显示部70具有与显示部100相同的功能。显示控制部50使显示部70显示下次的初始值Ifi。
在第2实施方式中，例如可以设为，如每一个月定期地从架台10侧接收稳定值，并基于一个月量的稳定值来汇总求出下次的初始值。采用这样的结构，下次的初始值也成为恰当的值，能够缩短调整初始值时的作业时间。
[第3实施方式]
接下来，参照图10对X射线摄像系统的第3实施方式进行说明。另外，在第3实施方式中，对于与第1实施方式相同的结构标注同一编号并省略其说明，主要对不同的结构进行说明。在此，作为X射线摄像系统的一例，对X射线CT装置进行说明。
在第1实施方式中，下次的初始值Ifi的调整，在X射线CT装置的安装时或定期检查时(调整时)由检修工程师来进行。也存在将该调整称为“非自动调整”的情况。
与此相对，在第3实施方式中，下次的初始值Ifi的调整自动进行。
接下来，参照图11对自动调整下次的初始值Ifi时的一系列的动作进行说明。图11是对自动调整下次的初始值Ifi时的一系列的动作进行表示的流程图。
另外，在第3实施方式中，每当执行X射线摄像，就将此时的日期时间、初始值Ifi、稳定值Ifs、摄像条件(管电流、管电压、焦点尺寸)作为摄像履历(日志数据)存储于存储部158。进而，计数从上次的调整时(包含自动调整以及非自动调整)起的经过时间。进而，对执行X射线摄像的执行次数进行计数。
在摄像结束后或规定时(例如上午0时)，系统控制部40判断是否为初始值Ifi的调整时(S301)。
在初始值Ifi的调整时的判断(S301)中，对计数出的经过时间和规定时间进行比较。将经过时间设为“T”，并将规定时间设为“T0”。
进而，在X射线摄像后，对X射线摄像的执行次数和规定次数进行比较。将执行次数设为“R”，并将规定次数设为“R0”。
在执行次数R超过了规定次数R0时(R＞R0)、经过时间T超过了规定时间T0时(T＞T0)(S301中为是)，输出对下次的初始值Ifi的调整进行表示的信号(S302)。
另外，在执行次数R未超过规定次数R0时(R≤R0)、经过时间T未超过规定时间T0时(T≤T0)(S301中为否)，设为不需要初始值Ifi的调整而结束(S305)。
接下来，系统控制部40从摄像履历(日志数据)读出初始值Ifi、稳定值Ifs、管电压、管电流以及焦点尺寸(S303)。
接下来，进行下次的初始值Ifi的调整(S304)。
在此，参照图12对下次的初始值Ifi的调整的详细进行说明。图12是对下次的初始值Ifi的调整中的一系列的流程进行表示的流程图。
首先，计算下次的初始值Ifi(S401)。
接下来，将所求出的下次的初始值Ifi存储于存储部158的相应的管电压、焦点尺寸的表的规定的管电流的单元(S402)。
接下来，预测其他初始值Ifi(S403)。
接下来，将所预测出的下次的其他初始值Ifi存储于存储部158的表的相应的管电流的单元(S404)。
接下来，基于所求出的下次的初始值Ifi以及所预测出的下次的其他初始值Ifi，使用公知的插值法，制作曲线(参照图6)，并将制作出的曲线存储于存储部158(S405)。
这些步骤S401～S405与第1实施方式中的步骤S105～S109相同。
进行了这些下次的初始值Ifi的调整(S304)之后，结束(S305)。
另外，在所述第3实施方式中，由系统控制部40执行了这些步骤S301～S305，但也可以由其他的控制部(包含X射线管控制部157)执行。
通过所述第3实施方式，自动调整下次的初始值Ifi，所以能够谋求免维护的可能性。
[第4实施方式]
接下来，参照图13对X射线摄像系统的第4实施方式进行说明。图13是对下次的初始值的评价中的一系列的流程进行表示的流程图。
另外，在第4实施方式中，对与第1实施方式相同的结构标注同一编号并省略其说明，主要对不同的结构进行说明。在此，作为X射线摄像系统的一例，对X射线CT装置进行说明。
在第1实施方式中，下次的初始值Ifi是否恰当的评价由检修工程师来进行。也存在将该评价称为“非自动评价”的情况。
与此相对，在第4实施方式中，自动地评价下次的初始值Ifi是否恰当。
首先，在使用了下次的初始值Ifi的X射线摄像被执行时，求出在上升时变动的管电流的过冲的峰值、以及下冲的峰值(S501)。
接下来，求出过冲的峰值与下冲的峰值之差(S502)。
接下来，判断所求出的差是否在预先决定的容许范围内(S503)。
接下来，如果所求出的差在预先决定的容许范围内(S503中为是)，则评价为下次的初始值Ifi是恰当的(S504)。另一方面，如果所求出的差不在预先决定的容许范围内(S503中为否)，则评价为下次的初始值Ifi是不恰当的(S505)。
接下来，将评价结果显示在显示部(S506)。
这些步骤S501～S506可以由系统控制部40进行，也可以由另外设置的控制部(包括X射线管控制部157)进行。
另外，在评价为下次的初始值Ifi不恰当时，对于下次的初始值Ifi进行再次的调整。再次的调整可以是自动调整(前述的步骤S301～S305)，也可以是由检修工程师进行的非自动调整。
根据所述第4实施方式，通过下次的初始值Ifi是否恰当的自动评价，客观地进行下次的初始值Ifi的评价，因此能够获得客观的并且更恰当的初始值Ifi。
进而，通过将下次的初始值Ifi的自动评价和自动调整组合，能够谋求免维护的可能性。
在所述第4实施方式中，在步骤S503中，判断了过冲的峰值与下冲的峰值之差是否在容许范围内，但也可以判断过冲的峰值是否超过了容许值，在超过时，评价为下次的初始值Ifi是不恰当的，也可以判断下冲的峰值是否超过了容许值，并超过时，评价为下次的初始值Ifi是不恰当的。
另外，在该实施方式中，对将存储部158、初始值计算部159、初始值预测部159a、显示控制部90以及显示部100应用于X射线CT装置的情况进行了说明，但不限于此，也可以应用于具备具有包括灯丝在内的阴极和阳极的X射线管16的X射线产生装置、以及具备该X射线产生装置的X射线摄像装置。
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而提示的，意图不在于限定发明的范围。这些新的实施方式能够以其他各种方式实施，在不脱离发明的主旨的范围内，能够进行各种省略、置换及变更。这些实施方式及其变形包含于发明的范围、主旨，并且包含于权利要求书记载的发明及其等同的范围。
标号说明
10架台
11旋转部
12旋转驱动部
14数据收集部
15高电压产生部
158存储部
159初始值计算部
159a初始值预测部
16X射线管
17X射线检测部
18操作部
20诊床装置
30控制台部
40系统控制部
45驱动控制部
50显示控制部
60输入部
70显示部
90显示控制部
100显示部

Claims (9)

1.一种X射线摄像系统，基于摄像条件，利用从X射线管产生的X射线进行摄像，所述摄像条件包括X射线管的阳极与阴极之间的管电压、管电流以及X射线的焦点尺寸，
该X射线摄像系统的特征在于，具有：
X射线管控制部，对在X射线管的灯丝中流动的灯丝电流进行控制，以使在上升时变动的管电流以所期望的值稳定地流动；
初始值计算部，在所述管电流稳定地流动时，基于所述管电流稳定地流动时的灯丝电流的稳定值以及此时的摄像条件，求出在下次的上升时使用的灯丝电流的初始值；以及
存储部，存储包括所求出的所述初始值、所述摄像条件以及摄像日在内的摄像履历。
2.如权利要求1所述的X射线摄像系统，其特征在于
所述初始值计算部通过使用所述稳定值以及预先决定的值，求出所述初始值。
3.如权利要求2所述的X射线摄像系统，其特征在于，
所述存储部具有按照管电压以及焦点尺寸的每个种类的表，
在所述表中，将所求出的所述初始值与此时的所述管电流建立对应而存储。
4.如权利要求3所述的X射线摄像系统，其特征在于，
还具有初始值预测部，该初始值预测部使用所述管电流与所述稳定值的预先决定的相关关系、以及所述预先决定的值，预测所述下次的上升时使用的灯丝电流的初始值中的、所存储的所述管电流和与之对应的所述初始值的组合以外的组合所涉及的其他初始值，
在所述表中，将所预测的所述初始值和所述管电流建立对应而存储。
5.如权利要求4所述的X射线摄像系统，其特征在于，还具有：
架台，包括所述X射线管、所述X射线管控制部、所述存储部、所述初始值计算部以及所述初始值预测部；以及
控制台部，接受摄像条件的指示，将初始值与摄像条件一起发送至所述X射线管控制部，
接受所述摄像条件的指示，在按照所述指示的摄像后，由所述初始值计算部求出下次的初始值，由所述初始值预测部预测下次的其他初始值。
6.如权利要求4所述的X射线摄像系统，其特征在于，还具有：
架台，包括所述X射线管、所述X射线管控制部、所述存储部、所述初始值计算部以及所述初始值预测部；以及
控制台部，将表示启动的信号发送至所述X射线管控制部，
接受表示所述启动的信号，由所述初始值计算部求出下次的初始值，由所述初始值预测部预测下次的其他初始值。
7.如权利要求4所述的X射线摄像系统，其特征在于，还具有：
架台，包括所述X射线管以及所述X射线管控制部；以及
控制台部，包括所述存储部、所述初始值计算部以及所述初始值预测部，对所述X射线管控制部发送摄像条件，并且从所述架台接收所述稳定值，
接受所述稳定值，由所述初始值计算部求出下次的初始值，由所述初始值预测部预测下次的其他初始值。
8.一种X射线摄像系统，基于摄像条件，利用从X射线管产生的X射线进行摄像，所述摄像条件包括X射线管的阳极与阴极之间的管电压、管电流以及X射线的焦点尺寸，
该X射线摄像系统的特征在于，具有：
X射线管控制部，对在X射线管的灯丝中流动的灯丝电流进行控制，以使在上升时变动的管电流以所期望的值稳定地流动；
初始值计算部，接受对在下次的上升时使用的灯丝电流的初始值的调整进行表示的信号，基于所述管电流稳定地流动时的灯丝电流的稳定值以及此时的摄像条件，求出所述初始值；
初始值预测部，接受对所述初始值的调整进行表示的信号，使用所述管电流与所述稳定值的预先决定的相关关系、以及预先决定的值，预测所述下次的上升时使用的灯丝电流的初始值中的、所求出的所述初始值和与其对应的所述管电流的组合以外的组合所涉及的其他初始值；以及
存储部，存储包括所求出的所述初始值、所预测的所述初始值、所述摄像条件以及摄像日在内的摄像履历。
9.如权利要求8所述的X射线摄像系统，其特征在于，还具有：
判断部，判断在上升时变动的管电流是否在预先决定的容许范围内；以及
显示部，显示由所述判断部判断出的结果。
CN201380003689.7A 2012-08-07 2013-08-06 X射线摄像系统 Active CN103906472B (zh)

Applications Claiming Priority (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2012-175344 2012-08-07
JP2012175344 2012-08-07
JP2013-162588 2013-08-05
JP2013162588A JP6257948B2 (ja) 2012-08-07 2013-08-05 Ｘ線撮影システム
PCT/JP2013/071252 WO2014024881A1 (ja) 2012-08-07 2013-08-06 Ｘ線撮影システム

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN103906472A CN103906472A (zh) 2014-07-02
CN103906472B true CN103906472B (zh) 2016-08-24

Family

ID=50068105

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201380003689.7A Active CN103906472B (zh) 2012-08-07 2013-08-06 X射线摄像系统

Country Status (4)

Country Link
US (1) US9326740B2 (zh)
JP (1) JP6257948B2 (zh)
CN (1) CN103906472B (zh)
WO (1) WO2014024881A1 (zh)

Families Citing this family (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN105455829A (zh) * 2014-08-04 2016-04-06 锐珂（上海）医疗器材有限公司 放射性射线照相技术中控制射线管的管电流的方法及相应的系统
CN104302081B (zh) * 2014-09-24 2017-06-16 沈阳东软医疗系统有限公司 一种ct球管中灯丝电流的控制方法和设备
JP6429602B2 (ja) * 2014-11-12 2018-11-28 キヤノン株式会社 陽極及びこれを用いたｘ線発生管、ｘ線発生装置、ｘ線撮影システム
CN107753045B (zh) * 2016-08-23 2020-10-23 上海西门子医疗器械有限公司 扫描参数确定方法、系统及x射线扫描设备
KR102286358B1 (ko) * 2018-08-10 2021-08-05 도시바 아이티 앤 콘트롤 시스템 가부시키가이샤 X선 촬상 장치
US11147528B2 (en) * 2019-08-16 2021-10-19 GE Precision Healthcare LLC Methods and systems for X-ray tube conditioning

Family Cites Families (46)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3766391A (en) * 1972-04-24 1973-10-16 Cgr Medical Corp Rms current regulator for an x-ray tube
US4035649A (en) * 1973-10-08 1977-07-12 U.S. Philips Corporation X-ray generator for a tomography apparatus
DE2703420C2 (de) * 1977-01-28 1985-11-21 Philips Patentverwaltung Gmbh, 2000 Hamburg Verfahren zum Einstellen des durch eine Röntgenröhre fließenden Röhrenstromes und Schaltungsanordnung zur Durchführung des Verfahrens
US4191889A (en) * 1977-12-05 1980-03-04 Sybron Corporation Preheat circuit for X-ray tubes
DE2757505A1 (de) * 1977-12-22 1979-07-05 Siemens Ag Roentgendiagnostikgenerator, bei dem die roentgenroehrenspannung ueber den roentgenroehrenstrom geregelt wird
US4322797A (en) * 1978-04-19 1982-03-30 U.S. Philips Corporation X-ray tube filament current predicting circuit
DE2918353A1 (de) * 1979-05-07 1980-11-20 Siemens Ag Roentgendiagnostikanlage mit mitteln zur festen vorgabe von aufnahmezeit, roentgenroehrenspannung und mas-produkt
US4366575A (en) * 1979-09-13 1982-12-28 Pfizer Inc. Method and apparatus for controlling x-ray tube emissions
FR2477331A1 (fr) * 1980-02-29 1981-09-04 Radiologie Cie Gle Dispositif de securite pour generateur de tres haute tension, notamment radiologique
JPS5713700A (en) * 1980-06-27 1982-01-23 Morita Mfg Co Ltd X-ray photographic device
US4797907A (en) * 1987-08-07 1989-01-10 Diasonics Inc. Battery enhanced power generation for mobile X-ray machine
US4930145A (en) * 1988-08-15 1990-05-29 General Electric Company X-ray exposure regulator
US5077773A (en) * 1990-07-05 1991-12-31 Picker International, Inc. Automatic filament calibration system for x-ray generators
US5400378A (en) * 1993-11-19 1995-03-21 General Electric Company Dynamic dose control in multi-slice CT scan
JPH09161990A (ja) * 1995-11-30 1997-06-20 Shimadzu Corp Ｘ線発生装置
DE19606868C2 (de) * 1996-02-23 2000-08-03 Siemens Ag Röntgengenerator mit Regelkreis für den Röntgenröhren-Heizstrom bzw. den Röntgenröhrenstrom
IL120097A0 (en) * 1997-01-29 1997-04-15 Elscint Ltd Variable current CT scanning
US5867555A (en) * 1997-03-04 1999-02-02 Siemens Aktiengesellschaft Adaptive dose modulation during CT scanning
DE69840290D1 (de) * 1997-06-26 2009-01-15 Koninkl Philips Electronics Nv Einstellbare rechnergestützte tomographie anlage
JP2000260594A (ja) * 1999-03-08 2000-09-22 Hitachi Medical Corp Ｘ線管のフィラメント加熱装置
JP2001104297A (ja) 1999-10-07 2001-04-17 Toshiba Corp Ｘ線断層画像撮影装置
JP4532005B2 (ja) * 2001-03-09 2010-08-25 株式会社日立メディコ Ｘ線ｃｔ装置及びその画像表示方法
US6507639B1 (en) * 2001-08-30 2003-01-14 Siemens Aktiengesellschaft Method and apparatus for modulating the radiation dose from x-ray tube
US6904127B2 (en) * 2001-11-21 2005-06-07 General Electric Company System and method of medical imaging having default noise index override capability
JP3864106B2 (ja) * 2002-03-27 2006-12-27 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 透過ｘ線データ獲得装置およびｘ線断層像撮影装置
US6775352B2 (en) * 2002-08-16 2004-08-10 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Method and system for implementing variable x-ray intensity modulation schemes for imaging systems
US6744846B2 (en) * 2002-09-26 2004-06-01 Siemens Aktiengesellschaft Method and apparatus for automatic exposure control in CT scanning
JP4490645B2 (ja) * 2003-04-09 2010-06-30 株式会社東芝 Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
EP1737346B1 (en) * 2004-04-13 2014-05-07 Koninklijke Philips N.V. Dynamic dose control for computed tomography
JP4679068B2 (ja) * 2004-04-26 2011-04-27 株式会社東芝 Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
US7215733B2 (en) * 2004-07-23 2007-05-08 Kabushiki Kaisha Toshiba X-ray computed tomography apparatus
JP2006120548A (ja) * 2004-10-25 2006-05-11 Toshiba Corp Ｘ線管装置及びｘ線管の加熱制御方法
CN101128153B (zh) * 2005-02-25 2010-09-29 株式会社日立医药 X射线ct设备
US7366283B2 (en) * 2006-03-28 2008-04-29 Gendex Corporation Method to control anodic current in an x-ray source
JP4909056B2 (ja) * 2006-12-25 2012-04-04 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ｃｔ装置およびその制御方法並びにプログラム
JP2008218338A (ja) 2007-03-07 2008-09-18 Toshiba Corp Ｘ線発生装置、ｘ線コンピュータ断層撮影装置及びｘ線診断装置
JP5254252B2 (ja) * 2007-11-28 2013-08-07 株式会社日立メディコ Ｘ線ｃｔ装置
JP5455903B2 (ja) * 2008-07-04 2014-03-26 株式会社日立メディコ Ｘ線ｃｔ装置
EP2454925B1 (en) * 2009-07-15 2022-10-05 Mayo Foundation For Medical Education And Research System and method for automatic tube potential selection for radiation dose reduction in ct
JP5433334B2 (ja) * 2009-07-27 2014-03-05 株式会社東芝 Ｘ線ｃｔ装置
US8842805B2 (en) * 2009-07-29 2014-09-23 Koninklijke Philips N.V. X-ray examination device and method
JP5676096B2 (ja) * 2009-12-03 2015-02-25 株式会社島津製作所 Ｘ線撮影装置
US8487534B2 (en) * 2010-03-31 2013-07-16 General Electric Company Pierce gun and method of controlling thereof
DE102010043709B4 (de) * 2010-11-10 2018-12-27 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur Ermittlung des Wertes einer Röhrenspannung, Röntgeneinrichtung, Rechenprogramm und Datenträger
JP5774302B2 (ja) * 2010-12-20 2015-09-09 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ｃｔ装置
US9125619B2 (en) * 2013-03-07 2015-09-08 Shimadzu Corporation Radiographic examination apparatus and method for the same

Also Published As

Publication number Publication date
JP2014053296A (ja) 2014-03-20
US9326740B2 (en) 2016-05-03
WO2014024881A1 (ja) 2014-02-13
US20140348289A1 (en) 2014-11-27
JP6257948B2 (ja) 2018-01-10
CN103906472A (zh) 2014-07-02

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN103906472B (zh) X射线摄像系统
CN103118597B (zh) X射线ct装置及管电流决定方法
CN102525533B (zh) X射线ct装置
US20100254509A1 (en) X-ray ct apparatus
CN101502422A (zh) X射线ct装置以及断层摄影方法
JP2013143980A (ja) Ｘ線ｃｔ装置
CN103430630B (zh) X射线管球以及x射线ct装置
CN102985008A (zh) X射线摄影装置
CN1321617C (zh) 分析ct成像系统中跟踪控制回路性能的方法
CN106061391A (zh) 医用图像摄影装置以及医用图像摄影方法
JP2013081527A (ja) Ｘ線診断装置
WO2008043672A2 (de) Verfahren zur kontrolle eines leistungszustands eines röntgenstrahlers und/oder eines röntgendetektors und system zur durchführung des verfahrens
JP5210726B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
CN103687542A (zh) X射线诊断装置及线量管理方法
JP2013169392A (ja) Ｘ線ｃｔ装置、画像表示方法
CN102770076B (zh) X射线摄像装置
JP2012148028A (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP5355277B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置及びその画像表示処理プログラム
CN103501703A (zh) X射线ct装置
JP2015116408A (ja) Ｘ線ｃｔ装置及び不良素子補正方法
DE102007043820A1 (de) Verfahren zur Bestimmung eines Korrekturwerts einer Bremsfleckposition einer Röntgenquelle einer Messanordnung sowie eine Messanordnung zum Erzeugen von Durchstrahlungsbildern
JP6035597B2 (ja) Ｘ線装置及び制御プログラム
JP5740379B2 (ja) Ｘ線照射線量管理装置及びｘ線画像診断装置
JP2009131563A (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP2016034373A (ja) Ｘ線ｃｔ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
C41 Transfer of patent application or patent right or utility model
TA01 Transfer of patent application right

Effective date of registration: 20160715

Address after: Tochigi County, Japan

Applicant after: Toshiba Medical System Co., Ltd.

Address before: Tokyo, Japan, Japan

Applicant before: Toshiba Corp

Applicant before: Toshiba Medical System Co., Ltd.

C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant