JP3605657B2

JP3605657B2 - X-ray high voltage equipment

Info

Publication number: JP3605657B2
Application number: JP09758295A
Authority: JP
Inventors: 一郎小林; 光一大原
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1995-03-31
Filing date: 1995-03-31
Publication date: 2004-12-22
Anticipated expiration: 2019-12-22
Also published as: JPH08273887A

Description

【０００１】
【産業上の利用分野】
本発明はＸ線高電圧装置に係り、特に交流電圧を整流平滑して直流電圧に変換したインバータに供給し高周波化した後に昇圧してＸ線管へ高電圧を印加するインバータ式のＸ線高電圧装置に好適な技術に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
Ｘ線管へ高電圧を供給するＸ線高電圧装置は、近年上記の如きインバータ式が主流を占めている。このインバータ式Ｘ線高電圧装置の主回路は、商用電源より供給された交流電圧を、整流平滑回路にて直流電圧に変換し、その直流電圧をインバータ回路にて高周波交流電圧に変換して高圧変圧器へ印加して所定の電圧まで昇圧した後、整流回路で直流電圧にして高圧ケーブルを介してＸ線管に印加するように構成されている。
【０００３】
前記インバータ式Ｘ線高電圧装置における整流平滑回路は、サイリスタやトランジスタ等のスイッチング素子で構成した全波整流回路と、リアクトルとコンデンサとから成る平滑回路とで構成され、全波整流回路で商用電源から供給された交流電圧を直流電圧に変換し、平滑回路でリップルのない直流電圧としてインバータ回路へ供給している。
【０００４】
上記インバータ式Ｘ線高電圧装置では、Ｘ線管からＸ線を被検体へ照射してＸ線撮影を行う際に、前記整流平滑回路のスイッチング素子と、インバータ回路のスイッチング素子とをＸ線撮影信号に同期して駆動してＸ線管へ高電圧を印加するが、商用電源からの入力電圧を整流する整流回路の出力電圧は、コンデンサへの大きな突入電流を抑制するリアルトルを介して先ずコンデンサを充電した後にインバータ回路へ出力される。
【０００５】
そして、Ｘ線撮影の終了は、前記コンデンサの残留電荷による余分なＸ線放射を防止するために、インバータ回路のスイッチング素子を前記整流回路のスイッチング素子よりも早くか又はそれらと同時にオフするようになっている。このため、コンデンサには大きな残留電荷が生ずる。
この大きな残留電荷をそのまま放電すると、コンデンサの寿命を短かくし、また残留電荷量、即ちコンデンサの正負両極間の電位差がばらつくと、コンデンサの出力電圧を設定管電圧に対応するものとして管電圧のフィードバック制御を行うものでは、設定管電圧の基準となるコンデンサの出力電圧がばらつくため、従来は前記コンデンサの正負極間に抵抗とスイッチング端子を有した素子とから成る放電回路を設け、撮影終了後、前記スイッチング端子を閉じて、コンデンサの残留電荷を放電させてしまうようになっていた。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
Ｘ線撮影装置は、Ｘ線撮影が瞬時に行い得ることがメリットとなっており、このメラットはＸ線ＣＴ装置やＭＲＩ装置などの新画像診断用モダリティが現われた現在でも失われてはいない。
しかしながら、前述の瞬時にＸ線撮影ができるという点を、微視的に観た場合、前記インバータ式Ｘ線装置は従前の単相式や三相式Ｘ線高電圧装置にはなかった改良すべき点を有している。
すなわち、前述のように従来のインバータＸ線高電圧装置では、Ｘ線撮影の終了毎に前記コンデンサの残留電荷を全て放電させてしまうため、Ｘ線撮影をしようとしている操作者が、透視像の観察によって、まさに撮影するタイミングでＸ線撮影スイッチを操作しても、前記整流平滑回路では整流回路からの出力はコンデンサの充電に費やされ、インバータ回路への出力は時遅れを以って現れ、その時遅れ分だけＸ線放射が遅くなり、結局、撮影タイミングがスイッチ操作からずれてしまうこととなる。前記コンデンサの充電時間は、Ｘ線高電圧装置の容量によって異なるものであるが、０．５秒から容量の大きな装置では１秒を超えることがある。
【０００７】
Ｘ線撮影のタイミングずれをなくすためには、Ｘ線管の回転陽極のロータアップ時間やフィラメントの加熱時間，カセッテレス式Ｘ線速写装置ではフィルムの撮影準備位置から撮影位置への移動時間等も短縮する必要があるが、前記コンデンサの充電に要する時間を短縮することも課題となっている。
本発明は上記課題を解決することを目的として成されたものである。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するために本発明は、商用電源から入力した交流電圧を直流電圧に変換する整流回路と、コンデンサを含み前記整流回路の出力電圧を平滑する平滑回路と、この平滑回路の出力を高周波交流に変換するインバータ回路と、このインバータ回路の出力を昇圧，整流してＸ線管に印加してＸ線を放射する如く構成するとともに、前記コンデンサの正負極間にスイッチング素子を有し、Ｘ線放射終了毎に前記スイッチング素子を閉路し前記コンデンサの残留電荷を放電させる放電制御回路とを備えたＸ線高電圧装置において、Ｘ線放射終了後の前記コンデンサの正負極間の電圧を検出する電圧検出回路と、前記放電の過程において前記コンデンサの正負極間に印加されたまま残す電圧レベルを設定する無負荷時コンデンサ電圧設定回路と、電圧検出回路の出力と無負荷時コンデンサ電圧設定回路の出力とが一致した時に前記放電制御回路へスイッチング素子の開路信号を出力する比較回路とを設けたものである。
【０００９】
【作用】
Ｘ線放射を行うとコンデンサには残留電荷が生ずる。電圧検出回路はコンデンサの両極間の電位差を検出してその値に対応した信号を出力する。電圧検出回路の出力は無負荷時コンデンサ電圧設定回路の出力と比較器で比較され、その比較値が一致した時に放電回路のスイッチング素子を開放して、放電を停止する。
【００１０】
【実施例】
以下、本発明の一実施例を図面により説明する。図１は本発明の一実施例のインバータ式Ｘ線高電圧装置のブロック構成図である。図１において、１は商用三相交流電源、２はサイリスタを用いた第１の整流回路で、サイリスタ２１〜２６の点孤位相角を制御することにより、入力した交流電圧を直流電圧へ変換するとともに、出力電圧を可変制御するもの、３はリアクトルで第１の整流回路２から出力される電流がコンデンサ４へ急激に流れるのを抑制するもの、４は平滑用のコンデンサで、第１の整流回路２の出力電圧の波形を平滑するもので、リアクトル３とコンデンサ４とで平滑回路を構成している。
５はインバータ回路で、複数のスイッチング素子を交互にオン／オフさせることにより入力した直流電圧を高周波交流電圧に変換するものである。このインバータ回路には周知の如く各種の方式のものが用い得るが、本発明はそれらの方式のいかんを問わず用いることができる。
６は高圧変圧器で、インバータ回路５から出力された高周波交流を昇圧するもの、７は第２の整流回路で、高圧変圧器の出力を直流電圧に変換するもの、８はＸ線管で、前記第２の整流回路７からの直流高電圧が高圧ケーブルを通じて印加されるとＸ線を放射するものである。
【００１１】
次に、前記平滑回路のコンデンサ４の残留電荷を放電する回路の構成を説明する。図１において、コンデンサ４の正極を負極間に抵抗４１とリレー４２の常閉接点から成る放電回路が接続されている。また、コンデンサ４の正極と負極間にこれらの両極間の電位差を検出する電圧検出回路４３が接続される。この電圧検出回路４３の出力は比較器４４の一方の入力端へ接続されている。そして、比較器４４のもう一方の入力端は可変抵抗４５へ接続されている。この可変抵抗４５は、コンデンサ４の両極間にＸ線放射終了後の放電過程で所定レベルの電位差を残すための、その残りの電位差を設定するためのものである。比較器４４は電圧検出回路４３の出力と可変抵抗器４５のラインからの出力とが一致した時にハイレベルの信号を出力するようになっている。
【００１２】
４６はＮＯＲ回路で、その入力はＸ線放射信号（透視及び撮影のいずれでも良い。）と比較器４４の出力となっていて、入力がローレベルのときにハイレベルの信号を出力するもの、４２はリレーで、この常閉接点４２ｂが前記放電回路に挿入されている。なお、Ｘ線放射信号（Ｘ−ｒａｙＯＮ）は、前記第１の整流回路２とインバータ回路５の双方へ出力され、それらの駆動開始指令とされるようになっている。
【００１３】
次に図２を混えて本実施例の装置の動作を説明する。図は、Ｘ線放射信号（Ｘ−ｒａｙＯＮ）と、コンデンサ４の両極間の電圧と、実際のＸ線放射とのタイムチャートである。
【００１４】
Ｘ線条件、即ち、管電圧，管電流及びＸ線放射時間を設定し、操作者が時刻
ｔ_０にＸ線放射指令を図示を省略した操作卓のＸ線撮影スイッチから入力する。このＸ線放射指令はＸ−ｒａｙＯＮ信号となって第１の整流回路２，インバータ回路５及びＮＯＲ回路４６へ入力する。これによって、第１の整流回路２とインバータ回路５によって上記管電圧をＸ線管８へ印加するように動作し始め、また、Ｘ−ｒａｙＯＮ信号が入力したＮＯＲ回路４６はローレベルの信号を出力する。このローレベルの信号が入力するまでは、Ｘ線装置の電源を投入してからＮＯＲ回路４６はハイレベル信号を出力しているので、リレー４２は消勢していて、従ってリレー接点４２ｂは閉路している。従って初期条件として、この場合時刻ｔ_０においてコンデンサ４の両極間電圧は０Ｖとなっている。
【００１５】
時刻ｔ_０で第１の整流回路２とインバータ回路が動作を開始し、ＮＯＲ回路４６がローレベル信号を出力すると、リレー４２は付勢し、リレー接点４２ｂは開路し、第１の整流回路の出力によりコンデンサ４への充電が始まる。コンデンサ４への充電はリアクトル３のＬとコンデンサ４のＣの値によって決まる時定数で行われ、時刻ｔ_１でインバータ回路５へ電力が供給されＸ線放射が開始される。設定されたＸ線放射時間が経過した時刻ｔ_２にてＸ−ｒａｙＯＦＦ信号が出力されると、第１の整流回路２及びインバータ回路５は動作を停止する。この瞬間にコンデンサ４の両極間にはそれまで充電されていた電荷がそのまま残っている。
【００１６】
Ｘ−ｒａｙＯＦＦ信号がＮＯＲ回路４６に入力すると、ＮＯＲ回路４６の出力はローレベルとなり、リレー４２は消勢する。これにより、リレー接点４２ｂは閉じ、放電回路が作動する。そして、コンデンサ４の残留電荷はコンデンサ４のＣと抵抗４１のＲとにより決まる時定数で放電し、即ち、図２に示すようにコンデンサ４の両極間の電圧は低下する。
【００１７】
コンデンサ４の両極間の電圧は電圧検出回路４３で検出され、比較器４４へ入力される。比較器４４へは可変抵抗４５からの信号も入力している。可変抵抗
４５は予め所定の抵抗値に設定されている。その抵抗値は、コンデンサ４の両極間の電圧を図２に示すＶの２０〜３０％の電圧に対応した値の信号を出力するような値にされている。従って、電圧検出回路４３の出力がその値になった時刻
ｔ_３にて、比較器４４の出力がハイレベルとなる。
このハイレベルの信号がＮＯＲ回路４６に入力すると、ＮＯＲ回路４６の出力はローレベルとなり、リレー４２が付勢する。このため、リレー接点４２ｂは開放され、放電回路での放電が停止し、コンデンサ４の両極間には所定の電位差が残る。
【００１８】
次に、時刻ｔ_４にて操作者が再びＸ−ｒａｙＯＮ信号を入力すると、ＮＯＲ回路４６の出力はローレベルのままであるので、リレー４２は付勢したまま維持され、リレー接点４２ｂも開放のままとなる。前記Ｘ−ｒａｙＯＮ信号により第１の整流回路２及びインバータ回路５は動作を始める。これにより、第１の整流回路２からコンデンサ４へ充電電流が流れる。
この２回目のＸ線放射時には図２に示すように、コンデンサ４は時刻ｔ_０からの電位上昇より素速く充電され、時刻ｔ_５でＸ線が放射される。以下、その後は第１回目のＸ線放射終了後と同様な動作を繰り返す。
【００１９】
以上、本発明を一実施例を例示して説明したが、上記実施例では、第１回目のＸ線放射の撮影は従来と比較して速くはなっていないことと、装置の使用終了後にもコンデンサに残留電荷が残るという問題を抱えているが、第１番目の問題については、撮影前の予備Ｘ線放射又は透視Ｘ線での診断開始等で対応でき、また第２番目の問題は、撮影終了後の放電機構を設置する等の放策は取り得ると考えられることから、操作者にとって、インバータ式の装置のメリットを享受しつつ、撮影タイミングが早くなるメリットを享受できることになる。
【００２０】
尚、本発明は上記実施例に限定されることなく変形が可能であり、例えば、コンデンサの残留電位差は装置の使用管電圧によって任意に設定することができる。また放電用スイッチはリレー以外に手動でオン／オフする物でなければ良い。
【００２１】
【発明の効果】
本発明によれば、インバータ回路へ入力する電圧を平滑するコンデンサへの充電時間によって生じていたＸ線放射の時遅れが短縮でき、従来装置に比較して、よりリアルタイム撮影に近いＸ線撮影が可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施例になるＸ線高電圧装置の構成を示すブロック図。
【図２】図１に示す装置のＸ線放射とコンデンサの充放電を示すタイムチャート。
【符号の説明】
４コンデンサ
４１抵抗
４２リレー
４２ｂリレー接点
４３電圧検出回路
４４比較器
４５可変抵抗
４６ＮＯＲ回路[0001]
[Industrial applications]
BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an X-ray high voltage apparatus, and more particularly, to an inverter type X-ray height apparatus which rectifies and smoothes an AC voltage, converts the AC voltage into a DC voltage, supplies the converted voltage to an inverter, raises the frequency, raises the voltage, and applies a high voltage to the X-ray tube. The present invention relates to a technique suitable for a voltage device.
[0002]
[Prior art]
In recent years, the inverter type as described above has been the mainstream of the X-ray high-voltage device for supplying a high voltage to the X-ray tube. The main circuit of this inverter type X-ray high voltage apparatus converts an AC voltage supplied from a commercial power supply into a DC voltage by a rectifying and smoothing circuit, converts the DC voltage into a high frequency AC voltage by an inverter circuit, and converts the DC voltage into a high frequency AC voltage. After the voltage is applied to a transformer and boosted to a predetermined voltage, the voltage is converted to a DC voltage by a rectifier circuit and applied to an X-ray tube via a high-voltage cable.
[0003]
The rectifying and smoothing circuit in the inverter type X-ray high-voltage device includes a full-wave rectifying circuit including switching elements such as thyristors and transistors, and a smoothing circuit including a reactor and a capacitor. Is converted to a DC voltage and supplied to the inverter circuit as a ripple-free DC voltage in a smoothing circuit.
[0004]
In the above-mentioned inverter type X-ray high-voltage apparatus, when irradiating an object with X-rays from an X-ray tube and performing X-ray imaging, the switching element of the rectifying / smoothing circuit and the switching element of the inverter circuit are subjected to X-ray imaging. A high voltage is applied to the X-ray tube by driving in synchronization with the signal, but the output voltage of the rectifier circuit that rectifies the input voltage from the commercial power supply first passes through a realtor that suppresses a large inrush current to the capacitor. Is output to the inverter circuit after charging.
[0005]
Then, in order to prevent extra X-ray radiation due to the residual charge of the capacitor, the switching element of the inverter circuit is turned off earlier than or at the same time as the switching element of the rectifier circuit in order to prevent extra X-ray radiation due to the residual charge of the capacitor. Has become. For this reason, a large residual charge is generated in the capacitor.
If this large residual charge is discharged as it is, the life of the capacitor is shortened.If the amount of residual charge, that is, the potential difference between the positive and negative electrodes of the capacitor fluctuates, the output voltage of the capacitor is assumed to correspond to the set tube voltage, and the tube voltage is fed back. In the control, since the output voltage of the capacitor serving as the reference for the set tube voltage varies, conventionally, a discharge circuit including a resistor and a switching terminal is provided between the positive and negative electrodes of the capacitor. The switching terminal is closed to discharge the residual charge of the capacitor.
[0006]
[Problems to be solved by the invention]
An advantage of the X-ray imaging apparatus is that X-ray imaging can be performed instantaneously, and this merat has not been lost even when new image diagnostic modalities such as an X-ray CT apparatus and an MRI apparatus appeared.
However, when microscopically viewing the fact that the above-mentioned instantaneous X-ray imaging can be performed, the inverter type X-ray apparatus is an improvement which has not been provided in the conventional single-phase or three-phase X-ray high-voltage apparatuses. Have the point to be.
That is, as described above, in the conventional inverter X-ray high-voltage device, every time the X-ray imaging is completed, all the residual charges in the capacitor are discharged. By observation, even if the X-ray imaging switch is operated at exactly the timing of imaging, the output from the rectifier circuit is consumed for charging the capacitor in the rectifying / smoothing circuit, and the output to the inverter circuit appears with a time delay. Then, the X-ray emission is delayed by the time delay, and eventually the imaging timing is shifted from the switch operation. The charging time of the capacitor varies depending on the capacity of the X-ray high-voltage device, but may be from 0.5 seconds to over 1 second for a device having a large capacity.
[0007]
In order to eliminate the timing shift in X-ray imaging, the time required for rotating the rotating anode of the X-ray tube, the time for heating the filament, and the time for moving the film from the imaging preparation position to the imaging position in a cassette-type X-ray radiography system, etc. Although it is necessary to shorten the time, it is also an issue to shorten the time required for charging the capacitor.
The present invention has been made to solve the above problems.
[0008]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, the present invention provides a rectifier circuit for converting an AC voltage input from a commercial power supply into a DC voltage, a smoothing circuit including a capacitor for smoothing an output voltage of the rectifier circuit, and an output of the smoothing circuit. An inverter circuit for converting the output into a high-frequency alternating current, a configuration in which the output of the inverter circuit is boosted and rectified and applied to an X-ray tube to emit X-rays, and a switching element is provided between the positive and negative electrodes of the capacitor; A discharge control circuit for closing the switching element and discharging the residual charge of the capacitor each time the X-ray emission ends, detecting a voltage between the positive and negative electrodes of the capacitor after the end of the X-ray emission. And a no-load capacitor voltage setting circuit for setting a voltage level to be left applied between the positive and negative electrodes of the capacitor during the discharging process. When, it is provided with a comparator circuit for outputting an open circuit signal of the switching element to the discharge control circuit when the output of the output and the unloaded capacitor voltage setting circuit of the voltage detection circuit coincides.
[0009]
[Action]
When X-ray radiation is performed, a residual charge is generated in the capacitor. The voltage detection circuit detects a potential difference between both electrodes of the capacitor and outputs a signal corresponding to the value. The output of the voltage detection circuit is compared with the output of the no-load capacitor voltage setting circuit by a comparator, and when the comparison values match, the switching element of the discharge circuit is opened to stop discharging.
[0010]
【Example】
Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 1 is a block diagram of an inverter type X-ray high voltage device according to one embodiment of the present invention. In FIG. 1, reference numeral 1 denotes a commercial three-phase AC power supply, and reference numeral 2 denotes a first rectifier circuit using a thyristor, which converts an input AC voltage into a DC voltage by controlling the ignition phase angle of the thyristors 21 to 26. In addition, the one that variably controls the output voltage, the one that is a reactor, the one that suppresses the current output from the first rectifier circuit 2 from flowing abruptly to the capacitor 4, the one that is a smoothing capacitor, and the one that is the first rectifier The output voltage of the circuit 2 is smoothed, and the reactor 3 and the capacitor 4 constitute a smoothing circuit.
Reference numeral 5 denotes an inverter circuit for converting an input DC voltage into a high-frequency AC voltage by alternately turning on / off a plurality of switching elements. As is well known, various types of inverter circuits can be used, but the present invention can be used regardless of those types.
Reference numeral 6 denotes a high-voltage transformer, which boosts high-frequency AC output from the inverter circuit 5, 7 denotes a second rectifier circuit, which converts the output of the high-voltage transformer into a DC voltage, 8 denotes an X-ray tube, When a high DC voltage is applied from the second rectifier circuit 7 through a high-voltage cable, X-rays are emitted.
[0011]
Next, the configuration of a circuit for discharging the residual charge of the capacitor 4 of the smoothing circuit will be described. In FIG. 1, a discharge circuit comprising a resistor 41 and a normally closed contact of a relay 42 is connected between a positive electrode and a negative electrode of a capacitor 4. A voltage detection circuit 43 for detecting a potential difference between these two electrodes is connected between the positive electrode and the negative electrode of the capacitor 4. The output of the voltage detection circuit 43 is connected to one input terminal of a comparator 44. The other input terminal of the comparator 44 is connected to the variable resistor 45. The variable resistor 45 is for setting the remaining potential difference between the two poles of the capacitor 4 in order to leave a predetermined level of potential difference in the discharging process after the end of X-ray emission. The comparator 44 outputs a high-level signal when the output of the voltage detection circuit 43 and the output from the line of the variable resistor 45 match.
[0012]
Reference numeral 46 denotes a NOR circuit, whose inputs are an X-ray emission signal (which may be either fluoroscopy or radiography) and an output of the comparator 44, and output a high-level signal when the input is at a low level. Reference numeral 42 denotes a relay, and the normally closed contact 42b is inserted in the discharge circuit. Note that the X-ray radiation signal (X-ray ON) is output to both the first rectifier circuit 2 and the inverter circuit 5 and used as a drive start command for them.
[0013]
Next, the operation of the apparatus of this embodiment will be described with reference to FIG. The figure is a time chart of the X-ray emission signal (X-ray ON), the voltage between both electrodes of the capacitor 4, and the actual X-ray emission.
[0014]
X-ray condition, i.e., sets the tube voltage, tube current and X-ray radiation time, the operator inputs from the X-ray imaging switch of the console which is not shown the X-ray radiation instruction to the time t _0. The X-ray emission command is input to the first rectifier circuit 2, the inverter circuit 5, and the NOR circuit 46 as an X-ray ON signal. As a result, the first rectifier circuit 2 and the inverter circuit 5 start operating to apply the tube voltage to the X-ray tube 8, and the NOR circuit 46 to which the X-ray ON signal is input changes the low level signal. Output. Until this low-level signal is input, since the power of the X-ray apparatus is turned on and the NOR circuit 46 outputs a high-level signal, the relay 42 is deenergized. Therefore, the relay contact 42b is closed. are doing. Thus as an initial condition, electrode-to-electrode voltage of the capacitor 4 in this case the time t ₀ has a 0V.
[0015]
First rectifier circuit 2 and the inverter circuit starts operating at time t _0, the NOR circuit 46 outputs a low level signal, the relay 42 is energized, the relay contact 42b is open, the first rectifier circuit The output starts charging the capacitor 4. Charging of the capacitor 4 takes place with a time constant determined by the values of C L and the capacitor 4 of the reactor 3, electric power is supplied to the inverter circuit 5 X-ray radiation is started at time t _1. When X-ray OFF signal is output at time t ₂ to set the X-ray radiation time has elapsed, the first rectifier circuit 2 and the inverter circuit 5 stops operating. At this moment, the charge that has been charged remains between the two poles of the capacitor 4.
[0016]
When the X-ray OFF signal is input to the NOR circuit 46, the output of the NOR circuit 46 becomes low level, and the relay 42 is deactivated. As a result, the relay contact 42b is closed, and the discharge circuit operates. Then, the residual charge of the capacitor 4 is discharged with a time constant determined by C of the capacitor 4 and R of the resistor 41, that is, as shown in FIG.
[0017]
The voltage between both poles of the capacitor 4 is detected by the voltage detection circuit 43 and input to the comparator 44. The signal from the variable resistor 45 is also input to the comparator 44. The variable resistor 45 is set to a predetermined resistance value in advance. The resistance value is set so that the voltage between both electrodes of the capacitor 4 outputs a signal having a value corresponding to a voltage of 20 to 30% of V shown in FIG. Thus, at time t ₃ when the output of the voltage detection circuit 43 becomes the value, the output of the comparator 44 becomes high level.
When this high level signal is input to the NOR circuit 46, the output of the NOR circuit 46 becomes low level and the relay 42 is energized. For this reason, the relay contact 42b is opened, the discharge in the discharge circuit is stopped, and a predetermined potential difference remains between both electrodes of the capacitor 4.
[0018]
Then, when the operator at time _{t 4} again to enter the X-ray ON signal, the output of the NOR circuit 46 remains at a low level, the relay 42 is maintained while energized, also the relay contact 42b open Will remain. The first rectifier circuit 2 and the inverter circuit 5 start operating according to the X-ray ON signal. As a result, a charging current flows from the first rectifier circuit 2 to the capacitor 4.
As the time this second X-ray radiation is shown in FIG. 2, the capacitor 4 is charged faster containing from potential rise from time t _0, X-ray at time t ₅ is radiated. Thereafter, the same operation as after the end of the first X-ray emission is repeated.
[0019]
As described above, the present invention has been described by exemplifying one embodiment. However, in the above-described embodiment, the first X-ray radiation imaging is not faster than in the past, and even after the use of the apparatus is finished. Although there is a problem that residual charges remain in the capacitor, the first problem can be dealt with by starting preliminary X-ray emission or fluoroscopic X-ray diagnosis before imaging, and the second problem is as follows. Since it is conceivable to take any measures such as installing a discharge mechanism after photographing is completed, it is possible for the operator to enjoy the merit of the earlier photographing timing while enjoying the merit of the inverter type apparatus.
[0020]
The present invention can be modified without being limited to the above embodiment. For example, the residual potential difference of the capacitor can be arbitrarily set depending on the tube voltage of the device. Also, the discharge switch need not be a relay that is manually turned on / off other than a relay.
[0021]
【The invention's effect】
ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the time delay of the X-ray emission produced by the charging time to the capacitor which smoothes the voltage input into an inverter circuit can be shortened, and the X-ray imaging closer to real-time imaging can be performed compared with the conventional apparatus. It becomes possible.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an X-ray high voltage device according to one embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a time chart showing X-ray emission and charging and discharging of a capacitor in the apparatus shown in FIG.
[Explanation of symbols]
4 Capacitor 41 Resistance 42 Relay 42b Relay contact 43 Voltage detection circuit 44 Comparator 45 Variable resistance 46 NOR circuit

Claims

A rectifier circuit for converting an AC voltage input from a commercial power supply into a DC voltage; a smoothing circuit including a capacitor for smoothing an output voltage of the rectifier circuit; an inverter circuit for converting an output of the smoothing circuit to a high-frequency AC; The output of the circuit is boosted and rectified to apply to an X-ray tube to emit X-rays, and a switching element is provided between the positive and negative electrodes of the capacitor, and the switching element is closed each time X-ray emission ends. An X-ray high-voltage device comprising: a discharge control circuit that discharges residual charge of the capacitor; a voltage detection circuit that detects a voltage between the positive and negative electrodes of the capacitor; A no-load capacitor voltage setting circuit for setting a voltage level to be left as it is applied to the capacitor; X-ray high voltage apparatus, characterized in that a comparison circuit for outputting an open circuit signal of the switching element to the discharge control circuit when the output of the setting circuit is matched.