JP5604965B2 - Radioscopic imaging equipment - Google Patents
Radioscopic imaging equipment Download PDFInfo
- Publication number
- JP5604965B2 JP5604965B2 JP2010108297A JP2010108297A JP5604965B2 JP 5604965 B2 JP5604965 B2 JP 5604965B2 JP 2010108297 A JP2010108297 A JP 2010108297A JP 2010108297 A JP2010108297 A JP 2010108297A JP 5604965 B2 JP5604965 B2 JP 5604965B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- current
- pulse
- tube
- electrodes
- tube current
- 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
Links
Images
Description
本発明は、被検体に放射線を照射することで画像を取得する放射線透視・撮影装置に係り、特にパルス状の放射線ビームを被検体に照射して透視・撮影を行う放射線透視・撮影装置に関する。 The present invention relates to a radiographic / imaging apparatus that acquires an image by irradiating a subject with radiation, and more particularly to a radiographic / imaging apparatus that irradiates a subject with a pulsed radiation beam to perform fluoroscopy / imaging.
医療機関には、Ｘ線で被検体Ｍの画像を透視・撮影するＸ線透視・撮影装置が備えられている。この様なＸ線透視・撮影装置５１は、図８に示すように被検体Ｍを載置する天板５２と、Ｘ線を照射するＸ線管球５３と、Ｘ線を検出するＸ線検出器５４とを備えている。
A medical institution is equipped with an X-ray fluoroscopy / imaging device for fluoroscopically / imaging an image of the subject M with X-rays. As shown in FIG. 8, the X-ray fluoroscopic /
Ｘ線管球５３には、電子を放出する陰極と陽極を有している。両極に管電圧を印可した場合、陰極から放出された電子が加速しながら陽極に向かう。この電子が陽極に衝突すると、Ｘ線が発生する。
The
Ｘ線透視・撮影装置の透視・撮影方式には、連続Ｘ線照射によるものと、パルスＸ線照射によるものの二つがある。連続Ｘ線照射は、Ｘ線管球５３から一定の強さのＸ線を照射しながら透視・撮影を行う方式である。この方式において、Ｘ線管球５３は、Ｘ線管球５３の両極に一定の電流が流れるように制御される。すると、Ｘ線管球５３から常に一定の強さのＸ線が照射されるのである。
There are two types of fluoroscopy / imaging methods of X-ray fluoroscopy / imaging devices: continuous X-ray irradiation and pulse X-ray irradiation. Continuous X-ray irradiation is a method of performing fluoroscopy and imaging while irradiating X-rays with a certain intensity from the
もう一つの透視・撮影方式であるパルスＸ線照射による方式は、Ｘ線管球５３からパルス状のＸ線ビームを間欠的に照射させながら透視・撮影を行う方式である。この方式において、Ｘ線管球５３の陰極と陽極との間に電圧を間欠的に印可することにより、電子と陽極の衝突を制御するようになっている。この時、陰極と陽極との間に流れる電流を管電流という（特許文献１参照）。
Another method of fluoroscopy / imaging, which is based on pulsed X-ray irradiation, is a method of performing fluoroscopy / imaging while intermittently irradiating a pulsed X-ray beam from the
ところで、Ｘ線管球５３に所定の管電流を流すように制御したとしても、両極にその所定の管電流が流れているとは限らない。Ｘ線管球５３の諸特性が経年劣化により変化したり、製造時にＸ線管球５３の諸特性にバラツキが生じたりするからである。そこで、従来構成のＸ線透視・撮影装置５１は、Ｘ線管球５３の管電流をフィードバック制御するようにしている。すなわち、Ｘ線透視・撮影装置５１は、両極間に流れる管電流を測定する電流計を備え、電流計の実測値と両極間に流れるべき管電流の設定値とを比較し、実測値が設定値よりも小さければ、Ｘ線管球５３は、両極間に流れる管電流を増加させるように制御され、実測値が設定値よりも大きければ、Ｘ線管球５３は、両極間に流れる管電流を減少させるように制御される構成となっている。
By the way, even if control is performed so that a predetermined tube current flows through the
この様な従来のフィードバック制御は、特に連続Ｘ線照射時に有効に機能する。連続Ｘ線照射中は管電流が急激に変化しないので、これを増減するように調整することはさほど難しいことでないのである。 Such conventional feedback control functions effectively particularly during continuous X-ray irradiation. Since the tube current does not change rapidly during continuous X-ray irradiation, it is not difficult to adjust the tube current to increase or decrease.
しかしながら、従来の構成によれば次のような問題点がある。
すなわち、従来のＸ線透視・撮影装置５１によれば、パルスＸ線照射を行う場合に、両極間に流れる管電流を正確にフィードバック制御することができないという問題がある。パルス状にＸ線ビームを照射しようとすると、図９に示すように、Ｘ線管球５３の両極に管電流が流れている期間と流れていない期間とが交互に表れることになる。具体的には、両極に管電流が流れていない状態から、まず、両極に管電流を流し始める必要がある。そして、一定時間の後、両極に管電流が流れている状態から、両極間に流れている管電流を止める必要がある。
However, the conventional configuration has the following problems.
That is, according to the conventional X-ray fluoroscopy /
すると図９に示すように、両極に電流が流れている期間中（パルス発生中）の電流は、一定とはならない。電流の流し始めから、両極間に流れる電流が安定するまで一定の時間を要するにもかかわらず、安定するのを待たずに電流が遮断されるからである。Ｘ線ビームをパルス状に発生させようとすれば、両極に電流が流れている期間を相当短くするしかなく、パルス発生中に両極間に流れる電流を一定とすることはできない。 Then, as shown in FIG. 9, the current during the period in which current flows in both poles (during pulse generation) is not constant. This is because the current is interrupted without waiting for stabilization even though a certain time is required until the current flowing between the two electrodes becomes stable after the current starts to flow. If an X-ray beam is to be generated in a pulsed manner, the period during which current flows through both poles must be considerably shortened, and the current flowing between both poles during pulse generation cannot be made constant.
このようなパルス状のＸ線ビームが間欠的に照射される方式で両極間に流れる電流をフィードバック制御しようとしても、パルス発生中に両極間に流れる電流は一定となっていないので、両極間に流れる電流（管電流）と設定値とを比較するのが困難である。たとえば、パルス発生中に管電流が設定値よりも少なく、管電流を多くするような制御が必要であったとする。このときの電流計が出力する測定値は、この不足を示すような低い値をとるとは限らない。経時的に変動する管電流が一時的に高い状態となっているタイミングで電流の測定が行われた可能性があるからである。 Even if an attempt is made to feedback control the current flowing between the two electrodes in such a manner that the pulsed X-ray beam is intermittently irradiated, the current flowing between the two electrodes during the generation of the pulse is not constant. It is difficult to compare a flowing current (tube current) with a set value. For example, it is assumed that the control is required to increase the tube current because the tube current is less than the set value during pulse generation. The measurement value output by the ammeter at this time does not always take a low value indicating this shortage. This is because the current may have been measured at the timing when the tube current that varies with time is temporarily high.
また、逆にパルス発生中に管電流が設定値よりも多かったとしても、電流計が出力する測定値は、この過剰を示すような高い値をとるとは限らない。経時的に変動する管電流が一時的に低い状態となっているタイミングで電流の測定が行われた可能性があるからである。 Conversely, even if the tube current is larger than the set value during pulse generation, the measured value output by the ammeter does not always take a high value indicating this excess. This is because the current may have been measured at a timing when the tube current that varies with time is temporarily low.
この様に、電流計の測定値が管電流の過不足を正確に表したものとなっていないので、例えば、管電流が少ないのに、電流を増加させる制御がされず、管電流が多いのに、これを減少させる制御がされない事態が生じるのである。同様に、管電流が少ないのに、これを増加させる制御がされない事態も生じる可能性もある。つまり、従来構成によれば、設定通りの管電流で被検体の撮影を行うことができるとは限らないので、被検体のＸ線被曝が予想外に増加してしまう可能性がある。 In this way, the measured value of the ammeter does not accurately represent the excess or deficiency of the tube current. For example, the tube current is small, but the control to increase the current is not performed, and the tube current is large. In addition, there is a situation where the control for reducing this is not performed. Similarly, there is a possibility that the tube current is small but the control for increasing the tube current is not performed. That is, according to the conventional configuration, it is not always possible to perform imaging of the subject with the tube current as set, so there is a possibility that the X-ray exposure of the subject will increase unexpectedly.
本発明は、この様な事情に鑑みてなされたものであって、その目的は、パルス状の放射線ビームを間欠的に照射する放射線透視・撮影装置において、放射線源の陰極と陽極とに流れる電流を正確にフィードバック制御することができる放射線透視・撮影装置を提供することにある。 The present invention has been made in view of such circumstances, and an object of the present invention is to provide a current flowing between a cathode and an anode of a radiation source in a radiographic / imaging apparatus that irradiates a pulsed radiation beam intermittently. An object of the present invention is to provide a radioscopic / imaging apparatus capable of accurately feedback-controlling.
本発明は上述の課題を解決するために次のような構成をとる。
すなわち、本発明に係る放射線透視・撮影装置は、パルス状の放射線を間欠的に照射することで透視・撮影を行う放射線透視・撮影装置において、電子を放出する陰極と、放出された電子が衝突することで放射線を発生させる陽極と、両極間に流れる電流を制御する電流制御手段と、両極の間の電圧を制御することで陽極から放射線を間欠的に発生させる電圧制御手段と、両極間に流れる電流を検出して実測値を出力する電流検出手段と、両極間に流れる電流の設定値を記憶する設定値記憶手段と、パルス発生の間に両極に流れた電流の実測値を積分して算出した電流時間積をパルスから次のパルスまでの時間で除すことにより各パルスごとの両極間に流れる電流の平均値を示す近似値を取得する近似値取得手段とを備え、電流制御手段は、近似値と設定値とを比較することにより、両極間に流れる電流をフィードバック制御することを特徴とするものである。
The present invention has the following configuration in order to solve the above-described problems.
That is, the radioscopy / imaging device according to the present invention is a radioscopy / imaging device that performs fluoroscopy / imaging by intermittently irradiating pulsed radiation, and the emitted electron collides with the emitted electron. An anode for generating radiation, current control means for controlling the current flowing between the two poles, voltage control means for intermittently generating radiation from the anode by controlling the voltage between the two poles, and between the two poles Integrates the current detection means that detects the flowing current and outputs the measured value, the set value storage means that stores the set value of the current that flows between the two poles, and the measured value of the current that flows to both poles during pulse generation An approximate value acquisition means for acquiring an approximate value indicating an average value of the current flowing between the two poles for each pulse by dividing the calculated current-time product by the time from the pulse to the next pulse, and the current control means , By comparing the with Nitinol set value, is characterized in that the feedback control of the current flowing between the electrodes.
［作用・効果］本発明によれば、陽極と陰極の間の電圧を制御することで陽極から放射線を間欠的に発生させる電圧制御手段を備え、放射線を間欠的に発生させる構成となっている。両極に間欠的に電流を流すようにすると、電流が流れている間の電流の量が一定とならないので、両極間に流れる電流をフィードバック制御することは難しい。そこで本発明によれば、パルス発生の間に両極に流れた電流を示す近似値と設定値とを比較することにより、両極間に流れる電流をフィードバック制御するようになっている。パルス発生の間に両極に流れた電流の量を上述の近似値で表すようにすれば、両極間に流れる電流を正確に表した値を利用して両極間に流れる電流の過不足を判定することができるので、両極間に流れる電流を正確にフィードバック制御することが可能となる。これにより、設定通りの被検体の透視・撮影を行うことができるので、被検体の放射線被曝が極力抑制された放射線透視・撮影装置が提供できる。
上述のように電流時間積を算出して近似値を取得するようにすれば、放射線を間欠的に発生させている全期間についての電流を踏まえて近似値が取得されることになる。従って、近似値は、より放射線間欠照射中の両極間に流れる電流を正確に表したものとなる。
また、近似値は、電流時間積をパルスから次のパルスまでの時間で除した値となっている。これにより、近似値は、各パルスごとの平均の電流を意味することになる。また、この近似値と比較される設定値を各パルスごとの両極間に流れる電流の平均値を示すものとすれば、近似値と設定値とを比較して、近似値を設定値に近づけるように電流を制御するだけで両極間に流れる電流は、確実に設定値に近づくことになる。
[Operation / Effect] According to the present invention, voltage control means for intermittently generating radiation from the anode by controlling the voltage between the anode and the cathode is provided, and radiation is generated intermittently. . If current is passed intermittently through both poles, the amount of current during the current flow is not constant, so it is difficult to feedback control the current flowing between the two poles. Therefore, according to the present invention, the current flowing between the two electrodes is feedback-controlled by comparing the set value with the approximate value indicating the current flowing through the two electrodes during the pulse generation. If the amount of current flowing in both poles during the pulse generation is expressed by the above approximate value, it is determined whether the current flowing between the two poles is excessive or insufficient by using the value that accurately represents the current flowing between the two poles. Therefore, the current flowing between the two electrodes can be accurately feedback controlled. Thus, the subject can be seen and imaged as set, and a radiation fluoroscopy and imaging device in which radiation exposure of the subject is suppressed as much as possible can be provided.
If the current-time product is calculated and the approximate value is acquired as described above, the approximate value is acquired based on the current for all periods in which radiation is intermittently generated. Therefore, the approximate value more accurately represents the current flowing between the two electrodes during intermittent radiation irradiation.
The approximate value is a value obtained by dividing the current-time product by the time from one pulse to the next pulse. Thus, the approximate value means an average current for each pulse. Further, if the set value to be compared with the approximate value indicates an average value of the current flowing between the two poles for each pulse, the approximate value is compared with the set value by comparing the approximate value with the set value. By simply controlling the current, the current flowing between the two poles will surely approach the set value.
また、上述の放射線透視・撮影装置において、電流制御手段が比較に用いる近似値は、１回分のパルスが照射された間に両極に流れた電流を示していればより望ましい。 Further, in the above-described radiographic / imaging apparatus, it is more desirable that the approximate value used for comparison by the current control means indicates the current that has flowed in both poles while one pulse is irradiated.
［作用・効果］上述のようにすれば、両極間に流れる電流を更に正確にフィードバック制御することができるようになる。つまり、放射線が発生される度に近似値と設定値との比較が行われるので、両極間に流れる電流のより迅速なフィードバック制御が可能となる。 [Operation / Effect] With the above configuration, the current flowing between the two poles can be feedback-controlled more accurately. That is, since the approximate value and the set value are compared each time radiation is generated, more rapid feedback control of the current flowing between the two poles is possible.
また、上述の放射線透視・撮影装置において、陰極を加熱する陰極加熱手段を更に備え、電流制御手段は、陰極加熱手段を制御することにより両極間に流れる電流を制御すればより望ましい。 Moreover, the above-described radiographic / imaging apparatus further includes a cathode heating unit for heating the cathode, and it is more desirable that the current control unit controls the current flowing between the two electrodes by controlling the cathode heating unit.
［作用・効果］上述の構成は、両極間に流れる電流の制御の方式を具体的に示したものとなっている。陰極が加熱されると陰極から電子が放出しやすくなる。そこで、陰極の加熱の程度によって両極間に流れる電流を制御すれば、より確実に電流を制御することができる。 [Operation / Effect] The above configuration specifically shows a method of controlling the current flowing between the two electrodes. When the cathode is heated, electrons are easily emitted from the cathode. Therefore, if the current flowing between the two electrodes is controlled according to the degree of heating of the cathode, the current can be controlled more reliably.
また、上述の放射線透視・撮影装置において、放射線を検出する放射線検出手段と、放射線検出手段から出力された検出信号を基に画像を生成する画像生成手段とを備えればより望ましい。 Further, it is more desirable that the above-described radiographic / imaging apparatus includes a radiation detection unit that detects radiation and an image generation unit that generates an image based on a detection signal output from the radiation detection unit.
［作用・効果］上述の構成は、放射線透視・撮影装置の全体構成を示したものとなっている。両極間に流れる電流が正確に制御された放射線透視・撮影装置によれば、被検体の被曝量を確実に抑制することができる。 [Operation / Effect] The above-described configuration shows the overall configuration of the radioscopy / imaging apparatus. According to the radiographic / imaging apparatus in which the current flowing between the two electrodes is accurately controlled, the exposure dose of the subject can be reliably suppressed.
次に、本発明に係る放射線透視・撮影装置について図面を参照しながら説明する。なお、実施例におけるＸ線は、本発明の放射線に相当し、ＦＰＤは、フラットパネル・ディテクタの略である。 Next, a radiographic / imaging apparatus according to the present invention will be described with reference to the drawings. In addition, the X-ray in an Example is corresponded to the radiation of this invention, and FPD is the abbreviation for a flat panel detector.
＜Ｘ線照射に関する各部の説明＞
図１は、実施例１に係るＸ線照射に関係する各部を説明する機能ブロック図である。実施例１に係るＸ線透視・撮影装置１は、Ｘ線を照射するＸ線管３と、Ｘ線管３に電流を供給する目的で設けられた各部１０，１１，１２，１３，１４と、Ｘ線管３を制御する目的で設けられた各部１５，１６，１７，１８，１９，２０，２５とを備えている。
<Description of each part regarding X-ray irradiation>
FIG. 1 is a functional block diagram for explaining each part related to X-ray irradiation according to the first embodiment. The X-ray fluoroscopic /
Ｘ線管３は、電子Ｅを放出するコイル状のフィラメント３ａと、放出された電子Ｅが衝突することでＸ線を発生させる回転陽極３ｂとを備えている。フィラメント３ａと回転陽極３ｂとを合わせて両極３ａ，３ｂと呼ぶことにする。両極３ａ，３ｂは、真空となっている管球３ｃの中空に設けられている。フィラメント３ａから放出された電子Ｅは、回転陽極３ｂに引き寄せられて、回転陽極３ｂに衝突する。この時に回転陽極３ｂからＸ線Ｂが照射されるのである。支軸３ｄは、回転陽極３ｂを支持する目的で設けられており、リング状のベアリング３ｅは、支軸３ｄを囲むように設けられている。フィラメント３ａは、本発明の陰極に相当し、回転陽極３ｂは、本発明の陽極に相当する。
The X-ray tube 3 includes a coiled
フィラメント用トランス１１は、フィラメント３ａに電流を導通させる目的で設けられている。このフィラメント用トランス１１に導通される電流により、フィラメント３ａが加熱される。このフィラメント３ａが加熱すればするほどフィラメント３ａから電子Ｅが飛び出しやすくなる。そして、フィラメント加熱用インバータ１２は、フィラメント用トランス１１に電圧を印可する目的で設けられている。加熱電流制御部２０は、フィラメント加熱用インバータ１２を制御する制御部であり、フィラメント加熱用インバータ１２を通じて、フィラメント３ａに流れるフィラメント加熱用の電流（加熱電流）を増減させることができる。こうして、加熱電流制御部２０は、フィラメント加熱用インバータ１２を通じて、フィラメント３ａに流れる加熱用電流を調整できるようになっている。フィラメント加熱用インバータ１２は、電源部１０から電力を得ている。フィラメント加熱用インバータ１２は、本発明の陰極加熱手段に相当する。
The
電圧印可用トランス１３は、フィラメント３ａと回転陽極３ｂとの間に所定の電圧を印可する目的で設けられている。電圧印可用トランス１３の入力側には、高電圧発生用インバータ１４が設けられており、電圧印可用トランス１３に所定の電圧を入力する。電圧印可用トランス１３の出力側には、フィラメント３ａと回転陽極３ｂとが設けられており、高電圧発生用インバータ１４が印可する電圧に応じてフィラメント３ａと回転陽極３ｂとの間の電圧が変化するようになっている。管電圧制御部１５は、高電圧発生用インバータ１４が出力する電圧を調整する目的で設けられている。高電圧発生用インバータ１４は、電源部１０から電力を得ている。
The
管電流検出部１６は、回転陽極３ｂからフィラメント３ａに向けて流れる電流を検出する電流計の役目をしている。管電流検出部１６は、連続的に電流を実測し、逐次、管電流の実測値ａを管電流積分部１７，およびモード切替部１８に出力している。管電流積分部１７は、管電流の実測値ａを時間で積分し、管電流時間積Ｇを算出しこれを基にパルス平均電流ｂを算出する。そして、管電流の実測値ａとパルス平均電流ｂとのうちのいずれかが管電流制御部１９に送出される。管電流制御部１９は、送出されたいずれかの値ａ，ｂを基に、回転陽極３ｂからフィラメント３ａに向けて流れる電流が設定値通りとなっているかを判断し、実際の管電流と管電流の設定値ｓとがズレている場合は、実際の管電流が管電流の設定値ｓに近づくように加熱電流制御部２０を制御する。管電流制御部１９は、本発明の電流制御手段に相当し、管電流検出部１６は、本発明の電流検出手段に相当する。また、管電流積分部１７は、本発明の近似値取得手段に相当し、パルス平均電流ｂは、本発明の近似値に相当する。
The tube
照射制御部２５は、管電圧制御部１５に管電圧をどのようなタイミングで印可するかを示す信号を送出する目的で設けられている。この信号は管電流積分部１７にも送出されている。管電流積分部１７は、パルス開始から次のパルス開始までの時間を示すパラメータ（パルス間隔の設定値）を基に、管電流の実測値ａの時間積分を行う範囲を決定して積分値を算出する。
The
図２は、回転陽極３ｂについて説明する模式図である。Ｘ線透視・撮影装置１は、支軸３ｄをその軸周りに回転させることにより回転陽極３ｂを回転させる陽極回転機構２７が設けられている。陽極回転制御部２８は、陽極回転機構２７を制御するものである。Ｘ線の照射中、回転陽極３ｂは、陽極回転制御部２８により回転されるので、フィラメント３ａから放出した電子Ｅは、回転中の回転陽極３ｂに衝突することになる。この様にすれば、回転陽極３ｂにおいて電子が衝突する部分が変更されながらＸ線の照射が行われるので、回転陽極３ｂが、電子が衝突した熱によって破損することが防止される。
FIG. 2 is a schematic diagram illustrating the
＜Ｘ線透視・撮影装置の全体構成＞
図３は、実施例１に係るＸ線透視・撮影装置１の全体構成を示す機能ブロック図である。図３に示すように、実施例１に係るＸ線透視・撮影装置１は、被検体Ｍを載置する天板２と、天板２の下部に設けられたイメージセンサを備えるＦＰＤ４と、天板２の上部に設けられたコーン状のＸ線ビームをＦＰＤ４に向けて照射するＸ線管３と、Ｘ線管３の管電圧を制御するＸ線管制御部６と、ＦＰＤ４から出力される信号から透視画像を生成する画像生成部３１と、透視画像を表示する表示部３２と、術者の指示を入力させる操作卓３３を備えている。Ｘ線管制御部６は、上述の各部１６，１７，１８，１９，２０，２５を１つにして表現したものである。ＦＰＤ４は、本発明の放射線検出手段に相当し、画像生成部３１は、本発明の画像生成手段に相当する。
<Overall configuration of X-ray fluoroscopy / imaging device>
FIG. 3 is a functional block diagram illustrating the overall configuration of the X-ray fluoroscopic /
また、Ｘ線透視・撮影装置１は、各制御部を統括的に制御する主制御部４１をも備えている。この主制御部４１は、ＣＰＵによって構成され、各種のプログラムを実行することにより各制御部、ならびに画像生成部３１を実現している。また、Ｘ線透視・撮影装置１は、装置の制御に関する各パラメータの一切を記憶する記憶部３４を備えている。この記憶部３４は、例えばＸ線管３の管電流のフィードバック制御に関する管電流の設定値ｓを記憶する。記憶部３４は、本発明の設定値記憶手段に相当し、管電流の設定値ｓは、本発明の設定値に相当する。
The X-ray fluoroscopic /
＜Ｘ線透視・撮影装置の動作＞
次に、Ｘ線透視・撮影装置１の動作について説明する。図４は、実施例１に係るＸ線透視・撮影装置１の動作について説明するフローチャートである。Ｘ線透視・撮影装置１で被検体Ｍの画像を取得するには、まず、被検体Ｍが天板２に載置され（被検体載置ステップＳ１），Ｘ線照射のモードが選択される（モード選択ステップＳ２）。そして、Ｘ線透視・撮影の開始の指示がなされ（Ｘ線照射開始ステップＳ３），パルス平均電流ｂが算出される（パルス平均電流算出ステップＳ４）。続いて、パルス平均電流ｂと管電流の設定値ｓとの比較が行われ（比較ステップＳ５），管電流がフィードバック制御される（管電流調節ステップＳ６）。以降、これらの各ステップについて順を追って説明する。
<Operation of X-ray fluoroscopy / imaging device>
Next, the operation of the X-ray fluoroscopic /
＜被検体載置ステップＳ１，モード選択ステップＳ２＞
まず、被検体Ｍが天板２に載置される。そして、術者は、操作卓３３を通じて、Ｘ線照射のモードを選択する。術者は、Ｘ線管３から一定の強さのＸ線を照射しながら透視・撮影を行う連続Ｘ線照射と、Ｘ線管３からパルス状の放射線ビームを照射しながら透視・撮影を行うパルスＸ線照射のいずれかのモードを選択する。また、術者は、モード選択と同時に、Ｘ線透視・撮影を行う際のＸ線管３の管電流、管電圧、パルス幅、パルス間隔等のＸ線管制御に関する各種パラメータを設定できるようになっている。
<Subject placement step S1, mode selection step S2>
First, the subject M is placed on the top 2. Then, the operator selects an X-ray irradiation mode through the
また、術者が、操作卓３３を通じて透視・撮影目的等を指定すると、Ｘ線透視・撮影装置１は、管電圧、管電流、パルス幅、パルス間隔等のプリセットデータを記憶部３４から読み出すこともできる。このようにして、術者の操作により決定された管電流、管電圧、パルス幅、パルス間隔等の値は、記憶部３４に保持される。この時記憶部３４に保持される管電流値を特に管電流の設定値ｓと呼ぶことにする。
When the operator designates fluoroscopy / imaging purpose, etc. through the
モード選択ステップＳ２において、術者がパルス状の放射線ビームを照射するパルスＸ線照射を選択したものとして、以降の説明を行う。 In the mode selection step S2, the following description will be given assuming that the operator has selected pulsed X-ray irradiation for irradiating a pulsed radiation beam.
＜Ｘ線照射開始ステップＳ３＞
術者が操作卓３３を通じて、Ｘ線透視・撮影の開始を指示すると、主制御部４１は、記憶部３４に記憶されている管電流の設定値ｓ，管電圧の設定値を読み出して、管電流制御部１９に送出する。管電流制御部１９は、管電流の設定値ｓ，管電圧の設定値を基に、記憶部３４に記憶されている管電流、管電圧、加熱用電流とが関連した関連テーブルＴを参照して、加熱電流制御部２０を制御するにふさわしい加熱電流を読み出す。
<X-ray irradiation start step S3>
When the operator instructs the start of X-ray fluoroscopy / imaging through the
図５は、関連テーブルＴを具体的に説明する模式図である。関連テーブルＴは、図５に示すように、管電圧が１００ｋＶ値であるとき、加熱電流をＡ０（Ａ）とすれば、管電流が１００ｍＡとなることを示す表となっている。管電流制御部１９は、この関連テーブルＴと設定された管電圧、管電流とを基に、加熱電流を取得する。なお、図５においては、管電圧が１００ｋＶとなっている関連テーブルＴのみを示すものとなっている。記憶部３４は、設定が可能な管電圧ごとに図５に示さない別の関連テーブルを有している。例えば、管電圧が１１０ｋＶに設定されたとすると、管電流制御部１９は、１１０ｋＶの管電圧、管電流、および加熱電流が関連した関連テーブルＴを使用して、ふさわしい加熱電流を読み出すのである。
FIG. 5 is a schematic diagram for specifically explaining the association table T. As shown in FIG. 5, when the tube voltage is 100 kV, the related table T is a table indicating that the tube current becomes 100 mA when the heating current is A 0 (A). The tube
加熱電流制御部２０は、管電流制御部１９が指定した加熱電流がフィラメント３ａに流れるようにフィラメント加熱用インバータ１２を制御する。この時点で、フィラメント３ａが加熱され、フィラメント３ａから電子が放出しやすくなる。なお、この加熱電流は、フィラメント３ａを通過するのであり、両極３ａ，３ｂ間に流れる管電流とは別のものである。
The heating
照射制御部２５は、間欠的に管電圧制御部１５に制御信号を送出し、０ｋＶとなっている両極３ａ，３ｂ間の電圧を一時的に術者に指定された管電圧（例えば１００ｋＶ）となるように制御する。すると、電圧が１００ｋＶとなっている期間だけ両極３ａ，３ｂに電流が流れ、Ｘ線パルスが発生する。具体的なＸ線パルスが発生している時間やＸ線パルスの発生開始と、次のＸ線パルスの発生開始までの時間は、前ステップで術者が決定することもできるし、記憶部３４に記憶されているプリセットデータを使用することもできる。このように管電圧制御部１５は、両極３ａ，３ｂの間の電圧を制御することで回転陽極３ｂからＸ線を間欠的に発生させるようになっている。管電圧制御部１５は、本発明の電圧制御手段に相当する。
The
図６は、管電圧制御部１５の間欠的な電圧制御によりパルスが発生している様子を示している。管電流検出部１６は、パルスが発生している期間に両極３ａ，３ｂ間に相当量の電流が流れたことを検出し、パルスが発生していない期間には、両極３ａ，３ｂの間に流れる電流は０である。しかも、図６のパルスの１つに注目すると、パルスが始まって、終了するまでに、管電流検出部１６が検出する管電流の実測値ａが細かく変動していることに気づく。すなわち、パルス発生中における管電流の実測値ａの変化は、図６に示すようにノコギリ状の波形として表すことができる。両極３ａ，３ｂの間に管電圧を印可している時間があまりにも短く、Ｘ線の照射が管電流が安定するのを待たずに終了してしまっているので、この様な管電流の実測値ａの変動が観察されるのである。管電圧制御部１５が発生させているそれぞれのパルスの経時的な幅をパルス幅ＴＰとし、パルス発生の経時的起点（例えば、図６の時点ｔ０）から、次のパルス発生の経時的起点（例えば、図６の時点ｔ１）までの期間をパルス間隔ＴＲとする。透視・撮影中において、このパルス幅ＴＰ，パルス間隔ＴＲは同じ値をとる。
FIG. 6 shows a state in which pulses are generated by the intermittent voltage control of the tube
＜パルス平均電流算出ステップＳ４＞
管電流検出部１６は、管電流の実測値ａを管電流積分部１７に送出する。管電流積分部１７は、管電流の実測値ａを時間で積分して、管電流時間積Ｇを、パルスごとに求める。従って、管電流時間積Ｇは、１回分のパルスが照射された間に両極３ａ，３ｂに流れた総電流を示している。この管電流時間積Ｇの算出方法について説明する。まず、管電流の実測値を時間によって変化する変数であるものとしてａ（ｔ）として表し、そして、図５における時点ｔ０から時点ｔ１までに発生している１つのパルスについての管電流時間積をＧ０とすると、管電流時間積Ｇ０は次のように表せる。管電流時間積Ｇは、本発明の電流時間積に相当する。
<Pulse average current calculation step S4>
The tube
パルスが発生していない期間の管電流時間積は０であることに注目すると、管電流時間積Ｇ０は、式１とは別に次のように表せる。
When attention is paid to the fact that the tube current time product during the period in which no pulse is generated is 0, the tube current time product G0 can be expressed as follows separately from the
管電流積分部１７は、上術の式２より管電流の実測値ａを時間で積分して管電流時間積Ｇ０を求めて、これを時点ｔ０から時点ｔ１間での時間（パルス間隔ＴＲ）で除算する。この時得られた値がパルス平均電流ｂ０である。これがパルス発生の起点（例えば、図６の時点ｔ０）から、次のパルス発生の起点（例えば、図６の時点ｔ１）までの期間（パルス間隔ＴＲ）の間で流れた管電流の平均値となっている。パルス平均電流ｂの算出は、パルスが発生する度に行われる。つまり、パルス平均電流がパルスと１対１対応で次々と求められていくことになる。従って、パルス平均電流ｂは、１回分のパルスが照射された間に両極３ａ，３ｂに流れた電流の平均値を示している。
The tube current integrating unit 17 integrates the measured value a of the tube current with time from the above equation 2 to obtain a tube current time product G0, and calculates the time between the time point t0 and the time point t1 (pulse interval TR). Divide by. The value obtained at this time is the pulse average current b0. This is the average value of the tube current flowing during the period (pulse interval TR) from the starting point of pulse generation (for example, time t0 in FIG. 6) to the starting point of the next pulse generation (for example, time t1 in FIG. 6). It has become. The calculation of the pulse average current b is performed every time a pulse is generated. That is, the pulse average current is obtained one after another in a one-to-one correspondence with the pulse. Accordingly, the pulse average current b indicates the average value of the currents that have flowed through the two
図７は、管電流の実測値ａの経時変化とパルス平均電流ｂとの関係を示す模式図である。経時的に隣接するパルス発生の起点をそれぞれ時点ｔ０，時点ｔ１，時点ｔ２，時点ｔ３とすると、例えば、パルス平均電流ｂ−１は、時点ｔ０から時点ｔ１までの期間に発生したパルスｐ０についての管電流の平均を示し、パルス平均電流ｂ０は、時点ｔ１から時点ｔ２までの期間に発生したパルスｐ１についての管電流の平均を示している。そして、パルス平均電流ｂ１は、時点ｔ２から時点ｔ３までの期間に発生したパルスｐ２についての管電流の平均を示している。つまり、パルス平均電流ｂは、パルスから次のパルスまでの間に両極３ａ，３ｂに流れる管電流のパルスごとの平均値を示している。
FIG. 7 is a schematic diagram showing the relationship between the change over time in the measured value a of the tube current and the pulse average current b. Assuming that the starting points of the adjacent pulse generations with time are time t0, time t1, time t2, and time t3, for example, the pulse average current b-1 is for the pulse p0 generated in the period from time t0 to time t1. The average of the tube current is shown, and the pulse average current b0 shows the average of the tube current for the pulse p1 generated in the period from the time point t1 to the time point t2. The pulse average current b1 indicates the average of the tube current for the pulse p2 generated during the period from the time point t2 to the time point t3. In other words, the pulse average current b indicates the average value of the tube current flowing through the both
このパルス平均電流ｂは、パルスＸ線照射モードにおいて大きく変動する管電流を１パルスごとに管電流の変動がない連続Ｘ線照射モードの管電流に換算した値となっている。パルスＸ線照射モードにおいては、図６で示すように管電流が大きく変動する。実施例１のようにパルス平均電流ｂを求めるようにすれば、パルス平均電流ｂは、１パルスごとに同じ値をとるので、パルス平均電流ｂを逐次算出することで、両極３ａ，３ｂ間に流れた管電流の正確な量をパルスごとに知ることができる。管電流積分部１７は、パルス平均電流ｂをモード切替部１８に送出する。
The pulse average current b is a value obtained by converting a tube current that varies greatly in the pulse X-ray irradiation mode into a tube current in the continuous X-ray irradiation mode in which there is no tube current variation for each pulse. In the pulse X-ray irradiation mode, the tube current varies greatly as shown in FIG. If the pulse average current b is obtained as in the first embodiment, the pulse average current b takes the same value for each pulse. Therefore, by sequentially calculating the pulse average current b, between the two
モード切替部１８にはパルス平均電流ｂのみならず、管電流検出部１６から管電流の実測値ａも送出されている。術者が選択したモードが連続Ｘ線照射である場合は、管電流の実測値ａを管電流制御部１９に送出し、術者が選択したモードがパルスＸ線照射である場合は、パルス平均電流ｂを管電流制御部１９に送出する。これにより管電流制御部１９は、管電流の実測値ａまたはパルス平均電流ｂの経時的な変動を知ることができる。なお、この動作説明においては、Ｘ線照射モードとしてパルスＸ線照射が選択されているので、モード切替部１８は、パルス平均電流ｂを管電流制御部１９に送出することになる。このように、モード切替部１８は、術者が選択したＸ線照射のモードによってＸ線管３の管電流のフィードバック制御の様式を切り替える目的で設けられている。
Not only the pulse average current b but also the measured value a of the tube current is sent from the tube
＜比較ステップＳ５，管電流調節ステップＳ６＞
管電流制御部１９は、モード切替部１８から送出された値と記憶部３４に記憶されている管電流の設定値ｓとを比較して、パルス平均電流ｂが管電流の設定値ｓよりも大きい場合、フィラメント３ａに流れる加熱電流を減少させるようにフィラメント加熱用インバータ１２を制御する。また、パルス平均電流ｂが管電流の設定値ｓよりも小さい場合、フィラメント３ａに流れる加熱電流を増加させるようにフィラメント加熱用インバータ１２を制御する。この様にして、管電流制御部１９は、フィラメント加熱用インバータ１２を通じて両極３ａ，３ｂ間に流れる管電流を制御する。
<Comparison step S5, tube current adjustment step S6>
The tube
管電流の設定値ｓは、パルス照射時における管電流の平均値を表している。より具体的には、パルス発生の起点から、次のパルス発生の起点までの期間における管電流の平均値の設定値を示している。つまり、管電流の設定値ｓは図６におけるパルス間隔ＴＲの期間についての管電流の平均値を言うのであり、パルス照射中の期間（パルス幅ＴＰ）のみについての管電流の平均値を言うのではない。一方、パルス平均電流ｂも同じく図６におけるパルス間隔ＴＲの期間についての管電流の平均値である。従って、管電流制御部１９がパルス平均電流ｂが管電流の設定値ｓと等しくなるように加熱電流を制御すれば、後続のパルス照射において測定されるパルス平均電流ｂは、管電流の設定値ｓと等しくなるのである。この様に、管電流制御部１９は、パルス発生の間に両極に流れた電流を示すパルス平均電流ｂと管電流の設定値ｓとを比較することにより、両極３ａ，３ｂ間に流れる電流をフィードバック制御するのである。
The set value s of the tube current represents an average value of the tube current at the time of pulse irradiation. More specifically, the setting value of the average value of the tube current in the period from the starting point of pulse generation to the starting point of the next pulse generation is shown. That is, the set value s of the tube current refers to the average value of the tube current for the period of the pulse interval TR in FIG. 6, and refers to the average value of the tube current only for the period during the pulse irradiation (pulse width TP). is not. On the other hand, the pulse average current b is also the average value of the tube current for the period of the pulse interval TR in FIG. Therefore, if the tube
管電流制御部１９は、この様なフィードバック制御をパルス照射の度に繰り返すことにより、パルス平均電流ｂが更新される。そうしている間にパルス平均電流ｂが管電流の設定値ｓに徐々に近づき、最終的には、管電流の設定値ｓ通りの管電流が両極３ａ，３ｂ間に流れることになる。Ｘ線管３から発したＸ線は、被検体Ｍを透過してＦＰＤ４で検出される。ＦＰＤ４が出力した検出信号を基に、画像生成部３１が画像を生成し、画像が表示部３２に表示されて検査は終了となる。
The tube
以上のように、実施例１の構成によれば、回転陽極３ｂとフィラメント３ａの間の電圧を制御することで回転陽極３ｂからＸ線を間欠的に発生させる管電圧制御部１５を備え、Ｘ線を間欠的に発生させる構成となっている。両極３ａ，３ｂに間欠的に電流を流すようにすると、電流が流れている間の電流の量が一定とならないので、管電流をフィードバック制御することは難しい。そこで実施例１の構成によれば、パルス発生の間の管電流を示すパルス平均電流ｂと管電流の設定値ｓとを比較することにより、管電流をフィードバック制御するようになっている。パルス発生の間の管電流をパルス平均電流ｂで表すようにすれば、管電流を正確に表した値を利用して管電流の過不足を判定することができる。したがって、管電流を正確にフィードバック制御することが可能となる。これにより、設定通りの被検体Ｍの透視・撮影を行うことができるので、被検体ＭのＸ線被曝が極力抑制されたＸ線透視・撮影装置が提供できる。
As described above, according to the configuration of the first embodiment, the tube
また、実施例１の構成によれば、Ｘ線が発生される度にパルス平均電流ｂと管電流の設定値ｓとの比較が行われるので、両極３ａ，３ｂ間に流れる電流のより迅速なフィードバック制御が可能となる。
Further, according to the configuration of the first embodiment, since the pulse average current b is compared with the set value s of the tube current every time X-rays are generated, the current flowing between the
そして、実施例１のように管電流時間積Ｇを算出してパルス平均電流ｂを取得するようにすれば、Ｘ線を間欠的に発生させている全期間（図６のパルス幅ＴＰの期間）についての電流を踏まえてパルス平均電流ｂが取得されることになる。従って、パルス平均電流ｂは、よりＸ線間欠照射中の管電流を正確に表したものとなる。 If the tube current time product G is calculated and the pulse average current b is acquired as in the first embodiment, the entire period in which X-rays are generated intermittently (period of the pulse width TP in FIG. 6). ), The pulse average current b is acquired. Therefore, the pulse average current b more accurately represents the tube current during intermittent X-ray irradiation.
また、実施例１のように、パルス平均電流ｂは、管電流時間積Ｇをパルスから次のパルスまでの時間（図６のパルス間隔ＴＲ）で除した値となっている。これにより、パルス平均電流ｂは、各パルスごとの平均の電流を意味することになる。また、実施例１のように、このパルス平均電流ｂと比較される管電流の設定値ｓを各パルスごとの両極３ａ，３ｂ間に流れる電流の平均値を示すものとすれば、パルス平均電流ｂと管電流の設定値ｓとを比較して、パルス平均電流ｂを管電流の設定値ｓに近づけるように電流を制御するだけで両極３ａ，３ｂ間に流れる電流は、確実に管電流の設定値ｓに近づくことになる。
Further, as in the first embodiment, the pulse average current b is a value obtained by dividing the tube current time product G by the time from the pulse to the next pulse (pulse interval TR in FIG. 6). Thus, the pulse average current b means an average current for each pulse. Further, as in the first embodiment, if the set value s of the tube current to be compared with the pulse average current b indicates the average value of the current flowing between the
本発明は、上述の実施例に限られず下記のように変形実施することができる。 The present invention is not limited to the above-described embodiments, and can be modified as follows.
（１）上述した実施例は、医用の装置であったが、本発明は、工業用や、原子力用の装置に適用することもできる。 (1) Although the embodiment described above is a medical device, the present invention can also be applied to industrial and nuclear devices.
（２）上述した実施例のいうＸ線は、本発明における放射線の一例である。したがって、本発明は、Ｘ線以外の放射線にも適応できる。 (2) X-rays referred to in the above-described embodiments are an example of radiation in the present invention. Therefore, the present invention can be applied to radiation other than X-rays.
（３）上述した実施例においては、１パルスごとに１つのパルス平均電流ｂを算出していたが、複数のパルスから１つのパルス平均電流ｂを算出するようにしてもよい。 (3) In the embodiment described above, one pulse average current b is calculated for each pulse, but one pulse average current b may be calculated from a plurality of pulses.
ａ 管電流の実測値（実測値）
ｂ パルス平均電流（近似値）
ｓ 管電流の設定値（設定値）
Ｇ 管電流時間積（電流時間積）
３ａ フィラメント（陰極）
３ｂ 回転陽極（陽極）
４ ＦＰＤ（放射線検出手段）
１２ フィラメント加熱用インバータ（陰極加熱手段）
１５ 管電圧制御部（電圧制御手段）
１６ 管電流検出部（電流検出手段）
１７ 管電流積分部（近似値取得手段）
１９ 管電流制御部（電流制御手段）
３１ 画像生成部（画像生成手段）
３４ 記憶部（設定値記憶手段）
a Measured value (actual value) of tube current
b Pulse average current (approximate value)
s Set value of tube current (set value)
G tube current time product (current time product)
3a Filament (cathode)
3b Rotating anode (anode)
4 FPD (radiation detection means)
12 Filament heating inverter (cathode heating means)
15 Tube voltage controller (voltage control means)
16 Tube current detection part (current detection means)
17 Tube current integration part (approximate value acquisition means)
19 Tube current control unit (current control means)
31 Image generation unit (image generation means)
34 storage unit (setting value storage means)
Claims (4)
電子を放出する陰極と、
放出された電子が衝突することで放射線を発生させる陽極と、
両極間に流れる電流を制御する電流制御手段と、
前記両極の間の電圧を制御することで前記陽極から放射線を間欠的に発生させる電圧制御手段と、
前記両極間に流れる電流を検出して実測値を出力する電流検出手段と、
前記両極間に流れる電流の設定値を記憶する設定値記憶手段と、
パルス発生の間に前記両極に流れた電流の前記実測値を積分して算出した電流時間積をパルスから次のパルスまでの時間で除すことにより各パルスごとの両極間に流れる電流の平均値を示す近似値を取得する近似値取得手段とを備え、
前記電流制御手段は、前記近似値と前記設定値とを比較することにより、前記両極間に流れる電流をフィードバック制御することを特徴とする放射線透視・撮影装置。 In radioscopy and imaging equipment that performs fluoroscopy and imaging by intermittently irradiating pulsed radiation,
A cathode that emits electrons;
An anode that generates radiation by collision of emitted electrons;
Current control means for controlling the current flowing between the two electrodes;
Voltage control means for intermittently generating radiation from the anode by controlling the voltage between the two electrodes;
Current detection means for detecting a current flowing between the two electrodes and outputting an actual measurement value;
Set value storage means for storing a set value of a current flowing between the two electrodes ;
The average value of the current flowing between the two poles for each pulse by dividing the current-time product calculated by integrating the measured value of the current flowing through the two poles during pulse generation by the time from the pulse to the next pulse. An approximate value acquisition means for acquiring an approximate value indicating
It said current control means, by comparing the set value and the approximate value, fluoroscopy, photographing apparatus characterized by feedback control of the current flowing between the two electrodes.
前記電流制御手段が比較に用いる前記近似値は、１回分のパルスが照射された間に前記両極に流れた電流を示していることを特徴とする放射線透視・撮影装置。 The radiographic / imaging apparatus according to claim 1,
The radiographic / imaging apparatus according to claim 1, wherein the approximate value used for comparison by the current control means indicates a current that has flowed through the electrodes while one pulse is irradiated.
前記陰極を加熱する陰極加熱手段を更に備え、
前記電流制御手段は、前記陰極加熱手段を制御することにより前記両極間に流れる電流を制御することを特徴とする放射線透視・撮影装置。 The radiographic / imaging apparatus according to claim 1 or 2 ,
A cathode heating means for heating the cathode;
The radiographic / imaging apparatus according to claim 1, wherein the current control means controls the current flowing between the two electrodes by controlling the cathode heating means.
放射線を検出する放射線検出手段と、
前記放射線検出手段から出力された検出信号を基に画像を生成する画像生成手段とを備えることを特徴とする放射線透視・撮影装置。 The radiographic / imaging apparatus according to any one of claims 1 to 3 ,
Radiation detection means for detecting radiation;
A radioscopy / imaging apparatus comprising: an image generation unit configured to generate an image based on a detection signal output from the radiation detection unit.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2010108297A JP5604965B2 (en) | 2010-05-10 | 2010-05-10 | Radioscopic imaging equipment |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2010108297A JP5604965B2 (en) | 2010-05-10 | 2010-05-10 | Radioscopic imaging equipment |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2011238446A JP2011238446A (en) | 2011-11-24 |
| JP5604965B2 true JP5604965B2 (en) | 2014-10-15 |
Family
ID=45326215
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2010108297A Active JP5604965B2 (en) | 2010-05-10 | 2010-05-10 | Radioscopic imaging equipment |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP5604965B2 (en) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN104287764B (en) | 2014-09-11 | 2017-05-31 | 沈阳东软医疗系统有限公司 | A kind of CT Perfusion Imagings method and apparatus |
| CN104302081B (en) | 2014-09-24 | 2017-06-16 | 沈阳东软医疗系统有限公司 | The control method and equipment of heater current in a kind of CT bulbs |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6142900A (en) * | 1984-08-01 | 1986-03-01 | Hitachi Medical Corp | X-ray generator |
| JPH0193098A (en) * | 1987-10-02 | 1989-04-12 | Hitachi Medical Corp | Pulse x-ray generation device |
| US5003572A (en) * | 1990-04-06 | 1991-03-26 | General Electric Company | Automatic brightness compensation for x-ray imaging systems |
| JP2776227B2 (en) * | 1993-12-28 | 1998-07-16 | 株式会社島津製作所 | X-ray television equipment |
-
2010
- 2010-05-10 JP JP2010108297A patent/JP5604965B2/en active Active
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2011238446A (en) | 2011-11-24 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP6057020B2 (en) | Radiation tomography equipment | |
| US9992855B2 (en) | Energy imaging with controlled rise and fall times | |
| JP2003208997A (en) | Method and equipment for x-ray irradiation control | |
| US9125619B2 (en) | Radiographic examination apparatus and method for the same | |
| JP2011104154A (en) | Radiographic apparatus | |
| JP2007105345A (en) | X-ray diagonostic imaging device | |
| JP2007319575A (en) | Tomographic x-ray equipment | |
| JP5604965B2 (en) | Radioscopic imaging equipment | |
| JP6115638B2 (en) | X-ray tube apparatus and filament adjustment method | |
| JP5931394B2 (en) | X-ray diagnostic apparatus and dose distribution data generation method | |
| JP6858648B2 (en) | X-ray high-voltage device, X-ray imaging device, and judgment circuit | |
| JP5582137B2 (en) | High-voltage device, radiation source including the same, and radiographic imaging device | |
| JP2008108440A (en) | X-ray high voltage device and x-ray diagnostic apparatus including x-ray high voltage device | |
| JP5708827B2 (en) | Radiography equipment | |
| US20130251101A1 (en) | X-ray ct apparatus and method for controlling the same | |
| JP5071676B2 (en) | X-ray apparatus with pulse fluoroscopy mode | |
| JP2016034373A (en) | X-ray CT apparatus | |
| JP2015104527A (en) | Collimator and radiographic apparatus equipped with the same | |
| JP5640690B2 (en) | X-ray inspection equipment | |
| JP2008125610A (en) | Radiographic x-ray equipment | |
| JP2017016772A (en) | X-ray generator and x-ray photographing system | |
| JP6236926B2 (en) | Filament adjustment method and X-ray tube apparatus | |
| JP4976880B2 (en) | X-ray apparatus and X-ray image creation method | |
| JP5392111B2 (en) | X-ray fluoroscopic equipment | |
| JP2006288537A (en) | Medical image diagnostic apparatus and method for controlling medical image diagnostic apparatus |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20121114 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20131217 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20140214 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20140729 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20140811 |
|
| R151 | Written notification of patent or utility model registration |
Ref document number: 5604965 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R151 |