JPS5994400A

JPS5994400A - Ｘ線ｃｔ装置

Info

Publication number: JPS5994400A
Application number: JP57204862A
Authority: JP
Inventors: Shinichi Kawase; 河瀬　晨一; Keiki Yamaguchi; 山口　珪紀
Original assignee: Yokogawa Medical Systems Ltd
Current assignee: GE Healthcare Japan Corp
Priority date: 1982-11-22
Filing date: 1982-11-22
Publication date: 1984-05-31
Also published as: JPH0234438B2

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】本発明はＸ線コンビーータ断層撮影装置（以下単にＸ線
ＣＴ装置という）に関する。

本発明におけるＸ線ＣＴ装置は被検体を挾んでＸ線管球
とＸ線検出器とを対向して配置している。

そして、このＸ線管球とＸ線検出器とを被検体の周囲に
回動させつつ、Ｘ線管球からはパルス状のＸ線を被検体
へ照射する。Ｘ線は被検体の各部を透過し、Ｘ線管球と
対向して配置されているＸ線検出器に入射する。Ｘ線検
出器は多数の検出素子をほぼ湾曲状に配列したもので６
４１）、各検出素子ごとに入力したＸ線エネルギーを電
気信号に変換する。この電気信号を基にしてコンビーー
タで演算処理し、被検体を輪切りにしたような断層画像
を得る装置である。

従って、このようなＸ線ＣＴ装置においては、被検体各
部の組織によりＸ線の透過率が異なることを利用して、
透過Ｘ線を計測し、そのデータを基にして断層画像を再
構成するようにしているので、被検体へ照射するＸ線パ
ルスのエネルギーレベルは、均一となるように従来装置
では工夫している。

一方、Ｘ線ＣＴ装置のような断層画像の分野でなく、単
なる平面的な放射線画像の分野においては、人体組織の
違い（例えば骨と筋肉）によりＸ線吸収率が異なること
を利用して目的とする部位を浮既に知られている（計測
と制御１９８２年ｖｏＬ２ｉ’　９５５頁）。

すなわち、この考えによれば、照射するＸ線のエネルギ
ーレベルを均一化するのでなく、逆にＸ線の実効エネル
ギーレベルを変化させて、その結果、２つのエネルギー
レベルの差から目的とする部位の映像を目瞭に浮き立た
せようとするものである・しかし、このような公知の考
えを利用して、それをＸ線ＣＴ装置へ応用する手段につ
いては、未だ明らかにされていない。

本発明は、相異なる実効エネルギーレベルのＸ線パルス
を被検体へ照射することができるＸ線発生手段を備えた
Ｘ線ＣＴ装置を提供しようとするものである。

まず始めに、相異なる実効エネルギーレベルのＸ線パル
スを発生させ、エネルギー差分法によって断層画像を得
る手段のうち、容易に考えられるものを２例あげて説明
する。

Ｈ）　　Ｘ線管球の管電圧を例えば１２Ｑ　ｋＶに設定
し、この印加電圧に基づく波高値のＸ線パルスを被検体
へ照射して断層画像Ａを得る。

次に被検体を動かさないで、Ｘ線管球の管電圧を８０　
ｋＶに設定し、この印加電圧に基づく波高値のＸ線パル
スを被検体へ照射して断層画像Ｂを得る。

次にコンビーータで（Ａ−Ｂ）を計算して、エネルギー
差分である断層画像Ｃを得るこのような手段には、以下の欠点がある。一般に、Ｘ＃
１ｌＣＴ装置においては、Ｘ線管球を被検体の周囲に治
って回動させつつ、Ｘ線パルスを照射してスキャン走査
を行なうが、１回のスキャン走査に、通常、１〜１０秒
の時間を要する。

一方、被検体は、呼吸運動などを行なっているため上記
断層画像ＡとＢには、位置づｈが生じており１そのため
にエネルギー差分で得られた断層画像Ｃは明瞭さに欠け
る。

（ロ）（イ）の手段を改善するため以下の方法が考えら
れる。すなわち、Ｘ線管球に加えるための管電圧を２レ
ベル発生させておく。そして、この２レベルの電圧を高
速に切シ換えつつ管電圧としてＸ線管球へ印加させ、１
回のスキャンから２つのエネルギーレベルに対応したデ
ータ警集め、ギー差分の断層画像Ｃを得る。

この枦）の手段には、以下の欠点かめる。一般にＸ線Ｃ
Ｔ装置においては、Ｘ線管球用の高電圧電源（前述した
よりな１２ＯｋＶ位の電圧）として、３相交流を整流・
平滑した直流電源を用いている。このような動作の直流
電源装置においては、電源電圧を高速に変化させて、２
つの電圧レベルを得ることは困難である。従って、（ロ
）で述べたよう艮、２つの電圧レベルを確保しておくた
めには、２台の高電圧電源が必要となる。また、この２
つの高電圧をスイッチングする高電圧用スイッチングテ
トロード及びそのグリッド制御回路も必要となる。その
ため、（ロ）の手段によると、装置の構成が大型、複雑
かつ高価になる欠点がるる。

本発明は、上述の欠点を解消したＸ線ＣＴ装置でらって
、電源トランスとして単相トランスを用い簡単な構成で
２つの実効エネルギーレベルを有したＸ線パルスを得る
ことができるようにしたもので必る。

第１図は本発明に係るＸ線ＣＴ装置のＸ線発生部のみを
示した図でらる３、なお、本発明において、ｘｌｆａ発
生部発生部槽外は特に限定しないので、第１図では、そ
れらの構成を省略し、説明をわかり易くしたものである
。同図において、１は交流電源を表わし、商用電源でも
自家発電機でもよい。

Ｔは単相トランスである。電源トランスとして単相トラ
ンスを用いていることが本発明の１つの特徴になってい
る。Ｄ　　ＤＵ整流器でｈ’）単相トラ１′２ンスＴ工の２次側電圧を半波整流している。もっとも、
第１図では、整流方式として半波整流の図を描いたが全
波整流としても本発明は成り立つ。更には、第１図の装
置においては、整流器Ｄ工とＤ２を除去し、単相トラン
スＴ□の２次側電圧である単相交流を直接３極Ｘ線管球
６陽極と陰極間へ印加しても本発明は成立する。その理
由は、後述する説明にて明らかになる。２は３極Ｘ線管
球であり陽極と陰極間には、上述の整流器Ｄ□、Ｄ２を
経ｒ半波整流電圧が加えられている。５はグリッド制御
回路であシ３極Ｘ線管球２のグリッドと陰極間に接続さ
れている。そして、このグリッド制御回路３からは後述
するパルス状電圧の信号がグリッドへ出力され、このパ
ルス幅の期間においても３極Ｘ線管球２へ電流が流れ、
Ｘ線が放射される。４，５はタイミング回路で６１１単
相トランスＴ１の１次側の電圧を導入し、この電圧波形
の成る位相に合わせて信号を出力するものである。なお
、タイミング回路４と５から出力されるタイミング信号
の位相は、異なるものでｂる。７はスイッチであフタイ
ミング回路４と５の出力信号を交互に切換えてクリッド
制御回路５へ伝えΣものである。６はスイッチ制御回路
であり、スイッチ７の切換えタイミングを制御するもの
でろる。

以上のように構成された第１図装置の動作を第２図を参
照しながら説明する。なお、第２図は、第１図装置の各
部の信号のタイムチャートである。

第２図の（ａ）は単相トランスＴ１の１次側電圧波形、
第２図の（ｂ）は単相トランスＴ２の２次側整流波形（
３極Ｘ線管球２の管電圧波形）、第２図の（ｅ）はグリ
ッド制御回路３の出力電圧Ｅの波形でらる。第２図の（
ｄ）は二極Ｘ線管球２に流れる電流波形、第２図の（６
）は発生するＸ線の実効エネルギーレベルの波形であるまず、単相トランスＴ□の１次側には、第２図（ａ）に
示す交流電圧が印加されている。そして、整流器Ｄ□、
Ｄ２を介して、第２図（ｂ）の電圧波形が３極Ｘ線管球
２の陽・陰極間に加えられている。一方、タイミング回
路４と５は第２図（ｃ）に示すような位相φ□とφ２の
タイミングで信号を出力している。すなわち、タイミン
グ回路４においては、第２図（ｅ）に示−を位相φ　パ
ルス幅τ１のパルスを出力してい１′ る。この位相φ□は、管電圧（第２図（ｂ））のピーク
値付近となるように定めておくことが望ましい。

一方、タイミング回路５からは第２図（ｅ）に示す位相
φ２．パルス幅でτ２のパルスを出力している。この位
相φは、上述の位相φ□より管電圧（第２図（ｂ））の
低い電圧レベルに位置するようになってｂる。

こ、のようにタイミング回路４と５は、単相トランスＴ
１における交流電圧（或いは３極Ｘ線管球の管電圧）と
成る一定の位相関係でパルスを出力するようになってい
る。そこで、例えば、第２図（ｂ）の波形のよう、に１
つの半波ごとに１方の位相（φ１がφ２）のパルス信号
をスイ、チアにより切換えて取り出し、グリッド制御回
路３へ加えるようにしている。このスイッチ７を半波ご
とに切換える制御はスイッチ制御１回路６により行なわ
れる。グリッド制御回路３では、上述の位相φ１と９２
のパルス信号を導入し、これを適切な電圧レベルＥヘレ
ベルアップして３極Ｘ線管球２のグリッドへ印加する。

従って、この位相φ１とφ２のパルス区間にて５極Ｘ線
管球２に管電流が流れる。この管電流の波形を第２図の
（ｄ）に示す。この時流れる管電流はパルス信号が加え
られた調度その時の３極Ｘ線管球２の陽・陰極間に加え
られている電圧の大きさに比例するので、位相φ１のパ
ルス時は大きく、位相φ２のパルスの時は小さな電流と
なる。その結果、二極Ｘ線管球２からＮ放射されるＸ線
の実効エネルギーレベルは第２図（、）の如くなる。

以上のように第１図の装置によれば２つの実効エネルギ
ーレベルを有したＸねパルスを得ることができ、しかも
、電源トランスとして単相トランスを用い、グリッド制
御回路、タイミング回路など数少ない構成素子で実現で
きるので上述した（イ）。

（ロ））の手段における欠点を改善することができる。

なお、一般にＸ線管電圧は実効エネルギーを変化させる
他にＸ線出力も変化させるので、第２図に示すパルス幅
でとでにおいて、Ｔ１＜’２とし、Ｘ　　　２線出力を一定にさせる方が望ましい。

以上の説明のように第１図では、半波整流を３極Ｘ線管
球２へ加える例で説明したが、これを全波整流としても
よいことは明らかである。この場合は、放射Ｘ線パルス
の数を倍にすることも可能となる。もちろん、その場合
は、タイミング回路４と５からは、倍のパルス信号が出
力される。

また、３極Ｘ線管球２へ単相トランスＴ１から直接交流
電圧を加えるようにしてもよいことは明らかである。

また、上述でＦｉタイミング回路４，５とスイッチ制御
回路６とスイッチ７とを別々に構成したように説明［７
たが、この構成に限定するものでなく、要するに、単相
トランスの交流電圧の位相を基準として、相異なる２つ
の位相φ□、φ２の信号を出力することができればどの
ような構成であってもよい０第３図と第４図は本発明の別の実施例を示した図であり
、第１図と同様、Ｘ線発生部のみを描いた。第３図と第
４図においては、Ｘ線発生手段として、グリッドのない
単なるＸ線管球を用いている。そしてＸ線管球８の陰極
は、回路アースに接続され、陽極へは全波整流された電
圧が加えられる。

化する整流波形が管電圧として印加される。これを実現
する手段として、第３図においては、単相トランスＴ□
の２次側電圧ｅ工、ｅ２を０１〉ｅ２としている。また
、第４図においては、電圧降下用の抵抗Ｒを片側回路に
挿入している。

Ｘ線出力は管電圧の２〜３乗に比例するので管電圧は第
５図（ａ）の整流波形でもＸ線出力は、第５図（ｂ）の
ようなパルス状に変化する。また照射されるＸ線の実効
エネルギーも管電圧が第５図（ａ）の波形なので当然パ
ルスごとに交互に変化する。この実効エネルギー波形を
第５図（ｃ）に示す。このように第３図及び第４図の装
置によっても２つの実効エネルギーレベルのＸ線パルス
を発生させることができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明に係るＸ線ＣＴ装置のＸ線発生部のみを
示した図、第２図に第１図装置の各部の波形を示すタイ
ムチャート、第３図及び第４図は本発明に係るＸ線ＣＴ
装置の別のＸ線発生部を示した図、第５図は第３図及び
第４図装置の各部の波形を示すタイムチャートである。１・・・交流電源、Ｔ１・・・単相トランス、２・・・
’ｓ極ｘ　　・線管球、３・・・グリッド制御回路、４
，５・・・タイミング回路、６・・・スイッチ制御回路
、７・・・スイッチ、８・・・Ｘ線管球、Ｄ□、Ｄ２・
・・整流器、Ｒ・・・抵抗。

Claims

【特許請求の範囲】（１〕　　被検体を挾んでＸ線管球とＸ線検出器とを対
向して＼配置し、このＸ線管球とＸ線検出器とを被検体
の周囲に回動しつつノ（ルス状のＸ線を被検体へ照射し
、この被検体を透過したＸ線エネルギーを計測し、この
計測値を基にして計算機処理することにより被検体の断
層画像を得る装置において、単相トランスと、この単相トランスの２次側単相交流又
はその全被整流若しくは半波整流を前記Ｘ線管球の陽極
と陰極間へ印加する手段と、前記Ｘ線管球から放射され
る）（ルス状のＸ線の実効エネルギーレベルが交互に２
つの相異なるレベルとなるような手段と、を備えたこと
を特徴とするＸ線ＣＴ装置。（２）前記単相トランスの２次側へ半波ごとに電圧が異
なる全波整流手段を設けるようにした特許請求の範囲第
１項記載のＸ線ＣＴ装置。（３）　　前記Ｘ線管球として５極Ｘ線管球を用仏、前
記単相トランスの単相交流に同期し位相が異なる２つの
パルス信号を発生させる手段を備え、この２つのパルス
信号に基づいて前記５極Ｘ線管球のグリッドを制御し、
パルス状のＸ線の実効エネルギーレベルが交互に２つの
相異なるレベルとなるようにした特許請求の範囲第１項
記載のＸ線ＣＴ装置。（４）　　前記２つのパルス信号−おいて、パルスの印
加時の３極Ｘ線管球の陽極・陰極間の電圧が高い方のパ
ルス信号はそのパルス幅を狭くし、前記電圧が低い方の
パルス信号はそのパルス幅を広くするようにしたことを
特徴とする特許請求の範囲第３項記載のＸ線ＣＴ装置。