JPS639358B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 この発明は、Ｘ線医療診断の分野に関するもの
であり、特にコンピユータ化された断層写真撮影
レントゲン装置のようなシステムにおける診断用
Ｘ線管の制御装置の過渡的応答性および安定性の
改善に関するものである。

医療診断用Ｘ線管は電気的に付勢されて、患者
の体を貫通して導かれるＸ線を発生する。患者の
体を通り貫けるＸ線のパターンは感知され、得ら
れた情報は、大抵の場合、体の内部構造を可視像
として表わされる像を生成するために使用され
る。

一般のＸ線管は、実質的に排気されたガラス容
器内に配置された熱電子フイラメントすなわち陰
極と陽極とを有している。フイラメントにはある
電圧が印加される。これによつてフイラメントは
加熱され、フイラメント物質は電子を放出し、フ
イラメントの周囲に電子雲を作り出す。フイラメ
ントと陽極との間には高電圧が印加され、電子雲
からの電子を加速し、この電子は陽極のターゲツ
ト領域を衝撃し、これによつてＸ線が放射され
る。

陰極から陽極へ流れる電子流は陽極電流あるい
は管電流として知られており、フイラメントを加
熱するためにそれを通つて流れるフイラメント電
流と区別されている。

Ｘ線エネルギの発生率は、他のパラメータが等
しいとすれば管電流の増加関数となる。陰極―陽
極間電圧が一定であれば、管電流は電子雲の密度
の増加関数となり、この電子雲はフイラメントの
両端間に印加される電圧の関数となる。従つて、
管電流とフイラメントの電圧との間にはある関係
がある。一般にこの関係は指数関数的であり、す
なわち非直線的である。従つて、フイラメント電
圧の所定の変化に対して生ずる管電流の変化は、
高いフイラメント電圧、すなわちより大きな管電
流において、小さな管電流および低フイラメント
電圧における変化よりも大きくなる。

Ｘ線管の寿命は、それが動作する出力レベル、
すなわちＸ線管が励起されて発生するＸ線エネル
ギの強度の減少関数となる。管の動作寿命は、低
動作レベルよりも高エネルギ出力レベルで短かく
なる。

Ｘ線出力は管電流の関数となり、管電流はフイ
ラメント電圧の関数となるから、フイラメント電
圧を調整して管電流を制御することによつてＸ線
出力を調整することが提案された。

Ｘ線のエネルギを制御することは好ましいこと
である。それは、患者の体内構造を良好に映し出
すことができるように充分のＸ線量を与え、一方
ではＸ線管の寿命を延ばすように管電流およびＸ
線出力を充分に制限できるように、管電流値の設
定に当つて最適の妥協点を選択することができる
からである。

医療用Ｘ線では、電流調整の必要とする精度
は、研究目的によつて決定される。レントゲン写
真術では、比較的短かく、高強度のＸ線エネルギ
のパルスが患者の体内を通して導かれ、１枚のＸ
線感応フイルムが露光されてレントゲン写真が作
られる。蛍光透視法では、連続したパルス状ある
いは一定の強度のＸ線エネルギが患者の体内を通
して導かれ、患者を通り抜けたＸ線エネルギは映
像増感管の入力面に照射される。映像増感管は出
現するＸ線パターンを出力面で可視像に変換さ
れ、写真撮影されるか、あるいは患者の体内を見
るためにテレビジヨンで観察される。

コンピユータ化された断層写真術では、Ｘ線検
出器列（アレー）と共に可動Ｘ線源（CT）が設
けられている。Ｘ線源を患者の体の周りに移動
し、Ｘ線源からのＸ線を体を通して多数の検出器
に導く。データ処理装置は、個々の検出器からの
情報を描写時間と共に変化する信号を受信し、そ
れらを処理して、患者の体を通つて切取つた平面
部分を示す断層写真像を生成すなわち再構成す
る。

コンピユータ化された断層写真法では、映像
は、レントゲン写真法や蛍光透視法の場合のよう
に直接アナログな形では再生されない。むしろ、
映像は個々の検出器アレーによつて発生された電
気信号における複雑な時間変化に応答して発生さ
れる。

このようなレントゲン写真装置や蛍光透視装置
では、管電流で必要とする精度は、CT装置程高
くはない。それはある点では全照射量が比較的少
なく、また比較的広い範囲の照射量にわたつて良
好な映像を得ることができるからである。特に、
Ｘ線フイルムや蛍光透視時間は、その上に到達す
る全エネルギを積分するから、エネルギの時間的
な変化には不感で、その全エネルギにのみ感応す
るからである。殆んどのレントゲン写真装置で
は、交流（AC）がＸ線管のフイラメントを加熱
するために使用される。フイラメント電圧、従つ
て管電流に現われるACリプルは、リプル変動が
フイルム上で積分されない短かい露出の場合、お
よびリプルによつて好ましくない大きな電圧変動
を生じさせる場合を除いて、レントゲン写真装置
ではそれ程重要でない。またACフイラメントの
制御の過渡的応答性は、AC供給に使用される変
成器結合フイラメント駆動回路の必要とする大き
な濾波作用によつて直流（DC）制御の場合より
も一般には速くなる。

CT走査においては、Ｘ線出力の制御で必要と
される精度は、レントゲン写真や蛍光透視法で必
要とされるよりも遥かに高い。Ｘ線出力の安定性
にこのような極めて高い精度が要求されるのは、
検出された放射線エネルギに応答して生成される
検出器出力の時間による変動分が、良質の映像を
コンピユータによつて再現する場合に重要となる
からである。

CTにおけるＸ線出力を一層正確に制御する１
つの方法として、管を加熱するために直流（DC）
を使用する方法がある。CT検出器は、患者の体
についての情報を現わすときに検出されたＸ線中
のACリプルを解読するので、DCが必要とされ
る。

コンピユータ化された断層写真撮影装置の走査
装置の２つの代表的な形式として、並進―回転
（translate―rotate）形式（TR）と、静止検出
器（SD）形式がある。TR形式ではＸ線源は比較
的ゆつくりと移動させられる。SD形式では、患
者の周りに360゜にわたつて配置されたリング状の
検出器に関連して軌道移動源が使用され、Ｘ線管
は患者の体の周りの曲線路の周囲を急速に移動さ
せられる。

管の動作時間の短縮のための制御は、TR装置
におけるよりもSD装置においてより重要となる。
TR走査では、静止陽極管が使用され、陽極を冷
却するために油浴が直接陽極に設けられ、これに
よつて、約16乃至18秒間、必要とする走査を行な
わせるために例えば約６キロボルトで管を駆動す
るときに発生する加熱効果を打消すようにされて
いる。陽極からの熱を油浴に放散させることによ
つて、静止陽極管を、このようなかなりの高出力
レベルでその寿命を過度に短縮することなく比較
的長期間にわたつて動作させることができる。さ
らに管は各回転走査位置においてＸ線を発生する
ので、管がＸ線を発生しないとき、陽極を冷却す
る機会が多くなる。

TR走査装置はまた、Ｘ線管の出力を容易に正
確にしかも周期的に更正することができる。管の
出力を正確に更正することのできる調整回路を使
用することができ、実際にデータを収集する前に
安定した動作出力に落着かせることができる。

静止検出器装置で、さらに大きな駆動電力（例
えば28キロボルト）を必要とする場合には、回転
陽極型Ｘ線管を必要とし、油浴による陽極の直接
冷却は実施不能となる。

言換えれば、静止陽極は、焦点が過熱されるの
で、SDではレントゲン写真動作の場合に比して、
大電力で比較的長期間にわたる負荷状態で動作さ
せることは出来ない。そのため回転陽極管が使用
される。それは回転陽極は電子流および熱を大き
な陽極部分全体に分散させるからである。回転陽
極を油で直接冷却することは実際的でないので、
このような管は、油による直接陽極冷却を有する
静止陽極の場合よりも熱が破壊的に蓄積されて、
より一層損傷を受け易くなる。

従つて、静止検出器型装置では、管の動作時間
を絶対最短時間に制限することが望ましく、それ
によつて効率悪く冷却された管の寿命は加熱によ
つて必然的に短かくなる以上に短かくなることは
ない。その結果、管出力を更正するのに許される
時間は可及的に短かくあるべきであり、それによ
つて管の動作時間は、データが収集される実際の
Ｘ線走査の時間以外の必要時間以上に延長されな
い。それにもかゝわらず、コンピユータ化された
断層写真撮影装置では、さらに実際の走査時間
中、管の出力は可及的に一様であり、しかも正確
に制御されていることが要求される。管出力の立
上り時間は出来るだけ短かくあるべきであるが、
定常状態から所望の値への管の動作レベルのオー
バーシユートは最小でなければならない。これを
別の言葉で言えば、管が付勢されたときのＸ線管
出力の過渡応答性は、ほゞ臨界状態に振動が制動
されており、出力は、管の入力パラメータによつ
て特定された定常レベルにまで滑らかに且つ急速
に変化し、それによつてオーバーシユートおよび
それに続く予め定められた定常値を中心とする管
出力の振動は最小になる。

CTにおいて速い立上り時間を得ようとすれば、
上述のようにDCフイラメント電流を使用する必
要があるために別の問題が出てくる。レントゲン
写真装置ではDCはACの場合よりも制御応答性が
本質的に遅い。

殆んどのＸ線管の出力電流は制御フイラメント
電圧に対して非直線的であるので、Ｘ線管出力電
流の過渡応答性は、管が付勢されたときに到達す
る定常出力電流に基いて変化する。過渡応答性に
このような相違があるので、選択された色々な値
の定常電流に対して過渡応答性を一様とするため
に、管を付勢する電気回路に対して補償を行な
い、各選択された定常値への過渡的な上昇は臨界
的に制動され、過制動になつて応答性が遅くなつ
たり不足制動でオーバーシユートになつたり不安
定になることがないようにする必要がある。

実際には、管の動作レベルを約200ミリ秒以内
に定常基準値にもたらすことができることが望ま
しいということが判つている。

従つて、この発明の目的は、フイラメント電圧
の変化に対してＸ線管の電流出力が非直線性であ
るにも拘らず、出力電流の安定性の保持と両立し
て出来るだけ短時間で、広い範囲の電流値から選
ばれた所望の定常レベルに管電流を上昇させるた
めの、Ｘ線管の電流出力を制御するための回路を
提供することにある。

この発明によれば、前に述べたような従来技術
の欠陥は解消され、それに関連する前述の要件
は、フイラメント電圧の制御によつてＸ線管の出
力電流を支配する閉ループ帰還回路を含むこの発
明の制御装置によつて満たされる。この場合、管
の過渡応答性は実質的に一様にしかも急速に維持
され、しかもＸ線管の電流応答性が非直線的であ
るにも拘らず選択された定常電流出力の広い範囲
にわたつて安定性が保たれる。

この発明の制御回路は、患者の体の周囲の通路
に沿つて移動するＸ線管を含むＸ線源を有するコ
ンピユータ化された断層写真撮影レントゲン装置
にうまく適合して含ませることができる。患者の
体の周りに検出器の列（アレー）が設けられ、Ｘ
線源から体を通り抜けてきたＸ線を受信する。
個々の検出素子にはデータ処理回路が結合されて
おり、検出器からのＸ線応答信号を処理し、表示
装置上に患者の体を切断したと仮定したとき、そ
の切断面を表わす像を作り出す。

閉ループ帰還回路がＸ線管の出力電流を制御す
るために設けられている。この帰還回路は、Ｘ線
管の出力電流の予め定められた所望定常値を代表
する可調整ステツプ関数状基準信号を生成する発
生器を含んでいる。また実際の瞬時管電流出力を
検出するためのセンサが含まれている。検出回路
は、感知された実際の電流を基準信号と比較し、
両者の間の差の関数となる誤差信号を生成する。

ある大きさの利得をもつた増幅回路を含む帰還
ループ回路は上記誤差信号の関数としてＸ線管の
フイラメント電圧を支配し、Ｘ線管の電流を予め
定められた定常値に向けて上昇させ、一旦その値
に到達すると、その一定値に留める。増幅回路と
基準発生器との間には特別な利得調整回路が結合
されている。利得調整回路は増幅回路の利得を基
準信号の値の減少関数として変化させるように動
作する。

この制御回路は、幾らかの定常出力電流の範囲
の任意のものを代表するステツプ入力に対するＸ
線管の過渡的応答性を改善して、一様に且つ臨界
状態に制動された応答性を与える。この実質的に
一様で、ほゞ臨界状態に制動を受けた過渡的応答
性の維持によつて、その選択された定常値が如何
なる値であつても、出力電流の安定化時間を短か
く一様とすることができ、同時に好ましくないオ
ーバーシユートおよびそれに引続いて生じる予め
定められた定常値を中心とする電流出力の発振を
最小にすることができる。この効果は、出力電流
を制御するための入力フイラメント電圧の増加分
に対してＸ線管の電流出力が非直線特性であると
いう事実には関係なく得られる。

さらに詳しく言えば、比較的低い定常値を持つ
た出力電流が選択され、管がその出力電流特性曲
線の低い傾斜部分で動作しているときは、出力電
流の上昇時間を短かくするために帰還制御ループ
の利得は比較的高レベルに維持される。これは管
を急速に定常動作状態とする上で好ましいもので
ある。しかしながら、より高い定常値が選択さ
れ、管の動作位置がその指数関数的特性曲線の高
い傾斜部分に移動すると、高利得増幅は必要では
なくなり、フイラメント電圧の変化に対する管出
力電流の感度が高くなることにより、オーバーシ
ユートの発生および管動作が不安定になるのを防
止するのが主たる問題となつてくる。このような
高レベルでは、利得調整回路は帰還ループ回路中
の増幅器の利得を減少させるように働き、それに
よつて不安定なあるいは発振的な過渡応答性が現
われるのが防止され、しかも過渡的上昇時間が好
ましくない程度にまで低下する程に利得を減少さ
せることもない。

本願発明のさらに重要な特徴は、基準発生器が
デジタルな形の基準信号を発生するための回路
と、基準信号をアナログな形で誤差信号検出器に
供給するためのデジタル―アナログ変換器とを備
えている点である。

この発明の他の特徴として、管電流の感知回路
は、Ｘ線管の出力電流回路中に挿入された抵抗性
インピーダンスを含んでいる。

この発明のさらに他の特徴として、増幅回路
は、帰還ループを含む演算増幅器を含み、そのル
ープのインピーダンスは演算増幅器の利得を制御
する。幾つかのインピーダンス素子が使用され、
各インピーダンス素子は個々に帰還ループ中に接
続され、それによつて増幅器の利得を帰還ループ
中に接続されるインピーダンスの値によつて変化
させることができる。この特定の実施例では、デ
ジタル的に応動するスイツチが演算増幅器に関連
する個々のインピーダンス素子と基準発生器のデ
ジタル出力との間に結合されている。従つて、演
算増幅器の帰還ループ中に結合されたインピーダ
ンス素子は、基準発生器によつて発生されたデジ
タル基準信号の値によつて決定される。

この形式では、デジタル基準信号の増加する値
の関数として回路の増幅度を段階的に減少させる
ことができる。これによると、比較的簡単で安価
な回路手段を使用しているにも拘らず、迅速且つ
確実に、しかも所望の利得変化に近似した利得調
整を行なうことができるという特徴がある。

この発明のさらに他の特徴として、選択された
基準信号定常値のほゞ逆関数として帰還ループ中
の増幅回路の利得を減少させるための利得調整回
路が設けられている。

この発明のさらに別の特徴として、フイラメン
ト電圧を制御するための誤差信号に応答する帰還
ループ回路が、誤差信号の大きさの関数となる振
幅を持つた矩形波を発生する矩形波発生器を含ん
でいる。矩形波発生器とＸ線管フイラメントとの
間に変成器回路が結合されており、Ｘ線管のフイ
ラメント電圧を矩形波の振幅の関数として制御す
るために矩形波発生器からの信号を伝送する。

この発明の他の特徴、利点等については、以
下、図示の好ましい実施例を参照しつゝ詳細に説
明する。

第１図にはこの発明を実施するのに適したコン
ピユータ化された断層写真撮影レントゲン装置が
示されている。装置Ｓは、Ｘ線を予め定められた
動作順序に従つて患者に導き、患者の体を通り抜
けてきたＸ線エネルギを検出するための走査ユニ
ツトＵを含んでいる。走査ユニツトＵは検出され
たＸ線量を表わす電気信号を発生する。電気信号
は信号処理ユニツトＳに送信され、信号処理ユニ
ツトＳはこの電気信号を処理して映像装置Ｉを付
勢し、患者の体を横切る断面を平面的に表わす再
構成された可視像を生成させる。第１図に示され
ているような形式のコンピユータ化された断層写
真撮影レントゲン装置は、「コンピユータ化され
た断層写真撮影法およびその装置（Computed
Tomography Method and apparatus）」という
名称で1978年６月19日付で米国において出願さ
れ、その後本願出願人に譲渡された米国特許出願
第917068号明細書中に示されている。

走査装置Ｕは円形の開孔Ａが設けられた筐体Ｈ
を有している。開孔Ａは、可動式の患者支持体Ｐ
上に支持された患者の体を受入れるのに充分な直
径となつている。Ｘ線管Ｔを含むＸ線源は筐体Ｈ
内に支持されており、開孔Ａと同心的な環状通路
に沿つて軌道移動する。光増倍管のようなＸ線検
出器Ｄのアレーが、開孔Ａと同心的に筐体Ｈ内に
静止したリング状に配置されている。各光増倍管
検出器Ｄの出力は信号処理回路Ｘにそれぞれ結合
されており、それによつて個々の検出器出力の変
化は、上述の映像が再生されるように処理され
る。

Ｘ線源制御回路ＣはＸ線管Ｔに電気的に結合さ
れており、このＸ線管をそれが軌道に沿つて移動
する間Ｘ線を発生するように付勢する。Ｘ線源制
御回路は、Ｘ線管出力を制御するために、Ｘ線管
Ｔの出力電流を正確に制御し、Ｘ線管出力が予め
定められた所望の定常値に非常に速く上昇するよ
うに駆動されるＸ線管の動作開始期間中、Ｘ線管
の好ましくない発振やオーバーシユートを防止す
る。

第２図および第３図にＸ線源制御回路の実施例
が示されている。第２図はＸ線源制御回路をブロ
ツクの形で示し、第３図は第２図の対応素子を回
路の形でより詳細に示している。第２図および第
３図は、Ｘ線源の管電流、従つてＸ線出力を制御
するための閉ループ帰還装置を示している。Ｘ線
源制御回路は、基準発生器および該基準発生器と
帰還ループとの間に結合された補償回路とを含
み、上記基準発生器の出力によつて代表される所
望の定常管出力電流値の減少関数として帰還ルー
プの利得を調整する。管の出力電流の発生特性が
非直線的であるにも拘らず、またその特性曲線に
沿う異つた定常点の全範囲にわたつて管を動作さ
せる必要があるにも拘らず、Ｘ線管の出力電流の
過渡応答時にはほぼ臨界的な制動状態が維持され
るように上記の利得補償が行なわれる。

第２図および第３図において、基準発生器１２
は、予め定められた所望の定常管出力電流を代表
する４本の導線上にデジタル信号を発生する。こ
のデジタル信号は可調整的である。このデジタル
基準信号はデジタル―アナログ変換器１４によつ
てアナログの形に変換される。変換されたアナロ
グ基準信号は導線１６を経て誤差検出器１８の一
方の入力に伝送される。誤差検出器１８は共通加
算点を有する演算増幅器を含んでいる。アナログ
基準信号および実際のＸ線管電流出力を代表する
他の信号は検出器１８の加算点２０に一緒に伝送
される。

演算増幅器よりなる検出器１８の出力は、予め
定められた所望の定常出力電流を表わす基準信号
と、感知された実際の出力電流との間の差を表わ
すアナログ誤差信号となる。検出器１８の出力は
利得が１００の増幅器２２に伝送されて濾波さ
れ、次いでその出力は後程詳細に説明するように
利得が可調整とされている増幅回路２４に伝送さ
れる。

増幅器２４の出力はリレー・スイツチ２６（第
３図）を経て送られる。このリレー・スイツチ２
６はリレー駆動回路２８と18ミリ秒遅延リレー３
０とによつて電源のオン―オフ回路に結合されて
いる。スイツチ２６の作用は、Ｘ線管に高電圧が
印加された後、18ミリ秒間は帰還ループが閉成し
ないようにすることにある。この時間は、Ｘ線管
およびその回路素子に予熱制御回路によつて設定
された陽極電流が流れるようにするために必要な
ものである。

電源を入れてから18ミリ秒後にリレー・スイツ
チ２６が一旦閉じると、帰還ループの信号はフイ
ルタ回路３２を通つて送られる。フイルタ回路３
２の目的は回路中の周波数に依存する利得を減少
させることにある。次にこの帰還信号は矩形波発
生回路３４によつて矩形波に変換される。矩形波
のピーク―ピーク振幅はフイルタ回路３２から送
られてくる帰還誤差信号の関数となる。次にこの
矩形波は２個の２次コイル３８，４０を有する分
離用変成器３６（第３図）を経て伝送される。コ
イル４０の両端間に現われる信号は、装置を動作
させる前にフイルタの予熱制御のために使用され
る。

変成器３６の１次コイルが104ターンに対して、
２次コイル３８は120ターンであることが望まし
い。従つて、２次コイル３８の両端間に電圧とし
て現われる矩形波出力は、第２の分離用変成器４
２に送られる前に昇圧される。実際には、Ｘ線管
Ｔは、アメリカ合衆国 イリノイ州にあるピツカ
ー コーポレーシヨン オブ シカゴ（Picker
Corporation of Chicago）のダンリ デイビジ
ヨン（Dunlee Division）製のPX―400型Ｘ線管
を使用するのが望ましい。この発明の装置で使用
されるＸ線管は、管の出力電流が約５ミリアンペ
ア乃至200ミリアンペアの範囲にわたつて動作す
ることができ、２個のフイラメント５０，５３を
持つている。

整流器４４によつて整流された後、変圧され整
流された矩形波は１組の導線４６，４８を介して
伝送され、直流（DC）によつてＸ線管フイラメ
ント５０を付勢するために使用される。変成器５
２および整流器５４は管の第２のフイラメント５
３を制御する。

陰極用変成器５７および制御管５９は、Ｘ線管
のフイラメントに主電力（Ｘ線管電位）を供給す
るために設けられている。検出器からの誤差信号
に応じて調整された直流電圧でもつてＸ線管のフ
イラメントを制御することにより、フイラメント
すなわち陰極から電子を放射させ、陰極と陽極と
の間の電圧によつてこれらの電子を陽極に向けて
加速し、制御された量のＸ線を発生させることが
できる。

導線６０上に現われる陽極電流は点６２におい
て分流される。陽極電流の一部はブリーダ抵抗器
６４を通つて流通する。他の部分は陽極電圧源回
路６６に導かれる。陽極電流一部および制御管バ
イアス電流を表わす信号は精密抵抗器７０のすぐ
上の端子６８で取出され、導線７２上に現われ
る。導線７４上の信号を示す陽極電流は、バイア
ス電流信号を含む導線７２の出力と加算点７６に
おいて端子６８に現われる信号と逆極性で加算さ
れる。この点は演算増幅器８０の反転入力端子で
ある。全陽極電流を表わす増幅器８０の出力は演
算検出増幅器１８の加算点２０に導かれ、アナロ
グ基準信号と比較される。陽極電流信号とアナロ
グ基準信号との間の差に応動して、増幅器１８は
両信号間の差を表わす誤差信号を発生し、この誤
差信号は上述のようにしてフイラメント電圧を調
整するために使用される。Ｘ線出力制御管７７は
周知の形態で設けられている。

基準信号が動作を特定するＸ線管のダイナミツ
ク・レンヂの動作点には関係なく、帰還制御回路
をほゞ臨界制動状態に維持するために、帰還ルー
プ中の増幅回路の利得を調節するための回路が設
けられている。利得が可調整とされた増幅器は上
に概略的に述べた増幅器２４である。第２図に８
２によつて示す利得調整回路は基準発生器１２と
増幅器２４との間に結合されており、基準発生器
１２の出力によつてデジタル的に示された予め定
められた定常値の減少関数として増幅器２４の利
得を調整する。

利得調節回路は１組のインピーダンス素子（こ
こでは抵抗器）８４を含み、各々は増幅器２４に
対する帰還ループ中に接続可能な状態で配置され
ている。２進コード化されたデジタル的に応動す
るスイツチ８６は、付勢されると増幅器２４の帰
還ループ中にインピーダンス８４の任意の組合せ
を接続することができる。増幅器の帰還ループ中
にインピーダンス８４のうちのどのインピーダン
スを選択して接続するかは、基準発生器のデジタ
ル出力によつてデジタル的に表わされたＸ線管の
所望の電流値に応答して決定される。上記の基準
発生器は、所望の定常Ｘ線管陽極電流の大きさを
表わす１組の導線９０上に現われる４ビツト２進
コードを発生する。

増幅器２４およびそれに関連する回路はインピ
ーダンス８４の値と共に設定されるものであり、
増幅器２４の利得は、導線９０上の２進信号によ
つて示される定常陽極電流値によつて表わされる
値のほゞ逆関数となる。第３図に示されているよ
うに、有限の個数のインピーダンス８４が使用さ
れているので、この利得を表わす逆関数は段階的
な形としてのみ近似されるものとなる。しかしな
がら、実験によれば、このような近似は電流制御
装置の実際の動作に適したものである。当業者に
明らかなように、インピーダンス素子の数、スイ
ツチの選択数を、もつと多くあるいはもつと少な
いインピーダンスを使用し得るようにすることも
でき、それによつて増幅器２４の利得を、導線９
０によつて示される定常陽極電流値に対して連続
的な逆関数曲線により近いものに対応させること
ができる。基準信号の連続関数として増幅器の利
得を制御するための別の周知の装置を使用するこ
ともできる。このような連続制御は、利得を制御
するために使用される装置がデジタルよりもむし
ろアナログの場合に使用することができる。

試験結果によると、この発明の装置は、帰還回
路の付勢により、200ミリアンペア以内の所望の
定常値の±２％以内に管の出力電流を維持できる
ことが判つた。

この発明に関する以上の説明はあくまでも１実
施例に関するものであつて、発明のすべてを説明
しているわけではない。この発明の範囲を越えな
い範囲で上記の実施例に他の素子あるいは回路の
追加、変更したり、あるいは素子を除去し得るこ
とは言う迄もない。

【図面の簡単な説明】

第１図は、この発明の制御装置を具備した装置
を一部を斜視図の形で、一部をブロツクの形で示
した図、第２図は、第１図に示す装置の一部をブ
ロツクの形でさらに詳細に示した図、第３図は第
２図にブロツクの形で示されている装置の一部分
を詳細に示す回路図である。 Ｔ……Ｘ線管、１２……基準発生器、１８……
検出器、２４……可変利得増幅器、６４，７０…
…抵抗器、６６……陽極電圧源回路、７７……出
力制御管、８４……インピーダンス素子、８６…
…スイツチ回路。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ Ｘ線管の予め定められた制御定常電流出力を
   代表する基準信号を発生する発生器と、実際のＸ
   線管電流出力を表わす出力信号を発生する回路
   と、前記基準信号と出力信号とに応答し、前記基
   準信号によつて表わされる電流値と前記出力信号
   によつて表わされる感知された管出力電流値との
   間の差の関数である誤差信号を発生する検出器
   と、前記誤差信号の関数として前記Ｘ線管出力電
   流を制御するための可変利得増幅器を含む回路手
   段と、前記増幅器に結合されており、前記基準信
   号の値の逆関数として前記増幅器の利得を制御す
   るための利得調整回路とからなるＸ線管電流制御
   装置。 ２ 基準信号発生器は、デジタル基準信号を発生
   する回路と、その基準信号をアナログの形に変換
   するためのデジタル―アナログ変換器と、アナロ
   グの形の基準信号を検出器に伝送するための手段
   とを含む、特許請求の範囲第１項記載のＸ線管電
   流制御装置。 ３ Ｘ線管の出力電流を感知するためにＸ線管の
   出力回路中に挿入された抵抗性インピーダンスを
   含む回路が設けられている、特許請求の範囲第１
   項記載のＸ線管電流制御装置。 ４ 可変利得増幅器は、帰還ループと該帰還ルー
   プ中に各々個別に接続し得る複数のインピーダン
   ス素子とを有する演算増幅器からなり、その利得
   は前記帰還ループ中のインピーダンスの関数とな
   る、特許請求の範囲第１項記載のＸ線管電流制御
   装置。 ５ Ｘ線管出力電流を制御するための可変利得増
   幅器を含む回路手段は、(a)振幅が誤差信号の関数
   となる矩形波を発生する矩形波発生器と、(b)矩形
   波発生器とＸ線管フイラメントとの間に結合され
   た変成器回路と、(c)この変成器回路に結合されて
   いて、矩形波の振幅の関数としてＸ線管のフイラ
   メント電圧を調整するための手段とを含む、特許
   請求の範囲第１項記載のＸ線管電流制御装置。 ６ 利得調整回路は、利得を基準信号値の関数と
   して段階状に調整する、特許請求の範囲第２項記
   載のＸ線管電流制御装置。 ７ 利得調整回路は、基準信号に応答し、該基準
   信号の値の関数として演算増幅器の帰還ループ中
   に接続されるインピーダンス素子を選択するため
   のスイツチからなる、特許請求の範囲第４項記載
   のＸ線管電流制御装置。