WO2012033027A1 - Ｘ線管装置及びその製造方法とｘ線画像診断装置 - Google Patents

Ｘ線管装置及びその製造方法とｘ線画像診断装置 Download PDF

Info

Publication number
WO2012033027A1
WO2012033027A1 PCT/JP2011/070078 JP2011070078W WO2012033027A1 WO 2012033027 A1 WO2012033027 A1 WO 2012033027A1 JP 2011070078 W JP2011070078 W JP 2011070078W WO 2012033027 A1 WO2012033027 A1 WO 2012033027A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
ray tube
ray
cathode
recoil
copper
Prior art date
Application number
PCT/JP2011/070078
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
杉山　勝也
秋田　浩二
岡村　秀文
Original Assignee
株式会社 日立メディコ
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 株式会社 日立メディコ filed Critical 株式会社 日立メディコ
Priority to JP2012532963A priority Critical patent/JP5865249B2/ja
Publication of WO2012033027A1 publication Critical patent/WO2012033027A1/ja

Links

Images

Classifications

    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01J—ELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
    • H01J35/00—X-ray tubes
    • H01J35/02—Details
    • H01J35/04—Electrodes ; Mutual position thereof; Constructional adaptations therefor
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01J—ELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
    • H01J35/00—X-ray tubes
    • H01J35/02—Details
    • H01J35/14—Arrangements for concentrating, focusing, or directing the cathode ray
    • 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
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01J—ELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
    • H01J35/00—X-ray tubes
    • H01J35/02—Details
    • H01J35/16—Vessels; Containers; Shields associated therewith
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01J—ELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
    • H01J2235/00—X-ray tubes
    • H01J2235/16—Vessels
    • H01J2235/165—Shielding arrangements
    • H01J2235/168—Shielding arrangements against charged particles

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray tube apparatus mounted on an X-ray diagnostic imaging apparatus, and more particularly to a structure of a recoil electron capturing body that captures recoil electrons generated in an anode target.
  • An X-ray imaging apparatus represented by an X-ray CT (Computed Tomography) apparatus is equipped with an X-ray tube apparatus that irradiates a subject with X-rays.
  • the X-ray tube apparatus includes a cathode that emits electrons, an anode target that generates X-rays by electron collision, and a vacuum envelope that holds the cathode and the anode target in a vacuum atmosphere.
  • the electrons emitted from the cathode are accelerated by the potential difference between the cathode and the anode target, and collide with the X-ray focal point on the anode target with an energy of 80 to 140 keV, for example.
  • the energy of electrons that collide with the X-ray focal point is converted into X-rays and heat. Part of the X-rays generated at the X-ray focal point is output from the X-ray tube device through the X-ray output window.
  • Recoil electrons cause various adverse effects by re-collision with the anode target at a position different from the X-ray focal point or collision with the vacuum envelope or the X-ray output window.
  • re-collision of recoil electrons with the anode target generates X-rays from other than the X-ray focal point and causes deterioration in the image quality of the X-ray image.
  • recoil electrons colliding with the vacuum envelope, X-ray output window, and anode target raise the temperature of the vacuum envelope.
  • Patent Documents 1 to 3 X-ray tube apparatuses having a configuration in which a recoil electron capturing body that captures recoil electrons is arranged between a cathode and an anode target are disclosed in Patent Documents 1 to 3. ing.
  • the recoil electron capturing body in order to improve the heat resistance of the recoil electron capturing body, is composed of alumina-dispersed copper and pure copper, or composed of a copper alloy of chromium or tungsten and pure copper. Is disclosed.
  • an object of the present invention is to provide a long-life X-ray tube device having an excellent recoil electron capture body without using expensive oxide dispersion-strengthened copper, and particularly having a recoil electron capture body that is strong against cracks. And an X-ray diagnostic imaging apparatus equipped with the X-ray tube apparatus.
  • the present invention is characterized in that at least a part of the recoil electron capturing body is constituted by a member in which a high melting point high strength metal is embedded in copper.
  • An X-ray tube apparatus comprising: a vacuum envelope; and a recoil electron capturing body that captures recoil electrons disposed between the cathode and the anode target and recoiled at the anode target
  • An X-ray tube device is characterized in that at least a part of the recoil electron capturing body is formed of a member in which a high-melting-point high-strength metal having a higher melting point and higher strength than copper is embedded in copper.
  • the method for manufacturing the X-ray tube apparatus is a method for manufacturing the X-ray tube apparatus, wherein the high melting point high strength metal is disposed in a mold and copper is cast in a vacuum furnace. .
  • an X-ray diagnostic imaging apparatus comprising: an image creating apparatus that creates an image of a specimen; and an image display apparatus that displays the image.
  • the heat resistance of a recoil electron capture body is improved without using expensive oxide dispersion strengthened copper, and in particular, a long-life X-ray tube device provided with a recoil electron capture body that is strong against cracks
  • the block diagram which shows the whole structure of the X-ray CT apparatus which is an example of the X-ray image diagnostic apparatus of this invention
  • Schematic sectional view showing the overall configuration of the X-ray tube apparatus of the present invention
  • Schematic cross-sectional view enlarging the periphery of the recoil electron capture body of the first embodiment
  • Detailed view of recoil electron capture body of the second embodiment Detailed view of recoil electron capture body of the third embodiment
  • the overall configuration of an X-ray CT apparatus 1000 will be described with reference to FIG. 1 as an example of an X-ray image diagnostic apparatus to which the present invention is applied.
  • the X-ray CT apparatus 1000 includes a scan gantry unit 100 and a console 120.
  • the scan gantry unit 100 includes an X-ray tube device 101, a rotating disk 102, a collimator 103, an X-ray detector 106, a data collection device 107, a bed 105, a gantry control device 108, and a bed control device 109.
  • the X-ray tube device 101 is a device that irradiates a subject placed on a bed 105 with X-rays.
  • the collimator 103 is a device that limits the radiation range of X-rays emitted from the X-ray tube device 101.
  • the rotating disk 102 includes an opening 104 into which the subject placed on the bed 105 enters, and is equipped with an X-ray tube device 101 and an X-ray detector 106, and rotates around the subject.
  • the X-ray detector 106 is a device that measures the spatial distribution of transmitted X-rays by detecting X-rays that are disposed opposite to the X-ray tube device 101 and transmitted through the subject.
  • the rotating disk 102 is arranged in the rotating direction, or the rotating disk 102 is arranged two-dimensionally in the rotating direction and the rotating shaft direction.
  • the data collection device 107 is a device that collects the X-ray dose detected by the X-ray detector 106 as digital data.
  • the gantry control device 108 is a device that controls the rotation of the rotary disk 102.
  • the bed control device 109 is a device that controls the vertical movement of the bed 105.
  • the X-ray control device 110 is a device that controls electric power input to the X-ray tube device 101.
  • the console 120 includes an input device 121, an image calculation device 122, a display device 125, a storage device 123, and a system control device 124.
  • the input device 121 is a device for inputting a subject's name, examination date and time, imaging conditions, and the like, specifically a keyboard or a pointing device.
  • the image computation device 122 is a device that performs CT processing on the measurement data sent from the data collection device 107 and performs CT image reconstruction.
  • the display device 125 is a device that displays the CT image created by the image calculation device 122, and is specifically a CRT (Cathode-Ray Tube), a liquid crystal display, or the like.
  • the storage device 123 is a device that stores data collected by the data collection device 107 and image data of a CT image created by the image calculation device 122, and is specifically an HDD (Hard Disk Disk Drive) or the like.
  • the system control device 124 is a device that controls these devices, the gantry control device 108, the bed control device 109, and the X-ray control device 110.
  • the X-ray tube device 101 is controlled by the X-ray controller 110 controlling the power input to the X-ray tube device 101 based on the imaging conditions input from the input device 121, in particular, the X-ray tube voltage and the X-ray tube current. Irradiates the subject with X-rays according to imaging conditions.
  • the X-ray detector 106 detects X-rays irradiated from the X-ray tube apparatus 101 and transmitted through the subject with a large number of X-ray detection elements, and measures the distribution of transmitted X-rays.
  • the rotating disk 102 is controlled by the gantry control device 108, and rotates based on the photographing conditions input from the input device 121, particularly the rotation speed.
  • the couch 105 is controlled by the couch controller 109 and operates based on the photographing conditions input from the input device 121, particularly the helical pitch.
  • X-ray irradiation from the X-ray tube apparatus 101 and transmission X-ray distribution measurement by the X-ray detector 106 are repeated along with the rotation of the rotating disk 102, whereby projection data from various angles is acquired.
  • the acquired projection data from various angles is transmitted to the image calculation device 122.
  • the image calculation device 122 reconstructs the CT image by performing back projection processing on the transmitted projection data from various angles.
  • the CT image obtained by the reconstruction is displayed on the display device 125.
  • the subject may be compressed, so it is desirable that the opening 104 is large and the scan gantry unit 100 is thin. Since the size of the opening 104 and the thickness of the scan gantry unit 100 depend on the size of the mounted object on the rotating disk 102, the X-ray tube device 101, which is one of the mounted objects, may be smaller. preferable.
  • the X-ray diagnostic imaging apparatus is an X-ray fluoroscopic imaging apparatus, and the main difference from the X-ray CT apparatus is that the rotating disk 102 is not provided, and the image arithmetic unit 122 does not reconstruct a CT image. Instead, a perspective image is created.
  • the X-ray fluoroscopic apparatus and the X-ray CT apparatus are compared, since the X-ray tube current is large in the X-ray CT apparatus, adverse effects caused by recoil electrons are also increased.
  • the configuration of the X-ray tube apparatus 101 will be described by taking an anode grounded rotary anode X-ray tube apparatus as an example.
  • the X-ray tube apparatus 101 includes an X-ray tube 2 that generates X-rays and a tube container 1 that stores the X-ray tube 2.
  • the X-ray tube 2 includes a cathode 8 that generates an electron beam 20, an anode target 11 to which a positive potential is applied to the cathode 8, and a vacuum envelope 3 that holds the cathode 8 and the anode target 11 in a vacuum atmosphere.
  • the vacuum envelope 3 holds the cathode 8 and the anode target 11 in a vacuum atmosphere in order to electrically insulate between the cathode 8 and the anode target 11.
  • the vacuum envelope 3 includes an anode valve 3A, a center valve 3B, and a cathode valve 3C.
  • the anode valve 3A covers the anode target 11 side
  • the cathode valve 3C covers the cathode 8 side
  • the center valve 3B covers between the anode valve 3A and the cathode valve 3C.
  • the anode valve 3A, the center valve 3B, and the cathode valve 3C are joined so as to maintain vacuum airtightness.
  • the anode valve 3A, the center valve 3B, and the cathode valve 3C have a cylindrical shape, and the anode valve 3A and the center valve 3B have the same central axis, but the central axis of the cathode valve 3C is the center of the anode valve 3A and the center valve 3B. Different from the axis.
  • the center valve 3B is provided with an X-ray output window 4 for outputting X-rays to the outside of the X-ray tube 2.
  • the X-ray output window 4 is made of a material having a small atomic number such as beryllium having a high X-ray transmittance.
  • the potential of the vacuum envelope 3 is the ground potential.
  • the cathode 8 includes a filament or cold cathode and a focusing electrode.
  • the filament is formed by winding a high melting point material such as tungsten in a coil shape, and is heated when a current is passed to emit thermoelectrons.
  • a cold cathode is formed by sharpening a metal material such as nickel or molybdenum, and emits electrons by field emission when an electric field is concentrated on the cathode surface.
  • the focusing electrode forms a focusing electric field for focusing the emitted electrons toward the X-ray focal point 21 on the anode target 11.
  • the filament or cold cathode and the focusing electrode are at the same potential. Since a negative potential is applied to the cathode 8 with respect to the vacuum envelope 3, the cathode 8 is supported by the cathode valve 3C via a cathode support 9 made of an insulator such as alumina ceramic.
  • the anode target 11 includes a target and an anode base material.
  • the target is made of a material having a high melting point and a large atomic number, such as tungsten.
  • the electrons emitted from the cathode 8 collide with the X-ray focal point 21 on the target, whereby X-rays are emitted from the X-ray focal point 21.
  • the anode base material holds the target and is made of a material having high thermal conductivity such as copper.
  • the target and the anode base material are at the same potential.
  • the anode target 11 and the vacuum envelope 3 are at the same potential because the potential of the anode target 11 is the ground potential.
  • Electrons emitted from the cathode 8 are accelerated by the potential difference of about 100 kV applied between the cathode 8 and the anode target 11 to become an electron beam 20.
  • the electron beam 20 is focused by the focusing electric field and collides with the X-ray focal point 21 on the anode target 11, about 1% of the energy of the electron beam 20 is converted into X-rays. Most of the remaining energy of the electron beam 20 is converted into heat, heating the anode target 11.
  • the anode target 11 is connected to the rotating device 5 and rotates around the one-dot chain line 6 in FIG. .
  • the rotating device 5 includes an exciting coil 5C that generates a magnetic field that serves as a rotational driving force, a rotor 5A that rotates by receiving the magnetic field generated by the exciting coil 5C, and a rotation support portion 5B that rotatably supports the rotor 5A.
  • the rotation axis of the anode target 11 is hereinafter referred to as the tube axis 6 of the X-ray tube 2.
  • the X-ray focal point 21, which is the part where the electron beam 20 collides always moves, so the temperature of the X-ray focal point 21 can be kept lower than the melting point of the target, and the anode target 11 is overheated. It can prevent melting.
  • the tube container 1 in which the X-ray tube 2 is stored is filled with a cooling medium 15.
  • the cooling medium 15 is an insulating oil that electrically insulates the cooling water or the X-ray tube 2 and serves as a cooling medium.
  • the cooling medium 15 filled in the tube container 1 is guided to a cooler (not shown) through a pipe connected to the tube container 1 of the X-ray tube apparatus 101, and after the heat is dissipated in the cooler, the tube container is passed through the pipe. Returned within 1.
  • the tube container 1 is provided with an X-ray output window 16 for outputting X-rays to the outside of the X-ray tube device 101.
  • the X-ray output window 16 is made of a material having a small atomic number such as beryllium having a high X-ray transmittance.
  • the X-ray tube 2 further has a recoil electron capturing body 10.
  • the recoil electron capturing body 10 captures recoil electrons generated when the electron beam 20 collides with the anode target 11. Since about 40% of the electron beam 20 becomes recoiled electrons, a device is required to improve the heat resistance of the recoiled electron capturing body 10.
  • FIG. 3 shows a schematic cross-sectional view in which the periphery of the recoil electron capturing body 10 of the present embodiment is enlarged.
  • the recoil electron capturing body 10 is disposed between the cathode 8 and the anode target 11, has a shape that covers the cathode 8 in a cylindrical shape, and has the same central axis as the cathode bulb 3C. Since recoil electrons draw an orbit like an arrow starting from the X-ray focal point 21 in FIG. 3, most of the recoil electrons collide with the inner surface of the recoil electron capturing body 10 and are captured.
  • the recoil electrons captured by the recoil electron capture body 10 are converted into heat, and the generated heat is transferred to the cooling medium 15 flowing around the recoil electron capture body 10 or heat conduction in the recoil electron capture body 10. It is discharged out of the X-ray tube 2 by heat transfer.
  • the recoil electron capturing body 10 captures recoil electrons, generation of X-rays from other than the X-ray focal point 21 and temperature rise of the vacuum envelope 3 and the like can be prevented.
  • FIG. 4 shows a cross-sectional view of the recoil electron capturing body 10 of the present embodiment.
  • the recoil electron capturing body 10 of the present embodiment is formed by embedding a high melting point high strength metal 18 having a melting point higher than that of the copper 17 and higher than that of the copper 17 in the copper 17.
  • the high melting point high strength metal 18 is made of, for example, at least one of tungsten, molybdenum, tantalum, and chromium.
  • the shape of the high-melting-point high-strength metal 18 is, for example, a mesh sheet formed by pulverizing powder, fine wire, and fine wire into a mesh shape.
  • the recoil electron capturing body 10 of the present embodiment can be manufactured, for example, by placing a high melting point high strength metal 18 in a mold and casting copper 17 in a vacuum furnace.
  • the recoil-electron trap 10 When the recoil-electron trap 10 is composed of copper 17 alone, the crystal of the copper 17 moves in the recoil-electron trap that has become hot due to trapping recoil electrons. As a result, surface roughness of the recoil electron capturing body 10 occurs. The surface roughness of the recoil electron capturing body 10 causes a discharge in the X-ray tube 2, and as a result, the withstand voltage performance of the X-ray tube apparatus 101 is deteriorated.
  • the high melting point high strength metal 18 embedded in the copper 17 seals the movement of the crystal of the copper 17, thereby preventing crystal coarsening and recrystallization. .
  • the high melting point high strength metal 18 does not progress the crack. Since it plays a role of stopping, cracks can be minimized and large cracks that lead to penetration into the atmosphere can be prevented.
  • the recoil electron capture body 10 of the present embodiment is excellent in heat resistance and particularly strong against cracks. Therefore, it is possible to provide a long-life X-ray tube device, and the X-ray tube An X-ray diagnostic imaging apparatus equipped with the apparatus can be provided.
  • FIG. 5 shows a cross-sectional view of the recoil electron capturing body 10 of the second embodiment.
  • the difference from the first embodiment is a place where the high melting point high strength metal 18 is embedded.
  • Each configuration will be described below.
  • the high melting point high-strength metal 18 is dispersed and embedded in the entire recoil electron capturing body 10, whereas in the present embodiment, the high melting point high strength metal 18 is high in the vicinity of the inner surface of the recoil electron capturing body 10. Melting point high strength metal 18 is concentrated and embedded.
  • the recoil electron capturing body 10 of the present embodiment can be manufactured, for example, by placing a high melting point high strength metal 18 in the center of a mold and casting copper 17 in a vacuum furnace.
  • the recoil electrons collide with the inner surface of the recoil electron capturing body 10, and the inner surface and its vicinity become high temperature, so the crystal of copper 17 moves closer to the inner surface. . Therefore, in the present embodiment, a structure in which the high-melting-point high-strength metal 18 is concentrated and embedded in the vicinity of the inner surface of the recoil electron capturing body 10 prevents copper crystal coarsening and recrystallization in the vicinity of the inner surface. Further, since the high melting point high strength metal 18 embedded in the vicinity of the inner surface of the recoil electron capturing body 10 plays a role of stopping the progress of the crack, the crack can be minimized.
  • the outer periphery of the portion where the high melting point high strength metal 18 is embedded is covered with copper alone having a good thermal conductivity.
  • the recoil electron capture body 10 of the present embodiment is excellent in heat resistance and particularly strong against cracks. Therefore, it is possible to provide a long-life X-ray tube device, and the X-ray tube An X-ray diagnostic imaging apparatus equipped with the apparatus can be provided.
  • the embedment density of the high melting point high strength metal 18 may be made higher on the inner surface side and lower on the outer surface side.
  • FIG. 6 shows a cross-sectional view of the recoil electron trap 10 of the third embodiment.
  • the difference from the first embodiment is the direction of the high melting point high strength metal 18 embedded in the copper 17.
  • Each configuration will be described below.
  • the directions of the high melting point and high strength metal 18 are not aligned, whereas in this embodiment, the direction of the high melting point and high strength metal 18 is aligned and embedded in the copper 17. That is, the high-melting-point high-strength metal 18 is a mesh sheet 19 formed by braiding fine wires into a mesh shape, and the mesh sheet 19 is spirally wound around the central axis of the cathode bulb 3C or the electron beam 20 as a central axis. Embedded in 17.
  • the crack generated in the recoil electron capturing body 10 tends to progress in the radial direction of the recoil electron capturing body 10.
  • the mesh sheet 19 is spirally embedded in the copper 17 so that the direction of the high melting point high strength metal 18 is aligned with the circumferential direction of the recoil electron capturing body 10.
  • the mesh sheet 19 may be concentric with the central axis of the cathode bulb 3C or the electron beam 20 as the central axis and embedded in the copper 17. Even with such a structure, cracks in which the mesh sheet 19 progresses in the radial direction are stopped.
  • the high melting point high strength metal 18 embedded in the copper 17 in a spiral shape or a concentric shape may be a thin wire shape. Even with such a structure, cracks in which the thin line-shaped high melting point high strength metal 18 progresses in the radial direction are stopped.
  • the recoil electron capture body 10 of the present embodiment is excellent in heat resistance and particularly strong against cracks. Therefore, it is possible to provide a long-life X-ray tube device, and the X-ray tube An X-ray diagnostic imaging apparatus equipped with the apparatus can be provided.
  • the directions of the high melting point and high strength metal 18 may be aligned as in the structure of the third embodiment.

Landscapes

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

Abstract

　高価な酸化物分散強化銅を用いることなく反跳電子捕捉体の耐熱性を向上させ、特にクラックに対し強固な反跳電子捕捉体を備えた長寿命なX線管装置及びその製造方法を提供すること、並びにそのX線管装置を搭載するX線画像診断装置を提供するために、電子線を発生する陰極と、前記陰極と対向配置され前記電子線が照射されることでX線を放射する陽極ターゲットと、前記陰極と前記陽極ターゲットを真空雰囲気内に保持する真空外囲器と、前記陰極と前記陽極ターゲットとの間に配置され前記陽極ターゲットにて反跳した反跳電子を捕捉する反跳電子捕捉体と、を備えたX線管装置であって、前記反跳電子捕捉体の少なくとも一部が、銅よりも融点が高く高強度な高融点高強度金属を銅の中に埋め込んだ部材で構成される。

Description

Ｘ線管装置及びその製造方法とＸ線画像診断装置
　本発明は、X線画像診断装置に搭載されるX線管装置に係り、特に陽極ターゲットにて発生した反跳電子を捕捉する反跳電子捕捉体の構造に関する。
　X線CT(Computed Tomography)装置に代表されるX線画像診断装置には、被検体にX線を照射するX線管装置が搭載される。X線管装置は、電子を放出する陰極と、電子の衝突によりX線を発生する陽極ターゲットと、陰極と陽極ターゲットを真空雰囲気内に保持する真空外囲器とを備える。陰極から放出される電子は、陰極と陽極ターゲット間の電位差によって加速され、例えば80～140keVのエネルギーを持って陽極ターゲット上のX線焦点に衝突する。X線焦点に衝突する電子のエネルギーはX線や熱に変換される。X線焦点で発生したX線の一部はX線出力窓を通じてX線管装置から出力される。
　ところで、陽極ターゲットに衝突した電子の40％以上は、陽極ターゲット上で後方散乱し、反跳電子となる。反跳電子は、X線焦点とは異なる位置で陽極ターゲットに再衝突したり、真空外囲器やX線出力窓に衝突したりすることで様々な弊害をもたらす。例えば、反跳電子の陽極ターゲットへの再衝突は、X線焦点以外からX線を発生させ、X線画像の画質低下の原因となる。また真空外囲器やX線出力窓、陽極ターゲットへの反跳電子の衝突は、真空外囲器などの温度を上昇させる。
　そこで反跳電子に起因する弊害を防止するために、反跳電子を捕捉する反跳電子捕捉体を陰極と陽極ターゲットの間に配置した構成のX線管装置が特許文献1～3として開示されている。特に特許文献1には、反跳電子捕捉体の耐熱性を向上させるために、反跳電子捕捉体をアルミナ分散銅と純銅で構成することや、クロムやタングステンの銅合金と純銅で構成することが開示されている。
特開2007-149452号公報 特開2009-272056号公報 特開2009-272057号公報
　しかしながら、特許文献1に開示されているアルミナ分散銅やクロムやタングステンの銅合金は純銅に比べ延性が低いため、一度クラックが生じるとそのクラックが進展しやすいという課題がある。さらにアルミナ分散銅に代表される酸化物分散強化銅は非常に高価であるという課題もある。
　そこで本発明の目的は、高価な酸化物分散強化銅を用いることなく反跳電子捕捉体の耐熱性に優れ、特にクラックに対し強固な反跳電子捕捉体を備えた長寿命なX線管装置及びその製造方法を提供すること、並びにそのX線管装置を搭載するX線画像診断装置を提供することである。
　上記目的を達成するために本発明は、反跳電子捕捉体の少なくとも一部が、銅の中に高融点高強度金属を埋め込んだ部材で構成されることを特徴とするものである。
　具体的には、電子線を発生する陰極と、前記陰極と対向配置され前記電子線が照射されることでX線を放射する陽極ターゲットと、前記陰極と前記陽極ターゲットを真空雰囲気内に保持する真空外囲器と、前記陰極と前記陽極ターゲットとの間に配置され前記陽極ターゲットにて反跳した反跳電子を捕捉する反跳電子捕捉体と、を備えたX線管装置であって、前記反跳電子捕捉体の少なくとも一部が、銅よりも融点が高く高強度な高融点高強度金属を銅の中に埋め込んだ部材で構成されることを特徴とするX線管装置である。
　また、前記X線管装置の製造方法であって、前記高融点高強度金属を鋳型の中に配置し、真空炉内で銅を鋳込むことを特徴とするX線管装置の製造方法である。
　また、前記X線管装置と、前記X線管装置に対向配置され被検体を透過したX線を検出するX線検出器と、前記X線検出器により検出された透過X線量に基づき前記被検体の画像を作成する画像作成装置と、前記画像を表示する画像表示装置と、を備えたX線画像診断装置である。
　本発明によれば、高価な酸化物分散強化銅を用いることなく反跳電子捕捉体の耐熱性を向上させ、特にクラックに対し強固な反跳電子捕捉体を備えた長寿命なX線管装置及びその製造方法を提供すること、並びにそのX線管装置を搭載するX線画像診断装置を提供することができる。
本発明のX線画像診断装置の一例であるX線CT装置の全体構成を示すブロック図 本発明のX線管装置の全体構成を示す概略の断面図 第一の実施形態の反跳電子捕捉体の周辺を拡大した概略の断面図 第一の実施形態の反跳電子捕捉体の詳細図 第二の実施形態の反跳電子捕捉体の詳細図 第三の実施形態の反跳電子捕捉体の詳細図
　以下、添付図面に従って本発明に係るX線画像診断装置の好ましい実施形態について説明する。なお、以下の説明及び添付図面において、同一の機能構成を有する構成要素については、同一の符号を付することにより重複説明を省略することにする。
　図1を用いて本発明を適用したX線画像診断装置の一例としてX線CT装置1000の全体構成を説明する。X線CT装置1000はスキャンガントリ部100と操作卓120とを備える。
　スキャンガントリ部100は、X線管装置101と、回転円盤102と、コリメータ103と、X線検出器106と、データ収集装置107と、寝台105と、ガントリ制御装置108と、寝台制御装置109と、X線制御装置110と、を備えている。X線管装置101は寝台105上に載置された被検体にX線を照射する装置である。コリメータ103はX線管装置101から照射されるX線の放射範囲を制限する装置である。回転円盤102は、寝台105上に載置された被検体が入る開口部104を備えるとともに、X線管装置101とX線検出器106を搭載し、被検体の周囲を回転するものである。
　X線検出器106は、X線管装置101と対向配置され被検体を透過したX線を検出することにより透過X線の空間的な分布を計測する装置であり、多数のX線検出素子を回転円盤102の回転方向に配列したもの、若しくは回転円盤102の回転方向と回転軸方向との2次元に配列したものである。データ収集装置107は、X線検出器106で検出されたX線量をデジタルデータとして収集する装置である。ガントリ制御装置108は回転円盤102の回転を制御する装置である。寝台制御装置109は、寝台105の上下前後動を制御する装置である。X線制御装置110はX線管装置101に入力される電力を制御する装置である。
　操作卓120は、入力装置121と、画像演算装置122と、表示装置125と、記憶装置123と、システム制御装置124とを備えている。入力装置121は、被検体氏名、検査日時、撮影条件などを入力するための装置であり、具体的にはキーボードやポインティングデバイスである。画像演算装置122は、データ収集装置107から送出される計測データを演算処理してCT画像再構成を行う装置である。表示装置125は、画像演算装置122で作成されたCT画像を表示する装置であり、具体的にはCRT(Cathode-Ray Tube)や液晶ディスプレイ等である。記憶装置123は、データ収集装置107で収集したデータ及び画像演算装置122で作成されたCT画像の画像データを記憶する装置であり、具体的にはHDD(Hard Disk Drive)等である。システム制御装置124は、これらの装置及びガントリ制御装置108と寝台制御装置109とX線制御装置110を制御する装置である。
　入力装置121から入力された撮影条件、特にX線管電圧やX線管電流などに基づきX線制御装置110がX線管装置101に入力される電力を制御することにより、X線管装置101は撮影条件に応じたX線を被検体に照射する。X線検出器106は、X線管装置101から照射され被検体を透過したX線を多数のX線検出素子で検出し、透過X線の分布を計測する。回転円盤102はガントリ制御装置108により制御され、入力装置121から入力された撮影条件、特に回転速度などに基づいて回転する。寝台105は寝台制御装置109によって制御され、入力装置121から入力された撮影条件、特にらせんピッチなどに基づいて動作する。
　X線管装置101からのX線照射とX線検出器106による透過X線分布の計測が回転円盤102の回転とともに繰り返されることにより、様々な角度からの投影データが取得される。取得された様々な角度からの投影データは画像演算装置122に送信される。画像演算装置122は送信された様々な角度からの投影データを逆投影処理することによりCT画像を再構成する。再構成して得られたCT画像は表示装置125に表示される。
　回転円盤102の開口部104の大きさ及びスキャンガントリ部100の厚さによっては、被検体に圧迫感を与えることがあるので、開口部104は大きく、スキャンガントリ部100は薄いことが望ましい。開口部104の大きさ及びスキャンガントリ部100の厚さは、回転円盤102上の搭載物の大きさに依存するので、搭載物の一つであるX線管装置101はより小型であることが好ましい。
　X線画像診断装置の他の例としてはX線透視撮影装置があり、X線CT装置との主たる違いは回転円盤102を備えない点と、画像演算装置122がCT画像を再構成するのではなく、透視画像を作成する点である。X線透視撮影装置とX線CT装置を比較した場合、X線CT装置ではX線管電流が大きいので、反跳電子に起因する弊害も大きくなる。
　図2を用いて、X線管装置101の構成について、陽極接地型の回転陽極X線管装置を例に挙げ説明する。
　X線管装置101は、X線を発生するX線管2と、X線管2を収納する管容器1とを備える。
　X線管2は、電子線20を発生する陰極8と、陰極8に対し正の電位が印加される陽極ターゲット11と、陰極8と陽極ターゲット11を真空雰囲気中に保持する真空外囲器3とを備える。
　真空外囲器3は陰極8と陽極ターゲット11の間を電気的に絶縁するために、陰極8と陽極ターゲット11を真空雰囲気中に保持する。真空外囲器3は、アノードバルブ3Aとセンターバルブ3Bとカソードバルブ3Cとからなる。アノードバルブ3Aは陽極ターゲット11側を、カソードバルブ3Cは陰極8側を、センターバルブ3Bはアノードバルブ3Aとカソードバルブ3Cの間をそれぞれ覆うものである。アノードバルブ3Aとセンターバルブ3Bとカソードバルブ3Cとは真空気密を保つように接合されている。アノードバルブ3A及びセンターバルブ3B、カソードバルブ3Cは円筒形状をしており、アノードバルブ3Aとセンターバルブ3Bは同じ中心軸を有するが、カソードバルブ3Cの中心軸はアノードバルブ3A及びセンターバルブ3Bの中心軸とは異なる。センターバルブ3BにはX線をX線管2外へ出力するためのX線出力窓4が備えられる。X線出力窓4は、X線透過率が高いベリリウムなどの原子番号の小さい材質で構成される。真空外囲器3の電位は接地電位である。
　陰極8はフィラメントもしくは冷陰極と、集束電極とを備える。フィラメントはタングステンなどの高融点材料をコイル状に巻いたものであり、電流が流されることにより加熱され、熱電子を放出する。冷陰極はニッケルやモリブデンなどの金属材料を鋭利に尖らせてなるもので、陰極表面に電界が集中することで電界放出により電子を放出する。集束電極は、放出された電子を陽極ターゲット11上のX線焦点21へ向けて集束させるための集束電界を形成する。フィラメントもしくは冷陰極と、集束電極とは同電位である。陰極8には真空外囲器3に対して負の電位が印加されるので、陰極8は例えばアルミナセラミックスのような絶縁物製の陰極支持体9を介してカソードバルブ3Cに支持される。
　陽極ターゲット11はターゲットと陽極母材とを備える。ターゲットはタングステンなどの高融点で原子番号の大きい材質で構成される。ターゲット上のX線焦点21に陰極8から放出された電子が衝突することにより、X線焦点21からX線が放射される。陽極母材はターゲットを保持し、銅などの熱伝導率の高い材質からなる。ターゲットと陽極母材とは同電位である。陽極接地型のX線管装置では、陽極ターゲット11の電位は接地電位であるので、陽極ターゲット11と真空外囲器3とは同電位である。
　陰極8から放出された電子は、陰極8と陽極ターゲット11との間に印加される100kV前後の電位差により加速され電子線20となる。電子線20が集束電界により集束されて陽極ターゲット11上のX線焦点21に衝突すると、電子線20のエネルギーの約1％がX線に変換される。電子線20の残りのエネルギーのほとんどは熱に変換され、陽極ターゲット11を加熱する。このような加熱による陽極ターゲット11の過熱溶融を防止するため、陽極ターゲット11は回転装置5に接続されており、回転装置5の駆動により、図2中の1点鎖線6を回転軸として回転する。陽極ターゲット11が回転するので、回転陽極X線管と呼ばれる。回転装置5は、回転駆動力となる磁界を発生する励磁コイル5Cと、励磁コイル5Cが発生した磁界を受けて回転するロータ5Aと、ロータ5Aを回転可能に支持する回転支持部5Bと、を備える。なお、陽極ターゲット11の回転軸を以降X線管2の管軸6と呼ぶ。
　陽極ターゲット11を回転させることで、電子線20が衝突する部分であるX線焦点21が常に移動するので、X線焦点21の温度をターゲットの融点より低く保つことができ、陽極ターゲット11が過熱溶融することを防止できる。
　X線管2が収納される管容器1の中には、冷却媒体15が充填される。冷却媒体15は冷却水もしくはX線管2を電気的に絶縁するとともに冷却媒体となる絶縁油である。管容器1内に充填された冷却媒体15は、X線管装置101の管容器1に接続された配管を通じて図示しない冷却器に導かれ、冷却器にて熱を放散した後、配管を通じて管容器1内に戻される。管容器1にはX線をX線管装置101外へ出力するためのX線出力窓16が備えられる。X線出力窓16は、X線透過率が高いベリリウムなどの原子番号の小さい材質で構成される。
　X線管2はさらに反跳電子捕捉体10を有する。反跳電子捕捉体10は、電子線20が陽極ターゲット11に衝突した際に発生する反跳電子を捕捉する。電子線20の約40%が反跳電子となるため、反跳電子捕捉体10の耐熱性を向上させるために工夫が必要である。
　以下、反跳電子捕捉体10の構造について、周囲との関係も含めて詳細に説明する。
　(第一の実施形態)
　図3に、本実施形態の反跳電子捕捉体10の周辺を拡大した概略の断面図を示す。反跳電子捕捉体10は、陰極8と陽極ターゲット11との間に配置され、陰極8を円筒状に覆うような形状であり、カソードバルブ3Cと同じ中心軸を有する。反跳電子は、図3中でX線焦点21を始点とする矢印のような軌道を描くので、そのほとんどは反跳電子捕捉体10の内面に衝突し捕捉される。反跳電子捕捉体10に捕捉された反跳電子は熱に変換され、発生した熱は反跳電子捕捉体10内の熱伝導、あるいは反跳電子捕捉体10の周囲を流れる冷却媒体15への熱伝達によりX線管2外へ排出される。反跳電子捕捉体10が反跳電子を捕捉することにより、X線焦点21以外からのX線の発生や、真空外囲器3などの温度上昇を防止できる。
　図4に、本実施形態の反跳電子捕捉体10の断面図を示す。本実施形態の反跳電子捕捉体10は、銅17の中に、銅17よりも融点が高く、銅17よりも高強度な高融点高強度金属18を埋め込んでなるものである。高融点高強度金属18は、例えば、タングステン、モリブデン、タンタル、クロム、のうちの少なくとも1つからなる。高融点高強度金属18の形状は、例えば、粉末、細線、細線を編みこんで網目状に形成したメッシュシートである。本実施形態の反跳電子捕捉体10は、例えば、高融点高強度金属18を鋳型の中に配置し、真空炉内で銅17を鋳込むことにより製造することができる。
　反跳電子捕捉体10が銅17単体で構成された場合、反跳電子を捕捉することにより高温となった反跳電子捕捉体内において銅17の結晶が移動することで、結晶粗大化や再結晶が生じ、反跳電子捕捉体10の表面荒れが発生する。反跳電子捕捉体10の表面荒れは、X線管2内の放電の原因となり、結果としてX線管装置101の耐電圧性能を劣化させる。
　これに対し、本実施形態の反跳電子捕捉体10では、銅17の中に埋め込まれた高融点高強度金属18が銅17の結晶の移動を封じるので、結晶粗大化や再結晶を防止する。その結果、反跳電子捕捉体10の表面荒れを発生させずにすむので、X線管装置101の耐電圧性能を維持できる。
　また、反跳電子捕捉体10にアルミナ分散銅等を使用したときに懸念されるクラックの進展に関しても、本実施形態の反跳電子捕捉体10では、高融点高強度金属18がクラックの進展を止める役割をするので、クラックを最小限に抑えることができ、大気貫通に至るような大きなクラックを防止することができる。
　以上のことから、本実施形態の反跳電子捕捉体10は、耐熱性に優れ、特にクラックに対し強固なものであるので、長寿命なX線管装置を提供すること、及びそのX線管装置を搭載するX線画像診断装置を提供することができる。
　(第二の実施形態)
　図5に、第二の実施形態の反跳電子捕捉体10の断面図を示す。第一の実施形態と異なる点は、高融点高強度金属18が埋め込まれる場所である。以下、各構成について説明する。
　第一の実施形態では、高融点高強度金属18が反跳電子捕捉体10の全体に分散して埋め込まれているのに対し、本実施形態では、反跳電子捕捉体10の内面近傍に高融点高強度金属18が集中して埋め込まれる。本実施形態の反跳電子捕捉体10は、例えば、高融点高強度金属18を鋳型の中央部に配置し、真空炉内で銅17を鋳込むことにより製造することができる。
　図3に示したように、反跳電子が衝突するのは反跳電子捕捉体10の内面であり、内面とその近傍が高温になるので、内面近傍ほど銅17の結晶が移動することになる。そこで本実施形態では、反跳電子捕捉体10の内面近傍に高融点高強度金属18を集中して埋め込む構造とすることにより、内面近傍での銅の結晶粗大化や再結晶を防止する。また、クラックに対しても、反跳電子捕捉体10の内面近傍に埋め込まれた高融点高強度金属18がクラックの進展を止める役割をするので、クラックを最小限に抑えることができる。
　さらに本実施形態の構造では、高融点高強度金属18が埋め込まれた部分の外周を熱伝導率が良好な銅単体で覆うことになる。その結果、反跳電子捕捉体10の内面で発生した熱を速やかにX線管2外へ排出させることができる。
　以上のことから、本実施形態の反跳電子捕捉体10は、耐熱性に優れ、特にクラックに対し強固なものであるので、長寿命なX線管装置を提供すること、及びそのX線管装置を搭載するX線画像診断装置を提供することができる。
　なお、高融点高強度金属18の埋め込み密度を、内面側ほど高くし、外面側ほど低くするような構造としても良い。
　(第三の実施形態)
　図6に、第三の実施形態の反跳電子捕捉体10の断面図を示す。第一の実施形態と異なる点は、銅17の中に埋め込まれる高融点高強度金属18の方向である。以下、各構成について説明する。
　第一の実施形態では、高融点高強度金属18の向きは揃っていないのに対し、本実施形態では高融点高強度金属18の向きが揃えられて銅17の中に埋め込まれる。すなわち、高融点高強度金属18は細線を網目状に編み込んで形成されたメッシュシート19であり、メッシュシート19はカソードバルブ3Cの中心軸又は電子線20を中心軸として渦巻状に巻かれて銅17の中に埋め込まれる。
　反跳電子捕捉体10に生じるクラックは、反跳電子捕捉体10の半径方向に進展しやすい。本実施形態では、メッシュシート19を渦巻状にして銅17の中に埋め込むことにより、高融点高強度金属18の向きが反跳電子捕捉体10の円周方向に揃えられる。このような構造とすることにより、クラックの進展方向と直交する方向に揃えられたメッシュシート19が半径方向に進展するクラックを止めることになる。
　また、メッシュシート19を、カソードバルブ3Cの中心軸又は電子線20を中心軸とした同心円状にして、銅17の中に埋め込んでも良い。このような構造であっても、メッシュシート19が半径方向に進展するクラックを止めることになる。
　また、銅17の中に渦巻状または同心円状にして埋め込まれる高融点高強度金属18は、細線形状であっても良い。このような構造であっても、細線形状の高融点高強度金属18が半径方向に進展するクラックを止めることになる。
　以上のことから、本実施形態の反跳電子捕捉体10は、耐熱性に優れ、特にクラックに対し強固なものであるので、長寿命なX線管装置を提供すること、及びそのX線管装置を搭載するX線画像診断装置を提供することができる。
　なお、実施形態で開示した複数の構成要素を適宜に組み合わせて実施しても良い。例えば、第二の実施形態の構造において、第三の実施形態の構造のように高融点高強度金属18の向きを揃えるようにしても良い。
　1000　X線CT装置、100　スキャンガントリ部、101　X線管装置、102　回転円盤、103　コリメータ、104　開口部、105　寝台、106　X線検出器、107　データ収集装置、108　ガントリ制御装置、109　寝台制御装置、110　X線制御装置、120　操作卓、121　入力装置、122　画像演算装置、123　記憶装置、124　システム制御装置、125　表示装置、1　管容器、2　X線管、3　真空外囲器、3A:アノードバルブ、3B　センターバルブ、3C　カソードバルブ、4　X線出力窓、5:回転装置、5A　ロータ、5B　回転支持部、5C　励磁コイル、6　管軸、8　陰極、9　陰極支持体、10　反跳電子捕捉体、11　陽極ターゲット、12　ロータ、13　回転支持機構、14　ステータ、15　冷却媒体、16　X線出力窓、17　銅、18　高融点高強度金属、19　メッシュシート

Claims (10)

  1. 　電子線を発生する陰極と、前記陰極と対向配置され前記電子線が照射されることでX線を放射する陽極ターゲットと、前記陰極と前記陽極ターゲットを真空雰囲気内に保持する真空外囲器と、前記陰極と前記陽極ターゲットとの間に配置され前記陽極ターゲットにて反跳した反跳電子を捕捉する反跳電子捕捉体と、を備えたX線管装置であって、
    　前記反跳電子捕捉体の少なくとも一部が、銅よりも融点が高く高強度な高融点高強度金属を銅の中に埋めこんだ部材で構成されることを特徴とするX線管装置。
  2. 　請求項1に記載のX線管装置において、
    　前記高融点高強度金属は細線を含むことを特徴とするX線管装置。
  3. 　請求項2に記載のX線管装置において、
    　前記高融点高強度金属は前記細線を網目状に編み込んで形成したメッシュシートを含むことを特徴とするX線管装置。
  4. 　請求項2に記載のX線管装置において、
    　前記高融点高強度金属は前記電子線を中心軸とした渦巻状に前記銅の中に埋め込まれることを特徴とするX線管装置。
  5. 　請求項2に記載のX線管装置において、
    　前記高融点高強度金属は前記電子線を中心軸とした同心円状に前記銅の中に埋め込まれることを特徴とするX線管装置。
  6. 　請求項1に記載のX線管装置において、
    　前記高融点高強度金属は前記反跳電子捕捉体の前記反跳電子が衝突する面の近傍に埋め込まれることを特徴とするX線管装置。
  7. 　請求項1に記載のX線管装置において、
    　前記高融点高強度金属は、タングステン、モリブデン、タンタル、クロムのうちの少なくとも1つから成ることを特徴とするX線管装置。
  8. 　被検体にX線を照射するX線源と、前記X線源に対向配置され前記被検体を透過したX線を検出するX線検出器と、前記X線検出器により検出された透過X線量に基づき被検体の画像を作成する画像作成装置と、前記画像を表示する画像表示装置と、を備えたX線画像診断装置であって、
    　前記X線源は、請求項1に記載のX線管装置であることを特徴とするX線画像診断装置。
  9. 　請求項1に記載のX線管装置の製造方法であって、前記高融点高強度金属を鋳型の中に配置し、真空炉内で銅を鋳込むことを特徴とするX線管装置の製造方法。
  10. 　請求項9に記載のX線管装置の製造方法であって、前記高融点高強度金属は鋳型の中央部に配置されることを特徴とするX線管装置の製造方法。
PCT/JP2011/070078 2010-09-10 2011-09-04 Ｘ線管装置及びその製造方法とｘ線画像診断装置 WO2012033027A1 (ja)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2012532963A JP5865249B2 (ja) 2010-09-10 2011-09-04 Ｘ線管装置及びその製造方法とｘ線画像診断装置

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2010-202560 2010-09-10
JP2010202560 2010-09-10

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2012033027A1 true WO2012033027A1 (ja) 2012-03-15

Family

ID=45810628

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2011/070078 WO2012033027A1 (ja) 2010-09-10 2011-09-04 Ｘ線管装置及びその製造方法とｘ線画像診断装置

Country Status (2)

Country Link
JP (1) JP5865249B2 (ja)
WO (1) WO2012033027A1 (ja)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN108333147A (zh) * 2017-12-14 2018-07-27 中国科学院西安光学精密机械研究所 近背向散射光学测量系统

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002352756A (ja) * 2001-05-24 2002-12-06 Toshiba Corp 回転陽極型ｘ線管装置
JP2007149452A (ja) * 2005-11-25 2007-06-14 Toshiba Corp 回転陽極ｘ線管
JP2009081136A (ja) * 2007-09-25 2009-04-16 Varian Medical Systems Technologies Inc 耐熱材料を組み込んだ開口部の遮蔽物
JP2009272056A (ja) * 2008-04-30 2009-11-19 Toshiba Corp 回転陽極型ｘ線管装置
JP2009272057A (ja) * 2008-04-30 2009-11-19 Toshiba Corp 回転陽極型ｘ線管装置
JP2010080400A (ja) * 2008-09-29 2010-04-08 Toshiba Corp 回転陽極型ｘ線管装置

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002352756A (ja) * 2001-05-24 2002-12-06 Toshiba Corp 回転陽極型ｘ線管装置
JP2007149452A (ja) * 2005-11-25 2007-06-14 Toshiba Corp 回転陽極ｘ線管
JP2009081136A (ja) * 2007-09-25 2009-04-16 Varian Medical Systems Technologies Inc 耐熱材料を組み込んだ開口部の遮蔽物
JP2009272056A (ja) * 2008-04-30 2009-11-19 Toshiba Corp 回転陽極型ｘ線管装置
JP2009272057A (ja) * 2008-04-30 2009-11-19 Toshiba Corp 回転陽極型ｘ線管装置
JP2010080400A (ja) * 2008-09-29 2010-04-08 Toshiba Corp 回転陽極型ｘ線管装置

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN108333147A (zh) * 2017-12-14 2018-07-27 中国科学院西安光学精密机械研究所 近背向散射光学测量系统
CN108333147B (zh) * 2017-12-14 2024-04-12 中国科学院西安光学精密机械研究所 近背向散射光学测量系统

Also Published As

Publication number Publication date
JP5865249B2 (ja) 2016-02-17
JPWO2012033027A1 (ja) 2014-01-20

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5893335B2 (ja) Ｘ線管アセンブリ
US8280007B2 (en) Apparatus and method for improved transient response in an electromagnetically controlled X-ray tube
US8284901B2 (en) Apparatus and method for improved transient response in an electromagnetically controlled x-ray tube
JP5890309B2 (ja) Ｘ線管装置及びｘ線ｃｔ装置
WO2016080129A1 (ja) Ｘ線管装置及びｘ線ｃｔ装置
JP5865249B2 (ja) Ｘ線管装置及びその製造方法とｘ線画像診断装置
JP2017091881A (ja) Ｘ線管装置及びｘ線ｃｔ装置
US8385507B2 (en) Apparatus and method for improved transient response in an electromagnetically controlled X-ray tube
JP5893927B2 (ja) Ｘ線管装置及びｘ線ｃｔ装置
JP5437262B2 (ja) 管端部に近接した焦点位置を有するｘ線管
WO2018020895A1 (ja) Ｘ線管装置及びｘ線ｃｔ装置
JP5766128B2 (ja) Ｘ線管装置及びｘ線ｃｔ装置
JP6777526B2 (ja) Ｘ線管装置及びｘ線ｃｔ装置
JP6798941B2 (ja) Ｘ線管装置及びｘ線ｃｔ装置
JP5959866B2 (ja) Ｘ線管装置及びｘ線ｃｔ装置
JP6008634B2 (ja) Ｘ線管装置及びｘ線ｃｔ装置
JP6318147B2 (ja) Ｘ線管装置及びｘ線撮影装置
JP6253299B2 (ja) Ｘ線管装置及びｘ線撮影装置
US20240105415A1 (en) X-ray tube assembly and x-ray ct equipment
US20220415601A1 (en) X-ray tube device and x-ray ct apparatus
JP6244192B2 (ja) Ｘ線管装置及びｘ線撮影装置
JP2016001550A (ja) Ｘ線管装置及びｘ線ｃｔ装置
JPWO2017002515A1 (ja) Ｘ線管装置及びｘ線ｃｔ装置
JP2013093102A (ja) Ｘ線管装置及びｘ線ｃｔ装置

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 11823502

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2012532963

Country of ref document: JP

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 11823502

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1