WO2017003237A1 - 전계방출 엑스선 소스를 갖는 포터블 엑스선 발생 장치 - Google Patents

전계방출 엑스선 소스를 갖는 포터블 엑스선 발생 장치 Download PDF

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Definitions

  • the present invention relates to a portable X-ray generating apparatus, and more particularly, to a portable X-ray generating apparatus suitable for intra-oral X-ray imaging in a dental miniaturized using a field emission X-ray source.
  • X-ray imaging is a radiographic method using the linearity and attenuation of X-rays, and provides an X-ray image of the internal structure of the photographing object based on the amount of X-ray attenuation accumulated during the transmission of the photographing object.
  • An X-ray photographing apparatus includes an X-ray generator that irradiates X-rays toward a photographing object, an X-ray sensor disposed opposite to the X-ray generator with a photographing object therebetween to detect X-rays passing through the photographing object, and an X-ray detection result And an image processing apparatus for implementing gray level X-ray images of the internal structure of the photographing object as projection data.
  • Intraoral X-ray imaging is an X-ray imaging technique for obtaining an X-ray image of a limited area of a subject's mouth.
  • An X-ray sensor is placed inside a mouth of a subject and X-rays are irradiated from an X-ray generator outside the mouth to surround teeth and teeth.
  • the intraoral X-ray image has the advantage of low distortion, excellent resolution and sharpness, and relatively low radiation exposure, and is mainly used for implant procedures or root canal treatments requiring high resolution.
  • an X-ray imaging apparatus for intraoral X-ray imaging is commonly referred to as a portable X-ray generating apparatus, and a user often takes an X-ray in his or her hands to improve the utilization and accuracy of the intra-oral X-ray imaging. In order to reduce the weight and size of the X-ray generator.
  • An X-ray source using carbon nanotubes is an electric field emission method, and its electron emission mechanism is different from that of a conventional tungsten filament-based hot cathode X-ray source device.
  • the carbon nanotube-based X-ray source can emit electrons with relatively low power, and because the emitted electrons are emitted along the longitudinal direction of the carbon nanotubes, the electron-oriented direction toward the X-ray target surface of the anode electrode is excellent.
  • X-ray emission efficiency is very high.
  • it is easy to emit a pulse-shaped X-rays and X-ray video can be taken is very likely to be utilized for dental diagnostics, especially for intraoral X-rays.
  • Field emission X-ray sources known so far include an electron emitter installed on a cathode electrode and a gate electrode disposed adjacent thereto in a vacuum vessel, the gate electrode and And to emit electrons by an electric field formed between the electron emission sources.
  • the gate electrode has a mesh plate shape or a metal plate shape in which a plurality of holes are arranged according to an arrangement of electron emission sources.
  • an electron beam emitted from an electron emitter propagates through such a mesh structure or a plurality of holes, the electron is accelerated by an electric field formed between the anode and the cathode to the anode side.
  • X-rays are emitted by hitting the X-ray target surface installed in the.
  • a focusing electrode disposed around the electron beam propagation path between the cathode and the anode may be provided to form an electric field for focusing the electron beam.
  • the field emission X-ray source is advantageous in miniaturization and weight reduction of the X-ray generator, but on the contrary, since a high potential difference of about several tens of kV is formed between the anode and the cathode in a small size device, the field is easily exposed to the risk of dielectric breakdown.
  • an insulation distance may be increased or an insulation structure may be added, but this may have a problem in that it may lead to a reduction in size and weight.
  • An object of the present invention is to provide a portable X-ray imaging apparatus having a field emission X-ray source having improved user convenience, operation stability, and reliability. More specifically, the present invention employs a field emission X-ray source, and drives it by using a drive signal of at least three voltage levels, the external power source and the battery can be used, the X-ray amount per unit time during X-ray emission is constant.
  • the purpose of the present invention is to provide a portable X-ray imaging apparatus having improved reliability by maintaining excellent insulation performance of not only a field emission X-ray source but also a driving circuit even though a high voltage of several tens of kV is used.
  • the present invention generates a drive signal applied to the field emission X-ray source, the tube current value between the anode electrode and the cathode electrode is kept constant while the gate-on voltage is applied, so that the X-ray output emitted also Its purpose is to keep it constant.
  • an object of the present invention is to provide a portable X-ray generating device having a structure that is high in weight, compared to the X-ray emission output of the device having a structure that is advantageous in miniaturization and lightweight while providing high insulation stability.
  • the portable X-ray generating apparatus comprising a cathode electrode having an electron emission source, an anode having an X-ray target surface, a gate electrode between the cathode electrode and the anode electrode X-ray source;
  • An X-ray emitting cone having a cone shape that gradually increases in diameter toward the front and is disposed in front of an X-ray emission point of the field emission X-ray source to control the emitted X-rays in the form of an X-ray beam having a predetermined angle range;
  • a driving signal generation unit configured to generate at least three driving signals applied to the cathode electrode, the anode electrode, and the gate electrode, respectively, using a DC power supply having a predetermined voltage, wherein the entire apparatus has a weight of 0.8 kg to 3 kg and emits X-rays.
  • the output is 120W to 300W.
  • the output per unit weight obtained by dividing the X-ray emission output by the total weight of the apparatus may have a value of 50 to 150 (W / kg).
  • the size of the cylindrical field emission X-ray source may have a diameter of 10-40 mm, a length of 40-70 mm, and a weight of 20-150 g.
  • the X-ray emission cone may include a structure formed of a synthetic resin and an X-ray shielding layer disposed on an inner wall or an outer wall of the structure and including an insulating shield of a resin material containing bismuth oxide powder.
  • the portable X-ray generating apparatus further includes a cylindrical collimator disposed in front of the X-ray emission cone to allow the X-ray beam passing through the interior to be discharged forward, wherein the cylindrical collimator is formed on its inner wall or outer wall.
  • the cylindrical collimator may include an X-ray shielding layer including an insulating shield of a resin material containing bismuth oxide powder.
  • the apparatus may further include an X-ray shielding layer surrounding a portion of the surface of the field emission X-ray source except for a portion including the X-ray emission unit, and the X-ray shielding layer on the surface of the field emission X-ray source may contain a bismuth oxide powder. It may include an insulating shield of.
  • the drive signal generation unit the first voltage converter for boosting the voltage of the DC power supply to the second voltage level (V2) of the gate electrode driving voltage level; And a second voltage converter configured to secondly boost the second voltage level to the first voltage level V1 of the anode electrode driving voltage level, wherein the first insulation molding directly surrounds a surface of the field emission X-ray source. And a secondary insulation molding surrounding at least part or all of the second voltage converter along with the primary insulation molded field emission X-ray source.
  • the primary insulating molding serves as an X-ray shielding layer, including an insulating shield made of a resin material containing bismuth oxide powder, and the secondary insulating molding is made of an insulating resin that is relatively lighter than the primary insulating molding material. Can be formed.
  • a portable X-ray imaging apparatus having a field emission X-ray source, which has improved user convenience, operation stability, and reliability. More specifically, according to the present invention, a field emission X-ray source is employed and driven using a driving signal of at least three voltage levels, but using an external power source and a battery, and X-ray amount per unit time during X-ray emission It remains constant, and even though a high voltage of several tens of kV is used, there is an effect of providing a portable X-ray photographing apparatus with improved reliability because of excellent insulation performance of the field emission X-ray source and its driving circuit.
  • the X-rays emitted by maintaining a constant tube current value between the anode electrode and the cathode electrode while the gate on voltage is applied in generating a driving signal applied to the field emission X-ray source, the X-rays emitted by maintaining a constant tube current value between the anode electrode and the cathode electrode while the gate on voltage is applied.
  • the output also has the effect of keeping it constant.
  • FIG. 1 schematically shows a configuration of a portable X-ray generating apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 schematically shows the configuration of a portable X-ray generating apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a block diagram showing the configuration of a portable X-ray generating apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is a block diagram showing the configuration of a portable X-ray generating apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 is a block diagram showing the configuration of a portable X-ray generating apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 6 shows an embodiment of the current controller in the embodiment of FIGS. 3 to 5.
  • FIG. 7 shows an embodiment of the current controller in the embodiment of FIGS. 3 to 5.
  • FIG. 8 shows a measurement waveform of a driving signal applied to a field emission X-ray source and a tube current according to the conventional X-ray generator.
  • FIG. 9 illustrates an X-ray source unit according to the embodiment of FIG. 4.
  • FIG. 10 illustrates an internal structure of a portable X-ray generating apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 11 illustrates an internal structure of a portable X-ray generating apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 12 shows an example of an X-ray source drive assembly in the embodiment of FIG. 10 or FIG. 11.
  • FIG. 13 is an exploded perspective view illustrating the X-ray source driving assembly of FIG. 12 in an opposite direction.
  • FIG. 14 is a perspective view of the X-ray source driving assembly of FIG. 12 in the opposite direction.
  • FIG. 15 shows the internal structure of the portable X-ray generating apparatus according to the embodiment of FIG. 11 in terms of weight distribution.
  • FIG. 16 shows an example of an X-ray sensor unit in the embodiment of FIG. 1 or FIG. 2.
  • FIG. 1 schematically shows a configuration of a portable X-ray generating apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • the portable X-ray photographing apparatus includes a large X-ray source unit 40 and receives a portion of the X-ray generating apparatus 100 that emits X-rays toward a subject and X-rays passing through the subject to generate photographing data.
  • the X-ray sensor unit 60 is formed. These may be connected via cable 65.
  • the power supply unit 10C which receives power from the battery 12 or the external power adapter 11 and provides a DC power of a predetermined voltage, and the device according to the user's operation.
  • the X-ray generation apparatus 100 may be provided with a display unit 70 for displaying the operation state of the device and the user's input information, etc., which is received through the cable 65 from the X-ray sensor unit 60.
  • the wireless communication module 50 may wirelessly transmit photographing data or image data reconstructed by the main controller 20 into an X-ray image to an external device.
  • the image data reconstructed by the main controller 20 may be displayed as an image through the display unit 70.
  • the battery unit 120 having the battery 12 may be formed in a detachable handle shape.
  • the handle unit battery unit 120 may be coupled through the free rotation joint (80, 128) to be rotated and tilted forward with respect to the main body of the X-ray generator 100.
  • the free rotation joints 80 and 128 may include, for example, a ball 80 provided on the body side and a ball receiving portion 128 provided on the battery unit 120 side. The ball and the ball receiving portion may be disposed by changing positions with each other.
  • the battery 12 may be electrically connected to the power supply unit 10C through, for example, a flexible connection cable 125.
  • the battery 12 may include a pair of terminal electrodes formed on a part of the free rotation joint. It can also be connected via.
  • the power supply unit 10 uses the power supplied from the battery 12 of the battery unit 120 or the power supplied through the power cable 115 from the external power adapter 11 indicated by a dotted line in the drawing.
  • the DC power supply having a predetermined voltage is provided to the main controller 20 and the drive signal generator 30 in the apparatus.
  • the predetermined voltage may be 5 to 30V, for example about 24V, or 12V or another voltage.
  • the term power supply unit 10C is functionally used as a concept encompassing the battery 12 or the external power adapter 11, but in terms of practical arrangement, the battery 12 is a handle unit battery unit 120 ),
  • the external power adapter 11 is also disposed outside the device and connected separately, and only the power supply circuit is disposed inside the device. Meanwhile, when the battery 12 is being charged, the battery unit 120 may be directly connected to the power cable 115 of the external power adapter 11 or may be connected through a power supply circuit in the main body of the X-ray generator 100. It may be.
  • the X-ray sensor unit 60 connects the sensor unit 61 having a sensor array for receiving X-rays and the sensor unit 61 and the cable 65 in a plurality of channels, in two or more different directions. And a connector portion 62 to be coupled.
  • the X-ray sensor 60 will be described in detail below with reference to a separate drawing.
  • FIG. 2 schematically shows the configuration of a portable X-ray generating apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • the portable X-ray imaging apparatus may be used in combination with the holder 130 in place of the battery unit 120 illustrated in FIG. 1.
  • the cradle 130 supports a load of the above-described X-ray generating apparatus 100 while helping to change an angle of its position, direction, or posture, for example, having a plurality of arms 133 and a rotating shaft 132. It may be a standard arm.
  • the holder 130 may be a structure that is supported on the floor, such as a camera tripod, or a structure that is supported on a dental unit chair.
  • the coupling end 131 of the cradle 130 may be coupled to the X-ray generator 100 through free-rotating joints 80 and 138 to enable forward rotation and tilting.
  • the free rotation joints 80 and 138 may include, for example, a ball 80 provided on the main body side and a ball receiving part 138 provided on the coupling end 131 side of the cradle 130.
  • the ball and the ball receiving portion may be disposed by changing positions with each other.
  • the holder 130 when the holder 130 is coupled to replace the battery unit 120 shown in Figure 1 is connected to the external power adapter 11 for supplying power from the outside.
  • the external power adapter 11 converts general commercial AC power into DC power and provides the same to the power supply circuit of the aforementioned power supply 10C.
  • FIG. 3 is a block diagram showing the configuration of a portable X-ray generating apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • the X-ray generator includes a power supply unit 10 for supplying DC power of a predetermined voltage, a main controller 20, a driving signal generator 30, and an X-ray source unit 40A.
  • the X-ray source unit 40A includes a field emission X-ray source 44.
  • the field emission X-ray source 44 includes a cathode electrode 43 having an electron emission source, an anode 41 having an X-ray target surface, and a gate electrode 42.
  • the X-ray source unit 40A may include a printed circuit board on which the field emission X-ray source 44 is installed.
  • the printed circuit board may include three electrodes connected to the three electrodes 41, 42, and 43, respectively. An input terminal may be provided.
  • the gate electrode 42 has a flat portion 421 in the form of a thin metal plate or a metal mesh (mesh) in which a plurality of holes are formed so that the electron beam can pass, and the circumference connected to the flat portion 421 It may include a focusing portion 422 extending in the longitudinal direction to form a focused electric field.
  • the converging portion 422 extends in the longitudinal direction in parallel to the outer circumferential surface of the tubular vacuum container forming the body of the field emission X-ray source 44 from the circumference of the flat portion 421.
  • a positive voltage is applied to the gate electrode 42 to cause electron emission from an electron emission source disposed on the cathode electrode 43, and at the same time to focus the electron beam toward the center of the tubular vacuum vessel.
  • the voltage VM applied to the gate electrode 42 is a positive voltage of several kV level
  • the voltage VH applied to the anode electrode 41 is considerably lower than that of several tens of kV. This is because a so-called focused electric field is inclined between the anode electrode 41 and the anode electrode 41 so as to face the center thereof.
  • the first high voltage VH is applied as the first driving voltage to the anode electrode 41
  • the second high voltage is as the second driving voltage to the gate electrode 42
  • a driving signal of low voltage VL is applied to the VM and the cathode electrode 43 as a third driving voltage.
  • the first high voltage VH has a potential difference of 55 kV to 75 kV, specifically, 60 kV or 65 kV with respect to the reference potential
  • the second high voltage VM is It may have a potential difference of 0.5 kV to 20 kV, and specifically about 10 kV with respect to the reference potential.
  • the first high voltage VH, the second high voltage VM, and the low voltage VL are the first to third voltage levels V1, V2, and V3, respectively, the first voltage level V1.
  • the relationship between the second voltage level V2 and the third voltage level V3 is established, and the potential difference between them is as described above.
  • the driving signal generator 30 includes a voltage converter 31 which receives DC power of a predetermined voltage from the power supply 10 and converts the voltage, and receives a control signal from the main controller 20. And a driving signal controller 32 for controlling the operation of the voltage converter 31.
  • the power supply unit 10 provides a DC power of 5V ⁇ 30V, in particular about 24V to the drive signal generator 30, for this purpose adapter 11 for converting external AC power into DC power, DC power Phosphor battery 12 or both.
  • the adapter 11 may convert an AC power source of 100 V to 250 V into a DC power source of the aforementioned voltage. It may also include circuitry for selecting an appropriate power source in accordance with the connection or charging state of these power sources.
  • the driving signal controller 32 generates driving signals of the first high voltage VH, the second high voltage VM, and the low voltage VL by using the DC power source described above in the voltage converter 31. It is controlled to provide to the output terminals (331, 332, 333). For example, the driving signal controller 32 may provide a setting value for generating driving signals of the three voltage levels described above, or provide a switching signal for converting DC into AC for voltage conversion. And so on. In addition, the driving signal controller 32 feeds back the first high voltage (VH) and / or the second high voltage (VM) signals, which are output driving signals, and controls the voltage to be output according to the control intention. It is configured to include).
  • the driving signal controller 32 is configured to turn on the ON signal, that is, the first high voltage VH and the second high voltage VM to the anode electrode 41 and the gate electrode 42. While the driving signal is applied, the tube current between the anode electrode 41 and the cathode electrode 43, that is, the current value between the first high voltage VH output terminal 331 and the low voltage VL output terminal 333 is increased. And a current controller 322 to be kept constant.
  • the amount of X-rays emitted more specifically, the amount of X-rays per unit time is proportional to the tube current value, provided that a sufficient potential difference for acceleration of the electron beam is formed between the cathode electrode 43 and the anode electrode 41. By keeping the tube current value constant, the amount of X-rays emitted can be controlled to be kept constant.
  • the current controller 322 may be actually implemented in various types of circuits, which will be described below with some implementations.
  • FIG. 4 is a block diagram showing the configuration of a portable X-ray generating apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • the first voltage converter 311 handling the relatively low voltage and the second voltage converter handling the relatively high voltage are included in the voltage converter constituting the driving signal generator 30. It differs from the embodiment of FIG. 3 in that it comprises a part 312.
  • the first voltage converter 311 and the second voltage converter 312 are disposed on different printed circuit boards.
  • the second voltage converter 312 may be an example of the X-ray source 44. It may be installed on the printed circuit board constituting the X-ray source unit 40B.
  • the first voltage converter 311 may include a circuit for converting direct current into alternating current (AC) for boosting, or a booster circuit for raising the voltage to a degree that does not require special insulation measures.
  • 312 may include a high voltage transformer boosting to a high voltage of several kV to several tens of kV and a regulator circuit for converting an alternating current of high voltage back into a direct current.
  • the field emission X-ray source 44 is provided between an anode electrode 41 to which a first high voltage VH of several tens of kV is applied and a cathode electrode 43 of 0 V or a low voltage VL of ground is applied, and reaches several kV. Insulation measures are required to prevent breakdown between the gate electrode 42 and the cathode electrode 43 to which the second high voltage VM is applied.
  • the voltage converter may be configured to meet the above-described first and second high voltage levels.
  • a second voltage converter 312 that handles a relatively high voltage signal may be disposed in the X-ray source unit 40B to reinforce the dielectric strength together with the field emission X-ray source 44.
  • FIG. 5 is a block diagram showing the configuration of a portable X-ray generating apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • the first voltage converter 311C handling the relatively low voltage and the second voltage converter handling the relatively high voltage constitute the voltage conversion unit constituting the driving signal generator 30C. It has a common point with the embodiment of FIG. 4 in that it comprises a portion 312C.
  • the first voltage converter 311C and the second voltage converter 312C may be disposed on the same printed circuit board or may be disposed on different printed circuit boards.
  • This embodiment is distinguished from the embodiment of FIG. 4 in that the primary driving voltage generated by the first voltage converter 311C is used as an input to the second voltage converter 312C, as well as a direct gate. It is configured to be utilized as the second high voltage VM applied to the electrode 42.
  • the first voltage converter 311C may include a circuit for boosting to have a potential difference of about 10 kV based on the low voltage VL described above.
  • the focusing electrode 42F having the function of focusing the X-ray beam may be provided separately from the above-described gate electrode 42.
  • the primary driving voltage generated by the first voltage converter 311C may be applied as the third high voltage VF to the terminal 332F connected to the focusing electrode 42F.
  • the third high voltage VF may be regarded as a fourth driving voltage that is distinguished from the first to third driving voltages described above.
  • the fourth driving voltage may have a potential difference equal to the aforementioned second driving voltage, that is, the gate electrode driving voltage, in terms of a potential difference with respect to the third driving voltage, that is, the cathode electrode driving voltage.
  • FIG. 6 shows an embodiment of the current controller in the embodiment of FIGS. 3 to 5.
  • the current controller 322A utilizes a current value between the first high voltage (VH) output terminal 331 and the low voltage (VL) output terminal 333, that is, a tube current value, as a feedback signal.
  • the voltage of the driving signal applied to the gate electrode is adjusted according to a difference from a preset reference current value. This is because the amount of electrons emitted from the cathode depends on the voltage applied to the gate electrode.
  • the current controller 322A may include a differential amplifier 221 and an adder 222.
  • the differential amplifier 221 has a first input terminal 2211 to which the current value reference signal is input and a second input terminal 2212 to which the tube current monitoring signal is input, and amplifies the difference between them and outputs the difference.
  • the adder 222 receives the output signal of the differential amplifier 221, adds it to the gate voltage reference signal input to the other input terminal 2221, and adjusts the gate voltage through the output terminal 2222. Output the setting signal.
  • the voltage converter adjusts the second high voltage (VM) driving signal according to the output gate voltage setting signal.
  • FIG. 7 shows an embodiment of the current controller in the embodiment of FIGS. 3 to 5.
  • the current controller 322B includes at least one field effect transistor (FET) 224 to provide a constant current to the low voltage (VL) driving signal output terminal 333. It may be configured in such a way as to control the flow. In this case, since the current value flowing between the source and drain terminals of the field effect transistor 224 varies according to the voltage input to the gate terminal, the FET gate for applying an appropriate gate signal to the field effect transistor 224. It may include a control circuit 223.
  • FET field effect transistor
  • the driving sequence for driving the field emission X-ray source first applies an ON signal to the gate terminal of the field effect transistor 224 of the current controller 322B, and in that state, the first high voltage for the anode electrode. It is preferable to sequentially turn on the (VH) driving signal and the second high voltage (VM) driving signal for the gate electrode.
  • the current controller 322B can be configured by a field effect transistor (FET) having a low specification by driving in such a sequence.
  • FIG. 8 shows a measurement waveform of a driving signal applied to a field emission X-ray source and a tube current according to the conventional X-ray generator.
  • the electron beam from the electron emission source disposed on the cathode electrode This is released to form a tube current.
  • the amount of X-rays emitted is proportional to the tube current value.
  • the tube current (Anode current) value shows a waveform that gradually decreases from the time of applying the gate ON voltage. This means that the X-ray amount of the X-ray generator decreases with time differently than intended.
  • the driving signals of the three voltages are generated from the field emission X-ray source 44.
  • the tube current value is kept constant, so that the amount of X-rays emitted per hour is kept constant.
  • FIG. 9 illustrates an X-ray source unit according to the embodiment of FIG. 4.
  • the secondary insulating molding ( 47 shows the X-ray source unit 40B in the configuration enclosed.
  • FIG. 9A is a plan view of the X-ray source unit 40B as viewed from the X-ray emission window 44W side from which X-rays are emitted
  • FIG. 9B is a view of the high-voltage component of the X-ray source unit 40B. It is the side view seen from the side in which 49 is installed.
  • the field emission X-ray source 44 has a primary insulating molding 46 that primarily surrounds its surface, wherein electrode leads 48 connected to the cathode, anode, and gate electrodes, respectively, form the primary insulating molding. 46 is exposed to the outside and mounted on an electrode pad or the like of the printed circuit board 45. Through this configuration, insulation breakdown through the body of the field emission X-ray source 44 may be primarily prevented.
  • the field emission X-ray source 44 is surrounded by the primary insulating molding 46, and the second voltage converter 312 mounted on the printed circuit board 45, more specifically, The secondary insulation molding 47 is once again surrounded by the high voltage components 49 constituting the second voltage converter 312.
  • the primary insulating molding 46 may be formed of an electrically insulating X-ray shielding material to serve as an X-ray shielding layer.
  • the primary insulating molding 46 may be formed of a coating material including, for example, bismuth oxide.
  • the coating material containing bismuth oxide means an insulating shielding material in which bismuth oxide powder is mixed and cured in a resin substrate.
  • the material mixed in the form of powder in the resin substrate and exhibiting shielding and insulating properties is not necessarily limited to bismuth oxide, and may be replaced with another material if it shows more shielding and insulating properties.
  • the secondary insulating molding 47 may be formed of an electrically insulating material that is closer than the material forming the primary insulating molding 46, such as, for example, silicon or epoxy.
  • FIG. 10 illustrates an internal structure of a portable X-ray generating apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • the portable X-ray generating apparatus 200 includes a body portion 211 having a field emission X-ray source 40 installed therein, a cylindrical collimation portion 212 disposed in front of the body portion 211, and The handle portion 213 is disposed below the body portion 211.
  • the trigger switch 214 may be disposed above the handle 213 and the rechargeable battery pack 12 may be disposed below the handle 213.
  • the portable X-ray generating apparatus 200 according to the present embodiment may have a form that resembles a hair dryer or an electric drill as a whole.
  • the field emission X-ray source 40 is not installed alone in the body portion 211, but is disposed in a frame forming the X-ray source driving assembly 250.
  • the field emission X-ray source 40 has a cylindrical shape in simple terms, and is disposed in a shape lying down in a direction perpendicular to the plane of the drawing. In other words, the field emission X-ray source 40 having a cylindrical shape is disposed in the horizontally lying direction when viewed from the front (left side of the drawing) from which the X-ray beam XB is emitted.
  • the direction in which the X-ray beam is emitted to the outside from the field emission X-ray source 40 will be expressed as the front and the opposite direction as the rear.
  • the X-ray source accommodating part 251 in which the field emission X-ray source 40 is installed may be formed in the form of a partial cylinder so as to correspond to the outer circumferential surface of the field emission X-ray source 40.
  • the X-ray source driving assembly 250 may include a first driving circuit 252 extending obliquely forward and downward from the X-ray source receiving unit 251 and obliquely extending upwardly and rearwardly from the bottom of the X-ray source receiving unit 251. 2 drive circuit part 253 is included.
  • the first driving circuit unit 252 is provided with a first printed circuit board 521 including a primary boosting circuit including a primary boosting transformer 522, and a plurality of diodes (2) in the second driving circuit unit 253.
  • a second printed circuit board 531 including a second booster 532 including a diode and a capacitor is disposed.
  • the field emission X-ray source 40 may be disposed to overlap the upper portion of the second printed circuit board 531.
  • the first driving circuit unit 252 and the second driving circuit unit 252 constitute the driving signal generating unit 30C in the above-described embodiment of FIG. 5 and include the primary boosting transformer 522.
  • the primary boosting circuit may correspond to the aforementioned first voltage converter 311C
  • the secondary booster 532 including the plurality of diodes and capacitors may correspond to the aforementioned second voltage converter 312C. have.
  • a frame constituting the external shape of the X-ray source driving assembly 250 surrounds an upper portion and a side surface thereof, and a lower portion thereof is opened.
  • the first printed circuit board 521 and the second printed circuit board 531 are formed.
  • the upper and lower portions of and the periphery of the field emission X-ray source 40 are filled with an insulating filler such as silicon to form insulating moldings 251B, 252B, and 253B as indicated by hatching in the drawing.
  • a window is formed at a position where X-rays are discharged forward from the X-ray source accommodating part 251 to expose a portion including the X-ray emitting part of the field emission X-ray source 40.
  • the surface of the field emission X-ray source 40 is surrounded by an X-ray shielding layer, except for portions corresponding to the window, so as to prevent unintended X-ray emission.
  • An X-ray emission cone 260 is disposed between the X-ray source receiver 251 and the cylindrical collimator 212 in front of the field emission X-ray source 40.
  • the X-ray emission cone 260 is a solid structure formed of an X-ray shielding material or includes at least an X-ray shielding layer. X-rays emitted from the field emission X-ray source 40 pass through the X-ray emission cone 260 to take the form of an X-ray beam having a constant irradiation range.
  • the cylindrical collimator 212 also has an X-ray shielding layer on its inner wall or outer wall to block X-rays traveling in an unintended direction such as diffuse reflection, and to control the irradiation range of the X-ray beam.
  • an X-ray shield having an opening such as a fixed or variable square or linear, may be installed on the front side of the cylindrical collimator 212.
  • the above-described X-ray emission cone 260 is disposed such that its center line coincides with the center line XB of the cylindrical collimator 212. As a result, the center line XB soon becomes the center line of the X-ray beam emitted through them.
  • the first driving circuit unit 252 described above is disposed under the X-ray emission cone 260, and the plane P to which the first printed circuit board 521 belongs includes a horizontal plane including the center line XB. Are inclined by an angle ⁇ with respect to.
  • the angle ⁇ is greater than or equal to the angle ⁇ , which is a slope of the outer wall of the X-ray emission cone 260 with respect to the center line XB.
  • the first driving circuit part 252 including the first printed circuit board 521 may be closer to the X-ray emission cone 260 so that the inside of the body part 211 is provided. It is advantageous for efficient use of space. This means that the device is advantageous in miniaturization.
  • the X-ray driving assembly 250 has a predetermined angle with the center line XB of the X-ray emission cone 260.
  • the field emission X-ray source 40 may be as close as possible to the first printed circuit board 521 so as not to affect the surrounding electric component, and the predetermined X-ray emission range and the X-ray driving assembly 250 may not be interfered with. have.
  • the field emission X-ray source 40 has at least a triode structure of a cathode electrode, a gate electrode, and an anode electrode.
  • the first high voltage having a potential difference of about 65 kV is applied to the anode as an electron acceleration voltage based on the voltage applied to the cathode electrode, and the potential difference of about 5 to 10 kV is applied to the gate electrode.
  • a second high voltage is applied as the switching signal.
  • Such a driving voltage level allows the portable X-ray generator according to the present invention to satisfy the tube voltage specification of the medical X-ray generator.
  • the present invention is not limited thereto.
  • the first drive circuit unit 252 is responsible for the function as the primary boosting unit, and the second drive circuit unit 252 is responsible for the function as the secondary boosting unit.
  • the first driving circuit unit 252 primarily boosts an AC power converted through a predetermined DC power supply or an inverter circuit to generate a primary driving voltage of about 5 to 10 kV.
  • the first driving circuit unit 252 includes a first printed circuit board 521 on which the primary boosting transformer 522 is mounted.
  • the first printed circuit board 521 is provided with various other components and an electrode pattern constituting a circuit by connecting them.
  • the first stepped-up transformer 522 that is, the transformer having the largest volume and weight, is used. )All.
  • the electrode portion close to the substrate in the primary boost transformer 522 is covered together with the electrode pattern on the first printed circuit board 521 and the low-height elements by an insulating filler forming the insulating molding portion 252B.
  • the upper portion is exposed out of the insulating molding part 252B.
  • the primary driving voltage generated by the first driving circuit unit 252 is provided as a switching signal to the gate electrode of the field emission X-ray source 40, and the second driving voltage is generated to generate an anode electrode driving signal through the secondary boost. It is also provided to the driving circuit section 253.
  • the second printed circuit board 531 included in the second driving circuit unit 253 is provided with a secondary boosting unit 532 including a plurality of diodes, a capacitor, and the like.
  • the secondary booster 532 may also be referred to as a back voltage circuit, and may be configured as an n-times voltage rectifier circuit or a cocroft double-voltage rectifier circuit that boosts the input voltage to a voltage of n times.
  • the primary driving voltage may be increased to the secondary driving voltage of about 65 kV, which is the anode electrode driving voltage of the field emission X-ray source 40.
  • the boosted secondary driving voltage is supplied from the output terminal on the second printed circuit board 531 to the anode of the field emission X-ray source 40 disposed near the upper side thereof.
  • most of the elements constituting the second printed circuit board 531 and the secondary boosting unit 532 may be buried in an insulating filler to form another insulating molding part 253B.
  • the second driving circuit part 253 handles a voltage of several tens of kV which is relatively higher than that of the first driving circuit part 252 described above, it is preferable that the second driving circuit part 253 is completely covered with an insulating filler to improve insulation stability and lifespan.
  • the portable X-ray generating apparatus 200 has various features as follows from the viewpoint of weight reduction.
  • the field emission X-ray source 40 is used as the X-ray source to reduce the weight of the X-ray source to 20g to 150g, more specifically 20 to 50g, preferably about 40g.
  • An X-ray shielding layer surrounding the surface of the X-ray source was also subjected to a light X-ray shielding material coating such as bismuth oxide, excluding lead sheets.
  • the driving circuit for generating a driving signal of the field emission X-ray source 40 is divided into a first driving circuit unit 252 for generating a relatively low voltage and a second driving circuit unit 253 for handling a higher high voltage.
  • a deeper insulating molding part 253B is formed on the side of the second driving circuit 253 that requires more stable insulation performance, and the side of the first driving circuit 252 is the first printed circuit board 521 and the electrode pattern thereof.
  • the shallow insulation molding part 252B of the grade which covered the gap was formed, and the weight increase by the insulation filler was reduced.
  • the structure is formed of lightweight synthetic resin, and the X-ray shielding is performed by laminating a light X-ray shielding material such as bismuth oxide on the outer wall of the structure.
  • the weight reduction of the device was achieved by forming the layer.
  • the weight reduction is excellent in that it is achieved without output reduction of the portable X-ray generator.
  • the weight of the portable X-ray generating apparatus using the field emission X-ray source according to the present embodiment may be 0.8kg to 3kg, and as a more specific example, a separate rear shield (to protect the user from X-rays scattered backwards and emitted).
  • X-ray shielding structure may be 1.0 ⁇ 2kg, preferably about 1.83kg, including about 350g as the weight by the additional configuration, in this case, the X-ray emission output under the conditions of the above-described power supply, driving voltage, tube current 120W to 300W, specific examples may be about 150-250W, preferably 200W.
  • the output per unit weight of the portable X-ray generator may be 40 to 375 (W / kg), and more specifically, the output per unit weight may be 50 to 150 (W / kg).
  • the output per unit weight when the device weighs 1.83 kg and the output is 200 W is about 109 (W / kg).
  • the first driving circuit 252 provided with the primary boosting transformer 522 which is a relatively bulky component, is moved toward the front of the field emission X-ray source 40.
  • the first printed circuit board 521 is inclined along the outer angle of the X-ray emission cone 260 to take advantage of the lower space.
  • the heights of the first printed circuit board 521 and the second printed circuit board 531 with respect to the field emission X-ray source 40 are arranged differently, and the first printed circuit board 521 is relatively higher. Again, the space underneath is to ensure more.
  • the cylindrical field emission X-ray source 40 may have a size of 10 to 40 mm in diameter and 40 to 70 mm in length.
  • the diameter of the field emission X-ray source 40 may be about 10 to 30 mm in length and about 40 to 70 mm in length. It may be 15 mm long and about 57.5 mm long.
  • the X-ray emission time was controlled within the range of 0.01 to 3 sec under conditions of tube current 2 to 3mA and tube voltage 55 to 75kV between the cathode and anode electrodes, and the focal size of the X-ray emission point was 0.2 to 1 mm. Was made.
  • the tube current is 2.5mA
  • the tube voltage is 60kV or 65kV
  • the focal size is 0.4mm
  • the X-ray emission time may be implemented in the range of 0.05 ⁇ 0.5 sec.
  • FIG. 11 illustrates an internal structure of a portable X-ray generating apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • the portable X-ray generating apparatus 201 includes all of the configuration of the portable X-ray generating apparatus 200 according to the embodiment of FIG. 10 described above, in particular, the configuration of the X-ray source driving assembly 250. Therefore, duplicate description will be omitted here and only the added configuration will be described.
  • the apparatus 201 has a bracket structure 258 which is erected to avoid the X-ray emission cone 260 on the frame of the above-described X-ray source drive assembly 250 and a third fixed to the bracket structure 258.
  • the printed circuit board 254 may be further included.
  • the third printed circuit board 254 may include an inverter circuit for converting power supplied from the battery pack 12, which is a direct current power source, into alternating current.
  • the third printed circuit board 254 does not require a separate insulating molding.
  • a fourth printed circuit board 255 may be disposed behind the X-ray source driving assembly 250.
  • the fourth printed circuit board 255 may include a control circuit connected to the control panel 256 including the user manipulation interface 257 to display an operation state of the device and to control an operation mode or the like.
  • the fourth printed circuit board 255 may also be coupled to the frame of the X-ray source driving assembly 250 through a bracket structure.
  • the fourth printed circuit board and the control panel may be disposed above the third printed circuit board 254, or may be disposed toward the side of the body portion 211.
  • FIG. 12 shows an example of an X-ray source drive assembly in the embodiment of FIG. 10 or FIG. 11.
  • the figure shows the X-ray source drive assembly 250 described with reference to FIG. 10 seen from above.
  • An X-ray source accommodating part 251 is located in the center, and a window 511 opened toward the front is shown in the center.
  • One side end of the X-ray source accommodating part 251 may include a heat dissipating part 411 protruding out of the frame 250F to dissipate heat generated from the anode electrode of the field emission X-ray source disposed therein to the outside.
  • the heat dissipation unit 411 may be formed of a ceramic material having electrical insulation and excellent thermal conductivity.
  • the frame 250F is formed of a synthetic resin material so as to surround the top and side portions except for the window 511 and the heat dissipation portion 411, and the bottom portion thereof is opened. .
  • FIG. 13 is an exploded perspective view illustrating the X-ray source driving assembly of FIG. 12 in an opposite direction.
  • an insulating filler for insulation molding is not shown to help understand the internal structure of the frame 250F.
  • a portion corresponding to the first driving circuit portion 252 in the frame 250F is relatively shallower, and a portion corresponding to the second driving circuit portion 253 is relatively deep. do.
  • the X-ray source accommodating part 251 is formed deeper inside the portion corresponding to the second driving circuit part 253.
  • a plurality of boss structures 523 are provided inside the first driving circuit 252 to mount and fix the first printed circuit board 521. 2
  • a plurality of boss structures 533 are provided for mounting and fixing the printed circuit board 531.
  • a three-dimensional structure supporting a part of the field emission X-ray source 40 may be provided inside the X-ray source accommodating part 251.
  • the plurality of boss structures 523 and 533 described above are each injected with an insulating filler in a fluid state while the first printed circuit board 521 is fixed and the second printed circuit board 531 is fixed.
  • a space is formed so that both surfaces of the first and second printed circuit boards 521 and 531 are filled with an insulating filler.
  • the insulating filler for example, epoxy or silicone resin can be used.
  • the first printed circuit board 521, the second printed circuit board 531, and the field emission X-ray source 40 are connected to each other by wires, and are disposed in a space inside the frame 250F as described above.
  • Epoxy or silicone resin is injected.
  • Insulating moldings 252B and 253B are formed when epoxy or silicone resin, which is an insulating filler, is filled and cured to the intended depth according to the height of the sidewalls of the portions 250, which receive them, and the like.
  • FIG. 14 is a perspective view of the X-ray source driving assembly of FIG. 12 in the opposite direction.
  • the insulating molding part 252B in the first driving circuit part 252 is formed to have a shallow depth that covers both surfaces of the first printed circuit board and small size devices mounted on the surface thereof.
  • the electrode portion of the differential boosting transformer 522 is immersed in the insulating molding portion 252B, but the opposite portion thereof is exposed to the outside thereof.
  • the insulating molding part 253B in the second driving circuit part 253 is formed deep enough to lock not only the second printed circuit board 531 shown in FIG. 13 but also all of the secondary boosting parts 532 mounted thereon.
  • the depths of the insulating molding parts 252B and 253B may be implemented differently according to the heights of the sidewalls of the corresponding portions of the frame 250F.
  • the side wall surrounding the second driving circuit part 253 in the frame 250F may be formed relatively higher from each bottom surface than the side wall surrounding the first driving circuit part 252.
  • FIG. 15 shows the internal structure of the portable X-ray generating apparatus according to the embodiment of FIG. 11 in terms of weight distribution.
  • the portable X-ray generating apparatus 201 is designed to be used while holding the weight of the handle part 213 in a state in which the user grips it with one hand (H).
  • the main components can be lightened, and the balance can be balanced as the device itself without additional force through proper weight distribution of the front / rear, up / down, left / right.
  • the arrangement of the components in consideration of weight distribution does not counteract the miniaturization of the device.
  • the cylindrical collimator 212 serves to shield the X-ray beam that is not controlled from the inside to the outside and emits X-rays disposed between the cylindrical collimator 212 and the field emission X-ray source 40.
  • the cone 260 also serves to control X-rays emitted in a wide range in the form of a beam in a certain angle range, and thus includes an X-ray shielding layer made of X-ray shielding material such as lead or bismuth oxide.
  • the X-ray shielding layer becomes a factor of increasing the weight of the component.
  • the cylindrical collimator 212 and the X-ray emission cone 260 are positioned forward when their center of gravity is viewed based on the center line HP of the handle 213.
  • the part that balances the weight is the insulating molding part 253B in which the second printed circuit board 531 is embedded. This is because many diodes and capacitors, as well as the weight of the insulating charge filling them therebetween.
  • the field emission X-ray source 40 itself is composed of a metal electrode and a ceramic spacer, etc., the field emission X-ray source 40 acts as a weighting part of the center line HP.
  • the first step-up transformer 522 is another component that weighs a lot. This is because a large amount of copper wire is wound around the primary boosted transformer 522.
  • the primary boosting transformer 522 may be disposed at a position where the center line HP of the handle portion 213 passes.
  • the center of gravity 522C of the primary boosting transformer 522 may be disposed on the center line HP.
  • the battery pack 12 may also be disposed at a position where the center line HP of the handle 213 passes under the handle 213.
  • the inverter circuit, the control circuit and the like described above may be disposed at a position far from the center line HP because the weight is relatively light.
  • FIG. 16 shows an example of an X-ray sensor unit in the embodiment of FIG. 1 or FIG. 2.
  • the X-ray sensor unit includes a sensor unit 61 and a connector unit 62, wherein the connector unit 62 and the sensor unit 61 are a plurality of connection terminal groups 622 and 612A. 612B may be electrically connected to each other through a plurality of channels.
  • the plurality of channels may include a power supply channel as well as a communication channel for transmitting photographing data generated by the sensor unit 61.
  • the connector 62 may be coupled to the sensor unit 61 in two or more different directions. Coupling here also includes the meaning of electrical connection.
  • one connector terminal group 622 is disposed in the connector 62 and the sensor 61 is disposed in the sensor unit 61.
  • Two connection terminal groups 612A and 612B may be disposed to correspond to the one connection terminal group 622, and may be selectively connected to each other.
  • the connector 62 and the sensor unit 61 may be connected to a near field communications (NFC) module 613, 623.
  • NFC near field communications
  • the connector unit 62 and the sensor unit 61 may be connected to transmit and receive power and photographing data with each other using only the short range wireless communication modules 613 and 623, and the plurality of connection terminal groups 622, 612A, and 612B described above. It may be connected by using a connection means via a) and the short-range wireless communication module (613, 623) in combination.
  • the portable X-ray generating apparatus may not only be used as part of a diagnostic system for intra-oral X-ray imaging in a dentist, but may also be used as part of an X-ray imaging system for nondestructive testing of a product or facility. have.

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Abstract

전계방출 방식의 엑스선 소스를 이용하여 경량화 및 소형화에 유리하면서도 엑스선 방출 성능의 신뢰성이 우수한 포터블 엑스선 발생 장치가 개시된다. 본 발명에 따른 포터블 엑스선 발생 장치는, 전자 방출원을 갖는 캐소드 전극, 엑스선 타겟면을 갖는 애노드 전극, 상기 캐소드 전극과 상기 애노드 전극 사이의 게이트 전극을 포함하는 전계방출 엑스선 소스; 전방을 향해 지름이 점점 확대되는 콘(cone) 형상을 가지고, 상기 전계방출 엑스선 소스의 엑스선 방출점 전방에 배치되어 방출된 엑스선을 소정 각도범위의 엑스선 빔 형태로 제어하는, 엑스선 방출 콘; 및, 소정 전압의 직류 전원으로 상기 캐소드 전극, 애노드 전극 및 게이트 전극에 각각 인가되는 적어도 3개의 구동신호를 생성하는 구동신호 생성부를 포함하는 것으로, 장치 전체의 무게는 0.8kg 내지 3kg이고, 엑스선 방출 출력은 120W 내지 300W 로 구현될 수 있다.

Description

전계방출 엑스선 소스를 갖는 포터블 엑스선 발생 장치
본 발명은 포터블 엑스선 발생 장치에 관한 것으로, 더 상세하게는 전계방출 엑스선 소스를 이용하여 소형화된, 치과에서의 구강내(Intra-Oral) 엑스선 촬영에 적합한 포터블 엑스선 발생 장치에 관한 것이다.
엑스선 촬영은 엑스선의 직진성과 감쇠성을 이용한 방사선 촬영법으로서, 촬영대상을 투과하는 과정 중에 누적된 X선 감쇠량을 기초로 촬영대상의 내부구조에 대한 엑스선 영상을 제공한다. 엑스선 촬영 장치는 촬영대상을 향해 엑스선을 조사하는 엑스선 발생 장치, 촬영대상을 사이에 두고 상기 엑스선 발생 장치와 대향 배치되어 촬영대상을 투과한 엑스선을 검출하는 엑스선 센서, 상기 엑스선 센서의 검출결과인 엑스선 투영 데이터로 촬영대상의 내부구조에 대한 그레이 레벨(gray level)의 엑스선 영상을 구현하는 영상처리장치를 포함한다.
최근 들어 엑스선 촬영은 반도체 및 정보처리기술의 발전에 힘입어 디지털 센서를 이용한 DR(Digital Radiograhpy)로 빠르게 대체되는 가운데 엑스선 촬영 기술 또한 목적에 따라 다양하게 발전하고 있다. 일례로, 치과 분야에서 주로 시행되는 구강내(Intra-Oral) 엑스선 촬영을 들 수 있다. 구강내 엑스선 촬영은 피검자의 구강내 한정된 영역의 엑스선 영상을 얻기 위한 엑스선 촬영기술로서, 피검자의 구강 내부에 엑스선 센서를 배치하고 구강 외부의 엑스선 발생 장치로부터 엑스선을 조사하여 이들 사이의 치아 및 치아주변조직에 대한 엑스선 영상을 획득한다. 이 같은 구강내 엑스선 촬영 영상은 왜곡이 적고 해상도와 선예도가 우수하며 방사선 노출이 상대적으로 적다는 장점을 지니고 있어 고해상도가 요구되는 임플란트 시술이나 근관치료 등에 주로 활용되고 있다.
한편, 구강내 엑스선 촬영을 위한 엑스선 촬영 장치는 통상적으로 포터블 엑스선 발생 장치라 불리며, 사용자가 손에 들고 엑스선 촬영을 하는 경우가 대부분인 바, 구강내 엑스선 촬영의 편의성과 정확성을 높여 그 활용도를 향상시키기 위해서는 엑스선 발생 장치의 경량화 및 소형화가 요구된다.
최근에는 엑스선 발생 장치의 소형화 등을 위해, 탄소나노튜브(CNT) 등 나노 구조물을 이용한 전계방출 엑스선 소스에 대한 연구가 이루어지고 있다. 탄소나노튜브를 이용한 엑스선 소스는 전계방출(electric field emission) 방식으로서, 종래의 텅스텐 필라멘트 기반의 열음극 엑스선 소스 장치와는 그 전자 방출 메커니즘이 다르다. 탄소나노튜브 기반의 엑스선 소스는 상대적으로 낮은 전력으로 전자 방출이 가능하고, 방출되는 전자가 탄소나노튜브의 길이방향을 따라 방출되기 때문에 애노드 전극 측의 엑스선 타켓면을 향한 전자의 방향지향성이 우수하여 엑스선 방출 효율이 매우 높다. 또한, 펄스 형태의 엑스선을 방출시키는 것이 용이하고 엑스선 동영상의 촬영이 가능하여 치과 진단용, 특히 구강내 엑스선 촬영용으로 활용 가능성이 매우 높다.
이제까지 알려진 전계방출 엑스선 소스(Field Emission X-ray Source)는 진공 용기 내에, 캐소드(cathode) 전극 상에 설치된 전자 방출원(emitter)과 그에 인접하게 설치된 게이트(gate) 전극을 구비하고, 게이트 전극과 전자 방출원 사이에 형성된 전계에 의해 전자가 방출되도록 구성된다. 게이트 전극은 메쉬(mesh) 형태나 전자 방출원의 배열에 따라 다수의 홀이 배열된 금속판 형태를 갖는다. 전자 방출원(emitter)으로부터 방출된 전자 빔(electron beam)이 이러한 메쉬 구조 또는 다수의 홀을 통과하여 진행하면, 애노드(anode)와 캐소드(cathode) 사이에 형성된 전계에 의해 전자를 가속하여 애노드 측에 설치된 엑스선 타겟(target)면에 타격시켜 엑스선이 방출되도록 한다. 또한, 캐소드와 애노드 사이의 전자 빔 진행 경로 주위에 배치된 집속 전극을 구비하여, 전자 빔을 집속하는 전기장을 형성하기도 한다.
전계방출 엑스선 소스는 엑스선 발생 장치의 소형화 및 경량화에 유리한 측면이 있으나, 반대로 작은 크기의 장치에서 애노드와 캐소드 사이에 약 수십 kV에 달하는 높은 전위차가 형성되므로 절연 파괴의 위험에 노출되기 쉽다. 절연 안정성을 높이기 위해서는 절연 거리를 늘리거나 절연 구조물을 추가할 수 있으나, 이는 소형화와 경량화에 역행하는 결과를 초래할 수 있다는 데에 문제점이 있다.
본 발명은 사용자 편의성과 동작의 안정성 및 신뢰성이 향상된, 전계방출 엑스선 소스를 갖는 포터블 엑스선 촬영 장치를 제공하는 데에 그 목적이 있다. 좀 더 구체적으로, 본 발명은 전계방출 엑스선 소스를 채용하고, 적어도 3가지 전압 레벨의 구동신호를 이용하여 이를 구동하되, 외부 전원 및 배터리 이용이 가능하고, 엑스선 방출 시 단위 시간당 엑스선량이 일정하게 유지되며, 수십 kV의 고전압을 이용함에도 전계방출 엑스선 소스뿐만 아니라 그 구동 회로의 절연 성능이 우수하여 신뢰성이 향상된 포터블 엑스선 촬영 장치를 제공하는 데에 그 목적이 있다.
또한, 본 발명은 전계방출 엑스선 소스에 인가되는 구동신호를 생성함에 있어서, 게이트 온(ON) 전압이 인가되는 동안 애노드 전극과 캐소드 전극 사이의 관전류 값이 일정하게 유지되도록 하여, 방출되는 엑스선 출력 역시 일정하게 유지되도록 하는 데에 그 목적이 있다.
한편, 본 발명은 높은 절연 안정성을 제공하면서도 소형화 및 경량화에 유리한 구조를 가져 장치의 엑스선 방출 출력에 비해 그 무게가 작은 포터블 엑스선 발생 장치를 제공하는 데에 그 목적이 있다.
전술한 과제의 해결을 위하여, 본 발명에 따른 포터블 엑스선 발생 장치는, 전자 방출원을 갖는 캐소드 전극, 엑스선 타겟면을 갖는 애노드 전극, 상기 캐소드 전극과 상기 애노드 전극 사이의 게이트 전극을 포함하는 전계방출 엑스선 소스; 전방을 향해 지름이 점점 확대되는 콘(cone) 형상을 가지고, 상기 전계방출 엑스선 소스의 엑스선 방출점 전방에 배치되어 방출된 엑스선을 소정 각도범위의 엑스선 빔 형태로 제어하는, 엑스선 방출 콘; 및, 소정 전압의 직류 전원으로 상기 캐소드 전극, 애노드 전극 및 게이트 전극에 각각 인가되는 적어도 3개의 구동신호를 생성하는 구동신호 생성부를 포함하는 것으로, 장치 전체의 무게는 0.8kg 내지 3kg이고, 엑스선 방출 출력은 120W 내지 300W 이다.
본 발명에 따른 포터블 엑스선 발생 장치에 있어서, 상기 엑스선 방출 출력을 상기 장치 전체의 무게로 나눈, 단위 무게당 출력은 50 내지 150 (W/kg)의 값을 가질 수 있다.
한편, 원통형인 상기 전계방출 엑스선 소스의 크기는 그 직경이 10~40mm, 그 길이가 40~70mm이고, 그 무게는 20~150g 일 수 있다.
상기 엑스선 방출 콘은 합성수지로 형성된 구조물과, 상기 구조물의 내벽 또는 외벽에 배치된 것으로 산화 비스무스 분말이 함유된 수지재질의 절연차폐재를 포함하는 엑스선 차폐층을 포함할 수 있다.
한편, 본 발명에 따른 포터블 엑스선 발생 장치는, 상기 엑스선 방출 콘의 전방에 배치되어 그 내부를 통과한 엑스선 빔이 전방으로 방출되도록 하는 원통형 시준부를 더 포함하고, 상기 원통형 시준부는 그 내벽 또는 외벽에 배치된 것으로, 산화 비스무스 분말이 함유된 수지재질의 절연차폐재를 포함하는 엑스선 차폐층을 포함할 수 있다.
또한, 상기 전계방출 엑스선 소스의 표면 중에서 엑스선 방출부를 포함하는 일부분을 제외한 나머지 부분을 둘러싸는 엑스선 차폐층을 더 포함하고, 상기 전계방출 엑스선 소스 표면의 엑스선 차폐층은 산화 비스무스 분말이 함유된 수지재질의 절연차폐재를 포함할 수 있다.
한편, 전술한 포터블 엑스선 발생 장치에 있어서, 상기 구동신호 생성부는, 상기 직류 전원의 전압을 게이트 전극 구동전압 수준의 제 2 전압레벨(V2)로 1차 승압하는 제 1 전압 변환부; 및, 상기 제 2 전압레벨을 애노드 전극 구동전압 수준의 제 1 전압레벨(V1)로 2차 승압하는 제 2 전압 변환부를 포함하고, 상기 전계방출 엑스선 소스의 표면을 직접적으로 둘러싸는 1차 절연 몰딩과, 상기 1차 절연 몰딩된 상기 전계방출 엑스선 소스와 함께 적어도 상기 제 2 전압 변환부의 일부 또는 전부를 둘러싸는 2차 절연 몰딩을 더 포함할 수 있다.
이 경우, 상기 1차 절연 몰딩은 산화 비스무스분말이 함유된 수지재질의 절연차폐재를 포함하여 엑스선 차폐층으로서의 기능을 겸하고, 상기 2차 절연 몰딩은 상기 1차 절연 몰딩 재료보다 상대적으로 가벼운 절연성 수지로 형성될 수 있다.
본 발명에 따르면, 사용자 편의성과 동작의 안정성 및 신뢰성이 향상된, 전계방출 엑스선 소스를 갖는 포터블 엑스선 촬영 장치가 제공된다. 좀 더 구체적으로, 본 발명에 따르면, 전계방출 엑스선 소스를 채용하고, 적어도 3가지 전압 레벨의 구동신호를 이용하여 이를 구동하되, 외부 전원 및 배터리 이용이 가능하고, 엑스선 방출 시 단위 시간당 엑스선량이 일정하게 유지되며, 수십 kV의 고전압을 이용함에도 전계방출 엑스선 소스뿐만 아니라 그 구동 회로의 절연 성능이 우수하여 신뢰성이 향상된 포터블 엑스선 촬영 장치를 제공하는 효과가 있다.
또한, 본 발명에 따르면, 전계방출 엑스선 소스에 인가되는 구동신호를 생성함에 있어서, 게이트 온(ON) 전압이 인가되는 동안 애노드 전극과 캐소드 전극 사이의 관전류 값이 일정하게 유지되도록 하여, 방출되는 엑스선 출력 역시 일정하게 유지되도록 하는 효과가 있다.
한편, 본 발명에 따르면, 높은 절연 안정성을 제공하면서도 소형화 및 경량화에 유리한 구조를 가져 장치의 엑스선 방출 출력에 비해 그 무게가 작은 포터블 엑스선 발생 장치를 제공하는 효과가 있다.
도 1은 본 발명의 한 실시예에 따른 포터블 엑스선 발생 장치의 구성을 개략적으로 보인다.
도 2는 본 발명의 한 실시예에 따른 포터블 엑스선 발생 장치의 구성을 개략적으로 보인다.
도 3은 본 발명의 한 실시예에 따른 포터블 엑스선 발생 장치의 구성을 보이는 블럭도이다.
도 4는 본 발명의 한 실시예에 따른 포터블 엑스선 발생 장치의 구성을 보이는 블럭도이다.
도 5는 본 발명의 한 실시예에 따른 포터블 엑스선 발생 장치의 구성을 보이는 블럭도이다.
도 6은 상기 도 3 내지 도 5의 실시예에서 전류 제어부의 한 구현예를 보인다.
도 7은 상기 도 3 내지 도 5의 실시예에서 전류 제어부의 한 구현예를 보인다.
도 8은 종래의 엑스선 발생 장치에서 전계방출 엑스선 소스에 인가된 구동신호와 그에 따른 관전류의 측정 파형을 보인다.
도 9는 상기 도 4의 실시예에 따른 엑스선 소스 유닛을 보인다.
도 10은 본 발명의 한 실시예에 따른 포터블 엑스선 발생 장치의 내부 구조를 보인다.
도 11은 본 발명의 한 실시예에 따른 포터블 엑스선 발생 장치의 내부 구조를 보인다.
도 12는 상기 도 10 또는 도 11의 실시예에서 엑스선 소스 구동 조립체의 한 예를 보인다.
도 13은 상기 도 12의 엑스선 소스 구동 조립체를 반대 방향에서 도시한 분해 사시도이다.
도 14는 상기 도 12의 엑스선 소스 구동 조립체를 반대 방향에서 도시한 사시도이다.
도 15는 상기 도 11의 실시예에 따른 포터블 엑스선 발생 장치의 내부 구조를 무게 배분의 관점에서 보인다.
도 16은 상기 도 1 또는 도 2의 실시예에서 엑스선 센서 유닛의 예를 보인다.
이하에서는 도면을 참조하여 본 발명의 다양한 실시예를 설명한다. 실시예를 통해 본 발명의 기술적 사상이 좀 더 명확하게 이해될 수 있을 것이다. 또한, 본 발명이 이하에 설명된 실시예에 한정되는 것이 아니라 본 발명이 속하는 기술적 사상의 범위 내에서 다양한 형태로 변형될 수 있는 것이라는 점은 본 발명의 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 명백할 것이다. 한편 동일한 도면 부호는 동일한 특성의 구성요소임을 나타내는 것으로서, 어느 도면에서 설명된 구성요소와 동일한 도면 부호를 갖는 구성요소에 대한 설명은 다른 도면에 대한 설명에서는 생략될 수 있다.
도 1은 본 발명의 한 실시예에 따른 포터블 엑스선 발생 장치의 구성을 개략적으로 보인다.
본 실시예에 따른 포터블 엑스선 촬영 장치는 크게 엑스선 소스 유닛(40)을 구비하여 피검체를 향해 엑스선을 방출하는 엑스선 발생 장치(100) 부분과 피검체를 투과한 엑스선을 수광하여 촬영 데이터를 생성하는 엑스선 센서 유닛(60) 부분으로 이루어진다. 이들은 케이블(65)을 통해 연결될 수 있다.
먼저, 엑스선 발생 장치(100) 부분에 관하여 살펴보면, 배터리(12) 또는 외부 전원 어댑터(11)로부터 전원을 공급받아 소정 전압의 직류 전원을 제공하는 전원공급부(10C)와, 사용자의 조작에 따라 장치 전체를 제어하는 주 제어부(20), 그리고 상기 전원공급부(10C)로부터 제공된 소전 전압의 직류 전원을 이용하여 상기 엑스선 소스 유닛(40)에 탑재된 전계방출 엑스선 소스에 적어도 3가지 전압 레벨의 구동신호를 제공하는 구동신호 생성부(30)를 포함한다. 또한, 엑스선 발생 장치(100) 부분에는 장치의 작동 상태 및 사용자의 입력 정보 등을 표시하는 디스플레이부(70)가 구비될 수 있고, 상기 엑스선 센서 유닛(60)으로부터 케이블(65)을 통해 수신된 촬영 데이터 또는 이러한 촬영 데이터를 상기 주 제어부(20)에서 엑스선 영상으로 재구성한 영상 데이터를 외부 장치로 무선 전송하는 무선통신 모듈(50)도 구비될 수 있다. 상기 주 제어부(20)에서 재구성된 영상 데이터는 상기 디스플레이부(70)를 통해 영상으로 표시될 수도 있다.
상기 배터리(12)를 구비한 배터리 유닛(120)은 탈부착 가능한 손잡이 형태로 형성될 수 있다. 또한 손잡이 겸용의 상기 배터리 유닛(120)은 상기 엑스선 발생 장치(100)의 본체에 대하여 전방향 회전 및 틸트(tilt)될 수 있도록 자유회전 조인트(80, 128)를 통해 결합될 수 있다. 상기 자유회전 조인트(80, 128)는 일 예로 상기 본체 측에 마련된 볼(80)과 상기 배터리 유닛(120) 측에 마련된 볼 수용부(128)를 포함하여 구성될 수 있다. 상기 볼과 볼 수용부는 서로 위치를 바꾸어 배치될 수도 있다. 한편, 상기 배터리(12)는 전기적으로는 일 예로 유연성 연결 케이블(125)을 통해 상기 전원공급부(10C)와 연결될 수 있는데, 이와 다른 예로서 상기 자유회전 조인트의 일부분에 형성된 한 쌍의 단자 전극을 통해 연결될 수도 있다.
상기 전원공급부(10)는 상기 배터리 유닛(120)의 배터리(12)로부터 공급된 전원이나, 도면에서 점선으로 표시된 외부 전원 어댑터(11)로부터 전원 케이블(115)을 통해 공급된 전원을 이용하여, 장치 내부의 상기 주 제어부(20) 및 상기 구동신호 생성부(30)에 소정 전압의 직류 전원을 제공한다. 상기 소정 전압은 5~30V, 일례로 약 24V일 수 있으며, 12V 또는 다른 전압일 수도 있다. 여기서 전원공급부(10C)라는 용어는 기능적으로는 상기 배터리(12)나 상기 외부 전원 어댑터(11)를 포괄하는 개념으로 사용되나, 실질적인 배치 측면에서는 상기 배터리(12)는 손잡이 겸용의 배터리 유닛(120)에 배치되고, 상기 외부 전원 어댑터(11) 역시 장치 외부에 배치되어 별도로 연결되며, 장치 내부에는 전원공급 회로만 배치된다. 한편, 상기 배터리(12) 충전시에는 상기 배터리 유닛(120)이 상기 외부 전원 어댑터(11)의 전원 케이블(115)에 직접 연결될 수도 있고, 엑스선 발생 장치(100) 본체 내의 전원공급 회로를 거쳐서 연결될 수도 있다.
상기 엑스선 센서 유닛(60)은 엑스선을 수광하는 센서 어레이를 갖는 센서부(61)와, 상기 센서부(61)와 상기 케이블(65)을 다수의 채널로 연결하는 것으로, 서로 다른 둘 이상의 방향으로 결합되는 커넥터부(62)를 포함한다. 상기 엑스선 센서(60)에 관해서는 이하에서 별도의 도면을 참조하여 상세히 설명하기로 한다.
도 2는 본 발명의 한 실시예에 따른 포터블 엑스선 발생 장치의 구성을 개략적으로 보인다.
도시된 바와 같이, 본 실시예에 따른 포터블 엑스선 촬영 장치는 상기 도 1에 도시된 배터리 유닛(120)을 대신하여 거치대(130)에 결합되어 사용될 수도 있다. 상기 거치대(130)는 전술한 엑스선 발생 장치(100)의 하중을 지지하면서 그 위치나 방향 또는 자세의 각도를 바꿀 수 있도록 도와주는, 예를 들면 다수의 암(133)과 회전축(132)을 갖는 스탠다드 암(standard arm)일 수 있다. 상기 거치대(130)는 좀 더 단순한 형태의 예로서 카메라 삼각대와 같이 바닥면에 대하여 지지되는 구조물이나, 치과용 유니트 체어(unit chair)에 지지되는 구조물일 수도 있다. 어떤 경우든 상기 거치대(130)의 결합단부(131)는 상기 엑스선 발생 장치(100)과 전방향 회전 및 틸트 동작이 가능하도록 자유회전 조인트(80, 138)를 통해 결합될 수 있다. 상기 자유회전 조인트(80, 138)는 일 예로 상기 본체 측에 마련된 볼(80)과 상기 거치대(130)의 결합단부(131) 측에 마련된 볼 수용부(138)를 포함하여 구성될 수 있다. 상기 볼과 볼 수용부는 서로 위치를 바꾸어 배치될 수도 있다.
한편, 상기 거치대(130)가 도 1에 도시된 배터리 유닛(120)을 대체하여 결합된 경우에는 외부로부터의 전원 공급을 위해 외부전원 어댑터(11)과 연결된다. 상기 외부전원 어댑터(11)는 일반적인 상용 교류 전원을 직류 전원으로 변환하여 전술한 전원공급부(10C)의 전원공급 회로에 제공한다.
도 3은 본 발명의 한 실시예에 따른 포터블 엑스선 발생 장치의 구성을 보이는 블럭도이다.
전술한 바와 같이, 엑스선 발생 장치는 소정 전압의 직류 전원을 공급하는 전원공급부(10)와, 주 제어부(20), 구동신호 생성부(30), 및 엑스선 소스 유닛(40A)을 포함한다.
상기 엑스선 소스 유닛(40A)은 전계방출 엑스선 소스(44)를 구비한다. 상기 전계방출 엑스선 소스(44)는 전자 방출원을 갖는 캐소드 전극(43), 엑스선 타겟면을 갖는 애노드 전극(41), 및 게이트 전극(42)을 포함한다. 상기 엑스선 소스 유닛(40A)은 상기 전계방출 엑스선 소스(44)가 설치된 인쇄회로기판을 포함할 수 있으며, 상기 인쇄회로기판에는 전술한 세 개의 전극(41,42,43)이 각각 연결되는 세 개의 입력단자가 구비될 수 있다. 한편, 상기 게이트 전극(42)은 전자빔이 통과할 수 있도록 다수의 홀이 형성된 얇은 금속판 또는 금속 메쉬(mesh)의 형태를 갖는 평면부(421)와, 상기 평면부(421)와 연결된 그 둘레가 길이 방향으로 확장되어 집속 전계를 형성하는 집속부(422)를 포함할 수 있다. 본 실시예에 따르면, 상기 집속부(422)는 상기 평면부(421)의 둘레로부터 상기 전계방출 엑스선 소스(44)의 몸체를 이루는 튜브형 진공 용기의 외주면과 평행하게 그 길이 방향으로 확장된 밴드 형상을 갖는다.
상기 게이트 전극(42)에는 양의 전압이 인가되어, 캐소드 전극(43)에 배치된 전자 방출원으로부터의 전자 방출을 일으키며, 동시에 전자빔을 상기 튜브형 진공 용기의 중심 쪽으로 집속시키는 기능을 수행한다. 게이트 전극(42)에 인가되는 전압(VM)이 수kV 수준의 양전압이라 하더라도 상기 애노드 전극(41)에 인가되는 전압(VH)이 수십 kV에 달하는 것에 비해 상당히 낮은 수준이기 때문에 상기 집속부(422)의 내측면으로부터 상기 애노드 전극(41) 사이에 등전위면이 그 중심 쪽을 바라보도록 경사진 이른바 집속 전계가 형성되기 때문이다.
본 실시예에 따르면, 상기 전계방출 엑스선 소스(44)의 구동을 위해서는 애노드 전극(41)에 제 1 구동전압으로서 제 1 고전압(VH), 게이트 전극(42)에 제 2 구동전압으로서 제 2 고전압(VM), 그리고 캐소드 전극(43)에 제 3 구동전압으로서 저전압(VL)의 구동신호가 인가된다. 여기서, 상기 저전압(VL)을 기준 전위로 삼을 때, 상기 제 1 고전압(VH)은 기준 전위에 대해 55kV ~ 75kV, 구체적인 예로서 60kV 또는 65kV의 전위차를 가지고, 상기 제 2 고전압(VM)은 기준 전위에 대해 0.5kV ~ 20kV, 구체적인 예로서 약 10kV의 전위차를 가질 수 있다. 다시 말해, 상기 제 1 고전압(VH), 상기 제 2 고전압(VM), 그리고 상기 저전압(VL)을 각각 제 1 내지 제 3 전압레벨(V1, V2, V3)이라 하면, 제 1 전압레벨(V1) > 제2전압레벨(V2) > 제3 전압레벨(V3)의 관계가 성립하고, 이들 사이의 전위차는 전술한 바와 같다. 각각의 전극에 이러한 구동신호가 인가될 때 상기 전자빔이 충분히 가속되어 애노드 전극(41)의 엑스선 타겟면에 충돌하면서 엑스선이 방출된다.
상기 구동신호 생성부(30)는 상기 전원공급부(10)로부터 소정 전압의 직류 전원을 공급받아 그 전압을 변환하는 전압 변환부(31)를 포함하고, 주 제어부(20)로부터 제어 신호를 받아 상기 전압 변환부(31)의 작동을 제어하는 구동신호 제어부(32)를 포함한다. 상기 전원공급부(10)는 5V ~ 30V, 구체적인 예로는 약 24V의 직류 전원을 상기 구동신호 생성부(30)에 제공하는데, 이를 위해 외부 교류 전원을 직류 전원으로 변환하는 어댑터(11), 직류 전원인 배터리(12) 또는 이들 모두를 포함할 수 있다. 상기 어댑터(11)는 100V ~ 250V의 교류 전원을 전술한 전압의 직류 전원으로 변환하는 것일 수 있다. 또한, 이들 전원의 연결 또는 충전 상태에 따라 적절한 전원을 선택하는 회로를 포함할 수도 있다.
상기 구동신호 제어부(32)는 상기 전압 변환부(31)에서 전술한 직류 전원을 이용하여 상기 제 1 고전압(VH), 제 2 고전압(VM), 및 저전압(VL)의 구동신호를 생성하여 각각의 출력단자(331,332,333)에 제공하도록 이를 제어한다. 상기 구동신호 제어부(32)는 예를 들면, 전술한 세 가지 전압 레벨의 구동신호를 생성하기 위한 설정값을 제공한다든지, 전압 변환을 위해 직류를 교류로 변환하는 데에 필요한 스위칭 신호를 제공하는 등의 기능을 수행한다. 또한, 상기 구동신호 제어부(32)는 출력되는 구동신호인 상기 제 1 고전압(VH) 및/또는 제 2 고전압(VM) 신호를 피드백하여 그 전압이 제어 의도에 맞게 출력되도록 제어하는 전압 제어부(321)를 포함하여 구성된다.
또한, 본 실시예에 따른 상기 구동신호 제어부(32)는 상기 애노드 전극(41)과 상기 게이트 전극(42)에 온(ON) 신호, 즉 제 1 고전압(VH) 및 제 2 고전압(VM)의 구동신호가 인가되는 동안 상기 애노드 전극(41)과 상기 캐소드 전극(43) 사이의 관전류, 즉 제 1 고전압(VH) 출력단자(331)와 저전압(VL) 출력단자(333) 사이의 전류 값이 일정하게 유지되도록 하는 전류 제어부(322)를 포함한다. 상기 캐소드 전극(43)과 상기 애노드 전극(41) 사이에 전자빔의 가속을 위한 충분한 전위차가 형성된다는 전제하에서는 방출되는 엑스선량, 좀 더 구체적으로 단위 시간당 엑스선량은 상기 관전류 값에 비례하기 때문에, 상기 관전류 값을 일정하게 유지함으로써 방출되는 엑스선량이 일정하게 유지되도록 제어할 수 있다. 이러한, 전류 제어부(322)는 실제로 여러 가지 형태의 회로로 구현될 수 있는데, 이하에서는 몇 가지 구현예를 들어 설명한다.
도 4는 본 발명의 한 실시예에 따른 포터블 엑스선 발생 장치의 구성을 보이는 블럭도이다.
본 실시예에 따른 엑스선 발생 장치의 구성은 상기 구동신호 생성부(30)를 구성하는 전압 변환부가 상대적으로 낮은 전압을 다루는 제 1 전압 변환부(311)와 상대적으로 높은 전압을 다루는 제 2 전압 변환부(312)를 포함하여 구성된다는 점에서 상기 도 3의 실시예와 차이가 있다.
여기서 상기 제 1 전압 변환부(311)와 상기 제 2 전압 변환부(312)는 서로 다른 인쇄회로기판 상에 배치되는데, 상기 제 2 전압 변환부(312)는 일 예로 상기 엑스선 소스(44)가 설치되어 엑스선 소스 유닛(40B)을 구성하는 인쇄회로기판 상에 배치될 수 있다. 예를 들어, 상기 제 1 전압 변환부(311)에는 승압을 위해 직류를 교류로 변환하는 회로나 특별한 절연 대책이 필요하지 않은 정도로 전압을 높이는 승압 회로 등이 포함될 수 있으며, 상기 제 2 전압 변환부(312)에는 수kV 내지 수십kV 수준의 고전압으로 승압하는 고압 트랜스와 고전압의 교류를 다시 직류로 변환하는 레귤레이터 회로 등이 포함될 수 있다.
이와 같이 고전압을 다루는 부품들을 별도의 제 2 전압 변환부(312)로서 엑스선 소스 유닛(40B) 내에 배치하면, 고전압에 대한 절연 대책을 상기 전계방출 엑스선 소스(44)와 공유할 수 있다는 점에서 유리하다. 전계방출 엑스선 소스(44)에는 수십kV에 달하는 제 1 고전압(VH)이 인가되는 애노드 전극(41)과 0V 또는 접지의 저전압(VL)이 인가되는 캐소드 전극(43) 사이, 그리고 수 kV에 달하는 제 2 고전압(VM)이 인가되는 게이트 전극(42)과 상기 캐소드 전극(43) 사이의 절연파괴를 방지하기 위한 절연 대책이 필요한데, 이와 마찬가지로 전압 변환부에서 전술한 제 1 및 제 2 고전압 수준의 구동신호를 생성하는 승압 회로에도 절연 파괴의 위험이 존재하기 때문이다. 본 실시예에 따르면, 상대적으로 고전압 신호를 다루는 제 2 전압 변환부(312)를 상기 엑스선 소스 유닛(40B)에 배치하여, 상기 전계방출 엑스선 소스(44)와 함께 절연 내력을 보강할 수 있다.
도 5는 본 발명의 한 실시예에 따른 포터블 엑스선 발생 장치의 구성을 보이는 블럭도이다.
본 실시예에 따른 엑스선 발생 장치의 구성은 상기 구동신호 생성부(30C)를 구성하는 전압 변환부가 상대적으로 낮은 전압을 다루는 제 1 전압 변환부(311C)와 상대적으로 높은 전압을 다루는 제 2 전압 변환부(312C)를 포함하여 구성된다는 점에서 상기 도 4의 실시예와 공통점이 있다. 상기 제 1 전압 변환부(311C)와 상기 제 2 전압 변환부(312C)는 같은 인쇄회로기판에 배치될 수도 있고, 서로 다른 인쇄회로기판에 배치될 수도 있다.
본 실시예가 상기 도 4의 실시예와 구별되는 점은 상기 제 1 전압 변환부(311C)에서 생성된 1차 구동 전압을 제 2 전압 변환부(312C)에 대한 입력으로 활용함은 물론, 직접 게이트 전극(42)에 인가되는 제 2 고전압(VM)으로 활용할 수 있도록 구성된다는 점이다. 이를 위해 상기 제 1 전압 변환부(311C)는 전술한 저전압(VL)을 기준으로 예컨대 약 10kV의 전위차를 갖도록 승압하는 회로를 포함할 수 있다.
한편, 본 실시예에 따른 엑스선 소스 유닛(40C)에서는 엑스선 빔을 집속하는 기능의 집속 전극(42F)이 전술한 게이트 전극(42)과 별도로 마련될 수 있다. 이 경우, 상기 집속 전극(42F)으로 연결된 단자(332F)에도 상기 제 1 전압 변환부(311C)에서 생성된 1차 구동 전압이 제 3 고전압(VF)으로서 인가될 수 있다. 여기서, 제 3 고전압(VF)을 전술한 제 1 내지 제 3 구동전압과 구분되는 제 4 구동전압이라 볼 수 있다. 다만, 상기 제 4 구동전압은 상기 제 3 구동전압 즉 캐소드 전극 구동전압에 대한 전위차의 측면에서 전술한 제 2 구동전압 즉 게이트 전극 구동전압과 동등한 수준의 전위차를 가질 수 있다.
도 6은 상기 도 3 내지 도 5의 실시예에서 전류 제어부의 한 구현예를 보인다.
본 구현예에 따른 전류 제어부(322A)는 제 1 고전압(VH) 출력단자(331)와 저전압(VL) 출력단자(333) 사이의 전류 값, 즉 관전류 값을 피드백 신호로 활용하여, 그 전류 값과 기 설정된 기준(Reference) 전류 값과의 차이에 따라, 상기 게이트 전극에 인가되는 구동신호의 전압을 조정하는 방식을 취한다. 게이트 전극에 인가되는 전압에 따라 캐소드 전극에서 방출되는 전자의 양이 달라지기 때문이다. 이를 위해, 상기 전류 제어부(322A)는 차동증폭기(221)와 가산기(222)를 포함하여 구성될 수 있다. 상기 차동증폭기(221)는 전류값 기준 신호가 입력되는 제 1 입력단자(2211)와 상기 관전류 모니터링 신호가 입력되는 제 2 입력단자(2212)를 가지고, 이들 간의 차이를 증폭하여 출력한다. 상기 가산기(222)는 상기 차동증폭기(221)의 출력 신호를 입력받고, 나머지 하나의 입력단자(2221)에 입력된 게이트 전압 기준 신호에 이를 가산하여 그 출력단자(2222)를 통해 조정된 게이트 전압 설정 신호를 출력한다. 여기서 출력된 게이트 전압 설정 신호에 따라 상기 전압 변환부는 제 2 고전압(VM) 구동신호를 조정한다.
도 7은 상기 도 3 내지 도 5의 실시예에서 전류 제어부의 한 구현예를 보인다.
상기 도 6의 구현예와 다른 하나의 구현예로서, 전류 제어부(322B)는 적어도 하나의 전계효과 트랜지스터(FET)(224)을 포함하여 상기 저전압(VL) 구동신호 출력단자(333)에 일정한 전류가 흐르도록 제어하는 방식으로 구성될 수도 있다. 이 경우, 상기 전계효과 트랜지스터(224)는 그 게이트 단자에 입력되는 전압에 따라 그 소스 및 드레인 단자 사이에 흐르는 전류 값이 달라지므로, 상기 전계효과 트랜지스터(224)에 적절한 게이트 신호를 인가하는 FET 게이트 컨트롤 회로(223)를 포함할 수 있다.
이 경우, 전계방출 엑스선 소스를 구동하는 구동 시퀀스는 상기 전류 제어부(322B)의 전계효과 트랜지스터(224)의 게이트 단자에 먼저 온(ON) 신호를 인가하고, 그 상태에서 상기 애노드 전극용 제 1 고전압(VH) 구동신호와 상기 게이트 전극용 제 2 고전압(VM) 구동신호를 순차적으로 온(ON) 시키는 것이 바람직하다. 이에 한정될 필요는 없으나, 이와 같은 시퀀스로 구동함으로써 낮은 사양의 전계효과 트랜지스터(FET)로 상기 전류 제어부(322B)를 구성할 수 있게 되는 장점이 있다.
도 8은 종래의 엑스선 발생 장치에서 전계방출 엑스선 소스에 인가된 구동신호와 그에 따른 관전류의 측정 파형을 보인다.
보이는 바와 같이, 애노드 전극과 캐소드 전극 사이에 고전압(약 65kV)이 인가되고 게이트 전극에 게이트 온(ON) 전압(약 3 kV)이 인가되면, 상기 캐소드 전극 상에 배치된 전자 방출원으로부터 전자 빔이 방출되어 관전류가 형성된다. 이때 방출되는 엑스선량은 관전류 값에 비례한다. 그런데 문제는 애노드 전압과 게이트 전압이 일정하게 유지되는 구간에서, 관전류(Anode 전류) 값이 게이트 온(ON) 전압 인가 시점으로부터 점차 감소하는 파형을 보인다는 점이다. 이는 곧 엑스선 발생 장치에서 엑스선량이 의도와 다르게 시간에 따라 감소함을 의미한다.
이와 같은 문제의 해결을 위하여, 본 발명에 따른 포터블 엑스선 촬영 장치에서는, 좀 더 구체적으로 이를 구성하는 상기 엑스선 발생 장치에서는 전술한 바와 같이 전계방출 엑스선 소스(44)에서 상기 세 가지 전압의 구동신호가 모두 온(ON)되었을 때 관전류 값이 일정하게 유지되도록 함으로써, 방출되는 엑스선의 시간당 엑스선량이 일정하게 유지되도록 한 것이다.
도 9는 상기 도 4의 실시예에 따른 엑스선 소스 유닛을 보인다.
본 도면은 상기 도 4의 실시예, 즉 구동신호 생성부를 구성하는 전압 변환부 중에서 상대적으로 고전압 상태의 신호를 다루는 제 2 전압 변환부(312)를 구성하는 고전압 부품(49)을 엑스선 소스 유닛(40B)의 인쇄회로기판(45) 상에 배치하고, 이를 1차 절연 몰딩(46)으로 둘러싸인 채로 상기 인쇄회로기판(45) 상에 실장된 전계방출 엑스선 소스(44)와 함께 2차 절연 몰딩(47)으로 둘러싼 구성의 엑스선 소스 유닛(40B)을 보인다.
도 9의 (a)는 이러한 엑스선 소스 유닛(40B)를 엑스선이 방출되는 엑스선 방출 윈도우(44W) 측에서 바라본 평면도이고, 도 9의 (b)는 상기 엑스선 소스 유닛(40B)을 다수의 고전압 부품(49)이 설치된 쪽에서 바라본 측면도이다.
전계방출 엑스선 소스(44)는 그 표면을 1차적으로 둘러싸는 1차 절연 몰딩(46)을 갖는데, 상기 캐소드 전극, 애노드 전극, 및 게이트 전극과 각각 연결된 전극 리드(48)는 상기 1차 절연 몰딩(46) 외부로 노출되어, 상기 인쇄회로기판(45)의 전극 패드 등에 실장된다. 이러한 구성을 통해 전계방출 엑스선 소스(44)의 몸체를 통한 절연파괴를 1차적으로 예방할 수 있다. 또한, 상기 전계방출 엑스선 소스(44)는 상기 1차 절연 몰딩(46)에 둘러싸인 상태로, 상기 인쇄회로기판(45)에 실장된 제 2 전압 변환부(312), 좀 더 구체적으로는 상기 제 2 전압 변환부(312)를 구성하는 고전압 부품(49)들과 함께 2차 절연 몰딩(47)으로 한 번 더 둘러싸인다. 이러한 구성을 통해 상기 전극 리드(48)들 사이의 절연파괴는 물론, 인쇄회로기판(45)을 통한 고전압 부품(49)들 사이의 절연파괴도 예방할 수 있다. 상기 1차 절연 몰딩(46)은 전기 절연성의 엑스선 차폐물질로 형성되어 엑스선 차폐층을 겸할 수 있다. 상기 1차 절연 몰딩(46)은 예컨대 산화 비스무스를 포함하는 코팅재로 형성될 수 있다. 여기서 산화 비스무스를 포함하는 코팅재라 함은 수지재질의 기재 내에 산화 비스무스 분말이 혼합 및 경화된 절연차폐재를 의미한다. 참고로, 이와 같이 수지재질의 기재 내에 분말 형태로 혼합되어 차폐 및 절연성을 나타내는 물질은 반드시 산화 비스무스로 한정되지는 않으며, 그 이상의 차폐 및 절연성을 나타낸다면 다른 물질로 대체되는 것도 가능하다.
상기 2차 절연 몰딩(47)은 예컨대 실리콘(silicone) 또는 에폭시(epoxy)와 같이 상기 1차 절연 몰딩(46)을 형성하는 재료보다 가까운 전기 절연성 재료로 형성될 수 있다.
도 10은 본 발명의 한 실시예에 따른 포터블 엑스선 발생 장치의 내부 구조를 보인다.
본 실시예에 따른 포터블 엑스선 발생 장치(200)는 그 내부에 전계방출 엑스선 소스(40)가 설치된 몸체부(211)와, 상기 몸체부(211) 전방에 배치된 원통형 시준부(212), 그리고 상기 몸체부(211) 아래쪽에 배치된 손잡이부(213)를 갖는다. 상기 손잡이부(213)의 상부에는 트리거형 스위치(214)가 배치되고 상기 손잡이부(213)의 하부에는 충전식 배터리팩(12)이 배치될 수 있다. 본 실시예에 따른 포터블 엑스선 발생 장치(200)는 전체적으로는 마치 헤어드라이어 또는 전동드릴을 연상시키는 형태를 띨 수 있다.
상기 몸체부(211) 내에 상기 전계방출 엑스선 소스(40)는 단독으로 설치되는 것이 아니라 엑스선 소스 구동 조립체(250)를 형성하는 프레임 내에 배치된다. 상기 전계방출 엑스선 소스(40)는 간단하게 표현하면 원통형 형상을 가지는데, 본 도면의 평면에 수직인 방향으로 눕혀진 형태로 배치된다. 다시 말해, 엑스선 빔(XB)이 방출되는 전방(본 도면의 좌측)에서 볼 때 가로로 누운 방향으로 원통형의 상기 전계방출 엑스선 소스(40)가 배치된다. 이하에서는 편의상 상기 전계방출 엑스선 소스(40)로부터 엑스선 빔이 외부로 방출되는 방향을 전방으로, 그 반대 방향을 후방으로 표현하기로 한다.
전술한 프레임에서 상기 전계방출 엑스선 소스(40)가 설치되는 엑스선 소스 수용부(251)는 상기 전계방출 엑스선 소스(40)의 외주면에 대응되도록 부분 원통형 등의 형태로 형성될 수 있다. 상기 엑스선 소스 구동 조립체(250)는 상기 엑스선 소스 수용부(251)에서 전방 아래쪽으로 비스듬히 연장된 제 1 구동 회로부(252)와 상기 엑스선 소스 수용부(251)의 아래쪽으로부터 후방 위쪽으로 비스듬히 연장된 제 2 구동 회로부(253)를 포함한다. 상기 제 1 구동 회로부(252)에는 1차 승압 트랜스(522)를 포함하는 1차 승압 회로가 구성된 제 1 인쇄회로기판(521)이 배치되고, 상기 제 2 구동 회로부(253)에는 다수의 다이오드(diode)와 커패시터(capacitor)를 포함하는 2차 승압부(532)가 마련된 제 2 인쇄회로기판(531)이 배치된다. 상기 전계방출 엑스선 소스(40)는 상기 제 2 인쇄회로기판(531)의 상부에 중첩되게 배치될 수 있다.
여기서, 상기 제 1 구동 회로부(252) 및 상기 제 2 구동 회로부(252)는 전술한 도 5의 실시예에서 구동신호 생성부(30C)를 구성하는 것으로, 상기 1차 승압 트랜스(522)를 포함하는 1차 승압 회로는 전술한 제 1 전압 변환부(311C)에, 상기 다수의 다이오드와 커패시터를 포함하는 2차 승압부(532)는 전술한 제 2 전압 변환부(312C)에 대응되는 것일 수 있다.
상기 엑스선 소스 구동 조립체(250)에서 그 외형을 구성하는 프레임은 그 상부와 측면을 둘러싸고, 그 하부가 열린 형태로 형성되는데, 상기 제 1 인쇄회로기판(521)과 제 2 인쇄회로기판(531)의 상하부 및 상기 전계방출 엑스선 소스(40)의 주위는 실리콘 등의 절연성 충전재로 충전되어 도면에 빗금으로 표시된 것과 같이 절연 몰딩부(251B, 252B, 253B)를 이룬다. 한편, 본 도면에 표시되지는 않았으나 상기 엑스선 소스 수용부(251)에서 전방을 향해 엑스선이 방출되는 위치에는 윈도우가 형성되어 상기 전계방출 엑스선 소스(40)의 엑스선 방출부를 포함하는 일부분이 노출되도록 할 수 있다. 또한, 상기 전계방출 엑스선 소스(40)의 표면은 상기 윈도우에 대응되는 부분을 제외하고는 엑스선 차폐층으로 둘러싸여 의도되지 않은 엑스선 방출이 일어나지 않도록 통제된다.
상기 전계방출 엑스선 소스(40)의 전방으로 상기 엑스선 소스 수용부(251)와 원통형 시준부(212) 사이에는 엑스선 방출 콘(cone)(260)이 배치된다. 상기 엑스선 방출 콘(260)은 고깔 형태의 구조물로서 엑스선 차폐물질로 형성되거나 적어도 엑스선 차폐층을 포함한다. 전계방출 엑스선 소스(40)에서 방출된 엑스선은 상기 엑스선 방출 콘(260)을 통과하면서 일정한 조사 범위를 갖는 엑스선 빔의 양상을 띠게 된다. 상기 원통형 시준부(212) 역시 그 내벽 또는 외벽에 엑스선 차폐층을 가져서 난반사 등으로 의도되지 않은 방향으로 진행하는 엑스선을 차단하고, 엑스선 빔의 조사 범위를 제어하는 역할을 한다. 한편, 필요에 따라 엑스선 빔의 형태를 제어하기 위해 상기 원통형 시준부(212)의 전방 쪽에 고정형 또는 가변형의 사각형이나 선형 등의 개구부를 갖는 엑스선 차폐물을 설치할 수도 있음은 물론이다.
이제 본 실시예에 따른 포터블 엑스선 발생 장치(200)의 몸체부(211) 내부를 공간활용 및 구조물 배치의 관점에서 살펴본다. 전술한 엑스선 방출 콘(260)은 그 중심선이 상기 원통형 시준부(212)의 중심선(XB)에 일치하도록 배치된다. 그 결과 상기 중심선(XB)이 곧 이들을 통과하여 방출되는 엑스선 빔의 중심선이 된다. 한편, 상기 엑스선 방출 콘(260)의 하부에는 전술한 제 1 구동 회로부(252)가 배치되는데, 상기 제 1 인쇄회로기판(521)이 속한 평면(P)이 상기 중심선(XB)을 포함하는 수평면에 대해 각도α만큼 기울어지게 배치된다. 상기 각도α는 상기 중심선(XB)에 대한 상기 엑스선 방출 콘(260) 외벽의 기울기인 각도β에 비해 그 값이 크거나 같다. 각도α의 값이 각도β의 값에 가까울수록 상기 제 1 인쇄회로기판(521)을 포함하는 제 1 구동 회로부(252)를 상기 엑스선 방출 콘(260)에 근접시킬 수 있어서 몸체부(211) 내부 공간의 효율적 활용에 유리하다. 이는 곧 장치의 소형화에 유리함을 의미한다.
이는 상기 엑스선 구동 조립체(250)가 엑스선 방출 콘(260)의 중심선(XB)과 소정의 각도를 가지는 것으로 나타낼 수도 있다. 이로써, 주변 전장 부품에 영향을 덜 주도록 전계방출 엑스선 소스(40)가 제1 인쇄회로기판(521)과 최대한 근접하도록 하면서, 소정의 엑스선 방출 범위와 엑스선 구동 조립체(250)가 간섭되지 않도록 할 수 있다.
여기서, 전계방출 엑스선 소스(40)의 특성 및 상기 제 1 구동 회로부(252)와 제 2 구동 회로부(253)의 특성에 관해 좀 더 살펴보기로 한다. 앞서 언급된 바와 같이 전계방출 엑스선 소스(40)는 캐소드 전극, 게이트 전극 및 애노드 전극의 적어도 3극관 구조로 이루어진다. 예를 들어 3극관 구조로 설명하면, 캐소드 전극에 인가되는 전압을 기준으로 하여 애노드 전극에는 약 65kV의 전위차가 있는 제 1 고전압이 전자 가속 전압으로서 인가되고, 게이트 전극에는 약 5~10kV의 전위차가 있는 제 2 고전압이 스위칭 신호로서 인가된다. 이러한 구동 전압 레벨은 본 발명에 따른 포터블 엑스선 발생 장치가 의료용 엑스선 발생 장치의 관전압 규격을 충족할 수 있도록 한다. 다만, 본 발명이 이에 한정되는 것은 아니다.
제 1 구동 회로부(252)는 1차 승압부로서의 기능을 담당하고, 제 2 구동 회로부(252)는 2차 승압부로서의 기능을 담당한다. 제 1 구동 회로부(252)는 예컨대, 소정의 직류 전원 또는 인버터회로를 통해 변환된 교류 전원을 1차적으로 승압하여 약 5~10kV의 1차 구동 전압을 생성한다. 이를 위해 상기 제 1 구동 회로부(252)는 1차 승압 트랜스(522)가 실장된 제 1 인쇄회로기판(521)을 포함한다. 상기 제 1 인쇄회로기판(521)에는 다른 여러 가지 부품들과 이들을 연결하여 회로를 구성하는 전극 패턴이 구비되는데, 이들 중 부피와 무게가 가장 큰 것이 1차 승압 트랜스(522), 즉 트랜스포머(Transformer)다. 상기 1차 승압 트랜스(522)에서 기판에 가까운 그 전극 부분은 절연 몰딩부(252B)를 형성하는 절연성 충전재에 의해 상기 제 1 인쇄회로기판(521) 상의 전극 패턴 및 높이가 낮은 소자들과 함께 덮이고, 그 윗 부분은 상기 절연 몰딩부(252B) 밖으로 노출된다.
상기 제 1 구동 회로부(252)에서 생성된 1차 구동 전압은 상기 전계방출 엑스선 소스(40)의 게이트 전극에 스위칭 신호로서 제공되고, 2차 승압을 통해 애노드 전극 구동 신호를 생성하기 위해 상기 제 2 구동 회로부(253)에도 제공된다. 상기 제 2 구동 회로부(253)에 포함된 제 2 인쇄회로기판(531)에는 다수의 다이오드(diode)와 커패시터(capacitor) 등으로 구성된 2차 승압부(532)가 마련된다. 상기 2차 승압부(532)는 배압 회로로도 불리며, 입력 전압을 n배의 전압으로 승압하는 n배 전압 정류회로 또는 코크로프트 배전압 정류회로로서 구성될 수 있다. 이는 정류와 동시에 상기 1차 구동 전압을 상기 전계방출 엑스선 소스(40)의 애노드 전극 구동 전압인 약 65kV의 2차 구동 전압까지 끌어올릴 수 있다. 이와 같이 승압된 2차 구동 전압은 제 2 인쇄회로기판(531) 상의 출력 단자로부터 그 상측에 가깝게 배치된 전계방출 엑스선 소스(40)의 애노드 전극으로 공급된다. 한편, 상기 제 2 인쇄회로기판(531) 및 상기 2차 승압부(532)를 구성하는 대부분의 소자들은 전부가 절연성 충전재에 매몰되어 또 하나의 절연 몰딩부(253B)를 이룰 수 있다. 이와 같이 제 2 구동 회로부(253)는 전술한 제 1 구동 회로부(252)에 비해 상대적으로 더 높은 수십 kV의 전압을 다루므로 절연성 충전재로 완전히 덮이는 것이 절연 안정성과 수명 향상을 위해 바람직하다.
본 실시예에 따른 포터블 엑스선 발생 장치(200)를 경량화 관점에서 보면 다음과 같은 여러 가지 특징을 갖는다. 첫째, 엑스선 소스로서 전계방출 엑스선 소스(40)를 채용하여 엑스선 소스의 무게를 20g 내지 150g, 좀 더 구체적인 예로서 20~50g, 바람직하게는 약 40g으로 경량화했다. 엑스선 소스의 표면을 둘러싸는 엑스선 차폐층도 납 시트를 배제하고 산화 비스무스 등의 경량 엑스선 차폐물질 코팅을 적용하였다.
둘째, 전계방출 엑스선 소스(40)의 구동신호를 생성하는 구동 회로를 상대적으로 낮은 전압을 생성하는 제 1 구동 회로부(252)와 더 높은 고 전압을 다루는 제 2 구동 회로부(253)로 구분하고, 더 안정적인 절연 성능이 요구되는 제 2 구동 회로부(253) 쪽에 더 깊은 절연 몰딩부(253B)를 형성하고, 제 1 구동 회로부(252) 쪽은 상기 제 1 인쇄회로기판(521)과 그 전극 패턴 등을 덮은 정도의 얕은 절연 몰딩부(252B)를 형성하여 절연 충전재에 의한 무게 증가를 경감시켰다.
셋째, 전술한 원통형 시준부(212)와 엑스선 방출 콘(260)에 있어서, 경량의 합성수지로 그 구조물을 형성하고, 그 구조물 외벽에 산화 비스무스 등의 경량 엑스선 차폐물질을 라미네이팅(laminating)하여 엑스선 차폐층을 형성함으로써 장치의 경량화를 달성하였다.
특히, 위와 같은 경량화는 포터블 엑스선 발생 장치의 출력 저하 없이 달성된 것이라는 점에 그 우수성이 있다. 본 실시예에 따른 전계방출 엑스선 소스를 이용한 포터블 엑스선 발생 장치의 무게는 0.8kg ~ 3kg일 수 있고, 좀 더 구체적인 예로서, 별도의 후방 차폐체(후방으로 산란되어 방출되는 엑스선으로부터 사용자를 보호하기 위한 엑스선 차폐 구조물) 등의 부가적인 구성에 의한 무게로서 약 350g을 포함하여 1.0~2kg, 바람직하게는 약 1.83kg일 수 있고, 이 경우 전술한 전원, 구동 전압, 관전류 등의 조건하에서 엑스선 방출 출력은 120W ~ 300W, 구체적인 예로는 약 150~250W, 바람직하게는 200W일 수 있다. 따라서, 포터블 엑스선 발생 장치의 단위 무게당 출력은 40 ~ 375 (W/kg), 좀 더 구체적인 예로서 단위 무게당 출력은 50 ~ 150(W/kg)일 수 있다. 바람직한 실시예로서 장치의 무게가 1.83kg이고, 출력이 200W인 경우의 단위 무게당 출력은 약 109 (W/kg)이다.
한편, 다시 포터블 엑스선 발생 장치(200)를 소형화 관점에서 보면, 상대적으로 부피가 큰 부품인 1차 승압 트랜스(522)가 설치된 제 1 구동 회로부(252)를 전계방출 엑스선 소스(40)의 전방 쪽으로 배치하며, 상기 제 1 인쇄회로기판(521)의 각도가 상기 엑스선 방출 콘(260)의 외부 각도를 따라 기울어지며 확보된 그 하부의 공간을 활용하였다. 또한, 전계방출 엑스선 소스(40)에 대한 제 1 인쇄회로기판(521)과 제 2 인쇄회로기판(531)의 높이를 다르게 배치하였는데, 제 1 인쇄회로기판(521)을 상대적으로 더 높게 배치하여 역시 그 하부에 공간이 더 확보되도록 한 것이다.
본 실시예에서 원통형인 전계 방출 엑스선 소스(40)의 크기는 직경 10~40mm, 길이 40~70mm일 수 있으며, 구체적인 예로서 직경 약 10~30mm에 길이가 약 40~70mm, 바람직하게는 직경 약 15mm에 길이가 약 57.5mm일 수 있다. 캐소드 전극과 애노드 전극 사이의 관전류 2 ~ 3mA, 관전압 55 ~ 75kV의 조건 하에서 엑스선 방출 시간은 0.01 ~ 3 sec의 범위에서 제어 가능하도록 하였으며, 엑스선 방출점의 포컬 사이즈(focal size)는 0.2 ~ 1 mm가 되도록 하였다. 좀 더 구체적인 실시예로서, 상기 관전류는 2.5mA, 관전압은 60kV 또는 65kV, 포컬 사이즈는 0.4mm 그리고, 엑스선 방출 시간은 0.05 ~ 0.5 sec의 범위에서 구현될 수 있다.
도 11은 본 발명의 한 실시예에 따른 포터블 엑스선 발생 장치의 내부 구조를 보인다.
본 실시예에 따른 포터블 엑스선 발생 장치(201)는 전술한 도 10의 실시예에 따른 포터블 엑스선 발생 장치(200)의 구성, 특히 엑스선 소스 구동 조립체(250)의 구성을 모두 포함한다. 따라서, 여기서는 중복된 설명은 생략하고 추가된 구성에 대해서만 설명하기로 한다.
본 실시예에 따른 장치(201)는 전술한 엑스선 소스 구동 조립체(250)의 프레임 상부에 엑스선 방출 콘(260)을 회피하여 세워진 브라켓 구조물(258)과 상기 브라켓 구조물(258)에 고정된 제 3 인쇄회로기판(254)을 더 포함하여 구성될 수 있다. 상기 제 3 인쇄회로기판(254)은 직류 전원인 배터리팩(12)으로부터 공급된 전원을 교류로 변환하는 인버터 회로를 포함할 수 있다. 제 3 인쇄회로기판(254)에는 별도의 절연 몰딩이 요구되지 않는다.
또한, 본 실시예에서 엑스선 소스 구동 조립체(250)의 후방에는 제 4 인쇄회로기판(255)이 배치될 수 있다. 상기 제 4 인쇄회로기판(255)은 사용자 조작 인터페이스(257)를 포함하는 컨트롤 패널(256)과 연결되어 장치의 작동 상태를 표시하고, 작동 모드 등을 제어하는 컨트롤 회로를 포함할 수 있다. 본 도면에 도시되지는 않았으나 상기 제 4 인쇄회로기판(255) 역시 상기 엑스선 소스 구동 조립체(250)의 프레임에 브라켓 구조물을 통해 결합될 수 있다. 다만, 제 4 인쇄회로기판과 컨트롤 패널이 상기 제 3 인쇄회로기판(254)의 상부에 배치되는 것이나, 몸체부(211)의 측면을 향해 배치되는 것도 가능하다.
도 12는 상기 도 10 또는 도 11의 실시예에서 엑스선 소스 구동 조립체의 한 예를 보인다.
본 도면은 도 10을 참조하여 설명한 엑스선 소스 구동 조립체(250)를 그 상측 후방에서 본 모습을 보인다. 가운데에 엑스선 소스 수용부(251)가 있고, 그 가운데에 전방을 향해 열린 윈도우(511)가 보인다. 상기 엑스선 소스 수용부(251)의 한 측단에는 그 내부에 배치된 전계방출 엑스선 소스의 애노드 전극에서 발생한 열을 외부로 방출하기 위해 그 프레임(250F) 외부로 돌출된 방열부(411)가 배치될 수 있다. 상기 방열부(411)는 전기 절연성이면서 열전도도가 우수한 세라믹 소재로 형성될 수 있다. 엑스선 소스 구동 조립체(50)에 있어서, 상기 프레임(250F)는 전술한 윈도우(511)와 방열부(411)를 제외하고는 상면과 측면부를 둘러싸도록, 그리고 그 하면부는 개방되도록 합성수지 재질로 형성된다.
도 13은 상기 도 12의 엑스선 소스 구동 조립체를 반대 방향에서 도시한 분해 사시도이다.
본 도면에는 프레임(250F)의 내부 구조에 대한 이해를 돕기 위해 절연 몰딩을 위한 절연성 충전물은 표시되지 않았다. 도 10을 참조하여 전술한 바와 같이, 상기 프레임(250F)에서 상기 제 1 구동 회로부(252)에 해당하는 부분은 상대적으로 더 얕게 상기 제 2 구동 회로부(253)에 해당하는 부분은 상대적으로 깊게 형성된다. 또한, 엑스선 소스 수용부(251)는 상기 제 2 구동 회로부(253)에 해당하는 부분의 안쪽에 더 깊게 형성된다. 상기 프레임(250F)에서 제 1 구동 회로부(252) 안쪽에는 제 1 인쇄회로기판(521)을 안착시켜 고정하기 위한 다수의 보스 구조물(523)이 마련되고, 제 2 구동 회로부(253) 안쪽에도 제 2 인쇄회로기판(531)을 안착시켜 고정하기 위한 다수의 보스 구조물(533)이 마련된다. 또한, 도시되지 않았으나 엑스선 소스 수용부(251) 내부에도 전계방출 엑스선 소스(40)의 일부분을 지지하는 입체 구조물이 마련될 수 있다. 전술한 다수의 보스 구조물(523, 533)은 각각 제 1 인쇄회로기판(521)이 고정된 상태, 그리고 제 2 인쇄회로기판(531)이 고정된 상태에서 유동성 있는 상태의 절연성 충전재가 주입될 때, 상기 제 1 및 제 2 인쇄회로기판(521, 531)의 양면이 절연성 충전재로 채워지도록 하는 공간을 형성한다.
절연성 충전재로는 예를 들어 에폭시 또는 실리콘 수지가 사용될 수 있다. 제 1 인쇄회로기판(521)과 제 2 인쇄회로기판(531) 및 전계방출 엑스선 소스(40)가 서로 배선으로 연결된 상태로, 전술한 프레임(250F) 내측의 공간에 배치되고, 그 위에 유동성 있는 에폭시 또는 실리콘 수지가 주입된다. 프레임(250F)에서 이들을 각각 수용하는 부분의 측벽 높이 등에 따라 의도된 깊이로 절연성 충전재인 에폭시 또는 실리콘 수지가 채워지고 경화되면, 절연 몰딩부(252B, 253B)가 형성되는 것이다.
도 14는 상기 도 12의 엑스선 소스 구동 조립체를 반대 방향에서 도시한 사시도이다.
본 도시된 바와 같이 제 1 구동 회로부(252) 내의 절연 몰딩부(252B)는 제 1 인쇄회로기판의 양면과 그 표면에 실장된 작은 크기의 소자들을 덮는 정도의 얕은 깊이로 형성되고, 그 결과 1차 승압 트랜스(522)의 전극 부분은 상기 절연 몰딩부(252B) 내부에 잠기나 그 반대쪽 일부는 그 외부로 노출된다. 한편, 제 2 구동 회로부(253) 내의 절연 몰딩부(253B)는 도 13에 도시된 제 2 인쇄회로기판(531)은 물론 그 위에 실장된 2차 승압부(532) 전부가 잠길 정도로 깊게 형성된다. 도시된 바와 같이 절연 몰딩부(252B, 253B)의 깊이는 전술한 프레임(250F)의 해당 부분 측벽 높이에 따라 다르게 구현될 수 있다. 다시 말해, 프레임(250F)에서 제 2 구동 회로부(253)를 둘러싸는 측벽은 제 1 구동 회로부(252)를 둘러싸는 측벽에 비해 각각의 바닥면으로부터 상대적으로 더 높게 형성될 수 있다.
도 15는 상기 도 11의 실시예에 따른 포터블 엑스선 발생 장치의 내부 구조를 무게 배분의 관점에서 보인다.
본 실시예에 따른 포터블 엑스선 발생 장치(201)는 그 손잡이부(213)를 사용자가 한 손(H)으로 파지한 상태로 그 무게를 가누며 사용할 수 있도록 설계되었다. 본 실시예에 따르면, 이를 위해서 주요 부품들을 경량화함은 물론이고, 전/후방, 상/하, 좌/우의 적절한 무게 배분을 통해 별도의 힘이 가해지지 않아도 장치 자체로서 균형을 잡도록 할 수 있다. 이와 같이 무게 배분을 고려한 부품의 배치가 장치의 소형화에 역행하지 않도록 한 점도 본 발명의 기술적 특징 중 하나이다.
장치 내에서 구성 요소의 배치에 관해서 지켜져야 할 제한 조건이 있는데, 엑스선 빔이 방출되는 초점으로부터 엑스선 빔이 장치 외부로 방출되기까지의 거리, 즉 전술한 원통형 시준부(212)의 전단부로부터 전계방출 엑스선 소스(40)의 중심부까지의 거리(D)가 200mm 이상 확보되어야 한다는 점이다. 상기 원통형 시준부(212)는 그 내부로부터 외부로 제어되지 않은 엑스선 빔이 방출되지 않도록 차폐하는 역할을 수행하고, 상기 원통형 시준부(212)와 전계방출 엑스선 소스(40) 사이에 배치된 엑스선 방출 콘(260)도 넓은 범위로 방사되는 엑스선을 일정한 각도 범위의 빔 형태로 통제하는 역할을 하므로, 납 또는 산화 비스무스(Bismuth Oxide) 등의 엑스선 차폐 물질로 이루어진 엑스선 차폐층 포함한다. 이러한 엑스선 차폐층은 해당 부품의 중량 증가 요인이 된다.
상기 원통형 시준부(212)와 상기 엑스선 방출 콘(260)은 그 무게 중심이 손잡이부(213)의 중심선(HP)을 기준으로 볼 때 전방에 위치한다. 이들의 무게와 균형을 이루는 부분이 제 2 인쇄회로기판(531)이 내재된 절연 몰딩부(253B)이다. 다수의 다이오드 및 커패시터는 물론 이들 사이를 채우는 절연성 충전물의 중량이 크기 때문이다. 물론 전계방출 엑스선 소스(40) 자체도 금속 전극과 세라믹 스페이서 등으로 구성되므로 어느 상기 중심선(HP) 후방의 무게를 가중하는 부분으로 작용한다.
한편, 무게가 많이 나가는 또 하나의 부품으로 1차 승압 트랜스(522)를 들 수 있다. 상기 1차 승압 트랜스(522)에는 많은 양의 구리선이 감겨 있기 때문이다. 본 실시예에 따르면, 상기 1차 승압 트랜스(522)는 손잡이부(213)의 중심선(HP)이 지나는 위치에 배치될 수 있다. 좀 더 구체적인 예로서 상기 1차 승압 트랜스(522)의 무게 중심(522C)이 상기 중심선(HP) 상에 위치하도록 배치될 수도 있다. 또한, 손잡이부(213) 하부에서 배터리팩(12) 역시 상기 손잡이부(213)의 중심선(HP)이 지나는 위치에 배치될 수 있다. 장치 무게 중 높은 비율을 차지하는 부품들이 사용자의 손(H)으로 파지되는 손잡이부(213)의 중심선(HP) 상에 또는 그에 가깝게 모일수록 균형을 유지하기 쉬워져서 유리하다. 한편, 전술한 인버터 회로나 컨트롤 회로 등은 상대적으로 무게가 가볍기 때문에 상기 중심선(HP)으로부터 다소 멀리 떨어진 위치에 배치되어도 무방하다.
도 16은 상기 도 1 또는 도 2의 실시예에서 엑스선 센서 유닛의 예를 보인다.
전술한 바와 같이 엑스선 센서 유닛은 센서부(61)와 커넥터부(62)로 구성되는데, 상기 커넥터부(62)와 상기 센서부(61)는 다수의 접속단자로 이루어진 접속단자군(622, 612A, 612B)을 통해 서로 다수의 채널로 전기적으로 연결될 수 있다. 상기 다수의 채널에는 상기 센서부(61)에서 생성된 촬영 데이터를 전송하는 통신 채널뿐만 아니라 전력 공급 채널도 포함될 수 있다. 한편, 상기 커넥터부(62)는 상기 센서부(61)에 대하여 서로 다른 둘 이상의 방향으로 결합될 수 있다. 여기서의 결합에는 전기적 접속의 의미도 포함된다. 예컨대 서로 다른 두 방향에서의 상기 커넥터부(62)와 센서부(61)의 결합을 위해, 상기 커넥터부(62)에는 하나의 접속단자군(622)이 배치되고, 상기 센서부(61)에는 상기 하나의 접속단자군(622)에 각각 대응되게 형성되어, 선택적으로 연결되는 두 개의 접속단자군(612A, 612B)이 배치될 수 있다.
또한, 상기 커넥터부(62)와 상기 센서부(61) 사이는 근거리무선통신(NFC, Near Field Communications) 모듈(613, 623)로 접속될 수도 있다. 상기 커넥터부(62)와 상기 센서부(61)는 상기 근거리무선통신 모듈(613, 623)만으로 서로 전력 및 촬영 데이터를 송수신하도록 연결될 수도 있고, 전술한 다수의 접속단자군(622, 612A, 612B)을 통한 연결수단과 상기 근거리무선통신 모듈(613, 623)을 병용하여 연결될 수도 있다.
본 발명에 따른 포터블 엑스선 발생 장치는 치과에서의 구강내(Intra-Oral) 엑스선 촬영을 위한 진단 시스템의 일부로 이용될 수 있을 뿐만 아니라, 제품이나 설비의 비파괴 검사를 위한 엑스선 촬영 시스템의 일부로 이용될 수도 있다.

Claims (8)

  1. 전자 방출원을 갖는 캐소드 전극, 엑스선 타겟면을 갖는 애노드 전극, 상기 캐소드 전극과 상기 애노드 전극 사이의 게이트 전극을 포함하는 전계방출 엑스선 소스;
    전방을 향해 지름이 점점 확대되는 콘(cone) 형상을 가지고, 상기 전계방출 엑스선 소스의 엑스선 방출점 전방에 배치되어 방출된 엑스선을 소정 각도범위의 엑스선 빔 형태로 제어하는, 엑스선 방출 콘; 및,
    소정 전압의 직류 전원으로 상기 캐소드 전극, 애노드 전극 및 게이트 전극에 각각 인가되는 적어도 3개의 구동신호를 생성하는 구동신호 생성부를 포함하는 것으로,
    장치 전체의 무게는 0.8kg 내지 3kg이고, 엑스선 방출 출력은 120W 내지 300W인,
    포터블 엑스선 발생 장치.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 엑스선 방출 출력을 상기 장치 전체의 무게로 나눈, 단위 무게당 출력은 50 내지 150 (W/kg)의 값을 가지는,
    포터블 엑스선 발생 장치.
  3. 제 1 항에 있어서,
    원통형인 상기 전계방출 엑스선 소스의 크기는 그 직경이 10~40mm, 그 길이가 40~70mm이고, 그 무게는 20~150g인,
    포터블 엑스선 발생 장치.
  4. 제 1 항에 있어서,
    상기 엑스선 방출 콘은 합성수지로 형성된 구조물과, 상기 구조물의 내벽 또는 외벽에 배치된 것으로 산화 비스무스 분말이 함유된 수지재질의 절연차폐재를 포함하는 엑스선 차폐층을 포함하는,
    포터블 엑스선 발생 장치.
  5. 제 1 항에 있어서,
    상기 엑스선 방출 콘의 전방에 배치되어 그 내부를 통과한 엑스선 빔이 전방으로 방출되도록 하는 원통형 시준부를 더 포함하고,
    상기 원통형 시준부는 그 내벽 또는 외벽에 배치된 것으로, 산화 비스무스 분말이 함유된 수지재질의 절연차폐재를 포함하는 엑스선 차폐층을 포함하는,
    포터블 엑스선 발생 장치.
  6. 제 1 항에 있어서,
    상기 전계방출 엑스선 소스의 표면 중에서 엑스선 방출부를 포함하는 일부분을 제외한 나머지 부분을 둘러싸는 엑스선 차폐층을 더 포함하고, 상기 전계방출 엑스선 소스 표면의 엑스선 차폐층은 산화 비스무스 분말이 함유된 수지재질의 절연차폐재를 포함하는,
    포터블 엑스선 발생 장치.
  7. 제 1 항에 있어서,
    상기 구동신호 생성부는, 상기 직류 전원의 전압을 게이트 전극 구동전압 수준의 제 2 전압레벨(V2)로 1차 승압하는 제 1 전압 변환부; 및, 상기 제 2 전압레벨을 애노드 전극 구동전압 수준의 제 1 전압레벨(V1)로 2차 승압하는 제 2 전압 변환부를 포함하고,
    상기 전계방출 엑스선 소스의 표면을 직접적으로 둘러싸는 1차 절연 몰딩과, 상기 1차 절연 몰딩된 상기 전계방출 엑스선 소스와 함께 적어도 상기 제 2 전압 변환부의 일부 또는 전부를 둘러싸는 2차 절연 몰딩을 더 포함하는,
    포터블 엑스선 발생 장치.
  8. 제 7 항에 있어서,
    상기 1차 절연 몰딩은 산화 비스무스 분말이 함유된 수지재질의 절연차폐재를 포함하여 엑스선 차폐층으로서의 기능을 겸하고, 상기 2차 절연 몰딩은 상기 1차 절연 몰딩 재료보다 상대적으로 가벼운 절연성 수지로 형성된,
    포터블 엑스선 발생 장치.
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