(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
電子を放出する少なくとも２つの第１および第２フィラメント、前記電子を収束するための収束電極、前記電子の衝突によってＸ線を発生する陽極、前記フィラメントおよび前記収束電極、前記陽極をそれぞれ内部に収納した真空外囲器を有するＸ線管と、このＸ線管の前記陽極と前記フィラメントとの間に印加する電圧を発生する直流電源とを具備したＸ線撮影装置において、前記第１フィラメントから放出する電子で陽極から第１Ｘ線を発生する場合の前記第１フィラメントの電位を、前記第２フィラメントから放出する電子で第２Ｘ線を発生する場合の前記第２フィラメントの電位よりも高くまたは低く設定する第１フィラメント用バイアス電源を前記第１フィラメントおよび前記直流電源間に接続し、前記第１Ｘ線と前記第２Ｘ線でＸ線エネルギーが相違するようにしたことを特徴とするＸ線撮影装置。
【請求項２】
前記第２フィラメントと前記収束電極との間に接続される第２フィラメント用バイアス電源を設けた請求項１記載のＸ線撮影装置。
【請求項３】
第１フィラメント用バイアス電源が、極性の向きが逆で、並列に接続された２つの電源から構成されている請求項１または請求項２記載のＸ線撮影装置。
【請求項４】
第２フィラメント用バイアス電源が、直流電源の極性の向きと同じ向きで接続されている請求項２記載のＸ線撮影装置。
【請求項５】
それぞれが、電子を放出するフィラメント、前記電子を収束するための収束電極、前記電子の衝突によってＸ線を発生する陽極、前記フィラメントおよび前記収束電極、前記陽極をそれぞれ内部に収納した真空外囲器を有する少なくとも２つのＸ線管と、この少なくとも２つのＸ線管それぞれの前記陽極と前記フィラメント間に印加する電圧を発生する直流電源とを具備したＸ線撮影装置において、前記少なくとも２つのＸ線管のうちの少なくとも１つのＸ線管の前記フィラメントと前記直流電源との間にバイアス電源を接続したことを特徴とするＸ線撮影装置。
【請求項６】
少なくとも２つのＸ線管と対向する位置にそれぞれＸ線検出器を設けた請求項５記載のＸ線撮影装置。
【請求項７】
請求項１または請求項５のＸ線撮影装置が発生するＸ線エネルギーが相違する第１および第２のＸ線で撮影された被写体の画像を画像信号として出力する出力装置と、この出力装置から出力される前記第１のＸ線による画像信号と前記第２のＸ線による画像信号との差を求める演算装置とを具備したＸ線撮影装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、Ｘ線エネルギーが相違する複数のＸ線を用いて被写体を撮影するＸ線撮影装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
カテーテルを利用した治療などにおいて、患者に対する被爆量を少なくする方法としてパルス透視技術がある。パルス透視技術では、Ｘ線イメージ管で得られた画像をＣＣＤ素子などによって電気信号として読み出している期間はＸ線の照射が停止される。したがって、この方法を用いる場合、Ｘ線をある時間間隔でパルス状に発生するＸ線発生装置が用いられる。
【０００３】
ところで、パルス透視技術において、高コントラストの画像を得るためには、低エネルギーで吸収線量の多いＸ線を大量に照射する必要がある。このため、患者や術者の被爆線量が多くなるという問題がある。
【０００４】
また、被爆線量を少なくして病巣部分などの画像を高コントラストで得る方法として、エネルギーサブトラクション技術がある。この技術は、Ｘ線エネルギーの違いによりＸ線吸収係数が異なるという性質を利用している。例えば、金属板を挟んでその上下にＣＲスクリーンを配置し、Ｘ線エネルギーが相違する画像を金属板の固有ろ過を利用して各ＣＲスクリーンに写す方法である。そして、ＣＲスクリーンに写された画像を処理し、病巣の診断が行われる。しかし、エネルギーサブトラクション技術を用いた場合、画像の処理に時間がかかるため実時間で画像を観察できないという問題がある。
【０００５】
また、ＣＴなどを利用して肺の検診を行なう場合、気管支や肋骨を撮影するためのＸ線エネルギーの条件と、肺胞や血管を撮影するためのＸ線エネルギーの条件とが相違する。このため、Ｘ線エネルギーの条件を一方だけで撮影すると、十分な画像情報が得られず、早期の肺ガンを見落としたり、あるいは発見が遅れたりすることがある。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
上記したように２つ以上のＸ線エネルギー条件でＸ線を発生させ、病巣部分を撮影すると、１つのＸ線エネルギー条件で撮影した場合に比べ、多くの画像情報が得られる。また、画像情報が多ければ、それら画像情報を処理することによって、パルス透視画像やＸ線ＣＴ画像の画質を向上できる。
【０００７】
しかし、２つ以上のＸ線エネルギーでＸ線を発生させる場合、従来のＸ線撮影装置では、Ｘ線管の陽極と陰極間に印加される管電圧の大きさを切り替える方法で行われている。このとき、Ｘ線管と電源とを接続する高電圧ケーブルに浮遊容量があるため、電源の電圧を切り替える際に電圧波形が乱れるという問題がある。
【０００８】
ここで、電圧波形が乱れる様子を図５で説明する。図５の横軸は時間（ｔ）、縦軸は管電圧（ｋＶ）を示している。図５（ａ）は、高い電圧Ａと低い電圧Ｂが正常に切り替えられた状態を示している。しかし、高電圧ケーブルの浮遊容量が影響すると、高い電圧から低い電圧に切り替えた際に、浮遊容量に蓄積した電荷の放電などによって、図５（ｂ）に示すように、低い電圧Ｂ部分にスパイクＳが発生する。
【０００９】
したがって、パルス透視技術などを利用する場合に、発生するＸ線のエネルギー条件を切り替えるためにＸ線管に印加する管電圧を変化させると、電圧波形が変化し、正しい電子ビームを発生できないことがある。
【００１０】
電圧波形の乱れを防止するために、例えば、スイッチングテトロードなどを使用する方法がある。この方法は、高い電圧から低い電圧に切り替える際に、電源の２次側の充電電流を放電し、その後、Ｘ線管に電圧を印加する方法である。しかし、この方法は、エネルギーの損失が多くなるという問題がある。
【００１１】
したがって、Ｘ線を発生する間隔が短くなると電源の温度が上昇する。そのため、熱を放出するための機構が必要となり、その結果、装置全体が大型化し、またコストが増大する。このため、パルス透視技術などにおいてエネルギーサブトラクション技術の利用が妨げられている。
【００１２】
この発明は、上記した欠点を解決するもので、２つ以上のＸ線エネルギー条件をもつＸ線を容易に発生できるＸ線撮影装置を提供することを目的とする。
【００１３】
【課題を解決するための手段】
この発明は、電子を放出する少なくとも２つの第１および第２フィラメント、前記電子を収束するための収束電極、前記電子の衝突によってＸ線を発生する陽極、前記フィラメントおよび前記収束電極、前記陽極をそれぞれ内部に収納した真空外囲器を有するＸ線管と、このＸ線管の前記陽極と前記フィラメントとの間に印加する電圧を発生する直流電源とを具備したＸ線撮影装置において、前記第１フィラメントから放出する電子で陽極から第１Ｘ線を発生する場合の前記第１フィラメントの電位を、前記第２フィラメントから放出する電子で第２Ｘ線を発生する場合の前記第２フィラメントの電位よりも高くまたは低く設定する第１フィラメント用バイアス電源を前記第１フィラメントおよび前記直流電源間に接続し、前記第１Ｘ線と前記第２Ｘ線でＸ線エネルギーが相違するようにしたことを特徴としている。
【００１４】
【発明の実施の形態】
この発明の実施形態について図１を参照して説明する。図１では、Ｘ線管のフィラメントを加熱するための電源や、陽極を回転させる機構、Ｘ線管の冷却機構などは発明の説明に必要でないため省略している。
【００１５】
符号１１は管容器で、管容器１１内にＸ線管１２が収納されている。Ｘ線管１２は全体が真空外囲器１３で構成され、真空外囲器１３内の一端に回転陽極１４が配置されている。真空外囲器１３内の他端には、電子ビームを発生する第１および第２の２つのフィラメント１５、１６が配置されている。フィラメント１５、１６の前方には電子ビームを収束するための収束電極１７が配置されている。
【００１６】
フィラメント１５、１６や収束電極１７は陰極構体として一体に構成されている。たとえば陰極構体の２箇所に溝を形成し、その溝をそれぞれ収束電極とし、また、溝の内部にフィラメント１５、１６が配置される。このような構造において、フィラメント１５、１６から放出された電子ビームを収束電極１７で収束し、陽極１４上の同じ領域に電子衝撃面を形成するようにしている。
【００１７】
管容器１１の外部には直流電源１８が配置され、直流電源１８の中点Ｐは接地されている。そして、直流電源１８の＋端子はＸ線管１２の陽極１４に接続されている。直流電源１８の−端子は共通接続点Ｑに接続され、共通接続点Ｑと第１フィラメント１５との間に、正負の極性が逆向きになった第１および第２の２つのバイアス電源１９、２０が並列に接続されている。また、共通接続点Ｑは第２フィラメント１６と直接接続されている。第２フィラメント１６と収束電極１７間には、収束電極１７側が負の第３バイアス電源２１が接続されている。
【００１８】
なお、陽極１４に印加される電圧を（Ｅａ）、共通接続点Ｑの電圧を（Ｅｂ）とし、対アースに対する高電圧ケーブルの浮遊容量を符号２２、２３で示している。また、第１〜第３バイアス電源１９〜２１の出力端間の電圧は同じ大きさ（Ｅｃ）に設定されており、その＋端子、−端子をそれぞれ符号＋、−で表示している。
【００１９】
ここで、上記した構成において、２つのフィラメント１５、１６からＸ線エネルギーの異なるＸ線を発生する方法について図２を参照して説明する。図２の縦軸は電圧（−ｋＶ）を示している。
【００２０】
まず、フィラメント１５からＸ線エネルギーを発生する場合を説明する。共通接続点Ｑとフィラメント１５間に第２バイアス電源２０が接続され、第１バイアス電源１９は切り離された状態にする。そして、共通接続点Ｑと収束電極１７間に第３バイアス電源２１が接続された状態にする。このとき、図２（ａ）に示すように、フィラメント１５の電圧（Ｅ1f）および収束電極１７の電圧（Ｅｇ）は共通接続点Ｑの電圧（Ｅｂ）よりも低くなり、フィラメント１６の電圧（Ｅ2f）は共通接続点Ｑの電圧Ｅｂと等しくなる。
【００２１】
上記した設定により、フィラメント１５から電子が放出し、放出した電子が陽極１４を衝撃する。このとき、陽極１４から発生するＸ線のエネルギ一は、アノード電圧（Ｅａ）と共通接続点Ｑの電圧（Ｅｂ）と第２バイアス電源２０の電圧（Ｅｃ）とが加算された（Ｅａ＋Ｅｂ＋Ｅｃ）となる。なお、フィラメント１６は第３バイアス電源２１の接続によってカットオフとなり電子ビームは放出されない。
【００２２】
次に、フィラメント１６からＸ線エネルギーを発生する場合を説明する。フィラメント１６と収束電極１７間から第３バイアス電源２１が切り離され、フィラメント１６と収束電極１７間が短絡状態にされる。また、共通接続点Ｑとフィラメント１５間に第１バイアス電源１９が接続された状態にする。このとき、図２（ｂ）に示すように、フィラメント１６の電圧（Ｅ2f）と収束電極１７の電圧（Ｅｇ）は共通接続点Ｑの電圧（Ｅｂ）に等しくなり、フィラメント１５の電圧（Ｅ1f）は第１バイアス電源１９の分（Ｅｃ）だけ高くなる。
【００２３】
上記した設定により、フィラメント１６から電子ビームが放出し、放出された電子が陽極１４を衝撃する。このとき、陽極１４から発生するＸ線のエネルギーは、アノード電圧（Ｅａ）とフィラメント１６の電圧（Ｅｂ）が加算された（Ｅａ＋Ｅｂ）となる。なお、フィラメント１５は、第１バイアス電源１９の接続でカットオフとなり電子ビームは放出されない。
【００２４】
次に、２つのフィラメント１５、１６がカットオフモードとなり、電子ビームが放出しない場合を説明する。フィラメント１５と共通接続点Ｑの間から第１および第２バイアス電源１９、２０が切り離され、フィラメント１５と共通接続点Ｑが直接接続される。また、共通接続点Ｑと収束電極１７間に第３バイアス電源２１が接続される状態とする。このとき、図２（ｃ）に示すように、共通接続点Ｑの電圧（Ｅｂ）とフィラメント１５、１６の電圧（Ｅ1f）、（Ｅ2f）は等しくなり、収束電極１７の電圧（Ｅｇ）はフィラメント１５、１６の電圧（Ｅ1f）、（Ｅ2f）よりも低くなる。
【００２５】
上記した設定により、フィラメント１５、１６の双方は、カットオフとなり電子ビームは放出されない。
【００２６】
上記した構成によれば、直流電源１８の電圧を変化させることなく、第１〜第３バイアス電源の接続や切り離しなどにより、２つのフィラメント１５、１６からＸ線エネルギーが相違するＸ線を発生でき、また、Ｘ線の発生を停止できる。このような操作を繰り返すようにすれば、高いＸ線エネルギーのＸ線の発生、低いＸ線エネルギーのＸ線の発生、そしてＸ線の停止が順に行われる。
【００２７】
なお、第１〜第３バイアス電源の接続や切り離しは高速で制御でき、また、電圧波形の乱れもない。このため、Ｘ線エネルギーの変更や停止を１ｍｓ以下の高速で、正しい値に切り替えることができる。また、第１〜第３バイアス電源の出力電圧を０Ｖ〜数千Ｖの範囲で可変できる構成にすれば、発生するＸ線のエネルギ一も可変できる範囲内で任意に設定できる。
【００２８】
次に、この発明の他の実施形態について、Ｘ線断層撮影などに使用されるＣＴ装置を例にとって図３を参照して説明する。符号３１は診台で、診台３１に被験者３２が載っている。被験者３２を中心にして回転する回転テーブル３３が設けられており、回転テーブル３３には２つのＸ線装置３４、３５がある間隔で固定されている。また、被験者３１を間に挟んで、Ｘ線装置３４、３５と向き合う位置の回転テーブル３３にＸ線検出器３６、３７が固定されている。また、２つのＸ線装置３４、３５の間に直流電源３８が固定され、直流電源３８から高圧ケーブル３９を通して２つのＸ線装置３４、３５に駆動電圧が供給されている。
【００２９】
上記した構成において、Ｘ線装置３４から放射され被験者３２を透過したＸ線はＸ線検出器３６で検出され、また、Ｘ線装置３５から放射され被験者３２を透過したＸ線はＸ線検出器３７で検出される構成になっている。
【００３０】
ここで、直流電源３８からＸ線装置３４、３５に対して駆動電圧を供給する回路構成について図４を参照して説明する。図４では、図３に対応する部分には同一の符号を付し、重複する説明を一部省略する。
【００３１】
Ｘ線装置３４、３５はいずれもＸ線管４１などから構成され、Ｘ線管４１内の一端には陽極４２が、また、他端にはフィラメント４３や収束電極４４が設けられている。それぞれの陽極４２は直流電源３８の＋端子に接続され、それぞれのフィラメント４３と収束電極４４は共通に接続され、さらに直流電源３８の−端子に接続されている。なお、Ｘ線装置３４は、フィラメント４３と収束電極４４の共通接続点と直流電源３８の−端子との間にバイアス電源４５が接続されている。
【００３２】
上記した構成によれば、Ｘ線装置３４のＸ線管４１には、Ｘ線装置３５のＸ線管４１よりもバイアス電源４５の分だけ高い電圧が陽極４２とフィラメント４３間に印加されている。このため、２つのＸ線装置３４、３５から相違するＸ線エネルギ一のＸ線が得られる。
【００３３】
この場合、１台の直流電源と２台のＸ線装置を用いて、異なるＸ線エネルギ一のＸ線による断層画像を１回のスキャンで撮影でき、被写体の動きによるアーチファクトがほとんどどない画像を得ることができる。
【００３４】
上記したように、この発明によれば、Ｘ線エネルギ一の相違するＸ線を容易に実現できる。このため、ＣＴを用いて胸部を診断する場合のように、肺胞や血管などの柔らかい組織と、肋骨や気管支などの比較的固い組織とで最適なエネルギ一条件が異なるときでも、これらの画像を確実に得ることができ、正しい診断を行うことができる。また、Ｘ線エネルギ一が相違するＸ線を用いて撮影する場合でも、２回に分ける必要がなくなり診断を迅速化できる。また、エネルギーサブトラクション技術や２方向から撮影するバイプレーンシステムの利用が容易になり、集団検診などの精度を向上できる。
【００３５】
例えば、図３の構成において、Ｘ線装置３４、３５から出力されるＸ線エネルギ一が相違するＸ線を用いて被験者３２を撮影する。そして、被験者３２を撮影した画像をＸ線検出器３６、３７で検出し、これをテレビカメラなどを用いて電気信号の画像に変換し、その後、Ｘ線エネルギ一が相違するＸ線で得られた画像どうしを減算する方法である。この方法によれば、Ｘ線エネルギ一が相違するＸ線で得られた画像の差成分が強調され、病巣などの検出を容易に行える。
【００３６】
この構成では、バイアス電源を利用してＸ線エネルギ一が相違するＸ線を得ている。したがって、Ｘ線エネルギ一が相違するＸ線を同時に、あるいは、僅かな時間間隔で発生でき、実質的に時間差のない画像の差成分を検出できる。この結果、検診精度が向上する。また、電気信号などの形で信号を処理するため、実時間で処理でき、検診が迅速化する。
【００３７】
この方法において、Ｘ線エネルギ一が相違するＸ線を得る場合、図３の構成だけでなく、図１のような構成を用いることもできる。図１の構成を用いた場合には、Ｘ線エネルギ一が相違するＸ線が所定の時間間隔で発生する。このため、Ｘ線エネルギ一が相違するＸ線で得られた画像どうしを減算する場合は、２つの画像のたとえば一方を遅延回路などを用いて遅らせ、時間を一致させるなどの処理が必要となる。
【００３８】
なお、図１の実施形態では、１つのＸ線管内に２つのフィラメントを設けた場合で説明しているが、３つ以上のフィラメントを設けることもできる。また、図３の実施形態では、Ｘ線装置が２つの例で説明している。しかし、この場合も、Ｘ線装置を３台以上で構成することもできる。また、Ｘ線装置を３台以上で構成した場合、Ｘ線装置にそれぞれ異なる出力電圧のバイアス電源を組み込めば、Ｘ線装置から多くの種類のＸ線エネルギ一をもったＸ線を、たとえば同時に発生させることができる。
【００３９】
【発明の効果】
この発明によれば、２つ以上のＸ線エネルギー条件をもつＸ線を容易に発生できるＸ線撮影装置を実現できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】この発明の実施形態を説明するための回路構成図である。
【図２】この発明の実施形態に使用されるバイアス電圧を説明するための図である。
【図３】この発明の他の実施形態を説明するための概略の構成図である。
【図４】この発明の他の実施形態を説明するための回路構成図である。
【図５】従来例を説明するためのバイアス電圧を示す図である。
【符号の説明】
１１…管容器
１２…Ｘ線管
１３…真空外囲器
１４…陽極
１５…第１フィラメント
１６…第２フィラメント
１７…収束電極
１８…直流電源
１９…第１バイアス電源
２０…第２バイアス電源
２１…第３バイアス電源
２２、２３…高電圧ケーブルの対地浮遊容量
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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