УСТРОЙСТВО ГЕНЕРИРОВАНИЯ МНОЖЕСТВА РЕНТГЕНОВСКИХ ЛУЧЕЙ И УСТРОЙСТВО ФОРМИРОВАНИЯ РЕНТГЕНОВСКОГО ИЗОБРАЖЕНИЯ
DEVICE FOR GENERATING SEVERAL X-RAY BEAMS AND X-RAY IMAGING DEVICE

Уровень техники
Область техники, к которой относится изобретение
Настоящее изобретение относится к устройству генерирования множества рентгеновских лучей, используемому для неразрушающей радиографии, диагностики и т.п. в областях медицинского оборудования и промышленного оборудования, в которых используются источники рентгеновского излучения, и к устройству формирования рентгеновского изображения с использованием устройства генерирования множества рентгеновских лучей.
Описание предшествующего уровня техники
Обычно в рентгеновской трубке в качестве источника электронов используется термоэлектронный источник, при этом происходит передача термоэлектронов из нити накаливания, нагретой до высокой температуры, к электроду Венельта, вытягивающему электроду, ускоряющему электроду и электроду - линзе, при этом происходит ускорение электронного луча с получением высокоэнергетического электронного луча. После формирования электронного луча с приданием ему требуемой формы рентгеновская трубка генерирует рентгеновские лучи путем облучения этим лучом рентгеновской мишени, изготовленной из металла.
В последнее время был разработан источник электронов холодного катода, используемый в качестве источника электронов для замены такого термоэлектронного источника, и был широко изучен в варианте применения в комбинации с детектором с плоской панелью (FPD, ДПП). В качестве типичного холодного катода известен источник электронов типа катода Спиндта, который экстрагирует электроны путем приложения высокого электрического поля к кончику иглы размером несколько десятков нанометров. Также доступен, например, излучатель электронов, построенный с использованием в качестве материала углеродной нанотрубки (CNT, УНТ), и источник электронов на основе поверхностной проводимости, который излучает электроны в результате формирования микроструктуры нанометрического (нм) порядка на поверхности стеклянной подложки.
В выложенных японских патентах №№09-180894 и 004-329784 предложена в качестве варианта применения этих источников электронов технология получения рентгеновских лучей с формированием одиночного электронного луча с использованием источника электронов типа катода Спиндта или источника электронов на основе углеродной нанотрубки. В выложенном японском патенте №08-264139 и в публикации Applied Physics Letters 86, 184104 (2005), J.Zhang "Stationary scanning x-ray source based on carbon nanotube field emitters" раскрыта технология генерирования рентгеновских лучей путем облучения рентгеновской мишени электронными лучами из множественного источника электронов с использованием множества таких источников электронов с холодным катодом.
Кроме того, в выложенном японском патенте №2007-265981 раскрыто рентгеновское устройство, которое формирует рентгеновские лучи из множества источников рентгеновских лучей с получением множества рентгеновских лучей с превосходными характеристиками, без какой-либо взаимной интерференции.
Источник рентгеновских лучей типа вращающейся мишени доступен как обычный однофокусный рентгеновский источник. Был предложен способ генерирования рентгеновских лучей с разными уровнями излучения с использованием такого источника рентгеновских лучей. В качестве конкретного примера такого способа в выложенных японских патентах №№05-028939 и 05-036368 раскрыт способ соответствующего облучения двух типов материалов 102 и 102a мишени, расположенных на одной вращающейся мишени 101, электронными лучами, как показано на Фиг.13. Кроме того, в выложенном японском патенте №01-204649 раскрыт способ генерирования рентгеновских лучей с разными качествами излучения путем установки различных материалов мишени на двух поверхностях одной вращающейся мишени и способ его применения.
В представительном источнике рентгеновских лучей типа вращающейся мишени, используемом в качестве однофокусного источника рентгеновского излучения, количество типов качеств излучения, которые могут быть получены из одной трубки, ограничено приблизительно двумя типами из-за ограничений, связанных с формой источника электронов, конструкцией мишени и т.п. Кроме того, поскольку количество фокальных точек источника рентгеновского излучения также ограничено приблизительно двумя точками, трудно регулировать качество излучения и условия дозирования в соответствии с частью тела объекта и его формой и получать рентгеновское изображение с высоким качеством.
Сущность изобретения
Настоящее изобретение было выполнено с учетом представленных выше проблем. Примерные варианты воплощения настоящего изобретения обеспечивают устройство генерирования рентгеновского излучения и устройство формирования рентгеновского изображения, которые позволяют получать высококонтрастное рентгеновское изображение при малой дозе, с высокой скоростью в результате увеличения степени свободы при выборе качества излучения и положения облучения в источнике рентгеновского излучения.
В соответствии с одним аспектом настоящего изобретения предложено устройство генерирования множества рентгеновских лучей, содержащее множественный источник электронов, который включают в себя множество источников электронов, расположенных двумерно, и выводит электроны из активируемых источников электронов путем избирательной активации множества источников электронов в соответствии с приложенными сигналами активации; и блок мишени, который включает в себя множество мишеней, расположенных двумерно, так, что они располагаются противоположно множеству источников электронов, генерирует рентгеновские лучи в соответствии с облучением электронов, выводимых из множественного источника электронов, и выводит рентгеновское излучение с различными качествами излучения в соответствии с местами генерации рентгеновских лучей, причем места генерации и качества излучения рентгеновских лучей из блока мишени управляются путем избирательной активации источников электронов в множественном источнике электронов.
Кроме того, в соответствии с другим аспектом настоящего изобретения обеспечивается устройство формирования рентгеновского изображения, содержащее устройство генерирования множества рентгеновских лучей, определенное выше; двумерный детектор рентгеновского излучения, который генерирует электрический сигнал, соответствующий дозе рентгеновского излучения, выводимого из устройства генерирования множества рентгеновских лучей, и которое достигло поверхности детектирования; и средство активации, предназначенное для генерирования сигнала активации в соответствии с состоянием активации и активирующее каждый источник электронов путем подачи сигнала активации в множественный источник электронов.
Кроме того, свойства настоящего изобретения будут понятны из следующего описания примерных вариантов воплощения со ссылкой на приложенные чертежи.
Краткое описание чертежей
На Фиг.1 показан вид, представляющий пример компоновки устройства генерирования множества рентгеновских лучей в соответствии с первым вариантом воплощения;
на Фиг.2 показан вид в плане подложки элементов;
на Фиг.3A показан вид, представляющий пример компоновки элемента типа Спиндта в качестве примера элемента излучения электронов;
на Фиг.3B показан вид, представляющий пример компоновки элемента типа углеродной нанотрубки в качестве примера элемента излучения электронов;
на Фиг.3C показан вид, представляющий пример компоновки элемента типа поверхностной проводимости в качестве примера элемента излучения электронов;
на Фиг.4 показан график, представляющий вольт-амперные характеристики множественного элемента излучения электронов;
на Фиг.5A показан вид в плане, представляющий пример компоновки пропускающей мишени, с использованием множественной мишени;
на Фиг.5B показан вид в плане, представляющий пример компоновки пропускающей мишени, с использованием множественной мишени;
на Фиг.6 показан график, представляющий пример рентгеновского спектра в многоцелевой схеме;
на Фиг.7A показан вид в плане, представляющий пример компоновки пропускающей мишени с использованием множественного фильтра;
на Фиг.7B показан вид в разрезе, представляющий пример компоновки пропускающей мишени с использованием множественного фильтра;
на Фиг.8 показан график, представляющий пример рентгеновских спектров, полученных с помощью пропускающей мишени, с использованием множественного фильтра;
на Фиг.9 показан вид, представляющий пример компоновки пропускающей мишени в соответствии с третьим вариантом воплощения;
на Фиг.10 показан вид, представляющий пример компоновки устройства формирования рентгеновского изображения в соответствии с третьим вариантом воплощения;
на Фиг.11 показан вид, поясняющий блок облучения устройства формирования рентгеновского изображения в соответствии с третьим вариантом воплощения;
на Фиг.12 показан вид, представляющий пример общей компоновки устройства формирования изображения множества рентгеновских лучей в соответствии с четвертым вариантом воплощения;
на Фиг.13 показан вид, представляющий обычный пример устройства генерирования рентгеновского излучения, которое может генерировать рентгеновские лучи с различными качествами излучения; и
на Фиг.14 показана блок-схема последовательности операций, поясняющая рентгенографическую обработку, выполняемую блоком управления в четвертом варианте воплощения.
Подробное описание изобретения
Предпочтительные варианты воплощения настоящего изобретения будут описаны ниже со ссылкой на прилагаемые чертежи.
[Первый вариант воплощения]
На Фиг.1 показан вид, представляющий пример компоновки устройства 10 генерирования множества рентгеновских лучей в качестве множественного рентгеновского источника. Со ссылкой на Фиг.1 вакуумная камера 11 содержит в себе блок 12 генерирования множества электронных лучей в качестве множественного источника электронов и пропускающую мишень 13 в качестве источника множества рентгеновских лучей. Блок 12 генерирования множества электронных лучей включает в себя подложку 14 для элементов и массив 16 элементов, на которой расположено в виде массива множество элементов 15 излучения электронов. Элементы 15 излучения электронов выполняют функцию источников электронов. Блок 17 активации активирует элементы 15 излучения электронов. Электрод-линза 19, закрепленный неподвижно на изоляторе 18, и анодный электрод 20 предусмотрены для управления электронными лучами e, излучаемыми элементами 15 излучения электронов. Высокие напряжения прикладывают к электроду-линзе 19 и к анодному электроду 20 через участки 21 и 22 подачи высокого напряжения.
Пропускающая мишень 13, на которую попадают генерируемые электронные лучи e, расположена дискретно в соответствии с электронными лучами e. Пластина 47 экранирования рентгеновских лучей вакуумной камеры, изготовленная из тяжелого металла, предусмотрена на пропускающей мишени 13. Пластина 47 экранирования рентгеновского излучения вакуумной камеры имеет участки 24 выделения рентгеновского излучения. На участке 25 стенки вакуумной камеры 11, противоположном участкам 24 выделения рентгеновского излучения, предусмотрены окна 27 рентгеновского излучения, включающие в себя пропускающие рентгеновское излучение пленки 26.
На электронные лучи e, излучаемые из элементов 15 излучения электронов, воздействует эффект линзы электрода-линзы 19, и электроны ускоряются до конечного потенциального уровня участками пропускающей мишени 13 анодного электрода 20. Рентгеновские лучи x, генерируемые пропускающей мишенью 13, проходят через участки 24 выделения рентгеновского излучения, и их выпускают в атмосферу через окна 27 выделения рентгеновского излучения.
Элементы 15 излучения электронов расположены в виде двумерного массива в массиве 16 элементов, как показано на Фиг.2. Благодаря последним достижениям в нанотехнологии становится возможным сформировать мелкую структуру нанометрического (нм) размера в заданном положении с помощью обработки устройства. Элементы 15 излучения электронов изготовлены с использованием этой нанотехнологии. Величиной эмиссии электронов элементов 15 излучения электронов индивидуально управляют с помощью сигналов S1 и S2 активации (которые будут описаны позже) через блок 17 активации. Таким образом, индивидуальное управление величиной эмиссии электронов элементов 15 излучения электронов в массиве 16 элементов, используя сигналы S1 и S2 активации в качестве сигналов массива, позволяет управлять "включением/выключением" каждого рентгеновского луча.
На Фиг.3A-3C показаны виды, представляющие некоторые примеры структуры элементов, которые можно использовать в качестве элементов 15 излучения электронов. На Фиг.3A показан вид, представляющий компоновку элемента 15 излучения электронов, имеющего коническую иглу, которая является типовым источником электронов типа Спиндта. Изоляторы 32 и вытягивающие электроды 33 предусмотрены на подложке 31 для элементов, изготовленной из Si. Каждый из конических излучателей 34, изготовленных из металла или полупроводникового материала, и имеющий диаметр кончика несколько 10 нм, сформирован в канавках микрометрового размера в центрах электродов в ходе обработки при изготовлении устройства.
На Фиг.3B показан вид, представляющий компоновку элемента 15 излучения электронов типа углеродной нанотрубки. В качестве материала излучателя 35 используется углеродная нанотрубка, имеющая мелкую структуру размером несколько 10 нм. Излучатель 35 сформирован в центре вытягивающего электрода 36 на подложке 31 для элементов.
Когда напряжение от нескольких 10 до нескольких 100 В прикладывают к вытягивающим электродам 33 и вытягивающим электродам 36 элемента типа катода Спиндта и элемента типа углеродной нанотрубки, сильные электрические поля прикладываются к кончикам излучателей 34 и 35, в результате чего происходит излучение электронных лучей e благодаря явлению автоэлектронной эмиссии.
На Фиг.3C показан вид, представляющий компоновку элемента 15 излучения электронов типа поверхностной проводимости. Тонкая структура, имеющая наночастицы, сформирована как излучатель 38 в зазоре, в тонкопленочном электроде 37, сформированном на стеклянной подложке 39 для элементов. Когда напряжение, превышающее 10 В, подают к электродам такого элемента типа поверхностной проводимости, сильные электрические поля прикладываются к тонкому зазору, сформированному тонкими частицами, между электродами. В результате генерируются электроны проводимости. Одновременно с этим электронные лучи e излучаются в вакууме, и электронным излучением можно управлять при относительно низком напряжении.
На Фиг.4 показан пример различия между вольт-амперными характеристиками элемента типа катода Спиндта, элемента типа углеродной нанотрубки и элемента типа поверхностной проводимости, описанных выше со ссылкой на Фиг.3A-3C, когда некоторые из них используются. Для получения постоянного тока излучения от каждого из множества элементов излучения электронов напряжение, полученное в результате коррекции среднего напряжения Vo активации, с напряжением ΔV коррекции, прикладывают как напряжение активации к элементам 15 излучения электронов. Это позволяет скорректировать вариацию токов излучения из элементов 15 излучения электронов.
Следует отметить, что компоновки элементов излучения электронов не ограничиваются описанными выше. Например, в качестве других источников электронов для генерирования множества рентгеновских лучей, кроме описанных выше элементов излучения электронов, можно использовать элементы типа MIM (МИМ, металл изолятор металл) и элементы типа MIS (МИП, металл изолятор полупроводник). Кроме того, источники электронов типа холодного катода любого типа, такие как источник электронов типа полупроводникового PN перехода, источник электронов типа перехода Шоттки, источник электронов в виде тонкой пленки на основе углерода, изготовленный из углеродного нановолокна, можно использовать как источники электронов для генерирования множества рентгеновских лучей.
Устройство генерирования рентгеновского излучения с использованием описанного выше элемента излучения электронов типа холодного катода в качестве источника электронов излучает электроны при приложении напряжения к элементу излучения электронов при комнатной температуре, без нагрева катода. Поэтому в этом устройстве отсутствует время ожидания для генерации рентгеновских лучей. Кроме того, поскольку не требуется энергия для нагрева катода, можно изготовить рентгеновский источник с низким потреблением мощности, даже используя множественный источник рентгеновского излучения. Поскольку можно управлять "включением/выключением" токов этих элементов излучения электронов с помощью высокоскоростной операции управления, используя напряжение активации, можно изготовить источник рентгеновского излучения с множеством массивов, в котором обеспечена возможность избирательной активации элемента излучения электронов и выполнения операции с высокоскоростным откликом.
Пропускающая мишень 13 в данном варианте воплощения включает в себя множество мишеней, которые генерируют рентгеновское излучение в соответствии с излучением электронов, выводимых из блока 12 генерирования множества электронных лучей, в качестве множественного источника электронов и выполняет функцию блока мишени, который выводит рентгеновское излучение с различным качеством излучения, в соответствии с местами расположения генерирования рентгеновских лучей. На Фиг.5A и 5B показаны виды, конкретно поясняющие компоновку множественного источника рентгеновского излучения (блок мишени), которая позволяет выбирать качество излучения генерируемого рентгеновского излучения в устройстве 10 генерирования множества рентгеновских лучей.
На Фиг.5A и 5B показаны виды, поясняющие компоновку пропускающей мишени 13 в соответствии с первым вариантом воплощения, и представлен пример множества мишеней. Как показано на Фиг.5A, пропускающая мишень 13, на которую нанесено множество мишеней, имеет множество мишеней, расположенных в положениях, противоположных элементам 15 излучения электронов на Фиг.1. Эти мишени изготовлены из материалов, отличающихся от материалов мишеней A41 и B42. На Фиг.5B показан вид в разрезе пропускающей мишени 13, представленной на Фиг.5A. Мишени A41 и B42 зажаты между пластиной 46 экранирования рентгеновского излучения/отраженного электронного луча и пластиной 47 экранирования рентгеновского излучения вакуумной камеры на подложке 45. Расположение пропускающей мишени 13 между пластиной 46 экранирования рентгеновского излучения /отраженного электронного луча и пластиной 47 экранирования рентгеновского излучения вакуумной камеры в плотном контакте друг с другом позволяет эффективно рассеивать тепло, генерируемое мишенями.
В соответствии с представленной выше компоновкой определение положений, в которых электронные лучи e излучаются из множества элементов 15 излучения электронов, позволяет выделять рентгеновские лучи из мишеней различных типов. Таким образом, пропускающая мишень 13 выводит рентгеновские лучи с разным качеством излучения в соответствии с местами расположения генерирования рентгеновских лучей. Устройство 10 генерирования множества рентгеновских лучей в соответствии с данным вариантом воплощения поэтому может генерировать рентгеновские лучи, имеющие разные энергетические характеристики, в одной рентгеновской трубке. На Фиг.6 показан график, представляющий спектры, генерируемые в соответствии со способом генерирования множества рентгеновских лучей, с использованием множественной мишени, в данном варианте воплощения, в виде характеристик зависимости энергии от дозы. На Фиг.6 показаны спектры рентгеновского излучения, генерируемого из мишеней A41 и B42. Поскольку характеристические рентгеновские излучения A отличаются по энергии от характеристического рентгеновского излучения B из-за различия атомного числа между материалами мишени, качество излучения рентгеновских лучей, имеющих разную эффективную энергию, может быть получено даже при том же ускоряющем напряжении (максимальная энергия Eo) для электронных лучей. Комбинацию материалов мишени можно выбирать из типичных комбинаций элементов - металлов, таких как Cu, Mo, Rb, Pd, Sn, Ta, W, Pt и Au. Очевидно, что можно использовать комбинацию других элементов или сплавов.
Устройство генерирования множества рентгеновских лучей в соответствии с первым вариантом воплощения, описанным выше, позволяет легко получать высококачественное рентгеновское изображение, поскольку оно позволяет легко выбирать качество излучения по сравнению со способом, используемым в обычной рентгеновской трубке.
[Второй вариант воплощения]
В первом варианте воплощения пропускающая мишень 13, которая выводит рентгеновские лучи с разным качеством излучения в соответствии с местом расположения генерирования рентгеновских лучей, воплощена в виде множественной мишени. Во втором варианте воплощения приведен пример случая, в котором такая пропускающая мишень воплощена в виде множества фильтров, в котором представлена компоновка из множества фильтров, имеющих различные характеристики поглощения рентгеновского излучения в отношении рентгеновских лучей.
На Фиг.7A и 7B показаны виды, представляющие пример компоновки пропускающей мишени 13 в соответствии со вторым вариантом воплощения, и представлен пример с использованием множественного фильтра в качестве пластины, поглощающей рентгеновское излучение. Как показано на Фиг.7A, в пропускающей мишени 13 фильтры расположены независимо в положениях мишени, противоположных элементам 15 излучения электронов. Фильтры A43 и B44 изготовлены из разных материалов. На Фиг.7B показан вид в разрезе пропускающей мишени 13. Множественные фильтры, включающие в себя фильтры A43 и B44, расположены на поверхности подложки 45, которая противоположна подложке 48 мишени, с помощью которой излучают электронные лучи, и множественный фильтр непосредственно зажат между пластиной 47 экранирования рентгеновского излучения в вакууме и подложкой 45. Такая структура позволяет выделять рентгеновские лучи из разных положений фильтра путем назначения положений электронных лучей e, излучаемых из элементов 15 излучения электронов. Поэтому одна рентгеновская трубка позволяет получать различные рентгеновские спектры на основе различий характеристики поглощения рентгеновского излучения путем пропуска рентгеновского излучения, генерируемого в мишени одного типа, через фильтры A43 и B44.
На Фиг.8 показаны рентгеновские спектры, полученные путем использования множественного фильтра, и, более конкретно, спектры рентгеновских лучей, пропущенных через фильтры A и B. На Фиг.8 представлен случай, в котором спектр на стороне низкой энергии вырезают с помощью фильтров A и B. Как показано на Фиг.8, различные значения эффективной энергии могут быть получены, как и в пропущенных рентгеновских лучах. Если Mo и Cu установлены как типичная комбинация материалов для фильтров A и B, фильтр А вырезает дозу на стороне низкой энергии, рядом с характеристическим рентгеновским лучом. В отличие от этого фильтр B вырезает дозу из положения, расположенного на некотором расстоянии от характеристического рентгеновского луча. Поскольку материалы и их толщину можно свободно выбирать для этих фильтров в соответствии с требуемым спектром, рентгеновские спектры, имеющие различные значения эффективной энергии, могут быть свободно получены, используя такой множественный фильтр.
Материалы для описанной выше множественной мишени и множественного фильтра и их комбинации могут быть свободно установлены, и при этом такие материалы предпочтительно комбинировать в соответствии с рентгенографическими условиями. Кроме того, комбинирование множества мишеней в первом варианте воплощения с множеством фильтров во втором варианте воплощения позволяет генерировать рентгеновское излучение с большей степенью изменчивости рентгеновских спектров.
Устройство генерирования множества рентгеновских лучей в соответствии со вторым вариантом воплощения, описанное выше, позволяет легко выбирать рентгеновское излучение с различной эффективной энергией (рентгеновские лучи с различным качеством излучения) по сравнению со способом использования обычной рентгеновской трубки и, следовательно, позволяет легко получать рентгеновское изображение высокого качества.
[Третий вариант воплощения]
Ниже, со ссылкой на Фиг.9-11, будет описано применение такого источника рентгеновского излучения, имеющего характеристику множественного качества излучения. На Фиг.9 показан вид, представляющий пропускающую мишень 13 в соответствии с третьим вариантом воплощения. В этом варианте воплощения представлен пример случая, в котором пропускающая мишень 13 сформирована в результате комбинирования множественной мишени, описанной в первом варианте воплощения, с множественным фильтром, описанным во втором варианте воплощения.
Пропускающую мишень 13 в соответствии с третьим вариантом воплощения получают путем комбинирования множественной мишени с множественным фильтром таким образом, чтобы согласовать условия облучения для объекта. В таком случае фильтры располагают в виде массива в порядке убывания качества излучения рентгеновского излучения (порядок убывания эффективной энергии), то есть в порядке (3), (2) и (1). В каждой из групп A, B и C мишеней мишени расположены последовательно в виде массива вверх (от c до a) в порядке убывания качества излучения. Таким образом, в пропускающей мишени 13, показанной на Фиг.9, множество различных типов мишеней расположены периодически. Следует отметить, что фильтры, имеющие различные характеристики, могут быть расположены периодически. Например, как показано на Фиг.9, группы (1), (2) и (3) мишеней расположены в порядке (3)→(2)→(1), в порядке убывания качества излучения. Различные фильтры могут быть расположены в порядке c→b→а в порядке убывания качества излучения. Организация массива участков, которые периодически генерируют различные рентгеновские лучи в группах мишеней, таким образом, позволяет облучать объект рентгеновскими лучами при переключении качеств излучения рентгеновских лучей от соответствующих источников рентгеновского излучениях в соответствии с условиями рентгеновского облучения.
Устройство 10 генерирования множества рентгеновских лучей, имеющее описанную выше компоновку, можно применять в устройстве формирования рентгеновского изображения для варианта применения, аналогичного маммографии, как показано на Фиг.10. В таком устройстве формирования рентгеновского изображения устройство 10 генерирования множества рентгеновских лучей, имеющее пропускающую мишень 13, показанную на Фиг.9, двумерный датчик 54 рентгеновского излучения и сжимающую пластину 56, которая сжимает объект 55, установлены на опорном основании 57. Двумерный датчик 54 рентгеновского излучения представляет собой двумерный детектор рентгеновского излучения, который генерирует электрический сигнал в соответствии с дозой рентгеновских лучей, попадающих на поверхность детектирования через объект 55. Степень передачи рентгеновского излучения объекта 55 повышается справа налево на Фиг.10. Поэтому, если фильтры будут расположены в виде массива ((3)→(1)), с уменьшением эффективной энергии рентгеновского излучения в этом направлении рентгенологическое обследование всей области облучения может быть выполнено с оптимальным качеством рентгеновского излучения. Рентгенологическое обследование всей области облучения с оптимальным качеством рентгеновского излучения, таким образом, очень эффективно для уменьшения экспозиционной дозы и получения высококонтрастного рентгеновского изображения.
На Фиг.11 показан вид, представляющий устройство формирования рентгеновского изображения по Фиг.10 в виде с другого угла зрения, и, более конкретно, показано состояние, в котором выполняют томографию, используя рентгеновское излучение под разными углами от групп B и C мишеней, используя преимущество устройства генерирования множества рентгеновских лучей. В этом случае, поскольку объект облучают под наклоном рентгеновскими лучами в соответствии с условиями облучения, для групп B и C мишеней, предпочтительно использовать другое качество рентгеновского излучения, чем выбрано для группы А мишеней. Устройство генерирования множества рентгеновских лучей в соответствии с данным вариантом воплощения позволяет легко воплотить такое рентгеновское облучение.
[Четвертый вариант воплощения]
На Фиг.12 показан вид, представляющий пример компоновки устройства формирования множественного рентгеновского изображения, включающего в себя устройство 10 генерирования множества рентгеновских лучей, имеющее функцию множественного качества излучения. В таком устройстве формирования изображения пропускающий блок 72 детектирования рентгеновского излучения, включающий в себя блок 71 измерения интенсивности рентгеновского излучения, расположен перед устройством 10 генерирования множества рентгеновских лучей, показанным на Фиг.1. Такое устройство также включает в себя двумерный детектор 73 рентгеновского излучения, который генерирует электрический сигнал, соответствующий дозе рентгеновских лучей, которые выводят из устройства 10 генерирования множества рентгеновских лучей и которые достигают поверхности детектирования через объект (не показан). Блок 71 измерения интенсивности рентгеновского излучения предусмотрен для каждого окна 27 выделения рентгеновского излучения. Пропускающий блок 72 детектирования рентгеновского излучения и двумерный детектор 73 рентгеновского излучения соединены с блоком 76 управления через блоки 74 и 75 обработки сигнала детектирования рентгеновского излучения соответственно. Выход блока 76 управления соединен с блоком 17 активации через схему 77 активации элементов излучения электронов. Выходы блока 76 управления также соединены с участками 21 и 22 подачи высокого напряжения электрода - линзы 19 и анодного электрода 20 через блоки 78 и 79 управления высоким напряжением соответственно.
Луч x рентгеновского излучения, генерируемый из пропускающей мишени 13, выделяют как множество рентгеновских лучей x в атмосферу через окна 27 выделения рентгеновского излучения, предусмотренные на участке 25 стенки. Рентгеновские лучи x затем распространяются к блоку 71 измерения интенсивности рентгеновского излучения. Рентгеновские лучи x пропускают через блок 71 измерения интенсивности рентгеновского излучения пропускающего блока 72 детектирования рентгеновского излучения, и объект затем облучают рентгеновскими лучами x. Двумерный детектор 73 рентгеновского излучения детектирует рентгеновские лучи x, пропущенные через объект, для получения изображения объекта.
Для уменьшения дозы рентгеновского облучения и получения высококонтрастного изображения необходимо оптимизировать качество излучения и дозу рентгеновских лучей на основе информации об объекте. Блок 76 управления содержит информацию управления для блока 12 генерирования множества электронных лучей, которую используют для получения оптимального контраста при малой дозе на основе данных вольт-амперной характеристики элементов 15 излучения электронов аналогично тому, что представлено на Фиг.4, и на основе толщины части тела объекта. Блок 76 управления определяет условия активации (необходимость активации, прикладываемые напряжения и т.п.) для соответствующих элементов 15 излучения электронов блока 12 генерирования множества электронных лучей, обращаясь к информации активации после приема такой информации, как информация, обозначающая части тела пользователя и толщину этой части тела, через входное устройство (не показано). Блок 76 управления затем управляет схемой 77 активации элемента излучения электронов в соответствии с определенным состоянием активации. Схема 77 активации элемента излучения электронов генерирует сигналы S1 и S2 активации и передает их в блок 17 активации под управлением блока 76 управления. Кроме того, блок 76 управления измеряет интенсивность фактически генерируемых рентгеновских лучей, используя блок 71 измерения интенсивности рентгеновского излучения и блок 74 обработки сигнала детектирования рентгеновского излучения, и корректирует управляющее напряжение для каждого из элементов излучения электронов. Это позволяет снимать рентгеновские изображения соответствующих частей тела объекта с установками, соответствующими оптимальным условиям рентгеновского облучения.
Блок 76 управления корректирует каждый сигнал двумерного детектора 73 рентгеновского излучения, полученный на основе интенсивности рентгеновских лучей, который представляет собой результат измерения, получаемый блоком 71 измерения интенсивности рентгеновского излучения. Таким образом, блок 76 управления формирует рентгеновское изображение путем выполнения цифровой обработки электрических сигналов, соответствующих дозам рентгеновского облучения с различным качеством излучения, на основе результата измерения, полученного блоком 71 измерения интенсивности рентгеновского излучения. Когда выполняют рентгенологическое обследование однородного объекта с различным качеством излучения, полученные рентгеновские изображения наблюдают как изображения с различным контрастом, поскольку рентгеновские лучи, которыми облучают объект, имеют разную эффективную энергию. По этой причине такое устройство выполняет обработку коррекции (сжатия/увеличения) диапазона контраста каждого полученного изображения для получения изображения с одинаковым контрастом даже при разном качестве излучения. Это позволяет устранить влияние различий в качестве рентгеновского излучения в рентгеновских изображениях. Если устройство не содержит пропускающий блок 72 детектирования рентгеновского излучения, блок 76 управления может корректировать каждый сигнал от двумерного детектора 73 рентгеновского излучения на основе состояния активации каждого элемента излучения электронов, определенного самим блоком 76 управления, вольт-амперной характеристикой каждого элемента излучения электронов и типом мишеней и фильтров. Таким образом, блок 76 управления формирует рентгеновские изображения, выполняя цифровую обработку электрических сигналов, соответствующих множеству рентгеновских доз с различным качеством излучения, на основе состояния активации соответствующих источников электронов в множественном источнике электронов.
На Фиг.14 показана блок-схема последовательности операций, предназначенная для пояснения последовательности рентгенографической обработки, выполняемой блоком 76 управления. На этапе S1401 блок 76 управления принимает часть тела, назначенную пользователем, через операционный блок (не показан). На этапе S1402 блок 76 управления устанавливает состояние активации (структуру активации) для блока 12 генерирования множества электронных лучей, обращаясь к информации активации блока 12 генерирования множества электронных лучей. Части тела и состояния активации (информация о структуре) зарегистрированы в виде пар в таблице 1400 информации активации. При указании части тела можно получить соответствующее состояние активации. Состояние активации включают в себя информацию ВКЛЮЧЕНИЯ/ВЫКЛЮЧЕНИЯ каждого из множества элементов излучения электронов блока 12 генерирования множества электронных лучей, прикладываемое напряжение (ток), информацию о мишени/фильтре для определения качества излучения рентгеновского излучения и т.п.
На этапе S1403 блок 76 управления управляет схемой 77 активации элемента излучения электронов для активации блока 12 генерирования множества электронных лучей в состояние активации, полученном на этапе S1402. На этапе S1404 блок 76 управления получает распределение интенсивности рентгеновского излучения как результат измерения, полученный блоком 71 измерения интенсивности рентгеновского излучения, в соответствии с описанной выше операцией управления. На этапе S1405 блок 76 управления получает сигнал детектирования рентгеновского излучения из блока 75 обработки сигнала детектирования рентгеновского излучения как результат детектирования, полученный двумерным детектором 73 рентгеновского излучения, в соответствии с описанной выше операцией управления. На этапе S1406 блок 76 управления корректирует сигнал детектирования рентгеновского излучения, используя распределение интенсивности рентгеновского излучения, и генерирует данные изображения рентгеновского излучения, используя скорректированный сигнала детектирования рентгеновского излучения. На этапе S1407 блок 76 управления корректирует состояния активации в таблице 1400 информации управления в соответствии с необходимостью, на основе распределения интенсивности рентгеновского облучения. Если, например, существует различие между измеренным распределением интенсивности рентгеновского излучения и требуемым распределением интенсивности рентгеновского излучения для обозначенной части тела, состояния активации корректируют для устранения этого различия.
Как описано выше, устройство формирования рентгеновского изображения с использованием устройства 10 генерирования множества рентгеновских лучей, в соответствии с четвертым вариантом воплощения, устанавливает состояния активации для схемы 77 активации элемента излучения электронов и области элемента, предназначенного для активации таким образом, чтобы генерировать оптимальный спектр рентгеновского излучения в соответствии с условиями для объекта и его части тела. Таким образом, может быть предусмотрено устройство формирования рентгеновского изображения, включающее в себя источник рентгеновского излучения в виде плоской панели с переменным качеством излучения, который позволяет обозначать состояния активации для элементов излучения электронов в соответствии с объектом и состояниями его части тела.
Как было описано выше, в соответствии с третьим и четвертым вариантами воплощения возможно выбирать рентгеновское излучение с оптимальным качеством излучения и облучать объект рентгеновскими лучами в соответствии с условиями поглощения рентгеновских лучей и углом облучения учетом каждой информации о форме и информации о части тела объекта. Это позволяет обеспечить устройство формирования рентгеновского изображения, которое формирует высококонтрастное рентгеновское изображение при малой дозе.
В соответствии с настоящим изобретением возможно увеличить степень свободы при выборе качества излучения и положения облучения в источнике рентгеновского излучения.
Хотя настоящее изобретение было описано со ссылками на примерные варианты воплощения, следует понимать, что изобретение не ограничивается раскрытыми примерными вариантами воплощения. Объем следующей формулы изобретения должен соответствовать самой широкой интерпретации так, чтобы она охватывала все такие модификации и эквивалентные структуры и функции.