医療用Ｘ線スキャン装置
【課題】 本発明の目的は、複数のＸ線管球を順次曝射させる医療用多管球Ｘ線スキャナー装置において、Ｘ線を遮断するためにグリッドに印加するバイアス電源を、簡単な構成で作ることを目的とする。
【解決手段】 Ｘ線管２が曝射から曝射停止に移行する時期に、曝射時にコンデンサＣ１に充電されていた電圧を、Ｘ線管２のアノード、カソード、コンデンサＣ３及びダイオードＱ３のルートで放電させ、その放電によりコンデンサＣ３に充電されたマイナス電圧をスイッチＳ１によってグリッド２ｂへ印加するとにより、Ｘ線管２のＸ線が遮断される構成とした。コンデンサＣ２もコンデンサＣ３と同じ役割を担うが、各Ｘ線管に共用される。コンデンサＣ１及びＣ２は、アノード２ａとカソード２ｃとに高電圧を供給するケーブルの浮遊容量で構成できる。
【解決手段】 Ｘ線管２が曝射から曝射停止に移行する時期に、曝射時にコンデンサＣ１に充電されていた電圧を、Ｘ線管２のアノード、カソード、コンデンサＣ３及びダイオードＱ３のルートで放電させ、その放電によりコンデンサＣ３に充電されたマイナス電圧をスイッチＳ１によってグリッド２ｂへ印加するとにより、Ｘ線管２のＸ線が遮断される構成とした。コンデンサＣ２もコンデンサＣ３と同じ役割を担うが、各Ｘ線管に共用される。コンデンサＣ１及びＣ２は、アノード２ａとカソード２ｃとに高電圧を供給するケーブルの浮遊容量で構成できる。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、複数のＸ線管を順次、曝射（照射、放射）させて被検体を撮像するするＸ線ＣＴ装置等に用いられる医療用Ｘ線スキャン装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来から、被検体の断層像を撮影するための医療用として、例えばＸ線ＣＴ装置が広く利用されている。Ｘ線ＣＴ装置は、被検体の断層像を取得するため、Ｘ線管装置が架台に収容され、回転しながら曝射する構成にされている。しかし、Ｘ線管装置を組み込んだ架台は、かなり重量があり、回転スピードに影響し、結果として、撮像スピードが遅くなる欠点があった。
【０００３】
そこで、Ｒ−Ｒ型ＣＴスキャナと呼ばれている装置があって、例えば、図７のように中央部に被検体を収容できる空間を有するドーナツ状の形状を有する架台３００の内部に、複数のＸ線管（１００，１０１，１０２）がほぼ等間隔に配置され、そのＸ線管に対向する位置の架台３００にＸ線検出器（２００，２０１、２０２）を配置した曝射方式が考えられてきた。図７は、３つのＸ線管による曝射例で、Ｘ線管１００に対して被検体を挟んだ対向位置にあるＸ線検出器２００とが被検体に対して１２０度回転しつつ、Ｘ線管１００が曝射し、被検体からの透過Ｘ線をＸ線検出器２００が、検出することにより撮像を行っている。次の１２０度をＸ線管１０１とＸ線検出器２０１で撮像し、さらに次の１２０度を、Ｘ線管１０２とＸ線検出器２０２で撮像することにより、順次、撮像範囲（回転角度範囲）を分担して、撮像する。そうすることにより、例えば、Ｘ線管１００とＸ線検出器２００が動作しているときは、他は待機（停止）状態であるから、図７の散乱Ｘ線１があったとしても、それが雑音としての影響が無い撮像が得られ、結果として画質の良好な診断画像が得られる。また、図７では、１２０度だけ回転すれば良いので、一度で３６０度回転させるより、回転スピードが上げられる。なお、散乱Ｘ線２のような散乱は、Ｘ線検出器２００の入力面に設けられたコリメータなどで正面角度以外の角度からの入力を防止するようにされている。
【０００４】
ところで、図７の各Ｘ線管としては、一般に、アノード、グリッド、カソードを有する三極Ｘ線管を使用し、グリッドのバイアス電源を制御することにより、曝射状態、曝射停止状態（Ｘ線遮断状態）を設定している。図５に示すように、三極Ｘ線管（以下、「Ｘ線管」という。）の管電流（アノードを流れる電流）を流す曝射状態では、カソードに対するグリッド電圧をほぼゼロとし、Ｘ線を遮断するため（曝射停止状態とするため）には、Ｘ線管のグリッド電圧を、カーソード電圧よりマイナス数千ボルトの電圧（カットオフ電圧）を印加する必要がある。しかし、アノードをアース側とし、カソードをマイナス電圧とすると、カソードには、―８０ｋＶ〜―１４０ｋＶの高絶対電圧（ここでは、符号を取り除いた電圧値の大きいことを表現するために、高絶対電圧と言う。以下、同じ。）が、印加される。したがって、グリッド制御用のバイアス電源は、このカソードの高絶対電圧回路中に配置しなければならないため、絶縁を確保する必要があり、そのために、装置が大型化し、ＣＴスキャナが回転する架台３００に搭載するのは困難であった。
【０００５】
一方、Ｘ線管のグリッドを制御するバイアス電源の簡易化を図ったものとして、本発明の出願人と同一出願人による、特許文献１記載のものがあった。特許文献１の技術は、浮遊容量の充放電を利用したもので、その動作概要を図６を用いて説明する。
【０００６】
図６において、高電圧電源部１のスイッチＳｐをオンにし、Ｘ線管２のアノード２ａとカソード２ｃに高絶対電圧を印加し、曝射を開始する。カソード２ｃにはフィラメントがありフィラメント電源（不図示）により加熱されている。このとき、コンデンサＣ１が充電される。ダイオードＱ１は、導通状態である。このとき、コンデンサＣ２も充電しようとするが、ダイオードＱ１が、導通しているため、放電され、充電されない。また、グリッド２ｂとカソード２ｃ間の電圧は、ダイオードＱ１により、ほぼ同電位にされているので、グリッド２ｂは、管電流を通過させる（Ｘ線を曝射している状態）。
【０００７】
次に、スイッチＳｐがオフにされたとき、未だコンデンサＣ２は充電されないが、グリッド２ｂとカソード２ｃ間の電圧は、コンデンサＣ２が充電されていないからほぼ同電位のままなので、充電されていたコンデンサＣ１は、アノード２ａ、カソード２ｃ及びコンデンサＣ２で構成される閉ループに対して放電を開始する。放電を開始するとダイオードＱ１は、非導通状態となり、コンデンサＣ２が充電されていく。そして、コンデンサＣ１とコンデンサＣ２の結合点は、カソード２ｃに対して、マイナス電圧に充電され、カットオフ電圧になったところで、グリッド２ｂは、遮断状態となる。
【０００８】
特許文献１の技術によれば、このコンデンサＣ１及びＣ２の代わりに、高絶対電圧を供給するための電源ケーブルの浮遊容量を利用して行うことができる。
【０００９】
【特許文献１】特開平１１―２０４２８９号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
しかしながら、上記の従来技術には、次のような問題があった。つまり、多管球のＣＴスキャン装置（Ｒ−Ｒ型ＣＴスキャン装置）のグリッド制御用のバイアス電源を回転する架台に搭載するのは困難なので、上記特許文献１の技術を採用することにより、バイアス電源を簡単化して架台に取り組もうとすると、特許文献１の技術、特に、コンデンサをケーブルの浮遊容量として用いたときは、浮遊容量が多管球の各グリットに対して、同時に、同一作用をもたらすため、多管球の個々を曝射、曝射停止の各状態に制御するバイアス電源には利用できないとという欠点があった。
【００１１】
本発明の目的は、複数のＸ線管球を順次曝射させる医療用Ｘ線スキャナー装置において、曝射停止するためのグリッドのバイアス電源をコンデンサから供給する各管球のグリッドに対して共通に使用するコンデンサと各管球毎に分離して利用できるコンデンサとに分ける構成にすることにより、多管球の個々のグリッドのバイアス電源を簡易化できる技術を提供することである。
さらに、その共通して使用するコンデンサとして、ケーブルの浮遊容量を用いることができるバイアス電源を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
上記、目的を達成するために、請求項１に記載の発明は、アノード、カソード及びグリッドを有する複数のＸ線管と、
前記複数のＸ線管の前記カソードと前記アノード間に高絶対電圧を印加するための高絶対電圧電源部と、
一端が前記アノードに接続され他端が第１の結合点とされた第１のコンデンサと、前記第１の結合点と前記カソードとの間に接続され、前記第１の結合点の電位が前記カソードの電位より高いときにオンする第１のスイッチ機能素子とを備えた共通機能部と、
一端が前記カソードに接続され他端が第２の結合点とされた第２のコンデンサと、前記第２の結合点と前記第１の結合点との間に接続され、前記第２の結合点の電位が前記第１の結合点の電位より高いときにオンする第２のスイッチ機能素子と、一つの前記Ｘ線管のグリッドを曝射時に該Ｘ線管のカソード側に接続させ、曝射停止時に前記第２の結合点側に接続させるように切り替える切替部とを有する個別機能部を前記複数のＸ線管に対応して並列に備え、
前記複数のＸ線管を順次、曝射させる構成とした。
【００１３】
請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の発明において、前記第２のスイッチ機能素子に並列に第３のコンデンサが接続されている構成とした。
【００１４】
請求項３に記載の発明は、請求項２に記載の発明において、内部から外側に向けて芯線、第１の線材及び第２の線材が互いに絶縁されて同軸状に形成されたケーブルを有し、前記第２の線材に前記Ｘ線管のアノードが接続され、前記芯線に前記カソードが接続されて、前記高絶対電圧が供給される構成を備え、さらに前記第１のコンデンサとして第２の線材と第１の線材との間の浮遊容量を用い、前記第３のコンデンサとして前記芯線と第１の線材間の浮遊容量を用い、前記２の線材を前記第１の結合点とした構成を備えた。
【００１５】
請求項４に記載の発明は、アノード、カソード及びグリッドを有する複数のＸ線管と、
前記複数のＸ線管のカソードとアノード間に曝射時に高絶対電圧を印加する高絶対電圧電源部と、曝射時に前記グリッドとカソード側とを接続する、前記複数のＸ線管に対応した複数の第１のスイッチと、一端が前記アノードに接続され曝射時に前記高絶対電圧により充電される第１のコンデンサとを含む共通機能部と、
一端を前記カソードに接続され、前記第１のスイッチが解放された曝射停止開始時に前記第１のコンデンサの放電電流をＸ線管を介して受けて充電される第２のコンデンサと、前記第２コンデンサの他端を前記グリッドに接続して前記充電により形成された負方向電圧を印加することによって前記Ｘ線管を曝射停止状態にする第２のスイッチとを有するグリッド駆動部を前記Ｘ線管に対応して複数備え、
前記第１のコンデンサの他端と各グリッド駆動部の前記第２のコンデンサの他端とを結び、前記各Ｘ線管の曝射停止開始時において、前記第１のコンデンサの放電が前記第２のコンデンサの充電を形成する方向へのみ電流が流れるようにするダイオードを前記グリッド駆動部に対応して前記複数有する結合部とを備え、
前記複数のＸ線管を順次、曝射させる構成とした。
【００１６】
請求項５に記載の発明は、複数のＸ線管のグリッドに対して共通に使用する第１のコンデンサと、各Ｘ線管毎に分離して使用する第２のコンデンサとに分けて構成し、さらに、結合部により、１つのＸ線管の曝射時に前記第１のコンデンサを充電させる充電ルートを形成させ、前記１つのＸ線管が曝射から曝射停止に移行する曝射停止開始時に、前記第１のコンデンサの電圧を放電させて、その放電電流によって、前記１つのＸ線管に対応する第２のコンデンサを充電させる充放電ルートを形成させ、かつその充電された第２のコンデンサの電圧を前記１つのＸ線管のグリッドに印加させて曝射を停止させる構成を備えた。
【発明の効果】
【００１７】
請求項１、２、４及び５に記載の本発明よれば、複数のＸ線管を備えたＸ線スキャン装置において、簡易な構成でグリッドのバイアス電源を供給して、パルス状のＸ線を高速に曝射、停止できる。さらに、簡易な構成であるため、電源の小型化が図れる。
【００１８】
さらに、その共通して使用するコンデンサとして、ケーブルの浮遊容量を用いる構成とし、高絶対電圧供給用のケーブルを兼用できる構成としたので、より小型化、スキャンの速度アップが図れる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１９】
本発明に係る医療用Ｘ線スキャン装置の実施形態について、図面を参照しながら説明する。図１は、本実施形態の構成を示す図である。図２は、図１の実施形態における充放電の動作を説明するための図である。図３は、図１の実施形態の動作タイミングを説明するための図である。図４は、図１の実施形態における高絶対電圧供給用のケーブルであって、その浮遊容量を実施形態の一部のコンデンサとして用いるケーブルの構造を示す図である。
【００２０】
図１において、図６におけるブロックの名称及び符号が同一のものは、機能も同一である。図１のＸ線管２、Ｘ線管３、Ｘ線管４は、同じ機能のＸ線管である。同様に、個別機能部４０、個別機能部５０，個別機能部６０も同一機能であり、結合部２０により、共通機能部１０に対して並列に結合されている。以下の説明では、共通機能部１０、結合部２０、個別機能部４０及びＸ線管２のラインを中心に、図６と異なるところを主に説明する。また、図１において、カソードは、フィラメントも兼ねており、そのフィラメント電源に接続されているが、そのフィラメント電源の図示及び説明は省略する。
【００２１】
図１において、タイミング信号発生手段５は、例えば、Ｘ線ＣＴ診断装置等の制御部（不図示）から、曝射をコントロールするための制御信号を受けて、Ｘ線管２、Ｘ線管３及びＸ線４を順次、曝射させるためのタイミング信号を生成し、スイッチＳ１〜スイッチＳ２を駆動する。そのタイミング信号発生手段５が出力するタイミング波形を図３に示す。図３で、スイッチＳ２，Ｓ４及びＳ６がオンするときが、曝射状態であり、スイッチＳ１，Ｓ３及びＳ５がオフするときが、曝射停止状態（待機状態）である。曝射と曝射の間は、Ｘ線管の曝射を切り替えるための遷移時間Δｔを持たせている。
【００２２】
共通機能部１０は、ほぼ図６と同じであるが、図６では、ダイオードＱ１を用いていたのを図１では、ツエナーダイオードＱ２も用いている。これは、後記するように、危険防止のためであり、ツエナーダイオードＱ２がコンデンサＣ２の充放電に寄与する機能としては、図６のダイオードＱ１と同じである。
【００２３】
図１において、結合部２０は、個別機能部４０，５０及び６０を共通機能部１０に結合させるもので、ダイオードＱ３，Ｑ４及びＱ５により、各共通機能部をＯＲ結合させている。結合部２０の主な役割は、後記するように、曝射停止時に、スイッチＳ１，Ｓ３及びＳ５のいずれか１つオンにされたとき、コンデンサＣ１の放電電流により、コンデンサＣ３、Ｃ４又はＣ５の内いずれか１つを充電させるための経路を形成するものである（詳細は、次の動作説明を参照）。見方を変えれば、個別機能部４０，５０，６０が、交互に共通機能部１０を利用できるように結合させるものである。なお、スイッチＳ１とＳ２，スイッチＳ３とＳ４及びスイッチＳ５とＳ６のそれぞれが対で組合せを構成し、曝射状態と曝射停止状態を切り替える切替部を構成している。
【００２４】
次に、図１を構成する回路動作を、図２（Ａ）及び（Ｂ）を基に、等価的に説明する。図２（Ａ）及び（Ｂ）は、グリッド２ｂがカソード２ｃの電位と同じ状態（曝射状態）から、切替によって、グリッド２ｂがカソード２ｃの電位より、カットオフ電圧にバイアスされる状態（曝射停止状態）までの過程を説明するための図である。そして、図２（Ａ）は、高電圧電源部１のスイッチＳｐがオンされ、アノード２ａとカソード２ｃ間に高絶対電圧が印可されたとき（曝射状態）の、充電電流ルートを示す概略等価回路である。図２（Ｂ）は、高電圧電源部１のスイッチＳｐがオフにされたとき（曝射停止状態）の、放電電流及び充電電流の各ルートを示す概略等価回路である。
【００２５】
図２（Ａ）では、機能としては図６と同じ機能をである。ここでは、時刻ｔ０にスイッチＳ１がオフにされ、スイッチＳ２がオンにされる。したがって、グリッド２ｂとカソード２ｃの電位が同じになり、Ｘ線管２には、管電流が流れ、Ｘ線が曝射される。一方、ツエナーダイオードＱ１は、短絡状態となり、コンデンサＣ１は、高絶対電圧により充電される。そして、コンデンサＣ２は、ほとんど充電されない。
【００２６】
図２（Ｂ）では、時刻ｔ１にスイッチＳ１がオンにされ、スイッチＳ２がオフにされる。したがって、グリッド２ｂの電位は、カソード２ｃの電位と同じではなくなるが、図５に示す０とカットオフ電圧の間にある（つまり、管電流が流れうる状態にある。）。この状態で高絶対電圧はオフにされるが、コンデンサＣ１には、高絶対電圧が充電されているので、充電された高絶対電圧により、アノード２ａ、カソード３ｃ、コンデンサＣ３、及びダイオードＱ３の放電電流ルートが形成され、放電される。このとき、コンデンサＣ３にとっては充電されることになる。
【００２７】
図２（Ｂ）では、コンデンサＣ３の第２の結合点で見れば、カソード２ｃの電位に対してマイナス方向へ充電される。この第２の結合点の電位が、図５で示されるカットオフ電圧を超えると、Ｘ線管２は、遮断状態となり、実質的な曝射停止状態となる。
【００２８】
上記の現象を言い換えると、曝射時にコンデンサＣ１にエネルギーを充電し、曝射停止を開始したとき、その充電したエネルギーをコンデンサＣ２へ移し、コンデンサＣ２のエネルギーでＸ線管２の曝射を停止させる構成としている。つまり、コンデンサＣ１のエネルギーの再利用を図って、グリッドのバイアス電源を作っている（グリッド駆動部３０）。
【００２９】
図３において、曝射停止開始時である時刻ｔ１から、実質的な曝射停止状態となるための移行期間が、遷移時間Δｔである。コンデンサＣ３が充電されるときの波形図を図３に示す。なお、図２（Ｂ）において、コンデンサＣ３が充電されるときは、ツエナーダイオードＱ２がオフにされ、コンデンサＣ２も充電されている。
【００３０】
そして、次に、時刻ｔ２（＝ｔ１＋Δｔ）でスイッチＳ４がオン、スイッチ５がオフにされＸ線管３の曝射が始まり、上記個別機能部５０が、上記の個別機能部４０と同じ動作により曝射停止状態に切り替えられる。以下、同様に、Ｘ線管４の曝射状態、被曝射状態が切り替えられる。このようにして、複数のＸ線管が順次、動作する。
【００３１】
図２（Ａ）及び（Ｂ）の充放電電流ルートの形成、Ｘ線管２，３、４の曝射に対応してそれぞれについて順番に行われ、同時には、形成されないようにされている。その重要な役割が、ダイオードＱ３，Ｑ４及びＱ５で構成される結合部２０である。そして、ダイオードＱ３，Ｑ４及びＱ５は、第１の結合点が第２の結合点より低い電圧の時だけオンになるので、Ｘ線管２，３又は４のいずれかが曝射状態になっていれば、オフになる。このとき（曝射時）は、コンデンサＣ３，Ｃ４及びＣ５にカソードに対してマイナス電圧に充電された電圧は、ほぼ保持されている。つまり、各第２の結合点の電圧は、ほぼカットオフ電圧に保持されている。したがって、スイッチＳ１，Ｓ３、又はＳ３のいずれかがオンされたとき（曝射停止状態に切り替えられたとき）は、素早くほぼカットオフ電圧に保持されている電圧を各グリッドに供給できるので、実質的な曝射停止状態へ移行するスピードを早くすることがでる。
【００３２】
また、上記図２（Ｂ）においては、ツエナーダイオードＱ１がオフであり、コンデンサＣ２もコンデンサＣ３と同じように充電される。したがって、コンデンサＣ３の充電が不十分で、第２の結合点の電圧が第１の結合点より高い場合はオンになり、コンデンサＣ２に充電された第１の結合点の電圧（カソードに対してマイナスの電圧）で、グリッド２ｂにカットオフ電圧を供給できる。つまり、コンデンサＣ３及びＣ２の双方が、補完しあいながらカットオフ電圧を供給できる。ただし、コンデンサＣ２は、各Ｘ線管に対して、共通に利用される。
【００３３】
なお、上記のことから、ツエナーダイオードＱ２は、曝射状態のときのみオンになるスイッチでも構成できる。また、ダイオードＱ３，Ｑ４及びＱ５は、それぞれ、時間Δｔだけ、つまりコンデンサＣ３，Ｃ４，Ｃ５が充電される期間をオンにするスイッチでも構成できる。これらを、スイッチで構成した場合の駆動タイミングは、タイミング信号生成手段５で容易に作りだせる。特許請求の範囲に記載の「スイッチ機能素子」とは、上記のことから、ダイオードでスイッチ動作させてもよいし、スイッチで動作させることもできるという趣旨である。
【００３４】
また、第１の結合点のカソード２ｃに対する電圧は、カットオフ電圧よりさらにマイナスの電圧になる必要はないので、カットオフ電圧付近で、かつそれより幾らか低い電圧で一定になるようににするために、ツエナーダイオードＱ２のツエナー効果を利用している。言い換えると、コンデンサＣ３の放電とコンデンサＣ２及びＣ３の充電とは、バランスするように動作するが、不安定である。そのため危険を防止するうえから、ツエナーダイオードＱ２により、カットオフ電圧付近でリミットさせるようにしたものである。
【００３５】
上記において、各Ｘ線管の曝射時に、スイッチＳ２，Ｓ４又はＳ６のいずれかが、オンになり、グリッドとカソードとの間が短絡し、同電位になることを説明したが、曝射時のグリッドとカソードとの間に、例えば、数オームの抵抗があっても、動作することができる。
【００３６】
上記のコンデンサＣ１及びコンデンサＣ２は、高電圧電源部１からＸ線管２，３及び４へ電圧を供給するケーブルの浮遊容量を利用できる。図４は、そのケーブルの断面図である。
【００３７】
図４において、第１の部材及び第２の部材は、金属のシールド部材で構成されている。そして、絶縁部材、第１の部材、絶縁部材及び第２の部材が、芯線を中心として、順に同軸状に構成されている。この構造において、芯線の端を高圧電源部１と各Ｘ線管のカソード間の配線に用い、第２の部材を高圧電源部１と各Ｘ線管のアノード間の配線に用い、図１の第１の結合点を第１の部材とする。そうすることにより、コンデンサＣ１として第１の部材と第２の部材の間にある浮遊容量を利用し、コンデンサＣ２として芯線と第１の部材間の浮遊容量を利用できる。
【００３８】
したがって、このケーブルの浮遊容量を利用してＸ線管のグリッドのバイアス電圧を供給する実施形態を、図７のような、架台３００内に設けることにより、絶縁を確保したバイアス制御用の電源を収納することなく、構成できる。したがって、小型化（軽量化）に寄与し、より高速スキャンを行える効果がある。
【図面の簡単な説明】
【００３９】
【図１】本実施形態の構成を示す図である。
【図２】図１の実施形態における充放電の動作を説明するための図である。
【図３】図１の実施形態の動作タイミングを説明するための図である。
【図４】図１の実施形態における高絶対電圧供給用のケーブルであって、その浮遊容量を実施形態の一部のコンデンサとして用いるケーブルの構造を示す図である。
【図５】Ｘ線管のグリッド電圧対管電流（アノード電流）の特性を示す図である。
【図６】従来技術を説明するための図である。
【図７】多管球Ｘ線スキャンによるＣＴスキャンを説明するための図である。
【符号の説明】
【００４０】
１ 高圧電源部
２、３、４ Ｘ線管
５ タイミング信号発生手段
１０ 共通機能部
２０ 結合部
３０ グリッド駆動部
４０、５０、６０ 個別機能部
【技術分野】
【０００１】
本発明は、複数のＸ線管を順次、曝射（照射、放射）させて被検体を撮像するするＸ線ＣＴ装置等に用いられる医療用Ｘ線スキャン装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来から、被検体の断層像を撮影するための医療用として、例えばＸ線ＣＴ装置が広く利用されている。Ｘ線ＣＴ装置は、被検体の断層像を取得するため、Ｘ線管装置が架台に収容され、回転しながら曝射する構成にされている。しかし、Ｘ線管装置を組み込んだ架台は、かなり重量があり、回転スピードに影響し、結果として、撮像スピードが遅くなる欠点があった。
【０００３】
そこで、Ｒ−Ｒ型ＣＴスキャナと呼ばれている装置があって、例えば、図７のように中央部に被検体を収容できる空間を有するドーナツ状の形状を有する架台３００の内部に、複数のＸ線管（１００，１０１，１０２）がほぼ等間隔に配置され、そのＸ線管に対向する位置の架台３００にＸ線検出器（２００，２０１、２０２）を配置した曝射方式が考えられてきた。図７は、３つのＸ線管による曝射例で、Ｘ線管１００に対して被検体を挟んだ対向位置にあるＸ線検出器２００とが被検体に対して１２０度回転しつつ、Ｘ線管１００が曝射し、被検体からの透過Ｘ線をＸ線検出器２００が、検出することにより撮像を行っている。次の１２０度をＸ線管１０１とＸ線検出器２０１で撮像し、さらに次の１２０度を、Ｘ線管１０２とＸ線検出器２０２で撮像することにより、順次、撮像範囲（回転角度範囲）を分担して、撮像する。そうすることにより、例えば、Ｘ線管１００とＸ線検出器２００が動作しているときは、他は待機（停止）状態であるから、図７の散乱Ｘ線１があったとしても、それが雑音としての影響が無い撮像が得られ、結果として画質の良好な診断画像が得られる。また、図７では、１２０度だけ回転すれば良いので、一度で３６０度回転させるより、回転スピードが上げられる。なお、散乱Ｘ線２のような散乱は、Ｘ線検出器２００の入力面に設けられたコリメータなどで正面角度以外の角度からの入力を防止するようにされている。
【０００４】
ところで、図７の各Ｘ線管としては、一般に、アノード、グリッド、カソードを有する三極Ｘ線管を使用し、グリッドのバイアス電源を制御することにより、曝射状態、曝射停止状態（Ｘ線遮断状態）を設定している。図５に示すように、三極Ｘ線管（以下、「Ｘ線管」という。）の管電流（アノードを流れる電流）を流す曝射状態では、カソードに対するグリッド電圧をほぼゼロとし、Ｘ線を遮断するため（曝射停止状態とするため）には、Ｘ線管のグリッド電圧を、カーソード電圧よりマイナス数千ボルトの電圧（カットオフ電圧）を印加する必要がある。しかし、アノードをアース側とし、カソードをマイナス電圧とすると、カソードには、―８０ｋＶ〜―１４０ｋＶの高絶対電圧（ここでは、符号を取り除いた電圧値の大きいことを表現するために、高絶対電圧と言う。以下、同じ。）が、印加される。したがって、グリッド制御用のバイアス電源は、このカソードの高絶対電圧回路中に配置しなければならないため、絶縁を確保する必要があり、そのために、装置が大型化し、ＣＴスキャナが回転する架台３００に搭載するのは困難であった。
【０００５】
一方、Ｘ線管のグリッドを制御するバイアス電源の簡易化を図ったものとして、本発明の出願人と同一出願人による、特許文献１記載のものがあった。特許文献１の技術は、浮遊容量の充放電を利用したもので、その動作概要を図６を用いて説明する。
【０００６】
図６において、高電圧電源部１のスイッチＳｐをオンにし、Ｘ線管２のアノード２ａとカソード２ｃに高絶対電圧を印加し、曝射を開始する。カソード２ｃにはフィラメントがありフィラメント電源（不図示）により加熱されている。このとき、コンデンサＣ１が充電される。ダイオードＱ１は、導通状態である。このとき、コンデンサＣ２も充電しようとするが、ダイオードＱ１が、導通しているため、放電され、充電されない。また、グリッド２ｂとカソード２ｃ間の電圧は、ダイオードＱ１により、ほぼ同電位にされているので、グリッド２ｂは、管電流を通過させる（Ｘ線を曝射している状態）。
【０００７】
次に、スイッチＳｐがオフにされたとき、未だコンデンサＣ２は充電されないが、グリッド２ｂとカソード２ｃ間の電圧は、コンデンサＣ２が充電されていないからほぼ同電位のままなので、充電されていたコンデンサＣ１は、アノード２ａ、カソード２ｃ及びコンデンサＣ２で構成される閉ループに対して放電を開始する。放電を開始するとダイオードＱ１は、非導通状態となり、コンデンサＣ２が充電されていく。そして、コンデンサＣ１とコンデンサＣ２の結合点は、カソード２ｃに対して、マイナス電圧に充電され、カットオフ電圧になったところで、グリッド２ｂは、遮断状態となる。
【０００８】
特許文献１の技術によれば、このコンデンサＣ１及びＣ２の代わりに、高絶対電圧を供給するための電源ケーブルの浮遊容量を利用して行うことができる。
【０００９】
【特許文献１】特開平１１―２０４２８９号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
しかしながら、上記の従来技術には、次のような問題があった。つまり、多管球のＣＴスキャン装置（Ｒ−Ｒ型ＣＴスキャン装置）のグリッド制御用のバイアス電源を回転する架台に搭載するのは困難なので、上記特許文献１の技術を採用することにより、バイアス電源を簡単化して架台に取り組もうとすると、特許文献１の技術、特に、コンデンサをケーブルの浮遊容量として用いたときは、浮遊容量が多管球の各グリットに対して、同時に、同一作用をもたらすため、多管球の個々を曝射、曝射停止の各状態に制御するバイアス電源には利用できないとという欠点があった。
【００１１】
本発明の目的は、複数のＸ線管球を順次曝射させる医療用Ｘ線スキャナー装置において、曝射停止するためのグリッドのバイアス電源をコンデンサから供給する各管球のグリッドに対して共通に使用するコンデンサと各管球毎に分離して利用できるコンデンサとに分ける構成にすることにより、多管球の個々のグリッドのバイアス電源を簡易化できる技術を提供することである。
さらに、その共通して使用するコンデンサとして、ケーブルの浮遊容量を用いることができるバイアス電源を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
上記、目的を達成するために、請求項１に記載の発明は、アノード、カソード及びグリッドを有する複数のＸ線管と、
前記複数のＸ線管の前記カソードと前記アノード間に高絶対電圧を印加するための高絶対電圧電源部と、
一端が前記アノードに接続され他端が第１の結合点とされた第１のコンデンサと、前記第１の結合点と前記カソードとの間に接続され、前記第１の結合点の電位が前記カソードの電位より高いときにオンする第１のスイッチ機能素子とを備えた共通機能部と、
一端が前記カソードに接続され他端が第２の結合点とされた第２のコンデンサと、前記第２の結合点と前記第１の結合点との間に接続され、前記第２の結合点の電位が前記第１の結合点の電位より高いときにオンする第２のスイッチ機能素子と、一つの前記Ｘ線管のグリッドを曝射時に該Ｘ線管のカソード側に接続させ、曝射停止時に前記第２の結合点側に接続させるように切り替える切替部とを有する個別機能部を前記複数のＸ線管に対応して並列に備え、
前記複数のＸ線管を順次、曝射させる構成とした。
【００１３】
請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の発明において、前記第２のスイッチ機能素子に並列に第３のコンデンサが接続されている構成とした。
【００１４】
請求項３に記載の発明は、請求項２に記載の発明において、内部から外側に向けて芯線、第１の線材及び第２の線材が互いに絶縁されて同軸状に形成されたケーブルを有し、前記第２の線材に前記Ｘ線管のアノードが接続され、前記芯線に前記カソードが接続されて、前記高絶対電圧が供給される構成を備え、さらに前記第１のコンデンサとして第２の線材と第１の線材との間の浮遊容量を用い、前記第３のコンデンサとして前記芯線と第１の線材間の浮遊容量を用い、前記２の線材を前記第１の結合点とした構成を備えた。
【００１５】
請求項４に記載の発明は、アノード、カソード及びグリッドを有する複数のＸ線管と、
前記複数のＸ線管のカソードとアノード間に曝射時に高絶対電圧を印加する高絶対電圧電源部と、曝射時に前記グリッドとカソード側とを接続する、前記複数のＸ線管に対応した複数の第１のスイッチと、一端が前記アノードに接続され曝射時に前記高絶対電圧により充電される第１のコンデンサとを含む共通機能部と、
一端を前記カソードに接続され、前記第１のスイッチが解放された曝射停止開始時に前記第１のコンデンサの放電電流をＸ線管を介して受けて充電される第２のコンデンサと、前記第２コンデンサの他端を前記グリッドに接続して前記充電により形成された負方向電圧を印加することによって前記Ｘ線管を曝射停止状態にする第２のスイッチとを有するグリッド駆動部を前記Ｘ線管に対応して複数備え、
前記第１のコンデンサの他端と各グリッド駆動部の前記第２のコンデンサの他端とを結び、前記各Ｘ線管の曝射停止開始時において、前記第１のコンデンサの放電が前記第２のコンデンサの充電を形成する方向へのみ電流が流れるようにするダイオードを前記グリッド駆動部に対応して前記複数有する結合部とを備え、
前記複数のＸ線管を順次、曝射させる構成とした。
【００１６】
請求項５に記載の発明は、複数のＸ線管のグリッドに対して共通に使用する第１のコンデンサと、各Ｘ線管毎に分離して使用する第２のコンデンサとに分けて構成し、さらに、結合部により、１つのＸ線管の曝射時に前記第１のコンデンサを充電させる充電ルートを形成させ、前記１つのＸ線管が曝射から曝射停止に移行する曝射停止開始時に、前記第１のコンデンサの電圧を放電させて、その放電電流によって、前記１つのＸ線管に対応する第２のコンデンサを充電させる充放電ルートを形成させ、かつその充電された第２のコンデンサの電圧を前記１つのＸ線管のグリッドに印加させて曝射を停止させる構成を備えた。
【発明の効果】
【００１７】
請求項１、２、４及び５に記載の本発明よれば、複数のＸ線管を備えたＸ線スキャン装置において、簡易な構成でグリッドのバイアス電源を供給して、パルス状のＸ線を高速に曝射、停止できる。さらに、簡易な構成であるため、電源の小型化が図れる。
【００１８】
さらに、その共通して使用するコンデンサとして、ケーブルの浮遊容量を用いる構成とし、高絶対電圧供給用のケーブルを兼用できる構成としたので、より小型化、スキャンの速度アップが図れる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１９】
本発明に係る医療用Ｘ線スキャン装置の実施形態について、図面を参照しながら説明する。図１は、本実施形態の構成を示す図である。図２は、図１の実施形態における充放電の動作を説明するための図である。図３は、図１の実施形態の動作タイミングを説明するための図である。図４は、図１の実施形態における高絶対電圧供給用のケーブルであって、その浮遊容量を実施形態の一部のコンデンサとして用いるケーブルの構造を示す図である。
【００２０】
図１において、図６におけるブロックの名称及び符号が同一のものは、機能も同一である。図１のＸ線管２、Ｘ線管３、Ｘ線管４は、同じ機能のＸ線管である。同様に、個別機能部４０、個別機能部５０，個別機能部６０も同一機能であり、結合部２０により、共通機能部１０に対して並列に結合されている。以下の説明では、共通機能部１０、結合部２０、個別機能部４０及びＸ線管２のラインを中心に、図６と異なるところを主に説明する。また、図１において、カソードは、フィラメントも兼ねており、そのフィラメント電源に接続されているが、そのフィラメント電源の図示及び説明は省略する。
【００２１】
図１において、タイミング信号発生手段５は、例えば、Ｘ線ＣＴ診断装置等の制御部（不図示）から、曝射をコントロールするための制御信号を受けて、Ｘ線管２、Ｘ線管３及びＸ線４を順次、曝射させるためのタイミング信号を生成し、スイッチＳ１〜スイッチＳ２を駆動する。そのタイミング信号発生手段５が出力するタイミング波形を図３に示す。図３で、スイッチＳ２，Ｓ４及びＳ６がオンするときが、曝射状態であり、スイッチＳ１，Ｓ３及びＳ５がオフするときが、曝射停止状態（待機状態）である。曝射と曝射の間は、Ｘ線管の曝射を切り替えるための遷移時間Δｔを持たせている。
【００２２】
共通機能部１０は、ほぼ図６と同じであるが、図６では、ダイオードＱ１を用いていたのを図１では、ツエナーダイオードＱ２も用いている。これは、後記するように、危険防止のためであり、ツエナーダイオードＱ２がコンデンサＣ２の充放電に寄与する機能としては、図６のダイオードＱ１と同じである。
【００２３】
図１において、結合部２０は、個別機能部４０，５０及び６０を共通機能部１０に結合させるもので、ダイオードＱ３，Ｑ４及びＱ５により、各共通機能部をＯＲ結合させている。結合部２０の主な役割は、後記するように、曝射停止時に、スイッチＳ１，Ｓ３及びＳ５のいずれか１つオンにされたとき、コンデンサＣ１の放電電流により、コンデンサＣ３、Ｃ４又はＣ５の内いずれか１つを充電させるための経路を形成するものである（詳細は、次の動作説明を参照）。見方を変えれば、個別機能部４０，５０，６０が、交互に共通機能部１０を利用できるように結合させるものである。なお、スイッチＳ１とＳ２，スイッチＳ３とＳ４及びスイッチＳ５とＳ６のそれぞれが対で組合せを構成し、曝射状態と曝射停止状態を切り替える切替部を構成している。
【００２４】
次に、図１を構成する回路動作を、図２（Ａ）及び（Ｂ）を基に、等価的に説明する。図２（Ａ）及び（Ｂ）は、グリッド２ｂがカソード２ｃの電位と同じ状態（曝射状態）から、切替によって、グリッド２ｂがカソード２ｃの電位より、カットオフ電圧にバイアスされる状態（曝射停止状態）までの過程を説明するための図である。そして、図２（Ａ）は、高電圧電源部１のスイッチＳｐがオンされ、アノード２ａとカソード２ｃ間に高絶対電圧が印可されたとき（曝射状態）の、充電電流ルートを示す概略等価回路である。図２（Ｂ）は、高電圧電源部１のスイッチＳｐがオフにされたとき（曝射停止状態）の、放電電流及び充電電流の各ルートを示す概略等価回路である。
【００２５】
図２（Ａ）では、機能としては図６と同じ機能をである。ここでは、時刻ｔ０にスイッチＳ１がオフにされ、スイッチＳ２がオンにされる。したがって、グリッド２ｂとカソード２ｃの電位が同じになり、Ｘ線管２には、管電流が流れ、Ｘ線が曝射される。一方、ツエナーダイオードＱ１は、短絡状態となり、コンデンサＣ１は、高絶対電圧により充電される。そして、コンデンサＣ２は、ほとんど充電されない。
【００２６】
図２（Ｂ）では、時刻ｔ１にスイッチＳ１がオンにされ、スイッチＳ２がオフにされる。したがって、グリッド２ｂの電位は、カソード２ｃの電位と同じではなくなるが、図５に示す０とカットオフ電圧の間にある（つまり、管電流が流れうる状態にある。）。この状態で高絶対電圧はオフにされるが、コンデンサＣ１には、高絶対電圧が充電されているので、充電された高絶対電圧により、アノード２ａ、カソード３ｃ、コンデンサＣ３、及びダイオードＱ３の放電電流ルートが形成され、放電される。このとき、コンデンサＣ３にとっては充電されることになる。
【００２７】
図２（Ｂ）では、コンデンサＣ３の第２の結合点で見れば、カソード２ｃの電位に対してマイナス方向へ充電される。この第２の結合点の電位が、図５で示されるカットオフ電圧を超えると、Ｘ線管２は、遮断状態となり、実質的な曝射停止状態となる。
【００２８】
上記の現象を言い換えると、曝射時にコンデンサＣ１にエネルギーを充電し、曝射停止を開始したとき、その充電したエネルギーをコンデンサＣ２へ移し、コンデンサＣ２のエネルギーでＸ線管２の曝射を停止させる構成としている。つまり、コンデンサＣ１のエネルギーの再利用を図って、グリッドのバイアス電源を作っている（グリッド駆動部３０）。
【００２９】
図３において、曝射停止開始時である時刻ｔ１から、実質的な曝射停止状態となるための移行期間が、遷移時間Δｔである。コンデンサＣ３が充電されるときの波形図を図３に示す。なお、図２（Ｂ）において、コンデンサＣ３が充電されるときは、ツエナーダイオードＱ２がオフにされ、コンデンサＣ２も充電されている。
【００３０】
そして、次に、時刻ｔ２（＝ｔ１＋Δｔ）でスイッチＳ４がオン、スイッチ５がオフにされＸ線管３の曝射が始まり、上記個別機能部５０が、上記の個別機能部４０と同じ動作により曝射停止状態に切り替えられる。以下、同様に、Ｘ線管４の曝射状態、被曝射状態が切り替えられる。このようにして、複数のＸ線管が順次、動作する。
【００３１】
図２（Ａ）及び（Ｂ）の充放電電流ルートの形成、Ｘ線管２，３、４の曝射に対応してそれぞれについて順番に行われ、同時には、形成されないようにされている。その重要な役割が、ダイオードＱ３，Ｑ４及びＱ５で構成される結合部２０である。そして、ダイオードＱ３，Ｑ４及びＱ５は、第１の結合点が第２の結合点より低い電圧の時だけオンになるので、Ｘ線管２，３又は４のいずれかが曝射状態になっていれば、オフになる。このとき（曝射時）は、コンデンサＣ３，Ｃ４及びＣ５にカソードに対してマイナス電圧に充電された電圧は、ほぼ保持されている。つまり、各第２の結合点の電圧は、ほぼカットオフ電圧に保持されている。したがって、スイッチＳ１，Ｓ３、又はＳ３のいずれかがオンされたとき（曝射停止状態に切り替えられたとき）は、素早くほぼカットオフ電圧に保持されている電圧を各グリッドに供給できるので、実質的な曝射停止状態へ移行するスピードを早くすることがでる。
【００３２】
また、上記図２（Ｂ）においては、ツエナーダイオードＱ１がオフであり、コンデンサＣ２もコンデンサＣ３と同じように充電される。したがって、コンデンサＣ３の充電が不十分で、第２の結合点の電圧が第１の結合点より高い場合はオンになり、コンデンサＣ２に充電された第１の結合点の電圧（カソードに対してマイナスの電圧）で、グリッド２ｂにカットオフ電圧を供給できる。つまり、コンデンサＣ３及びＣ２の双方が、補完しあいながらカットオフ電圧を供給できる。ただし、コンデンサＣ２は、各Ｘ線管に対して、共通に利用される。
【００３３】
なお、上記のことから、ツエナーダイオードＱ２は、曝射状態のときのみオンになるスイッチでも構成できる。また、ダイオードＱ３，Ｑ４及びＱ５は、それぞれ、時間Δｔだけ、つまりコンデンサＣ３，Ｃ４，Ｃ５が充電される期間をオンにするスイッチでも構成できる。これらを、スイッチで構成した場合の駆動タイミングは、タイミング信号生成手段５で容易に作りだせる。特許請求の範囲に記載の「スイッチ機能素子」とは、上記のことから、ダイオードでスイッチ動作させてもよいし、スイッチで動作させることもできるという趣旨である。
【００３４】
また、第１の結合点のカソード２ｃに対する電圧は、カットオフ電圧よりさらにマイナスの電圧になる必要はないので、カットオフ電圧付近で、かつそれより幾らか低い電圧で一定になるようににするために、ツエナーダイオードＱ２のツエナー効果を利用している。言い換えると、コンデンサＣ３の放電とコンデンサＣ２及びＣ３の充電とは、バランスするように動作するが、不安定である。そのため危険を防止するうえから、ツエナーダイオードＱ２により、カットオフ電圧付近でリミットさせるようにしたものである。
【００３５】
上記において、各Ｘ線管の曝射時に、スイッチＳ２，Ｓ４又はＳ６のいずれかが、オンになり、グリッドとカソードとの間が短絡し、同電位になることを説明したが、曝射時のグリッドとカソードとの間に、例えば、数オームの抵抗があっても、動作することができる。
【００３６】
上記のコンデンサＣ１及びコンデンサＣ２は、高電圧電源部１からＸ線管２，３及び４へ電圧を供給するケーブルの浮遊容量を利用できる。図４は、そのケーブルの断面図である。
【００３７】
図４において、第１の部材及び第２の部材は、金属のシールド部材で構成されている。そして、絶縁部材、第１の部材、絶縁部材及び第２の部材が、芯線を中心として、順に同軸状に構成されている。この構造において、芯線の端を高圧電源部１と各Ｘ線管のカソード間の配線に用い、第２の部材を高圧電源部１と各Ｘ線管のアノード間の配線に用い、図１の第１の結合点を第１の部材とする。そうすることにより、コンデンサＣ１として第１の部材と第２の部材の間にある浮遊容量を利用し、コンデンサＣ２として芯線と第１の部材間の浮遊容量を利用できる。
【００３８】
したがって、このケーブルの浮遊容量を利用してＸ線管のグリッドのバイアス電圧を供給する実施形態を、図７のような、架台３００内に設けることにより、絶縁を確保したバイアス制御用の電源を収納することなく、構成できる。したがって、小型化（軽量化）に寄与し、より高速スキャンを行える効果がある。
【図面の簡単な説明】
【００３９】
【図１】本実施形態の構成を示す図である。
【図２】図１の実施形態における充放電の動作を説明するための図である。
【図３】図１の実施形態の動作タイミングを説明するための図である。
【図４】図１の実施形態における高絶対電圧供給用のケーブルであって、その浮遊容量を実施形態の一部のコンデンサとして用いるケーブルの構造を示す図である。
【図５】Ｘ線管のグリッド電圧対管電流（アノード電流）の特性を示す図である。
【図６】従来技術を説明するための図である。
【図７】多管球Ｘ線スキャンによるＣＴスキャンを説明するための図である。
【符号の説明】
【００４０】
１ 高圧電源部
２、３、４ Ｘ線管
５ タイミング信号発生手段
１０ 共通機能部
２０ 結合部
３０ グリッド駆動部
４０、５０、６０ 個別機能部
【特許請求の範囲】
【請求項１】
アノード、カソード及びグリッドを有する複数のＸ線管と、
前記複数のＸ線管のカソードと前記アノード間に高電圧を印加するための高電圧電源部と、一端が前記アノードに接続され他端が第１の結合点とされた第１のコンデンサと、前記第１の結合点と前記カソードとの間に接続され、前記第１の結合点の電位が前記カソードの電位より高いときにオンする第１のスイッチ機能素子とを備えた共通機能部と、
一端が前記カソードに接続され他端が第２の結合点とされた第２のコンデンサと、前記第２の結合点と前記第１の結合点との間に接続され、前記第２の結合点の電位が前記第１の結合点の電位より高いときにオンする第２のスイッチ機能素子と、一つの前記Ｘ線管のグリッドを曝射時に該Ｘ線管のカソード側に接続させ、非曝射時に前記第２の結合点側に接続させるように切り替える切替部とを有する個別機能部を前記複数のＸ線管に対応して並列に備え、
前記複数のＸ線管を順次、曝射させることを特徴とする医療用Ｘ線スキャン装置。
【請求項２】
前記第２のスイッチ機能素子に並列に第３のコンデンサが接続されていることを特徴とする請求項１に記載の医療用Ｘ線スキャン装置。
【請求項３】
内部から外側に向けて芯線、第１の線材及び第２の線材が互いに絶縁されて同軸状に形成されたケーブルを有し、前記第２の線材に前記Ｘ線管のアノードが接続され、前記芯線に前記カソードが接続されて、前記高電圧が供給される構成を備え、さらに前記第１のコンデンサとして第２の線材と第１の線材との間の浮遊容量を用い、前記第３のコンデンサとして前記芯線と第１の線材間の浮遊容量を用い、前記２の線材を前記第１の結合点とした構成を備えたことを特徴とする請求項２に記載の医療用Ｘ線スキャン装置。
【請求項４】
アノード、カソード及びグリッドを有する複数のＸ線管と、
前記複数のＸ線管のカソードとアノード間に曝射時に高電圧を印加する高電圧電源部と、曝射時に前記グリッドとカソード側とを接続する、前記複数Ｘ線管に対応した複数の第１のスイッチと、
一端が前記アノードに接続され曝射時に前記高電圧により充電される第１のコンデンサとを含む共通機能部と、
一端を前記カソードに接続され、前記第１のスイッチが解放された曝射停止開始時に前記第１のコンデンサの放電電流をＸ線管を介して受けて充電される第２のコンデンサと、前記第２コンデンサの他端を前記グリッドに接続して前記充電により形成された負方向電圧を印加することによって前記Ｘ線管を曝射停止状態にする第２のスイッチとを有するグリッド駆動部を前記Ｘ線管に対応して複数備え、
前記第１のコンデンサの他端と各グリッド駆動部の前記第２のコンデンサの他端とを結び、前記各Ｘ線管の曝射停止開始時において、前記第１のコンデンサの放電が前記第２のコンデンサの充電を形成する方向へのみ電流が流れるようにするダイオードを前記グリッド駆動部に対応して前記複数有する結合部とを備え、
前記複数のＸ線管を順次、曝射させることを特徴とする医療用Ｘ線スキャン装置。
【請求項５】
複数のＸ線管のグリッドに対して共通に使用する第１のコンデンサと、各Ｘ線管毎に分離して使用する第２のコンデンサとに分けて構成し、さらに、結合部により、一つのＸ線管の曝射時に前記第１のコンデンサを充電させる充電ルートを形成させ、前記一つのＸ線管が曝射から曝射停止に移行する曝射停止開始時に、前記第１のコンデンサの電圧を放電させて、その放電電流によって、前記一つのＸ線管に対応する第２のコンデンサを充電させる充放電ルートを形成させ、かつその充電された第２のコンデンサの電圧を前記一つのＸ線管のグリッドに印加させて曝射を停止させる構成を備えたことを特徴とする医療用Ｘ線スキャン装置。
【請求項１】
アノード、カソード及びグリッドを有する複数のＸ線管と、
前記複数のＸ線管のカソードと前記アノード間に高電圧を印加するための高電圧電源部と、一端が前記アノードに接続され他端が第１の結合点とされた第１のコンデンサと、前記第１の結合点と前記カソードとの間に接続され、前記第１の結合点の電位が前記カソードの電位より高いときにオンする第１のスイッチ機能素子とを備えた共通機能部と、
一端が前記カソードに接続され他端が第２の結合点とされた第２のコンデンサと、前記第２の結合点と前記第１の結合点との間に接続され、前記第２の結合点の電位が前記第１の結合点の電位より高いときにオンする第２のスイッチ機能素子と、一つの前記Ｘ線管のグリッドを曝射時に該Ｘ線管のカソード側に接続させ、非曝射時に前記第２の結合点側に接続させるように切り替える切替部とを有する個別機能部を前記複数のＸ線管に対応して並列に備え、
前記複数のＸ線管を順次、曝射させることを特徴とする医療用Ｘ線スキャン装置。
【請求項２】
前記第２のスイッチ機能素子に並列に第３のコンデンサが接続されていることを特徴とする請求項１に記載の医療用Ｘ線スキャン装置。
【請求項３】
内部から外側に向けて芯線、第１の線材及び第２の線材が互いに絶縁されて同軸状に形成されたケーブルを有し、前記第２の線材に前記Ｘ線管のアノードが接続され、前記芯線に前記カソードが接続されて、前記高電圧が供給される構成を備え、さらに前記第１のコンデンサとして第２の線材と第１の線材との間の浮遊容量を用い、前記第３のコンデンサとして前記芯線と第１の線材間の浮遊容量を用い、前記２の線材を前記第１の結合点とした構成を備えたことを特徴とする請求項２に記載の医療用Ｘ線スキャン装置。
【請求項４】
アノード、カソード及びグリッドを有する複数のＸ線管と、
前記複数のＸ線管のカソードとアノード間に曝射時に高電圧を印加する高電圧電源部と、曝射時に前記グリッドとカソード側とを接続する、前記複数Ｘ線管に対応した複数の第１のスイッチと、
一端が前記アノードに接続され曝射時に前記高電圧により充電される第１のコンデンサとを含む共通機能部と、
一端を前記カソードに接続され、前記第１のスイッチが解放された曝射停止開始時に前記第１のコンデンサの放電電流をＸ線管を介して受けて充電される第２のコンデンサと、前記第２コンデンサの他端を前記グリッドに接続して前記充電により形成された負方向電圧を印加することによって前記Ｘ線管を曝射停止状態にする第２のスイッチとを有するグリッド駆動部を前記Ｘ線管に対応して複数備え、
前記第１のコンデンサの他端と各グリッド駆動部の前記第２のコンデンサの他端とを結び、前記各Ｘ線管の曝射停止開始時において、前記第１のコンデンサの放電が前記第２のコンデンサの充電を形成する方向へのみ電流が流れるようにするダイオードを前記グリッド駆動部に対応して前記複数有する結合部とを備え、
前記複数のＸ線管を順次、曝射させることを特徴とする医療用Ｘ線スキャン装置。
【請求項５】
複数のＸ線管のグリッドに対して共通に使用する第１のコンデンサと、各Ｘ線管毎に分離して使用する第２のコンデンサとに分けて構成し、さらに、結合部により、一つのＸ線管の曝射時に前記第１のコンデンサを充電させる充電ルートを形成させ、前記一つのＸ線管が曝射から曝射停止に移行する曝射停止開始時に、前記第１のコンデンサの電圧を放電させて、その放電電流によって、前記一つのＸ線管に対応する第２のコンデンサを充電させる充放電ルートを形成させ、かつその充電された第２のコンデンサの電圧を前記一つのＸ線管のグリッドに印加させて曝射を停止させる構成を備えたことを特徴とする医療用Ｘ線スキャン装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【公開番号】特開２００６−２４４９３９（Ｐ２００６−２４４９３９Ａ）
【公開日】平成１８年９月１４日（２００６．９．１４）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００５−６１８２８（Ｐ２００５−６１８２８）
【出願日】平成１７年３月７日（２００５．３．７）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成１８年９月１４日（２００６．９．１４）
【国際特許分類】
【出願日】平成１７年３月７日（２００５．３．７）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【Ｆターム（参考）】
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