[发明专利]X射线发生器、X射线成像设备及其控制方法

说明书

技术领域

本发明涉及使用X射线源的医学诊断设备和工业设备领域中用于非破坏性X射线成像的X射线发生器，以及使用该X射线发生器的X射线成像设备。

背景技术

通常，X射线管使用热电子源作为电子源，通过使从被加热至高温的细丝(filament)发射的热电子加速并聚焦来形成期望的电子束，并且通过利用电子束照射由金属制成的X射线靶材来产生X射线。

近来，已开发了自旋型电子源(Spint-type electron source)或者使用碳纳米管的冷阴极型电子源等作为替代热电子源的电子源，其中，自旋型电子源通过向细针状体的尖端施加高电场来提取电子。作为这些技术的应用，在专利参考文献1、2和3中描述了提取单个电子束的技术：

专利文献1：日本特开平08-264139号公报

专利文献2：日本特开平09-180894号公报

专利文献3：日本特开2005-237779号公报

发明内容

已知当通过利用加速电子束照射靶材来产生X射线时，X射线的产生效率非常低。施加至靶材的电子束的能量大部分被转换成热能。为此，传统的X射线发生器使用使靶材旋转的旋转阳极结构。

在如专利文献1中所述的电子束照射面面向X射线产生面的结构中，难以使用如专利文献3中所述的抑制发热的旋转阳极。

医学诊断设备等需要一定量的电流以确保诊断所需的图像质量。为了获得图像的高清晰度，形成在靶材上的X射线焦点的尺寸优选为小。然而，随着在确保一定量电流的情况下减小X射线焦点的尺寸，热负荷集中于小面积上，从而引起上述发热问题。另一方面，随着X射线焦点的尺寸增大，清晰度降低。

本发明的目的是提供X射线发生器和X射线成像设备，以在产生X射线时达到大电流，而不降低图像的清晰度。

为了实现上述目的，根据本发明一方面的X射线发生器具有以下配置。即，该X射线发生器包括：

电子束产生部，其具有多个电子发射器，并用于产生与被驱动的电子发射器相对应的电子束；

靶电极，用于产生X射线焦点为由所述电子束产生部所产生的电子束的照射位置的X射线；以及

驱动控制部，用于通过单独控制所述多个电子发射器的驱动，来控制所述靶电极上由X射线焦点的集合形成的X射线焦点形状。

为了实现上述目的，根据本发明另一方面的X射线成像设备具有以下配置。即，该X射线成像设备包括：

电子束产生部，其具有多个电子发射器，并用于产生与被驱动的电子发射器相对应的电子束；

靶电极，用于产生X射线焦点为由所述电子束产生部所产生的电子束的照射位置的X射线；

检测部，用于通过检测从所述靶电极所产生的X射线来产生二维X射线图像；

驱动控制部，用于通过单独控制所述多个电子发射器的驱动，来控制所述靶电极上由X射线焦点的集合形成的X射线焦点形状；以及

确定部，用于基于由所述检测部所检测到的所述二维X射线图像，来确定由所述驱动控制部要形成在所述靶电极上的所述X射线焦点形状。

根据本发明，提供了在产生X射线时达到大电流而不降低图像清晰度的X射线发生器和X射线成像设备。

从以下结合附图进行的描述中，本发明的其它特征和优点将变得清楚，其中，类似的附图标记在所有附图中表示相同或类似的部件。

附图说明

包含在说明书中并构成说明书一部分的附图举例示出了本发明的实施例，并且与说明书一起用于解释本发明的原理。

图1是示出根据实施例的X射线成像设备的基本配置的示例的框图；

图2是示出根据实施例的X射线成像设备的具体示例的图；

图3是示出图1所示X射线成像设备中的X射线发生器的基本配置的示例的框图；

图4是用于说明电子发射器的驱动模式和X射线焦点的形状的图；

图5是示出图1所示X射线成像设备中的主方向确定单元的配置的示例的框图；

图6是用于说明主方向确定单元中的频率分析处理的图；

图7是示出图1所示X射线成像设备中的图像处理单元的配置的示例的框图；

图8是用于说明根据第一实施例的X射线成像处理的流程图；以及

图9是示出发射器基板上电子发射器的配置的变型例的图。

具体实施方式

以下，将参照附图描述本发明的优选实施例。

第一实施例