JP2007319575A - Ｘ線断層撮影装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 スキャンしながら異なるエネルギ値の複数種のＸ線を曝射して収集したＸ線透過データから被検体の断層像を得ると共に、その断層像のＳ／Ｎのばらつきを抑制して高品質の断層像を提供する。
【解決手段】 Ｘ線断層撮影装置は、Ｘ線管（１０１）と、互いに異なる振幅値を有する複数種の電圧から成る管電圧と管電流とをＸ線管に供給する電源（１０２）と、Ｘ線のエネルギに応じた電気量の信号を出力する検出器（１０３）とを備える。この装置では、制御手段（１０２，１０６）により、Ｘ線管（１０１）から曝射される複数種のエネルギのＸ線それぞれのフォトン数が実質的に同等と見做せるように管電圧及び管電流の少なくとも一方が制御される。また、断層像生成手段（１０５）により、検出器（１０３）から出力される信号を用いて複数のＸ線エネルギ値を反映した被検体の断層像が生成される。
【選択図】 図１

Description

本発明は、撮影対象である対象にＸ線を、スキャンしながら曝射して収集したＸ線透過データを用いて当該対象の断層像を得るＸ線断層撮影装置及びＸ線撮影方法に係り、とくに、曝射するエネルギ値を互いに異ならせた複数種のＸ線を用いるＸ線断層撮影装置に関する。

Ｘ線撮影装置には、医療用に限ってみても多種多様な装置があり、Ｘ線ＣＴスキャナのような大型で多機能のものから単純に投影像を得るものまである。歯科の治療においても、歯（歯列）や歯茎の状態を調べるためのＸ線撮影を行うことが多い。このＸ線撮影は、従来では、Ｘ線フィルムを使って歯茎部分の局所的な投影像を得るものが多かったが、これに代わる方法として、或いは、その併用として、Ｘ線ＣＴスキャナや歯科専用のパノラマ画像撮影装置などが使用されている。

こうした状況下にあって、比較的簡単に撮影することができる歯科用のＸ線撮影装置として、特許文献１に記載された診断システム（発明の名称は「骨組織評価診断システム」）が知られている。

この診断システムは、その１つの態様として、実効エネルギの異なるＸ線ビームそれぞれから得たＸ線透過フレーム画像を利用し、これを所定の手順で相互に差分して検査部位の骨塩定量測定を行なうことを教示している。

具体的には、この診断システムは、体腔内における被検査部位の背後に設置収容可能な半導体２次元イメージセンサと、このセンサに対向して配置されるＸ線発生器と、このセンサ及びＸ線発生器を位置決めする手段と、Ｘ線発生器から実効エネルギの異なるＸ線ビームをパルス状に発生させるＸ線照射制御手段とを備える。この診断システムは、さらに、イメージセンサにより検出されたＸ線透過画像を表示するとともに、実効エネルギの異なるＸ線ビームそれぞれに対応したフレームデータのみから成る複数種の透過画像データからサブトラクション処理を介して検査部位の骨塩定量解析を行なう解析手段を備え、これにより、骨塩定量測定を行なうようにしている。実効エネルギとは、Ｘ線ビームの強度（パワー）を言う。例えば、エネルギ量６０ＫeV、９０ＫeVの２種類のエネルギ量のＸ線ビームを用い、６０ＫeVの場合には実効エネルギ（強度）のピーク値は３０ＫeVに在り、９０ＫeVの場合のそれは５０ＫeVに在る。このため、かかる特許文献１の診断システムは、このようなスペクトラムの違いを利用し、透過度に関して性質の異なる異種の透過画像データを得ることをベースにしている。

特開２００２−３０６４７１号公報

しかしながら、上述した診断システムにあっては、実効エネルギの違いを反映したＸ線の透過データを得ることはできるが、そのエネルギ値毎の透過データのＳ／Ｎが異なることから、それらの複数種の透過データから得た画像にもＳ／Ｎのばらつきが生じ、一方、そのばらつきを抑制しようとすると、画像処理がそれだけ複雑になり、演算負荷も増すという問題があった。なによりも、一度生じたＳ／Ｎのばらつきを後処理で対処しようとしても、必ずしも十分な精度でばらつきを抑制することができなかった。

本発明は、上述した従来のＸ線断層撮影が抱えている状況に鑑みてなされたもので、スキャンしながらエネルギ値が異なる複数種のＸ線を曝射して収集したＸ線透過データから被検体の断層像を得るとともに、その断層像のＳ／Ｎのばらつきを抑制してより高品質の断層像を提供することを、その主な目的とする。

上述した目的を達成するため、本発明に係るＸ線断層撮影装置は、与えられる管電圧及び管電流に応じてＸ線を曝射するＸ線管と、互いに異なる振幅値を有する複数種の電圧から成る前記管電圧と前記管電流とを前記Ｘ線管に供給する電源と、このＸ線管により曝射され且つ被検体を透過してきたＸ線を所定のフレームレートで検出して当該Ｘ線のエネルギに応じた電気量の信号を出力する検出器と、前記複数種の管電圧それぞれに応じて前記Ｘ線管から曝射される、複数種のエネルギを有する前記Ｘ線それぞれのフォトン数、または、前記複数種の管電圧それぞれに応じて前記検出器により検出される、複数種のエネルギを有する前記Ｘ線それぞれのフォトン数が同じ値に近づくように前記管電圧及び前記管電流の少なくとも一方を制御する制御手段と、前記検出器から出力される前記信号を用いて、前記複数種の管電圧それぞれに相当する互いに異なるＸ線エネルギ値を反映した前記被検体の断層像を生成する断層像生成手段と、を備えたことを特徴とする。

なお、制御手段によるＸ線のフォトン数の制御において、「複数種のエネルギを有するＸ線それぞれのフォトン数が同じ値に近づくように制御する」とは、「フォトン数が実質的に同等と見做せる範囲に収まるように制御する」ことであってもよいし、「生成された断層像のＳ／Ｎがより均一になるように制御する」ことであってもよい。

本発明によれば、スキャンしながらエネルギ値が異なる複数種のＸ線を曝射して収集したＸ線透過データから被検体の断層像を得るとともに、その断層像のＳ／Ｎのばらつきを抑制してより高品質の断層像を提供することができる。

以下、添付図面を参照して、本発明を実施するための最良の形態（実施形態）を説明する。

図１〜３を参照して、本発明に係るＸ線断層撮影装置の１つの実施形態を説明する。このＸ線断層撮影装置は、本願発明に係る、複数種のエネルギを有するＸ線パルスを用いる例えば医用モダリティである。

図１は、かかるＸ線断層撮影装置の構成を示すブロック図である。同図に示すように、このＸ線断層撮影装置１００は、Ｘ線曝射用のＸ線管１０１と、このＸ線管１０１にＸ線曝射用の高電圧を供給する電源部１０２と、Ｘ線管１０１から曝射され且つ被検体Ｐを透過したＸ線を検出する検出器１０３とを備える。さらに、かかるＸ線断層撮影装置１００は、検出器１０３の検出動作を制御する検出制御部１０４と、Ｘ線検出器１０３により検出されたデータを処理するデータ処理部１０５と、Ｘ線曝射を実行させる曝射制御パルス列（電圧パルス列）の制御を初めとして装置内の各部の動作タイミングなどの制御を担う制御部１０６と、所定周波数（本実施形態では３００Ｈｚ）のクロックパルスを発生するクロック発生器１０７と、入出力部１０８とを備える。この入出力部１０８には表示器１０８Ａ及び入力器１０８Ｂが含まれる。

Ｘ線管１０１と検出器１０３は、空間的に互いに対向するように図示しないガントリ（又は支持部）１０９に配置されており、撮影時には、この対向するＸ線管１０１と検出器１０３の対の間の空間に被検体Ｐが位置する。このＸ線管１０１と検出器１０３との対は、ガントリ１０９の回転移動動作によって、被検体Ｐの周りを回転移動可能になっている。この回転動作は、一例として、被検体Ｐの内部の所望の断面に常に画像再構成の焦点が合うように制御される。このため、ガントリ１０９のかかる回転移動動作の間に、所定タイミング毎にＸ線パルスの曝射及び透過Ｘ線データの収集、いわゆるスキャンが実行される。

Ｘ線管１０１は、例えば回転陽極Ｘ線管として構成され、電源部１０２から供給される管電圧（高電圧パルス）及び管電流に応答してパルスＸ線を曝射するようになっている。このうち、管電圧の大きさに応じてＸ線パルスの強度（エネルギ）が決まり、管電流の大小がＸ線のフォトン数に関与する。

また、電源部１０２は、図１に示すように、分周回路１１１、遅延回路１１２、パルス列発生回路１１３、昇圧回路１１４、及びＸ線管制御回路１１５を備える。

分周回路１１１は、クロック発生器１０７が出力するクロックパルス（例えば３００Ｈｚ）を受けて、指定された分周比でクロックパルスを分周して後段の遅延回路１１２に出力するようになっている。遅延回路１１２は、かかる分周されたパルスを所定時間だけ遅延してパルス列発生回路１１３に出力する。このパルス列発生回路１１３は、後述するように電圧パルス列で成る曝射制御パルス列Ｐtrain（例えば図３参照）の信号を受けて、各電圧パルスの振幅（強度）及びパルス幅を制御し、その制御された曝射制御パルス列Ｐtrainを次段の昇圧回路１１４に供給する。この曝射制御パルス列Ｐtrainは制御部１０６から供給される信号であって本願発明に係る、複数種のエネルギを有するＸ線パルスを具体化するデュアル（２種）エネルギのＸ線パルスを生成するための曝射制御信号として機能する。

昇圧回路１１４は、パルス振幅及びパルス振幅の調整を受けた複数のパルスから成るパルス列を昇圧して高電圧パルス列として次段のＸ線管制御回路１１５に出力する。このＸ線管制御回路１１５は、入力した高電圧パルスをＸ線管１０１に印加するとともに、その高電圧印加に併行して、制御部１０６から与えられる管電流制御信号に応じた強弱の管電流をＸ線管１０１に供給する。この管電流の供給において、管電流の強弱を変更するタイミングは、デュアル（２種）エネルギのＸパルスを実現する電圧振幅の制御タイミングと同期して制御される。

一方、検出器１０３は、Ｘ線検出手段としてのＸ線検出素子を２次元スリット状（例えば、６４×１５００のマトリクス状）に配置したデジタル形Ｘ線検出器として装備されている。この検出器１０３は、一例として、ＣｄＴｅライン検出器（例えば、横６．４ｍｍ×縦１５０ｍｍ）で構成されている。この検出器１０３の入射口には、散乱Ｘ線を遮断して入射Ｘ線を実際の収集用の窓（例えば３．５ｍｍ幅の窓；したがって、検出器１０３の横方向の有効幅は約３．５ｍｍ）に絞るスリット状のコリメータ１０３Ａが装着されている。これにより、本実施形態では３００ｆｐｓのフレームレート（１フレームは、例えば、６４×１５００画素）で入射Ｘ線を、当該Ｘ線の量に応じたデジタル電気量のデータとして収集することができる。

この検出器１０３は検出制御部１０４の制御下に置かれる。この検出制御部１０４は検出器１０３を一定のタイミングで収集動作させるもので、クロック発生器１１１からのクロックパルスを基準にして、検出器１０３の３００ｆｐｓのフレームレートの収集動作を制御している。検出器１０３で収集された透過Ｘ線のデータは、３００ｆｐｓの収集毎に、データ処理部１０５に送られるようになっている。

データ処理部１０５は、図２に示すように、検出器１０１から出力される透過Ｘ線のデータ（収集データ）を受けるインターフェース１１１を備え、このインターフェース１１１の出力側に、収集データ振分け回路１１２、収集データメモリ群１１３、画像処理回路１１４、及び記憶装置１１５を備える。

収集データ振分け回路１１２は例えば１入力２出力型のマルチプレクサで構成され、クロックパルス及び分周信号の情報に同期して出力端をフレームデータの収集毎に交互に切り換える。つまり、収集データ振分け回路１１２は、検出器１０１の収集データをフレーム毎にインターフェース１１１を介して受信し、２出力端Ｔ１，Ｔ２にフレーム毎に交互に切り換えて出力するようになっている。この収集データ振分け回路１１２により、詳細は後述するＸ線曝射を制御する曝射制御パルス列Ｐtrainの例と共に説明するが、デュアルエネルギに相当する２つの振幅値Ｖ１，Ｖ２（Ｖ１＞Ｖ２）に相当する２種類の電圧パルスＰ１（振幅Ｖ１）、Ｐ２（振幅Ｖ２）に同期した収集データの振分けがフレーム毎に行われる。つまり、一方の電圧パルスＰ１（振幅Ｖ１）に応じたフレームの透過Ｘ線の収集データは一方の端子Ｔ１に振り分けられ、もう一方の電圧パルスＰ２（振幅Ｖ２）に応じたフレームの透過Ｘ線の収集データはもう一方の端子Ｔ２に振り分けられる。

収集データメモリ群１１３は、第１及び第２の２つの収集データメモリ１１３Ａ，１１３Ｂを備える。これらの収集データメモリ１１３Ａ，１１３Ｂは、収集データ振分け回路１１２により振り分けられた収集データをそのフレーム毎に一時的に格納する。この第１及び第２の収集データメモリ１１３Ａ，１１３Ｂに格納された収集データは、所定タイミング毎に読み出されて、画像処理回路１１４及び記憶装置１１５に送出される。

画像処理回路１１４は、一例として、ガントリ１０９によるスキャンが終了した後に、所定のアルゴリズムにしたがって被検体Ｐ内の断層面の画像、すなわち断層像の再構成が実行される。この断層像は表示器１０８Ａに表示される。

一方、制御部１０６は、図２に示すように、中央処理装置（ＣＰＵ）１２１、メモリ１２２、パルス列制御回路１２３、及び電圧設定回路１２４を備える。中央処理装置１２１は、予めメモリ１２２に格納してある処理手順（プログラム）の情報を読み出して、曝射制御パルス列Ｐtrainの制御を含む装置全体の制御を統括する。

電圧設定回路１２４は入力器１０８Ｂからの操作信号を読み込んで、かかる操作信号に応じた曝射制御パルス列Ｐtrainの電圧パルスＰ１，Ｐ２の振幅値Ｖ１，Ｖ２（Ｖ１＞Ｖ２）の情報を中央処理装置１２１に送る。このため、中央処理装置１２１は、その振幅値情報に基づいて電圧パルスＰ１，Ｐ２の振幅値制御信号をパルス列制御回路１２３に送る。このパルス列制御回路１２３は、送られてきた振幅値制御信号に応答し、前述したパルス列発生回路１１３で生成する曝射制御パルス列Ｐtrainの電圧パルスＰ１，Ｐ２の振幅値Ｖ１，Ｖ２を、前述した操作信号に応じた値に制御する。これにより、デュアルエネルギに相当する、互いに異なる電圧値を有する２種の電圧パルスＰ１，Ｐ２を任意に制御した曝射制御パルス列Ｐtrainを生成し、この曝射制御パルス列Ｐtrainを昇圧回路１１５に送ることができる。

昇圧された曝射制御パルス列Ｐtrainの電圧パルス（高電圧パルス）はそれぞれＸ線管制御回路１１５を介して、指定された管電流とともに、Ｘ線管１０１に供給される。これにより、Ｘ線管１０１は、曝射制御パルス列Ｐtrainの電圧パルス（高電圧パルス）を高電圧源として起動し、電圧値に応じたエネルギを有するＸ線をパルス状に発生する。このとき、Ｘ線管１０１が発生するＸ線のフォトン数は、管電流に比例し、管電圧の約２乗に比例する。

次いで、図３を参照して、曝射制御パルス列Ｐtrainを、検出器１０１の収集タイミングと共に説明する。なお、ここで説明する曝射制御パルス列Ｐtrainは昇圧後の電圧パルス、すなわちＸ線管１０１に印加する高電圧パルスとして説明する。

図３は、デュアルエネルギに相当する２種類の電圧パルスＰ１，Ｐ２を含み且つ分周比＝１の曝射制御パルス列Ｐtrainを収集タイミングと共に示している。２つの電圧パルスＰ１，Ｐ２は、互いに異なる振幅値Ｖ１，Ｖ２（Ｖ１＞Ｖ２）を有し、かつ、異なるパルス幅Ｔ１，Ｔ２（Ｔ１＜Ｔ２）を有する。検出器１０１の収集期間Ａは、フレームレート３００ｆｐｓで決まる期間（約３．３ｍｓ）で繰り返される。各収集周期Ａに比して、Ａ＞Ｔ１，Ｔ２である。

この電圧パルスＰ１，Ｐ２を時間軸に沿って説明すると、検出器１０１のある収集期間Ａから一定時間Ｄだけ遅れて一方の電圧パルスＰ１が振幅値（波高値）Ｖ１（例えば１２０ｋＶ）まで立ち上がる。その後、この電圧パルスＰ１はパルス幅Ｔ１の間、振幅値Ｖ１を維持し、その後、立ち下がる。このパルス幅Ｔ１は収集期間Ａの半分程度と短くなっている。その後、その収集期間Ａの約半分の残り時間の間、無電圧の状態が続き、次の収集期間Ａからまた所定時間Ｄだけ遅れて、もう一方の電圧パルスＰ２が振幅値Ｖ２（例えば９０ｋＶ；＜Ｖ１）まで立ち上がる。この電圧パルスＰ２はその対応する収集期間Ａの終了間際まで振幅値Ｖ２を維持した後、その終了期間Ａの終了間際に立ち下がる。次の収集期間Ａが到来すると、再び、最初の電圧パルスＰ１が所定時間Ｄだけ遅れて立ち上がる。以下、上述したと同様にパルスの立下り及び立上がりを時間軸に沿って繰り返して曝射制御パルス列Ｐtrainが生成される。

ここで、電圧パルスＰ１，Ｐ２の振幅値をＶ１，Ｖ２（Ｖ１＞Ｖ２）と違えている。このため、この電圧パルスＰ１，Ｐ２（高電圧パルス）の印加に応じてＸ線管１０１から曝射されるＸ線（フォトン）のエネルギが電圧パルスＰ１，Ｐ２毎に異なり、デュアルエネルギのＸ線曝射モードが得られる。本実施形態では、Ｘ線管１０１の管電流は、電圧パルスＰ１，Ｐ２の如何を問わず同じ値ｉに維持される。このため、電圧パルスＰ１，Ｐ２それぞれに呼応した曝射Ｘ線のフォトン数（Ｘ線エネルギ総量）がなるべく同じ値になるように、電圧パルスＰ１，Ｐ２のパルス幅Ｔ，Ｔ２（すなわち曝射されるＸ線パルスの時間幅）について、ＴがＴ１の約２倍になるように設定される。

さらに、上述のように、各収集期間Ａの開始から一定の遅延時間Ｄだけ遅れて各電圧パルスＰ１，Ｐ２の立ち上がるように電圧パルスＰ１，Ｐ２が制御されるとともに、各収集期間Ａの終了よりも前に各電圧パルスＰ１，Ｐ２の立下りが完了するように電圧パルスＰ１，Ｐ２が制御される。これは、各電圧パルスＰ１，Ｐ２、すなわち各Ｘ線パルスの曝射が各収集期間Ａ内に確実に収まり、被検体Ｐへの収集に寄与しない余分なＸ線被曝を防止するためである。

したがって、本実施形態によれば、ガントリ１０９が被検体Ｐの周りを例えば回転又は回転に近い軌道を描きながら移動して、その移動の間に、Ｘ線管１０１から曝射制御パルス列Ｐtrainに呼応したＸ線曝射がなされる。例えば、本装置を歯科用のパノラマ断層撮影装置に適用した場合、被検体の口顎部の周りの予め定めた軌道に沿ってＸ線管１０１及び検出器１０３の対を移動させながら、かかるＸ線曝射に基づくスキャンが実行される。すなわち、電圧値（振幅値）が互いに異なる電圧パルスＰ１，Ｐ２（例えば１２０ｋＶ及び９０ｋＶ）に呼応したパルスＸ線が交互に曝射される。また、この曝射に際して、両者のフォトン数がなるべく同じくなるように電圧パルスＰ１，Ｐ２のパルス幅Ｔ１．Ｔ２を異ならせている。この曝射によって、Ｘ線フォトンのエネルギ（ｋｅＶ）の異なる（デュアルエネルギの）２種類のパルスＸ線がスキャン中に高速に（３００ｆｐｓ）切り換えられながら曝射される。

このため、被検体Ｐの殆ど同一の位置又はその近傍の位置がエネルギ値の異なるパルスＸ線によりスキャンされ、しかも、半導体型でライン状の検出器１０３により高速なフレームレート（３００ｆｐｓ）で電気量のデジタル信号として検出される。つまり、エネルギ値は互いに異なるがフォトン数がなるべく同一になるように制御された２種類のパルスＸ線が、殆ど同一又は近傍のスキャン部位を透過して減衰し、その透過Ｘ線がライン状の視野を有する検出器１０３に時間的に交互に検出される。

この検出により得られたデジタル信号は、そのＸ線フォトンのエネルギ値の別にそれぞれ格納され、被検体のスキャンされた部位の断面の画像が所定のアルゴリズムに拠り再構成される。このアルゴリズムとしては、従来知られている手法でよく、例えば特開昭５７−２０３４３０号公報、特開平１０−２９５６８０号公報、特許公報２７８７１６９号、特開２００２−３０６４７１号公報などで示されているものを利用することができる。

この画像再構成において、同一エネルギ値のパルスＸ線を曝射して収集されたデジタル信号毎に、すなわち２種類のデータ毎に各別に画像再構成処理に付してもよいし、互いに異なるエネルギ値のパルスＸ線を同じ画像再構成処理に付してもよい。

前者の各別の再構成処理によれば、曝射するパルスＸ線のエネルギ値が互いに異なることに因る、スキャン部位の物理的な透過状態の差異を反映した２種類の断層像を同時に得ることができる。この場合、一方の断層像の再構成面（断面）と他方のそれとを同一にしてもよいが、互いに異ならせて設定することもできる。このため、一度のスキャンによって同一断面又は異なる断面の２画像を同時に得ることができる。例えば、本装置を歯科用のパノラマ断層撮影装置に適用した場合であって、異なる断面の再構成の場合、歯列に沿って奥側及び前側の２つの断面の断層像を同時に得ることができる。しかも、その両者の断層像のＳ／Ｎはフォトン数の制御に拠ってなるべく揃えられている。このため、相互に比較した診断が可能になる。

一方、後者の同一の画像再構成の場合、同一のデータ群は、異なるエネルギ値のＸ線に拠る透過データが混在している。しかも、再構成処理すべきデータの各収集位置は、スキャンをしたときの移動速度と軌道情報との関係から既知である。このため、スキャン軌道の位置に応じて、両エネルギ値のＸ線曝射による収集データに互いに異なる重み付けを施すことができる。例えば、歯科用パノラマＸ線断層撮影装置の場合、断面上の前歯部の位置については高エネルギ側のデータ、すなわち電圧パルスＰ１に基づくパルスＸ線の曝射によって収集されたデータの方に高い重み付けをし（高エネルギ側の強調）、側歯部の位置については低エネルギ側のデータ、すなわち電圧パルスＰ２に基づくパルスＸ線の曝射によって収集されたデータの方に高い重み付けをする（低エネルギ側の強調）ことができ、画像中のＳ／Ｎをより高いレベルで均一化することができる。これにより、スキャン中に前歯部にＸ線曝射するときに頸椎の後ろ側にＸ線管１０１が位置することに伴って前歯部を透過するＸ線強度が弱まることに因る影響が確実に排除又は軽減される。すなわち、いわゆる頸椎補正が的確に実行されて、歯列断面に沿った鮮明で且つ高精細なパノラマ画像が得られる。

このようにデュアルエネルギのパルスＸ線によって、スキャンしながら曝射して収集したＸ線の透過データから被検体の断層像を得るとともに、その断層像のＳ／Ｎのばらつきを抑制してより高品質の断層像を提供することができる。

（変形例）
上述した曝射制御パルス列Ｐtrainの他の例を、図４，５を用いて説明する。

図４に示す曝射制御パルス列Ｐtrainは、複数種の電圧パルスとして上述した図３と同じように２種類の電圧パルスＰ１，Ｐ２を時間軸方向に発生させて成るが、分周回路１１１の分周比＝２の場合を示している。

つまり、曝射制御パルス列Ｐtrainを形成する基本パルスの周波数が１５０Ｈｚ（３００Ｈｚ／２）であるため、各電圧パルスＰ１，Ｐ２に割り当てられる各周期Ｔは、収集期間「Ａ×２」の長さに対応している。このうち、一方の電圧パルスＰ１（振幅値Ｖ１、パルス幅Ｔ１）に呼応して曝射されたＸ線パルスは、２周期分の収集期間「Ａ×２」のうちの約半分の期間Ａの間に収集される。次の収集期間Ａではデータ収集が行われず（空き期間）、その次に到来する２周期分の収集期間「Ａ×２」にわたって、もう一方の電圧パルスＰ２（振幅値Ｖ２＜Ｖ２，パルス幅Ｔ２＞Ｔ１）に呼応して曝射されたＸ線パルスに対するデータ収集が行われる。

この分周比の制御は、制御部１０６からの制御信号に応じて分周回路１１１で実行される。パルス列発生回路１１３は、分周回路１１１で分周されるとともに遅延回路１１２で所定時間Ｄだけ遅延された立上りを有するパルス列に応じて、図４に示す２種類の電圧パルスＰ１，Ｐ２から成る曝射制御パルス列Ｐtrainを発生させる。このように、分周回路１１１の分周比を制御するだけで簡単に、透過Ｘ線データを何周期分の収集期間Ａで収集するかという、データ収集と収集期間の関係を調整することができる。一般に、分周比をＮとすると、少なくとも電圧が低い方のＸ線パルスそれぞれに因る透過Ｘ線データがＮ個分の収集期間Ａ（Ｎ個のフレーム）で収集される。

また、図５には、曝射制御パルス列Ｐtrainとして、３種類の電圧パルスＰ１，Ｐ２，Ｐ３から成る電圧（高電圧）のパルス列の例を示す。最初の電圧パルスＰ１は振幅値Ｖ１およびパルス幅Ｔ１を有し、２番目の電圧パルスＰ２は振幅値Ｖ２およびパルス幅Ｔ２を有し、３番目の電圧パルスＰ３は振幅値Ｖ３およびパルス幅Ｔ３を有する。振幅値はＶ１＞Ｖ２＞Ｖ３の関係にあり、パルス幅はＴ１＜Ｔ２＜Ｔ３の関係にある。各電圧パルスＰ１，Ｐ２，Ｐ３がそれぞれに１周期Ｔを成して時間軸方向に繋がるように、オン後にオフ期間Ｔ１０（Ｔ２０、Ｔ３０；Ｔ１０＞Ｔ２０＞Ｔ３０）を有している。この３種類の電圧パルスＰ１，Ｐ２，Ｐ３でＸ線管１０１を駆動することで、Ｘ線管１０１は、これらの電圧パルスＰ１，Ｐ２，Ｐ３に応じたエネルギのＸ線パルスを各別に曝射することができる。この場合に、曝射されるＸ線のフォトン数が曝射毎に極力同じになるようにパルス幅（管電流が同じ場合）を調整することが望ましい。

さらに、再構成画像のＳ／Ｎにとって重要なＸ線のフォトン数の制御に関しても、前述した実施形態に記載のものに限定されず、さらに別の態様を採ることもできる。例えば、前述した電圧パルスＰ１，Ｐ２のパルス幅Ｔ１，Ｔ２を変える制御法のほかに、パルス幅は変えずに、すなわちエネルギ値が互いに異なる複数種のパルスＸ線それぞれの照射時間は変えずに、Ｘ線管１０１に供給する管電流（フィラメント加熱用電流）の大きさを電圧パルスＰ１，Ｐ２の振幅値Ｖ１、Ｖ２に応じて代えてもよい。この例を図６に示す。

また、Ｘ線のフォトン数の制御に関して、前述した電圧パルスＰ１，Ｐ２のパルス幅Ｔ１，Ｔ２の制御と管電流の値の制御とを組み合わせて実行してもよい。

さらに、前述した実施形態及び変形例におけるＸ線のフォトン数の制御は、Ｘ線を曝射するＸ線管１０１の側に視点を置いていたが、肝心なことは、検出側で透過Ｘ線のフォトン数が曝射毎になるべく同じまたは同等程度であると見做せるように制御または調整されることである。このため、Ｘ線管１０１の曝射を制御する曝射制御パルス列Ｐtrain及び管電流を、この検出側でフォトン数が極力揃えられるように、被検体のＸ線透過特性などを考慮して、予め考慮して設定することがより望ましい。

また、データ収集期間は、図３に示すように、電圧パルスＰ１，Ｐ２のパルス幅Ｔ１，Ｔ２に応じて周期Ａよりも短く設定し（周期Ａ１，Ａ２参照）、Ｘ線パルスの立上り時間及び立下がり時間が出た収集に関与しないように設定してもよい。

前述した実施形態では、複数エネルギのパルスＸ線を曝射させる電源部１０２の構成として、互いに異なる振幅値Ｖ１，Ｖ２の電圧パルスＰ１，Ｐ２から成る曝射制御パルス列Ｐtrainを生成するようにしたが、この電源部１０２の構成は必ずしもこれに限定されない。例えば、図７に示す電源部１０７Ａは、電圧パルスＰ１，Ｐ２を各別に発生させるパルス発生回路１２０、１２１と、スイッチ回路１２２とを備え、このスイッチ回路１２２による切り替えを同期・遅延回路１２３の元で制御しながら、パルス発生回路１２０，１２１の出力を交互に送出するようにしてもよい。また、この図７の構成において、パルス発生回路１２０、１２１の電圧パルスＰ１，Ｐ２の発生動作が互いに同期しており、電圧パルスＰ１，Ｐ２の遅延制御がなされて出力される場合には、スイッチ回路１２２は単にＯＲ回路またはワイヤードＯＲ接続であってもよい。

また、前述した実施形態における電圧パルスＰ１，Ｐ２の生成に関わる一定時間Ｄの遅延制御は、場合によっては、行なわなくもよい。すなわち、遅延時間Ｄ＝０でパルス電圧Ｐ１，Ｐ２を発生させることも可能である。

一方、本装置の適用についても様々な展開が可能である。例えば、歯科用パノラマＸ線断層撮影装置への適用時に、歯がオーバーラップして虫歯の判定が難しい場合、高エネルギ強調を行なう（前述した例で言えば、電圧パルスＰ１に呼応した曝射による収集データにより高い重み付けを行う）。これにより、かかる虫歯の判定が容易になる。

また、本装置によって得られる複数種のエネルギ値に基づくパノラマ画像から骨塩定量のための画像処理を行って骨粗鬆症のスクリーニングに使用することができる。つまり、２エネルギまたは３エネルギのパルスＸ線に基づく透過Ｘ線のデータ収集を一度のスキャンで同時に行って、Ｘ線エネルギ値の違いを反映して組織の種類をより精度良く判別した画像を短時間のうちに提供することができる。

さらに、本装置をマンモグラフィに適用することもできる。この場合、粒状の微細カルシウムと腫瑠との判定を、２エネルギまたは３エネルギのパルスＸ線に基づく透過Ｘ線のデータを重み付け変更によって可能で、一度のスキャンで必要なデータ収集を行って映像化できる。スキャン回数やスキャン時間が少なくて済むのでＸ線被曝も小さい。

なお、本発明は上述した実施形態及び変形例で示す構成に限定されるものではなく、特許請求の範囲に記載の本発明の要旨を逸脱しない範囲で、さらに適宜に変形して実施可能であり、それらの変形も本発明の概念に含まれるものである。

本発明に係るＸ線断層撮影装置の一実施形態の概略構成を示すブロック図である。 図１に示したＸ線断層撮影装置のデータ処理部及び制御部のより詳細な構成を示すブロック図である。 一実施形態で採用したデュアルエネルギ法を実行するための曝射制御パルス列を例示するパルスシーケンスである。 本発明に係るＸ線断層撮影装置で採用可能な別の曝射制御パルス列を例示するパルスシーケンスである。 本発明に係るＸ線断層撮影装置で採用可能なさらに別の曝射制御パルス列を例示するパルスシーケンスである。 本発明に係るＸ線断層撮影装置で採用可能なさらに別の曝射制御パルス列であって、Ｘ線フォトン数の別の制御を可能にするパルスシーケンスである。 本発明に係るＸ線断層撮影装置で採用可能な別の電源部の構成を説明するブロック図である。

符号の説明

１０１ Ｘ線管
１０２ 電源部
１０３ 検出器
１０４ 検出制御部
１０５ データ処理部
１０６ 制御部
１０７ クロック発生器
１０８ 入出力部
１０９ ガントリ
１１２ 収集データ振分け回路
１１３Ａ，１１３Ｂ 収集データメモリ
１１４ 画像処理回路
１１５ 記憶装置
１２１ 中央処理装置
１２３ パルス列制御回路
１２４ 電圧設定回路

Claims (14)

1. 与えられる管電圧及び管電流に応じてＸ線を曝射するＸ線管と、
   互いに異なる振幅値を有する複数種の電圧から成る前記管電圧と前記管電流とを前記Ｘ線管に供給する電源と、
   このＸ線管により曝射され且つ被検体を透過してきたＸ線を所定のフレームレートで検出して当該Ｘ線のエネルギに応じた電気量の信号を出力する検出器と、
   前記複数種の管電圧それぞれに応じて前記Ｘ線管から曝射される、複数種のエネルギを有する前記Ｘ線それぞれのフォトン数、または、前記複数種の管電圧それぞれに応じて前記検出器により検出される、複数種のエネルギを有する前記Ｘ線それぞれのフォトン数が同じ値に近づくように前記管電圧及び前記管電流の少なくとも一方を制御する制御手段と、
   前記検出器から出力される前記信号を用いて、前記複数種の管電圧それぞれに相当する互いに異なるＸ線エネルギ値を反映した前記被検体の断層像を生成する断層像生成手段と、
   を備えたことを特徴とするＸ線断層撮影装置。
2. 請求項１に記載のＸ線断層撮影装置において、
   前記Ｘ線源及び前記検出器の対を、前記被検体の顎部を挟んで互いに対向させた状態で当該被検体の周りを移動させる移動駆動手段を備えたことを特徴とするＸ線断層撮影装置。
3. 請求項１または２に記載のＸ線断層撮影装置において、
   前記制御手段は、前記複数種のＸ線エネルギ領域それぞれのフォトン数が同じ値に近づくように前記複数種の管電圧の時間幅を制御する手段であることを特徴とするＸ線断層撮影装置。
4. 請求項１または２に記載のＸ線断層撮影装置において、
   前記制御手段は、前記複数種のＸ線エネルギ領域それぞれのフォトン数が同じ値に近づくように前記管電流の値を制御する手段であることを特徴とするＸ線断層撮影装置。
5. 請求項１または２に記載のＸ線断層撮影装置において、
   前記制御手段は、前記複数種のＸ線エネルギ領域それぞれのフォトン数が同じ値に近づくように前記複数種の管電圧の時間幅および前記管電流の値を制御する手段であることを特徴とするＸ線断層撮影装置。
6. 請求項１〜５の何れか一項に記載のＸ線断層撮影装置において、
   前記電源は、前記複数種の管電圧として、互いに異なる前記振幅値を有する複数種のパルス電圧を一定のシーケンスに基づいて供給するように構成したことを特徴とするＸ線断層撮影装置。
7. 請求項６に記載のＸ線断層撮影装置において、
   前記複数種のパルス電圧のそれぞれは実質的に矩形状を成すパルス波形を有し、かつ、振幅値の大小に基づく一定の規則順に時系列方向に並んでいることを特徴とするＸ線断層撮影装置。
8. 請求項１〜５の何れか一項に記載のＸ線断層撮影装置において、
   前記電源は、前記複数種の管電圧として、互いに異なる前記振幅値を有する複数種の電圧を切り換えて供給するように構成したことを特徴とするＸ線断層撮影装置。
9. 請求項１〜８の何れか一項に記載のＸ線断層撮影装置において、
   前記検出器のフレームレートは、前記Ｘ線管が前記複数種の管電圧に応じて曝射するタイミングに同期した値に設定されていることを特徴とするＸ線断層撮影装置。
10. 請求項９に記載のＸ線断層撮影装置において、
    前記断層像生成手段は、
    前記検出器により検出される信号に基づくフレームデータが前記複数種の管電圧の何れの管電圧に応じて発生したものであるかに応じて、当該フレームデータを振り分ける振分け手段と、
    この振分け手段により振り分けられた複数種のフレームデータを、互いに区別可能にそれぞれ記憶するフレームデータ記憶手段と、
    このフレームデータ記憶手段に記憶された複数種のフレームデータに、その種別毎に異なる重み付けをして前記断層像を生成する生成手段と、
    を有することを特徴とするＸ線断層撮影装置。
11. 請求項１０に記載のＸ線断層撮影装置において、
    前記検出器は前記入射Ｘ線に応じたデジタル電気量の前記信号を直接に出力する半導体材料を用いた半導体検出器であることを特徴とするＸ線断層撮影装置。
12. 請求項１１に記載のＸ線断層撮影装置において、
    前記フレームレートは、３００ＦＰＳ以上のフレームレートであることを特徴とするＸ線断層撮影装置。
13. 請求項１０に記載のＸ線断層撮影装置において、
    前記検出器は、前記Ｘ線を入射させるライン状の検出面を有するライン検出器であることを特徴とするＸ線断層撮影装置。
14. 請求項１０に記載のＸ線断層撮影装置において、
    前記生成手段は、前記移動駆動手段が前記Ｘ線源及び前記検出器を前記対象物の周りを移動させることに伴って前記フレームデータ記憶手段に記憶された複数種のフレームデータに、その種別毎に異なる重み付けを施して、前記Ｘ線画像としての予め指定された前記顎部の所望断層面のパノラマ画像を生成する手段である、
    ことを特徴とするＸ線断層撮影装置。
    

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