JP2014223289A - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 異なる管電圧で発生させたＸ線のエネルギークロストークを低減する。【解決手段】 Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線管（５）と、第１、第２管電圧を選択的に発生する高電圧発生部（１０）と、造影物質と原子番号が実質的に同一の物質にて形成された、線質調整のための第１フィルタ（６１ａ）と、造影物質と異なる物質にて形成された、線質調整のための第２フィルタ（６１ｂ）と、第１、第２フィルタを切り替えるフィルタ切替機構（６２）と、Ｘ線検出器（８）と、Ｘ線検出器の出力による投影データに基づいて画像を再構成する再構成部（４２）と、第１、第２管電圧の切替と第１、第２フィルタの切替とを同期させるために高電圧発生部とフィルタ切替機構とを制御する制御部（１２）とを具備する。【選択図】 図３

Description

本発明の実施形態は、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置に関する。

デュアルエネルギースキャンを行うＸ線ＣＴ装置がある。デュアルエネルギースキャンにおいてＸ線ＣＴ装置は、被検体のスキャン中に、低いエネルギー領域にスペクトルが分布するＸ線（以下、低エネルギーＸ線）を用いた投影データの収集と、高いエネルギー領域にスペクトルが分布するＸ線（以下、高エネルギーＸ線）を用いた投影データの収集とを行う。このように収集した投影データを用いることにより、被検体を構成する物質のＸ線吸収係数の違いを利用したイメージングが可能となり、例えば造影剤により造影された領域と他の領域とを高コントラストで分離した画像を得ることができる。

デュアルエネルギースキャンを行うＸ線ＣＴ装置のシステム構成としては、例えば２管球ＣＴシステム、ファストスイッチングＣＴシステム、及び、デュアルレイヤＣＴシステム等が知られている。

２管球ＣＴシステムは、Ｘ線管とＸ線検出器とを２組搭載し、それぞれのＸ線管の管電圧を低管電圧と高管電圧に設定することで、低管電圧に対応する低エネルギーＸ線と高管電圧に対応する高エネルギーＸ線との双方による投影データを１回転で収集するシステムである。

ファストスイッチングＣＴシステムは、Ｘ線管に印加する管電圧を低管電圧と高管電圧との間で高速にスイッチングすることにより、低エネルギーＸ線と高エネルギーＸ線の双方による投影データを１回転で収集するシステムである。

デュアルレイヤＣＴシステムは、Ｘ線検出器を２層構造とし、Ｘ線管が発生するＸ線の低エネルギー部分を上部の検出器で検出し、高エネルギー部分を下部の検出器で検出することにより、２つのエネルギーに対応する投影データを同時に収集するシステムである。

なお、これらのシステムを採用したＸ線ＣＴ装置は、スペクトラルＣＴとも呼ばれている。

従来のスペクトラルＣＴにおいては、上述の低エネルギーＸ線のスペクトルと高エネルギーＸ線のスペクトルが重複する所謂エネルギークロストークのために、画像のコントラストが低下するとの問題がある。

特開２０１２−２４５１４２号公報

本発明が解決しようとする課題は、上述のエネルギークロストークを低減することである。

本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線管と、第１、第２管電圧を選択的に発生する高電圧発生部と、造影物質と原子番号が実質的に同一の物質にて形成された、線質調整のための第１フィルタと、造影物質と異なる物質にて形成された、線質調整のための第２フィルタと、第１、第２フィルタを切り替えるフィルタ切替機構と、Ｘ線検出器と、Ｘ線検出器の出力による投影データに基づいて画像を再構成する再構成部と、第１、第２管電圧の切替と第１、第２フィルタの切替とを同期させるために高電圧発生部とフィルタ切替機構とを制御する制御部とを具備する。

図１は一実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の要部を示す構成を示すブロック図である。 図２はエネルギークロストークを説明するための図である。 図３は本実施形態に係るフィルタ部の概略構成を示す模式図である。 図４は本実施形態においてヨウ素を特定物質としたときのＸ線フィルタ６１ａから出射するＸ線のスペクトルＳａ、及びＸ線フィルタ６１ｂから出射するＸ線のスペクトルＳｂを示す図である。 図５は本実施形態においてガドリニウムを特定物質としたときのＸ線フィルタ６１ａから出射するＸ線のスペクトルＳａ、及びＸ線フィルタ６１ｂから出射するＸ線のスペクトルＳｂを示す図である。 図６は本実施形態の変形例を説明するための図である。 図７は本実施形態に係るフィルタ部の他の構成例を示す模式図である。 図８は本実施形態において管電圧及びＸ線フィルタのスロースイッチング方式を示す図である。 図９は本実施形態において管電圧及びＸ線フィルタのファストスイッチング方式を示す図である。 図１０は本実施形態において単一のＸ線フィルタのスイッチングについて示す模式図である。 図１１は本実施形態においてインジウムと亜鉛を特定物質としてＸ線フィルタ６１ａから出射するＸ線のスペクトルＳａ及びＸ線フィルタ６１ｂを使用せずに直接的に出射するＸ線のスペクトルＳｂ'を示す図である。 図１２は本実施形態においてインジウムと亜鉛を特定物質としてＸ線フィルタ６１ａを使用せずに直接的に出射するＸ線のスペクトルＳａ'及びＸ線フィルタ６１ｂから出射するＸ線のスペクトルＳｂを示す図である。 図１３は図１２のスペクトルＳａ'の縦軸をスケールダウンして示す図である。

一実施形態について図面を参照しながら説明する。
本実施形態では、スペクトラルＣＴシステムの一例として、Ｘ線管を１回転させる度にＸ線管に印加する管電圧を低管電圧と高管電圧との間で切り替えるＸ線ＣＴ装置を開示する。

図１は、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１の要部を示す構成を示すブロック図である。同図に示すように、Ｘ線ＣＴ装置１は、架台装置２、寝台装置３、及び、コンソール装置４を備える。

架台装置２は、Ｘ線管５、フィルタ部６、Ｘ線絞り部７、Ｘ線検出器８、回転フレーム９、高電圧発生部１０、架台駆動機構部１１、架台／寝台制御部１２、及び、データ収集部１３等を備える。また、架台装置２は、被検体Ｐが送り込まれる撮影空間としての開口部１４を有する。

Ｘ線管５、フィルタ部６、Ｘ線絞り部７、及び、Ｘ線検出器８は、回転フレーム９に取り付けられる。架台駆動機構部１１は、回転フレーム９を回転させる構造的な機構と、当該機構を動作させるモータ等で構成される。回転フレーム９の回転により、Ｘ線管５とＸ線検出器８とが対向した状態で、開口部１４内に搬送された被検体Ｐの周りを回転する。

高電圧発生部１０は、フィラメント電流、管電圧を発生する。フィラメント電流はＸ線管５の陰極フィラメントに供給される。管電圧はＸ線管５の両極間に印加される。陰極フィラメントで発生した熱電子は陽極に衝突する。それによりＸ線が発生される。高電圧発生部１０は、架台／寝台制御部１２の制御を受けて、第１管電圧Ｖａとその第１管電圧Ｖａより高い第２管電圧Ｖｂとを選択的に発生することができる。

フィルタ部６は、図３に例示するように、同じ形状及び同じ材質を有する２つのウェッジフィルタ６０ａ，６０ｂと、線質調整特性の異なる２種のＸ線フィルタ６１ａ，６１ｂとを有する。フィルタ６１ａ（第１のフィルタ）はウェッジフィルタ６０ａの底面に装着される。フィルタ（第２のフィルタ）６１ｂはウェッジフィルタ６０ｂの底面に装着される。

ウェッジフィルタ６０ａ，６０ｂは、被検体の体厚を考慮して、Ｘ線管５が発生するＸ線の強度をスキャン中心から外側に向かって下げるように調整する。Ｘ線フィルタ６１ａ，６１ｂは、ウェッジフィルタを透過したＸ線の線質をさらに調整する。Ｘ線フィルタ（第１のフィルタ）６１ａは、被検体に投与される造影物質と原子番号が実質的に同一の物質にて形成される。Ｘ線フィルタ（第２のフィルタ）６１ｂは、造影物質及び第１フィルタ６１ａと異なる物質にて形成される。典型的には第２フィルタ６１ｂは、造影物質及び第１フィルタ６１ａよりも高い原子番号の物質にて形成される。しかし、この記載は、第２フィルタ６１ｂが、造影物質及び第１フィルタ６１ａよりも低い原子番号の物質にて形成される可能性を否定するものではない。

ウェッジフィルタ６０ａ，６０ｂは、回転軸Ｒに沿って並列に配置される。フィルタ部６は、フィルタ切替機構６２を有する。フィルタ切替機構６２は、ウェッジフィルタ６０ａ，６０ｂを回転軸Ｒと平行な方向に往復移動させるために必要な構造及び動力を有する。フィルタ切替機構６２によるウェッジフィルタ６０ａ，６０ｂの往復移動は、Ｘ線管５と被検体との間でウェッジフィルタ６０ａ，６０ｂを切り替える。それによりＸ線フィルタ６１ａ，６１ｂもＸ線管５と被検体との間で切り替えられる。

なお、図７に示すように、フィルタ部６は単一のウェッジフィルタ６０ａを有するものであってもよい。単一のウェッジフィルタ６０ａはＸ線束上に固定される。Ｘ線フィルタ６１ａ，６１ｂの配列はウェッジフィルタ６０ａとは分離される。Ｘ線フィルタ６１ａ，６１ｂの配列はフィルタ切替機構６２により往復移動される。

Ｘ線絞り部７は、複数のスリット板を有する。複数のスリット板は個々に移動自在に支持される。被検体Ｐに照射されるＸ線の照射範囲を任意に調整するために複数のスリット板は個々に移動される。

Ｘ線検出器８は、２次元アレイ型検出器（いわゆるマルチスライス型検出器）であり、２次元状に配列された複数のＸ線検出素子を有する。

データ収集部（ＤＡＳ）１３は、Ｘ線検出器８の各Ｘ線検出素子が出力する電気信号を取り込み、取り込んだ電気信号を増幅し、増幅した電気信号をデジタル信号に変換する。変換後のデジタル信号は、投影データと呼ばれる。

寝台装置３は、被検体Ｐが載置される天板３０、天板３０を支持する天板支持部３１、及び寝台駆動機構部３２等を備える。

寝台駆動機構部３２は、天板３０をその載置面に対する水平方向及び垂直方向に移動させる構造的な機構と、当該機構を動作させるモータ等で構成されている。スキャン時において寝台駆動機構部３２は、架台／寝台制御部１２の制御の下で天板３０を開口部１４内へと搬送することにより、被検体Ｐを架台装置２の撮影領域（ＦＯＶ）に位置決めする。

架台／寝台制御部１２は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＲＯＭ（Read Only Memory）、及びＲＡＭ（Random Access Memory）等で構成され、コンソール装置４の制御部４０等から入力される指示に従って、架台装置２及び寝台装置３の各部を制御する。

架台／寝台制御部１２は、第１、第２管電圧の切替と第１、第２のフィルタ６１ａ，６１ｂの切替とを同期させるために高電圧発生部１０とフィルタ切替機構６２とを制御する。第１管電圧が選択されるときフィルタ６１ａが選択され、第２管電圧が選択されるときフィルタ６１ｂが選択される。本実施形態においては、動作方式には、スロースイッチング方式とファストスイッチング方式とがある。スロースイッチング方式とファストスイッチング方式とは操作者指示に従って選択されることができる。

図８にはスロースイッチング方式の動作をタイムチャートで示している。制御部１２の制御により、Ｘ線管５が画像再構成に必要な角度範囲、この例では３６０°を回転するごとに、低管電圧Ｖａが選択され、第１のフィルタ６１ａがＸ線束上に配置された状態と、高管電圧Ｖｂが選択され、第２のフィルタ６１ｂがＸ線束上に配置された状態とが交互に切り替えられる。画像再構成に必要な角度範囲は、いわゆるハーフ再構成法のもとでは、αをＸ線のファン角として、（１８０°＋α）で与えられる。

図９にはファストスイッチング方式の動作をタイムチャートで示している。制御部１２の制御により、Ｘ線管５がビューピッチ（３６０°／ｎ、ｎはサンプリング数／１回転）又はその整数倍を回転するごとに低管電圧Ｖａが選択され第１のフィルタ６１ａが配置された状態と、高管電圧Ｖｂが選択され第２のフィルタ６１ｂが配置された状態とが交互に切り替えられる。

コンソール装置４は、コンソール制御部４０、前処理部４１、再構成処理部４２、画像記憶部４３、画像処理部４４、表示部４５、及び、入力部４６等を備える。

コンソール制御部４０は、ＣＰＵ、ＲＯＭ、および、ＲＡＭ等で構成され、コンソール装置４が備える各部を制御する。

前処理部４１は、データ収集部１３から投影データを受け取り、感度補正やＸ線強度補正等の前処理を施す。

再構成処理部４２は、再構成スライス厚、再構成間隔、及び、再構成関数等のパラメータや再構成プロトコルに従い、前処理部４１にて前処理が施された後の投影データを再構成して被検体の断層像データやボリュームデータ等の再構成画像データを生成する。再構成関数は、撮影目的の臓器や検査目的に合わせてコントラスト分解能や空間分解能を変化させるための関数である。再構成プロトコルは、再構成に用いるアルゴリズムの種別等で定義される。

画像記憶部４３は、データ収集部１３から送られる投影データ（生データ）、前処理部４１にて前処理が施された投影データ、及び、再構成処理部４２にて生成された再構成画像データ等を記憶する。

画像処理部４４は、画像記憶部４３に記憶された再構成画像データに対して、ウィンドウ変換、ＲＧＢ処理等の表示のための画像処理を行い、当該処理後のデータを表示部４５に出力する。画像処理部４４は、オペレータの指示に基づき、当該再構成画像データを用いて任意断面の断層像、任意方向からの投影像、或いは３次元表面画像等のデータを生成し、当該データを表示部４５に出力することもある。表示部４５は、画像処理部４４が出力したデータに基づくＸ線ＣＴ画像を表示する。

また画像処理部４４は、第１管電圧Ｖａが選択され、第１のフィルタ６１ａが配置された状態で収集された投影データに基づいて再構成された画像と、第２管電圧Ｖｂが選択され第２のフィルタ６１ｂが配置された状態で収集された投影データに基づいて再構成された画像とを重み付け加算することにより、画像のコントラストが向上し、造影物質が強調された目的画像を発生する。

入力部４６は、キーボード、各種スイッチ、マウス、及びトラックボール等のデバイスを備える。入力部４６は、スキャンプロトコルや再構成プロトコル等の各種スキャン条件の入力等に用いられる。

Ｘ線ＣＴ装置１は、デュアルエネルギースキャンを実行する機能を備える。デュアルエネルギースキャンの実行時において、架台／寝台制御部１２は、第１のスキャンと、第２のスキャンとを、Ｘ線管５が１回転する度に切り換えながら実行する。第１のスキャンは、Ｘ線管５に低管電圧を印加してＸ線を発生させることにより投影データを収集する処理である。第２のスキャンは、Ｘ線管５に高管電圧を印加してＸ線を発生させることにより投影データを収集する処理である。以下の説明では、第１のスキャンにおいてＸ線管５に印加される低管電圧をＶａと称し、第２のスキャンにおいてＸ線管５に印加される高管電圧をＶｂ（Ｖａ＜Ｖｂ）と称す。

コンソール制御部４０は、例えば第１のスキャンで収集した投影データに基づき再構成処理部４２が生成する再構成画像データと、第２のスキャンで収集した投影データに基づき再構成処理部４２が生成する再構成画像データとを任意の比率で重み付け加算することにより、読影目的に応じた画像データを生成する。例えばコンソール制御部４０は、被検体Ｐの造影領域のみを抽出した画像データを生成することもできる。

ここで、デュアルエネルギースキャンにて生じる一般的な問題につき、図２を用いて説明する。図２は、低管電圧（例えば４０ｋＶ）をＸ線管に印加した際に発生するＸ線のスペクトルと、高管電圧（例えば５０ｋＶ）をＸ線管に印加した際に発生するＸ線のスペクトルとを示すグラフである。従来のスペクトラルＣＴシステムにおいては、これら２つのスペクトルが一部において重複し、いわゆるエネルギークロストークが発生するとの問題がある。

本実施形態では、このエネルギークロストークを低減又は除去すべく、Ｘ線管５に印加する管電圧及び上述のＸ線フィルタを最適化する。

ここで、フィルタ部６の詳細について説明する。図３は、フィルタ部６の概略構成を示す模式図である。フィルタ部６は、ウェッジフィルタ６０ａ，６０ｂ、Ｘ線フィルタ６１ａ，６１ｂ、及び、フィルタ切換機構６２を備える。図示した矢印Ｒは、Ｘ線管５の回転軸方向を示す。

ウェッジフィルタ６０ａ，６０ｂは、同一形状であり、上記回転軸方向に並べて配置される。ウェッジフィルタ６０ａ，６０ｂの上面はＸ線管５からのＸ線が入射する入射面であり、下面はＸ線が出射する出射面である。入射面は、被検体Ｐの体厚を考慮した形状に出射面側に窪んだ曲面である。これに対し、出射面は平面である。このような形状のウェッジフィルタ６０ａ，６０ｂを用いることにより、被検体Ｐの体厚が厚い部分に照射されるＸ線の強度を高め、体厚が薄い部分に照射されるＸ線の強度を弱めることができる。

Ｘ線フィルタ６１ａは、厚さがｈａで一様な平板であり、ウェッジフィルタ６０ａの下面に固定される。Ｘ線フィルタ６１ｂは、厚さがｈｂで一様な平板であり、ウェッジフィルタ６０ｂの下面に固定される。

フィルタ切換機構６２は、架台／寝台制御部１２によって制御される。フィルタ切換機構６２は、ウェッジフィルタ６０ａ，６０ｂを上記回転軸方向と平行な方向Ｄ１，Ｄ２にシフトさせる。このシフトにより、架台／寝台制御部１２は、Ｘ線管５と被検体Ｐとの間に介在させるＸ線フィルタをＸ線フィルタ６１ａ，６１ｂの間で切り換えることができる。

特に本実施形態において、架台／寝台制御部１２は、フィルタ切換機構６２を制御することにより、第１のスキャンに際してはＸ線フィルタ６１ａをＸ線管５と被検体Ｐとの間に介在させ、第２のスキャンに際してはＸ線フィルタ６１ｂをＸ線管５と被検体Ｐとの間に介在させる。

Ｘ線フィルタ６１ａは、被検体に投与される造影物質Ｘａと原子番号が実質的に同一の物質にて形成される。低管電圧Ｖａ及びＸ線フィルタ６１ａの厚さｈａは、Ｘ線管５に低管電圧Ｖａを印加した際に、物質ＸａのＫ吸収端よりも低いエネルギー領域にスペクトルの大部分が分布するＸ線が被検体Ｐに照射されるような値に設定する。なお、ここにいう大部分との用語は、例えばスペクトルの全面積に対する、物質ＸａのＫ吸収端よりも低いエネルギー領域における当該スペクトルの面積の割合が、所定の割合（例えば９割程度）を超えることを意味する。

ある物質のＫ吸収端の前後においては、Ｘ線の吸収係数が大きく跳ね上がる。すなわち、低管電圧Ｖａの印加時にＸ線管５が発生するＸ線において、物質ＸａのＫ吸収端よりも高いエネルギー帯部分はＸ線フィルタ６１ａを透過し難く、Ｋ吸収端よりも低いエネルギー帯部分はＸ線フィルタ６１ａを透過し易い。この性質を利用することで、デュアルエネルギースキャンを行う際の低エネルギー側のＸ線スペクトルを、造影剤の物質Ｘａよりも低いエネルギー領域において形成することができる。低管電圧Ｖａ及び厚さｈａの具体的な値は、物質ＸａのＫ吸収端よりも低いエネルギー帯において所望のＸ線スペクトルが得られるように、理論的或いは実験的に定めればよい。

Ｘ線フィルタ６１ｂは、造影物質Ｘａ及びＸ線フィルタ６１ａと異なる物質にて形成される。典型的にはＸ線フィルタ６１ｂは、造影物質Ｘａ及びＸ線フィルタ６１ａよりも高い原子番号の物質にて形成される。しかし、この記載は、Ｘ線フィルタ６１ｂが、造影物質Ｘａ及びＸ線フィルタ６１ａよりも低い原子番号の物質にて形成される可能性を否定するものではない。

高管電圧Ｖｂ及びＸ線フィルタ６１ｂの厚さｈｂは、Ｘ線管５に高管電圧Ｖｂを印加した際に、物質ＸａのＫ吸収端よりも高いエネルギー領域にスペクトルの大部分が分布するＸ線が被検体Ｐに照射されるような値に設定する。なお、ここにいう大部分との用語は、例えばスペクトルの全面積に対する、Ｋ吸収端よりも高いエネルギー領域における当該スペクトルの面積の割合が、所定の割合（例えば９割程度）を超えることを意味する。高管電圧Ｖｂ及び厚さｈｂの具体的な値は、物質ＸｂのＫ吸収端よりも高いエネルギー帯において所望のＸ線スペクトルが得られるように、理論的或いは実験的に定めればよい。

管電圧Ｖａ，Ｖｂ、物質Ｘａ，Ｘｂ、及び、厚さｈａ，ｈｂに関する２つの具体例について説明する。

［具体例１］
具体例１として、低管電圧Ｖａを４０kV、高管電圧Ｖｂを５０kV、物質Ｘａをヨウ素、物質Ｘｂをインジウムと亜鉛、厚さｈａを２５０μm、厚さｈｂを３００μm（インジウム１５０μm＋亜鉛１５０μm）にそれぞれ設定した場合を説明する。

図４は、ヨウ素の吸収係数ＣＩ、低管電圧ＶａがＸ線管５に印加された際にＸ線フィルタ６１ａから出射するＸ線のスペクトルＳａ、及び、高管電圧ＶｂがＸ線管５に印加された際にＸ線フィルタ６１ｂから出射するＸ線のスペクトルＳｂを示すグラフである。横軸はエネルギー（KeV）であり、左縦軸は正規化したフォトン数であり、右縦軸は吸収係数（1/cm）である。

ヨウ素のＫ吸収端は、約３３keVに現れる。このＫ吸収端の前後では、１桁近く吸収係数ＣＩが変化する。したがって、低管電圧Ｖａとして４０kVが印加されたＸ線管５から発生するＸ線は、およそ３３keV〜４０kVの領域が他の領域よりも相対的に良くＸ線フィルタ６１ａに吸収される。その結果、スペクトルＳａは、その大部分がヨウ素のＫ吸収端よりも低いエネルギー領域（約１５〜３３keV）に分布する形状となる。

一方、本例における高管電圧Ｖｂ、物質Ｘｂ、及び、厚さｈｂの条件下においては、図４から判るように、スペクトルＳｂは、その大部分がヨウ素のＫ吸収端よりも高いエネルギー領域（約３３〜５０keV）に分布する。

高電圧発生部１０は低管電圧Ｖａを発生する。そのときフィルタ切替機構６２はフィルタ６１ａをＸ線束に配置する。フィルタ６１ａは、上述の通り、低エネルギー帯の透過性が高く、高エネルギー帯の透過性が低い特性を有する。従ってそのときのスペクトルＳａはＫ吸収端未満の低エネルギー帯に集中する。一方、高電圧発生部１０が高管電圧Ｖｂを発生するとき、フィルタ切替機構６２はフィルタ６１ｂをＸ線束に配置する。フィルタ６１ｂは高エネルギー帯の透過性が高く、低エネルギー帯の透過性が低い特性を有する。従ってそのときのスペクトルＳｂはＫ吸収端超の高エネルギー帯に集中する。その結果、スペクトルＳａとスペクトルＳｂとのクロストークは極小化され得る。

［具体例２］
具体例２として、低管電圧Ｖａを６０kV、高管電圧Ｖｂを７０kV、物質Ｘａをガドリニウム、物質Ｘｂをヨウ素と鉛、厚さｈａを３００μm、厚さｈｂを８００μm（ヨウ素５００μm＋鉛３００μm）にそれぞれ設定した場合を説明する。

図５は、ガドリニウムの吸収係数ＣＧｄ、低管電圧ＶａがＸ線管５に印加された際にＸ線フィルタ６１ａから出射するＸ線のスペクトルＳａ、及び、高管電圧ＶｂがＸ線管５に印加された際にＸ線フィルタ６１ｂから出射するＸ線のスペクトルＳｂを示すグラフである。横軸はエネルギー（KeV）であり、左縦軸は正規化したフォトン数であり、右縦軸は吸収係数（1/cm）である。

ガドリニウムのＫ吸収端は、約５０keVに現れる。このＫ吸収端の前後では、１桁近く吸収係数ＣＧｄが変化する。したがって、低管電圧Ｖａとして６０kVが印加されたＸ線管５から発生するＸ線は、およそ５０keV〜６０kVの領域が他の領域よりも相対的に良くＸ線フィルタ６１ａに吸収される。その結果、スペクトルＳａは、その大部分がガドリニウムのＫ吸収端よりも低いエネルギー領域（約２５〜５０keV）に分布する形状となる。

一方、本例における高管電圧Ｖｂ、物質Ｘｂ、及び、厚さｈｂの条件下においては、図５から判るように、スペクトルＳｂは、その大部分がガドリニウムのＫ吸収端よりも高いエネルギー領域（約５０〜７０keV）に分布する。

この例でも同様に、スペクトルＳａとスペクトルＳｂとのクロストークは極小化され得る。

以上説明した２つの具体例のいずれにおいても、Ｘ線フィルタ６１ａを構成する物質ＸａのＫ吸収端よりも低いエネルギー領域にスペクトルの大部分が分布するＸ線と、当該Ｋ吸収端よりも高いエネルギー領域にスペクトルの大部分が分布するＸ線とを被検体Ｐに照射できる。このようなＸ線においては、図４及び図５からも明らかなように、エネルギークロストークが大幅に低減される。

造影剤の物質のＫ吸収端よりも低いエネルギーのＸ線は、造影剤に吸収されずにＸ線検出器８に到達し易い。一方、造影剤の物質のＫ吸収端よりも高いエネルギーのＸ線は、造影剤に良く吸収されるのでＸ線検出器８に到達し難い。したがって、例えばこれら２種類のＸ線を用いて収集した投影データを再構成して得られる画像を画像処理部４４で所定の比率で重み付け加算することにより、被検体Ｐの造影領域を鮮明に描出した高コントラストのＸ線ＣＴ画像を得ることが可能となる。

また、このように特定の物質に着目したＸ線ＣＴ画像を得るにあたっては、物質分離に寄与しないエネルギークロストークに相当する部分のＸ線が低減されるため、被検体Ｐの被曝量を低く抑えることが可能となる。

これらの他にも、本実施形態にて開示した構成からは、種々の好適な効果が得られる。本実施形態によるＸ線フィルタ及び管電圧制御を使うことで、当該Ｘ線フィルタ及び管電圧制御を装備しない現行ＣＴ装置でも、Ｋエッジイメージングが容易可能である。

（変形例）
いくつかの変形例について説明する。
上記実施形態では、Ｘ線フィルタ６１ａを構成する物質Ｘａとしてヨウ素とガドリニウムを用いる場合を例示した。しかしながら、物質Ｘａは、造影剤や被検体Ｐの特定の組織など着目する対象物質に応じて適宜選択すればよい。また、必ずしも物質Ｘａと対象物質とを一致させる必要はない。例えば、対象物質の原子番号をＺ0とした場合、物質ＸａをＺ＝Ｚ0＋１或いはＺ＝Ｚ0＋２の原子番号Ｚに対応する物質としてもよい。物質のＫ吸収端は、原子番号の増加に伴い高エネルギー方向に遷移する。したがって、物質Ｘａを対象物質の原子番号から多少ずらした原子番号に対応する物質とした場合であっても、比較的高コントラストに対象物質を捉えた画像を得ることができる。

上記実施形態では、Ｘ線管５を１回転させる度にＸ線管５に印加する管電圧を低管電圧Ｖａと高管電圧Ｖｂとの間で切り替えるＸ線ＣＴ装置１を例示した。しかしながら、既述の２管球ＣＴシステム、ファストスイッチングＣＴシステム、或いは、デュアルレイヤＣＴシステム等に対して、上記実施形態にて開示した技術的思想を適用することもできる。

一例として、当該技術的思想を適用した２管球ＣＴシステムにつき、図６を用いて説明する。
この２管球ＣＴシステムは、２つのＸ線管５ａ，５ｂと、２つのＸ線検出器８ａ，８ｂとを備える。Ｘ線管５ａ及びＸ線検出器８ａは、対向した状態で架台装置の回転部に設けられる。同じく、Ｘ線管５ｂ及びＸ線検出器８ｂは、対向した状態で架台装置の回転部に設けられる。Ｘ線管５ａは、低管電圧Ｖａを受けて低いエネルギー領域にスペクトルが分布するＸ線を発生する。Ｘ線検出器８ａは、Ｘ線管５ａが発生して被検体Ｐを透過したＸ線を検出する。Ｘ線管５ｂは、高管電圧Ｖｂを受けて高いエネルギー領域にスペクトルが分布するＸ線を発生する。Ｘ線検出器８ｂは、Ｘ線管５ｂが発生して被検体Ｐを透過したＸ線を検出する。

さらに、当該２管球ＣＴシステムにおいて、Ｘ線管５ａと被検体Ｐとの間に介在するようにＸ線フィルタ６１ａを設け、Ｘ線管５ｂと被検体Ｐとの間に介在するようにＸ線フィルタ６１ｂを設ける。Ｘ線フィルタ６１ａは、例えばＸ線管５ａが発生するＸ線の線質を調整するためのウェッジフィルタに取り付けられる。Ｘ線フィルタ６１ｂは、例えばＸ線管５ｂが発生するＸ線の線質を調整するためのウェッジフィルタに取り付けられる。Ｘ線フィルタ６１ａ，６１ｂを構成する物質Ｘａ，Ｘｂと厚さｈａ，ｈｂは、上記実施形態にて説明した通りである。スキャンの実行に際して、当該システムは、Ｘ線管５ａ，５ｂにＸ線を同時に発生させながら、すなわち第１のスキャンと第２のスキャンを同時に実行しながら投影データを収集する。

このような２管球ＣＴシステムを構築した場合であっても、上記実施形態と同様の効果が得られる。

上述では、２種の管電圧Ｖａ、Ｖｂと、線質調整特性の異なる２種のＸ線フィルタ６１ａ，６１ｂを切り替えることを説明した。しかし、図１０に示すように、２種の管電圧Ｖａ、Ｖｂの切替とともに、１種のＸ線フィルタ６１ａ（又は６１ｂ）の使用／不使用を切り替えることであっても、造影物質のコントラストを向上できる可能性がある。

図１１にはフィルタ６１ａのみを用いるときのスペクトルを示している。Ｓａは低管電圧Ｖａを選択し、フィルタ６１ａをＸ線束に介在させるときのスペクトルを示している。Ｓｂ'は高管電圧Ｖｂのもと、フィルタ６１ａをＸ線束上から外し、もちろんフィルタ６１ｂも使用しないときスペクトルを示している。このようなスペクトルＳｂ'にスペクトルＳａが含まれる関係であっても、その比率により、被検体を構成する物質のＸ線吸収係数の違いを特定して、造影物質のコントラストを向上できる可能性がある。

図１２にはフィルタ６１ｂのみを用いるときのスペクトルを示している。図１３には図１２のスペクトルＳａ'をスケールを変えて示している。Ｓａ'は低管電圧Ｖａを選択し、フィルタ６１ｂをＸ線束から外し、もちろんフィルタ６１ａも使用しないときスペクトルを示している。Ｓｂは高管電圧Ｖｂのもと、フィルタ６１ｂをＸ線束上に介在させたときスペクトルを示している。このようなスペクトルＳｂにスペクトルＳａ'が含まれる関係であっても、その比率により、被検体を構成する物質のＸ線吸収係数の違いを特定して、造影物質のコントラストを向上できる可能性がある。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。

１…Ｘ線ＣＴ装置、２…架台装置、３…寝台装置、４…コンソール装置、５…Ｘ線管、６…フィルタ部、８…Ｘ線検出器、１２…架台／寝台制御部、１３…データ収集部、６０ａ，６０ｂ…ウェッジフィルタ、６１ａ，６１ｂ…Ｘ線フィルタ、６２…フィルタ切換機構、Ｓａ…Ｘ線スペクトル（低管電圧）、Ｓｂ…Ｘ線スペクトル（高管電圧）、ＣＩ…Ｘ線吸収係数（ヨウ素）、ＣＧｄ…Ｘ線吸収係数（ガドリニウム）。

Claims (18)

1. Ｘ線管と、
   前記Ｘ線管に印加するための第１管電圧と前記第１管電圧より高い第２管電圧とを選択的に発生する高電圧発生部と、
   被検体に投与される造影物質と原子番号が実質的に同一の物質にて形成された、線質調整のための第１のフィルタと、
   前記造影物質と異なる物質にて形成された、線質調整のための第２のフィルタと、
   前記Ｘ線管と前記被検体との間に対して前記第１のフィルタと前記第２のフィルタとを切り替えるフィルタ切替機構と、
   前記被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、
   前記Ｘ線検出器の出力による投影データに基づいて画像を再構成する再構成部と、
   前記第１、第２管電圧の切替と前記第１、第２のフィルタの切替とを同期させるために前記高電圧発生部と前記フィルタ切替機構とを制御する制御部と、
   を具備するＸ線ＣＴ装置。
2. 前記第１管電圧が選択されるとき前記第１のフィルタが前記Ｘ線管と前記被検体との間に配置され、前記第２管電圧が選択されるとき前記第２のフィルタが前記Ｘ線管と前記被検体との間に配置される請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
3. 前記第１管電圧が選択され前記第１のフィルタが配置された状態で収集された前記投影データに基づいて再構成された画像と、前記第２管電圧が選択され前記第２のフィルタが配置された状態で収集された前記投影データに基づいて再構成された画像とから目的画像を発生する画像発生部をさらに備える請求項２記載のＸ線ＣＴ装置。
4. 前記第１管電圧は前記第１のフィルタを通過するＸ線のスペクトルの９０％超が前記造影物質のＫ吸収端よりも低いエネルギー帯に分布するよう設定される請求項３記載のＸ線ＣＴ装置。
5. 前記第２管電圧は前記第２のフィルタを通過するＸ線のスペクトルの９０％超が前記造影物質のＫ吸収端よりも高いエネルギー帯に分布するよう設定される請求項４記載のＸ線ＣＴ装置。
6. 前記制御部は、前記Ｘ線管が前記画像の再構成に必要な角度範囲を回転するごとに前記第１管電圧が選択され前記第１のフィルタが配置された状態と、前記第２管電圧が選択され前記第２のフィルタが配置された状態とを交互に切り替える請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
7. 前記制御部は、前記Ｘ線管がビューピッチ又はその整数倍を回転するごとに前記第１管電圧が選択され前記第１のフィルタが配置された状態と前記第２管電圧が選択され前記第２のフィルタが配置された状態とを交互に切り替える請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
8. 前記第１、第２のフィルタそれぞれはウエッジフィルタに設けられる請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
9. Ｘ線管と、
   前記Ｘ線管に印加するための第１管電圧と前記第１管電圧より高い第２管電圧とを選択的に発生する高電圧発生部と、
   被検体に投与される造影物質と原子番号が実質的に同一の物質にて形成された、線質調整のためのフィルタと、
   前記Ｘ線管と前記被検体との間に前記フィルタを挿抜するフィルタ挿抜機構と、
   前記被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、
   前記Ｘ線検出器の出力に基づいて画像を再構成する再構成部と、
   前記第１、第２管電圧の切替と前記フィルタの挿抜とを同期させるために前記高電圧発生部と前記フィルタ挿抜機構とを制御する制御部と、
   を具備するＸ線ＣＴ装置。
10. 前記第１管電圧が選択されるとき前記フィルタが前記Ｘ線管と前記被検体との間に配置され、前記第２管電圧が選択されるとき前記フィルタが前記Ｘ線管と前記被検体との間から外される請求項９記載のＸ線ＣＴ装置。
11. 前記第１管電圧が選択され前記フィルタが配置された状態で収集された前記投影データに基づいて再構成された画像と、前記第２管電圧が選択され前記フィルタが外された状態で収集された前記投影データに基づいて再構成された画像とから目的画像を発生する画像発生部をさらに備える請求項１０記載のＸ線ＣＴ装置。
12. 前記制御部は、前記Ｘ線管が前記画像の再構成に必要な角度範囲を回転するごとに前記第１管電圧が選択され前記フィルタが配置された状態と、前記第２管電圧が選択され前記フィルタが外された状態とを交互に切り替える請求項９記載のＸ線ＣＴ装置。
13. 前記制御部は、前記Ｘ線管がビューピッチ又はその整数倍を回転するごとに前記第１管電圧が選択され前記フィルタが配置された状態と前記第２管電圧が選択され前記フィルタが外された状態とを交互に切り替える請求項９記載のＸ線ＣＴ装置。
14. Ｘ線管と、
    前記Ｘ線管に印加するための第１管電圧と前記第１管電圧より高い第２管電圧とを選択的に発生する高電圧発生部と、
    被検体に投与される造影物質と異なる物質にて形成された、線質調整のためのフィルタと、
    前記Ｘ線管と前記被検体との間に対して前記フィルタを挿抜するフィルタ挿抜機構と、
    前記被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、
    前記Ｘ線検出器の出力に基づいて画像を再構成する再構成部と、
    前記第１、第２管電圧の切り替えと前記フィルタの挿抜とを同期させるために前記高電圧発生部と前記フィルタ挿抜機構とを制御する制御部と、
    を具備するＸ線ＣＴ装置。
15. 前記第１管電圧が選択されるとき前記フィルタが前記Ｘ線管と前記被検体との間から外され、前記第２管電圧が選択されるとき前記フィルタが前記Ｘ線管と前記被検体との間に配置される請求項１４記載のＸ線ＣＴ装置。
16. 前記第１管電圧が選択され前記フィルタが外された状態で収集された前記投影データに基づいて再構成された画像と、前記第２管電圧が選択され前記フィルタが配置された状態で収集された前記投影データに基づいて再構成された画像とから目的画像を発生する画像発生部をさらに備える請求項１５記載のＸ線ＣＴ装置。
17. 前記制御部は、前記Ｘ線管が前記画像の再構成に必要な角度範囲を回転するごとに前記第１管電圧が選択され前記フィルタが外された状態と、前記第２管電圧が選択され前記フィルタが配置された状態とを交互に切り替える請求項１４記載のＸ線ＣＴ装置。
18. 前記制御部は、前記Ｘ線管がビューピッチ又はその整数倍を回転するごとに前記第１管電圧が選択され前記フィルタが外された状態と前記第２管電圧が選択され前記フィルタが配置された状態とを交互に切り替える請求項１４記載のＸ線ＣＴ装置。

Images