JP5823178B2

JP5823178B2 - Ｘ線ｃｔ装置

Info

Publication number: JP5823178B2
Application number: JP2011132434A
Authority: JP
Inventors: 信高仲
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2011-06-14
Filing date: 2011-06-14
Publication date: 2015-11-25
Anticipated expiration: 2031-06-14
Also published as: JP2013000233A

Description

この発明の実施形態は、Ｘ線ＣＴ装置に関する。

医療用の診断や工業用の非破壊検査に、体内・内部の様子を可視化するＸ線ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置が近年用いられてきている。診断用のＸ線ＣＴ装置では、スキャン中に低い管電圧（例えば、８０［ｋＶ］）と高い管電圧（例えば、１４０［ｋＶ］）を高速に切り替えるデュアルエナジースキャンを実行し、異なったエネルギー分布をもつＸ線ビームによるデュアルエナジー画像を取得することができる。

Ｘ線ＣＴ装置を用いて、デュアルエナジースキャンによって得られたデュアルエナジー画像を解析することによって、石灰化した組織部と造影剤による血管の像を分離しようという試みがある。Ｘ線の高電圧電源の出力電圧を切り替える方法としては、管電圧を設定する手段を２つ設け、データ収集装置（ＤＡＳ：ｄａｔａａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎｓｙｓｔｅｍ）とタイミングを合わせて低い管電圧と高い管電圧の設定信号を切り替えることで、高電圧電源の出力電圧を変化させるものがある。

特開２００４−３６３１０９号公報

従来技術によるデュアルエナジースキャンでは、管電圧に従って高電圧電源の出力電圧を変化させるため、低い管電圧と高い管電圧との切り替えに時間がかかり、かつ、その変化も連続的なものとなるため、１ビュー毎の管電圧の切り替えではその波形が三角波のようになってしまう。よって、Ｘ線ビームのエネルギー分布もそれに応じて連続的に変化するため、デュアルエナジー画像からの目的とする組織の分離が不完全なものになる。

また、通常はＸ線管の陰極が１つであり、かつ、その１つの陰極の管電流によって加熱を制御しているため、管電流の高速な切り替えはできず、管電圧を切り替えると、Ｘ線管のエミッション特性に応じて管電流が決まってしまう。よって、高い管電圧の場合に、低い管電圧のときよりも大きな管電流が流れることになるが、管電圧の切り替えに対して、管電流の切り替えが必ずしも適切に行われるとは限らない。この実施形態は、デュアルエナジースキャンの撮影精度を向上することを目的とする。

実施形態の１つにかかるＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線管と、被検体を透過した前記Ｘ線を検出する検出器と、前記Ｘ線管を前記検出器に対向した状態で一体として保持する保持手段と、前記保持手段を前記被検体の周りを回転させ、前記被検体に対する前記保持手段の回転中心軸方向に沿った相対移動を制御する制御手段と、を備えたＸ線ＣＴ装置であって、前記Ｘ線管は、互いに異なる管電圧に設定され、離間して配置され、かつ異なる方向に電子を照射する第１の陰極および第２の陰極と、前記第１の陰極から電子が照射される第１の照射面と前記第２の陰極から電子が照射される第２の照射面とを前記回転中心軸方向に沿って並べて有し、それぞれの照射面から被検体に向けてＸ線を照射する陽極と、を備え、前記制御手段は、特定の位置において一方の陰極による撮影をさせ、前記保持手段を前記回転中心軸方向に沿って前記第１の照射面と前記第２の照射面の間の長さに相当する距離を相対移動させて、前記特定の位置において他方の陰極による撮影をさせる。

実施形態の１つにかかるＸ線ＣＴ装置は、互いに、異なる管電圧に設定され、離間して配置され、かつ異なる方向に電子を照射する第１の陰極及び第２の陰極と、前記第１の陰極と前記第２の陰極の間に配置されるとともに、前記第１の陰極からの電子を第１の角度で受ける第１の照射面と前記第２の陰極からの電子を前記第１の角度と異なる第２の角度で受ける第２の照射面とを有し、前記第１の照射面及び前記第２の照射面から被検体に向けてＸ線を照射する陽極と、を有し、前記第１の照射面と前記第２の照射面との距離、前記第１の角度及び前記第２の角度は、少なくとも前記第１の照射面からのＸ線の照射野と前記第２の照射面からのＸ線の照射野とは異なるように形成されるＸ線管と、前記被検体を透過した前記Ｘ線を検出する検出器と、を備えた。

本実施形態のＸ線ＣＴ装置のブロック図。本実施形態のＸ線発生器のブロック図。本実施形態のＸ線管の概略図。本実施形態のＸ線管と検出器の概略図。異なるターゲット角度を有する陽極の詳細拡大図。本実施形態のＸ線管からのＸ線照射の概要を説明する図。Ｘ線照射位置と天板の同期移動制御を説明する概要図。

本発明に係るＸ線ＣＴ装置の実施形態について、添付図面を参照して説明する。
図１は、本実施形態のＸ線ＣＴ装置のブロック図である。図１に示すＸ線ＣＴ装置１は、スキャナ装置１１及び画像処理装置１２から構成される。Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ装置１１は、通常は検査室に設置され、被検体（人体）Ｏの撮影部位に関するＸ線の透過データを生成するために構成される。一方、画像処理装置１２は、通常は検査室に隣接する制御室に設置され、透過データを基に投影データを生成して再構成画像の生成・表示を行なうために構成される。

Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ装置１１は、Ｘ線発生器２１、検出器２２、絞り２３、ＤＡＳ（ｄａｔａａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎｓｙｓｔｅｍ）２４、回転部２５、コントローラ２６、絞り駆動装置２７、回転駆動装置２８、天板２９、及び天板駆動装置（寝台装置）３０を有している。

Ｘ線発生器２１は、大きくは、Ｘ線管３１、高電圧電源ユニット３２、及びＦＨＣ（ｆｉｌａｍｅｎｔｈｅａｔｉｎｇｃｉｒｃｕｉｔ）ユニット３４（図２に図示）によって構成される。Ｘ線管３１は、高電圧電源ユニット３２から供給された管電圧に応じてＸ線を検出器２２に向かって照射する。Ｘ線管３１から照射されるＸ線によって、ファンビームＸ線やコーンビームＸ線が形成される。高電圧電源ユニット３２は、コントローラ２６による制御によって、Ｘ線の照射に必要な電力をＸ線管３１に供給する。

検出器２２は、チャンネル方向に複数行、スライス方向（列方向）に１列のＸ線検出素子を有する１次元アレイ型のＸ線検出器である。又は、検出器２２は、マトリクス状、すなわち、チャンネル方向に複数行、スライス方向に複数列のＸ線検出素子を有する２次元アレイ型の検出器２２（マルチスライス型検出器ともいう。）である。検出器２２は、Ｘ線発生器２１のＸ線管３１から照射され、被検体をＯを透過したＸ線を検出する。

絞り２３は、絞り駆動装置２７によって、Ｘ線管３１から照射されるＸ線のスライス方向の照射範囲を調整する。すなわち、絞り駆動装置２７によって絞り２３の開口を調整することによって、スライス方向のＸ線照射範囲を変更できる。

ＤＡＳ２４は、検出器２２の各Ｘ線検出素子が検出する透過データの信号を増幅してデジタル信号に変換する。ＤＡＳ２４の出力データは、画像処理装置１２に供給される。

回転部２５は、スキャナ装置１１の架台（図示しない）に収容され、Ｘ線発生器２１のＸ線管３１、検出器２２、絞り２３及びＤＡＳ２４を一体として保持する。回転部２５は、Ｘ線管３１と検出器２２とを対向させた状態で、Ｘ線管３１、検出器２２、絞り２３及びＤＡＳ２４を一体として被検体Ｏの周りに回転できるように構成されている。このように回転部２５は、Ｘ線管３１を検出器２２に対向した状態で一体として保持し、被検体の周りを回転させる。

コントローラ２６は、ＣＰＵ（ｃｅｎｔｒａｌｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇｕｎｉｔ）、及びメモリによって構成される。コントローラ２６は、画像処理装置１２から入力された制御信号に基づいて、Ｘ線発生器２１、ＤＡＳ２４、絞り駆動装置２７、回転駆動装置２８、及び天板駆動装置３０等の制御を行なって、エネルギー分布の異なるＸ線を切り替えながら行なうデュアルエナジースキャン等のスキャンを実行させる。

絞り駆動装置２７は、コントローラ２６による制御によって、絞り２３におけるＸ線のスライス方向の照射範囲を調整する。回転駆動装置２８は、コントローラ２６による制御によって、回転部２５がその位置関係を維持した状態で空洞部の周りを回転するように回転部２５を回転させる。天板２９は、被検体Ｏを載置可能である。

天板駆動装置３０は、コントローラ２６による制御によって、天板２９をｚ軸方向に沿って移動させる。回転部２５の中央部分は開口を有し、その開口部の天板２９に載置された被検体Ｏが挿入される。なお、回転部２５の回転中心軸と平行な方向をｚ軸方向、そのｚ軸方向に直交する平面をｘ軸方向、ｙ軸方向で定義する。

被検体Ｏの各断面はｚ軸に沿って撮影されるが、このためには回転部２５と天板２９を相対移動する。上述のように天板駆動装置３０により、回転部２５をｚ軸方向には停止させる一方、天板２９の移動によりこの相対移動をすることができる。一方で、天板２９をｚ軸方向に静止させ、これに対して回転部２５をｚ軸方向に移動させることにより相対移動をすることもできる。この回転部２５のｚ軸方向の移動は、回転駆動装置２８によって実行される。したがって、回転駆動装置２８または天板駆動装置３０が、回転部２５と天板２９の間の相対移動を制御する。なお、回転駆動装置２８により回転部２５を、天板駆動装置３０により天板２９を、ともに移動させて相対移動させても良い。

Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理装置１２は、コンピュータをベースとして構成されており、病院基幹のＬＡＮ（ｌｏｃａｌａｒｅａｎｅｔｗｏｒｋ）等のネットワークＮと相互通信可能である。画像処理装置１２は、図示しないが、ＣＰＵ、メモリ、ＨＤＤ（ｈａｒｄｄｉｓｃｄｒｉｖｅ）、入力装置、及び表示装置等の基本的なハードウェアから構成される。

画像処理装置１２は、スキャナ装置１１のＤＡＳ２４から入力された生データに対して対数変換処理や、感度補正等の補正処理（前処理）を行なって投影データを生成する。また、画像処理装置１２は、前処理された投影データに対して散乱線の除去処理を行なう。画像処理装置１２は、Ｘ線照射範囲内の投影データの値に基づいて散乱線の除去を行なうものであり、散乱線補正を行なう対象の投影データ又はその隣接投影データの値の大きさから推定された散乱線を、対象となる投影データから減じて散乱線補正を行なう。画像処理装置１２は、補正された投影データを基に再構成画像を生成する。すなわち、画像処理装置１２は、検出器２２によって検出されたＸ線に基づく投影データから、それぞれ画像を再構成する再構成部としての機能を有する。

本実施形態のＸ線ＣＴ装置には、Ｘ線管３１と検出器２２とが一体として被検体の周囲を回転する回転／回転（ＲＯＴＡＴＥ／ＲＯＴＡＴＥ）タイプと、リング状に多数の検出素子がアレイされ、Ｘ線管のみが被検体の周囲を回転する固定／回転（ＳＴＡＴＩＯＮＡＲＹ／ＲＯＴＡＴＥ）タイプ等様々なタイプがあり、いずれのタイプでも適用可能である。ここでは回転／回転タイプとして説明した。

また、入射Ｘ線を電荷に変換するメカニズムは、シンチレータ等の蛍光体でＸ線を光に変換し更にその光をフォトダイオード等の光電変換素子で電荷に変換する間接変換形と、Ｘ線による半導体内の電子正孔対の生成及びその電極への移動すなわち光導電現象を利用した直接変換形とが主流である。

加えて、近年では、Ｘ線管３１と検出器２２との複数のペアを回転リングに搭載したいわゆる多管球型のＸ線ＣＴ装置の製品化が進み、その周辺技術の開発が進んでいる。本実施形態のＸ線ＣＴ装置では、従来からの一管球型のＸ線ＣＴ装置であっても、多管球型のＸ線ＣＴ装置であってもいずれにも適用可能である。ここでは、一管球型のＸ線ＣＴ装置として説明した。

図２は、本実施形態のＸ線発生器のブロック図である。図２に示すように、Ｘ線発生器２１のＸ線管３１は、内部が高真空に保持されたＸ線管外囲器（インサートバルブ）４１を有する。インサートバルブ４１の素材としては、金属、ガラス、及びセラミック等が挙げられる。Ｘ線管３１は、インサートバルブ４１内に、陽極（アノード）４２、陰極（カソード）ユニット４３、を封入する。陰極ユニット４３は、２つの陰極４３ａ，４３ｂを備える。

陰極ユニット４３の陰極４３ａに真空中で電流を流すと、陰極４３ａは加熱され、熱電子を放出させる。このとき、陰極４３ａを基準にして陽極４２側に正電圧を与えると、陰極４３ａから放出された熱電子は正電荷に引かれ陽極４２に向かって飛ぶ。その結果、陰極４３ａから陽極４２に向けて電子の流れが生じる。すなわち、陽極４２から陰極４３ａに向かって電流が流れることになる。陰極ユニット４３の陰極４３ｂについても陰極４３ａと同様に作用する。

このように、陰極４３ａは、第１の管電圧に設定されて熱電子を照射する。陰極４３ｂは、陰極４３ａに対向する方向に、第１の管電圧と異なる第２の管電圧に設定されて熱電子を照射する。対向する方向とは、陰極４３ａからの熱電子の放射方向と陰極４３ｂからの熱電子の放射方向が逆向きであるということであり、ベクトルの向きが逆ということを含む。しかし、この２つの方向が逆である以外完全に同じという場合に限定されるわけではなく、相互に接近しあう方向を向いているを意味する。

一方、陽極４２は、陰極４３ａと陰極４３ｂの間に配置されている。そして、放射された両方向からの電子流は、陽極４２にそれぞれ衝突する。その衝突により陽極４２は、被検体に向けてＸ線を照射する。

ＦＨＣユニット３４は、陰極４３ａに対応するＦＨＣ３４ａと、陰極４３ｂに対応するＦＨＣ３４ｂとを備える。ＦＨＣ３４ａは、図示しない加熱トランスを備えており、その加熱トランスの２次側が陰極４３ａの両端と電気的に接続され、ＦＨＣ３４ｂは、図示しない加熱トランスを備えており、その加熱トランスの２次側が陰極４３ｂの両端と電気的に接続される。なお、ＦＨＣ３４ａとＦＨＣ３４ｂに交流電源を用いる場合について説明したが、直流電源を用いてもよい。コントローラ２６は、ＦＨＣ３４ａ，３４ｂを介して、所要の管電流を陰極４３ａ，４３ｂにそれぞれ供給して陰極４３ａ，４３ｂをそれぞれ加熱させる。

高電圧電源ユニット３２は、２つの高電圧電源３２ａ，３２ｂを備える。デュアルエナジースキャンにおける低い管電圧（管電圧は、陽極と陰極間の電位差を示す。以下同じ）をＶＬとし、高い管電圧をＶＨとすると、高電圧電源３２ａは、電圧ＶＬを出力可能であり、高電圧電源３２ｂは、電圧ＶＨ−ＶＬを出力可能である。例えば、デュアルエナジースキャンにおける低い管電圧を８０［ｋＶ］とし、高い管電圧を１４０［ｋＶ］とする。図２では陽極側を接地しているため、陰極側に高電圧電源３２ａによって−８０［ｋＶ］が出力され、高電圧電源３２ａ，３２ｂによって−１４０［ｋＶ］が出力される。

高電圧電源３２ａのマイナス側出力と、高電圧電源３２ｂのプラス側出力とは電気的に接続され、この接続点が出力端子となり、Ｘ線管３１の陰極４３ａに接続される。高電圧電源３２ａのプラス側出力は、Ｘ線管３１の陽極４２に電気的に接続されると共に、接地される。高電圧電源３２ｂのマイナス側出力は、Ｘ線管３１の陰極４３ｂに電気的に接続される。Ｘ線発生器２１では、Ｘ線管３１の陰極４３ａには高電圧電源３２ａから−８０［ｋＶ］が、陰極４３ｂには高電圧電源３２ａ，３２ｂから−１４０［ｋＶ］がそれぞれ出力される。このように、陽極４２、陰極４３ａ、４３ｂには、陽極４２と陰極４３ａ、陽極４２と陰極４３ｂとの間に独立した別々の管電圧をの印加が可能である。

ここで、Ｘ線発生器２１によると、スキャナ装置１１によるデュアルエナジースキャンにおいて、１ビュー毎に、コントローラ２６による制御の下、２つのフィラメントから同時に熱電子を放出し、異なった電圧をかけることができる。その場合、１ビュー毎に、低い管電圧による低いエネルギー分布を有するＸ線と、高い管電圧による高いエネルギー分布を有するＸ線を同時に陽極４２から発生させることができる。

また、Ｘ線発生器２１によると、コントローラ２６による制御の下、２つのＦＨＣ３４ａ，３４ｂを介して２つの陰極４３ａ，４３ｂの各管電流をそれぞれ独立に制御することで、陰極４３ａの管電流と、陰極４３ｂの管電流とを別々に設定することができる。そこで、図２に示すように、陰極４３ａの管電圧（８０［ｋＶ］）が、陰極４３ｂの管電圧（１４０［ｋＶ］）より低い場合、コントローラ２６による制御の下、ＦＨＣ３４ａは、陰極４３ｂの管電流より大きくなるように陰極４３ａの管電流を設定する。

Ｘ線発生器２１に対するコントローラ２６の制御信号（切替信号）は、ＤＡＳ２４にも送られる。画像処理装置１２では、異なったエネルギーにより被検体Ｏを透過したＸ線を検出したデータから、被検体Ｏの構成元素の違いを映像化し、例えば、石灰化した組織部と造影剤による血管の像をある程度分離することができる。

図３は、本実施形態のＸ線管の概略図である。図３は、対向配置された陰極４３ａと陰極４３ｂの間に陽極４２を配置した場合の構成を示す。陽極４２は接地されている。陽極４２を挟んで互いに対向する陰極４３ａおよび４３ｂから、それぞれ熱電子が陽極４２に放出される。それにより陰極４３ａおよび４３ｂをそれぞれ向く陽極４２の照射面４２ａ、４２ｂに熱電子が照射され、それぞれ照射野１３０、１４０の範囲のＸ線が被検体に向けて照射される。

照射面４２ａと照射面４２ｂの間は焦点位置差Ｄにより隔てられる。焦点位置差Ｄは、熱電子が照射面４２ａ上で照射される位置（焦点位置）と、熱電子が照射面４２ｂ上で照射される位置（焦点位置）との間の長さである。焦点位置差Ｄは、電子流方向における陽極４２の幅である。

照射面４２ａと照射面４２ｂはそれぞれ電子流方向に対して垂直ではなく、Ｘ線照射方向を向いて傾いて形成されている。この照射面４２ａと照射面４２ｂの電子流方向からの傾きがターゲット角度である。照射面４２ａと照射面４２ｂのＸ線発生位置はこの焦点位置差Ｄの分だけ離れ、発生後は図示したようにそれぞれ照射野が広がる。発生したＸ線は、絞り２３を経てＸ線管３１から照射される。

Ｘ線は、照射面４２ａと照射面４２ｂから交互に発生させてそれぞれ検出され、各タイミングの検出結果に基づく画像を生成することによりデュアルエナジースキャンを実現することができるが、両者のタイミングは交互ではなく同時とすることもできる。同時もしくはそれに近いタイミングで撮影をすることにより、デュアルエナジーサブトラクションを実現するときに、その精度を高めることができる。

陽極４２に対して、陰極４３ａと陰極４３ｂにそれぞれ異なる管電圧を与えることができるので、１つのＸ線管３１から異なるエネルギーのＸ線を出力し、検出することができる。２つの異なった条件のＸ線を同時に曝射することが可能となるので、デュアルエナジースキャンを実現することができる。また、２つのエネルギーのＸ線を同時に出力することにより、検出器２２で検出した２つのエネルギーのＸ線からデュアルエナジーサブストラクションが可能となる。

通常のデュアルエナジースキャンでは、陽極、陰極とも単一のものを用いる代わりに、切り替えタイミングで管電圧、管電流を変えなければならないので制御が難しいのに対し、上述の構成により、ディアルエナジーサブストラクションの２つのＸ線条件を、１つのＸ線管３１で同時に曝射、検出することが可能となる。上述の構成でデュアルエナジースキャンを実現することにより、被検体の構成元素の違いを映像化し、例えば、石灰化した組織部と造影剤による血管の像を十分に分離することができる。

また、管電圧を変化させても照射するＸ線の量を一定に保つことができるので、十分な診断画質を得ながら被検体のＸ線被曝を低減することが可能である。このような構成により、Ｘ線ＣＴ装置は、十分な診断画質を得ながら被検体のＸ線被曝を低減できる。

図４は、異なるターゲット角度を有する場合のＸ線管の概略図である。図３の場合と同様に、陽極４２は、陰極４３ａから熱電子が照射される照射面４２ａと陰極４３ｂから熱電子が照射される照射面４２ｂを有する。照射面４２ａは、陰極４３ａからの熱電子の照射に対して第１のターゲット角度を有し、照射面４２ｂが陰極４３ｂからの熱電子の照射に対して第１のターゲット角度と異なる第２のターゲット角度を有する。

つまり、照射面４２ａ側を第１のターゲット角度とする。第１のターゲット角度は、陰極４３ａからの熱電子の照射方向（熱電子の進行方向）に直交する面と照射面４２ａにより形成される。一方、照射面４２ｂ側を第２のターゲット角度とする。第２のターゲット角度は、陰極４３ｂからの熱電子の照射方向（熱電子の進行方向）に直交する面と照射面４２ｂにより形成される。

照射面４２ａと照射面４２ｂは、それぞれ加速された熱電子の進行方向を向いているが、その向きは完全に一致しているわけではなく、Ｘ線の照射方向にわずかに傾いている。この傾きがターゲット角度（アングル）である。言い換えると、各照射面のターゲット角度は、熱電子の進行方向に垂直な面と、各照射面のなす角に等しい。

ターゲット角度が異なるので、同じ焦点寸法でも最大照射野や最大Ｘ線出力が異なり使い分けることが可能となる。したがって、用途によりＸ線の照射野を変更することができる。また、それぞれのＸ線を検出する検出器を配置することで、異なった条件のＸ線を検出が可能となる。また、グリットを置くことでさらに精度よくエネルギーの異なるそれぞれのＸ線を同時に検出することができる。

図５は、異なるターゲット角度を有する陽極の詳細拡大図である。左側からは照射面４２ａに熱電子が入射する。照射面４２ａへの入射によりＸ線が発生し照射野１３０が形成され、被検体へと照射される。一方で右側からは照射面４２ｂに熱電子が入射する。照射面４２ｂへの入射によりＸ線が発生し照射野１４０が形成され、被検体へと照射される。

ここで、図５に示したように、照射面４２ａに形成されるターゲット角度をθ１とし、照射面４２ｂに形成されるターゲット角度をθ２とする。第１のターゲット角度θ１と第２のターゲット角度θ２は異なる。具体的には陽極４２の形状を、第１のターゲット角度θ１が第２のターゲット角度θ２よりも大きく、たとえばθ１＝１２度、θ２＝８度となるようにすることができる。第１のターゲット角度θ１および第２のターゲット角度θ２は、それぞれ８度〜１２度の間で形成される。逆に、陽極４２を第１のターゲット角度θ１よりも第２のターゲット角度θ２が大きい形状とすることもできる。

このように非対称形状とすることで、デュアルエナジースキャンの一方のスキャン、たとえば高エネルギーの熱電子を、小さいターゲット角度のターゲット面に照射する一方で、もう一方の低エネルギーの熱電子を大きいターゲット角度のターゲット面に照射することができる。

電子流が衝突してＸ線を発生させる部分がターゲットの焦点である。この焦点は小さいほど半影が小さくなり、Ｘ線撮影画像の解像度が高くなる。焦点サイズを決定する要因の１つはターゲット角度である。陽極の角度が小さくなればなるほど実効焦点サイズの１辺を小さくすることができる。その一方で、焦点が小さくなるほどＸ線の発生に伴い、焦点の単位面積当たりの発熱量が多くなるので、焦点は適切な大きさとすることが求められる。一方のターゲット角度を小さくする一方で、他方のターゲット角度を比較的大きくすることにより、両者のバランスをとることができる。

図６は本実施形態のＸ線管からのＸ線照射の概要を説明する説明図である。図３〜５を用いて説明したように、陽極４２の照射面４２ａ、４２ｂからそれぞれＸ線が照射される。照射野１３０、１４０の範囲のＸ線はそれぞれ被検体Ｏに向かう。そしてそれぞれ被検体Ｏを透過し、検出器２２で検出される。

図示したように、ターゲット角度の大きな照射面から照射されたＸ線の照射野１３０は、ターゲット角度の小さな照射面から照射されたＸ線の照射野１４０に比べて大きく形成される。大きい照射野１３０のＸ線は強度が小さくなり、逆に小さい照射野１４０のＸ線は強度が大きくなる。ターゲット角度が小さい方が強いＸ線の出力が可能であるのに対し、ターゲット角度が大きいことで照射野が広く取れる。この場合非対称形状になるので、デュアルエナジーサブストラクションとして使用しなくても、用途によって片方の照射面だけを使用することも可能である。

照射面４２ａ、４２ｂに形成されるターゲット角度の違いは、図５に示したように比較的大きなものとはならない。しかし図６に示したように、双方から照射されたＸ線が被検体Ｏを透過して検出器２２に到達する時点では、照射野１３０と照射野１４０の広がりの違いに差が生じる。よって、検出器２２によって検出されるＸ線の範囲はそれぞれ違ったものとなる。このように両者の照射野が異なるとともにＸ線強度も異なるので、照射面４２ａ、４２ｂからのそれぞれのＸ線を異なる用途に用いることができる。

図７は、Ｘ線照射位置と天板の同期移動制御を説明する概要図である。すでに単一の陽極を用いたＸ線ＣＴ装置によるデュアルエナジースキャンについて説明した。ここで、デュアルエナジースキャンの精度を向上させるために、２つの照射面からの照射タイミングと照射位置を同期させる構成について以下の通り説明する。ここでは２つの照射面のターゲット角度を同一とした場合について説明する。

ヘリカルスキャンに際し、図１を用いて説明したように、回転部２５と天板２９を体軸に沿って相対移動させる。回転部２５は相対的に図７の左方向に、天板２９は相対的に図７の右方向に移動する。相対移動は回転部２５と天板２９のどちらの移動により行ってもよいが、いずれにしても両者の間で相対移動するものとして説明する。移動の前後関係を示すために、参照符号としてｖとｗを付加しているが、両者は位置が移動した以外は同じである。

まず、ヘリカルスキャン中のあるタイミングで、回転部２５ｖと天板２９ｖの配置の被検体Ｏに対して、陽極４２ｖからＸ線２１０が照射される。そして、照射されたＸ線２１０に基づき画像が生成される。そして次のタイミングまで相対移動し、回転部２５ｗと天板２９ｗの配置となる。この配置で、被検体Ｏに対して陽極４２ｗからＸ線２２０が照射される。そして、照射されたＸ線２２０に基づき画像が生成される。

ここで、Ｘ線２１０とＸ線２２０は同一の陽極４２から照射されているが、図３に関して説明したように、焦点位置差Ｄだけ離れた別の位置から照射されている。図３を参照すると、Ｘ線２１０は例えば照射面４２ａから、Ｘ線２２０は例えば照射面４２ｂから照射される。照射面４２ａと照射面４２ｂの位置は、図３について説明したように焦点位置差Ｄだけ異なる。照射面４２ａと照射面４２ｂは異なる位置にあるので、発生するＸ線の位置もその分ずれる。したがって、この距離の分だけ被検体Ｏの照射位置がずれる。こうしたずれを補正すべく、上述のように回転部２５と天板２９を相対移動させる。すなわち、回転部２５と天板２９の相対位置をこの焦点位置差Ｄだけ移動させる。

回転駆動装置２８または天板駆動装置３０は、相対移動の速度を制御することにより、このＸ線２１０の照射タイミングからＸ線２２０の照射タイミングまでの間に、この焦点位置差Ｄだけ相対位置を移動させる。つまり、Ｘ線２１０が照射されてからＸ線２２０が照射されるまでの時間をｔとすると、この時間ｔの間に回転部２５と天板２９を焦点位置差Ｄの距離だけ相対移動させる。つまり、相対移動の速度はＤ／ｔとなる。それにより、陽極４２ｖからのＸ線２１０の照射位置と、陽極４２ｗからのＸ線２２０の照射位置が相対的に一致する。すなわち、Ｘ線２１０とＸ線２２０により被検体Ｏの同じ位置が照射される。

このように、回転部２５は、上述の回転動作の他、回転中心軸方向に、天板に対するＸ線管３１と検出器２２の組の相対移動を制御する。そしてこの相対移動により、回転部２５は、連続撮影するときの一方の陰極による撮影から他方の陰極による撮影までの撮影間隔の間の相対移動の距離を、照射面４２ａと照射面４２ｂの間の長さに一致させる。

上述の同期処理は、２つのＸ線により同じ位置を照射するための処理なので、別の移動距離により、同じ目的を達成しても良い、例えば、上述の例では、時間ｔの間の相対移動距離をＤとしたが、これをＤ／２としてもよい。相対移動距離は、０、Ｄ／２、Ｄ、３Ｄ／２…となっていく。このうち、相対移動距離が０とＤのもの、Ｄ／２と３Ｄ／２のものをそれぞれ組み合わせることにより、各Ｘ線の間の距離がＤとなり、焦点位置差Ｄと一致して、同期を実現することができる。相対移動距離をＤからＤ／２にして説明したが、Ｄ／３、Ｄ／４…としても同様である。

このように、回転部２５は、連続撮影するときの一方の陰極による撮影から他方の陰極による撮影までの撮影間隔の間の相対移動の距離の整数倍を、照射面４２ａと照射面４２ｂの間の長さに一致させることもできる。

特にデュアルエナジーサブトラクションの場合、差分をとる両画像に違いがあると、解像度の低下を招くことになるが、上述のように同期を取ることにより、撮影位置をより正確に一致させることができる。それにより、デュアルエナジーサブトラクションの場合の撮影解像度を向上させることができる。すなわち、焦点位置のズレ幅をヘリカルスキャンのピッチ幅に合わせて相対移動するので、解像度を向上させることができる。

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その均等の範囲に含まれる。

１２画像処理装置
２１Ｘ線発生器
２４ＤＡＳ
３１Ｘ線管
３２高電圧電源ユニット
３２ａ，３２ｂ，３２ｃ，３２ｄ高電圧電源
３４ＦＨＣユニット
３４ａ，３４ｂＦＨＣ
４１インサートバルブ
４２陽極
４２ａ，４２ｂ照射面
４３陰極ユニット
４３ａ，４３ｂ陰極
１３０，１４０照射野

Claims

Ｘ線管と、被検体を透過した前記Ｘ線を検出する検出器と、前記Ｘ線管を前記検出器に対向した状態で一体として保持する保持手段と、前記保持手段を前記被検体の周りを回転させ、前記被検体に対する前記保持手段の回転中心軸方向に沿った相対移動を制御する制御手段と、を備えたＸ線ＣＴ装置であって、
前記Ｘ線管は、
互いに異なる管電圧に設定され、離間して配置され、かつ異なる方向に電子を照射する第１の陰極および第２の陰極と、前記第１の陰極から電子が照射される第１の照射面と前記第２の陰極から電子が照射される第２の照射面とを前記回転中心軸方向に沿って並べて有し、それぞれの照射面から被検体に向けてＸ線を照射する陽極と、を備え、
前記制御手段は、
特定の位置において一方の陰極による撮影をさせ、前記保持手段を前記回転中心軸方向に沿って前記第１の照射面と前記第２の照射面の間の長さに相当する距離を相対移動させて、前記特定の位置において他方の陰極による撮影をさせることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
前記制御手段は、
前記保持手段を前記回転中心軸方向に沿って前記第１の照射面と前記第２の照射面の間の長さを整数で除算した距離ずつ、順次、相対移動させることを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
互いに、異なる管電圧に設定され、離間して配置され、かつ異なる方向に電子を照射する第１の陰極及び第２の陰極と、前記第１の陰極と前記第２の陰極の間に配置されるとともに、前記第１の陰極からの電子を第１の角度で受ける第１の照射面と前記第２の陰極からの電子を前記第１の角度と異なる第２の角度で受ける第２の照射面とを有し、前記第１の照射面及び前記第２の照射面から被検体に向けてＸ線を照射する陽極と、を有し、前記第１の照射面と前記第２の照射面との距離、前記第１の角度及び前記第２の角度は、少なくとも前記第１の照射面からのＸ線の照射野と前記第２の照射面からのＸ線の照射野とは異なるように形成されるＸ線管と、
前記被検体を透過した前記Ｘ線を検出する検出器と、
を備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
前記第１の陰極と第２の陰極とを結ぶ線上に前記第１の照射面および第２の照射面が配置されており、
前記第１の角度は、前記線に直交する面と前記第１の照射面により形成される角度であり、前記第２の角度は、前記線に直交する面と前記第２の照射面により形成される角度である、ことを特徴とする請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記第１の角度および前記第２の角度は、それぞれ８度〜１２度の間にあって、互いに異なることを特徴とする請求項３又は４に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記検出器によって検出されたＸ線に基づく投影データから、それぞれ画像を再構成する再構成手段をさらに備えたことを特徴とする請求項１〜５のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記異なる管電圧は同時に印加可能にされており、前記第１の陰極による撮影と前記第２の陰極による撮影が同時に行われることを特徴とする請求項１〜６のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。