CN104039230B - X射线ct装置 - Google Patents

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Abstract

提供一种使放射的X射线的光子能量分布平坦化的X射线CT装置。是具备X射线管、检测器、数据收集部、管电压发生部、以及栅极控制部的X射线CT装置。X射线管朝向被检体放射X射线。检测器具备多个检测构成X射线的光子的检测元件。数据收集部对检测出的光子的数量进行计数，收集基于其结果的投影数据。管电压发生部在规定的周期内边使管电压变化边向X射线管施加。管电流控制部在管电压增大了的情况下，使管电流减少，在管电压减少了的情况下，使管电流增大。由此，使从X射线管放射的X射线的光子能量分布平坦化。

Description

X射线CT装置
技术领域
本发明涉及X射线CT装置的技术。
背景技术
X射线计算机断层摄影装置(以后称为“X射线CT装置”)通过向被检体放射X射线，并且检测透射了被检体的X射线，得到反映了被检体内的X射线吸收系数的投影数据。
另外，近年来，使用了光子计数方式的检测器的X射线CT装置(以后有时称为“光子计数CT”)的开发得到了发展。光子计数CT与使用了积分型的检测器的以往的X射线CT装置不同，在检测从X射线管放射并透射了被检体的X射线时，对入射到检测器的X射线(光子)的能量进行分类并计数(count)。由此，不仅是被检体各部的透射率，而且还能够进行构成其的元素的分离。
专利文献1：日本特开2012-34901号公报
发明内容
在从X射线管放射的X射线中，有特性X射线和制动X射线。特性X射线具有依赖于目标(target)的材料的能量分布，制动X射线具有连续的能量分布。另外，该能量分布表示能量的大小与光子的数量(换言之X射线的射线量)的关系。在光子计数CT中，将制动X射线主要用于诊断。制动X射线具有由于向X射线管施加的电压而光子能量的分布发生变化的性质，其上限通过向X射线管施加的电压(即，管电压)受到限制。
另一方面，在从X射线管发生的X射线的光子能量的分布中，有大的偏差。即，根据能量的大小，射线量的大小(即，X射线的强度)不同。因此，如果管电压过低，则在射线量少的能量的区域(以后称为“能量带”)中，有时得不到诊断所需的光子。另外，如果为了得到诊断所需的光子，提高管电压，则存在在射线量多的能量带中引起过度的暴射的可能性。因此，在光子计数CT中，要求扩大光子分布的能量带的宽度、并且降低X射线的射线量，即，要求使光子的能量分布(以后称为“光子能量分布”)平坦化。
本发明的实施方式的目的在于，提供一种使所放射的X射线的光子能量分布平坦化的X射线CT装置。
为了达成上述目的，本发明的实施方式是具备X射线管、检测器、数据收集部、管电压发生部、以及栅极控制部的X射线CT装置。X射线管朝向被检体放射X射线。检测器具备多个检测构成X射线的光子的检测元件。数据收集部对检测出的光子的数量进行计数，收集基于其结果的投影数据。管电压发生部在规定的周期内，边使管电压变化边施加到X射线管。管电流控制部在管电压增大了的情况下，使管电流减少，在管电压减少了的情况下，使管电流增大。该X射线CT装置使从X射线管放射的X射线的光子能量分布平坦化。
附图说明
图1是示出第1实施方式的X射线CT装置的结构的框图。
图2A是示出相对于栅极电压的管电流的特性的曲线。
图2B是用于说明管电压、管电流、以及栅极电压的控制定时的图。
图3A是用于说明管电压的变化与光子能量分布的关系的图表。
图3B是示出本实施方式的X射线CT装置中的光子能量分布的一个例子的图表。
图4是示出第2实施方式的X射线CT装置的结构的框图。
图5是示出第2实施方式的栅极控制信息运算部的结构的一个例子的图。
符号说明
11：机架(gantry)；12：旋转机座；13：X射线源；14：X射线滤波器；15：X射线检测器；16：滑动式床；17：数据收集部；17a：计数结果收集部；17b：计数率计算部；21：X射线控制部；22：电压控制信息生成部；23：管电压发生部；24：栅极控制信息生成部；25：栅极控制部；26：机架/床控制器；27：视图(view)数计算部；28：栅极控制信息生成部；280：测量部；281：栅极控制信息运算部；282：放大器；283：误差放大器；284：相位补偿器；31：预处理部；32：X射线投影数据存储部；33：重构处理部；34：图像存储部；35：图像处理部；36：显示部；100：扫描控制部；500：摄影部。
具体实施方式
(第1实施方式)
参照图1，说明第1实施方式的X射线CT装置的结构。如图1的框图所示，本实施方式的X射线CT装置构成为包括摄影部500、扫描控制部100、预处理部31、X射线投影数据存储部32、重构处理部33、图像存储部34、图像处理部35、以及显示部36。
(摄影部500)
摄影部500构成为包括机架11、管电压发生部23、X射线控制部21、电压控制信息生成部22、栅极控制部25、栅极控制信息生成部24、以及机架/床控制器26。机架11构成为包括旋转机座12、X射线源(X射线管)13、X射线滤波器14、X射线检测器15、滑动式床16、数据收集部17、以及扫描控制部100。X射线检测器15是阵列类型的X射线检测器。即，在X射线检测器15中，以在通道(channel)方向上m行、以及在切片(slice)方向上n列的矩阵状，排列了检测元件。
在该实施方式中，在X射线源13中，使用具有阳极、阴极(或者加热器)、以及栅极的X射线管(三极管)。X射线源13和X射线检测器15设置于旋转机座12上，夹着躺在滑动式床16上的被检体而相向配置。对构成X射线检测器15的各检测元件对应起来了各通道。X射线源13隔着X射线滤波器14与被检体对峙。
扫描控制部100构成整个系统的控制中心，根据预先指定的投影数据的取得条件(以后有时称为“扫描条件”)，控制X射线控制部21、机架/床控制器26、滑动式床16。在该扫描条件中，包括如管电压(具体而言，阳极-阴极间的电压)、管电流(具体而言，阳极电流)、X射线的放射时间、以及视图数那样用于以期望的定时(timing)放射期望的强度的X射线的信息(控制参数)。即，扫描控制部100在从X射线源13放射X射线的期间，使旋转机座12沿着被检体的周围的规定的路径旋转。另外，根据预先决定的扫描条件，决定投影数据的析像度、分辨率。换言之，根据所要求的析像度、分辨率，预先决定扫描条件，扫描控制部100根据该扫描条件，控制各部的动作。
另外，如果指示了扫描的停止，则扫描控制部100控制X射线控制部21、机架/床控制器26、滑动式床16而使摄影停止。将该指示作为触发，扫描控制部100自动地使扫描停止。
X射线控制部21从扫描控制部100接收表示扫描条件的信息。X射线控制部21将该信息中的表示机座每旋转一次的视图数的信息输出到视图数计算部27。另外，X射线控制部21从视图数计算部27接收用于与旋转机座12的旋转同步的同步脉冲(关于同步脉冲后述)。X射线控制部21根据该同步脉冲，以使X射线的放射定时与旋转机座12的旋转同步的方式进行控制。
另外，X射线控制部21决定包括用于接收同步脉冲并以与其同步的方式使管电压变化的控制定时的X射线的放射定时。X射线控制部21将表示扫描条件的信息中的、X射线的放射条件、具体而言、表示管电压(包括其变化范围)、管电流、以及X射线的放射时间的信息、和被决定的放射定时作为表示放射条件的信息进行管理。根据该放射条件，决定所放射的X射线的光子能量分布。在本实施方式的X射线CT装置中，针对同步脉冲的每个规定的周期，在其一个周期内使管电压变化，从而扩大光子能量分布的范围。另外，光子能量分布是指，上述规定的周期的、一个周期中的光子的累计值的分布。另外，与此同时，该X射线CT装置以在管电压增大了的情况下使管电流减少、且在管电压减少了的情况下使管电流增大的方式，控制栅极电压，从而以使X射线的强度始终包含于规定的范围的方式进行控制。即，在表示X射线的放射条件的信息中，包括表示沿着该时序列的管电压的控制定时的信息、表示用于与管电压的控制定时同步地使管电流发生变化的栅极电压的控制定时(在时间上与管电压的控制定时相同)的信息。另外，关于管电压、管电流、以及栅极电压的控制定时的详情与光子能量分布的关系，后述。
X射线控制部21为了使光子能量分布平坦化，将表示X射线的放射条件的信息中的、用于控制管电压的信息(例如，沿着控制定时的、时序列的管电压的变化、变化的周期)输出到电压控制信息生成部22。该电压控制信息生成部22以及管电压发生部23控制管电压的电压波形如图2B的曲线G11所示那样变化(详细后述)。
另外，X射线控制部21根据表示X射线的放射条件的信息中的、与管电流的控制有关的信息，生成用于控制栅极电压的信息(例如，沿着控制定时的、时序列的栅极电压的变化、变化的周期)。
但是，在本实施方式的X射线CT装置中，在管电压发生部23将如图2B的曲线G11所示那样变化的管电压施加到了X射线源13时，例如，如果管电压增大，则与其对应地，管电流平方性地增大。因此，在本实施方式的X射线CT装置中，需要产生消除该管电压的变化所致的管电流的变化那样的管电流。
因此，X射线控制部21为了生成控制栅极的信息，(a)根据X射线源13的特性，求出相对于管电压的变化的管电流的变化。(b)然后，即使有管电压的变化所致的管电流的变化，也需要消除该变化，并控制成实际的管电流与作为放射条件示出的与管电流的控制有关的信息始终一致，所以求出将与该管电压的变化对应地产生的管电流的变化进行消除的管电流的变化。该进行消除的管电流的变化的图案的例子是图2B的曲线G12(详细后述)。曲线G12的特性呈现与曲线G11的管电压的增减相反的增减倾向。(c)进而，为了得到图2B的曲线G12的管电流，存储射线源13的栅极电压-管电流特性(管电压参数)，根据该栅极电压-管电流特性，求出表示用于得到图2B的曲线G12的管电流的变化的栅极电压的变化的信息。然后，X射线控制部21将所求出的栅极电压的变化输出到栅极控制信息生成部24。
此处，说明射线源13的栅极电压-管电流特性(管电压参数)。首先，参照图2A。图2A所示的曲线G10是示出该X射线源13的特性的一个例子、即管电压恒定的情况下的相对于栅极电压的管电流的特性的一个例子的曲线。图2A的栅极电压是针对阴极的电压，通常，在从零附近起负侧的电压的区域中利用该栅极电压。因此，如果设通常的动作为负区域的特定电压(偏置电压)，则在想要使管电流(射线量)增加时，使栅极电压向正方向(图2A的0电压方向)增加，在想要使管电流(射线量)减少时，使栅极电压向负方向(与图2A的0电压方向相反的方向)增加。预先调查这样的曲线G10所示那样的特性，并作为信息存储在X射线控制部21中。X射线控制部21根据该信息和与管电流的控制有关的信息，生成用于控制栅极电压的信息即可。
电压控制信息生成部22从X射线控制部21接收用于控制管电压的信息(管电压以及其变化范围、控制定时)。电压控制信息生成部22根据该信息，生成用于控制X射线源13的管电压的控制波形图案(以后称为“输出电压波形图案”)。此处，参照图2B。图2B中的曲线G11表示用于扩大光子能量分布的范围的输出电压波形图案。电压控制信息生成部22将所生成的输出电压波形图案输出到管电压发生部23。管电压发生部23根据该输出电压波形图案，向X射线源13施加管电压，并且使该电压值沿着时序列变化。
栅极控制信息生成部24从X射线控制部21接收用于控制栅极电压的信息。栅极控制信息生成部24根据该信息，生成用于控制X射线源13的栅极电压的控制波形图案(以后称为“栅极控制电压波形图案”)。如上所述，需要产生消除管电压的变化所致的管电流的变化那样的管电流。该用于消除的管电流的变化的例子是图2B的G12。因此，栅极控制信息生成部24生成作为产生图2B的曲线G12的管电流的变化那样的栅极控制电压波形图案的曲线G13，输出到栅极控制信息生成部24。栅极控制部25根据该栅极控制电压波形图案的曲线G13，控制栅极电压(控制信息)。这样，栅极控制信息生成部24以及栅极控制部25以在管电压增大了的情况下使管电流减少、且在管电压减少了的情况下使管电流增大的方式控制栅极电压，从而使由于管电压的变化而产生的管电流的变化减少。栅极控制部25是“管电流控制部”的一个例子。
另外，如果根据图2A、图2B说明与栅极电压-管电流的特性有关的动作，则栅极控制部25将栅极控制电压波形图案的曲线G13那样的栅极电压的变化作为图2A的横轴的栅极电压进行输入。该栅极电压的变化通过图2A的曲线G10的特性，被变换为纵轴的管电流的变化而输出。
如以上那样，管电压发生部23向X射线源13施加管电压，栅极控制部25控制栅极电压，从而从X射线源13放射X射线。
视图数计算部27经由扫描控制部100、机架/床控制器26，预先接收表示机座每旋转1次的视图数的控制信息。另外，在旋转机座12中设置了编码器(未图示)，该编码器探测旋转机座12的旋转位置并将脉冲信号输出到视图数计算部27。视图数计算部27从编码器接收该脉冲信号，根据旋转机座12的旋转速度和表示机座每旋转1次的视图数的控制信息，变换为每1秒钟的视图数，生成用于与旋转机座12的旋转同步的同步脉冲。这样，作为用于与旋转机座12的旋转同步的、视图数计算部27的具体的结构的一个例子，例如，可以举出PLL(Phase-Locked Loop，锁相环)电路。视图数计算部27将所生成的同步脉冲输出到X射线控制部21以及数据收集部17。由此，X射线控制部21以及数据收集部17能够与旋转机座12的旋转同步地，分别动作。
X射线检测器15具有对由来于透射了被检体的X射线的光(光子)进行计数的光子计数方式的多个检测元件。举出一个例子，实施例1的X射线检测器15具有的检测元件由碲化镉(CdTe)构成。即，X射线检测器15是通过利用检测元件将所入射的X射线直接变换为光从而对由来于X射线的光进行计数的直接变换型的半导体检测器。
另外，以下，说明X射线检测器15是直接变换型的半导体检测器的情况，但在本实施方式中，即使是X射线检测器15由闪烁器(scintillator)、光导(light guide)以及光电子倍增管构成的情况，也能够应用。另外，本实施方式的X射线检测器15不仅对由来于透射了被检体P的X射线的光进行计数，还能够应用于辨别透射了的X射线的能量值的情况。
数据收集部17从视图数计算部27接收同步脉冲。数据收集部17与该同步脉冲同步地，收集X射线检测器15的计数结果，并且对X射线检测器15的计数结果进行运算处理。具体而言，数据收集部17如图1所示，具有计数结果收集部17a以及计数率计算部17b。
计数结果收集部17a与同步脉冲同步地，收集X射线检测器15检测由来于透射了被检体P的各个X射线的光并进行计数而得到的计数结果、其检测时间(计数时间)以及检测位置(检测元件的位置)。然后，计数结果收集部17a将所收集到的计数结果输出到计数率计算部17b。另外，如果X射线检测器15能够辨别能量值，则计数结果收集部17a将检测时间、X射线的能量值以及检测位置作为计数结果，与同步脉冲同步地收集，将所收集到的计数结果输出到后述的计数率计算部17b。
计数率计算部17b从计数结果收集部17a接收计数结果。计数率计算部17b根据该计数结果，计算表示X射线检测器15的各检测元件在每单位时间内对由来于X射线的光进行了几次计数的值(计数率)。计数率计算部17b将表示所计数的值的计数信息发送到预处理部31。
预处理部31通过对从计数结果收集部17a发送的计数信息，进行对数变换处理、偏置校正、灵敏度校正、射束硬化(beam hardening)校正等校正处理，从而生成投影数据。预处理部31将所生成的投影数据存储到X射线投影数据存储部32中。
X射线投影数据存储部32存储由预处理部31生成的投影数据。即，X射线投影数据存储部32存储用于生成扫描图的投影数据、用于重构X射线CT图像的投影数据。
重构处理部33通过对X射线投影数据存储部32存储的X射线CT图像重构用的投影数据实施逆投影处理(例如，利用FBP(Filtered Back Projection，滤波反投影)法的逆投影处理)，重构图像数据。重构处理部33将重构了的图像数据保存到图像存储部34中。另外，重构处理部33根据在X射线投影数据存储部32中存储的扫描图生成用的投影数据，生成扫描图，将所生成的扫描图保存到图像存储部34中。
图像处理部35从图像存储部34读出图像数据。图像处理部35根据该图像数据，生成例如断层图像、三维图像的静止画或者动画等图像。图像处理部35使所生成的图像显示于显示部36。
另外，在上述中，说明了X射线控制部21根据来自视图数计算部27的同步脉冲，控制切换管电压的定时的例子，但如果切换管电压的周期比数据收集的周期充分短，则无需一定使它们同步。在管电压变化的重复频率(即，切换管电压的周期)和数据收集的重复频率(即，数据收集的周期)不一致的情况下，在每个数据收集期间的光子能量分布的累计值中产生偏差。但是，例如，在管电压变化的重复频率比数据收集的重复频率高10倍以上的情况下，相对于累计值，偏差充分变小而能够忽略。因此，在这样的情况下，X射线控制部21也可以不一定使切换管电压的周期与来自视图数计算部27的同步脉冲同步。
(光子能量分布)
接下来，参照图3A，说明管电压、管电流、以及栅极电压的控制、与光子能量分布的关系。图3A是用于说明管电压的变化与光子能量分布的关系的图表。
首先，参照图3A，说明管电压与光子能量分布的关系。在图3A中，横轴表示光子能量，纵轴表示其能量中的X射线强度(换言之，光子的数量)。图3A中的、W1～W5表示能量带，针对每个该区域，对光子进行计数。另外，曲线G21表示管电压低的情况(低电压的情况)下的光子能量分布。另外，曲线G22表示管电压高的情况(高电压的情况)下的光子能量分布。X射线强度与光子的数量成比例地增大。即，X射线强度高的能量带表示光子的数量多。
从X射线源13放射的X射线的光子能量分布根据管电压而变化。具体而言，在管电压低的情况下，能量的平均值降低，制动X射线的能量的最大值也降低。另一方面，在管电压高的情况下，X射线的能量(光子存在的能量)的平均值提高，制动X射线的能量的最大值也提高。即，制动X射线的光子能量的最大值是根据管电压来决定的。因此，本实施方式的X射线CT装置为了使X射线的光子能量分布分散，在数据收集期间中使管电压变化。
但是，如果提高管电压，则在制动X射线的光子能量分布变化的同时放射的射线量率也大幅增加(射线量率与管电压的平方成比例)。因此，当累计管电压变化期间中的能量分布时，管电压高时的能量分布成为支配性，几乎没有使光子能量分布平坦的效果。因此，在本实施方式的X射线CT装置中，与管电压同时，使管电流也变化。射线量率与管电流成比例，所以控制成在管电压低时增大管电流，在管电压高时减小管电流。由此，控制成即使在管电压发生了变化的情况下射线量率也不发生变化，能够使制动X射线的光子能量分布平坦。
另外，作为控制管电流的方法，一般采用控制X射线管的灯丝电流，控制从X射线源13的阴极放出的热电子的量的方法。但是，在该方法中，由于灯丝的热响应延迟，无法使管电流高速地变化。例如，在旋转机座12的旋转速度是120rpm，将机座每旋转1次的视图数设为900的情况下，每1秒钟的视图数成为1800，数据收集期间短到555.6微秒，远远比灯丝的热响应延迟时间(几十毫秒)短。因此，在本实施方式的X射线CT装置中，作为控制管电流的方法，采用了控制X射线源13的栅极电压的方法。
如果对X射线管的栅极施加负的电压，则能够与三极真空管同样地，向减少从阴极放出的电子的量的方向进行控制。首先，通过灯丝电流调节栅极电压为零时的管电流，通过栅极电压控制数据收集期间中的高速的管电流变化。另外，管电流的大小根据被摄体厚度、诊断部位、诊断目的、扫描条件而发生变化，所以与所设定的这些条件相匹配地决定灯丝电流值为好。
(管电压、管电流、栅极电压的变化和控制定时)
接下来，参照图2B以及图3B，详细说明管电压、管电流、以及栅极电压的控制定时。图3B是示出本实施方式的X射线CT装置中的光子能量分布的一个例子的图表。
如上述说明，在本实施方式的X射线CT装置中，每隔规定的周期，在其一个周期内使管电压发生变化。例如，图2B中的输出电压波形图案的曲线G11表示沿着时序列的管电压的变化，该管电压变化的周期与基于来自视图数计算部27的同步脉冲进行的旋转机座12的旋转同步。另外，曲线G12所示的管电流是通过用栅极控制电压波形图案的曲线G13表示的栅极电压被控制的情况下的管电流。如曲线G12所示，管电流以在管电压增大了的情况下减少、且在管电压减少了的情况下增大的方式，与管电压的变化同步地被控制。
此处，参照图3B。图3B是示出本实施方式的X射线CT装置中的光子能量分布的一个例子的图表。图3B中的曲线G22对应于图3A中的曲线G22。另外，曲线G20示出本实施方式的X射线CT装置中的光子能量分布的一个例子。如图3B所示，本实施方式的X射线CT装置通过使管电压沿着时序列变化，从而相比于曲线G22，扩大制动X射线的光子能量分布，并且与管电压的变化同步地控制管电流。由此，如曲线G20所示，相比于曲线G22，以使制动X射线的光子能量分布变得平坦的方式进行控制。即，光子能量分布被平坦化。
以上，本实施方式的X射线CT装置通过使管电压沿着时序列变化，从而扩大制动X射线的光子能量分布。另外，本实施方式的X射线CT装置通过与该管电压的变化对应地控制栅极电压，从而使管电流与管电压的变化同步地变化。具体而言，在管电压增大了的情况下，使管电流减少，在管电压减少了的情况下，使管电流增大。这样，本实施方式的X射线CT装置以使制动X射线的光子能量分布变得平坦的方式进行控制。即，通过使光子能量分布平坦化，能够扩大光子能量分布，并且防止与管电压的上升相伴的浪费的暴射。
(第2实施方式)
接下来，说明第2实施方式的X射线CT装置的结构。在第1实施方式中，通过利用与管电压的控制定时同步的栅极控制电压波形图案G13来控制管电流，使管电流的变化与管电压的变化同步，将射线量率维持在了规定的范围内。即，以使从X射线源13放射的X射线的强度包含于规定的范围内的方式，通过栅极电压的控制，间接地控制了该X射线的强度。本实施方式的X射线CT装置通过测定从X射线源13放射出的X射线的射线量，并反馈其测定结果，从而以使该X射线的射线量维持在规定的范围内的方式进行控制。以后，参照图4，着眼于与第1实施方式不同的部分来说明。图4是示出本实施方式的X射线CT装置的结构的框图。
本实施方式的X射线CT装置代替栅极控制信息生成部24而具有栅极控制信息生成部28。栅极控制信息生成部28构成为包括测量部280和栅极控制信息运算部281。
机架/床控制器26从扫描控制部100接收表示扫描条件的控制信息。机架/床控制器26根据该控制信息，确定机座每旋转1次的视图数，将表示其的信息输出到视图数计算部27。视图数计算部27如上所述根据旋转机座12的旋转速度和机座每旋转1次的视图数，变换为每1秒钟的视图数，生成用于与旋转机座12的旋转同步的同步脉冲。然后，X射线控制部21从视图数计算部27接收用于与旋转机座12的旋转同步的同步脉冲。X射线控制部21根据该同步脉冲，以使X射线的放射定时与旋转机座12的旋转同步的方式进行控制。
另外，X射线控制部21根据该控制信息以及同步脉冲，确定X射线的放射条件、具体而言管电压、管电流、X射线的放射时间、放射定时，生成表示该放射条件的信息。此时，确定所放射的X射线的光子能量分布。
X射线控制部21将表示X射线的放射条件的信息中的、用于控制管电压的信息(例如，沿着时序列的管电压的变化量、变化的周期、以及控制定时)输出到电压控制信息生成部22。到此为止的动作与第1实施方式相同。
接下来，X射线控制部21根据表示X射线的放射条件的信息，生成用于设定从X射线源13放射的X射线的射线量的射线量设定信号。另外，关于表示该X射线的射线量的信息，例如，也可以由操作者将期望的X射线射线量经由扫描控制部100设定为X射线的放射条件，也可以将预先决定的值设定为X射线的放射条件而存储。另外，射线量设定信号优选为表示相对管电压的变化成为恒定的射线量的信号，但是表示射线量在可容许的范围内变化的范围的信号即可。X射线控制部21将所生成的射线量设定信号输出到栅极控制信息运算部281。
测量部280设置于不妨碍从X射线源13朝向被检体放射的X射线、并且能够测定从X射线源13放射且未透射被检体的X射线的射线量的位置。例如，在图1中，设置于X射线源13的附近。另外，只要能够测定未透射被检体的X射线的射线量，则所设置的场所没有限定，例如，也可以设置于X射线检测器15的端部。
测量部280测量从X射线源13放射的X射线的射线量。测量部280将表示所测量到的X射线的射线量的信号输出到栅极控制信息运算部281。
栅极控制信息运算部281从X射线控制部21接收作为期望的射线量的射线量设定信号。另外，栅极控制信息运算部281从测量部280接收表示实际上放射而被测量到的X射线的射线量的信号。栅极控制信息运算部281比较这些信号，根据其比较结果，对栅极控制部25进行反馈控制以使从X射线源13放射的X射线的射线量成为用射线量设定信号表示的射线量。
此处，参照图5，说明栅极控制信息运算部281的详细的结构。图5是示出栅极控制信息运算部281的详细的结构的一个例子的图。如图5所示，栅极控制信息运算部281构成为包括放大器282、误差放大器283、以及相位补偿器284。
放大器282从测量部280接收表示测量出的实际的放射时的X射线的射线量的信号，对其进行放大。放大器282将所放大的信号输出到误差放大器283。
误差放大器283从X射线控制部21接收射线量设定信号。另外，误差放大器283从放大器282接收被放大的表示测量X射线而得的射线量的信号。误差放大器283对这些信号的比较结果、即作为这些信号的差的差信号进行放大，并将该放大的差信号输出到栅极控制部25，由此进行反馈控制以使该差信号成为零。换言之，使栅极控制部25进行反馈控制以使测量出的射线量与用射线量设定信号表示的射线量一致。另外，相位补偿器284使包括误差放大器283的与射线量有关的反馈控制系统稳定化。
栅极控制部25从栅极控制信息运算部281(即，误差放大器283)接收作为射线量设定信号和表示测定出的X射线的射线量的信号的比较结果的差信号。栅极控制部25根据该差信号，控制栅极电压。以下，以与该反馈控制有关的栅极电压的控制为中心，说明动作的一个例子。
在管电压低的情况下，从X射线源13放射的X射线的射线量少，由测量部280测量并通过放大器282放大后的信号的输出小。在该情况下，误差放大器283的输出，即该放大器282输出的信号与射线量设定信号之间的差信号在正的方向上变大。即，从图2A的特性来看，向栅极提供使管电流增大的方向的电压。在该情况下，误差放大器283使栅极控制部25控制栅极的电压以使射线量设定信号与放大器282输出的信号的输出的差变小。换言之，栅极控制部25接受来自误差放大器283的差信号的向正方向的增大，在图2A中，使针对阴极的栅极的电压向正方向(向图2A的0电压方向)增大，从而使管电流增大，使射线量增大。
另外，在管电压高的情况下，从X射线源13放射的X射线的射线量多，由测量部280测量并通过放大器282放大后的信号的输出也变大。在该情况下，误差放大器283的输出，即该放大器282输出的信号与射线量设定信号之间的差信号在负的方向上变大。即，从图2A的特性来看，向栅极提供使管电流减少的方向的电压。在该情况下，误差放大器283也使栅极控制部25控制栅极的电压以使射线量设定信号与放大器282输出的信号的输出的差变小。换言之，栅极控制部25接受来自误差放大器283的差信号的向负方向的增大，在图2A中，使针对阴极的栅极的电压向负方向(向与图2A的0电压相反方向)增大，从而使管电流减少，使射线量减少。
作为结果，第2实施方式中的栅极控制部与第1实施方式同样地，按照与图2B中的栅极控制电压波形图案的曲线G13同样的图案，控制栅极。
另外，也可以组合本实施方式和第1实施方式而使2个控制动作。即，关于栅极电压的控制的一方，如第1实施方式所示，通过栅极控制电压波形图案G13(参照图2B)进行控制，关于控制的另一方，如第2实施方式所示，通过反馈进行控制以使实际的射线量的检测结果成为期望的射线量。在该情况下，成为如下控制：通过第1实施方式的方法进行控制，关于尽管如此也不成为期望的射线量的射线量的过与不足量，通过第2实施方式进行补偿。因此，仅通过第2实施方式的反馈控制，如上所述，完全覆盖了栅极控制电压波形图案的曲线G13，但在进行了双方的控制的情况下，在反馈控制中，只对上述过与不足量进行控制即可，所以动态范围小也可以，并且反馈控制系统的环路的响应速度变快。
通过如以上那样动作，测定从X射线源13放射的X射线的射线量，以使该射线量维持在规定的范围内的方式控制管电流，从而直接控制X射线的强度。由此，即使在使管电压沿着时序列发生了变化的情况下，通过以使射线量维持在规定的范围内的方式进行控制，从而以使制动X射线的光子能量分布变得平坦的方式进行控制。即，能够与第1实施方式同样地，实现期望的宽度的光子能量分布，并且将射线量率(X射线强度)维持在规定的范围内，防止与管电压的上升相伴的浪费的暴射。
另外，在第2实施方式中，实测射线量，以使其成为期望的值(或者范围)的方式进行了控制，但还能够实测管电流而同样地进行控制。
虽然说明了本发明的几个实施方式，但这些实施方式是作为例子提示的，并不意图限定发明的范围。这些新的实施方式能够通过其他各种方式实施，在不脱离发明的要旨的范围内，能够进行各种省略、置换、变更。这些实施方式、其变形包含于发明的范围、要旨内，并且包含于权利要求书记载的其均等的范围内。

Claims (6)

1.一种X射线CT装置，具备：
X射线管，朝向被检体放射X射线；
检测器，具备多个检测元件，该检测元件检测构成所述X射线的光子；以及
数据收集部，对检测出的所述光子的数量进行计数，收集基于其结果的投影数据，
其特征在于，该X射线CT装置具备：
管电压发生部，在规定的周期内，边使所述X射线管的管电压变化，边向所述X射线管施加；以及
管电流控制部，在所述管电压增大了的情况下，使管电流减少，在所述管电压减少了的情况下，使所述管电流增大，
以扩大光子分布的能量带的宽度并且降低X射线的射线量的大小的方式，使从所述X射线管放射的所述X射线的光子能量分布平坦化。
2.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述管电流控制部具备栅极控制部，该栅极控制部在所述管电压增大了的情况下，控制所述X射线管的栅极电压而使管电流减少，在所述管电压减少了的情况下，控制所述栅极电压而使所述管电流增大。
3.根据权利要求2所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述栅极控制部根据与所述周期中的管电压的变化对应地预先生成的控制信息，控制所述栅极电压。
4.根据权利要求2所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述栅极控制部具备测量从所述X射线管放射的所述X射线的射线量的测量部，根据测量出的所述射线量，以使所述X射线的射线量包含于规定的范围内的方式控制所述栅极电压。
5.根据权利要求1至4中的任意一项所述的X射线CT装置，其特征在于，
构成为阶段性地切换所述管电压和所述管电流的变化。
6.一种X射线CT装置，具备：
X射线管，朝向被检体放射X射线；
检测器，具备多个检测元件，该检测元件检测构成所述X射线的光子；以及
数据收集部，对检测出的所述光子的数量进行计数，收集基于其结果的投影数据，
其特征在于，
该X射线CT装置具备在规定的周期内边使所述X射线管的管电压变化边向所述X射线管施加的管电压发生部，
通过使所述管电压阶段性地变化，控制所述管电压高的时间和所述管电压低的时间，从而以扩大光子分布的能量带的宽度并且降低X射线的射线量的大小的方式使从所述X射线管放射的所述X射线的光子能量分布平坦化。
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Applicant before: Toshiba Corp

Applicant before: Toshiba Medical System Co., Ltd.

GR01 Patent grant
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