JP2008119094A - Ｘ線管の駆動方法及びｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Abstract

【目的】 小焦点のＸ線管を使用した場合でも実質的に高い管電流で撮影可能なことを課題とする。
【構成】 Ｘ線管を所定デューティー比からなる第１，第２の管電流でパルス駆動する場合に、該Ｘ線管をこれらの平均の管電流で連続運転した場合における陽極温度が所定閾値Ｑｍを超えない範囲内で、前記第１の管電流を平均の管電流よりも大きく、かつ前記第２の管電流を平均の管電流よりも小さく設定することにより、画像再構成に必要なスキャン部分につき、高い管電流で撮影できる。
【選択図】 図４

Description

本発明はＸ線管の駆動方法及びＸ線ＣＴ装置に関し、更に詳しくは、Ｘ線管を異なる管電流によりパルス駆動する場合に適用して好適なるＸ線管の駆動方法及びＸ線ＣＴ装置に関する。

ＣＴ用のＸ線管では許容温度を越えての使用による陽極の破損や劣化を防止するために、管球の入力条件（ｋＶ，ｍＡ，Ｓｅｃ）をリアルタイムに管理することが行われる。Ｘ線管の熱容量を表す指標（定格）には、陽極に瞬時に加えることの可能な瞬時定格（例えば、小焦点では４００ｍＡ、大焦点では８００ｍＡ）と、管球を連続駆動した際に蓄積される陽極の最大許容温度（以下、連続定格とも呼ぶ）とがある。瞬時定格の管理は比較的容易であるが、連続定格の管理には様々な条件が関係してくるためより複雑である。

従来の連続定格に基づくＸ線管の熱管理方法によると、小焦点ではｍＡが低く抑えられてしまうため、止むを得ず大焦点でスキャンすることが多かったが、近年では、マルチスライスＣＴの普及により、スライス厚が大幅に薄くなって、解像度が格段に向上したことにより、小焦点を極力使用したいとの要求が強くなっている。

一方、近年では、被検体のスキャン方法が多様化したことに伴い、Ｘ線管球の熱管理が更に複雑になっている。例えば、心拍同期（Cardiac）診断では、１心拍（約０.５〜１秒）中でもｍＡを大幅に変化させる使用方法（以下、パルス駆動と呼ぶ）が多くなっており、画像再構成に使用するスキャンのみを高ｍＡにし、使用しないスキャンでは低ｍＡにすることが行われる。また、Ｘ線管を連続運転する場合でも、被検体のサイズや撮影部位（内臓組織等）に応じてｋＶやｍＡを変化させるところの、所要（Auto ｍＡ）が行われており、このような場合の陽極温度の管理は一層複雑である。このため、従来は、便宜的に、Ｘ線管球に加えるｋＶやｍＡをその駆動期間中における最大値により一定と見なして、陽極の蓄積温度を計算していた。

なお、従来は、Ｘ線管の熱容量特性に基づきＸ線管の実駆動に伴う陽極の蓄積熱量を時々刻々と求めると共に、現時点の陽極温度に基づき、次回の曝射が許容上限値を超えないための代替え曝射パラメータを求めるＸ線ＣＴ装置が知られている（特許文献１）。
特開２００１−２３１７７５

しかし、上記従来の如く、Ｘ線管球に加えるｋＶやｍＡをその駆動期間中における最大値により一定と見なし、陽極温度を計算する方法であると、最近のＣＴ撮影の如く曝射期間内にｍＡ等を大きく変化させる使用方法では、Ｘ線管の能力を必ずしもフルに発揮させることができない。

本発明は上記従来技術の問題点に鑑みなされたもので、その目的は、小焦点のＸ線管を使用した場合でも実質的に高い管電流で撮影可能なＸ線管の駆動方法及びＸ線ＣＴ装置を提供することにある。

本発明の第１の態様によるＸ線管の駆動方法は、Ｘ線管を所定デューティー比からなる
第１，第２の管電流でパルス駆動する場合に、該Ｘ線管をこれらの平均の管電流で連続運転した場合における陽極温度が所定閾値を超えない範囲内で、前記第１の管電流を平均の管電流よりも大きく、かつ前記第２の管電流を平均の管電流よりも小さく設定するものである。

本発明によれば、Ｘ線管を前記平均の管電流で連続運転した場合における陽極温度が所定閾値（連続定格）を超えない範囲内で、第１の管電流を平均の管電流よりも大きく設定する構成により、小焦点のＸ線管であっても、その陽極に別段の損傷を与えることなく、実質的に高い管電流で撮影可能となり、高い画質を維持できる。

本発明の第２の態様では、前記第１の管電流を被検体のサイズ又は撮影部位に応じて予め決定された大きさに設定する。従って、被検体のサイズや撮影部位によらず、均一な画質が得られる。

本発明の第３の態様では、前記第１の管電流をＸ線管の陽極に規定された瞬時定格電流を超えない範囲内で設定する。従って、陽極の過熱による劣化や損傷を有効に回避できる。

本発明の第４の態様では、前記第２の管電流を０に設定する。実際の装置では、回路構成やスキャンプロトコルによって第２の管電流を０にできない場合も少なくないが、０にできる場合は、０に設定することで第１の管電流をより大きく設定できる。

本発明の第５の態様によるＸ線ＣＴ装置は、被検体を挟んで相対向するＸ線管及びＸ線検出器を備え、Ｘ線検出器から収集した投影データに基づき被検体のＣＴ断層像を再構成するＸ線ＣＴ装置であて、Ｘ線管を所定デューティー比からなる第１，第２の管電流でパルス駆動する場合に、該Ｘ線管をこれらの平均の管電流で連続運転した場合における陽極温度が所定閾値を超えない範囲内で、前記第１の管電流を平均の管電流よりも大きく、かつ前記第２の管電流を平均の管電流よりも小さく設定する管電流設定手段と、前記設定された第１，第２の管電流でＸ線管をパルス駆動する駆動手段とを備えるものである。

本発明の第６の態様によるＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線管の管電流を入力する入力手段を備え、管電流設定手段は、前記入力された管電流を第１の管電流として設定する。従って、まずは画質維持に必要な所望の管電流を入力できる。

本発明の第７の態様では、管電流設定手段は、Ｘ線管の陽極に規定された瞬時定格電流を超えない範囲内で第１の管電流を設定する。従って、陽極の過熱による損傷や劣化を有効に回避できる。

本発明の第８の態様では、管電流設定手段は、前記平均の管電流で連続運転した場合における陽極温度が所定閾値を超えなくなるまで第１の管電流の設定値を減少させる。従って、陽極温度を安全な範囲内に維持できる。

本発明の第９の態様では、管電流設定手段は、前記平均の管電流で連続運転した場合における陽極温度が所定閾値を超えなくなるまで第１，第２の管電流を同一の割合で減少させる。従って、第１，第２の管電流間のバランスを保ったまま、陽極温度を速やかに減少できる。

以上述べた如く本発明によれば、高解像度が得られるような小焦点を使用しても、陽極のｋＷ定格（連続定格）を超えない範囲内で可能な限り高い管電流（ｍＡ）を使用可能と
なるため、高画質のスキャンを効率よく実現でき、Ｘ線ＣＴ装置の画質改善に寄与するところが極めて大きい。

以下、添付図面に従って本発明に好適なる実施の形態を詳細に説明する。なお、全図を通して同一符号は同一又は相当部分を示すものとする。図１は実施の形態によるＸ線ＣＴ装置２００の構成図で、このＸ線ＣＴ装置は、被検体を載せて体（ｚ）軸方向に移動させる撮影テーブル１０と、Ｘ線コーンビームによる被検体のアキシャル／ヘリカルスキャンによるデータ収集を行う走査ガントリ２０と、撮影テーブル１０及び走査ガントリ２０の遠隔制御を行うと共に、操作者が各種の設定操作を行う操作コンソール１と備える。

操作コンソール１は、操作者の入力を受け付ける入力装置２と、本発明による管電流設定処理及び画像再構成処理等を行う中央処理装置（ＣＰＵ）３と、走査ガントリ２０で取得した投影データを収集するデータ収集バッファ５と、投影データに基づき再構成したＣＴ断層像を表示するモニタ６と、本装置の機能を実現するための各種プログラム、データやＸ線ＣＴ画像を記憶する記憶装置７とを備える。また、撮影テーブル１０は、被検体を乗せて走査ガントリ２０のボア（空洞部）内に入れ出しする駆動機構部及び天板（クレードル）１２を備える。

更に、走査ガントリ２０は、Ｘ線管２１と、Ｘ線管２１の管電圧（ｋＶ）・管電流（ｍＡ）等を制御するＸ線コントローラ２２と、Ｘ線ビームのz軸方向の厚さ（スライス厚）を制御するコリメータ２３と、複数列分のＸ線投影データを同時に取得可能な多列検出器２４と、各列の投影データを収集するデータ収集装置ＤＡＳ（Data Acquisition System）２５と、Ｘ線管２１や多列検出器２４等を被検体体軸の回りに回転自在に支持する回転部１５と、その制御を行う回転部コントローラ２６と、操作コンソール１や撮影テーブル１０との間で制御信号のやり取りを行う制御コントローラ２９とを備えている。

係る構成による投影データの収集は次のように行われる。被検体を走査ガントリ２０の空洞部内に位置させた状態で、Ｘ線管２１からのＸ線ビームを被検体に照射する。この状態で、Ｘ線管２１からのＸ線ビームは被検体を透過して多列検出器２４の各検出器列に一斉に入射する。データ収集部２５は多列検出器２４の各検出器列に対応する投影データを生成し、これらをデータ収集バッファ５に格納する。更に、ガントリ１５が僅かに回転した各ビュー角ｉで上記同様のＸ線投影を行い、こうしてガントリ１回転分の投影データを収集・蓄積する。また同時に、アキシャル／ヘリカルスキャン方式に従って撮影テーブル１０を体軸方向に間欠的／連続的に移動させ、こうして被検体の所要撮影領域についての全投影データを収集・蓄積する。次に、本実施の形態によるＸ線管電流制御を詳細に説明する。

図２は実施の形態によるＸ線ＣＴ撮影処理のフローチャートで、Ｘ線管を所定デューティー比からなる第１，第２の管電流でパルス駆動する場合を示している。図示しないが、事前に被検体のスカウトスキャンを行って後、この処理に入力する。ステップＳ１１では操作者が画質維持に必要な所望の管電流ｍＡを設定する。この時点で設定できるｍＡは操作者の経験に基づく平均的なｍＡである。ステップＳ１２では、Ｘ線管の加熱／冷却特性を利用し、従来（例えば特許分家１）と同様の方法により、前記設定された管電流ｍＡにより所要のスキャン時間に渡ってＸ線管を連続駆動したと仮定した場合に、陽極に蓄積される温度が許容最大値（連続定格）Ｑｍを超えるか否かを判定する。連続駆動しても許容温度Ｑｍを超えない場合は、熱的に十分余裕があると考えられるので、ステップＳ２１に進み、前記設定された管電流により被検体のスキャン（パルス駆動）を行う。

また、上記ステップＳ１２の判別で許容温度Ｑｍを超える場合は、ステップＳ１３で、
操作者がこのスキャンで必要な最大の管電流ｍＡ（例えば、心拍同期診断では、１心拍中の画像再構成に使用するスキャンに必要な部分の高ｍＡであって、本発明における第１の管電流に相当）を入力する。なお、第２の管電流については、操作者が指定しても良いが、装置によって予め決定されていても良く、又は、指定された第１の管電流から所定の割合のものとして決定されても良い。ステップＳ１４では入力された最大ｍＡ＞所定閾値ＴＨか否かを判別する。ここで、閾値ＴＨは管球に加えることの可能な瞬時管電流の上限閾値（瞬時定格）である。最大ｍＡ＞ＴＨの場合はステップＳ１５で操作者に最大ｍＡを下げさせるための再設定指示を与え、ステップＳ１３に戻る。

こうして、やがて、上記ステップＳ１４の判別で最大ｍＡ＞ＴＨでなくなると、処理はステップＳ１６に進み、今回の撮影における全体のスキャンプロトコルを入力する。一例のスキャンプロトコルは、例えば図４に示す如く、スキャンの開始ｔ０から終了ｔ１までを一定のデューティー比（図は５０％の例を示す）及び第１，第２の管電流（５００ｍＡ，５０ｍＡ）によりパルス駆動するものである。また、他の例のスキャンプロトコルは、例えば図５に示す如く、スキャンの開始ｔ０から終了ｔ３までに、第１の管電流ｍＡが被検体のスキャン部位（サイズや内臓組織）に応じて３００ｍａ，５００ｍＡ，４００ｍＡと変化するものである。

ステップＳ１７では当該第１，第２の管電流の平均の管電流により当該スキャンプロトコルにおける各区間を連続運転した場合における陽極温度の変化を求める。一般的には、第１，第２の管電流の大きさをα，βｍＡ、かつこれらのパルス幅をｔ１，ｔ２とすると、これらの平均の管電流ｍＡは、平均ｍＡ＝（α＊ｔ１＋β＊ｔ２）／（ｔ１＋ｔ２）により求まる。例えば、α＝５００ｍＡ、β＝５０ｍＡで、デューティー比５０％とすると、これらの平均の管電流ｍＡは、平均ｍＡ＝（５００＊０．５＋５０＊０．５）／（０．５＋０．５）＝２７５ｍＡとなる。また、この場合における陽極温度のシミュレーションは後述の図３のテーブルを使用することで比較的容易に行える。

ステップＳ１８では当該区間を前記平均の管電流で連続駆動した場合における陽極の蓄積温度が所定閾値Ｑｍを超えるか否かを判別し、超えない場合はステップＳ２１に進む。また、超える場合はステップＳ１９で設定ｍＡを調整し、ステップＳ１７に戻る。こうして、前記平均の管電流で連続運転した場合における陽極温度が所定閾値を超えなくなるまで、例えば第１の管電流のみを減少させる。この方法は、第２の管電流βが０又は変更できない場合に有効である。又は、平均の管電流で連続運転した場合における陽極温度が所定閾値Ｑｍを超えなくなるまで第１及び第２の管電流α，βを同一の割合で減少させる。この方法では、両ｍＡが同時に減少するので、速やかに熱条件を満足できる可能性が高い。

こうして、やがて、上記ステップＳ１８における管熱判別がＯＫになると、ステップＳ２１に進み、上記設定（及び調整）された管電流ｍＡにて被検体のスキャンを行う。ステップＳ２２では投影データを収集及び蓄積する。ステップＳ２３では所要領域のスキャンを完了下か否かを判別し、完了でない場合はステップＳ２１に戻る。こうして、やがて、所要のスキャンを完了した場合はステップＳ２４で画像を再構成し、ステップＳ２５では得られたＣＴ断層像を画面に表示する。

図３は実施の形態による陽極温度推定用テーブルを説明する図で、図３（Ａ）はＸ線管球に加えた電力（ｍＡ）と陽極蓄積熱量Ｑの時間変化の関係を示している。該図は、Ｘ線管を、例えば１００ｍＡで連続駆動した場合における陽極の温度変化を１００％とする場合に、該Ｘ線管をそれぞれ７５ｍＡ，５０ｍＡ，及び２５ｍＡで連続駆動した場合における陽極の温度変化をそれぞれ特性７５％，５０％及び２５％で表している。今、蓄積温度の上限（連続定格）をＱｍとすると、ある温度Ｑ＝０から上限温度Ｑ＝Ｑｍに至るまでの
時間ｔが各ｍＡの対応に求められる。

ところで、Ｘ線管球を管電流５０ｍＡで連続運転するのと、管電流１００ｍＡによりデューティー比５０％でパルス駆動するのとでは、厳密ではないが、陽極温度の推移に関しては実質的に略等しいと考えることが可能である。好ましくは、予め行った多数の実験データに基づき、求めた平均の電流ｍＡに対してそれらのデューティー比に応じた補正係数を掛けることで、より厳密な平均の管電流を求めることが可能となる。上記同様にして、図３（Ａ）のカーブ７５％は管電流１００ｍＡをデューティー比７５％でパルス駆動し、カーブ５０％は１００ｍＡをデューティー比５０％でパルス駆動し、カーブ２５％は管電流１００ｍＡをデューティー比２５％でパルス駆動した場合にそれぞれ相当すると考えられる。そこで、本実施の形態では予め多種、多数の管電流ｍＡにつき予め図３（Ａ）のカーブを求めておくことにより、Ｘ線管を任意デューティー比の任意管電流ｍＡで駆動した場合における陽極の熱変化を比較的に容易に推定でき、これをテーブルとして利用できる。

図３（Ｂ）は、管電流ｍＡと、該ｍＡで管球を連続駆動した場合における陽極温度がその上限値Ｑｍに達するまでの時間ｔの関係を示している。図３（Ｂ）は図３（Ａ）に対応する特性を示しており、ある陽極温度の管球を、図３（Ａ）のカーブ１００％，７５％，５０％及び２５％で連続駆動した場合における管球の上限温度Ｑｍに至るまでの各時間ｔをプロットしたものである。従って、図３（Ａ）の各特性からＸ線管を任意デューティー比の任意管電流ｍＡで駆動した場合における任意管球温度から上限温度Ｑｍに至るまでの各駆動可能時間ｔを容易に推定でき、これをテーブルとして利用できる。

図４，図５は実施の形態によるＸ線曝射制御のタイミングチャート（１），（２）で、図４は管球を連続運転する場合と、デューティー比５０％でパルス駆動する場合とについて、陽極温度の変化の相違を示している。図において、波形ａは管電流３００ｍＡで時間ｔ０〜ｔ１の間Ｘ線管を連続駆動した場合を示しており、この場合の陽極温度は特性ａ’で示す如く一様に増加するが、時間ｔ１において陽極の許容温度Ｑｍを超えてはおらず、よって管熱判定はＯＫとなる。しかし、実際の撮影は、例えば心拍に同期した実質デューティー比５０％の波形ｂによりパルス駆動されるため、この場合の陽極温度は特性ｂ’で示す如く、時間ｔ１において陽極の許容温度Ｑｍをかなり下回ってしまう。即ち、従来方法により連続運転を前提として陽極温度を見積もってしまうと、実際のパルス駆動では陽極温度に大幅な余裕が生じてしまい、その分、Ｘ線エネルギーが低くなって、十分な画質が得られない。

一方、このスキャンで必要な画質を得るのに必要な管電流として例えば５００ｍＡが必要であるとすると、もし波形ｃで示す如く管電流５００ｍＡによる連続駆動を前提とする従来の評価方法によると、陽極温度は特性ｃ’で示す如くスキャンの途中で許容温度Ｑｍを超えてしまい、この様なスキャンは到底採用されない。

しかし、本実施の形態では、デューティー比５０％で５０ｍＡと５００ｍＡの駆動を行うことにより、これらの平均の管電流ｄを、ｄ＝（０．５＊５００ｍＡ＋０．５＊５０ｍＡ）／（０．５＋０．５）＝２７５ｍＡにより求め、該平均の管電流で連続駆動したと仮定すると、この場合の陽極温度は略特性ｄ’の如く推移することになり、よって管熱判定がＯＫとなると共に、実際には、所要の画質を維持するのに必要な管電流５００ｍＡによる駆動を可能としている。

図５は、被検体の腕部静脈に血管造影剤を注入してから所定時間の経過後、該被検体の複数の関心部位（胸部Ａ、肝臓部Ｂ、腹部Ｃ等）に対して順次所定デューティー比及び所定ｍＡによるヘリカルシャトルスキャン（往復動スキャン）を行うことにより、動脈の造
影撮影を行う場合を示している。管電流の大きさは、公知のオート（Auto）ｍＡやスマート（Smart）ｍＡの技術により、スキャン部位に応じて予め決定されている。

一例の管電流は、被検体の撮影部位に応じて各所要の画質を得るために、空洞の多い胸部Ａでは３００ｍＡ、内蔵組織で満たされた肝臓部Ｂでは５００ｍＡ、腸等を含む腹部Ｃでは４００ｍＡ必要であるとする。従来の様に各区間の最大ｍＡで連続駆動することを前提とした温度判定方法では、胸部Ａを一定の信号ａ，肝臓部Ｂを一定の信号ｂ、腹部Ｃを一定の信号ｃによりそれぞれ連続運転することになるため、これらに対する熱特性はａ’，ｂ’，ｃ’を組み合わせたものとなり、特性ｂ’の途中で許容温度Ｑｍを超えてしまうことになるため、このようなスキャンプロトコルは採用されない。

しかし、本実施の形態では、胸部Ａをパルス信号ｄ，肝臓部Ｂをパルス信号ｅ、腹部Ｃをパルス信号ｆでそれぞれ運転するため、これらの平均の管電流で各区間を連続運転した場合における陽極温度は、特性ｄ’，ｅ’，ｆ’を組み合わせたものとなり、撮影終了時に許容温度Ｑｍを超えていない。従って、このスキャンプロトコルは採用されると共に、各関心部位Ａ，Ｂ，Ｃについて各所要の画質を維持できる。

なお、上記実施の形態では、Ｘ線管の管電流ｍＡの制御処理を中心に述べたが、同時に管電圧ｋＶを制御するように構成しても良い。

また、上記本発明に好適なる実施の形態を述べたが、本発明思想を逸脱しない範囲内で各部の構成、制御、処理及びこれらの組み合わせの様々な変更が行えることは言うまでも無い。

実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の構成図である。 実施の形態によるＸ線ＣＴ撮影処理のフローチャートである。 実施の形態による陽極温度推定用テーブルを説明する図である。 実施の形態によるＸ線曝射制御のタイミングチャート（１）である。 実施の形態によるＸ線曝射制御のタイミングチャート（２）である。

符号の説明

１ 操作コンソール
２ 入力装置
３ 中央処理装置（ＣＰＵ）
５ データ収集バッファ
６ モニタ
７ 記憶装置
１０ 撮影テーブル
１２ 天板（クレードル）
１５ 回転部
２０ 走査ガントリ
２１ Ｘ線管
２３ コリメータ
２４ 多列検出器
２５ データ収集装置

Claims (9)

1. Ｘ線管を所定デューティー比からなる第１，第２の管電流でパルス駆動する場合に、該Ｘ線管をこれらの平均の管電流で連続運転した場合における陽極温度が所定閾値を超えない範囲内で、前記第１の管電流を平均の管電流よりも大きく、かつ前記第２の管電流を平均の管電流よりも小さく設定することを特徴とするＸ線管の駆動方法。
2. 前記第１の管電流を被検体のサイズ又は撮影部位に応じて予め決定された大きさに設定することを特徴とする請求項１記載のＸ線管の駆動方法。
3. 前記第１の管電流をＸ線管の陽極に規定された瞬時定格電流を超えない範囲内で設定することを特徴とする請求項１又は２記載のＸ線管の駆動方法。
4. 前記第２の管電流を０に設定することを特徴とする請求項１乃至３の何れか一つに記載のＸ線管の駆動方法。
5. 被検体を挟んで相対向するＸ線管及びＸ線検出器を備え、Ｘ線検出器から収集した投影データに基づき被検体のＣＴ断層像を再構成するＸ線ＣＴ装置であて、
   Ｘ線管を所定デューティー比からなる第１，第２の管電流でパルス駆動する場合に、該Ｘ線管をこれらの平均の管電流で連続運転した場合における陽極温度が所定閾値を超えない範囲内で、前記第１の管電流を平均の管電流よりも大きく、かつ前記第２の管電流を平均の管電流よりも小さく設定する管電流設定手段と、
   前記設定された第１，第２の管電流でＸ線管をパルス駆動する駆動手段とを備えることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
6. Ｘ線管の管電流を入力する入力手段を備え、
   管電流設定手段は、前記入力された管電流を第１の管電流として設定することを特徴とする請求項５記載のＸ線ＣＴ装置。
7. 管電流設定手段は、Ｘ線管の陽極に規定された瞬時定格電流を超えない範囲内で第１の管電流を設定することを特徴とする請求項６記載のＸ線ＣＴ装置。
8. 管電流設定手段は、前記平均の管電流で連続運転した場合における陽極温度が所定閾値を超えなくなるまで第１の管電流の設定値を減少させることを特徴とする請求項７記載のＸ線ＣＴ装置。
9. 管電流設定手段は、前記平均の管電流で連続運転した場合における陽極温度が所定閾値を超えなくなるまで第１，第２の管電流を同一の割合で減少させることを特徴とする請求項７記載のＸ線ＣＴ装置。

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