JP2011167465A - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Abstract

【課題】Ｘ線ＣＴ装置において、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させると共に、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。
【解決手段】Ｘ線ＣＴ装置のＸ線発生器２１は、陰極４３ａ，４３ｂと、陽極４２と陰極４３ａ，４３ｂとの間にそれぞれ備えられるグリッド４４ａ，グリッド４４ｂと、陰極４４ａに印加された第１の管電圧に基づく電子と、陰極４４ｂに印加された第２の管電圧に基づく電子とを択一的に陽極４２に衝突させるために、グリッド４４ａ，４４ｂの電圧をそれぞれ制御するＧＣＣ３３ａ，３３ｂと、陰極４３ａの管電流及び陰極４３ｂの管電流をそれぞれ制御するＦＨＣ３４ａ，３４ｂと、を有する。
【選択図】 図２

Description

本発明は、医用Ｘ線ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置に関するもので、特に、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に使用されるＸ線ＣＴ装置に関する。

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：ｄａｔａ ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ ｓｙｓｔｅｍ）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。

図６は、従来のＸ線ＣＴ装置におけるＸ線発生器の構成を示すブロック図である。

図６は、従来のＸ線ＣＴ装置のＸ線発生器１０１、コントローラ１０２、及びＤＡＳ１０３を示す。Ｘ線発生器１０１は、Ｘ線管１１１、管電圧設定器ユニット１１２（低い管電圧に対応する管電圧設定器１１２ａ、及び高い管電圧に対応する管電圧設定器１１２ｂ）、スイッチ１１３、及び高電圧電源１１４を備える。Ｘ線管１１１は、内部が高真空に保持されたインサートバルブ１２１を有する。Ｘ線管１１１は、インサートバルブ１２１内に、陽極１２２と、陰極１２３とを封入する。Ｘ線管１１１は、二極真空管（又は、図示しないグリッドを備えた三極真空管）を形成する。

管電圧設定器１１２ａは、低い管電圧を設定する一方、管電圧設定器１１２ｂは、高い管電圧を設定する。管電圧設定器１１２ａ，１１２ｂの出力は、管電圧設定器１１２ａ又は１１２ｂを選択可能なスイッチ１１３を介して高電圧電源１１４に接続される。高電圧電源１１４のプラス側出力は、Ｘ線管１１１の陽極１２２に電気的に接続されると共に、接地される。また、高電圧電源１１４のマイナス側出力は、Ｘ線管１１１の陰極１２３に電気的に接続される。

コントローラ１０２は、スイッチ１１３の切換えを制御してデュアルエナジースキャンを実行させ、管電圧設定器１１２ａによる低い管電圧を高電圧電源１１４から出力させるか、管電圧設定器１１２ｂによる高い管電圧を高電圧電源１１４から出力させるかを選択する。コントローラ１０２からの制御信号により、スイッチ１１３は、選択された管電圧設定信号を高電圧電源１１４に与える。

コントローラ１０２からの制御信号はＤＡＳ１０３にも送られる。ＤＡＳ１０３は、デュアルエナジースキャンによって収集したデータが、低い管電圧のＸ線照射によるものか、また、高い管電圧のＸ線照射によるものかを認識する。よって、従来のＸ線ＣＴ装置では、異なったエネルギーにより被検体を透過したＸ線を検出したデータから、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ある程度分離することができる。

また、低い管電圧及び高い管電圧によって得られる各Ｘ線画像の濃度を一定にするために、高い管電圧のＸ線照射時には低い管電圧のＸ線照射時と比べて管電流を小さくし設定して、各Ｘ線照射において照射されるＸ線の線量を等しくする技術が開示されている（例えば、特許文献１、２参照）。

特開２００３−１１５２７２号公報 特開２００７−１６５０８１号公報

しかしながら、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、従来技術では、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。しかしながら、管電圧を変化させても照射するＸ線の量は一定に保つことが、十分な診断画質を得ながら被検体のＸ線被曝を低減する上では重要である。

ここで、Ｘ線管から照射されるＸ線の量は、管電流に比例し、管電圧の二乗に比例することが知られているので、従来技術の場合、低い管電圧、例えば８０［ｋＶ］のときに必要とされる管電流を設定した場合、高い管電圧、例えば１４０［ｋＶ］のとき、必要な量の３倍以上のＸ線を照射していることになる。よって、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はできない。高い管電圧では低い管電圧に対して約１／３の管電流とすることができれば、照射するＸ線の量を両者間で一定に保つことが可能となる。

本発明は、上述のような事情を考慮してなされたもので、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Ｘ線ＣＴ装置を提供することを目的とする。

また、本発明は、上述のような事情を考慮してなされたもので、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なＸ線ＣＴ装置を提供することを目的とする。

本発明に係るＸ線ＣＴ装置は、上述した課題を解決するために、陽極、陰極及びグリッドを備えるＸ線管を有するＸ線ＣＴ装置において、前記陰極としての第１陰極及び第２陰極と、前記陽極と前記第１陰極及び前記第２陰極との間にそれぞれ備えられる、前記グリッドとしての第１グリッド及び第２グリッドと、前記第１陰極に印加された第１の管電圧に基づく電子と、前記第２陰極に印加された第２の管電圧に基づく電子とを択一的に前記陽極に衝突させるために、前記第１グリッド及び前記第２グリッドの電圧をそれぞれ制御する第１電圧制御手段及び第２電圧制御手段と、前記第１陰極の管電流及び前記第２陰極の管電流をそれぞれ制御する第１管電流制御手段及び第２管電流制御手段と、を有する。

本発明に係るＸ線ＣＴ装置によると、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、本発明に係るＸ線ＣＴ装置によると、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。

本実施形態のＸ線ＣＴ装置を示すハードウェア構成図。 本実施形態のＸ線ＣＴ装置におけるＸ線発生器の第１の構成例を示すブロック図。 本実施形態のＸ線ＣＴ装置におけるＸ線発生器の第２の構成例を示すブロック図。 本実施形態のＸ線ＣＴ装置におけるＸ線発生器の第３の構成例を示すブロック図。 本実施形態におけるＸ線ＣＴ装置のＸ線発生器の構造例を示す図。 従来のＸ線ＣＴ装置におけるＸ線発生器の構成を示すブロック図。

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。
本実施形態のＸ線ＣＴ装置には、Ｘ線管とＸ線検出器とが１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本発明を適用可能である。ここでは、現在、主流を占めている回転／回転タイプとして説明する。

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線管とＸ線検出器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装置として説明する。

図１は、本実施形態のＸ線ＣＴ装置を示すハードウェア構成図である。
図１は、本実施形態のＸ線ＣＴ装置１を示す。Ｘ線ＣＴ装置１は、大きくは、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、Ｘ線検出器２２、絞り２３、ＤＡＳ（ｄａｔａ ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ ｓｙｓｔｅｍ）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を設ける。

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、ＧＣＣ（ｇｒｉｄ ｃｏｎｔｒｏｌ ｃｉｒｃｕｉｔ）ユニット３３（図２に図示）、及びＦＨＣ（ｆｉｌａｍｅｎｔ ｈｅａｔｉｎｇ ｃｉｒｃｕｉｔ）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Ｘ線検出器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。なお、Ｘ線発生器２１についての具体的な構成については後述する。

Ｘ線検出器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、Ｘ線検出器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Ｘ線検出器２２（マルチスライス型検出器ともいう。）である。Ｘ線検出器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、Ｘ線検出器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、Ｘ線検出器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Ｘ線検出器２２とを対向させた状態で、Ｘ線管３１、Ｘ線検出器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。

コントローラ２６は、ＣＰＵ（ｃｅｎｔｒａｌ ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ ｕｎｉｔ）、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。

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（ｌｏｃａｌ ａｒｅａ ｎｅｔｗｏｒｋ）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（ｈａｒｄ ｄｉｓｃ ｄｒｉｖｅ）、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。

図２は、本実施形態のＸ線ＣＴ装置１におけるＸ線発生器２１の第１の構成例を示すブロック図である。
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、及びグリッドユニット４４を封入する。陰極ユニット４３は、２つの陰極４３ａ，４３ｂを備え、グリッドユニット４４は、陰極４３ａに対応するグリッド４４ａと、陰極４３ｂに対応するグリッド４４ｂとを備える。すなわち、Ｘ線管３１は、三極真空管を形成する。

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。

グリッドユニット４４のグリッド４４ａ，４４ｂは、二極管間に配置される粗い網状の電極である。陰極４３ａに対するその電位を変化させることによって、グリッド４４ａは、陰極４３ａと陽極４２と間の加速電界を増強又は抑制させる役割を有している。陰極４３ａと陽極４２との間のグリッド４４ａに、陰極４３ａに対して負のカットオフ電圧を印加すると、陰極４３ａから放出される熱電子を遮断することができる。また、グリッド４４ａの電圧を、陰極４３ａに対して０［Ｖ］にすると陰極４３ａから熱電子が放出され、放出された熱電子が陽極４２に衝突することで、Ｘ線が発生する。グリッドユニット４４のグリッド４４ｂについてもグリッド４４ａと同様に作用する。

ＧＣＣユニット３３は、グリッド４４ａに対応するＧＣＣ３３ａと、グリッド４４ｂに対応するＧＣＣ３３ｂとを備える。ＧＣＣ３３ａの出力は、グリッド４４ａに電気的に接続され、ＧＣＣ３３ｂの出力は、グリッド４４ｂに電気的に接続される。コントローラ２６は、陰極４３ａに印加された低い管電圧（８０［ｋＶ］）に基づく熱電子と、陰極４３ｂに印加された高い管電圧（１４０［ｋＶ］）に基づく熱電子とを択一的に陽極４２に衝突させるために、ＧＣＣ３３ａ，３３ｂを介してグリッド４４ａ及びグリッド４４ｂの電圧をそれぞれ制御する。ＧＣＣ３３ａは、グリッド４４ａの電圧をカットオフ電圧又は０［Ｖ］に切り替え、ＧＣＣ３３ｂは、グリッド４４ｂの電圧を０又はカットオフ電圧［Ｖ］に切り替える。

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。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］とすると、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。図２に示す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。

ここで、図２に示す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ＧＣＣ３３ａ，３３ｂを介して２つのグリッド４４ａ，４４ｂの電圧を交互に切り替えることができる。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線を交互に陽極４２から発生させることができる。

また、図２に示す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。

図２に示す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。よって、ＤＡＳ２４は、デュアルエナジースキャンによって収集したデータが、低い管電圧によってＸ線管３１から照射されたＸ線に基づくものか、また、高い管電圧によってＸ線管３１から照射されたＸ線に基づくものかを判断可能である。したがって、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。

なお、図２に示すＸ線発生器２１では、陰極４３ａ，４３ｂが熱陰極構造である場合を例にとって説明したが、その場合に限定されるものではなく、陰極４３ａ，４３ｂが冷陰極構造であってもよい。その場合、ＧＣＣ３３ａ，３３ｂは、グリッド４４ａ，４４ｂの電圧をそれぞれ制御することによって、陰極４３ａ，４３ｂの管電流をそれぞれ制御することが可能である。また、Ｘ線ＣＴ装置１では、図３に示すように、２つの高電圧電源３２ａ，３２ｂを直列に接続して、低い管電圧と高い管電圧を得る方法を示した。しかし、本発明に係るＸ線ＣＴ装置は、その場合に限定されるものではない。

図３は、本実施形態のＸ線ＣＴ装置１におけるＸ線発生器２１の第２の構成例を示すブロック図である。
図３に示すように、高電圧電源ユニット３２は、１つの高電圧電源３２ｃを設ける。図３では、高電圧電源３２ｃから、デュアルエナジースキャンにおける低い管電圧と、高い管電圧とをそれぞれ取り出せる。デュアルエナジースキャンにおける低い管電圧をＶＬとし、高い管電圧をＶＨとすると、高電圧電源３２ｃは、電圧ＶＬ，ＶＨ−ＶＬをそれぞれ出力可能である。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］とすると、高電圧電源３２ｃによって−８０［ｋＶ］及び−１４０［ｋＶ］がそれぞれ出力される。

高電圧電源３２ｃの−８０［ｋＶ］側のマイナス側出力と、高電圧電源３２ｃの−６０［ｋＶ］側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３２ｃの−８０［ｋＶ］側のプラス側出力は、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３２ｃの−６０［ｋＶ］側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。図３に示すＸ線発生器２１では、図２に示すＸ線発生器２１と同様に、Ｘ線管３１の陰極４３ａには高電圧電源３２ｃから管電圧８０［ｋＶ］が、陰極４３ｂには高電圧電源３２ｃから管電圧１４０［ｋＶ］がそれぞれ印加される。

図４は、本実施形態のＸ線ＣＴ装置１におけるＸ線発生器２１の第３の構成例を示すブロック図である。
図４に示すように、高電圧電源ユニット３２は、２つの高電圧電源３２ａ，３２ｄを設ける。デュアルエナジースキャンにおける低い管電圧を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３２ｄは、電圧ＶＨ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］とすると、高電圧電源３２ａによって−８０［ｋＶ］が出力され、高電圧電源３２ｄによって−１４０［ｋＶ］が出力される。

高電圧電源３２ａ，３２ｄのプラス側出力は、Ｘ線管３１の陽極４２に電気的にそれぞれ接続されると共に、それぞれ接地される。高電圧電源３２ａのマイナス側出力は、Ｘ線管３１の陰極４３ａに接続される。高電圧電源３２ｄ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。図４に示すＸ線発生器２１では、図２及び図３に示すＸ線発生器２１と同様に、Ｘ線管３１の陰極４３ａには高電圧電源３２ａから管電圧８０［ｋＶ］が、陰極４３ｂには高電圧電源３２ｄから管電圧１４０［ｋＶ］がそれぞれ印加される。

図５は、本実施形態におけるＸ線ＣＴ装置１のＸ線管３１の一部の構造例を示す図である。
図５に示すように、Ｘ線管３１の陰極４３ａから放出される熱電子Ｅａと、陰極４３ｂから放出される熱電子Ｅｂとが陽極４２の略同一位置Ｐに衝突するように、熱電子Ｅａ，Ｅｂの軌道が陽極４２の垂線Ｖに対して角度を有するように配置される。

また、Ｘ線管３１の陰極４３ａは、陰極４３ｂよりも陽極４２の位置Ｐの近くに配置される。陰極４３ａと陽極４２との間には８０［ｋＶ］の電位差が生じる一方、陰極４３ｂと陽極４２との間には１４０［ｋＶ］の電位差が生じるからである。よって、高い管電圧１４０［ｋＶ］の陰極４３ｂと陽極４２の位置Ｐとの間に生じる電位の勾配に従って、陰極４３ｂと陽極４２との間に陰極４３ａの管電圧８０［ｋＶ］の電位位置を定め、定められた電位位置と位置Ｐとの間の距離を、低い管電圧の陰極４３ａと位置Ｐとの間の距離と設定する。

さらに、陰極４３ａ，４３ｂ間には、絶縁板４５が配置される。陰極４３ａ，４３ｂ間には６０［ｋＶ］の電位差が生じるからである。よって、絶縁板４５は、陰極４３ｂから放出された熱電子Ｅｂが、陰極４３ａ側に向かうことを防ぐ機能を有する。

本実施形態のＸ線ＣＴ装置１によると、Ｘ線発生器２１に、２つの管電圧を出力する高電圧電源ユニット３２と、２つの陰極４３ａ，４３ｂと、陰極４３ａ，４３ｂにそれぞれ対応する２つのグリッド４４ａ，４４ｂと、グリッド４４ａ，４４ｂにそれぞれ対応するＧＣＣ３３ａ，３３ｂとを備えることで、陰極４３ａ，４３ｂに異なる管電圧を与え、グリッド４４ａ，４４ｂの電圧を制御して各陰極４３ａ，４３ｂから放出される熱電子Ｅａ，Ｅｂを交互に切り替えることによって、高電圧電源ユニット３２の出力を切り替える必要がない。よって、本実施形態のＸ線ＣＴ装置１によると、Ｘ線管３１で発生するＸ線のエネルギーを高速に切り替えることができるので、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十分に分離することができる。

また、本実施形態のＸ線ＣＴ装置１によると、Ｘ線発生器２１に、２つの陰極４３ａ，４３ｂと、陰極４３ａ，４３ｂにそれぞれ対応する２つのＦＨＣ３４ａ，３４ｂとを備えることで、ＦＨＣ３４ａ，３４ｂを用いて各陰極４３ａ，４３ｂに対してそれぞれ独立して管電流を設定できるので、低い管電圧によるＸ線照射の場合は大きな管電流を設定し、高い管電圧によるＸ線照射の場合は小さな管電流を設定できる。よって、Ｘ線ＣＴ装置１によると、エネルギー分布の異なるＸ線を発生させるデュアルエナジースキャンを必要最小限のＸ線照射で行なうことができ、被検体Ｏに照射する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ＯのＸ線被曝を約１／２と大幅に低減することができる。

１ Ｘ線ＣＴ装置
１１ スキャナ装置
１２ 画像処理装置
２１ Ｘ線発生器
２４ ＤＡＳ
３１ Ｘ線管
３２ 高電圧電源ユニット
３２ａ，３２ｂ，３２ｃ，３２ｄ 高電圧電源
３３ ＧＣＣユニット
３３ａ，３３ｂ ＧＣＣ
３４ ＦＨＣユニット
３４ａ，３４ｂ ＦＨＣ
４１ インサートバルブ
４２ 陽極
４３ 陰極ユニット
４３ａ，４３ｂ 陰極
４４ グリッドユニット
４４ａ，４４ｂ グリッド
４５ 絶縁板

Claims (9)

1. 陽極、陰極及びグリッドを備えるＸ線管を有するＸ線ＣＴ装置において、
   前記陰極としての第１陰極及び第２陰極と、
   前記陽極と前記第１陰極及び前記第２陰極との間にそれぞれ備えられる、前記グリッドとしての第１グリッド及び第２グリッドと、
   前記第１陰極に印加された第１の管電圧に基づく電子と、前記第２陰極に印加された第２の管電圧に基づく電子とを択一的に前記陽極に衝突させるために、前記第１グリッド及び前記第２グリッドの電圧をそれぞれ制御する第１電圧制御手段及び第２電圧制御手段と、
   前記第１陰極の管電流及び前記第２陰極の管電流をそれぞれ制御する第１管電流制御手段及び第２管電流制御手段と、
   を有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
2. 前記電子を選択する場合、前記第１電圧制御手段は、前記第１グリッドの電圧をカットオフ電圧又は０に変更すると共に、前記第２電圧制御手段は、前記第２グリッドの電圧を０又はカットオフ電圧に変更することを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
3. 前記第１管電流制御手段は、前記第１の管電圧が前記第２の管電圧より低い場合、前記第２陰極の管電流より大きくなるように前記第１陰極の管電流を制御する一方、前記第１の管電圧が前記第２の管電圧より高い場合、前記第２陰極の管電流より小さくなるように前記第１陰極の管電流を制御することを特徴とする請求項１又は２に記載のＸ線ＣＴ装置。
4. 前記第１の管電圧を出力可能な第１高電圧電源と、前記第１の管電圧と前記第２の管電圧との差分電圧を出力可能な第２高電圧電源と、
   前記第１高電圧電源及び前記第２高電圧電源を直列に接続し、前記第１高電圧電源のプラス側出力を前記陽極に、前記第１高電圧電源のマイナス側出力と前記第２高電圧電源のプラス側出力とを前記第１陰極に、前記第２高電圧電源のマイナス側出力を前記第２陰極にそれぞれ接続する接続手段と、
   を有することを特徴とする請求項１乃至３のうちいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
5. 前記第１の管電圧及び前記第２の管電圧を出力可能な高電圧電源と、前記高電圧電源における前記第１の管電圧のプラス側出力を前記陽極に、前記第１の管電圧のマイナス側出力と前記第２の管電圧のプラス側出力とを前記第１陰極に、前記第２の管電圧のマイナス側出力を前記第２陰極にそれぞれ接続する接続手段と、
   を有することを特徴とする請求項１乃至３のうちいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
6. 前記第１の管電圧を出力可能な第１高電圧電源と、前記第２の管電圧を出力可能な第２高電圧電源と、
   前記第１高電圧電源のプラス側出力と前記第２高電圧電源のプラス側出力とを前記陽極に、前記第１高電圧電源のマイナス側出力を前記第１陰極に、前記第２高電圧電源のマイナス側出力を前記第２陰極にそれぞれ接続する接続手段と、
   を有することを特徴とする請求項１乃至３のうちいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
7. 前記第１陰極及び前記第２陰極は冷陰極構造を有し、前記第１電圧制御手段及び前記第２電圧制御手段は、前記第１グリッド及び前記第２グリッドの電圧をそれぞれ制御することによって、前記第１陰極及び前記第２陰極の管電流をそれぞれ制御することを特徴とする請求項１乃至６のうちいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
8. 前記第１陰極及び前記第２陰極からそれぞれ放出された電子が前記陽極上の略同一位置に衝突するように、前記第１陰極及び前記第２陰極は、前記陽極の垂線に対して角度を付けて配置したことを特徴とする請求項１乃至７のうちいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
9. 前記第１陰極が前記第２陰極より管電圧が大きい場合、前記第１陰極と前記陽極の衝突点との間に生じる電位の勾配に従って、前記第１陰極と前記陽極との間に前記第２陰極の管電圧の電位位置を定め、定められた電位位置と前記衝突点との間の距離を、前記第２陰極と前記衝突点との距離と設定することを特徴とする請求項１乃至８のうちいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。

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