JP2011167467A

JP2011167467A - Ｘ線ｃｔ装置

Info

Publication number: JP2011167467A
Application number: JP2010036430A
Authority: JP
Inventors: Fumio Ishiyama; 文雄石山
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2010-02-22
Filing date: 2010-02-22
Publication date: 2011-09-01

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する。
【解決手段】Ｘ線源３１は、電子源４１に第１の電圧及び第２の電圧を印加する直流電源３２と、第１の電圧によって電子源４１から放出された電子を加速させる線形加速管４２と、電子源４１に第１・第２の電圧を印加する場合、線形加速管４２に各々第１・第２の高周波電力を供給する高周波電源３３と、線形加速管４２から排出された電子を衝突させてＸ線を発生させるターゲット４３と、スキャン中に、電子源４１に印加する第１の電圧と第２の電圧とを交互に繰り返すように直流電源３２及び高周波電源３３を制御するコントローラ２６と、コントローラ２６からの制御信号に応じて、スキャンによって得られるデータが、第１の電圧又は第２の電圧によってターゲット４３で発生されるＸ線に基づくものであるかを判断し、その判断に応じたデータ収集を行なうＤＡＳ２４と、を有する。
【選択図】図２

Description

本発明は、医用Ｘ線ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）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：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。

図４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４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ガラスバルブ１２１を有する。Ｘ線管１１１は、ガラスバルブ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、高い管電圧によるＸ線照射時には低い管電圧による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）。

さらに、乾電池で動作し、持ち運びが容易な超小型電子加速器に関する技術が開示されている（例えば、非特許文献１参照）。

特開２００３−１１５２７２号公報特開２００７−１６５０８１号公報

http://www.aist.go.jp/aist_j/press_release/pr2007/pr20071022/pr20071022.html

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、電子を放出する電子源と、前記電子源に第１の電圧及び第２の電圧を印加可能な電子源電源と、前記第１の電圧によって前記電子源から放出された電子を加速させる加速器と、前記電子源に前記第１の電圧を印加する場合、前記加速器に第１の高周波電力を供給する一方、前記電子源に前記第２の電圧を印加する場合、前記加速器に第２の高周波電力を供給する加速器電源と、前記加速器から排出された電子を衝突させてＸ線を発生させるターゲットと、スキャン中に、前記電子源に印加する電圧を前記第１の電圧又は前記第２の電圧とし、前記第１の電圧によるＸ線の発生と前記第２の電圧によるＸ線の発生とを交互に繰り返すように前記電子源電源及び前記加速器電源を制御するスキャン制御手段と、前記スキャン制御手段からの制御信号に応じて、前記スキャンによって得られるデータが、前記第１の電圧によって前記ターゲットで発生されるＸ線に基づくものであるか、又は、前記第２の電圧によって前記ターゲットで発生されるＸ線に基づくものであるかを判断し、その判断に応じたデータ収集を行なうデータ収集手段と、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、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線源の構造例を示す図。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線源と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線源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線源と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（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を設ける。

Ｘ線発生器２１は、大きくは、Ｘ線源３１、直流電源３２、及び高周波電源３３（図２に図示）によって構成される。Ｘ線源３１は、直流電源３２から印加された電圧に応じて発生されたＸ線をＸ線検出器２２に向かって照射する。Ｘ線源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。直流電源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線源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線源３１から照射され、被検体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線源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線源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線源３１とＸ線検出器２２とを対向させた状態で、Ｘ線源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（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。

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。

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は、Ｘ線源３１、直流電源３２、及び高周波電源３３を備える。

Ｘ線発生器２１のＸ線源３１は、電子源（エミッタ）４１、線形加速管４２、及びターゲット（回転陽極）４３を備える。

電子源４１は、直流電源３２によって電圧が印加されることで、電子ｅを放出する。電子源４１としては、フィラメントを加熱して熱電子を放出させる熱電子放出型、又は、カーボンナノチューブ（ＣＮＴ）やカーボンナノ構造体（ＣＮＸ）に電界を加えて、電子を放出させる電界放射型が挙げられる。

線形加速管４２は、中央に穴の開いた３枚の銅板と、銅板の間にある、電子ｅの進行方向に２段の絶縁筒（共振器）とによって構成される。線形加速管４２は、線形加速管４２内を進行する電子ｅの進行方向がターゲット４３の回転軸Ｒとほぼ平行になるように配置される。線形加速管４２は、両端の２枚の銅板を接地電位とする。線形加速管４２は、高周波電源３３によって高周波電力が供給されることで、管内に進行波を発生させ、電子源４１から取り出した電子ｅの進行軌道を曲げずに電子ｅを直線的に加速させる。なお、図２では、線形加速管４２が電子ｅの進行方向に２段の絶縁筒を備える場合について説明するが、その場合に限定されるものではく、絶縁筒の段数を増やすことにより、電子ｅの加速エネルギーを増大させることもできる。

ターゲット４３は、円盤形状であり、Ｘ線を発生する際に回転軸Ｒを中心に回転することで、高温にさらされる電子ｅの衝突面を常に移動させて衝突面の実面積を増大させることで、自身の溶解を防ぐ構造を有する。ターゲット４３は、一般的には、タングステン金属の板によって形成される。ターゲット４３は、線形加速管４２で加速された電子ｅを衝突させ、制動Ｘ線を発生させる。なお、ターゲット４３は、回転陽極に限定されるものではなく、固定陽極であってもよい。

直流電源３２は、コントローラ２６による制御の下、電子源４１及び線形加速管４２の一端の電極との間に印加される直流電圧を切り替え、電子源４１から線形加速管４２に進入する電子ｅの量を切り替える。線形加速管４２側を接地電位とし、電子源４１にマイナスの電圧を印加すると、線形加速管４２側は、電子源４１に対してプラス電位となり、電子源４１から電子ｅを取り出すことができる。電子ｅの量は、電子源４１に印加する電圧によって制御することができる。

高周波電源３３は、コントローラ２６による制御の下、線形加速管４２に供給される高周波電力を切り替える。高周波電源３３は、線形加速管４２に供給する高周波電力を切り替えることで、線形加速管４２内に発生する進行波の速度を切り替え、電子ｅの加速エネルギーを切り替える。

次に、図２を用いて、デュアルエナジースキャン中に発生するＸ線のエネルギー分布を切り替える方法について説明する。

デュアルエナジースキャン中、コントローラ２６による制御の下、直流電源３２が電子源４１にマイナスの第１の電圧を印加することで、電子源４１から電子ｅが取り出される。また、高周波電源３３が線形加速管４２に第１の高周波電力を供給することで、電子源４１から放出された電子ｅが電子エネルギー８０［ｋｅＶ］まで加速される。線形加速管４２から排出された電子ｅがターゲット４３に衝突すると、ターゲット４３で制動Ｘ線が発生される。発生されたＸ線のエネルギー分布は、Ｘ線源３１に代用されるＸ線管に８０［ｋＶ］の管電圧を印加する場合に発生されるＸ線と同じものである。

続いて、デュアルエナジースキャン中、コントローラ２６による制御の下、電子源４１に印加される第１の電圧を、電子源４１から取り出す電子ｅの量を第１の電圧を印加する場合と比較して１／３に減らすような、第１の電圧より低いマイナスの第２の電圧に切り替える。直流電源３２が電子源４１に第２の電圧を印加することで、電子源４１から電子ｅが取り出される。また、高周波電源３３が線形加速管４２に第２の高周波電力を供給することで、電子源４１から放出される電子ｅが電子ネルギー１４０［ｋｅＶ］まで加速される。線形加速管４２から排出された電子ｅがターゲット４３に衝突することで、ターゲット４３で制動Ｘ線が発生される。発生されたＸ線のエネルギー分布は、Ｘ線源３１に代用されるＸ線管に１４０［ｋＶ］の管電圧を印加する場合に発生されるＸ線と同じものである。

さらに続いて、デュアルエナジースキャン中、コントローラ２６による制御の下、電子源４１に印加される第２の電圧を、第１の電圧に切り替える。

以上のように電子源４１に印加される電圧を繰り返し切り替えることで、デュアルエナジースキャンが実行される。デュアルエナジースキャン中、コントローラ２６による制御の下、直流電源３２によって印加される電圧と、高周波電源３３によって供給される高周波電力とを切り替えることで、ターゲット４３で発生するＸ線のエネルギー分布と量を高速に切り替えることができる。よって、この制御により、デュアルエナジースキャンの１ｖｉｅｗ毎にＸ線のエネルギー分布を切り替えることができ、被検体Ｏを構成する元素を分離して映像化することができる。

なお、上記の例では、電子ｅの加速エネルギーを８０［ｋｅＶ］と１４０［ｋｅＶ］としたが、これに限ったものではなく、分離したい元素の性質にあわせ、変化させることができる。また、１ｖｉｅｗ毎の電子ｅの加速エネルギーは２種類に限ったものではなく、３種類以上とし、複数の元素の分離した画像を得ることもできる。

直流電源３２、及び高周波電源３３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、電子源４１に対する第１の電圧によってＸ線源３１から照射されたＸ線に基づくものか、また、電子源４１に対する第２の電圧によってＸ線源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。

図３は、Ｘ線源３１の構造例を示す図である。
線形加速管４２をターゲット４３の回転軸Ｒと平行に配置すると、回転部２５（図１に図示）の厚みが増してしまう。これは、ターゲット４３を支持するベアリングの強度の関係で、ターゲット４３の回転軸Ｒと回転部２５の回転軸とを平行にする必要があるからである。

そこで、図３に示すＸ線源３１は、線形加速管４２内を進行する電子ｅの進行方向がターゲット４３面とほぼ平行になるように線形加速管４２を配置し、また、線形加速管４２から排出された電子ｅを曲げてターゲット４３に衝突するように偏向磁石４４を配置する。偏向磁石４４は、電磁石で実現し、図示しない電源によって励磁させ、偏向量を調節できるように構成してもよい。

図３に示すような線形加速管４２とターゲット４３との位置関係をとることで、回転部２５の厚みを薄くすることができ、ひいては、スキャナ装置１１の架台の厚みを薄くすることができる。架台の厚みを薄くすることは、被検体Ｏに圧迫感をあたえないため、また、Ｘ線ＣＴ装置１自体の設置面積を少なくするために重要である。

本実施形態のＸ線ＣＴ装置１によると、Ｘ線発生器２１に、高周波電源３３及び線形加速管４２を備えることで、高電圧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線源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、高周波電源３３及び線形加速管４２を備え、また、電子源４１から放出される電子ｅの量を制御することで、Ｘ線源３１から照射されるＸ線の量を電子的に制御できる。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。

１Ｘ線ＣＴ装置
１１スキャナ装置
１２画像処理装置
２１Ｘ線発生器
２４ＤＡＳ
３１Ｘ線源
３２直流電源
３３高周波電源
４１電子源
４２線形加速管
４３ターゲット
４４偏向磁石

Claims

電子を放出する電子源と、
前記電子源に第１の電圧及び第２の電圧を印加可能な電子源電源と、
前記第１の電圧によって前記電子源から放出された電子を加速させる加速器と、
前記電子源に前記第１の電圧を印加する場合、前記加速器に第１の高周波電力を供給する一方、前記電子源に前記第２の電圧を印加する場合、前記加速器に第２の高周波電力を供給する加速器電源と、
前記加速器から排出された電子を衝突させてＸ線を発生させるターゲットと、
スキャン中に、前記電子源に印加する電圧を前記第１の電圧又は前記第２の電圧とし、前記第１の電圧によるＸ線の発生と前記第２の電圧によるＸ線の発生とを交互に繰り返すように前記電子源電源及び前記加速器電源を制御するスキャン制御手段と、
前記スキャン制御手段からの制御信号に応じて、前記スキャンによって得られるデータが、前記第１の電圧によって前記ターゲットで発生されるＸ線に基づくものであるか、又は、前記第２の電圧によって前記ターゲットで発生されるＸ線に基づくものであるかを判断し、その判断に応じたデータ収集を行なうデータ収集手段と、
を有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
前記加速管内を進行する前記電子の進行方向が前記ターゲット面と略平行となるように前記加速管を配置し、
前記加速管から排出された前記電子を前記ターゲットに偏向する磁石をさらに有することを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記ターゲットは、前記電子の衝突面が回転するように回転する構成と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。
前記加速管は、前記ターゲットの回転軸と略平行に配置されるように構成されることを特徴とする請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記電子源は、熱電子放出型又は電界放射型の構成を有し、
前記電子源電源は、前記電子源と前記加速器との間に前記第１の電圧又は前記第２の電圧を印加することにより、前記電子源が放出する前記電子の量を制御することを特徴とする請求項１乃至４のうちいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。