JP2012100913A

JP2012100913A - Ｘ線ｃｔ装置およびｘ線ｃｔ装置の制御方法

Info

Publication number: JP2012100913A
Application number: JP2010252634A
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: 2010-11-11
Filing date: 2010-11-11
Publication date: 2012-05-31
Anticipated expiration: 2030-11-11
Also published as: JP5641892B2

Abstract

【課題】デュアルエナジー撮影可能に構成されたＸ線ＣＴ装置において、低い管電圧と高い管電圧の期間の線量が同一となるＸ線ＣＴ装置およびＸ線ＣＴ装置の制御方法を提供する。
【解決手段】高圧電源５５と、タイミング制御部５４と、区間判定部５８と、閾値設定部６０と、を有する。高圧電源５５は、設定電圧が切り替わると、出力電圧が所要の時間をかけて変化して設定電圧に達するよう構成される。タイミング制御部５４は、設定電圧を第１の期間にわたり第１の電圧に設定した後第２の期間にわたり第２の電圧に設定することを繰り返す。区間判定部５８は、Ｘ線管２１の管電圧と所定の閾値とを比較し、出力電圧が所定の閾値より小さいと第１の電圧区間と判定する一方、出力電圧が所定の閾値以上であると第２の電圧区間と判定する。閾値設定部６０は、被検体に照射される線量が第１の電圧区間と第２の電圧区間とで等しくなるよう所定の閾値を設定する。
【選択図】図２

Description

本発明の実施形態は、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置およびＸ線ＣＴ装置の制御方法に関する。

Ｘ線ＣＴ装置には、スキャン中にＸ線管電圧を低い電圧（たとえば８０ｋＶなど）と高い電圧（たとえば１４０ｋＶなど）とで高速に切り替えつつ撮影するいわゆるデュアルエナジー撮影ができるように構成されたものがある。この種のＸ線ＣＴ装置によれば、異なるエネルギー分布を持ったＸ線ビームによる画像を取得することにより被検体の構成元素の違いを映像化することができ、たとえば石灰化した組織部と造影剤による血管の像を分離することができるようになっている。

特開２００８−２７９１５３号公報

従来の技術では、撮影タイミングとの同期のとりやすさを考慮して、Ｘ線管電圧が低電圧である期間と高電圧である期間とがほぼ等しくなるように制御される。

ＣＴ画像は、診断可能な画質を有することが好ましい。診断可能な画質とするためには所定の線量が必要となる。そこで、デュアルエナジー撮影において、低電圧である期間は、この期間に撮影されるＣＴ画像が診断可能な画質となるととともに被検体が過剰な被ばくをしないよう決定される。

一方、Ｘ線管から照射されるＸ線の線量率は、管電流に比例するとともに管電圧の二乗に比例することが知られている。このため、Ｘ線管電圧が低電圧である期間と高電圧である期間とがほぼ等しくなるように制御されてしまうと、高電圧である期間においては、被検体に対して過剰な線量のＸ線が照射されてしまう。

本発明の一実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、上述した課題を解決するために、デュアルエナジー撮影可能に構成されたＸ線ＣＴ装置であって、高圧電源と、Ｘ線管と、Ｘ線検出部と、タイミング制御部と、区間判定部と、閾値設定部と、データ収集部と、を備えたものである。高圧電源は、第１の電圧および第１の電圧より高い第２の電圧のいずれか一方を設定電圧として設定され、設定電圧が切り替わると、出力電圧が所要の時間をかけて変化して設定電圧に達する。Ｘ線管は、高圧電源の出力電圧を印加されて被検体に対してＸ線を照射する。Ｘ線検出部は、被検体を透過したＸ線を受ける。タイミング制御部は、高圧電源の設定電圧の切り替えを制御し、設定電圧を第１の期間にわたり第１の電圧に設定した後第２の期間にわたり第２の電圧に設定することを繰り返す。区間判定部は、Ｘ線管の管電圧と所定の閾値とを比較し、出力電圧が所定の閾値より小さいと第１の電圧区間と判定する一方、出力電圧が所定の閾値以上であると第２の電圧区間と判定する。閾値設定部は、Ｘ線管から被検体に照射される線量が第１の電圧区間と第２の電圧区間とで等しくなるよう所定の閾値を設定する。データ収集部は、第１の電圧区間と判定されると管電圧が第１の電圧区間の平均電圧であるものとしてＸ線検出器の出力を収集する一方、第２の電圧区間と判定されると管電圧が第２の電圧区間の平均電圧であるものとしてＸ線検出器の出力を収集する。

本発明の第１実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の一例を示す概略的な全体構成図。管電圧が第１の電圧および第２の電圧の間でほぼ直線的に変化し管電圧検出信号（信号ｂ）が三角波で近時できる場合第１実施形態に係るＸ線管の印加電圧制御を説明するためのブロック図。設定切替部の切り替え信号（信号ａ）とＸ線管に印加される管電圧との関係の一例を示すタイミングチャート。管電圧検出信号（信号ｂ）と線量率の関係の一例を示す説明図。本発明の第２実施形態に係るＸ線ＣＴ装置のＸ線管の印加電圧制御を説明するためのブロック図。

本発明に係るＸ線ＣＴ装置およびＸ線ＣＴ装置の制御方法の実施の形態について、添付図面を参照して説明する。本発明の一実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、デュアルエナジー撮影可能に構成される。
（第１の実施形態）

図１は、本発明の第１実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１０の一例を示す概略的な全体構成図である。

Ｘ線ＣＴ装置１０は、スキャナ装置１１および画像処理装置１２を有する。Ｘ線ＣＴ装置１０のスキャナ装置１１は、通常は検査室に設置され、患者Ｏの部位（被検体）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。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、透過データから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１０のスキャナ装置１１は、Ｘ線管２１、絞り２２、Ｘ線検出器２３、ＤＡＳ（Data Acquisition System）２４、回転部２５、電源制御部２６、高圧印加部２７、絞り駆動装置２８、回転駆動装置２９、天板３０、天板駆動装置３１、およびコントローラ３２を有する。

Ｘ線管２１は、高圧印加部２７により電圧（以下、管電圧という）を印加されてＸ線を発生する。Ｘ線管２１が発生するＸ線は、ファンビームＸ線やコーンビームＸ線として患者Ｏに向かって照射される。

絞り２２は、絞り駆動装置２８を介してコントローラ３２により制御されて、Ｘ線管２１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。

Ｘ線検出器２３は、１または複数のＸ線検出素子（電荷蓄積素子）により構成される。このＸ線検出素子は、Ｘ線管２１から照射されたＸ線を検知する。Ｘ線管２１およびＸ線検出器２３は、天板３０に載置された患者Ｏを挟んで対向する位置となるよう回転部２５に支持される。

このＸ線検出器２３としては、たとえばチャンネル（ＣＨ）方向に複数チャンネル、スライス方向に１列のＸ線検出素子を有するいわゆる１次元アレイ型（シングルスライス型）のものを用いることができる。また、チャンネル（ＣＨ）方向に複数チャンネル、スライス方向に複数列のＸ線検出素子を有するいわゆる２次元アレイ型（マルチスライス型）のものを用いてもよい。

ＤＡＳ２４は、Ｘ線検出器２３を構成するＸ線検出素子が検知した透過データの信号を増幅してデジタル信号に変換して出力する。ＤＡＳ２４の出力データは、スキャナ装置１１のコントローラ３２を介して画像処理装置１２に与えられる。

回転部２５は、Ｘ線管２１、絞り２２、Ｘ線検出器２３、およびＤＡＳ２４を一体として保持される。回転部２５が回転駆動装置２９を介してコントローラ３２に制御されて回転することにより、Ｘ線管２１、絞り２２、Ｘ線検出器２３、およびＤＡＳ２４は一体として患者Ｏの周りを回転する。

電源制御部２６は、高圧印加部２７の設定電圧の切り替えを制御し、設定電圧を第１の期間にわたり第１の電圧（たとえば８０ｋＶなど）に設定した後、第２の期間にわたり第１の電圧より高い第２の電圧（たとえば１４０ｋＶなど）に設定することを繰り返す。

高圧印加部２７は、電源制御部２６およびコントローラ３２に制御されて、Ｘ線の照射に必要な電力をＸ線管２１に供給する。

絞り駆動装置２８は、コントローラ３２に制御されて、絞り２２の開口を調整することにより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２９は、コントローラ３２に制御されて、回転部２５を空洞部の周りに回転させる。
天板３０は、患者Ｏを載置可能に構成される。

天板駆動装置３１は、コントローラ３２に制御されて、天板３０を昇降動させる。また、天板駆動装置３１は、コントローラ３２に制御されて、回転部２５の中央部分の開口部のＸ線照射場へ天板３０を移送する。

コントローラ３２は、ＣＰＵ、ＲＡＭおよびＲＯＭをはじめとする記憶媒体などにより構成され、この記憶媒体に記憶されたプログラムに従って、Ｘ線検出器２３、ＤＡＳ２４、電源制御部２６、高圧印加部２７、絞り駆動装置２８、回転駆動装置２９および天板駆動装置３１を制御することによりスキャンを実行させる。コントローラ３２のＲＡＭは、ＣＰＵが実行するプログラムおよびデータを一時的に格納するワークエリアを提供する。コントローラ３２のＲＯＭをはじめとする記憶媒体は、スキャン装置１１の起動プログラム、スキャナ装置１１の制御プログラムや、これらのプログラムを実行するために必要な各種データを記憶する。

一方、Ｘ線ＣＴ装置１０の画像処理装置１２は、たとえばパーソナルコンピュータにより構成され、病院基幹のＬＡＮ（Local Area Network）等のネットワークとデータ送受信することができる。

画像処理装置１２は、図１に示すように、データ収集部４１、入力部４２、表示部４３、ネットワーク接続部４４、記憶部４５および主制御部４６を有する。

データ収集部４１は、スキャナ装置１１が実行したスキャンにより得られた投影データをＤＡＳ２４およびコントローラ３２を介して収集する。データ収集部４１によって収集されたデータは、記憶部４５に記憶される。

入力部４２は、たとえばキーボード、タッチパネル、テンキーなどの一般的な入力装置により構成され、ユーザの操作に対応した操作入力信号を主制御部４６に出力する。

表示部４３は、たとえば液晶ディスプレイやＯＥＬ（Organic Electro-Luminescence）ディスプレイなどの一般的な表示出力装置により構成され、主制御部４６の制御に従って各種画像を表示する。

ネットワーク接続部４４は、ネットワークの形態に応じた種々の情報通信用プロトコルを実装する。ネットワーク接続部４４は、この各種プロトコルに従って画像処理装置１２と他の電気機器とを接続する。この接続には、電子ネットワークを介した電気的な接続などを適用することができる。ここで電子ネットワークとは、電気通信技術を利用した情報通信網全般を意味し、病院基幹ＬＡＮなどの無線／有線ＬＡＮやインターネット網のほか、電話通信回線網、光ファイバ通信ネットワーク、ケーブル通信ネットワークおよび衛星通信ネットワークなどを含む。

記憶部４５は、磁気的もしくは光学的記録媒体または半導体メモリなどの、主制御部４６のＣＰＵにより読み取り可能な記録媒体を含んだ構成を有する。記憶部４５は、データ収集部４１によって収集されたデータなどを記憶する。

主制御部４６は、ＣＰＵ、ＲＡＭおよびＲＯＭをはじめとする記憶媒体などにより構成され、この記憶媒体に記憶されたプログラムに従って、スキャナ装置１１のコントローラ３２を制御する。主制御部４６のＲＡＭは、ＣＰＵが実行するプログラムおよびデータを一時的に格納するワークエリアを提供する。主制御部４６のＲＯＭをはじめとする記憶媒体は、画像処理装置１２の起動プログラム、コントローラ３２の制御プログラムや、これらのプログラムを実行するために必要な各種データを記憶する。

図２は、第１実施形態に係るＸ線管２１の印加電圧制御を説明するためのブロック図である。

図２に示すように、電源制御部２６は、第１の電圧設定部５１と、第２の電圧設定部５２と、設定切替部５３と、タイミング制御部５４とを有する。また、高圧印加部２７は、高圧電源５５と、管電圧検出部５６と、管電流検出部５７とを有する。

また、図２に示すように、コントローラ３２のＣＰＵは、ＲＯＭをはじめとする記憶媒体に記憶されたプログラムに従って少なくとも区間判定部５８、タイミング調整部５９および閾値設定部６０として機能する。この各部５８〜６０は、ＲＡＭの所要のワークエリアを、データの一時的な格納場所として利用する。この各部５８〜６０は、コントローラ３２のＣＰＵを用いることなく回路などのハードウエアロジックによって構成しても構わない。

第１の電圧設定部５１は、デュアルエナジー撮影における低い管電圧に対応する第１の電圧（たとえば８０ｋＶなど）を設定電圧とするよう高圧電源５５に指示するための信号を出力する。また、第２の電圧設定部５２は、デュアルエナジー撮影における高い管電圧に対応する第２の電圧（たとえば１４０ｋＶなど）を設定電圧とするよう高圧電源５５に指示するための信号を出力する。

設定切替部５３は、高圧電源５５に対して第１の電圧設定部５１および第２の電圧設定部５２のいずれか一方の指示が与えられるよう、高圧電源５５と第１の電圧設定部５１および第２の電圧設定部５２のいずれか一方との電気的接続を切り替える。

タイミング制御部５４は、設定切替部５４に対して切り替え信号（信号ａ）を出力することにより、高圧電源５５の設定電圧の切り替えタイミングを制御する。より具体的には、タイミング制御部５４は、設定電圧を第１の期間にわたり第１の電圧に設定した後、第２の期間にわたり第２の電圧に設定することを繰り返す。設定切替部５４は、この信号ａに応じて高圧電源５５と第１の電圧設定部５１および第２の電圧設定部５２のいずれか一方との電気的接続を切り替える。

図３は、設定切替部５３の切り替え信号（信号ａ）とＸ線管２１に印加される管電圧との関係の一例を示すタイミングチャートである。図３には、管電圧を三角波に近似した場合の例について示した。

高圧電源５５は、第１の電圧および第２の電圧のいずれか一方を設定電圧として設定される。図２には、高圧電源５５のプラス側出力がＸ線管２１のアノードに接続されるとともに接地され、マイナス側出力がＸ線間のカソードに接続される場合の例について示した。また、高圧電源５５は、設定電圧が切り替わると、出力電圧が所要の時間をかけて変化して設定電圧に達するよう構成される。すなわち、高圧電源５５の出力電圧波形は矩形波とはならない。

管電圧検出部５６は、管電圧を検出し、管電圧に応じた信号である管電圧検出信号（信号ｂ）を出力する。図３の信号ｂから明らかなように、スキャン中に管電圧を高速に切り替えるデュアルエナジー撮影では、高圧電源５５の出力電圧波形は矩形波とはならない。

なお、管電圧は高電圧であるため、管電圧検出部５６は、高圧電源５５の出力電圧をたとえば分圧比１：２００００などで分圧するとよい。図２に示す回路例では、管電圧検出部５６は、分圧された電圧をさらに極性反転して出力するとよい。図３には、図２に示す回路例において管電圧検出部５６が管電圧検出信号（信号ｂ）を極性反転して出力する場合の例について示した。

管電流検出部５７は、管電流を検出し、管電流に応じた信号を閾値設定部６０に与える。

区間判定部５８は、管電圧検出信号（信号ｂ）と閾値設定部６０から与えられる所定の閾値信号（信号ｃ）とを比較し、比較結果信号（信号ｄ）をコントローラ３２を介してデータ収集部４１に与える。

区間判定部５８は、信号ｂが信号ｃより小さいと第１の電圧区間と判定し、信号ｄとして第１の電圧区間であることを示す「Ｌｏｗ」を出力する（図３の信号ｄの「Ｌ」参照）。一方、区間判定部５８は、信号ｂが信号ｃ以上であると第２の電圧区間と判定し、信号ｄとして第２の電圧区間であることを示す「Ｈｉｇｈ」を出力する（図３の信号ｄの「Ｈ」参照）。

そして、データ収集部４１は、区間判定部５８から受ける信号ｄが「Ｌｏｗ」であるときは管電圧が第１の電圧区間の平均電圧であり、「Ｈｉｇｈ」であるときは管電圧が第２の電圧区間の平均電圧であるものとみなして、Ｘ線検出器２３のデータを収集する。なお、図３に示すように、積分器が１つである場合、第１の電圧区間および第２の電圧区間の最後の所要の時間をデータ取り込みタイミングとし、他の時間をデータ積分時間とするとよい。また、積分器が２つある場合は、２つの積分器を第１の電圧用と第２の電圧用に分けて用いてもよいし、データ積分用とデータ取り込み用に分けてもよい。

第１の電圧区間の平均電圧および第２の電圧区間の平均電圧は、あらかじめ予備実験等により取得した値を記憶部４５や主制御部４６のＲＯＭ等に記憶させておいてもよい。また、区間判定部５８やコントローラ３２などが管電圧検出部５６の出力にもとづいて算出してデータ収集部４１に与えてもよい。

なお、以下の説明では、信号ｂが最小値となる時刻をｔ０、信号ｂの上昇期間中に信号ｃと一致する時刻をｔ１、信号ｂ最大値となる時刻をｔ２、信号ｂの下降期間中に信号ｃと一致する時刻をｔ３、信号ｂが再度最小値となる時刻をｔ４とする。

データ収集部４１に動作遅れがありタイミング補正が必要な場合には、スキャン装置１１は信号ｄの出力タイミングを調整するためのタイミング調整部５９を備えるとよい。タイミング調整は、たとえば、データ収集部４１の動作遅れ分だけ信号ｄの出力タイミングを早めるように行うとよい。これはたとえば信号ｃにオフセットを加えることで実現可能である。具体的には、データ収集部４１に動作遅れがある場合、タイミング調整部５９は、信号ｂの上昇期間中は信号ｃにプラスのオフセットを加え、信号ｂの下降期間中は信号ｃにマイナスのオフセットを加えるとよい。

閾値設定部６０は、Ｘ線管から被検体に照射される線量が第１の電圧区間と第２の電圧区間とで等しくなるように閾値信号（信号ｃ）を設定する。

次に、閾値設定部６０による閾値信号（信号ｃ）の決定方法について説明する。

図４は、管電圧検出信号（信号ｂ）と線量率の関係の一例を示す説明図である。

高圧電源５５が、出力電圧が所要の時間をかけて変化して設定電圧に達するよう構成され、管電圧が第１の電圧および第２の電圧の間でほぼ直線的に変化する場合、線量率のカーブは非線形になる（図４下側参照）。これは、線量率が管電圧の約二乗に比例すること、管電圧が増加すると管電流も増加すること、および線量率は管電流に比例することによる。なお、管電流と管電圧の関係は、Ｘ線管２１のエミッション特性により決まるが、管電圧の変化に伴う管電流の変化の比率は、管電圧の変化比率よりも小さい。

信号ｃは、図４下側に示した線量率（Dose Rate）をｔ０からｔ４まで積分した値に対し、ｔ１からｔ３まで積分した値が１／２となるよう閾値設定部６０により設定される。

信号ｃの決定方法としては、大きく次の３つの方法が挙げられる。

第１の方法は、管電圧および管電流の検出値を用いる方法である。この方法では、管電圧検出部５６による管電圧の検出値および管電流検出部５７による管電流の検出値を用いる。この管電圧および管電流の値から線量率を計算し、ｔ０からｔ４の区間で積分する。また、閾値の初期値を仮に設定し、線量率をｔ１からｔ３の区間で積分する。

そして、ｔ１からｔ３の区間の積分値がｔ０からｔ４までの積分値の１／２になるように閾値を変更し反復計算する。閾値の初期値を仮に設定してから積分値計算結果にもとづいて変更する方法としては、閾値の初期値を低い管電圧と高い管電圧の間の値とし、二分法で追い込む方法などを用いることができる。

第２の方法は、Ｘ線検出器２３の出力信号を用いる方法である。この方法では、検出器の出力信号を線量率信号とみなし、第１の方法と同様の積分計算を行って閾値を決定する。なお、ｔ１およびｔ３を求めるためには、管電圧波形が必要であるため、管電圧の変化カーブ（近似カーブ）を計算で求めるか、管電圧検出部５６による管電圧の検出値（管電圧検出信号）を使用する。管電圧の変化カーブとしては、三角波による近似カーブ、回路シミュレーションで得られるカーブまたはあらかじめ実測したカーブなどを用いることができる。この方法を用いる場合、Ｘ線ＣＴ装置１０は管電流検出部５７を備えずともよい。

第３の方法は、線量率を計算から求める方法である。この方法では、管電圧の変化カーブ（近似カーブ）をもとに、Ｘ線管のエミッション特性から管電流を算出する。管電圧の変化カーブとしては、三角波による近似カーブ、回路シミュレーションで得られるカーブまたはあらかじめ実測したカーブなどを用いることができる。そしてこれら管電圧と管電流の値から、線量率を計算し、第１の方法と同様の積分計算を行って閾値を決定する。この方法を用いる場合、Ｘ線ＣＴ装置１０は管電流検出部５７を備えずともよい。なお、これら３つの方法を適宜組み合わせて閾値を求めてもよい。

本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１０は、デュアルエナジー撮影において、患者Ｏに照射される線量が第１の電圧区間と第２の電圧区間とで等しくすることができる。このため、デュアルエナジー撮影において、異なる管電圧（第１の電圧区間の平均電圧と第２の電圧区間の平均電圧）のいずれにおいても診断に十分な画質を確保しつつ患者の被ばく線量を抑制することができる。
（第２の実施形態）

次に、本発明に係るＸ線ＣＴ装置の第２実施形態について説明する。

図５は、本発明の第２実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１０ＡのＸ線管２１の印加電圧制御を説明するためのブロック図である。

この第２実施形態に示すＸ線ＣＴ装置１０Ａは、高圧印加部２７Ａの高圧電源５５Ａが矩形波出力可能に構成されて電源制御部２６Ａの高圧スイッチにより制御される点で第１実施形態に示すＸ線ＣＴ装置１０と異なる。他の構成および作用については第１実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１０と実質的に異ならないため、同じ構成には同一符号を付して説明を省略する。

電圧印加部２７Ａは、高圧電源５５Ａ、管電圧検出部５６、管電流検出部５７、第１の高圧スイッチ６１、および第２の高圧スイッチ６２を有する。また、電源制御部２６Ａは、タイミング制御部５４Ａ、タイミング調整部５９Ａおよび期間設定部６３を有する。

高圧電源５５Ａは、第１の電圧および第２の電圧をそれぞれ第１の高圧スイッチ６１および第２の高圧スイッチ６２を介してＸ線管２１に印加可能に構成される。

タイミング制御部５４Ａは、第１の電圧を第１の期間出力した後第２の電圧を第２の期間出力することを繰り返すよう、第１の高圧スイッチ６１および第２の高圧スイッチ６２を制御する。第１の期間および第２の期間は、期間設定部６３により決定される。この結果、Ｘ線管２１に印加される管電圧は、ほぼ矩形波となる。

このため、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１０Ａの信号ｂの波形は、信号ａの波形とほぼ同一の矩形波形状となる。線量率の波形もまた、信号ａの波形とほぼ同一の矩形波形状となる。また、この場合、データ収集部４１のデータ収集タイミングは信号ａと同期させればよく、信号ａが第１の期間にあるときは第１の電圧区間としてデータを収集し、第２の期間にあるときは第２の電圧区間としてデータを収集すればよい。

したがって、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１０Ａでは、第１の期間と第２の期間とで線量が等しくなるように制御する。

ここで、タイミング制御部５４ＡによるＸ線管２１に印加される管電圧の切り替えタイミングについて簡単に説明する。

スキャン中に管電圧を低い電圧（第１の電圧）と高い電圧（第２の電圧）とで高速に切り替えるデュアルエナジー撮影では、管電圧を切り替える周期が短い。このため、低い管電圧の第１の期間と高い管電圧の第２の期間で個別にフィラメント電流を制御したとしても、フィラメントの熱応答遅れのため、管電流を第１の期間と第２の期間とで個別に制御することが難しい。本実施形態では、フィラメント電流を一定に保つ場合の例について説明する。

Ｘ線管２１に流れる電流（以下、管電流という）は、Ｘ線管２１のエミッション特性によって決まる。たとえば、フィラメント電流が一定である場合には、管電流は、管電圧が低いほど小さく、管電圧が高いほど大きくなる。

Ｘ線管２１から照射されるＸ線の線量率は、管電流に比例するとともに管電圧の二乗に比例することが知られている。このため、第１の期間と第２の期間が同一である場合、第２の期間の線量率は、第１の期間の線量率より大きくなり過大なＸ線を患者に照射してしまうことになる。

たとえば、第１の電圧が８０ｋＶ、第２の電圧が１４０ｋＶ、第１の電圧のときの管電流が３００ｍＡ、第２の電圧のときの管電流が３３０ｍＡである場合の例を考える。第１の期間と第２の期間が同じ場合、第２の期間の線量と第１の期間の線量の比率は、（１４０ｋＶ／８０ｋＶ）^２×（３３０ｍＡ／３００ｍＡ）＝約３．３７となる。

第１の期間および第２の期間の線量は、いずれも、ＣＴ画像のＳ／Ｎが診断可能なレベルにするために必要な線量（以下、画質要求線量という）以上とすることが好ましい。画質要求線量は患者の体格や診断部位、診断目的によって異なるものの、第１の期間の線量は、少なくとも画質要求線量以上とすることが好ましい。しかし、第１の期間の線量を画質要求線量とした場合、上記例では、第２の期間の線量は画質要求線量の約３．３７倍の線量となり、患者Ｏが過大なＸ線を被ばくすることが避けられない。

そこで、期間設定部６３は、Ｘ線管２１から患者Ｏに照射される線量が第１の期間と第２の期間とで等しくなるよう、第１の期間および第２の期間の比率を決定して各期間の長さを決定する。そして、期間設定部６３は、この第１の期間および第２の期間の情報をタイミング制御部５４Ａに与える。

期間設定部６３は、管電圧が矩形波とみなせることを利用し、第１の期間と第２の期間との管電圧比率および管電流比率から線量率比率を求め、この線量率比率にもとづいて信号ａのデューティー比を求めることができる。また、第１実施形態に係る区間判定部５８を用いて線量率カーブを区間積分する（図４参照）ことにより信号ａのデューティー比を求めてもよい。

なお、第１の高圧スイッチ６１および第２の高圧スイッチ６２に動作遅れがある場合や、データ収集部４１に動作遅れがある場合など、タイミング補正が必要な場合には、スキャン装置１１はタイミング補正用にタイミング調整部５９Ａを備えるとよい。タイミング調整部５９Ａは、タイミング制御部５４Ａ用およびデータ収集部４１用にそれぞれ、またはより遅い一方にのみ配置されるとよい。

本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１０Ａは、デュアルエナジー撮影において、患者Ｏに照射される線量を、Ｘ線管２１に第１の電圧が印加される第１の期間とＸ線管２１に第２の電圧が印加される第２の期間とで等しくすることができる。このため、異なる管電圧のいずれにおいても診断に十分な画質を確保しつつ患者の被ばく線量を抑制することができる。

なお、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発明とその均等の範囲に含まれる。

１０Ｘ線ＣＴ装置
２１Ｘ線管
２３Ｘ線検出器
２６、２６Ａ電源制御部
２７、２７Ａ高圧印加部
３２コントローラ
４１データ収集部
５１第１の電圧設定部
５２第２の電圧設定部
５３設定切替部
５４、５４Ａタイミング制御部
５５、５５Ａ高圧電源
５６管電圧検出部
５７管電流検出部
５８区間判定部
５９、５９Ａタイミング調整部
６０閾値設定部
６３期間設定部

Claims

デュアルエナジー撮影可能に構成されたＸ線ＣＴ装置であって、
第１の電圧および前記第１の電圧より高い第２の電圧のいずれか一方を設定電圧として設定され、前記設定電圧が切り替わると、出力電圧が所要の時間をかけて変化して前記設定電圧に達する高圧電源と、
前記高圧電源の前記出力電圧を印加されて被検体に対してＸ線を照射するＸ線管と、
前記被検体を透過したＸ線を受けるＸ線検出部と、
前記高圧電源の前記設定電圧の切り替えを制御し、前記設定電圧を第１の期間にわたり前記第１の電圧に設定した後第２の期間にわたり前記第２の電圧に設定することを繰り返すタイミング制御部と、
前記Ｘ線管の管電圧と所定の閾値とを比較し、前記出力電圧が所定の閾値より小さいと第１の電圧区間と判定する一方、前記出力電圧が前記所定の閾値以上であると第２の電圧区間と判定する区間判定部と、
前記Ｘ線管から前記被検体に照射される線量が前記第１の電圧区間と前記第２の電圧区間とで等しくなるよう前記所定の閾値を設定する閾値設定部と、
前記第１の電圧区間と判定されると前記管電圧が前記第１の電圧区間の平均電圧であるものとして前記Ｘ線検出器の出力を収集する一方、前記第２の電圧区間と判定されると前記管電圧が前記第２の電圧区間の平均電圧であるものとして前記Ｘ線検出器の出力を収集するデータ収集部と、
を備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
前記Ｘ線管の前記管電圧を検出する管電圧検出部と、
前記Ｘ線管の管電流を検出する管電流検出部と、
をさらに備え、
前記閾値設定部は、
前記管電圧検出部により検出された前記管電圧および前記管電流検出部により検出された前記管電流から線量率を求め、この線量率にもとづいて前記Ｘ線管から前記被検体に照射される線量が前記第１の電圧区間と前記第２の電圧区間とで等しくなるよう前記所定の閾値を設定する、
請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
前記閾値設定部は、
前記Ｘ線検出部の出力信号から線量率を求め、この線量率にもとづいて前記Ｘ線管から前記被検体に照射される線量が前記第１の電圧区間と前記第２の電圧区間とで等しくなるよう前記所定の閾値を設定する、
請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
前記閾値設定部は、
前記Ｘ線管の前記管電圧の変化カーブにもとづいて前記Ｘ線管のエミッション特性から管電流を求め、この管電流および管電圧から線量率を求め、この線量率にもとづいて前記Ｘ線管から前記被検体に照射される線量が前記第１の電圧区間と前記第２の電圧区間とで等しくなるよう前記所定の閾値を設定し、
前記管電圧の変化カーブは、
三角波による近似カーブ、回路シミュレーションで得られるカーブまたはあらかじめ実測したカーブを用いる、
請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
前記データ収集部の動作遅れを調整するよう前記閾値にオフセットを加えるタイミング調整部、
をさらに備えた請求項１ないし４のいずれか１項に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記高圧電源に対して前記第１の電圧を前記設定電圧とするよう指示する第１の電圧設定部と、
前記高圧電源に対して前記第２の電圧を前記設定電圧とするよう指示する第２の電圧設定部と、
前記高圧電源に対して前記第１の電圧設定部および前記第２の電圧設定部のいずれか一方の指示が与えられるよう、前記高圧電源と前記第１の電圧設定部および前記第２の電圧設定部のいずれか一方との電気的接続を切り替える設定切替部と、
をさらに備えた請求項１ないし５のいずれか１項に記載のＸ線ＣＴ装置。
デュアルエナジー撮影可能に構成されたＸ線ＣＴ装置であって、
第１の電圧および第２の電圧のいずれか一方を出力する高圧電源と、
前記高圧電源の出力電圧を印加されて被検体に対してＸ線を照射するＸ線管と、
前記第１の電圧を第１の期間出力した後前記第２の電圧を第２の期間出力することを繰り返すよう前記高圧電源を制御するタイミング制御部と、
前記Ｘ線管から前記被検体に照射される線量が前記Ｘ線管に前記第１の電圧が印加される前記第１の期間と前記第２の電圧が印加される前記第２の期間とで等しくなるよう前記第１の期間および前記第２の期間を決定する期間設定部と、
を備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
前記Ｘ線管の管電圧を検出する管電圧検出部と、
前記Ｘ線管の管電流を検出する管電流検出部と、
をさらに備え、
前記期間設定部は、
前記管電圧検出部により検出された前記管電圧および前記管電流検出部により検出された前記管電流から線量率を求め、この線量率にもとづいて前記Ｘ線管から前記被検体に照射される線量が前記Ｘ線管に前記第１の電圧が印加される前記第１の期間と前記第２の電圧が印加される前記第２の期間とで等しくなるよう前記第１の期間および前記第２の期間を決定する、
請求項７記載のＸ線ＣＴ装置。
前記Ｘ線管から前記被検体に照射されるＸ線を検出するＸ線検出部、
をさらに備え、
前記期間設定部は、
前記Ｘ線検出部の出力信号から線量率を求め、この線量率にもとづいて前記Ｘ線管から前記被検体に照射される線量が前記Ｘ線管に前記第１の電圧が印加される前記第１の期間と前記第２の電圧が印加される前記第２の期間とで等しくなるよう前記第１の期間および前記第２の期間を決定する、
請求項７記載のＸ線ＣＴ装置。
前記期間設定部は、
前記Ｘ線管の管電圧の変化カーブにもとづいて前記Ｘ線管のエミッション特性から管電流を求め、この管電流および管電圧から線量率を求め、この線量率にもとづいて前記Ｘ線管から前記被検体に照射される線量が前記Ｘ線管に前記第１の電圧が印加される前記第１の期間と前記第２の電圧が印加される前記第２の期間とで等しくなるよう前記第１の期間および前記第２の期間を決定し、
前記管電圧の変化カーブは、
三角波による近似カーブ、回路シミュレーションで得られるカーブまたはあらかじめ実測したカーブを用いる、
請求項７記載のＸ線ＣＴ装置。
前記被検体を透過したＸ線を受けるＸ線検出部と、
前記Ｘ線検出器の出力を収集するデータ収集部と、
前記タイミング制御部による前記高圧電源の前記出力電圧の切り替え動作および前記データ収集部の動作遅れを調整するためのタイミング調整部と、
をさらに備えた請求項７ないし１０のいずれか１項に記載のＸ線ＣＴ装置。
第１の電圧および前記第１の電圧より高い第２の電圧のいずれか一方を設定電圧として設定され前記設定電圧が切り替わると出力電圧が所要の時間をかけて変化して前記設定電圧に達する高圧電源と、前記高圧電源の前記出力電圧を印加されて被検体に対してＸ線を照射するＸ線管と、前記被検体を透過したＸ線を受けるＸ線検出部と、を備えたデュアルエナジー撮影可能に構成されたＸ線ＣＴ装置の制御方法であって、
前前記設定電圧を第１の期間にわたり前記第１の電圧に設定した後第２の期間にわたり前記第２の電圧に設定することを繰り返すステップと、
前記Ｘ線管の管電圧と所定の閾値とを比較し、前記出力電圧が所定の閾値より小さいと第１の電圧区間と判定する一方、前記出力電圧が前記所定の閾値以上であると第２の電圧区間と判定するステップと、
前記Ｘ線管から前記被検体に照射される線量が前記第１の電圧区間と前記第２の電圧区間とで等しくなるよう前記所定の閾値を設定するステップと、
前記第１の電圧区間と判定されると前記管電圧が前記第１の電圧区間の平均電圧であるものとして前記Ｘ線検出器の出力を収集する一方、前記第２の電圧区間と判定されると前記管電圧が前記第２の電圧区間の平均電圧であるものとして前記Ｘ線検出器の出力を収集するステップと、
を有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置の制御方法。
第１の電圧および第２の電圧のいずれか一方を出力する高圧電源と、前記高圧電源の出力電圧を印加されて被検体に対してＸ線を照射するＸ線管と、を備えたデュアルエナジー撮影可能に構成されたＸ線ＣＴ装置の制御方法であって、
前記第１の電圧を第１の期間出力した後前記第２の電圧を第２の期間出力することを繰り返すよう前記高圧電源を制御するステップと、
前記Ｘ線管から前記被検体に照射される線量が前記Ｘ線管に前記第１の電圧が印加される前記第１の期間と前記第２の電圧が印加される前記第２の期間とで等しくなるよう前記第１の期間および前記第２の期間を決定するステップと、
を有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置の制御方法。