JP2014064756A - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Abstract

【課題】曝射されるＸ線のフォトンエネルギー分布を平坦化させたＸ線ＣＴ装置を提供する。
【解決手段】Ｘ線管と、検出器と、データ収集部と、管電圧発生部と、グリッド制御部と、を備えたＸ線ＣＴ装置である。Ｘ線管は、被検体に向けてＸ線を曝射する。検出器は、Ｘ線を構成するフォトンを検出する検出素子を複数備える。データ収集部は、検出されたフォトンの数をカウントし、その結果に基づく投影データを収集する。管電圧発生部は、所定の周期内で、管電圧を変化させながらＸ線管に印加する。グリッド制御部は、管電圧が増大した場合には、グリッド電圧を制御して管電流を減少させ、管電圧が減少した場合には、グリッド電圧を制御して管電流を増大させる。このＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線管から曝射されるＸ線のフォトンエネルギー分布を平坦化させる。
【選択図】図１

Description

本発明は、Ｘ線ＣＴ装置の技術に関するものである。

Ｘ線コンピュータ断層撮影装置（以降、「Ｘ線ＣＴ装置」と呼ぶ）は、被検体へＸ線を曝射するとともに、被検体を透過したＸ線を検出することにより、被検体内でのＸ線吸収係数を反映した投影データを得る。

また、近年では、フォトンカウンティング方式の検出器を用いたＸ線ＣＴ装置（以降では、「フォトンカウンティングＣＴ」と呼ぶ場合がある）の開発が進められている。フォトンカウンティングＣＴは、積分型の検出器を用いた従来のＸ線ＣＴ装置とは異なり、Ｘ線管から放射され被検体を透過したＸ線を検出するときに、検出器に入射したＸ線（フォトン）のエネルギーを分類し計数（カウント）する。これにより、被検体各部の透過率だけでなく、それを構成する元素の分離を行うことができる。

特開２０１２−３４９０１号公報

Ｘ線管から曝射されるＸ線には、特性Ｘ線と制動Ｘ線がある。特性Ｘ線はターゲットの材料に依存するエネルギー分布を持ち、制動Ｘ線は連続的なエネルギー分布を持つ。なお、このエネルギー分布は、エネルギーの大きさと、フォトンの数（換言すると、Ｘ線の線量）との関係を示している。フォトンカウンティングＣＴでは、制動Ｘ線を主に診断に用いる。制動Ｘ線は、Ｘ線管に印加する電圧によってフォトンエネルギーの分布が変化する性質を持ち、その上限はＸ線管に印加した電圧（即ち、管電圧）によって制限を受ける。

一方で、Ｘ線管から発生するＸ線のフォトンエネルギーの分布には大きな偏りがある。つまり、エネルギーの大きさに応じて線量の大きさ（即ち、Ｘ線の強度）が異なる。そのため、管電圧が低すぎると、線量の少ないエネルギーの領域（以降では、「エネルギー帯」と呼ぶ）で、診断に必要なフォトンを得られない場合がある。また、診断に必要なフォトンを得るために、管電圧を高くすると、線量の多いエネルギー帯で過剰な被曝が起こる可能性がある。そのため、フォトンカウンティングＣＴでは、フォトンが分布するエネルギー帯の幅を広げ、かつＸ線の線量を低減する、即ち、フォトンのエネルギー分布（以降では「フォトンエネルギー分布」と呼ぶ）を平坦化することが求められている。

この発明の実施形態は、曝射されるＸ線のフォトンエネルギー分布を平坦化させたＸ線ＣＴ装置の提供を目的とする。

上記目的を達成するために、この発明の実施形態は、Ｘ線管と、検出器と、データ収集部と、管電圧発生部と、グリッド制御部と、を備えたＸ線ＣＴ装置である。Ｘ線管は、被検体に向けてＸ線を曝射する。検出器は、Ｘ線を構成するフォトンを検出する検出素子を複数備える。データ収集部は、検出されたフォトンの数をカウントし、その結果に基づく投影データを収集する。管電圧発生部は、所定の周期内で、管電圧を変化させながらＸ線管に印加する。グリッド制御部は、管電圧が増大した場合には、グリッド電圧を制御して管電流を減少させ、管電圧が減少した場合には、グリッド電圧を制御して管電流を増大させる。このＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線管から曝射されるＸ線のフォトンエネルギー分布を平坦化させる。

第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成を示したブロック図である。 グリッド電圧に対する管電流の特性を示したグラフである。 管電圧、管電流、及びグリッド電圧の制御タイミングについて説明するための図である。 管電圧の変化とフォトンエネルギー分布との関係について説明するためのグラフである。 本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置におけるフォトンエネルギー分布の一例を示したグラフである。 第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成を示したブロック図である。 第２の実施形態に係るグリッド制御情報演算部の構成の一例を示した図である。

（第１の実施形態）
第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成について図１を参照しながら説明する。図１のブロック図に示すように、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、撮影部５００と、スキャン制御部１００と、前処理部３１と、Ｘ線投影データ記憶部３２と、再構成処理部３３と、画像記憶部３４と、画像処理部３５と、表示部３６とを含んで構成される。

（撮影部５００）
撮影部５００は、ガントリ１１と、管電圧発生部２３と、Ｘ線制御部２１と、電圧制御情報生成部２２と、グリッド制御部２５と、グリッド制御情報生成部２４と、ガントリ／寝台コントローラ２６とを含んで構成される。ガントリ１１は、回転架台１２と、Ｘ線源（Ｘ線管）１３と、Ｘ線フィルタ１４と、Ｘ線検出器１５と、スライド式寝台１６と、データ収集部１７と、スキャン制御部１００とを含んで構成される。Ｘ線検出器１５は、アレイタイプのＸ線検出器である。即ち、Ｘ線検出器１５には、チャンネル方向にｍ行、及びスライス方向にｎ列のマトリックス状に検出素子が配列されている。

この実施形態では、Ｘ線源１３には、アノード、カソード（あるいはヒーター）、及びグリッドを有するＸ線管（三極管）を用いる。Ｘ線源１３とＸ線検出器１５は、回転架台１２上に設置され、スライド式寝台１６の上に横になった被検体を挟んで対向配置されている。Ｘ線検出器１５を構成する各検出素子に各チャンネルが対応付けられている。Ｘ線源１３はＸ線フィルタ１４を介して被検体に対峙される。

スキャン制御部１００は、全システムの制御中心を構成し、あらかじめ指定された投影データの取得条件（以降では、「スキャン条件」と呼ぶ場合がある）に基づき、Ｘ線制御部２１、ガントリ／寝台コントローラ２６、スライド式寝台１６を制御する。このスキャン条件には、管電圧（具体的には、アノード−カソード間の電圧）、管電流（具体的には、アノード電流）、Ｘ線の曝射時間、及びビュー数のように所望のタイミングで所望の強度のＸ線を曝射するための情報（制御パラメタ）が含まれる。即ち、スキャン制御部１００は、Ｘ線源１３からＸ線を曝射している間、被検体の周囲の所定の経路に沿って回転架台１２を回転させる。なお、投影データの解像度や分解能は、あらかじめ決められたスキャン条件に基づき決定される。換言すると、要求される解像度や分解能に応じて、スキャン条件があらかじめ決定され、スキャン制御部１００は、このスキャン条件に基づき各部の動作を制御することになる。

また、スキャンの停止が指示されると、スキャン制御部１００は、Ｘ線制御部２１、ガントリ／寝台コントローラ２６、スライド式寝台１６を制御して撮影を停止する。これにより、この指示をトリガとして、スキャン制御部１００が自動でスキャンを停止する。

Ｘ線制御部２１は、スキャン条件を示す情報をスキャン制御部１００から受ける。Ｘ線制御部２１は、この情報のうち架台１回転あたりのビュー数を示す情報をビュー数算出部２７に出力する。また、Ｘ線制御部２１は、ビュー数算出部２７から、回転架台１２の回転に同期するための同期パルス（同期パルスについては後記する。）を受ける。Ｘ線制御部２１は、この同期パルスに基づき、Ｘ線の曝射タイミングが回転架台１２の回転に同期するように制御する。

また、Ｘ線制御部２１は、同期パルスを受けてそれに同期するように管電圧を変化させるための制御タイミングを含むＸ線の曝射タイミングを決定する。Ｘ線制御部２１は、スキャン条件を示す情報のうち、Ｘ線の曝射条件、具体的には、管電圧（その変化範囲を含む）、管電流、及びＸ線の曝射時間を示す情報と、決定された曝射タイミングとを、曝射条件を示す情報として管理する。この曝射条件により、曝射されるＸ線のフォトンエネルギー分布が決まる。本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置では、同期パルスの所定の周期ごとに、その一周期内で管電圧を変化させることでフォトンエネルギー分布の範囲を広げる。なお、フォトンエネルギー分布とは、上記した所定の周期の、一周期におけるフォトンの積算値の分布である。また、それとともに、このＸ線ＣＴ装置は、管電圧が増大した場合には管電流を減少させ、管電圧が減少した場合には管電流が増大するようにグリッド電圧を制御することで、Ｘ線の強度が常に所定の範囲に含まれるように制御する。即ち、Ｘ線の曝射条件を示す情報には、この時系列に沿った管電圧の制御タイミングを示す情報や、管電圧の制御タイミングに同期して管電流を変化させるためのグリッド電圧の制御タイミング（時間的に管電圧の制御タイミングと同じ）を示す情報が含まれる。なお、管電圧、管電流、及びグリッド電圧の制御タイミングの詳細とフォトンエネルギー分布との関係については後述する。

Ｘ線制御部２１は、フォトンエネルギー分布を平坦化するために、Ｘ線の曝射条件を示す情報のうち、管電圧を制御するための情報（例えば、制御タイミングに沿った、時系列な管電圧の変化、変化の周期）を電圧制御情報生成部２２に出力する。その電圧制御情報生成部２２及び管電圧発生部２３が管電圧を制御する電圧波形は図２ＢのグラフＧ１１に示されるように変化する（詳細は後記）。

また、Ｘ線制御部２１は、Ｘ線の曝射条件を示す情報のうち、管電流の制御に係る情報に基づき、グリッド電圧を制御するための情報（例えば、制御タイミングに沿った、時系列的なグリッド電圧の変化、変化の周期）を生成する。

ところで、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置では、管電圧発生部２３が図２ＢのグラフＧ１１に示すように変化する管電圧をＸ線源１３に印加すると、例えば、管電圧が増大するとこれに応じて管電流が二乗的に増大する。そこで、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置では、この管電圧の変化による管電流の変化を打ち消すような管電流を生じさせる必要がある。

そこで、Ｘ線制御部２１は、グリッドを制御する情報を生成するために、イ）管電圧の変化に対する管電流の変化を、Ｘ線源１３の特性より求めておく。ロ）そして、管電圧の変化による管電流の変化があってもその変化を打ち消して、実際の管電流が、曝射条件として示されている管電流の制御に係る情報に、常に、一致するように制御する必要があるので、その管電圧の変化に対応して生じる管電流の変化を、打ち消す管電流の変化を求める。その打ち消す管電流の変化のパターンの例が、図２ＢのグラフＧ１２である（詳細は後記）。グラフＧ１２の特性はグラフＧ１１の管電圧の増減とは逆の増減傾向を示す。ハ）さらに、図２ＢのグラフＧ１２の管電流を得るために、線源１３のグリッド電圧―管電流特性（管電圧パラメータ）を記憶しておいて、このグリッド電圧―管電流特性から、図２ＢのグラフＧ１２の管電流の変化を得るためのグリッド電圧の変化を示す情報を求める。そして、Ｘ線制御部２１は、求めたグリッド電圧の変化をグリッド制御情報生成部２４に出力する。

ここで、線源１３のグリッド電圧―管電流特性（管電圧パラメータ）について、説明する。先ず、図２Ａを参照する。図２Ａに示すグラフＧ１０は、このＸ線源１３の特性の一例、即ち、管電圧が一定の場合のグリッド電圧に対する管電流の特性の一例を示したグラフである。図２Ａのグリッド電圧は、カソードに対する電圧であり、通常、このグリッド電圧は、ゼロ付近から負側の電圧の領域で利用される。したがって、通常の動作が負領域の特定電圧（バイアス電圧）とすれば、管電流（線量）を増加させたいときはグリッド電圧を正方向（図２Ａの０電圧方向）に増やし、管電流（線量）を減少させたいときはグリッド電圧を負方向（図２Ａの０電圧方向と反対方向）に増やす。このようなグラフＧ１０に示すような特性をあらかじめ調べておき、Ｘ線制御部２１に情報として記憶させておく。Ｘ線制御部２１は、この情報と管電流の制御に係る情報とに基づき、グリッド電圧を制御するための情報を生成すればよい。

電圧制御情報生成部２２は、Ｘ線制御部２１から、管電圧を制御するための情報（管電圧及びその変化範囲、制御タイミング）を受ける。電圧制御情報生成部２２は、この情報に基づきＸ線源１３の管電圧を制御するための制御波形パターン（以降では、「出力電圧波形パターン」と呼ぶ）を生成する。ここで、図２Ｂを参照する。図２ＢにおけるグラフＧ１１は、フォトンエネルギー分布の範囲を広げるための出力電圧波形パターンを示している。電圧制御情報生成部２２は、生成された出力電圧波形パターンを管電圧発生部２３に出力する。管電圧発生部２３は、この出力電圧波形パターンに基づき、Ｘ線源１３に管電圧を印加するとともに、その電圧値を時系列に沿って変化させる。

グリッド制御情報生成部２４は、Ｘ線制御部２１から、グリッド電圧を制御するための情報を受ける。グリッド制御情報生成部２４は、この情報に基づきＸ線源１３のグリッド電圧を制御するための制御波形パターン（以降では、「グリッド制御電圧波形パターン」と呼ぶ）を生成する。上記したように、管電圧の変化による管電流の変化を打ち消すような管電流を生じさせる必要がある。その打ち消すための管電流の変化の例が図２ＢのＧ１２である。そのため、グリッド制御情報生成部２４は、図２ＢにグラフＧ１２の管電流の変化を生じさせるようなグリッド制御電圧波形パターンであるグラフＧ１３を生成し、グリッド制御情報生成部２４に出力する。グリッド制御部２５は、このグリッド制御電圧波形パターンのグラフＧ１３に基づいてグリッド電圧（制御情報）を制御する。このようにして、グリッド制御情報生成部２４及びグリッド制御部２５は、管電圧が増大した場合には管電流を減少させ、管電圧が減少した場合には管電流が増大するようにグリッド電圧を制御することで、管電圧の変化によって生ずる管電流の変化を減少させる。

なお、図２Ａ、図２Ｂを基にグリッド電圧―管電流に係る動作を説明すると、グリッド制御部２５は、グリッド制御電圧波形パターンのグラフＧ１３のようなグリッド電圧の変化を、図２Ａの横軸のグリッド電圧として入力させる。そのグリッド電圧の変化が図２ＡのグラフＧ１０の特性によって、縦軸の管電流の変化に変換されて出力される。

以上のように、管電圧発生部２３がＸ線源１３に管電圧を印加し、グリッド制御部２５がグリッド電圧を制御することで、Ｘ線源１３からＸ線が曝射される。

ビュー数算出部２７は、架台１回転あたりのビュー数を示す制御情報を、スキャン制御部１００、ガントリ/寝台コントローラ２６経由であらかじめ受ける。また、回転架台１２にはエンコーダ（図示しない）が設けられており、このエンコーダは、回転架台１２の回転位置を検知してパルス信号をビュー数算出部２７に出力する。ビュー数算出部２７は、このパルス信号をエンコーダから受けて、回転架台１２の回転速度と架台１回転あたりのビュー数を示す制御情報に基づき、１秒あたりのビュー数に変換し、回転架台１２の回転に同期するための同期パルスを生成する。このように、回転架台１２の回転に同期するための、ビュー数算出部２７の具体的な構成の一例として、例えば、ＰＬＬ（Ｐｈａｓｅ−Ｌｏｃｋｅｄ Ｌｏｏｐ）回路が挙げられる。ビュー数算出部２７は、生成された同期パルスを、Ｘ線制御部２１及びデータ収集部１７に出力する。これにより、Ｘ線制御部２１及びデータ収集部１７は、回転架台１２の回転に同期して、それぞれ動作することが可能となる。

Ｘ線検出器１５は、被検体を透過したＸ線に由来する光（フォトン）を計数するフォトンカウンティング方式の複数の検出素子を有する。一例を挙げれば、実施例１に係るＸ線検出器１５が有する検出素子は、テルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）により構成される。即ち、Ｘ線検出器１５は、入射したＸ線を検出素子により光に直接変換することで、Ｘ線に由来する光を計数する直接変換型の半導体検出器である。

なお、以下では、Ｘ線検出器１５が直接変換型の半導体検出器である場合について説明するが、本実施形態は、Ｘ線検出器１５がシンチレータ、ライトガイドおよび光電子増倍管により構成される場合であっても、適用可能である。また、本実施形態に係るＸ線検出器１５は、被検体Ｐを透過したＸ線に由来する光を計数するだけでなく、透過したＸ線のエネルギー値を弁別する場合であっても適用可能である。

データ収集部１７は、ビュー数算出部２７から同期パルスを受ける。データ収集部１７は、この同期パルスに同期して、Ｘ線検出器１５の計数結果を収集するとともに、Ｘ線検出器１５の計数結果に対して演算処理を行なう。具体的には、データ収集部１７は、図１に示すように、計数結果収集部１７ａおよび計数率算出部１７ｂを有する。

計数結果収集部１７ａは、Ｘ線検出器１５が被検体Ｐを透過した個々のＸ線に由来する光を検出し計数した計数結果、その検出時間（計数時間）および検出位置（検出素子の位置）を、同期パルスに同期して収集する。そして、計数結果収集部１７ａは、収集した計数結果を計数率算出部１７ｂに出力する。なお、Ｘ線検出器１５がエネルギー値を弁別可能であるならば、計数結果収集部１７ａは、検出時間、Ｘ線のエネルギー値および検出位置を計数結果として、同期パルスに同期して収集し、収集した計数結果を後述する計数率算出部１７ｂに出力する。

計数率算出部１７ｂは、計数結果収集部１７ａから計数結果を受ける。計数率算出部１７ｂは、この計数結果に基づき、Ｘ線検出器１５の各検出素子が単位時間当たりにＸ線に由来する光を何回計数したかを示す値（計数率）を算出する。計数率算出部１７ｂは、計数された値を示す計数情報を前処理部３１に送信する。

前処理部３１は、計数結果収集部１７ａから送信された計数情報に対して、対数変換処理、オフセット補正、感度補正、ビームハードニング補正などの補正処理を行なうことで、投影データを生成する。前処理部３１は、生成された投影データをＸ線投影データ記憶部３２に記憶させる。

Ｘ線投影データ記憶部３２は、前処理部３１により生成された投影データを記憶する。すなわち、Ｘ線投影データ記憶部３２は、スキャノグラムを生成するための投影データや、Ｘ線ＣＴ画像を再構成するための投影データを記憶する。

再構成処理部３３は、Ｘ線投影データ記憶部３２が記憶するＸ線ＣＴ画像再構成用の投影データを逆投影処理（例えば、ＦＢＰ（Ｆｉｌｔｅｒｅｄ Ｂａｃｋ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）法による逆投影処理）を施すことで画像データを再構成する。再構成処理部３３は、再構成された画像データを画像記憶部３４に格納する。また、再構成処理部３３は、Ｘ線投影データ記憶部３２が記憶されたスキャノグラム生成用の投影データからスキャノグラムを生成し、生成されたスキャノグラムを画像記憶部３４に格納する。

画像処理部３５は、画像記憶部３４から画像データを読み出す。画像処理部３５は、この画像データに基づいて、例えば断層画像や３次元画像の静止画又は動画等の画像を生成する。画像処理部３５は、生成された画像を表示部３６に表示させる。

なお、上記では、Ｘ線制御部２１は、ビュー数算出部２７からの同期パルスに基づき管電圧を切り替えるタイミングを制御する例について説明したが、管電圧を切り替える周期が、データ収集の周期よりも十分に短ければ、必ずしもこれらを同期させる必要は無い。管電圧が変化する繰り返し周波数（即ち、管電圧を切り替える周期）と、データ収集の繰り返し周波数（即ち、データ収集の周期）とが一致していない場合、データ収集期間ごとのフォトンエネルギー分布の積算値にばらつきが生じる。しなしながら、例えば、管電圧が変化する繰り返し周波数が、データ収集の繰り返し周波数よりも１０倍以上高い場合には、積算値に対して、ばらつきが十分に小さくなり無視することが可能となる。そのため、このような場合には、Ｘ線制御部２１は、管電圧を切り替える周期を、必ずしもビュー数算出部２７からの同期パルスに同期させなくてもよい。

（フォトンエネルギー分布）
次に、図３Ａを参照しながら、管電圧、管電流、及びグリッド電圧の制御と、フォトンエネルギー分布と関係について説明する。図３Ａは、管電圧の変化とフォトンエネルギー分布との関係について説明するためのグラフである。

まず、図３Ａを参照しながら管電圧とフォトンエネルギー分布との関係について説明する。図３Ａにおいて、横軸はフォトンエネルギーを示しており、縦軸はそのエネルギーにおけるＸ線強度（いわば、フォトンの数）を示している。図３Ａにおける、Ｗ１〜Ｗ５は、エネルギー帯（即ち、エネルギー帯）を示しており、この領域ごとにフォトンを計数する。また、グラフＧ２１は、管電圧が低い場合（低電圧の場合）のフォトンエネルギー分布を示している。また、グラフＧ２２は、管電圧が高い場合（高電圧の場合）のフォトンエネルギー分布を示している。Ｘ線強度はフォトンの数に比例して増大する。つまり、Ｘ線強度が高いエネルギー帯は、フォトンの数が多いことを示している。

Ｘ線源１３から曝射されるＸ線のフォトンエネルギー分布は、管電圧によって変化する。具体的には、管電圧が低い場合には、エネルギーの平均値が下がり、制動Ｘ線のエネルギーの最大値も下がる。一方で、管電圧が高い場合には、Ｘ線のエネルギー（フォトンが存在するエネルギー）の平均値が上がり、制動Ｘ線のエネルギーの最大値も上がる。即ち、制動Ｘ線のフォトンエネルギーの最大値は、管電圧によって決まる。そこで、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線のフォトンエネルギー分布を分散させるために、データ収集期間中に管電圧を変化させる。

しかしながら、管電圧を上げると、制動Ｘ線のフォトンエネルギー分布が変化すると同時に曝射される線量率も大幅に増える（線量率は、管電圧の二乗に比例する）。そのため、管電圧変化期間中におけるエネルギー分布を積算すると、管電圧が高いときのエネルギー分布が支配的となり、フォトンエネルギー分布を平坦にする効果はほとんどない。そこで本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置では、管電圧と同時に管電流も変化させる。線量率は管電流に比例するので、管電圧が低いときは管電流を大きく、管電圧が高いときは管電流を小さく制御する。これにより、管電圧が変化した場合においても線量率が変わらないように制御され、制動Ｘ線のフォトンエネルギー分布を平坦にすることが可能となる。

なお、管電流を制御する方法として、Ｘ線管のフィラメント電流を制御し、Ｘ線源１３のカソードから放出する熱電子の量を制御する方法が一般的である。ところが、この方法ではフィラメントの熱応答遅れのため、高速に管電流を変化させることができない。たとえば、回転架台１２の回転速度が１２０ｒｐｍ、架台１回転当たりのＶｉｅｗ数を９００とした場合、１秒あたりのＶｉｅｗ数は１８００となり、データ収集期間は、５５５．６マイクロ秒と短く、フィラメントの熱応答遅れ時間（数十ミリ秒）よりもはるかに短い。そのため、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置では、管電流を制御する方法として、Ｘ線源１３のグリッド電圧を制御する方法を採用している。

Ｘ線管のグリッドにマイナスの電圧を印加すると、三極真空管と同様にカソードから放出される電子の量を減らす方向に制御することができる。まず、グリッド電圧がゼロのときの管電流をフィラメント電流で調節しておき、データ収集期間中の高速な管電流変化をグリッド電圧で制御する。なお、管電流の大きさは、被写体厚、診断部位、診断目的、スキャン条件によって変わるので、設定されたこれらの条件に合わせてフィラメント電流値を決めればよい。

（管電圧、管電流、グリッド電圧の変化と制御タイミング）
次に、図２Ｂ及び図３Ｂを参照しながら、管電圧、管電流、及びグリッド電圧の制御タイミングの詳細について説明する。図３Ｂは、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置におけるフォトンエネルギー分布の一例を示したグラフである。

上記で説明したように、本実施形態にＸ線ＣＴ装置では、所定の周期ごとに、その一周期内で管電圧を変化させる。例えば、図２Ｂにおける出力電圧波形パターンのグラフＧ１１は、時系列に沿った管電圧の変化を示しており、この管電圧が変化する周期は、ビュー数算出部２７からの同期パルスにより回転架台１２の回転に同期している。また、グラフＧ１２に示す管電流は、グリッド制御電圧波形パターンのグラフＧ１３で示したグリッド電圧で制御された場合の管電流である。グラフＧ１２に示すように、管電流は、管電圧が増大した場合には減少し、管電圧が減少した場合には増大するように、管電圧の変化に同期して制御される。

ここで、図３Ｂを参照する。図３Ｂは、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置におけるフォトンエネルギー分布の一例を示したグラフである。図３ＢにおけるグラフＧ２２は、図３ＡにおけるグラフＧ２２に対応している。また、グラフＧ２０は、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置におけるフォトンエネルギー分布の一例を示している。図３Ｂに示すように、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、時系列に沿って管電圧を変化させることで、グラフＧ２２に比べて制動Ｘ線のフォトンエネルギー分布を広げるとともに、管電圧の変化に同期して管電流を制御する。これにより、グラフＧ２０に示すように、グラフＧ２２に比べて、制動Ｘ線のフォトンエネルギー分布が平坦になるように制御する。即ち、フォトンエネルギー分布が平坦化される。

以上、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、時系列に沿って管電圧を変化させることで、制動Ｘ線のフォトンエネルギー分布を広げる。また、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、この管電圧の変化に対応してグリッド電圧を制御することで、管電圧の変化に同期して管電流を変化させる。具体的には、管電圧が増大した場合には管電流を減少させ、管電圧が減少した場合には管電流を増大させる。これにより、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、制動Ｘ線のフォトンエネルギー分布が平坦になるように制御する。即ち、フォトンエネルギー分布を平坦化することで、フォトンエネルギー分布を広げるとともに、管電圧の上昇に伴う無用な被曝を防止することが可能となる。

（第２の実施形態）
次に、第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成について説明する。第１の実施形態では、管電圧の制御タイミングに同期させたグリッド制御電圧波形パターンＧ１３により管電流を制御することで、管電圧の変化に管電流の変化を同期させ、線量率を所定の範囲内に維持していた。即ち、Ｘ線源１３から曝射されるＸ線の強度が所定の範囲に含まれるように、グリッド電圧の制御により、このＸ線の強度を間接的に制御していた。本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線源１３から曝射されたＸ線の線量を測定し、この測定結果をフィードバックすることで、このＸ線の線量が所定の範囲内に維持されるように制御する。以降では、図４を参照しながら、第１の実施形態と異なる部分に着目して説明する。図４は、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成を示したブロック図である。

本実施形態にＸ線ＣＴ装置は、グリッド制御情報生成部２４に替えてグリッド制御情報生成部２８を有する。グリッド制御情報生成部２８は、計測部２８０と、グリッド制御情報演算部２８１とを含んで構成されている。

ガントリ/寝台コントローラ２６は、スキャン条件を示す制御情報をスキャン制御部１００から受ける。ガントリ/寝台コントローラ２６は、この制御情報に基づき架台１回転あたりのビュー数を特定し、これを示す情報をビュー数算出部２７に出力する。ビュー数算出部２７は、上記したように回転架台１２の回転速度と架台１回転あたりのビュー数に基づき、１秒あたりのビュー数に変換し、回転架台１２の回転に同期するための同期パルスを生成する。そして、Ｘ線制御部２１は、ビュー数算出部２７から、回転架台１２の回転に同期するための同期パルスを受ける。Ｘ線制御部２１は、この同期パルスに基づき、Ｘ線の曝射タイミングが回転架台１２の回転に同期するように制御する。

また、Ｘ線制御部２１は、この制御情報及び同期パルスに基づき、Ｘ線の曝射条件、具体的には、管電圧、管電流、Ｘ線の曝射時間、曝射タイミングを特定し、この曝射条件を示す情報を生成する。このとき、曝射されるＸ線のフォトンエネルギー分布が特定される。

Ｘ線制御部２１は、Ｘ線の曝射条件を示す情報のうち、管電圧を制御するための情報（例えば、時系列に沿った管電圧の変化量、変化の周期、及び制御タイミング）を電圧制御情報生成部２２に出力する。ここまでの動作は第１の実施形態と同様である。

次に、Ｘ線制御部２１は、Ｘ線の曝射条件を示す情報に基づき、Ｘ線源１３から曝射されるＸ線の線量を設定するための線量設定信号を生成する。なお、このＸ線の線量を示す情報は、例えば、操作者が所望のＸ線線量をスキャン制御部１００を介してＸ線の曝射条件として設定してもよいし、あらかじめ決めた値をＸ線の曝射条件として設定し記憶させておいてもよい。また、線量設定信号は、管電圧の変化に対して、一定となる線量を示す信号であることが好ましいが、許容可能な範囲で線量が変化する範囲を示す信号であれば良い。Ｘ線制御部２１は、生成された線量設定信号をグリッド制御情報演算部２８１に出力する。

計測部２８０は、Ｘ線源１３から被検体に向けて曝射されたＸ線を妨げず、かつ、Ｘ線源１３から曝射され被検体を透過していないＸ線の線量を測定可能な位置に設けられている。例えば、図１では、Ｘ線源１３の近傍に設けられている。なお、被検体を透過していないＸ線の線量を測定可能であれば、設置される場所は限定されず、例えば、Ｘ線検出器１５の端部に設けてもよい。

計測部２８０は、Ｘ線源１３から曝射されたＸ線の線量を計測する。計測部２８０は、計測されたＸ線の線量を示す信号をグリッド制御情報演算部２８１に出力する。

グリッド制御情報演算部２８１は、Ｘ線制御部２１から、所望の線量である線量設定信号を受ける。また、グリッド制御情報演算部２８１は、計測部２８０から、実際に曝射されて計測されたＸ線の線量を示す信号を受ける。グリッド制御情報演算部２８１は、これらの信号を比較し、この比較結果を基に、Ｘ線源１３から曝射されるＸ線の線量が線量設定信号で示される線量となるようにグリッド制御部２５をフィードバック制御する。

ここで、図５を参照しながら、グリッド制御情報演算部２８１の詳細な構成について説明する。図５は、グリッド制御情報演算部２８１の詳細な構成の一例を示した図である。図５に示すように、グリッド制御情報演算部２８１は、増幅器２８２と、誤差増幅器２８３と、位相補償器２８４とを含んで構成される。

増幅器２８２は、計測部２８０から、計測された実際の曝射時におけるＸ線の線量を示す信号を受けて、これを増幅する。増幅器２８２は、増幅された信号を誤差増幅器２８３に出力する。

誤差増幅器２８３は、Ｘ線制御部２１から線量設定信号を受ける。また、誤差増幅器２８３は、増幅器２８２から増幅されたＸ線の計測された線量を示す信号を受ける。誤差増幅器２８３は、これらの信号の比較結果、つまりこれらの信号の差である差信号を増幅し、その増幅した差信号をグリッド制御部２５に出力することで、この差信号がゼロになるようにフィードバック制御させる。言い換えれば計測された線量が線量設定信号で示される線量に一致するようにグリッド制御部２５にフィードバック制御させる。なお、位相補償器２８４は、誤差増幅器２８３を含む線量に係るフィードバック制御系を安定化させる。

グリッド制御部２５は、グリッド制御情報演算部２８１（即ち、誤差増幅器２８３）から、線量設定信号と、測定されたＸ線の線量を示す信号との比較結果としての差信号を受ける。グリッド制御部２５は、この差信号に基づきグリッド電圧を制御する。以下に、このフィードバック制御に係るグリッド電圧の制御を中心に動作の一例について説明する。

管電圧が低い場合には、Ｘ線源１３から曝射されるＸ線の線量は少なく、計測部２８０で計測され増幅器２８２により増幅された信号の出力は小さい。この場合、誤差増幅器２８３の出力である、この増幅器２８２が出力する信号と線量設定信号との間の差信号は、正の方向に大きくなる。即ち、図２Ａの特性からして管電流を増大させる方向の電圧をグリッドに与える。結局、誤差増幅器２８３は、線量設定信号と増幅器２８２が出力する信号との出力の差が小さくなるようにグリッド制御部２５に対してグリッドの電圧を制御させる。換言すると、グリッド制御部２５は、誤差増幅器２８３からの差信号の正方向への増大を受けて、図２Ａにおいてカソードに対するグリッドの電圧を正方向へ（図２Ａの０電圧方向へ）増大させることで、管電流を増大させ,線量を増大させる。

また、管電圧が高い場合には、Ｘ線源１３から曝射されるＸ線の線量は多く、計測部２８０で計測され増幅器２８２により増幅された信号の出力も大きくなる。この場合、誤差増幅器２８３の出力である、この増幅器２８２が出力する信号と線量設定信号との間の差信号は、負の方向に大きくなる。即ち、管電流を減少させる方向の電圧をグリッドに与える。この場合も、誤差増幅器２８３は、線量設定信号と増幅器２８２が出力する信号との出力の差が小さくなるようにグリッド制御部２５に対してグリッドの電圧を制御させる。換言すると、グリッド制御部２５は、誤差増幅器２８３からの差信号の負方向への増大を受けて、図２Ａにおいてカソードに対するグリッドの電圧を負方向へ（図２Ａの０電圧と反対方向へ）増大させることで、管電流を減少させ、線量を減少させる。

結果として、第２の実施形態におけるグリッド制御部は、第１の実施形態と同様に図２Ｂにおけるグリッド制御電圧波形パターンのグラフＧ１３と同様なパターンで、グリッドを制御する。

なお、本実施形態と、第１の実施形態とを組み合わせて２つの制御を動作させてもよい。即ち、グリッド電圧の制御の一方を、第１の実施形態に示すように、グリッド制御電圧波形パターンＧ１３（図２Ｂ参照）により制御し、制御の他方を、第２の実施形態に示すように、実際の線量の検出結果が所望の線量になるようフィードバックに制御させる。この場合、第１の実施形態の方法で制御し、それでも所望の線量にならない線量の過不足分を第２の実施形態で補う制御になる。したがって、第２の実施形態のフィードバック制御のみでは、上記したようにグリッド制御電圧波形パターンのグラフＧ１３を丸々カバーしていたが、双方の制御を行った場合は、フィードバック制御は上記の過不足分だけ制御すれば良いので、ダイナミックレンジが小さく済み、かつフィードバック制御系のループの応答速度が速くなる。

以上のように動作させることで、Ｘ線源１３から曝射されたＸ線の線量を測定し、この線量が所定の範囲に維持されるように管電流を制御することで、Ｘ線の強度を直接的に制御している。これにより、管電圧を時系列に沿って変化させた場合においても、線量が所定の範囲に維持されるように維持することで、制動Ｘ線のフォトンエネルギー分布が平坦になるように制御する。即ち、第１の実施形態と同様に、所望の広さのフォトンエネルギー分布を実現するとともに、線量率（Ｘ線強度）を所定の範囲内に維持し、管電圧の上昇に伴う無用な被曝を防止することが可能となる。
なお、第２の実施形態では、線量を実測してそれが所望の値（或は範囲）になるよう制御していたが、管電流を実測して同様に制御することもできる。

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その均等の範囲に含まれる。

１１ ガントリ
１２ 回転架台
１３ Ｘ線源
１４ Ｘ線フィルタ
１５ Ｘ線検出器
１６ スライド式寝台
１７ データ収集部
１７ａ 計数結果収集部
１７ｂ 計数率算出部
２１ Ｘ線制御部
２２ 電圧制御情報生成部
２３ 管電圧発生部
２４ グリッド制御情報生成部
２５ グリッド制御部
２６ ガントリ／寝台コントローラ
２７ ビュー数算出部
２８ グリッド制御情報生成部
２８０ 計測部
２８１ グリッド制御情報演算部
２８２ 増幅器
２８３ 誤差増幅器
２８４ 位相補償器
３１ 前処理部
３２ Ｘ線投影データ記憶部
３３ 再構成処理部
３４ 画像記憶部
３５ 画像処理部
３６ 表示部
１００ スキャン制御部
５００ 撮影部

Claims (3)

1. 被検体に向けてＸ線を曝射するＸ線管と、
   前記Ｘ線を構成するフォトンを検出する検出素子を複数備えた検出器と、
   検出された前記フォトンの数をカウントし、その結果に基づく投影データを収集するデータ収集部と、
   を備えたＸ線ＣＴ装置であって、
   所定の周期内で前記Ｘ線管の管電圧を変化させながら前記Ｘ線管に印加する管電圧発生部と、
   前記管電圧が増大した場合には、前記Ｘ線管のグリッド電圧を制御して管電流を減少させ、前記管電圧が減少した場合には、前記グリッド電圧を制御して前記管電流を増大させるグリッド制御部と、
   を備え、前記Ｘ線管から曝射される前記Ｘ線のフォトンエネルギー分布を平坦化させることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
2. 前記グリッド制御部は、前記周期における管電圧の変化に対応してあらかじめ生成された制御情報に基づき、前記グリッド電圧を制御することを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
3. 前記グリッド制御部は、前記Ｘ線管から曝射された前記Ｘ線の線量を計測する計測部を備え、計測された前記線量に基づき、前記Ｘ線の線量が所定の範囲に含まれるように、前記グリッド電圧を制御することを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。

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