JP2019092584A

JP2019092584A - Ｘ線ｃｔ装置及びｘ線発生システム

Info

Publication number: JP2019092584A
Application number: JP2017222059A
Authority: JP
Inventors: 昌宏唐橋; Masahiro Karahashi
Original assignee: Canon Medical Systems Corp
Current assignee: Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2017-11-17
Filing date: 2017-11-17
Publication date: 2019-06-20

Abstract

【課題】照射されるＸ線の線質を容易かつ任意に制御可能とすること。【解決手段】実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、陰極と、陽極と、第１の熱電子調整部と、第２の熱電子調整部と、制御部とを備える。陰極は、熱電子を発生する。陽極は、前記陰極から照射される熱電子を受けて、Ｘ線を発生する。第１の熱電子調整部は、前記熱電子の軌道を調整する。第２の熱電子調整部は、前記第１の熱電子調整部により調整された熱電子の軌道を更に調整する。制御部は、前記第１の熱電子調整部と、前記第２の熱電子調整部とを制御することにより、前記陽極における前記熱電子の焦点位置を一定に保持しつつ、前記陽極への熱電子の照射角を制御する。【選択図】図２Ａ

Description

本発明の実施形態は、Ｘ線ＣＴ装置及びＸ線発生システムに関する。

Ｘ線撮影にあたっては、低被ばくの観点から、体型や撮影部位により適切な線質が所望される場合があり、撮影にあまり影響しないＸ線の波長成分（例えば、低エネルギー成分）の低減が望まれる。また、不適切な線質により撮影されることで画質低下が生じる場合もあり、その点でも適切な線質が望まれる場合がある。

特開２０００−７９１１２号公報

本発明が解決しようとする課題は、照射されるＸ線の線質を容易かつ任意に制御可能とすることである。

実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、陰極と、陽極と、第１の熱電子調整部と、第２の熱電子調整部と、制御部とを備える。陰極は、熱電子を発生する。陽極は、前記陰極から照射される熱電子を受けて、Ｘ線を発生する。第１の熱電子調整部は、前記熱電子の軌道を調整する。第２の熱電子調整部は、前記第１の熱電子調整部により調整された熱電子の軌道を更に調整する。制御部は、前記第１の熱電子調整部と、前記第２の熱電子調整部とを制御することにより、前記陽極における前記熱電子の焦点位置を一定に保持しつつ、前記陽極への熱電子の照射角を制御する。

図１は、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成例を示すブロック図である。図２Ａは、Ｘ線管の構成例を示す図（１）である。図２Ｂは、Ｘ線管の構成例を示す図（２）である。図３Ａは、図２Ａ又は図２Ｂの熱電子調整機構だけを抜き出して示した斜視図である。図３Ｂは、熱電子調整機構の他の構成例を示す図（１）である。図３Ｃは、熱電子調整機構の他の構成例を示す図（２）である。図４Ａは、Ｘ線管の他の構成例を示す図（１）である。図４Ｂは、Ｘ線管の他の構成例を示す図（２）である。図５は、Ｘ線高電圧装置の構成例を示す図である。図６Ａは、熱電子調整機構の調整量の制御手法の例を示す図（１）である。図６Ｂは、熱電子調整機構の調整量の制御手法の例を示す図（２）である。図７Ａは、熱電子調整機構による熱電子の軌道の調整の例を示す図（１）である。図７Ｂは、熱電子調整機構による熱電子の軌道の調整の例を示す図（２）である。図７Ｃは、熱電子調整機構による熱電子の軌道の調整の例を示す図（３）である。図８Ａは、熱電子調整機構による熱電子の軌道の調整の例を示す図（４）である。図８Ｂは、熱電子調整機構による熱電子の軌道の調整の例を示す図（５）である。図８Ｃは、熱電子調整機構による熱電子の軌道の調整の例を示す図（６）である。図９Ａは、比較のための一対の電極による熱電子の軌道の調整の例を示す図（１）である。図９Ｂは、比較のための一対の電極による熱電子の軌道の調整の例を示す図（２）である。図９Ｃは、比較のための一対の電極による熱電子の軌道の調整の例を示す図（３）である。図１０は、所望の線質によるＣＴ撮影の処理例を示すフローチャートである。図１１は、ＤＥによるＣＴ撮影の処理例を示すフローチャートである。図１２は、ＤＥによるＣＴ撮影の制御タイミングの例を示す図である。

以下、図面を参照して、Ｘ線ＣＴ装置及びＸ線発生システムの各実施形態を説明する。なお、実施形態は、以下の内容に限られるものではない。また、１つの実施形態や変形例に記載された内容は、原則として他の実施形態や変形例にも同様に適用される。

（第１の実施形態）
図１を参照しながら、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１の構成について説明する。なお、Ｘ線発生システムはＸ線ＣＴ装置１においてＸ線の発生のために用いられる部分であり、Ｘ線ＣＴ装置１の構成の一部である。図１は、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１の構成例を示すブロック図である。Ｘ線ＣＴ装置１は、図１に示されるように、架台装置１０と、寝台装置３０と、コンソール装置４０とを有する。なお、図１においては、架台装置１０の非チルト状態での回転フレーム１６の回転軸又は寝台装置３０の天板３３の長手方向をＺ軸方向とする。また、Ｚ軸方向に直交し、床面に対し水平である軸方向をＸ軸方向とする。また、Ｚ軸方向に直交し、床面に対し垂直である軸方向をＹ軸方向とする。

架台装置１０は、Ｘ線管１１と、Ｘ線検出器１５と、回転フレーム１６と、Ｘ線高電圧装置１７と、制御装置１８と、ウェッジ１９と、コリメータ２０と、データ収集回路２１とを有する。

Ｘ線管１１は、熱電子を発生する陰極（フィラメント）と、熱電子の衝突を受けてＸ線を発生する陽極（ターゲット）とを有する真空管である。Ｘ線管１１は、Ｘ線高電圧装置１７から供給される高電圧により、陰極から陽極に向けて熱電子を照射する。なお、Ｘ線高電圧装置１７は、高電圧の発生だけでなく、フィラメントへの電源供給、回転型陽極の駆動電源供給（回転型陽極の場合）、及び、後述する熱電子調整機構の駆動等も行う。詳細については後述する。

図２Ａは、Ｘ線管１１の構成例を示す図であり、回転型陽極の例を示している。図２Ａにおいて、Ｘ線管１１は、筐体１１１と、陰極１１３と、第１の熱電子調整機構１１４と、第２の熱電子調整機構１１５と、陽極１１６と、回転軸１１７とを備えている。筐体１１１は、例えば、金属により作製され、内部で発生したＸ線を通過させるＸ線窓１１２を有している。陰極１１３は、熱電子を発生する。熱電子は、フィラメントに流れる電流により発生した熱によって励起され、フィラメント又は加熱された部材から飛び出す電子である。

陽極１１６は、陰極１１３から放出される熱電子の衝突を受けてＸ線を発生させる。具体的には、陰極１１３と陽極１１６との間に大きな電位差が設けられる。例えば、陽極１１６を接地し、陰極１１３の電位をマイナスとすることにより、陰極１１３と陽極１１６との間に電位差が設けられる。この電位差により、陰極１１３から放出された熱電子は加速されて陽極１１６に衝突し、Ｘ線が発生する。また、陽極１１６は、回転軸１１７により回転する回転体であり、回転軸１１７の軸方向から見ると外周が円形となっている。陽極１１６は、傘状の形状を有しており、傘の先端側が陰極１１３側を向いている。陽極１１６の陰極１１３と対向する側はテーパ面となっており、陰極１１３側に対して若干の角度だけＸ線窓１１２側に傾斜する面を形成している。陽極１１６は、回転することにより、熱電子の衝突によって発熱する位置を分散させ、発熱による陽極１１６の表面の溶解を回避する。回転軸１１７は、図示しないベアリング等により支持され、図示しないステータコイル等により発生される回転磁界により回転駆動される。なお、図では陰極１１３から陽極１１６に向かう熱電子の軌道（一点鎖線にて図示）が陽極１１６の回転軸１１７と平行に描かれているが、これに限られない。

第１の熱電子調整機構１１４と第２の熱電子調整機構１１５は、陰極１１３と陽極１１６との間の熱電子の軌道に沿って、軌道を挟むように設けられており、電界又は磁界により陰極１１３から放出された熱電子の軌道を変化させる。第１の熱電子調整機構１１４は、Ｙ軸方向に距離を隔てて対向する調整極１１４ａと調整極１１４ｂとを備えている。第２の熱電子調整機構１１５は、Ｙ軸方向に距離を隔てて対向する調整極１１５ａと調整極１１５ｂとを備えている。軌道の調整に電界が用いられる場合、調整極１１４ａ、１１４ｂ、１１５ａ、１１５ｂは、例えば、平板状の電極であり、陰極１１３の電位に対してマイナスの異なる電位が印加され、マイナスの電荷を持った熱電子に作用する反発力により、電位が相対的に高い側に熱電子の軌道を変化させる。軌道の調整に磁界が用いられる場合、調整極１１４ａ、１１４ｂ、１１５ａ、１１５ｂは、例えば、電磁石の磁極であり、飛翔する熱電子が磁界から受ける力により、熱電子の軌道が変化する。軌道の調整に磁界が用いられる場合、熱電子に作用する力の方向は、軌道の調整に電界が用いられる場合に熱電子に作用する方向に対し、熱電子の進行方向に垂直な面内で直角の方向（直交する方向）となる。すなわち、軌道の調整に電界が用いられる場合には、ＹＺ平面内で熱電子の軌道が変化し、軌道の調整に磁界が用いられる場合には、ＹＺ平面に直交するＸＺ平面内で熱電子の軌道が変化する。

図２Ｂは、Ｘ線管１１の他の構成例を示す図であり、固定型陽極の例を示している。図２Ｂにおいて、Ｘ線管１１は、筐体１１１と、陰極１１３と、第１の熱電子調整機構１１４と、第２の熱電子調整機構１１５と、陽極１１８とを備えている。図２Ａの構成と比べ、回転型の陽極１１６が固定型の陽極１１８に代わり、回転軸１１７がなくなる点が異なる。陽極１１８は、例えば、熱電子が衝突する表面がタングステンにより作製され、陰極１１３から放出される熱電子の軌道に対して所定の傾斜角が設けられたブロック部材である。

図３Ａは、図２Ａ又は図２Ｂの熱電子調整機構だけを抜き出して示した斜視図である。すなわち、第１の熱電子調整機構１１４の調整極１１４ａと調整極１１４ｂは、Ｙ軸方向に距離を隔てて対向している。また、第２の熱電子調整機構１１５の調整極１１５ａと調整極１１５ｂは、Ｙ軸方向に距離を隔てて対向している。

図３Ｂは、熱電子調整機構１１４、１１５の他の構成例を示す図であり、熱電子調整機構１１４、１１５だけを斜視図で示している。図３Ｂにおいて、第１の熱電子調整機構１１４には、Ｙ軸方向に距離を隔てて対向する調整極（１１４ａ、１１４ｂ）に代えて、Ｘ軸方向に距離を隔てて対向する調整極１１４ｃ、１１４ｄが設けられている。また、第２の熱電子調整機構１１５には、Ｙ軸方向に距離を隔てて対向する調整極（１１５ａ、１１５ｂ）に代えて、Ｘ軸方向に距離を隔てて対向する調整極１１５ｃ、１１５ｄが設けられている。調整極１１４ｃ、１１４ｄ、１１５ｃ、１１５ｄは、図２Ａ及び図２Ｂの調整極１１４ａ、１１４ｂ、１１５ａ、１１５ｂと同様に、軌道の調整に電界を用いたものか磁界を用いたものとすることができる。これにより、熱電子の軌道が変化する方向は、図３Ａの場合に熱電子の軌道が変化する方向に対し、熱電子の進行方向に垂直な面内で直角の方向となる。すなわち、軌道の調整に電界が用いられる場合には、ＸＺ平面内で熱電子の軌道が変化し、軌道の調整に磁界が用いられる場合には、ＹＺ平面内で熱電子の軌道が変化する。

図３Ｃは、熱電子調整機構１１４、１１５の更に他の構成例を示す図であり、熱電子調整機構１１４、１１５だけを斜視図で示している。図３Ｃにおいて、第１の熱電子調整機構１１４には、Ｙ軸方向に距離を隔てて対向する調整極１１４ａ、１１４ｂに加えて、Ｘ軸方向に距離を隔てて対向する調整極１１４ｃ、１１４ｄが設けられている。また、第２の熱電子調整機構１１５には、Ｙ軸方向に距離を隔てて対向する調整極１１５ａ、１１５ｂに加えて、Ｘ軸方向に距離を隔てて対向する調整極１１５ｃ、１１５ｄが設けられている。調整極１１４ｃ、１１４ｄ、１１５ｃ、１１５ｄは、軌道の調整に電界を用いたものか磁界を用いたものとすることができる。これにより、図３Ａ及び図３Ｂの場合に熱電子の軌道が変化する方向と同じ方向に熱電子の軌道が変化可能である。すなわち、３次元のＸＹＺ空間内で熱電子の軌道が変化可能である。

図４Ａは、Ｘ線管１１の他の構成例を示す図であり、第１の熱電子調整機構１１４と第２の熱電子調整機構１１５とに加え、第３の熱電子調整機構１１９が設けられたものであり、回転型陽極の例を示している。図４Ｂは、Ｘ線管１１の更に他の構成例を示す図であり、第１の熱電子調整機構１１４と第２の熱電子調整機構１１５とに加え、第３の熱電子調整機構１１９が設けられたものであり、固定型陽極の例を示している。図４Ａ及び図４Ｂにおいて、第３の熱電子調整機構１１９は、対向する調整極１１９ａと調整極１１９ｂとを備えている。熱電子調整機構１１９の調整極１１９ａ、１１９ｂは、図３Ｂに示されたように、直角方向（Ｘ軸方向）の配置に置き換えられるようにしてもよいし、図３Ｃに示されたように、直角方向（Ｘ軸方向）の配置が加えられるようにしてもよい。

図５は、Ｘ線高電圧装置１７の構成例を示す図である。図５において、Ｘ線高電圧装置１７は、Ｘ線高電圧供給回路１７１と、フィラメント電源供給回路１７２と、陽極回転駆動電源供給回路１７３と、熱電子調整機構駆動回路１７４とを備えている。なお、陽極回転駆動電源供給回路１７３は、Ｘ線管１１に回転型陽極が用いられる場合に設けられる。Ｘ線高電圧供給回路１７１は、Ｘ線管１１の陰極１１３と陽極１１６（１１８）との間に印加される高電圧を発生し供給する。Ｘ線高電圧供給回路１７１は、変圧器（トランス）及び整流器等の電気回路を有し、Ｘ線管１１に印加する高電圧を発生する高電圧発生回路と、Ｘ線管１１が照射するＸ線に応じた出力電圧の制御を行うＸ線制御回路とを有する。高電圧発生回路は、変圧器方式であってもよいし、インバータ方式であってもよい。

フィラメント電源供給回路１７２は、Ｘ線管１１のフィラメントの電源を供給する。陽極回転駆動電源供給回路１７３は、Ｘ線管１１が回転型陽極である場合に、陽極１１６を回転駆動する電源を供給する。熱電子調整機構駆動回路１７４は、熱電子調整機構１１４、１１５又は熱電子調整機構１１４、１１５、１１９に供給する電圧又は電流により、熱電子の軌道に対して作用する電界又は磁界を制御する。なお、Ｘ線高電圧装置１７は、回転フレーム１６に設けられてもよいし、図示しない固定フレームに設けられても構わない。また、Ｘ線高電圧装置１７にＸ線高電圧供給回路１７１とフィラメント電源供給回路１７２と陽極回転駆動電源供給回路１７３と熱電子調整機構駆動回路１７４とが含まれる構成例について説明したが、その一部が他の装置として設けられるようにしてもよい。

図６Ａは、熱電子調整機構１１４、１１５の調整量の制御手法の例を示す図であり、テーブル形式のデータを用いたものである。テーブル形式のデータは、後述するメモリ４１等に保持される。図６Ａにおいて、線質の程度を表す線質指標に対して、第１の熱電子調整機構１１４に対する第１調整量と、第２の熱電子調整機構１１５に対する第２調整量とが対応付けられて記憶される。線質指標は、例えば、１〜１００の数値や、「硬い」「普通」「柔らかい」等の記号である。第１調整量及び第２調整量は、電界が用いられる場合、例えば、調整極１１４ａ〜１１４ｄ、１１５ａ〜１１５ｄに印加される電圧値（調整する方向に対応する極性を含む）である。第１調整量及び第２調整量は、磁界が用いられる場合、例えば、調整極１１４ａ〜１１４ｄ、１１５ａ〜１１５ｄの電磁石コイルに供給される電流値（調整する方向に対応する極性を含む）である。これにより、線質指標が決まると、対応する第１調整量と第２調整量とが得られる。

図６Ｂは、熱電子調整機構１１４、１１５の調整量の他の制御手法の例を示す図であり、数式を用いたものである。図６Ｂにおいて、第１の熱電子調整機構１１４に対する第１調整量は、線質指標に対する関数Ｆ１により計算される。また、第２の熱電子調整機構１１５に対する第２調整量は、線質指標に対する関数Ｆ２により計算される。これにより、線質指標が決まると、対応する第１調整量と第２調整量とが得られる。

なお、図６Ａ及び図６Ｂでは、２つの熱電子調整機構１１４、１１５を対象とした例について説明したが、３つの熱電子調整機構１１４、１１５、１１９を対象とする場合にも拡張して適用することができる。

図７Ａ〜図７Ｃは、熱電子調整機構１１４、１１５による熱電子の軌道の調整の例を示す図であり、軌道の調整に電界が用いられる場合を示している。また、第１の熱電子調整機構１１４、１１５は、それぞれ図のＹ軸方向に対向する調整極１１４ａ、１１４ｂと調整極１１５ａ、１１５ｂとが設けられている場合について示している。この場合、熱電子の軌道は陽極１１６の半径方向に変化するように調整される。

図７Ａは、第１の熱電子調整機構１１４と第２の熱電子調整機構１１５の両方とも調整がオフ（ＯＦＦ）となっている場合を示しており、陰極１１３から放出された熱電子の軌道は調整されず、陽極１１６に照射される。すなわち、陰極１１３から放出された熱電子は、陰極１１３に対して正の高い電位差が印加された陽極１１６に引かれて、ある焦点位置Ｐ_０にまっすぐに照射される。この場合の照射角をθ_０とする。陽極１１６に熱電子が照射されることで、Ｘ線が発生する。

図７Ｂは、第１の熱電子調整機構１１４と第２の熱電子調整機構１１５の両方とも調整がオン（ＯＮ）となっている場合を示しており、第１の熱電子調整機構１１４において熱電子の軌道に対してＹ軸方向における上向き（Ｙ軸正方向）の調整が行われ、第２の熱電子調整機構１１５において熱電子の軌道に対してＹ軸方向における下向き（Ｙ軸負方向）の調整が行われた場合を示している。調整量が予め適切に設定されることで、図７Ａの場合と焦点位置は変わらずＰ_０であり、陽極１１６への照射角は、図７Ａの場合と比べて、０度に近くなる（浅くなる）方に変化してθ_１となる。この場合、陽極１１６への照射角が０度に近くなる（浅くなる）ことで、熱電子が陽極１１６の内部に侵入しにくくなり、Ｘ線が陽極１１６の表面に近いところで発生することとなり、発生したＸ線が陽極１１６の内部を通過して外部に出るまでの経路の距離が短くなり、長い波長の成分（低エネルギー成分）があまり吸収されず、長い波長の成分の比率が高まり、線質が柔らかくなる。

図７Ｃは、第１の熱電子調整機構１１４と第２の熱電子調整機構１１５の両方とも調整がオン（ＯＮ）となっている場合を示しており、第１の熱電子調整機構１１４において熱電子の軌道に対してＹ軸方向における下向きの調整が行われ、第２の熱電子調整機構１１５において熱電子の軌道に対してＹ軸方向における上向きの調整が行われた場合を示している。調整量が予め適切に設定されることで、図７Ａ及び図７Ｂの場合と焦点位置は変わらずＰ_０であり、陽極１１６への照射角は、図７Ａの場合と比べて、９０度に近くなる（深くなる）方に変化してθ_２となる。この場合、陽極１１６への照射角が９０度に近くなる（深くなる）ことで、熱電子が陽極１１６の内部に侵入しやすくなり、Ｘ線が陽極１１６の表面より深いところで発生することとなり、発生したＸ線が陽極１１６の内部を通過して外部に出るまでの経路の距離が長くなり、長い波長の成分が吸収され、短い波長の成分（高エネルギー成分）の比率が高まり、線質が硬くなる。

また、調整極がＹ軸方向に離間して対向する構成において、調整に電界が用いられる場合について説明したが、調整極がＸ軸方向に離間して対向する構成において、調整に電界が用いられる場合は、熱電子に作用する力は、熱電子の進行方向に垂直な面内で直角の方向（Ｘ軸方向）となる。

図８Ａ〜図８Ｃは、熱電子調整機構１１４、１１５による熱電子の軌道の調整の例を示す図であり、図３Ｂに示されたようなＸ軸方向に対向する調整極１１４ｃ、１１４ｄと調整極１１５ｃ、１１５ｄとが設けられた構成において、軌道の調整に電界が用いられる場合を示している。この場合、熱電子の軌道は陽極１１６の円周方向に変化するように調整される。

図８Ａは、第１の熱電子調整機構１１４と第２の熱電子調整機構１１５の両方とも調整がオフ（ＯＦＦ）となっている場合を示しており、陰極１１３から放出された熱電子の軌道は調整されず、陽極１１６に照射される。すなわち、陰極１１３から放出された熱電子は、陰極１１３に対して正の高い電位差が印加された陽極１１６に引かれて、ある焦点位置Ｐ_０にまっすぐに照射される。この場合の照射角をθ_０Ｔとする。陽極１１６に熱電子が照射されることで、Ｘ線が発生する。

図８Ｂは、第１の熱電子調整機構１１４と第２の熱電子調整機構１１５の両方とも調整がオン（ＯＮ）となっている場合を示しており、第１の熱電子調整機構１１４において熱電子の軌道に対してＸ軸方向における上向き（Ｘ軸正方向）の調整が行われ、第２の熱電子調整機構１１５において熱電子の軌道に対してＸ軸方向における下向き（Ｘ軸負方向）の調整が行われた場合を示している。調整量が予め適切に設定されることで、図８Ａの場合と焦点位置は変わらずＰ_０であり、陽極１１６への照射角はθ_１Ｔに変化している。

図８Ｃは、第１の熱電子調整機構１１４と第２の熱電子調整機構１１５の両方とも調整がオン（ＯＮ）となっている場合を示しており、第１の熱電子調整機構１１４において熱電子の軌道に対してＸ軸方向における下向きの調整が行われ、第２の熱電子調整機構１１５において熱電子の軌道に対してＸ軸方向における上向きの調整が行われた場合を示している。調整量が予め適切に設定されることで、図８Ａ及び図８Ｂの場合と焦点位置は変わらずＰ_０であり、陽極１１６への照射角はθ_２Ｔに変化している。

ここで、図８Ａにおける照射角θ_０Ｔが最も９０度に近いものとなり、図８Ｂの照射角θ_１Ｔと図８Ｃの照射角θ_２Ｔは、図８Ａの場合と比べて、９０度から遠くなる方に変化しており、図８Ａの場合の線質がこの中では最も硬くなり、他は線質が相対的に柔らかくなる。

また、調整極が、図３Ａに示されるように、Ｙ軸方向に離間して対向する構成において、調整に磁界が用いられる場合、熱電子の軌道は図８Ａ〜図８Ｃに示されたのと同様に調整される。調整極が、図３Ｂに示されるように、Ｘ軸方向に離間して対向する構成において、調整に磁界が用いられる場合、熱電子の軌道は図７Ａ〜図７Ｃに示されたのと同様に調整される。

図３Ｃに示されたような、Ｙ軸方向とＸ軸方向の調整極の両方が備えられている場合、それらが切り替えて使用されてもよいし、同時に調整に用いられてもよい。同時に用いられる場合、熱電子の軌道はＹ軸方向の調整とＸ軸方向の調整とが合成されたものとなる。

なお、第３の熱電子調整機構１１９が存在する場合についての動作の図示は省略するが、第１・第２の熱電子調整機構１１４、１１５と同様に熱電子の軌道の調整に用いられるものでもよいし、熱電子のビームの陽極１１６（又は陽極１１８）への照射部分の焦点サイズの調整に用いられるものでもよい。ただし、焦点サイズの調整には電界が用いられる。電界の場合は、一対の調整極のそれぞれで陰極１１３との相対的な電位により熱電子に作用する力を制御できるが、磁界の場合は、一対の調整極によって熱電子に力が作用するためである。照射部分の焦点サイズは、陽極１１６（又は陽極１１８）上のＸ線が発生する領域に対応し、撮影される画像の解像度に影響を与えるため、適切な値に管理されるべきものであるところ、第３の熱電子調整機構１１９により適切な値に調整することが可能である。すなわち、第３の熱電子調整機構１１９を電界によるものとし、調整極１１９ａ、１１９ｂに、陰極１１３に対して負の同じ電圧を印加することにより、熱電子のビームを細くして焦点サイズを縮小することができる。また、第４、第５、・・・の熱電子調整機構、すなわち、４個以上の熱電子調整機構を設け、熱電子の軌道の調整又は熱電子の焦点サイズの調整を行わせるようにしてもよい。

図９Ａ〜図９Ｃは、比較のための一対の電極による熱電子の軌道の調整の例を示す図である。すなわち、陰極と陽極との間に対向する一対の電極が設けられている場合を示している。図９Ａは、電極をオフ（ＯＦＦ）とした場合を示しており、陰極から放出された熱電子の軌道は調整されず、陽極に照射される。すなわち、陰極から放出された熱電子は、陰極に対して正の高い電位差が印加された陽極に引かれて、ある焦点位置Ｐ_０にまっすぐに照射される。この場合の照射角をθ_０とする。陽極に熱電子が照射されることで、Ｘ線が発生する。

図９Ｂは、電極がオン（ＯＮ）となっている場合を示しており、一対の電極により熱電子の軌道に対して上向きの調整が行われた場合を示している。この場合、焦点位置は上に移動してＰ_１となり、照射角は深くなってθ_０１となっている。図９Ｃは、電極がオン（ＯＮ）となっている場合を示しており、一対の電極により熱電子の軌道に対して下向きの調整が行われた場合を示している。この場合、焦点位置は下に移動してＰ_２となり、照射角は浅くなってθ_０２となっている。このように、一対の電極による熱電子の軌道の調整の場合、焦点位置と照射角との両者が変化してしまい、焦点位置を一定に保持しつつ照射角だけを変化させることは困難である。

図１に戻り、Ｘ線検出器１５は、Ｘ線管１１から照射されて被検体Ｐを通過したＸ線を検出し、検出したＸ線量に対応した信号をデータ収集回路２１へと出力する。Ｘ線検出器１５は、例えば、Ｘ線管１１の焦点を中心とした１つの円弧に沿ってチャネル方向（周回方向）に複数のＸ線検出素子が配列された複数のＸ線検出素子列を有する。Ｘ線検出器１５は、例えば、チャネル方向に複数のＸ線検出素子が配列されたＸ線検出素子列がスライス方向（列方向、row方向）に複数配列された構造を有する。また、Ｘ線検出器１５は、例えば、グリッドと、シンチレータアレイと、光センサアレイとを有する間接変換型の検出器である。シンチレータアレイは、複数のシンチレータを有する。シンチレータは入射Ｘ線量に応じた光子量の光を出力するシンチレータ結晶を有する。グリッドは、シンチレータアレイのＸ線入射側の面に配置され、散乱Ｘ線を吸収するＸ線遮蔽板を有する。光センサアレイは、シンチレータからの光量に応じた電気信号に変換する機能を有し、例えば、光電子増倍管（フォトマルチプライヤー：ＰＭＴ）等の光センサを有する。なお、Ｘ線検出器１５は、入射したＸ線を電気信号に変換する半導体素子を有する直接変換型の検出器であっても構わない。

回転フレーム１６（架台ベース）は、Ｘ線管１１とＸ線検出器１５とを対向支持し、制御装置１８によってＸ線管１１とＸ線検出器１５とを回転させる円環状のフレームである。例えば、回転フレーム１６は、アルミニウムを材料とした鋳物である。なお、回転フレーム１６は、Ｘ線管１１及びＸ線検出器１５に加えて、Ｘ線高電圧装置１７やデータ収集回路２１を更に支持することもできる。更に、回転フレーム１６は、図１において図示しない種々の構成を更に支持することもできる。以下では、架台装置１０において、回転フレーム１６とともに回転移動する部分及び回転フレーム１６を回転部とも記載する。なお、Ｘ線管１１とＸ線検出器１５とが一体として被検体Ｐの周囲を回転するＲｏｔａｔｅ／Ｒｏｔａｔｅ−Ｔｙｐｅ（第３世代ＣＴ）について説明したが、その他にも、リング状にアレイされた多数のＸ線検出素子が固定され、Ｘ線管１１のみが被検体Ｐの周囲を回転するＳｔａｔｉｏｎａｒｙ／Ｒｏｔａｔｅ−Ｔｙｐｅ（第４世代ＣＴ）等様々なタイプがあり、いずれのタイプでも本実施形態へ適用可能である。

なお、データ収集回路２１が生成した検出データは、回転フレーム１６に設けられた発光ダイオード（Light Emitting Diode：ＬＥＤ）を有する送信機から、光通信によって、架台装置１０の非回転部分に設けられた、フォトダイオードを有する受信機に送信され、コンソール装置４０へと転送される。ここで、非回転部分とは、例えば、回転フレーム１６を回転可能に支持する固定フレーム等である。なお、回転フレーム１６から架台装置１０の非回転部分への検出データの送信方法は、光通信に限らず、回転部分と非回転部分との間でデータ伝送が行えるものであれば如何なる方式を採用しても構わない。

制御装置１８は、モータ及びアクチュエータ等の駆動機構と、この機構を制御する回路とを含む。制御装置１８は、入力インターフェース４３や架台装置１０に設けられた入力インターフェース等からの入力信号を受けて、架台装置１０及び寝台装置３０の動作制御を行う。例えば、制御装置１８は、回転フレーム１６の回転や架台装置１０のチルト、寝台装置３０及び天板３３の動作等について制御を行う。一例を挙げると、制御装置１８は、架台装置１０をチルトさせる制御として、入力された傾斜角度（チルト角度）情報により、Ｘ軸方向に平行な軸を中心に回転フレーム１６を回転させる。なお、制御装置１８は架台装置１０に設けられてもよいし、コンソール装置４０に設けられてもよい。

ウェッジ１９は、Ｘ線管１１から照射されたＸ線量を調節するためのフィルタである。具体的には、ウェッジ１９は、Ｘ線管１１から被検体Ｐへ照射されるＸ線が、予め定められた分布になるように、Ｘ線管１１から照射されたＸ線を透過して減衰するフィルタである。例えば、ウェッジ１９は、ウェッジフィルタ（wedge filter）やボウタイフィルタ（bow-tie filter）であり、所定のターゲット角度や所定の厚みとなるようにアルミニウム等を加工して構成される。

コリメータ２０は、ウェッジ１９を透過したＸ線の照射範囲を絞り込むための鉛板等であり、複数の鉛板等の組み合わせによってスリットを形成する。コリメータ２０は、図示しないコリメータ調整回路によって、開口度及び位置が調整される。これにより、Ｘ線管１１が発生させたＸ線の照射範囲が調整される。

データ収集回路２１は、ＤＡＳ（Data Acquisition System）である。データ収集回路２１は、Ｘ線検出器１５の各Ｘ線検出素子から出力される電気信号に対して増幅処理を行う増幅器と、電気信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器とを有し、検出データを生成する。データ収集回路２１は、例えば、プロセッサにより実現される。

寝台装置３０は、スキャン対象の被検体Ｐを載置、移動させる装置であり、基台３１と、寝台駆動装置３２と、天板３３と、支持フレーム３４とを有する。基台３１は、支持フレーム３４を鉛直方向に移動可能に支持する筐体である。寝台駆動装置３２は、被検体Ｐが載置された天板３３を、天板３３の長軸方向に移動する駆動機構であり、モータ及びアクチュエータ等を含む。支持フレーム３４の上面に設けられた天板３３は、被検体Ｐが載置される板である。なお、寝台駆動装置３２は、天板３３に加え、支持フレーム３４を天板３３の長軸方向に移動してもよい。立位ＣＴに応用される場合は、天板３３に相当する患者支持機構を移動する方式であってもよい。架台装置１０の天板３３の位置関係の相対的な変更を伴うスキャン（ヘリカルスキャンや位置決めスキャン等）実行の際、当該位置関係の相対的な変更は天板３３の駆動によって行われてもよいし、架台装置１０の走行によって行われてもよく、またそれらの複合によって行われてもよい。歯科用ＣＴに適用される場合には、寝台装置３０等は不要となる。

コンソール装置４０は、メモリ４１と、ディスプレイ４２と、入力インターフェース４３と、処理回路４４とを有する。

メモリ４１は、例えば、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子、ハードディスク、光ディスク等により実現される。例えば、メモリ４１は、投影データや再構成画像データを記憶する。また、例えば、メモリ４１は、Ｘ線ＣＴ装置１に含まれる回路がその機能を実現するためのプログラムを記憶する。メモリ４１は、ハードウェアによる非一過性の記憶媒体として用いられる。なお、投影データや再構成画像データの記憶は、コンソール装置４０のメモリ４１が行う場合に限らず、インターネット等の通信ネットワークを介してＸ線ＣＴ装置１と接続可能なクラウドサーバがＸ線ＣＴ装置１からの保存要求を受けて投影データや再構成画像データの記憶を行うようにしてもよい。

ディスプレイ４２は、各種の情報を表示する。例えば、ディスプレイ４２は、処理回路４４によって生成されたＣＴ画像や、操作者からの各種操作を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）等を出力する。例えば、ディスプレイ４２は、液晶ディスプレイやＣＲＴ（Cathode Ray Tube）ディスプレイである。

入力インターフェース４３は、操作者からの各種の入力操作を受け付け、受け付けた入力操作を電気信号に変換して処理回路４４に出力する。例えば、入力インターフェース４３は、投影データを収集する際の収集条件や、ＣＴ画像を再構成する際の再構成条件、ＣＴ画像から後処理画像を生成する際の画像処理条件等を操作者から受け付ける。例えば、入力インターフェース４３は、マウスやキーボード、トラックボール、スイッチ、ボタン、ジョイスティック、タッチパネル等により実現される。

処理回路４４は、Ｘ線ＣＴ装置１全体の動作を制御する。例えば、処理回路４４は、スキャン制御機能４４１、画像生成機能４４２、表示制御機能４４３及び制御機能４４４を有する。処理回路４４は、例えば、プロセッサにより実現される。

例えば、処理回路４４は、メモリ４１からスキャン制御機能４４１に相当するプログラムを読み出して実行することにより、Ｘ線ＣＴ装置１を制御してスキャンを実行する。ここで、スキャン制御機能４４１は、例えば、コンベンショナルスキャンやヘリカルスキャン、ステップアンドシュート方式といった種々の方式でのスキャンを実行することができる。

具体的には、スキャン制御機能４４１は、寝台駆動装置３２を制御することにより、被検体Ｐを架台装置１０の撮影口内へ移動させる。また、スキャン制御機能４４１は、Ｘ線高電圧装置１７を制御することにより、Ｘ線管１１へ高電圧を供給させる。また、スキャン制御機能４４１は、Ｘ線管１１内の熱電子の軌道を調整し、陽極１１６（１１８）上の焦点位置を変化させずに照射角を変化させ、所望の線質に制御する。また、スキャン制御機能４４１は、コリメータ２０の開口度及び位置を調整する。また、スキャン制御機能４４１は、制御装置１８を制御することにより、回転フレーム１６を含む回転部を回転させる。また、スキャン制御機能４４１は、データ収集回路２１に投影データを収集させる。なお、ＣＴ画像を再構成するには被検体Ｐの周囲一周、３６０°分の投影データが、またハーフスキャン法でも１８０°＋ファン角度分の投影データが必要とされる。いずれの再構成方式に対しても本実施形態へ適用可能である。

また、例えば、処理回路４４は、メモリ４１から画像生成機能４４２に相当するプログラムを読み出して実行することにより、データ収集回路２１から出力された検出データに対して対数変換処理やオフセット補正処理、チャネル間の感度補正処理、ビームハードニング補正等の前処理を施したデータを生成する。なお、前処理を施す前のデータ（検出データ）及び前処理後のデータを総称して投影データと称する場合もある。また、例えば、画像生成機能４４２は、ＣＴ画像データを生成する。具体的には、画像生成機能４４２は、前処理後の投影データに対して、フィルタ補正逆投影法や逐次近似再構成法等を用いた再構成処理を行ってＣＴ画像データを生成する。また、画像生成機能４４２は、入力インターフェース４３を介して操作者から受け付けた入力操作に基づいて、ＣＴ画像データを任意断面の断層像データや３次元画像データに変換する。

また、例えば、処理回路４４は、メモリ４１から表示制御機能４４３に相当するプログラムを読み出して実行することにより、ＣＴ画像をディスプレイ４２に表示する。また、例えば、処理回路４４は、メモリ４１から制御機能４４４に相当するプログラムを読み出して実行することにより、入力インターフェース４３を介して操作者から受け付けた入力操作に基づいて、処理回路４４の各種機能を制御する。

なお、図１においては、スキャン制御機能４４１、画像生成機能４４２、表示制御機能４４３及び制御機能４４４の各処理機能が単一の処理回路４４によって実現される場合を示したが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、処理回路４４は、複数の独立したプロセッサを組み合わせて構成され、各プロセッサが各プログラムを実行することにより各処理機能を実現するものとしても構わない。また、処理回路４４が有する各処理機能は、単一又は複数の処理回路に適宜に分散又は統合されて実現されてもよい。処理回路４４はコンソール装置４０に含まれる場合に限らず、複数の医用画像診断装置にて取得された検出データに対する処理を一括して行う統合サーバに含まれてもよい。コンソール装置４０は、単一のコンソールにて複数の機能を実行するものとして説明したが、複数の機能を別々のコンソールが実行することにしても構わない。

上記説明において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit）、あるいは、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）、又はフィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。プロセッサはメモリ４１に保存されたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、メモリ４１にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むよう構成しても構わない。この場合、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、本実施形態の各プロセッサは、プロセッサごとに単一の回路として構成される場合に限らず、複数の独立した回路を組み合わせて１つのプロセッサとして構成し、その機能を実現するようにしてもよい。

陰極１１３は、陰極の一例である。陽極１１６、１１８は、陽極の一例である。熱電子調整機構１１４は、第１の熱電子調整部の一例である。熱電子調整機構１１５は、第２の熱電子調整部の一例である。熱電子調整機構１１９は、第３の熱電子調整部の一例である。Ｘ線高電圧装置１７及びコンソール装置４０は、制御部の一例である。Ｘ線ＣＴ装置１は、Ｘ線ＣＴ装置の一例である。

以下、所望される線質のＸ線によりＣＴ撮影が行われるようにするための処理例について説明する。図１０は、所望の線質によるＣＴ撮影の処理例を示すフローチャートである。図１０において、Ｘ線ＣＴ装置１によるＣＴ撮影に際し、コンソール装置４０のスキャン制御機能４４１は、入力インターフェース４３を介して、撮影に使用されるＸ線の線質を含む各種指定を受け付ける（ステップＳ１１）。なお、各種指定には、患者情報（患者ＩＤ、患者名、生年月日、年齢、体重、性別等）や検査部位等の情報が含まれる。患者情報は、図示しない検査予約システムにより登録された検査予約リストから取得される場合もある。なお、緊急時には患者情報の入力を省略して検査に移行することが可能である。

撮影に使用されるＸ線の線質は、例えば、軟部組織を詳細に見るために、軟らかい線質が指定される。また、撮影に使用されるＸ線の線質は、明示的に指定される他に、患者情報やその他の情報に基づいて、推定されるようにしてもよい。例えば、スキャン制御機能４４１は、患者の体格や検査部位と線質との対応関係を記憶したテーブルをメモリ４１上に用意しておき、患者の体格や検査部位に対応する線質の推定値を取得することができる。

次いで、コンソール装置４０の処理回路４４のスキャン制御機能４４１は、指定又は推定された線質によるスキャンを実行する（ステップＳ１２）。すなわち、スキャン制御機能４４１は、寝台駆動装置３２の制御、Ｘ線高電圧装置１７の制御、コリメータ２０の調整、回転フレーム１６の制御、データ収集回路２１の制御を行い、スキャンを実行する。この際、スキャン制御機能４４１は、Ｘ線高電圧装置１７の熱電子調整機構駆動回路１７４により、Ｘ線管１１の熱電子調整機構１１４、１１５又は熱電子調整機構１１４、１１５、１１９を制御し、指定又は推定された線質に制御した上で、スキャンを実行する。すなわち、スキャン制御機能４４１は、線質指標と調整量とを対応付けたテーブル（図６Ａ）や線質指標から調整量を計算する数式（図６Ｂ）により、指定又は推定された線質から調整量を取得し、熱電子調整機構１１４、１１５又は熱電子調整機構１１４、１１５、１１９に供給する電圧又は電流を制御する。

なお、スキャンには、位置決めのための位置決め撮影と、位置決め後の本撮影とがあるが、それらのいずれにおいても線質が所望のものとなるように制御が行われるようにすることができる。一般に、位置決め撮影においては、低被ばくのために低線量での撮影が行われるが、併せて線質を適切なものに制御することで、低被ばくを一層促進させることができる。

次いで、画像生成機能４４２は、データ収集回路２１から出力された検出データに対する前処理を行った後、再構成処理を行ってＣＴ画像データを生成する（ステップＳ１３）。ＣＴ画像データは、操作者から受け付けた入力操作に基づいて、任意断面の断層像データや３次元画像データに変換される。

次いで、表示制御機能４４３は、ＣＴ画像や任意断面の断層像データや３次元画像データに基づく画像をディスプレイ４２に表示する（ステップＳ１４）。

図１０に示されたステップＳ１１、Ｓ１２は、スキャン制御機能４４１に対応するステップである。ステップＳ１１、Ｓ１２は、処理回路４４がメモリ４１からスキャン制御機能４４１に対応するプログラムを読み出し実行することにより、スキャン制御機能４４１が実現されるステップである。ステップＳ１３は、画像生成機能４４２に対応するステップである。ステップＳ１３は、処理回路４４がメモリ４１から画像生成機能４４２に対応するプログラムを読み出し実行することにより、画像生成機能４４２が実現されるステップである。ステップＳ１４は、表示制御機能４４３に対応するステップである。ステップＳ１４は、処理回路４４がメモリ４１から表示制御機能４４３に対応するプログラムを読み出し実行することにより、表示制御機能４４３が実現されるステップである。

上述したように、第１の実施形態によれば、指定又は推定された所望の線質によりＣＴ撮影を行うことができるため、低被ばく又は撮影画質の観点から、患者の体格や検査部位に応じた適切な線質のＸ線による撮影を行うことができる。また、Ｘ線が発生する焦点位置は変化しないため、焦点位置の変化による画質の低下を引き起こすこともない。これに対し、例えば、Ｘ線ＣＴ装置にＸ線の線質を変えるために、Ｘ線パス上にフィルタを設ける場合、装置の大型化（実装スペースの増大）やコストアップが生じるおそれがある。また、フィルタを切り替えるための操作が必要になるとともに、用意されたフィルタにより変更できる線質の種類に限界が生じる。線質を連続的に制御したい場合には、フィルタを無数に組み込むことになり、実装上不可能である。しかし、本実施形態の手法によれば線質を容易に広範に変更することができ、線質を連続的に制御することも可能となる。その結果、被検者の体格や撮影したい部位ごとに最適な線質を選択することが可能になり、画像に寄与しないが被ばくに繋がってしまう低エネルギー側のＸ線をカットすることが可能となり、低被ばく及び画質改善の効果が期待できる。

（第２の実施形態）
上述した第１の実施形態では所望の線質によりＣＴ撮影をする場合について説明したが、第２の実施形態では、線質を容易に広範に制御することができる性質を利用し、デュアルエナジー（ＤＥ：Dual Energy）に適用した場合について説明する。デュアルエナジーは、物質がＸ線のエネルギーによって線減弱係数を変化させる作用に着目し、その差を応用して物質の弁別を行う技術である。ここでは、Ｘ線管１１における陽極１１６（１１８）へ入射される熱電子の焦点位置を変化させずに照射角を変えることで線質を変え、異なるＸ線のエネルギーを実現している。なお、２つの線質に高速に交互に切り替えて撮影する場合について説明するが、３以上の線質に切り換えるマルチエナジーに拡張することができる。なお、装置構成及び線質の制御については、図１〜図７Ｃに示したものと同様であるため、重複した説明は省略する。

図１１は、ＤＥによるＣＴ撮影の処理例を示すフローチャートである。図１１において、Ｘ線ＣＴ装置１によるＣＴ撮影に際し、コンソール装置４０のスキャン制御機能４４１は、入力インターフェース４３を介して、ＤＥ（デュアルエナジー）によるスキャンである旨を含む各種指定を受け付ける（ステップＳ２１）。なお、各種指定には、患者情報（患者ＩＤ、患者名、生年月日、年齢、体重、性別等）や検査部位等の情報が含まれる。患者情報は、検査予約システムにより登録された検査予約リストから取得される場合もある。なお、緊急時には患者情報の入力を省略して検査に移行することが可能である。

次いで、コンソール装置４０の処理回路４４のスキャン制御機能４４１は、ＤＥによるスキャンを実行する（ステップＳ２２）。すなわち、スキャン制御機能４４１は、寝台駆動装置３２の制御、Ｘ線高電圧装置１７の制御、コリメータ２０の調整、回転フレーム１６の制御、データ収集回路２１の制御を行い、スキャンを実行する。この際、スキャン制御機能４４１は、Ｘ線高電圧装置１７の熱電子調整機構駆動回路１７４により、Ｘ線管１１の熱電子調整機構１１４、１１５又は熱電子調整機構１１４、１１５、１１９を制御し、例えばビュー毎に柔らかい線質と硬い線質とを切り替えてスキャンを実行する。ビューは、回転フレーム１６の角度毎の撮影を行う単位である。すなわち、スキャン制御機能４４１は、ＤＥに用いる２つの線質に対応する調整量を、線質指標と調整量とを対応付けたテーブル（図６Ａ）や線質指標から調整量を計算する数式（図６Ｂ）により取得し、熱電子調整機構１１４、１１５又は熱電子調整機構１１４、１１５、１１９に供給する電圧又は電流を高速に制御する。

図１２は、ＤＥによるＣＴ撮影の制御タイミングの例を示す図である。図１２において、奇数番号のビューｖ００１、ｖ００３、ｖ００５、・・・では、例えば図７Ｂで説明されたように、第１の熱電子調整機構１１４による熱電子の軌道の調整（第１調整）は上向き、第２の熱電子調整機構１１５による熱電子の軌道の調整（第２調整）は下向きとしている。この場合の焦点位置は一定のＰ_０となり、照射角はθ_１となり、無調整の場合（図７Ａ）の照射角θ_０よりも浅くなり、線質は柔らかくなる。また、偶数番号のビューｖ００２、ｖ００４、・・・では、例えば図７Ｃで説明されたように、第１の熱電子調整機構１１４による熱電子の軌道の調整（第１調整）は下向き、第２の熱電子調整機構１１５による熱電子の軌道の調整（第２調整）は上向きとしている。この場合の焦点位置は一定のＰ_０となり、照射角はθ_２となり、無調整の場合（図７Ａ）の照射角θ_０よりも深くなり、線質は硬くなる。なお、図７Ｂと図７Ｃの場合の調整状態を用いたが、これに限られない。また、ビュー番号の奇数と偶数とで線質を切り替える例について説明したが、１つのビューの中で線質を切り替えてそれぞれの状態で撮影を行うようにしてもよい。

次いで、図１１に戻り、画像生成機能４４２は、データ収集回路２１から出力された検出データに対する前処理を行った後、再構成処理を行ってＣＴ画像データを生成する（ステップＳ２３）。ＤＥにおける再構成は、投影データをベースとしたものと、画像データをベースとしたものとがあるが、いずれが採用されてもよい。投影データをベースとした再構成では、線質の異なるＸ線による撮影で得られた投影データから、計算により再構成が行われる。この計算は、例えば、Ｘ線の減弱の値が２つの既知の基底物質（水、ヨード、カルシウム等）の減弱係数の線形結合（複数の関数の定数倍の和）で表され、異なる線質における実測値に基づく連立方程式が解かれることで行われる。画像データをベースとした再構成では、線質の異なるＸ線により得られたＣＴ画像データの加重加算が行われる。また、ＣＴ画像データは、操作者から受け付けた入力操作に基づいて、任意断面の断層像データや３次元画像データに変換される。

次いで、表示制御機能４４３は、ＣＴ画像や任意断面の断層像データや３次元画像データに基づく画像をディスプレイ４２に表示する（ステップＳ２４）。

図１１に示されたステップＳ２１、Ｓ２２は、スキャン制御機能４４１に対応するステップである。ステップＳ２１、Ｓ２２は、処理回路４４がメモリ４１からスキャン制御機能４４１に対応するプログラムを読み出し実行することにより、スキャン制御機能４４１が実現されるステップである。ステップＳ２３は、画像生成機能４４２に対応するステップである。ステップＳ２３は、処理回路４４がメモリ４１から画像生成機能４４２に対応するプログラムを読み出し実行することにより、画像生成機能４４２が実現されるステップである。ステップＳ２４は、表示制御機能４４３に対応するステップである。ステップＳ２４は、処理回路４４がメモリ４１から表示制御機能４４３に対応するプログラムを読み出し実行することにより、表示制御機能４４３が実現されるステップである。

上述したように、第２の実施形態によれば、Ｘ線管１１の熱電子調整機構１１４、１１５又は熱電子調整機構１１４、１１５、１１９により熱電子の軌道を調整することで容易かつ高速にＸ線の線質を変えることができ、ＤＥによるＣＴ撮影を実現することができる。これに対し、一般にＤＥを実現する場合、（１）ビューに同期してＸ線管の管電圧を高速にスイッチングする方式、（２）Ｘ線管及びＸ線検出器を複数配置して異なる管電圧でＸ線を照射する方式、（３）架台を複数回転させて回転毎に異なる管電圧でＸ線を照射する方式が用いられる。（１）の方式では、管電圧を高速に制御できる装置が必要となり、装置のコストが上がってしまう問題がある。（２）の方式では、複数のＸ線管及びＸ線検出器が必要となり、装置のコストが上がってしまう問題がある。（３）の方式では、複数の回転中に患者及び撮影したい臓器が動いてしまうと、モーションアーチファクトに繋がってしまう問題がある。しかし、本実施形態の手法では、容易かつ高速にＸ線の線質を変えることができるため、装置のコストを上げることなく、（１）の方式に代替するものとできる。

以上説明した少なくとも１つの実施形態によれば、照射されるＸ線の線質を容易かつ任意に制御可能とすることができる。

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同様に、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ものである。

１Ｘ線ＣＴ装置
１１Ｘ線管
１１３陰極
１１６、１１８陽極
１１４、１１５、１１９熱電子調整機構
１１４ａ〜１１４ｄ、１１５ａ〜１１５ｄ、１１９ａ、１１９ｂ調整極
１５Ｘ線検出器
１７Ｘ線高電圧装置
１７４熱電子調整機構駆動回路
２１データ収集回路
４０コンソール装置
４４処理回路

Claims

熱電子を発生する陰極と、
前記陰極から照射される熱電子を受けて、Ｘ線を発生する陽極と、
前記熱電子の軌道を調整する第１の熱電子調整部と、
前記第１の熱電子調整部により調整された熱電子の軌道を更に調整する第２の熱電子調整部と、
前記第１の熱電子調整部と、前記第２の熱電子調整部とを制御することにより、前記陽極における前記熱電子の焦点位置を一定に保持しつつ、前記陽極への熱電子の照射角を制御する制御部と、
を備える、Ｘ線ＣＴ装置。
前記制御部は、円形の外周を有する前記陽極の前記円形の半径方向に対して前記熱電子の照射角を変化させるように前記第１の熱電子調整部と、前記第２の熱電子調整部と、を制御する、
請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記制御部は、円形の外周を有する前記陽極の前記円形の円周方向に対して前記熱電子の照射角を変化させるように前記第１の熱電子調整部と、前記第２の熱電子調整部と、を制御する、
請求項１又は２に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記熱電子の軌道又は前記熱電子の前記陽極上の焦点サイズを調整する第３の熱電子調整部、を備える、
請求項１〜３のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。
前記制御部は、要求される線質に対応する角度に、前記陽極への熱電子の照射角を制御する、
請求項１〜４のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。
前記制御部は、撮影部位に応じた線質に対応する角度に、前記陽極への熱電子の照射角を制御する、
請求項１〜４のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。
前記制御部は、複数の線質に対応する複数の角度に、前記陽極への熱電子の照射角を切替制御する、
請求項１〜４のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。
前記制御部は、撮影のビューを切り替えるタイミングで前記陽極への熱電子の照射角を切替制御する、
請求項７に記載のＸ線ＣＴ装置。
熱電子を発生する陰極と、
前記陰極から照射される熱電子を受けて、Ｘ線を発生する陽極と、
前記熱電子の軌道を調整する第１の熱電子調整部と、
前記第１の熱電子調整部により調整された熱電子の軌道を更に調整する第２の熱電子調整部と、
前記第１の熱電子調整部と、前記第２の熱電子調整部とを制御することにより、前記陽極における前記熱電子の焦点位置を一定に保持しつつ、前記陽極への熱電子の照射角を制御する制御部と、
を備えるＸ線発生システム。