JP5716069B2 - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Description

本発明は、Ｘ線を曝射して得られた被検体の投影データから画像を再構成するＸ線ＣＴ装置に関する。

Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線を主とする放射線を曝射して被検体の透過を検出し、検出した放射線の強度を示す投影データから被検体内の画像を再構成する画像診断装置である。疾病の診断、治療や手術計画等を初めとする多くの医療行為において重要な役割を果たしている。このＸ線ＣＴ装置は、被検体回りに多方向から放射線を曝射し、例えば３６０°分又は１８０°＋ファン角度（ファンビームの角度）分の投影データから、１つの断層像を再構成する。また、被検体の体軸方向に連続的にスキャン位置を移動させて積み上げられた投影データから３次元画像であるボリューム画像を再構成する。

近年、このＸ線ＣＴ装置を用いた被検体の画像撮影方法として各種の方法が提示されている。例えば、造影剤の関心スライスへの流入を低線量のプレップスキャンで捉え、関心領域に十分に造影剤が流入すると本スキャンに切り替えるリアルプレップスキャンがある（例えば、「特許文献１」参照。）。また、心電計で心電図波形を取得し、同一心時相の発生に同期してスキャン態様を変更するＥＣＧ同期スキャンがある。また、複数の部位を一括してスキャンする際に、部位毎にスキャン態様を変更する手法がある。

これらスキャン態様は、いずれもスキャン中に撮影条件を切り替えるものであり、例えば、プレップスキャンと本スキャンとでＸ線の線量を切り替えたり、同一心時相が発生するとＸ線の線量を増加させたり、部位毎にＸ線管のコイルフィラメントに供給する管電流を切り替えたりする。

ここで、従来より、Ｘ線管は、コイルフィラメントとアノードとを対向させて、コイルフィラメントに管電流の供給及び高電圧の印加を行うことにより熱電子を発生させ、アノードにこの熱電子が照射されることにより、Ｘ線を発生させていた。このＸ線管には、コイルの巻き数の多い大フィラメントと巻き数の少ない小フィラメントとが搭載されていることが一般的である。

小フィラメントでは、アノードに照射される電子の焦点が小サイズであるために高解像度の画像が得られるが、スキャン時間が必要となる。一方、大フィラメントでは、アノードに照射される電子の焦点が大サイズであるために、一度に広範囲にＸ線を曝射できスキャン時間の短縮が図られるとともに、低ノイズの画像が得られるが、高解像度の画像は得られない。そこで、この小フィラメントと大フィラメントを選択的に用いるようにするためにＸ線管にこれら２つのフィラメントが設けられているものである。

小フィラメントから大フィラメントへ、又はその逆へ管電流の供給と管電圧の印加を行うフィラメントを切り替える場合、一方への管電流の供給及び管電圧の印加をオフにしてから他方への管電流の供給及び管電圧の印加をオンにするという工程を経るため、フィラメントの切り替えに多くの時間を必要とする。

そのため、従来よりスキャン中に各種の撮影条件を切り替える方法は、各種提供されているが、スキャン中にアノードに照射される電子の焦点のサイズを切り替えることはできなかった。

特開２００９−１１８６３号公報

本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、スキャン中にアノードに照射する電子の焦点のサイズを切り替えることのできるＸ線ＣＴ装置を提供することにある。

上記課題を解決するために、本発明の一形態に係るＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線の曝射及び検出によるスキャンで得られた投影データから画像を再構成するＸ線ＣＴ装置であって、前記Ｘ線を曝射するＸ線管と、前記Ｘ線管から曝射されたＸ線を検出する検出器と、前記検出器の検出に基づく前記投影データから画像を再構成する再構成手段と、前記Ｘ線管の制御を含む前記スキャンの制御を行う制御手段と、を備え、前記Ｘ線管は、通電によって電子ビームを放出するフィラメントと、前記電子ビームが入射することによりＸ線を出射するアノードと、前記フィラメントから前記アノードに向かう経路を挟んで相互に対向して配置され、当該経路上に電界又は磁界を出力することで前記電子ビームをその出力に応じて集束させるジェネレータと、を有し、前記ジェネレータは、相互に対向して配置された１組の電極対をそれぞれ異なる向きに複数備え、該各電極対間に前記電界又は磁界を発生させることにより、前記電極対で囲まれた領域を通過する電子ビームのビーム径を前記電極対の方向に拡大または縮小させ、前記制御手段は、前記ジェネレータの前記出力の強さを制御することにより前記スキャン中に前記電子ビームの焦点サイズを変更させ、前記スキャンは、プレップスキャンと本スキャンとを有し、前記制御手段は、前記再構成手段で再構成された前記画像のＣＴ値を計測する計測手段を含み、前記ＣＴ値に基づき、前記スキャンを前記プレップスキャンと前記本スキャンとを連続的に切り替えるとともに、前記焦点サイズを変更させること、を特徴とする。

前記制御手段は、
前記ＣＴ値が閾値を超えると、前記スキャンを前記プレップスキャンから前記本スキャンへと切り替えるとともに、前記焦点サイズを大サイズから小サイズへ変更させるようにしてもよい。

上記課題を解決するために、本発明の一形態に係るＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線の曝射及び検出によるスキャンで得られた投影データから画像を再構成するＸ線ＣＴ装置であって、前記Ｘ線を曝射するＸ線管と、前記Ｘ線管から曝射されたＸ線を検出する検出器と、前記検出器の検出に基づく前記投影データから画像を再構成する再構成手段と、前記Ｘ線管の制御を含む前記スキャンの制御を行う制御手段と、を備え、前記Ｘ線管は、通電によって電子ビームを放出するフィラメントと、前記電子ビームが入射することによりＸ線を出射するアノードと、前記フィラメントから前記アノードに向かう経路を挟んで相互に対向して配置され、当該経路上に電界又は磁界を出力することで前記電子ビームをその出力に応じて集束させるジェネレータと、を有し、前記ジェネレータは、相互に対向して配置された１組の電極対をそれぞれ異なる向きに複数備え、該各電極対間に前記電界又は磁界を発生させることにより、前記電極対で囲まれた領域を通過する電子ビームのビーム径を前記電極対の方向に拡大または縮小させ、前記制御手段は、前記ジェネレータの前記出力の強さを制御することにより前記スキャン中に前記電子ビームの焦点サイズを変更させ、前記Ｘ線の曝射位置を曝射範囲で連続的に変更させてスキャンし、前記Ｘ線の曝射位置が到達する区域毎に前記焦点サイズを変更することを特徴とする。

前記操作手段には、前記Ｘ線の曝射範囲の区域分けに加え、その区域の管電流の設定値が入力され、前記制御手段は、前記Ｘ線の曝射位置が到達する前記区域の管電流に応じて前記焦点サイズを変更させた上でその管電流に変更させるようにしてもよい。

本発明によれば、Ｘ線ＣＴ装置は、電子の照射経路上に電界を発生させることで電子をその出力に応じて集束させるジェネレータを有するＸ線管を搭載し、制御部は、このジェネレータの出力を制御し、当該制御によりスキャン中に電子の焦点サイズを変更させるようにした。これにより、焦点サイズを迅速に切り替えることができるために、スキャン中にアノードに照射する電子の焦点のサイズを切り替えることができる。

Ｘ線管をＸ線の曝射軸に沿って切断した断面図である。 Ｘ線管内に配される電子銃を電子の出射方向に沿って切断した断面斜視図である。 Ｘ線管の電子の出射方向に沿って切断した断面図であり、電子銃から出射する電子の各種態様を示す。 Ｘ線管を搭載したＸ線ＣＴ装置の構成を示すブロック図である。 リアルプレップスキャンに係る実焦点のサイズの変更制御の動作を示すフローチャートである。 ＣＴ値に基づくスキャン態様の変更とこのスキャン中での実焦点のサイズを示す模式図である。 本実施形態及び従来のリアルプレップスキャンを示す図である。 複数部位を一括スキャンする場合の実焦点のサイズの変更制御の動作を示すフローチャートである。 撮影部位の変更に伴う実焦点のサイズの変更を示す模式図である。 ＥＣＧ同期スキャンに係るＸ線ＣＴ装置を示すブロック図である。 ＥＣＧ同期スキャンに係る実焦点のサイズの制御動作を示すフローチャートである。 ＥＣＧ同期スキャンに係る実焦点のサイズの変更を示す模式図である。 Ｘ線ＣＴ装置のビュー毎の実焦点のサイズの変更と画像の生成を示す模式図である。 ビュー毎に電子の実焦点のサイズを切り替える制御動作を示すフローチャートである。 画像の再構成処理を示すフローチャートである。 Ｘ線管の電子の出射方向に直交して切断した概略断面図である。

以下、本発明に係るＸ線ＣＴ装置の好適な実施形態について、図面を参照しながら具体的に説明する。

Ｘ線ＣＴ装置は、被検体のスキャンで得られた投影データから画像を再構成する装置である。Ｘ線ＣＴ装置によるスキャンとは、Ｘ線の曝射と透過したＸ線の検出である。Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線管１を搭載し、このＸ線管１によりＸ線を曝射する。

まず、このＸ線管１について図１乃至図３に基づき説明する。図１は、Ｘ線管１をＸ線の曝射軸に沿って切断した断面図である。図２は、Ｘ線管１内に配される電子銃を電子の出射方向に沿って切断した断面斜視図である。図３は、Ｘ線管１の電子の出射方向に沿って切断した断面図であり、電子銃から出射する電子の各種態様を示す。

Ｘ線管１は、フィラメント加熱電流の供給及び高電圧の印加を受けてＸ線を発生させる。このＸ線管１は、図１に示すように、通電により熱電子を放出するコイルフィラメント１５を有する電子銃１１と、コイルフィラメント１５から放出された電子が照射されることによりＸ線を出射するアノード２２とが設けられている。電子銃１１及びアノード２２は、真空シールドチャンバ２１内に密閉されている。

電子銃１１は、一方の端部が開口された円筒形状を有し、その開口から軸に沿って底部に降ろした垂線（−Ｚ軸方向とする）上にコイルフィラメント１５を配している。電子銃１１は、このコイルフィラメント１５に対するフィラメント加熱電流の供給及び高電圧の印加を受け、電子を開口から＋Ｚ軸方向へ経路Ｌ上に出射する。

アノード２２は、Ｚ軸方向に延びる回転軸２３と一体化されており、コイルフィラメント１５と開口とを結ぶ経路Ｌ上に介在している。このアノード２２は、電子銃１１から出射した電子が経路Ｌ上の表面に照射されることにより、回転軸２３と直交する方向にＸ線を出射する。

従って、アノード２２の形状は、その頂面が−Ｚ軸方向に向いた円錐台形状であり、その円錐表面に相当する側面２２ａの法線は、例えば６〜８度程度傾斜している。また、回転軸２３は、真空シールドチャンバ２１の外部に引き出されており、外部駆動機構（図示せず）によって回転する。その中心軸は、コイルフィラメント１５と開口とを結ぶ電子の経路Ｌから所定方向（−Ｘ軸方向とする）にシフトしている。従って、電子は、アノード２２の傾斜面である側面２２ａに照射される。アノード２２の少なくとも電子が照射される当該側面２２ａ部分は、例えばタングステンにより形成されている。尚、このシフトの方向は、後述するコイルフィラメント１５及び溝１４ａが延びる方向とする。

真空シールドチャンバ２１のアノード２２から出射したＸ線が通過する位置には、ベリリウム膜からなる窓２５が設けられている。Ｘ線は、この窓２５を介して、Ｘ線管１の外部に取り出される。

このようなＸ線管１において、電子銃１１は、図２に示すように、筐体であるシールド１２の底面側から開口部側に向かって、絶縁ブロック１３ａ、ウエネルト１４、コイルフィラメント１５、絶縁ブロック１３ｂ、一対のＸエレクトロード（第１電極部材）１６ａ及び１６ｂ（以下、総称して「Ｘエレクトロード１６」ともいう）、絶縁ブロック１３ｃ、一対のＹエレクトロード（第２電極部材）１７ａ及び１７ｂ（以下、総称して「Ｙエレクトロード１７」ともいう）が、この順に配列されて収納している。

シールド１２は、金属又は合金等の導電性材料により形成されている。絶縁ブロック１３ａは、絶縁材料からなる円板状の部材であり、その中心軸はシールド１２の中心軸と一致している。絶縁ブロック１３ａは、ウエネルト１４を保持すると共に、ウエネルト１４をシールド１２から絶縁している。

ウエネルト１４は、ステンレス等の非磁性金属からなる円板状の部材であり、ウエネルト１４におけるシールド１２の開口部側の面には、シールド１２の軸方向に対して直交する方向に延びる溝１４ａが形成されている。ウエネルト１４の中心軸は、シールド１２の中心軸と一致している。

コイルフィラメント１５は、螺旋状に巻回しつつ溝１４ａと同じ方向に延びるフィラメントである。コイルフィラメント１５は、例えばタングステンによって形成されており、通電されることによって熱電子を放出する。コイルフィラメント１５は、溝１４ａ内に半ば収納されているが、ウエネルト１４に接触はしていない。

絶縁ブロック１３ｂ及び１３ｃは、絶縁材料からなる円環状の部材であり、その中心軸はシールド１２の中心軸と一致している。絶縁ブロック１３ｂ及び１３ｃの厚さは、例えばそれぞれ１ミリメートル以下である。絶縁ブロック１３ｂは、Ｘエレクトロード１６を保持すると共に、Ｘエレクトロード１６をウエネルト１４から絶縁する。絶縁ブロック１３ｃは、Ｙエレクトロード１７を保持すると共に、Ｙエレクトロード１７をＸエレクトロード１６から絶縁する。

一対のＸエレクトロード１６ａ及び１６ｂは、経路Ｌを挟んで相互に対向するように設けられており、Ｘ方向に配列されている。Ｘエレクトロード１６ａと１６ｂとの間の距離は、コイルフィラメント１５の長手方向の長さよりも長い。また、一対のＹエレクトロード１７ａ及び１７ｂも、経路Ｌを挟んで相互に対向するように設けられており、Ｘ方向及びＺ方向の双方に対して直交するＹ方向に配列されている。

Ｘエレクトロード１６は、所謂電極対からなるジェネレータであり、電圧が印加されて、Ｘエレクトロード１６ａ及び１６ｂ間に電界を発生させる。このＸエレクトロード１６は、ステンレス等の非磁性金属により形成されている。また、一対のＸエレクトロード１６の形状は相互に同一である。各Ｘエレクトロード１６の形状は、経路Ｌ上の１点を中心とする円板の一部であり、その弦はＹ方向に延びている。また、Ｘエレクトロード１６における経路Ｌに面した端面１６ｃは、＋Ｚ方向側が開くように、Ｚ方向に対して傾斜している。すなわち、一対のＸエレクトロード１６におけるアノード２２側の部分間の距離が、コイルフィラメント１５側の部分間の距離よりも大きくなるように、経路Ｌが延びる方向に対して傾斜している。端面１６ｃのＸ方向に対する傾斜角θ（図１参照）は、例えば５０〜８０度であり、例えば７０度である。

Ｙエレクトロード１７は、所謂電極対からなるジェネレータであり、電圧が印加されて、Ｙエレクトロード１７ａ及び１７ｂ間に電界を発生させる。このＹエレクトロード１７は、ステンレス等の非磁性金属により形成されている。一対のＹエレクトロード１７の形状は相互に同一であり、経路Ｌ上の１点を中心とする円板の一部であり、その弦はＸ方向に延びている。Ｙエレクトロード１７の厚さは、Ｘエレクトロード１６の厚さよりも薄く、Ｙエレクトロード１７における経路Ｌに面した端面１７ｃは、Ｚ方向に対して平行である。また、一対のＹエレクトロード１７ａ及び１７ｂ間の距離は、例えば、コイルフィラメント１５の直径の１０倍程度である。

ウエネルト１４、Ｘエレクトロード１６ａ及び１６ｂ、Ｙエレクトロード１７ａ及び１７ｂには、Ｘ線管１の外部から電位が印加される。また、コイルフィラメント１５には、Ｘ線管１の外部から電力が供給される。このＸエレクトロード１６ａ及び１６ｂ並びにＹエレクトロード１７ａ及び１７ｂは相互に絶縁されており、これらの電位は相互に独立して制御可能となっている。

次に、上述の如く構成されたＸ線管１の動作について図３に基づき説明する。まず、真空シールドチャンバ２１内を真空とする。次に、アノード２２とウエネルト１４との間に、ウエネルト１４を負極としアノード２２を正極とする電圧を印加する。例えば、アノード２２に接地電位を印加し、ウエネルト１４に−１５０ｋＶの電位を印加する。また、シールド１２に接地電位を印加する。これにより、真空シールドチャンバ２１内に、ウエネルト１４からアノード２２に向かう電界が形成される。

また、コイルフィラメント１５の電位は、ウエネルト１４の電位よりもやや正極側の電位、例えば、−１４０ｋＶとする。一方、Ｘ線管１の外部から回転軸２３を回転させ、アノード２２を回転させる。

この状態で、コイルフィラメント１５に、Ｘ線管１の外部から電力を供給して通電させる。これにより、コイルフィラメント１５が加熱され、熱電子を放出する。放出された電子は、ウエネルト１４によるレンズ効果によって収縮し、経路Ｌに沿って電子ビームＥＢを形成し、アノード２２の側面２２ａに対して照射される。

アノード２２の側面２２ａにおける電子ビームＥＢが照射される領域を実焦点Ｆ_ＥＢとする。実焦点Ｆ_ＥＢの形状は、コイルフィラメント１５の形状が縮小された形状である。なお、このとき、アノード２２を回転させることにより、アノード２２の焦点焼けを防止している。

これにより、アノード２２の実焦点Ｆ_ＥＢに相当する部分がＸ線を出射する。Ｘ線は窓２５に到達し、窓２５を透過してＸ線管１の外部に出射する。このようにして、Ｘ線管１は、Ｘ線ＣＴ装置のＸ線源として使用される。

このＸ線管１は、Ｘエレクトロード１６ａ及び１６ｂ、Ｙエレクトロード１７ａ及び１７ｂにそれぞれ電位を印加することにより、静電場を形成し、電子ビームＥＢの軌道を制御し、実焦点Ｆ_ＥＢの大きさを制御することができる。

具体的には、Ｘエレクトロード１６、及びＹエレクトロード１７の基準電位をウエネルト１４の電位とした上で、これに数ｋＶ程度以内の電位を重畳する。

Ｘエレクトロード１６ａ及び１６ｂの電位をいずれもウエネルト１４の電位と等しくした場合を示す図３（ｂ）を基準にし、例えば、Ｘエレクトロード１６ａ及び１６ｂの双方に対して、いずれもウエネルト１４の電位に対して＋２ｋＶとするように、同じ正の電位を重畳する。そうすると、図３（ａ）に示すように、電子ビームＥＢのビーム径をＸ方向において拡大することができ、実焦点Ｆ_ＥＢのＸ方向におけるサイズを大きくすることができる。

逆に、Ｘエレクトロード１６ａ及び１６ｂの双方に対して、いずれもウエネルト１４の電位に対して−２ｋＶとするように、同じ負の電位を重畳する。そうすると、図３（ｃ）に示すように、電子ビームＥＢのビーム径をＸ方向に縮小することができ、実焦点Ｆ_ＥＢのＸ方向における大きさを小さくすることができる。

同様に、Ｙ方向についても、Ｙエレクトロード１７の電位を制御することにより、実焦点Ｆ_ＥＢのＹ方向における大きさを制御することができる。即ち、同様に、Ｙエレクトロード１７ａ及び１７ｂに対する同じの正の電位の重畳においては、実焦点Ｆ_ＥＢのＹ方向におけるサイズを大きくすることができる。同様に、Ｙエレクトロード１７ａ及び１７ｂに対する同じの負の電位の重畳においては、実焦点Ｆ_ＥＢのＹ方向におけるサイズを小さくすることができる。

図４は、このようなＸ線管１を搭載したＸ線ＣＴ装置１００の構成を示すブロック図である。

Ｘ線ＣＴ装置は、架台装置１１０、寝台装置１２０、及び処理ユニット１３０を備えて構成されている。架台装置１１０と寝台装置１２０は、処理ユニット１３０により制御可能に信号線で接続されている。

架台装置１１０は、Ｘ線を主とする放射線を曝射し、被検体を透過した放射線を検出する装置であり、開口を有する。この架台装置１１０の内部には、ガントリと呼ばれる回転架台１１１が収容されている。Ｘ線管１は、この回転架台１１１に検出器１１２と対になって設置される。Ｘ線管１と検出器１１２とは、回転架台１１１の開口を挟んで対向して設置される。また、架台装置１１０の内部には、Ｘ線管１と対になって高電圧発生装置１１３と絞り駆動装置１１４が配置され、回転架台１１１と対になって回転駆動装置１１５が配置され、検出器１１２と対になってデータ収集装置１１６が配置される。

回転架台１１１は、回転駆動装置１１５の駆動に従動して開口を中心に回転する。高電圧発生装置１１３は、Ｘ線管１のコイルフィラメント１５に対する加熱電流の供給及び高電圧の印加、Ｘエレクトロード１６、Ｙエレクトロード１７、及びウエネルト１４に対する電圧の印加をそれぞれ独立して行う。この高電圧発生装置１１３は、高周波数インバータ方式、すなわち５０／６０Ｈｚの交流電源を整流して直流とし、それを数ｋＨｚ以上の高周波数の交流に変換して昇圧するとともにそれを再度整流して印加する方式のものが適用される。

絞り駆動装置１１４は、Ｘ線管１と検出器１１２との間に介在するコリメータ１１７の照視野形状を可変させることで、発生した放射線をファンビーム形状やコーンビーム形状に絞る。

検出器１１２は、多列多チャンネルの放射線検出素子を配し、被検体Ｐを透過した放射線を検出して、その検出データ（純生データ）を電流信号として出力する。放射線検出素子は、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や、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が主流である。

データ収集装置１１６は、放射線検出素子毎にＩ−Ｖ変換器と積分器とプリアンプとＡ／Ｄ変換器を備え、各放射線検出素子からの電流信号を電圧信号に変換し、電圧信号を放射線の曝射周期に同期して周期的に積分して増幅し、ディジタル信号に変換している。データ収集装置１１６は、ディジタル信号に変換した検出データを信号線を介して処理ユニット１３０に出力する。

寝台装置１２０は、基台の上面に寝台天板１２１を載置する。寝台天板１２１には、被検体Ｐが載置される。寝台天板１２１は、寝台駆動装置１２２の駆動に従動して所定の速度で開口軸方向に移動可能となっている。

回転架台１１１の回転と寝台天板１２１の移動が同時に行われることで、Ｘ線管１及び検出器１１２と寝台天板１２１との相対移動がヘリカル形状となり、ヘリカルスキャンが実施される。また寝台天板１２１の停止中に回転架台１１１の回転が行われることで、コンベンショナルスキャン又はダイナミックスキャンが実施される。

処理ユニット１３０は、スキャン制御部１３１と、前処理部１３２と、投影データ記憶部１３３と、再構成処理部１３４と、画像記憶部１３５と、画像処理部１３６と、表示装置１３７と、入力装置１３８とを備える。

表示装置１３７は、ＣＲＴや液晶ディスプレイ等のモニタであり、再構成された被検体Ｐ内の画像を表示する。入力装置１３８は、キーボード、マウス、トラックボール等の入力インターフェースであり、操作者により撮影条件が入力され、また配置されている開始ボタンの押下等が入力される。

スキャン制御部１３１は、入力装置１３８を用いて入力された撮影条件に従って、スキャンを制御する。撮影条件には、被検体の総撮影範囲、総撮影範囲内で区分けされた各区域の範囲、ヘリカルピッチ（ＨＰ）、回転速度、管電圧（ｋＶ）、管電流（ｍＡ）、及び実焦点Ｆ_ＥＢのサイズ等が含まれる。

スキャンの制御としては、高電圧発生装置１１３、回転駆動装置１１５、データ収集装置１１６、絞り駆動装置１１４、及び寝台駆動装置１２２、前処理部１３２、再構成処理部１３４に対して、所定のタイミングで各種の制御信号を出力することで、回転架台の回転、寝台の移動、Ｘ線管１が曝射するＸ線の線量、Ｘ線管１内で出射される実焦点Ｆ_ＥＢのサイズ、投影データの前処理、及び画像の再構成を制御する。

特に、Ｘ線管１のアノード２２に照射される電子の実焦点Ｆ_ＥＢのサイズにおける制御では、スキャン制御部１３１は、実焦点Ｆ_ＥＢを大サイズにするときにＸエレクトロード１６ａ及び１６ｂの双方に対して同じ正の電位を重畳する。例えば、いずれにもウエネルト１４の電位に対して＋２ｋＶとするように、正の電位を重畳する。Ｙエレクトロード１７に対しても同様である。

一方、実焦点Ｆ_ＥＢを小サイズにするときは、スキャン制御部１３１は、Ｘエレクトロード１６ａ及び１６ｂの双方に対して同じ負の電位を重畳する。例えば、いずれにもウエネルト１４の電位に対して−２ｋＶとするように、負の電位を重畳する。Ｙエレクトロード１７に対しても同様である。

Ｘエレクトロード１６及びＹエレクトロード１７に対する電位の制御では、スキャン制御部１３１は、高電圧発生装置１１３に対して電位を制御する制御信号を出力し、高電圧発生装置１１３が制御信号に従った電位を付与する。

前処理部１３２は、純生データに対してＸ線の強度を補正する感度補正を施し、投影データＰＤを投影データ記憶部１３３に出力する。投影データ記憶部１３３には、前処理部１３２から出力された投影データが記憶される。各投影データには、ビュー番号が付される。ビュー番号は、Ｘ線を曝射した角度を示す。例えば、Ｘ線ＣＴ装置では、回転架台が１周する間にＸ線管１がＸ線を９００回曝射すると、３６０／９００にＸ線の曝射角度が区分けされ、その区分けに対応してビュー番号が付される。

再構成処理部１３４は、投影データを逆投影することで被検体Ｐ内の画像を再構成する。この再構成処理部１３４は、Ｆｅｌｄｋａｍｐ法に代表される画像再構成アルゴリズムによる再構成処理により、投影データ記憶部１３３から読み出した投影データを逆投影し、被検体Ｐ内を画像データとして再構成する。再構成された画像データは、画像記憶部１３５に入力されて格納される。

画像処理部１３６は、画像記憶部１３５に記憶されている画像データに対して、直交座標系のビデオフォーマットに変換するスキャンコンバージョン処理等の各種の画像処理を施して表示画像を生成する。表示装置１３７は、この画像処理部１３６で生成された表示画像を表示する。

このようなＸ線ＣＴ装置１００の動作例を実焦点Ｆ_ＥＢのサイズ変更を主体として説明する。まず、リアルプレップスキャンを例に採り説明する。

リアルプレップスキャンは、被検体Ｐに投与した造影剤が関心スライスに流入するタイミングを低線量によるスキャンで得られた画像のＣＴ値に基づいて計り、ＣＴ値がある程度高くなった時点で本スキャンに移る技術である。

スキャン制御部１３１は、Ｘ線ＣＴ装置の各ユニットをプレップスキャンとなる撮影条件で駆動させ、再構成された画像のＣＴ値と閾値とを比較し、ＣＴ値が閾値を超えると、Ｘ線ＣＴ装置の各ユニットを本スキャンとなる撮影条件で駆動させる。

Ｘ線管１に対するプレップスキャンとなる撮影条件として、スキャン制御部１３１は、Ｘ線管１のコイルフィラメントから出射される電子が小サイズの実焦点Ｆ_ＥＢでアノード２２に照射されるように、Ｘエレクトロード１６ａ及び１６ｂの双方に対して、及びＹエレクトロード１７ａ及び１７ｂの双方に対して同じ正の電位を重畳する。

また、Ｘ線管１に対する本スキャンとなる撮影条件として、スキャン制御部１３１は、Ｘ線管１のコイルフィラメント１５から出射される電子が大サイズの実焦点Ｆ_ＥＢでアノード２２に照射されるように、Ｘエレクトロード１６ａ及び１６ｂの双方に対して、及びＹエレクトロード１７ａ及び１７ｂの双方に対して同じ負の電位を重畳する。

プレップスキャンとなる撮影条件、及び本スキャンとなる撮影条件における被検体Ｐの総撮影範囲、総撮影範囲内で区分けされた各区域の範囲、ヘリカルピッチ（ＨＰ）、回転速度、管電圧（ｋＶ）、管電流（ｍＡ）等は、表示装置１３７に設定画面を表示させ、この設定画面を参照しつつ入力装置１３８を用いた入力によって作成され、制御信号として各ユニットに出力される。

プレップスキャンでは、スキャン制御部１３１は、入力されたプレップスキャンの撮影条件に従うが、一般的に、関心スライスの周囲に低線量、及び大サイズの実焦点Ｆ_ＥＢでＸ線を曝射させつつ、低解像度で画像を再構成させる。そして、スキャン制御部１３１は、その再構成された画像のＣＴ値と閾値とを比較し、ＣＴ値が閾値を超えると、本スキャンに移行させる。本スキャンでは、スキャン制御部１３１は、入力された本スキャンの撮影条件に従うが、一般的に、関心スライスの周囲に予定していた線量、及び小サイズの実焦点Ｆ_ＥＢでＸ線を曝射させつつ、予定していた解像度で画像を再構成させる。

図５は、リアルプレップスキャンに係る実焦点Ｆ_ＥＢのサイズの変更制御の動作を示すフローチャートである。

具体的には、まず、スキャン制御部１３１には、プレップスキャン及び本スキャンの撮影条件が入力された後、開始ボタンの押下信号が入力される（Ｓ０１）。

スキャン制御部１３１は、開始ボタンが押下されると、高電圧発生装置１１３に対して制御信号を出力し、Ｘエレクトロード１６ａ及び１６ｂ、Ｙエレクトロード１７ａ及び１７ｂの電位に同じ正の電位を重畳した上で（Ｓ０２）、コイルフィラメント１５に対してプレップスキャンの撮影条件に従った管電流の供給と管電圧の印加する（Ｓ０３）。

このＳ０２及びＳ０３におけるＸ線管１の制御と並行して、スキャン制御部１３１は、入力された関心スライス上に回転架台を位置させるように寝台天板１２１を移動させておき、回転架台１１１を回転させる。即ち、スキャン制御部１３１は、まずＸ線ＣＴ装置１００にプレップスキャンを行わせている。また、スキャン制御部１３１は、このプレップスキャンの段階では、電子ビームＥＢのビーム径が拡大させ、アノード２２上の実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを大きくしている。

そして、スキャン制御部１３１は、プレップスキャンと並行して、再構成処理部１３４を制御して、プレップスキャンにより得られた投影データから画像を再構成させる（Ｓ０４）。画像が再構成されると、スキャン制御部１３１は、再構成された画像を画像記憶部１３５から読み出して、事前に設定した関心領域ＲＯＩ内の複数画素のＣＴ値を抽出し、その平均値ＣＴave.を計算する（Ｓ０５）。そして、スキャン制御部１３１は、予め記憶している閾値ＴＨとＣＴ平均値ＣＴave.とを比較する（Ｓ０６）。

比較の結果、ＣＴ平均値ＣＴave.が閾値ＴＨに達していないときには（Ｓ０６，Ｎｏ）、スキャン制御部１３１は、Ｓ０２及びＳ０３における大サイズの実焦点Ｆ_ＥＢにおけるプレップスキャンと、Ｓ０４乃至Ｓ０６のＣＴ値ＣＴave.と閾値ＴＨとの比較を継続させる。

一方、比較の結果、ＣＴ平均値ＣＴave.が閾値ＴＨに達していると（Ｓ０６，Ｙｅｓ）、スキャン制御部１３１は、本スキャンの制御に移行する。

即ち、スキャン制御部１３１は、高電圧発生装置１１３に対して制御信号を出力することで、Ｘエレクトロード１６ａ及び１６ｂ、Ｙエレクトロード１７ａ及び１７ｂに対して同じ負の電位を重畳させた上で（Ｓ０７）、本スキャン条件の管電圧及び管電流をコイルフィラメント１５に印加させる（Ｓ０８）。

このＳ０７及びＳ０８では、スキャン制御部１３１は、この段階でＸ線ＣＴ装置１００に本スキャンに移行させている。また、スキャン制御部１３１は、この本スキャンへの移行に伴って、電子ビームＥＢのビーム径を縮小させ、アノード２２上の実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを小さくしている。

本スキャンは、予定した継続時間、予定した回転数、又はヘリカルスキャンであれば予定したヘリカルスキャン範囲のデータ収集が完了するといった終了条件を満たすまで、継続され、その条件を満たしたときに、本スキャンが終了する。

このようなＸ線ＣＴ装置のリアルプレップスキャンにおけるスキャン態様の変更と実焦点Ｆ_ＥＢのサイズの変更との関係について図６及び図７に基づき説明する。図６は、ＣＴ値に基づくスキャン態様の変更とこのスキャン中での実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを示す模式図である。図７は、本実施形態及び従来のリアルプレップスキャンを示す図である。

まず、図６に示すように、ＣＴ値ＣＴave.が閾値ＴＨよりも低いときには、スキャン制御部１３１は、プレップスキャンを行わせ、且つコイルフィラメント１５から出射される電子ビームＥＢのビーム径が拡大させ、アノード２２上の実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを大きくする。このプレップスキャン中は、アノード２２上に集束する電子の実焦点Ｆ_ＥＢのサイズが大きいため、アノード２２が焦点焼けを起こしにくい。

造影剤が関心スライスに流入してくると、徐々にＣＴ値ＣＴave.が上昇していく。ＣＴ値ＣＴave.が閾値ＴＨを超えると、スキャン制御部１３１は、スキャン条件を本スキャンのものに変更し、且つコイルフィラメント１５から出射される電子ビームＥＢのビーム径を縮小させ、アノード２２上の実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを小さくする。

従来は、図７（ｂ）及び（ｃ）に示すように、リアルプレップスキャンを行う場合、スキャン中に実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを迅速に切り替えることができなかったため、リアルプレップスキャンの開始から本スキャンの終了まで、統一した実焦点Ｆ_ＥＢのサイズで電子をアノード２２に照射してＸ線を発生させていた。実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを小サイズに統一すると、アノード２２が焦点焼けにより不具合が生じるまでの制限時間をリアルプレップスキャンの開始当初からカウントしなくてはならず、本スキャンにおいて満足な撮影時間を得られなかった。一方、実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを大サイズに統一すると、アノード２２の焦点焼けを気にする必要はなくなるが、再構成される画像は低解像度になっていた。

しかし、図７（ａ）に示すように、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１００によれば、本スキャンに移行すると、アノード２２上に集束する電子の実焦点Ｆ_ＥＢのサイズが小さくなりアノード２２の焦点焼けが生じやすくなるが、プレップスキャン中は大サイズであったため、アノード２２が焦点焼けにより不具合が生じるまでの制限時間の全てを使って本スキャンが可能となる。即ち、本スキャンの撮影時間を延ばすことができるとともに、再構成される画像も高解像度となる。

次に、複数部位を一括スキャンする場合を例に採り説明する。

複数部位を一括してスキャンする場合は、連続する複数の部位を一の曝射範囲としてその始端から末端まで連続して撮影位置を動かしていき、各部位にそれぞれスキャン条件が設定されていて、各部位に撮影位置が到達するとその部位のスキャン条件にリアルタイムで変更する。

曝射範囲及び各部位を表わす区域は、予め、表示装置１３７に表示されるスキャノグラムを参照して入力装置１３８を用いて入力される。スキャノグラムは、本スキャンに先立って撮影された被検体の平面透過像であり、スキャノグラムの各画素がどの撮影位置に相当するかの対応付けがされている。

例えば、曝射範囲は、スキャノグラム上に矩形の図形を表示させることにより決定される。スキャン制御部１３１は、矩形の両短辺が描画された画素の座標を撮影位置に換算して、それら撮影位置を曝射の開始位置及び終了位置として制御情報に含める。

また、複数の部位の区域分けは、例えば、矩形図形を区切るラインを表示させることによって決定される。スキャン制御部１３１は、曝射範囲を示す矩形の図形とラインとで区分けされた区域の両辺が描かれた画素の座標を撮影位置に換算して、それら撮影位置を各区域の開始位置及び終了位置として制御情報に含める。尚、この矩形の図形及びラインは、例えば入力装置１３８のマウスによって変更可能となっている。

各部位を表わす区域に対する撮影条件は、予め表示装置１３７に表示される設定画面を参照して入力装置１３８を用いて入力され、スキャン制御部１３１により制御情報に含められる。

スキャン制御部１３１は、このようにして設定されたスキャン条件に従って複数部位を一括スキャンさせる。具体的には、スキャン制御部１３１は、寝台天板を曝射範囲の開始位置から終了位置まで移動させつつ、その間、回転架台１１１を回転させ、且つＸ線管１にＸ線を曝射させる。また、スキャン制御部１３１は、寝台天板１２１の位置を監視し、撮影位置が次の区域に到達すると、その区域に対して入力された撮影条件でＸ線を曝射及び検出して画像を再構成するようにＸ線ＣＴ装置１００の各ユニットを制御する。

ここで、スキャン制御部１３１は、撮影部位が次の区域に変わるとき、その区域に応じて実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを変更させる。例えば、撮影条件の入力の際に、部位毎に実焦点Ｆ_ＥＢのサイズが入力されていれば、その入力に合わせて実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを変更する。また、撮影条件の入力の際に、区域毎に管電流が入力されていれば、その管電流に合わせて実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを変更する。

管電流と実焦点Ｆ_ＥＢのサイズとの関係は、管電流が所定範囲の大電流であると実焦点Ｆ_ＥＢは大サイズ、管電流が所定範囲の小電流であると実焦点Ｆ_ＥＢは小サイズのように、予めステップ関数等により記憶しておく。大電流の範囲及び小電流の範囲は、電子の実焦点Ｆ_ＥＢのサイズによって可能な管電流の範囲で定まる。

図８は、複数部位を一括スキャンする場合の実焦点Ｆ_ＥＢのサイズの変更制御の動作を示すフローチャートである。具体的には、まず、スキャン制御部１３１には、曝射範囲の区域分けとその区域毎の撮影条件が入力された後、開始ボタンの押下信号が入力される（Ｓ１１）。

スキャン制御部１３１は、開始ボタンが押下されると、Ｘ線を曝射する区域に対する管電流が大電流であれば（Ｓ１２，Ｙｅｓ）、Ｘエレクトロード１６ａ及び１６ｂ、Ｙエレクトロード１７ａ及び１７ｂに同じ正の電位を重畳させておく（Ｓ１３）。一方、Ｘ線を曝射する区域に対する管電流が小電流であれば（Ｓ１２，Ｎｏ）、Ｘエレクトロード１６ａ及び１６ｂ、Ｙエレクトロード１７ａ及び１７ｂに同じ負の電位を重畳させておく（Ｓ１４）。

その上で、スキャン制御部１３１は、高電圧発生装置１１３に対して制御信号を出力することで、最末端の区域に対する撮影条件の管電圧及び管電流をコイルフィラメント１５に印加させる（Ｓ１５）。尚、スキャン制御部１３１は、このＳ１５のＸ線管１に対する制御に先立って、１番目の区域の始端に回転架台１１１を位置させ、このＸ線管１に対する制御と並行して、回転架台１１１を回転させるとともに、寝台天板１２１を移動させる。

撮影位置が次の区域に到達すると（Ｓ１６，Ｙｅｓ）、スキャン制御部１３１は、次の区域に対する管電流が大電流であれば（Ｓ１７，Ｙｅｓ）、Ｘエレクトロード１６ａ及び１６ｂ、Ｙエレクトロード１７ａ及び１７ｂに同じ正の電位を重畳させておく（Ｓ１８）。一方、次の区域に対する管電流が小電流であれば（Ｓ１７，Ｎｏ）、Ｘエレクトロード１６ａ及び１６ｂ、Ｙエレクトロード１７ａ及び１７ｂに同じ負の電位を重畳させておく（Ｓ１９）。

その上で、スキャン制御部１３１は、高電圧発生装置１１３に対して制御信号を出力することで、次の区域に対する撮影条件の管電圧及び管電流をコイルフィラメント１５に印加させる（Ｓ２０）。

この本スキャンは、予定した区域の全てに対するスキャンが終了するまで継続され、全ての区域のスキャンが終了したときに終了する。

このようなＸ線ＣＴ装置１００の複数部位の一括スキャンにおけるスキャン態様の変更と実焦点Ｆ_ＥＢのサイズの変更との関係について図９に基づき説明する。図９は、撮影部位の変更に伴う実焦点Ｆ_ＥＢのサイズの変更を示す模式図である。

撮影部位が次の部位に移行し、その部位に対して設定された管電流が小電流のときには、スキャン制御部１３１は、コイルフィラメント１５から出射される電子ビームＥＢのビーム径を縮小させ、アノード２２上の実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを小さくする。一方、撮影部位が次の部位に移行し、その部位に対して設定された管電流が大電流のときには、スキャン制御部１３１は、コイルフィラメント１５から出射される電子ビームＥＢのビーム径が拡大させ、アノード２２上の実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを大きくする。

従来より、複数部位を一括スキャンする場合、管電流を部位毎に可変する技術が提示されているが、小サイズのコイルフィラメントを用いてＸ線を曝射させる場合、どうしても管電流に上限がある。そのため、設定された管電流が小サイズのフィラメントの上限を超える場合には、大サイズのフィラメントに切り替えることが考えられる。または、始めから大サイズのコイルフィラメントを用いてＸ線を曝射させることが考えられる。

前者の場合、小フィラメントの上限を超える管電流が設定された区域に撮影位置が及ぶとき、設定を精度よく反映した管電流を供給できず画質の低下を招くか、大フィラメントに切り替えねばならず、そのために数秒程度の時間を要し、寝台天板１２１の移動を止めなくてはならないおそれがある。

また、後者の場合、寝台天板１２１の移動を止めることなく迅速にスキャンを終了させることができるが、低解像度の画像となり所望する画質を得られないおそれがある。

しかし、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１００によると、設定された管電流を精度よくコイルフィラメント１５に導通させることができ、所望の管電流に即した低ノイズ又は高解像度の画像を部位毎に再構成することが期待できるとともに、複数部位の一括スキャンを寝台天板の移動を止めることなく迅速化に行うことができる。

次に、ＥＣＧ同期スキャンを例に採り説明する。

図１０は、ＥＣＧ同期スキャンに係るＸ線ＣＴ装置１００を示すブロック図である。図１０に示すように、Ｘ線ＣＴ装置１００は、心電計１４０を含む。心電計１４０は、被検体の心拍動を示す心電図波形を検出して心電図波形データを処理ユニット１３０に出力する。この心電計１４０は、電極群を有し、電極群は、寝台天板１２１に載置される被検体Ｐの胸部や四肢に取り付けられる。電極間に生じた電流値の変化、電圧値の変化、インピダンスの変化等に基づいて心電図波形信号を連続的に検出し、ＡＤ変換することで心電図波形が時系列に並ぶ心電図波形データを生成する。

スキャン制御部１３１は、例えばＰ波等の所定の同心時相の心電図波形が表れた時とその他の時とでコイルフィラメント１５が出射した電子の実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを変更する。例えば、同心時相の心電図波形が表れた時には、電子の実焦点Ｆ_ＥＢを小サイズにして解像度を上げ、その他の時には、電子の実焦点Ｆ_ＥＢを大サイズにする。

また、再構成処理部１３４は、所定の同心時相が表れた時のＸ線曝射ときに得られた投影データを抽出して画像を再構成する。

図１１は、ＥＣＧ同期スキャンに係る実焦点Ｆ_ＥＢのサイズの制御動作を示すフローチャートである。具体的には、まず、スキャン制御部１３１には、スキャン条件が入力された後、開始ボタンの押下信号が入力される（Ｓ２１）。

スキャン制御部１３１は、開始ボタンが押下されると、高電圧発生装置１１３に対して制御信号を出力することで、Ｘエレクトロード１６ａ及び１６ｂ、Ｙエレクトロード１７ａ及び１７ｂに同じ正の電位を重畳させた上で（Ｓ２２）、コイルフィラメント１５に対してプレップスキャンの撮影条件の管電流の供給と管電圧の印加をする（Ｓ２３）。

スキャン制御部１３１は、心電計１４０から出力された心電図波形データを所定間隔毎に読み出し（Ｓ２４）、所定の心時相を表わす波形であるか判断する（Ｓ２５）。心電図波形データが所定の心時相でなければ（Ｓ２５，Ｎｏ）、スキャンを継続しつつこのＳ２４の判断を繰り返す。当該判断では、例えばＲ波を検出するとき、心電図波形が示す電位が所定の閾値を超えるか否かを比較により判断している。

一方、心電図波形データが所定の心時相を表わす波形である場合（Ｓ２５，Ｙｅｓ）、スキャン制御部１３１は、Ｘエレクトロード１６ａ及び１６ｂ、Ｙエレクトロード１７ａ及び１７ｂの電位をウエネルト１４の電位に対して同じ負の電位を重畳する（Ｓ２６）。

スキャンは、予定した継続時間、予定した回転数、又はヘリカルスキャンであれば予定したヘリカルスキャン範囲のデータ収集が完了するといった終了条件を満たすまで、継続され、その条件を満たしたときに、スキャンが終了する。

このようなＸ線ＣＴ装置１００のＥＣＧ同期と実焦点Ｆ_ＥＢのサイズの変更との関係について図１２に基づき説明する。図１２は、ＥＣＧ同期に係る実焦点Ｆ_ＥＢのサイズの変更を示す模式図である。

心電計１４０から出力された心電図波形が例えばＲ波以外のときには、スキャン制御部１３１は、コイルフィラメント１５から出射される電子ビームＥＢのビーム径を拡大させておき、アノード２２上の実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを大きくしておく。一方、心電計１４０から出力された心電図波形がＲ波を示すときには、スキャン制御部１３１は、このＲ波の心電図波形が入力している間、コイルフィラメント１５から出射される電子ビームＥＢのビーム径を縮小させ、アノード２２上の実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを小さくする。

従来、心電図波形に同期して同一心時相の投影データを抽出して画像を再構成する技術が提示されていたが、再構成に十分な同一心時相の投影データを取得するべく、ある程度長い時間スキャンを継続させなければならなかった。そうすると、アノード２２が焦点焼けすることによる不具合を回避するべく、実焦点Ｆ_ＥＢを大サイズとする必要があり、高解像度の画像との両立を図りづらかった。

しかし、本実施形態によると、所望の心時相についての再構成画像を高解像とすることができる一方、アノード２２の焦点焼けによる不具合を気にすることなくスキャンを継続することができる。

次に、ビュー毎に実焦点Ｆ_ＥＢを変更して一度に高解像度の画像と低ノイズの画像とその中間の画像を再構成する例を説明する。

このＸ線ＣＴ装置１００では、ビュー毎に電子の実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを可変する。そして、同一サイズの実焦点Ｆ_ＥＢでアノード２２が照射されることにより発生したＸ線の曝射で得られた投影データを纏めて個々に画像を再構成することで、大サイズの実焦点Ｆ_ＥＢに対応した画像、小サイズの実焦点Ｆ_ＥＢに対応した画像を生成し、また、全ての投影データを基にした画像を再構成する。即ち、ビュー毎に電子の実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを可変することにより、一度のスキャンで同一関心スライスにおける高解像度の画像と低ノイズの画像とその中間の画像を取得する。

即ち、従来のＸ線ＣＴ装置では、各種の画像を撮影しようと思えば、その種類だけスキャンを行わなければならなかったが、このＸ線ＣＴ装置１００によると、一度のスキャンで高解像度、低ノイズ、及びその中間の画像を再構成できる。

この実施形態において、スキャン制御部１３１は、回転架台１１１の回転中にＸ線管１のＸ線曝射毎にＸエレクトロード１６ａ及び１６ｂ、Ｙエレクトロード１７ａ及び１７ｂの電位を変更していく。

図１３は、このようなＸ線ＣＴ装置１００のビュー毎の実焦点Ｆ_ＥＢのサイズの変更と画像の生成を示す模式図である。

例えば、スキャン制御部１３１は、偶数回目のＸ線の曝射においては、Ｘエレクトロード１６ａ及び１６ｂ、Ｙエレクトロード１７ａ及び１７ｂに同じ正の電位を重畳することにより、電子の実焦点Ｆ_ＥＢを大サイズにし、奇数回目のＸ線曝射においては、Ｘエレクトロード１６ａ及び１６ｂ、Ｙエレクトロード１７ａ及び１７ｂに同じ負の電位を重畳することにより、電子の実焦点Ｆ_ＥＢを小サイズにする。即ち、ビューが切り替わる毎に実焦点Ｆ_ＥＢを大サイズと小サイズとに交互に切り替えていく。尚、ビュー毎に実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを対応付けておき、そのビューでＸ線を曝射するときに、対応付けたサイズに切り替えるようにしてもよい。

また、再構成処理部１３４は、小サイズの実焦点Ｆ_ＥＢで電子が照射されることにより発生した投影データと、大サイズの実焦点Ｆ_ＥＢで電子が照射されることにより発生した投影データとを抽出して、各々を逆投影することで画像の再構成を行う。また、全ての投影データから画像の再構成を行う。再構成処理部１３４に入力される投影データには、ビュー番号が付帯する。再構成処理部１３４は、このビュー番号を参照して実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを判断する。

例えば、ビューが切り替わる毎に実焦点Ｆ_ＥＢを大サイズと小サイズとに交互に切り替えていく場合には、再構成処理部１３４は、ビュー番号が偶数番目の投影データと奇数番目の投影データとをそれぞれ抽出して、各々画像を生成する。

図１４は、ビュー毎に電子の実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを切り替える制御動作を示すフローチャートである。この動作では、ビューが切り替わる毎に実焦点Ｆ_ＥＢを大サイズと小サイズとに交互に切り替えていく場合を例に説明する。

具体的には、高電圧発生装置１１３は、高電圧のパルス電流をコイルフィラメント１５に供給すると（Ｓ３１）、スキャン制御部１３１は、Ｘ線曝射の回数をカウントする（Ｓ３２）。

スキャン制御部１３１は、Ｘ線曝射の回数が偶数であると（Ｓ３３，Ｙｅｓ）、次のパルス電流の供給に備えて、Ｘエレクトロード１６ａ及び１６ｂ、Ｙエレクトロード１７ａ及び１７ｂの電位をウエネルト１４の電位に対して同じ負の電位を重畳させる（Ｓ３４）。

一方、Ｘ線曝射の回数が奇数であると（Ｓ３３，Ｎｏ）、次のパルス電流の供給に備えて、Ｘエレクトロード１６ａ及び１６ｂ、Ｙエレクトロード１７ａ及び１７ｂの電位をウエネルト１４の電位に対して同じ正の電位を重畳させる（Ｓ３５）。

この本スキャンは、予定したスキャンが終了していなければ（Ｓ３６，Ｎｏ）、Ｓ３２に戻り全てのスキャンが終了したときに終了する。

図１５は、画像の再構成処理を示すフローチャートである。再構成処理部１３４は、投影データ記憶部１３３から偶数のビュー番号が付された１スライス分の投影データを読み出し（Ｓ４１）、読み出した投影データを逆投影して画像を再構成する（Ｓ４２）。次に、再構成処理部１３４は、投影データ記憶部１３３から奇数のビュー番号が付された１スライス分の投影データを読み出し（Ｓ４３）、読み出した投影データを逆投影して画像を再構成する（Ｓ４４）。更に、再構成処理部１３４は、投影データ記憶部１３３から１スライス分の全ての投影データを読み出し（Ｓ４５）、読み出した投影データを逆投影して画像を再構成する（Ｓ４６）。

以上のように、Ｘ線ＣＴ装置１００は、電子の照射経路Ｌ上に電界を発生させることで電子をその出力に応じて集束させるジェネレータたるＸエレクトロード１６ａ及び１６ｂ、Ｙエレクトロード１７ａ及び１７ｂを有するＸ線管１を搭載し、スキャン制御部１３１は、このジェネレータの出力を制御し、当該制御によりスキャン中に電子の実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを変更させるようにした。

一例として、スキャン制御部１３１は、画像のＣＴ値を計測し、ＣＴ値に基づいてプレップスキャンから本スキャンに切り替えるとともに、実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを変更させる。サイズの変更は、例えば、実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを大サイズから小サイズへ変更させる。

これにより、アノード２２が焦点焼けにより不具合が生じるまでの制限時間の全てを使って本スキャンが可能となるため、画質が向上する。

なお、ジェネレータとして本実施形態では、電界を発生させる電極対を用いたが、そのほか、図１６に示すように真空シールドチャンバ２１の外部に電磁偏向器１８を設けるようにしてもよい。この電磁偏向器１８は、経路Ｌを囲むように設けられたトロイダルコイル１８ａをその中心軸が経路Ｌと一致するように設けている。この電磁偏向器１８により大きな電磁場を発生させ、電子ビームＥＢを磁界を介して制御可能となる。

また、一例として、撮影位置制御手段としてスキャン制御部１３１は、入力された曝射範囲内でＸ線の曝射位置を連続的に変更させ、且つスキャン制御部１３１は、曝射位置が到達する区域毎に実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを変更させる。例えば、区域毎に管電流の設定が入力されれば、スキャン制御部１３１は、Ｘ線の曝射位置が到達する区域の管電流に応じて実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを変更させた上でその管電流に変更させる。

これにより、設定された管電流を精度よくコイルフィラメント１５に導通させることができ、複数部位の一括スキャンを寝台天板１２１の移動を止めることなく迅速化に行うことができるとともに、所望の管電流に即した低ノイズ又は高解像度の画像を部位毎に再構成することが期待できる。

また、一例として、Ｘ線ＣＴ装置１００は、被検体の心電図波形を取得する心電計１４０とデータ通信可能に接続され、スキャン制御部１３１は、心電計から出力される所定の波形の出現に同期して実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを変更させる。例えば、Ｒ波等の所定の波形以外の出現に同期して実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを大サイズに変更させ、Ｒ波等の所定の波形の出現に同期して実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを小サイズに変更させる。

これにより、所望の心時相についての再構成画像を高解像とすることができる一方、アノード２２の焦点焼けによる不具合を気にすることなくスキャンを継続することができる。

また、一例として、スキャン制御部１３１は、Ｘ線管１がＸ線を曝射するビュー毎に実焦点Ｆ_ＥＢのサイズを変更させる。例えば、ビューが変わる毎に大サイズの実焦点Ｆ_ＥＢと小サイズの実焦点Ｆ_ＥＢとに交互に変更させる。そして、再構成処理部１３４は、大サイズの実焦点Ｆ_ＥＢに対するビューで曝射したＸ線を検出して得られた投影データに基づき第１の画像を生成し、小サイズの実焦点Ｆ_ＥＢに対するビューで曝射したＸ線を検出して得られた投影データに基づき第２の画像を生成し、大サイズ及び前記小サイズの焦点サイズに対するビューで曝射したＸ線を検出して得られた投影データに基づき第３の画像を生成する。尚、入力装置１３８を用いて第１の画像乃至第３の画像の何れかの選択を入力されると、再構成処理部１３４は、その選択された画像のみを選択的に生成するようにしてもよい。

これにより、一度のスキャンで同一関心スライスにおける高解像度の画像と低ノイズの画像とその中間の画像を取得することができる。

１ Ｘ線管
１１ 電子銃
１２ シールド
１３ａ 絶縁ブロック
１３ｂ 絶縁ブロック
１３ｃ 絶縁ブロック
１４ ウエネルト
１４ａ 溝
１５ コイルフィラメント
１６ａ Ｘエレクトロード
１６ｂ Ｘエレクトロード
１６ｃ 端面
１７ａ Ｙエレクトロード
１７ｂ Ｙエレクトロード
１７ｃ 端面
１８ 電磁偏向器
１８ａ トロイダルコイル
２１ 真空シールドチャンバ
２２ アノード
２２ａ 側面
２３ 回転軸
２５ 窓
ＥＢ 電子ビーム
Ｆ_ＥＢ 実焦点
１００ Ｘ線ＣＴ装置
１１０ 架台装置
１１１ 回転架台
１１２ 検出器
１１３ 高電圧発生装置
１１４ 絞り駆動装置
１１５ 回転駆動装置
１１６ データ収集装置
１１７ コリメータ
１２０ 寝台装置
１２１ 寝台天板
１２２ 寝台駆動装置
１３０ 処理ユニット
１３１ スキャン制御部
１３２ 前処理部
１３３ 投影データ記憶部
１３４ 再構成処理部
１３５ 画像記憶部
１３６ 画像処理部
１３７ 表示装置
１３８ 入力装置
１４０ 心電計

Claims (10)

1. Ｘ線の曝射及び検出によるスキャンで得られた投影データから画像を再構成するＸ線ＣＴ装置であって、
   前記Ｘ線を曝射するＸ線管と、
   前記Ｘ線管から曝射されたＸ線を検出する検出器と、
   前記検出器の検出に基づく前記投影データから画像を再構成する再構成手段と、
   前記Ｘ線管の制御を含む前記スキャンの制御を行う制御手段と、
   を備え、
   前記Ｘ線管は、
   通電によって電子ビームを放出するフィラメントと、
   前記電子ビームが入射することによりＸ線を出射するアノードと、
   前記フィラメントから前記アノードに向かう経路を挟んで相互に対向して配置され、当該経路上に電界又は磁界を出力することで前記電子ビームをその出力に応じて集束させるジェネレータと、
   を有し、
   前記ジェネレータは、相互に対向して配置された１組の電極対をそれぞれ異なる向きに複数備え、該各電極対間に前記電界又は磁界を発生させることにより、前記電極対で囲まれた領域を通過する電子ビームのビーム径を前記電極対の方向に拡大または縮小させ、
   前記制御手段は、
   前記ジェネレータの前記出力の強さを制御することにより前記スキャン中に前記電子ビームの焦点サイズを変更させ、
   前記スキャンは、プレップスキャンと本スキャンとを有し、
   前記制御手段は、
   前記再構成手段で再構成された前記画像のＣＴ値を計測する計測手段を含み、
   前記ＣＴ値に基づき、前記スキャンを前記プレップスキャンと前記本スキャンとを連続的に切り替えるとともに、前記焦点サイズを変更させること、
   を特徴とするＸ線ＣＴ装置。
2. 前記制御手段は、
   前記ＣＴ値が閾値を超えると、前記スキャンを前記プレップスキャンから前記本スキャンへと切り替えるとともに、前記焦点サイズを大サイズから小サイズへ変更させること、
   を特徴とする請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
3. Ｘ線の曝射及び検出によるスキャンで得られた投影データから画像を再構成するＸ線ＣＴ装置であって、
   前記Ｘ線を曝射するＸ線管と、
   前記Ｘ線管から曝射されたＸ線を検出する検出器と、
   前記検出器の検出に基づく前記投影データから画像を再構成する再構成手段と、
   前記Ｘ線管の制御を含む前記スキャンの制御を行う制御手段と、
   を備え、
   前記Ｘ線管は、
   通電によって電子ビームを放出するフィラメントと、
   前記電子ビームが入射することによりＸ線を出射するアノードと、
   前記フィラメントから前記アノードに向かう経路を挟んで相互に対向して配置され、当該経路上に電界又は磁界を出力することで前記電子ビームをその出力に応じて集束させるジェネレータと、
   を有し、
   前記ジェネレータは、相互に対向して配置された１組の電極対をそれぞれ異なる向きに複数備え、該各電極対間に前記電界又は磁界を発生させることにより、前記電極対で囲まれた領域を通過する電子ビームのビーム径を前記電極対の方向に拡大または縮小させ、
   前記制御手段は、
   前記ジェネレータの前記出力の強さを制御することにより前記スキャン中に前記電子ビームの焦点サイズを変更させ、前記Ｘ線の曝射位置を曝射範囲で連続的に変更させてスキャンし、前記Ｘ線の曝射位置が到達する区域毎に前記焦点サイズを変更すること、
   を特徴とするＸ線ＣＴ装置。
4. 前記Ｘ線の曝射範囲の区域分けの設定を入力するための操作手段を更に備えること、
   を特徴とする請求項３記載のＸ線ＣＴ装置。
5. 前記操作手段には、前記Ｘ線の曝射範囲の区域分けに加え、その区域の管電流の設定値が入力され、
   前記制御手段は、
   前記Ｘ線の曝射位置が到達する前記区域の管電流に応じて前記焦点サイズを変更させた上でその管電流に変更させること、
   を特徴とする請求項４記載のＸ線ＣＴ装置。
6. 前記ジェネレータは、第１の電極対及び第２の電極対を、それぞれ前記１組の電極対として備えることを特徴とする請求項１−５のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。
7. 前記第１の電極対は、前記経路を挟んで相互に対向するように設けられ、前記フィラメントから前記アノードへの向きをＺ方向としたときのＸ方向に配列され、前記第２の電極対は前記経路を挟んで相互に対向するように設けられ、Ｘ方向及びＺ方向の双方に対して直交するＹ方向に配列されていること、
   を特徴とする請求項６記載のＸ線ＣＴ装置。
8. 前記第１の電極対の間の距離は、前記フィラメントの長手方向の長さよりも長いこと、
   を特徴とする請求項６又は７に記載のＸ線ＣＴ装置。
9. 前記第１の電極対における前記経路に面した端面は、前記フィラメントから前記アノードへの方向側に対して開くように当該方向に対して傾斜していること、
   を特徴とする請求項６−８のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。
10. 第２の電極対の厚さは、第１の電極対の厚さよりも薄く、第２の電極対における経路に面した端面は、前記フィラメントから前記アノードへの方向に対して平行であること、
    を特徴とする請求項６−９のいずれか一つに記載のＸ線ＣＴ装置。