JP6865543B2

JP6865543B2 - Ｘ線ｃｔ装置及びプログラム

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Publication number: JP6865543B2
Application number: JP2016144680A
Authority: JP
Inventors: 西出　明彦; 明彦西出
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 2016-07-22
Filing date: 2016-07-22
Publication date: 2021-04-28
Anticipated expiration: 2036-07-22
Also published as: JP2018011860A

Description

本発明は、本発明は、Ｘ線ＣＴ装置に関し、特にデュアルエネルギー（dual-energy）撮影を実現させる技術に関する。

Ｘ線ＣＴ装置（X-ray Computed Tomography System）を用いる撮影法として、ビュー方向にＸ線管電圧を切り換えてデータ収集を行なうデュアルエネルギー撮影法と呼ばれる撮影法が知られている（例えば、特許文献１、２等参照）。

この撮影法は、物質によってＸ線エネルギーの吸収スペクトル（spectrum）が異なることを利用して、被検体における特定の物質が強調あるいは抑制（除去）された画像を得る撮影法である。具体的には、例えば、第１物質と第２物質とを含む被検体に、エネルギースペクトルが互いに異なる第１Ｘ線と第２Ｘ線とを照射して複数ビュー（view）に対応する第１Ｘ線投影データ（data）と第２Ｘ線投影データとを収集する。そして、第１Ｘ線投影データに基づいて第１の密度画像を画像再構成するとともに、第２Ｘ線投影データに基づいて第２の密度画像を画像再構成し、第１の密度画像と第２の密度画像とに基づいて、ある物質の密度分布を示す密度分布画像、またはあるエネルギースペクトルの画像であるモノクロマチック画像であるデュアルエネルギー画像を得る。

なお、上記のような第１Ｘ線投影データと第２Ｘ線投影データとを収集する方法としては、例えば、１ビューごとに、すなわち、Ｘ線ＣＴ装置のガントリが１ビュー分回転するごとに、Ｘ線管電圧を第１管電圧と第２管電圧とに交互に切り換えながら投影データを収集する方法が考えられる。

特開２００４−６５９７５号公報特開２００９−１５３８２９号公報

上述のように、Ｘ線管電圧を第１管電圧と第２管電圧とに交互に切り換えながら投影データを収集すると、第１Ｘ線投影データが収集された時のＸ線焦点のビュー方向における位置と、第２Ｘ線投影データが収集された時のＸ線焦点のビュー方向における位置が異なっている。従って、第１Ｘ線投影データが存在するビューにおいては第２Ｘ線投影データが存在せず、一方で第２Ｘ線投影データが存在するビューにおいては第１Ｘ線投影データが存在しない。このため、各ビューにおいて補間処理を行なった上でデュアルエネルギー画像を得ているため、得られた画像について、画像劣化が生じる懸念がある。

上述の課題を解決するためになされた一の観点の発明は、第１エネルギースペクトルを有する第１Ｘ線と前記第１エネルギースペクトルとは異なる第２エネルギースペクトルを有する第２Ｘ線とを、被検体の体軸の周りを回転しながら該被検体に対して照射するＸ線管と、前記第１Ｘ線と前記第２Ｘ線とを１ビューごとに切り換える切換制御部と、前記Ｘ線管において前記第１のＸ線が照射される第１Ｘ線焦点の位置と、前記Ｘ線管において前記第２のＸ線が照射される第２Ｘ線焦点の位置とを制御する焦点制御部であって、前記第１Ｘ線が照射されている時のビュー方向における前記第１Ｘ線焦点の位置と、前記第２Ｘ線が照射されている時のビュー方向における前記第２Ｘ線焦点の位置とが重なる範囲を有するように、前記第１Ｘ線焦点と前記第２Ｘ線焦点を、前記Ｘ線管のターゲット電極上においてビュー方向に異なる位置に配置する焦点制御部と、を備えることを特徴とするＸ線ＣＴ装置である。

また、他の観点の発明は、第１エネルギースペクトルを有する第１Ｘ線と前記第１エネルギースペクトルとは異なる第２エネルギースペクトルを有する第２Ｘ線とを、被検体の体軸の周りを回転しながら該被検体に対して照射するＸ線管と、前記第１Ｘ線と前記第２Ｘ線とを１ビューごとに切り換える切換制御部と、前記Ｘ線管において前記第１のＸ線が照射される第１Ｘ線焦点の位置と、前記Ｘ線管において前記第２のＸ線が照射される第２Ｘ線焦点の位置とを制御する焦点制御部であって、前記第１Ｘ線のビーム方向と前記第２Ｘ線のビーム方向とが同一方向になるように、前記第１Ｘ線焦点と前記第２Ｘ線焦点を、前記Ｘ線管のターゲット電極上においてビュー方向に異なる位置に配置する焦点制御部と、を備えることを特徴とするＸ線ＣＴ装置である。

上記一の観点の発明によれば、前記Ｘ線管における前記Ｘ線焦点がビュー方向に移動することにより、前記第１Ｘ線が照射されている時のビュー方向における前記Ｘ線焦点の位置と、前記第２Ｘ線が照射されている時のビュー方向における前記Ｘ線焦点の位置とが重なる範囲を有するので、補間処理を行なうことなく、第１Ｘ線を照射して得られたデータと第２Ｘ線を照射して得られたデータとに基づく画像を作成することができる。従って、得られた画像の画像劣化を防ぐことができる。

また、他の観点の発明によれば、前記Ｘ線管における前記Ｘ線焦点がビュー方向に移動することにより、前記第１Ｘ線のビーム方向と前記第２Ｘ線のビーム方向とが同一方向になるので、第１Ｘ線を照射して得られたデータと第２Ｘ線を照射して得られたデータとの間で、ビュー方向におけるデータの一致性が向上する。従って、補間処理を行なうことなく、第１Ｘ線を照射して得られたデータと第２Ｘ線を照射して得られたデータとに基づいて作成された画像は、画像劣化を防ぐことができる。

本実施形態に係るＸ線ＣＴシステムの構成を概略的に示す図である。Ｘ線管およびＸ線検出部の要部の構成を示す図である。スキャン制御部の機能を示す機能ブロック図である。管電圧の時間変化のグラフ及び管電流の時間変化のグラフを示す図である。Ｘ線管における第１Ｘ線焦点及び第２Ｘ線焦点を示す図である。ビュー方向における第１Ｘ線焦点の位置とビュー方向における第２Ｘ線焦点の位置とが重なる範囲を有することを説明する図である。ビュー方向における第１Ｘ線焦点及び第２Ｘ線焦点の位置を説明する図である。変形例における第１Ｘ線焦点及び第２Ｘ線焦点を示す図である。第１Ｘ線のビーム方向と第２Ｘ線のビーム方向とを説明する図である。変形例において、ビュー方向における第１Ｘ線焦点及び第２Ｘ線焦点の位置を説明する図である。

以下、発明の実施形態について説明する。なお、これにより発明は限定されない。

図１は、本実施形態におけるＸ線ＣＴ装置１００の構成を示すブロック（block）図である。このＸ線ＣＴ装置１００は、操作コンソール（console）１と、撮影テーブル（table）１０と、走査ガントリ（gantry）２０とを具備している。

操作コンソール１は、コンピュータとしての構成を備える。具体的には、操作コンソール１は、操作者の入力を受け付けるキーボード（keyboard）またはマウス（mouse）などの入力装置２と、スキャン（scan）制御処理、前処理、画像生成処理などを実行する中央処理装置３と、走査ガントリ２０で収集したＸ線検出器データを収集するデータ収集バッファ（buffer）５とを具備している。さらに、操作コンソール１は、画像生成処理によって生成されたデュアルエネルギー画像などを表示するモニタ（monitor）６と、プログラム（program）、Ｘ線検出器データ、Ｘ線投影データ（投影データ）、デュアルエネルギー画像等を記憶する記憶装置７とを具備している。撮影条件は、入力装置２から入力され記憶装置７に記憶される。

撮影テーブル１０は、被検体７１を載せて走査ガントリ２０の後述する開口部２０ａに出し入れするクレードル（cradle）１２を具備している。クレードル１２は撮影テーブル１０に内蔵するモータ（motor）で昇降および水平直線移動する。

走査ガントリ２０は、撮影対象である被検体７１が搬送される開口部２０ａを有している。また、走査ガントリ２０は、Ｘ線管２１と、Ｘ線管２１におけるＸ線管電圧やＸ線照射タイミング（timing）等を制御するＸ線制御部２２と、Ｘ線管２１から照射されたＸ線を扇状のＸ線ビーム８１に整形する開口を有するコリメータ（collimator）２３とを有する。さらに、走査ガントリ２０は、コリメータ２３の開口を制御するコリメータ制御部２７と、Ｘ線管２１から照射されたＸ線を検出するＸ線検出器２４と、Ｘ線検出器２４の出力からＸ線検出器データ（生データとも言う）を収集するデータ収集装置（ＤＡＳ：Data Acquisition System）２５とを有する。

また、走査ガントリ２０は、Ｘ線管２１、コリメータ２３、およびＸ線検出器２４を保持し、被検体７１の体軸の回りに回転するガントリ回転部１５と、ガントリ回転部１５を制御する回転制御部２６とをさらに有する。さらに、走査ガントリ２０は、操作コンソール１とＸ線制御部２２、回転制御部２６及び撮影テーブル１０などとの間で、制御信号をやり取りするガントリ制御部２９を有している。なお、実装では、走査ガントリ２０は、Ｘ線ビーム８１の線量を空間的に制御するビーム形成Ｘ線フィルタ（filter）と、Ｘ線ビーム８１の線質を制御するＸ線フィルタとを具備し、ガントリ回転部１５が、これらのフィルタをコリメータ２３と開口部２０ａとの間に保持する構成であるが、ここでは図示および詳細な説明を省略する。

図２は、Ｘ線管２１およびＸ線検出部２４の要部の構成を示す図である。ここで、鉛直方向をｙ軸方向、撮影テーブル１０の搬送方向（通常、Ｘ線ビーム８１の厚み方向、あるいは、被検体７１の体軸方向に一致する）をｚ軸方向、ｙ軸方向およびｚ軸方向に垂直な方向（チャネル方向）をｘ軸方向と定義する。

これらの構成要素は、ガントリ回転部１５の所定の基部に支持されて図示のような位置関係を維持している。すなわち、Ｘ線管２１とＸ線検出器２４とは、開口部２０ａを挟んで相対向して配置されている。そして、Ｘ線管２１から放射されたＸ線が、図２では図示しないコリメータ２３によって形成されるスリットを通過することによって、所定の厚み（コーン角）と広がり（ファン角）を有する扇状のＸ線ビーム８１が形成される。

Ｘ線管２１は、集束電極および陰極フィラメントを内蔵する陰極スリーブ２１ｓと、回転するターゲット電極２１ｔとをハウジング２１ｈに収容した構造であり、Ｘ線焦点Ｆから発散するＸ線を発生する。

Ｘ線検出部２４は、Ｘ線検出素子２４ａをチャネル方向ＣＨ（Ｘ線ビーム８１の広がり方向）に複数個、例えば１，０００個配列してなる検出素子列を、ｚ軸方向（Ｘ線ビーム８１の厚み方向）に複数個、例えば６４個配設してなる、いわゆる多列Ｘ線検出器である。ここでは、各検出素子列には端から１，２，３，・・・，６４の番号を付す。これにより、いわゆる６４列マルチスライスＸ線ＣＴを実現する。もっとも、ここで６４列の検出素子列は一例であり、本発明はこれに限られるものではない。Ｘ線検出器２４は、これら複数のＸ線検出素子２４ａにより、被検体７１を透過したＸ線ビーム８１を検出するＸ線検出面２４ｓを形成する。Ｘ線検出素子２４ａは、例えば、シンチレータとフォトダイオードとの組合せにより、いわゆる固体検出器として構成される。

中央処理装置３は、スキャン制御部３２、前処理部３４、画像生成部３５を有している。中央処理装置３は、例えば、ＣＰＵ（ＣｅｎｔｒａｌＰｒｏｃｅｓｓｉｎｇＵｎｉｔ）などのプロセッサー（Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）である。中央処理装置３は、記憶装置７に記憶されているプログラムを読み出して実行することにより、スキャン制御部３２、前処理部３４、画像生成部３５の機能を実行する。前記プログラムは、本発明に係る制御プログラムの実施の一例である。

スキャン制御部３２は、被検体７１のデュアルエネルギー撮影を行うよう、Ｘ線制御部２２、回転制御部２６、コリメータ制御部２７および撮影テーブル１０を、ガントリ制御部２９を介して制御する。具体的には、スキャン制御部３２は、上記各部を制御してＸ線管２１とＸ線検出器２４とを被検体７１の周りに回転させＸ線投影データを収集する。また、スキャン制御部３２は、図３に示す切換制御部３２１と焦点制御部３２２の機能を実行する。ただし、図３にはスキャン制御部３２の一部の機能のみが図示され、他の機能については図示省略する。

切換制御部３２１は、Ｘ線管電圧Ｖを複数の目的管電圧の間で１ビューごとに順次切り換えるべく、Ｘ線制御部２２を、ガントリ制御部２９を介して制御する。本実施形態では、目的管電圧は、第１管電圧Ｖ１と、第２管電圧Ｖ２である。例えば、第１管電圧Ｖ１は８０ｋＶであり、第２管電圧Ｖ２は１４０ｋＶである。切換制御部３２１は、本発明における切換制御部の実施の形態の一例である。また、切換制御部３２１の機能は、本発明における切換制御機能の実施の形態の一例である。

Ｘ線管２１の管電圧が第１管電圧Ｖ１である場合に照射されるＸ線を第１Ｘ線とし、第２管電圧Ｖ２である場合に照射されるＸ線を第２Ｘ線とする。第１Ｘ線と第２Ｘ線は、互いに管電圧が異なっているので、第１Ｘ線の第１エネルギースペクトルと第２Ｘ線の第２エネルギースペクトルは異なるスペクトルになっている。

切換制御部３２１により、Ｘ線管電圧Ｖが１ビューごとに切り換えられながら、画像再構成に必要なビュー数分のＸ線投影データ（１８０°＋ファン角αまたは３６０°分に相当する複数ビューのＸ線投影データ）が収集される。これにより、第１管電圧Ｖ１に対応する第１Ｘ線投影データｐ１と第２管電圧Ｖ２に対応する第２Ｘ線投影データｐ２とが収集される。

焦点制御部３２２は、Ｘ線管２１におけるＸ線焦点の位置を制御する。詳細は後述する。焦点制御部３２２は、本発明における焦点制御部の実施の形態の一例である。また、焦点制御部３２２の機能は、本発明における焦点制御機能の実施の形態の一例である。

前処理部３４は、上記デュアルエネルギー撮影により得られたＸ線投影データに対して前処理を施す。具体的には、第１Ｘ線投影データｐ１と第２Ｘ線投影データｐ２に対して、オフセット（off-set）補正、対数変換、データ収集装置２５で収集された生データに対してチャネル（channel）間の感度不均一を補正する感度補正、金属部などのＸ線強吸収体による極端な信号強度の低下または信号脱落を補正するＸ線量補正、Ｘ線ビームハードニング（beam-hardening）補正等の前処理を施す。また、前処理として、第１Ｘ線投影データｐ１と第２Ｘ線投影データｐ２に対し、ファンビーム（fan beam）Ｘ線を平行ビームＸ線に変換するファンパラ（Fan-Para）変換が行われる。ファンパラ変換としては、例えば特開昭６２−４９８３１に開示された手法を用いることにより、画像劣化を防ぐことができる。

画像生成部３５は、前処理部３４で前処理された第１Ｘ線投影データｐ１および第２Ｘ線投影データｐ２に基づいて、特定の物質が強調または抑制されたデュアルエネルギー画像ＤＥを生成する。

デュアルエネルギー画像ＤＥを生成する方法としては、画像データ空間で加重減算処理を行う方法と投影データ空間で加重減算処理を行う方法とが考えられるが、いずれの方法を採用してもよい。

画像データ空間で加重減算処理を行ってデュアルエネルギー画像ＤＥを生成する方法では、第１Ｘ線投影データｐ１に基づいて第１画像Ｐ１を画像再構成するとともに、第２Ｘ線投影データｐ２に基づいて第２画像Ｐ２を画像再構成し、第１画像Ｐ１と第２画像Ｐ２との間で加重減算処理を行ってデュアルエネルギー画像ＤＥを生成する。一方、投影データ空間で加重減算処理を行ってデュアルエネルギー画像ＤＥを生成する方法では、第１Ｘ線投影データｐ１と第２Ｘ線投影データｐ２との間においてビュー単位で加重減算処理を行い、その結果得られた処理済Ｘ線投影データに基づいてデュアルエネルギー画像ＤＥを画像再構成する。

画像再構成は、例えば、従来公知のフェルドカンプ（Feldkamp）法による三次元画像再構成法、他の三次元画像再構成法、あるいは二次元画像再構成法等を用いて行うことができ、例えば、次のような手順により行われる。まず、これらのＸ線投影データに対して、周波数領域に変換する高速フーリエ変換（ＦＦＴ：Fast Fourier Transform）を施し、それに再構成関数Kernel(j)を乗算し、逆フーリエ変換する。そして、再構成関数Kernel(j)を乗算処理したＸ線投影データに対して逆投影処理を行い、被検体７１を体軸方向（ｚ軸方向）にスライス（slice）したときの同一スライスに対応する断層像（ｘｙ平面）を求める。

本実施形態によるＸ線ＣＴ装置１００の動作について説明する。Ｘ線管２１及びＸ線検出器２４が、被検体の体軸の周りを回転して投影データが収集される。この時、切換制御部３２１は、図４のグラフＧ１に示すように、Ｘ線管２１のＸ線管電圧を、第１管電圧Ｖ１と第２管電圧Ｖ２に切り換える。グラフＧ１において、横軸は時間、縦軸は管電圧である。これにより、Ｘ線管２１は、被検体の体軸の周りを回転しながら、第１Ｘ線と第２Ｘ線とを交互に照射する。

切換制御部３２１は、図４のグラフＧ２に示すように、Ｘ線管２１のＸ線管電流Ａを、第１管電流Ａ１と第２管電流に切り換える。第１管電流Ａ１は、Ｘ線管２１が第１管電圧Ｖ１である時の管電流であり、第２管電流Ａ２は、Ｘ線管２１が第２管電圧Ｖ２である時の管電流である。例えば、第１管電流Ａ１は３００ｍＡ、第２管電流Ａ２は１００ｍＡである。

切換制御部３２１は、Ｘ線管２１が第１管電圧Ｖ１である状態において、Ｘ線管電流Ａを、第１管電流Ａ１よりも低減させた後、第１管電圧Ｖ１から第２管電圧Ｖ２に切り換える。そして、切換制御部３２１は、第２管電圧に切り換えた後、管電流Ａを第２管電流Ａ２とする。また、切換制御部３２１は、Ｘ線管２１が第２管電圧Ｖ２である状態において、Ｘ線管電流Ａを、第２管電流Ａ１よりも低減させた後、第１管電圧Ｖ１から第２管電圧Ｖ２に切り換える。そして、切換制御部３２１は、第１管電圧に切り換えた後、管電流Ａを第１管電流Ａ１とする。図４では、第１管電圧Ｖ１から第２管電圧Ｖ２に切り換わるタイミングと第２管電圧Ｖ２から第１管電圧Ｖ１に切り換わるタイミング（切換タイミング）を、符号Ｔｓで示している。

本例では、切換タイミングＴｓにおいては、管電流Ａは零である。ただし、切換タイミングＴｓにおける管電流Ａは零でなくてもよい。例えば、切換タイミングＴｓにおける管電流Ａは、第１管電流Ａ１及び第２管電流Ａ２の１００分の１程度の管電流であってもよい。

焦点制御部３２２は、Ｘ線管電圧Ｖが第１Ｘ線管電圧Ｖ１である場合、Ｘ線焦点Ｆの位置をＸ線管２１における第１の位置とする。第１の位置におけるＸ線焦点Ｆを第１Ｘ線焦点Ｆ１とする。また、焦点制御部３２２は、Ｘ線管電圧Ｖが第２Ｘ線管電圧Ｖ２である場合、Ｘ線焦点Ｆの位置をＸ線管２１において第１の位置とは異なる第２の位置とする。第２の位置におけるＸ線焦点Ｆを第２Ｘ線焦点Ｆ２とする。

図５にターゲット電極２１ｔにおける第１Ｘ線焦点Ｆ１及び第２Ｘ線焦点Ｆ２を示す。第１Ｘ線焦点Ｆ１からは第１のＸ線が照射され、第２Ｘ線焦点Ｆ２からは第２のＸ線が照射される。第１Ｘ線焦点Ｆ１及び第２Ｘ線焦点Ｆ２の位置は、ｘ方向において異なっている。ｘ方向はビュー方向と一致する。

図５において、符号Ｂはターゲット電極２１ｔにおける基準位置を示す。基準位置Ｂは、従来のデュアルエネルギー撮影におけるＸ線焦点の位置を示す。基準位置Ｂは、本発明における基準位置の実施の形態の一例である。第１Ｘ線焦点Ｆ１は、基準位置Ｂに対して正のビュー方向＋Ｖｄに移動した位置であり、第２Ｘ線焦点Ｆ２は、基準位置Ｂに対して前記正のビュー方向＋Ｖｄとは逆方向である負のビュー方向−Ｖｄに移動した位置である。ただし、図における基準位置Ｂ、第１Ｘ線焦点Ｆ１の位置及び第２Ｘ線焦点Ｆ２の位置は一例であり、図示されたものに限られない。

基準位置Ｂと第１Ｘ線焦点Ｆ１とのターゲット電極２１ｔにおける距離Ｄ１及び基準位置Ｂと第２Ｘ線焦点Ｆ２とのターゲット電極２１ｔにおける距離Ｄ１は、Ｘ線管２１が回転する円周の長さを、第１管電圧Ｖ１と第２管電圧Ｖ２との切換回数で除して得られる距離Ｄ２の２分の１である。第１Ｘ線焦点Ｆ１と第２Ｘ線焦点との距離Ｄ３は、距離Ｄ２である（Ｄ３＝Ｄ２＝Ｄ１×２）。基準位置Ｂ１、第１Ｘ線焦点Ｆ１及び第２Ｘ線焦点Ｆ３が、上述のような位置関係にあることにより、図６に示すように第１Ｘ線が照射されている時のビュー方向における第１Ｘ線焦点Ｆ１の位置と、第２Ｘ線が照射されている時のビュー方向における第２Ｘ線焦点Ｆ２の位置とが重なる範囲を有する。

ちなみに、Ｘ線管２１は円軌道Ｃを描きながら第１Ｘ線及び第２Ｘ線を照射するので、図６に示すように、第１Ｘ線焦点Ｆ１及び第２Ｘ線焦点Ｆ２はビュー方向に移動する。図６では、第１Ｘ線焦点Ｆ１の軌跡及び第２Ｘ線焦点Ｆ２の軌跡が実線の矢印で示されており、これら第１Ｘ線焦点Ｆ１の軌跡及び第２Ｘ線焦点Ｆ２の軌跡が、ビュー方向において重なっている。また、第１Ｘ線焦点Ｆ１の軌跡及び第２Ｘ線焦点Ｆ２の軌跡は、実空間においても重なっている。ただし、第１Ｘ線焦点Ｆ１の軌跡及び第２Ｘ線焦点Ｆ２の軌跡は、実際には同じ円軌道上に位置するが、図６では説明の便宜上、上下方向にずらして示されている。

一方、図６において、破線の矢印は、Ｘ線管電圧Ｖが第１管電圧Ｖ１である場合と第２管電圧Ｖ２である場合に、Ｘ線焦点の位置が基準位置Ｂである場合のＸ線焦点の軌跡を示している。符号ＢＦ１は、第１管電圧Ｖ１で第１Ｘ線を照射する第１Ｘ線焦点であり、符号ＢＦ２は、第２管電圧Ｖ２で第２Ｘ線を照射する第２Ｘ線焦点である。このように、従来においては、第１Ｘ線焦点ＢＦ１及び第２Ｘ線焦点ＢＦ２は、ビュー方向において重なっていなかった。本例における第１Ｘ線焦点Ｆ１は、従来の第１Ｘ線焦点ＢＦ１に対して正のビュー方向に移動した位置であり、本例における第２Ｘ線焦点Ｆ２は、従来の第２Ｘ線焦点ＢＦ２に対して負のビュー方向に移動した位置となっており、これにより第１Ｘ線焦点Ｆ１及び第２Ｘ線焦点Ｆ２は、ビュー方向において重なっている。

第１Ｘ線焦点Ｆ１及び第２Ｘ線焦点Ｆ２の位置について、図７に基づいてもう少し詳しく説明する。図７には、Ｘ線管２１のビュー方向における位置、Ｘ線管２１（ターゲット電極２１ｔ）における第１Ｘ線焦点Ｆ１及び第２Ｘ線焦点Ｆ２が示されている。Ｘ線管２１の位置は、実際には同じ円軌道上に位置するが、図７では説明の便宜上、上下方向にずらして示されている。また、図７では、Ｘ線管電圧Ｖが第１管電圧Ｖ１に切り換わってから所要の時点ｔにおけるＸ線管２１−１の位置と、Ｘ線管電圧Ｖが第２管電圧Ｖ２に切り換わってから所要の時点ｔにおけるＸ線管２１−２の位置とが示されている。すなわち、Ｘ線管電圧Ｖが切り換わってから同じ時点におけるＸ線管２１の位置が示されている。また、ビュー方向に距離Ｄ２ごとのＸ線管２１の位置が示されている。すなわち、図７において隣り合うＸ線管２１−１、２１−２の距離は、距離Ｄ２である。

距離Ｄ２の位置関係にあるＸ線管（ターゲット電極）２１−１、２１−２における第１Ｘ線焦点Ｆ１及び第２Ｘ線焦点Ｆ２のビュー方向における位置は、同じ位置になっている。従って、ビュー方向における同じ位置に照射される第１Ｘ線のビームＸＢ１及び第２Ｘ線のビームＸＢ２が存在する。ビュー方向における同じ位置に照射された第１Ｘ線のビームＸＢ１及び第２Ｘ線のビームＸＢ２に対応する第１Ｘ線投影データｐ１と第２Ｘ線投影データｐ２とが、同じビューの投影データを構成する。従って、全てのビューの各々について、第１Ｘ線投影データｐ１と第２Ｘ線投影データｐ２が存在しているので、補間処理を行なうことなく、デュアルエネルギー画像ＤＥを作成することができる。

以上説明した本例によれば、補間処理を行なうことなく、デュアルエネルギー画像ＤＥを作成することができるので、デュアルエネルギー画像の画像劣化を防ぐことができる。

次に、上記実施形態の変形例について説明する。この変形例では、焦点制御部３２２は、前記第１Ｘ線のビームＸＢ１の方向と前記第２Ｘ線のビームＸＢ２の方向とが同一方向になるように、第１Ｘ線焦点Ｆ１と第２Ｘ線焦点Ｆ２を、Ｘ線管２１においてビュー方向に異なる位置に配置する。

第１Ｘ線焦点Ｆ１及び第２Ｘ線焦点Ｆ２の位置について具体的に説明する。図８に示すように、基準位置Ｂと第１Ｘ線焦点Ｆ１とのターゲット電極２１ｔにおける距離Ｄ１′及び基準位置Ｂと第２Ｘ線焦点Ｆ２とのターゲット電極２１ｔにおける距離Ｄ１′は、前記Ｘ線管２１が回転する円周の長さを、第１管電圧Ｖ１と第２管電圧Ｖ２との切換回数で除して得られる距離Ｄ２である。すなわち、距離Ｄ１′は、上述の実施形態における距離Ｄ１の２倍である。また、第１Ｘ線焦点Ｆ１と第２Ｘ線焦点Ｆ２との距離Ｄ３は、距離Ｄ２の２倍である（Ｄ３＝Ｄ２×２）。

基準位置Ｂ１、第１Ｘ線焦点Ｆ１及び第２Ｘ線焦点Ｆ３が、上述のような位置関係にあることにより、図９に示すように、第１Ｘ線のビームＸＢ１の方向と第２Ｘ線のビームＸＢ２の方向は、互いに平行であり、同一方向になっている。図９には、Ｘ線管２１の円軌道Ｃを体軸方向から見た状態が示されている。

第１Ｘ線焦点Ｆ１及び第２Ｘ線焦点Ｆ２の位置について、図１０に基づいてもう少し詳しく説明する。図１０は、第１Ｘ線焦点Ｆ１及び第２Ｘ線焦点Ｆ２の位置がこの変形例における位置となっている点を除いて、図７と同一の図である。Ｘ線管２１−１における第１Ｘ線焦点Ｆ１の位置は、Ｘ線管２１−２における基準位置Ｂとビュー方向において同じ位置になっている。また、Ｘ線管２１−２における第２Ｘ線焦点Ｆ２の位置は、Ｘ線管２１−１における基準位置Ｂとビュー方向において同じ位置になっている。

図９に戻り、符号２４−１は、第１Ｘ線焦点Ｆ１からの第１Ｘ線を検出する時のＸ線検出部を示し、符号２４−２は、第２Ｘ線焦点Ｆ２からの第２Ｘ線を検出する時のＸ線検出部を示す。なお、Ｘ線検出部２４−１，２４−２は、簡略化されて線分で示されている。第１Ｘ線のビームＸＢ１は、Ｘ線検出部２４−１におけるチャネル方向（図９における水平方向）の中心部に入射し、第２Ｘ線のビームＸＢ２は、Ｘ線検出部２４−２におけるチャネル方向の中心部に入射する。

また、図９において、符号ＸＢｉ１は、Ｘ線管電圧Ｖが第１管電圧Ｖ１である場合のＸ線管２１、すなわちＸ線管２１−１において基準位置ＢにあるＸ線焦点からのＸ線ビーム（以下、「仮想第１Ｘ線のビーム」という）の方向を示す。符号ＸＢｉ２は、Ｘ線管電圧Ｖが第２管電圧Ｖ２である場合のＸ線管２１、すなわちＸ線管２１−２において基準位置ＢにあるＸ線焦点からのＸ線ビーム（以下、「仮想第２Ｘ線のビーム」という）の方向を示す。また、符号ＩＳは、アイソセンター（Ｉｓｏｃｅｎｔｅｒ）を示す。仮想第１Ｘ線のビームＸＢｉ１は、Ｘ線管２１−１における基準位置Ｂから照射され、アイソセンターＩＳを通り、Ｘ線検出部２４−１のチャネル方向の中心部に入射されるＸ線ビームである。また、仮想第２Ｘ線のビームＸＢｉ２は、Ｘ線管２１−２における基準位置Ｂから照射され、アイソセンターＩＳを通り、Ｘ線検出部２４−２のチャネル方向の中心部に入射されるＸ線ビームである。

Ｘ線検出部２４−１において、仮想第１Ｘ線のビームＸＢｉ１が入射するチャンネルには、第１Ｘ線焦点Ｆ１からの第１Ｘ線のビームＸＢ１が入射する。また、Ｘ線検出部２４−２において、仮想第２Ｘ線のビームＸＢｉ２が入射するチャンネルには、第２Ｘ線焦点Ｆ２からの第２Ｘ線のビームＸＢ２が入射する。言い換えれば、第１Ｘ線のビームＸＢ１は、第１Ｘ線焦点Ｆ１から照射され、Ｘ線検出部２４−１において仮想第１Ｘ線のビームＸＢｉ１が入射するチャネルに入射するＸ線ビームである。また、第２Ｘ線のビーム方向ＸＢ２は、第２Ｘ線焦点Ｆ２から照射され、Ｘ線検出部２４−２において仮想第２Ｘ線のビームＸＢｉ２が入射するチャネルに入射するＸ線ビームである。

この変形例では、同一の方向である第１Ｘ線のビームＸＢ１及び第２Ｘ線のビームＸＢ２に対応する第１Ｘ線投影データと第２Ｘ線投影データとが、同じビューの投影データを構成する。従って、上記実施形態と同様に、全てのビューの各々について、第１Ｘ線投影データｐ１と第２Ｘ線投影データｐ２が存在しているので、補間処理を行なうことなく、デュアルエネルギー画像ＤＥを作成することができる。また、この変形例によれば、第１Ｘ線のビームＸＢ１及び第２Ｘ線のビームＸＢ２は、ビュー方向において若干の位置ずれがあるものの、従来のように補間処理を行なう場合と比べれば、画像の劣化度を抑制することができる。そして、この変形例によれば、前記第１Ｘ線のビームＸＢ１の方向と前記第２Ｘ線のビームＸＢ２の方向とが同一方向なので、ビュー方向におけるデータの一致性を向上させることができる。

なお、発明は本実施形態に限定されず、発明の趣旨を逸脱しない範囲において種々の変更が可能である。

また、コンピュータを上記Ｘ線ＣＴ装置における制御や処理を行う各手段として機能させるためのプログラムもまた、発明の実施形態の一例である。

１Ｘ線ＣＴ装置
３中央処理装置
２１Ｘ線管
３２１切換制御部
３２２焦点制御部
Ｆ１第１Ｘ線焦点
Ｆ２第２Ｘ線焦点

Claims

第１エネルギースペクトルを有する第１Ｘ線と前記第１エネルギースペクトルとは異なる第２エネルギースペクトルを有する第２Ｘ線とを、被検体の体軸の周りを回転しながら該被検体に対して照射するＸ線管と、
前記第１Ｘ線と前記第２Ｘ線とを１ビューごとに切り換える切換制御部と、
前記Ｘ線管において前記第１のＸ線が照射される第１Ｘ線焦点の位置と、前記Ｘ線管において前記第２のＸ線が照射される第２Ｘ線焦点の位置とを制御する焦点制御部であって、前記第１Ｘ線が照射されている時のビュー方向における前記第１Ｘ線焦点の位置と、前記第２Ｘ線が照射されている時のビュー方向における前記第２Ｘ線焦点の位置とが重なる範囲を有するように、前記第１Ｘ線焦点と前記第２Ｘ線焦点を、前記Ｘ線管のターゲット電極上においてビュー方向に異なる位置に配置する焦点制御部と、
を備え、
前記切換制御部は、前記Ｘ線管の管電流を、前記第１Ｘ線が照射されている時の第１管電流よりも低減させた後、前記第１Ｘ線から前記第２Ｘ線に切り換え、なおかつ前記第２Ｘ線が照射されている時の第２管電流よりも低減させた後、前記第２Ｘ線から前記第１Ｘ線に切り換える
ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
第１エネルギースペクトルを有する第１Ｘ線と前記第１エネルギースペクトルとは異なる第２エネルギースペクトルを有する第２Ｘ線とを、被検体の体軸の周りを回転しながら該被検体に対して照射するＸ線管と、
前記第１Ｘ線と前記第２Ｘ線とを１ビューごとに切り換える切換制御部と、
前記Ｘ線管において前記第１のＸ線が照射される第１Ｘ線焦点の位置と、前記Ｘ線管において前記第２のＸ線が照射される第２Ｘ線焦点の位置とを制御する焦点制御部であって、前記第１Ｘ線のビーム方向と前記第２Ｘ線のビーム方向とが同一方向になるように、前記第１Ｘ線焦点と前記第２Ｘ線焦点を、前記Ｘ線管のターゲット電極上においてビュー方向に異なる位置に配置する焦点制御部と、
を備え、
前記切換制御部は、前記Ｘ線管の管電流を、前記第１Ｘ線が照射されている時の第１管電流よりも低減させた後、前記第１Ｘ線から前記第２Ｘ線に切り換え、なおかつ前記第２Ｘ線が照射されている時の第２管電流よりも低減させた後、前記第２Ｘ線から前記第１Ｘ線に切り換える
ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
前記第１Ｘ線は、前記Ｘ線管が第１管電圧である場合に照射され、前記第２Ｘ線は、前記Ｘ線管が前記第１管電圧とは異なる第２管電圧である場合に照射され、
前記切換制御部は、第１管電圧と第２管電圧とを切り換える
ことを特徴とする請求項１又は２に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記第１Ｘ線焦点は、前記Ｘ線管における基準位置に対して正のビュー方向に移動した位置であり、
前記第２Ｘ線焦点は、前記Ｘ線管における基準位置に対して前記正のビュー方向とは逆方向である負のビュー方向に移動した位置である
ことを特徴とする請求項１〜３のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記第１Ｘ線焦点は、前記Ｘ線管における基準位置に対して正のビュー方向に移動した位置であり、
前記第２Ｘ線焦点は、前記Ｘ線管における基準位置に対して前記正のビュー方向とは逆方向である負のビュー方向に移動した位置であり、
前記基準位置と前記第１Ｘ線焦点との距離及び前記基準位置と前記第２Ｘ線焦点との距離は、前記Ｘ線管が回転する円周の長さを、前記第１Ｘ線と前記第２Ｘ線との切換回数で除して得られる距離の２分の１であることを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記第１Ｘ線焦点は、前記Ｘ線管における基準位置に対して正のビュー方向に移動した位置であり、
前記第２Ｘ線焦点は、前記Ｘ線管における基準位置に対して前記正のビュー方向とは逆方向である負のビュー方向に移動した位置であり、
前記基準位置と前記第１Ｘ線焦点との距離及び前記基準位置と前記第２Ｘ線焦点との距離は、前記Ｘ線管が回転する円周の長さを、前記第１Ｘ線と前記第２Ｘ線との切換回数で除して得られる距離であることを特徴とする請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記ビュー方向において重なる範囲を有する前記第１Ｘ線焦点及び前記第２Ｘ線焦点の各々から前記第１Ｘ線及び前記第２Ｘ線が照射されて得られた第１投影データ及び第２投影データは、同じビューの投影データを構成することを特徴とする請求項１〜６のいずれか１項に記載のＸ線ＣＴ装置。
第１エネルギースペクトルを有する第１Ｘ線と前記第１エネルギースペクトルとは異なる第２エネルギースペクトルを有する第２Ｘ線とを、被検体の体軸の周りを回転しながら該被検体に対して照射するＸ線管と、
プロセッサーと、
を備えるＸ線ＣＴ装置の制御プログラムであって、
前記プロセッサーに、
前記第１Ｘ線と前記第２Ｘ線とを１ビューごとに切り換える切換制御機能と、
前記Ｘ線管において前記第１のＸ線が照射される第１Ｘ線焦点の位置と、前記Ｘ線管において前記第２のＸ線が照射される第２Ｘ線焦点の位置とを制御する焦点制御機能であって、前記第１Ｘ線が照射されている時のビュー方向における前記第１Ｘ線焦点の位置と、前記第２Ｘ線が照射されている時のビュー方向における前記第２Ｘ線焦点の位置とが重なる範囲を有するように、前記第１Ｘ線焦点と前記第２Ｘ線焦点を、前記Ｘ線管のターゲット電極上においてビュー方向に異なる位置に配置する焦点制御機能と、
を実行させ、
前記切換制御機能は、前記Ｘ線管の管電流を、前記第１Ｘ線が照射されている時の第１管電流よりも低減させた後、前記第１Ｘ線から前記第２Ｘ線に切り換え、なおかつ前記第２Ｘ線が照射されている時の第２管電流よりも低減させた後、前記第２Ｘ線から前記第１Ｘ線に切り換える
ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置の制御プログラム。
第１エネルギースペクトルを有する第１Ｘ線と前記第１エネルギースペクトルとは異なる第２エネルギースペクトルを有する第２Ｘ線とを、被検体の体軸の周りを回転しながら該被検体に対して照射するＸ線管と、
プロセッサーと、
を備えるＸ線ＣＴ装置の制御プログラムであって、
前記プロセッサーに、
前記第１Ｘ線と前記第２Ｘ線とを１ビューごとに切り換える切換制御機能と、
前記Ｘ線管において前記第１のＸ線が照射される第１Ｘ線焦点の位置と、前記Ｘ線管において前記第２のＸ線が照射される第２Ｘ線焦点の位置とを制御する焦点制御機能であって、前記第１Ｘ線のビーム方向と前記第２Ｘ線のビーム方向とが同一方向になるように、前記第１Ｘ線焦点と前記第２Ｘ線焦点を、前記Ｘ線管のターゲット電極上においてビュー方向に異なる位置に配置する焦点制御機能と、
を実行させ、
前記切換制御機能は、前記Ｘ線管の管電流を、前記第１Ｘ線が照射されている時の第１管電流よりも低減させた後、前記第１Ｘ線から前記第２Ｘ線に切り換え、なおかつ前記第２Ｘ線が照射されている時の第２管電流よりも低減させた後、前記第２Ｘ線から前記第１Ｘ線に切り換える
ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置の制御プログラム。