WO2014034909A1 - Ｘ線コンピュータ断層撮影装置 - Google Patents

Ｘ線コンピュータ断層撮影装置 Download PDF

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tube
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tube current
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博明 宮崎
早苗 原田
Original Assignee
株式会社 東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
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    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computerised tomographs
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/405—Source units specially adapted to modify characteristics of the beam during the data acquisition process
    • H—ELECTRICITY
    • H05—ELECTRIC TECHNIQUES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H05G—X-RAY TECHNIQUE
    • H05G1/00—X-ray apparatus involving X-ray tubes; Circuits therefor
    • H05G1/08—Electrical details
    • H05G1/085—Circuit arrangements particularly adapted for X-ray tubes having a control grid
    • H—ELECTRICITY
    • H05—ELECTRIC TECHNIQUES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H05G—X-RAY TECHNIQUE
    • H05G1/00—X-ray apparatus involving X-ray tubes; Circuits therefor
    • H05G1/08—Electrical details
    • H05G1/10—Power supply arrangements for feeding the X-ray tube
    • H05G1/20—Power supply arrangements for feeding the X-ray tube with high-frequency ac; with pulse trains

Definitions

  • Embodiments of the present invention relate to an X-ray computed tomography apparatus.
  • an X-ray computed tomography apparatus uses an X-ray detector to detect X-rays (X-rays transmitted through the subject) emitted from an X-ray tube to the subject. To detect.
  • the X-ray CT apparatus reconstructs an internal image of the subject based on the output (projection data) of the X-ray detector.
  • X-ray CT apparatuses that perform tube voltage switching control and the like are required to control the X-ray tube current at high speed from the viewpoint of the performance of the X-ray CT apparatus and reduction of exposure of the subject.
  • triode X-ray tube having a triode structure of a cathode, an anode, and a grid (bias electrode) is known.
  • the X-ray CT apparatus controls a bias voltage (hereinafter referred to as grid voltage) of the grid of the triode X-ray tube. This controls thermionic emission from the filament. The increase / decrease in the X-ray tube current is controlled by controlling thermionic emission.
  • the X-ray tube current can be reduced by applying a high grid voltage.
  • the focal spot size in the X-ray CT apparatus becomes small.
  • the resolution of each projection data used for reconstruction of the same image changes (that is, the resolution of each projection data is different). This may cause unevenness in resolution, resulting image quality degradation, or artifacts.
  • thermionic emission is controlled by the temperature change of the filament.
  • the X-ray tube current can also be controlled.
  • thermoelectron when controlling the filament current, the change in the thermoelectron depends on the temperature change of the filament, so the time constant is long and it is difficult to control the X-ray tube current at high speed.
  • the problem to be solved by the present invention is to provide an X-ray computed tomography apparatus that enables high-speed X-ray tube current control without changing the focal spot size.
  • the X-ray computed tomography apparatus includes an X-ray tube, a bias power source, and an X-ray control unit.
  • the X-ray tube has a cathode, an anode, and a grid disposed between the cathode and the anode.
  • a bias power source generates a bias voltage applied to the grid in order to control a tube current between the cathode and the anode.
  • the X-ray control unit applies the bias voltage that generates the constant tube current as a pulse train, and controls at least one of the number of pulses and the pulse width of the bias voltage for each predetermined period.
  • FIG. 1 is a diagram showing a configuration of an X-ray computed tomography apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining the configuration of the X-ray tube apparatus and the X-ray control / high voltage generator shown in FIG. 1 according to the present embodiment.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining the control of the X-ray tube current by controlling the number of pulses of the grid voltage according to the present embodiment.
  • FIG. 4 is a diagram showing the correlation between the grid voltage and the X-ray tube current.
  • FIG. 5 is a diagram showing the correlation between the grid voltage and the focus size.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining the control of the X-ray tube current by controlling the pulse width of the grid voltage according to the present embodiment.
  • FIG. 1 is a diagram showing a configuration of an X-ray computed tomography apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining the configuration of the X-ray tube apparatus and the X-ray control /
  • FIG. 7 is a diagram illustrating an example of a relative positional relationship of the X-ray tube with respect to the subject according to a modification of the present embodiment.
  • FIG. 8 is an explanatory diagram illustrating control of the number of pulses of the grid voltage and control of the filament current according to a modification of the present embodiment.
  • FIG. 9 is an explanatory diagram for explaining the control of the pulse width of the grid voltage and the control of the filament current according to a modification of the present embodiment.
  • FIG. 10 is an explanatory diagram for explaining the maximum value and the minimum value of the tube current according to a modification of the present embodiment.
  • FIG. 11 is a diagram illustrating an example of the control width of the tube current according to the view angle according to a modification of the present embodiment.
  • an X-ray computed tomography apparatus (hereinafter referred to as an X-ray CT apparatus) according to an embodiment will be described with reference to the drawings.
  • FIG. 1 shows a configuration of an X-ray CT apparatus according to the present embodiment.
  • the X-ray CT apparatus includes a gantry 1 configured to collect projection data relating to a subject, and a plurality of modules necessary for various signal processing such as control of the gantry 1 and image reconstruction. And an operation console (console) 2.
  • the gantry 1 includes an X-ray tube device 11, an X-ray detector (multi-channel X-ray detector) 12, a data collection unit 13, and an X-ray control / high voltage generator 14.
  • the X-ray tube device 11 and the X-ray detector 12 are mounted on a ring-shaped frame that is rotationally driven.
  • the X-ray tube apparatus 11 and the X-ray detector 12 are opposed to each other with an imaging region S into which the subject is inserted at the time of imaging.
  • the X-ray tube device 11 has an X-ray tube that generates X-rays.
  • the X-ray tube in the X-ray CT apparatus according to this embodiment is a triode X-ray tube having a cathode, an anode, and a grid (bias electrode) disposed between the cathode and the anode. Details of the configuration of the X-ray tube apparatus 11 will be described later.
  • the X-ray detector 12 detects X-rays generated from the X-ray tube and transmitted through the subject inserted in the imaging region S.
  • the data collection unit 13 collects projection data related to the subject based on the output of the X-ray detector 12. Specifically, the data collection unit 13 converts a signal output from the X-ray detector 12 for each channel into a voltage signal, amplifies it, converts it into a digital signal (projection data), and outputs the signal.
  • the X-ray control / high voltage generator 14 controls the X-ray tube current by controlling the bias voltage (hereinafter referred to as grid voltage) applied to the grid.
  • grid voltage the bias voltage applied to the grid. The details of the configuration of the X-ray control / high voltage generator 14 will be described later.
  • the console 2 includes an operation unit 21 for an operator to input scan conditions and the like, a control unit 22 for controlling the entire apparatus according to the scan conditions set by the operator and executing a scan, and a data collection unit And a data reconstructing unit 23 for reconstructing image data relating to the tomographic plane or volume based on the projection data collected by 13.
  • the X-ray tube apparatus 11 has a triode X-ray tube 111 that is sealed in a vacuum state.
  • the triode X-ray tube 111 houses an anode (rotary anode) 112, a cathode 113 facing the anode 112, and a grid 114 disposed between the anode 112 and the cathode 113.
  • generation and stop of X-rays can be controlled by a grid voltage (voltage applied to the grid 114).
  • the X-ray control / high voltage generator 14 includes an X-ray control unit 141, a high voltage power supply 142, a filament heating power supply 143, a bias power supply 144, and a tube current detection unit 145.
  • the X-ray control unit 141 controls the high voltage power supply 142, the filament heating power supply 143, and the bias power supply 144 according to the scanning conditions from the control unit 22 described above.
  • the high voltage power supply 142 generates a high voltage (tube voltage) applied between the anode 112 and the cathode 113 in accordance with a control signal from the X-ray controller 141.
  • the high voltage power supply 142 applies (outputs) a tube voltage between the anode 112 and the cathode 113 in accordance with a control signal from the X-ray control unit 141.
  • the high voltage power supply 142 stops the generation or application of the tube voltage according to the control signal from the X-ray control unit 141.
  • the filament heating power supply 143 generates a current (filament current) supplied to the filament of the cathode 113 in accordance with a control signal from the X-ray control unit 141.
  • the filament heating power supply 143 supplies (outputs) a filament current to the filament of the cathode 113 in accordance with a control signal from the X-ray control unit 141.
  • the filament heating power supply 143 stops generating or supplying the filament current in accordance with a control signal from the X-ray control unit 141.
  • the bias power supply 144 is an inverter type power supply that generates a grid voltage.
  • the bias power supply 144 generates a grid voltage as a pulse series by a switching element synchronized with a control pulse from the X-ray control unit 141.
  • the X-ray control unit 141 controls the bias power supply 144 so as to control the number of grid voltage pulses that generate a constant tube current for each predetermined period (for example, a data collection period).
  • the potential of the grid 114 is displaced between 0 (zero) and a negative polarity potential (cutoff voltage) equivalent to the potential of the cathode 113 or lower than the potential of the cathode 113.
  • thermoelectrons generated from the filament of the cathode 113 pass through the grid 114 and collide with a target such as tungsten of the rotating anode 112. Thereby, a tube current flows.
  • the potential of the grid 114 is a cut-off potential, thermoelectrons generated from the filament of the cathode 113 are blocked by the grid 114. For this reason, tube current does not flow.
  • the tube current detector 145 detects the X-ray tube current.
  • the X-ray tube current detected by the tube current detection unit 145 is used for controlling the X-ray tube current by the X-ray control unit 141, for example.
  • the X-ray tube current is controlled by the X-ray control / high voltage generator 14 (X-ray controller 141 included in the X-ray control / high voltage generator 14).
  • the tube voltage is continuously applied between the anode 112 and the cathode 113 during the scanning period in the X-ray CT apparatus. Furthermore, the filament current is continuously supplied to the filament. In addition, a grid voltage for generating a constant tube current is applied to the grid 114 as a pulse train, and the number of pulses of the grid voltage is controlled for each predetermined period.
  • the number of grid voltage pulses that generate a constant tube current is synchronized with the data collection period by the data collection unit 13, for example, the minimum period (1 view) of data collection, for each minimum period of data collection. Be controlled.
  • the X-ray tube current can be controlled by controlling the average tube current (value) in 1 view.
  • the X-ray tube current can be controlled also by continuously changing the grid voltage.
  • the average tube during the minimum period is changed.
  • the current can be controlled to increase or decrease.
  • the wave height (tube current value) of the unit pulse does not change, the focal spot size does not change.
  • the tube voltage is continuously applied, the filament current is continuously supplied, and the grid voltage (bias voltage) that generates a constant tube current is applied as a pulse train, and is determined in advance.
  • the grid voltage bias voltage
  • the wave height of the unit pulse does not change, so that the X-ray tube current can be controlled without changing the focal spot size.
  • the grid voltage since the grid voltage is used, it is possible to control (adjust) the tube current at a high speed in small steps and over a wide range (wide variable width) compared to, for example, tube current control using temperature change by controlling filament current. Become.
  • the configuration in which the number of pulses of the grid voltage is controlled for each data collection period enables more accurate X-ray tube current for each data collection period. (Average tube current) can be controlled.
  • the number of pulses of the grid voltage that generates a constant tube current is controlled.
  • the average tube current may be controlled by controlling the pulse width of the grid voltage for generating a constant tube current. Even in this case, since the wave height of the unit pulse does not change, the X-ray tube current can be controlled at high speed without changing the focal spot size.
  • the X-ray controller 141 can also control the bias power supply 144 in order to control the pulse width and the number of pulses of the grid voltage. Thereby, the average tube current can be changed more finely.
  • a rotation / rotation type in which an X-ray tube and a radiation detector are rotated as a single body, and a large number of detection elements are arrayed in a ring shape, and only the X-ray tube is provided.
  • a fixed / rotation type that rotates around the subject, but this embodiment can be applied to any type.
  • the mechanism for converting incident X-rays into charges is an indirect conversion system that converts X-rays into light with a phosphor such as a scintillator, and further converts the converted light into charges with a photoelectric conversion element such as a photodiode.
  • a photoelectric conversion element such as a photodiode.
  • FIG. 7 is a diagram showing an example of the relative positional relationship of the X-ray tube 111 with respect to the subject in this modification. As shown in FIG. 7, the tube current is changed by changing the magnitude of the filament current in accordance with the relative position of the X-ray tube 111 with respect to the subject, that is, the view angle (view direction).
  • the X-ray control unit 141 controls the filament heating power supply 143 in order to change the magnitude of the tube current according to the relative position of the X-ray tube 111 with respect to the subject. Specifically, the X-ray control unit 141 controls the filament heating power supply 143 in order to change the magnitude of the tube current in accordance with the view angle indicating the position of the X-ray tube. That is, the X-ray control unit 141 controls the filament heating power supply 143 in order to change the filament current according to the view angle along with the control of the bias power supply 144.
  • the X-ray control unit 141 For example, during scanning of the subject, when the X-ray tube 111 is positioned at a view angle of 0 ° or 180 °, that is, in a direction perpendicular to the top plate on which the subject is placed, the X-ray control unit 141 The filament heating power source 143 is controlled so as to reduce the value. At this time, the X-ray control unit 141 controls the filament heating power supply 143 so as to reduce the filament current. Further, when the X-ray tube 111 is positioned in the 90 ° or 270 ° view angle, that is, in the short axis direction of the top plate on which the subject is placed, during scanning of the subject, the X-ray control unit 141 The filament heating power supply 143 is controlled so as to increase the current. At this time, the X-ray control unit 141 controls the filament heating power supply 143 so as to increase the filament current.
  • the X-ray control unit 141 controls the filament heating power supply 143 so that the filament current during scanning is minimized.
  • the X-ray control unit 141 controls the filament heating power supply 143 so that the filament current during scanning is minimized.
  • the X-ray controller 141 determines the filament current when the X-ray tube 111 is positioned in the vertical direction of the top plate on which the subject is placed, and the X-ray tube 111 is positioned in the short axis direction of the top plate.
  • the filament heating power supply 143 is controlled to make it smaller than the filament current during the operation.
  • the tube current when the X-ray tube 111 is positioned in the vertical direction of the top plate on which the subject is placed is the tube current when the X-ray tube 111 is positioned in the short axis direction of the top plate. Smaller. That is, the X-ray control unit 141 controls the filament heating power supply 143 to indirectly control the tube current.
  • the X-ray control unit 141 may determine a filament current corresponding to the view angle in accordance with a subject thickness set in advance via an input unit (not shown). Further, the X-ray control unit 141 may determine the subject thickness in a pre-scan that is performed on the subject before the main scan, and may determine the filament current based on the determined subject thickness.
  • FIG. 8 is an explanatory diagram for explaining the control of the number of pulses of the grid voltage and the control of the filament current in this modification. As shown in FIG. 8, by controlling the filament current in addition to controlling the number of pulses of the grid voltage, the X-ray tube current can be changed according to the view angle without changing the focal spot size.
  • FIG. 9 is an explanatory view for explaining the control of the pulse width of the grid voltage and the control of the filament current in this modification. As shown in FIG. 8, by adding filament current control to grid voltage pulse width control, the X-ray tube current can be changed according to the view angle without changing the focal spot size.
  • FIG. 10 is an explanatory diagram regarding the explanation of the maximum value and the minimum value of the tube current.
  • the pulse width of the grid voltage is 1 / i of the view interval.
  • the tube current (the set tube current by the filament current) is j.
  • the set tube current by the filament current is, for example, a tube current corresponding to a reference value when the bias voltage in the grid is zero or the bias voltage is a certain value.
  • the minimum tube current (average tube current) is 1 / i times the set tube current, that is, j / i.
  • the maximum tube current (average tube current) is one time the tube current, that is, j.
  • the control width of the tube current (average tube current) is j / i to j.
  • FIG. 11 is a diagram showing an example of the control width of the tube current according to the view angle. As shown in FIG. 11, according to this modification, the control width of the average tube current is improved as compared with the control width of the average tube current at a constant filament current.
  • the X-ray tube current can be generated at high speed without changing the focal spot size. Can be controlled. That is, according to the present X-ray CT apparatus, the X-ray tube current can be controlled at high speed without changing the resolution of the projection data. This makes it possible to control the X-ray tube current at high speed without causing unevenness in the resolution of the image reconstructed from the projection data, image quality deterioration due to the unevenness in resolution, and artifacts, thereby reducing exposure to the subject. Can be executed.
  • the tube current is indirectly controlled by controlling the filament heating power supply 143 according to the relative position of the X-ray tube 111 with respect to the subject.
  • the further exposure reduction with respect to the subject can be performed without reducing the image quality. That is, according to this modification, the basic value of the tube current (the grid bias voltage is zero) is adjusted by adjusting the current (filament current) flowing through the filament according to the assumed position of the X-ray tube 111. Or a reference value for a certain bias voltage).

Abstract

　実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線管と、バイアス電源１４４と、Ｘ線制御部１４１とを具備する。Ｘ線管は、陰極と、陽極と、当該陰極及び陽極の間に配置されるグリッド１１４とを有する。バイアス電源１４４は、陰極と陽極との間の管電流を制御するためにグリッド１１４に印加されるバイアス電圧を発生する。Ｘ線制御部１４１は、一定の管電流を発生させるバイアス電圧をパルス列として印加させるとともに、予め定められた期間毎にバイアス電圧のパルス数及びパルス幅の少なくとも一方を制御する。

Description

Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
　本発明の実施形態は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置に関する。
　一般的に、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置（以下、Ｘ線ＣＴ装置と表記）は、Ｘ線管から被検体に放射されたＸ線（当該被検体を透過したＸ線）をＸ線検出器で検出する。Ｘ線ＣＴ装置は、当該Ｘ線検出器の出力（投影データ）に基づいて被検体の内部画像を再構成する。
　近年、管電圧スイッチング制御等を行うＸ線ＣＴ装置においては、当該Ｘ線ＣＴ装置の性能及び被検体の被曝低減という観点から、Ｘ線管電流を高速に制御することが求められている。
　ところで、管電流制御技術に関して、陰極・陽極・グリッド（バイアス電極）の３極構造を有する３極Ｘ線管が知られている。
　このような３極Ｘ線管をＸ線ＣＴ装置に使用する場合、Ｘ線ＣＴ装置は、当該３極Ｘ線管のグリッドのバイアス電圧（以下、グリッド電圧と表記）を制御する。これによって、フィラメントからの熱電子放出が制御される。熱電子放出の制御により、Ｘ線管電流の増減が制御される。
特開２０１１－０４９１０８号公報
　上記したようにＸ線ＣＴ装置において３極Ｘ線管を使用し、グリッド電圧でＸ線管電流を制御する場合、高いグリッド電圧を印加することによってＸ線管電流を減少させることができる。しかしながら、この場合には、Ｘ線ＣＴ装置における焦点サイズが小さくなる。
　一方、グリッド電圧を低くすることによってＸ線管電流を増加させた場合、Ｘ線ＣＴ装置における焦点サイズが大きくなる。
　例えば同一の画像を再構成するために用いられる各投影データの焦点サイズがグリッド電圧の制御に応じて変化した場合、当該投影データの各々の解像度が変化してしまう。
　このように同一の画像の再構成に用いられる投影データの各々の解像度が変化してしまう（つまり、当該投影データの各々の解像度が異なる）ことは、これらの投影データから再構成される画像の解像度のムラやそれによる画質の劣化、またはアーチファクトの発生の原因となる。
　なお、上記したグリッド電圧でＸ線管電流を制御する以外に、例えばＸ線管のフィラメントに供給される電流（フィラメント電流）を制御することによって、フィラメントの温度変化により、熱電子放出が制御される。これにより、Ｘ線管電流は、制御されることも可能である。
　しかしながら、フィラメント電流を制御する場合、熱電子の変化はフィラメントの温度変化に左右されるため、時定数が長く、高速なＸ線管電流の制御は困難である。
　そこで、本発明が解決しようとする課題は、焦点サイズを変化させることなく高速なＸ線管電流の制御を可能とするＸ線コンピュータ断層撮影装置を提供することにある。
　実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線管と、バイアス電源と、Ｘ線制御部とを具備する。
　Ｘ線管は、陰極と、陽極と、前記陰極及び前記陽極の間に配置されるグリッドとを有する。
　バイアス電源は、前記陰極と前記陽極との間の管電流を制御するために前記グリッドに印加されるバイアス電圧を発生する。
　Ｘ線制御部は、一定の前記管電流を発生させる前記バイアス電圧をパルス列として印加させるとともに、予め定められた期間毎に前記バイアス電圧のパルス数及びパルス幅の少なくとも一方を制御する。
　本実施形態によれば、焦点サイズを変化させることなく高速なＸ線管電流の制御を可能とするＸ線コンピュータ断層撮影装置を提供することができる。
図１は、本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成を示す図である。 図２は、本実施形態に係り、図１に示すＸ線管装置及びＸ線制御・高電圧発生装置の構成について説明するための図である。 図３は、本実施形態に係り、グリッド電圧のパルス数の制御によるＸ線管電流の制御について説明するための図である。 図４は、グリッド電圧とＸ線管電流の相関を示す図である。 図５は、グリッド電圧と焦点サイズの相関を示す図である。 図６は、本実施形態に係り、グリッド電圧のパルス幅の制御によるＸ線管電流の制御について説明するための図である。 図７は、本実施形態の変形例に係り、被検体に対するＸ線管の相対的な位置の関係の一例を示す図である。 図８は、本実施形態の変形例に係り、グリッド電圧のパルス数の制御とフィラメント電流の制御とを説明する説明図である。 図９は、本実施形態の変形例に係り、グリッド電圧のパルス幅の制御とフィラメント電流の制御とを説明する説明図である。 図１０は、本実施形態の変形例に係り、管電流の最大値と最小値との説明に関する説明図である。 図１１は、本実施形態の変形例に係り、ビュー角に応じた管電流の制御幅の一例を示す図である。
　以下、図面を参照して、実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置（以下、Ｘ線ＣＴ装置と表記）について説明する。
　図１は、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成を示す。図１に示すように、Ｘ線ＣＴ装置は、被検体に関する投影データを収集するために構成された架台１と、当該架台１の制御及び画像再構成等の各種信号処理に必要な複数のモジュールを収容する操作卓（コンソール）２とを有する。
　架台１は、Ｘ線管装置１１、Ｘ線検出器（多チャンネル型Ｘ線検出器）１２、データ収集部１３及びＸ線制御・高電圧発生装置１４を備える。
　Ｘ線管装置１１及びＸ線検出器１２は、回転駆動されるリング状のフレームに搭載される。Ｘ線管装置１１及びＸ線検出器１２は、撮影時に被検体が挿入される撮影領域Ｓを挟んで対向する。
　Ｘ線管装置１１は、Ｘ線を発生するＸ線管を有する。なお、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置におけるＸ線管は、陰極と、陽極と、当該陰極及び当該陽極の間に配置されるグリッド（バイアス電極）とを有する３極Ｘ線管である。なお、Ｘ線管装置１１の構成の詳細については後述する。
　Ｘ線検出器１２は、Ｘ線管から発生され、撮影領域Ｓに挿入された被検体を透過したＸ線を検出する。
　データ収集部１３は、Ｘ線検出器１２の出力に基づいて被検体に関する投影データを収集する。具体的には、データ収集部１３は、Ｘ線検出器１２からチャンネル毎に出力される信号を電圧信号に変換し、増幅し、更にデジタル信号（投影データ）に変換してから出力する。
　Ｘ線制御・高電圧発生装置１４は、上記したグリッドに印加されるバイアス電圧（以下、グリッド電圧と表記）を制御することによって、Ｘ線管電流を制御する。なお、Ｘ線制御・高電圧発生装置１４の構成の詳細については後述する。
　操作卓２は、操作者がスキャン条件等を入力するための操作部２１と、操作者により設定されたスキャン条件に従って装置全体を制御してスキャンを実行するための制御部２２と、データ収集部１３によって収集された投影データに基づいて断層面またはボリュームに関する画像データを再構成するデータ再構成部２３とを備える。
　次に、図２を参照して、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置が備えるＸ線管装置１１及びＸ線制御・高電圧発生装置１４の構成について詳細に説明する。
　図２に示すように、Ｘ線管装置１１は、真空状態で密閉される３極Ｘ線管１１１を有する。この３極Ｘ線管１１１は、陽極（回転陽極）１１２と、当該陽極１１２に対向する陰極１１３と、当該陽極１１２及び当該陰極１１３の間に配置されるグリッド１１４とを収容する。このような３極Ｘ線管１１１においては、グリッド電圧（グリッド１１４に印加される電圧）によりＸ線の発生及び停止を制御することができる。
　Ｘ線制御・高電圧発生装置１４は、Ｘ線制御部１４１、高電圧電源１４２、フィラメント加熱電源１４３、バイアス電源１４４及び管電流検出部１４５を有する。
　Ｘ線制御部１４１は、上記した制御部２２からのスキャン条件等に応じて、高電圧電源１４２とフィラメント加熱電源１４３とバイアス電源１４４とを制御する。
　高電圧電源１４２は、Ｘ線制御部１４１からの制御信号に従って、陽極１１２と陰極１１３との間に印加される高電圧（管電圧）を、発生する。高電圧電源１４２は、Ｘ線制御部１４１からの制御信号に従って、管電圧を、陽極１１２と陰極１１３との間に印加（出力）する。高電圧電源１４２は、Ｘ線制御部１４１からの制御信号に従って、管電圧の発生または印加を、停止する。
　フィラメント加熱電源１４３は、Ｘ線制御部１４１からの制御信号に従って、陰極１１３のフィラメントに供給される電流（フィラメント電流）を、発生する。フィラメント加熱電源１４３は、Ｘ線制御部１４１からの制御信号に従って、陰極１１３のフィラメントに、フィラメント電流を供給（出力）する。フィラメント加熱電源１４３は、Ｘ線制御部１４１からの制御信号に従って、フィラメント電流の発生または供給を、停止する。
　バイアス電源１４４は、グリッド電圧を発生するインバータ式電源である。バイアス電源１４４は、Ｘ線制御部１４１からの制御パルスに同期するスイッチング素子によりパルス系列としてグリッド電圧を発生する。なお、Ｘ線制御部１４１は、予め定められた期間（例えば、データ収集期間）毎に、一定の管電流を発生させるグリッド電圧のパルス数を制御するように、バイアス電源１４４を制御する。
　グリッド１１４の電位は、０（ゼロ）と、陰極１１３の電位と等価または当該陰極１１３の電位より低いマイナス極性の電位（カットオフ電圧）との間で変位する。
　なお、グリッド１１４の電位が０のとき、陰極１１３のフィラメントから発生される熱電子は、グリッド１１４を通過して回転陽極１１２のタングステン等のターゲットに衝突する。これにより、管電流が流れる。一方、グリッド１１４の電位がカットオフ電位のとき、陰極１１３のフィラメントから発生される熱電子はグリッド１１４で遮断される。このため、管電流は流れない。
　管電流検出部１４５は、Ｘ線管電流を検出する。管電流検出部１４５によって検出されたＸ線管電流は、例えばＸ線制御部１４１によるＸ線管電流の制御に用いられる。
　以下、図３を参照して、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置におけるＸ線管電流の制御について具体的に説明する。なお、Ｘ線管電流の制御は、上記したＸ線制御・高電圧発生装置１４（Ｘ線制御・高電圧発生装置１４が有するＸ線制御部１４１）によって実行される。
　本実施形態では、図３に示すように、Ｘ線ＣＴ装置におけるスキャン期間中において、管電圧は、陽極１１２と陰極１１３との間に、継続的に印加される。さらに、フィラメント電流は、フィラメントに、継続的に供給される。加えて、一定の管電流を発生させるグリッド電圧が、パルス列としてグリッド１１４に印加されるとともに、予め定められた期間毎に当該グリッド電圧のパルス数が制御される。
　具体的には、一定の管電流を発生させるグリッド電圧のパルス数は、データ収集部１３によるデータ収集期間、例えばデータ収集の最小期間（１ｖｉｅｗ）に同期して、当該データ収集の最小期間毎に制御される。
　これにより、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置においては、１ｖｉｅｗ中の平均管電流（値）を制御することによって、Ｘ線管電流を制御することができる。
　なお、例えばグリッド電圧を連続的に変化させた場合、図４に示すように、グリッド電圧を上昇させると管電流が減少し、グリッド電圧を下降させると管電流が増大する。このように、グリッド電圧を連続的に変化させることによっても、Ｘ線管電流を制御することは可能である。
　しかしながら、グリッド電圧を連続的に変化させた場合、図５に示すように、例えば管電流を減少させるためにグリッド電圧を上昇させると、焦点サイズは小さくなる。また、管電流を増大させるためにグリッド電圧を下降させると、焦点サイズは大きくなる。このように焦点サイズが変化した投影データから同一の画像を再構成することは、画質の劣化やアーチファクトの発生の原因となる。
　これに対して、上記した図３に示すように一定の管電流を発生させるグリッド電圧のパルスの数をデータ収集の最小期間に同期して変化させた場合には、当該最小期間中の平均管電流が増減するように制御することができる。加えて、単位パルスの波高（管電流値）は変化していないため、焦点サイズは、変化しない。
　上記したように本実施形態においては、管電圧を継続的に印加させ、フィラメント電流を継続的に供給させ、一定の管電流を発生させるグリッド電圧（バイアス電圧）をパルス列として印加させるとともに、予め定められた期間毎に当該グリッド電圧のパルス数を制御する構成により、当該単位パルスの波高が変化しないため焦点サイズを変化させることなくＸ線管電流を制御することができる。加えて、グリッド電圧を用いるため、例えばフィラメント電流の制御による温度変化を利用した管電流制御と比較して、高速で小刻みかつ広範囲な（広い可変幅の）管電流の制御（調整）が可能となる。
　また、本実施形態においては、データ収集期間（１ｖｉｅｗ）に同期して、当該データ収集期間毎にグリッド電圧のパルス数を制御する構成により、当該データ収集期間毎に、より正確にＸ線管電流（平均管電流）を制御することが可能となる。
　なお、本実施形態においては、一定の管電流を発生させるグリッド電圧のパルス数を制御するものとして説明したが、例えば図６に示すように、データ収集期間の最小期間（１ｖｉｅｗ）に同期して、一定の管電流を発生させるグリッド電圧のパルス幅を制御することによって、平均管電流を制御する構成としても構わない。この場合においても、単位パルスの波高は変化しないため、焦点サイズを変化させることなく、Ｘ線管電流を高速に制御することが可能となる。
　なお、Ｘ線制御部１４１は、グリッド電圧のパルス幅およびパルス数を制御するために、バイアス電源１４４を制御することも可能である。これにより、より細やかに平均管電流を変化させることができる。
　なお、Ｘ線ＣＴ装置には、Ｘ線管と放射線検出器とが１体として被検体の周囲を回転する回転／回転タイプと、リング状に多数の検出素子がアレイされ、Ｘ線管のみが被検体の周囲を回転する固定／回転タイプ等様々なタイプがあるが、本実施形態はいずれのタイプにも適用可能である。
　また、１スライスの断層像データを再構成するためには、被検体の周囲１周、約３６０°分の投影データ、または、ハーフスキャン法の場合であっても１８０°＋α（α：ファン角）分の投影データが必要とされるが、本実施形態は、いずれの再構成方式にも適用可能である。
　また、入射Ｘ線を電荷に変換するメカニズムは、シンチレータ等の蛍光体でＸ線を光に変換し、更に当該変換された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系と、Ｘ線による半導体内の電子正孔体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系とが主流である。Ｘ線検出素子としては、それらのいずれの方式が採用されても構わない。
　また、近年では、Ｘ線管とＸ線検出器との複数のペアを回転リングに搭載した、いわゆる多管球型のＸ線ＣＴ装置の製品化が進み、その周辺技術の開発が進んでいるが、本実施形態は、一管球型のＸ線ＣＴ装置及び多管球型のＸ線ＣＴ装置のいずれにも適用可能である。
　（変形例）　
　本実施形態との相違は、フィラメント電流を調整することにより、被検体に対するＸ線管の相対的な位置に応じて管電流を変化させることにある。　
　図７は、本変形例において、被検体に対するＸ線管１１１の相対的な位置の関係の一例を示す図である。図７に示すように、被検体に対するＸ線管１１１の相対的な位置、すなわちビュー角（ビュー方向）に応じてフィラメント電流の大きさが変更することにより、管電流が変化される。
　Ｘ線制御部１４１は、被検体に対するＸ線管１１１の相対的な位置に応じて、管電流の大きさを変更するために、フィラメント加熱電源１４３を制御する。具体的には、Ｘ線制御部１４１は、Ｘ線管の位置を示すビュー角に応じて、管電流の大きさを変化させるために、フィラメント加熱電源１４３を制御する。すなわち、Ｘ線制御部１４１は、バイアス電源１４４の制御とともに、ビュー角に応じてフィラメント電流を変化させるために、フィラメント加熱電源１４３を制御する。
　例えば、被検体に対するスキャン中において、０°または１８０°のビュー角、すなわち被検体が載置された天板に垂直方向にＸ線管１１１が位置するとき、Ｘ線制御部１４１は、管電流を小さくするように、フィラメント加熱電源１４３を制御する。このとき、Ｘ線制御部１４１は、フィラメント電流を小さくするようにフィラメント加熱電源１４３を制御する。また、被検体に対するスキャン中において、９０°または２７０°のビュー角、すなわち被検体が載置された天板の短軸方向にＸ線管１１１が位置するとき、Ｘ線制御部１４１は、管電流を大きくするように、フィラメント加熱電源１４３を制御する。このとき、Ｘ線制御部１４１は、フィラメント電流を大きくするようにフィラメント加熱電源１４３を制御する。
　すなわち、０°または１８０°のビュー角にＸ線管１１１が位置するとき、スキャン中おけるフィラメント電流が最小となるように、Ｘ線制御部１４１は、フィラメント加熱電源１４３を制御する。また、９０°または２７０°のビュー角にＸ線管１１１が位置するとき、スキャン中おけるフィラメント電流が最小となるように、Ｘ線制御部１４１は、フィラメント加熱電源１４３を制御する。換言すると、Ｘ線制御部１４１は、被検体を載置した天板の垂直方向にＸ線管１１１が位置しているときのフィラメント電流を、天板の短軸方向にＸ線管１１１が位置しているときのフィラメント電流より小さくするために、フィラメント加熱電源１４３を制御する。これにより、被検体を載置した天板の垂直方向にＸ線管１１１が位置しているときの管電流は、天板の短軸方向にＸ線管１１１が位置しているときの管電流より小さくなる。すなわち、Ｘ線制御部１４１は、管電流を間接的に制御するためにフィラメント加熱電源１４３を制御する。
　なお、Ｘ線制御部１４１は、図示していない入力部を介して予め設定された被検体厚に応じて、ビュー角に応じたフィラメント電流を決定してもよい。また、Ｘ線制御部１４１は、本スキャン前に被検体に対して実行されたプリスキャンにおいて被検体厚を決定し、決定した被検体厚にも基づいて、フィラメント電流を決定してもよい。
　図８は、本変形例において、グリッド電圧のパルス数の制御とフィラメント電流の制御とを説明する説明図である。図８に示すように、グリッド電圧のパルス数の制御に、フィラメント電流の制御を加えることで、焦点サイズを変更させずに、ビュー角に応じてＸ線管電流を変化させることができる。
　図９は、本変形例において、グリッド電圧のパルス幅の制御とフィラメント電流の制御とを説明する説明図である。図８に示すように、グリッド電圧のパルス幅の制御に、フィラメント電流の制御を加えることで、焦点サイズを変更させずに、ビュー角に応じてＸ線管電流を変化させることができる。
　図１０は、管電流の最大値と最小値との説明に関する説明図である。図１０に示すように、グリッド電圧のパルス幅は、ビュー間隔の１／ｉである。また、図１０に示すように、管電流（フィラメント電流による設定管電流）はｊである。フィラメント電流による設定管電流とは、例えば、グリッドにおけるバイアス電圧がゼロ、またはバイアス電圧がある値のときの基準となる値に対応する管電流である。このとき、図１０のビュー（ａ）に示すように、最小の管電流（平均管電流）は、設定管電流の１／ｉ倍、すなわちｊ／ｉとなる。また、図１０のビュー（ｂ）に示すように、最大の管電流（平均管電流）は、管電流の１倍、すなわちｊとなる。図１０に示すように、管電流（平均管電流）の制御幅は、ｊ／ｉ乃至ｊとなる。
　図１１は、ビュー角に応じた管電流の制御幅の一例を示す図である。図１１に示すように、本変形例によれば、一定のフィラメント電流における平均管電流の制御幅に比べて、平均管電流の制御幅が向上する。
　以上に述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。　
　本実施形態におけるＸ線ＣＴ装置によれば、グリッド電圧（バイアス電圧）のパルス数とパルス幅とのうち少なくとも一方を制御することにより、焦点サイズを変化させることなく、高速にＸ線管電流を制御することができる。すなわち、本Ｘ線ＣＴ装置によれば、投影データの解像度を変化させることなく、高速にＸ線管電流を制御することができる。これにより、投影データから再構成される画像の解像度のムラ、解像度のムラによる画質の劣化、アーチファクトを発生させることなく、高速にＸ線管電流を制御することができ、被検体に対する被曝の低減を実行することが可能となる。
　加えて、本変形例に係るＸ線ＣＴ装置によれば、被検体に対するＸ線管１１１の相対的な位置に応じてフィラメント加熱電源１４３を制御することにより、管電流を間接的に制御する。これにより、本変形例によれば、画質を低下させることなく、更なる被検体に対する更なる被曝の低減を実行することができる。すなわち、本変形例によれば、Ｘ線管１１１の想定的な位置に応じてフィラメントに流れる電流（フィラメント電流）を調整することで、間接的に管電流の基本値（グリッドのバイアス電圧がゼロ、またはある値のバイアス電圧における基準となる値）を調整することができる。
　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。　
　１…架台、２…操作卓、１１…Ｘ線管装置、１２…Ｘ線検出器、１３…データ収集部、１４…Ｘ線制御・高電圧発生装置、２１…操作部、２２…制御部、２３…データ再構成部、１１１…Ｘ線管、１１２…陽極、１１３…陰極、１１４…グリッド、１４１…Ｘ線制御部、１４２…高電圧電源、１４３…フィラメント加熱電源、１４４…バイアス電源、１４５…管電流検出部。

Claims (6)

  1. 　陰極と、陽極と、前記陰極及び前記陽極の間に配置されるグリッドとを有するＸ線管と、
    　前記陰極と前記陽極との間の管電流を制御するために前記グリッドに印加されるバイアス電圧を発生するバイアス電源と、
    　一定の前記管電流を発生させる前記バイアス電圧をパルス列として印加させるとともに、予め定められた期間毎に前記バイアス電圧のパルス数及びパルス幅の少なくとも一方を制御するＸ線制御部と、
    　を具備するＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  2. 　前記Ｘ線検出器の出力に基づいて被検体に関する投影データを収集するデータ収集部を備え、
    　前記Ｘ線制御部は、前記データ収集部によるデータ収集期間に同期して、前記データ収集期間毎に前記バイアス電圧のパルス数及びパルス幅の少なくとも一方を制御する請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  3. 　前記Ｘ線制御部は、１ｖｉｅｗ毎に前記バイアス電圧のパルス数及びパルス幅の少なくとも一方を制御する請求項２に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  4. 　前記陰極を構成するフィラメントに供給されるフィラメント電流を発生するフィラメント加熱電源をさらに具備し、
    　前記Ｘ線制御部は、被検体に対する前記Ｘ線管の相対的な位置に応じて前記管電流の大きさを変更するために、前記フィラメント加熱電源を制御する請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  5. 　前記Ｘ線制御部は、
    　前記被検体に対する前記Ｘ線管のビュー方向に応じて、前記管電流を変更するために、前記フィラメント加熱電源を制御する請求項４に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  6. 　前記Ｘ線制御部は、
    　前記被検体を載置した天板の垂直方向に前記Ｘ線管が位置しているときの前記管電流を、前記天板の短軸方向に前記Ｘ線管が位置しているときの前記管電流より小さくするために、前記フィラメント加熱電源を制御する請求項４に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
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