[go: up one dir, main page]

WO2015102114A1 - Ｘ線コンピュータ断層撮影装置及びフォトンカウンティングｃｔ装置 - Google Patents

Ｘ線コンピュータ断層撮影装置及びフォトンカウンティングｃｔ装置 Download PDF

Info

Publication number
WO2015102114A1
WO2015102114A1 PCT/JP2015/050147 JP2015050147W WO2015102114A1 WO 2015102114 A1 WO2015102114 A1 WO 2015102114A1 JP 2015050147 W JP2015050147 W JP 2015050147W WO 2015102114 A1 WO2015102114 A1 WO 2015102114A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
ray
collimator
filter
ray source
sources
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Ceased
Application number
PCT/JP2015/050147
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
恵美 田村
斉藤　泰男
高山　卓三
博明 宮崎
中井　宏章
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Toshiba Corp
Canon Medical Systems Corp
Original Assignee
Toshiba Corp
Toshiba Medical Systems Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Toshiba Corp, Toshiba Medical Systems Corp filed Critical Toshiba Corp
Priority to US14/740,692 priority Critical patent/US20150305697A1/en
Publication of WO2015102114A1 publication Critical patent/WO2015102114A1/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Ceased legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4007—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a plurality of source units
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A61B6/035—Mechanical aspects of CT
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/06—Diaphragms
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4007—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a plurality of source units
    • A61B6/4014—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a plurality of source units arranged in multiple source-detector units
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4035—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis the source being combined with a filter or grating
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4241—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using energy resolving detectors, e.g. photon counting
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/44—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis
    • 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
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5205—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of raw data to produce diagnostic data

Definitions

  • Embodiments of the present invention relate to an X-ray computed tomography apparatus and a photon counting CT apparatus.
  • raw data is collected by rotating a rotating ring equipped with one or more sets of X-ray tubes and X-ray detectors.
  • the rotation speed of the rotating ring reaches 0.275 s / rot at the shortest.
  • the centrifugal force due to rotation is proportional to mass and proportional to the square of angular velocity. For this reason, it is difficult to significantly reduce the rotational speed of the rotating ring from the current level.
  • an electron beam is emitted from the back of the gantry using an electron gun, the electron trajectory is deflected using a coil, and is incident on anodes arranged on the circumference to generate X-rays. .
  • CT is realized by deflecting the electron beam on the circumference.
  • the scanning time is determined by the scanning time of the electron beam.
  • the scan time for the fifth generation CT is 50-100 ms.
  • Patent Document 1 proposes a method in which a detector-side collimator (post-collimator) is attached to a gantry and only the post-collimator is rotated in the fifth generation CT. Further, Patent Document 1 shows a fifth generation CT that can also cope with spectral CT by changing the applied voltage for each location.
  • this method uses an electron gun, the size of the entire system becomes large, and the X-ray detector and the electron beam are in an offset positional relationship. It is unsuitable.
  • An object of the embodiment is to provide an X-ray computed tomography apparatus and a photon counting CT apparatus capable of performing high-speed imaging.
  • the X-ray computed tomography apparatus is an X-ray source ring having a plurality of X-ray sources arranged circumferentially, and the plurality of X-ray sources individually generate X-rays.
  • An X-ray source ring, an X-ray detector for detecting X-rays from the X-ray source ring, and at least one wedge filter provided on the inner peripheral side of the X-ray source ring are rotatable about a rotation axis
  • the at least one wedge filter rotates around the rotation axis in synchronization with generation of X-rays from the plurality of X-ray sources, a filter support mechanism for supporting, a filter driving unit for driving the filter support mechanism, and a plurality of X-ray sources.
  • a control unit that controls the filter driving unit, a data collection unit that collects digital data according to the detected X-ray intensity, and a reconstruction unit that reconstructs a CT image based on the digital data, Comprising a.
  • An object of the embodiment is to provide an X-ray computed tomography apparatus and a photon counting CT apparatus capable of performing high-speed imaging.
  • FIG. 7 is a longitudinal sectional view showing the detailed structure of the X-ray source ring of FIG.
  • positioning in the time t + (DELTA) t of X-ray source, a wedge filter, and a back collimator in case 1 simultaneous X-ray source drive number is 1 concerning 1st Embodiment.
  • FIG. 1 is a diagram showing a configuration of an X-ray computed tomography apparatus according to the first embodiment.
  • the X-ray computed tomography apparatus according to the first embodiment includes a gantry 10 and a console 50.
  • the gantry 10 is installed in a CT imaging room, for example.
  • the console 50 is installed in an imaging control room adjacent to the CT imaging room, for example.
  • the gantry 10 and the console 50 are connected so as to communicate with each other via a network or the like.
  • FIG. 2 is a diagram schematically showing the structure of the gantry 10.
  • the gantry 10 includes an annular structure (hereinafter referred to as an “X-ray source ring”) 13 that accommodates a plurality of X-ray sources 11 and an annular structure that accommodates a plurality of X-ray detectors 15 ( (Hereinafter referred to as a detector ring) 17.
  • the X-ray source ring 13 and the detector ring 17 are installed such that the central axes Z of the X-ray source ring 13 and the detector ring 17 are spatially coincident with each other.
  • the X-ray source ring 13 and the detector ring 17 are arranged side by side along the central axis Z.
  • the X-ray source ring 13 and the detector ring 17 share an opening.
  • the inside of the opening is set to FOV (field of view).
  • a top plate 19 supported by a bed (not shown) is inserted into the opening.
  • a subject S is placed on the top 19.
  • the top plate 19 is positioned so that the imaging region of the subject S is included in the FOV.
  • FIG. 3 is a schematic cross-sectional view of the X-ray source ring 13.
  • the X-ray source ring 13 has a plurality of X-ray sources 11 arranged in a circumferential shape. Each of the plurality of X-ray sources 11 generates X-rays.
  • a cold cathode X-ray tube is used as the X-ray source 11.
  • the inside of the X-ray source ring 13 is kept in a vacuum. That is, the X-ray source ring 13 functions as a vacuum container. As a result, all the X-ray sources 11 are placed in a vacuum.
  • a plurality of wedge filters 21 are arranged on the inner peripheral side outside the X-ray source ring 13.
  • the plurality of wedge filters 21 are rotatably supported around the central axis Z by, for example, an annular support (hereinafter referred to as a filter support) 23.
  • the wedge filter 21 is an X-ray attenuation filter for making the X-ray dose irradiated to the subject S from each X-ray source 11 spatially uniform. Any number of wedge filters 21 may be provided as long as it is one or more. More specifically, the wedge filters 21 are provided by the number of simultaneous driving of the X-ray source 11, that is, the number of simultaneous X-ray irradiation directions. In the case of FIG. 3, the number of wedge filters 21 is four.
  • the filter support 23 is connected to the filter driving unit 25.
  • the filter drive unit 25 generates power according to control by the filter drive control unit 63 included in the console 50.
  • the filter support 23 receiving the power rotates around the rotation axis Z at a constant angular velocity.
  • the filter support 23 rotates independently of the X-ray source ring 13. That is, the X-ray source ring 13 remains stationary even when the filter support 23 rotates.
  • FIG. 4 is a schematic cross-sectional view of the detector ring 17.
  • the detector ring 17 has a plurality of X-ray detectors 15 arranged on the circumference.
  • Each X-ray detector 15 detects X-rays from the X-ray source ring 13 and generates an electrical signal corresponding to the detected X-ray intensity.
  • the X-ray detector 15 may be a direct detection type semiconductor detector or an indirect type detector composed of a scintillator and a photodetector.
  • a plurality of collimators (hereinafter referred to as post-collimators) 27 are arranged on the inner peripheral side outside the detector ring 17.
  • the post-collimator 27 is a structure made of an X-ray attenuation material for limiting the solid angle of incident X-rays to the X-ray detector 15.
  • a collimator having the same structure as that of the current third generation CT may be provided.
  • the plurality of post-collimators 27 are supported so as to be rotatable around the central axis Z by, for example, an annular support (hereinafter referred to as a collimator support) 29. Any number of post-collimators 27 may be installed as long as it is one or more.
  • the post-collimators 27 are provided in the same number as the wedge filters 21, that is, the number of simultaneous driving of the X-ray source 11 (that is, the number of simultaneous X-ray irradiation directions). In the case of FIG. 4, the number of post-collimators 27 is four.
  • the collimator support 29 is connected to the collimator driving unit 31.
  • the collimator driving unit 31 generates power according to control by the collimator driving control unit 65 included in the console 50.
  • the collimator support 29 receiving the power rotates around the rotation axis Z at a constant angular velocity.
  • the collimator support 29 rotates independently of the detector ring 17. That is, even if the collimator support 29 rotates, the detector ring 17 remains stationary.
  • FIG. 5 is a diagram schematically showing the structure of the X-ray source 11. As shown in FIG. 5, a plurality of X-ray sources 11 are mounted on the X-ray source ring 13.
  • the X-ray source 11 includes a cold cathode electron source 111, a gate electrode 113, and an anode 115.
  • the cold cathode electron source 111 is a substance that emits electrons using a field emission phenomenon.
  • the field emission phenomenon is a phenomenon in which electrons in a metal placed in a high electric field exceed the binding potential and are emitted to the outside.
  • a material hereinafter referred to as a field emission material used for the cold cathode electron source 111, silicon or carbon nanotube is suitable.
  • the field emission material is processed to have a sharp tip, and a plurality of cold cathode electron sources 111 are formed.
  • the plurality of cold cathode electron sources 111 are mounted on, for example, a semiconductor substrate.
  • the plurality of cold cathode electron sources 111 are arranged so as to make one round around the central axis Z in the X-ray source ring 13.
  • a plurality of gate electrodes 113 are arranged in front of the plurality of cold cathode electron sources 111.
  • the gate electrode 113 is an electrode for generating an electric field with the cold cathode electron source 111.
  • a gate drive circuit 33 is connected to the gate electrode 113.
  • the gate drive circuit 33 applies a gate pulse to the gate electrode 113 under the control of the gate control unit 59 included in the console 50.
  • the gate electrode 113 that has received the application of the gate pulse generates an electric field with the cold cathode electron source 111.
  • the cold cathode electron source 111 in an electric field emits electrons from the tip due to a field emission phenomenon.
  • the plurality of gate electrodes 113 are mounted on a semiconductor substrate.
  • the plurality of gate electrodes 113 are arranged so as to make one round around the central axis Z in the X-ray source ring 13.
  • an anode 115 is disposed at a position facing the cold cathode electron source 111 with the gate electrode 113 interposed therebetween.
  • the anode 115 is disposed so as to face the cold cathode electron source 111.
  • the plurality of anodes 115 are mounted on a metal plate.
  • the plurality of anodes 115 are arranged so as to make one round around the central axis Z in the X-ray source ring 13.
  • the anode 115 receives electrons from the cold cathode electron source 111 and generates X-rays.
  • the anode 115 and the cold cathode electron source 111 are connected to the high voltage generator 35.
  • the high voltage generator 35 applies a tube voltage between the anode 115 and the cold cathode electron source 111 according to control from the X-ray control unit 61 included in the console 50.
  • the electrons emitted from the cold cathode electron source 111 receive a tube voltage, fly toward the anode 115, and collide with the anode 115.
  • X-rays are generated by the collision of electrons with the anode 115.
  • the generated X-rays are irradiated to the opposite side of the cold cathode electron source 111 with the gate electrode 113 interposed therebetween.
  • the X-rays irradiated from the X-ray source 11 fly toward the X-ray detector 15 located on the opposite side of the X-ray source 11 with the rotation axis Z interposed therebetween, and are detected by the X-ray detector 15.
  • the cold cathode electron source 111 and the anode 115 are positioned so that the generated X-rays are directed to the X-ray detector 15 located on the opposite side of the X-ray source 11.
  • the configuration of the X-ray source 11 in FIG. 5 is merely an example.
  • the anode 115 is arranged so as to face the electron current, that is, it is a target transmission type.
  • this embodiment is not limited to this.
  • the anode 115 may be disposed obliquely with respect to the electron flow, that is, may be a target reflection type.
  • the cold cathode electron source 111 and the anode 115 are positioned so that the generated X-rays are directed to the X-ray detector 15 located on the opposite side of the X-ray source 11.
  • each X-ray source 11 is provided with a cold cathode electron source 111, a gate electrode 113, and an anode 115 one by one.
  • this embodiment is not limited to this.
  • the number of cold cathode electron sources 111, gate electrodes 113, and anodes 115 included in each X-ray source 11 can be increased or decreased individually.
  • one anode 115 may be provided for a plurality of cold cathode electron sources 111, or a plurality of anodes 115 may be provided for one cold cathode electron source 111.
  • a plurality of X-ray sources 11 are provided along the Z axis in the X-ray source ring 13 and a plurality of X-ray detectors 15 are provided along the Z axis in the detector ring 17.
  • FIG. 7 is a longitudinal sectional view of the gantry 10 according to the present embodiment.
  • the gantry 10 has a housing 81 in which an opening 81a is formed.
  • An X-ray source ring 13 and a detector ring 17 are arranged along the rotation axis Z in the internal space 81 b of the housing 81.
  • a filter support 23 that supports at least one wedge filter 21 is disposed on the inner peripheral side of the X-ray source ring 13.
  • the filter support 23 has an opening having a diameter larger than that of the opening 81a, and is disposed in the internal space 81b so that the central axis thereof coincides with the rotation axis Z.
  • a collimator support 29 that supports at least one post-collimator 27 is disposed on the inner peripheral side of the detector ring 17.
  • the collimator support 29 has an opening having a diameter larger than that of the opening 81a, and is disposed in the internal space 81b so that the center axis thereof coincides with the rotation axis Z.
  • the filter support 23 and the collimator support 29 are rotated about the rotation axis Z by a filter drive unit 25 and a collimator drive unit 31 (not shown in FIG. 7).
  • FIG. 8 is a longitudinal sectional view showing the detailed structure of the X-ray source ring 13.
  • a direction along the rotation axis Z of the X-ray source ring 13 is referred to as a row direction (Row direction), and a circumferential direction of the X-ray source ring 13 is referred to as a channel direction (Ch direction).
  • the orthogonal direction between the column direction and the channel direction coincides with the radial direction (Ra direction) of the X-ray source ring 13.
  • the X-ray source ring 13 includes a casing 91 having a ring shape with the rotation axis Z as a central axis.
  • the housing 91 has a hollow structure, and the internal space 91a of the housing 91 is kept in a vacuum. More specifically, the housing 91 includes a lid 91b having a ring shape with the rotation axis Z as a central axis and a container 91c.
  • the lid 91b and the container 91c are preferably formed of a robust material such as iron or stainless steel.
  • the lid 91b and the container 91c are preferably fastened by a fastener or the like so as to keep the vacuum in the internal space 91a with high accuracy. For example, the lid 91b and the container 91c are fastened through a gasket 92.
  • any existing type such as a non-metallic gasket, a semi-metallic gasket, or a metal gasket may be used.
  • a getter 93 that adsorbs the residual gas in the internal space 91a is provided on the inner surface of the lid 91b.
  • the getter 93 either a contact getter or a diffusion getter may be used.
  • any existing metal such as titanium or barium / aluminum alloy may be used.
  • a plurality of cold cathode electron sources 111 are provided on the X-ray detection ring 17 side of the X-ray source ring 13.
  • the plurality of cold cathode electron sources 111 are arranged along the channel direction and the radial direction.
  • the plurality of cold cathode electron sources 111 are fixed to the support 111a, and the support 111a is fixed to the inner surface of the container 91c.
  • An anode 115 is provided on the opposite side of the plurality of cold cathode electron sources 111 in the column direction.
  • a plurality of anodes 115 may be arranged along the channel direction, or an anode 115 having a ring shape with the rotation axis Z as a central axis may be provided.
  • the anode 115 is inclined so that the thickness in the row direction decreases as it goes to the rotation axis Z along the radial direction so as to irradiate the X-ray detection ring 17 adjacent along the rotation axis Z with X-rays.
  • a gate electrode 113 is provided between the anode 115 and the plurality of cold cathode electron sources 111 in the column direction.
  • the plurality of gate electrodes 113 are arranged along the channel direction.
  • gate electrode 113 when X-rays are radiated from 1000 directions around the rotation axis Z, it is preferable that only 1000 gate electrodes 113 are provided around the rotation axis Z.
  • One gate electrode 113 is provided for a predetermined number of cold cathode electron sources 111 adjacent in the channel direction. The predetermined number may be any number of 1 or more.
  • the gate electrode 113 is fixed to the inner surface of the container 91c, for example.
  • an exit port 91d for X-rays generated from the anode 115 is formed in the container 91c so as to go around the rotation axis Z.
  • An X-ray filter 94 is attached to the outer wall of the container 91c so as to cover the emission port 91d.
  • the X-ray filter 94 absorbs the low-dose component of X-rays that have passed through the emission port 91d.
  • a slit 95 is provided on the outer wall of the container 91c via an X-ray filter 94.
  • the slit 95 limits the X-ray irradiation field.
  • the slit 95 may be provided so as to be rotatable around the rotation axis Z in synchronization with the wedge filter 21.
  • a cooling unit 96 for cooling the X-ray source ring 13 is provided on the outer wall of the container 91c.
  • the cooling unit 96 may be any device, instrument, or substance as long as the X-ray source ring 13 can be cooled.
  • a cooling pipe through which a refrigerant passes can be applied as the cooling unit 96.
  • the main heat source of the X-ray source ring 13 is an anode 115 that generates heat upon receiving electrons from the cold cathode electron source 111. Therefore, the cooling unit 96 is preferably provided on the opposite side of the anode 115 with the container 91c interposed therebetween in order to cool the anode 115 efficiently.
  • a data collection circuit 37 is connected to the plurality of X-ray detectors 15.
  • the data acquisition circuit 37 reads the electrical signals generated by the plurality of X-ray detectors 15 according to control from the imaging control unit 67, and converts the read electrical signals into digital data by A / D conversion. Specifically, the data acquisition circuit 37 reads an electrical signal from the X-ray detector 15 for each view and converts it into digital data. The converted digital data is called raw data.
  • the raw data is supplied to the console 50.
  • the view corresponds to a sampling period of raw data from each X-ray detector 15, in other words, an X-ray exposure continuation period from the X-ray source 11.
  • the console 50 has a system control unit 51 as a center, a preprocessing unit 53, a reconstruction unit 55, an image processing unit 57, a gate control unit 59, an X-ray control unit 61, and a filter drive control unit 63.
  • the preprocessing unit 53 performs preprocessing on the raw data from the data collection circuit 37.
  • the same processing as that used in the third generation CT is used as the preprocessing.
  • the preprocessing includes logarithmic conversion, X-ray intensity correction, offset correction, and the like.
  • the reconstruction unit 55 applies an image reconstruction algorithm to the preprocessed raw data to generate a CT image representing the spatial distribution of CT values.
  • Image reconstruction algorithms include analytical image reconstruction methods such as the FBP (filtered back projection) method and the CBP (convolution back projection) method, the ML-EM (maximum-likelihood-expectation-maximization) method, and the OS-EM (ordered-subset)
  • An existing image reconstruction algorithm such as a statistical image reconstruction method such as an expectation (maximization) method may be used.
  • the image processing unit 57 performs various image processing on the CT image.
  • the image processing unit 57 includes volume rendering, surface rendering, pixel value projection processing, pixel value conversion, and the like.
  • the gate control unit 59 controls the plurality of gate drive circuits 33 so that the plurality of X-ray sources 11 generate X-rays according to a preset order under the control of the imaging control unit 67. Specifically, the gate control unit 59 supplies timing pulses to the gate drive circuit 33 connected to the X-ray source 11 that is the target of X-ray generation. The gate drive circuit 33 that has received the timing pulse immediately applies the gate pulse to the gate electrode 113 of the connected X-ray source 11. By applying the gate pulse, as described above, electrons are emitted from the cold cathode electron source 111 by the field emission phenomenon, and X-rays are generated by the collision of the electrons with the anode 115.
  • the generation order of the X-rays from the X-ray source 11 (switching of the X-ray source 11 as an X-ray generation target) will be briefly described.
  • the X-ray source 11 that is the target of X-ray generation is switched for each view from a plurality of X-ray sources 11 accommodated in the X-ray source ring 13 according to a preset order.
  • the X-ray source 11 as an X-ray generation target is switched in order for each view along the circumference.
  • the plurality of gate drive circuits 33 are controlled by the gate control unit 59 so that the plurality of X-ray sources 11 generate X-rays in order around the circumference of the X-ray source ring 13.
  • the plurality of gate drive circuits 33 are controlled by the gate control unit 59 so that the plurality of cold cathode electron sources 111 sequentially generate electrons around the circumference of the X-ray source ring 13.
  • the gate drive circuit 33 may be driven so that X-rays are generated from one X-ray source 11 per view, or X-rays are generated simultaneously from a plurality of X-ray sources 11 per view.
  • the gate drive circuit 33 may be driven.
  • the plurality of gate drive circuits 33 may be driven so that X-rays are simultaneously generated for each view from four X-ray sources 11 that are spaced apart from each other at equal intervals.
  • the X-ray controller 61 controls the high voltage generator 35 so that a tube voltage corresponding to a predetermined X-ray condition is applied between the cold cathode electron source 111 and the anode 115 under the control of the imaging controller 67. To do. Specifically, the X-ray controller 61 applies a tube voltage to the X-ray source 11 in synchronization with the application timing of the gate pulse to the gate electrode 113 included in the X-ray source 11 that is the target of X-ray generation. The timing pulse is supplied to the high voltage generator 35 as described above.
  • the high voltage generator 35 that has received the timing pulse immediately applies a tube voltage between the cold cathode electron source 111 and the anode 115 of the X-ray source 11 to be X-ray generated.
  • a tube voltage By applying the tube voltage, electrons generated from the cold cathode electron source 111 collide with the anode 115 and X-rays are generated.
  • the tube voltage application target is not limited to the X-ray source 11 as an X-ray generation target. That is, a tube voltage may be applied to the X-ray source 11 that does not generate X-rays.
  • the filter drive control unit 63 controls the filter drive unit 25 so that the plurality of wedge filters 21 rotate around the rotation axis Z under the control of the imaging control unit 67. Specifically, the filter drive control unit 63 synchronizes with the application timing of the gate pulse to the gate electrode 113 of the X-ray source 11 that is the X-ray generation target, in other words, the X-ray generation from the X-ray source 11. A drive pulse is supplied to the filter drive unit 25 in synchronization with the generation. The filter drive unit 25 that has received the supply of the drive pulses drives the filter support 23 such that the plurality of wedge filters 21 rotate around the rotation axis Z at an angular velocity corresponding to the pulse interval of the drive pulses, for example.
  • the filter support 23 is rotated so that the wedge filter 21 is always positioned on the front surface of the X-ray source 11 to be switched for each view regardless of the switching of the X-ray source 11.
  • the filter support 23 is rotated so that the wedge filter 21 is positioned in front of the X-ray generation location in the X-ray source ring 13.
  • the filter support 23 may be rotated continuously or intermittently so as to stop when X-rays are generated.
  • the collimator drive control unit 65 controls the collimator drive unit 31 so that the plurality of post-collimators 27 rotate around the rotation axis Z under the control of the imaging control unit 67. Specifically, the collimator drive control unit 65 synchronizes with the application timing of the gate pulse to the gate electrode 113 of the X-ray source 11 that is the X-ray generation target, in other words, the X-ray from the X-ray source 11. A driving pulse is supplied to the collimator driving unit 31 in synchronization with the generation. The collimator driving unit 31 that has received the drive pulse drives the collimator support 29 so that the plurality of rear collimators 27 rotate around the rotation axis Z at an angular velocity corresponding to the pulse interval of the drive pulse, for example.
  • the X-ray detector 15 located on the opposite side across the rotation axis Z of the X-ray generation target 11 that is switched for each view is always on the front surface regardless of the switching of the X-ray source 11.
  • the collimator support 29 is rotated so that the post-collimator 27 is positioned.
  • the collimator support 29 is arranged such that the rear collimator 27 is positioned on the front surface of the X-ray detector 15 located on the opposite side of the rotation axis Z with respect to the X-ray generation location in the X-ray source ring 13. Is rotated.
  • the collimator support 29 may be rotated continuously, or may be rotated intermittently so as to stop when X-rays are generated.
  • the imaging control unit 67 synchronously controls the gate control unit 59, the X-ray control unit 61, the filter drive control unit 63, the collimator drive control unit 65, and the data collection circuit 37. Specifically, the imaging control unit 67 issues a command to the gate control unit 59 and the X-ray control unit 61 synchronously so as to switch the X-ray generation target 11 in synchronization with the view switching timing. .
  • the imaging control unit 67 includes a wedge filter 21 installed on the front surface of the X-ray source 11 that is an X-ray generation target, and the X-ray detector 15 located on the opposite side of the central axis Z of the X-ray source 11.
  • Commands are issued synchronously to the filter drive control unit 63 and the collimator drive control unit 65 so that the rear collimator 27 is installed on the front surface.
  • the imaging control unit 67 is configured such that the wedge filter 21 is positioned in front of the X-ray generation location in the X-ray source ring 13 and is positioned on the opposite side with the rotation axis Z of the X-ray generation location in between. Commands are issued synchronously to the filter drive control unit 63 and the collimator drive control unit 65 so that the post-collimator 27 is positioned in front of the line detector 15. Further, the imaging control unit 67 controls the data acquisition circuit 37 so as to read out an electric signal from the X-ray detector 15 in synchronization with the view switching timing.
  • the view switching timing may be defined by the timing at which a trigger signal is generated from the filter support 23 or the collimator support 29 every time the filter support 23 or the collimator support 29 rotates by a certain angle.
  • 67 (or the system control unit 51) may be defined by the generation timing of the divided signal of the clock signal of the clock circuit included in the clock circuit.
  • the display unit 69 displays various information on the display device.
  • the display unit 69 displays a CT image generated by the reconstruction unit 55, a CT image after image processing by the image processing unit 57, and the like.
  • the display unit 69 displays an imaging condition setting screen and the like.
  • a CRT display, a liquid crystal display, an organic EL display, a plasma display, or the like can be used as appropriate.
  • the operation unit 71 receives various commands and information input from the user by the input device.
  • an input device a keyboard, a mouse, various switches, and the like can be used.
  • the storage unit 73 is a storage device that stores various types of information.
  • the storage unit 73 stores raw data and CT images.
  • the storage unit 73 stores an imaging program according to the present embodiment.
  • the system control unit 51 functions as the center of the X-ray computed tomography apparatus.
  • the system control unit 51 reads the imaging program according to the present embodiment from the storage unit, and controls various components according to the imaging program. Thereby, an imaging process according to the present embodiment is performed.
  • FIGS. 9A and 9B are plan views showing the arrangement of the X-ray source 11, the wedge filter 21, and the post-collimator 27 when the number of simultaneous X-ray source drives is one.
  • FIG. 9A shows the arrangement at time t
  • FIG. 9B shows the arrangement at time t + ⁇ t.
  • the imaging control unit 67 sequentially switches the X-ray generation target X-ray source 11 around the rotation axis Z, and the wedge filter 21 is disposed in front of the X-ray generation target X-ray source 11 so that the X-ray generation target.
  • the data collection circuit 37 is controlled synchronously. At this time, the plurality of X-ray sources 11 and the plurality of X-ray detectors 15 are fixed without being rotated.
  • the X-ray generation target X-ray source 11 follows the circumference for each predetermined number of views so that X-rays are exposed from the entire angle range necessary for image reconstruction during the imaging period. Can be switched in order. For example, when performing 360-degree reconstruction, the X-ray generation target X-ray source is electrically connected in order along the circumference for each predetermined number of views so that X-rays are emitted from all directions during the imaging period. Can be switched to.
  • the predetermined number of views can be set to an arbitrary number of one view or more.
  • the wedge filter 21 and the post-collimator 27 are disposed on the front surface of the X-ray source 11 that is the target of X-ray generation over the imaging period, and on the front surface of the X-ray detector 15 facing the X-ray source 11. It rotates in synchronization with switching of the X-ray source 11 so that the post-collimator 27 is arranged.
  • the electrical signal generated by the X-ray detector 15 is collected as raw data by the data collection circuit 37.
  • the data acquisition circuit 37 indicates a digital value (hereinafter referred to as an intensity value) corresponding to the intensity of the X-ray for each address (a combination of channel and column) of the X-ray detector that detected the X-ray.
  • Collect data hereinafter referred to as intensity value records.
  • the data collection circuit 37 generates a set of intensity value records for all addresses related to the same shooting angle as raw data.
  • the imaging angle is defined as an angle around the rotation axis Z of the X-ray source 11 that has exposed the detected X-rays.
  • the imaging control unit 67 ends the imaging.
  • the preprocessing unit 53 performs preprocessing on the raw data, and the reconstruction unit 55 generates a CT image based on the raw data after the preprocessing.
  • the generated CT image is displayed by the display unit 69.
  • the X-ray generation location is arranged along the circumference by electrical switching (switching) with respect to the gate electrode 113.
  • switching By moving the X-ray computed tomography apparatus including the X-ray source ring 13 and the detector ring 17, CT imaging similar to the third generation CT can be performed. Switching of the gate electrode 113 by the gate controller 59 is performed at high speed. Therefore, the X-ray computed tomography apparatus according to the present embodiment can shorten the imaging time as compared with the third generation CT that rotates a heavy rotating ring as in the prior art.
  • the X-ray computed tomography apparatus rotates the wedge filter 21 and the post-collimator 27 in synchronization with the switching of the X-ray source 11, so that the subject S is similar to the third generation CT. It is possible to reduce the dose of exposure to radiation and to reduce the amount of scattered radiation detected.
  • the filter support 23 equipped with the wedge filter 21 and the collimator support 29 equipped with the post-collimator 27 are the third generation CT equipped with an X-ray tube, a high voltage generator, an X-ray detector and the like. It is lightweight compared to the weight of the rotating ring.
  • the centrifugal force associated with the rotation of the filter support 23 and the collimator support 29 is lower than the centrifugal force associated with the rotation of the rotation ring of the third generation CT, and the X-ray computed tomography apparatus according to the present embodiment.
  • the filter support 23 and the collimator support 29 can be rotated at a high speed at a speed corresponding to the switching speed of the gate electrode 113.
  • FIGS. 10A and 10B are plan views showing the arrangement of the X-ray source 11, the wedge filter 21, and the post-collimator 27 when the number of simultaneous X-ray source drives is four.
  • FIG. 10A shows the arrangement at time t
  • FIG. 10B shows the arrangement at time t + ⁇ t.
  • a combination of the X-ray source 11, the wedge filter 21, and the post-collimator 27 forms one X-ray irradiation system of CT.
  • the number of simultaneous X-ray source drives is 4, this is synonymous with equip- ment with four X-ray irradiation systems.
  • the four X-ray sources 11 that are X-ray generation targets are set so as to be separated from each other by 90 degrees in each view.
  • the imaging control unit 67 switches the four X-ray sources 11 that are X-ray generation targets in order along the circumference, and the wedge filter 21 is disposed on the front surface of each of the four X-ray sources 11. 11, the gate control unit 59, the X-ray control unit 61, the filter drive control unit 63, and the collimator so that the post-collimator 27 is disposed on the front surface of the X-ray detector 15 located on the opposite side across the rotation axis Z.
  • the drive control unit 65 and the data collection circuit 37 are controlled synchronously. At this time, the plurality of X-ray sources 11 and the plurality of X-ray detectors 15 are fixed without being rotated.
  • the X-ray generation target X-ray source 11 is sequentially switched around the circumference every predetermined number of views so that the X-rays are exposed from the entire angle range necessary for image reconstruction. For example, when performing 360-degree reconstruction, the X-ray generation target X-ray source 11 is sequentially changed around the circumference for each predetermined number of views so that X-rays are emitted from all directions during the imaging period. .
  • the predetermined number of views can be set to an arbitrary number of one view or more.
  • the four wedge filters 21 and the four post-collimators 27 are arranged such that four wedge filters 21 are arranged in front of the four X-ray sources 11 that are X-ray generation targets over the imaging period, respectively.
  • the imaging time can be shortened to 1 ⁇ 4.
  • the wedge filter 21 and the post-collimator 27 are rotated at the same rotation speed as the current third generation CT, the imaging time can be shortened to 70 ms or less. As a result, the heart CT can be executed without medication even for the subject S having a heart rate of 100 or more.
  • the X-ray computed tomography apparatus can significantly reduce the weight of the rotating part as compared with the third generation CT, the wedge is generated with the same centrifugal force as the current third generation CT.
  • the filter 21 and the post-collimator 27 are rotated, high-speed imaging of 50 ms or less can be realized.
  • the electrical signal generated by the X-ray detector 15 is collected as raw data by the data collection circuit 37.
  • the data collection circuit 37 collects an intensity value record indicating a digital value (intensity value) corresponding to the intensity of the X-ray for each address of the X-ray detector 15 that detected the X-ray. Then, the data collection circuit 37 generates a set of intensity value records for all addresses related to the same shooting angle as raw data. In this way, when the raw data in the angle range necessary for image reconstruction is collected, the imaging control unit 67 ends the imaging.
  • the preprocessing unit 53 performs preprocessing on the raw data, and the reconstruction unit 55 generates a CT image based on the raw data after the preprocessing.
  • the generated CT image is displayed by the display unit 69.
  • the single energy CT is executed even when the number of simultaneous X-ray source drives is plural.
  • this embodiment is not limited to this.
  • the X-ray computed tomography apparatus according to the application example of the present embodiment can execute spectral CT (multi-energy CT) when the number of simultaneous X-ray source drives is plural.
  • spectral CT multi-energy CT
  • the X-ray computed tomography apparatus can execute tube voltage-based spectral CT and filter-based spectral CT.
  • tube voltage-based spectral CT will be described.
  • the X-ray computed tomography apparatus according to the present embodiment can perform spectral CT without limitation on the number of simultaneous X-ray source drives. However, in order to describe this embodiment specifically, it is assumed that the number of X-ray source simultaneous driving is three.
  • FIG. 11 is a diagram schematically showing an energy spectrum of X-rays generated from the X-ray source 11 under application of different tube voltages.
  • the vertical axis in FIG. 11 is defined by the count number of incident X-rays to the X-ray detector 15, and the horizontal axis in FIG. 11 is defined by photon energy.
  • the solid line in FIG. 11 shows the energy spectrum of the X-rays generated from the X-ray source 11 in response to the application of the low tube voltage, and shows the energy distribution that maximizes the energy value VL corresponding to the low tube voltage value. .
  • 11 shows the energy spectrum of the X-ray generated from the X-ray source 11 in response to the application of the intermediate tube voltage, and shows the energy distribution that maximizes the energy value VM corresponding to the intermediate tube voltage value.
  • 11 shows an energy spectrum of X-rays generated from the X-ray source 11 under the application of a high tube voltage, and shows an energy distribution that maximizes an energy value VH corresponding to the high tube voltage value. Show.
  • the value of a tube voltage shall become high in order of a low tube voltage, a middle tube voltage, and a high tube voltage.
  • FIGS. 12A and 12B are plan views showing the arrangement of the X-ray source 11, the wedge filter 21, and the post-collimator 27 when the number of simultaneous X-ray source drives is 3 in the tube voltage-based spectral CT.
  • FIG. 12A shows the arrangement at time t
  • FIG. 12B shows the arrangement at time t + ⁇ t.
  • the three wedge filters 21 are supported by the filter support 23 at equal intervals along the circumference
  • the three post-collimators 27 are supported by the collimator support 29. It is supported.
  • the three wedge filters 21 are formed of the same material in order to make the X-ray attenuation effect of the filters 21 the same for the X-rays from the three X-ray sources 11.
  • the imaging control unit 67 switches the three X-ray sources to be X-ray generated sequentially in order along the circumference, so that each of the three X-ray sources 11 to be X-ray generated is changed.
  • the gate filter 21 is disposed on the front surface
  • the rear collimator 27 is disposed on the front surface of the X-ray detector 15 located on the opposite side of the X-ray source 11 to be X-ray generated with the rotation axis Z interposed therebetween.
  • the controller 59, the filter drive controller 63, the collimator drive controller 65, and the data collection circuit 37 are controlled synchronously.
  • the imaging control unit 67 controls the gate control unit 59 and the X-ray control unit 61 so that each of the three tube voltages exposes the same angular range necessary for image reconstruction with X-rays.
  • X-rays are exposed over 360 degrees starting from different angles at the three tube voltages.
  • low tube voltage X-rays are exposed in an angle range of 0 ° to 360 °
  • medium tube voltage X-rays are exposed in an angle range of 120 ° to 480 °
  • high tube voltage X-rays are exposed in an angle range of 240 to 600 degrees.
  • the data collection circuit 37 collects raw data from each X-ray detector 15 for each view.
  • the raw data resulting from the X-rays generated from the X-ray source 11 upon receiving the high tube voltage is referred to as high tube voltage raw data, and is generated from the X-ray source upon receiving the intermediate tube voltage.
  • Raw data resulting from X-rays is referred to as intermediate tube voltage raw data
  • raw data resulting from X-rays generated from an X-ray source upon application of a low tube high voltage is referred to as low tube voltage raw data.
  • the reconstruction unit 55 reconstructs a CT image (high tube voltage CT image) based on the high tube voltage raw data, reconstructs a CT image (medium tube voltage CT image) based on the middle tube voltage raw data, And a CT image (low tube voltage CT image) is reconstructed based on the low tube voltage raw data.
  • the reconstruction unit 55 is configured to generate an image (reference material image) relating to a predetermined reference material based on the high tube voltage raw data, the middle tube voltage raw data, and the low tube voltage raw data, and a monochromatic X-ray based on the reference material.
  • An image, a density image, or an effective atomic number image may be generated.
  • a high tube voltage CT image, a middle tube voltage CT image, a low tube voltage CT image, a reference material image, a monochromatic X-ray image, a density image, and an effective atomic number image are displayed on the display unit 69.
  • FIG. 13 is a diagram schematically showing an energy spectrum of X-rays generated from the X-ray source 11 and transmitted through the wedge filter 21 having different X-ray attenuation coefficients.
  • the vertical axis in FIG. 13 is defined by the number of X-rays incident on the X-ray detector 15, and the horizontal axis in FIG. 13 is defined by photon energy.
  • the solid line in FIG. 13 shows the energy spectrum of the generated X-rays that have passed through the wedge filter 21 having a high X-ray attenuation coefficient, and shows the energy distribution that maximizes the energy value VL.
  • the dotted line indicates the energy spectrum of the X-ray transmitted through the wedge filter 21 with the medium X-ray attenuation coefficient, shows the energy distribution that maximizes the energy value VM, and the alternate long and short dash line indicates the wedge filter 21 with the high X-ray attenuation coefficient.
  • transmitted is shown, and the energy distribution which maximizes the said energy value VH is shown.
  • FIGS. 14A and 14B are plan views showing the arrangement of the X-ray source 11, the wedge filter 21, and the post-collimator when the number of simultaneous X-ray source drives is 3 in the filter-based spectral CT.
  • FIG. 14A shows the arrangement at time t
  • FIG. 14B shows the arrangement at time t + ⁇ t.
  • the three wedge filters 21 are supported by the filter support 23 at equal intervals along the circumference
  • the three post-collimators 27 are supported by the collimator support 29. It is supported.
  • the three wedge filters 21 are formed of different materials in order to make the X-ray attenuation effect of the filters 21 different from the X-rays from the three X-ray sources 11.
  • each wedge filter 21 may be formed of any metal having a different X-ray attenuation coefficient.
  • the first wedge filter may be formed of copper
  • the second wedge filter may be formed of iodine
  • the third wedge filter may be formed of gadolinium.
  • the data acquisition circuit 37 collects raw data from each X-ray detector 15 for each view.
  • the raw data resulting from the X-rays transmitted through the low X-ray attenuation coefficient wedge filter 21 is referred to as high energy raw data
  • the raw data resulting from the X-rays transmitted through the medium X-ray attenuation coefficient wedge filter 21 is referred to as raw data.
  • the raw data resulting from the X-rays transmitted through the high X-ray attenuation coefficient wedge filter 21 will be referred to as low-energy raw data.
  • the reconstruction unit 55 reconstructs a CT image (high energy CT image) based on the high energy raw data, reconstructs a CT image (medium energy CT image) based on the medium energy raw data, and low energy raw data.
  • a CT image (low energy CT image) is reconstructed based on the data.
  • the high energy CT image is substantially equivalent to the high tube voltage CT image
  • the medium energy CT image is substantially equivalent to the medium tube voltage CT image
  • the low energy CT image is substantially equivalent to the low tube voltage CT image. It is equivalent.
  • the reconstruction unit 55 performs an image (reference material image) on a predetermined reference material based on the high energy CT raw data, medium energy raw data, and low energy raw data, a monochromatic X-ray image based on the reference material, A density image or an effective atomic number image may be generated.
  • a high energy CT image, a medium energy CT image, a low energy CT image, a reference material image, a monochromatic X-ray image, a density image, and an effective atomic number image are displayed on the display unit 69.
  • the spectral CT is executed by individually adjusting the tube voltage and the material of the wedge filter.
  • this embodiment is not limited to this. That is, the spectral CT may be executed by optimizing both the tube voltage and the material of the wedge filter.
  • the X-ray energy range of each X-ray irradiation system including one X-ray source 11, the wedge filter 21, and the post-collimator 27 is separated from the X-ray energy ranges of the other X-ray irradiation systems. Both the tube voltage and the material of the wedge filter should be adjusted.
  • FIG. 15 is a diagram showing a configuration of a photon counting CT apparatus according to the second embodiment.
  • the photon counting CT apparatus according to the second embodiment includes a counting circuit 39 instead of the data acquisition circuit 37 of the X-ray computed tomography apparatus according to the first embodiment, and includes a preprocessing unit 53. Is provided with a preprocessing unit 75, a reconstruction unit 77 is provided instead of the reconstruction unit 55, and an imaging control unit 79 is provided instead of the imaging control unit 67.
  • the counting circuit 39 counts the number of X-ray photons detected by the X-ray detector 15 for a plurality of energy bands under the control of the imaging control unit 79.
  • a counting method by the counting circuit 39 a sinogram mode method and a list mode method are known.
  • the counting circuit 39 discriminates the pulse height of the electric pulse from the X-ray detector 15 and detects the X-ray by regarding the number of electric pulses as the number of X-ray photons for each of a plurality of preset energy bands. Count separately for each vessel 15. A plurality of energy bands are set in advance via the operation unit 71.
  • the counting circuit 39 discriminates the electric pulse from the X-ray detector 15 and records the electric pulse peak value as an X-ray photon energy value in association with the detection time.
  • the counting circuit 39 refers to the recording, classifies the X-ray photons into a plurality of predetermined energy bands, and counts the number of X-ray photons counted for each of the plurality of energy bands for each view.
  • the count data is supplied to the preprocessing unit 53.
  • the preprocessing unit 75 preprocesses the count number data for each energy band from the counting circuit 39.
  • Examples of the preprocessing include count number integration processing, logarithmic conversion, X-ray intensity correction, offset correction, and the like.
  • the reconstruction unit 77 applies an image reconstruction algorithm to the count number data after the pre-processing related to the energy band of the imaging target among the plurality of energy bands, and calculates the CT value for the energy band of the imaging target.
  • a photon counting CT image representing a spatial distribution is generated.
  • the imaging control unit 79 synchronously controls the gate control unit 59, the X-ray control unit 61, the filter drive control unit 63, the collimator drive control unit 65, and the counting circuit 39. As in the first embodiment, the imaging control unit 79 synchronously instructs the gate control unit 59 and the X-ray control unit 61 to switch the X-ray generation target 11 in synchronization with the view switching timing. Put out. Since the operations of the gate controller 59 and the X-ray controller 61 are the same as those in the first embodiment, the description thereof is omitted here.
  • the imaging control unit 79 has the wedge filter 21 positioned on the front surface of the X-ray source 11 that is the target of X-ray generation, and on the opposite side across the central axis Z of the X-ray source 11.
  • a command is issued synchronously to the filter drive control unit 63 and the collimator drive control unit 65 so that the post-collimator 27 is positioned in front of the X-ray detector 15 positioned. Since the operations of the filter drive control unit 63 and the collimator drive control unit 65 are the same as those in the first embodiment, description thereof is omitted here.
  • the imaging control unit 79 controls the counting circuit 39 so as to read out an electric signal from the X-ray detector 15 in synchronization with the view switching timing. Since the view switching timing is the same as in the first embodiment, a description thereof is omitted here.
  • the photon counting CT apparatus capable of performing high-speed imaging. Further, as compared to the X-ray computed tomography apparatus according to the first embodiment, the photon counting CT apparatus according to the second embodiment can reduce the exposure dose to the subject S by the photon counting CT. .

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)

Abstract

　高速撮像の実現　ガントリ１０は、Ｘ線源リング１３と検出器リング１７を装備する。Ｘ線源リング１３は、円周状に配列された複数のＸ線源１１を有する。検出器リング１７は、Ｘ線源リング１３に並べて設けられ、円周状に配列された複数のＸ線検出器１５を有する。複数のＸ線検出器１５の各々は、Ｘ線源リング１３からのＸ線を検出する。Ｘ線源リング１３の内周側には少なくとも一つのウェッジフィルタ２１が設けられる。フィルタ支持機構２３は、少なくとも一つのウェッジフィルタ２１を回転軸回りに回転可能に支持する。フィルタ駆動部２５は、フィルタ支持機構２３を駆動する。撮像制御部６７は、Ｘ線源リング１３からのＸ線の発生に同期して少なくとも一つのウェッジフィルタ２１が回転軸回りに回転するようにフィルタ駆動部２５を制御する。

Description

Ｘ線コンピュータ断層撮影装置及びフォトンカウンティングＣＴ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及びフォトンカウンティングＣＴ装置に関する。
　第３世代ＣＴにおいてはＸ線管とＸ線検出器とのセットを１つ以上装備した回転リングを回転することにより生データを収集している。回転リングの回転速度は最短０．２７５ｓ／ｒｏｔに到達している。物理学的に、回転による遠心力は質量に比例し、角速度の二乗に比例する。このため、回転リングの回転速度を現状よりも大幅に短縮することは難しい。第５世代ＣＴでは、電子銃を用いて電子ビームをガントリの背後から出射し、コイルを用いて電子軌道を偏向し、円周上に配列された陽極に入射させ、Ｘ線を発生させている。電子ビームを円周上に偏向することでＣＴを実現している。第５世代ＣＴにおいてはＸ線検出器が円周上に配列されているため、電子ビームの走査時間でスキャン時間が決まる。第５世代ＣＴに係るスキャン時間は５０～１００ｍｓを達成している。
米国特許第７，６３４，０４５号明細書
　上記の特許文献１は、第５世代ＣＴにおいて、検出器側コリメータ（後置コリメータ）をガントリに取り付け、後置コリメータだけを回転させる方式を提案している。さらに、特許文献１は、場所毎の印可電圧を変えることで、スペクトラルＣＴにも対応できる第５世代ＣＴを示している。しかし、この方式は、電子銃を使用するため、システム全体のサイズが大きくなってしまい、また、Ｘ線検出器と電子ビームとがオフセットの位置関係にあり、３次元スキャン（ボリュームスキャン）には不向きである。
　実施形態の目的は、高速撮像を実行可能なＸ線コンピュータ断層撮影装置及びフォトンカウンティングＣＴ装置を提供することにある。
　本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、円周状に配列された複数のＸ線源を有するＸ線源リングであって、前記複数のＸ線源はＸ線を個別に発生する、Ｘ線源リングと、前記Ｘ線源リングからのＸ線を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線源リングの内周側に設けられた少なくとも一つのウェッジフィルタを回転軸回りに回転可能に支持するするフィルタ支持機構と、前記フィルタ支持機構を駆動するフィルタ駆動部と、前記複数のＸ線源からのＸ線の発生に同期して前記少なくとも一つのウェッジフィルタが前記回転軸回りに回転するように前記フィルタ駆動部を制御する制御部と、前記検出されたＸ線の強度に応じたデジタルデータを収集するデータ収集部と、前記デジタルデータに基づいてＣＴ画像を再構成する再構成部と、を具備する。
　実施形態の目的は、高速撮像を実行可能なＸ線コンピュータ断層撮影装置及びフォトンカウンティングＣＴ装置を提供することにある。
第１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 図１のガントリの構造を模式的に示す図 図２のＸ線源リングの模式的な正面図 図２の検出器リングの模式的な正面図 図１のＸ線源の構造を模式的に示す図 図５のＸ線源とは異なる他のＸ線源の構造を模式的に示す図 本実施形態に係るガントリの縦断面図 図７のＸ線源リングの詳細な構造を示す縦断面図 第１実施形態に係り同時Ｘ線源駆動数が１の場合におけるＸ線源、ウェッジフィルタ、及び後置コリメータの時刻ｔにおける配置を平面的に示す図 第１実施形態に係り同時Ｘ線源駆動数が１の場合におけるＸ線源、ウェッジフィルタ、及び後置コリメータの時刻ｔ＋Δｔにおける配置を平面的に示す図 第１実施形態に係り同時Ｘ線源駆動数が４の場合におけるＸ線源、ウェッジフィルタ、及び後置コリメータの時刻ｔにおける配置を平面的に示す図 第１実施形態に係り同時Ｘ線源駆動数が４の場合におけるＸ線源、ウェッジフィルタ、及び後置コリメータの時刻ｔ＋Δｔにおける配置を平面的に示す図 第１実施形態の応用例に係るＸ線源から、異なる管電圧の印可を受けて発生されたＸ線のエネルギースペクトラムを模式的に示す図 第１実施形態の応用例に係る管電圧ベースのスペクトラルＣＴにおいて同時Ｘ線源駆動数が３の場合におけるＸ線源、ウェッジフィルタ、及び後置コリメータの時刻ｔにおける配置を平面的に示す図 第１実施形態の応用例に係る管電圧ベースのスペクトラルＣＴにおいて同時Ｘ線源駆動数が３の場合におけるＸ線源、ウェッジフィルタ、及び後置コリメータの時刻ｔ＋Δｔにおける配置を平面的に示す図 第１実施形態の応用例に係るＸ線源から、Ｘ線減弱係数が異なるウェッジフィルタを透過したＸ線のエネルギースペクトラムを模式的に示す図 第１実施形態の応用例に係るフィルタベースのスペクトラルＣＴにおいて同時Ｘ線源駆動数が３の場合における、Ｘ線源、ウェッジフィルタ、及び後置コリメータの時刻ｔにおける配置を平面的に示す図。 第１実施形態の応用例に係るフィルタベースのスペクトラルＣＴにおいて同時Ｘ線源駆動数が３の場合における、Ｘ線源、ウェッジフィルタ、及び後置コリメータの時刻ｔ＋Δｔにおける配置を平面的に示す図。 第２実施形態に係るフォトンカウンティングＣＴ装置の構成を示す図
　以下、図面を参照しながら本実施形態に係わるＸ線コンピュータ断層撮影装置及びフォトンカウンティングＣＴ（photon counting CT）装置を説明する。
（第１実施形態）
　図１は、第１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１に示すように、第１実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、ガントリ１０とコンソール５０とを有している。ガントリ１０は、例えば、ＣＴ撮影室に設置される。コンソール５０は、例えば、ＣＴ撮影室に隣接する撮影制御室に設置される。ガントリ１０とコンソール５０とは、ネットワーク等を介して互いに通信可能に接続されている。
　図２は、ガントリ１０の構造を模式的に示す図である。図２に示すように、ガントリ１０は、複数のＸ線源１１を収容する環状構造体（以下、Ｘ線源リングと呼ぶ）１３と、複数のＸ線検出器１５を収容する環状構造体（以下、検出器リングと呼ぶ）１７とを有している。Ｘ線源リング１３と検出器リング１７とは、Ｘ線源リング１３と検出器リング１７との各々の中心軸Ｚが空間的に一致するように設置される。Ｘ線源リング１３と検出器リング１７とは、中心軸Ｚに沿って並べて配置される。Ｘ線源リング１３と検出器リング１７とは開口を共有する。開口の内部はＦＯＶ（field of view）に設定される。開口には寝台（図示せず）に支持された天板１９が挿入される。天板１９には被検体Ｓが載置される。被検体Ｓの撮影部位がＦＯＶに含まれるように天板１９が位置決めされる。
　図３は、Ｘ線源リング１３の模式的な断面図である。図３に示すように、Ｘ線源リング１３は、円周状に配列された複数のＸ線源１１を有している。複数のＸ線源１１の各々はＸ線を発生する。Ｘ線源１１としては冷陰極Ｘ線管が用いられる。Ｘ線源リング１３の内部は真空に保たれている。すなわち、Ｘ線源リング１３は真空容器として機能する。これにより全てのＸ線源１１が真空に配置されることとなる。Ｘ線源リング１３外部の内周側には複数のウェッジフィルタ２１が配置されている。複数のウェッジフィルタ２１は、例えば、円環状の支持体（以下、フィルタ支持体と呼ぶ）２３により中心軸Ｚ回りに回転可能に支持されている。ウェッジフィルタ２１は、各Ｘ線源１１から被検体Ｓに照射されるＸ線の線量を空間的に均一にするためのＸ線減弱フィルタである。ウェッジフィルタ２１の設置数は、１以上であれば幾つでも良い。より詳細には、ウェッジフィルタ２１は、Ｘ線源１１の同時駆動数、すなわち、同時Ｘ線照射方向数だけ設けられる。図３の場合、ウェッジフィルタ２１の設置数は４つである。フィルタ支持体２３はフィルタ駆動部２５に接続されている。フィルタ駆動部２５は、コンソール５０に含まれるフィルタ駆動制御部６３による制御に従って動力を発生する。動力を受けたフィルタ支持体２３は回転軸Ｚ回りに一定の角速度で回転する。フィルタ支持体２３は、Ｘ線源リング１３とは独立して回転する。すなわち、フィルタ支持体２３が回転してもＸ線源リング１３は静止したままである。
　図４は、検出器リング１７の模式的な断面図である。図４に示すように、検出器リング１７は、円周上に配列された複数のＸ線検出器１５を有している。各Ｘ線検出器１５は、Ｘ線源リング１３からのＸ線を検出し、検出されたＸ線の強度に応じた電気信号を発生する。Ｘ線検出器１５としては、直接検出型の半導体検出器であっても良いし、シンチレータと光検出器とからなる間接型の検出器であっても良い。検出器リング１７外部の内周側には複数のコリメータ（以下、後置コリメータと呼ぶ）２７が配置される。後置コリメータ２７は、Ｘ線検出器１５への入射Ｘ線の立体角を制限するためのＸ線減弱物質からなる構造体である。後置コリメータ２７としては、現状の第３世代ＣＴと同一構造のコリメータが設けられると良い。複数の後置コリメータ２７は、例えば、円環状の支持体（以下、コリメータ支持体と呼ぶ）２９により中心軸Ｚ回りに回転可能に支持されている。後置コリメータ２７の設置数は、１以上であれば幾つでも良い。典型的には、後置コリメータ２７は、ウェッジフィルタ２１と同数、すなわち、Ｘ線源１１の同時駆動数（すなわち、同時Ｘ線照射方向数）だけ設けられる。図４の場合、後置コリメータ２７の設置数は４つである。コリメータ支持体２９はコリメータ駆動部３１に接続されている。コリメータ駆動部３１は、コンソール５０に含まれるコリメータ駆動制御部６５による制御に従って動力を発生する。動力を受けたコリメータ支持体２９は回転軸Ｚ回りに一定の角速度で回転する。コリメータ支持体２９は、検出器リング１７とは独立して回転する。すなわち、コリメータ支持体２９が回転しても検出器リング１７は静止したままである。
　図５は、Ｘ線源１１の構造を模式的に示す図である。図５に示すように、Ｘ線源リング１３には複数のＸ線源１１が搭載されている。Ｘ線源１１は、冷陰極電子源１１１、ゲート電極１１３、及び陽極１１５を有している。冷陰極電子源１１１は、電界放出現象を利用して電子を放出する物質である。電界放出現象は、高電界中に置かれた金属中の電子が束縛ポテンシャルを超えて外部に放出される現象である。冷陰極電子源１１１に用いられる物質（以下、電界放出物質と呼ぶ）としては、シリコンやカーボンナノチューブが適当である。電界放出物質が鋭利な先端を有するように加工され、複数の冷陰極電子源１１１が形成される。複数の冷陰極電子源１１１は、例えば、半導体基板に実装される。複数の冷陰極電子源１１１は、Ｘ線源リング１３内において中心軸Ｚ回りに１周するように配置される。
　図５に示すように、複数の冷陰極電子源１１１の前方には、複数のゲート電極１１３が配置される。ゲート電極１１３は、冷陰極電子源１１１との間に電界を発生するめの電極である。ゲート電極１１３にはゲート駆動回路３３が接続されている。ゲート駆動回路３３は、コンソール５０に含まれるゲート制御部５９による制御に従ってゲート電極１１３にゲートパルスを印可する。ゲートパルスの印可を受けたゲート電極１１３は、冷陰極電子源１１１との間に電界を発生させる。電界中の冷陰極電子源１１１は、電界放出現象により、先端から電子を放出する。複数のゲート電極１１３は半導体基板に実装される。複数のゲート電極１１３は、Ｘ線源リング１３内において中心軸Ｚ回りに１周するように配置される。
　図５に示すように、ゲート電極１１３を挟んで冷陰極電子源１１１に対向する位置に陽極１１５が配置される。例えば、陽極１１５は、冷陰極電子源１１１に正対するように配置される。複数の陽極１１５は、金属板に実装される。複数の陽極１１５は、Ｘ線源リング１３内において中心軸Ｚ回りに１周するように配置される。陽極１１５は冷陰極電子源１１１からの電子を受けてＸ線を発生する。陽極１１５と冷陰極電子源１１１とは高電圧発生器３５に接続されている。高電圧発生器３５は、コンソール５０に含まれるＸ線制御部６１からの制御に従って陽極１１５と冷陰極電子源１１１との間に管電圧を印加する。冷陰極電子源１１１から放出された電子は、管電圧を受けて陽極１１５に向けて飛翔し、陽極１１５に衝突する。電子の陽極１１５への衝突によりＸ線が発生する。発生されたＸ線はゲート電極１１３を挟んで冷陰極電子源１１１の反対側に照射される。Ｘ線源１１から照射されたＸ線は、回転軸Ｚを挟んで当該Ｘ線源１１とは反対側に位置するＸ線検出器１５に向けて飛翔し、当該Ｘ線検出器１５により検出される。換言すれば、冷陰極電子源１１１と陽極１１５とは、発生されたＸ線が当該Ｘ線源１１とは反対側に位置するＸ線検出器１５に向かうように位置決めされる。
　なお、図５のＸ線源１１の構成は例示に過ぎない。例えば、図５において陽極１１５は電子流に対して正対するように配置されるとした、すなわち、ターゲット透過型であるとした。しかしながら、本実施形態はこれに限定されない。例えば、図６に示すように、陽極１１５は電子流に対して斜めに配置されても良い、すなわち、ターゲット反射型でも良い。この場合であっても冷陰極電子源１１１と陽極１１５とは、発生されたＸ線が当該Ｘ線源１１とは反対側に位置するＸ線検出器１５に向かうように位置決めされる。
　また、図５において各Ｘ線源１１は冷陰極電子源１１１、ゲート電極１１３、及び陽極１１５を一個ずつ備えるとした。しかしながら、本実施形態はこれに限定されない。各Ｘ線源１１が備える冷陰極電子源１１１、ゲート電極１１３、及び陽極１１５の個数は個別に増減可能である。例えば、複数の冷陰極電子源１１１に対して一つの陽極１１５が設けられても良いし、一つの冷陰極電子源１１１に対して複数の陽極１１５が設けられても良い。
　また、Ｘ線源リング１３においてＺ軸に沿って複数のＸ線源１１が設けられ、検出器リング１７においてＺ軸に沿って複数のＸ線検出器１５が設けられると良い。これにより、３次元の空間領域にＸ線を照射することが可能となり、結果的にボリュームスキャンが可能となる。
　ここで本実施形態に係るガントリ１０の典型的な構造についてより詳細に説明する。図７は、本実施形態に係るガントリ１０の縦断面図である。図７に示すように、ガントリ１０は、開口８１ａが形成された筐体８１を有する。筐体８１の内部空間８１ｂには回転軸Ｚに沿ってＸ線源リング１３と検出器リング１７とが配列されている。Ｘ線源リング１３の内周側には少なくとも一つのウェッジフィルタ２１を支持するフィルタ支持体２３が配置される。フィルタ支持体２３は、開口８１ａよりも大きい径の開口を有し、その中心軸が回転軸Ｚに一致するように内部空間８１ｂに配置される。検出器リング１７の内周側には少なくとも一つの後置コリメータ２７を支持するコリメータ支持体２９が配置される。コリメータ支持体２９は、開口８１ａよりも大きい径の開口を有し、その中心軸が回転軸Ｚに一致するように内部空間８１ｂに配置される。フィルタ支持体２３とコリメータ支持体２９とは図７において図示しないフィルタ駆動部２５とコリメータ駆動部３１とによりそれぞれ回転軸Ｚ回りに回転される。
　図８は、Ｘ線源リング１３の詳細な構造を示す縦断面図である。なおＸ線源リング１３の回転軸Ｚに沿う方向を列方向（Ｒｏｗ方向）と呼び、Ｘ線源リング１３の円周方向をチャンネル方向（Ｃｈ方向）と呼ぶことにする。列方向とチャンネル方向との直交方向は、Ｘ線源リング１３の径方向（Ｒａ方向）に一致する。図８に示すように、Ｘ線源リング１３は回転軸Ｚを中心軸とする環形状を有する筐体９１を有する。筐体９１は中空構造を有し、筐体９１の内部空間９１ａは真空に保たれている。より詳細には、筐体９１は、回転軸Ｚを中心軸とする環形状を有する蓋９１ｂと容器９１ｃとを有する。蓋９１ｂと容器９１ｃとは鉄やステンレス等の頑強な物質により形成されると良い。蓋９１ｂと容器９１ｃとは内部空間９１ａの真空を高精度に保つように締結具等により締結されると良い。例えば、蓋９１ｂと容器９１ｃとはガスケット（gasket）９２を介して締結される。本実施形態に係るガスケット９２としては、非金属ガスケットやセミメタリックガスケット、金属ガスケット等の既存の如何なる種類が用いられても良い。蓋９１ｂの内面には内部空間９１ａの残留気体を吸着するゲッター（getter）９３が設けられる。本実施形態に係るゲッター９３としては、接触ゲッターでも拡散ゲッターでもどちらでも良い。ゲッター９３としては、例えば、チタンやバリウム・アルミニウム合金等の既存の如何なる金属が用いられても良い。
　Ｘ線源リング１３のＸ線検出リング１７側には複数の冷陰極電子源１１１が設けられる。複数の冷陰極電子源１１１は、チャンネル方向及び径方向に沿って配列される。例えば、複数の冷陰極電子源１１１は支持体１１１ａに固定され、支持体１１１ａは容器９１ｃの内面に固定される。複数の冷陰極電子源１１１の列方向に関する反対側には陽極１１５が設けられる。筐体９１の内部得空間９１ａにはチャンネル方向に沿って複数の陽極１１５が配列されても良いし、回転軸Ｚを中心軸とする環形状を有する陽極１１５が設けられても良い。陽極１１５は回転軸Ｚに沿って隣接するＸ線検出リング１７にＸ線を照射するように、径方向に沿って回転軸Ｚに行くにつれ列方向に関する厚みが減少するように傾斜が設けられている。列方向に関する陽極１１５と複数の冷陰極電子源１１１との間にはゲート電極１１３が設けられる。複数のゲート電極１１３はチャンネル方向に沿って配列されている。例えば、回転軸Ｚ回りに１０００方向からＸ線を照射する場合、ゲート電極１１３は回転軸Ｚ回りに１０００だけ設けられると良い。チャンネル方向に関して隣接する所定数の冷陰極電子源１１１に対して一つのゲート電極１１３が設けられる。当該所定数は１以上の如何なる数でも良い。ゲート電極１１３は、例えば、容器９１ｃの内面に固定される。
　容器９１ｃには陽極１１５から発生されたＸ線のための出射口９１ｄが形成される。出射口９１ｄは回転軸Ｚ回りに一周するように容器９１ｃに形成される。出射口９１ｄを覆うように容器９１ｃの外壁にはＸ線フィルタ９４が取付けられる。Ｘ線フィルタ９４は出射口９１ｄを通過したＸ線の低線量成分を吸収する。また、容器９１ｃの外壁にはＸ線フィルタ９４を介してスリット９５が設けられる。スリット９５はＸ線の照射野を制限する。なおウェッジフィルタ２１に同期してスリット９５が回転軸Ｚ回りに回転可能に設けられても良い。
　容器９１ｃの外壁にはＸ線源リング１３を冷却する冷却部９６が設けられる。冷却部９６としてはＸ線源リング１３を冷却可能であれば如何なる装置、器具又は物質でも良い。例えば、冷却部９６としては内部を冷媒が通過する冷却管が適用可能である。Ｘ線源リング１３の主な熱源は、冷陰極電子源１１１からの電子を受けて発熱する陽極１１５である。よって冷却部９６は、陽極１１５を効率良く冷却するために、容器９１ｃを挟んで陽極１１５の反対側に設けられると良い。
　図１に示すように、複数のＸ線検出器１５にはデータ収集回路３７が接続されている。データ収集回路３７は、複数のＸ線検出器１５により発生された電気信号を、撮像制御部６７からの制御に従って読み出し、読み出された電気信号をＡ／Ｄ変換によりデジタルデータに変換する。具体的には、データ収集回路３７は、Ｘ線検出器１５からビュー毎に電気信号を読み出してデジタルデータに変換する。変換後のデジタルデータを生データと呼ぶことにする。生データはコンソール５０に供給される。なおビューとは、各Ｘ線検出器１５からの生データのサンプリング期間、換言すれば、Ｘ線源１１からのＸ線の曝射継続期間に対応する。
　図１に示すように、コンソール５０は、システム制御部５１を中枢として、前処理部５３、再構成部５５、画像処理部５７、ゲート制御部５９、Ｘ線制御部６１、フィルタ駆動制御部６３、コリメータ駆動制御部６５、撮像制御部６７、表示部６９、操作部７１、及び記憶部７３を有する。
　前処理部５３は、データ収集回路３７からの生データに前処理を施す。前処理としては、例えば、第３世代ＣＴにおいて使用される処理と同様のものが用いられる。具体的には、前処理としては、対数変換やＸ線強度補正、オフセット補正等が挙げられる。
　再構成部５５は、前処理後の生データに画像再構成アルゴリズムを適用して、ＣＴ値の空間分布を表現するＣＴ画像を発生する。画像再構成アルゴリズムとしては、ＦＢＰ（filtered back projection）法やＣＢＰ（convolution back projection）法等の解析学的画像再構成法や、ＭＬ－ＥＭ（maximum likelihood expectation maximization）法やＯＳ－ＥＭ（ordered subset expectation maximization）法等の統計学的画像再構成法等の既存の画像再構成アルゴリズムが用いられれば良い。
　画像処理部５７は、ＣＴ画像に種々の画像処理を施す。例えば、画像処理部５７は、ボリュームレンダリングやサーフェスレンダリング、画素値投影処理、画素値変換等が挙げられる。
　ゲート制御部５９は、撮像制御部６７による制御により、複数のＸ線源１１が予め設定された順番に従ってＸ線を発生するように複数のゲート駆動回路３３を制御する。具体的には、ゲート制御部５９は、Ｘ線発生対象のＸ線源１１に接続されたゲート駆動回路３３にタイミングパルスを供給する。タイミングパルスの供給を受けたゲート駆動回路３３は、接続先のＸ線源１１のゲート電極１１３にゲートパルスを即時的に印可する。ゲートパルスの印可により、上述のように、電界放出現象により冷陰極電子源１１１から電子が放出され、電子の陽極１１５への衝突によりＸ線が発生される。ここで、Ｘ線源１１からのＸ線の発生順序（Ｘ線発生対象のＸ線源１１の切替え）について簡単に説明する。Ｘ線発生対象のＸ線源１１は、Ｘ線源リング１３に収容されている複数のＸ線源１１の中から、予め設定された順番に従ってビュー毎に切り替えられる。Ｘ線発生対象のＸ線源１１が円周に沿ってビュー毎に順番に切り替わる。この場合、複数のＸ線源１１がＸ線源リング１３の円周回りに順番にＸ線を発生するように複数のゲート駆動回路３３がゲート制御部５９により制御される。換言すれば、複数の冷陰極電子源１１１がＸ線源リング１３の円周回りに順番に電子を発生するように複数のゲート駆動回路３３がゲート制御部５９により制御される。この場合、１ビューにつき１つのＸ線源１１からＸ線が発生されるようにゲート駆動回路３３が駆動されても良いし、１ビューにつき複数のＸ線源１１から同時にＸ線が発生するようにゲート駆動回路３３が駆動されても良い。例えば、互いに等間隔だけ離間する４つのＸ線源１１からビュー毎に同時にＸ線が発生されるように、複数のゲート駆動回路３３が駆動されると良い。
　Ｘ線制御部６１は、撮像制御部６７による制御により、既定のＸ線条件に応じた管電圧が冷陰極電子源１１１と陽極１１５との間に印可されるように高電圧発生器３５を制御する。具体的には、Ｘ線制御部６１は、Ｘ線発生対象のＸ線源１１に含まれるゲート電極１１３へのゲートパルスの印可タイミングに同期して当該Ｘ線源１１に管電圧が印加されるように高電圧発生器３５にタイミングパルスを供給する。タイミングパルスの供給を受けた高電圧発生器３５は、Ｘ線発生対象のＸ線源１１の冷陰極電子源１１１と陽極１１５との間に管電圧を即時的に印加する。管電圧の印加により、冷陰極電子源１１１から発生された電子が陽極１１５に衝突しＸ線が発生される。なお、管電圧の印可対象は、Ｘ線発生対象のＸ線源１１のみに限定されない。すなわち、Ｘ線が発生されないＸ線源１１に管電圧が印加されても良い。
　フィルタ駆動制御部６３は、撮像制御部６７による制御により、複数のウェッジフィルタ２１が回転軸Ｚ回りに回転するようにフィルタ駆動部２５を制御する。具体的には、フィルタ駆動制御部６３は、Ｘ線発生対象のＸ線源１１のゲート電極１１３へのゲートパルスの印可タイミングに同期して、換言すれば、Ｘ線源１１からのＸ線の発生に同期してフィルタ駆動部２５に駆動パルスを供給する。駆動パルスの供給を受けたフィルタ駆動部２５は、例えば、駆動パルスのパルス間隔に応じた角速度で複数のウェッジフィルタ２１が回転軸Ｚ回りに回転するようにフィルタ支持体２３を駆動する。具体的には、ビュー毎に切り替えられるＸ線発生対象のＸ線源１１の前面に、Ｘ線源１１の切替えに依らず常にウェッジフィルタ２１が位置するようにフィルタ支持体２３が回転される。換言すれば、Ｘ線源リング１３のうちのＸ線発生箇所の前面にウェッジフィルタ２１が位置するようにフィルタ支持体２３が回転される。フィルタ支持体２３は連続的に回転されても良いし、Ｘ線発生時に停止するように間欠的に回転されても良い。
　コリメータ駆動制御部６５は、撮像制御部６７による制御により、複数の後置コリメータ２７が回転軸Ｚ回りに回転するようにコリメータ駆動部３１を制御する。具体的には、コリメータ駆動制御部６５は、Ｘ線発生対象のＸ線源１１のゲート電極１１３へのゲートパルスの印可タイミングに同期して、換言すれば、Ｘ線源１１からのＸ線の発生に同期してコリメータ駆動部３１に駆動パルスを供給する。駆動パルスの供給を受けたコリメータ駆動部３１は、例えば、駆動パルスのパルス間隔に応じた角速度で複数の後置コリメータ２７が回転軸Ｚ回りに回転するようにコリメータ支持体２９を駆動する。具体的には、ビュー毎に切り替えられるＸ線発生対象のＸ線源１１の回転軸Ｚを挟んで反対側に位置するＸ線検出器１５の前面に、Ｘ線源１１の切替えに依らず常に後置コリメータ２７が位置するようにコリメータ支持体２９が回転される。換言すれば、Ｘ線源リング１３のうちのＸ線発生箇所に対し回転軸Ｚを挟んで反対側に位置するＸ線検出器１５の前面に後置コリメータ２７が位置するようにコリメータ支持体２９が回転される。コリメータ支持体２９は連続的に回転されても良いし、Ｘ線発生時に停止するように間欠的に回転されても良い。
　撮像制御部６７は、ゲート制御部５９、Ｘ線制御部６１、フィルタ駆動制御部６３、コリメータ駆動制御部６５、及びデータ収集回路３７を同期的に制御する。具体的には、撮像制御部６７は、ビューの切り替えタイミングに同期してＸ線発生対象のＸ線源１１を切り替えるようにゲート制御部５９とＸ線制御部６１とに同期的に指令を出す。また、撮像制御部６７は、Ｘ線発生対象のＸ線源１１の前面にウェッジフィルタ２１が設置され、当該Ｘ線源１１の中心軸Ｚを挟んで反対側に位置するＸ線検出器１５の前面に後置コリメータ２７が設置されるように、フィルタ駆動制御部６３とコリメータ駆動制御部６５とに同期的に指令を出す。換言すれば、撮像制御部６７は、Ｘ線源リング１３のうちのＸ線発生箇所の前面にウェッジフィルタ２１が位置し、当該Ｘ線発生箇所の回転軸Ｚを挟んで反対側に位置するＸ線検出器１５の前面に後置コリメータ２７が位置するように、フィルタ駆動制御部６３とコリメータ駆動制御部６５とに同期的に指令を出す。また、撮像制御部６７は、ビューの切り替えタイミングに同期してＸ線検出器１５から電気信号を読み出すようにデータ収集回路３７を制御する。ビューの切り替えタイミングは、フィルタ支持体２３又はコリメータ支持体２９が一定角度回転する毎にフィルタ支持体２３又はコリメータ支持体２９からトリガ信号が発生されるタイミングにより規定されても良いし、撮像制御部６７（又はシステム制御部５１）が備えるクロック回路のクロック信号の分周信号の発生タイミングにより規定されても良い。
　表示部６９は、種々の情報を表示機器に表示する。例えば、表示部６９は、再構成部５５により発生されたＣＴ画像や画像処理部５７による画像処理後のＣＴ画像等を表示する。また、表示部６９は、撮像条件の設定画面等を表示する。表示機器としては、例えばＣＲＴディスプレイや、液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ、プラズマディスプレイ等が適宜利用可能である。
　操作部７１は、入力機器によるユーザからの各種指令や情報入力を受け付ける。入力機器としては、キーボードやマウス、各種スイッチ等が利用可能である。
　記憶部７３は、種々の情報を記憶する記憶装置である。例えば、記憶部７３は、生データやＣＴ画像を記憶する。また、記憶部７３は、本実施形態に係る撮像プログラムを記憶する。
　システム制御部５１は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置の中枢として機能する。システム制御部５１は、本実施形態に係る撮像プログラムを記憶部から読み出し、当該撮像プログラムに従って各種構成要素を制御する。これにより、本実施形態に係る撮像処理が行われる。
　次に、システム制御部５１の制御のもとに行われるＸ線コンピュータ断層撮影装置の撮像処理の動作例について説明する。
　図９Ａ及びＢは、同時Ｘ線源駆動数が１の場合におけるＸ線源１１、ウェッジフィルタ２１、及び後置コリメータ２７の配置を平面的に示す図である。図９Ａは時刻ｔにおける配置を示し、図９Ｂは時刻ｔ＋Δｔにおける配置を示している。撮像制御部６７は、Ｘ線発生対象のＸ線源１１が回転軸Ｚ回りに順番に切り替えられ、Ｘ線発生対象のＸ線源１１の前面にウェッジフィルタ２１が配置され、Ｘ線発生対象のＸ線源１１に対向するＸ線検出器１５の前面に後置コリメータ２７が配置されるように、ゲート制御部５９、Ｘ線制御部６１、フィルタ駆動制御部６３、コリメータ駆動制御部６５、及びデータ収集回路３７を同期的に制御する。この際、複数のＸ線源１１と複数のＸ線検出器１５とは回転されず固定されている。
　より詳細には、撮像期間において、画像再構成に必要な角度範囲の全てからＸ線が曝射されるように、所定のビュー数毎にＸ線発生対象のＸ線源１１が円周に沿って順番に切り替えられる。例えば、３６０度再構成を行う場合、撮像期間において全方向からＸ線が曝射されるように、所定のビュー数毎にＸ線発生対象のＸ線源が円周に沿って順番に電気的に切り替えられる。所定のビュー数は１ビュー以上の任意の数に設定可能である。ウェッジフィルタ２１と後置コリメータ２７とは、撮像期間に亘りＸ線発生対象のＸ線源１１の前面にウェッジフィルタ２１が配置され、当該Ｘ線源１１に対向するＸ線検出器１５の前面に後置コリメータ２７が配置されるように、Ｘ線源１１の切替えに同期して回転する。
　Ｘ線検出器１５により発生された電気信号はデータ収集回路３７により生データとして収集される。例えば、データ収集回路３７は、Ｘ線を検出したＸ線検出器のアドレス（チャンネル及び列の組合せ）の各々について、当該Ｘ線の強度に対応するデジタル値（以下、強度値と呼ぶ）を示すデータ（以下、強度値レコードと呼ぶ）を収集する。そしてデータ収集回路３７は、同一の撮影角度に関する全アドレスについての強度値レコードのセットを生データとして発生する。ここで、撮影角度は、検出したＸ線を曝射したＸ線源１１の、回転軸Ｚ回りの角度に規定される。このようにして、画像再構成に必要な角度範囲の生データが収集されると撮像制御部６７により撮像が終了される。そして前処理部５３は、生データに前処理を施し、再構成部５５は、前処理後の生データに基づいてＣＴ画像を発生する。発生されたＣＴ画像は表示部６９により表示される。
　このように、円周上に配列された複数のＸ線源１１の空間的位置を固定させたうえで、ゲート電極１１３に対する電気的な切替え（スイッチング）によりＸ線発生箇所を円周に沿って移動させることにより、Ｘ線源リング１３と検出器リング１７とを備えるＸ線コンピュータ断層撮影装置においても第３世代ＣＴと同様のＣＴ撮像を行うことができる。ゲート制御部５９によるゲート電極１１３のスイッチングは高速に行われる。従って、本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、従来のように高重量の回転リングを回転させる第３世代ＣＴと比較し、撮像時間を短縮することが可能である。また、本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、ウェッジフィルタ２１と後置コリメータ２７とをＸ線源１１の切替えに同期して回転させることにより、第３世代ＣＴと同様に被検体Ｓへの被爆線量の抑制や散乱線の検出量の低減を実現することができる。なお、ウェッジフィルタ２１を装備するフィルタ支持体２３と後置コリメータ２７を装備するコリメータ支持体２９とは、Ｘ線管や高電圧発生器、Ｘ線検出器等を装備している第３世代ＣＴの回転リングの重量に比して軽量である。従って、フィルタ支持体２３とコリメータ支持体２９との回転に伴う遠心力は、第３世代ＣＴの回転リングの回転に伴う遠心力に比して低く、本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、フィルタ支持体２３とコリメータ支持体２９とをゲート電極１１３の切替え速度に対応する速度で高速に回転させることができる。
　次に、同時Ｘ線源駆動数が４の場合における撮像処理の動作例について説明する。図１０Ａ及びＢは、同時Ｘ線源駆動数が４の場合におけるＸ線源１１、ウェッジフィルタ２１、及び後置コリメータ２７の配置を平面的に示す図である。図１０Ａは時刻ｔにおける配置を示し、図１０Ｂは時刻ｔ＋Δｔにおける配置を示している。Ｘ線源１１、ウェッジフィルタ２１、及び後置コリメータ２７の組合せがＣＴの一つのＸ線照射系をなす。同時Ｘ線源駆動数が４の場合は、４つのＸ線照射系を装備することと同義である。図１０Ａ及びＢにおいて４つのＸ線発生対象のＸ線源１１は、各ビューにおいて互いに９０度離間するように設定される。撮像制御部６７は、Ｘ線発生対象の４つのＸ線源１１が円周に沿って順番に切り替えられ、当該４つのＸ線源１１各々の前面にウェッジフィルタ２１が配置され、当該Ｘ線源１１の回転軸Ｚを挟んで反対側に位置するＸ線検出器１５の前面に後置コリメータ２７が配置されるように、ゲート制御部５９、Ｘ線制御部６１、フィルタ駆動制御部６３、コリメータ駆動制御部６５、及びデータ収集回路３７を同期的に制御する。この際、複数のＸ線源１１と複数のＸ線検出器１５とは回転されず固定されている。
　より詳細には、画像再構成に必要な角度範囲の全てからＸ線が曝射するように、所定のビュー数毎にＸ線発生対象のＸ線源１１が円周回りに順番に切り替えられる。例えば、３６０度再構成を行う場合、撮像期間において全方向からＸ線が曝射されるように、所定のビュー数毎にＸ線発生対象のＸ線源１１が円周回りに順番に替えられる。なお、所定のビュー数は１ビュー以上の任意の数に設定可能である。４つのウェッジフィルタ２１と４つの後置コリメータ２７とは、撮像期間に亘りＸ線発生対象の４つのＸ線源１１の前面に４つのウェッジフィルタ２１がそれぞれ配置され、Ｘ線発生対象の４つのＸ線源１１の反対側に位置する４つのＸ線検出器１５の前面に４つの後置コリメータ２７がそれぞれ配置されるように、Ｘ線発生対象のＸ線源１１の切替えに同期して回転する。
　同時Ｘ線源駆動数が４の場合、全てのウェッジフィルタ２１と後置コリメータ２７との材質を同一にし、全てのＸ線源１１への管電圧を同一にすることにより、同時Ｘ線源駆動数が１の場合に比して、撮像時間を１／４に短縮可能である。また、現状の第３世代ＣＴと同じ回転速度でウェッジフィルタ２１と後置コリメータ２７とを回転した場合、７０ｍｓ以下に撮像時間を短縮することができる。これにより、心拍数１００以上の被検体Ｓでも投薬無しで心臓ＣＴを実行することができる。上述のように、本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、第３世代ＣＴに比して、回転部の重量を大幅に軽減できるため、現状の第３世代ＣＴと同じ遠心力でウェッジフィルタ２１と後置コリメータ２７とを回転した場合、５０ｍｓ以下の高速撮像を実現することができる。
　Ｘ線検出器１５により発生された電気信号はデータ収集回路３７により生データとして収集される。例えば、データ収集回路３７は、Ｘ線を検出したＸ線検出器１５のアドレスの各々について、当該Ｘ線の強度に対応するデジタル値（強度値）を示す強度値レコードを収集する。そしてデータ収集回路３７は、同一の撮影角度に関する全アドレスについての強度値レコードのセットを生データとして発生する。このようにして、画像再構成に必要な角度範囲の生データが収集されると撮像制御部６７により撮像が終了される。そして前処理部５３は、生データに前処理を施し、再構成部５５は、前処理後の生データに基づいてＣＴ画像を発生する。発生されたＣＴ画像は表示部６９により表示される。
　（応用例）
　上記の実施形態においては、同時Ｘ線源駆動数が複数の場合であっても、シングルエナジーＣＴを実行するものとした。しかしながら、本実施形態はこれに限定されない。本実施形態の応用例に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、同時Ｘ線源駆動数が複数の場合、スペクトラルＣＴ（マルチエナジーＣＴ）を実行可能である。以下、応用例に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置について説明する。
　本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、管電圧ベースのスペクトラルＣＴとフィルタベーススペクトラルＣＴとを実行可能である。まず、管電圧ベースのスペクトラルＣＴについて説明する。なお、本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置は、同時Ｘ線源駆動数に制限無くスペクトラルＣＴを行うことが可能である。しかしながら、本実施形態を具体的に説明するため、Ｘ線源同時駆動数は３であるとする。
　図１１は、異なる管電圧の印可を受けてＸ線源１１から発生されたＸ線のエネルギースペクトラムを模式的に示す図である。図１１の縦軸はＸ線検出器１５への入射Ｘ線のカウント数に規定され、図１１の横軸はフォトンエネルギーに規定される。図１１の実線は低管電圧の印可を受けてＸ線源１１から発生されたＸ線のエネルギースペクトラルを示し、当該低管電圧値に対応するエネルギー値ＶＬを最大とするエネルギー分布を示している。同様に、図１１の点線は中管電圧の印可を受けてＸ線源１１から発生されたＸ線のエネルギースペクトラルを示し、当該中管電圧値に対応するエネルギー値ＶＭを最大とするエネルギー分布を示し、図１１の一点鎖線は高管電圧の印可を受けてＸ線源１１から発生されたＸ線のエネルギースペクトラルを示し、当該高管電圧値に対応するエネルギー値ＶＨを最大とするエネルギー分布を示している。なお、低管電圧、中管電圧、高管電圧の順番に管電圧の値が高くなるものとする。このように複数のＸ線源１１への複数の管電圧値を離散的に設定することにより、当該複数のＸ線源１１から発生されるＸ線のエネルギー範囲が互いに分離される。これによりスペクトラルＣＴが可能となる。
　図１２Ａ及びＢは、管電圧ベースのスペクトラルＣＴにおいて同時Ｘ線源駆動数が３の場合におけるＸ線源１１、ウェッジフィルタ２１、及び後置コリメータ２７の配置を平面的に示す図である。図１２Ａは時刻ｔにおける配置を示し、図１２Ｂは時刻ｔ＋Δｔにおける配置を示している。上述のように、同時Ｘ線源駆動数が３の場合、円周に沿って等間隔に３つのウェッジフィルタ２１がフィルタ支持体２３により支持され、３つの後置コリメータ２７がコリメータ支持体２９により支持されている。３つのウェッジフィルタ２１は、当該フィルタ２１によるＸ線減弱効果を３つのＸ線源１１からのＸ線に対して同一とするため、同一の材質により形成される。
　管電圧ベースでスペクトラルＣＴを行う場合、撮像制御部６７は、Ｘ線発生対象の３つのＸ線源が円周に沿って順番に切り替えられ、Ｘ線発生対象の３つのＸ線源１１各々の前面にウェッジフィルタ２１が配置され、回転軸Ｚを挟んでＸ線発生対象のＸ線源１１の反対側に位置するＸ線検出器１５の前面に後置コリメータ２７が配置されるように、ゲート制御部５９、フィルタ駆動制御部６３、コリメータ駆動制御部６５、及びデータ収集回路３７を同期的に制御する。ここで撮像制御部６７は、３つの管電圧の各々で画像再構成に必要な同一の角度範囲をＸ線で曝射するように、ゲート制御部５９とＸ線制御部６１とを制御する。例えば、３６０度再構成を行う場合、３つの管電圧の各々で異なる角度を開始位置として３６０度に亘りＸ線が曝射される。図１２Ａ及びＢの場合、低管電圧のＸ線が０度から３６０度の角度範囲で曝射され、中管電圧のＸ線が１２０度から４８０度の角度範囲で曝射され、高管電圧のＸ線が２４０度から６００度の角度範囲で曝射される。
　データ収集回路３７は、各Ｘ線検出器１５からビュー毎に生データを収集する。ここで、高管電圧の印加を受けてＸ線源１１から発生されたＸ線に起因する生データを高管電圧生データと呼び、中管電圧の印加を受けてＸ線源から発生されたＸ線に起因する生データを中管電圧生データと呼び、低管高電圧の印加を受けてＸ線源から発生されたＸ線に起因する生データを低管電圧生データと呼ぶことにする。再構成部５５は、高管電圧生データに基づいてＣＴ画像（高管電圧ＣＴ画像）を再構成し、中管電圧生データに基づいてＣＴ画像（中管電圧ＣＴ画像）を再構成し、及び低管電圧生データに基づいてＣＴ画像（低管電圧ＣＴ画像）を再構成する。また、再構成部５５は、高管電圧生データ、中管電圧生データ、及び低管電圧生データに基づいて既定の基準物質に関する画像（基準物質画像）や、当該基準物質に基づく単色Ｘ線画像や密度画像、実効原子番号画像を発生したりしても良い。高管電圧ＣＴ画像や中管電圧ＣＴ画像、低管電圧ＣＴ画像、基準物質画像、単色Ｘ線画像、密度画像、実効原子番号画像は表示部６９に表示される。
　上記の構成により、Ｘ線源リング１３と検出器リング１７とを備えるＸ線コンピュータ断層撮影装置において、管電圧ベースによるスペクトラルＣＴが実現される。
　次に、フィルタベースのスペクトラルＣＴについて説明する。図１３は、Ｘ線源１１から発生され、Ｘ線減弱係数が異なるウェッジフィルタ２１を透過したＸ線のエネルギースペクトラムを模式的に示す図である。図１３の縦軸はＸ線検出器１５への入射Ｘ線のカウント数に規定され、図１３の横軸はフォトンエネルギーに規定される。図１３の実線は高Ｘ線減弱係数のウェッジフィルタ２１を透過した発生されたＸ線のエネルギースペクトラルを示し、当該エネルギー値ＶＬを最大とするエネルギー分布を示している。同様に、点線は中Ｘ線減弱係数のウェッジフィルタ２１を透過したＸ線のエネルギースペクトラルを示し、当該エネルギー値ＶＭを最大とするエネルギー分布を示し、一点鎖線は高Ｘ線減弱係数のウェッジフィルタ２１を透過したＸ線のエネルギースペクトラルを示し、当該エネルギー値ＶＨを最大とするエネルギー分布を示している。このように複数のウェッジフィルタ２１のＸ線減弱係数を離散的に設定することにより、当該複数のウェッジフィルタ２１を透過したＸ線のエネルギー範囲が互いに分離される。これによりスペクトラルＣＴが可能となる。
　図１４Ａ及びＢは、フィルタベースのスペクトラルＣＴにおいて同時Ｘ線源駆動数が３の場合における、Ｘ線源１１、ウェッジフィルタ２１、及び後置コリメータの配置を平面的に示す図である。図１４Ａは時刻ｔにおける配置を示し、図１４Ｂは時刻ｔ＋Δｔにおける配置を示している。上述のように、同時Ｘ線源駆動数が３の場合、円周に沿って等間隔に３つのウェッジフィルタ２１がフィルタ支持体２３により支持され、３つの後置コリメータ２７がコリメータ支持体２９により支持されている。３つのウェッジフィルタ２１は、当該フィルタ２１によるＸ線減弱効果を３つのＸ線源１１からのＸ線に対して異ならせるため、異なる材質により形成される。例えば、各ウェッジフィルタ２１は、Ｘ線減弱係数が異なる任意の金属により形成されると良い。具体的には、第１のウェッジフィルタは銅により形成され、第２のウェッジフィルタはヨウ素により形成され、第３のウェッジフィルタはガドリニウムにより形成されると良い。
　管電圧ベースのスペクトラルＣＴと同様、データ収集回路３７は、各Ｘ線検出器１５からビュー毎に生データを収集する。ここで、低Ｘ線減弱係数のウェッジフィルタ２１を透過したＸ線に起因する生データを高エネルギー生データと呼び、中Ｘ線減弱係数のウェッジフィルタ２１を透過したＸ線に起因する生データを中エネルギー生データと呼び、高Ｘ線減弱係数のウェッジフィルタ２１を透過したＸ線に起因する生データを低エネルギー生データと呼ぶことにする。再構成部５５は、高エネルギー生データに基づいてＣＴ画像（高エネルギーＣＴ画像）を再構成し、中エネルギー生データに基づいてＣＴ画像（中エネルギーＣＴ画像）を再構成し、及び低エネルギー生データに基づいてＣＴ画像（低エネルギーＣＴ画像）を再構成する。高エネルギーＣＴ画像は高管電圧ＣＴ画像と実質的に同等であり、中エネルギーＣＴ画像は中管電圧ＣＴ画像と実質的に同等であり、低エネルギーＣＴ画像は低管電圧ＣＴ画像と実質的に同等である。また、再構成部５５は、高エネルギーＣＴ生データ、中エネルギー生データ、及び低エネルギー生データに基づいて既定の基準物質に関する画像（基準物質画像）や、当該基準物質に基づく単色Ｘ線画像や密度画像、実効原子番号画像を発生したりしても良い。高エネルギーＣＴ画像や中エネルギーＣＴ画像、低エネルギーＣＴ画像、基準物質画像、単色Ｘ線画像、密度画像、実効原子番号画像は表示部６９に表示される。
　上記の構成により、Ｘ線源リング１３と検出器リング１７とを備えるＸ線コンピュータ断層撮影装置において、フィルタベースによるスペクトラルＣＴが実現される。
　なお、上記の説明においては、管電圧とウェッジフィルタの材質とを個別に調節することによりスペクトラルＣＴを実行するとした。しかしながら、本実施形態はこれに限定されない。すなわち、管電圧とウェッジフィルタの材質との両方を最適化することにより、スペクトラルＣＴを実行しても良い。この場合、一つのＸ線源１１、ウェッジフィルタ２１、及び後置コリメータ２７からなる各Ｘ線照射系のＸ線のエネルギー範囲が他のＸ線照射系のＸ線のエネルギー範囲から分離するように、管電圧とウェッジフィルタの材質との両方が調節されると良い。
　かくして第１実施形態によれば、高速撮像を実行可能なＸ線コンピュータ断層撮影装置を提供することが可能になる。
　（第２実施形態）
　次に、第２実施形態に係るフォトンカウンティングＣＴ装置について説明する。なお以下の説明において、第１実施形態と略同一の機能を有する構成要素については、同一符号を付し、必要な場合にのみ重複説明する。
　図１５は、第２実施形態に係るフォトンカウンティングＣＴ装置の構成を示す図である。図１５に示すように、第２実施形態に係るフォトンカウンティングＣＴ装置は、第１実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置のデータ収集回路３７の代わりに計数回路３９を有し、前処理部５３の代わりに前処理部７５を有し、再構成部５５の代わりに再構成部７７を有し、撮像制御部６７の代わりに撮像制御部７９を有している。
　計数回路３９は、撮像制御部７９による制御により、Ｘ線検出器１５により検出されたＸ線フォトンのカウント数を複数のエネルギー帯域について計数する。計数回路３９による計数方式としては、サイノグラムモード方式とリストモード方式が知られている。サイノグラムモード方式において計数回路３９は、Ｘ線検出器１５からの電気パルスを波高弁別し、予め設定された複数のエネルギー帯域の各々について電気パルス数をＸ線フォトン数と見做してＸ線検出器１５毎に個別に計数する。複数のエネルギー帯域は、予め操作部７１を介して設定されている。リストモード方式において計数回路３９は、Ｘ線検出器１５からの電気パルスを波高弁別し、電気パルスの波高値をＸ線フォトンのエネルギー値と見做して検出時刻に関連付けて記録する。そして計数回路３９は、当該記録を参照して、予め定められた複数のエネルギー帯域にＸ線フォトンを分類し、当該複数のエネルギー帯域の各々についてＸ線フォトンのカウント数をビュー毎に計数する。カウント数のデータは、前処理部５３に供給される。
　前処理部７５は、計数回路３９からのエネルギー帯域毎のカウント数のデータに前処理を施す。前処理としては、例えば、カウント数の積分処理や対数変換、Ｘ線強度補正、オフセット補正等が挙げられる。
　再構成部７７は、複数のエネルギー帯域のうちの画像化対象のエネルギー帯域に関する前処理後のカウント数のデータに画像再構成アルゴリズムを適用して、当該画像化対象のエネルギー帯域についてのＣＴ値の空間分布を表現するフォトンカウンティングＣＴ画像を発生する。
　撮像制御部７９は、ゲート制御部５９、Ｘ線制御部６１、フィルタ駆動制御部６３、コリメータ駆動制御部６５、及び計数回路３９を同期的に制御する。第１実施形態と同様に撮像制御部７９は、ビューの切り替えタイミングに同期してＸ線発生対象のＸ線源１１を切り替えるようにゲート制御部５９とＸ線制御部６１とに同期的に指令を出す。ゲート制御部５９とＸ線制御部６１との動作は第１実施形態と同様であるのでここでの説明は省略する。また、撮像制御部７９は、第１実施形態と同様に、Ｘ線発生対象のＸ線源１１の前面にウェッジフィルタ２１が位置し、当該Ｘ線源１１の中心軸Ｚを挟んで反対側に位置するＸ線検出器１５の前面に後置コリメータ２７が位置するように、フィルタ駆動制御部６３とコリメータ駆動制御部６５とに同期的に指令を出す。フィルタ駆動制御部６３とコリメータ駆動制御部６５との動作は第１実施形態と同様であるのでここでの説明は省略する。また、撮像制御部７９は、ビューの切り替えタイミングに同期してＸ線検出器１５から電気信号を読み出すように計数回路３９を制御する。ビューの切り替えタイミングは、第１実施形態と同様であるのでここでの説明を省略する。
　かくして第２実施形態によれば、高速撮像を実行可能なフォトンカウンティングＣＴ装置を提供することが可能になる。また、第１実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置に比して、第２実施形態に係るフォトンカウンティングＣＴ装置は、フォトンカウンティングＣＴにより被検体Ｓへの被曝量を低減することが可能となる。
　本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
　　１０…ガントリ、１１…Ｘ線源、１３…Ｘ線源リング、１５…Ｘ線検出器、１７…検出器リング、１９…天板、２１…ウェッジフィルタ、２３…フィルタ支持体、２５…フィルタ駆動部、２７…後置コリメータ、２９…コリメータ支持体、３１…コリメータ駆動部、３３…ゲート駆動回路、３５…高電圧発生器、３７…データ収集回路、５０…コンソール、５１…システム制御部、５３…前処理部、５５…再構成部、５７…画像処理部、５９…ゲート制御部、６１…Ｘ線制御部、６３…フィルタ駆動制御部、６５…コリメータ駆動制御部、６７…撮像制御部、６９…表示部、７１…操作部、７３…記憶部、１１１…冷陰極電子源、１１３…ゲート電極、１１５…陽極

Claims (24)

  1. 　円周状に配列された複数のＸ線源を有するＸ線源リングであって、前記複数のＸ線源はＸ線を個別に発生する、Ｘ線源リングと、
    　前記Ｘ線源リングからのＸ線を検出するＸ線検出器と、
    　前記Ｘ線源リングの内周側に設けられた少なくとも一つのウェッジフィルタを回転軸回りに回転可能に支持するするフィルタ支持機構と、
    　前記フィルタ支持機構を駆動するフィルタ駆動部と、
    　前記複数のＸ線源からのＸ線の発生に同期して前記少なくとも一つのウェッジフィルタが前記回転軸回りに回転するように前記フィルタ駆動部を制御する制御部と、
    　前記検出されたＸ線の強度に応じたデジタルデータを収集するデータ収集部と、
    　前記デジタルデータに基づいてＣＴ画像を再構成する再構成部と、
    　を具備するＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  2. 　前記Ｘ線源リングは、前記複数のＸ線源として、
    　円周状に配列された複数の電子放出源と、
    　前記複数の電子放出源に電界を印可する複数のゲート電極と、
    　前記複数のゲート電極による電界の印可を受けて前記複数の電子放出源から発生された電子を受けてＸ線を発生する陽極と、を有する、
    　請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  3. 　前記複数のゲート電極を個別に駆動するためのゲート電極駆動部をさらに備え、
    　前記制御部は、前記複数のＸ線源のうちのＸ線の発生対象のＸ線源の前面に前記少なくとも一つのウェッジフィルタが位置するように前記フィルタ駆動部と前記ゲート電極駆動部とを同期的に制御する、
    　請求項２記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  4. 　前記制御部は、前記複数のＸ線源から円周回りに順番にＸ線を発生させるように前記ゲート電極駆動部を制御する、請求項３記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  5. 　前記制御部は、前記複数のＸ線源のうちの２以上の所定数のＸ線源からＸ線を発生させるように前記ゲート電極駆動部を制御する、請求項３記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  6. 　前記所定数は４である、請求項５記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  7. 　前記複数の電子放出源と前記陽極との間に印可するための高電圧を発生する高電圧発生部をさらに備える、請求項２記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  8. 　前記フィルタ支持機構は、前記少なくとも一つのウェッジフィルタとして、円周状に配列された複数のウェッジフィルタを支持し、
    　前記複数のウェッジフィルタは、異なるＸ線減弱係数を有する物質により形成される、請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  9. 　前記複数のゲート電極を個別に駆動するゲート電極駆動部と、
    　前記Ｘ線検出リングの内周側に設けられ、少なくとも一つの後置コリメータを前記回転軸回りに回転可能に支持するコリメータ支持機構と、
    　前記コリメータ支持機構を駆動するコリメータ駆動部と、をさらに備え、
    　前記制御部は、前記複数のＸ線源のうちのＸ線の発生対象のＸ線源の前面に前記少なくとも一つのウェッジフィルタが位置し、前記Ｘ線の発生対象のＸ線源に対向するＸ線検出器の前面に前記少なくとも一つの後置コリメータが位置するように前記フィルタ駆動部、前記コリメータ駆動部、及び前記ゲート電極駆動部を同期的に制御する、
    　請求項２記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  10. 　前記コリメータ支持機構は、前記少なくとも一つの後置コリメータとして、円周状に配列された複数の後置コリメータを支持し、
    　前記複数の後置コリメータは異なるＸ線減弱係数を有する物質により形成される、
    　請求項９記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。

  11. 　前記Ｘ線源リングに並べて設けられ、円周状に配列された複数の前記Ｘ線検出器を有するＸ線検出リングをさらに備える請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  12. 　円周状に配列された複数のＸ線源を有するＸ線源リングであって、前記複数のＸ線源はＸ線を個別に発生する、Ｘ線源リングと、
    　前記Ｘ線源リングからのＸ線を検出するＸ線検出器と、
    　前記Ｘ線検出リングの内周側に設けられ、少なくとも一つの後置コリメータを回転軸回りに回転可能に支持するするコリメータ支持機構と、
    　前記コリメータ支持機構を駆動する支持機構駆動部と、
    　前記複数のＸ線源からのＸ線の発生に同期して前記少なくとも一つの後置コリメータが前記回転軸回りに回転するように前記支持機構駆動部を制御する制御部と、
    　前記検出されたＸ線の強度に応じたデジタルデータを収集するデータ収集部と、
    　前記デジタルデータに基づいてＣＴ画像を再構成する再構成部と、
    　を具備するＸ線コンピュータ断層撮影装置。
  13. 　円周状に配列された複数のＸ線源を有するＸ線源リングであって、前記複数のＸ線源はＸ線を個別に発生する、Ｘ線源リングと、
    　前記Ｘ線源リングからのＸ線を検出するＸ線検出器と、
    　前記Ｘ線源リングの内周側に設けられ、少なくとも一つのウェッジフィルタを回転軸回りに回転可能に支持するするフィルタ支持機構と、
    　前記フィルタ支持機構を駆動するフィルタ駆動部と、
    　前記複数のＸ線源からのＸ線の発生に同期して前記少なくとも一つのウェッジフィルタが前記回転軸回りに回転するように前記フィルタ駆動部を制御する制御部と、
    　前記検出されたＸ線フォトンのカウント数を計数する計数部と、
    　前記カウント数に基づいてフォトンカウンティングＣＴ画像を再構成する再構成部と、
    　を具備するフォトンカウンティングＣＴ装置。
  14. 　前記Ｘ線源リングは、前記複数のＸ線源として、
    　円周状に配列された複数の電子放出源と、
    　前記複数の電子放出源に電界を印可するための複数のゲート電極と、
    　前記複数のゲート電極による電界の印可を受けて前記複数の電子放出源から発生された電子を受けてＸ線を発生する陽極と、を有する、
    　請求項１３記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
  15. 　前記複数のゲート電極を個別に駆動するためのゲート電極駆動部をさらに備え、
    　前記制御部は、前記複数のＸ線源のうちのＸ線の発生対象のＸ線源の前面に前記少なくとも一つのウェッジフィルタが配置されるように前記フィルタ駆動部と前記ゲート電極駆動部とを同期的に制御する、
    　請求項１４記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
  16. 　前記制御部は、前記複数のＸ線源から円周回りに順番にＸ線を発生させるように前記ゲート電極駆動部を制御する、請求項１４記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
  17. 　前記制御部は、前記複数のＸ線源のうちの２以上の所定数のＸ線源からＸ線フォトンを発生させるように前記ゲート電極駆動部を制御する、請求項１４記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
  18. 　前記所定数は４である、請求項１７記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
  19. 　前記複数の電子放出源と前記陽極との間に印可するための高電圧を発生する高電圧発生部をさらに備える、請求項１４記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
  20. 　前記フィルタ支持機構は、前記少なくとも一つのウェッジフィルタとして、円周状に配列された複数のウェッジフィルタを支持する、請求項１３記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
  21. 　少なくとも一つの後置コリメータを前記回転軸回りに回転可能に支持するコリメータ支持機構と、
    　前記コリメータ支持機構を駆動するコリメータ駆動部と、をさらに備え、
    　前記制御部は、前記複数のＸ線源のうちのＸ線の発生対象のＸ線源の前面に前記少なくとも一つのウェッジフィルタが位置し、前記Ｘ線の発生対象のＸ線源に対向するＸ線検出器の前面に前記少なくとも一つの後置コリメータが位置するように前記フィルタ駆動部、前記コリメータ駆動部、及び前記ゲート電極駆動部を同期的に制御する、
    　請求項１４記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
  22. 　前記コリメータ支持機構は、前記少なくとも一つの後置コリメータとして、円周状に配列された複数の後置コリメータを支持する、請求項２１記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
  23. 　前記Ｘ線源リングに並べて設けられ、円周状に配列された複数の前記Ｘ線検出器を有するＸ線検出リングをさらに備える請求項１３記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
  24. 　円周状に配列された複数のＸ線源を有するＸ線源リングであって、前記複数のＸ線源はＸ線を個別に発生する、Ｘ線源リングと、
    　前記Ｘ線源リングからのＸ線を検出するＸ線検出器と、
    　前記Ｘ線検出リングの内周側に設けられ、少なくとも一つの後置コリメータを回転軸回りに回転可能に支持するするコリメータ支持機構と、
    　前記コリメータ支持機構を駆動する支持機構駆動部と、
    　前記複数のＸ線源からのＸ線の発生に同期して前記少なくとも一つの後置コリメータが前記回転軸回りに回転するように前記支持機構駆動部を制御する制御部と、
    　前記検出されたＸ線フォトンのカウント数を計数する計数部と、
    　前記カウント数に基づいてフォトンカウンティングＣＴ画像を再構成する再構成部と、
    　を具備するフォトンカウンティングＣＴ装置。
    　　
PCT/JP2015/050147 2014-01-06 2015-01-06 Ｘ線コンピュータ断層撮影装置及びフォトンカウンティングｃｔ装置 Ceased WO2015102114A1 (ja)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US14/740,692 US20150305697A1 (en) 2014-01-06 2015-06-16 X-ray computed tomography apparatus and photon counting ct apparatus

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2014-000592 2014-01-06
JP2014000592 2014-01-06

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US14/740,692 Continuation US20150305697A1 (en) 2014-01-06 2015-06-16 X-ray computed tomography apparatus and photon counting ct apparatus

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2015102114A1 true WO2015102114A1 (ja) 2015-07-09

Family

ID=53493453

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2015/050147 Ceased WO2015102114A1 (ja) 2014-01-06 2015-01-06 Ｘ線コンピュータ断層撮影装置及びフォトンカウンティングｃｔ装置

Country Status (3)

Country Link
US (1) US20150305697A1 (ja)
JP (1) JP2015144808A (ja)
WO (1) WO2015102114A1 (ja)

Families Citing this family (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10322300B2 (en) * 2015-09-11 2019-06-18 Varian Medical Systems, Inc. Radiation shields for linac head and system
KR102517824B1 (ko) * 2015-11-24 2023-04-04 주식회사 바텍 복수의 엑스선 소스와 센서를 구비한 엑스선 촬영장치
DE102015226489B4 (de) * 2015-12-22 2024-05-16 Siemens Healthineers Ag Röntgensystem und Verfahren zur Bildrekonstruktion
CN109804449B (zh) * 2016-10-19 2022-07-01 昂达博思有限公司 X射线源
WO2018085824A1 (en) * 2016-11-07 2018-05-11 Rensselaer Polytechnic Institute Methods and systems for stationary computed tomography
DE102016013533A1 (de) 2016-11-12 2018-05-17 H&P Advanced Technology GmbH Computertomograph
US20210007684A1 (en) * 2019-07-09 2021-01-14 Mistretta Medical, Llc System and method of low dose ct fluoroscopy via aperture control
JP7451326B2 (ja) 2020-06-29 2024-03-18 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線診断装置
DE102020213379A1 (de) 2020-10-22 2021-11-18 Siemens Healthcare Gmbh Computertomographie-System und Verfahren zum Generieren von Computertomographie-Daten
WO2022185231A1 (en) * 2021-03-04 2022-09-09 Multict Imaging Ltd X-ray computed tomography (ct) scanner
JP2024030052A (ja) * 2022-08-23 2024-03-07 富士フイルム株式会社 コンピュータ断層撮影装置
JP2024132071A (ja) * 2023-03-17 2024-09-30 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 通信装置、ｘ線ｃｔ装置、通信方法、及び、プログラム

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005110722A (ja) * 2003-10-02 2005-04-28 Shimadzu Corp Ｘ線管およびｘ線撮影装置
JP2007267980A (ja) * 2006-03-31 2007-10-18 National Univ Corp Shizuoka Univ 回転機構のない連続処理型ｘ線ｃｔ装置
US20090034678A1 (en) * 2007-08-01 2009-02-05 Stefan Popescu Fifth generation x-ray computed tomography system and operating method

Family Cites Families (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7280631B2 (en) * 2003-11-26 2007-10-09 General Electric Company Stationary computed tomography system and method
CN101528135B (zh) * 2006-10-31 2011-11-16 皇家飞利浦电子股份有限公司 扫掠阳极ct扫描仪
CN103948395A (zh) * 2007-07-19 2014-07-30 北卡罗来纳大学查珀尔希尔分校 固定 x 射线数字化断层合成或断层摄影系统和相关方法

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005110722A (ja) * 2003-10-02 2005-04-28 Shimadzu Corp Ｘ線管およびｘ線撮影装置
JP2007267980A (ja) * 2006-03-31 2007-10-18 National Univ Corp Shizuoka Univ 回転機構のない連続処理型ｘ線ｃｔ装置
US20090034678A1 (en) * 2007-08-01 2009-02-05 Stefan Popescu Fifth generation x-ray computed tomography system and operating method

Also Published As

Publication number Publication date
US20150305697A1 (en) 2015-10-29
JP2015144808A (ja) 2015-08-13

Similar Documents

Publication Publication Date Title
WO2015102114A1 (ja) Ｘ線コンピュータ断層撮影装置及びフォトンカウンティングｃｔ装置
WO2015102115A1 (ja) Ｘ線コンピュータ断層撮影装置及びフォトンカウンティングｃｔ装置
US9259194B2 (en) Method and apparatus for advanced X-ray imaging
US7142629B2 (en) Stationary computed tomography system and method
JP3909048B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置およびｘ線管
US6229870B1 (en) Multiple fan beam computed tomography system
CA2407004C (en) X-ray ct apparatus
US8571181B2 (en) Rapidly switching dual energy X-ray source
JP4675589B2 (ja) Ｘ線コンピュータトモグラフィ装置
US7881425B2 (en) Wide-coverage x-ray source with dual-sided target
WO2016028893A1 (en) System and method for multi-source x-ray-based imaging
CN102157323A (zh) 用于宽幅计算断层照相术的设备和构造该设备的方法
WO2014171487A1 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
US10610173B2 (en) System and method to improve spatial resolution in computed tomography
JP7224829B2 (ja) 医用画像処理装置および方法
JP7487367B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置、検出器補正方法および医用情報システム
JP2004236752A (ja) Ｘ線コンピュータトモグラフィ装置及びｘ線撮影装置
JP7461102B2 (ja) 医用画像処理装置およびｘ線ｃｔ装置
JP4841216B2 (ja) 放射線撮影装置
JPH08275937A (ja) Ｘ線断層撮影方法および装置
US12310772B2 (en) Radiology device with several sources of ionizing rays and method implementing the device
JP7725189B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP2003159243A (ja) Ｘ線コンピュータ断層撮影装置

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 15733126

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 15733126

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1