(57)【要約】【課題】高速撮像の実現。【解決手段】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。【選択図】図１
2015144808.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
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。
【背景技術】
【０００２】
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。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】米国特許第７，６３４，０４５号明細書
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
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。
【０００５】
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。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
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。
【発明の効果】
【０００７】
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。
【図面の簡単な説明】
【０００８】
【図１】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２】図１のガントリの構造を模式的に示す図
【図３】図２のＸ線源リングの模式的な正面図
【図４】図２の検出器リングの模式的な正面図
【図５】図１のＸ線源の構造を模式的に示す図
【図６】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
【図７】本実施形態に係るガントリの縦断面図
【図８】図７のＸ線源リングの詳細な構造を示す縦断面図
【図９Ａ】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
【図９Ｂ】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
【図１０Ａ】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
【図１０Ｂ】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
【図１１】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
【図１２Ａ】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
【図１２Ｂ】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
【図１３】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
【図１４Ａ】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。
【図１４Ｂ】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。
【図１５】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
【発明を実施するための形態】
【０００９】
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。
【００１０】
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。
【００１１】
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。
【００１２】
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。
【００１３】
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。
【００１４】
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。
【００１５】
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。
【００１６】
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。
【００１７】
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。
【００１８】
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。
【００１９】
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。
【００２０】
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。
【００２１】
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。
【００２２】
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。
【００２３】
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。
【００２４】
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。
【００２５】
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。
【００２６】
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。
【００２７】
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。
【００２８】
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。
【００２９】
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。
【００３０】
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。
【００３１】
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。
【００３２】
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。
【００３３】
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。
【００３４】
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。
【００３５】
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。
【００３６】
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。
【００３７】
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。
【００３８】
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。
【００３９】
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。
【００４０】
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。
【００４１】
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。
【００４２】
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。
【００４３】
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。
【００４４】
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。
【００４５】
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。
【００４６】
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。
【００４７】
（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。
【００４８】
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。
【００４９】
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。
【００５０】
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。
【００５１】
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。
【００５２】
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。
【００５３】
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。
【００５４】
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。
【００５５】
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。
【００５６】
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。
【００５７】
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。
【００５８】
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。
【００５９】
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。
【００６０】
（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。
【００６１】
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。
【００６２】
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。
【００６３】
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。
【００６４】
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。
【００６５】
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。
【００６６】
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。
【００６７】
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。
【符号の説明】
【００６８】
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
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９Ａ】
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【図９Ｂ】
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【図１０Ａ】
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【図１０Ｂ】
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【図１１】
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【図１２Ａ】
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【図１２Ｂ】
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【図１３】
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【図１４Ａ】
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【図１４Ｂ】
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【図１５】
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