Ｘ線ＣＴ装置及びＸ線源用電源装置
【課題】ビュー毎の高速な管電圧切替が可能で、動きのある検査対象についても、鮮明な画像を得ることができるマルチエネルギー型Ｘ線ＣＴ装置を提供する。
【解決手段】交流電源１とＸ線管３との間に、互いに並列に複数の直流電圧発生装置２２ａ、２２ｂを接続するとともに、直流電圧発生装置のうち、出力電圧が大きいほうの直流電圧発生装置２２ａとＸ線管３との間に、高電圧制御回路２７によって制御されるスイッチング回路２３を備え、出力電圧が小さいほうの直流電圧発生装置２２ｂとＸ線管３との間にダイオード２４が挿入される。高電圧制御回路２７から所定周波数の切替信号でスイッチング回路２３をオンオフすることにより、エネルギーの異なる２つの管電圧を切替える。
【解決手段】交流電源１とＸ線管３との間に、互いに並列に複数の直流電圧発生装置２２ａ、２２ｂを接続するとともに、直流電圧発生装置のうち、出力電圧が大きいほうの直流電圧発生装置２２ａとＸ線管３との間に、高電圧制御回路２７によって制御されるスイッチング回路２３を備え、出力電圧が小さいほうの直流電圧発生装置２２ｂとＸ線管３との間にダイオード２４が挿入される。高電圧制御回路２７から所定周波数の切替信号でスイッチング回路２３をオンオフすることにより、エネルギーの異なる２つの管電圧を切替える。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、Ｘ線ＣＴ装置に関し、特にスキャン中にエネルギーの異なるＸ線ビームを照射し、各々のＸ線透過データを得るマルチエネルギー型Ｘ線ＣＴ装置(Multi Energy Computed Tomography：MECT)に関する。
【背景技術】
【０００２】
マルチエネルギー型Ｘ線ＣＴ装置は、体内の各組織のＸ線減弱率が、Ｘ線ビームのエネルギーに応じて変化する現象を利用し、エネルギーが異なる複数のＸ線ビームを照射して画像特性の異なる複数の断層画像を撮影する。それらの複数の画像を差分し、差分を強調した強調画像を取得することで、単一のエネルギーでは同じような画素値となって画像化される組織同士を互いに識別可能に画像化する。
【０００３】
このような画像特性の異なる断層像を得るために２種類のＸ線で同一の被検体をそれぞれ撮影する場合、従来、８０ｋＶといった低い管電圧で撮影し、次に１４０ｋＶといった高い管電圧に切替えて撮影していた。この場合、次のような問題を生じる。管電圧を切替えて２回の撮影を行なうため、１回目の撮影と２回目の撮影との間に時間差が生じる。その１回目の撮影と２回目の撮影との間に被検体の位置や姿勢が変化すると、上記２つの断層像間で被検体の位置ずれが発生する。このような位置ずれが発生すると、強調画像の中に断層像間の画像特性の違いによる真の差異以外にアーチファクトが含まれてしまい、強調画像の適切な観察や解析ができない。
【０００４】
これに対し、マルチエネルギー型のＸ線ＣＴ装置において、スキャン中に撮影管電圧を高速に切り替えて異なるエネルギーのＸ線ビームを照射する方法がある（例えば、特許文献１）。荷物検査用スキャナを対象とする特許文献１に開示された方法では、Ｘ線管の電源である高電圧ＤＣ電源に、周期的な時変波形を発生する波形発生器を接続し、ＤＣ電源の出力を波形器が発生する波形に応答して所定の変化率で変化させる。これにより、スキャナの回転周期よりも高い変化率、例えば２００〜８００Ｈｚで管電圧を切替えている。これにより、特許文献１に開示された技術は、荷物検査における単位時間当たりのスキャン速度の向上を図っている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開平１０−７３５４４号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
生体組織を対象とするＸ線ＣＴ装置では、管電圧をより高速に切り替えることが望まれる。例えば、心臓など体動の激しい部位で鮮明な画像を得るためには、ビュー毎に管電圧を切替えることが考えられる。Ｘ線ＣＴ装置では、例えば１８００view/sなどのビューレートで画像データを取り込み、その都度画像を再構成している。この場合、管電圧をビュー毎に切替えるには、０．５５６ｍｓ毎に切替える必要がある。
【０００７】
しかし特許文献１に記載されるようなＤＣ電源と波形発生器との組み合わせでは、更なる切替の高速化には限界がある。それは、矩形波形の出力が所定の出力値に達するために通常数ｍｓ程度の立ち上がり時間を要し、ビューレートに対応した速度、前掲の例では０．５５６ｍｓで管電圧を切替えることはできないからである。管電圧の応答特性を改善するために、従来のＸ線ＣＴ装置では、管電圧を検出しフィードバック制御を施して高速化を図ってはいるものの、高電圧発生装置出力部に存在する浮遊容量の影響で、１ｍｓ以下の管電圧立ち上がり時間及び立ち下がり時間を実現できない。また、高解像度の要求が高まる中、スキャナの回転速度やビューレートは高まる一方にあり、管電圧を高速に切替えられる高電圧発生装置の実現が課題となっている。
【０００８】
本発明は、ビュー毎の高速な管電圧切替が可能なマルチエネルギー型Ｘ線ＣＴ装置を提供すること、これにより動きのある検査対象についても、鮮明な画像を得ることができるマルチエネルギー型Ｘ線ＣＴ装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
上記課題を解決するため、本発明のＸ線ＣＴ装置は、交流電源とＸ線管との間に、互いに並列に複数の直流電圧発生装置を接続するとともに、各直流電圧発生装置とＸ線管との間に、それぞれ、Ｘ線ＣＴ装置の制御部によって制御されるスイッチング手段を備える。好適な態様において、スイッチング手段の一つは、ダイオードで置き換えることができ、ダイオードは複数の直流電圧発生装置のうち、最も出力電圧の小さい直流電圧装置とＸ線管との間に挿入される。
【００１０】
具体的には、本発明のＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線管及びその電源装置を備えたＸ線源と、前記Ｘ線源から発生され、検査対象を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器とを対向配置した回転板を備えたスキャナ回転部と、前記Ｘ線検出器が検出した透過Ｘ線に関するデータを用いて前記検査対象の画像を再構成する画像処理部と、前記Ｘ線源、Ｘ線検出器、スキャナ回転部および画像処理部を制御する制御部とを備え、前記Ｘ線管の電源装置は、共通の交流電源と前記Ｘ線管との間に接続され、互いに異なる電圧を発生する複数の直流電圧発生装置と、各直流電圧発生装置と前記Ｘ線管との間に直列接続され、前記制御部からの制御信号により動作するスイッチング手段とを備える。
【００１１】
或いは、前記Ｘ線管の電源装置は、共通の交流電源と前記Ｘ線管との間に接続され、互いに異なる直流電圧を発生する複数の直流電圧発生装置と、前記複数の直流電圧発生装置の一つと前記Ｘ線管との間に直列に接続されたダイオードと、前記一つの直流電圧発生装置以外の直流電圧発生装置と前記Ｘ線管との間に直列接続され、前記制御部からの制御信号により動作するスイッチング手段とを備える。
【発明の効果】
【００１２】
本発明のＸ線ＣＴ装置によれば、Ｘ線管の電源装置が複数の直流電圧発生装置とそれを高速で切替えるスイッチング手段とを備えたことにより、管電圧を高速に切替えることが可能となり、より鮮明な強調画像が得られるＸ線ＣＴ装置を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
【図１】第一の実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の全体概要を示す図
【図２】第一の実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の直流電圧発生装置のブロック図
【図３】スイッチ回路の一例を示す回路ブロック図
【図４】第二の実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の全体概要を示す図
【図５】第二の実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の直流電圧発生装置のブロック図
【発明を実施するための形態】
【００１４】
以下、本発明のＸ線ＣＴ装置の実施の形態を説明する。
【００１５】
＜第一の実施の形態＞
図１は、第一の実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の全体概要を示す図である。このＸ線ＣＴ装置は、主として、交流電源１から供給される交流電力を直流高電圧に変換する高電圧発生装置２と、高電圧発生装置２から出力された直流高電圧を印加されＸ線を放射するＸ線管３と、Ｘ線管３に対し被検体４を間に挟んで対向配置されたＸ線検出部５と、Ｘ線検出部５で検出された被検体のＸ線透過データを用いてＣＴ画像を生成する画像処理装置６と、システム全体を制御するためのシステムコントローラ７と、ＣＴ画像及び各種情報を表示する表示装置８と、操作コンソール９とを備える。
【００１６】
また図示していないが、Ｘ線の照射野を可変設定するコリメータや、Ｘ線管３及びＸ線検出部５を搭載して回転する回転枠（スキャナ回転部）などを備えている。Ｘ線検出部５は、Ｘ線を電気信号に変換するＸ線検出素子を一次元或いは二次元方向に多数配列した検出器アレイ５１と、各Ｘ線検出素子が検出した信号を増幅する増幅器５２とからなる。
【００１７】
本実施の形態のＸ線ＣＴ装置は、２種のエネルギーの異なるＸ線を照射できるデュアルエネルギー型の装置であり、このため高電圧発生装置２が、２つの異なる直流電圧をＸ線管３に印加できるように構成されていることが特徴である。
【００１８】
具体的には、高電圧発生装置２は、商用電源１から供給される交流電力を直流電力に変換するＡＣ／ＤＣコンバータ回路２１と、この直流電力を更に高い直流電圧へ変換する第１及び第２のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａ、２２ｂと、第１及び第２のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａ、２２ｂの出力を切替えるスイッチング手段とを備えている。第１及び第２のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａ、２２ｂはそれぞれ異なる直流電圧を出力し、これらの出力をスイッチング手段で切替えてＸ線管に接続する。本実施の形態では、第１のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａの出力は第２のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ｂの出力よりも大きく、スイッチング手段として、出力が大きい第１のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａとＸ線管３との間にスイッチング回路２３が、出力が小さい第２のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ｂとＸ線管３との間にダイオード２４がそれぞれ接続されている。
【００１９】
また高電圧発生装置２には、システムコントローラ７からの指令を受けて、ＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａ、２２ｂ及びスイッチング回路２３を制御する高電圧制御回路２７が備えられている。高電圧制御回路２７は、２つのＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａ、２２ｂに、それらの出力を決める管電圧設定信号を送る。例えば、第１のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａは−１４０ｋＶ、第２のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ｂは−８０ｋＶの高電圧の出力が設定される。また、高電圧制御回路２７は、スキャン条件によって決まる所定周波数の切替信号をスイッチング回路２３に送り、当該周波数でスイッチング回路２３のＯＮ・ＯＦＦを切替える。切替信号の周波数は、例えば１ビュー毎に照射エネルギーを切替える場合、ビューレート：１８００view/sに対し１８００Ｈｚである。
【００２０】
ＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａ、２２ｂは、例えば図２に示すように、交流電源１の周波数よりも高い周波数の交流電力に変換するインバータ回路２２１と、その交流電力を絶縁し高い巻数比で電圧を昇圧させる高圧変圧器２２２と、その高周波交流電圧を直流に整流する高圧整流器２２３とを備えている。インバータ回路２２１は、例えばＩＧＢＴ（Insulated Gate Bipolar Transistor）等の半導体スイッチング素子がフルブリッジ構成された回路であり、その導通時間や周波数、互いの位相関係を調整することにより出力を制御することができる。従って、高電圧制御回路２７が送る管電圧設定信号は、インバータ回路２２１を駆動するＰＷＭ信号や周波数信号であってもよい。
【００２１】
第１のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａとＸ線管３との間に接続されたスイッチング回路２３は、ＭＯＳＦＥＴ（Metal Oxide Silicon Field Effect Transistor）などの半導体スイッチング素子を用いたスイッチング回路であり、高電圧制御回路２７の制御信号（管電圧切替信号）によりスイッチング動作する。管電圧切替信号は、前述したようにビューレートに対応する周波数、すなわち数ｋＨｚの周波数をもつため、スイッチング回路２３は、この周波数に応答する十分な速度で動作するように構成されている。また、スイッチング回路２３に流れる電流は管電流と同等程度で１Ａ以下であるが、両端電圧は非常に高く、第１のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａで発生する高い電圧（例えば−１４０ｋＶ）と、第２のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ｂで発生する低い電圧（例えば−８０ｋＶ）との差の電圧（この場合Δ６０ｋＶ）となるため、耐電圧性及び耐ノイズ性が高い回路構成と構造を有している。
【００２２】
このような要請を満たすスイッチング回路２３の一例を図３に示す。このスイッチング回路２３は、ＭＯＳＦＥＴのような高速スイッチング動作が可能な半導体素子（図中、Ｑ1〜Ｑn）をカスケード状に組み合わせたものであり、コンデンサＣ（Ｃ1〜Ｃn）、抵抗Ｒｇ（Ｒｇ1〜Ｒｇn）及びヒステリシス素子（ここではツェナーダイオード）２３１からなる直列接続体を、スイッチング素子（ＭＯＳＦＥＴ）Ｑi（i=2〜n）のゲートと前段のスイッチング素子Ｑi-1のカソードとの間に接続することにより、各素子Ｑ1〜Ｑnを順次導通させるように構成されている。またスイッチング素子のゲートとカソード間には過電圧防止用のツェナーダイオードＺＤ1〜ＺＤnが接続されている。
【００２３】
このような構成において、スイッチング回路２３に印加可能な電圧は、半導体素子の耐圧×個数（ｎ）がスイッチング回路２３の端子（＋、−）間に印加可能な電圧となり、高い電圧を高速に切替えることが可能になる。また高電圧が高速に切り替わると、ノイズが発生し、スイッチング回路などが誤動作し易くなるが、このスイッチング回路２３では、スイッチング素子Ｑ1〜Ｑnのゲートと直列にツェナーダイオード２３１を設けることにより、耐ノイズ性が高くなるようにしている。
【００２４】
なおスイッチング回路２３としては、図３に例示したもの以外にも、数ｋＨｚの周波数で動作可能であり且つ耐電圧の高い回路であれば、採用することは可能である。例えば、特開平８−２１２９４８号公報に記載された技術を適用することも可能である。
【００２５】
次に、本実施の形態のＸ線ＣＴ装置の動作について説明する。
操作者は操作コンソール９を用いて、第１と第２の管電圧（例えば−１４０ｋＶと−８０ｋＶ）及び管電流の設定、スキャン速度（スキャナ回転部の回転速度）、Ｘ線コリメーション条件、スキャンの開始位置及び終了位置、被検体を載置する寝台の天板（図示省略）の移動速度又はステップ送りのピッチ、再構成フィルタ関数の種類、視野サイズ（ＦＯＶ）などのスキャン条件を設定する。
【００２６】
このスキャン条件は、システムコントローラ７に入力され、ここでスキャン条件に基づいて制御信号が生成され、各装置や回路へ伝送される。高電圧制御回路２７へは、制御信号として、第１及び第２の管電圧設定値、そしてこれら第１の管電圧と第２の管電圧を周期的に切替える管電圧切替信号が送られる。
【００２７】
第１の管電圧設定値は、第１のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａ内部のインバータ回路２２１へ伝送され、第２の管電圧設定値は第２のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ｂ内部のインバータ回路２２１へ伝送される。設定された管電圧値に基づき、それぞれのインバータ回路２２１の周波数やパルス幅が調整され、第１のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａからは第１の管電圧（−１４０ｋＶ）、第２のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ｂからは第２の管電圧（−８０ｋＶ）が出力される。
【００２８】
管電圧切替信号の切替周波数は、１回転当りのビュー数及びスキャン速度からビューレートが決まり、ビューレートによって決まる。このように決定された周波数の切替信号が、スイッチング回路２３の初段のスイッチング素子Ｑ1のゲート信号として入力されると、スイッチング回路２３は設定された周波数で第１のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａをオンオフする。これにより第１のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａがオンの時には、Ｘ線管３には第１の管電圧が印加され、第１のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａがオフの時にはＸ線管３には第２の管電圧が印加される。ここで重要なことは、第１のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａが発生する第1の管電圧は、第２のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ｂが発生する第２の管電圧より、高い電圧となるよう設定されていることである。第２のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ｂとＸ線管３との間にはダイオード２４が挿入されているので、第１の管電圧がＸ線管３へ印加される期間、すなわちスイッチング回路２３がオンである期間、第２のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ｂが出力に影響を及ぼすことはない。
【００２９】
管電圧切替信号が高電圧制御回路２７に送られるのと同期して、システムコントローラ７からは、スキャン開始信号がスキャナ回転部（不図示）に送られる。これにより、スキャナ回転部が回転し、Ｘ線管３へ管電圧の印加が開始すると、管電圧は第１の管電圧（−１４０ｋＶ）と第２の管電圧（−８０ｋＶ）が設定された周期で切り替わり、２つの異なったエネルギーのＸ線が被検体４へ曝射される。
【００３０】
被検体４を透過したＸ線はＸ線検出器５１で検出され、その後は従来のデュアルエネルギー型Ｘ線ＣＴ装置と同様に処理が行なわれる。即ち、Ｘ線検出器５１で検出されたＸ線検出信号はプリアンプ５２で増幅され、画像処理装置６に伝送される。システムコントローラ７は、Ｘ線検出データの収集状況とともにスキャン終了信号の有無を監視し続け、スキャン終了信号が入力するまでスキャンを続行させる。全スキャン範囲の全ビュー分のＸ線検出データが検出されて画像処理装置６に伝送されると、画像処理装置６からシステムコントローラ７にデータ収集終了信号が送られ、これによりシステムコントローラ７からスキャン終了信号が発生する。このスキャン終了信号は、高電圧発生装置２及びスキャナ制御装置、寝台制御装置等へ出力される。そして、各制御装置の動作が停止されＣＴスキャンが終了する。
【００３１】
画像処理装置６において、このＸ線検出データは、第１の管電圧のＸ線照射時のデータと第２の管電圧のＸ線照射時のデータとに分割され、それぞれのデータは各種の補正処理を施され、投影データが生成される。これら投影データを用いて画像再構成演算が行われて再構成画像データが生成される。さらに管電圧条件の異なる２つの再構成画像データの差分画像（強調画像）が生成される。なお、ＣＴ画像の再構成は、スキャン終了後に開始するのでなく、スキャン中であっても、画像再構成に必要なＸ線検出データが得られ次第に、画像再構成を開始することもできる。再構成画像データに画像表示制御が施されて得られたＣＴ画像は、操作コンソール９から操作者によって入力された付帯情報とともに、画像表示装置８に表示される。
【００３２】
本実施の形態によれば、第１と第２の管電圧を数ｋＨｚの高速の切替周波数で切替え且つ安定して動作させることができるので、心臓など体動の激しい部位でも、心拍に同期させて２つのエネルギーのＸ線を照射し、鮮明な画像を得ることができる。
【００３３】
また本実施の形態では、第１の管電圧を出力するコンバータ回路をスイッチング回路を介してＸ線管に接続し、それより小さい第２の管電圧を出力するコンバータ回路をダイオードを介してＸ線管に接続したことにより、単一のスイッチング回路、単一の制御信号で２つの出力の切替を行なうことができ、且つ一方の出力が他の出力に影響することを確実に防止することができる。
なお本実施の形態では、管電圧の切替周波数をビューレートに対応する周波数に設定する場合を説明したが、切替はビュー単位で行なえばよく、例えば検査対象部位の特性に応じて、複数のビュー毎に管電圧を切替えてもよい。
また図示する例では、システムコントローラ７とは別に高電圧制御回路２７を備えた構成を示したが、システムコントローラ７に高電圧制御回路２７の機能を持たせることも可能である。
【００３４】
さらに本実施の形態では、マルチエネルギー型Ｘ線ＣＴ装置の典型例としてデュアルエネルギー型の装置を例示して、２つの直流電圧発生装置（ＤＣ／ＤＣコンバータ回路）を備えた高電圧発生装置を説明したが、高電圧発生装置は３以上の直流電圧発生装置を備えるものであってもよい。その場合、出力の最小のコンバータ回路はダイオードでＸ線管に接続し、それ以外のコンバータ回路はダイオードとスイッチング回路の直列接続体、またはスイッチング回路のみでＸ線管に接続することが望ましい。
【００３５】
＜第二の実施の形態＞
図４は本発明の第二の実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の一部の概略構成を示すブロック図である。本実施の形態のＸ線ＣＴ装置も、そのＸ線管の電源装置（高電圧発生装置）が複数の直流電圧発生装置を備え、これらを切替えることにより、エネルギーの異なるＸ線を照射し、複数のＣＴ画像および強調画像を得るマルチエネルギー型Ｘ線ＣＴ装置であることは第一の実施の形態と同じであるが、高電圧発生装置の内部構成が第一の実施の形態とは異なる。従って、図４では、第一の実施形態と重複する部分は省略し、交流電源１と、高電圧発生装置２と、Ｘ線管３のみを抽出している。
【００３６】
第一の実施の形態では、交流電源１に接続されるＡＣ／ＤＣコンバータ回路２１の後段に、第1のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａと第２のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ｂとを有していたのに対し、本実施の形態ではＡＣ／ＤＣコンバータ回路２１の後段に、インバータ回路２５を有し、その後段に第１のＡＣ／ＤＣコンバータ回路２６ａと第２のＡＣ／ＤＣコンバータ回路２６ｂを有している。インバータ回路２５は、交流電源１の周波数よりも高い周波数の交流電力に変換し、第１のＡＣ／ＤＣコンバータ回路２６ａと第２のＡＣ／ＤＣコンバータ回路２６ｂは、それぞれ異なる第１の管電圧と第２の管電圧を出力する。これらの出力を切替えるスイッチング手段２３とダイオード２４の構成は第一の実施形態と同様である。
【００３７】
第１のＡＣ／ＤＣコンバータ回路２６ａ及び第２のＡＣ／ＤＣコンバータ回路２６ｂの構成例を図５に示す。ＡＣ／ＤＣコンバータ回路２６は、交流電力を絶縁し高い巻数比で電圧を昇圧させる高圧変圧器２６２と、その高周波交流電圧を直流に整流する高圧整流器２６３とを備えて構成される。例えば第１の管電圧が−１４０ｋＶ、第２の管電圧が−８０ｋＶである場合には、第１のＡＣ／ＤＣコンバータ回路２６ａの高圧変圧器２６２の巻数比Ｎとして、第２のＡＣ／ＤＣコンバータ回路２６ｂ内の高圧変圧器２６２の巻数比をＮ×８０ｋＶ／１４０ｋＶとする。このように第１のＡＣ／ＤＣコンバータ回路２６ａ及び第２のＡＣ／ＤＣコンバータ回路２６ｂの高圧変圧器２６２の巻数比を設定することで、インバータ回路２５が同一であっても、それぞれ異なる２つの第１の管電圧と第２の管電圧を生成することができる。
【００３８】
本実施の形態でも、システムコントローラ７からの指令により高電圧制御回路２７から発生される制御信号により、管電圧およびスイッチング手段２３の切替周波数を制御することは、第一の実施の形態と同様である。ただし、第一の実施の形態では、２つのＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２にそれぞれ管電圧設定信号を送り、個々に管電圧を設定していたのに対し、第二の実施形態では、管電圧設定信号をインバータ回路２５に送ることにより、２つのＡＣ／ＤＣコンバータ回路２６の管電圧の大きさ（出力比は一定）を制御することができる。
【００３９】
高電圧発生装置２とその制御以外の各要素の動作は、第一の実施形態とほぼ同様であるので、その説明は省略する。
【００４０】
本実施の形態によれば、第一の実施形態と同様、第１と第２の管電圧の切替周期が数ｋＨｚと高速であっても動作できるので、心臓など体動の激しい部位でも、心拍に同期させて２つのエネルギーのＸ線を照射し、鮮明な画像を得ることができる。
また２つのインバータ回路２２１を有していた第一の実施の形態と比較すると、インバータ回路を単一とでき、より小型化が図れる。
【産業上の利用可能性】
【００４１】
本発明によれば、マルチエネルギー型Ｘ線ＣＴにおいて、画像データの取り込み速度であるビューレートに対応する切替速度で、複数の管電圧を切り替えながら撮像することが可能となる。これにより、エネルギーの異なる画像間の演算により強調画像を得る際に、被検体の動きの影響のない鮮明な画像を得ることができる。
【符号の説明】
【００４２】
１・・・交流電源、２・・・高電圧発生装置、３・・・Ｘ線管、５・・・Ｘ線検出器、６・・・画像処理装置、７・・・システムコントローラ、８・・・画像表示装置、９・・・操作コンソール、２１・・・ＡＣ／ＤＣコンバータ、２２ａ、２２ｂ・・・ＤＣ／ＤＣコンバータ回路、２３・・・スイッチング回路、２４ダイオード、２５・・・インバータ回路、２６ａ、２６ｂ・・・ＡＣ／ＤＣコンバータ回路、２７・・・高電圧制御回路。
【技術分野】
【０００１】
本発明は、Ｘ線ＣＴ装置に関し、特にスキャン中にエネルギーの異なるＸ線ビームを照射し、各々のＸ線透過データを得るマルチエネルギー型Ｘ線ＣＴ装置(Multi Energy Computed Tomography：MECT)に関する。
【背景技術】
【０００２】
マルチエネルギー型Ｘ線ＣＴ装置は、体内の各組織のＸ線減弱率が、Ｘ線ビームのエネルギーに応じて変化する現象を利用し、エネルギーが異なる複数のＸ線ビームを照射して画像特性の異なる複数の断層画像を撮影する。それらの複数の画像を差分し、差分を強調した強調画像を取得することで、単一のエネルギーでは同じような画素値となって画像化される組織同士を互いに識別可能に画像化する。
【０００３】
このような画像特性の異なる断層像を得るために２種類のＸ線で同一の被検体をそれぞれ撮影する場合、従来、８０ｋＶといった低い管電圧で撮影し、次に１４０ｋＶといった高い管電圧に切替えて撮影していた。この場合、次のような問題を生じる。管電圧を切替えて２回の撮影を行なうため、１回目の撮影と２回目の撮影との間に時間差が生じる。その１回目の撮影と２回目の撮影との間に被検体の位置や姿勢が変化すると、上記２つの断層像間で被検体の位置ずれが発生する。このような位置ずれが発生すると、強調画像の中に断層像間の画像特性の違いによる真の差異以外にアーチファクトが含まれてしまい、強調画像の適切な観察や解析ができない。
【０００４】
これに対し、マルチエネルギー型のＸ線ＣＴ装置において、スキャン中に撮影管電圧を高速に切り替えて異なるエネルギーのＸ線ビームを照射する方法がある（例えば、特許文献１）。荷物検査用スキャナを対象とする特許文献１に開示された方法では、Ｘ線管の電源である高電圧ＤＣ電源に、周期的な時変波形を発生する波形発生器を接続し、ＤＣ電源の出力を波形器が発生する波形に応答して所定の変化率で変化させる。これにより、スキャナの回転周期よりも高い変化率、例えば２００〜８００Ｈｚで管電圧を切替えている。これにより、特許文献１に開示された技術は、荷物検査における単位時間当たりのスキャン速度の向上を図っている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開平１０−７３５４４号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
生体組織を対象とするＸ線ＣＴ装置では、管電圧をより高速に切り替えることが望まれる。例えば、心臓など体動の激しい部位で鮮明な画像を得るためには、ビュー毎に管電圧を切替えることが考えられる。Ｘ線ＣＴ装置では、例えば１８００view/sなどのビューレートで画像データを取り込み、その都度画像を再構成している。この場合、管電圧をビュー毎に切替えるには、０．５５６ｍｓ毎に切替える必要がある。
【０００７】
しかし特許文献１に記載されるようなＤＣ電源と波形発生器との組み合わせでは、更なる切替の高速化には限界がある。それは、矩形波形の出力が所定の出力値に達するために通常数ｍｓ程度の立ち上がり時間を要し、ビューレートに対応した速度、前掲の例では０．５５６ｍｓで管電圧を切替えることはできないからである。管電圧の応答特性を改善するために、従来のＸ線ＣＴ装置では、管電圧を検出しフィードバック制御を施して高速化を図ってはいるものの、高電圧発生装置出力部に存在する浮遊容量の影響で、１ｍｓ以下の管電圧立ち上がり時間及び立ち下がり時間を実現できない。また、高解像度の要求が高まる中、スキャナの回転速度やビューレートは高まる一方にあり、管電圧を高速に切替えられる高電圧発生装置の実現が課題となっている。
【０００８】
本発明は、ビュー毎の高速な管電圧切替が可能なマルチエネルギー型Ｘ線ＣＴ装置を提供すること、これにより動きのある検査対象についても、鮮明な画像を得ることができるマルチエネルギー型Ｘ線ＣＴ装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
上記課題を解決するため、本発明のＸ線ＣＴ装置は、交流電源とＸ線管との間に、互いに並列に複数の直流電圧発生装置を接続するとともに、各直流電圧発生装置とＸ線管との間に、それぞれ、Ｘ線ＣＴ装置の制御部によって制御されるスイッチング手段を備える。好適な態様において、スイッチング手段の一つは、ダイオードで置き換えることができ、ダイオードは複数の直流電圧発生装置のうち、最も出力電圧の小さい直流電圧装置とＸ線管との間に挿入される。
【００１０】
具体的には、本発明のＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線管及びその電源装置を備えたＸ線源と、前記Ｘ線源から発生され、検査対象を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器とを対向配置した回転板を備えたスキャナ回転部と、前記Ｘ線検出器が検出した透過Ｘ線に関するデータを用いて前記検査対象の画像を再構成する画像処理部と、前記Ｘ線源、Ｘ線検出器、スキャナ回転部および画像処理部を制御する制御部とを備え、前記Ｘ線管の電源装置は、共通の交流電源と前記Ｘ線管との間に接続され、互いに異なる電圧を発生する複数の直流電圧発生装置と、各直流電圧発生装置と前記Ｘ線管との間に直列接続され、前記制御部からの制御信号により動作するスイッチング手段とを備える。
【００１１】
或いは、前記Ｘ線管の電源装置は、共通の交流電源と前記Ｘ線管との間に接続され、互いに異なる直流電圧を発生する複数の直流電圧発生装置と、前記複数の直流電圧発生装置の一つと前記Ｘ線管との間に直列に接続されたダイオードと、前記一つの直流電圧発生装置以外の直流電圧発生装置と前記Ｘ線管との間に直列接続され、前記制御部からの制御信号により動作するスイッチング手段とを備える。
【発明の効果】
【００１２】
本発明のＸ線ＣＴ装置によれば、Ｘ線管の電源装置が複数の直流電圧発生装置とそれを高速で切替えるスイッチング手段とを備えたことにより、管電圧を高速に切替えることが可能となり、より鮮明な強調画像が得られるＸ線ＣＴ装置を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
【図１】第一の実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の全体概要を示す図
【図２】第一の実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の直流電圧発生装置のブロック図
【図３】スイッチ回路の一例を示す回路ブロック図
【図４】第二の実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の全体概要を示す図
【図５】第二の実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の直流電圧発生装置のブロック図
【発明を実施するための形態】
【００１４】
以下、本発明のＸ線ＣＴ装置の実施の形態を説明する。
【００１５】
＜第一の実施の形態＞
図１は、第一の実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の全体概要を示す図である。このＸ線ＣＴ装置は、主として、交流電源１から供給される交流電力を直流高電圧に変換する高電圧発生装置２と、高電圧発生装置２から出力された直流高電圧を印加されＸ線を放射するＸ線管３と、Ｘ線管３に対し被検体４を間に挟んで対向配置されたＸ線検出部５と、Ｘ線検出部５で検出された被検体のＸ線透過データを用いてＣＴ画像を生成する画像処理装置６と、システム全体を制御するためのシステムコントローラ７と、ＣＴ画像及び各種情報を表示する表示装置８と、操作コンソール９とを備える。
【００１６】
また図示していないが、Ｘ線の照射野を可変設定するコリメータや、Ｘ線管３及びＸ線検出部５を搭載して回転する回転枠（スキャナ回転部）などを備えている。Ｘ線検出部５は、Ｘ線を電気信号に変換するＸ線検出素子を一次元或いは二次元方向に多数配列した検出器アレイ５１と、各Ｘ線検出素子が検出した信号を増幅する増幅器５２とからなる。
【００１７】
本実施の形態のＸ線ＣＴ装置は、２種のエネルギーの異なるＸ線を照射できるデュアルエネルギー型の装置であり、このため高電圧発生装置２が、２つの異なる直流電圧をＸ線管３に印加できるように構成されていることが特徴である。
【００１８】
具体的には、高電圧発生装置２は、商用電源１から供給される交流電力を直流電力に変換するＡＣ／ＤＣコンバータ回路２１と、この直流電力を更に高い直流電圧へ変換する第１及び第２のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａ、２２ｂと、第１及び第２のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａ、２２ｂの出力を切替えるスイッチング手段とを備えている。第１及び第２のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａ、２２ｂはそれぞれ異なる直流電圧を出力し、これらの出力をスイッチング手段で切替えてＸ線管に接続する。本実施の形態では、第１のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａの出力は第２のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ｂの出力よりも大きく、スイッチング手段として、出力が大きい第１のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａとＸ線管３との間にスイッチング回路２３が、出力が小さい第２のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ｂとＸ線管３との間にダイオード２４がそれぞれ接続されている。
【００１９】
また高電圧発生装置２には、システムコントローラ７からの指令を受けて、ＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａ、２２ｂ及びスイッチング回路２３を制御する高電圧制御回路２７が備えられている。高電圧制御回路２７は、２つのＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａ、２２ｂに、それらの出力を決める管電圧設定信号を送る。例えば、第１のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａは−１４０ｋＶ、第２のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ｂは−８０ｋＶの高電圧の出力が設定される。また、高電圧制御回路２７は、スキャン条件によって決まる所定周波数の切替信号をスイッチング回路２３に送り、当該周波数でスイッチング回路２３のＯＮ・ＯＦＦを切替える。切替信号の周波数は、例えば１ビュー毎に照射エネルギーを切替える場合、ビューレート：１８００view/sに対し１８００Ｈｚである。
【００２０】
ＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａ、２２ｂは、例えば図２に示すように、交流電源１の周波数よりも高い周波数の交流電力に変換するインバータ回路２２１と、その交流電力を絶縁し高い巻数比で電圧を昇圧させる高圧変圧器２２２と、その高周波交流電圧を直流に整流する高圧整流器２２３とを備えている。インバータ回路２２１は、例えばＩＧＢＴ（Insulated Gate Bipolar Transistor）等の半導体スイッチング素子がフルブリッジ構成された回路であり、その導通時間や周波数、互いの位相関係を調整することにより出力を制御することができる。従って、高電圧制御回路２７が送る管電圧設定信号は、インバータ回路２２１を駆動するＰＷＭ信号や周波数信号であってもよい。
【００２１】
第１のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａとＸ線管３との間に接続されたスイッチング回路２３は、ＭＯＳＦＥＴ（Metal Oxide Silicon Field Effect Transistor）などの半導体スイッチング素子を用いたスイッチング回路であり、高電圧制御回路２７の制御信号（管電圧切替信号）によりスイッチング動作する。管電圧切替信号は、前述したようにビューレートに対応する周波数、すなわち数ｋＨｚの周波数をもつため、スイッチング回路２３は、この周波数に応答する十分な速度で動作するように構成されている。また、スイッチング回路２３に流れる電流は管電流と同等程度で１Ａ以下であるが、両端電圧は非常に高く、第１のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａで発生する高い電圧（例えば−１４０ｋＶ）と、第２のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ｂで発生する低い電圧（例えば−８０ｋＶ）との差の電圧（この場合Δ６０ｋＶ）となるため、耐電圧性及び耐ノイズ性が高い回路構成と構造を有している。
【００２２】
このような要請を満たすスイッチング回路２３の一例を図３に示す。このスイッチング回路２３は、ＭＯＳＦＥＴのような高速スイッチング動作が可能な半導体素子（図中、Ｑ1〜Ｑn）をカスケード状に組み合わせたものであり、コンデンサＣ（Ｃ1〜Ｃn）、抵抗Ｒｇ（Ｒｇ1〜Ｒｇn）及びヒステリシス素子（ここではツェナーダイオード）２３１からなる直列接続体を、スイッチング素子（ＭＯＳＦＥＴ）Ｑi（i=2〜n）のゲートと前段のスイッチング素子Ｑi-1のカソードとの間に接続することにより、各素子Ｑ1〜Ｑnを順次導通させるように構成されている。またスイッチング素子のゲートとカソード間には過電圧防止用のツェナーダイオードＺＤ1〜ＺＤnが接続されている。
【００２３】
このような構成において、スイッチング回路２３に印加可能な電圧は、半導体素子の耐圧×個数（ｎ）がスイッチング回路２３の端子（＋、−）間に印加可能な電圧となり、高い電圧を高速に切替えることが可能になる。また高電圧が高速に切り替わると、ノイズが発生し、スイッチング回路などが誤動作し易くなるが、このスイッチング回路２３では、スイッチング素子Ｑ1〜Ｑnのゲートと直列にツェナーダイオード２３１を設けることにより、耐ノイズ性が高くなるようにしている。
【００２４】
なおスイッチング回路２３としては、図３に例示したもの以外にも、数ｋＨｚの周波数で動作可能であり且つ耐電圧の高い回路であれば、採用することは可能である。例えば、特開平８−２１２９４８号公報に記載された技術を適用することも可能である。
【００２５】
次に、本実施の形態のＸ線ＣＴ装置の動作について説明する。
操作者は操作コンソール９を用いて、第１と第２の管電圧（例えば−１４０ｋＶと−８０ｋＶ）及び管電流の設定、スキャン速度（スキャナ回転部の回転速度）、Ｘ線コリメーション条件、スキャンの開始位置及び終了位置、被検体を載置する寝台の天板（図示省略）の移動速度又はステップ送りのピッチ、再構成フィルタ関数の種類、視野サイズ（ＦＯＶ）などのスキャン条件を設定する。
【００２６】
このスキャン条件は、システムコントローラ７に入力され、ここでスキャン条件に基づいて制御信号が生成され、各装置や回路へ伝送される。高電圧制御回路２７へは、制御信号として、第１及び第２の管電圧設定値、そしてこれら第１の管電圧と第２の管電圧を周期的に切替える管電圧切替信号が送られる。
【００２７】
第１の管電圧設定値は、第１のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａ内部のインバータ回路２２１へ伝送され、第２の管電圧設定値は第２のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ｂ内部のインバータ回路２２１へ伝送される。設定された管電圧値に基づき、それぞれのインバータ回路２２１の周波数やパルス幅が調整され、第１のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａからは第１の管電圧（−１４０ｋＶ）、第２のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ｂからは第２の管電圧（−８０ｋＶ）が出力される。
【００２８】
管電圧切替信号の切替周波数は、１回転当りのビュー数及びスキャン速度からビューレートが決まり、ビューレートによって決まる。このように決定された周波数の切替信号が、スイッチング回路２３の初段のスイッチング素子Ｑ1のゲート信号として入力されると、スイッチング回路２３は設定された周波数で第１のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａをオンオフする。これにより第１のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａがオンの時には、Ｘ線管３には第１の管電圧が印加され、第１のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａがオフの時にはＸ線管３には第２の管電圧が印加される。ここで重要なことは、第１のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａが発生する第1の管電圧は、第２のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ｂが発生する第２の管電圧より、高い電圧となるよう設定されていることである。第２のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ｂとＸ線管３との間にはダイオード２４が挿入されているので、第１の管電圧がＸ線管３へ印加される期間、すなわちスイッチング回路２３がオンである期間、第２のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ｂが出力に影響を及ぼすことはない。
【００２９】
管電圧切替信号が高電圧制御回路２７に送られるのと同期して、システムコントローラ７からは、スキャン開始信号がスキャナ回転部（不図示）に送られる。これにより、スキャナ回転部が回転し、Ｘ線管３へ管電圧の印加が開始すると、管電圧は第１の管電圧（−１４０ｋＶ）と第２の管電圧（−８０ｋＶ）が設定された周期で切り替わり、２つの異なったエネルギーのＸ線が被検体４へ曝射される。
【００３０】
被検体４を透過したＸ線はＸ線検出器５１で検出され、その後は従来のデュアルエネルギー型Ｘ線ＣＴ装置と同様に処理が行なわれる。即ち、Ｘ線検出器５１で検出されたＸ線検出信号はプリアンプ５２で増幅され、画像処理装置６に伝送される。システムコントローラ７は、Ｘ線検出データの収集状況とともにスキャン終了信号の有無を監視し続け、スキャン終了信号が入力するまでスキャンを続行させる。全スキャン範囲の全ビュー分のＸ線検出データが検出されて画像処理装置６に伝送されると、画像処理装置６からシステムコントローラ７にデータ収集終了信号が送られ、これによりシステムコントローラ７からスキャン終了信号が発生する。このスキャン終了信号は、高電圧発生装置２及びスキャナ制御装置、寝台制御装置等へ出力される。そして、各制御装置の動作が停止されＣＴスキャンが終了する。
【００３１】
画像処理装置６において、このＸ線検出データは、第１の管電圧のＸ線照射時のデータと第２の管電圧のＸ線照射時のデータとに分割され、それぞれのデータは各種の補正処理を施され、投影データが生成される。これら投影データを用いて画像再構成演算が行われて再構成画像データが生成される。さらに管電圧条件の異なる２つの再構成画像データの差分画像（強調画像）が生成される。なお、ＣＴ画像の再構成は、スキャン終了後に開始するのでなく、スキャン中であっても、画像再構成に必要なＸ線検出データが得られ次第に、画像再構成を開始することもできる。再構成画像データに画像表示制御が施されて得られたＣＴ画像は、操作コンソール９から操作者によって入力された付帯情報とともに、画像表示装置８に表示される。
【００３２】
本実施の形態によれば、第１と第２の管電圧を数ｋＨｚの高速の切替周波数で切替え且つ安定して動作させることができるので、心臓など体動の激しい部位でも、心拍に同期させて２つのエネルギーのＸ線を照射し、鮮明な画像を得ることができる。
【００３３】
また本実施の形態では、第１の管電圧を出力するコンバータ回路をスイッチング回路を介してＸ線管に接続し、それより小さい第２の管電圧を出力するコンバータ回路をダイオードを介してＸ線管に接続したことにより、単一のスイッチング回路、単一の制御信号で２つの出力の切替を行なうことができ、且つ一方の出力が他の出力に影響することを確実に防止することができる。
なお本実施の形態では、管電圧の切替周波数をビューレートに対応する周波数に設定する場合を説明したが、切替はビュー単位で行なえばよく、例えば検査対象部位の特性に応じて、複数のビュー毎に管電圧を切替えてもよい。
また図示する例では、システムコントローラ７とは別に高電圧制御回路２７を備えた構成を示したが、システムコントローラ７に高電圧制御回路２７の機能を持たせることも可能である。
【００３４】
さらに本実施の形態では、マルチエネルギー型Ｘ線ＣＴ装置の典型例としてデュアルエネルギー型の装置を例示して、２つの直流電圧発生装置（ＤＣ／ＤＣコンバータ回路）を備えた高電圧発生装置を説明したが、高電圧発生装置は３以上の直流電圧発生装置を備えるものであってもよい。その場合、出力の最小のコンバータ回路はダイオードでＸ線管に接続し、それ以外のコンバータ回路はダイオードとスイッチング回路の直列接続体、またはスイッチング回路のみでＸ線管に接続することが望ましい。
【００３５】
＜第二の実施の形態＞
図４は本発明の第二の実施の形態によるＸ線ＣＴ装置の一部の概略構成を示すブロック図である。本実施の形態のＸ線ＣＴ装置も、そのＸ線管の電源装置（高電圧発生装置）が複数の直流電圧発生装置を備え、これらを切替えることにより、エネルギーの異なるＸ線を照射し、複数のＣＴ画像および強調画像を得るマルチエネルギー型Ｘ線ＣＴ装置であることは第一の実施の形態と同じであるが、高電圧発生装置の内部構成が第一の実施の形態とは異なる。従って、図４では、第一の実施形態と重複する部分は省略し、交流電源１と、高電圧発生装置２と、Ｘ線管３のみを抽出している。
【００３６】
第一の実施の形態では、交流電源１に接続されるＡＣ／ＤＣコンバータ回路２１の後段に、第1のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ａと第２のＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２ｂとを有していたのに対し、本実施の形態ではＡＣ／ＤＣコンバータ回路２１の後段に、インバータ回路２５を有し、その後段に第１のＡＣ／ＤＣコンバータ回路２６ａと第２のＡＣ／ＤＣコンバータ回路２６ｂを有している。インバータ回路２５は、交流電源１の周波数よりも高い周波数の交流電力に変換し、第１のＡＣ／ＤＣコンバータ回路２６ａと第２のＡＣ／ＤＣコンバータ回路２６ｂは、それぞれ異なる第１の管電圧と第２の管電圧を出力する。これらの出力を切替えるスイッチング手段２３とダイオード２４の構成は第一の実施形態と同様である。
【００３７】
第１のＡＣ／ＤＣコンバータ回路２６ａ及び第２のＡＣ／ＤＣコンバータ回路２６ｂの構成例を図５に示す。ＡＣ／ＤＣコンバータ回路２６は、交流電力を絶縁し高い巻数比で電圧を昇圧させる高圧変圧器２６２と、その高周波交流電圧を直流に整流する高圧整流器２６３とを備えて構成される。例えば第１の管電圧が−１４０ｋＶ、第２の管電圧が−８０ｋＶである場合には、第１のＡＣ／ＤＣコンバータ回路２６ａの高圧変圧器２６２の巻数比Ｎとして、第２のＡＣ／ＤＣコンバータ回路２６ｂ内の高圧変圧器２６２の巻数比をＮ×８０ｋＶ／１４０ｋＶとする。このように第１のＡＣ／ＤＣコンバータ回路２６ａ及び第２のＡＣ／ＤＣコンバータ回路２６ｂの高圧変圧器２６２の巻数比を設定することで、インバータ回路２５が同一であっても、それぞれ異なる２つの第１の管電圧と第２の管電圧を生成することができる。
【００３８】
本実施の形態でも、システムコントローラ７からの指令により高電圧制御回路２７から発生される制御信号により、管電圧およびスイッチング手段２３の切替周波数を制御することは、第一の実施の形態と同様である。ただし、第一の実施の形態では、２つのＤＣ／ＤＣコンバータ回路２２にそれぞれ管電圧設定信号を送り、個々に管電圧を設定していたのに対し、第二の実施形態では、管電圧設定信号をインバータ回路２５に送ることにより、２つのＡＣ／ＤＣコンバータ回路２６の管電圧の大きさ（出力比は一定）を制御することができる。
【００３９】
高電圧発生装置２とその制御以外の各要素の動作は、第一の実施形態とほぼ同様であるので、その説明は省略する。
【００４０】
本実施の形態によれば、第一の実施形態と同様、第１と第２の管電圧の切替周期が数ｋＨｚと高速であっても動作できるので、心臓など体動の激しい部位でも、心拍に同期させて２つのエネルギーのＸ線を照射し、鮮明な画像を得ることができる。
また２つのインバータ回路２２１を有していた第一の実施の形態と比較すると、インバータ回路を単一とでき、より小型化が図れる。
【産業上の利用可能性】
【００４１】
本発明によれば、マルチエネルギー型Ｘ線ＣＴにおいて、画像データの取り込み速度であるビューレートに対応する切替速度で、複数の管電圧を切り替えながら撮像することが可能となる。これにより、エネルギーの異なる画像間の演算により強調画像を得る際に、被検体の動きの影響のない鮮明な画像を得ることができる。
【符号の説明】
【００４２】
１・・・交流電源、２・・・高電圧発生装置、３・・・Ｘ線管、５・・・Ｘ線検出器、６・・・画像処理装置、７・・・システムコントローラ、８・・・画像表示装置、９・・・操作コンソール、２１・・・ＡＣ／ＤＣコンバータ、２２ａ、２２ｂ・・・ＤＣ／ＤＣコンバータ回路、２３・・・スイッチング回路、２４ダイオード、２５・・・インバータ回路、２６ａ、２６ｂ・・・ＡＣ／ＤＣコンバータ回路、２７・・・高電圧制御回路。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線管及びその電源装置を備えたＸ線源と、前記Ｘ線源から発生され、検査対象を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器とを対向配置した回転板を備えたスキャナ回転部と、前記Ｘ線検出器が検出した透過Ｘ線に関するデータを用いて前記検査対象の画像を再構成する画像処理部と、前記Ｘ線源、Ｘ線検出器、スキャナ回転部および画像処理部を制御する制御部とを備えたＸ線ＣＴ装置において、
前記Ｘ線管の電源装置は、共通の交流電源と前記Ｘ線管との間に接続され、互いに異なる電圧を発生する複数の直流電圧発生装置と、各直流電圧発生装置と前記Ｘ線管との間に直列接続され、前記制御部からの制御信号により動作するスイッチング手段とを備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項２】
Ｘ線管及びその電源装置を備えたＸ線源と、前記Ｘ線源から発生され、検査対象を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器とを対向配置した回転板を備えたスキャナ回転部と、前記Ｘ線検出器が検出した透過Ｘ線に関するデータを用いて前記検査対象の画像を再構成する画像処理部と、前記Ｘ線源、Ｘ線検出器、スキャナ回転部および画像処理部を制御する制御部とを備えたＸ線ＣＴ装置において、
前記Ｘ線管の電源装置は、共通の交流電源と前記Ｘ線管との間に接続され、互いに異なる直流電圧を発生する複数の直流電圧発生装置と、前記複数の直流電圧発生装置の一つと前記Ｘ線管との間に直列に接続されたダイオードと、前記一つの直流電圧発生装置以外の直流電圧発生装置と前記Ｘ線管との間に直列接続され、前記制御部からの制御信号により動作するスイッチング手段とを備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項３】
請求項１又は２に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
前記複数の直流電圧発生装置は、インバータと、前記インバータに接続された変圧器と、前記変圧器に接続され交流電圧を直流電圧に変換する整流器とを備えたＤＣ/ＤＣコンバータ回路であって、
前記制御部は、撮影条件に応じて前記インバータの出力を制御することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項４】
請求項１又は２に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
前記複数の直流電圧発生装置は、変圧器と、前記変圧器に接続され交流電圧を直流電圧に変換する整流器とを備えたＡＣ/ＤＣコンバータ回路であり、
前記電源装置は、前記交流電源と前記直流電圧発生装置との間にインバータを備え、
前記制御部は、撮影条件に応じて前記インバータの出力を制御することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項５】
請求項１ないし４のいずれか1項に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
前記制御部は、前記Ｘ線源および前記スキャナ回転部を制御し、前記スキャナ回転部の１回転の間に多数のビューの計測を行なうとともに、１つのビューの計測毎に前記スイッチング手段のオンオフを切替える制御信号を前記スイッチング手段に送出することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項６】
Ｘ線管用の高電圧発生装置であって、
共通の交流電源に接続されるとともに前記Ｘ線管に接続され、互いに異なる電圧を発生する複数の直流電圧発生装置と、前記複数の直流電圧発生装置の一つと前記Ｘ線管との間に直列に接続されたダイオードと、前記一つの直流電圧発生装置以外の直流電圧発生装置と前記Ｘ線管との間に直列接続されたスイッチング手段とを備えたことを特徴とするＸ線管用高電圧発生装置。
【請求項７】
請求項６記載のＸ線管用高電圧発生装置であって、
前記一つの直流電圧発生装置は、前記複数の直流電圧発生装置のうち発生電圧が最も低い直流電圧発生装置であることを特徴とする高電圧発生装置。
【請求項８】
Ｘ線管及びその電源装置を備えたＸ線源と、前記Ｘ線源から発生され、検査対象を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器とを対向配置した回転板を備えたスキャナ回転部と、前記Ｘ線検出器が検出した透過Ｘ線に関するデータを用いて前記検査対象の画像を再構成する画像処理部と、前記Ｘ線源、Ｘ線検出器、スキャナ回転部および画像処理部を制御する制御部とを備えたＸ線ＣＴ装置において、
前記電源回路は、共通の交流電源に接続されるとともに前記Ｘ線管に接続され、互いに異なる電圧を発生する複数の直流電圧発生装置と、前記複数の直流電圧発生装置をビューレートで決まる周波数で切替える切替手段とを備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項１】
Ｘ線管及びその電源装置を備えたＸ線源と、前記Ｘ線源から発生され、検査対象を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器とを対向配置した回転板を備えたスキャナ回転部と、前記Ｘ線検出器が検出した透過Ｘ線に関するデータを用いて前記検査対象の画像を再構成する画像処理部と、前記Ｘ線源、Ｘ線検出器、スキャナ回転部および画像処理部を制御する制御部とを備えたＸ線ＣＴ装置において、
前記Ｘ線管の電源装置は、共通の交流電源と前記Ｘ線管との間に接続され、互いに異なる電圧を発生する複数の直流電圧発生装置と、各直流電圧発生装置と前記Ｘ線管との間に直列接続され、前記制御部からの制御信号により動作するスイッチング手段とを備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項２】
Ｘ線管及びその電源装置を備えたＸ線源と、前記Ｘ線源から発生され、検査対象を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器とを対向配置した回転板を備えたスキャナ回転部と、前記Ｘ線検出器が検出した透過Ｘ線に関するデータを用いて前記検査対象の画像を再構成する画像処理部と、前記Ｘ線源、Ｘ線検出器、スキャナ回転部および画像処理部を制御する制御部とを備えたＸ線ＣＴ装置において、
前記Ｘ線管の電源装置は、共通の交流電源と前記Ｘ線管との間に接続され、互いに異なる直流電圧を発生する複数の直流電圧発生装置と、前記複数の直流電圧発生装置の一つと前記Ｘ線管との間に直列に接続されたダイオードと、前記一つの直流電圧発生装置以外の直流電圧発生装置と前記Ｘ線管との間に直列接続され、前記制御部からの制御信号により動作するスイッチング手段とを備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項３】
請求項１又は２に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
前記複数の直流電圧発生装置は、インバータと、前記インバータに接続された変圧器と、前記変圧器に接続され交流電圧を直流電圧に変換する整流器とを備えたＤＣ/ＤＣコンバータ回路であって、
前記制御部は、撮影条件に応じて前記インバータの出力を制御することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項４】
請求項１又は２に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
前記複数の直流電圧発生装置は、変圧器と、前記変圧器に接続され交流電圧を直流電圧に変換する整流器とを備えたＡＣ/ＤＣコンバータ回路であり、
前記電源装置は、前記交流電源と前記直流電圧発生装置との間にインバータを備え、
前記制御部は、撮影条件に応じて前記インバータの出力を制御することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項５】
請求項１ないし４のいずれか1項に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
前記制御部は、前記Ｘ線源および前記スキャナ回転部を制御し、前記スキャナ回転部の１回転の間に多数のビューの計測を行なうとともに、１つのビューの計測毎に前記スイッチング手段のオンオフを切替える制御信号を前記スイッチング手段に送出することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項６】
Ｘ線管用の高電圧発生装置であって、
共通の交流電源に接続されるとともに前記Ｘ線管に接続され、互いに異なる電圧を発生する複数の直流電圧発生装置と、前記複数の直流電圧発生装置の一つと前記Ｘ線管との間に直列に接続されたダイオードと、前記一つの直流電圧発生装置以外の直流電圧発生装置と前記Ｘ線管との間に直列接続されたスイッチング手段とを備えたことを特徴とするＸ線管用高電圧発生装置。
【請求項７】
請求項６記載のＸ線管用高電圧発生装置であって、
前記一つの直流電圧発生装置は、前記複数の直流電圧発生装置のうち発生電圧が最も低い直流電圧発生装置であることを特徴とする高電圧発生装置。
【請求項８】
Ｘ線管及びその電源装置を備えたＸ線源と、前記Ｘ線源から発生され、検査対象を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器とを対向配置した回転板を備えたスキャナ回転部と、前記Ｘ線検出器が検出した透過Ｘ線に関するデータを用いて前記検査対象の画像を再構成する画像処理部と、前記Ｘ線源、Ｘ線検出器、スキャナ回転部および画像処理部を制御する制御部とを備えたＸ線ＣＴ装置において、
前記電源回路は、共通の交流電源に接続されるとともに前記Ｘ線管に接続され、互いに異なる電圧を発生する複数の直流電圧発生装置と、前記複数の直流電圧発生装置をビューレートで決まる周波数で切替える切替手段とを備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【公開番号】特開２０１１−５１８３（Ｐ２０１１−５１８３Ａ）
【公開日】平成２３年１月１３日（２０１１．１．１３）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００９−１５４０６７（Ｐ２００９−１５４０６７）
【出願日】平成２１年６月２９日（２００９．６．２９）
【出願人】（０００１５３４９８）株式会社日立メディコ (1,613)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２３年１月１３日（２０１１．１．１３）
【国際特許分類】
【出願日】平成２１年６月２９日（２００９．６．２９）
【出願人】（０００１５３４９８）株式会社日立メディコ (1,613)
【Ｆターム（参考）】
[ Back to top ]