JP5758155B2

JP5758155B2 - Ｘ線ｃｔ装置

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Publication number: JP5758155B2
Application number: JP2011052332A
Authority: JP
Inventors: 文雄石山
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2011-03-10
Filing date: 2011-03-10
Publication date: 2015-08-05
Anticipated expiration: 2031-03-10
Also published as: US20120230466A1; US8983026B2; CN102686002A; CN102686002B; JP2012187232A

Description

本発明の実施形態は、Ｘ線管とＸ線検出器とを対向配置し、被検体の回りに回転しながら前記Ｘ線管からＸ線を照射し、被検体を透過し前記Ｘ線検出器により検出されるＸ線を基にＸ線画像を取得するＸ線ＣＴ装置に関する。

従来、物質の解析を行う手法として、たとえば、２種類の異なる管電圧をＸ線管に印加してＸ線管から照射されるＸ線で撮影を行うデュアルエナージ（Ｄｕａｌｅｎｅｒｇｙ）ＣＴがある（例えば、特許文献１）。管電圧を変化させたＸ線で物質の撮影を行うと、物質は固有のＣＴ値の変化を示す。このＣＴ値の変化を基に、たとえば、血管の造影剤と石灰化した組織などを分析することが可能となる。

デュアルエナージＣＴの一例としては、二つのＸ線管を用いて、高電圧を印加した一方のＸ線管、及び、低電圧（高電圧より低い）を印加した他方のＸ線管からＸ線を同時に被検体に照射しながら撮影をする。

デュアルエナージＣＴの他の例としては、一つのＸ線管を用いて、Ｘ線管の回転中に管電圧を変化させることにより、高電圧と低電圧の２種類の管電圧でＸ線を交互に被検体に照射しながら撮影をする。なお、Ｘ線管とＸ線検出器とは対向配置され回転リングに固定され、回転リングは架台に支持されている。以下の説明で、Ｘ線管の回転とは、回転リング、及び、回転リングに設けられたＸ線検出器等の全体的な回転をいう。

管電圧をＸ線管に印加してＸ線を発生させるＸ線発生器では、管電圧を作るにあたって小型、軽量のためにインバータ方式が用いられる。インバータ方式の管電圧発生器を有するＸ線発生器では、どうしても管電圧にインバータの動作周波数成分が残留する傾向にある。この場合、Ｘ線管が出力するＸ線量もこの動作周波数成分の影響を受けることになる。したがって、Ｘ線管の回転中に管電圧を変化させる場合、上記分析にあたって、管電圧を高電圧と低電圧とに切り替えるタイミング（管電圧切替周波数）と、インバータの動作周波数との制約を受けることになる。

特開２００９−２６１４５６号公報

インバータ動作周波数が管電圧切替周波数に対して十分に高い場合（たとえば１００倍以上）はインバータの動作と管電圧の切替タイミングを独立して扱ってもさほどの問題はない。しかしながら、例えば、心臓診断などで管電圧切替周波数を高くし、管電圧切替周波数がインバータ動作周波数に接近した場合、管電圧波形がどの周期でも同じ振幅で繰り返す波形の再現性が低下するという問題点があった。つまり、管電圧切替周期毎に管電圧の変化幅が異なるという問題点があった。

次に、この問題点を具体的に説明する。
管電圧切替周波数ｆｓ［Ｈｚ］は、次の式で表すことができる。
ｆｓ＝Ｒ／（Ｔ＊２）（１）
ここで、ＲはＸ線管の一回転当たりに取得されるＸ線画像の数である収集レート［ｖｉｅｗ／ｒｏｔ］、ＴはＸ線管の一回転当たりの回転時間［ｓｅｃ／ｒｏｔ］である。

たとえば、心臓診断において、Ｒ＝９００、Ｔ＝０．３５とすると、式（１）から管電圧切替周波数ｆｓは１２８５．７１［Ｈｚ］となる。また、管電圧切替周期Ｔｓは、７７７．７８［μＳ］となる。

また、インバータが管電圧の上昇と下降とを繰り返すときの繰返し周期に要するクロック数Ｎｃは、次の式で表すことができる。
Ｎｃ＝Ｔｓ／Ｔｉ（２）
ここで、Ｔｉはインバータの動作周期［ｓｅｃ］である。

たとえば、心臓診断において、インバータの基本周波数ｆｒが２５［ｋＨｚ］のとき、インバータの動作周期Ｔｉは４０［μｓ］となる。クロック数Ｎｃは計算上、式（２）から１９．４４となる。

しかし、実際には、インバータは、クロック単位でしか動作しないから、繰返し周期に要するクロック数Ｎｃが１９のときであったり、２０のときであったりする。このクロック数のバラツキは、管電圧の波形の再現性が低下する要因となる。

図１６は、インバータの動作周期（クロックの周期）、及び、管電圧切替タイミングのタイミングチャートである。図１６に示すように、上記の例において、管電圧切替周期Ｔｓが７７７．７８［μＳ］、インバータの動作周期Ｔｉが４０［μＳ］のとき、クロック数Ｎｃが１９．４４となる。

図１７は、管電圧波形を示す図である。図１７に示すように、インバータが管電圧の上昇と下降とを繰り返すときの繰返し周期に要するクロック数Ｎｃが１９のときであったり、２０のときであったりするから、管電圧の波形がバラバラとなる。

以上説明したように、心臓診断などで管電圧切替周波数が高く、インバータ動作周波数に接近した場合、管電圧波形の再現性が低下するという問題点があった。

また、Ｘ線管、Ｘ線検出器、及び、Ｘ線発生装置等が設けられる回転リングは、バランサが設けられているが、回転中に揺らぎが生じる。この揺らぎに起因して、質の高いＸ線画像を得られないという問題点があった。

この実施形態は、デュアルエナージＣＴにおいて、再現性のよい管電圧波形を生成し、質の高いＸ線画像を得られるＸ線ＣＴ装置を提供することを目的とする。

上記課題を解決するために、実施形態のＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線管とＸ線検出器とを対向配置し、被検体の回りに回転しながら前記Ｘ線管からＸ線を照射し、被検体を透過しＸ線検出器により検出されるＸ線を基にＸ線画像を取得するＸ線ＣＴ装置において、高電圧発生部、周波数可変手段及びタイミング発生手段を有する。高電圧発生部は、Ｘ線管の回転中に予め定められた動作周波数でスイッチングすることでＸ線管に電圧を供給するインバータを有する。周波数可変手段は、Ｘ線管の一回転当たりに取得されるＸ線画像の数である収集レートの整数倍になるように、インバータの動作周波数を可変する。タイミング発生手段は、インバータの可変された動作周波数に同期したタイミングでＸ線管に供給する電圧を可変させる。

第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成を示すブロック図である。第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成を示すブロック図である。インバータの動作説明図であり、インバータの動作周期（クロックの周期）、及び、管電圧切替タイミングのタイムチャートである。管電圧波形を示す図である。収集レートと倍率とを対応付けて記憶したテーブルの図である。Ｘ線管の回転周期と倍率とを対応付けて記憶したテーブルの図である。Ｘ線発生装置の回路図である。カップの斜視図である。図８のＡ−Ａ線断面図である。図８のＢ−Ｂ線断面である。フィラメントの端部がカップに対してプラスの電位をもつときの熱電子量を示す図である。フィラメントの端部がカップに対してマイナスの電位をもつときの熱電子量を示す図である。フィラメント電圧及び管電流のグラフである。カップ電圧と管電流との関係を示すグラフである。インバータの動作周期、管電圧、管電流及びデータ収集を示すタイムチャートインバータの動作周期（クロックの周期）、及び、管電圧切替タイミングのタイムチャートである。管電圧波形を示す図である。

［第１の実施形態］
Ｘ線ＣＴ装置の第１の実施形態について図１を参照して説明する。図１はＸ線ＣＴ装置の構成を示すブロック図である。

Ｘ線ＣＴ装置は、インバータ動作周波数ｆｉを管電圧切替周波数ｆｓに同期させるための逓倍器１と、主インバータ４及び管電圧発生手段２５を有する高電圧発生部４ａと、カウンタ３を有し、主インバータ４に対し管電圧を切り替える指示を出力するアップダウンタイミング発生部５と、Ｘ線管６及びＸ線検出器８が対向配置される回転リング７と、Ｘ線検出器８により検出されたＸ線を所定の収集タイミングで収集するデータ収集部１１と、カウンタ１０を有し、データ収集部１１に対し収集タイミングの指示を出力する収集タイミング発生部９と、データ収集部１１により収集されたＸ線を基にＸ線画像を再構成する画像処理部１２と、Ｘ線管６（回転リング７）の一回転当たりの回転周期Ｔを基に回転リング７を回転させる回転駆動部２７と、回転周期Ｔ及びＸ線管６の一回転当たりにＸ線画像を収集するときの収集レートＲを基に倍率を決定して逓倍器１に出力する倍率決定部２６とを有している。

逓倍器１としては、色々の種類があるが、ここでは代表例としてＰＬＬ（ＰｈａｓｅＬｏｃｋｅｄＬｏｏｐ）で説明する。なお、逓倍器１が「周波数変換回路」に相当する。ここで「同期」とは、具体的にインバータ動作周波数ｆｉを管電圧切替周波数ｆｓの整数倍とすることをいう。

次にＰＬＬの一例を示す。逓倍器１は、２信号間の位相差を比較して差信号を発生する位相比較器、交流成分をカットするループフィルタ、及び、発振器（ＯＳＣ：ｏｓｃｉｌｌａｔｏｒ）で構成されている。位相比較器は、外部から入力される目標信号（周波数Ｆ１）と、発振器の自走発振（周波数Ｆ２）で生成される比較信号との位相比較を行い、位相差信号をループフィルタに出力する。ループフィルタは、位相差信号を基に制御電圧を生成し、発振器に出力する。発振器は、入力された制御電圧を基に目標信号とその位相を同期させた出力信号を外部に出力する。なお、逓倍器１は、結果として出力信号の周波数も目標信号と同期させることとなる。

図１は位相比較器、発振器２及び分周器を有する逓倍器１を示している。分周器は、発振器２の出力信号を１／Ｍに分周する。位相比較器は、目標信号の周波数Ｆ１と分周された信号の周波数（Ｆ２／Ｍ）とを比較を行い、位相差信号をループフィルタ（図示省略）に出力し、ループフィルタによる制御電圧により、発振器２は、目標信号と同期する周波数の信号を発振する。それにより、逓倍器１は、目標信号の周波数Ｆ１と同期させた周波数の出力信号を出力する。

次に、逓倍器１の動作について図１を参照して説明する。倍率決定部２６に、基本周波数ｆｒ［ｋＨｚ］、Ｘ線管の一回転当たりの回転時間である回転周期Ｔ［ｓｅｃ］、Ｘ線管の一回転当たりに取得されるＸ線画像の数である収集レートＲ［ｖｉｅｗ／ｒｏｔ］が入力される。なお、基本周波数ｆｒは、前述した逓倍器１の発振器で生成される比較信号の周波数である。

倍率決定部２６は、入力されたｆｒ、Ｔ、Ｒを基に次式から、インバータが管電圧の上昇と下降とを繰り返すときの繰返し周期に要するクロック数Ｎｃ＝１９．４４を求める。
Ｎｃ＝（ｆｒ＊Ｔ＊２）／Ｒ（３）
ここで、ｆｒ＝２５、Ｔ＝０．３５、Ｒ＝９００とする。

倍率決定部２６は、Ｎｃ＝１９．４４の小数点以下を切り捨て、Ｎｃ＝１９を求める。小数点以下を切り捨てることにより、インバータ動作周波数ｆｉを管電圧切替周波数ｆｓの１９倍（整数倍）とする。上述したように、小数点以下を切り捨てる理由は、インバータ動作周波数ｆｉを管電圧切替周波数ｆｓの整数倍にしないと、管電圧波形の再現性が低下するためである。

求めたＮｃ＝１９により、逓倍器１の１／Ｍが決定される。逓倍器１は、発振器の周波数Ｆ２を１／Ｍ倍して、目標信号の周波数Ｆ１と比較する。発振器の周波数Ｆ２を目標信号の周波数Ｆ１と同期させる。

なお、同期させた発振器の周波数Ｆ２、すなわち、インバータ動作周波数ｆｉ＝２４．４３［ｋＨｚ］は、次の式から求めることができる。なお、Ｎｃ＝１９である。
ｆｉ＝Ｎｃ＊Ｒ／（Ｔ＊２）（４）

逓倍器１はインバータ動作周波数ｆｉ＝２４．４３［ｋＨｚ］のパルスをカウンタ３及び主インバータ４に出力する。なお、アップダウンタイミング発生部５は、カウント開始指示をカウンタ３に出力すると共に、管電圧を上昇させるための上昇動作信号を主インバータ４に出力し、及び、カウント開始後、カウンタ３によるカウント値（パルス数）を基に、管電圧の下降と上昇とを切り替えるための管電圧切替動作信号を主インバータ４に出力する。

次に、主インバータ４の動作について図３及び図４を参照して説明する。図３はインバータの動作説明図であり、インバータの動作周期（クロックの周期）、及び、管電圧切替タイミングのタイムチャートである。図３に示すように、例えば、アップダウンタイミング発生部５による上昇動作信号を受けて、主インバータ４がオンし、管電圧の上昇動作をし、カウンタ３によるカウント値「９」を受けて、アップダウンタイミング発生部５が管電圧切替動作信号を主インバータ４に出力し、主インバータ４がオフし、管電圧の下降動作をし、カウンタ３によるカウント値「１９」を受けて、アップダウンタイミング発生部５が管電圧切替動作信号を主インバータ４に出力し、主インバータ４が管電圧の上昇動作をする。

すなわち、アップダウンタイミング発生部５は、クロック数Ｎｃ＝１９毎にバラツキなく、管電圧切替のための指示を主インバータ４に対し出力する。それにより、インバータ動作周波数ｆｉが管電圧切替周波数ｆｓの１９倍（整数倍）となり、インバータ動作周波数ｆｉを管電圧切替周波数ｆｓに同期させることが可能となる。なお、アップダウンタイミング発生部５が「タイミング発生手段」に相当する。

インバータ動作周波数ｆｉを管電圧切替周波数ｆｓの１９倍（整数倍）とすることで、デュアルエナージＣＴにおいて、管電圧波形の再現性をよくすることができる。

Ｘ線管６は、再現性のよい管電圧波形を受けて、所定の高電圧によるＸ線と所定の低電圧によるＸ線とを交互に被検体に照射する。管電圧発生手段２５は、クロック１〜１９のうち、クロック７〜１３の間の管電圧（高電圧：ＨｉｇｈｔｋＶ）を高圧電源６４（図７参照）に供給し、Ｘ線管６は高圧下でＸ線を照射する。さらに、管電圧発生手段２５は、クロック１〜１９のうち、クロック１４〜１９及び１〜６の間の間電圧（低電圧：ＬｏｗｋＶ）を高圧電源６４に供給し、Ｘ線管６は低圧下でＸ線を照射する。

収集タイミング発生部９は、収集レートＲ及びカウンタ１０によりカウントされたクロック数を基にデータ収集のための指示をデータ収集部１１に出力する。

図４は管電圧波形を示す図である。図４に示すように、クロック１〜１９のうち、クロック７〜１３の高圧下で照射されたＸ線を収集し、クロック１〜１９のうち、クロック１４〜６の低圧下で照射されたＸ線を収集する。それにより、データ収集部１１は、高電圧下及び低電圧下で照射されたＸ線を時間的なずれなく収集することができ、収集データを基に、画像処理部１２は、質の高いＸ線画像を取得することが可能となる。なお、収集タイミング発生部９及びデータ収集部１１が「画像データ取得手段」に相当する。

［第２の実施形態］
第１の実施形態では、インバータ動作周波数ｆｉを管電圧切替周波数ｆｓに同期させて、質の高いＸ線画像を取得するＸ線ＣＴ装置について説明した。

さらに質の高いＸ線画像を得るために、インバータ動作周波数ｆｉをＸ線管６の回転中に生じる揺らぎに同期させるための逓倍器２０を有する第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置について図２を参照して説明する。なお、第１の実施形態とＸ線ＣＴ装置の構成が同じものについては同一番号を付して、その説明を省略する。

図２はＸ線ＣＴ装置の構成を示すブロック図である。図２に示すように、逓倍器２０は、可変逓倍器ＰＬＬ１、ＰＬＬ２、固定逓倍器２１を有する。また、エンコーダ２２、及び、周波数検出器２４が設けられている。ここで、可変逓倍器ＰＬＬ１、ＰＬＬ２の基本的な動作は、前述した逓倍器１と同じであるため、その説明を省略する。なお、逓倍器２０が「周波数変換回路」に相当する。また、パルス信号検出回路２３が「周波数検出手段」に相当する。

次に、Ｘ線ＣＴ装置の動作について図２から図６を参照に説明する。図５は収集レートと倍率とを対応付けて記憶したテーブルの図である。

エンコーダ２２は、回転リング７と一体的に設けられ、周辺に等間隔で貫通穴があけられた円板（図示省略）と、その貫通穴を通過する検出光を受けてパルス信号を出力するパルス信号検出回路２３を有している。

操作部（図示省略）の操作による指示（一回転当たりの回転周期）を受けて回転駆動部２７が回転リング７を回転させ、Ｘ線管６が所定の回転速度で回転しているとき、円板は回転リング７と一体的に回転し、パルス信号検出回路２３は、例えばＸ線管６が１．２度回転する毎に一つのパルス信号（３６０度回転で３００個のパルス信号）を可変逓倍器ＰＬＬ１に出力する。倍率決定部２８は、図５に示すテーブルＡを有しており、Ｘ線管６の一回転当たりのパルス数Ｎｐ、及び、Ｘ線管６の一回転当たりの収集レートＲを基に、テーブルＡを参照し、倍率を求める。可変逓倍器ＰＬＬ１は、決定された倍率により検出信号を逓倍し、ＰＬＬ２に送る。

たとえば、倍率決定部２８は、Ｎｐ＝３００、Ｒ＝９００のとき、テーブルＡを参照して、倍率３を読み出し、可変逓倍器ＰＬＬ１は、検出信号を逓倍（３倍）した信号をＰＬＬ２に出力する。

次に、倍率決定部２９は、Ｘ線管６の回転周期Ｔ［ｓｅｃ］、及び、収集レートＲを基に、式（１）を用いて、管電圧切替周波数ｆｓ［Ｈｚ］を求める。
ｆｓ＝Ｒ／（Ｔ＊２）（１）
たとえば、倍率決定部２９は、Ｔ＝０．５、Ｒ＝９００のとき、式（１）を用いて、管電圧切替周波数ｆｓ＝９００を求める。

また、倍率決定部２９は、次の式を計算して倍率μを求める。
μ＝ＩＮＴ（ｆｒ／（ｆｓ＋０．５））（５）
求めた数値の小数点以下を切り捨てる記号であるＩＮＴにより、倍率μは整数となる。

図６はＸ線管６の回転周期Ｔと倍率とを関係付けて記憶した示すテーブルＢを示す図である。図６に示すように、管電圧切替周波数ｆｓ＝９００のとき、Ｘ線管６の回転周期Ｔと倍率との対応関係は、Ｔ＝０．３５［ｓｅｃ］のとき倍率μ＝１９、Ｔ＝０．５［ｓｅｃ］のとき倍率μ＝２８、Ｔ＝１［ｓｅｃ］のとき倍率μ＝５６となる。

この実施形態では、倍率決定部２９は、テーブルＢを有しており、ｆｓ＝９００、ｆｒ＝２５［ｋＨｚ］のとき、テーブルＢを参照して、μ＝２８を得る。

可変逓倍器ＰＬＬ２は、ＰＬＬ１からの信号を逓倍（２８倍）した信号を周波数検出器２４に出力する。周波数検出器２４に入力される信号の周波数が、インバータ動作周波数ｆｉ［ｋＨｚ］となる。μ＝２８、ｆｓ＝９００のとき、ｆｉ＝２５．２となる。

固定逓倍器２１は、主インバータ４が他励式でブリッジ型の場合は、インバータ動作周波数ｆｉの２倍（５０．４［ｋＨｚ］）の周波数の信号を周波数検出器２４に出力する。

周波数検出器２４は、固定逓倍器２１から出力されるインバータ動作周波数ｆｉの２倍の周波数と発振器２の発振周波数ｆｏを比較し、発振周波数ｆｏが、インバータ動作周波数ｆｉの２倍の周波数となるように制御する。発振器２は、インバータ動作周波数ｆｉの２倍の周波数のパルスを主インバータ４に出力する。

以上により、主インバータ４のインバータ動作周波数ｆｉをＸ線管６の回転中に生じる揺らぎに同期させたため、さらに質の高いＸ線画像を取得することが可能となる。

なお、各テーブルＡ、Ｂの倍率は、次のように決められている。通常、インバータが適切に動作して作り出した直流電圧を出力するとき、インバータの周波数はほぼ決まるので、本実施形態の場合は、その基本周波数ｆｒを２５［ｋＨｚ］としている。したがって、同期をとるためにインバータ動作周波数ｆｉを可変するが、この２５［ｋＨｚ］近傍の周波数に限られる。逆に言い換えれば、各テーブルＡ、Ｂの倍率は、２５［ｋＨｚ］近傍で同期がとれるような周波数になるような倍率にされる。

なお、周波数検出器２４及び発振器２を取り外して、直接的に逓倍器２０の出力を高電圧発生部４ａに入力する構成であってもよい。

また、上記説明では、回転ムラも吸収する構成であったが、回転ムラを吸収することなく単に同期をとるだけであれば、パルス信号検出回路２３の出力の変わりに、回転速度に応じて変更されるパルス数（例えば、３００パルス数／ｒｏｔ）に相当するパルスを入力する構成であってもよい。

［第３の実施形態］
次に、第３の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置について図７〜図１５を参照して説明する。

図７はＸ線発生装置の回路図である。図７に示すように、Ｘ線管６のアノード（ａｎｏｄｅ）６１が高圧電源６４のプラス端子に接続され、カソード（ｃａｔｈｏｄｅ）６２が高圧電源６４のマイナス端子に接続されている。カソード６２から熱電子を発生させるためのフィラメント電源６５が設けられている。

図８はカップの斜視図、図９は図８のＡ−Ａ線断面図、図１０は図８のＢ−Ｂ線断面図である。図８から図１０に示すように、カソード６２がカップ６３の溝内に設けられている。カソード６２の一方の接点がカップ６３に接続され、他方の接点がカップ６３に対して電位をもっている。なお、カソード６２をフィラメントという場合がある。

フィラメント電源６５の交流でＸ線管６のカソード６２を点灯させた場合、Ｘ線管６のカソード６２とカップと６３の電位差により、熱電子放出に変調がかかり、Ｘ線出力が変動する。

図１１はフィラメントの端部がカップに対してプラスの電位をもつときの熱電子量を示す図、図１２はフィラメントの端部がカップに対してマイナスの電位をもつときの熱電子量を示す図である。図１１に示すように、フィラメントの他方の接点がカップ６３に対してプラスの電位をもっているとき、熱電子が出にくい。図１２に示すように、フィラメントの他方の接点がカップ６３に対してマイナスの電位をもっているとき、熱電子が出やすい。

図１３はフィラメント電圧及び管電流のグラフである。図１３に示すように、フィラメント電圧がプラスのとき、熱電子が出にくいため、管電流は減少する。フィラメント電圧がマイナスのとき、熱電子が出やすいため、管電流は増加する。

Ｘ線出力の変動は、カソード６２の一方の接点がカップ６３に接続され、他方の接点がカップ６３に対して電位をもち、かつ、フィラメント加熱周波数ｆｃで変化することで、直熱型真空管のカソード６２に対しグリッドの働きをするカップ６３にフィラメント電圧と逆極性の電圧が加わることと同等な動作をするためである。

図１４はカップ電圧と管電流との関係を示すグラフである。図１４に示すように、Ｘ線管６のカソード６２側にあるカップ６３は、三極真空管の制御グリッドの動きをするため、フィラメント（三極管のカソード）に対して電位をもつと、管電流を変化させる。カップ電圧はフィラメント電圧と逆極性となる。

フィラメント加熱によるＸ線出力の変動を防ぐため、フィラメントを直流で点灯する方法もあるが、直流点灯では、ノッチング減少による寿命低下の問題がある。

次に、フィラメントの加熱によりＸ線出力の変動を防ぐための第３の実施形態の構成について図１５を参照して説明する。

高電圧発生部４ａには、フィラメント電源６５を動作させるためのフィラメント電圧発生手段２５ａが設けられている。フィラメント電圧発生手段２５ａのインバータの動作周波数ｆｇを、Ｘ線管６の回転周期Ｔ、収集レートＲに応じて可変する方法をとる。なお、フィラメント電圧発生手段２５ａをフィラメントインバータという場合がある。

次に、フィラメント電圧発生手段２５ａの動作について説明する。

フィラメントの加熱によるＸ線出力の変動を防ぐため、フィラメントを直流で点灯する手段があるが、直流点灯ではノッチング減少による寿命低下の問題がある。この実施形態の手段は、交流点灯でＸ線出力の変動の影響を抑える手段である。

基本的には主インバータ４の動作と同様に、フィラメントインバータの動作をＸ線管６の回転周期Ｔ［ｓｅｃ］や収集レートＲ［ｖｉｅｗ／ｒｏｔ］に応じて可変させる手段をとる。

Ｘ線管６の回転のゆらぎ（回転ムラ）への対応も可変逓倍器（ＰＬＬ）を使って、フィラメントインバータを追従させることはインバータ動作周波数ｆｉと同様である。

例として、Ｔ＝０．３５、Ｒ＝９００、インバータ動作周波数ｆｉ＝２４．４３［ｋＨｚ］（管電圧切替周波数ｆｓの１９倍）、フィラメントインバータの動作周波数ｆｇ＝２４．４３［ｋＨｚ］（管電圧切替周波数ｆｓの１９倍）について図１５を参照して説明する。図１５は、インバータの動作周期、管電圧、管電流及びデータ収集を示すタイムチャートである。

図１５に示すように、クロック１のとき、アップダウン指示を受けて主インバータ４がオンし、主インバータ４が管電圧を上昇させる（クロック１〜９）。クロック１０のとき、アップダウン指示を受けて主インバータ４がオフし、管電圧を低下させる（クロック１０〜１９）。クロック７〜１３の期間を高電圧（ＨｉｇｈｋＶ）下でのＸ線収集期間とし、クロック１〜６及びクロック１４〜１９の期間を低電圧（ＬｏｗｋＶ）下でのＸ線収集期間とする。

管電圧は上昇時（クロック１〜９）にリプルがある。しかし、低下時（クロック１０〜１９）にリプルがない。これに対し、管電流は上昇時及び低下時共にリプルがある。管電圧リプルの周波数は４８．８６（＝２４．４３×２）［ｋＨｚ］である。管電流リプルの周波数は２４．４３［ｋＨｚ］である。

したがって、管電流リプルによるＸ線出力変動の影響をなくために、フィラメントインバータを２４．４３［ｋＨｚ］の周波数で動作させる。

なお、前記実施形態では、倍率決定部２９に基本周波数ｆｒを入力させたが、逓倍器２０が（たとえば基本周波数ｆｒ）を発生するものであってもよい。

また、インバータ動作周波数ｆｉをＰＬＬ１及びＰＬＬ２等を用いて作ったが、収集レートＲ、Ｘ線管６の一回転当たりの回転周期Ｔの組み合わせの種類に対応して、同期すべきインバータ動作周波数ｆｉを予め求めることが可能であるから、それらのインバータ動作周波数ｆｉのクロックを出力する発振器を、収集レートＲ、回転周期Ｔに応じて切り替えて用いるようにしてもよい。

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、書き換え、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。

１逓倍器２発振器３カウンタ４主インバータ
４ａ高電圧発生部５アップダウンタイミング発生部６Ｘ線管
７回転リング８Ｘ線検出器９収集タイミング発生部１０カウンタ
１１データ収集部１２画像処理部
２０逓倍器２１固定逓倍器２２エンコーダ
２３パルス信号検出回路２４周波数検出器２５管電圧発生手段
２５ａフィラメント電圧発生手段
２６倍率決定部２７回転駆動部２８倍率決定部２９倍率決定部
ＰＬＬ１可変逓倍器ＰＬＬ２可変逓倍器

Claims

Ｘ線管とＸ線検出器とを対向配置し、被検体の回りに回転しながら前記Ｘ線管からＸ線を照射し、被検体を透過し前記Ｘ線検出器により検出されるＸ線を基にＸ線画像を取得するＸ線ＣＴ装置において、
前記Ｘ線管の回転中に予め定められた動作周波数でスイッチングすることで前記Ｘ線管に電圧を供給するインバータを有する高電圧発生部と、
前記Ｘ線管の一回転当たりに取得される前記Ｘ線の数である収集レートの整数倍になるように、前記インバータの前記動作周波数を可変する周波数可変手段と、
前記インバータの前記動作周波数に同期したタイミングで前記Ｘ線管に供給する電圧を可変させるタイミング発生手段と、
を有する
ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
前記タイミング発生手段は、前記Ｘ線管に供給する電圧を単調増加と単調減少とを交互に繰り返すタイミングを発生させ、
前記Ｘ線管に供給する電圧を可変させる周期の１／２の周期であって、前記単調増加と前記単調減少を含む周期で前記Ｘ線を取得する画像データ取得手段を備えることを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
予め決められた基本周波数付近の前記動作周波数で発振し、前記インバータに供給する発振器を有し、
さらに、前記周波数可変手段は、前記Ｘ線管が１回転当たりの回転時間及び前記収集レートの数の指示を受け、前記発振器の動作周波数を前記基本周波数付近の周波数であって、前記収集レートの整数倍の周波数に設定する
ことを特徴とする請求項１または請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記周波数可変手段は、前記Ｘ線管の回転を所定角度毎に検出することにより前記Ｘ線管の回転周波数を算出する周波数検出手段を有し、前記算出した前記回転周波数を前記収集レート及び前記Ｘ線管の回転周期に応じて逓倍器により逓倍し周波数に変換して前記動作周波数と比較し、前記逓倍された周波数と前記動作周波数とを一致させるように前記発振器を制御することを特徴とする請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記周波数可変手段は、所定の周波数を発生し、前記収集レート及び前記Ｘ線管の回転周期に応じて前記所定の周波数を逓倍器で逓倍して当該逓倍した周波数を前記インバータの前記動作周波数として造る周波数変換回路を有することを特徴とする請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置。
前記Ｘ線管は、カソードとアノードとを有し、前記カソードの一方の接点が接続され、前記カソードの他方の接点との間に電位を有するカップをさらに有し、
前記高電圧発生部は、さらに、前記Ｘ線管の回転中に前記カソードと前記アノードとの間に予め定められた前記動作周波数に同期した加熱周波数でフィラメント電圧を印加させる
ことを特徴とする請求項１から請求項５のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置。
前記Ｘ線検出器により検出される前記Ｘ線を基に前記Ｘ線画像を再構成する画像処理部をさらに有する請求項１または請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。