以下、本発明に係るX線発生装置及びこれを 用いてマルチエネルギー撮影を行うX線CT装置 の好ましい実施の形態について添付図面を用 いて詳細に説明する。
《第1の実施形態》

 図1は本発明が適用されるX線CT装置の概略 構成を示す図、図2はその全体構成図を示す� �ロック図である。図1に示すX線CT装置は、被� ��体にX線を照射して前記被検体の透過X線デ� �タを収集し、この収集したX線データを再構� ��演算して断層像を得るもので、スキャナガ� ��トリ1と、被検体を載置する天板2を備えた� �ーブル3と、操作コンソール4とで構成される 。

 前記スキャナガントリ1の中心部には、被検 体が挿入される開口部7が設けられ、該ガン� �リ1の前面に、テーブル3が配置されている。
 前記テーブル3の高さは電動で調節できるよ うに構成され、該テーブル3の上面には前記� �板2が設けられている。この天板2は被検体を 撮影位置に位置決めするためにガントリ1に� �して電動でスライドできるように構成され� �いる。

 前記操作コンソール4上には、キーボード やマウス等の操作装置5と、患者情報、撮影� �件等の各種情報と撮影された断層画像を表� �する表示装置6が配備されている。この操作� ��ンソール4の内部には、後述の画像処理装置 やシステム全体を制御するシステム制御装置 (CPU)が収納されている。これらのガントリ1、 テーブル2は前記システム制御装置(CPU)によっ て制御される。

 前記スキャナガントリ1は、図2に示すよ� �に、X線制御装置8によって制御されてX線を� �生するX線管9と、X線管9から放射されたX線を 所定の照射野へ絞るコリメータ11と、X線検出 器12とを有する。X線管9から放射されたX線は� ��リメータ制御装置10によって制御されるコ� �メータ11により、例えば角錐形のX線ビーム� �すなわちコーンビームとされ、被検体23に照 射されて該被検体23を透過したX線はX線検出� �12に入射する。

 X線制御装置8は、管電圧、管電流が前記� �作装置5で設定したスキャン条件に対応する� ��電圧、管電流になるように制御する。この� ��めに、X線管9の陽極と陰極間に印加される� �電圧とX線管9の陽極と陰極間に流れる電流を 検出する管電圧・管電流検出装置13が設けら� ��ている。

 前記X線検出器12は、図3に示すようにチャネ ル方向と列方向に二次元的に配列された複数 のX線検出素子14を有する。
 このX線検出素子14は、例えばシンチレータ� ��フォトダイオードとの組み合わせによって� ��成され、全体として円筒面状若しくはチャ� ��ル方向に関して折れ線状に湾曲したX線入射 面を構成している。なお、本発明においてシ ングルスライス型のX線検出器が除外される� �とはない。

 ここで、コーンビームX線のチャネル方向 の広がり角度、すなわちファン角度はαであ� ��、また列方向の広がり角度、すなわちコー� ��角度はγである。

 このように構成されたX線検出器12にはデ� ��タ収集装置15が接続され、このデータ収集� �置15はX線検出器12を構成するX線検出素子14の 検出データを収集する。

 上記のX線制御装置8からデータ収集装置15 までの構成要素は、スキャナガントリ1の回� �板16(スキャナ回転手段)に搭載されている。� ��の回転板16は回転制御装置17によって制御さ れる回転板駆動装置18からの駆動力が駆動力� ��達系19により伝達されて被検体23の周囲を回 転する。

 前記被検体テーブル3は、被検体テーブル 制御装置3aと、被検体テーブル上下移動装置3 bと、天板移動装置3cとを備え、被検体テーブ ル制御装置3aによって被検体テーブル上下移� ��装置3bを制御して適切なテーブル高さにす� �と共に天板移動装置3cを制御して天板2を前� �に移動させて被検体23をスキャナガントリ1� �X線照射空間(開口部)7に搬入および搬出する� ��なお、天板位置センサ3dは、体軸方向およ� �鉛直方向の天板位置を検知するものであり� �その情報をもとに被検体テーブル制御装置3a が正しい天板位置になるように天板移動装置 3c及び被検体テーブル上下移動装置3bを制御� �る。

 このように構成されたスキャナガントリ1 において、被検体テーブル3の天板2に載置さ� ��た被検体23がスキャナガントリ1の開口部7に 搬入された後、前記コリメータ11の開口幅に� ��りコーン角度γを調整されたコーンビームX� ��が被検体23に照射されると、コーンビームX� ��を照射された被検体23のX線像はX線検出器12� ��投影され、該X線検出器12によって被検体23� �透過したX線が検出される。

 前記操作コンソール4は、本発明によるX� �CT装置のマルチエネルギー撮影機能を備えた CTシステム全体を制御するシステム制御装置( CPU)20を備え、このシステム制御装置(CPU)20に� �、スキャナガントリ1と被検体テーブル3が接 続されている。すなわち、このシステム制御 装置(CPU)20により、スキャナガントリ1内のX線 制御装置8、コリメータ制御装置10、データ収 集装置15、回転制御装置17及び被検体テーブ� �3内の被検体テーブル制御装置3aが制御され� �。

 前記データ収集装置15で収集された透過X線� ��出データは、システム制御装置(CPU)20の制御 によって画像処理装置21に取り込まれる。
 この画像処理装置21は、データ収集装置15で 収集した複数ビューの検出データに対して各 種の補正処理を施して投影データを生成し、 この投影データを用いてCT画像再構成を行う� ��

 スキャン条件の設定に必要なスキャノグ� ��ム画像や各種データ、及びX線CT装置の機能� ��実現するためのプログラム等は、システム� ��御装置(CPU)20に接続された記憶装置22に格納� ��れている。なお、前記画像処理装置21で再� �成されたCT画像も記憶装置22へ格納される。� ��た、前記システム制御装置(CPU)20には、操作 装置5と表示装置6とがそれぞれ接続されてい� ��。

 前記操作装置5は、操作者が各種の指示や情 報並びに画像再構成モード等をシステム制御 装置(CPU)20に入力し、前記表示装置6を使用し� ��対話的に本X線CT装置を操作するものである� ��
 前記表示装置6は、画像処理装置21から出力� ��れる再構成画像やシステム制御装置(CPU)20が 取り扱う種々の情報を表示するものである。

 前記システム制御装置(CPU)20は、操作者が 前記操作装置5を操作して入力した操作指令� �前記記憶装置22から読み出したスキャノグラ ム画像を用いてスキャン条件をスキャン開始 前に予め決定するものである。すなわち、前 記記憶装置22から読み出されたスキャノグラ� ��画像が表示装置6に表示され、操作者が表示 された被検体スキャノグラム画像上で操作装 置5を用いてCT画像再構成位置(以下、スライ� �位置と記す)の座標を指定することにより、� ��ライス位置を設定することができる。なお� ��前記スライス位置はスキャノグラム画像を� ��いないで設定する場合もある。ここで設定� ��れたスライス位置の情報は記憶装置22に保� �されると共にX線条件(管電圧、管電流)等を� �定するために用いられる。

 上記のように構成されたスキャナガント� ��1に搭載された各要素への電力は、図示省略 のスキャナガントリ1の固定部に設けたブラ� �とスキャナガントリ1の回転部(回転板16)に設 けたスリップリングブラシとからなる電力伝 達手段により商用交流電源から供給され、ま た前記データ収集装置15で収集した透過X線検 出データの画像処理装置21への伝達は、前記� ��同様のスリップリング桟構又は光学的信号� ��達手段により行われる。

 このように構成されたX線CT装置を用いて� ��本発明は、上記X線管9から高エネルギーX線� ��低エネルギーX線を投影角度(ビュー)毎に交� ��に切り替えてデュアルエネルギー撮影を行� ��もので、本発明の第1の実施形態は図4に示� �X線管が用いられる。

 図4において、X線管9は、高エネルギーX線 発生用電子ビーム202aを発生する第1の陰極200a 及び低エネルギーX線発生用電子ビーム202bを� ��生する第2の陰極200bと、前記電子ビーム202a� ��電子ビーム202bとを交互に切り替えるための 前記第1の陰極200aに対応する第1のグリッド201 a及び前記第2の陰極200bに対応する第2のグリ� �ド201bと、前記陰極200aと200bより放出される� �子ビーム202a及び202bがフォーカスされて同一 の焦点203を形成する回転陽極204とを備えてい る。前記焦点203は陰極200a、200bと回転陽極204� ��間の距離及び前記陽極204に対向する陰極200a 、200bの角度を調整して同一位置に形成され� �。

 このように構成されたX線管9の構造の一� �を図5に、該X線管9の陰極200a、200bの近傍を拡 大したものを図6に、該陰極の詳細構造の一� �を図7に、前記焦点203の位置に実焦点を形成� ��せる場合の電子ビーム軌道の一例を図8に示 す。

 図5に示すように、X線管9は、電子ビーム� ��放射する陰極200a及び200bと,これらに対向し� ��配置された回転陽極204と,前記陰極200a及び20 0bと回転陽極204を真空気密に封入する外囲器7 01とから成り、前記陰極200aと200bは、図6に示� ��ように互いに電気的に絶縁されて配置され� ��前記焦点203は陰極200a、200bと回転陽極204間� �距離βと前記陽極204に対向する陰極200a、200b� ��角度θを調整して同一位置に形成される。

 また、図7に示すように、前記陰極200a及� �200bは共に電子ビームを放射するフィラメン� ��702(後述する第1の陰極200aにおける第1のフィ ラメント702a、第2の陰極200bにおける第2のフ� �ラメント702b)と、該フィラメント702からの電 子ビーム202a及び202b(図4を参照のこと)を集束� ��る集束溝部を有する集束体703(後述の陰極200 aの集束体703a、陰極200bの集束体703b)とから成� ��、前記フィラメント702は集束体703及びグリ� ��ド201(陰極200aに対応するグリッド201a、陰極2 00bに対応するグリッド201b)とは電気的に絶縁� ��れて配置される。

 前記第1のグリッド201aが開かれた場合は、� �記第1のフィラメント702aから電子ビーム202a� �放射され、図8(a)に示すように、第1の陰極200 aと回転陽極204間の電位勾配により加速集束� �れて焦点位置203に実焦点が形成される。同� �に、前記第2のグリッド201bが開かれた場合は 、前記第2のフィラメント702bから電子ビーム2 02bが放射され、図8(b)に示すように、第2の陰� ��200bと回転陽極204間の電位勾配により加速集 束されて前記焦点位置203に実焦点が形成され る。
 前記第1のグリッド201aと第2のグリッド201bの 開閉は、該グリッドの電極に印加する電圧の 制御により行なわれ、前記グリッドを開く場 合は該グリッドの電極と陰極間の電圧を0と� �、前記グリッドを閉じる場合は該グリッド� �電極と陰極間に数kVの負の電圧を印加するこ とにより為される。

 図9は、上記図4のX線管9を用いて該X線管9� ��焦点より高エネルギーX線と低エネルギーX� �を隣り合う投影角毎に交互に切り替えて照� �して投影データを収集する場合の回転板16の 回転に伴う該回転板上のX線焦点位置300とX線� ��出器12との位置関係を示す図である。

 図9において、投影角度毎の各撮影時にお けるX線焦点203の回転板上の位置を300(1)、300(2 )、300(3)、300(4)、・・・とし、このときのX線� ��出器3の位置を12(1)、12(2)、・・・とする。� �お、Oは回転板16の回転中心である。本例で� �、X線焦点203の回転板上の奇数位置300(1)、300( 3)、300(5)、・・・で高エネルギーX線を照射し 、偶数の位置300(2)、300(4)、300(6)、・・・で低 エネルギーX線を照射し、これらのX線照射位� ��に対応するX線検出器12の位置も奇数と偶数� ��表し、それぞれ実線と点線で示す。

 このように構成することにより、高エネル� ��ーX線と低エネルギーX線が同時に放射され� �ことはなく、X線焦点203が回転板16の位置300(1 )にある場合は高エネルギーX線が被検体23に� �射され、該被検体を透過したX線は図9の実線 で示す12(1)の位置にあるX線検出器12で検出さ� ��る。
 回転板16が回転してX線焦点203が回転板16の� �置300(2)に到達すると、低エネルギーX線が被� ��体23に照射され、該被検体を透過したX線は� ��9の破線で示す12(2)の位置にあるX線検出器12� ��検出される。

 このように、隣り合う投影角度毎に高エ� ��ルギーX線と低エネルギーX線とを照射して� �当該投影角度に対応するX線検出器12の位置� �前記被検体を透過したX線を検出し、この検� ��したデータをデータ収集装置15で収集し、� �の収集したデータを画像処理装置21に転送し て該画像処理装置21でデュアルエネルギー撮� ��画像が生成される。

 図10は、前記データ収集装置15で収集され たデータを用いてデュアルエネルギー撮影画 像を生成する部分のブロック構成図である。

 図10において、画像処理装置21は、前記デ ータ収集装置15で収集されたX線検出データを 補正(オフセット補正、ゲイン補正等)するデ� ��タ補正部21aと、このデータ補正部21aで補正� ��れた投影データを記憶するメモリ21bと、前� ��メモリ21bに記憶された高エネルギーX線撮影 における投影データと低エネルギーX線撮影� �おける投影データとを操作装置5へ操作者に� ��って入力された再構成モード指令に応じて� ��み出すデータ読出部21cと、前記メモリ21bか� ��読み出された高エネルギーX線撮影の投影デ ータと低エネルギーX線撮影の投影データの� �合うビューの組(図3の300(1)と300(2)、300(3)と300 (4)、・・・・)を加算するデータ加算部21eと� �前記再構成モード指令に応じてメモリ21bか� �読み出された投影データを用いてフィルタ� �ングおよびバックプロジェクション等の公� �の再構成演算を行い、被検体23のCT画像を再� ��成する画像再構成部21fと、前記メモリ21bに� ��憶された隣り合うビューにおける高エネル� ��ーX線撮影における投影データと低エネルギ ーX線撮影における投影データとを読み出し� �、非特許文献1に開示されている公知の方法� ��用いて光電効果によるX線減弱像(以下,光電� ��果像と記す)及びコンプトン散乱によるX線� �弱像(以下,コンプトン像と記す)を作成する� �めのデータに変換するデータ変換部21dと、� �のデータ変換部21dで変換して得られたデー� �を用いて前記再構成部21fで作成された光電� �果像及びコンプトン像のCT画像に基づいて、 非特許文献1に開示されている公知の方法を� �いて被検物の平均原子番号と平均密度を求� �、前記平均原子番号と平均密度の情報に基� �き前記CT画像中の各画素に対して物質の判別 を行ない、その情報を表示装置6へ出力する� �質判別部21gとを備えて構成される。

 図10において、操作装置5へ入力される再構� ��モードは、
(1)高エネルギーX線撮影の投影データと低エ� �ルギーX線撮影の投影データとを別個に画像� ��構成するセパレートモード、
(2)データ加算部21eを動作させて、高エネルギ ーX線撮影の投影データと低エネルギーX線撮� ��の投影データとを上記の如く加算(又は減算 )したデータを画像再構成する画像加算モー� �と、
(3)別記物質の判別を行う物質判別モードが選 択可能とされている。
 なお、前記データ加算部21e、画像再構成部2 1f、データ変換部21d、物質判別部21gには専用� ��ロセッサ、又は公知の汎用プロセッサ等が� ��用される。

 また、前記高エネルギーX線と低エネルギ ーX線を照射する投影角、すなわちビューは� �放射状のアーチファクトを抑制して人体組� �を弁別すめたに、通常のCT撮影時よりも多い 方が望ましく、典型的には通常のCT撮影時に� ��ける1024ビューの2倍の2048ビューが好適であ� ��。

 このように、前記ビュー数を2048にした場 合、前記回転板16が1回転する時間、すなわち 1スキャン時間を0.33秒とすると、前記回転板1 6が0.17[deg]回転する毎に高エネルギーX線と低� ��ネルギーX線とを交互に被検体23に照射して� ��影が行なわれることになり、したがって前� ��高エネルギーX線と低エネルギーX線との切� �えを高速に行う必要がある。

 図11は、上記構成のX線管9から高エネルギー X線と低エネルギーX線を交互に高速に切り替� ��てデュアルエネルギー撮影を行うためのX線 制御装置8(図2)の構成を示すブロック図の一� �である。
 このX線制御装置8は、前記陽極204と第1の陰� ��200a間に印加される高管電圧及び前記陽極204 と第2の陰極200b間に印加される低管電圧とを� ��生する管電圧発生部9aと、前記高管電圧と� �管電圧に対応する管電流になるように前記� �1のフィラメント702aと第2のフィラメント702b� ��加熱するフィラメント加熱部9bと、前記第1� ��グリッド201aと第2のグリッド201bを開閉する� ��圧を発生するグリッド電圧発生部9c(クリッ� ��電圧発生手段)と、前記第1のグリッド201aと� ��2のグリッド201bを切り替えるグリッド切替� �9e(電子ビーム放出制御手段)と、前記管電圧� ��生部9aとフィラメント加熱部9bとグリッド電 圧発生部9cとグリッド切替部9eとを制御する� �御部9dとを備えて構成される。

 前記制御部9dは、前記管電圧発生部9aから 高管電圧と低管電圧とを出力させる制御を行 う管電圧制御部9d1と、前記高管電圧と低管電 圧に対応して設定された管電流になるように フィラメント電流を制御する管電流制御部9d2 と、前記グリッド電圧発生部9cの出力電圧を0 (グリッドを開ける)と-1000V程度の高電圧(グリ ッドを閉じる)に制御するグリッド電圧制御� �9d3とにより構成される。

 前記管電圧制御部9d1は、操作コンソール4 の操作装置5から前記高管電圧設定値と低管� �圧設定値とが設定されてシステム制御装置(C PU)20に入力すると、これらの設定値に対応す� ��管電圧設定信号がシステム制御装置(CPU)20の 管電圧・管電流設定信号生成部20aで生成され て、この生成された高管電圧設定信号及び低 管電圧設定信号と前記管電圧・管電流検出装 置13(図2)で検出されたX線管9の実際の高管電� �・低管電圧とが一致するように、制御を行� �。

 図12は、前記管電圧発生部9aと管電圧制御部 9d1(管電圧制御手段)の回路構成の一例である� ��
 図12において、管電圧制御部9d1は、3相交流� ��源25の交流電圧を直流電圧に変換するコン� �ータ回路9d11と、このコンバータ回路9d11の出 力直流電圧(3相全波整流電圧)を平滑する平滑 コンデンサ9d12と、この平滑コンデンサ9d12の� ��流電圧を前記3相交流電源周波数よりもはる かに高い周波数(例えば、20kHz以上)の交流電� �に変換すると共に高管電圧を制御する第1の� ��ンバータ回路9d13と、前記平滑コンデンサ9d1 2の直流電圧を高い周波数(例えば、20kHz以上)� ��交流電圧に変換すると共に低管電圧を制御� ��る第2のインバータ回路9d14と、前記第1のイ� ��バータ回路9d13の高管電圧制御信号及び前記 第2のインバータ回路9d14の低管電圧制御信号� ��生成する管電圧制御信号生成部9d15とにより 構成され、該管電圧制御信号生成部9d15は、� �記システム制御装置(CPU)20の管電圧・管電流� ��定信号生成部20a(図11参照)で生成された管電 圧設定信号(高管電圧設定信号及び低管電圧� �定信号)と前記管電圧・管電流検出装値13で� �出された管電圧検出値が一致するように前� �第1のインバータ回路9d13及び第2のインバー� �回路9d14の動作位相を制御するための高管電� ��制御信号と低管電圧制御信号を生成する。

 前記管電圧発生部9aは、高管電圧を発生� �る高管電圧発生部と低管電圧を発生する低� �電圧発生部とから成り、前記高管電圧発生� �は、前記第1のインバータ回路9d13の出力電圧 を高管電圧に昇圧する二つの2次巻線を有す� �第1の高電圧変圧器9a1と、この第1の高電圧変 圧器9a1の二つの2次巻線電圧を直流電圧に変� �する高電圧整流回路9a2及び9a3とを備え、該� �電圧整流回路9a2と9a3とは直列に接続され、� �の接続点は接地されている。

 一方、前記低管電圧発生部は、前記第2のイ ンバータ回路9d14の出力電圧を昇圧する第2の� ��電圧変圧器9a4と、この第2の高電圧変圧器9a4 の2次巻線電圧を直流電圧に整流する高電圧� �流回路9a5を備え、前記高電圧整流回路9a2の� �力電圧と前記高電圧整流回路9a5の出力電圧� �により低管電圧が生成される。この場合、� �記高電圧整流回路9a5の正の直流出力端は接� �されている。
そして、前記高電圧整流回路9a2の正の直流出 力端はX線管9の回転陽極204に接続され、該X線 管9の第1の陰極200aには前記高電圧整流回路9a3 の負の直流出力端が、前記X線管9の第2の陰極 200bには前記高電圧整流回路9a5の負の直流出� �端が接続される。

 このように構成された管電圧制御手段(第1� �管電圧制御手段、第2の管電圧制御手段)によ り、X線管9の外囲器701が接地されているので� ��例えば、前記高電圧整流回路9a2の出力電圧� ��70kV、高電圧整流回路9a3の出力電圧を-70kV、� ��電圧整流回路9a5の出力電圧を-10kVになるよ� �に第1のインバー回路9d13及び第2のインバー� �回路9d14を制御することにより、X線管9の陽� �204と第1の陰極200a間には140kV{=70kV-(-70kV)}の高� ��電圧が、X線管9の陽極204と第2の陰極200b間に は80kV{=70kV-(-10kV)}の低管電圧が印加されるこ� �になる。
 この場合、フィラメント加熱部9bで前記高� �電圧及び低管電圧に対応した管電流になる� �うに第1のフィラメント702aと第2のフィラメ� �ト702bは加熱制御される。

 図13は、前記フィラメント加熱部9bと前記管 電流制御部9d2(管電流制御手段)の回路構成の� ��例である。
 図13において、フィラメント加熱部9bは、第 1のフィラメント702aを加熱する第1のフィラメ ント加熱部9b1と、第2のフィラメント702bを加� ��する第2のフィラメント加熱部9b2と、直流電 源9b3とから成る。

 前記第1のフィラメント加熱部9b1は、前記 直流電源9b3の電圧を高い周波数の交流電圧に 変換すると共にX線管9の第1のフィラメント702 aを加熱するためのフィメント電流を可変制� �する第1のフィラメント加熱インバータ回路9 b11と、この第1のフィラメント加熱インバー� �回路9b11の出力を絶縁して前記第1のフィラメ ント702aに供給する第1のフィラメント加熱変� ��器9b12とを備えて構成され、同様に前記第2� �フィラメント加熱回路9b2は、前記直流電源9b 3の電圧を高い周波数の交流電圧に変換する� �共に前記X線管9の第2のフィラメント702bを加� ��するためのフィメント電流を可変制御する� ��2のフィラメント加熱インバータ回路9b21と� �この第2のフィラメント加熱インバータ回路9 b21の出力を絶縁して前記第2のフィラメント70 2bに供給する第2のフィラメント加熱変圧器9b2 2とを備えて構成される。

 前記管電流制御部9d2は、前記システム制� ��装置(CPU)20の管電圧・管電流設定信号生成部 20aで生成された管電流設定信号(高管電圧に� �応する低管電流及び低管電圧に対応する高� �電流設定信号)と前記管電圧・管電流検出装� ��13で検出した管電流検出値が一致するよう� �前記第1のフィラメント加熱インバータ回路9 b11及び第2のフィラメント加熱インバータ回� �9b21の動作位相を制御するための前記低管電� ��に対応する第1のフィラメント702aのフィラ� �ント電流を制御する第1のフィラメント電流� ��御信号と、前記高管電流に対応する第2のフ ィラメント702bのフィラメント電流を制御す� �第2のフィラメント電流制御信号とを生成す� ��。

 このように構成されたフィラメント加熱� ��9bと管電流制御部9d2とにより、予め設定し� �管電流になるように第1のフィラメント702a及 び第2のフィラメント702bの温度を加熱してお� ��ことにより(第1の管電流制御手段、第2の管� ��流制御手段)、前記第1のグリッド201a及び201b の開閉と同時に設定した管電流を流すことが でき、従来のフィラメント温度の熱慣性によ る問題が解消されて該管電流を高速に切り替 えることが可能となる。

 図14は、前記グリッド電圧発生部9cと前記グ リッド切替部9eの回路構成の一例である。
 図14において、前記グリッド電圧発生部9cは 、X線管9の第1のグリッド201aを閉じるための10 00V程度の負の高電圧を発生する第1のグリッ� �電圧発生部9c1と、第2のグリッド201bを閉じる ための1000V程度の負の高電圧を発生する第2の グリッド電圧発生部9c2とを備えて成り(グリ� �ド電圧発生手段)、前記グリッド切替部9e(電� ��ビーム放出制御手段)は、前記第1のグリッ� �201aを開閉制御する第1のグリッド開閉スイッ チ9e1と、前記第2のグリッド201bを開閉制御す� ��第2のグリッド開閉スイッチ9e2とを備えて構 成される。

 前記グリッド切替部9eは、前記システム� �御装置(CPU)20のグリッド切替信号生成部20b(図 11参照)で生成されたグリッド切替開閉信号を 前記制御部9dのグリッド開閉制御部9d3を介し� ��、第1のグリッド201aを開く場合は、前記第1� ��グリッド開閉スイッチ9e1のaをcに接続して� �1のグリッド201aに印加する電圧を0とし、前� �第1のグリッド201aを閉じる場合は、前記第1� �グリッド開閉スイッチ9e1のaをbに接続して第 1のグリッド201aに1000V程度の負の電圧を印加� �る。

 同様に、前記グリッド切替開閉信号によ� ��、第2のグリッド201bを開く場合は、前記第2� ��グリッド開閉スイッチ9e2のdをfに接続して� �2のグリッド201bに印加する電圧を0とし、前� �第2のグリッド201bを閉じる場合は、前記第2� �グリッド開閉スイッチ9e2のdをeに接続して第 2のグリッド201bに1000V程度の負の電圧を印加� �る。

 前記第1のグリッド開閉スイッチ9e1及び第 2のグリッド開閉スイッチ9e2は、該開閉スイ� �チを高速に切り替えるようにするために、� �えば、「高電圧半導体スイッチによる高速� �ルス透視システム(高野・他)、日本放射線技 術学会雑誌第 57 卷、第 10 号、Fig. 2 Struct ure of MOSFET super-cascade high-voltagesemiconductor s witching module.(2001年10月)」に開示されている� �導体スイッチや特開2003-317996号の図8~図11に� �示されている光信号による切替え制御手段� �用いることにより為される。

 このように構成されたグリッド電圧発生� ��9cとグリッド切替部9eとにより、グリッド切 替信号生成部20bで生成したグリッド切替信号 によって第1のグリッド201aと第2のグリッド201 bを交互に切り替えて、前記第1及び第2のグリ ッドに対応する陰極から発生される電子ビー ムにより高エネルギーX線と低エネルギーX線� ��を発生することができる。

 次に、上記構成のX線CT装置の動作について� ��15のフロー図を用いて説明する。
(1)開始(S10)
 撮影(マルチエネルギーCT撮影)を開始するた めに、操作者は操作コンソール4の電源スイ� �チをオンする。

(2)スキャン条件の設定(S11)
 先ず、操作者はは撮影に先立って操作コン� ��ール4の操作装置5を用いてスキャン条件を� �定する。 
 主なスキャン条件としては、X線管9から放� �される2種類のX線エネルギー発生用のX線条� �AとX線条件B、スキャン速度(回転板16の回転� �度),被検体23のスライス位置及びスライス範� ��等、さらには先に述べた再構成モード等が� ��る。
 前記X線条件は、高管電圧と、この高管電圧 に対応した被検体の被曝線量が極力少ない管 電流とによるX線条件A(高エネルギーX線)と、� ��管電圧と、この低管電圧に対応した撮影画� ��中の量子ノイズが増大して撮影画像の画質� ��低下しない程度の前記X線条件Aの管電流よ� �も大きな管電流とによるX線条件B(低エネル� �ーX線)とである。

(3)スキャン(撮影)開始(S12)
 次に、操作者は操作コンソール4の操作装置 5を操作して回転板16の回転を開始させる。こ の回転板16は、回転制御装置17によって制御� �れる回転板駆動装置18からの駆動力が駆動力 伝達系19により伝達されて被検体23の周囲を� �転する。この回転板16の回転開始と同時にX� �管1の回転陽極204と第1の陰極200a及び第2の陰� ��200bとの間に前記X線条件A及びBに対応する管 電圧を印加する共に前記X線条件A及びBの管電 流に対応するフィラメントの温度になるよう に前記フィラメント702a及び702bを加熱し、こ� ��らのフィラメントから電子ビームが放射し� ��いようにするために前記第1のグリッド201a� �び第2のグリッド201bを電気的に閉じておく。
 そして、回転板16の回転速度が設定したス� �ャン速度(例えば、1回転/0.33秒に対応する回� ��速度)に達した時点から前記第1のグリッド20 1aを開いてX線条件AのX線を被検体23へ照射し� �撮影を開始する。

(4)投影データ収集(S13)
 撮影が開始されると、システム制御装置(CPU )20は前記第1のグリッド201aと第2のグリッド201 bとをそれぞれ対応する前記回転板16の投影角 (例えば、ビュー数が2048で1スキャン時間を0.3 3秒に設定した場合は、0.17[deg])毎に交互に開� ��する。これにより、X線条件AのX線とX線条件 BのX線とが交互に被検体23へ照射される。
 この撮影により被検体23を透過したX線は、X 線検出器12で検出されてデータ収集装置15で� �影データとして順次収集され、画像処理装� �21に転送される。
 この画像処理装置21に転送されたデータは� �データ補正部21aで各種の補正処理を施され� �後、これらの投影データは順次メモリ21bに� �録される。

 システム制御装置(CPU)20は、S11において操 作者により操作コンソール4へ入力設定され� �再構成モードに応じて、S21~S24と、S31~S34と、 S41~S45のいずれかの処理と画像再構成並びに� �理結果の表示装置6への表示を行う。

(5)セパレートモードが選択された場合
 S11においてセパレートモードが選択されて� ��ると、システム制御装置(CPU)20は以下のS21~S2 4の各ステップを実行する。
(5-1)投影データの分離読出し(S21)
 このモードが選択されているとシステム制� ��装置(CPU)20は、データ読出部21cに対し、メモ リ21bから高エネルギーX線撮影のビュー300(1)� �300(3)、300(5)、・・・の投影データと、低エ� �ルギーX線撮影のビュー300(2)、300(4)、300(6)、� ��・・の投影データをそれぞれ別個の組とし� ��読み出すように指令を送る。これにより、� ��モリ21bから高エネルギーX線撮影の投影デー タ(スキャンデータ)と、低エネルギーX線撮影 データの投影データ(スキャンデータ)が順次� ��像再構成部21fへ送られる。
(5-2)画像再構成(S22、S23)
 画像再構成部21fは、メモリ21bから順次供給� ��れた高エネルギーX線撮影の投影データにつ いての画像再構成と、低エネルギーX線撮影� �投影データについての画像再構成とを順次� �行し、二つのCT画像(第1のCT像と第2のCT像)を� ��成する。これらのCT画像はコンソール装置4� ��の記憶装置22へ格納される。
(5-3)画像表示(S24)
 再構成された二つのCT像は表示装置6の画面� ��表示され、医師の画像診断に供される。 � �像の表示の態様としては、二つの画像の選� �的表示や二つの画像を画面へ並列配置する� �式を適用可能である。そのような技術は当� �術分野では周知であるので、その説明は省� �する。
 以上説明したセパレートモードによれば、� ��検体内の臓器又は組織をX線吸収特性に応じ て画像化することができる。また、得られた 二つのCT像は同時相のものとなるので、運動� ��器のマルチエネルギーCT像による診断を短� �間で、かつ低被爆で行うことができる。

(6)画像加算モードが選択された場合
 S11において画像加算モードが選択されてい� ��と、システム制御部(CPU)20は以下のS31~S34の� �ステップを実行する。
(6-1)投影データの読出し(S31)
 このモードが選択されていると、システム� ��御部(CPU)20はデータ読出部21cに対し、メモリ 21bから隣合う高エネルギーX線撮影のビュー� �低エネルギーX線撮影のビューとを対として� ��例えば300(1)と300(2)の対、300(3)と300(4)の対、3 00(5)と300(6)の対・・・のようにデータを順次� ��み出すように指令を送る。これにより前記� ��投影データの対がデータ加算部21eへ順次送� ��れる。
(6-2)合成投影データの作成(S32)
 データ加算部21eは送られてきた投影データ� ��対をなしているデータ同士を加算処理(単純 加算、加算平均、減算のいずれか)を実行し� �合成投影データを作成する。そして合成投� �データのビュー数は高エネルギーX線撮影の� ��ュー数と低エネルギーX線撮影のビュー数の 合計の1/2のビュー数とされ、それらが画像再 構成部21fへ送られる。
(6-3)画像策構成(S33)
 画像再構成部21fは、データ加算部21eから送� ��れて来た合成投影データに基いて再構成演� ��を実行し、CT画像(第3のCT像)を作成する。そ して作成された第3のCT像はコンソール装置4� �の記憶装置22へ格納される。
(6-4)画像表示(S34)
 再構成された第3のCT像は、表示装置6の画面 へ表示され、医師の画像診断に供される。
 以上説明した画像加算モードによれば、高� ��ネルギーX線撮影又は低エネルギーX線撮影� �一方のみで被検体を撮影した場合に不足し� �いたコントラスト分解能が補償された画像� �得られる。
 なお、本画像加算モードは、前述のセパレ� ��トモードで得られた二つのCT像を加算処理� �加算平均処理、減算処理することで達成す� �ことも可能である。

(7)物質判別モードが選択された場合
 S11において、物質判別モードが選択される� ��、システム制御部(CPU)20は以下のS41~S45の各� �テップを実行する。
(7-1)光電効果像及びコンプトン像再構成用デ� ��タの生成(S41)
 このモードが選択されていると、システム� ��御部(CPU)20は、前記メモリ21bに記録された隣 接する2ビューにおける高エネルギーX線で撮� ��した投影データと低エネルギーX線で撮影し た投影データとを読み出して、非特許文献1� �開示されている公知の方法を用いて、光電� �果による光電効果像及びコンプトン散乱に� �るコンプトン像とを再構成するためのデー� �をデータ変換部21dで作成する。
(7-2)光電効果像及びコンプトン像の再構成(S42 )
 前記データ変換部21dで生成された光電効果� ��及びコンプトン像の再構成用データを用い� ��前記画像再構成部21fで光電効果像及びコン� ��トン像のそれぞれのCT画像を再構成する(第4 のCT像及び第5のCT像)。
(7-3)平均原子番号と平均密度のCT画像再構成(S 43)
 前記光電効果像及びコンプトン像の再構成C T画像に基づいて、非特許文献1に開示されて� ��る公知の方法を用いて被検体23の平均原子� �号と平均密度のCT画像(第6のCT像)を前記再構� ��装置21fで再構成する。
(7-4)物質の判別(S44)
 再構成した平均原子番号と平均密度の第6の CT像に基づいて物質判別部21g(物質判別手段)� �各画素に対して公知の方法を用いて物質の� �別を行う。
(7-5)判別結果の表示(S45)
 S44にて求められた判別結果は、表示装置6の 画面へ表示される。判別結果の表示態様とし ては、組織毎又は材質毎に異なる色相情報を 付与したウィンドウ情報を表示すると供に、 第6のCT画像中の組織、材質が異なるものへウ ィンドウに対応した色相を付与して表示する ことが考えられる。
 この場合,物質毎に色を変えることにより,� �数の判別結果を同時に表示できる。なお、� �別される物質の代表例としては,人体の骨組� ��,肺組織,筋肉,脂肪,造影剤等が挙げられる。

(8)終了(S50)
 以上、各モードの処理が終了したら、操作� ��はコンソール装置4の電源スイッチをオフす る。なお、指定された撮影範囲の撮影(スキ� �ン)が終了すると同時に、システム制御装置( CPU)20は、X線制御装置8と回転板制御装置に撮� ��終了を指示して、X線管1からのX線の放射を� ��了させ、回転板16の回転を停止させる。
 また、上記の撮影と,各種処理(画像再構成� �理,加算処理,光電効果像及びコンプトン像デ ータ作成処理,物質判別処理)は並行して行わ� ��,結果は順次表示装置6に表示される。

 以上、第1の実施形態によれば、二つの陰極 と、この二つの陰極のフィラメントから放出 される電子ビームにより一つのX線焦点を形� �する陽極と、前記複数の電子ビームの放出� �制御する前記二つの陰極に対応した二つの� �リッド電極とを有するX線管を用いて前記グ� ��ッド電極に印加する電圧を制御して高エネ� ��ギーX線と低エネルギーX線を高速に切り替� �るX線発生装置を備え、このX線発生装置によ り前記高エネルギーX線と低エネルギーX線と� ��隣接するビュー毎に交互に切り替えて照射� ��て投影データを取得するので、ビュー数を� ��常のCT撮影の2倍にすることも可能で放射状� ��アーチファクトが発生しないため、画像の� ��画質化が達成でき、明確に人体組織を弁別� ��ることができる。
 この場合、ビュー数を通常のCT撮影時の2倍� ��したので、CT画像の画質を従来と同等の画� �とすることができる。
 また、高い管電圧による高エネルギーX線発 生時は、被曝低減の点から管電流を小さくし 、低い管電圧による低エネルギーX線発生時� �、画像中の量子ノイズが増大しない程度に� �きくしてX線を発生するようにしたので、画� ��の高画質化と低被爆化が達成できる。

 また、前記第1の管電圧制御手段と第2の管� �圧制御手段で高管電圧と低管電圧とをそれ� �れ独立に制御することができるので、任意� �高エネルギーX線と低エネルギーX線との組み 合わせによるデュアルエネルギー撮影が可能 となる。
《第2の実施形態》

 本発明の第2の実施形態は、図16に示すX線 管9´を用いてデュアルエネルギー撮影を行う ものである。

 図16において、X線管9´は、高エネルギーX線 発生用電子ビーム202a´を発生する第1の陰極20 0a´及び低エネルギーX線発生用電子ビーム202b ´を発生する第2の陰極200b´と、前記電子ビー ム202a´と電子ビーム202b´とを交互に切り替え るための前記第1の陰極200a´に対応する第1の� ��リッド201a´及び前記第2の陰極200b´に対応す る第2のグリッド201b´と、前記陰極200a´と200b� �より放出される電子ビーム202a´及び202b´が� �ォーカスされて第1のX線焦点203a´及び第2のX� ��焦点203b´の二つの焦点を形成する回転陽極2 04´とを備えている。前記第1の焦点203a´及び� ��2の焦点203b´は、陰極200a´及び200b´と回転陽 極204´との間の距離及び前記回転陽極204´に� �する前記陰極200a´及び200b´の角度を調整し� �距離dだけ離れた位置に形成される。
 なお、702a´は電子ビーム202a´を発生させる� ��めの第1のフィラメント、702b´は電子ビーム 202b´を発生させるための第2のフィラメント� �ある。

 このように構成されたX線管9´は、第1と� �2の二つの焦点203a´及び203b´を形成するため� ��、陰極200a´及び200b´と回転陽極204´との間� �距離及び前記回転陽極204´に対する前記陰極 200a´及び200b´の角度が異なるのみで、該X線� �9´の構造、該X線管9´の陰極200a´、200b´の近� ��を拡大した図、該陰極の詳細構造、及び前� ��焦点203a´及び203b´の位置に実焦点を形成さ� ��る場合の電子軌道は、前記第1の実施形態の 図5、図6、図7、図8とほぼ同様であるので、� �の説明は省略する。

 図17は、上記図16のX線管9´を用いて該X線� ��9´二つのの焦点203a´、203b´より高エネルギ� ��X線と低エネルギーX線を隣り合う投影角毎� �交互に切り替えて照射して投影データを収� �する場合の回転板16の回転に伴う該回転軌跡 上のX線焦点位置とX線検出器12の位置関係を� �す図である。

 図17において、投影角度毎の各撮影時にお� �る第1のX線焦点203a´の回転軌跡上の位置を500 (1)、500(3)、500(5)、・・・とし,このときのX線� ��出器12の位置を12(1)、12(3)、・・・とする。
 一方、第2のX線焦点203b´の回転軌跡上の位� �を500(2)、500(4)、500(6)、・・・とし,このとき� ��X線検出器12の位置を12(2)、12(4)、・・・とす る。なお、図16には、12(1)と12(2)のみを図示し 、これらは実線と点線で示してある。

 本第2の実施形態では、回転軌跡上の奇数 の位置500(1)、500(3)、500(5)、・・・で第1のX線� ��点203a´から高エネルギーX線を照射し、回転 板16が回転して前記第1のX線焦点203a´から距� �dだけ離れた位置にある第2のX線焦点203b´か� �前記回転板16上の500(1)+d、500(3)+d、500(5)+d、・ ・・に対応する偶数の位置500(2)、500(4)、500(6) 、・・・で低エネルギーX線を照射して、こ� �らのX線照射位置に対応するX線検出器12の位� ��12(1)、12(2)、・・・で被検体23の透過X線を検 出する。

 そして、前記第1の実施形態と同様に、高 エネルギーX線と低エネルギーX線を隣り合う� ��影角度毎に照射して、当該投影角度に対応� ��るX線検出器12の位置で前記被検体を透過し� ��X線を検出し、この検出したデータをデータ 収集装置15で収集し、この収集したデータを� ��像処理装置21に転送して該画像処理装置で� �ュアルエネルギー撮影画像を生成する。

 このように構成することにより、上記第1の 実施形態と同様の効果が得られ、さらにdだ� �離れた位置で確実に第2の焦点203b´からX線を 照射することができるので、前記500(2)、500(4) 、500(6)、・・・における位置とX線焦点位置� �の位置ずれに起因して発生することが懸念� �れる解像度の低下を防止できる。
《第3の実施形態》

 本発明の第3の実施形態は、図18に示すX線 管9´´を用いてデュアルエネルギー撮影を行� ��ものである。

 前記第2の実施形態のX線管9´との相違は� �陰極から放出される電子ビームの方向を偏� �する偏向コイル600及びこのコイルに電流を� �して磁場を発生させる図示省略の磁場発生� �流供給源(偏向電流供給手段)とによる電子ビ ーム偏向手段を備えた点にある。

 図18において、X線管9´´は、高エネルギーX� ��発生用電子ビーム601aを発生する第1の陰極20 0a´及び低エネルギーX線発生用電子ビーム601b を発生する第2の陰極200b´と、前記電子ビー� �601aと電子ビーム601bとを交互に切り替えるた めの前記第1の陰極200a´に対応する第1のグリ� ��ド201a´及び前記第2の陰極200b´に対応する第 2のグリッド201b´と、前記電子ビーム601a、601b の進行方向を変える偏向コイル600と、前記陰 極200a´と200b´より放出される電子ビーム601a� �び601bがフォーカスされて第1のX線焦点602a及� ��第2のX線焦点602bの二つの焦点602a、602bを形� �する回転陽極204´とを備えて構成される。
 なお、702a´は電子ビーム202a´を発生させる� ��めの第1のフィラメント、702b´は電子ビーム 202b´を発生させるための第2のフィラメント� �ある。

 前記偏向コイル600は、紙面垂直方向に磁場� ��発生し、この磁場の強度を制御することに� ��り電子ビーム601a、601bの進行方向を紙面上� �方向に調整できる。特に電子ビーム601a及び� ��子ビーム601bに対して互いに逆向きの磁場を 印加することにより、各電子ビームの進行方 向を反対方向に変化させることができる。す なわち、前記磁場の強度及び印加方向を調整 することによって、前記電子ビーム601a、601b� ��形成される第1のX線焦点602aと第2のX線焦点60 2bの位置及びこれらの焦点間の距離を任意に� ��整することができる。
 もちろん,距離dを0として,焦点位置を単一に することも可能である。

 前記焦点間距離dは、スキャン速度に対応し て変えることがより好ましいの
で、このような場合には、例えば、スキャン 速度が速い場合は距離dが大きくなるように� �記電子ビーム偏向手段により距離dを可変制� ��すれば良い。

 そして、前記第1の実施形態と同様に、高 エネルギーX線と低エネルギーX線を隣り合う� ��影角度毎に照射して、当該投影角度に対応� ��るX線検出器12の位置で前記被検体を透過し� ��X線を検出し、この検出したデータをデータ 収集装置15で収集し、この収集したデータを� ��像処理装置21に転送して該画像処理装置で� �ュアルエネルギー撮影画像を生成する。

 このように構成されたX線管9´´を用いた� ��ュアルエネルギーX線撮影においても、上記 第1の実施形態、第2の実施形態と同様の効果� ��得られると共に、前記図17に示したように� �円弧501上でシフトする必要がある焦点位置� �距離dは、1回転当りのプロジェクション数に より変化するが,上記図18に示したX線管9´´を 用いることにより、種々のプロジェクション 数に応じて焦点位置を変化できるという利点 がある。

 以上、高エネルギーX線と低エネルギーX� �とを高速に切り替えるX線発生装置を用いて� ��記高エネルギーX線と低エネルギーX線とを� �り合うビュー毎に交互に切り替えてデュア� �エネルギー撮影を行う第1~第3の実施形態に� �いて説明したが、本発明はデュアルエネル� �ー撮影に限定するものではなく、三つ以上� �X線エネルギーによるマルチエネルギーにも� ��用することが可能である。

 前記マルチエネルギー撮影時には、以下の( 1)、(2)、(3)のX線発生装置が適用される。
(1)三つ以上の複数の陰極からの電子ビームで 一つの焦点を形成する陽極及び前記複数の陰 極からの電子ビームを切り替える前記陰極に 対応した複数のグリッドとを備えたX線管と� �このX線管から発生する複数のX線エネルギー を制御する複数X線エネルギー制御手段とを� �えたX線発生装置。
(2)三つ以上の複数の陰極からの電子ビームで 三つ以上のX線焦点を形成する陽極及び前記� �数の陰極からの電子ビームを切り替える前� �陰極に対応した複数のグリッドとを備えたX� ��管と、このX線管から発生する複数のX線エ� �ルギーを制御する複数X線エネルギー制御手� ��とを備えたX線発生装置。
(3)上記(2)のX線管に電子ビームの方向を偏向� �る電子ビーム偏向手段を設け、この電子ビ� �ム偏向手段で電子ビームの方向を偏向して� �数のX線焦点を形成して成るX線管と、このX� �管から発生する複数のX線エネルギーを制御� ��る複数X線エネルギー制御手段とを備えたX� �発生装置。

 また、上記実施形態では、1回のスキャン により高エネルギーX線と低エネルギーX線と� ��隣り合うビュー毎に切り替えてデュアルエ� ��ルギー撮影を行う例について示したが、前� ��スキャンに引き続いて同一スライス位置を� ��記スキャンとは異なるX線エネルギーで撮影 するようにしてもよい。

 なお、本発明によるX線発生装置及びこれ を用いたX線CT装置は、人体を対象とした例に ついて説明したが、本発明はこれに限定する ものではなく、例えば荷物の中の爆薬、すな わち爆発物の存在を検知するための荷物スキ ャナにも適用可能である。