CN101966086A - X射线ct装置以及x射线管的控制方法 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种X射线CT装置以及X射线管的控制方法。本发明具备：检测从X射线管辐射的X射线的检测器；根据基于检测器的检测的投影数据来重建图像的重建部；取得表示扫描状况的参数的取得部；判定在扫描中由取得部取得的参数是否包含在基准范围内的判定部；以及参照判定部的判定结果在扫描中将电子束的焦点尺寸变更为由于判定结果而不同的尺寸的控制部。

Description

X射线CT装置以及X射线管的控制方法

相关申请的交叉引用

本申请基于2009年7月27日提交的在先的日本专利申请No.2009-174177并要求其优先权，其全部内容通过引用结合在本申请中。

技术领域

实施方式涉及根据辐射X射线所取得的被检体的投影数据重建图像的X射线CT装置。

背景技术

X射线CT装置为辐射以X射线为主的放射线来检测被检体的透射，并根据表示检测出的放射线的强度的投影数据来重建被检体内的图像的图像诊断装置。在以疾病的诊断、治疗或手术计划等为首的大多数医疗行为中发挥着重要的作用。该X射线CT装置绕被检体从多个方向辐射放射线，并根据例如与360°或180°+扇形(fan)角度(扇形束(fan beam)的角度)相应的投影数据来重建一个断层图像。另外，根据在被检体的体轴方向上连续地移动扫描位置积累起来的投影数据，重建作为三维图像的体图像(volume image)。

近年来，作为使用该X射线CT装置的被检体的图像摄影方法提出了各种方法。例如，举出实预备扫描(real prep scan)。在实预备扫描中，通过低辐射剂量的预备扫描(prep scan)捕捉造影剂向关心切片(slice)的流入，当造影剂充分流入关心区域时切换为正式扫描。另外，举出ECG同步扫描。在ECG同步扫描中，使用心电图仪取得心电图波形，并与规定心时相的产生同步地变更扫描方式。另外，存在在集体地扫描多个部位时，对每一部位变更扫描方式的方法。

这些扫描方式均用于在扫描中切换摄影条件。例如，在预备扫描与正式扫描中切换X射线的辐射剂量、或者当产生同一心时相时增加X射线的辐射剂量、或者对每一部位切换向X射线管的线圈灯丝(coil filament)供给的管电流。

在此，以往，X射线管将线圈灯丝与阳极(anode)相对，通过对线圈灯丝进行管电流的供给以及高电压的施加而产生热电子，通过向阳极照射该热电子，产生X射线。在该X射线管中，一般搭载有线圈的绕组数多的大灯丝与绕组数少的小灯丝。

在小灯丝中，由于照射到阳极的电子的焦点为小尺寸，因此能够取得高分辨率的图像，但是需要扫描时间。另一方面，在大灯丝中，由于照射到阳极的电子的焦点为大尺寸(large size)，因此可以一次在广泛范围内辐射X射线，能够实现缩短扫描时间，同时可以取得低噪音图像，但是不能取得高分辨率图像。因此，为了选择性地使用该小灯丝与大灯丝而对X射线管设置这2个灯丝。

在切换从小灯丝向大灯丝或切换向其相反进行管电流的供给以及管电压的施加的灯丝时，由于经由停止(off)向一方进行的管电流的供给以及管电压的施加之后开始(on)向另一方进行的管电流的供给以及管电压的施加的工序，因此灯丝的切换需要很多时间。

发明内容

根据本实施方式，X射线CT装置搭载具有发生器(generator)的X射线管，该发生器通过在电子的照射路径上产生电场从而根据其输出使电子会聚，控制部控制该发生器的输出，并通过该控制在扫描中变更电子的焦点尺寸。由此，由于可以迅速切换焦点尺寸，因此可以在扫描中切换照射到阳极的电子的焦点的尺寸。

附图说明

结合在这里并构成说明书的一部分的附图描述本发明当前优选的实施方式，并且与上述的概要说明以及下面的对优选实施方式的详细描述一同用来说明本发明的原理。

图1为沿着X射线的辐射轴切断X射线管的剖面图。

图2为沿着电子的放射方向切断在X射线管内配置的电子枪的剖面立体图。

图3为沿着X射线管的电子的放射方向切断的剖面图，示出了从电子枪放射的电子的各种形态。

图4为表示搭载X射线管的X射线CT装置的结构的框图(block diagram)。

图5为表示与实预备扫描(real prep scan)相关的实焦点尺寸的变更控制的动作的流程图(flow chart)。

图6为表示基于CT值的扫描方式的变更与该扫描中的实焦点尺寸(size)的示意图。

图7为表示本实施方式以及以往的实预备扫描的图。

图8为表示集中扫描多个部位时的实焦点尺寸的变更控制的动作的流程图。

图9为表示与摄影部位的变更伴随的实焦点尺寸的变更的示意图。

图10为表示与ECG同步扫描相关的X射线CT装置的框图。

图11为表示与ECG同步扫描相关的实焦点尺寸的控制动作的流程图。

图12为表示与ECG同步相关的实焦点尺寸的变更的示意图。

图13为表示X射线CT装置的每一视角的实焦点尺寸的变更与图像的生成的示意图。

图14为表示对每一视角切换电子的实焦点尺寸的控制动作的流程图。

图15为表示图像的重建处理的流程图。

图16为与X射线管的电子的放射方向正交地切断的概略剖面图。

图17为说明与扫描控制部的焦点尺寸变更有关的控制动作的框图。

具体实施方式

该实施方式是鉴于上述事情而完成的，其目的在于提供可以在扫描中切换照射到阳极的电子的焦点尺寸的X射线CT装置。

该实施方式应用于根据基于X射线的辐射以及检测的通过扫描取得的投影数据来重建图像的X射线CT装置。该X射线CT装置具有辐射X射线的X射线管，X射线管具有灯丝(filament)、阳极(anode)以及发生器(generator)。该发生器隔着从灯丝向阳极的路径互相相对地配置，通过在该路径上输出电场或磁场从而根据其输出使从灯丝向阳极的电子束会聚。

X射线CT装置还具备检测从X射线管辐射的X射线的检测器；根据基于检测器的检测的投影数据来重建图像的重建部；取得表示扫描状况的参数(parameter)的取得部；判定在扫描中由取得部取得的参数是否包含在基准范围内的判定部；通过参照判定部的判定结果来控制发生器的输出的强度，从而在扫描中根据判定结果将电子束的焦点尺寸变更为不同的尺寸的控制部。

以下，一边参照附图，一边对与本发明相关的X射线CT装置的合适的实施方式进行具体地说明。

X射线CT装置为根据在被检体的扫描中所取得的投影数据来重建图像的装置。所谓X射线CT装置进行的扫描是X射线的辐射与透射的X射线的检测。X射线CT装置搭载X射线管1，通过该X射线管1辐射X射线。

首先，根据图1至图3针对该X射线管1进行说明。图1为沿着X射线的辐射轴切断X射线管1的剖面图。图2为沿着电子的放射方向切断在X射线管1内配置的电子枪的剖面立体图。图3为沿着X射线管1的电子的放射方向切断的剖面图，示出了从电子枪放射的电子的各种形态。

X射线管1接受灯丝加热电流的供给以及高电压的施加，使X射线产生。如图1所示，该X射线管1设置有：具有通过通电放射热电子的线圈灯丝15的电子枪11；通过照射从线圈灯丝15放射出的电子而放射X射线的阳极22。电子枪11以及阳极22被密闭在真空屏蔽室21内。

电子枪11具有一个端部被开口的圆筒形状，在从其开口沿着轴向底部降下的垂线(设为-Z轴方向)上配置线圈灯丝15。电子枪11接受对于该线圈灯丝15的灯丝加热电流的供给以及高电压的施加，并在路径L上从开口向+Z轴方向放射电子。

阳极22与在Z轴方向延伸的旋转轴23一体化，介于连结线圈灯丝15与开口的路径L上。该阳极22通过向路径L上的表面上照射从电子枪11放射出的电子，在与旋转轴23正交的方向上放射X射线。

因此，阳极22的形状为其顶面朝-Z轴方向的圆锥台形状，相当于其圆锥表面的侧面22a的法线例如6-8度程度倾斜。另外，旋转轴23被引导到真空屏蔽室(shield chamber)21的外部，利用外部驱动机构(未图示)进行旋转。其中心轴从连结线圈灯丝15与开口的电子的路径L向规定方向(设为-X轴方向)移动(shift)。因此，电子照射到作为阳极22的倾斜面即侧面22a上。阳极22的至少照射电子的该侧面22a的部分例如通过钨(tungsten)来形成。另外，设该移动的方向为后述线圈灯丝15以及槽14a延伸的方向。

在从真空屏蔽室21的阳极22放射出的X射线通过的位置上，设置有由铍(beryllium)膜组成的窗25。X射线经由该窗25被取出到X射线管1的外部。

在这种X射线管1中，如图2所示，电子枪11从作为筐体的屏蔽体(shield)12的底面侧向开口部侧，按照绝缘块(insulating block)13a、文纳尔电极(Wehnelt electrode)14、线圈灯丝15、绝缘块13b、一对X电极(X electrode)(第1电极部件)16a以及16b(以下，总称为“X电极16”)、绝缘块13c、一对Y电极(第2电极部件)17a以及17b(以下，总称为“Y电极17”)的顺序排列并加以容纳。

屏蔽体12由金属或合金等导电性材料形成。绝缘块13a是由绝缘材料组成的圆板状的部件，其中心轴与屏蔽体12的中心轴大致一致。绝缘块13a保持文纳尔电极14，并且将文纳尔电极14与屏蔽体12绝缘。

文纳尔电极14是由不锈钢等非磁性金属组成的圆板状的部件，在文纳尔电极14的屏蔽体12的开口部侧的面上，形成在与屏蔽体12的轴方向正交的方向上延伸的槽14a。文纳尔电极14的中心轴与屏蔽体12的中心轴大致一致。

线圈灯丝15是一边卷绕成螺旋状一边沿与槽14a的相同方向延伸的灯丝。线圈灯丝15例如由钨形成，通过被通电而放射热电子。线圈灯丝15一半容纳在槽14a内，但是并不与文纳尔电极14接触。

绝缘块13b以及13c是由绝缘材料组成的圆环状的部件，其中心轴与屏蔽体12的中心轴大致一致。绝缘块13b以及13c的厚度例如分别在1毫米以下。绝缘块13b保持X电极16，并且将X电极16与文纳尔电极14绝缘。绝缘块13c保持Y电极17，并且将Y电极17与X电极16绝缘。

一对X电极16a以及16b以隔着路径L互相相对的方式设置，在X方向上进行排列。X电极16a与16b之间的距离比线圈灯丝15的长度方向的长度长。另外，一对Y电极17a以及17b也以隔着路径L互相相对的方式设置，在对于X方向以及Z方向正交的Y方向上排列。

X电极16是包含所谓电极对的发生器，被施加电压，在X电极16a以及16b之间产生电场。该X电极16由不锈钢等非磁性金属形成。另外，一对X电极16的形状互相相同。各X电极16的形状是以路径L上的1点为中心的圆板的一部，其弦沿Y方向延伸。另外，X电极16中的面向路径L的端面16c相对Z方向倾斜，以便+Z轴方向侧打开。即，以使一对X电极16中的阳极22侧的部分之间的距离比线圈灯丝15侧的部分之间的距离变大的方式，相对路径L延伸的方向倾斜。端面16c的相对X方向的倾斜角度θ(参照图1)例如为50-80度，如为70度。

Y电极17是包含所谓电极对的发生器，被施加电压，在Y电极17a以及17b之间产生电场。该Y电极17由不锈钢材料等非磁性金属形成。一对Y电极17的形状互相相同，是以路径L上的1点为中心的圆板的一部，其弦沿X方向延伸。Y电极17的厚度比X电极16的厚度薄，Y电极17的面向路径L的端面17c相对于Z方向平行。另外，一对Y电极17a以及17b之间的距离例如是线圈灯丝15的直径的10倍程度。

对文纳尔电极14、X电极16a以及16b、Y电极17a以及17b，从X射线管1的外部施加电位。另外，对线圈灯丝15从X射线管1的外部供给电力。该X电极16a以及16b、Y电极17a以及17b互相被绝缘，这些电位能够互相独立地控制。

其次，根据图3对上述那样构成的X射线管1的动作进行说明。首先，使真空屏蔽室21内为真空。其次，在阳极22与文纳尔电极14之间，施加使文纳尔电极14为负极而使阳极22为正极的电压。例如，向阳极22施加接地电位，向文纳尔电极14施加-150kV的电位。另外，向屏蔽体12施加接地电位。由此，在真空屏蔽室21内，形成从文纳尔电极14向阳极22的电场。

另外，设线圈灯丝15的电位为比文纳尔电极14的电位稍微偏向正极侧的电位，例如-140kV。另一方面，从X射线管1的外部使旋转轴23旋转，并旋转阳极22。

在此状态下，对线圈灯丝15从X射线管1的外部供给电力使之通电。由此，加热线圈灯丝15，放射出热电子。放射出的热电子通过文纳尔电极14的透镜效应收缩，沿着路径L形成电子束EB，对阳极22的侧面22a进行照射。

将阳极22的侧面22a中的照射电子束EB的区域作为实焦点F_EB。实焦点F_EB的形状为线圈灯丝15的形状被缩小后的形状。另外，此时，通过旋转阳极22，从而防止阳极22的焦点燃烧。

由此，相当于阳极22的实焦点F_EB的部分放射X射线。X射线到达窗25，并透射窗25放射到X射线管1的外部。这样，X射线管1作为X射线CT装置的X射线源而被使用。

该X射线管1通过向X电极16a以及16b、Y电极17a以及17b分别施加电位，可以形成静电场，控制电子束(electron beam)EB的轨道，控制实焦点F_EB的大小。

具体而言，在将X电极16以及Y电极17的基准电位设为文纳尔电极14的电位之后，对其重叠数kV程度以内的电位。

以表示使X电极16a以及16b的电位均与文纳尔电极14的电位相等的情况的图3(b)为基准，例如对X电极16a以及16b双方重叠相同的正电位，以使得相对于文纳尔电极14的电位均设为+2kV。由此，如图3(a)所示，可以在X方向上扩大电子束EB的波束直径，可以增大实焦点F_EB的X方向上的尺寸。

相反，对X电极16a以及16b的双方重叠相同的负电位，以使得相对于文纳尔电极14的电位均设为-2kV。由此，如图3(c)所示，可以在X方向上缩小电子束EB的波束直径，可以缩小实焦点F_EB的X方向上的大小。

同样，关于Y方向，通过控制Y电极17的电位，也可以控制实焦点F_EB的Y方向上的大小。即，同样地在对于Y电极17a以及17b重叠相同正电位中，可以增大实焦点F_EB的Y方向上的尺寸。同样地在对于Y电极17a以及17b重叠相同负电位中，可以缩小实焦点F_EB的Y方向上的尺寸。

图4为表示搭载这种X射线管1的X射线CT装置100的结构的框图。

X射线CT装置具备架台装置110、床装置120以及处理单元(processing unit)130而构成。架台装置110与床装置120通过处理单元130可控制地通过信号线相连接。

架台装置110为辐射以X射线为主的放射线，并检测透射被检体的放射线的装置，该架台装置110具有开口。在该架台装置110的内部容纳有被称为机架(gantry)的旋转架台111。X射线管1与检测器112成对地设置在该旋转架台111上。X射线管1与检测器112隔着旋转架台111的开口相对地设置。另外，在架台装置110的内部，与X射线管1成对地配置有高电压产生装置113与光阑驱动装置114，与旋转架台111成对地配置有旋转驱动装置115，与检测器112成对地配置有数据收集装置116。

旋转架台111从动于旋转驱动装置115的驱动，以开口为中心进行旋转。高电压产生装置113分别独立进行对于X射线管1的线圈灯丝15的加热电流的供给以及高电压的施加、对于X电极16、Y电极17以及文纳尔电极14的电压的施加。该高电压产生装置113应用高频率换流器方式、即对50/60Hz的交流电源进行整流而设为直流，并将其变换为数kHz以上的高频率的交流并加以升压，并且将对此其进行再次整流并加以施加的方式。

光阑驱动装置114通过使介于X射线管1与检测器112之间的准直仪(collimator)117的照射视野形状可变，将产生的放射线收敛成扇束形状或锥束形状(cone beam)。

检测器112配置多列多通道的放射线检测元件，检测透射被检体P的放射线，从而输出其检测数据(原始数据)作为电流信号。放射线检测元件其主流为：间接变换型或直接变换型，该间接变换型是通过闪烁器(scintillator)等荧光体将X射线变换为光再将其光通过光电二极管(photo diode)等光电变换元件变换为电荷；该直接变换型是利用了基于X射线的半导体内的电子空穴对的生成以及向其电极的移动即光导电现象。

数据收集装置116针对每一放射线检测元件而具备I-V变换器与积分器与前置放大器(pre-amplifier)与A/D变换器(A/D convertor)，将来自各放射线检测元件的电流信号变换为电压信号，并与放射线的辐射周期同步，周期性地积分电压信号并加以放大，并变换为数字(digital)信号。数据收集装置116经由信号线将变换为数字信号的检测数据输出至处理单元130。

床装置120在基台的上面载置床板121。在床板121上，载置被检体P。床板121从动于床驱动装置122的驱动，能够以规定的速度沿开口轴方向移动。

通过同时进行旋转架台111的旋转与床板121的移动，X射线管1以及检测器112与床板121之间的相对移动形成螺旋形状，从而能够实施螺旋扫描。另外，通过在停止床板121中进行旋转架台111的旋转，从而可以实施常规扫描(conventional scan)或动态扫描(dynamic scan)。

处理单元130具备扫描控制部131、前处理部132、投影数据存储部133、重建处理部134、图像存储部135、图像处理部136、显示装置137、输入装置138。

显示装置137为CRT或液晶显示器(display)等监视器(monitor)，显示被重建的被检体P内的图像。输入装置138为键盘(keyboard)、鼠标(mouse)、轨迹球(trackball)等输入接口(interface)，通过操作者输入摄影条件，另外，输入被配置的开始按钮(button)的按下等。

扫描控制部131按照使用输入装置138输入的摄影条件，控制扫描。在摄影条件中，包含被检体的总摄影范围、在总摄影范围内划分的各区域的范围、螺距(helical pitch)(HP)、旋转速度、管电压(kV)、管电流(mA)以及实焦点F_EB的尺寸等。

作为扫描的控制，通过对高电压产生装置113、旋转驱动装置115、数据收集装置116、光阑驱动装置114以及床驱动装置122、前处理部132、重建处理部134，按规定的定时输出各种控制信号，从而控制旋转架台的旋转、床的移动、X射线管1辐射的X射线的辐射剂量、X射线管1内照射的实焦点F_EB的尺寸、投影数据的前处理以及图像的重建。

特别是，在照射到X射线管1的阳极22的电子的实焦点F_EB尺寸的控制中，扫描控制部131在将实焦点F_EB设为大尺寸时对X电极16a以及16b的双方重叠相同的正电位。例如，以使相对于文纳尔电极14的电位均设为+2kV的方式，重叠正电位。对于Y电极17也是一样。

另一方面，在将实焦点F_EB设为小尺寸时，扫描控制部131对X电极16a以及16b的双方重叠相同的负电位。例如，以使相对于文纳尔电极14的电位均设为-2kV的方式，重叠负电位。对于Y电极17也是一样。

在对于X电极16以及Y电极17的电位控制中，扫描控制部131对高电压产生装置113输出控制电位的控制信号，并且高电压产生装置113给予依照控制信号的电位。

前处理部132对原始数据实施校正X射线强度的灵敏度校正，并将投影数据PD输出到投影数据存储部133。在投影数据存储部133中，存储从前处理部132输出的投影数据。对各投影数据附加视角(view)编号。视角编号表示辐射X射线的角度。例如，在X射线CT装置中，当在旋转架台旋转1周期间X射线管1辐射900次X射线时，将X射线的辐射角度划分为360/900，并与其划分对应地附加视角编号。

重建处理部134通过对投影数据进行逆投影来重建被检体P内的图像。该重建处理部134通过使用以Feldkamp法所代表的图像重建算法(algorithm)的重建处理，对从投影数据存储部133读取的投影数据进行逆投影，在被检体P内作为图像数据进行重建。被重建的图像数据被输入并存储至图像存储部135。

图像处理部136对图像存储部135中存储的图像数据，实施变换为正交坐标系的视频格式(video-format)的扫描转换(scan conversion)处理等各种图像处理从而生成显示图像。显示装置137显示在该图像处理部136中所生成的显示图像。

图17为说明与扫描控制部的焦点尺寸变更有关的控制动作的框图。扫描控制部131包含取得部150、判定部151、主控制部152。主控制部152按照该各部的动作，通过向架台装置110的各部(高电压产生装置113、旋转驱动装置115、数据收集装置116、光阑驱动装置114等)输出控制信号，从而控制架台装置110的各部的动作。

取得部150取得表示扫描状况的参数。所谓扫描状况包含(comprise)与基于X射线的辐射以及检测的扫描有关的各种状况。例如，举出基于扫描结果的摄影状况、估计在开始扫描时对摄影产生影响的各种状况、与扫描对象有关的状况等。关于该扫描状况设定值，并作为参数被提供。

具体而言，作为表示该扫描状况的参数的例子，举出使用图5至图7在后记述的CT值、使用图8至图9在后记述的摄影位置、与使用图10至图12在后记述的心电图波形有关的值、使用图13至图14在后记述的摄影视角数。

取得部150取得上述各种参数。例如在是CT值时从图像存储部150取得，在是心电图波形时从图10所示的心电图仪140取得。另外，在是辐射位置、摄影视角数时，从数据收集装置116取得。

判定部151判定在扫描中由取得部150取得的参数是否包含在基准范围内。判定部151预先存储该基准范围或存储由输入装置138所输入的该基准范围。并且，判定部151从取得部150读取参数，将读取的参数与基准范围对照。根据对照的结果，判定部151判定是基准范围内还是基准范围外，并将判定结果输出至主控制部152。

作为基准范围的例子，举出在图6所示的阈值之上的范围。此时，基准范围作为CT值的阈值被提供，判定部151判定作为CT值被提供的参数是否超过了该阈值。另外，作为基准范围的例子，举出图9所示的胸部区域或腹部区域等的范围。此时，判定部151判定作为摄影位置被提供的参数是否包含在该胸部区域或腹部区域。另外，作为基准范围的例子，举出X射线辐射的次数为偶数的范围还是为奇数。此时，判定部151判定作为X射线辐射的次数被提供的参数是偶数还是奇数。判定部151将表示是否包含在基准范围内的判定信号输出至主控制部152。

主控制部152除了上述控制动作之外，还通过参照判定部151的判定结果控制发生器的输出的强度，从而在扫描中根据判定部151的判定结果将电子束的焦点尺寸变更为不同的尺寸。所谓判定部151的判定结果举出参数是否包含在上述基准范围内。表示该判定结果的控制信号从判定部151被输入，但是既可以总是由判定部151输出，还可以在判定结果变更的时刻输出。在该判定结果变更时，则参数成为是进入基准范围内，或者是偏离基准范围。主控制部152在参数进入基准范围内时，将焦点尺寸从大尺寸向小尺寸变更，在参数偏离基准范围时，将焦点尺寸从小尺寸向大尺寸变更。

发生器隔着从线圈灯丝15向阳极22的路径互相相对地配置，包含X电极16、Y电极17、向该两者供给电力的装置，并通过这些产生电场或磁场。发生器通过在该路径上输出电场或磁场，从而根据其输出会聚从线圈灯丝15向阳极22的电子束EB。作为该发生器的输出强度，举出管电流的大小和/或(and/or)管电压的大小，主控制部152变更管电流或管电压的大小。主控制部152通过这样控制输出的强度，从而变更电子束的焦点尺寸。

(关联动作)

作为主控制部152的动作，只针对焦点尺寸的变更进行说明，但是并不是仅单独执行该焦点尺寸的变更，还与其他动作一起执行。例如，在参数为图像的CT值时，主控制部152变更焦点尺寸，并且根据该CT值，在预备扫描与正式扫描之间连续地切换扫描。特别是，当CT值超过阈值时，将该扫描从预备扫描向正式扫描切换，并且将焦点尺寸从大尺寸向小尺寸变更。另外，在将焦点尺寸从大尺寸变更为小尺寸时，增加X射线管的管电流。在将焦点尺寸从大尺寸变更为小尺寸时，管电流减少，但是由于是从预备扫描向正式扫描的转移，因此管电流增加。但是，焦点尺寸不是保持大尺寸，而被变更为小尺寸，因此与通常的正式扫描时相比，管电流减少。作为整体，伴随向正式扫描的转移，管电流增加。

例如，在参数为表示对于被检体的X射线的照射位置的值，基准范围为X射线的辐射范围的区域划分的位置时，主控制部152在辐射范围内连续地变更X射线的辐射位置，并且对X射线的辐射位置到达的每一区域变更焦点尺寸。另外，除了X射线的辐射范围的区域划分以外，在设定其区域的管电流时，根据X射线的辐射位置到达的区域的管电流变更焦点尺寸之后，使其管电流进行变更。

另外，例如，在参数为与心电图波形有关的值，基准范围为表示心电图波形为特定的波形的范围时，主控制部152与来自从心电图仪输出的波形的特定波形的出现同步地变更焦点尺寸。具体而言，与表示心跳休止期的波形的出现同步地将焦点尺寸从大尺寸变更为小尺寸，并与表示心跳的波形的出现同步地将焦点尺寸从小尺寸变更为大尺寸。

另外，例如，在参数为表示X射线管辐射X射线的视角的值时，主控制部152对X射线管辐射X射线的每一视角变更焦点尺寸。具体而言，在每次视角发生变化就对大尺寸的焦点尺寸与小尺寸的焦点尺寸进行交替变更。

(焦点尺寸)

关于焦点尺寸的变更，使用图1-图3如上所述那样。关于焦点尺寸，设定大尺寸与小尺寸，并预先存储各焦点尺寸，以在设为大尺寸时成为大尺寸的焦点的大小的方式输出控制信号，以在设为小尺寸时成为小尺寸的焦点的大小的方式输出控制信号。关于焦点尺寸，对大尺寸与小尺寸这2个进行说明，但是并不仅限于该2个，也可以将各焦点的大小设定为大、中、小3个尺寸，另外，也可以设为4个尺寸以上。此时，基准范围将存在多个。判定部151判定参数包含在其中的哪个基准范围内。根据判定结果，主控制部152在例如参数包含在基准范围A1内时，选择焦点尺寸B1，在包含在基准范围A2内时，选择焦点尺寸B2，在包含在基准范围A3内时，选择焦点尺寸B3。主控制部152这样选择相应的焦点尺寸，向架台装置110的各部输出控制信号，以使得成为选择出的焦点尺寸。

主控制部152根据判定部151的判定结果将电子束的焦点尺寸变更为不同的尺寸。即，在变更前后电子束的焦点尺寸成为不同的尺寸。例如，举出将变更前为大尺寸的地方在变更后变更为小尺寸，或者设为与其相反的情况。

主控制部152在扫描中执行这种焦点尺寸的变更。所谓扫描中，包含保持X射线CT装置100动作的状态，在此状态下变更焦点尺寸。例如，包含在辐射X射线，保持持续检测的动作的状态下，通过由发生器产生的电场或磁场的力变更焦点尺寸的情况。

(关于微调整)

另外，主控制部152能够根据上述发生器的功能来控制电子束EB的焦点尺寸的大小，因此也能够将该大小控制为固定。然而，所谓上述焦点尺寸的变更并不是指这种微调整，而是设想更大幅度地增大或缩小焦点尺寸。单纯的微调整是根据焦点尺寸的控制进行的调整，但是区别于对大小自身进行变更的情况。

其一方面，在本实施方式中，并不排除焦点尺寸的微调整的可能性，主控制部152还能够设为以变更上述焦点尺寸，并且将变更后的焦点尺寸保持为固定的方式来执行焦点尺寸的微调整控制的构成。在执行微调整控制时，主控制部152可以检测变更后的焦点尺寸，比较被检测出的焦点尺寸与所设定的焦点尺寸，重复与所设定的焦点尺寸相适应地进行微调整的控制。

如后面所述，在该实施方式中说明的焦点尺寸的变更用于使大尺寸时的焦点燃烧的可能性低与小尺寸时的摄影时的分辨率高并存。因此，变更为所设定的焦点尺寸并保持其焦点尺寸这一情况与更加发挥各焦点尺寸的特性的情况相关联。例如，由于在缩小焦点尺寸时，应期待高分辨率的摄影，因此焦点尺寸错误变大时无法达到其目的。另外，在与设定值相比焦点尺寸变小时，焦点燃烧的可能性更加增加。在本实施方式中，如上所述，由于并存，能期待用于更长时间的摄影，因此也不期待将焦点尺寸降低为必要之外。因此，特别是在缩小焦点尺寸时由于存在适当的焦点尺寸，因此通过保持为其适当的焦点尺寸，能够较高地保持上述高分辨率与长时间摄影的平衡。

该焦点尺寸的微调整可以不管焦点尺寸的大小如何地来执行，但是还可以限定于焦点尺寸小时执行。此时，在变更焦点尺寸时，判定主控制部152是增大焦点尺寸还是缩小焦点尺寸，在缩小焦点尺寸时启动上述微调整控制。此后，在增大焦点尺寸时，结束上述微调整控制。

如上所述，焦点尺寸的变更控制与微调整控制能够并存，但两者的功能被明确区分。微调整控制如上所述用于通过将焦点尺寸保持为固定，解除由于焦点尺寸产生变动所引起的不适合。另一方面，焦点尺寸的变更控制通过积极地变更焦点尺寸，实现使因焦点尺寸的大小而不同的功能并存的情况。微调整前后的焦点尺寸并不是并存的，而只是存在应设定的焦点尺寸与不应设定的焦点尺寸。在单独使用了微调整功能时，无法设想想要并存多个焦点尺寸的情况。在为了并存多个焦点尺寸而想要变更焦点尺寸时，通常是选择改变灯丝，与用于不变更焦点尺寸的目的的焦点尺寸的微调整的构想完全相反。

另外，到此为止，关于扫描控制部131的动作，对取得部150、判定部151、主控制部152进行的动作分别加以区别并进行说明，关于后述说明，实际上还包含只由主控制部152进行动作的情况，来作为扫描控制部131的动作进行说明。

以实焦点F_EB的尺寸变更为主体对这种X射线CT装置100的动作例子进行说明。首先，采用实预备扫描为例进行说明。

实预备扫描是根据在基于低辐射剂量的扫描中所取得的图像的CT值计量投放到被检体P的造影剂流入关心切片的定时，并在CT值提高了某种程度的时刻转移到正式扫描的技术。

扫描控制部131在成为预备扫描的摄影条件下驱动X射线CT装置的各单元，比较被重建的图像的CT值与阈值，当CT值超过阈值时，在成为正式扫描的摄影条件下驱动X射线CT装置的各单元。

为了成为对于X射线管1的预备扫描而要求下一个摄影条件。扫描控制部131对于X电极16a以及16b这两方，以及对于Y电极17a以及17b这两方重叠相同的正电位，以使得以小尺寸的实焦点F_EB将从X射线管1的线圈灯丝放射的电子照射到阳极22。

另外，为了成为对于X射线管1的正式扫描，而要求下一个摄影条件。扫描控制部131对于X电极16a以及16b这两方，以及对于Y电极17a以及17b这两方重叠相同的负电位，以使得以大尺寸的实焦点F_EB将从X射线管1的线圈灯丝15放射的电子照射到阳极22。

成为预备扫描的摄影条件以及成为正式扫描的摄影条件中的被检体P的总摄影范围、在总摄影范围内划分的备区域的范围、螺距(IIP)、旋转速度、管电压(kV)、管电流(mA)等可以通过输入来设定。因此，这些设定可以在显示装置137上显示设定画面，一边参照该设定画面一边通过使用输入装置138的输入来制成，并作为控制信号输出到各单元。

在预备扫描中，扫描控制部131依照被输入的预备扫描的摄影条件。即，通过在关心切片的周围以低辐射剂量以及大尺寸的实焦点F_EB辐射X射线，从而以低分辨率重建图像。并且，扫描控制部131比较其重建的图像的CT值与阈值，当CT值超过阈值时，转移到正式扫描。在正式扫描中，扫描控制部131依照被输入的正式扫描的摄影条件。即，在关心切片的周围以预定的辐射剂量以及小尺寸的实焦点F_EB一边辐射X射线一边以预定的分辨率重建图像。

图5为表示与实预备扫描相关的实焦点F_EB尺寸的变更控制的动作的流程图。

首先，在扫描控制部131中，在输入预备扫描以及正式扫描的摄影条件后，输入开始按钮的按下信号(S01)。

当按下开始按钮时，扫描控制部131对高电压产生装置113输出控制信号，对X电极16a以及16b、Y电极17a以及17b的电位重叠相同的正电位(S02)。扫描控制部131对线圈灯丝15按照预备扫描的摄影条件，供给管电流，施加管电压(S03)。

与该S02以及S03中的X射线管1的控制并行地，扫描控制部131以使旋转架台位于所输入的关心切片上的方式移动床板121，使旋转架台111旋转。即，通过扫描控制部131的控制，X射线CT装置100首先执行预备扫描。另外，通过扫描控制部131的控制，在该预备扫描的阶段，扩大电子束EB的波束直径，增大阳极22上的实焦点F_EB的尺寸。

并且，扫描控制部131与预备扫描并行，控制重建处理部134，从而根据通过预备扫描所取得的投影数据重建图像(S04)。当重建图像时，扫描控制部131从图像存储部135读取被重建的图像，提取事前设定的关心区域ROI内的多个像素的CT值，计算其平均值CTave.(S05)。然后，扫描控制部131比较预先存储的阈值TH与CT平均值CTave.(S06)。

比较的结果，在CT平均值CTave.没有达到阈值TH时(S06，否)，扫描控制部131持续S02以及S03中的大尺寸的实焦点F_EB的预备扫描，持续S04-S06的CT平均值CTave.与阈值TH的比较。

另一方面，比较的结果，在CT平均值CTave.达到阈值TH时(S06，是)，扫描控制部131转移到正式扫描的控制。

即，扫描控制部131通过对高电压产生装置113输出控制信号，对X电极16a以及16b、Y电极17a以及17b重叠相同的负电位(S07)。扫描控制部131经由线圈灯丝15施加正式扫描条件的管电流以及管电压(S08)。

在此，转移到正式扫描而进入到S07。另外，扫描控制部131伴随向该正式扫描的转移，缩小电子束EB的波束直径，缩小阳极22上的实焦点F_EB的尺寸。

正式扫描持续到满足结束条件为止。结束条件可以设为预定的持续时间、预定的旋转数、或如果是螺旋扫描则结束预定的螺旋扫描范围的数据收集的条件。在满足结束条件时，正式扫描结束。

针对这种X射线CT装置的实预备扫描中的扫描方式的变更与实焦点F_EB的尺寸的变更之间的关系，根据图6以及图7进行说明。图6为表示基于CT值的扫描方式的变更与该扫描中的实焦点F_EB的尺寸的示意图。图7为表示本实施方式以及以往的实预备扫描的图。

首先，如图6所示，在CT平均值Ctave.比阈值TH低时，扫描控制部131进行预备扫描。且扫描控制部131扩大从线圈灯丝15放射的电子束EB的波束直径，增大阳极22上的实焦点F_EB的尺寸。该预备扫描中，由于阳极22上会聚的电子的实焦点F_EB的尺寸大，因此阳极22难以引起焦点燃烧。

当造影剂流入关心切片时，CT平均值Ctave.逐渐上升。当CT平均值Ctave.超过阈值TH时，扫描控制部131将扫描条件变更为正式扫描的条件。且扫描控制部131缩小从线圈灯丝15放射的电子束EB的波束直径，并缩小阳极22上的实焦点F_EB的尺寸。

以往，如图7(b)以及(c)所示，在进行实预备扫描时，无法在扫描中迅速切换实焦点F_EB的尺寸。因此，从实预备扫描的开始到正式扫描的结束为止，以统一的实焦点F_EB的尺寸将电子照射到阳极22上，并产生X射线。当将实焦点F_EB的尺寸统一为小尺寸时，从实预备扫描的开始最初必须计数直到阳极22由于焦点燃烧产生问题为止的限制时间。因此，在正式扫描中无法取得满足的摄影条件。另一方面，当将实焦点F_EB的尺寸统一为大尺寸时，不需要介意阳极22的焦点燃烧，但重建的图像成为低分辨率。

但是，如图7(a)所示，根据与本实施方式相关的X射线CT装置100，当转移到正式扫描时，阳极22上会聚的电子的实焦点F_EB的尺寸缩小容易发生阳极22的焦点燃烧。但是，预备扫描中，由于为大尺寸，因此能够使用直到阳极22由于焦点燃烧产生问题为止的全部的限制时间进行正式扫描。即，可以延长正式扫描的摄影时间，同时重建的图像也成为高分辨率。

其次，采用以集中扫描多个部位的情况为例进行说明。

在集中扫描多个部位时，将连续的多个部位作为一个照射范围，从其始端到末端连续移动摄影位置。此时，对各部位分别设定扫描条件，从而当摄影位置到达各部位时实时变更为其部位的扫描条件。

表示辐射范围以及各部位的区域预先参照显示装置137所显示的扫描图从而使用输入装置138来输入。扫描图为在正式扫描之前摄影的被检体的平面透射像，被进行扫描图的各像素相当于哪一摄影位置的对应关联。

例如，辐射范围通过在扫描图上显示矩形图形，并经由被显示的图形指定范围来决定。扫描控制部131将描绘出矩形的两短边的像素的坐标换算为摄影位置，从而将那些摄影位置包含在控制信息中作为辐射的开始位置以及结束位置。

另外，多个部位的区域划分，通过例如显示划分矩形图形的线，并经由被显示的线指定区域来决定。扫描控制部131将描绘出通过表示辐射范围的矩形的图形与线所划分出的区域的两边的像素的坐标换算为摄影位置，将那些摄影位置包含在控制信息中作为各区域的开始位置以及结束位置。另外，该矩形的图形以及线能够由例如输入装置138的鼠标变更。

对于表示各部位的区域的摄影条件预先参照显示装置137所显示的设定画面，使用输入装置138来输入，通过扫描控制部131被包含在控制信息中。

扫描控制部131按照这样设定的扫描条件集中扫描多个部位。具体而言，扫描控制部131将床板从辐射范围的开始位置移动到结束位置，同时在此期间，使旋转架台111旋转，且向X射线管1辐射X射线。另外，扫描控制部131监视床板121的位置，当摄影位置到达下一个区域时，以对其区域按照被输入的摄影条件辐射以及检测X射线来重建图像的方式，控制X射线CT装置100的各单元。

在此，扫描控制部131在摄影部位变为下一个区域时，根据其区域变更实焦点F_EB的尺寸。例如，在输入摄影条件时，如果对每一部位输入实焦点F_EB的尺寸，则与其输入适应地变更实焦点F_EB的尺寸。另外，在输入摄影条件时，如果对每一区域输入管电流，则与其管电流适应地变更实焦点F_EB的尺寸。

管电流与实焦点F_EB的尺寸之间的关系预先通过阶梯函数等存储。例如，当管电流为规定范围的大电流时，实焦点F_EB可以设为大尺寸，当管电流为规定范围的小电流时，实焦点F_EB可以设为小尺寸。大电流的范围以及小电流的范围在可能的管电流的范围内根据电子的实焦点F_EB的尺寸来决定。

图8为表示集中扫描多个部位时的实焦点F_EB的尺寸的变更控制的动作的流程图。首先，在扫描控制部131中，在输入辐射范围的区域划分与其每个区域的摄影条件后，输入开始按钮的按下信号(S11)。

当按下开始按钮时，扫描控制部131如果针对辐射X射线的区域的管电流为大电流(S12，是)，则对X电极16a以及16b、Y电极17a以及17b重叠相同的正电位(S13)。另一方面，如果针对辐射X射线的区域的管电流为小电流(S12，否)，则对X电极16a以及16b、Y电极17a以及17b重叠相同的负电位(S14)。

而且，扫描控制部131通过对高电压产生装置113输出控制信号，向线圈灯丝15施加针对最末端的区域的摄影条件的管电压以及管电流(S15)。另外，扫描控制部131在对于该S15的X射线管1的控制之前，使旋转架台111位于第一个区域的始端，并与对于该X射线管1的控制并行地，使旋转架台111旋转，并且使床板121移动。

当摄影位置到达下一个区域时(S16，是)，扫描控制部131进行下一个控制。即，如果对于下一个区域的管电流为大电流(S17，是)，则对X电极16a以及16b、Y电极17a以及17b重叠相同的正电位(S18)。另一方面，如果对于下一个区域的管电流为小电流(S17，否)，则对X电极16a以及16b、Y电极17a以及17b重叠相同的负电位(S19)。

而且，扫描控制部131通过对高电压产生装置113输出控制信号，向线圈灯丝15施加对于下一个区域的摄影条件的管电压以及管电流(S20)。

该正式扫描持续到对预定的所有区域的扫描结束为止，在所有区域的扫描结束时结束。

对于这种X射线CT装置100的多个部位的集中扫描中的扫描方式的变更与实焦点F_EB的尺寸的变更之间的关系，根据图9进行说明。图9为表示伴随摄影部位变更的实焦点F_EB尺寸的变更的示意图。

在摄影部位转移到下一个部位，对其部位设定的管电流为小电流时，扫描控制部131缩小从线圈灯丝15放射的电子束EB的波束直径，并缩小阳极22上的实焦点F_EB的尺寸。另一方面，在摄影部位转移到下一个部位，对其部位设定的管电流为大电流时，扫描控制部131扩大从线圈灯丝15放射的电子束EB的波束直径，并增大阳极22上的实焦点F_EB的尺寸。

自以往，在集中扫描多个部位时，提出了对每一部位使管电流可变的技术，但是在使用小尺寸的线圈灯丝辐射X射线时，不管怎样管电流都存在上限。因此，在设定的管电流超过小尺寸的灯丝的上限时，考虑切换为大尺寸的灯丝。或者，考虑从开始使用大尺寸的线圈灯丝辐射X射线。

前者的情况下，在摄影位置波及到设定超过小灯丝的上限的管电流的区域时，无法供给精度良好地反映了设定的管电流，造成画质下降或者必须切换为大灯丝。因此，有可能需要数秒程度的时间，存在必须停止床板121的移动的可能性。

另外，后者的情况下，可以不停止床板121的移动而迅速地结束扫描，但存在成为低分辨率的图像，无法取得所希望的画质的可能性。

但是，根据与本实施方式相关的X射线CT装置100，可以将所设定的管电流精度良好地导通到线圈灯丝15。因此，可以期待对每一部位重建符合所希望的管电流的低噪音或高分辨率图像，并且可以不停止床板的移动而迅速地进行多个部位的集中扫描。

接下来，采用ECG同步扫描为例进行说明。

图10为表示与ECG同步扫描相关的X射线CT装置100的框图。如图10所示，X射线CT装置100包含心电图仪140。心电图仪140检测表示被检体的心脏跳动的心电图波形，并将心电图波形数据输出至处理单元130。该心电图仪140具有电极群，电极群被安装在载置在床板121上的被检体P的胸部或四肢。通过根据在电极之间产生的电流值的变化、电压值的变化、阻抗(impedance)的变化等连续检测心电图波形信号并加以AD变换，从而生成心电图波形按照时间序列排列的心电图波形数据。

扫描控制部131在例如P波等规定的相同心时相的心电图波形出现时和其他时刻，变更线圈灯丝15放射出的电子的实焦点F_EB的尺寸。例如，在相同心时相的心电图波形出现时，将电子的实焦点F_EB设为小尺寸，提高分辨率，在其他时刻将电子的实焦点F_EB设为大尺寸。

或者，在心电图波形的变动小时，即在心脏的静止中(心跳休止期)，将电子的实焦点F_EB设为小尺寸来提高分辨率，在其他时刻(即心脏充分跳动，心电图波形大幅活动时)，将电子的实焦点F_EB设为大尺寸。通过该定时将实焦点F_EB设为小尺寸提高分辨率，可以扑捉心脏活动小的定时来执行摄影。由于是心脏的活动小的定时，因此成为难以发生或不发生晃动的定时。以往，必须在将焦点设为小尺寸的状态下进行摄影，在产生焦点燃烧这一点上并不现实，但是由于能够在心脏的活动小的定时进行提高分辨率的摄影，因此可以在保持持续比较长的时间的扫描的状态下，进行高分辨率的摄影。

另外，重建处理部134提取在规定的相同心时相出现时的X射线辐射时所取得的投影数据，从而重建图像。

图11为表示与ECG同步扫描相关的实焦点F_EB尺寸的控制动作的流程图。首先，在扫描控制部131中，在输入扫描条件后，输入开始按钮的按下信号(S21)。

当按下开始按钮时，扫描控制部131通过对高电压产生装置113输出控制信号，从而对X电极16a以及16b、Y电极17a以及17b重叠相同的正电位(S22)。扫描控制部131对线圈灯丝15进行预备扫描的摄影条件的管电流的供给与管电压的施加(S23)。

扫描控制部131对每一规定间隔读取从心电图仪140输出的心电图波形数据(S24)，判定是否是表示规定的心时相的波形(S25)。如果心电图波形数据不是规定的心时相(S25，否)，则一边持续扫描一边重复该S25的判定。在检测例如R波时，通过心电图波形所示的电位是否超过规定阈值的比较来判定波形。

另一方面，在心电图波形数据为表示规定的心时相的波形时(S25，是)，扫描控制部131重叠负电位(S26)。该负电位为相对于文纳尔电极14的电位的X电极16a以及16b、Y电极17a以及17b的电位，并且都相同。

扫描继续到满足预定的持续时间、预定的旋转数、或如果为螺旋扫描则预定的螺旋扫描范围的数据收集结束这样的结束条件为止，在满足其条件时，扫描结束。

关于这种X射线CT装置100的ECG同步与实焦点F_EB的尺寸的变更之间的关系，根据图12进行说明。图12为表示与ECG同步相关的实焦点F_EB尺寸的变更的示意图。

在从心电图仪140输出的心电图波形为例如R波以外时，扫描控制部131扩大从线圈灯丝15放射的电子束EB的波束直径，增大阳极22上的实焦点F_EB的尺寸。另一方面，在从心电图仪140输出的心电图波形表示R波时，扫描控制部131在该R波的心电图波形输入的期间，缩小从线圈灯丝15放射的电子束EB的波束直径，并缩小阳极22上的实焦点F_EB的尺寸。

以往，提出了与心电图波形同步地提取同一心时相的投影数据来重建图像的技术。但是为了在重建中取得充足的同一心时相的投影数据，必须持续某种程度的长时间扫描。当这样做，为了避免阳极22焦点燃烧的问题，需要将实焦点F_EB设为大尺寸，难以实现与高分辨率图像的并存。

但是，根据本实施方式，可以使关于所希望的心时相的重建图像为高分辨率图像，另一方面，可以不介意由于阳极22的焦点燃烧产生的问题地持续扫描。

其次，说明对每一视角变更实焦点F_EB从而重建高分辨率图像与低噪音图像与其中间图像的例子。

在该X射线CT装置100中，对每一视角变更电子的实焦点F_EB的尺寸。并且，汇集通过以同一尺寸的实焦点F_EB照射阳极22所产生的X射线的辐射中所得到的投影数据，分别重建图像。由此，生成与大尺寸的实焦点F_EB对应的图像、与小尺寸的实焦点F_EB对应的图像，并且，重建以所有投影数据为基础的图像。即，通过对每一视角使电子的实焦点F_EB的尺寸可变，从而在一次扫描中取得同一关心切片中的高分辨率图像与低噪音图像与其中间图像。

即，在以往的X射线CT装置中，如果想要摄影各种图像，必须进行与其种类相应的扫描，但是根据该X射线CT装置100，在一次的扫描中可以重建高分辨率、低噪音以及其中间的图像。

在该实施方式中，扫描控制部131在旋转架台111的旋转中针对每次X射线管1的X射线辐射，变更X电极16a以及16b、Y电极17a以及17b的电位。

图13为表示这种X射线CT装置100的每一视角的实焦点F_EB尺寸的变更与图像的生成的示意图。

例如，扫描控制部131在第偶数次X射线的辐射中，通过对X电极16a以及16b、Y电极17a以及17b重叠相同的正电位，将电子的实焦点F_EB设为大尺寸。在第奇数次X射线的辐射中，通过对X电极16a以及16b、Y电极17a以及17b重叠负电位，将电子的实焦点F_EB设为小尺寸。即、每次切换视角就交替地将实焦点F_EB切换为大尺寸与小尺寸。另外，针对每一视角将实焦点F_EB的尺寸对应起来，在其视角中辐射X射线时，也可以对所对应起来的尺寸，切换实焦点F_EB的尺寸。

另外，重建处理部134提取通过以小尺寸的实焦点F_EB照射电子所产生的投影数据与通过以大尺寸的实焦点F_EB照射电子所产生的投影数据，通过对它们进行逆投影而进行图像的重建。另外，根据所有投影数据进行图像的重建。在输入至重建处理部134的投影数据中，附带视角编号。重建处理部134参照该视角编号判定实焦点F_EB的尺寸。

例如，在每次切换视角而将实焦点F_EB交替切换为大尺寸与小尺寸时，重建处理部134分别提取视角编号第偶数个的投影数据与第奇数个的投影数据，重建各图像。

图14为表示对每一视角切换电子的实焦点F_EB的尺寸的控制动作的流程图。在该动作中，以每次切换视角就将实焦点F_EB交替切换为大尺寸与小尺寸的情况为例进行说明。

具体而言，当高电压产生装置113向线圈灯丝15供给高电压的脉冲电流时(S31)，扫描控制部131计数X射线辐射的次数(S32)。

扫描控制部131在X射线辐射的次数为偶数时(S33，是)，准备供给下一个脉冲电流，对X电极16a以及16b、Y电极17a以及17b的电位重叠相对于文纳尔电极14的电位相同的负电位(S34)。

另一方面，当X射线辐射的次数为奇数时(S33，否)，准备供给下一个脉冲电流，对X电极16a以及16b、Y电极17a以及17b的电位重叠相对于纳尔电极14的电位相同的正电位(S35)。

该正式扫描如果预定的扫描没有结束(S36，否)，则返回到S32，在所有扫描结束时结束。

图15为表示图像的重建处理的流程图。重建处理部134从投影数据存储部133读取附加偶数视角编号的1个切片(slice)量的投影数据(S41)，对读取的投影数据进行逆投影来重建图像(S42)。其次，重建处理部134从投影数据存储部133读取附加了奇数视角编号的1个切片量的投影数据(S43)，对读取的投影数据进行逆投影来重建图像(S44)。进而，重建处理部134从投影数据存储部133读取1个切片量的所有投影数据(S45)，对读取的投影数据进行逆投影来重建图像(S46)。

在上述各实施方式中，针对在扫描中在大焦点与小焦点之间切换焦点尺寸的处理进行了说明，可以将切换对象的焦点尺寸(即大焦点与小焦点)设为变更可能。特别是，将小焦点的尺寸设为适当的尺寸对在本实施方式中实现的防止焦点燃烧的目的有用。因此，接下来说明扫描时的焦点尺寸的设定。

关于上述小焦点尺寸的大小可以通过手动设定。例如，由图4所示的输入装置138输入焦点尺寸，并将输入的值作为小焦点尺寸。或者，也可以预先存储多个焦点尺寸，从中选择1个。另外，由输入装置138设定在哪一位置或定时切换焦点尺寸。并且，扫描控制部131在所设定的定时将焦点尺寸从大尺寸切换为小尺寸时，对于所设定的小尺寸，在所设定的定时变更焦点尺寸。并且，该焦点尺寸根据管电流的大小来变更。

例如，在图6所示的例子的情况下，由输入装置138设定阈值，在CT值超过该阈值时，扫描控制部131将焦点尺寸设为上述设定的小焦点尺寸。在图9所示的例子的情况下，由输入装置138设定能够求出高分辨率的摄影的区域(例如胸部等)，在摄影该区域时，扫描控制部131将焦点尺寸设为上述设定的小焦点尺寸。在图12所示的例子的情况下，由输入装置138设定表示规定心时相的波形，在该波形出现时，扫描控制部131将焦点尺寸设为上述设定的小焦点尺寸。在图13所示的例子的情况下，由输入装置138设定能够求出小焦点的摄影的视角，在该视角时，扫描控制部131将焦点尺寸设为上述设定的小焦点尺寸。

另外，扫描控制部131也可以根据辐射时间与耐热之间的关系求出上述小焦点的尺寸，并对该求出的尺寸变更焦点尺寸。例如，扫描控制部131将照射时间与焦点尺寸的大小设定为成比例的关系。具体而言，在将辐射时间预测为2t时，将焦点尺寸的大小设为2S。与此相对，存在预测辐射时间延长为4t的情况，此时，通过将焦点尺寸增大为4S，即使对于长辐射时间也可以减少焦点燃烧的风险。相反，在辐射时间缩短为t时，也可以将焦点尺寸缩小为S。此时，通过将焦点尺寸缩小能够进行高分辨的摄影，另一方面，由于辐射时间短，所以可以防止焦点燃烧。

象以上那样，X射线CT装置100搭载X射线管1，该X射线管1具有作为通过在电子的照射路径L上产生电场从而根据其输出会聚电子的发生器的X电极16a以及16b、Y电极17a以及17b，扫描控制部131控制该发生器的输出，并通过该控制在扫描中变更电子的实焦点F_EB的尺寸。

作为一例，扫描控制部131计量图像的CT值，根据CT值从预备扫描切换为正式扫描，并且变更实焦点F_EB的尺寸。尺寸变更例如将实焦点F_EB的尺寸从大尺寸向小尺寸变更。

由此，由于能够使用直到阳极22由于焦点燃烧产生问题为止的所有限制时间进行正式扫描，因此提高画质。

另外，作为发生器，在本实施方式中，使用产生电场的电极对，但除此之外，也可以如图16所示，在真空屏蔽室21的外部设置电磁偏向器18。该电磁偏向器18以其中心轴与路径L一致的方式设置环形线圈(toroidal coil)18a，该环形线圈18a以包围路径L的方式被设置。通过该电磁偏向器18产生大的电磁场，经由磁场能够控制电子束EB。

另外，作为一例，作为摄影位置控制部，扫描控制部131在所输入的辐射范围内连续地变更X射线的辐射位置，并且扫描控制部131对辐射位置到达的每一区域变更实焦点F_EB的尺寸。例如，如果对每一区域输入管电流的设定，则扫描控制部131在根据X射线的辐射位置到达的区域的管电流变更实焦点F_EB的尺寸后对其管电流进行变更。

由此，可以向线圈灯丝15精度良好地导通被设定的管电流，可以不停止床板121的移动而迅速地进行多个部位的集中扫描，并且可以期待对每一部位重建符合所希望的管电流的低噪音(noise)或高分辨图像。

另外，作为一例，X射线CT装置100与取得被检体的心电图波形的心电图仪140可数据通信地连接，扫描控制部131与从心电图仪输出的规定波形的出现同步地变更实焦点F_EB的尺寸。例如，与R波等规定波形以外的出现同步地将实焦点F_EB的尺寸变更为大尺寸，与R波等规定波形的出现同步地将实焦点F_EB的尺寸变更为小尺寸。

由此，可以使关于所希望的心时相的重建图像为高分辨率图像，另一方面，可以不介意由于阳极22的焦点燃耗所产生的问题而持续扫描。

另外，作为一例，扫描控制部131对X射线管1辐射X射线的每一视角变更实焦点F_EB的尺寸。例如，每次视角变化就对大尺寸的实焦点F_EB与小尺寸的实焦点F_EB进行交替变更。并且，重建处理部134根据对在针对大尺寸的实焦点F_EB的视角中所辐射的X射线进行检测所取得的投影数据，生成第1图像，根据对在针对小尺寸的实焦点F_EB的视角中所辐射的X射线进行检测所取得的投影数据，生成第2图像，根据对在针对大尺寸以及小尺寸的焦点尺寸的视角中所辐射的X射线进行检测所取得的投影数据，生成第3图像。另外，当使用输入装置138输入第1图像至第3图像的任一个的选择时，重建处理部134也可以选择性地只生成其被选择的图像。

由此，可以在一次扫描中取得同一关心切片的高分辨率图像与低噪音图像与其中间图像。

虽然已经描述了某些实施例，但是这些实施例仅是以示例的方式被表现，并且并不旨在限制本发明的范围。实际上本文描述的新颖系统可以以各种其他形式实施；此外，可以在不脱离本发明的精神的情况下以本文中描述的实施例的形式进行各种省略、替代和变化。所附权利要求及其等同物旨在覆盖这些形式或修改，只要这些形式或修改落在本发明的范围和精神之内。

还有，根据上述实施方式中公开的适宜多个的构成要素的组合，可以形成各种的发明。例如：既可以削除从实施方式中显示的全部构成要素的几个构成要素，又可以适当地组合不同实施方式内的构成要素。

本领域技术人员容易想到其它优点和变更方式。因此，本发明就其更宽的方面而言不限于这里示出和说明的具体细节和代表性的实施方式。因此，在不背离由所附的权利要求书以及其等同物限定的一般发明概念的精神和范围的情况下，可以进行各种修改。

Claims (17)

1.一种X射线CT装置，该X射线CT装置根据在基于X射线的辐射以及检测的扫描中所取得的投影数据来重建图像，其特征在于，包括：

X射线管，具有灯丝、阳极以及发生器，该发生器隔着从上述灯丝向上述阳极的路径互相相对配置，并通过在该路径上输出电场或磁场，从而根据其输出会聚从上述灯丝向上述阳极的电子束，该X射线管辐射上述X射线；

检测器，检测从上述X射线管辐射的X射线；

重建部，根据基于上述检测器的检测的上述投影数据来重建图像；

取得部，取得表示上述扫描的状况的参数；

判定部，判定在上述扫描中由上述取得部取得的参数是否包含在基准范围内；

控制部，通过参照上述判定部的判定结果来控制上述发生器的上述输出的强度，从而在上述扫描中根据上述判定结果将上述电子束的焦点尺寸变更为不同的尺寸。

2.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于：

上述控制部在上述参数进入到上述基准范围内时，将上述焦点尺寸从大尺寸向小尺寸变更，在上述参数偏离基准范围时，将上述焦点尺寸从小尺寸向大尺寸变更。

3.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于：

上述扫描具有预备扫描与正式扫描，

上述参数为上述图像的CT值，

上述控制部根据上述CT值，在上述预备扫描与正式扫描之间连续地切换上述扫描，并且变更上述焦点尺寸。

4.根据权利要求3所述的X射线CT装置，其特征在于：

当上述CT值超过阈值时，上述控制部将上述扫描从上述预备扫描切换为上述正式扫描，并且将上述焦点尺寸从大尺寸向小尺寸变更。

5.根据权利要求4所述的X射线CT装置，其特征在于：

上述控制部在将上述焦点尺寸从大尺寸变更为小尺寸时，增加上述X射线管的管电流。

6.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于：

上述参数为表示针对被检体的上述X射线的辐射位置的值，

上述基准范围为上述X射线的辐射范围的区域划分的位置，

上述控制部在上述辐射范围内连续地变更上述X射线的辐射位置，并且对上述X射线的辐射位置到达的每一上述区域变更上述焦点尺寸。

7.根据权利要求6所述的X射线CT装置，其特征在于，还包括：

操作部，用于输入上述X射线的辐射范围的区域划分的设定。

8.根据权利要求7所述的X射线CT装置，其特征在于：

对上述操作部，除了上述X射线的辐射范围的区域划分之外，还输入其区域的管电流的设定值，

上述控制部在根据上述X射线的辐射位置到达的上述区域的管电流来变更上述焦点尺寸后，对其管电流进行变更。

9.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于：

与取得被检体的心电图波形的心电图仪能够数据通信地进行连接，

上述参数为与上述心电图波形有关的值，

上述基准范围为表示上述心电图波形为特定的波形的范围，

上述控制部与来自从上述心电图仪输出的波形的上述特定的波形的出现同步地变更上述焦点尺寸。

10.根据权利要求9所述的X射线CT装置，其特征在于：

上述控制部与表示心跳休止期的波形的出现同步地将上述焦点尺寸从大尺寸变更为小尺寸。

11.根据权利要求9所述的X射线CT装置，其特征在于：

上述控制部与表示心脏跳动中的波形的出现同步地将上述焦点尺寸从小尺寸变更为大尺寸。

12.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于：

上述参数为表示上述X射线管辐射X射线的视角的值，

上述控制部针对上述X射线管辐射X射线的每一视角变更上述焦点尺寸。

13.根据权利要求12所述的X射线CT装置，其特征在于：

针对每次上述视角变化，上述控制部对大尺寸的上述焦点尺寸与小尺寸的上述焦点尺寸进行交替变更。

14.根据权利要求13所述的X射线CT装置，其特征在于：

上述重建部

根据对在针对上述大尺寸的焦点尺寸的上述视角中辐射的X射线进行检测所取得的上述投影数据，重建第1图像，

根据对在针对上述小尺寸的焦点尺寸的上述视角中辐射的X射线进行检测所取得的上述投影数据，重建第2图像，

根据对在针对上述大尺寸以及上述小尺寸的焦点尺寸的上述视角中辐射的X射线进行检测所取得的上述投影数据，重建第3图像。

15.根据权利要求14所述的X射线CT装置，其特征在于，还包括：

操作部，用于输入选择上述第1图像至第3图像的任一个；

上述重建部根据上述操作部的输入，选择性地重建上述第1图像至第3图像的任一个。

16.一种X射线管的控制方法，该X射线管具有灯丝、阳极以及发生器，该发生器隔着从上述灯丝向上述阳极的路径互相相对配置，并通过在该路径上输出电场或磁场从而根据其输出会聚从上述灯丝向上述阳极的电子束，该X射线管辐射上述X射线，上述X射线管的控制方法的特征在于：

取得表示基于上述X射线的辐射以及检测的扫描的状况的参数，

判定在上述扫描中所取得的参数是否包含在基准范围内，

通过参照上述判定结果来控制上述发生器的上述输出的强度，从而在上述扫描中根据上述判定结果将上述电子束的焦点尺寸变更为不同的尺寸。

17.根据权利要求16所述的X射线管的控制方法，其特征在于：

在变更上述焦点尺寸时，在上述参数进入到上述基准范围内时将上述焦点尺寸从大尺寸向小尺寸变更，在上述参数偏离基准范围时将上述焦点尺寸从小尺寸向大尺寸变更。

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