(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線を発生するＸ線管と、
前記Ｘ線を検出するＸ線検出器と、
前記Ｘ線管に高管電圧及び低管電圧を交互に印加してデュアルエネルギースキャンを実行させる高電圧電源と、
前記Ｘ線管の管電流条件及びモジュレーション条件に基づいて、前記Ｘ線管に供給する、時系列で変動する変調管電流値を算出する変調管電流値演算手段と、
前記変調管電流値に基づいて、前記高管電圧から低管電圧への下降時間を算出し、前記下降時間に基づいて実制御管電流値を算出する実制御管電流値演算手段と、
前記Ｘ線管の管電流値が前記実制御管電流値となるように、前記Ｘ線管のフィラメント電流値を算出し、前記フィラメント電流値を前記Ｘ線管のフィラメントに供給するフィラメント電流値演算手段と、
を有するＸ線ＣＴ装置。
【請求項２】
前記実制御管電流値演算手段は、前記下降時間と前記実制御管電流値とを対応付けたテーブルを参照することで、前記実制御管電流値を算出する請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項３】
前記高電圧電源に接続される高電圧回路のコンデンサと、前記Ｘ線管のエミッション特性の管電流値とからシミュレーションして得られたデータを用いて、前記テーブルの実制御管電流値を算出する請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項４】
前記実制御管電流値演算手段は、前記高電圧電源の管電圧変化の周波数に基づいて、前記Ｘ線管に印加される管電圧波形の１周期の時間を算出し、前記変調管電流値と、前記高電圧電源のインバータ動作周波数とに基づいて、前記低管電圧から高管電圧への上昇時間を算出し、前記１周期の時間と前記上昇時間とに基づいて、前記下降時間を算出する請求項１乃至３のうちいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項５】
前記実制御管電流値演算手段は、前記変調管電流値から決定される管電圧上昇のサイクル数に基づいて前記上昇時間を算出する請求項４に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項６】
前記デュアルエネルギースキャンの管電圧波形が台形波である請求項１乃至５のうちいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項７】
前記デュアルエネルギースキャンの管電圧波形が三角波である請求項１乃至５のうちいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の一態様としての本実施形態は、デュアルエネルギースキャンを実行可能なＸ線ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄ  ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
Ｘ線ＣＴ装置は、被検体を透過したＸ線の強度に基づいて、被検体についての情報を画像により提供するものであり、疾病の診断・治療や手術計画等を初めとする多くの医療行為において重要な役割を果たしている。
【０００３】
Ｘ線ＣＴ装置では、スキャン中に高速に管電圧を切り替え、管電圧の変化に応じてデータサンプリングを行なうスキャンモードを使って、デュアルエネルギースキャンを行なう技術が開発されている。デュアルエネルギースキャンでは、管電圧の切り替えに同期してデータ収集装置（ＤＡＳ：ｄａｔａ  ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ  ｓｙｓｔｅｍ）にてデータ収集を行ない、異なる管電圧のデータを１つのスキャン中に収集する。
【０００４】
デュアルエネルギースキャンは、元素によってＸ線のエネルギーとＸ線の吸収量との関係が異なる性質を利用している。デュアルエネルギースキャンによれば、血管造影で使用するヨウ素と組織が石灰化したカルシウムを分離することができる。
【０００５】
従来技術によるデュアルエネルギースキャンでは、Ｘ線管が１回転する間に管電流は変調させておらず、管電流の変調に起因して管電圧波形がＸ線管の回転中に変化することはなかった。
【０００６】
なお、本発明に関連する文献として、特許文献１が挙げられる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００７】
【特許文献１】特開２００９−２９７４４２号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
しかしながら、従来技術では、デュアルエネルギースキャンにおいて、被検体の形状に関わりなく一定のＸ線を照射するため、患者の被曝線量が増加するという問題があった。被検体としての人体の断面は楕円状の形状をしているため、人体の正面と側面ではＸ線が透過する厚みが変わり、必要とする線量もそれに応じて変わる。すなわち、人体の正面からＸ線を照射する場合は、人体の側面からＸ線を照射する場合よりも少ない線量で診断に必要な投影像を得ることができる。
【０００９】
また、撮影部位によっても必要な線量は変化する。例えば、肺の部分は空気が多いためＸ線を透過し易いが、肝臓はＸ線の吸収が大きい。さらに、臓器による放射線に対する感受性を考慮すべきである。よって、デュアルエネルギースキャンにおいてもＸ線量を下げる配慮が必要である。
【００１０】
Ｘ線量を変化させる手段として、時系列に対するＸ線照射量の変調（モジュレーション）を行なって管電流を変化させる技術があるが、デュアルエネルギースキャンにおいては採用されていない。デュアルエネルギースキャンにおいて管電流を変調させると、管電圧波形が変化してしまい、Ｘ線の実効エネルギーが変化してしまう。Ｘ線の実効エネルギーが変化すると、元素の分離性能が劣化するという問題がある。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
本実施形態のＸ線ＣＴ装置は、上述した課題を解決するために、Ｘ線を発生するＸ線管と、前記Ｘ線を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線管に高管電圧及び低管電圧を交互に印加してデュアルエネルギースキャンを実行させる高電圧電源と、前記Ｘ線管の管電流条件及びモジュレーション条件に基づいて、前記Ｘ線管に供給する、時系列で変動する変調管電流値を算出する変調管電流値演算手段と、前記変調管電流値に基づいて、前記高管電圧から低管電圧への下降時間を算出し、前記下降時間に基づいて実制御管電流値を算出する実制御管電流値演算手段と、前記Ｘ線管の管電流値が前記実制御管電流値となるように、前記Ｘ線管のフィラメント電流値を算出し、前記フィラメント電流値を前記Ｘ線管のフィラメントに供給するフィラメント電流値演算手段と、を有する。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１】本実施形態のＸ線ＣＴ装置を示す構成例を示す図。
【図２】本実施形態のＸ線ＣＴ装置に設けるＸ線管及び高電圧発生装置の構成例を示す図。
【図３】本実施形態のＸ線ＣＴ装置に備えるＤＡＳの構成例を示す図。
【図４】本実施形態のＸ線ＣＴ装置の機能を示すブロック図。
【図５】変調管電流値の一例を示す図。
【図６】三角波の管電圧波形の一例を示す図。
【図７】台形波の管電圧波形の一例を示す図。
【図８】下降時間と実制御管電流値とを対応させたテーブルの一例を示す図。
【図９】Ｘ線管のエミッション特性を示す図。
【図１０】本実施形態のＸ線ＣＴ装置における管電圧波形の一例を示す図。
【図１１】実制御管電流値の一例を示す図。
【発明を実施するための形態】
【００１３】
本実施形態のＸ線ＣＴ装置について、添付図面を参照して説明する。なお、本実施形態のＸ線ＣＴ装置には、Ｘ線管と検出器とが１体として被検体の周囲を回転する回転／回転（ＲＯＴＡＴＥ／ＲＯＴＡＴＥ）タイプと、リング状に多数の検出素子がアレイされ、Ｘ線管のみが被検体の周囲を回転する固定／回転（ＳＴＡＴＩＯＮＡＲＹ／ＲＯＴＡＴＥ）タイプ等様々なタイプがあり、いずれのタイプでも本発明を適用可能である。ここでは、現在、主流を占めている回転／回転タイプとして説明する。
【００１４】
図１は、本実施形態のＸ線ＣＴ装置を示す構成例を示す図である。
【００１５】
図１は、本実施形態の、デュアルエネルギースキャンを実行するＸ線ＣＴ装置１を示す。Ｘ線ＣＴ装置１は、大きくは、スキャナ装置１１及び画像処理装置（コンソール）１２によって構成される。Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ装置１１は、通常は検査室に設置され、患者Ｏ（被検体）に関するＸ線の透過データを生成するために構成される。一方、画像処理装置１２は、通常は検査室に隣接する制御室に設置され、透過データを基に投影データを生成して再構成画像の生成・表示を行なうために構成される。
【００１６】
Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ装置１１は、Ｘ線管２１、絞り２２、Ｘ線検出器２３、ＤＡＳ（ｄａｔａ  ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ  ｓｙｓｔｅｍ）２４、回転部２５、高電圧発生装置２６、絞り駆動機構２７、回転駆動機構２８、天板３０、天板駆動装置３１、及びコントローラ３２を設ける。
【００１７】
Ｘ線管２１は、高電圧発生装置２６から供給された管電圧に応じて金属製のターゲットに電子線を衝突させることでＸ線を発生させ、Ｘ線検出器２３に向かって照射する。Ｘ線管２１から照射されるＸ線によって、ファンビームＸ線やコーンビームＸ線が形成される。Ｘ線管２１は、高電圧発生装置２６を介したコントローラ３２による制御によって、Ｘ線の照射に必要な電力が供給される。
【００１８】
絞り２２は、絞り駆動機構２７によって、Ｘ線管２１から照射されるＸ線のスライス方向（ｚ軸方向）の照射範囲を調整する。すなわち、絞り駆動機構２７によって絞り２２の開口を調整することによって、スライス方向のＸ線照射範囲を変更できる。
【００１９】
Ｘ線検出器２３は、チャンネル方向に複数、及び列（スライス）方向に単数の検出素子を有する１次元アレイ型の検出器である。又は、Ｘ線検出器２３は、マトリクス状、すなわち、チャンネル方向に複数、及びスライス方向に複数の検出素子を有する２次元アレイ型の検出器（マルチスライス型検出器ともいう。）である。Ｘ線検出器２３は、Ｘ線管２１から照射され、患者Ｏを透過したＸ線を検出する。
【００２０】
ＤＡＳ２４は、デュアルエネルギースキャンにおける管電圧の切り替えに同期してデータ収集を行なう。ＤＡＳ２４は、Ｘ線検出器２３の各検出素子が検出する透過データの信号を増幅してデジタル信号に変換する。ＤＡＳ２４の出力データは、スキャナ装置１１のコントローラ３２を介して画像処理装置１２に供給される。ＤＡＳ２４の詳細については後述する。
【００２１】
回転部２５は、Ｘ線管２１、絞り２２、Ｘ線検出器２３、ＤＡＳ２４、及び絞り駆動機構２７を一体として保持する。回転部２５は、Ｘ線管２１とＸ線検出器２３とを対向させた状態で、Ｘ線管２１、絞り２２、Ｘ線検出器２３、ＤＡＳ２４、及び絞り駆動機構２７を一体として患者Ｏの周りに回転できるように構成されている。高電圧発生装置２６は、回転部２５に保持されるものであってもよい。なお、回転部２５の回転中心軸と平行な方向をｚ軸方向、そのｚ軸方向に直交する平面をｘ軸方向、ｙ軸方向で定義する。
【００２２】
高電圧発生装置２６は、コントローラ３２による制御によって、Ｘ線の照射に必要な電力をＸ線管２１に供給する。
【００２３】
図２は、本実施形態のＸ線ＣＴ装置１に設けるＸ線管２１及び高電圧発生装置２６の構成例を示す図である。
【００２４】
図２に示すように、Ｘ線管２１は、陽極２１ａ及びフィラメント（陰極）２１ｂを備える。また、高電圧発生装置２６は、低管電圧設定器２６ａ、高管電圧設定器２６ｂ、タイミング制御器２６ｃ、スイッチ２６ｄ、高電圧電源２６ｅ、しきい値設定器２６ｆ、コンパレータ２６ｇ、及びコンデンサＣを備える。以下、デュアルエネルギースキャンにおけるＨｉｇｈ−ｋＶ（高管電圧）を１４０ｋＶと、Ｌｏｗ−ｋＶ（低管電圧）を８０ｋＶとする場合を説明するが、その場合に限定されるものではない。
【００２５】
低管電圧設定器２６ａは、Ｌｏｗ−ｋＶを設定する一方、高管電圧設定器２６ｂは、Ｈｉｇｈ−ｋＶを設定する。管電圧設定器２６ａ，２６ｂの出力は、管電圧設定器２６ａ又は２６ｂを選択可能であり、タイミング制御器２６ｃによって制御されるスイッチ２６ｄを介して高電圧電源２６ｅに接続される。スイッチ２６ｄは、タイミング制御器２６ｃから出力される信号ａによって制御される。信号ａが「Ｌ」を示す場合、低管電圧設定器２６ａが選択される一方、「Ｈ」を示す場合、高管電圧設定器２６ｂが選択される。
【００２６】
高電圧電源２６ｅのプラス側出力は、Ｘ線管２１の陽極２１ａに電気的に接続されると共に、接地される。また、高電圧電源２６ｅのマイナス側出力は、Ｘ線管２１のフィラメント２１ｂに電気的に接続される。高電圧電源２６ｅの出力は、信号ａによる切り替えのタイミングで管電圧８０ｋＶ又は１４０ｋＶに切り換わるが、出力電圧の変化には時間がかかるため、管電圧は８０ｋＶの谷と１４０ｋＶの山をもつ三角波（又は台形波）となる。高電圧電源２６ｅには管電圧検出端子Ｔが備えられ、管電圧検出端子Ｔは、コンパレータ２６ｇのプラス側入力に接続される。しきい値設定器２６ｆは、コンパレータ２６ｇのマイナス側入力に接続される。
【００２７】
コンパレータ２６ｇは、高電圧電源２６ｅの管電圧検出端子Ｔから入力する信号ｂと、しきい値設定器２６ｆから入力する信号ｃとを入力し、信号ｂが信号ｃより大きい場合に「Ｌ」を示す一方、信号ｂが信号ｃ以下の場合「Ｈ」を示すような信号ｄをＤＡＳ２４に出力する。ＤＡＳ２４は、信号ｄが「Ｌ」を示す場合、Ｌｏｗ−ｋＶによる透過データと判断する一方、「Ｈ」を示す場合、Ｈｉｇｈ−ｋＶによる透過データと判断する。
【００２８】
コントローラ３２は、高電圧発生装置２６のタイミング制御器２６ｃを介してスイッチ２６ｄの切り換えを制御してデュアルエネルギースキャンを実行させ、低管電圧設定器２６ａによる８０ｋＶを高電圧電源２６ｅから出力させるか、又は、高管電圧設定器２６ｂによる１４０ｋＶを高電圧電源２６ｅから出力させるかを選択する。コントローラ３２からの制御信号により、スイッチ２６ｄは、選択された管電圧設定信号を高電圧電源２６ｅに与える。
【００２９】
また、コントローラ３２からの制御信号はＤＡＳ２４にも送られる。ＤＡＳ２４は、デュアルエネルギースキャンによって収集したデータが、８０ｋＶのＸ線照射によるものか、又は、１４０ｋＶのＸ線照射によるものかを認識する。
【００３０】
コントローラ３２は、８０ｋＶの期間の線量と１４０ｋＶの期間の線量とがほぼ同じになるように、８０ｋＶの期間を比較的長く、１４０ｋＶの期間を比較的短くなるようにタイミング制御器２６ｃを制御する。
【００３１】
図１の説明に戻って、絞り駆動機構２７は、コントローラ３２による制御によって、絞り２２におけるＸ線のスライス方向の照射範囲を調整する機構を有する。
【００３２】
回転駆動機構２８は、コントローラ３２による制御によって、回転部２５がその位置関係を維持した状態で空洞部の周りを回転するように回転部２５を回転させる機構を有する。
【００３３】
天板３０は、患者Ｏを載置可能である。
【００３４】
天板駆動装置３１は、コントローラ３２による制御によって、天板３０をｙ軸方向に沿って昇降動させると共に、ｚ軸方向に沿って進入／退避動させる機構を有する。回転部２５の中央部分は開口を有し、その開口部の天板３０に載置された患者Ｏが挿入される。
【００３５】
コントローラ３２は、図示しないＣＰＵ（ｃｅｎｔｒａｌ  ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ  ｕｎｉｔ）及びメモリ等を備える。コントローラ３２は、画像処理装置１２からの指示によってＸ線検出器２３、ＤＡＳ２４、高電圧発生装置２６、絞り駆動機構２７、回転駆動機構２８、及び天板駆動装置３１等の制御を行なってデュアルエネルギースキャンを実行させる。コントローラ３２は、デュアルエネルギースキャンとして、例えば、Ｆａｓｔ  ＫＶ  Ｓｗｉｔｃｈｉｎｇ方式を採用することができる。
【００３６】
Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理装置１２は、コンピュータをベースとして構成されており、ネットワーク（ｌｏｃａｌ  ａｒｅａ  ｎｅｔｗｏｒｋ）Ｎと相互通信可能である。画像処理装置１２は、大きくは、ＣＰＵ４１、メモリ４２、ＨＤＤ（ｈａｒｄ  ｄｉｓｃ  ｄｒｉｖｅ）４３、入力装置４４、及び表示装置４５等の基本的なハードウェアから構成される。ＣＰＵ４１は、共通信号伝送路としてのバスを介して、画像処理装置１２を構成する各ハードウェア構成要素に相互接続されている。なお、画像処理装置１２は、記憶媒体ドライブ４６を具備する場合もある。
【００３７】
ＣＰＵ４１は、半導体で構成された電子回路が複数の端子を持つパッケージに封入されている集積回路（ＬＳＩ）の構成をもつ制御装置である。医師等の操作者によって入力装置４４が操作等されることにより指令が入力されると、ＣＰＵ４１は、メモリ４２に記憶しているプログラムを実行する。又は、ＣＰＵ４１は、ＨＤＤ４３に記憶しているプログラム、ネットワークＮから転送されてＨＤＤ４３にインストールされたプログラム、又は記憶媒体ドライブ４６に装着された記録媒体から読み出されてＨＤＤ４３にインストールされたプログラムを、メモリ４２にロードして実行する。
【００３８】
メモリ４２は、ＲＯＭ（ｒｅａｄ  ｏｎｌｙ  ｍｅｍｏｒｙ）及びＲＡＭ（ｒａｎｄｏｍ  ａｃｃｅｓｓ  ｍｅｍｏｒｙ）等を含む記憶装置である。メモリ４２は、ＩＰＬ（ｉｎｉｔｉａｌ  ｐｒｏｇｒａｍ  ｌｏａｄｉｎｇ）、ＢＩＯＳ（ｂａｓｉｃ  ｉｎｐｕｔ／ｏｕｔｐｕｔ  ｓｙｓｔｅｍ）及びデータを記憶したり、ＣＰＵ４１のワークメモリやデータの一時的な記憶に用いられたりする。
【００３９】
ＨＤＤ４３は、磁性体を塗布又は蒸着した金属のディスクが着脱不能で内蔵されている構成をもつ記憶装置である。ＨＤＤ４３は、画像処理装置１２にインストールされたプログラム（アプリケーションプログラムの他、ＯＳ（ｏｐｅｒａｔｉｎｇ  ｓｙｓｔｅｍ）等も含まれる）や、データを記憶する記憶装置である。また、ＯＳに、術者等の操作者に対する表示装置４５への情報の表示にグラフィックを多用し、基礎的な操作を入力装置４４によって行なうことができるＧＵＩ（ｇｒａｐｈｉｃａｌ  ｕｓｅｒ  ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）を提供させることもできる。
【００４０】
入力装置４４は、操作者によって操作が可能なポインティングデバイスであり、操作に従った入力信号がＣＰＵ４１に送られる。
【００４１】
表示装置４５は、図示しない画像合成回路、ＶＲＡＭ（ｖｉｄｅｏ  ｒａｎｄｏｍ  ａｃｃｅｓｓ  ｍｅｍｏｒｙ）、及びディスプレイ等を含んでいる。画像合成回路は、画像データに種々のパラメータの文字データ等を合成した合成データを生成する。ＶＲＡＭは、合成データをディスプレイに展開する。ディスプレイは、液晶ディスプレイやＣＲＴ（ｃａｔｈｏｄｅ  ｒａｙ  ｔｕｂｅ）等によって構成され画像を順次表示する。
【００４２】
図３は、本実施形態のＸ線ＣＴ装置１に備えるＤＡＳ２４の構成例を示す図である。
【００４３】
図３に示すように、ＤＡＳ２４は、ゲイン記憶回路２４ａ、ゲイン制御回路２４ｂ、ＱＶ変換回路（積分回路及びゲイン可変増幅回路）２４ｃ、Ａ／Ｄ変換回路２４ｄ、キャリブデータ記憶回路２４ｅ、及びキャリブデータ適用回路２４ｆを備える。以下、各回路２４ａ〜２４ｆがＸ線検出器２３を構成するＸ線検出素子毎に備えられるものとするが、複数のＸ線検出素子によって構成されるＸ線検出素子群毎に備えられていてもよい。
【００４４】
ゲイン記憶回路２４ａは、ゲイン（増幅率）を予め記憶する。ゲイン記憶回路２４ａは、頭部撮影用に、頭部の大きさに応じたゲインを予め記憶しておき、胸部撮影用に、胸部の大きさに応じたゲインを予め記憶しておき、腹部撮影用に、腹部の大きさに応じたゲインを予め記憶しておく。ゲイン記憶回路２４ａは、体径サイズの異なる複数部位について１回のＸ線照射で画像収集できるようなゲインを記憶することもできる。
【００４５】
ゲイン制御回路２４ｂは、コントローラ３２の制御によって、ゲイン記憶回路２４ａに記憶されたゲインを設定するようにＱＶ変換回路２４ｃを制御する。
【００４６】
ＱＶ変換回路２４ｃは、Ｘ線検出器２３を構成する第ｍチャンネル、第ｎ列のＸ線検出素子Ｅｍ，ｎから出力される電圧信号をＸ線の照射周期に同期して周期的に積分する。また、ＱＶ変換回路２４ｃは、オペアンプ（ｏｐｅｒａｔｉｏｎａｌ  ａｍｐｌｉｆｉｅｒ）Ａ、異なる容量の３個のコンデンサＣ（Ｃ１，Ｃ２，Ｃ３）、及び３個のスイッチＳ（Ｓ１，Ｓ２，Ｓ３）を備える。スイッチＳ１，Ｓ２，Ｓ３は、それぞれ各コンデンサＣ１，Ｃ２，Ｃ３に対応され、ゲイン制御回路２４ｂによってＯＮ／ＯＦＦを制御される。コンデンサＣ１，Ｃ２，Ｃ３のＯＮ／ＯＦＦの組み合わせによって、ＱＶ変換回路２４ｃは、６種類のゲインを設定することができる。なお、ＱＶ変換回路２４ｃは、６種類のゲインを設定するために同一容量の６個のコンデンサＣを備えてもよい。また、ＱＶ変換回路２４ｃが備えるコンデンサＣの数は、３個及び６個に限定されるものではない。
【００４７】
ＱＶ変換回路２４ｃは、Ｘ線検出素子Ｅｍ，ｎから出力される透過データを、ゲイン制御回路２４ｂによって制御されたゲインを用いて増幅する。
【００４８】
Ａ／Ｄ変換回路２４ｄは、ＱＶ変換回路２４ｃから出力されるアナログデータをデジタルデータに変換する。
【００４９】
キャリブデータ記憶回路２４ｅは、コントローラ３２の制御によってキャリブデータ（キャリブレーションデータ）用にデュアルエネルギースキャンで予め得られた正確なキャリブデータを記憶する。キャリブデータ記憶回路２４ｅに記憶されるキャリブデータについて説明する。
【００５０】
キャリブデータ適用回路２４ｆは、デュアルエネルギースキャンによるＡ／Ｄ変換回路２４ｄの出力データに、キャリブデータ記憶回路２４ｅに記憶されたキャリブデータを適用する。キャリブデータ適用回路２４ｆは、デュアルエネルギースキャンによって収集したデータの管電圧ペアと、管電流モジュレーションにおける管電流の各値とを認識する。キャリブデータ適用回路２４ｆは、キャリブデータ記憶回路２４ｅから、認識した管電圧ペア及び管電流の各値に対応するキャリブデータを取得してＡ／Ｄ変換回路２４ｄの出力信号に適用する。
【００５１】
キャリブデータ記憶回路２４ｅが離散的な管電流に対してキャリブデータを有している場合には、キャリブデータ適用回路２４ｆは、データの無い管電流については、キャリブデータを補間して適用する。
【００５２】
図１の説明に戻って、画像処理装置１２は、スキャナ装置１１のＤＡＳ２４から入力された生データに対して対数変換処理や、感度補正等の補正処理（前処理）を行なって投影データを生成してＨＤＤ４３等の記憶装置に記憶させる。また、画像処理装置１２は、前処理された投影データに対して散乱線の除去処理を行なう。画像処理装置１２は、Ｘ線曝射範囲内の投影データの値に基づいて散乱線の除去を行なうものであり、散乱線補正を行なう対象の投影データ又はその隣接投影データの値の大きさから推定された散乱線を、対象となる投影データから減じて散乱線補正を行なう。画像処理装置１２は、補正された投影データに基づいてデュアルエネルギースキャンに基づく画像データを生成してＨＤＤ４３等の記憶装置に記憶させたり、表示装置４５に表示させたりする。
【００５３】
図４は、本実施形態のＸ線ＣＴ装置１の機能を示すブロック図である。
【００５４】
図１に示す画像処理装置１２のＣＰＵ４１がプログラムを実行することによって、Ｘ線ＣＴ装置１は、図４に示すように、管電流条件設定部５１、モジュレーション条件設定部５２、変調管電流値演算部５３、実制御管電流値演算部５４、及びフィラメント電流値演算部５５として機能する。なお、画像処理装置１２の各部５１乃至５５の全部又は一部は、画像処理装置１２にハードウェアとして備えられるものであってもよい。また、画像処理装置１２の各部５１乃至５５の全部又は一部は、画像処理装置１２のみならず、高電圧発生装置２６やコントローラ３２に備えられるものであってもよい。
【００５５】
管電流条件設定部５１は、スキャン計画、スキャンに先立つ位置決め画像（スカウト画像）から得られる情報、又は、スキャン中に被検体を透過したＸ線透過データに基づいて、管電流条件（モジュレーション時の最大の管電流値）を設定する機能を有する。
【００５６】
モジュレーション条件設定部５２は、スキャン計画、スカウト画像から得られる情報、又は、スキャン中に被検体を透過したＸ線透過データに基づいて、時系列に対するＸ線照射量の変調（モジュレーション）の条件を設定する機能を有する。モジュレーションとしては、回転角に対する周期的なモジュレーション（回転角モジュレーション）、ｚ軸方向に対するモジュレーション（ｚ軸モジュレーション）、心電信号に同期した周期的なモジュレーション（心電同期モジュレーション）、及び、眼球及び卵巣等の高感受性部位の被曝を低減するためのモジュレーション（高感受性部位モジュレーション）や、それらの組み合わせが挙げられる。
【００５７】
管電流条件設定部５１及びモジュレーション条件設定部５２によってそれぞれ設定された管電流条件及びモジュレーション条件は、変調管電流値演算部５３に送られる。スキャンに係る全ての管電流条件及びモジュレーション条件をスキャンに先立って変調管電流値演算部５３に送ることもできるが、回転部２５を介したＸ線管２１の最初の１回転分の管電流条件及びモジュレーション条件のみをスキャンに先立って送っておき、以降の条件をスキャン中に逐次、変調管電流値演算部５３に送ってもよい。
【００５８】
変調管電流値演算部５３は、管電流条件設定部５１によって設定された管電流条件と、モジュレーション条件設定部５２によって設定されたモジュレーション条件とに基づいて、時系列で変調する変調管電流値を算出する機能を有する。
【００５９】
図５は、変調管電流値の一例を示す図である。
【００６０】
モジュレーションとして回転角モジュレーションのみを実行する場合、図５に示すように、横軸は時間（回転角θ）となる。回転角モジュレーションは、Ｘ線管２１（図１に図示）の回転角θによってＸ線管２１の管電流値Ｉ［θ］を変調させる。Ｘ線管２１の管電流値Ｉ［θ］は、Ｘ線管２１の回転角θ＝０°（最上の位置）における管電流値Ｉ［０°］の場合と、回転角θ＝１８０°（最下の位置）における管電流値Ｉ［１８０°］の場合とで最小となる。一方、Ｘ線管２１の管電流値Ｉ［θ］は、Ｘ線管２１の回転角θ＝９０°（右真横）における管電流値Ｉ［９０°］の場合と、回転角θ＝２７０°（左真横）における管電流値Ｉ［２７０°］の場合とで、最大Ｉｍａｘ（管電流条件設定部５１によって設定された管電流条件）となる。
【００６１】
また、モジュレーションとして回転角モジュレーション及びｚ軸モジュレーションの組合せを実行する場合、図４に示す変調管電流値演算部５３は、回転角θに応じた変調管電流値の成分と、ｚ軸方向の位置に応じた変調管電流値の成分との合成値を変調管電流値として算出する。
【００６２】
モジュレーションとして回転角モジュレーション及びｚ軸モジュレーション組合せを実行する場合、Ｘ線管２１の回転角θ＝０°における管電流値Ｉ［０°］は、管電流条件「６００ｍＡ」、回転角モジュレーションの係数「０．７」、ｚ軸モジュレーションの係数「０．６」、心電同期モジュレーションの係数「１．０」、高感受性部位モジュレーションの係数「１．０」の場合、次の式（１）から求められる。
【００６３】
【数１】
0005971688.tif 000002
【００６４】
図４の説明に戻って、実制御管電流値演算部５４は、変調管電流値演算部５３によって算出された変調管電流値に基づいて、Ｈｉｇｈ−ｋＶからＬｏｗ−ｋＶへの下降時間ｔｆを算出し、下降時間ｔｆに基づいて実制御管電流値を算出する機能を有する。例えば、実制御管電流値演算部５４は、高電圧発生装置２６（図２に図示する高電圧電源２６ｅ）の管電圧変化の周波数に基づいて、Ｘ線管２１に印加される管電圧波形の１周期の時間を算出し、変調管電流値と、高電圧発生装置２６（図２に図示する高電圧電源２６ｅ）のインバータ動作周波数とに基づいて、Ｌｏｗ−ｋＶからＨｉｇｈ−ｋＶへの上昇時間ｔｒを算出し、１周期の時間と上昇時間ｔｒとに基づいて、下降時間ｔｆを算出する。
【００６５】
実制御管電流値演算部５４による実制御管電流の算出方法について、図２を用いて説明する。
【００６６】
デュアルエネルギースキャン時における管電圧の変化周波数は、回転部２５（図１に図示）を介したＸ線管２１の回転速度「１５０ｒｐｍ」、Ｘ線管２１の１回転あたりの投影数「９００」の場合、次の式（２）から求められる。
【００６７】
【数２】
0005971688.tif 000003
【００６８】
また、管電流値は、Ｘ線管２１のエミッション特性に基づいて設定されるフィラメント電流によって制御される。デュアルエネルギースキャン時において、モジュレーションを行なわないのであれば、スキャン中においてフィラメント電流を一定値にすればよい。しかし、デュアルエネルギースキャン時にモジュレーションを実行すると、管電圧波形が変化するので、変調管電流をエミッション特性に基づくフィラメント電流によって制御するだけでは不十分である。デュアルエネルギースキャン時にモジュレーションを実行しようとすれば、変調管電流値によって管電圧波形が変化して、Ｘ線の実効エネルギーが変化してしまう。Ｘ線の実効エネルギーを不変とするためには、管電圧波形が三角波（図６に図示）の場合は次の式（３）を、管電圧波形が台形波（図７に図示）の場合は（５）をそれぞれ満たす必要がある。
【００６９】
図６に示すように管電圧波形が三角波の場合、Ｘ線の実効エネルギーを不変とするためには、管電圧の上昇時間ｔｒ、下降時間ｔｆを用いて次の式（３）が成立することが必要である。
【００７０】
【数３】
0005971688.tif 000004
【００７１】
そして、上記式（２）に基づいて管電圧の変化周波数が１１２５Ｈｚである場合、上記式（３）は次の式（４）に変形できる。
【００７２】
【数４】
0005971688.tif 000005
【００７３】
一方で、図７に示すように管電圧波形が台形波の場合、Ｘ線の実効エネルギーを不変とするためには、管電圧の上昇時間ｔｒ、下降時間ｔｆ、Ｈｉｇｈ−ｋＶで維持される時間ｔＨ、Ｌｏｗ−ｋＶで維持される時間ｔＬを用いて次の式（５）が成立する。
【００７４】
【数５】
0005971688.tif 000006
【００７５】
そして、上記式（２）に基づいて管電圧の変化周波数を１１２５Ｈｚである場合、上記式（５）は次の式（６）に変形できる。
【００７６】
【数６】
0005971688.tif 000007
【００７７】
なお、上記式（５），（６）において管電圧波形が三角波になるのは、次の式（７）の場合である。
【００７８】
【数７】
0005971688.tif 000008
【００７９】
図６及び図７に示す管電圧の上昇時間ｔｒは、高電圧発生装置２６の高電圧電源２６ｅのインバータの制御によって制御することができるが、インバータ動作周期の整数倍にする必要があるため、離散的な値をとる。一方、図６及び図７に示す管電圧の下降時間ｔｆは、高電圧電源２６ｅでは制御することができない。管電圧の下降時は、高電圧電源２６ｅのインバータが停止しており、管電圧は、高電圧回路のコンデンサＣの容量の電荷がＸ線管２１を通して放電することによって低下するためである。
【００８０】
図４に示す変調管電流値演算部５３によって算出された変調管電流値になるようにフィラメント電流を制御する場合、管電圧の下降時間ｔｆは連続的な値をとり得るため、Ｘ線の実効エネルギーを不変とすることができなくなる。そこで、実制御管電流値演算部５４は、変調管電流値演算部５３によって算出された変調管電流値を、その値に近い値で、Ｘ線の実効エネルギーを変化させない条件を満たす値に変換する。
【００８１】
例えば、図６に示すように管電圧波形が三角波であり、変調管電流値演算部５３によって上記式（１）を用いて算出された変調管電流値が２５２ｍＡである場合を考える。管電圧のＬｏｗ−ｋＶからＨｉｇｈ−ｋＶへの上昇時間ｔｒはインバータ動作周波数の制約を受ける。インバータ動作周波数を２５ｋＨｚとすれば、変調管電流値に基づいて決定されるサイクル数（例えば、１３サイクル）で電圧を上昇させると、管電圧の上昇時間ｔｒは、次の式（８）から求められる。
【００８２】
【数８】
0005971688.tif 000009
【００８３】
また、三角波の場合、管電圧変化の１周期は上記式（４）で求めた８８８．９μｓｅｃ．でなければならないから、管電圧の下降時間ｔｆは、上記式（８）に基づいて次の式（９）のように求められる。
【００８４】
【数９】
0005971688.tif 000010
【００８５】
なお、変調管電流値演算部５３によって算出された変調管電流値２５２ｍＡと、高電圧回路のコンデンサＣの容量とに基づいて算出される、管電圧の１４０ｋＶから８０ｋＶへの下降時間ｔｆは、３５７μｓｅｃ．である。
【００８６】
図１０は、本実施形態のＸ線ＣＴ装置における管電圧波形の一例を示す図である。
【００８７】
図１０は、上記式（８），（９）によって算出される管電圧の上昇時間ｔｒ及び下降時間ｔｆに基づく管電圧波形を示す図である。図１０に示すように、モジュレーションにより管電圧の上昇時間ｔｒ及び下降時間ｔｆはそれぞれ変化するが、１周期内の上昇時間ｔｒ＋下降時間ｔｆが変化しないため、Ｘ線の実効エネルギーは変化しない。
【００８８】
図４の説明に戻って、実制御管電流値演算部５４は、上記式（９）によって算出された下降時間ｔｆに基づいて、実制御管電流値を算出する。実制御管電流値演算部５４は、下降時間ｔｆと実制御管電流値とを対応させたテーブル（図８に図示）を参照して実制御管電流値を算出する。実制御管電流値演算部５４は、事前の実験データか、高電圧回路のコンデンサＣ（図２に図示）と、Ｘ線管２１のエミッション特性（図９に図示）の管電流値とからシミュレーションして得られたデータを用いて、テーブルの実制御管電流値を算出する。又は、実制御管電流値演算部５４は、テーブルに因らず、前述のシミュレーションをリアルタイムに実行して実制御管電流値を算出する。
【００８９】
図１１は、実制御管電流値の一例を示す図である。
【００９０】
図１１に示す実制御管電流値は、図５に示す変調管電流値と対比されるものである。図５に示す変調管電流値は、時間に対して連続的に変化する。一方、図１１に示す実制御管電流値は、時間に対して段階的に変化する波形になる。実管電流値の波形のとおりに制御するためにフィラメント電流が制御される場合、フィラメント電流の変化に対する管電流の応答遅れ分を補償するようにフィラメント電流の変化を早める。
【００９１】
なお、図７に示すように管電圧波形が台形波の場合も三角波の場合と同様の考え方で、実制御管電流の算出とＸ線管２１のフィラメント電流の制御によって、Ｘ線の実効エネルギーを変化させない制御を実現できる。
【００９２】
図４の説明に戻って、フィラメント電流値演算部５５は、コントローラ３２及び高電圧発生装置２６を介して、実制御管電流値演算部５４によって算出された変調管電流値が得られるようなＸ線管２１のフィラメント電流値を算出する機能を有する。また、フィラメント電流値演算部５５は、算出されたフィラメント電流値をＸ線管２１のフィラメントに供給する機能を有する。
【００９３】
本実施形態のＸ線ＣＴ装置１によると、デュアルエネルギースキャンでモジュレーションを実行する場合、Ｘ線の実効エネルギーが不変となり、元素の分離性能を向上させることができる。
【００９４】
以上、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、変更を行なうことができる。これらの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。
【符号の説明】
【００９５】
１  Ｘ線ＣＴ装置
１１  スキャナ装置
１２  画像処理装置（コンソール）
２１  Ｘ線管
２１ｂ  フィラメント
２３  Ｘ線検出器
２４  ＤＡＳ
２６  高電圧発生装置
２６ｅ  高電圧電源
４１  ＣＰＵ
５１  管電流条件設定部
５２  モジュレーション条件設定部
５３  変調管電流値演算部
５４  実制御管電流値演算部
５５  フィラメント電流値演算部
【図１】
0005971688.tif 000011
【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９】
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【図１０】
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【図１１】
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