JP2009082173A - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 最適なＸ線スペクトルにし、より少ないＸ線被曝量で、よりＳ／Ｎの良いデュアルエネルギー断層像を得るＸ線断層撮影装置を提供する。
【解決手段】Ｘ線断層撮影装置（１００）は、第１エネルギースペクトルを有する第１Ｘ線と、第１エネルギースペクトルとは異なる第２エネルギースペクトルを有する第２Ｘ線とを被検体に照射するＸ線照射部（２１）と、第１Ｘ線及び第２Ｘ線それぞれ独立に被検体とＸ線照射部との間に配置するＸ線フィルタの適用を制御するフィルタ制御部（３１）と、被検体の第１Ｘ線による第１Ｘ線投影データ及び第２Ｘ線による第２Ｘ線投影データをそれぞれ収集するＸ線データ収集部（２４）と、を備える。
【選択図】図６

Description

本発明は、Ｘ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置に関する。

従来、Ｘ線ＣＴ技術として、複数種のＸ線管電圧を用いることにより複数種のエネルギースペクトルのＸ線を発生し、当該Ｘ線を被検体に照射して得られる投影データに基づき、断層像を画像再構成するマルチエネルギースキャンが知られている。このマルチエネルギースキャンによれば、被検体内の物質が、エネルギースペクトルによって異なるＸ線吸収係数を有することを利用し、２つの異なるエネルギースペクトルのＸ線をそれぞれ被検体に照射して得られた投影データを用いてデュアルエネルギー断層像を画像再構成することにより、被検体内の物質を分離して表示することができる。
上述のような２つの異なるエネルギースペクトルのＸ線をそれぞれ被検体に照射することができるＸ線ＣＴ装置として、例えば、特許文献１には、それぞれ異なるエネルギースペクトルを発生する２つのＸ線管及びそれに対応する２つのＸ線検出器を用いることが記載されている。
特開２００７−１１１５２５

上述のマルチエネルギースキャンにおいては、２つのエネルギースペクトルの差が顕著であるほどＳ／Ｎの良い画像、断層像を得ることができる。しかしながら、差がより大きなＸ線管電圧に変更するのは、装置の大掛かりな変更を伴ない、現実的ではないという問題がある。
また、従来のデュアルエネルギー断層像の画質は、被検体の大きさによって変化してしまうという問題点もあった。この問題は、デュアルエネルギー断層像の画質は、撮影に用いる複数のＸ線の線質に依存するが、被検体の大きさによってこの複数のＸ線の線質が異なってしまうということが原因として考えられる。例えば、被検体が大きいと、被検体である患者の表面側の脂肪等が占める体積が多く、その領域によりＸ線エネルギースペクトルの低エネルギー成分（軟らかいＸ線成分とも言う）が吸収され、デュアルエネルギー断層像として表示させたい骨や血管等に到達するＸ線スペクトルは、軟らかいＸ線成分が多く除去されたＸ線エネルギースペクトルとなる。一方、被検体が小さいと、被検体が大きい場合と比べ、被検体の表面側での軟らかい成分のＸ線の吸収が少ないので、軟らかいＸ線成分を多く含むＸ線エネルギースペクトルがデュアルエネルギー断層像として表示させたい骨や血管等に到達することになる。このことから、被検体の大きさによって、照射されるＸ線の線質が異なってしまうことが考えられる。
従って、デュアルエネルギー撮影において、照射するＸ線の線質を制御する技術が望まれる。
本発明は、上記課題を解決するためになされたものであり、デュアルエネルギー断層像の画質を向上させることが可能なＸ線ＣＴ装置を提供することを目的とする。

本発明の第１の観点のＸ線断層撮影装置は、第１エネルギースペクトルを有する第１Ｘ線と、第１エネルギースペクトルとは異なる第２エネルギースペクトルを有する第２Ｘ線とを被検体に照射するＸ線照射部と、第１Ｘ線及び第２Ｘ線それぞれ独立に被検体とＸ線照射部との間に配置するＸ線フィルタの適用を制御するフィルタ制御部と、被検体の第１Ｘ線による第１Ｘ線投影データ及び第２Ｘ線による第２Ｘ線投影データをそれぞれ収集するＸ線データ収集部と、を備える。
第１の観点のＸ線断層撮影装置は、第１Ｘ線又は第２Ｘ線の少なくとも一方にＸ線フィルタを適用することで、同じＸ線被曝量でも、よりＳ／Ｎの良いデュアルエネルギー撮影の断層像を得ることができる。

第２の観点のＸ線断層撮影装置のＸ線照射部は、第１Ｘ線を発生する第１Ｘ線発生装置と、第２Ｘ線を発生する第１Ｘ線発生装置とは異なる第２Ｘ線発生装置とを有する。
上記第２の観点におけるＸ線断層撮影装置では、互いに異なる第１Ｘ線発生装置と第２Ｘ線発生装置とを有しているため、第１Ｘ線を照射する第１Ｘ線発生装置にそれに適したＸ線フィルタを、第２Ｘ線を照射する第２Ｘ線発生装置にそれに適したＸ線フィルタを適用することができる。これにより、Ｘ線スペクトルの成分を調整することができる。

第３の観点のＸ線断層撮影装置のＸ線照射部は、一つのＸ線発生装置に第１Ｘ線を発生する第１焦点と、第２Ｘ線を発生する第１焦点とは異なる第２焦点とを有する。
上記第３の観点におけるＸ線断層撮影装置では、一つのＸ線発生装置において、２つのＸ線焦点を持たせることができる。この時に第１焦点の近傍にそれに適したＸ線フィルタを、第２焦点の近傍にそれに適したＸ線フィルタを設けることができる。

第４の観点のＸ線断層撮影装置のＸ線照射部は、一つのＸ線発生装置で交互に第１Ｘ線と第２Ｘ線とを照射し、フィルタ制御部は、第１Ｘ線と第２Ｘ線との切り換え時に、Ｘ線フィルタを切り換える。
第４の観点におけるＸ線断層撮影装置では、一つのＸ線発生装置において、第１Ｘ線と第２Ｘ線との切り換え時に、第１Ｘ線に適したＸ線フィルタを、又は第２Ｘ線に適したＸ線フィルタを配置するように切り替えることができる。

第５の観点のＸ線断層撮影装置は、被検体の幾何学的特徴量を特定する特徴特定部をさらに備え、フィルタ制御部は、幾何学的特徴量に基づいてＸ線フィルタの適用を制御する。
Ｘ線フィルタの特性を決めるために重要なものは、Ｘ線フィルタによるＸ線スペクトルの変更の他に被検体の大きさがある。第５の観点におけるＸ線断層撮影装置では、特徴特定部が幾何学的特徴を特定し、フィルタ制御部が被検体のＸ線吸収も考慮してＸ線フィルタを制御することで、同じＸ線被曝量でもよりＳ／Ｎの良いデュアルエネルギー撮影の断層像を得ることができる。

第６の観点のＸ線断層撮影装置は、第５の観点において、Ｘ線フィルタが幾何学的特徴量に基づいて、第１Ｘ線又は第２Ｘ線の線質を制御する。
第６の観点のＸ線断層撮影装置は、所望なスペクトルとなるように第１Ｘ線又は第２Ｘ線の線質を制御させることで、例えば石灰化のカルシウム成分や造影剤のヨウ素の成分が第１Ｘ線又は第２Ｘ線との間で充分なＸ線吸収係数の差が出るようにすることができる。

第７の観点のＸ線断層撮影装置のフィルタ制御部は、第１Ｘ線と第２Ｘ線とによる被検体の物質のＸ線吸収係数の差を大きくするように、Ｘ線フィルタを制御することを特徴とする。
上記第７の観点におけるＸ線断層撮影装置は、第１エネルギー投影データと第２エネルギー投影データの差が大きくなるようなＸ線フィルタを設定するので、Ｘ線被曝量とＳ／Ｎの良い画質のトレード・オフを最適化したデュアルエネルギー撮影の断層像を得ることができる。

第８の観点のＸ線断層撮影装置のフィルタ制御部は、被検体の物質に係る第１Ｘ線投影データ及び第２Ｘ線投影データの出力の差に基づき、Ｘ線フィルタを制御する。
第８の観点のＸ線断層撮影装置では。第１Ｘ線投影データ及び第２Ｘ線投影データの各々のＳ／Ｎが同等又はそれぞれ所定の比となるようなＸ線フィルタを制御すると、画質のよいデュアルエネルギー画像を得ることができる。

第９の観点のＸ線断層撮影装置は、第７又は第８の観点において、フィルタ制御部によるＸ線フィルタの制御を、幾何学的特徴量が所定量よりも小さい場合において行う。
例えば幾何学的特徴量が被検体のプロファイル面積又は楕円率を含む場合に、プロファイル面積又は楕円率が所定量よりも小さい場合にＸ線フィルタを入れたりする。

第１０の観点のＸ線断層撮影装置は、第１エネルギー投影データと第２エネルギー投影データに基づいて、Ｘ線吸収係数のＸ線管電圧依存情報を表す断層像を画像再構成するデュアルエネルギー画像再構成部を備える。
第１０の観点のＸ線断層撮影装置では。画像空間又はＸ線投影データ空間において、ある物質の等価画像を得るために加重加算処理などを行うことにより、Ｘ線吸収係数のＸ線管電圧依存情報を表す断層像を画像再構成する。そして、デュアルエネルギー撮影の画質改善を実現できる。

本発明のＸ線ＣＴ装置によれば、前記第１Ｘ線及び前記第２Ｘ線それぞれ独立に前記被検体と前記Ｘ線照射部との間に配置するＸ線フィルタの適用を制御することができることから、例えば、２つのエネルギースペクトルの差を大きく制御する等、画質を向上ことが可能となるため、デュアルエネルギー断層像の画質を向上させることができる。

以下、実施形態を用いて本発明を詳細に説明する。
（実施形態１）
図１は、本実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置１００の構成ブロック図である。このＸ線ＣＴ装置１００は、操作コンソール１と、撮影テーブル１０と、走査ガントリ２０とを具備している。

操作コンソール１は、操作者の入力を受け付けるキーボード又はマウスなどの入力装置２と、前処理、画像再構成処理、後処理などを実行する中央処理装置３と、走査ガントリ２０で収集したＸ線検出器データを収集するデータ収集バッファ５とを具備している。さらに、操作コンソール１は、Ｘ線検出器データを前処理して求められた投影データから画像再構成した断層像を表示するモニタ６と、プログラムやＸ線検出器データや投影データやＸ線断層像を記憶する記憶装置７とを具備している。撮影条件の入力はこの入力装置２から入力され、記憶装置７に記憶する。撮影テーブル１０は、被検体ＨＢを乗せて走査ガントリ２０の開口部に出し入れするクレードル１２を具備している。クレードル１２は撮影テーブル１０に内蔵するモータで昇降及びテーブル直線移動する。

走査ガントリ２０は、例えば８０ｋＶＸ線管電圧を用いる第１Ｘ線管２１−１及び例えば１４０ｋＶＸ線管電圧を用いる第２Ｘ線管２１−２と、Ｘ線制御部２２と、それぞれのＸ線管用に設けられたコリメータ２３、ビーム形成Ｘ線フィルタ２８、第１多列Ｘ線検出器２４−１及び第２多列Ｘ線検出器２４−２と、第１データ収集装置（ＤＡＳ：Data Acquisition System）２５−１及び第２データ収集装置２５−２とを具備している。さらに、走査ガントリ２０は、被検体ＨＢの体軸の回りに回転している第１Ｘ線管２１−１及び第２Ｘ線管２１−２などを制御する回転制御部２６と、制御信号などを操作コンソール１や撮影テーブル１０とやり取りするガントリ制御部２９とを具備している。尚、図１においては、図２Ａ（ａ）に示す２つのＸ線管２１と２つの多列Ｘ線検出器２４とで構成する場合を模式的に示しているが、図２Ａ（ｂ）に示す２つのＸ線管と１つの多列Ｘ線検出器２４とで構成、又は、図２Ｂ（ｃ）に示す２つのＸ線管を持ち１つの３６０度に配置した第４世代の多列Ｘ線検出器２４で構成してもよい。尚、図２Ａ（ａ）では、第１Ｘ線フィルタ３１−１を備えた第１Ｘ線管２１−１と、第２Ｘ線フィルタ３１−２を備えた第２Ｘ線管２１−２とは、走査ガントリ２０の回転部１５上に回転方向へ９０度ずらし同じｚ軸座標又は少しずれたｚ軸座標に配置しｘｙ平面上で回転することができる。なお、この時のＸ線ビームのファン角はいずれも約６０度である。また、図２Ａ（ｂ）では、第１Ｘ線管２１−１と第２Ｘ線管２１−２とが走査ガントリ２０の回転部１５上に回転方向へ９０度ずらし同じｚ軸座標に配置され、ｘｙ平面上で回転することができる。１つの多列Ｘ線検出器２４は、第１Ｘ線管２１−１及び第２Ｘ線管２１−２に対向して配置され、同様にｘｙ平面上で回転する。この２つのＸ線管のＸ線ビーム角はいずれも約６０度であるため、多列Ｘ線検出器２４はチャネル方向に約１２０度広がっている。さらに、図２Ｂ（ｃ）は、第１Ｘ線管２１−１と第２Ｘ線管２１−２とが走査ガントリ２０の回転部１５上に回転方向へ９０度ずらして配置され、ｘｙ平面内で回転する。１つの３６０度全周方向にある多列Ｘ線検出器２４は、撮影領域をカバーできるＸ線ファンビームを検出する。
ビーム形成Ｘ線フィルタ２８は撮影中心である回転中心に向かうＸ線の方向にはフィルタの厚さが最も薄く、周辺部に行くに従いフィルタの厚さが増し、Ｘ線をより吸収できるようになっているＸ線フィルタである。このため、円形又は楕円形に近い断面形状の被検体ＨＢの体表面の被曝を少なくできるようになっている。

さらに、走査ガントリ２０は、第１Ｘ線管２１−１及び第２Ｘ線管２１−２の線質を変える第１Ｘ線フィルタ３１−１及び第２Ｘ線フィルタ３１−２を有している。Ｘ線制御部２２は、第１Ｘ線管２１−１及び第２Ｘ線管２１−２に供給する電圧及び電流を制御する。また、フィルタ制御部３８は、Ｘ線管２１−１及び第２Ｘ線管２１−２に対して、適正な第１Ｘ線フィルタ３１−１及び第２Ｘ線フィルタ３１−２を選択する。尚、フィルタ制御部３８は、モニタ６に映し出される撮影条件設定画面に基づき操作者により選択して入力装置２に入力されたＸ線フィルタの選択結果に基づきＸ線フィルタを選択することを可能とするものであってもよく、所定の条件と連動してＸ線フィルタを選択することを可能とするものであってもよい。Ｘ線フィルタ３１はアルミニウム、銅、ステンレス、又は鉄などの材質による様々なＸ線透過厚のものから選択することができる。また、フィルタを入れない状態にすることもできる。尚、Ｘ線フィルタの機能については後述する。

中央処理装置３は、前処理部３３、画像再構成部３４、デュアルエネルギー像再構成部３５、及び特徴特定部３７を有している。

前処理部３３は、第１データ収集装置２５及び第２データ収集装置それぞれで収集された投影データに対して、それぞれオフセット補正、対数変換、Ｘ線線量補正、感度補正、ビームハードニング補正等各種補正を行う。

画像再構成部３４は、前処理部３３で前処理した投影データを受け、その投影データに基づいて画像を再構成する。投影データは、周波数領域に変換する高速フーリエ変換（ＦＦＴ：Fast Fourier Transform）がなされて、それに再構成関数Ｋｅｒｎｅｌ（ｊ）を重畳し、逆フーリエ変換する。そして、画像再構成部３４は、再構成関数Ｋｅｒｎｅｌ（ｊ）を重畳処理した投影データに対して、三次元逆投影処理を行い、被検体ＨＢの体軸方向（Ｚ軸方向）ごとに断層像（ｘｙ平面）を求める。画像再構成部３４は、この断層像を記憶装置７に記憶させる。

デュアルエネルギー像再構成部３５は、第１エネルギースペクトルのＸ線及び第２エネルギースペクトルのＸ線による投影データ又は断層像から、デュアルエネルギー断層像を画像再構成する。
特徴特定部３７は、例えばスカウト撮影に基づく被検体ＨＢのプロファイル面積又は楕円率などの幾何学的特徴量を算出する。

次に、Ｘ線フィルタの制御について説明する。
Ｘ線フィルタ３１は、Ｘ線エネルギースペクトルの線質を所望なスペクトルとなるように変化させることで、例えば石灰化のカルシウム成分や造影剤のヨウ素の成分がＸ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶの間で充分なＸ線吸収係数の差が出るようにすることができる。

例えば、図３（ａ）はＸ線フィルタ３１をかける前のＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線エネルギースペクトルとＸ線管電圧１４０ｋＶとのＸ線エネルギースペクトルを示している。Ｘ線管電圧８０ｋＶはＸ線エネルギー４０ｋｅＶの近辺で大きなＸ線スペクトル強度を持つが、Ｘ線管電圧１４０ｋＶも同様にＸ線エネルギー４０ｋｅＶの近辺で大きなＸ線スペクトル強度を持っているため、カルシウムやヨウ素のＸ線吸収係数の差を出すのは難しい。

しかし、カルシウムやヨウ素のＸ線吸収係数の差を強く出すためにはＸ線フィルタ３１をかけ、特にＸ線管電圧１４０ｋＶにおけるＸ線エネルギー４０ｋｅＶあたりのスペクトルを抑えることが重要である。

このＸ線管電圧１４０ｋＶのＸ線フィルタ３１は特にＸ線エネルギー４０ｋｅＶ近辺のＸ線をよく吸収し、Ｘ線エネルギー８０ｋｅＶ以上のいわゆる“硬い”Ｘ線をあまり吸収しない。このため、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの実効Ｘ線エネルギーはＸ線フィルタ３１をかけることにより、より高いＸ線エネルギーへシフトする。これに対し、Ｘ線管電圧８０ｋＶのＸ線スペクトルはＸ線フィルタによりＸ線エネルギー８０ｋＶまでの成分の強度が下がるだけである。

図４（ｂ）のようにＸ線管電圧１４０ｋＶによるＸ線にＸ線フィルタ３１をかけて、より高いＸ線エネルギーの方に実効Ｘ線エネルギーをシフトさせておき、Ｘ線管電圧８０ｋＶによるＸ線にはＸ線フィルタ３１をかけずに、より低いＸ線エネルギーの成分の強度を強いままにしておくのが理想に近いことから好ましい。Ｘ線ＣＴ装置１００によれば、第２Ｘ線管２１−２にはＸ線フィルタ３１−２をかけ、第１Ｘ線管２１−１にはＸ線フィルタ３１−１をかけないように制御することもできる。
また、本実施形態においては、被検体の大きさ、即ち幾何学的特徴量に基づきＸ線フィルタを制御することができる。尚、この幾何学的特徴量は、特徴特定部３７により算出することができる。

例えばＸ線フィルタ３１のＸ線透過厚が厚い順にＦ１，Ｆ２，Ｆ３とすると、被検体の断面積であるプロファイル面積が小さいと思う所に、Ｘ線管電圧１４０ｋＶを出す第１Ｘ線管に第１Ｘ線フィルタ３１−１として最も厚いフィルタＦ１をかける。Ｘ線管電圧８０ｋＶを出す第２Ｘ線管には第２Ｘ線フィルタ３１−２として最も薄いフィルタＦ３をかける。また、被検体の断面積であるプロファイル面積が大きいと思う所には、Ｘ線管電圧１４０ｋＶを出す第１Ｘ線管には第１Ｘ線フィルタ３１−１としてＦ１より薄いＦ２をかける。Ｘ線管電圧８０ｋＶを出す第２Ｘ線管には第２Ｘ線フィルタ３１−２としてのＸ線フィルタを入れない。

被検体の断面積の小さい部分に第２Ｘ線管２１−２において最も薄いＸ線フィルタＦ３をかける理由は、被検体の断面積が大きい場合に被写体がフィルタの役目をした場合と断面積の小さい部分のＸ線スペクトルとが同等になるように、もしくはバランスが崩れないようにするためである。

例えば図５（ａ）は被検体の断面積が大きい場合の抽出したい物質のＸ線吸収係数の変化を示し、図５（ｂ）は被検体の断面積が小さい場合で薄いＸ線フィルタＦ３をかけた時の抽出したい物質のＸ線吸収係数の変化を示す。

図５（ａ）の場合ではＸ線管電圧８０ｋＶでの抽出したい物質のＸ線吸収係数をａ１、Ｘ線管電圧１４０ｋＶでの抽出したい物質のＸ線吸収係数をａ２とする。図５（ｂ）の場合はＸ線管電圧８０ｋＶでの抽出したい物質のＸ線吸収係数をａ３、Ｘ線管電圧１４０ｋＶでの抽出したい物質のＸ線吸収係数をａ４とする。この時のａ１−ａ２の差とａ３−ａ４の差とが大きく異ならないようにフィルタ制御部３８はＸ線管電圧８０ｋＶである第２Ｘ線管３１−２に用いるフィルタＦ３でＸ線透過厚を調整する。
尚、被検体が大きい場合であって、Ｘ線吸収係数を変化させるＸ線フィルタを挿入する必要がない場合においては、第１Ｘ線投影データ及び第２Ｘ線投影データの各々のＳ／Ｎが同等又はそれぞれ所定の比となる、又は前記第１Ｘ線投影データに基づく断層像及び第２Ｘ線投影データに基づく断層像の各々のＳ／Ｎが同等又はそれぞれ所定の比となるようなＸ線フィルタを挿入することにより、画質のよいデュアルエネルギー画像を得るようにしてもよい。

次に、デュアルエネルギー撮影のフローについて説明する。まず、図６を用いて、画像空間におけるデュアルエネルギー撮影のフローについて説明する。
ステップＤ１では、スカウト像の撮影を行う。スカウト像の撮影によって得られるスカウト像と外観とにより、各部位のおおよその大きさを認識する。

ステップＤ２では、デュアルエネルギー撮影の撮影モード、強調したい物質、各Ｘ線管電圧でのＸ線フィルタの選択を行う。操作者は被検体の各部位の大きさを判断し、各部位における最適なＸ線フィルタ３１を設定することができる。
ステップＤ３では、フィルタ制御部３８は、８０ｋＶの第２Ｘ線管２１−２に対して選択した第２Ｘ線フィルタ３１−２を使い、Ｘ線検出器２４がデータ収集する。
ステップＤ４では、フィルタ制御部３８は、１４０ｋＶの第１Ｘ線管２１−１に対して選択した第１Ｘ線フィルタ３１−１を使い、Ｘ線検出器２４がデータ収集する。

ステップＤ５では、画像再構成部３４は、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像を画像再構成する。
ステップＤ６では、画像再構成部３４は、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像を画像再構成する。ステップＤ５、ステップＤ６において、第１Ｘ線管２１−１と第２Ｘ線管２１−２とがビュー方向に９０度ずれている場合と１８０度ずれている場合とがある。いずれの場合も、画像空間においてデュアルエネルギー断層像の画像再構成を行う場合は、Ｘ線投影データの収集時刻を合わせたり、収集ビュー角度を合わせたりする。

ステップＤ７では、デュアルエネルギー画像再構成部３５は、デュアルエネルギー比画像を画像再構成する。デュアルエネルギー比画像の画像再構成方法は後述する。
ステップＤ８では、デュアルエネルギー比画像を画像表示する。

ステップＤ９では、デュアルエネルギー画像再構成部３５は、デュアルエネルギー断層像のカルシウム強調画像、造影剤強調画像を画像再構成する。デュアルエネルギー断層像としてカルシウム強調画像である骨等価画像、骨強調画像であるカルシウム等価画像を得る画像再構成を行っている。
ステップＤ１０では、デュアルエネルギー断層像のカルシウム強調画像、造影剤強調画像をモニタ６に画像表示する。
尚、上述のステップＤ７におけるデュアルエネルギー比画像の画像再構成について説明する。

例えば、図７のグラフは縦軸にＸ線管電圧８０ｋＶの断層像での各画素値を取り、横軸にＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像での各画素値を取る。これにより、Ｘ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶとのカルシウムの画素や造影剤の主成分であるヨウ素の画素値は、図中のカルシウムの直線及びその近傍の分布範囲や、ヨウ素の直線及びその近傍の分布範囲に入る。例えば、Ｘ線管電圧８０ｋＶの断層像の画素値をｇ８０（ｘ，ｙ）とし、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの断層像の画素値をｇ１４０（ｘ，ｙ）とすると画素値のデュアルエネルギー比（Ｄｕａｌ Ｅｎｅｒｇｙ Ｒａｔｉｏ）ｒ（ｘ，ｙ）はｇ８０（ｘ，ｙ）／ｇ１４０（ｘ，ｙ）で求めることができる。

このデュアルエネルギー比ｒ（ｘ，ｙ）は、グラフの直線の傾きを表し、実効質量数を表す。この実効質量数は原子によって異なる値となるため物質ごとにこの値で分離又は差を強調することができる。この傾きは骨では約１．５前後、造影剤では約１．７〜１．８の値を取る。

また、このデュアルエネルギー比ｒ（ｘ，ｙ）の傾きの範囲で各画素を分類することで物質の成分分析及び組成分析を行うことができる。さらに、値によりカラーマップを割り付けることで、各原子又は各物質の色分けも行うことができる。
また、上述のステップＤ９におけるデュアルエネルギー断層像の造影剤等価画像、カルシウム等価画像の作成方法等の等価画像の画像再構成方法を以下に示す。
低いＸ線管電圧８０ｋＶの実効Ｘ線エネルギーであるエネルギーＡのＸ線に基づく投影データから画像再構成した断層像におけるＣＴ値、および高いＸ線管電圧１４０ｋＶの実効Ｘ線エネルギーであるエネルギーＢのＸ線に基づく投影データから画像再構成した断層像におけるＣＴ値は、それぞれ次の（数式１），（数式２）で与えられる。

（数式１）
（数式２）

ここで、Ｘ，Ｙは所望の物質の量（未知数）である。α_Ａ，α_Ｂ，β_Ａ，β_Ｂ，γ_Ａ，γ_Ｂは予め測定によって判明している定数である。
このようなＣＴ値からＸ，Ｙが次の（数式３），（数式４）によってそれぞれ求められ、
（数式３）
（数式４）

このようにして、Ｘに関する断層像およびＹに関する断層像がそれぞれ形成される。Ｘ，ＹまたはＸ，Ｙの元素は例えば骨の主要成分であるカルシウム分、脂肪、造影剤等である。このようにして、２つのＸ線線質の異なる、つまり、２つのＸ線管電圧の断層像から所望の物質の定量的な分布断層像を得ることができる。
つまり、（数式３），（数式４）は以下の（数式５）のように書き換えられる。
（数式５）
これにより、以下の（数式６）が得られる。
（数式６）
つまり、物質Ｘ，Ｙは以下の（数式７），（数式８）のように求められる。
（数式７）
（数式８）
ただし、この時のｗ１，ｗ２，ｗ３，ｗ４，ｃ１，ｃ２は以下の（数式９），（数式１０），（数式１１），（数式１２），（数式１３），（数式１４）となる。
（数式９）
（数式１０）
（数式１１）
（数式１２）
（数式１３）
（数式１４）

つまり、物質Ｘ，物質Ｙの存在分布断層像は、低いＸ線管電圧８０ｋＶの断層像ＣＴ_Ａと高いＸ線管電圧１４０ｋＶの断層像ＣＴ_Ｂとの加重加算処理で得られる。

また、前述した図６においては、画像空間におけるデュアルエネルギー撮影のフローを示したが、投影データ空間でも同様に処理できる。図８に、投影データ空間におけるデュアルエネルギー撮影の画像再構成方法の概要を示す。
デュアルエネルギー画像再構成部３５は、低いＸ線管電圧のＸ線投影データＲ−Ｌｏｗに加重加算係数ｗ１を乗算し、同様に高いＸ線管電圧のＸ線投影データＲ−Ｈｉｇｈに加重加算係数ｗ２を乗算し、定数Ｃ１とともに加重加算処理し、デュアルエネルギー断層像Ｍ−ＣＳＩを作成する。
また、デュアルエネルギー画像再構成部３５は、画像空間、断層像空間おいても投影データ空間と同様に加重加算処理することでデュアルエネルギー断層像Ｍ−ＣＳＩを得ることができる。

これら加重加算係数ｗ１，ｗ２及び定数Ｃ１は、抽出したい原子、強調したい原子、表示上で消したい原子又は部位により定まる。例えば加重加算処理部はＣＴ値の近い骨、石灰化を構成するカルシウム成分（Ｃａ成分）と、ヨウ素を主成分とする造影剤（Ｉｏｄｉｎｅ成分）を分離するために、カルシウム成分を表示上で消すと、つまり画素値を０にすると造影剤成分が抽出され、強調して表示することができる。また反対に、加重加算処理部は造影剤成分を表示上で消すと、つまり画素値を０にするとカルシウム成分が抽出され、骨や石灰化の部分を強調して表示することができる。

この時に用いるＸ線投影データは、前処理及びビームハードニング補正したＸ線投影データを用いる。特にビームハードニング補正では、各Ｘ線管電圧において水等価でない物質の部分を水等価なＸ線透過経路長にすることにより、水以外の物質のＸ線管電圧依存性をより正しく評価することができる。

また、断層像空間においても、前処理及びビームハードニング補正が補正済であるとすると、画像再構成部３４は断層像空間でも、デュアルエネルギー断層像を作成することができる。
また、３６０度フルスキャンにおいても、１８０度＋ファン角のハーフスキャンにおいてもデータの並べ換えなしにＸ線投影データ空間におけるデュアルエネルギー撮影の画像再構成を行いたい場合は、第１Ｘ線検出器２４−１と第２Ｘ線検出器２４−２とのＸ線投影データの収集ビュー角度を合わせてＸ線データ収集を行う必要がある。この際に、デュアルエネルギー画像再構成部３５は、第１Ｘ線管２１−１及び第１Ｘ線検出器２４−１と第２Ｘ線管２１−２及び第２Ｘ線検出器２４−２とをｚ方向に適切な位置をずらすことで、同一ｚ軸座標において同一ビュー方向のＸ線投影データを収集することができる。
以上より、画像再構成部３４は断層像空間と、投影データ空間とにおいて造影剤等価画像、カルシウム等価画像を作成することができる。

以上のように、本実施形態のＸ線ＣＴ装置によれば、第１Ｘ線管２１−１及び第２Ｘ線管２１−２用のＸ線フィルタをそれぞれ独立に制御することができる。
そして、これらのフィルタ制御により出力するＸ線は、Ｘ線管電圧１４０ｋＶのＸ線スペクトル分布とＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線スペクトル分布との分離を大きくすることができる。すなわち物質のＸ線吸収係数の差を大きくすることができ、デュアルエネルギー像はよりＳ／Ｎを良くすることができる。

尚、本実施形態においては、２つのＸ線管を用いた例を示したが、例えば、図３Ａ（ａ）に示す３つのＸ線管２１と３つの多列Ｘ線検出器２４で構成する構造、図３Ａ（ｂ）に示す３つのＸ線管２１と３つのフラットパネルＸ線検出器に代表される二次元Ｘ線エリア検出器２４で構成する構造のもの、図３Ｂ（ｃ）に示す３つのＸ線管２１を持ち１つの第４世代の多列Ｘ線検出器２４で構成する構造のもの、又は図３Ｂ（ｄ）に示す４つのＸ線管２１を持つ４つの多列Ｘ線検出器２４で構成する構造のものなどにおいても同様に、各Ｘ線管２１においての各Ｘ線フィルタを独立に制御することができる。
また、図９（ａ−１）は、第１Ｘ線フィルタ３１−１を備えたＸ線管２１−１と第２Ｘ線フィルタ３１−２を備えた第２Ｘ線管２１−２とが、走査ガントリ２０の回転部１５上に回転方向へ１８０度ずらし、ｚ軸座標も少しずらして設置されている。第１多列Ｘ線検出器２４−１及び第２多列Ｘ線検出器２４−２も、互いに対向するように配置され回転する。なお、この時の対向するＸ線照射収集部のＸ線ファン角はチャネル方向に約６０度である。

また、図９（ａ−１）に示す配置では、ヘリカルスキャン時に図９（ｂ）に示すようにＸ線データ収集開始時とＸ線データ収集終了時のＸ線無駄被曝を避けるために、図９（ａ−２）又は（ａ−３）に示すように、２つのＸ線照射収集部の中心線がｚ方向に傾けられる。そして、Ｘ線ビームの一部がｘｙ平面に平行になっている。これはヘリカルスキャンにおいてＸ線の無駄被曝を避けるのに特に有効である。
（実施形態２）

図１１は、実施形態２にかかるＸ線ＣＴ装置１００の構成ブロック図である。尚、同図において、上述の実施形態１に係るＸ線ＣＴ装置１００と構成が同じ名称のものについては、共通の符号を用いることとする。尚、本実施形態において実施形態１と重複する部分については、その説明を省略する。
図１の構成ブロックと異なり、図１１に示す走査ガントリ２０は、Ｘ線管２１、コリメータ２３、ビーム形成Ｘ線フィルタ２８、多列Ｘ線検出器２４、及びデータ収集装置２５は１セットのみを具備している。但し、フィルタ制御部３８は、１つのＸ線管２１に対して、適正な第１Ｘ線フィルタ３１−１及び第２Ｘ線フィルタ３１−２を選択することができるようになっている。

次に、本実施形態のＸ線ＣＴ装置を用いたスキャンについて説明する。
図１１（ａ）、図１１（ｂ）は、Ｘ線管電圧１４０ｋＶとＸ線管電圧８０ｋＶとのＸ線データ収集の時間帯を示した図である。このようにＸ線管電圧１４０ｋＶとＸ線管電圧８０ｋＶとが照射するタイミングが分かれている場合には、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの時間帯にＸ線フィルタ３１をかけ、Ｘ線管電圧８０ｋＶの時間帯にＸ線フィルタ３１をかけないように制御することができる。

図１１（ａ）に示すように、体動を防ぐため、短時間で撮影する方法としては、１スキャン目のＸ線管電圧８０ｋＶの撮影時間ｔ１の撮影と、２スキャン目のＸ線管電圧１４０ｋＶの撮影時間ｔ２の撮影を続けて撮影する。この時のＸ線管電圧は、撮影時間ｔ１と撮影時間ｔ２との間に変化する。撮影は、フルスキャンＦ−Ｓｃａｎである３６０度スキャンでＸ線投影データ収集でも、ハーフスキャンＨ−Ｓｃａｎである１８０度＋ファン角分のＸ線投影データ収集でも良い。これらの撮影方法は、ｔ１、ｔ２の撮影時間の順を逆にしてもかまわない。

ハーフスキャンＨ−Ｓｃａｎは、Ｘ線ファンビームのファン角を６０度とすると、１８０度＋ファン角＝２４０度分、つまり２／３回転分のＸ線投影データを収集することになる。例えば、Ｘ線データ収集系の回転速度が０．３５秒／回転であれば、ハーフスキャンのデュアルエネルギー撮影時間は、０．３５×２／３×２＝０．４６秒、フルスキャンのデュアルエネルギー撮影時間は０．３５×２＝０．７秒となる。

次に、Ｘ線フィルタの制御について説明する。
上記のフルスキャン時においては、Ｘ線フィルタを切り換える時間がないため、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの低いＸ線エネルギーのＸ線スペクトルを低減させ、Ｘ線管電圧８０ｋＶのＸ線エネルギーをＳ／Ｎ不足にならない程度にフィルタするＸ線フィルタ４１を共通にかけても良い。

フルスキャンにおいて、Ｘ線管電圧を切り換える時間が撮影時間ｔ１，ｔ２に比べて無視できない場合は、図１１（ｂ）のように、撮影時間ｔ１，ｔ２の時間ΔｔであるＩＳＤ（Ｉｎｔｅｒ Ｓｃａｎ Ｄｅｌａｙ）の間でＸ線管電圧を上げさらに撮影開始位置を揃える。これは同一ビュー角度からＸ線投影データ収集を開始することができ、Ｘ線投影空間においてＸ線投影データを加重加算処理する場合に当該Ｘ線投影データに対応するビューを探すことが容易であるため、処理しやすい利点がある。この時の１スキャン目，Ｘ線オフしたＩＳＤ期間、２スキャン目を合わせたハーフスキャンの撮影時間Ｔは０．３５×２／３（１スキャン面のＸ線オン）＋０．３５×１／３（Ｘ線オフ）＋０．３５×２／３（２スキャン面のＸ線オン）＝０．５８秒となり、被検体の体動の可能性はかなり減る。

また、このようにＸ線データ収集中にＸ線オフのＩＳＤ期間がある場合には、図１２のようにＸ線フィルタ３１を最適なＸ線フィルタになるように切り換えるように、フィルタ制御部を制御することもできる。
図１２に示すように、被検体の断面積又はプロファイル面積が小さい場合には、Ｘ線管電圧１４０ｋＶにＸ線フィルタＦ１をかけ、Ｘ線管電圧８０ｋＶにＸ線フィルタＦ３をかける。また、被検体の断面積又はプロファイル面積が大きい場合には、Ｘ線管電圧１４０ｋＶにＸ線フィルタＦ２をかけ、Ｘ線管電圧８０ｋＶにＸ線フィルタをかけないようにする。

Ｘ線オフしたＩＳＤ期間がある場合のＸ線フィルタを使ったデュアルエネルギー撮影は下記のフローになる。

１つのＸ線照射吸収部においてはＸ線管電圧を切り換えに連動してＸ線フィルタの切り換えをするが、そのフローチャートは実施例１の図６の下記の部分を変更することでほぼ同様に処理することができる。

図６のステップＤ３においては選択したＸ線管電圧８０ｋＶ用のＸ線フィルタ３１を挿入しＸ線データ収集を行う。
図６のステップＤ４においては選択したＸ線管電圧１４０ｋＶ用のＸ線フィルタ３１を挿入しＸ線データ収集を行う。

このようにして、１つのＸ線照射吸収部においてもデュアルエネルギー撮影は、被検体の断面積又はプロファイル面積が大きい場合と小さい場合とで、最適なＸ線フィルタを選択して撮影し画像再構成することができる。

以上のように、本実施形態のＸ線ＣＴ装置１００によれば、Ｘ線管２１のＸ線管電圧によってＸ線フィルタを独立に制御することができる。
そして、これらのフィルタ制御により出力するＸ線は、Ｘ線管電圧１４０ｋＶのＸ線スペクトル分布とＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線スペクトル分布との分離を大きくすることができる。すなわち物質のＸ線吸収係数の差を大きくすることができ、デュアルエネルギー像はよりＳ／Ｎを良くすることができる。
（実施形態３）

本実施形態においては、実施形態２のＸ線ＣＴ装置１００を用いて、被検体のスカウト像に基づき被検体のｚ軸座標でのプロファイル面積などの幾何学的特徴量を求め、Ｘ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶとでの最適なＸ線フィルタを設定してデュアルエネルギー撮影を行う。

図１２に示すように、特徴特定部３７は被検体の９０度方向と１８０度方向の両方、もしくはどちらかの片方のみのスカウト像撮影を行うことで、そのスカウト像のＸ線投影データ、つまり各ｚ軸座標におけるスカウト像のプロファイルデータを得ることができる。

この特徴特定部３７は、図１４に示すように楕円率Ｏｖａｌ（ｚ）を求めることができる。これらのプロファイルデータは各ｚ軸座標の幾何学的特徴量であるプロファイル面積Ｐｒｆ（ｚ）、楕円率Ｏｖａｌ（ｚ）、すなわちプロファイル面積である被検体の大きさ、又は楕円率である偏平度を求めることができる。これらの幾何学的特徴量よりフィルタ制御部３８は各ｚ軸座標におけるＸ線管電圧８０ｋＶの最適なＸ線フィルタ３１、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの最適なＸ線フィルタ３１を定めることができる。

図１５は、Ｘ線ＣＴ装置２００において各ｚ軸座標のＸ線フィルタを最適化する処理のフローチャートを示す。

ステップＤ４１では、９０度方向、１８０度方向のスカウト像撮影を行う。スカウト像撮影は頭部においては９０度方向のみ、その他の部位においては０度又は９０度、もしくは１８０度又は９０度のいずれかの２方向のスカウト像撮影を行うのが通常である。
スカウト撮影は、被検体に対しては０度方向よりも１８０度方向から撮影を行った方が被検体の水晶体や乳房への被曝を少なくすることができ、より適している。

ステップＤ４２では、特徴特定部３７は、９０度方向、１８０度方向のスカウト像より被検体の各ｚ軸座標の幾何学的特徴量を求める。
ステップＤ４３では、特徴特定部３７は、デュアルエネルギーの撮影モードでの被検体の各ｚ軸座標の幾何学的特徴量からＸ線管電圧８０ｋＶにおける最適なＸ線フィルタ３１を表示する。
ステップＤ４４では、特徴特定部３７は、デュアルエネルギーの撮影モードでの被検体の各ｚ軸座標の幾何学的特徴量からＸ線管電圧１４０ｋＶにおける最適なＸ線フィルタを表示する。
ステップＤ４５では、操作者は、設定したＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線フィルタ３１が最適かを判断し、ＹＥＳであればステップＤ４９へ行き、ＮＯであればステップＤ４７へ行く。
ステップＤ４６では、操作者は、設定したＸ線管電圧１４０ｋＶのＸ線フィルタ３１が最適かを判断し、ＹＥＳであればステップＤ５０へ行き、ＮＯであればステップＤ４８へ行く。
ステップＤ４７では、操作者は、手動によりＸ線管電圧８０ｋＶの各ｚ軸座標のＸ線フィルタを修正し、ステップＤ４５へ戻る。
ステップＤ４８では、操作者は、手動によりＸ線管電圧１４０ｋＶの各ｚ軸座標のＸ線フィルタを修正し、ステップＤ４６へ戻る。
ステップＤ４９では、多列Ｘ線検出器２４は、Ｘ線管電圧８０ｋＶのＸ線データ収集を行う。ステップＤ４９の次は図６のステップＤ５へ続く。
ステップＤ５０では、多列Ｘ線検出器２４は、Ｘ線管電圧１４０ｋＶのＸ線データ収集を行う。ステップＤ５０の次は図６のステップＤ６へ続く。

尚、ステップＤ４２において、特徴特定部３７は被検体のスカウト像より各ｚ軸座標の幾何学的特徴量として図１３に示すように、プロファイル面積Ｓｘ（ｚ），Ｓｙ（ｚ）や楕円率Ｏｖａｌ（ｚ）を求めることができる。また、１方向のスカウト像、２方向のスカウト像からも同様によりプロファイル面積Ｓｘ（ｚ），Ｓｙ（ｚ）や楕円率Ｏｖａｌ（ｚ）を求めることができる。

プロファイル面積Ｓｘ（ｚ），Ｓｙ（ｚ）又は楕円率Ｏｖａｌ（ｚ）は、以下の（数式１５），（数式１６），（数式１７）より求めることができる。ただし、ＮはＸ線検出器のチャネル数とする。
．．．（数式１５）
．．．（数式１６）
．．．（数式１７）

２方向からプロファイル面積Ｓｘ（ｚ），Ｓｙ（ｚ）を求めた場合は、この２つのプロファイル面積Ｓｘ（ｚ），Ｓｙ（ｚ）の平均を求めて最終的なプロファイル面積としても良いし、又はどちらかの最大値もしくは最小値を選んで最終的なプロファイル面積としても良い。また、２方向からの楕円率Ｏｖａｌ（ｚ）は、同様に平均を求めて最終的な楕円率としても良いし、又はどちらかの最大値もしくは最小値を選んで最終的な楕円率としても良い。

ステップＤ４３、ステップＤ４４において、特徴特定部３７はデュアルエネルギー撮影モードを選択した時に、被検体のスカウト像より各ｚ軸座標の幾何学的特徴量としてプロファイル面積及び楕円率を求める。この時の選択するＸ線フィルタは、図１６に示すように、あらかじめ設定した幾何学的特徴量から用いるべき最適なＸ線フィルタを求めるテーブルにより最適なＸ線フィルタ３１を決める。

例えば、図１６においてプロファイル面積値がＳ１で楕円率がＯｖａｌ１である場合は、幾何学的特徴量の組み合わせより、最適なＸ線フィルタ３１としてＸ線管電圧１４０ｋＶにはＸ線フィルタＦ３をＸ線管電圧８０ｋＶにはＸ線フィルタ無しを決定する。

このようにして、フィルタ制御部３８は被検体の各ｚ軸座標での幾何学的特徴量であるプロファイル面積Ｓｘ（ｚ），Ｓｙ（ｚ）及び楕円率Ｏｖａｌ（ｚ）を用いて、最適なＸ線フィルタ３１を決定する。

なお、本実施例においては幾何学的特徴量としてプロファイル面積と楕円率しか用いていないが、スカウト像上で閾値処理により骨を抽出して骨の位置や骨の大きさに関連する幾何学的特徴量を用いて最適なＸ線フィルタ３１を求めるテーブルを用いてＸ線フィルタ３１を決定しても良い。

また、上記における最適なＸ線フィルタ３１を求めるテーブルには撮影条件の変数が入っていないが、Ｘ線管電流値など最適なＸ線フィルタ３１を決定するのに影響する撮影条件の変数を入れても良い。またそのテーブルには、最適なＸ線フィルタ３１を決定するのに抽出したい物質として、造影剤や骨などの物質もＸ線管電圧ごとのＸ線吸収係数が変化するため、最適なＸ線フィルタ３１を決定するのに影響する変数として加えても良い。

ステップＤ４９，ステップＤ５０においては、撮影条件と最適なＸ線フィルタ４１により、Ｘ線管電圧８０ｋＶ及びＸ線管電圧１４０ｋＶでの撮影を行う。
なお、あるｚ軸座標での撮影が終わると次のｚ軸座標での撮影のために撮影テーブル１０のクレードル１２をｚ方向に動かすようなスキャンを実施する場合は、フィルタ制御部３８はこのｚ方向の移動時間中にＸ線フィルタ４１を変えることができる。このため、Ｘ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶの撮影の間にＸ線オフの時間Δｔがある場合は、Ｘ線管電圧８０ｋＶの最適なＸ線フィルタとＸ線管電圧１４０ｋＶの最適なＸ線フィルタを交互に切り換えながら、さらにｚ軸座標ごとに各最適フィルタを変えながら撮影を行うことができる。

これ以降の画像再構成部分は、実施形態１において説明した図６のステップＤ５からステップＤ１０と同様に処理することができる。

このように、本実施形態においては、特徴特定部３７は各々の被検体のｚ軸座標で被検体のプロファイル面積などの幾何学的特徴量を求める。そして、フィルタ制御部３８は、各々のｚ軸座標においてＸ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶの最適なＸ線フィルタ３１を設定することができる。

尚、本実施形態においてヘリカルスキャンを行う場合は、Ｘ線フィルタ３１を切り換える時間が少ない。このため、フィルタ制御部３８はＸ線管電圧１４０ｋＶの低いＸ線エネルギーのＸ線スペクトルを低減させることで、より実効Ｘ線エネルギーを高くシフトさせ、しかもＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線エネルギーをＳ／Ｎ不足にならないＸ線フィルタ３１を選択する。

つまり、図１５のステップＤ４２において、特徴特定部３７は被検体の各ｚ軸座標の幾何学的特徴量であるプロファイル面積、楕円率などを決めて、Ｘ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶとでの共通の最適のＸ線フィルタを求めるテーブルから、最適のＸ線フィルタを求める。

また、図１５のステップＤ４９，ステップＤ５０においてはＸ線フィルタ３１をＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線データ収集とＸ線管電圧１４０ｋＶのＸ線データ収集において切り換えることなく１つのＸ線フィルタ３１でＸ線データ収集を行う。

このように、図１５の処理のフローを一部変更することで、Ｘ線フィルタの切り換え時間がない場合に、各ｚ軸座標においてＸ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶとの最適な共通のＸ線フィルタを設定することができる。これにより、Ｓ／Ｎが良く、コントラストの良いデュアルエネルギー撮影の断層像が得ることができる。
尚、本実施形態においては、実施形態２のＸ線ＣＴ装置１００を用いたが、実施形態１のＸ線ＣＴ装置１００等、他のＸ線ＣＴ装置を用いてもよい。
（実施形態４）
本実施形態においては、ビューごと又は複数ビューごとにＸ線管電圧を切り替える機能を有するＸ線ＣＴ装置の例について説明する。
１つのＸ線管２１で、図１７（ａ）、図１７（ｂ）のように、ミリ秒単位の高速でビューごと又は数ビューごとにＸ線管電圧１４０ｋＶとＸ線管電圧８０ｋＶとを切り換える場合は、機械的にＸ線フィルタ３１を切り換えることが容易ではない。

図１７（ａ）で示すような撮影方法は、奇数ビューでＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線投影データを収集し、偶数ビューでＸ線管電圧１４０ｋＶのＸ線投影データを収集する。又は、図１７（ｂ）で示すような撮影方法は、複数の連続したビューごとにＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線投影データ収集と、Ｘ線管電圧１４０ｋＶのＸ線投影データ収集を交互に繰り返す。

このような場合も、フィルタ制御部３８はＸ線管電圧１４０ｋＶの低いＸ線エネルギーのＸ線スペクトルを低減させることで、より実効Ｘ線エネルギーを高くシフトさせ、しかもＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線エネルギーをＳ／Ｎ不足にならない程度にＸ線をフィルタするＸ線フィルタ３１を選択する。
（実施形態５）

本実施形態においては、Ｘ線焦点が２つあるＸ線管２１を有するＸ線ＣＴ装置の例を示す。即ち、例えば、１つのＸ線焦点がＸ線管電圧８０ｋＶで出力し、もう１つのＸ線焦点がＸ線管電圧１４０ｋＶを出力する。

図１８Ａ（ａ）の回転陽極型のＸ線管２１では、軸１２９で回転する回転陽極１２７の回転方向に並んだ２つのフィラメント１２１−１、１２１−２より電子ビームを出力する。その電子ビームは２つの第１Ｘ線焦点１３１，第２Ｘ線焦点１３３で回転陽極１２７に当たりＸ線を出力する。グリッド１２２−１、１２２−２で電子ビームを制御することにより、どちらかの一方の電子ビームからのみ電子ビームを出力し、Ｘ線を出力することができる。

図１８Ｂ（ｂ）においては、固定陽極型のＸ線管２１において透過型の陽極を持つＸ線管で２つの独立したフィラメント１２１から電子ビームを各々独立に出力するように制御することで、陽極１２５に当たりＸ線を発生させる。

このＸ線管は通常どちらか１つのフィラメント１２１から電子ビームが出力するように制御する。Ｘ線は薄い陽極を透過してＸ線管２１の外に出力するため、陽極１２５の裏側にＸ線フィルタ３１を配置しておくことにより、各々のＸ線焦点からのＸ線は最適なＸ線フィルタ３１を透過して最適なＸ線スペクトルのＸ線ビームとして出力する。第１Ｘ線焦点１３１及び第２Ｘ線焦点１３３はそれぞれのフィラメント１２１からの電子ビームを用いてＸ線を発生させることができる。各々のフィラメント１２１は交互に点灯することもできる。フィラメント点灯の時間遅れが問題になる時はフィラメント１２１に電子ビームを遮断するグリッドを設けて各々のフィラメント１２１のグリッドを制御してフィラメント１２１からの電子ビームを交互に切換えられるようにしても良い。

図１８Ｂ（ｃ）に示す１つのフィラメント１２１のＸ線管２１では、回転陽極１２７の回転方向にフィラメント１２１から出力する電子ビームを磁場又は電場１３５により偏向制御を行うことができる。これによりＸ線は電子ビームを回転陽極１２７の回転方向に振ることで、第１Ｘ線焦点１３１と第２Ｘ線焦点１３３とでＸ線を出力することができる。

以上の２つの焦点を持つＸ線管２１は、１ビューごと、又は数ビューごとにＸ線管電圧切り換えて出力する。例えば、第１Ｘ線焦点１３１はＸ線管電圧１４０ｋＶで第１フィラメント１２１からに電子ビームを出力しＸ線を出力する。第２Ｘ線焦点１３３はＸ線管電圧８０ｋＶで第２フィラメント１２１からに電子ビームを出力しＸ線を出力する。

このように、Ｘ線管２１から出力するＸ線はそれぞれ違う位置となるため、それぞれ違うＸ線フィルタ３１を通すことができる。この時の第１Ｘ線フィルタ及び第２Ｘ線フィルタはＸ線管電圧１４０ｋＶにおいて高いエネルギーに実効エネルギーをシフトさせ、Ｘ線管電圧８０ｋＶにおいて低いＸ線エネルギーの成分の強度を強いままでＳ／Ｎを劣化させないように選択する。

図１８Ａ（ａ）、図１８Ｂ（ｂ）のように、１つのＸ線管の中に２つのＸ線焦点が存在し、第１Ｘ線焦点１３１及び第２Ｘ線焦点１３３に異なる第１Ｘ線フィルタ３１−１及び第２Ｘ線フィルタ３１−２をかけることで、Ｘ線管電圧とＸ線フィルタとを高速に切り換えることができる。また、このＸ線管２１の構成は片方のＸ線焦点にＸ線フィルタ３１をかけ、もう片方のＸ線焦点にＸ線フィルタをかけないようにすることもできる。なお、第１Ｘ線フィルタ３１−１，第２Ｘ線フィルタ３１−２はＸ線管２１の内部又はＸ線管２１の表面あたりに配置するほうが良い。

この場合の画像再構成部３４は、通常１回転でＮビューのＸ線データ収集を行うとすると、それぞれＮ／２ビューのＸ線投影データで断層像を画像再構成することとなる。このため、撮影視野を大きくする必要のある肺野部、腹部においては撮影視野の周辺部においてエリアジング・アーチファクト（ａｌｉａｓｉｎｇ ａｒｔｉｆａｃｔ）の発生する可能性がある。この場合はビュー方向の補間処理又は加重加算処理で補えば良い。

図１９は、このようなＸ線管２１を用いた１ビューごと又は数ビューごとにＸ線管電圧１４０ｋＶとＸ線管電圧８０ｋＶとを切り換えながらコンベンショナルスキャン又はヘリカルスキャンによるデュアルエネルギー撮影を行うフローチャートを示す。
ステップＤ６１では、スカウト像の撮影を行う。
ステップＤ６２では、操作者は、デュアルエネルギー撮影の撮影モードを選択した後に、強調したい物質を骨であるカルシウム、造影剤であるヨウ素などを選択する。これによって、フィルタ制御部３８は、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの第１Ｘ線焦点１３１に対して、最適な第１Ｘ線フィルタ３１−１を選択し、Ｘ線管電圧８０ｋＶの第２Ｘ線焦点１３３に対して、最適な第２Ｘ線フィルタ３１−２を選択する。被検体の外観やスカウト像の結果から、被検体が小さいと判断した場合には、フィルタ制御部３８は、Ｘ線管電圧１４０ｋＶの実効Ｘ線エネルギーを高いＸ線エネルギー側にシフトさせる別のＸ線フィルタ３１をさらに設定する。

ステップＤ６３では、１ビューおき、又は数ビューおきにＸ線管電圧１４０ｋＶとＸ線管電圧８０ｋＶを切り換えながらＸ線データ収集を行う。
ステップＤ６４では、Ｘ線管電圧８０ｋＶのＸ線投影データを集め、抜けたビューのＸ線投影データを補間処理又は加重加算処理して補う。
ステップＤ６５では、Ｘ線管電圧１４０ｋＶのＸ線投影データを集め、抜けたビューのＸ線投影データを補間処理又は加重加算処理して補う。
ステップＤ６４の次は図６のステップＤ５へ続く。
ステップＤ６５の次は図６のステップＤ６へ続く。

なお、ステップＤ６４，ステップＤ６５においては、図２０に示すようにＸ線管電圧８０ｋＶのＸ線投影データのみを抽出したＸ線投影データ、及びＸ線管電圧１４０ｋＶのＸ線投影データのみを抽出したＸ線投影データを求める。
画像再構成部３４は各Ｘ線管電圧のＸ線投影データにおいて抜けているＸ線投影データを補間処理又は加重加算処理し、全ビューのＸ線投影データを求める。

２つのＸ線焦点により撮影ではＸ線管電圧８０ｋＶとＸ線管電圧１４０ｋＶの第１Ｘ線焦点１２１，第２Ｘ線焦点１３３の位置が回転陽極１２７の回転方向に少しずれている。このため、画像再構成部３４は、Ｘ線焦点位置のずれを考慮して三次元逆投影処理を行うようにする。

以上のようにして、実施形態４は、Ｘ線焦点を２つ有する１つのＸ線管２１において、各Ｘ線焦点でＸ線管電圧を切り換え、最適なＸ線フィルタを用いることができる。

なお、本発明は、上記実施形態に限定されるものではない。
上述の実施形態においては、低いＸ線管電圧として８０ｋＶを用い、高いＸ線管電圧として１４０ｋＶを用いているが他のＸ線管電圧でもかまわない。
また、２つのＸ線管を用いた場合の２つのＸ線管のずれ角を９０度、又は１８０度
として説明したが、例えば１２０度、６０度などのずれ角でも同様の効果を出すことができる。

上述の実施形態としては、強調したい物質として骨又は造影剤、カルシウム又はヨウ素を用いているが、脂肪などの物質でも同様の効果を出せる。

上述の実施形態においては、撮影テーブル１０のクレードル１２をｚ方向に動かすことにより、ヘリカルスキャン又はコンベンショナルスキャンを実現している。しかし、走査ガントリ２０又は走査ガントリ２０内の回転部１５を撮影テーブル１０のクレードル１２に対して動かすことによっても、相対的に同様な効果を得ることができる。
また、上記実施形態において、各列ごとに係数の異なった列方向（ｚ方向）フィルタの係数を各チャネルの前処理された、またはビームハードニング補正されたＸ線投影データの列方向に重畳することにより、画質のばらつきを調整することによって、各列において均一なスライス厚とし、よりアーチファクトを抑制し、よりノイズが低減された画質を得ることができる。

本実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置１００の構成ブロック図である。 （ａ）２つのＸ線データ収集系の第３世代Ｘ線データ収集系を示す図である。 （ｂ）Ｘ線管が２つで多列Ｘ線検出器２４が１つの第３世代Ｘ線データ収集系を示す図である。 （ｃ）２つのＸ線管球による第４世代Ｘ線データ収集系での各チャネルのＸ線検出器ファンの位置関係を示す図である。 （ａ）３つのＸ線データ収集系の第３世代Ｘ線データ収集系を示す図である。 （ｂ）平面検出器を用いた３つのＸ線データ収集系の第３世代Ｘ線データ収集系を示す図である。 （ｃ）３つのＸ線管球による第４世代Ｘ線データ収集系での各チャネルのＸ線検出器ファンの位置関係を示す図である。 （ｄ）４管球４検出器の第３世代Ｘ線データ収集系を示す図である。 （ａ）各Ｘ線管電圧のＸ線スペクトル分布を示す図である。 （ｂ）Ｘ線フィルタ３１をかけた後のＸ線スペクトル分布を示す図である。 （ａ）大きな断面積の部位での被検体における抽出したい物質のＸ線吸収係数の変化を示す図である。 （ｂ）小さな断面積の部位で薄いＸ線フィルタＦ１をかけた場合の被検体における抽出したい物質のＸ線吸収係数の変化を示す図である。 Ｘ線フィルタを各Ｘ線管電圧で最適化した画像空間による画像再構成処理のデュアルエネルギー撮影のフローチャートを示す図である。 デュアルエネルギー比による各物質の分類を示す図である。 投影データ空間におけるＸ線吸収係数でのＸ線管電圧依存情報の断層像の求め方を示す。 （ａ−１）〜（ａ−３）２管球２検出器の第３世代Ｘ線データ収集系を示す図である。（ｂ）ヘリカルスキャンのＸ線データ収集開始時とＸ線データ収集終了時のＸ線無駄被爆を示す図である。 別のＸ線ＣＴ装置１００の構成ブロック図である。 （ａ）連続したスキャンでＸ線管電圧を切り換える場合を示す図である。 （ｂ）連続したスキャンでＸ線管電圧を切り換える場合（Ｘ線管電圧切り換えのＸ線オフありの場合）を示す図である。 Ｘ線管が１つの場合のＸ線データ収集とＸ線フィルタ切り換えのタイミングを示す図である。 各ｚ方向座標位置における被検体の幾何学的特徴量の変化を示す図である。 各ｚ方向座標位置の各方向におけるスカウト像のプロファイルからの楕円率の求め方を示す図である。 被検体のスカウト像より各ｚ方向座標位置のＸ線フィルタを最適化するフローチャートである。 幾何学的特徴量からフィルタを求めるテーブルを示す図である。 （ａ）ビューごとにＸ線管電圧を切り換える場合を示す図である。 （ｂ）数ビューごとにＸ線管電圧を切り換える場合を示す図である。 （ａ）２つのフィラメントで２つのＸ線焦点がある回転陽極を示す図である。 （ｂ）２つのフィラメントで２つのＸ線焦点がある固定陽極を示す図である。 （ｃ）１つのフィラメントで磁場又は電場で振る場合の２焦点の回転陽極を示す図である。 Ｘ線管のＸ線焦点を切り換えながら行う画像空間におけるデュアルエネルギー撮影の処理のフローチャートである。 Ｘ線管電圧８０ｋＶのＸ線投影データとＸ線管電圧１４０ｋＶのＸ線投影データの抽出及びその補間処理又は加重加算処理を示す図である。

符号の説明

１ …… 操作コンソール
２ …… 入力装置
３ …… 中央処理装置
５ …… データ収集バッファ
６ …… モニタ
７ …… 記憶装置
１０ …… 撮影テーブル
１２ …… クレードル
１５ …… 回転部
２０ …… 走査ガントリ
２１−１，２１−２ …… Ｘ線管
２２ …… Ｘ線制御部
２３−１，２３−２ …… コリメータ
２４−１，２４−２ …… 多列Ｘ線検出器
２５−１，２５−２ …… データ収集装置（ＤＡＳ）
２６ …… 回転制御部
２８ …… ビーム形成フィルタ
２９ …… ガントリ制御部
３１ …… Ｘ線フィルタ
３３ …… 前処理部
３４ …… 画像再構成部
３５ …… デュアルエネルギー像再構成部
３７ …… 特徴特定部
３８ …… フィルタ制御部

Claims (10)

1. 第１エネルギースペクトルを有する第１Ｘ線と、前記第１エネルギースペクトルとは異なる第２エネルギースペクトルを有する第２Ｘ線とを被検体に照射するＸ線照射部と、
   前記第１Ｘ線及び前記第２Ｘ線それぞれ独立に前記被検体と前記Ｘ線照射部との間に配置するＸ線フィルタの適用を制御するフィルタ制御部と、前記被検体の前記第１Ｘ線による第１Ｘ線投影データ及び前記第２Ｘ線による第２Ｘ線投影データをそれぞれ収集するＸ線データ収集部と、
   を備えることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
2. 前記Ｘ線照射部は、前記第１Ｘ線を発生する第１Ｘ線発生装置と、前記第２Ｘ線を発生する前記第１Ｘ線発生装置とは異なる第２Ｘ線発生装置とを有することを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
3. 前記Ｘ線照射部は、一つのＸ線発生装置に前記第１Ｘ線を発生する第１焦点と、前記第２Ｘ線を発生する前記第１焦点とは異なる第２焦点とを有することを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
4. 前記Ｘ線照射部は、一つのＸ線発生装置で交互に前記第１Ｘ線と前記第２Ｘ線とを照射し、
   前記フィルタ制御部は、前記第１Ｘ線と前記第２Ｘ線との切り換え時に、前記Ｘ線フィルタを切り換えることを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
5. 前記被検体の幾何学的特徴量を特定する特徴特定部をさらに備え、
   前記フィルタ制御部は、前記幾何学的特徴量に基づいて前記Ｘ線フィルタの適用を制御することを特徴とする請求項１ないし請求項４のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
6. 前記Ｘ線フィルタは、前記幾何学的特徴量に基づいて、前記第１Ｘ線又は前記第２Ｘ線の線質を制御することを特徴とする請求項５に記載のＸ線ＣＴ装置。
7. 前記フィルタ制御部は、前記第１Ｘ線と前記第２Ｘ線とによる前記被検体の物質のＸ線吸収係数の差を大きくするように、前記Ｘ線フィルタを制御することを特徴とする請求項１ないし請求項６のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
8. 前記フィルタ制御部は、前記被検体の物質に係る第１Ｘ線投影データ及び第２Ｘ線投影データの出力の差に基づき、前記Ｘ線フィルタを制御することを特徴とする請求項１ないし請求項７のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。
9. 前記フィルタ制御部によるＸ線フィルタを制御を、前記幾何学的特徴量が所定量よりも小さい場合において行うことを特徴とする請求項７又は請求項８に記載のＸ線ＣＴ装置。
10. 前記第１エネルギー投影データと前記第２エネルギー投影データに基づいて、Ｘ線吸収係数のＸ線管電圧依存情報を表す断層像を画像再構成するデュアルエネルギー画像再構成部を備えることを特徴とする請求項１ないし請求項７のいずれか一項に記載のＸ線ＣＴ装置。