JP4597299B2 - Ｘ線ビーム量検出方法及びｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明はＸ線ビーム量検出方法及びＸ線ＣＴ(Computed Tomography) 装置に関し、更に詳しくは、Ｘ線管から照射され、被検体を透過したＸ線ビームを対向する検出器で検出し、その出力を積分及びＡ／Ｄ変換してＸ線ビーム量検出データ（投影データ）を得るＸ線ビーム量検出方法及びＸ線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
一般に、Ｘ線ＣＴ装置の撮像条件（Ｘ線管の管電圧ｋＶ、管電流ｍＡ、被検体の体軸方向における検出幅Ｔhic 及び被検体へのＸ線照射時間Ｓec等）は、被検体の体格や医療に基づく撮像目的等により大きく異なっており、いかなる撮像条件下でも適正なＸ線ＣＴ画像が得られることが望まれる。
【０００３】
【従来の技術】
図１０は従来のＸ線ＣＴ装置の主要部構成を示す図で、主にデータ収集システム（ＤＡＳ）の構成を示している。図において、４０はＸ線管、５０はＸ線の曝射範囲（ファン方向及びスライス厚方向）を制限するコリメータ、１００は被検体、２０は被検体１００を載置し、体軸方向に移動する撮影テーブル、７０は多数（例えばｎ＝１０００）のＸ線検出器が円弧状の例えば１列に配列されているＸ線検出器アレイ、ＸＤ１〜ＸＤｎはシンチレータとフォトダイオードとからなるＸ線検出器、８１₁ 〜８１_n はＸ線ビーム量を検出する積分器、Ａ１〜Ａｎはアンプ、ＳＨ１〜ＳＨｎはサンプルホールド回路、８２は信号マルチプレクサ（ＭＰＸ）、８３はＡ／Ｄ変換器（Ａ／Ｄ）、１５はデータ収集バッファ、１１はＸ線ＣＴ装置の主制御・処理（スキャン制御，ＣＴ画像再構築処理等）を行う中央処理装置、１１ａはそのＣＰＵ、１１ｂはＣＰＵが実行する制御プログラム等を記憶している主メモリ（ＭＥＭ）、１４はＣＰＵ１１ａの制御インタフェース、８４はＸ線データ検出・収集制御に係る各種タイミング信号を発生するタイミング発生部（ＴＧ）である。
【０００４】
動作の概要を述べると、Ｘ線管４０から曝射され、かつコリメータ５０で制限されたファンビームは被検体１００を介してＸ線検出器アレイ７０に一斉に入射する。今、Ｘ線ビームＸＢ１の信号処理に着目すると、Ｘ線検出器ＸＤ１はＸ線ビームＸＢ１の強度に応じた電流信号ＩＢ１を出力し、積分器８１₁ は入力の電流信号ＩＢ１を一定の時定数（容量Ｃ）で積分する。
【０００５】
ここで、この積分動作を一般的な式で記述すると、積分器の出力電圧Ｖｏと入力電流Ｉｉとの間には（１）式、
【０００６】
【数１】

【０００７】
の関係がある。これは積分器の入力（信号源）を電流源とした場合であり、（１）式によれば積分器の出力電圧Ｖｏは入力電流Ｉｉを（１／Ｃ）の比で積分する関係にある。そこで、本明細書ではこの容量Ｃのことを積分の時定数とも呼ぶ。また、この場合の抵抗Ｒは抵抗値の比較的小さい所謂回路の保護抵抗であり、積分動作（時定数）には寄与しないものとする。
【０００８】
更に、アンプＡ１は積分器８１₁ の出力を増幅し、サンプルホールド回路ＳＨ１はアンプＡ１の出力を所定のタイミングでサンプルホールドする。他のＸ線ビームＸＢ２〜ＸＢｎの各信号処理についても同様である。そして、信号マルチプレクサ８２はサンプルホールド回路ＳＨ１〜ＳＨｎの各サンプル出力を高速でスキャンし、Ａ／Ｄ変換器８３は信号マルチプレクサ８２の各出力を高速でＡ／Ｄ変換する。こうして得られた一連の主信号データ（Ｘ線ビーム量検出データ）はデータ収集バッファ１５に蓄積され、ＣＰＵ１１ａにより処理される。
【０００９】
なお、積分器８１₁ 〜８１_n において、ブロック「ＲＥＳＥＴ」は容量（コンデンサ）Ｃのリセット回路であり、タイミング発生部８４のリセット信号ＲＳが付勢されると、アナログスイッチＳ５が閉成され、容量Ｃの電荷Ｑがリセット回路を介して放電される。またブロック「ＡＵＴＯ ＺＥＲＯ」はオペアンプＯＡの入力オフセット電圧キャリブレーション回路であり、タイミング発生部８４のキャリブレーション信号ＣＡＬが付勢されると、アナログスイッチＳ６，Ｓ７が図示の反対側に切替えられ、その時のオペアンプＯＡの出力電圧が０Ｖとなる様にキャリブレーション回路のバイアス状態が更新される。
【００１０】
ところで、上記では積分器８１₁ がＸ線検出器ＸＤ１の検出電流出力ＩＢ１を直接積分して対応する積分電圧信号Ｖ１を生成する場合を述べたが、これに限らない。Ｘ線ＣＴ装置によっては、図の矢印で挿入する如く、Ｘ線検出器ＸＤ１の検出電流出力ＩＢ１を一旦プリアンプＰＡ１により電圧信号ＶＢ１に変換（対数変換を含む）して後、積分器８１₁ に入力する方式のものが存在する。
【００１１】
この場合の積分器８１₁ （オペアンプＯＡ１）の入力回路では、常に、
ＩＢ１＝ＶＢ１／Ｒ
の関係が成り立つ、即ち、これを一般的に言うと、積分器８１₁ の入力電流Ｉｉと入力電圧Ｖｉとの間には、常に、
Ｉｉ＝Ｖｉ／Ｒ
の関係が成り立つため、これを上記電流積分の（１）式に代入すると、積分器の出力電圧Ｖｏと入力電流Ｉｉとの間には（２）式、
【００１２】
【数２】

【００１３】
の関係がある。これは積分器の入力（信号源）を電圧源とした場合であり、（２）式によれば積分器の出力電圧Ｖｏは入力電圧Ｖｉを（１／Ｃ・Ｒ）の比で積分する関係にある。そこで、本明細書ではこの容量Ｃと抵抗Ｒとの積（Ｃ・Ｒ）を積分の時定数とも呼ぶ。この場合の抵抗Ｒは積分動作（時定数）に寄与するものであることは明らかである。なお、以下の説明では上記（１）式の電流積分に対応する構成を中心に述べるが、必要に応じて上記（２）式の電圧積分に対応する構成についても言及する。
【００１４】
従来は、係る構成により被検体１００のＸ線ＣＴ撮像を行うが、上記の如く、一般にＸ線ＣＴ装置の撮像条件は被検体の体格や医療に基づく撮像目的等により大きく異なっており、これに応じてＸ線ＣＴ装置の撮像パラメータ（Ｘ線管の管電圧ｋＶ，管電流ｍＡ，被検体の体軸方向における検出幅Ｔhic 及び被検体へのＸ線照射時間Ｓec等）を広範囲に設定変更することが行われる。
【００１５】
【発明が解決しようとする課題】
しかるに、係る状況の下で、従来のＤＡＳゲイン（即ち、積分器８１の時定数Ｃに相当）は撮像条件によらず一定のものに固定されていた為、撮像条件（管電圧ｋＶ，管電流ｍＡ等）の大きさによっては、アンプＡ（即ち、サンプルホールド回路ＳＨ）の出力電圧がＡ／Ｄ変換器８３の変換上限値ＬＩＭに対してオーバレンジとなっていまい、それらの収集データによってＣＴ画像を再構成すると、ストリークアーチファクトや一部が黒く落ち込むアーチとなっていた。
【００１６】
以下、従来の積分器８１の動作特性を具体的に説明する。なお、以下の説明では積分器８１の積分出力ＶとＡ／Ｄ変換器８３の変換出力上限値ＬＩＭとの関係が問題となるため、説明の簡単の為に、アンプＡの利得は１であるとして説明を行う。即ち、以下の説明では積分器８１の積分出力Ｖ＝Ａ／Ｄ変換器８３の入力である。
【００１７】
図１１は従来の積分器の動作特性を説明する図で、図１１（Ａ）は単位積分時間ｔ２につき、大きさの異なる電流（ｉ１＜ｉ２＜ｉ３）が入力した時の積分出力電圧（ｖ１＜ｖ２＜ｖ３）の関係を示している。ここで、ＬＩＭはＡ／Ｄ変換出力の上限値である。従来のＤＡＳゲイン（積分器８１の時定数Ｃに相当）は、入力電流ＩＢの大きさが例えばｉ２の時にその積分出力ｖ２が上限値ＬＩＭと等しくなる様に固定されていた。このため、もしｉ２よりも大きい例えばｉ３が入力すると、その積分出力電圧ｖ３は図示の如く上限値ＬＩＭをオーバしてしまい、そのＡ／Ｄ変換出力は上限値ＬＩＭにクランプされていた。
【００１８】
図１１（Ｂ）は１ビュー分の主信号データ（プロファイル）を示しており、横軸はＸ線検出器ＸＤ１〜ＸＤｎ（即ち、検出チャネルＣＨ１〜ＣＨｎ）に対応している。図において、入力電流がｉ２を超えない検出チャネルでは夫々に適正なＡ／Ｄ変換出力が得られるが、入力電流がｉ２を超える検出チャネルではそのＡ／Ｄ変換出力が上限値ＬＩＭにクランプされてしまうため、この様な主信号データはアーチファクトの原因となっていた。
【００１９】
本発明は上記従来技術の問題点に鑑みなされたもので、その目的とする所は、常に最適レンジの撮像データが容易に得られるＸ線ビーム量検出方法及びＸ線ＣＴ装置を提供することにある。
【００２０】
【課題を解決するための手段】
上記の課題は例えば図１の構成により解決される。即ち、本発明（１）のＸ線ビーム量検出方法は、所定の撮像パラメータの下、Ｘ線管４０から被検体１００に対してＸ線ビームを照射し、被検体１００を透過したＸ線ビームを検出し、その検出出力を積分器８１₁ 〜８１_n で積分してＸ線ビーム量検出電圧を生成し、その出力をＡ／Ｄ変換器８３でＡ／Ｄ変換してＸ線ビーム量検出データを得るＸ線ビーム量検出方法において、撮像パラメータであるＸ線管４０の管電圧ｋＶ、管電流ｍＡ、被検体１００の体軸方向における検出幅Ｔhic 及び被検体１００へのＸ線照射時間Ｓecの内の何れか１又は２以上の撮像パラメータに応じて積分器８１₁ 〜８１_n の時定数を変更するものである。
【００２１】
本発明（１）によれば、Ｘ線ＣＴ撮像時の撮像パラメータに応じて積分器８１₁ 〜８１_n の時定数を変更可能とする構成により、被検体の体格や医療に基づく撮像目的等によりＸ線ＣＴ撮像時の撮像パラメータが広範囲に設定変更されても、Ａ／Ｄ変換器８３に対してオーバレンジとならない様な常に最適レンジのＸ線ビーム量検出電圧を生成可能となる。
【００２２】
なお、上記積分器８１₁ 〜８１_n は被検体１００を透過したＸ線ビームの検出出力を積分してＸ線ビーム量検出電圧を生成するが、このＸ線ビームの検出出力には、Ｘ線ビームの検出電流及びＸ線ビームの検出電圧が含まれる。
【００２３】
好ましくは本発明（２）においては、上記本発明（１）において、Ａ／Ｄ変換器８３の変換上限値をＶ_LIM とする場合に、予め第１の撮像パラメータをＸ線管４０の管電圧ｋＶ_s 、管電流ｍＡ_s 、被検体１００の体軸方向における検出幅Ｔhic _s 及び被検体１００へのＸ線照射時間Ｓec_s とする第１の撮像により被検体１００の所望撮像領域についてのＸ線ビーム量検出データを収集し、かつ後に第２の撮像パラメータをＸ線管４０の管電圧ｋＶ_a 、管電流ｍＡ_a 、被検体１００の体軸方向における検出幅Ｔhic _a 及び被検体１００へのＸ線照射時間Ｓec_a とする第２の撮像を行うに際しては、前記第１，第２の撮像パラメータの比Ｒatioを該両撮像パラメータの内の何れか１又は２以上の対応項目値の比又は各比の積により求め、該第２の撮像で検出されるべきＸ線ビーム量検出電圧が前記上限値Ｖ_LIM を超えないための積分器８１₁ 〜８１_n の時定数を前記求めた比Ｒatioを基に決定するものである。
【００２４】
本発明（２）によれば、予め第１の撮像で採用した第１の撮像パラメータと後の第２の撮像時に設定する第２の撮像パラメータとの間の何れか１又は２以上の対応項目値の比（例えばｍＡ_a ／ｍＡ_s 等）又は各比の積｛例えば（ｍＡ_a ／ｍＡ_s ）×（Ｔhic _a ／Ｔhic _s ）×…等｝を求め、得られた比Ｒatioを基に第２の撮像時における積分器８１₁ 〜８１_n の時定数を決定する構成により、第２の撮像時における第２の撮像パラメータがどの様に大きく設定変更されていても、第２の撮像で検出されるべきＸ線ビーム量検出電圧がＡ／Ｄ変換器８３に対してオーバレンジしないばかりか、積分器８１₁ 〜８１_n のＸ線ビーム量検出電圧をＡ／Ｄ変換出力の上限値Ｖ_LIM を下回る線形のフルレンジで動作させることが可能となり、よって常に最適レンジ（最適分解能）の撮像データ（Ｘ線ビーム量検出データ）を取得可能となる。
【００２５】
また好ましくは、本発明（３）においては、上記本発明（２）において、時定数は、第１，第２の撮像パラメータの比Ｒatioと、第１の撮像で収集したＸ線ビーム量検出データの内の最大値Ｖ_MAX 及び又は最小値Ｖ_MIN とに基づいて決定するものである。
【００２６】
本発明（３）によれば、時定数の決定に際しては、第１，第２の撮像パラメータの比Ｒatioを基準とすることに加え、第１の撮像で収集したＸ線ビーム量検出データの内の最大値Ｖ_MAX 及び又は最小値Ｖ_MIN を更に考慮に入れることにより、第１の撮像で収集したＸ線ビーム量検出データを有効に活用できると共に、第２の撮像時における時定数のよりきめ細かい設定が可能となる。
【００２７】
具体的に言うと、例えば両者の差（Ｖ_MAX −Ｖ_MIN ）が小さい場合は、被検体１００の体格が普通以下である可能性が高く、よって両撮像パラメータの比Ｒatioがこれを単独で評価すると多少大きくても、第２の撮像時のデータ収集においてオーバレンジする可能性は低く、よってこの場合の容量（時定数）Ｃを大きくしないことが可能である。一方、両者の差（Ｖ_MAX −Ｖ_MIN ）が大きい場合は、被検体１００の体格が大きい可能性が高く、よって両撮像パラメータの比Ｒatioがこれを単独で評価するとあまり大きくなくても、第２の撮像時のデータ収集においてオーバレンジする可能性が高く、よってこの場合は容量（時定数）Ｃを大きくすることが可能である。
【００２８】
上記の課題は例えば図１の構成により解決される。即ち、本発明（４）のＸ線ビーム量検出方法は、所定の撮像パラメータの下、Ｘ線管４０から被検体１００に対してＸ線ビームを照射し、被検体１００を透過したＸ線ビームを検出し、その検出出力を積分器８１₁ 〜８１_n で積分してＸ線ビーム量検出電圧を生成し、その出力をＡ／Ｄ変換器８３でＡ／Ｄ変換してＸ線ビーム量検出データを得るＸ線ビーム量検出方法において、Ａ／Ｄ変換器８３の変換上限値をＶ_LIM とする場合に、予めＸ線管４０の管電流を所定値ｍＡ_s とする第１の撮像により被検体１００の所望撮像領域についてのＸ線ビーム量検出データを収集し、これらの内の体軸方向における最大値Ｖ_MAX を検出すると共に、後に行う第２の撮像で検出されるべきＸ線ビーム量検出電圧が前記上限値Ｖ_LIM を超えないための管電流ｍＡ_a を前記上限値Ｖ_LIM と最大値Ｖ_MAX との比に基づいて求めるものである。
【００２９】
本発明（４）によれば、第２の撮像時の管電流ｍＡ_a を、Ａ／Ｄ変換出力の上限値Ｖ_LIM と、予め第１の撮像で収集したＸ線ビーム両検出データの最大値Ｖ_MAX との比（例えばＶ_LIM ／Ｖ_MAX ）に基づいて求める（予測する）構成により、第２の撮像時には適正な管電流ｍＡ_a が容易に設定可能となる。従って、第２の撮像時のＸ線ビーム量検出電圧がＡ／Ｄ変換器８３に対してオーバレンジとならないばかりか、例えば被検体１００をＡ／Ｄ変換出力の上限値Ｖ_LIM を僅かに下回る様な最適のダイナミックレンジで撮像でき、よって最適レンジ（最適分解能）の撮像データ（Ｘ線ビーム量検出データ）を容易に取得できる。
【００３０】
また上記の課題は例えば図１の構成により解決される。即ち、本発明（５）のＸ線ＣＴ装置は、被検体１００を挟んで相対向するＸ線管４０及び検出器７０と、検出器７０によるＸ線ビーム強度の検出出力を積分して対応するＸ線ビーム量検出電圧を生成する積分器８１₁ 〜８１_n と、積分器８１₁ 〜８１_n の出力電圧をＡ／Ｄ変換するＡ／Ｄ変換器８３とを備え、Ａ／Ｄ変換器８３の出力のＸ線ビーム量検出データ（主信号データ）に基づき被検体１００の断層像を再構成するＸ線ＣＴ装置において、撮像パラメータであるＸ線管４０の管電圧ｋＶ、管電流ｍＡ、被検体１００の体軸方向における検出幅Ｔhic 及び被検体１００へのＸ線照射時間Ｓecの内の何れか１又は２以上の撮像パラメータに応じて積分器８１₁ 〜８１_n の時定数（例えば抵抗値Ｒ１〜Ｒ４及び又は容量値Ｃ１〜Ｃ４）が可変に構成されているものである。
【００３１】
なお、上記積分器８１₁ 〜８１_n は検出器７０によるＸ線ビーム強度の検出出力を積分して対応するＸ線ビーム量検出電圧を生成するが、このＸ線ビームの検出出力には、検出器７０によるＸ線ビームの検出電流及び検出器７０によるＸ線ビームの検出電流を例えばプリアンプＰＡ１〜ＰＡｎで電流−電圧変換（対数変換等を含む）した検出電圧が含まれる。
【００３２】
好ましくは本発明（６）においては、上記本発明（５）において、Ａ／Ｄ変換の上限値をＶ_LIM とするＡ／Ｄ変換器８３と、予め第１の撮像パラメータをＸ線管の管電圧ｋＶ_s 、管電流ｍＡ_s 、被検体の体軸方向における検出幅Ｔhic _s 及び被検体へのＸ線照射時間Ｓec_s とする第１の撮像により被検体の所望撮像領域についてのＸ線ビーム量検出データを収集する撮像制御部（中央処理装置）１１と、前記撮像制御部が後に第２の撮像パラメータをＸ線管の管電圧ｋＶ_a 、管電流ｍＡ_a 、被検体の体軸方向における検出幅Ｔhic _a 及び被検体へのＸ線照射時間Ｓec_a とする第２の撮像を行うに際して、前記第１，第２の撮像パラメータの比Ｒatioを該両撮像パラメータの内の何れか１又は２以上の対応項目値の比又は各比の積により求める比演算手段３と、前記第２の撮像で検出されるべきＸ線ビーム量検出電圧が前記上限値Ｖ_LIM を超えないための積分器８１₁ 〜８１_n の時定数を前記求めた比Ｒatioを基に選択する選択制御手段４とを備える。
【００３３】
好ましくは本発明（７）においては、上記本発明（６）において、選択制御手段４は、第１，第２の撮像パラメータの比Ｒatioと、第１の撮像で収集したＸ線ビーム量検出データの内の最大値Ｖ_MAX 及び又は最小値Ｖ_MIN とに基づいて積分器８１₁ 〜８１_n の時定数を選択する。
【００３４】
また上記の課題は例えば図１の構成により解決される。即ち、本発明（８）のＸ線ＣＴ装置は、被検体１００を挟んで相対向するＸ線管４０及び検出器７０と、検出器７０によるＸ線ビーム強度の検出出力を積分して対応するＸ線ビーム量検出電圧を生成する積分器８１₁ 〜８１_n と、積分器８１₁ 〜８１_n の出力電圧をＡ／Ｄ変換するＡ／Ｄ変換器８３とを備え、Ａ／Ｄ変換器８３の出力のＸ線ビーム量検出データに基づき被検体の断層像を再構成するＸ線ＣＴ装置において、Ａ／Ｄ変換の上限値をＶ_LIM とするＡ／Ｄ変換器８３と、予めＸ線管４０の管電流を所定値ｍＡ_s とする第１の撮像により被検体１００の所望撮像領域についてのＸ線ビーム量検出データを収集する撮像制御部１１と、前記収集したＸ線ビーム量検出データの内の体軸方向における最大値Ｖ_MAX を検出する最大値検出手段１と、前記撮像制御部１１により後に行われる第２の撮像において検出されるべきＸ線ビーム量検出電圧が前記上限値Ｖ_LIM を超えないための管電流ｍＡ_a を前記上限値Ｖ_LIM と最大値Ｖ_MAX との比に基づいて求める管電流演算手段２とを備えるものである。
【００３５】
【発明の実施の形態】
以下、添付図面に従って本発明に好適なる実施の形態を詳細に説明する。なお、全図を通して同一符号は同一又は相当部分を示すものとする。図２は実施の形態によるＸ線ＣＴ装置のブロック図で、図において、１０はユーザが操作する操作コンソール、２０は被検体を載せて体軸方向に移動させる撮影テーブル、３０はＸ線のファンビーム等により被検体のＡxial／Ｈericl スキャン・読取を行う走査ガントリである。
【００３６】
走査ガントリ３０において、４０はＸ線管、４１はＸ線の照射タイミング（被検体へのＸ線照射時間Ｓecに対応）やＸ線の強度（管電圧ｋＶ，管電流ｍＡ）を制御するＸ線制御部、５０はＸ線の曝射範囲を制限するコリメータ、５１はＸ線の透過スリット幅（被検体の体軸方向における検出幅Ｔhic に対応）や位置を調整するコリメータ制御部、６０はＸ線管４０やＸ線検出器アレイ７０等を被検体の体軸の回りに回転させる回転制御部、７０は多数（例えばｎ＝１０００）のＸ線検出器が円弧状の例えば一列に配列されているＸ線検出器アレイ、８０はＸ線検出器アレイの検出データを収集するデータ収集部（ＤＡＳ）である。
【００３７】
操作コンソール１０において、１１はＸ線ＣＴ装置の主制御・処理（スキャン制御，ＣＴ画像再構成処理等）を行う中央処理装置、１２は操作者の指示や情報等を受け付ける入力装置、１３はスキャンプロトコル（撮像パラメータｋＶ，ｍＡ，Ｓec，Ｔhic 等）やＣＴ再構成画像を表示するための表示装置（ＣＲＴ）、１４は走査ガントリ３０や撮影テーブル２０に各種制御信号等を出力する制御インタフェース、１５はデータ収集部８０からの主信号データを蓄積するデータ収集バッファ、１６はＸ線ＣＴ装置の運用に必要な各種データやアプリケーションプログラム等を記憶している二次記憶装置（Ｄｉｓｋ等）である。
【００３８】
図３は実施の形態によるデータ収集部（ＤＡＳ）のブロック図である。本実施の形態による積分器８１₁ 〜８１_n は積分の時定数Ｃを所望に設定変更可能とするために複数の容量値Ｃ１〜Ｃ４からなるコンデンサＣ１〜Ｃ４（以下、容量Ｃ１〜Ｃ４と呼ぶ）を並列に備えており、該容量Ｃ１〜Ｃ４はアナログスイッチＡＳＷにより抵抗Ｒに切替接続可能に構成されている。即ち、ＣＰＵ１１ａからの選択指令ＳＬは制御インタフェース１４を介して積分器８１₁ 〜８１_n の各デコーダＤＥＣに加えられ、選択指令ＳＬに対応する１又は２以上のスイッチＳ１〜Ｓ４が閉成される。これにより積分器８１₁ 〜８１_n の時定数Ｃを微小〜広範囲に変更可能である。ここで、容量Ｃ１〜Ｃ４の値はＣ１＜Ｃ２＜Ｃ３＜Ｃ４の関係にあるものとする。
【００３９】
なお、図の挿入矢印で示す如く、Ｘ線検出器ＸＤ１〜ＸＤｎの各出力にプリアンプＰＡ１〜ＰＡｎを挿入して、予め積分器８１₁ 〜８１_n への入力電流ＩＢ１〜ＩＢｎを対応する電圧信号ＶＢ１〜ＶＢｎに変換（対数変換を含む）する様なＸ線ＣＴ装置においては、上記１又は２以上の容量Ｃ１〜Ｃ４を選択する構成に代えて、例えば一つの容量Ｃと、及び図の抵抗Ｒに代えて該回路に複数の抵抗Ｒ１〜Ｒ４等を直列又は並列に備え、該抵抗Ｒ１〜Ｒ４をアナログスイッチＡＳＷで選択する様に構成しても良い。こうすれば、積分器８１₁ 〜８１_n の時定数（Ｃ・Ｒ）を変更可能となる。又は複数の容量Ｃ１〜Ｃ４及び抵抗Ｒ１〜Ｒ４を備え、これらの接続の組合せを変える様に構成しても良い。
【００４０】
以下、本実施の形態によるＸ線ＣＴ装置を使用した撮像の動作を具体的に説明する。図４，図５は実施の形態によるスカウト（Ｓｃｏｕｔ）スキャンの動作説明図（１），（２）で、図４は被検体（患者）１００の体格が普通の場合を示している。ここで、スカウトスキャンとは、続く本スキャンを適正に行うための最適撮像パラメータを得る目的で、本スキャンの前に行われる透視撮像を言う。また本スキャン（Ａxial／Ｈelical Ｓcan)とは、医療目的に従って被検体１００から所望の撮像データを得る目的で行う撮像を言う。
【００４１】
図４（ｃ）において、撮影テーブル２０の上には普通の体格の被検体１００が載っている。被検体１００の体軸（Ｚ軸）方向の基準点をＺ０とする時に、今、Ｚ０−１０ｃｍ〜Ｚ０＋１０ｃｍの範囲を本スキャンするとすると、この範囲で予め粗い精度（飛び飛びのスライス位置）のスカウトスキャンを行う。この時、撮影テーブル２０は矢印ａ方向に移動する。またこのスカウトスキャンは、例えば図４（ａ）に示す如く、被検体１００を真上から見下ろす角度（例えば０°）について行う。また更に必要なら、例えば図４（ｂ）に示す如く、被検体１００を真横から見る角度（例えば９０°）について行っても良い。
【００４２】
図４（ｄ）に表示装置１３上の撮像パラメータの表示例を示す。好ましくは、このスカウトスキャンは被検体１００の被曝量が少ない態様で行われ、そのプロトコル（撮像パラメータ）の設定は例えば以下の通りである。
【００４３】
Ｘ線管の管電圧（ｋＶ_s ）＝１２０ｋＶ
Ｘ線管のフィラメント電流（ｍＡ_s ）＝２０ｍＡ
被検体のスライス厚（Ｔhic _s ）＝１ｍｍ
スカウトスキャンのＸ線照射時間をガントリ１回転分に換算した時間（スキャンタイムに相当）( Ｓec_s ）＝１Ｓec
なお、スキャンタイムについては、Ａxialスキャンではガントリ１回転分のＸ線照射時間を表し、またスカウトスキャンではトータルのＸ線照射時間を表す。そこで、上記スカウトスキャンにおけるスキャンタイムの設定は、スカウトスキャンのトータルのＸ線照射時間をガントリ１回転分に換算した時間とし、これにより後述の本（Ａxial）スキャンにおけるスキャンタイムと比較可能なものにしている。
【００４４】
また、上記のプロトコル設定は積分器８１の時定数が比較的小さくてもＤＡＳゲインがオーバレンジしない範囲のものであり、これに応じて積分器８１の例えば最適の容量Ｃ２が選択される。なお、このプロトコル設定はユーザがスカウトスキャンの度に任意値を設定しても良いし、又は上記プロトコル設定値をデフォルト情報として保持しておき、スカウトスキャンの度に自動的に設定される様にしても良い。
【００４５】
図４（ｅ）〜（ｇ）に上記スカウトスキャンにより得られたＸ線ビーム量検出データ（Ａ／Ｄ変換後の主信号データ）のプロファイル例を示す。図４（ｅ）は撮像開始位置におけるある角度（例えば０°）のＶＥＷ１に対応しており、チャネルＣＨ１〜ＣＨｎにつき図示のようなデータプロファイルＰ１ｓが得られた。ここで、ＬＩＭはＡ／Ｄ変換器８３の変換上限値、ＭＡＸＶ１は撮像（チャネル方向）の注目領域におけるＸ線ビーム量検出データの最大値である。同様にして図４（ｆ），（ｇ）は撮像の中間及び最後における上記ある角度（０°）のＶＥＷｉ，ＶＥＷｋに夫々対応しており、チャネルＣＨ１〜ＣＨｎにつき夫々図示のような各データプロファイルＰｉｓ，Ｐｋｓ並びに夫々の最大値ＭＡＸＶｉ，ＭＡＸＶｋが得られた。実際には更に多くの角度やスライス位置のデータプロファイルを収集可能である。
【００４６】
なお、この例の各最大値ＭＡＸＶ１〜ＭＡＸＶｋは夫々ａｉｒを介した（即ち、被検体１００を介さない）Ｘ線ビーム量検出データに相当しており、これらはＸ線管４０の略曝射エネルギーを一様に反映したものとなっている。即ち、この場合の各最大値ＭＡＸＶ１〜ＭＡＸＶｋは略同一である。
【００４７】
ところで、Ｘ線管４０の射出面に所要のフィルタ（水等）を設ける場合があり、この場合の各データプロファイルＰ１ｓ〜Ｐｋｓの両端部は、図の点線で示す如く、減衰されたものとなっている。従って、この場合の各データプロファイルＰ１ｓ〜Ｐｋｓはフィルタと被検体１００の各減衰特性が重畳されたものとなり、注目領域における各最大値ＭＡＸＶ１〜ＭＡＸＶｋは必ずしも略同一とはならない。
【００４８】
更に、この例では被検体１００の体格が普通であるため、Ｘ線の被検体１００による減衰量もあまり大きくなく、よって各データプロファイルＰ１ｓ〜Ｐｋｓにつき、そのＸ線ビーム量検出データが「０」以外の有為な値を持つ最小値ＭＩＮＶ１〜ＭＩＮＶｋが検出されている。従って、この場合は減衰量の振幅（ＭＡＸＶ−ＭＩＮＶ）を検出可能であり、逆に本装置は、このことから被検体１００の体格が普通（又は幾分小柄) であることを認識できる。
【００４９】
更に、図４（ｅ）〜（ｇ）を参照すると、各データプロファイルＰ１ｓ〜Ｐｋｓは、Ｘ線の曝射出エネルギー（管電流ｍＡ_s 等）が低い結果、Ｘ線ビーム量検出データは比較的低いダイナミックレンジで推移しており、Ａ／Ｄ変換器８３の変換レンジをフルに活用するものとはなっていない。従って、これは続く本スキャンのための必ずしも最適の撮像プロトコルとは言えない。
【００５０】
図５は被検体（患者）１００の体格が大きい場合を示している。ここで図５（ａ）〜図５（ｃ）の説明は上記図４（ａ）〜図４（ｃ）と同様である。図５（ｄ）において、このスカウトスキャンでは被検体１００の体格が大きいことを考慮して少し大きめの管電流ｍＡ（＝３０ｍＡ）が採用されている。
【００５１】
図５（ｅ）〜（ｇ）にこのスカウトスキャンにより得られたＸ線ビーム量検出データのプロファイル例を示す。この場合の各データプロファイルＰ１ｓ〜Ｐｋｓは、上記Ｘ線管４０の曝射エネルギー（管電流ｍＡ_s ）を高めた結果、これを反映して各最大値ＭＡＸＶ１〜ＭＡＸＶｋは一様にそのレベルが高くなっている。しかるに、この被検体１００の体格は極めて大きいため、Ｘ線の被検体１００による減衰量が極めて大きく、例えば図５（ｆ），（ｇ）に示す如く、これらのスライス位置では、プロファイルデータＰｉｓ，Ｐｋｓの一部がレベル０となっていしまい、図の点線で示す様な有為な最小値ＭＩＮＶｉ，ＭＩＮＶｋを検出出来ない状態となっている。即ち、逆に本装置は、このことから被検体１００の体格が大きいことを認識できる。またこの例の場合も、このスカウトスキャンで採用したプロトコルは続く本スキャンのための必ずしも最適の撮像プロトコルとは言えない。
【００５２】
そこで、本実施の形態ではこの様なスカウトスキャンで得られた撮像データを基に、Ｘ線ビーム量検出データ（正確には、Ａ／Ｄ変換器８３の入力）がオーバレンジしない範囲内で最適の本スキャンを行う。以下、この制御・処理を具体的に説明する。
【００５３】
図６は実施の形態によるオーバレンジ回避処理のフローチャートで、ここには上記スカウトスキャンにより得られた主信号データ等を基に、続く本スキャンを最適レンジで行う為の一連の処理が示され、この処理は図３のＣＰＵ１１ａにより実行される。ステップＳ１ではスカウトスキャンの上記プロトコル（撮像パラメータ等）の設定を行う。なお、この時、上記管電流ｍＡ_s 以外の各撮像パラメータは、続く本スキャン時のプロトコルと同一に合わせておくことが可能である。こうすれば、本スキャン時には管電流ｍＡ_a のみを変更（上昇）させれば良く、この設定方法を採用すれば後述の処理により本スキャン時の最適管電流ｍＡ_a （同時に、ＤＡＳゲイン）を正確に予測可能となる。勿論、このスカウトスキャン時のプロトコル設定を、本スキャン時とは無関係の任意値に設定できることは言うまでも無い。
【００５４】
ステップＳ２では１ビュー（ある角度におけるあるスライス位置）のスキャンを行う。ステップＳ３ではチャネルＣＨ１〜ＣＨｎの各Ｘ線ビーム量検出データ（Ａ／Ｄ変換出力）をデータ収集バッファ１５に収集する。ステップＳ４では収集データにつき、必要なら、所定のデータ補正処理（所謂リファレンス補正，チャネル間感度補正等）を行う。ステップＳ５では所望（スカウトスキャン計画）エリアの全スキャン終了か否かを判別し、終了でない場合はステップＳ２の処理に戻る。
【００５５】
また、やがて、全スキャン終了の場合はステップＳ６に進み、注目領域の全プロファイルデータにつき最大のＸ線ビーム量検出データＶmax を抽出する。上記図４（ｅ）〜（ｇ）の例では、例えばＭＡＸＶｉ＞ＭＡＸＶｋ＞ＭＡＸＶ１の関係にあり、よって注目領域の最大値Ｖmax ＝ＭＡＸＶｉである。更にこのステップＳ６では上記全プロファイルデータにつき最小のＸ線ビーム量検出データＶmin を抽出する。ＣＰＵ１１ａは、この最小値Ｖmin ＞０の場合は被検体１００の体格が普通以下と判断でき、また最小値Ｖmin ＝０の場合は被検体１００の体格が大きいと判断できる。そして、ステップＳ７では本スキャン時の管電流ｍＡ_a を（３）式、
【００５６】
【数３】

【００５７】
により求める。ここで、もし係数α＝１とすると、管電流ｍＡ_a は管電流ｍＡ_s における最大値Ｖ_max を本スキャン時にＡ／Ｄ変換器８３の上限値Ｖ_LIM にまで引き上げる様な管電流となる。なお実際上は、例えばα＝０．９とすることで、本スキャン時のダイナミックレンジに少し余裕を持たせる。ステップＳ８では上記得られた管電流ｍＡ_a を表示装置１３に表示する。同時に、上記抽出された最大値Ｖ_max ，最小値Ｖmin （＝０も含む）を表示しても良い。
【００５８】
ステップＳ９では、ユーザが、本スキャンのためのプロトコルを設定する。その際には、好ましくは上記最適のダイナミックレンジを得るための管電流ｍＡ_a の表示値が参考にされる。そして、もし管電流ｍＡ以外の各撮像パラメータがスカウトスキャン時と本スキャン時とで同一でも良い場合は、ユーザは管電流ｍＡ_a のみを設定すれれば良い。又は上記表示れた管電流ｍＡ_a を自動的に採用できる。勿論、この本スキャンの全撮像パラメータの設定を、上記スカウトスキャン時とは無関係に任意値に設定できることは言うまでも無い。
【００５９】
上記いずれにしても、続くステップＳ１０では、本スキャン時とスカウトスキャン時との間の撮像パラメータ（撮像エネルギー）の比Ｒatioを（４）式、
【００６０】
【数４】

【００６１】
により求める。ここで、例えばβ＝３である。なお、実際上は、両スキャンの間で常に比が１又は他の一定値となる様なパラメータ要素も存在し得るので、上記比Ｒatioの式は少なくとも両スキャン間で変化の生じ得る１又は２以上のパラメータ要素の比又は各比の積となっていれば良い。因みに、管電流ｍＡ以外の全パラメータの比が一定値γ（不変化）の用途では、
Ｒatio＝γ×（ｍＡ_a ／ｍＡ_s ）＝γ×α×（Ｖ_LIM ／Ｖ_max ）
の関係となり、ユーザが上記ステップＳ９で本スキャン時の管電流ｍＡ_a を設定入力するまでもなく、上記ステップＳ７では本スキャン時のための最適の管電流ｍＡ_a が、また上記ステップＳ１０では両スキャン間の撮像エネルギーの比Ｒatioが夫々自動的に求まる。
【００６２】
ステップＳ１１では前記求めた撮像エネルギーの比Ｒatioに基づき、なお、必要なら各パラメータ要素毎の比を考慮して、積分器８１₁ 〜８１_n の出力がオーバレンジとならないための最適のＤＡＳゲイン（即ち、容量Ｃ）を選択する。この選択の態様については後述する。ステップＳ１２では本スキャン時の撮像プロトコルに従って被検体１００の本スキャンを行う。
【００６３】
図７は実施の形態による積分器の動作特性を説明する図で、図７（Ａ）は、上記図１１（Ａ）の場合と同様に、単位積分時間ｔ２につき、大きさの異なる電流（ｉ１＜ｉ２＜ｉ３）が入力した時の積分出力電圧（ｖ１’＜ｖ２’＜ｖ３’）の関係を示している。なお、この図７（Ａ）には上記図１１（Ａ）と同一状態の積分特性が太い点線で重ねて描いてあり、ここでもし、本実施の形態における積分器８１の時定数が上記スカウトスキャン時のＣ２（従来のＣに相当）のままであるとすると、積分器８１に電流ｉ２よりも大きい例えば電流ｉ３が入力したことにより、その積分出力電圧ｖ３は図示の如く上限値ＬＩＭをオーバしてしまい、そのＡ／Ｄ変換出力は上限値ＬＩＭにクランプされてしまう。
【００６４】
しかし、本実施の形態によれば、上記図６のステップＳ１０で求めた撮像エネルギーの比Ｒatio（好ましくは管電圧ｋＶ，管電流ｍＡ，スライス厚Ｔhic の各比等）が所定より大であることに基づき、そのステップＳ１１では本スキャン時の選択容量（時定数）を例えばＣ３（＞Ｃ２）とした結果、この場合の入力電流（ｉ１＜ｉ２＜ｉ３）は図示の如く夫々の振幅が一定の比で圧縮された積分出力電圧（ｖ１’＜ｖ２’＜ｖ３’）となり、こうしてオーバレンジを有効に回避できる。
【００６５】
図７（Ｂ）は１ビュー分の主信号データ（プロファイル）を示しており、横軸は各Ｘ線検出器ＸＤ１〜ＸＤｎの検出チャネルＣＨ１〜ＣＨｎに対応している。図において、上記の如く各積分出力電圧（ｖ１’＜ｖ２’＜ｖ３’）の振幅が夫々一定の比（例えば２／３）で圧縮された結果、全検出チャネルＣＨ１〜ＣＨｎにつき適正な主信号データが得られている。こうして、常にオーバレンジすることの無い最適レンジ（最適ＤＡＳゲイン）の積分電圧Ｖが得られる。
【００６６】
なお、上記積分器８１₁ 〜８１_n の容量の選択に関しては、上記ＣＰＵ１１ａが自動的に行う以外にも、例えば図３に示す如く、表示装置１３上に表示された各容量の番号１〜４を撮像に熟練したユーザが任意に強制選択する様にしても良い。
【００６７】
図８，図９は実施の形態による本（Ａxial／Ｈerical）スキャンの動作説明図（１），（２）で、図８は上記図４のスカウトスキャン（普通の体格の被検体）に対応する本スキャンを示している。図８（ａ）において、撮影テーブル２０の上には上記図４（ｃ）と同一の普通の体格の被検体１００が同一状態で載っている。被検体１００の体軸方向の基準点をＺ０とする時に、Ｚ０−１０ｃｍ〜Ｚ０＋１０ｃｍの範囲で今度は精密な本（Ａxial／Ｈerical）スキャンを行う。この時、撮影テーブル２０は例えば矢印ａ方向に移動するが、Ａxialスキャンの場合は走査ガントリ３０の１回転終了毎に撮影テーブル２０を間欠的に移動し、またＨericalスキャンの場合は走査ガントリ３０の回転と同時に撮影テーブル２０を連続的に移動する。
【００６８】
本スキャン時のプロトコル設定は上記図６のステップＳ９で上記図４（ｄ）の態様により行う。この本スキャンは被検体１００の体格や医療目的に応じた所望の態様で行われ、この例では被検体１００の体格が普通以下であるので、そのプロトコル設定は例えば以下の通りである。
【００６９】
Ｘ線管の管電圧（ｋＶ_a ）＝１２０ｋＶ
Ｘ線管のフィラメント電流（ｍＡ_a ）＝４０ｍＡ
被検体のスライス厚（Ｔhic _a ）＝１ｍｍ
ガントリ１回転当たりのスキャンタイム（Ｓec_a ）＝１Ｓec
ここでは、管電流ｍＡ_a ＝４０ｍＡのみが上記図４のスカウトスキャン時の２倍となっており、しかも、この管電流ｍＡ_a ＝４０ｍＡは上記図６のステップＳ７でＣＰＵ１１ａにより求められたものが自動的に採用されている。従って、両スキャン間のエネルギー比Ｒatio＝（２／１）×１×１×１＝２である。
【００７０】
更に、上記図６のステップＳ１１では両スキャン間のエネルギー比Ｒatio＝２に基づき積分器８１₁ 〜８１_n の時定数（容量）が選択される。この例では、更に、管電流ｍＡ_a の比が２倍と小さいこと、かつスキャンタイムＳec_a の比が１であることを考慮して、例えばスカウトスキャン時と同一の容量Ｃ２が選択される。そして、続くステップＳ１２では本スキャンが行われる。
【００７１】
図８（ｂ）〜（ｄ）にこの本スキャンにより得られたＸ線ビーム量検出データ（正確にはＡ／Ｄ変換器８３の入力）のプロファイルの一部Ｐ１ａ〜Ｐｋａを夫々実線で示す。併せて上記図４のスカウトスキャンで得られたデータプロファイルＰ１ｓ〜Ｐｋｓを夫々点線で示す。図８（ｃ）において、今、スカウトスキャン時の最大値Ｖmax （＝ＭＡＸＶｉ）に注目すると、同一チャネルにおける本スキャン時のＸ線ビーム量検出データは、上記図６のステップＳ７で求められた最適の管電流ｍＡ_a ＝４０ｍＡをそのまま採用した結果、Ａ／Ｄ変換出力の上限値ＬＩＭを越える（オーバレンジする）ことなく、上記エネルギー比Ｒatio＝２に従ってＡ／Ｄ変換上限値ＬＩＭの９０％程度のレベルに引き上げられている。また上記データプロファイルＰｉｓの最小値ＭＩＮＶｉも同時にこのエネルギー比Ｒatio分だけ底上げされており、よって本スキャン時のデータプロファイルＰｉａの全体が、有効なダイナミックレンジの全範囲内で、最適（所望の）レベルに展開している。他のデータプロファイルＰ１ａ，Ｐｋａについても同様である。
【００７２】
また図９は上記図５のスカウトスキャン（大きい体格の被検体）に対応する本スキャンを示している。図９（ａ）において、この例では被検体１００の体格が大きいため、そのプロトコル設定は例えば以下の通りである。
【００７３】
Ｘ線管の管電圧（ｋＶ_a ）＝１２０ｋＶ
Ｘ線管のフィラメント電流（ｍＡ_a ）＝９０ｍＡ
被検体のスライス厚（Ｔhic _a ）＝１ｍｍ
ガントリ１回転当たりのスキャンタイム（Ｓec_a ）＝２Ｓec
ここで、管電流ｍＡ_a ＝９０ｍＡは上記スカウトスキャン時の３倍、スキャンタイムＳec_a はスカウトスキャン時の２倍、他の各パラメータはスカウトスキャン時と同一となっており、両スキャン間のエネルギー比Ｒatio＝（３／１）×１×（２／１）×１＝６となっている。
【００７４】
更に、上記図６のステップＳ１１では両スキャン間のエネルギー比Ｒatio＝６に基づき積分器８１₁ 〜８１_n の時定数（容量）が選択される。この例では、更に、管電流ｍＡ_a が３倍（＝９０ｍＡ）であること、かつスキャンタイムＳec_a が２倍であることとを考慮して、例えば容量Ｃ３（＞Ｃ２）が選択される。そして、続くステップＳ１２では本スキャンが行われる。
【００７５】
図９（ｂ）〜（ｄ）に本スキャンにより得られたＸ線ビーム量検出データのプロファイルの一部Ｐ１ａ〜Ｐｋａを夫々実線で示す。併せて上記図５のスカウトスキャンで得られたデータプロファイルＰ１ｓ〜Ｐｋｓを夫々点線で示す。図９（ｃ）において、今、スカウトスキャン時の最大値Ｖmax （＝ＭＡＸＶｉ）に注目すると、同一チャネルにおける本スキャン時のＸ線ビーム量検出データは、もし上記エネルギー比Ｒatio＝６に従ってそのままレベルが引き上げられたとすると、図の破線で示す如くＡ／Ｄ変換出力の上限値ＬＩＭを大幅にオーバレンジしてしまう。
【００７６】
しかし、本実施の形態によれば、上記積分器８１₁ 〜８１_n の各時定数がスカウトスキャン時のＣ２よりも大きい値Ｃ３に設定変更されている結果、上記ＭＡＸＶｉ対応の本スキャン時におけるＸ線ビーム量検出データは、上記図７で述べたＤＡＳゲインの自動変更作用に従って、図９（ｃ）の実線で示す如く、そのＡ／Ｄ変換上限値ＬＩＭを越えない（オーバレンジしない）ものとなっている。また上記データプロファイルＰｉｓのレベル０を下回る様な最小値ＭＩＮＶｉに対応する本スキャン時のＸ線ビーム量検出データも上記ＤＡＳゲインの変更作用により相応に底上げされており、よって本スキャン時のデータプロファイルＰｉａの全体が、有効なダイナミックレンジの全範囲内で、最適（所望の）レベルに、かつフル解像度に展開している。他のデータプロファイルＰ１ａ，Ｐｋａについても同様である。
【００７７】
ところで、上記図６のステップＳ１１における容量Ｃの選択に際しては、上記両撮像パラメータの比Ｒatioを基準とすることに加え、上記スカウトスキャンで取得された全Ｘ線ビーム量検出データについての最大値Ｖ_MAX （＝ＬＩＭを含む）及び最小値Ｖ_MIN （＝０を含む）を更に考慮に入れることが可能である。具体的に言うと、例えば両者の差（Ｖ_MAX −Ｖ_MIN ）が小さい場合は、被検体１００の体格が普通以下である可能性が高く、よって両撮像パラメータの比Ｒatioがこれを単独で評価すると多少大きくても、本スキャン時のＤＡＳにおいてオーバレンジする可能性は低く、よってこの場合の容量（時定数）Ｃを大きくしないことが可能である。一方、両者の差（Ｖ_MAX −Ｖ_MIN ）が大きい場合は、被検体１００の体格が大きい可能性が高く、よって両撮像パラメータの比Ｒatioがこれを単独で評価するとあまり大きくなくても、本スキャン時のＤＡＳにおいてオーバレンジする可能性が高く、よってこの場合は容量（時定数）Ｃを大きくすることが可能である。また、例えば最大値Ｖ_MAX ＝ＬＩＭの場合も、本スキャン時のＤＡＳにおいてオーバレンジする可能性が高いから、よってこの場合も容量（時定数）Ｃを大きくすることが可能である。かくして、本実施の形態によれだ、スカウトスキャンで収集したＸ線ビーム量検出データを有効に活用できると共に、本スキャン時における時定数のよりきめ細かい設定が可能となる。
【００７８】
なお、上記実施の形態では一例の積分器８１の回路構成（ミラー積分回路）を示したが、積分器８１の基本的な回路構成については、他の公知の様々な回路構成を採用し得る。
【００７９】
また、上記実施の形態では積分器８１が入力電流ＩＢを積分する場合を述べたが、積分器８１が入力電圧ＶＢを積分する場合も本発明を適用できることは明らかである。
【００８０】
また、一般にこの種の積分器の時定数には高精度を要求されるため、上記実施の形態では一般に高精度のものが得易いデスクリートな容量Ｃ（又は抵抗Ｒ）を複数設けて、これらの接続を切り替える場合を述べたが、本発明における「積分器の時定数を変更する」ことの意味は、例えば単一の可変容量ＶＣ（又は可変抵抗ＶＲ）を用いて積分器の時定数を変更可能に構成することを除外するものでは無い。
【００８１】
また、上記実施の形態ではファンビームを使用したRotate/Rotate 方式によるＸ線ＣＴ装置への適用例を述べたが、本発明はＸ線ビームの検出信号を積分する構成を有する他のあらゆる方式（Stationary/Rotate 方式、パラレル方式等）のＸ線ＣＴ装置にも適用できることは明らかである。
【００８２】
また、上記本発明に好適なる実施の形態を述べたが、本発明思想を逸脱しない範囲内で各部の構成、制御、処理及びこれらの組合せの様々な変更が行えることは言うまでも無い。
【００８３】
【発明の効果】
以上述べた如く本発明によれば、Ｘ線ＣＴの撮像パラメータに応じてＸ線ビーム量を検出するための積分器の時定数を変更することにより、常に最適レンジの撮像データが容易に得られ、よってＸ線ＣＴ画像の画質改善に寄与するところが極めて大きい。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の原理を説明する図である。
【図２】実施の形態によるＸ線ＣＴ装置のブロック図である。
【図３】実施の形態によるデータ収集部（ＤＡＳ）のブロック図である。
【図４】実施の形態によるスカウトスキャンの動作説明図（１）である。
【図５】実施の形態によるスカウトスキャンの動作説明図（２）である。
【図６】実施の形態によるオーバレンジ回避処理のフローチャートである。
【図７】実施の形態による積分器の動作特性を説明する図である。
【図８】実施の形態による本スキャンの動作説明図（１）である。
【図９】実施の形態による本スキャンの動作説明図（２）である。
【図１０】従来のＸ線ＣＴ装置の主要部構成を示す図である。
【図１１】従来の積分器の動作特性を説明する図である。
【符号の説明】
１０ 操作コンソール
１１ 中央処理装置
１２ 入力装置
１３ 表示装置（ＣＲＴ）
１４ 制御インタフェース
１５ データ収集バッファ
１６ 二次記憶装置
２０ 撮影テーブル
４０ Ｘ線管
３０ 走査ガントリ
５０ コリメータ
６０ 回転制御部
７０ Ｘ線検出器アレイ
８０ データ収集部（ＤＡＳ）
８１₁ 〜８１_n 積分器
８２ 信号マルチプレクサ（ＭＰＸ）
８３ Ａ／Ｄ変換器（Ａ／Ｄ）
８４ タイミング発生部（ＴＧ）
１００ 被検体
Ａ１〜Ａｎ アンプ
ＡＳＷ アナログスイッチ
ＤＥＣ デコーダ
ＳＨ１〜ＳＨｎ サンプルホールド回路
ＸＤ１〜ＸＤｎ Ｘ線検出器

Claims (3)

1. 被検体を挟んで相対向するＸ線管及び検出器と、検出器によるＸ線ビーム強度の検出出力を積分して対応するＸ線ビーム量検出電圧を生成する積分器と、積分器の出力電圧をＡ／Ｄ変換するＡ／Ｄ変換器とを備え、Ａ／Ｄ変換器の出力のＸ線ビーム量検出データに基づき被検体の断層像を再構成するＸ線ＣＴ装置において、
   前記Ａ／Ｄ変換器は、Ａ／Ｄ変換器への入力が上限を超える場合Ａ／Ｄ変換による出力が上限にクランプされるものであり、
   前記積分器は、複数の容量値Ｃ１〜Ｃ４からなるコンデンサＣ１〜Ｃ４を含む並列に備えられた各々容量値の異なる複数のコンデンサと、前記複数のコンデンサそれぞれへの接続を切り換えるスイッチとを有し、撮像パラメータであるＸ線管の管電圧ｋＶ、管電流ｍＡ、被検体の体軸方向における検出幅Ｔhic及び被検体へのＸ線照射時間Ｓecの内の何れか１又は２以上の撮像パラメータに応じて、前記複数のコンデンサのいずれか一つが選択されて接続されることによって、前記入力が前記上限を超えないための前記積分器の時定数が選択可能に構成されていることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
2. Ａ／Ｄ変換による出力の上限値をＶ_LIM とするＡ／Ｄ変換器と、予め第１の撮像パラメータをＸ線管の管電圧ｋＶ_s、管電流ｍＡ_s、被検体の体軸方向における検出幅Ｔhic _s 及び被検体へのＸ線照射時間Ｓec_sとする第１の撮像により被検体の所望撮像領域についてのＸ線ビーム量検出データを収集する撮像制御部と、前記撮像制御部が後に第２の撮像パラメータをＸ線管の管電圧ｋＶ_a、管電流ｍＡ_a、被検体の体軸方向における検出幅Ｔhic _a 及び被検体へのＸ線照射時間Ｓec_aとする第２の撮像を行うに際して、前記第１，第２の撮像パラメータの比Ｒatioを該両撮像パラメータの内の何れか１又は２以上の対応項目値の比又は各比の積により求める比演算手段と、
   前記第２の撮像で検出されるべきＸ線ビーム量検出電圧が前記上限値Ｖ_LIMを超えないための積分器の時定数を前記求めた比Ｒatioを基に選択する選択制御手段と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。
3. 選択制御手段は、第１，第２の撮像パラメータの比Ｒatioと、第１の撮像で収集したＸ線ビーム量検出データの内の最大値Ｖ_MAX 及び又は最小値Ｖ_MINとに基づいて積分器の時定数を選択することを特徴とする請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。

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