JP7391633B2 - Ｘ線撮影装置、およびｘ線発生装置 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、Ｘ線撮影装置、およびＸ線発生装置に関する。

従来から、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography：コンピュータ断層撮影）装置などのＸ線撮影装置において、２つのＸ線発生源（Ｘ線管）を備え、デュアルエナジースキャン（Dual Energy Scan）という方式を用いるものがある。デュアルエナジースキャン方式のＸ線ＣＴ装置では、被検体に対して低エネルギーのＸ線を照射したときのＣＴ値と、高エネルギーのＸ線を照射したときのＣＴ値との変化に基づいて、検査用の画像データを生成する。被検体に対して異なるエネルギーのＸ線を照射したときのそれぞれのＣＴ値を取得する方法としては、通常の検出（スキャン）をＸ線管に印加する管電圧を変えて複数回行う方法や、複数のＸ線管に異なる管電圧を印加し、それぞれのＸ線管により発生させたＸ線を対応する異なる検出器でスキャンする方法などがある。また、被検体に対して異なるエネルギーのＸ線を照射したときのそれぞれのＣＴ値を取得する方法としては、Ｘ線管に印加する管電圧を高速に切り替えてそれぞれのスキャンを時分割に行う方法などもある。

ところで、Ｘ線管に印加する管電圧を高速に切り替える方法では、Ｘ線を連続して出力しているときに高速で管電圧を切り替えると、Ｘ線管を構成する熱陰極のエミッション特性により、高い管電圧を印加したときと低い管電圧を印加したときとで管電流が異なる値となってしまう。より具体的には、低い管電圧を印加したときの管電流は、高い管電圧を印加したときの管電流より低くなってしまう。つまり、Ｘ線管に印加する管電圧を高速に切り替えるデュアルエナジースキャン方式では、高い管電圧を印加したときと低い管電圧を印加したときとで、Ｘ線管における管電流が変動してしまう。しかしながら、Ｘ線管の熱陰極は大きな熱抵抗を持つため、低いエミッションに対する補正を高速な管電圧の切り替えに追従させることは容易ではない。そして、この管電流が管電圧に依存する特性は、Ｘ線管の個体差の影響をより多く含むことになる。

さらに、管電圧が低いときのＸ線のエネルギーは、管電流も低いため、管電圧が高いときのＸ線のエネルギーよりも低くなってしまう。つまり、Ｘ線管に印加する管電圧を高速に切り替えるデュアルエナジースキャン方式では、高い管電圧を印加したときと低い管電圧を印加したときとで、Ｘ線管が発生するＸ線の線量（Ｘ線量）に差が生じてしまう。このことから、Ｘ線管に印加する管電圧を高速に切り替えるデュアルエナジースキャン方式のＸ線ＣＴ装置では、低い管電圧を印加したときのＸ線を検出することができるように、Ｘ線の検出器側にもより広いダイナミックレンジが要求される。或いは、管電圧が低いときでも十分なＸ線量を得られるようにするため、管電圧が高いときのＸ線量を必要以上に高くするようなＸ線の条件（Ｘ線条件）を設定しなければならなくなってしまう。

特開２０１０－１０３１１１号公報 特開２０１１－１６７４６５号公報 特開２０１８－１２６５０６号公報

本発明が解決しようとする課題は、デュアルエナジースキャン方式において、Ｘ線管の管電圧が低いときのＸ線の放出特性の改善を図ることである。

実施形態のＸ線撮影装置は、陽極と、複数の陰極と、印加されたグリッド電圧に応じて、複数の前記陰極のうち少なくとも一つの陰極により放出された熱電子の前記陽極への到達量を変化させるグリッド電極と、を備えるＸ線管と、前記陽極と前記複数の陰極のそれぞれとの間に印加されるそれぞれの管電圧を周期的に切り替える管電圧制御部と、前記管電圧制御部によるそれぞれの前記管電圧の切り替えに応じて、前記グリッド電圧を制御するグリッド電圧制御部と、前記管電圧を切り替えるタイミングに同期して、複数の前記陰極の加熱量を制御する加熱量制御部と、を備え、複数の前記陰極は、前記グリッド電極が設けられていない第１の陰極と、前記グリッド電極が設けられている第２の陰極とを含み、前記管電圧制御部は、前記複数の陰極のそれぞれに印加する第１の管電圧と前記第１の管電圧よりも低い第２の管電圧とを周期的に切り替え、前記グリッド電圧制御部は、前記管電圧制御部が前記第２の管電圧を印加するタイミングに同期して前記グリッド電極に印加する前記グリッド電圧を制御し、加熱量制御部は、前記第１の陰極と、前記第２の陰極との加熱量を個別に制御する。

実施形態に係るＸ線撮影装置の構成図。 実施形態に係るＸ線撮影装置が備えるＸ線管装置の構成の一例を模式的に示す図。 実施形態に係るＸ線撮影装置が備えるＸ線管装置がＸ線を発生させる様子の一例を模式的に示す図。 実施形態に係るＸ線撮影装置が備えるＸ線高電圧装置の概略構成図。 実施形態に係るＸ線撮影装置が備えるＸ線高電圧装置における動作のタイミングの一例を示すタイミングチャート。 実施形態に係るＸ線撮影装置が備えるＸ線高電圧装置における別の動作のタイミングの一例を示すタイミングチャート。 実施形態に係るＸ線撮影装置が備えるＸ線管装置の別の構成の一例を模式的に示す図。 実施形態に係るＸ線撮影装置が備える別の構成のＸ線管装置がＸ線を発生させる様子の一例を模式的に示す図。 実施形態に係るＸ線撮影装置が備えるＸ線管装置のさらに別の構成の一例を模式的に示す図。 実施形態に係るＸ線撮影装置が備えるさらに別の構成のＸ線管装置がＸ線を発生させる様子の一例を模式的に示す図。 実施形態に係るＸ線撮影装置が備えるＸ線管装置のさらに別の構成の一例を模式的に示す図。 実施形態に係るＸ線撮影装置が備えるさらに別の構成のＸ線管装置がＸ線を発生させる様子の一例を模式的に示す図。

以下、実施形態のＸ線撮影装置、およびＸ線発生装置を、図面を参照して説明する。Ｘ線撮影装置は、例えば、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography：コンピュータ断層撮影）装置など、寝台装置に載置した状態の被検体の医用画像を取得して診断をする医用診断装置である。以下の説明においては、Ｘ線撮影装置が、ＣＴ検査をするためのＸ線ＣＴ装置である場合を例に挙げて説明する。

図１は、実施形態に係るＸ線撮影装置（Ｘ線ＣＴ装置）の構成図である。Ｘ線ＣＴ装置１は、被検体にＸ線を照射し、被検体を通過したＸ線を検出する医用診断装置である。Ｘ線ＣＴ装置１では、検出したＸ線に応じた画像を生成して表示する。これにより、ＣＴ検査の実施者（医師や技師など）は、被検体に病変があるか否かなどを目視で確認することができる。

Ｘ線ＣＴ装置１は、デュアルエナジースキャン（Dual Energy Scan）方式のＸ線スキャンを実行する。Ｘ線ＣＴ装置１におけるデュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンでは、Ｘ線管に印加する管電圧を周期的に（高速に）切り替えながら、被検体に高エネルギーのＸ線と低エネルギーのＸ線とをほぼ同時に照射する。また、Ｘ線ＣＴ装置１は、デュアルエナジースキャン後の画像処理において、検出したＸ線に基づく再構成画像（ＣＴ画像）など画像を生成する。

Ｘ線ＣＴ装置１は、例えば、架台装置１０と、寝台装置３０と、コンソール装置４０とを備える。なお、図１では、説明の都合上、架台装置１０をＺ軸方向から見た図とＸ軸方向から見た図との両方に図を示しているが、実際には、Ｘ線ＣＴ装置１が備える架台装置１０は一つである。本実施形態では、非チルト状態での回転フレーム１７の中心軸または寝台装置３０の天板３３の長手方向をＺ軸方向、Ｚ軸方向に直交し、床面に対して水平である軸をＸ軸方向、Ｚ軸方向に直交し、床面に対して垂直である方向をＹ軸方向とそれぞれ定義する。Ｘ線ＣＴ装置１は、特許請求の範囲における「Ｘ線撮影装置」や「Ｘ線発生装置」の一例である。

架台装置１０は、例えば、Ｘ線管を内蔵するＸ線管装置１１と、ウェッジ１２と、コリメータ１３と、Ｘ線高電圧装置１４と、Ｘ線検出器１５と、データ収集システム（以下、ＤＡＳ：Data Acquisition System）１６と、回転フレーム１７と、制御装置１８とを備える。

Ｘ線管装置１１は、内蔵するＸ線管が、Ｘ線高電圧装置１４により印加された高電圧の管電圧に応じて、陰極（フィラメント）から陽極（ターゲット）に向けて熱電子を放出させることでＸ線を発生させる。Ｘ線管装置１１は、Ｘ線管として、例えば、真空管を含む。以下の説明においては、説明を容易にするため、Ｘ線管装置１１がＸ線管であるものとして説明する。Ｘ線管装置１１は、例えば、陰極から回転する陽極に熱電子を放出させることによりＸ線を発生させる回転陽極型のＸ線管である。Ｘ線管装置１１が備える陰極は、加熱された状態で管電圧が印加されることにより、陽極に向けて熱電子を放出させる。Ｘ線管装置１１は、陰極の加熱量と印加された管電圧とに応じた量の熱電子を陽極に向けて放出させる。Ｘ線管装置１１に印加された管電圧は、その電位差によって、陰極により放出された熱電子を加速して陽極に到達させる。そして、Ｘ線管装置１１は、放出させた熱電子により陰極と陽極との間に流れた管電流に応じた線量のＸ線を発生させる。つまり、Ｘ線管装置１１が発生させるＸ線の線量（Ｘ線量）は、陰極の加熱量と印加する管電圧とを変化させて陰極と陽極との間に流れる管電流を制御することによって、Ｘ線量を変えることができる。

Ｘ線管装置１１は、１つの陽極と複数の陰極とを備える。Ｘ線管装置１１は、Ｘ線高電圧装置１４により印加された管電圧の電圧値に応じて高エネルギーのＸ線と低エネルギーのＸ線とを発生させる。これにより、Ｘ線ＣＴ装置１では、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行する。Ｘ線管装置１１が備えるそれぞれの陰極の加熱量が一定である場合において、Ｘ線管装置１１に高エネルギーのＸ線を発生させる場合には、高い電圧値の管電圧を印加し、Ｘ線管装置１１に低エネルギーのＸ線を発生させる場合には、Ｘ線管装置１１に高エネルギーのＸ線を発生させる場合よりも低い電圧値の管電圧を印加する。

また、Ｘ線管装置１１は、複数の陰極のうち少なくとも一つの陰極にグリッド電極が設けられ、Ｘ線高電圧装置１４により印加されたグリッド電圧に応じて陰極により放出された熱電子の陽極への到達量を変化させる構成となっている。グリッド電圧は、その電圧値によって、グリッド電極が設けられている陰極により放出された熱電子の陽極への到達を遮蔽（カットオフ）するか否かを切り替える。つまり、Ｘ線管装置１１は、Ｘ線高電圧装置１４により印加されたグリッド電圧の電圧値によって、グリッド電極が設けられている陰極により放出された熱電子の陽極への到達を遮蔽（カットオフ）するか否かを切り替えることができる構成となっている。なお、グリッド電極は、陰極により放出された熱電子を遮蔽（カットオフ）する機能に加えて、例えば、Ｘ線管装置１１が発生させるＸ線の焦点の位置を調整する機能を持つものであってもよい。

Ｘ線管装置１１は、特許請求の範囲における「Ｘ線管」の一例である。また、グリッド電極が設けられていない陰極は、特許請求の範囲における「第１の陰極」の一例であり、グリッド電極が設けられている陰極は、特許請求の範囲における「第２の陰極」の一例である。

なお、上述したように、Ｘ線管装置１１がＸ線を発生させる管電圧以外の要素として、陰極の加熱量もある。ただし、陰極の加熱量の変化、つまり、熱の変化は、応答性は低いため、Ｘ線ＣＴ装置１におけるデュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンのタイミングに同期させることが難しい。このため、Ｘ線ＣＴ装置１では、Ｘ線管装置１１が備えるそれぞれの陰極の加熱量を一定にし、Ｘ線管装置１１に印加する管電圧を周期的に切り替えることにより、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実現している。

［Ｘ線管装置１１の構成の一例］
ここで、Ｘ線管装置１１の構成の一例について説明する。図２は、実施形態に係るＸ線撮影装置（Ｘ線ＣＴ装置１）が備えるＸ線管装置１１の構成の一例を模式的に示す図である。また、図３は、実施形態に係るＸ線撮影装置（Ｘ線ＣＴ装置１）が備えるＸ線管装置１１がＸ線を発生させる様子の一例を模式的に示す図である。図２には、Ｘ線管装置１１が内蔵するＸ線管における陰極部を熱電子が放出される側から見た場合の構成の一例を示している。また、図３には、Ｘ線管装置１１が内蔵するＸ線管においてＸ線を発生させる様子を模式的に示している。

図２に示した陰極部１１Ｃの構成は、Ｘ線管装置１１（より具体的には、Ｘ線管装置１１が内蔵するＸ線管）が二つの陰極を備える場合の一例である。陰極部１１Ｃは、例えば、陰極ＦＡと、陰極ＦＢと、グリッド電極Ｇとを備える。陰極ＦＡと陰極ＦＢとのそれぞれは、同じ大きさ（サイズ）の陰極（フィラメント）である。陰極ＦＡと陰極ＦＢとのそれぞれは、例えば、細線形状のタングステンやニッケルなどの金属により形成されている。このため、陰極ＦＡと陰極ＦＢとのそれぞれは、Ｘ線高電圧装置１４により流されるフィラメント電流に応じて発熱し、熱電子を放出する。陰極部１１Ｃでは、陰極ＦＢにグリッド電極Ｇが設けられている。グリッド電極Ｇは、例えば、網目状の電極であり、陰極ＦＢを覆うように形成されている。

このような構成のＸ線管装置１１において、陽極と、陰極部１１Ｃが備えるそれぞれの陰極との間に管電圧を印加することにより、それぞれの陰極から陽極に向けて熱電子が放出される。図３には、Ｘ線管装置１１が内蔵するＸ線管において、陰極ＦＡから陽極Ａに向けて熱電子ＴｅＡが放出される様子と、陰極ＦＢから陽極Ａに向けて熱電子ＴｅＢが放出される様子とを示している。Ｘ線管装置１１は、内蔵するＸ線管の陽極Ａに到達した熱電子に応じたエネルギーのＸ線を発生させる。図３には、陽極Ａに到達した熱電子ＴｅＡおよび熱電子ＴｅＢに応じたエネルギーのＸ線を発生させている様子を示している。

なお、図２に示したＸ線管装置１１の構成の一例では、内蔵するＸ線管の陰極ＦＢにのみグリッド電極Ｇが設けられている。このため、図３に示した一例では破線で示した、陰極ＦＢにより放出された熱電子ＴｅＢの陽極Ａへの到達を遮蔽（カットオフ）するか否かが切り替えられる。より具体的には、カットオフしないことを表す電圧値のグリッド電圧がＸ線高電圧装置１４によりグリッド電極Ｇに印加された場合には、陰極ＦＢにより放出された熱電子ＴｅＢはグリッド電極Ｇにより妨げられずに陽極Ａに到達するように切り替えられる。一方、カットオフすることを表す電圧値のグリッド電圧がＸ線高電圧装置１４によりグリッド電極Ｇに印加された場合には、陰極ＦＢにより放出された熱電子ＴｅＢはグリッド電極Ｇにより妨げられて陽極Ａに到達しないように切り替えられる。

図１に戻り、ウェッジ１２は、Ｘ線管装置１１により発生されたＸ線を被検体Ｐに照射する際の線量（Ｘ線量）を調節するためのフィルタである。ウェッジ１２は、被検体Ｐに照射するＸ線量の分布が予め定められた分布になるように、自身を透過するＸ線を減衰させる。ウェッジ１２は、ウェッジフィルタ（wedge filter）、ボウタイフィルタ（bow-tie filter）とも呼ばれる。ウェッジ１２は、例えば、所定のターゲット角度や所定の厚みとなるようにアルミニウムを加工したものである。

コリメータ１３は、ウェッジ１２を透過したＸ線の照射範囲を絞り込むための機構である。コリメータ１３は、例えば、複数の鉛板を組み合わせてスリットを形成することにより、Ｘ線の照射範囲を絞り込む。コリメータ１３は、Ｘ線絞りと呼ばれる場合もある。

Ｘ線高電圧装置１４は、Ｘ線管装置１１が備える陽極と複数の陰極のそれぞれとの間に印加されるそれぞれの管電圧を周期的に切り替える。また、Ｘ線高電圧装置１４は、それぞれの管電圧の切り替えに応じて、Ｘ線管装置１１が備えるグリッド電極に印加するグリッド電圧を制御する。また、Ｘ線高電圧装置１４は、それぞれの管電圧の切り替えに応じて、Ｘ線管装置１１が備える陰極の加熱量を制御する。Ｘ線高電圧装置１４は、例えば、高電圧発生装置と、Ｘ線制御装置とを備える。Ｘ線高電圧装置１４は、回転フレーム１７に設けられてもよいし、架台装置１０に設けられた不図示の固定フレーム（後述）の側に設けられてもよい。Ｘ線高電圧装置１４は、特許請求の範囲における「管電圧制御部」、「グリッド電圧制御部」、および「加熱量制御部」の一例である。また、Ｘ線管装置１１とＸ線高電圧装置１４（コンソール装置４０を含んでもよい）との構成は、特許請求の範囲における「Ｘ線撮影装置」や「Ｘ線発生装置」の一例でもある。

高電圧発生装置は、電源や、変圧器（トランス）および整流器などを含む電気回路を備える。高電圧発生装置は、Ｘ線管装置１１に印加する高電圧を発生させる。高電圧発生装置は、電源が出力する電圧を上述した変圧器によって昇圧を行うものであってもよいし、インバータによって昇圧を行うものであってもよい。高電圧発生装置は、Ｘ線管装置１１が備える陽極と複数の陰極のそれぞれとの間に印加するそれぞれの管電圧を発生させる。例えば、高電圧発生装置は、Ｘ線管装置１１に高エネルギーのＸ線を発生させるために印加する高い電圧値（以下、「高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶ」という）の管電圧と、Ｘ線管装置１１に低エネルギーのＸ線を発生させるために印加する、高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶよりも低い電圧値（以下、「低電圧Ｌｏｗ－ｋＶ」という）の管電圧とのそれぞれを発生させる。高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧は、特許請求の範囲における「第１の管電圧」の一例であり、低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧は、特許請求の範囲における「第２の管電圧」の一例である。

また、高電圧発生装置は、Ｘ線管装置１１が備えるグリッド電極に印加するグリッド電圧を発生させる。また、高電圧発生装置は、Ｘ線管装置１１が備える陰極の加熱量を個別に制御する（少なくとも一つの陰極の加熱量を制御する）ためのフィラメント電流を発生させる。

Ｘ線制御装置は、コンソール装置４０からの管電圧制御信号に従って、Ｘ線管装置１１に発生させるべきＸ線の線量に応じて高電圧発生装置によるそれぞれの管電圧の出力を制御する。管電圧制御信号は、Ｘ線管装置１１に印加する管電圧の電圧値を高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶまたは低電圧Ｌｏｗ－ｋＶに切り替えるための同期信号である。管電圧制御信号は、例えば、後述するビュー期間に同期した信号である。Ｘ線制御装置は、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行するために必要な管電圧がＸ線管装置１１に印加されるように、高電圧発生装置に、高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶと低電圧Ｌｏｗ－ｋＶとのいずれの電圧値の管電圧を出力させるかを、管電圧制御信号に応じて周期的に切り替える制御をする。

また、Ｘ線制御装置は、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行する際の管電圧の出力の切り替え（電圧値の高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶと低電圧Ｌｏｗ－ｋＶとの切り替え）に応じて、高電圧発生装置によるグリッド電圧の出力を制御する。より具体的には、Ｘ線制御装置は、高電圧発生装置に低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧を出力させるタイミングに同期してグリッド電圧の出力を制御する。例えば、Ｘ線制御装置は、Ｘ線管装置１１に低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧を印加するタイミングのときには、グリッド電極が設けられている陰極により放出された熱電子の陽極への到達を遮蔽（カットオフ）しないことを表す電圧値のグリッド電圧を出力させるように制御する。一方、Ｘ線制御装置は、Ｘ線管装置１１に高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧を印加するタイミングのときには、グリッド電極が設けられている陰極により放出された熱電子の陽極への到達を遮蔽（カットオフ）することを表す電圧値のグリッド電圧を出力させるように制御する。つまり、Ｘ線制御装置は、Ｘ線管装置１１に高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧を印加するタイミングのときのみ、グリッド電極が設けられている陰極により放出された熱電子をカットオフさせるように制御する。

さらに、Ｘ線制御装置は、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行する際の管電圧の高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶと低電圧Ｌｏｗ－ｋＶとの切り替え制御、およびグリッド電圧の出力制御に応じて、Ｘ線管装置１１が備えるそれぞれの陰極に流しているフィラメント電流をフィードバック制御する。つまり、Ｘ線制御装置は、Ｘ線管装置１１が備えるそれぞれの陰極の加熱量が安定するようにフィードバック制御する。例えば、Ｘ線制御装置は、グリッド電極が設けられていない陰極に対して高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧を印加させているときには、検出したＸ線管装置１１の管電流に基づいてフィラメント電流をフィードバック制御することにより陰極の加熱量の安定化を図り、低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧を印加させているときには、高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧を印加させているときの加熱量を維持するようにフィラメント電流を一定に制御する。一方、Ｘ線制御装置は、グリッド電極が設けられている陰極に対して低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧を印加させているときには、検出したＸ線管装置１１の管電流に基づいてフィラメント電流をフィードバック制御することにより陰極の加熱量の安定化を図り、高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧を印加させているときには、低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧を印加させているときの加熱量を維持するようにフィラメント電流を一定に制御する。このように、Ｘ線制御装置は、Ｘ線管装置１１が備えるそれぞれの陰極の加熱量が安定するように、フィラメント電流を個別に制御する。

Ｘ線検出器１５は、Ｘ線管装置１１が発生させ、被検体Ｐを通過して入射したＸ線の強度を検出する。Ｘ線検出器１５は、検出したＸ線の強度に応じた電気信号（光信号などでもよい）をＤＡＳ１６に出力する。Ｘ線検出器１５は、例えば、複数のＸ線検出素子列を有する。複数のＸ線検出素子列のそれぞれは、Ｘ線管装置１１の焦点を中心とした円弧に沿ってチャネル方向に複数のＸ線検出素子が配列されたものである。複数のＸ線検出素子列は、スライス方向（列方向、ｒｏｗ方向）に配列される。

Ｘ線検出器１５は、例えば、グリッドと、シンチレータアレイと、光センサアレイとを有する間接型の検出器である。シンチレータアレイは、複数のシンチレータを有する。それぞれのシンチレータは、シンチレータ結晶を有する。シンチレータ結晶は、入射するＸ線の強度に応じた光量の光を発する。グリッドは、シンチレータアレイのＸ線が入射する面に配置され、散乱Ｘ線を吸収する機能を有するＸ線遮蔽板を有する。なお、グリッドは、コリメータ（一次元コリメータまたは二次元コリメータ）と呼ばれる場合もある。光センサアレイは、例えば、光電子増倍管（フォトマルチプライヤー：ＰＭＴ）などの光センサを有する。光センサアレイは、シンチレータにより発せられる光の光量に応じた電気信号を出力する。Ｘ線検出器１５は、入射したＸ線を電気信号に変換する半導体素子を有する直接変換型の検出器であってもよい。

ＤＡＳ１６は、例えば、増幅器と、積分器と、Ａ／Ｄ変換器とを有する。増幅器は、Ｘ線検出器１５の各Ｘ線検出素子により出力される電気信号に対して増幅処理を行う。積分器は、増幅器により増幅処理が行われた電気信号をビュー期間（後述）に亘って積分する。Ａ／Ｄ変換器は、積分器による積分結果を示す電気信号をデジタル信号に変換する。ＤＡＳ１６は、デジタル信号に基づく検出データをコンソール装置４０に出力する。検出データは、生成元のＸ線検出素子のチャンネル番号、列番号、および収集されたビューを示すビュー番号により識別されたＸ線強度のデジタル値である。ビュー番号は、回転フレーム１７の回転に応じて変化する番号であり、例えば、回転フレーム１７の回転に応じてインクリメントされる番号である。従って、ビュー番号は、Ｘ線管装置１１の回転角度を示す情報である。ビュー期間とは、あるビュー番号に対応する回転角度から、次のビュー番号に対応する回転角度に到達するまでの間に収まる期間である。ＤＡＳ１６は、ビューの切り替わりを、制御装置１８から入力されるタイミング信号によって検知してもよいし、内部のタイマーによって検知してもよいし、図示しないセンサから取得される信号によって検知してもよい。Ｘ線ＣＴ装置１がフルスキャンを行う場合においてＸ線管装置１１によりＸ線が連続曝射されている場合、ＤＡＳ１６は、全周囲分（３６０度分）の検出データ群を収集する。Ｘ線ＣＴ装置１がハーフスキャンを行う場合においてＸ線管装置１１によりＸ線が連続曝射されている場合、ＤＡＳ１６は、半周囲分（１８０度分）の検出データを収集する。

回転フレーム１７は、Ｘ線管装置１１、ウェッジ１２、およびコリメータ１３と、Ｘ線検出器１５とを対向支持する円環状の部材である。回転フレーム１７は、固定フレームによって、内部に導入された被検体Ｐを中心として回転自在に支持される。回転フレーム１７は、さらにＤＡＳ１６を支持する。ＤＡＳ１６が出力する検出データは、回転フレーム１７に設けられた発光ダイオード（ＬＥＤ）を有する送信機から、光通信によって、架台装置１０の非回転部分（例えば、不図示の固定フレーム）に設けられたフォトダイオードを有する受信機に送信され、受信機によってコンソール装置４０に転送される。なお、回転フレーム１７から非回転部分への検出データの送信方法として、前述の光通信を用いた方法に限らず、非接触型の任意の送信方法を採用してよい。回転フレーム１７は、Ｘ線管装置１１などを支持して回転させることができるものであれば、円環状の部材に限らず、アームのような部材であってもよい。

Ｘ線ＣＴ装置１は、例えば、Ｘ線管装置１１とＸ線検出器１５の双方が回転フレーム１７によって支持されて被検体Ｐの周囲を回転するＲｏｔａｔｅ／Ｒｏｔａｔｅ－ＴｙｐｅのＸ線ＣＴ装置（第３世代ＣＴ）であるが、これに限らず、円環状に配列された複数のＸ線検出素子が固定フレームに固定され、Ｘ線管装置１１が被検体Ｐの周囲を回転するＳｔａｔｉｏｎａｒｙ／Ｒｏｔａｔｅ－ＴｙｐｅのＸ線ＣＴ装置（第４世代ＣＴ）であってもよい。

制御装置１８は、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）などのプロセッサを有する処理回路と、モータやアクチュエータなどを含む駆動機構とを有する。制御装置１８は、コンソール装置４０または架台装置１０に取り付けられた入力インターフェース４３からの入力信号を受け付けて、架台装置１０および寝台装置３０の動作を制御する。

制御装置１８は、例えば、回転フレーム１７を回転させたり、架台装置１０をチルトさせたり、寝台装置３０の天板３３を移動させたりする。架台装置１０をチルトさせる場合、制御装置１８は、入力インターフェース４３に入力された傾斜角度（チルト角度）に基づいて、Ｚ軸方向に平行な軸を中心に回転フレーム１７を回転させる。制御装置１８は、不図示のセンサの出力などによって回転フレーム１７の回転角度を把握している。また、制御装置１８は、回転フレーム１７の回転角度を随時、処理回路５０に提供する。制御装置１８は、架台装置１０に設けられてもよいし、コンソール装置４０に設けられてもよい。

寝台装置３０は、スキャン対象の被検体Ｐを載置して移動させ、架台装置１０の回転フレーム１７の内部に導入する装置である。寝台装置３０は、例えば、基台３１と、寝台駆動装置３２と、天板３３と、支持フレーム３４とを備える。基台３１は、支持フレーム３４を鉛直方向（Ｙ軸方向）に移動可能に支持する筐体を含む。寝台駆動装置３２は、モータやアクチュエータを含む。寝台駆動装置３２は、被検体Ｐが載置された天板３３を、支持フレーム３４に沿って、天板３３の長手方向（Ｚ軸方向）に移動させる。天板３３は、被検体Ｐが載置される板状の部材である。

寝台駆動装置３２は、天板３３だけでなく、支持フレーム３４を天板３３の長手方向に移動させてもよい。また、上記とは逆に、架台装置１０がＺ軸方向に移動可能であり、架台装置１０の移動によって回転フレーム１７が被検体Ｐの周囲に来るように制御されてもよい。また、架台装置１０と天板３３の双方が移動可能な構成であってもよい。また、Ｘ線ＣＴ装置１は、被検体Ｐが立位または座位でスキャンされる方式の装置であってもよい。この場合、Ｘ線ＣＴ装置１は、寝台装置３０に代えて被検体支持機構を有し、架台装置１０は、回転フレーム１７を、床面に垂直な軸方向を中心に回転させる。

コンソール装置４０は、例えば、メモリ４１と、ディスプレイ４２と、入力インターフェース４３と、ネットワーク接続回路４４と、処理回路５０とを備える。本実施形態では、コンソール装置４０は架台装置１０とは別体であるものとして説明するが、架台装置１０にコンソール装置４０の各構成要素の一部または全部が含まれてもよい。

メモリ４１は、例えば、ＲＯＭ（Read Only Memory）やＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリなどの半導体メモリ素子、ハードディスクドライブ（Hard Disk Drive：ＨＤＤ）、光ディスクなどにより実現される。メモリ４１は、例えば、ＤＡＳ１６により出力された検出データ、検出データに基づいて生成される投影データや再構成画像（ＣＴ画像）などのデータを記憶する。これらのデータは、メモリ４１ではなく（或いはメモリ４１に加えて）、Ｘ線ＣＴ装置１が通信可能な外部メモリに記憶されてもよい。外部メモリは、例えば、外部メモリを管理するクラウドサーバが読み書きの要求を受け付けることで、クラウドサーバによって制御されるものである。外部メモリは、例えば、ＰＡＣＳ（Picture Archiving and Communication Systems）と称されるシステムにより実現される。ＰＡＣＳとは、各種画像診断装置によって撮影された画像などを体系的に記憶する医用画像管理システムである。

ディスプレイ４２は、各種の情報を表示する。例えば、ディスプレイ４２は、処理回路５０によって生成された画像や、Ｘ線ＣＴ装置１の操作者（医師や技師など）による各種操作を受け付けるＧＵＩ（Graphical User Interface）画像などを表示する。ディスプレイ４２は、例えば、液晶ディスプレイ（Liquid Crystal Display：ＬＣＤ）やＣＲＴ（Cathode Ray Tube）ディスプレイ、有機ＥＬ（Electroluminescence）ディスプレイなどである。ディスプレイ４２は、架台装置１０に設けられてもよい。ディスプレイ４２は、デスクトップ型でもよいし、コンソール装置４０の本体部と無線通信可能な表示装置（例えば、タブレット端末）であってもよい。

入力インターフェース４３は、Ｘ線ＣＴ装置１の操作者による各種の入力操作を受け付け、受け付けた入力操作の内容を示す電気信号を処理回路５０に出力する。例えば、入力インターフェース４３は、検出データを収集する際の収集条件、投影データを生成する際の生成条件、再構成画像を再構成する際の再構成条件、再構成画像から後処理画像を生成する際の画像処理条件などの入力操作を受け付ける。例えば、入力インターフェース４３は、マウスやキーボード、タッチパネル、トラックボール、スイッチ、ボタン、ジョイスティック、カメラ、赤外線センサ、マイクなどにより実現される。入力インターフェース４３は、架台装置１０に設けられてもよい。また、入力インターフェース４３は、コンソール装置４０の本体部と無線通信可能な表示装置（例えば、タブレット端末）により実現されてもよい。

ネットワーク接続回路４４は、例えば、プリント回路基板を有するネットワークカード、或いは無線通信モジュールなどを含む。ネットワーク接続回路４４は、接続する対象のネットワークの形態に応じた情報通信用プロトコルを実装する。ネットワークは、例えば、ＬＡＮ（Local Area Network）やＷＡＮ（Wide Area Network）、インターネット、セルラー網、専用回線などを含む。

処理回路５０は、Ｘ線ＣＴ装置１の全体の動作を制御する。処理回路５０は、例えば、システム制御機能５１、前処理機能５２、再構成処理機能５３、画像処理機能５４、スキャン制御機能５５、表示制御機能５６などを実行する。処理回路５０は、例えば、ハードウェアプロセッサがメモリ４１に記憶されたプログラム（ソフトウェア）を実行することにより、これらの機能を実現するものである。

ハードウェアプロセッサとは、例えば、ＣＰＵ、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit）、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ）または複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ））などの回路（circuitry）を意味する。メモリ４１にプログラムを記憶させる代わりに、ハードウェアプロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むように構成しても構わない。この場合、ハードウェアプロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。ハードウェアプロセッサは、単一の回路として構成されるものに限らず、複数の独立した回路を組み合わせて１つのハードウェアプロセッサとして構成され、各機能を実現するようにしてもよい。また、複数の構成要素を１つのハードウェアプロセッサに統合して各機能を実現するようにしてもよい。また、複数の構成要素を１つの専用のＬＳＩに組み込んで各機能を実現するようにしてもよい。ここで、プログラム（ソフトウェア）は、予めＲＯＭやＲＡＭ、ＨＤＤ、フラッシュメモリなどのメモリ４１を構成する記憶装置（非一過性の記憶媒体を備える記憶装置）に格納されていてもよいし、ＤＶＤやＣＤ－ＲＯＭなどの着脱可能な記憶媒体（非一過性の記憶媒体）に格納されており、記憶媒体がコンソール装置４０に備えるドライブ装置に装着されることで、コンソール装置４０に備える記憶装置にインストールされてもよい。また、プログラム（ソフトウェア）は、他のコンピュータ装置からネットワーク接続回路４４が接続するネットワークを介して予めダウンロードされて、コンソール装置４０に備える記憶装置にインストールされてもよい。

コンソール装置４０または処理回路５０が備える各構成要素は、分散化されて複数のハードウェアにより実現されてもよい。処理回路５０は、コンソール装置４０が備える構成ではなく、コンソール装置４０と通信可能な処理装置によって実現されてもよい。処理装置は、例えば、一つのＸ線ＣＴ装置と接続されたワークステーション、あるいは複数のＸ線ＣＴ装置に接続され、以下に説明する処理回路５０と同等の処理を一括して実行する装置（例えば、クラウドサーバ）である。すわなち、本実施形態の構成を、Ｘ線ＣＴ装置と、他の処理装置とがネットワークを介して接続されたＸ線ＣＴ検査システム（医用診断システム）として実現することも可能である。

システム制御機能５１は、例えば、入力インターフェース４３により受け付けられた入力操作に基づいて、処理回路５０の各種機能を制御する。

前処理機能５２は、ＤＡＳ１６により出力された検出データに対して対数変換処理やオフセット補正処理、チャネル間の感度補正処理、ビームハードニング補正などの前処理を行って投影データを生成し、生成した投影データをメモリ４１に記憶させる。

再構成処理機能５３は、前処理機能５２により生成された投影データに対して、フィルタ補正逆投影法や逐次近似再構成法などによる所定の再構成処理を行って再構成画像を生成し、生成した再構成画像をメモリ４１に記憶させる。

画像処理機能５４は、入力インターフェース４３により受け付けられた入力操作に基づいて、再構成画像を公知の方法により、三次元画像や任意断面の断面像データに変換する。三次元画像への変換は、前処理機能５２によって行われてもよい。

スキャン制御機能５５は、Ｘ線高電圧装置１４、ＤＡＳ１６、制御装置１８、および寝台駆動装置３２に指示することで、架台装置１０における検出データの収集処理を制御する。スキャン制御機能５５は、位置合わせ画像、本撮影画像、および診断に用いる画像を撮影する際の各部の動作をそれぞれ制御する。例えば、スキャン制御機能５５は、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行するために、Ｘ線管装置１１に印加する管電圧の電圧値を高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶまたは低電圧Ｌｏｗ－ｋＶに切り替える管電圧制御信号をＸ線高電圧装置１４に出力する。

表示制御機能５６は、ディスプレイ４２の表示態様を制御する。例えば、表示制御機能５６は、ディスプレイ４２を制御して、処理回路５０によって生成された再構成画像や、Ｘ線ＣＴ装置１の操作者による各種操作を受け付けるＧＵＩ画像などを表示させる。

上記説明したように、Ｘ線撮影装置はＸ線ＣＴ装置１（Ｘ線管装置１１とＸ線高電圧装置１４（コンソール装置４０を含んでもよい）との構成であってもよい）であり、Ｘ線ＣＴ装置１は、陽極Ａと、複数の陰極（例えば、陰極ＦＡおよび陰極ＦＢ）と、印加されたグリッド電圧に応じて、複数の陰極のうち少なくとも一つの陰極（ここでは、陰極ＦＢ）により放出された熱電子（ここでは、熱電子ＴｅＢ）の陽極Ａへの到達量を変化させるグリッド電極Ｇと、を備えるＸ線管装置１１（Ｘ線管装置１１が内蔵するＸ線管）と、陽極Ａと複数の陰極（ここでは、陰極ＦＡおよび陰極ＦＢ）のそれぞれとの間に印加されるそれぞれの管電圧を周期的（高速に）に切り替える管電圧制御部（ここでは、Ｘ線高電圧装置１４またはＸ線制御装置１４２）と、管電圧制御部によるそれぞれの管電圧の切り替えに応じて、グリッド電圧を制御するグリッド電圧制御部（ここでは、Ｘ線高電圧装置１４またはＸ線制御装置１４２）と、を備える。

また、上記説明したように、Ｘ線ＣＴ装置１において、管電圧制御部は、複数の陰極のそれぞれに印加する高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧と高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧よりも低い低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧とを周期的に（高速に）切り替え、グリッド電圧制御部は、管電圧制御部が低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧を印加するタイミングに同期してグリッド電極Ｇに印加するグリッド電圧を制御してもよい。

また、上記説明したように、Ｘ線ＣＴ装置１は、高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧と低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧とを切り替えるタイミングに同期して、グリッド電極Ｇが設けられていない陰極である第１の陰極（ここでは、陰極ＦＡ）と、グリッド電極Ｇが設けられている陰極である第２の陰極（ここでは、陰極ＦＢ）との少なくとも一方の加熱量を制御する加熱量制御部（ここでは、Ｘ線高電圧装置１４またはＸ線制御装置１４２）、をさらに備えてもよい。

また、上記説明したように、Ｘ線ＣＴ装置１において、Ｘ線管装置１１が備える陰極ＦＡと陰極ＦＢとは同じ形状を有してもよい。

また、上記説明したように、Ｘ線発生装置はＸ線ＣＴ装置１（Ｘ線管装置１１とＸ線高電圧装置１４（コンソール装置４０を含んでもよい）との構成であってもよい）であり、Ｘ線ＣＴ装置１は、陽極Ａと、複数の陰極（例えば、陰極ＦＡおよび陰極ＦＢ）と、印加されたグリッド電圧に応じて、複数の陰極のうち少なくとも一つの陰極（ここでは、陰極ＦＢ）により放出された熱電子（ここでは、熱電子ＴｅＢ）の陽極Ａへの到達量を変化させるグリッド電極Ｇと、を備えるＸ線管装置１１と、陽極Ａと複数の陰極（ここでは、陰極ＦＡおよび陰極ＦＢ）のそれぞれとの間に印加されるそれぞれの管電圧（高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧と、高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧よりも低い低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧）を周期的に（高速に）切り替える管電圧制御部（ここでは、Ｘ線高電圧装置１４またはＸ線制御装置１４２）と、を備える。

このような構成によってＸ線ＣＴ装置１では、Ｘ線管装置１１に印加する管電圧の電圧値を高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶまたは低電圧Ｌｏｗ－ｋＶのいずれかに周期的に（高速に）切り替えながら、高エネルギーのＸ線と低エネルギーのＸ線とをほぼ同時に照射して、被検体Ｐのスキャンを行う。Ｘ線ＣＴ装置１における被検体Ｐのスキャンの態様としては、ヘリカルスキャン、コンベンショナルスキャン、ステップアンドシュートなどの態様がある。ヘリカルスキャンとは、天板３３を移動させながら回転フレーム１７を回転させて被検体Ｐをらせん状にスキャンする態様である。コンベンショナルスキャンとは、天板３３を静止させた状態で回転フレーム１７を回転させて被検体Ｐを円軌道でスキャンする態様である。ステップアンドシュートとは、天板３３の位置を一定間隔で移動させてコンベンショナルスキャンを複数のスキャンエリアで行う態様である。

次に、Ｘ線ＣＴ装置１においてデュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行するための構成および動作について説明する。図４は、実施形態に係るＸ線撮影装置（Ｘ線ＣＴ装置１）が備えるＸ線高電圧装置１４の概略構成図である。Ｘ線高電圧装置１４は、例えば、高電圧発生装置１４１と、Ｘ線制御装置１４２とを備える。なお、図４には、二つの陰極を備えるＸ線管装置１１の構成の一例も併せて示している。より具体的には、図４には、図２に示したＸ線管装置１１の構成の一例と同様に、陽極Ａと、グリッド電極Ｇが設けられていない陰極ＦＡと、グリッド電極Ｇが設けられている陰極ＦＢとを備えるＸ線管装置１１の構成の一例も併せて示している。

高電圧発生装置１４１は、例えば、管電圧電源Ｖｏと、管電流検出端子Ｔと、グリッド電圧電源Ｖｇと、二つトランスＴＲ（トランスＴＲＡおよびトランスＴＲＢ）と、フィラメント加熱制御回路ＨＣとを含む。

管電圧電源Ｖｏは、Ｘ線管装置１１が備える陽極Ａとそれぞれの陰極（陰極ＦＡおよび陰極ＦＢ）との間に印加する管電圧を出力する電源である。管電圧電源Ｖｏは、例えば、数十～百数十［ｋＶ］の高電圧を出力する直流電源である。管電圧電源Ｖｏの－端子（管電圧の出力端子）は、陰極ＦＡと陰極ＦＢとのそれぞれの第１端子に接続されている。また、管電圧電源Ｖｏの－端子は、トランスＴＲＡとトランスＴＲＢとのそれぞれの二次側のコイルの第１端子に接続されている。管電圧電源Ｖｏの＋端子は、管電流検出端子Ｔを介して、陽極Ａの第１端子とともに接地されている。管電圧電源Ｖｏの制御端子は、Ｘ線制御装置１４２に接続されている。管電圧電源Ｖｏは、高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶと低電圧Ｌｏｗ－ｋＶとのそれぞれの電圧値の管電圧を出力する。管電圧電源Ｖｏが出力する高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの電圧値は、例えば、－１４０［ｋＶ］であり、管電圧電源Ｖｏが出力する低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの電圧値は、例えば、－８０［ｋＶ］である。管電圧電源Ｖｏは、Ｘ線制御装置１４２により制御端子に入力された管電圧制御信号に応じて、高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶまたは低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧を出力する。

管電流検出端子Ｔは、Ｘ線制御装置１４２が、上述した管電圧の切り替え制御や、グリッド電圧の出力制御、フィラメント電流のフィードバック制御をするために、陽極Ａの第１端子の管電流を検出するための端子である。管電流検出端子Ｔは、Ｘ線制御装置１４２に接続されている。

グリッド電圧電源Ｖｇは、Ｘ線管装置１１が備えるグリッド電極Ｇと、グリッド電極Ｇが設けられている陰極ＦＢとの間に印加するグリッド電圧を出力する電源である。グリッド電圧電源Ｖｇは、例えば、数千［Ｖ］の高電圧を出力する直流電源である。グリッド電圧電源Ｖｇの－端子（グリッド電圧の出力端子）は、グリッド電極Ｇの第１端子に接続されている。グリッド電圧電源Ｖｇの＋端子は、管電圧電源Ｖｏの－端子と接続されている。つまり、グリッド電圧電源Ｖｇの＋端子は、陰極ＦＡと陰極ＦＢとのそれぞれの第１端子に接続されている。これにより、グリッド電圧電源Ｖｇは、管電圧電源Ｖｏがそれぞれの陰極（ここでは、陰極ＦＢ）に印加する管電圧の電圧値よりもさらに高い電圧値のグリッド電圧を、グリッド電極Ｇと陰極ＦＢとの間に印加する。グリッド電圧電源Ｖｇの制御端子は、Ｘ線制御装置１４２に接続されている。グリッド電圧電源Ｖｇは、Ｘ線制御装置１４２により制御端子に入力されたグリッド電圧出力制御信号に応じて、陰極ＦＢにより放出された熱電子の陽極Ａへの到達を妨げない（カットオフしない）、或いは妨げる（カットオフする）ことを表す電圧値のグリッド電圧を出力する。グリッド電圧電源Ｖｇが出力するカットオフしないことを表すグリッド電圧の電圧値は、例えば、０［Ｖ］、つまり、管電圧と同じ電圧値である。グリッド電圧電源Ｖｇが出力するカットオフすることを表すグリッド電圧の電圧値は、例えば、－１０００［Ｖ］、つまり、管電圧の電圧値よりもさらに高い電圧値である。例えば、管電圧電源Ｖｏが高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶ＝－１４０［ｋＶ］の管電圧を出力している場合、グリッド電圧電源Ｖｇが出力するグリッド電圧の電圧値は、さらに－１０００［Ｖ］だけ高い、－１４０［ｋＶ］－１［ｋＶ］＝－１４１［ｋＶ］である。

それぞれのトランスＴＲは、対応する陰極を加熱させるためのフィラメント電流を発生させるトランスである。トランスＴＲＡは、対応する陰極ＦＡを加熱させるためのフィラメント電流を発生させ、トランスＴＲＢは、対応する陰極ＦＢを加熱させるためのフィラメント電流を発生させる。トランスＴＲＡおよびトランスＴＲＢの一次側のコイルの第１端子および第２端子は、フィラメント加熱制御回路ＨＣに接続されている。トランスＴＲＡの二次側のコイルの第２端子は、陰極ＦＡの第２端子に接続されている。トランスＴＲＢの二次側のコイルの第２端子は、陰極ＦＢの第２端子に接続されている。トランスＴＲＡは、フィラメント加熱制御回路ＨＣにより一次側のコイルの第１端子と第２端子との間に流された電流（交流電流）に応じたフィラメント電流（交流電流）を二次側のコイルに発生させ、陰極ＦＡの第１端子と第２端子との間に発生させたフィラメント電流を流すことにより、陰極ＦＡを加熱させる。トランスＴＲＢは、フィラメント加熱制御回路ＨＣにより一次側のコイルの第１端子と第２端子との間に流された電流（交流電流）に応じたフィラメント電流（交流電流）を二次側のコイルに発生させ、陰極ＦＢの第１端子と第２端子との間に発生させたフィラメント電流を流すことにより、陰極ＦＢを加熱させる。

フィラメント加熱制御回路ＨＣは、Ｘ線制御装置１４２からの制御に応じて、トランスＴＲにフィラメント電流を発生させるための電流（交流電流）を一次側のコイルに流すための回路である。フィラメント加熱制御回路ＨＣは、トランスＴＲＡの一次側のコイルとトランスＴＲＢの一次側のコイルとに個別の電流を流す。これにより、トランスＴＲＡとトランスＴＲＢとのそれぞれは、一次側のコイルに流された電流に応じたフィラメント電流を、二次側のコイルに発生させる。つまり、トランスＴＲＡとトランスＴＲＢとのそれぞれは、個別に対応する陰極を加熱させる。

［Ｘ線管装置１１に対する制御の一例］
Ｘ線制御装置１４２は、高電圧発生装置１４１がＸ線管装置１１に印加する管電圧（高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶおよび低電圧Ｌｏｗ－ｋＶ）の切り替え制御や、グリッド電圧の出力制御、フィラメント電流のフィードバック制御をするためのタイミング生成回路を含む。ここで、Ｘ線制御装置１４２によるタイミング制御の一例について説明する。

図５は、実施形態に係るＸ線撮影装置（Ｘ線ＣＴ装置１）が備えるＸ線高電圧装置１４（より具体的には、Ｘ線制御装置１４２）における動作のタイミングの一例を示すタイミングチャートである。図５に示したタイミングチャートは、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行する際にＸ線管装置１１の全体に流れる管電流が一定になるように制御する場合の一例である。

図５には、高電圧発生装置１４１がＸ線管装置１１に印加する管電圧およびグリッド電圧と、高電圧発生装置１４１により印加された管電圧に応じてＸ線管装置１１が備える陽極と陰極との間に流れる管電流とのそれぞれを示している。より具体的には、図５には、高電圧発生装置１４１が陰極ＦＡおよび陰極ＦＡの第１端子側に印加する負の電位の管電圧－Ｖｏの大きさの時間的な変化と、高電圧発生装置１４１がグリッド電極Ｇの第１端子側に印加する負の電位のグリッド電圧－Ｖｇの大きさの時間的な変化とを示している。また、図５には、高電圧発生装置１４１により印加された管電圧に応じて、陰極ＦＡ側から陽極Ａ側に流れる管電流成分Ｉａの大きさの時間的な変化と、陰極ＦＢ側から陽極Ａ側に流れる管電流成分Ｉｂの大きさの時間的な変化とを示している。また、図５には、陰極ＦＡ側、または陰極ＦＡ側および陰極ＦＢ側から陽極Ａ側に流れるＸ線管装置１１における全体の管電流Ｉａｎｏｄｅの大きさの時間的な変化を示している。なお、図５に示した管電圧－Ｖｏ、グリッド電圧－Ｖｇ、管電流成分Ｉａ、管電流成分Ｉｂ、および管電流Ｉａｎｏｄｅの大きさ（波形の高さ）は、電圧値や電流値を相対的に表したものではなく、それぞれの値の変化を絶対的に表したものである。

なお、Ｘ線制御装置１４２におけるフィラメント電流のフィードバック制御は、Ｘ線管装置１１が備えるそれぞれの陰極の加熱量が安定するように、つまり、それぞれの陰極の温度が一定の温度になるようにする制御である。従って、Ｘ線制御装置１４２は、Ｘ線管装置１１に印加する管電圧の切り替え制御や、グリッド電圧の出力制御のタイミングとは関係せずに、フィラメント電流のフィードバック制御（フィラメント加熱制御回路ＨＣに対する制御）を行う。このため、図５に示したタイミングチャートに表されるトランスＴＲＡが陰極ＦＡを加熱するために流すフィラメント電流と、トランスＴＲＢが陰極ＦＢを加熱するために流すフィラメント電流とのそれぞれの実効値は、一定の値である。従って、以下の説明においては、説明を容易にするため、図５におけるそれぞれのフィラメント電流の明示は省略し、それぞれの陰極の温度は一定の温度であるものとして説明する。

以下の説明においては、図２を適宜参照する。ＣＴ検査の実施者（医師や技師など）が、Ｘ線ＣＴ装置１によるＣＴ検査を開始すると、Ｘ線高電圧装置１４（つまり、Ｘ線制御装置１４２）は、コンソール装置４０からの制御（コンソール装置４０により入力された管電圧制御信号のタイミング）制御に従って、高電圧発生装置１４１に出力させる管電圧の切り替えの制御や、グリッド電圧の出力制御、フィラメント電流のフィードバック制御を開始する。

まず、タイミングｔ１の前において、Ｘ線制御装置１４２は、高電圧発生装置１４１（より具体的には、フィラメント加熱制御回路ＨＣ）に、陰極ＦＡに高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧－Ｖｏを出力したときに電流値Ｉａ＿Ｈｉｇｈの大きさの管電流成分Ｉａが得られるように陰極ＦＡを加熱させておく。また、Ｘ線制御装置１４２は、高電圧発生装置１４１（より具体的には、フィラメント加熱制御回路ＨＣ）に、陰極ＦＢに低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧－Ｖｏを出力したときに電流値Ｉａ＿Ｈｉｇｈと電流値Ｉａ＿Ｌｏｗとの差分の大きさの管電流成分Ｉｂ（Ｉｂ＝Ｉａ＿Ｈｉｇｈ－Ｉａ＿Ｌｏｗ）が得られるように陰極ＦＢを加熱させておく。また、タイミングｔ１の前において、Ｘ線制御装置１４２は、高電圧発生装置１４１に、カットオフすることを表す電圧値（図５では、高いレベル）のグリッド電圧－Ｖｇをグリッド電極Ｇに印加させる。これにより、陰極ＦＢに管電圧が印加された場合でも、陰極ＦＢにより放出された熱電子（例えば、図３では、熱電子ＴｅＢ）は、グリッド電極Ｇにより妨げられて陽極Ａに到達しないようになる。

そして、タイミングｔ１において、Ｘ線制御装置１４２は、高電圧発生装置１４１に、高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧－Ｖｏを陰極ＦＡと陰極ＦＢとのそれぞれに印加させる。これにより、陰極ＦＡから陽極Ａに向けて熱電子（例えば、図３では、熱電子ＴｅＡ）が放出され、管電流成分Ｉａは、高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧－Ｖｏに応じた高い電流値Ｉａ＿Ｈｉｇｈになる。一方、高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧－Ｖｏに応じて陰極ＦＢから陽極Ａに向けて放出された熱電子は、グリッド電極Ｇによりカットオフされ、管電流成分Ｉｂはなくなる（例えば、０［ｍＡ］となる）。このことにより、管電流Ｉａｎｏｄｅは、陰極ＦＡにより放出された熱電子ＴｅＡのみに基づいた高い電流値になる。この管電流Ｉａｎｏｄｅの電流値は、管電流成分Ｉａの電流値Ｉａ＿Ｈｉｇｈに相当する電流値である。

その後、タイミングｔ２において、Ｘ線制御装置１４２は、高電圧発生装置１４１に、カットオフしないことを表す電圧値（図５では、低いレベル）のグリッド電圧－Ｖｇをグリッド電極Ｇに印加させる。また、タイミングｔ２において、Ｘ線制御装置１４２は、高電圧発生装置１４１に、低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧－Ｖｏを陰極ＦＡと陰極ＦＢとのそれぞれに印加させる。これにより、陰極ＦＡから陽極Ａに向けて放出される熱電子ＴｅＡの量が少なくなり、管電流成分Ｉａは、低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧－Ｖｏに応じた低い電流値Ｉａ＿Ｌｏｗになる。一方、陰極ＦＢから陽極Ｂに向けても熱電子ＴｅＢが放出され、管電流成分Ｉｂは、低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧－Ｖｏに加わる電流値になる。このことにより、管電流Ｉａｎｏｄｅは、陰極ＦＡにより放出された熱電子ＴｅＡに基づいた電流値と、陰極ＦＢにより放出された熱電子ＴｅＢに基づいた電流値とが合計され、管電圧－Ｖｏが高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶであったときと同様の電流値になる。

より具体的には、管電圧－Ｖｏが低電圧Ｌｏｗ－ｋＶになったことにより陰極ＦＡが放出した熱電子ＴｅＡに基づく電流値は下がるため、図５において破線で示したように、管電流Ｉａｎｏｄｅの電流値も下がる。しかし、この下がった分の管電流Ｉａｎｏｄｅの電流値は、陰極ＦＢが放出した熱電子ＴｅＢに基づく電流値により補われて、図５において実線で示したようになる。つまり、図５において破線で示したように管電流成分Ｉａの電流値Ｉａ＿Ｌｏｗに相当する電流値が、管電流成分Ｉｂに相当する電流値により補われて、Ｘ線管装置１１における全体の管電流Ｉａｎｏｄｅは、管電圧－Ｖｏが高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶであったときと変わらない（遜色のない）電流値（管電流成分Ｉａ＋管電流成分Ｉｂに相当する電流値）になる。

その後、タイミングｔ３において、Ｘ線制御装置１４２は、高電圧発生装置１４１に、カットオフすることを表す電圧値のグリッド電圧－Ｖｇをグリッド電極Ｇに印加させる。これにより、陰極ＦＢにより放出された熱電子ＴｅＢは、再びグリッド電極Ｇにより妨げられて陽極Ａに到達しないようになる。また、タイミングｔ３において、Ｘ線制御装置１４２は、高電圧発生装置１４１に、高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧－Ｖｏを陰極ＦＡと陰極ＦＢとのそれぞれに印加させる。これにより、陰極ＦＡから陽極Ａに向けて放出される熱電子ＴｅＡの量が再び多くなり、管電流成分Ｉａは、再び高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧－Ｖｏに応じた高い電流値Ｉａ＿Ｈｉｇｈになる。このことにより、管電流Ｉａｎｏｄｅは、再び前回（タイミングｔ１のとき）管電圧－Ｖｏが高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶであったときの電流値になる。

以降同様に、Ｘ線制御装置１４２は、管電圧－Ｖｏを低電圧Ｌｏｗ－ｋＶと高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶとに周期的に切り替えるが、上述したように、Ｘ線管装置１１の全体に流れる管電流Ｉａｎｏｄｅは、一定の電流値になる。つまり、Ｘ線制御装置１４２が管電圧－Ｖｏの電圧値を切り替えても、管電流Ｉａｎｏｄｅは、管電圧－Ｖｏが高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶであったときと変わらない（遜色のない）一定の電流値が維持される。

上記説明したように、Ｘ線ＣＴ装置１において、加熱量制御部は、管電圧制御部が高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧と低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧とを切り替えた場合でもＸ線管装置１１に流れる管電流が一定になるように加熱量を制御してもよい。

このように、Ｘ線ＣＴ装置１では、Ｘ線高電圧装置１４が、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行する際に管電圧を周期的に（高速に）切り替える。そして、Ｘ線ＣＴ装置１では、Ｘ線高電圧装置１４が、高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧をＸ線管装置１１に印加させるときと、低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧をＸ線管装置１１に印加させるときとで、Ｘ線管装置１１が備えるグリッド電極Ｇに印加するグリッド電圧を異なる状態に制御することにより、Ｘ線管装置１１が備える陰極により放出された熱電子の陽極への到達を制御する。より具体的には、Ｘ線高電圧装置１４が、Ｘ線管装置１１に印加させる管電圧を低電圧Ｌｏｗ－ｋＶにしたときに、高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧を印加させるときにはグリッド電極Ｇによりカットオフしていた陰極（ここでは、陰極ＦＢ）により放出された熱電子も陽極に到達するように制御する。

これにより、Ｘ線ＣＴ装置１では、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンにおいて、管電圧を低電圧Ｌｏｗ－ｋＶにしたことにより低くなったＸ線管装置１１の管電流を、管電圧が高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶのときにカットオフしていた熱電子に基づく管電流で補うことができる。このことにより、Ｘ線ＣＴ装置１では、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行する際にＸ線管装置１１に流れる全体の管電流の電流値を、管電圧の電圧値が高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶであるか低電圧Ｌｏｗ－ｋＶであるかに関わらず、一定の電流値にすることができる。

これにより、Ｘ線ＣＴ装置１では、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンにおいて低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧を印加した場合でも、流れる管電流に対するＸ線管装置１１の個体差の影響を低減させることができる。このことにより、Ｘ線ＣＴ装置１では、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンをより高精度に行うことができる。

また、Ｘ線ＣＴ装置１では、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンにおいて、管電流を低電圧Ｌｏｗ－ｋＶにしたときにＸ線管装置１１が発生するＸ線の線量も十分に得ることができるため、管電圧を高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶにしたときにＸ線管装置１１が発生するＸ線の線量を必要以上に高くするようなＸ線の条件（Ｘ線条件）を設定する必要がなくなる。これにより、Ｘ線ＣＴ装置１では、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンにおいて管電圧を高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶにしたときに被検体Ｐに対して多くのＸ線を照射してしまうような事態、いわゆる、被ばくの可能性を低減させることができる。

なお、図５に示したＸ線高電圧装置１４（より具体的には、Ｘ線制御装置１４２）における動作のタイミングの一例では、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行する際にＸ線管装置１１の全体に流れる管電流Ｉａｎｏｄｅが一定になるように制御する場合を示した。しかし、管電圧が高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶであるときと低電圧Ｌｏｗ－ｋＶであるときとで管電流Ｉａｎｏｄｅが一定の電流値であったとしても、Ｘ線管装置１１が発生させるＸ線の線量に差が生じる場合もある。より具体的には、管電圧が低電圧Ｌｏｗ－ｋＶであるときにＸ線管装置１１が発生するＸ線の線量が、管電圧が高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶであるときとＸ線管装置１１が発生するＸ線の線量よりも低く（少なく）なる場合もある。これは、一般的なＸ線管が発生するＸ線の線量は、管電流に比例し、管電圧の二乗に比例するためである。そして、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンでは、被検体Ｐに照射するＸ線の線量を一定にした方が（Ｘ線の線量の変化を少なくした方が）、Ｘ線スキャンを実行した後に行う、例えば、前処理機能５２や再構成処理機能５３による再構成画像（ＣＴ画像）の生成処理、画像処理機能５４による再構成画像の変換処理などの処理においてはより好適であることも考えられる。

［Ｘ線管装置１１に対する別の制御の一例］
ここで、Ｘ線ＣＴ装置１においてデュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行する際に、Ｘ線管装置１１に発生させるＸ線の線量（Ｘ線量）の変化を少なくさせる（低減させる）ように制御する場合の一例について説明する。図６は、実施形態に係るＸ線撮影装置（Ｘ線ＣＴ装置１）が備えるＸ線高電圧装置１４（より具体的には、Ｘ線制御装置１４２）における別の動作のタイミングの一例を示すタイミングチャートである。図６に示したタイミングチャートは、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行する際にＸ線管装置１１に発生させるＸ線量の変化を低減させるように、低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧をＸ線管装置１１に印加させたときにＸ線管装置１１の全体に流れる管電流が、高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧をＸ線管装置１１に印加させたときにＸ線管装置１１の全体に流れる管電流よりも多くなるように制御する場合の一例である。

図６に示したタイミングチャートにも、図５に示したタイミングチャートと同様に、高電圧発生装置１４１がＸ線管装置１１に印加する管電圧－Ｖｏおよびグリッド電圧－Ｖｇと、印加された管電圧－Ｖｏに応じてＸ線管装置１１に流れる管電流成分Ｉａ、管電流成分Ｉｂ、および管電流Ｉａｎｏｄｅとの大きさの時間的な変化を示している。なお、図６に示したタイミングチャートにおいても、図５に示したタイミングチャートと同様に、管電圧－Ｖｏ、グリッド電圧－Ｖｇ、管電流成分Ｉａ、管電流成分Ｉｂ、および管電流Ｉａｎｏｄｅの大きさ（波形の高さ）は、電圧値や電流値を相対的に表したものではなく、それぞれの値の変化を絶対的に表したものである。なお、以下の説明においても、図２を適宜参照する。

上述したように、Ｘ線管装置１１が発生させるＸ線量は、Ｘ線管装置１１が備える陰極の加熱量と印加する管電圧とを変化させて陰極と陽極との間に流れる管電流を制御することによって変えることができる。このため、Ｘ線ＣＴ装置１では、Ｘ線高電圧装置１４（より具体的には、Ｘ線制御装置１４２）が、Ｘ線管装置１１が備えるそれぞれの陰極の加熱量を個別に制御する、つまり、フィラメント電流を個別に制御することにより、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンにおいてＸ線管装置１１に発生させるＸ線のＸ線量の変化が少なくなるように制御する。

なお、上述したように、Ｘ線管装置１１が備える陰極に対する加熱量の制御は、熱の変化を制御することになるため、Ｘ線管装置１１に印加する管電圧を周期的に切り替える制御に比べて応答性は低い。このため、Ｘ線制御装置１４２は、Ｘ線管装置１１に発生させるＸ線のＸ線量の変化が少なくなるように制御する場合でも、Ｘ線管装置１１が備えるそれぞれの陰極の加熱量が安定するように（それぞれの陰極の温度が一定の温度になるように）制御する。ただし、Ｘ線制御装置１４２は、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンにおいて管電圧を低電圧Ｌｏｗ－ｋＶにしたことにより低くなったＸ線管装置１１の管電流を補うために用いた陰極ＦＢの加熱量を多くする、つまり、陰極ＦＢの温度がより高い一定の温度で安定するように制御する。しかし、この場合においても、Ｘ線制御装置１４２におけるフィラメント電流のフィードバック制御は、図５を用いて説明したＸ線管装置１１の管電流が一定になるように制御する場合と同様である。つまり、図６に示したタイミングチャートにおいても、表されるトランスＴＲＡが陰極ＦＡを加熱するために流すフィラメント電流と、トランスＴＲＢが陰極ＦＢを加熱するために流すフィラメント電流とのそれぞれの実効値は、一定の値である。従って、図６に示したタイミングチャートにおいても、それぞれのフィラメント電流の明示は省略している。

そして、Ｘ線管装置１１に発生させるＸ線量の変化が少なくなるよう制御する場合においても、Ｘ線制御装置１４２における高電圧発生装置１４１に対して行う、管電圧（高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶおよび低電圧Ｌｏｗ－ｋＶ）の切り替え制御やグリッド電圧の出力制御は、図５に示したタイミングチャートを説明したときの制御と同様である。従って、高電圧発生装置１４１における管電圧の切り替え制御やグリッド電圧の出力制御に関する再度の説明は省略する。

ＣＴ検査の実施者（医師や技師など）が、Ｘ線ＣＴ装置１によるＣＴ検査を開始すると、Ｘ線制御装置１４２は、Ｘ線管装置１１の管電流が一定になるように制御する場合と同様に、コンソール装置４０からの制御（コンソール装置４０により入力された管電圧制御信号のタイミング）制御に従って、高電圧発生装置１４１に出力させる管電圧の切り替えの制御や、グリッド電圧の出力制御、フィラメント電流のフィードバック制御を開始する。

まず、タイミングｔ１において、Ｘ線制御装置１４２は、高電圧発生装置１４１に、カットオフすることを表す電圧値（図６では、高いレベル）のグリッド電圧－Ｖｇをグリッド電極Ｇに印加させ、高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧－Ｖｏを陰極ＦＡと陰極ＦＢとのそれぞれに印加させる。これにより、管電流Ｉａｎｏｄｅは、陰極ＦＡにより放出された熱電子ＴｅＡのみに基づいた、例えば、管電流成分Ｉａの電流値Ｉａ＿Ｈｉｇｈと同様の高い電流値になる。

その後、タイミングｔ２において、Ｘ線制御装置１４２は、高電圧発生装置１４１に、カットオフしないことを表す電圧値（図６では、低いレベル）のグリッド電圧－Ｖｇをグリッド電極Ｇに印加させ、低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧－Ｖｏを陰極ＦＡと陰極ＦＢとのそれぞれに印加させる。これにより、管電流成分Ｉａは低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧－Ｖｏに応じた低い電流値Ｉａ＿Ｌｏｗになり、管電流成分Ｉｂは低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧－Ｖｏに加わる電流値になる。そして、Ｘ線管装置１１における全体の管電流Ｉａｎｏｄｅは、管電流成分Ｉａの電流値と管電流成分Ｉｂの電流値とが合計され、管電圧－Ｖｏが高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶであったときよりも高い電流値になる。

より具体的には、管電流成分Ｉｂは、陰極ＦＢが高い温度に加熱されているため、図５を用いて説明したＸ線管装置１１の管電流が一定になるように制御する場合よりも高い電流値である。このため、図６において破線で示したように、管電流Ｉａｎｏｄｅの電流値は、管電流成分Ｉａの電流値に応じてＸ線管装置１１の管電流が一定になるように制御する場合と同様に低い電流値になるものの、より高い電流値の管電流成分Ｉｂにより補われて、図６において実線で示したように、Ｘ線管装置１１の管電流が一定になるように制御する場合よりも高い電流値になる。より具体的には、管電流成分Ｉａの電流値Ｉａ＿Ｌｏｗに相当する電流値が、より高い電流値となる図６に示した管電流成分Ｉｂ（ここでは、仮に「管電流成分Ｉｂ２」とする）に相当する電流値により補われて、Ｘ線管装置１１における全体の管電流Ｉａｎｏｄｅは、図５を用いて説明した管電流Ｉａｎｏｄｅよりも高い電流値（管電流成分Ｉａ＋管電流成分Ｉｂ２に相当する電流値）になる。これにより、Ｘ線管装置１１が発生するＸ線の線量は、低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧－Ｖｏであるにもかかわらず、管電圧－Ｖｏが高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶであったときと変わらない（遜色のない）Ｘ線量になる。

その後、タイミングｔ３において、Ｘ線制御装置１４２は、高電圧発生装置１４１に、カットオフすることを表す電圧値のグリッド電圧－Ｖｇをグリッド電極Ｇに印加させ、高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧－Ｖｏを陰極ＦＡと陰極ＦＢとのそれぞれに印加させる。これにより、管電流Ｉａｎｏｄｅは、再び前回（タイミングｔ１のとき）管電圧－Ｖｏが高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶであったときの電流値になる。

以降同様に、Ｘ線制御装置１４２は、陰極ＦＢの温度がより高い一定の温度で安定するように制御した状態で、高電圧発生装置１４１によりＸ線管装置１１に印加させるグリッド電圧－Ｖｇおよび管電圧－Ｖｏを周期的に切り替える。これにより、Ｘ線管装置１１に低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧－Ｖｏを印加しているときの管電流Ｉａｎｏｄｅの電流値が、高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧－Ｖｏを印加しているときの管電流Ｉａｎｏｄｅの電流値よりも高い電流値になる。これにより、Ｘ線管装置１１が発生するＸ線の線量は、Ｘ線制御装置１４２が管電圧－Ｖｏの電圧値を切り替えても、低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧－Ｖｏを印加しているときに発生するＸ線量は、高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧－Ｖｏが印加されているときに発生するＸ線量に対して変化量が少ない（遜色のない）Ｘ線量になる。

上記説明したように、Ｘ線ＣＴ装置１において、加熱量制御部は、管電圧制御部が高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧と低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧とを切り替えた場合でもＸ線管装置１１により発生させるＸ線の線量（Ｘ線量）の変化を少なくさせる（低減させる）ように加熱量を制御してもよい。

このように、Ｘ線ＣＴ装置１では、Ｘ線高電圧装置１４が、Ｘ線管装置１１が備えるそれぞれの陰極の加熱量を個別に制御した状態で、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行する際に管電圧を周期的に（高速に）切り替える。そして、Ｘ線ＣＴ装置１では、Ｘ線高電圧装置１４が、高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧をＸ線管装置１１に印加させるときと、低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧をＸ線管装置１１に印加させるときとで、Ｘ線管装置１１が備えるグリッド電極Ｇに印加するグリッド電圧を異なる状態に制御することにより、Ｘ線管装置１１が備える陰極により放出された熱電子の陽極への到達を制御する。

より具体的には、Ｘ線高電圧装置１４が、Ｘ線管装置１１が備える陰極のうち、管電圧を低電圧Ｌｏｗ－ｋＶにしたことにより低くなったＸ線管装置１１の管電流を補うために用いた陰極の加熱量を多くした状態（陰極の温度をより高い温度にした状態）で、Ｘ線管装置１１に印加する管電圧を高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶまたは低電圧Ｌｏｗ－ｋＶのいずれかに周期的に（高速に）切り替える。そして、Ｘ線高電圧装置１４が、Ｘ線管装置１１に印加させる管電圧を低電圧Ｌｏｗ－ｋＶにしたときに、高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧を印加させるときにはグリッド電極Ｇによりカットオフしていた陰極（ここでは、陰極ＦＢ）により放出された熱電子も陽極に到達するように制御する。

これにより、Ｘ線ＣＴ装置１では、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンにおいて、管電圧を低電圧Ｌｏｗ－ｋＶにしたことにより低くなったＸ線管装置１１の管電流を、管電圧が高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶのときにカットオフしていた高い温度に制御した陰極により放出された熱電子に基づく管電流で補うことができる。このことにより、Ｘ線ＣＴ装置１では、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行する際に低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧ときにＸ線管装置１１に流れる全体の管電流の電流値を、管電圧の電圧値が高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶである場合よりも高くすることができる。これにより、Ｘ線ＣＴ装置１では、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行する際に、管電圧の電圧値が高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶである場合と低電圧Ｌｏｗ－ｋＶである場合とで、Ｘ線管装置１１に発生させるＸ線の線量の変化量を少なくさせることができる。このことにより、Ｘ線ＣＴ装置１では、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンをより高精度に行うことができる。

なお、図６に示したＸ線高電圧装置１４（より具体的には、Ｘ線制御装置１４２）における動作のタイミングの一例では、陰極ＦＢの加熱量を陰極ＦＡの加熱量よりも多くすることによって、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行する際にＸ線管装置１１に発生させるＸ線量の変化を少なくさせる場合を示した。しかし、このように陰極ＦＡの加熱量と陰極ＦＢの加熱量を異なる値に制御する考え方は、上述したＸ線管装置１１に発生させるＸ線量の変化を少なくさせる場合に限定されるものではなく、図５に示したＸ線制御装置１４２における動作のタイミングの一例のように、Ｘ線管装置１１の全体に流れる管電流が一定になるように制御するときにも、陰極ＦＡの加熱量と陰極ＦＢの加熱量とを異なる値に制御してもよい。より具体的には、仮に、図５に示したＸ線制御装置１４２における動作のタイミングの一例において、管電圧が高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶのときと低電圧Ｌｏｗ－ｋＶのときとで管電流Ｉａｎｏｄｅの電流値に差があるような場合（段差があるような場合）に、この管電流Ｉａｎｏｄｅにおける電流値の差を補正する（段差を埋める）ために、陰極ＦＡの加熱量と陰極ＦＢの加熱量とを異なる値に制御してもよい。

なお、上記の説明においてＸ線管装置１１は、陰極部の構成が、図２に示したような同じ大きさの二つの陰極を備え、一方の陰極（図２では、陰極ＦＢ）にグリッド電極Ｇが設けられている構成である場合を示した。しかし、Ｘ線管装置１１における陰極部の構成は、図２に示したような構成に限定されない。

［Ｘ線管装置１１の別の構成の一例］
ここで、Ｘ線ＣＴ装置１が備えることができるＸ線管装置１１の別の構成の一例についていくつか説明する。なお、以下の説明においては、Ｘ線管装置１１の別の構成において、図２に示したＸ線管装置１１の構成の一例と同様の構成要素には同一の符号を付与し、それぞれの構成要素に関する詳細な説明を省略する。

図７は、実施形態に係るＸ線撮影装置（Ｘ線ＣＴ装置１）が備えるＸ線管装置１１の別の構成の一例を模式的に示す図である。以下の説明においては、図７に示した構成のＸ線管装置１１を、「Ｘ線管装置１１－２」という。また、図８は、実施形態に係るＸ線撮影装置（Ｘ線ＣＴ装置１）が備える別の構成のＸ線管装置１１（Ｘ線管装置１１－２）がＸ線を発生させる様子の一例を模式的に示す図である。図７には、図２に示したＸ線管装置１１の構成の一例と同様に、Ｘ線管装置１１－２が内蔵するＸ線管における陰極部を熱電子が放出される側から見た場合の構成の一例を示している。また、図８には、図３に示したＸ線管装置１１におけるＸ線の発生の様子と同様に、Ｘ線管装置１１－２が内蔵するＸ線管においてＸ線を発生させる様子を模式的に示している。

図７に示した陰極部１１Ｃ－２の構成は、図２に示したＸ線管装置１１の陰極部１１Ｃの構成の一例と同様に、Ｘ線管装置１１－２（より具体的には、Ｘ線管装置１１－２が内蔵するＸ線管）が二つの陰極を備える場合の一例である。陰極部１１Ｃ－２は、例えば、陰極ＦＡと、陰極ＦＢ－２と、グリッド電極Ｇ－２とを備える。陰極ＦＡと陰極ＦＢ－２とのそれぞれは、図２に示したＸ線管装置１１の構成における陰極ＦＡおよび陰極ＦＢと同様に形成されている。陰極部１１Ｃ－２では、陰極ＦＢ－２にグリッド電極Ｇ－２が設けられている。グリッド電極Ｇ－２は、図２に示したＸ線管装置１１の構成におけるグリッド電極Ｇと同様に形成されている。

このような構成のＸ線管装置１１－２において、陽極と、陰極部１１Ｃ－２が備えるそれぞれの陰極との間に管電圧を印加することにより、それぞれの陰極から陽極に向けて熱電子が放出される。図８には、Ｘ線管装置１１－２において、陰極ＦＡから陽極Ａに向けて熱電子ＴｅＡが放出される様子と、陰極ＦＢ－２から陽極Ａに向けて熱電子ＴｅＢ－２が放出される様子とを示している。Ｘ線管装置１１－２も、陽極Ａに到達した熱電子に応じたエネルギーのＸ線を発生させる。図８には、陽極Ａに到達した熱電子ＴｅＡおよび熱電子ＴｅＢ－２に応じたエネルギーのＸ線を発生させている様子を示している。

なお、図７に示したように、陰極部１１Ｃ－２では、陰極ＦＡと陰極ＦＢ－２との大きさが異なっている。より具体的には、陰極ＦＢ－２は、陰極ＦＡよりも長さが短くなることにより、小さくなっている。言い換えれば、陰極ＦＢ－２は、図２に示した陰極部１１Ｃにおける陰極ＦＢよりも小さくなっている。このため、陰極部が陰極部１１Ｃ－２の構成であるＸ線管装置１１－２では、陰極ＦＢ－２により放出された熱電子に応じて発生させるＸ線の焦点のサイズが、陰極部が図２に示した陰極部１１Ｃの構成であるＸ線管装置１１において陰極ＦＢにより放出された熱電子に応じて発生させるＸ線の焦点のサイズに比べて小さくなる。つまり、Ｘ線管装置１１－２では、陰極ＦＡによる大きな焦点サイズのＸ線と、陰極ＦＢ－２による小さな焦点サイズのＸ線とを発生させることができる。これにより、Ｘ線管装置１１－２を備えるＸ線ＣＴ装置１では、デュアルエナジースキャン方式とは異なる方式のＸ線スキャンにおいて、例えば、大きな焦点サイズと小さな焦点サイズとを切り替えてＸ線スキャンを行うことができる。

さらに、Ｘ線管装置１１－２を備えるＸ線ＣＴ装置１でも、上述したＸ線管装置１１を備える場合と同様に、Ｘ線管装置１１－２の全体に流れる管電流が一定になるように、またはＸ線管装置１１－２に発生させるＸ線のＸ線量の変化が少なくなるようにして、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行することができる。つまり、上述したＸ線管装置１１を備えるＸ線ＣＴ装置１においてデュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行する場合と同様に、Ｘ線制御装置１４２が、高電圧発生装置１４１により陰極ＦＢ－２に設けられたグリッド電極Ｇ－２に印加させるグリッド電圧の電圧値や、陰極ＦＢ－２に対する加熱量を制御することができる。これにより、図８に示した一例において破線で示した、陰極ＦＢ－２により放出された熱電子ＴｅＢ－２に基づく管電流を、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンにおいて管電圧を低電圧Ｌｏｗ－ｋＶにしたことにより低くなったＸ線管装置１１－２の管電流を補うために用いることができる。このことにより、Ｘ線管装置１１－２を備えるＸ線ＣＴ装置１でも、Ｘ線管装置１１を備えるＸ線ＣＴ装置１と同様に、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンをより高精度に行うことができる。

なお、陰極部１１Ｃ－２では、上述したように、陰極ＦＢ－２が陰極ＦＡよりも小さくなっている。このため、Ｘ線制御装置１４２は、陰極ＦＡと陰極ＦＢ－２との大きさ（サイズ）に応じて加熱量を個別に制御してもよい。つまり、Ｘ線制御装置１４２は、陰極ＦＡに流すフィラメント電流と陰極ＦＢ－２に流すフィラメント電流とを、陰極ＦＡのサイズと陰極ＦＢ－２のサイズに応じて異ならせてもよい。

上記説明したように、Ｘ線ＣＴ装置１において、Ｘ線管装置１１－２が備えるグリッド電極Ｇ－２が設けられていない陰極である第１の陰極（ここでは、陰極ＦＡ）とグリッド電極Ｇ－２が設けられている陰極である第２の陰極（ここでは、陰極ＦＢ－２）とは異なる形状を有してもよい。

また、上記説明したように、Ｘ線ＣＴ装置１において、陰極ＦＢ－２のサイズは、陰極ＦＡのサイズよりも小さくてもよい。

また、上記説明したように、Ｘ線ＣＴ装置１において、加熱量制御部（ここでは、Ｘ線高電圧装置１４またはＸ線制御装置１４２）は、陰極ＦＡのサイズと陰極ＦＢ－２のサイズとに応じて加熱量を制御してもよい。

図９は、実施形態に係るＸ線撮影装置（Ｘ線ＣＴ装置１）が備えるＸ線管装置１１のさらに別の構成の一例を模式的に示す図である。以下の説明においては、図９に示した構成のＸ線管装置１１を、「Ｘ線管装置１１－３」という。また、図１０は、実施形態に係るＸ線撮影装置（Ｘ線ＣＴ装置１）が備えるさらに別の構成のＸ線管装置１１（Ｘ線管装置１１－３）がＸ線を発生させる様子の一例を模式的に示す図である。図９には、図２に示したＸ線管装置１１の構成の一例と同様に、Ｘ線管装置１１－３が内蔵するＸ線管における陰極部を熱電子が放出される側から見た場合の構成の一例を示している。また、図１０には、図３に示したＸ線管装置１１におけるＸ線の発生の様子と同様に、Ｘ線管装置１１－３が内蔵するＸ線管においてＸ線を発生させる様子を模式的に示している。

図９に示した陰極部１１Ｃ－３の構成も、図２に示したＸ線管装置１１の陰極部１１Ｃの構成の一例と同様に、Ｘ線管装置１１－３（より具体的には、Ｘ線管装置１１－３が内蔵するＸ線管）が二つの陰極を備える場合の一例である。陰極部１１Ｃ－３は、例えば、陰極ＦＡと、陰極ＦＢと、グリッド電極Ｇと、グリッド電極ＧＡ－３と、グリッド電極ＧＢ－３とを備える。陰極ＦＡと陰極ＦＢとのそれぞれは、図２に示したＸ線管装置１１の構成における陰極ＦＡおよび陰極ＦＢと同様の陰極である。グリッド電極Ｇは、図２に示したＸ線管装置１１の構成におけるグリッド電極Ｇと同様のグリッド電極である。陰極部１１Ｃ－３では、陰極ＦＡにグリッド電極ＧＡ－３が設けられ、陰極ＦＢにグリッド電極ＧＢ－３が設けられている。グリッド電極ＧＡ－３およびグリッド電極ＧＢ－３は、対応する陰極により放出された熱電子の陽極への到達を遮蔽（カットオフ）することにより、Ｘ線管装置１１－３により発生させるＸ線の焦点のサイズを変更するためのグリッド電極である。グリッド電極ＧＡ－３とグリッド電極ＧＢ－３とのそれぞれは、グリッド電極Ｇと同様に、例えば、網目状の電極であるが、グリッド電極Ｇとは異なり、対応する陰極の一部を覆うように形成されている。

このような構成のＸ線管装置１１－３において、陽極と、陰極部１１Ｃ－３が備えるそれぞれの陰極との間に管電圧を印加することにより、それぞれの陰極から陽極に向けて熱電子が放出される。図１０には、Ｘ線管装置１１－３において、陰極ＦＡから陽極Ａに向けて熱電子ＴｅＡが放出される様子と、陰極ＦＢから陽極Ａに向けて熱電子ＴｅＢが放出される様子とを示している。Ｘ線管装置１１－３も、陽極Ａに到達した熱電子に応じたエネルギーのＸ線を発生させる。図１０には、陽極Ａに到達した熱電子ＴｅＡおよび熱電子ＴｅＢに応じたエネルギーのＸ線を発生させている様子を示している。

図９に示したように、陰極部１１Ｃ－３では、陰極ＦＡと陰極ＦＢとのそれぞれは同じ大きさ（サイズ）の陰極であるが、一部にグリッド電極ＧＡ－３またはグリッド電極ＧＢ－３が設けられているため、それぞれの陰極の大きさを小さくする（長さを短くする）ことにより、大きな焦点サイズのＸ線と小さな焦点サイズのＸ線とを発生させることができる。つまり、図７に示した陰極部１１Ｃ－２では、陰極ＦＡにより大きな焦点サイズのＸ線を発生させ、陰極ＦＢ－２により小さな焦点サイズのＸ線を発生させていたが、陰極部１１Ｃ－３では、陰極ＦＡと陰極ＦＢとのいずれからも、大きな焦点サイズのＸ線と小さな焦点サイズのＸ線とを発生させることができる。これにより、Ｘ線管装置１１－３を備えるＸ線ＣＴ装置１では、デュアルエナジースキャン方式とは異なる方式のＸ線スキャンにおいて、例えば、いずれか一方または両方の陰極を用いて、大きな焦点サイズと小さな焦点サイズとを切り替えたＸ線スキャンを行うことができる。

さらに、Ｘ線管装置１１－３を備えるＸ線ＣＴ装置１でも、上述したＸ線管装置１１を備える場合と同様に、Ｘ線管装置１１－３の全体に流れる管電流が一定になるように、またはＸ線管装置１１－３に発生させるＸ線のＸ線量の変化が少なくなるようにして、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行することができる。つまり、上述したＸ線管装置１１を備えるＸ線ＣＴ装置１においてデュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行する場合と同様に、Ｘ線制御装置１４２が、高電圧発生装置１４１により陰極ＦＢに設けられたグリッド電極Ｇに印加させるグリッド電圧の電圧値や、陰極ＦＢに対する加熱量を制御することができる。これにより、上述したＸ線管装置１１を備える場合と同様に、図１０に示した一例において破線で示した、陰極ＦＢにより放出された熱電子ＴｅＢに基づく管電流を、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンにおいて管電圧を低電圧Ｌｏｗ－ｋＶにしたことにより低くなったＸ線管装置１１－３の管電流を補うために用いることができる。このことにより、Ｘ線管装置１１－３を備えるＸ線ＣＴ装置１でも、Ｘ線管装置１１を備えるＸ線ＣＴ装置１と同様に、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンをより高精度に行うことができる。

しかも、Ｘ線管装置１１－３では、陰極ＦＡにグリッド電極ＧＡ－３が設けられ、陰極ＦＢにグリッド電極ＧＢ－３が設けられている。このため、Ｘ線制御装置１４２が、高電圧発生装置１４１によりグリッド電極ＧＡ－３およびグリッド電極ＧＢ－３に印加させるグリッド電圧の電圧値を制御することにより、Ｘ線管装置１１－３を備えるＸ線ＣＴ装置１では、大きな焦点サイズと小さな焦点サイズとのそれぞれの焦点サイズで、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行することができる。

上記説明したように、Ｘ線ＣＴ装置１において、Ｘ線管装置１１（ここでは、Ｘ線管装置１１－３）は、印加された第２のグリッド電圧に応じて、それぞれの陰極（ここでは、陰極ＦＡおよび陰極ＦＢ）により放出された熱電子（ここでは、熱電子ＴｅＡおよび熱電子ＴｅＢ）の陽極Ａへの到達量を変化させる第２のグリッド電極（ここでは、グリッド電極ＧＡ－３およびグリッド電極ＧＢ－３）、をさらに備え、グリッド電圧制御部（ここでは、Ｘ線高電圧装置１４またはＸ線制御装置１４２）は、それぞれの陰極により放出された熱電子によってＸ線管装置１１－３により発生させるＸ線の焦点のサイズに応じて、第２のグリッド電圧を制御してもよい。

図１１は、実施形態に係るＸ線撮影装置（Ｘ線ＣＴ装置１）が備えるＸ線管装置１１のさらに別の構成の一例を模式的に示す図である。以下の説明においては、図１１に示した構成のＸ線管装置１１を、「Ｘ線管装置１１－４」という。また、図１２は、実施形態に係るＸ線撮影装置（Ｘ線ＣＴ装置１）が備えるさらに別の構成のＸ線管装置１１（Ｘ線管装置１１－４）がＸ線を発生させる様子の一例を模式的に示す図である。図１１には、図２に示したＸ線管装置１１の構成の一例と同様に、Ｘ線管装置１１－４が内蔵するＸ線管における陰極部を熱電子が放出される側から見た場合の構成の一例を示している。また、図１２には、図３に示したＸ線管装置１１におけるＸ線の発生の様子と同様に、Ｘ線管装置１１－４が内蔵するＸ線管においてＸ線を発生させる様子を模式的に示している。

図１１に示した陰極部１１Ｃ－４の構成は、Ｘ線管装置１１－４（より具体的には、Ｘ線管装置１１－４が内蔵するＸ線管）が三つの陰極を備える場合の一例である。陰極部１１Ｃ－４は、例えば、陰極ＦＡと、陰極ＦＢ－２と、陰極ＦＣと、グリッド電極Ｇ－２とを備える。陰極ＦＡと、陰極ＦＢ－２と、陰極ＦＣとのそれぞれは、図２に示したＸ線管装置１１の構成における陰極ＦＡや陰極ＦＢと同様に形成されている。陰極部１１Ｃ－４では、陰極ＦＢ－２にグリッド電極Ｇ－２が設けられている。グリッド電極Ｇ－２は、図２に示したＸ線管装置１１の構成におけるグリッド電極Ｇと同様に形成されている。なお、陰極部１１Ｃ－４では、陰極ＦＢと陰極ＦＣとが、陰極ＦＡよりも小さく（長さが短く）なっている。このため、陰極部１１Ｃ－４の構成は、図７に示した陰極部１１Ｃ－２に陰極ＦＣが追加された構成であるということもできる。

このような構成のＸ線管装置１１－４において、陽極と、陰極部１１Ｃ－４が備えるそれぞれの陰極との間に管電圧を印加することにより、それぞれの陰極から陽極に向けて熱電子が放出される。図１２には、Ｘ線管装置１１－４において、陰極ＦＡから陽極Ａに向けて熱電子ＴｅＡが放出される様子と、陰極ＦＢ－２から陽極Ａに向けて熱電子ＴｅＢ－２が放出される様子と、陰極ＦＣから陽極Ａに向けて熱電子ＴｅＣが放出される様子とを示している。Ｘ線管装置１１－４も、陽極Ａに到達した熱電子に応じたエネルギーのＸ線を発生させる。図１２には、陽極Ａに到達した熱電子ＴｅＡ、熱電子ＴｅＢ－２、および熱電子ＴｅＣに応じたエネルギーのＸ線を発生させている様子を示している。

なお、図１１に示したように、陰極部１１Ｃ－４では、陰極ＦＡと、陰極ＦＡよりも小さい陰極ＦＢ－２および陰極ＦＣを備えている。このため、陰極部が陰極部１１Ｃ－４の構成であるＸ線管装置１１－４では、陰極ＦＡにより大きな焦点サイズのＸ線を発生させ、陰極ＦＢ－２および陰極ＦＣにより小さな焦点サイズのＸ線を発生させることができる。そして、Ｘ線管装置１１－４を備えるＸ線ＣＴ装置１では、デュアルエナジースキャン方式とは異なる方式のＸ線スキャンにおいて、例えば、陰極ＦＡによる大きな焦点サイズと、陰極ＦＣによる小さな焦点サイズとを切り替えたＸ線スキャンを行うことができる。

さらに、Ｘ線管装置１１－４を備えるＸ線ＣＴ装置１でも、上述したＸ線管装置１１を備える場合と同様に、Ｘ線管装置１１－４の全体に流れる管電流が一定になるように、またはＸ線管装置１１－４に発生させるＸ線のＸ線量の変化が少なくなるようにして、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行することができる。Ｘ線管装置１１－４を備えるＸ線ＣＴ装置１では、陰極ＦＡまたは陰極ＦＣと、陰極ＦＢ－２とを用いて、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行する。より具体的には、Ｘ線管装置１１－４を備えるＸ線ＣＴ装置１では、陰極ＦＡと陰極ＦＢ－２とを用いて、大きな焦点サイズでデュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行し、陰極ＦＣと陰極ＦＢ－２とを用いて、小さな焦点サイズでデュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行する。このとき、Ｘ線管装置１１－４を備えるＸ線ＣＴ装置１でも、上述したＸ線管装置１１を備えるＸ線ＣＴ装置１においてデュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行する場合と同様に、Ｘ線制御装置１４２が、高電圧発生装置１４１により陰極ＦＢ－２に設けられたグリッド電極Ｇ－２に印加させるグリッド電圧の電圧値や、陰極ＦＢ－２に対する加熱量を制御する。つまり、上述したＸ線管装置１１を備える場合と同様に、図１２に示した一例において破線で示した、陰極ＦＢ－２により放出された熱電子ＴｅＢ－２に基づく管電流を、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンにおいて管電圧を低電圧Ｌｏｗ－ｋＶにしたことにより低くなったＸ線管装置１１－４の管電流を補うために用いる。このことにより、Ｘ線管装置１１－４を備えるＸ線ＣＴ装置１でも、Ｘ線管装置１１を備えるＸ線ＣＴ装置１と同様に、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンをより高精度に行うことができる。

なお、陰極部１１Ｃ－４では、上述したように、陰極ＦＢ－２および陰極ＦＣが陰極ＦＡよりも小さくなっている。このため、Ｘ線制御装置１４２は、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンにおいて用いる陰極の大きさ（サイズ）に応じて加熱量を個別に制御してもよい。つまり、Ｘ線制御装置１４２は、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンにおいて用いる陰極の組（陰極ＦＡと陰極ＦＢ－２の組、または陰極ＦＣと陰極ＦＢ－２の組）におけるそれぞれの陰極のサイズに応じて、それぞれの陰極に流すフィラメント電流を異ならせてもよい。

上記に述べたとおり、実施形態のＸ線撮影装置であるＸ線ＣＴ装置１では、Ｘ線高電圧装置１４が、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行する際に、Ｘ線管装置１１に印加する管電圧の電圧値を高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶまたは低電圧Ｌｏｗ－ｋＶのいずれかに周期的に（高速に）切り替えながら、高エネルギーのＸ線と低エネルギーのＸ線とをほぼ同時に照射して、被検体Ｐのスキャンを行う。このとき、実施形態のＸ線ＣＴ装置１では、Ｘ線高電圧装置１４が、高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶの管電圧をＸ線管装置１１に印加させるときと、低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧をＸ線管装置１１に印加させるときとで、Ｘ線管装置１１が備えるグリッド電極Ｇに印加するグリッド電圧を制御することにより、Ｘ線管装置１１が備える陰極により放出された熱電子の陽極への到達を遮蔽（カットオフ）するか否かを切り替える。言い換えれば、実施形態のＸ線ＣＴ装置１では、高電圧発生装置１４１が、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンにおいて管電圧を低電圧Ｌｏｗ－ｋＶにしたことにより低くなったＸ線管装置１１の管電流を、管電圧を高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶにしていたときにカットオフしていた管電流で補わせるか否かを制御する。これにより、実施形態のＸ線ＣＴ装置１では、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行する際にＸ線管装置１１に流れる全体の管電流の電流値を、管電圧の電圧値が高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶであるか低電圧Ｌｏｗ－ｋＶであるかに関わらず、一定の電流値にすることができる。言い換えれば、実施形態のＸ線ＣＴ装置１では、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンにおいて管電圧を低電圧Ｌｏｗ－ｋＶにしたことにより低くなったＸ線管装置１１の管電流を、管電圧を高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶにしていたときと変わらない（遜色のない）管電流に改善することができる。これにより、実施形態のＸ線ＣＴ装置１では、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンにおいて、Ｘ線管装置１１の管電圧が低いときのＸ線の放出特性の改善を図ることができる。このことにより、実施形態のＸ線ＣＴ装置１では、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンをより高精度に行うことができる。

さらに、実施形態のＸ線ＣＴ装置１では、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンにおいて低電圧Ｌｏｗ－ｋＶの管電圧を印加した場合でも、流れる管電流に対するＸ線管装置１１の個体差の影響を低減させることができる。また、実施形態のＸ線ＣＴ装置１では、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンにおいて、管電圧が高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶであるときと低電圧Ｌｏｗ－ｋＶであるときとで個別にＸ線条件を設定することができる。これにより、実施形態のＸ線ＣＴ装置１では、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンにおいて、管電流を低電圧Ｌｏｗ－ｋＶにしたときにＸ線管装置１１が発生するＸ線の線量も十分に得ることができる。このことにより、実施形態のＸ線ＣＴ装置１では、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンにおいて管電圧を高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶにしたときにＸ線管装置１１が発生するＸ線の線量を必要以上に高くするようなＸ線の条件（Ｘ線条件）を設定する必要がなくなる。このため、実施形態のＸ線ＣＴ装置１では、デュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンにおいて管電圧を高電圧Ｈｉｇｈ－ｋＶにしたときに被検体Ｐに対して多くのＸ線を照射してしまうような事態、いわゆる、被ばくの可能性を低減させることができる。

なお、上述した実施形態では、Ｘ線ＣＴ装置１がデュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを実行する場合について説明した。このため、Ｘ線ＣＴ装置１が備えるＸ線管装置１１には、二つの陰極を備えている場合を主に説明した。しかしながら、図１１や図１２に示したように、Ｘ線管装置１１は、三つの陰極を備える構成もあり得る。このため、上述したデュアルエナジースキャン方式と同様の考え方に基づいて、例えば、Ｘ線管装置が内蔵するＸ線管に印加する管電圧の電圧値を三つの段階に分け、三つの管電圧を周期的（高速に）に切り替えながら、被検体に三状態のエネルギーのＸ線をほぼ同時に照射して行うＸ線スキャンも考えることができる。

この場合におけるＸ線管装置が内蔵するＸ線管の構成としては、例えば、三つの陰極のうち二つの陰極にグリッド電極を設けることが考えられる。そして、この場合における制御としては、グリッド電極が設けられた二つの陰極により放出された熱電子の陽極への到達を個別に遮蔽（カットオフ）するように制御することが考えられる。より具体的には、Ｘ線管に最も高いエネルギーのＸ線を発生させるときには、グリッド電極が設けられた二つの陰極により放出された熱電子の陽極への到達を遮蔽（カットオフ）する。また、Ｘ線管に真ん中のエネルギーのＸ線を発生させるときには、グリッド電極が設けられた二つの陰極のうちいずれか一方により放出された熱電子の陽極への到達を遮蔽（カットオフ）する。また、Ｘ線管に最も低いエネルギーのＸ線を発生させるときには、グリッド電極が設けられた両方の陰極により放出された熱電子の陽極への到達を遮蔽（カットオフ）しない。このように、グリッド電極が設けられた二つの陰極により放出された熱電子の陽極への到達を遮蔽（カットオフ）するか否かを切り替えることにより、実施形態において説明したＸ線ＣＴ装置１におけるデュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンと同様に、管電圧を低くしたことにより低くなったＸ線管の管電流を、管電圧を高くしていたときにカットオフしていた熱電子に基づく管電流で補うことができる。つまり、三つの管電圧を周期的（高速に）に切り替えながら行うＸ線スキャンにおいても、実施形態において説明したＸ線ＣＴ装置１におけるデュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンと同様に、Ｘ線管の全体に流れる管電流が一定になるように、またはＸ線管に発生させるＸ線のＸ線量の変化が少なくなるようにすることができる。これにより、三つの管電圧を周期的（高速に）に切り替えながら行うＸ線スキャンにおいても、実施形態において説明したＸ線ＣＴ装置１におけるデュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンと同様に、Ｘ線スキャンをより高精度に行うことができる。

なお、上述した三つの管電圧を周期的（高速に）に切り替えながら行うＸ線スキャンのような考え方は、Ｘ線管が備える陰極が三つ以上である場合、つまり、Ｘ線管に印加する管電圧の電圧値を三つ以上の段階に分け、それぞれの管電圧を周期的（高速に）に切り替えながら行うＸ線スキャンにおいても同様である。そして、Ｘ線管に印加する管電圧の電圧値を三つおよび三つ以上の段階に分けて行うＸ線スキャンにおけるそれぞれの構成要素の動作や制御は、上述したＸ線ＣＴ装置１におけるデュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンにおけるそれぞれの構成要素（Ｘ線管装置１１とＸ線高電圧装置１４（コンソール装置４０を含んでもよい））の動作や制御に基づいて容易に考えることができる。従って、Ｘ線管に印加する管電圧の電圧値を三つおよび三つ以上の段階に分けて行うＸ線スキャンにおけるそれぞれの構成要素の動作や制御に関する詳細な説明は省略する。

上記説明した実施形態は、以下のように表現することができる。
陽極と、複数の陰極と、印加されたグリッド電圧に応じて、複数の前記陰極のうち少なくとも一つの陰極により放出された熱電子の前記陽極への到達量を変化させるグリッド電極と、を備えるＸ線管と、
プログラムを格納するメモリと、プロセッサと、を備え、
前記プロセッサは、前記プログラムを実行することにより、
前記陽極と前記複数の陰極のそれぞれとの間に印加されるそれぞれの管電圧を周期的に切り替え、
前記管電圧の切り替えに応じて、前記グリッド電圧を制御する、
Ｘ線撮影装置。

以上説明した実施形態によれば、陽極（Ａ）と、複数の陰極（例えば、ＦＡおよびＦＢ）と、印加されたグリッド電圧に応じて、複数の陰極のうち少なくとも一つの陰極（例えば、ＦＢ）により放出された熱電子の陽極（Ａ）への到達量を変化させるグリッド電極（Ｇ）と、を備えるＸ線管（１１）と、陽極（Ａ）と複数の陰極のそれぞれとの間に印加されるそれぞれの管電圧を周期的に切り替える管電圧制御部（例えば、１４または１４２）と、管電圧制御部（例えば、１４または１４２）によるそれぞれの管電圧の切り替えに応じて、グリッド電圧を制御するグリッド電圧制御部（例えば、１４または１４２）と、を持つことにより、Ｘ線管（１１）に印加する管電圧を周期的に（高速に）切り替えるデュアルエナジースキャン方式のＸ線スキャンを行うＸ線撮影装置（１）において、Ｘ線管（１１）の管電圧が低いときのＸ線の放出特性の改善を図ることができる。

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、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、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ものである。

１・・・Ｘ線ＣＴ装置、１０・・・架台装置、１１，１１－２，１１－３，１１－４・・・Ｘ線管装置、１１Ｃ，１１Ｃ－２，１１Ｃ－３，１１Ｃ－４・・・陰極部、ＦＡ・・・陰極、ＦＢ，ＦＢ－２・・・陰極、ＦＣ・・・陰極、Ａ・・・陽極、Ｇ，Ｇ－２・・・グリッド電極、ＧＡ－３，ＧＢ－３・・・グリッド電極、１２・・・ウェッジ、１３・・・コリメータ、１４・・・Ｘ線高電圧装置、１４１・・・高電圧発生装置、Ｖｏ・・・管電圧電源、Ｔ・・・管電流検出端子、Ｖｇ・・・グリッド電圧電源、ＴＲ，ＴＲＡ，ＴＲＢ・・・トランス、ＨＣ・・・フィラメント加熱制御回路、１４２・・・Ｘ線制御装置、１５・・・Ｘ線検出器、１６・・・データ収集システム（ＤＡＳ）、１７・・・回転フレーム、１８・・・制御装置、３０・・・寝台装置、３１・・・基台、３２・・・寝台駆動装置、３３・・・天板、３４・・・支持フレーム、４０・・・コンソール装置、４１・・・メモリ、４２・・・ディスプレイ、４３・・・入力インターフェース、４４・・・ネットワーク接続回路、５０・・・処理回路、５１・・・システム制御機能、５２・・・前処理機能、５３・・・再構成処理機能、５４・・・画像処理機能、５５・・・スキャン制御機能、５６・・・表示制御機能

Claims (9)

1. 陽極と、複数の陰極と、印加されたグリッド電圧に応じて、複数の前記陰極のうち少なくとも一つの陰極により放出された熱電子の前記陽極への到達量を変化させるグリッド電極と、を備えるＸ線管と、
   前記陽極と前記複数の陰極のそれぞれとの間に印加されるそれぞれの管電圧を周期的に切り替える管電圧制御部と、
   前記管電圧制御部によるそれぞれの前記管電圧の切り替えに応じて、前記グリッド電圧を制御するグリッド電圧制御部と、
   前記管電圧を切り替えるタイミングに同期して、複数の前記陰極の加熱量を制御する加熱量制御部と、
   を備え、
   複数の前記陰極は、前記グリッド電極が設けられていない第１の陰極と、前記グリッド電極が設けられている第２の陰極とを含み、
   前記管電圧制御部は、前記複数の陰極のそれぞれに印加する第１の管電圧と前記第１の管電圧よりも低い第２の管電圧とを周期的に切り替え、
   前記グリッド電圧制御部は、前記管電圧制御部が前記第２の管電圧を印加するタイミングに同期して前記グリッド電極に印加する前記グリッド電圧を制御し、
   前記加熱量制御部は、前記第１の陰極と前記第２の陰極との加熱量を個別に制御する、
   Ｘ線撮影装置。
2. 前記加熱量制御部は、前記管電圧制御部が前記第１の管電圧と前記第２の管電圧とを切り替えた場合でも前記Ｘ線管に流れる管電流が一定になるように前記加熱量を制御する、
   請求項１に記載のＸ線撮影装置。
3. 前記加熱量制御部は、前記管電圧制御部が前記第１の管電圧と前記第２の管電圧とを切り替えた場合でも前記Ｘ線管により発生させるＸ線の線量の変化を低減させるように前記加熱量を制御する、
   請求項１に記載のＸ線撮影装置。
4. 前記第１の陰極と前記第２の陰極とは同じ形状を有する、
   請求項１から請求項３のうちいずれか１項に記載のＸ線撮影装置。
5. 前記第１の陰極と前記第２の陰極とは異なる形状を有する、
   請求項１から請求項３のうちいずれか１項に記載のＸ線撮影装置。
6. 前記第２の陰極のサイズは、前記第１の陰極のサイズよりも小さい、
   請求項５に記載のＸ線撮影装置。
7. 前記加熱量制御部は、前記第１の陰極のサイズと前記第２の陰極のサイズとに応じて前記加熱量を制御する、
   請求項６に記載のＸ線撮影装置。
8. 前記Ｘ線管は、印加された第２のグリッド電圧に応じて、それぞれの前記陰極により放出された熱電子の前記陽極への到達量を変化させる第２のグリッド電極、をさらに備え、
   前記グリッド電圧制御部は、それぞれの前記陰極により放出された熱電子によって前記Ｘ線管により発生させるＸ線の焦点のサイズに応じて、前記第２のグリッド電圧を制御する、
   請求項１から請求項７のうちいずれか１項に記載のＸ線撮影装置。
9. 陽極と、複数の陰極と、印加されたグリッド電圧に応じて、複数の前記陰極のうち少なくとも一つの陰極により放出された熱電子の前記陽極への到達量を変化させるグリッド電極と、を備えるＸ線管と、
   前記陽極と前記複数の陰極のそれぞれとの間に印加されるそれぞれの管電圧を周期的に切り替える管電圧制御部と、
   を備え、
   複数の前記陰極は、前記グリッド電極が設けられていない第１の陰極と、前記グリッド電極が設けられている第２の陰極とを含み、
   前記管電圧制御部は、前記複数の陰極のそれぞれに印加する第１の管電圧と前記第１の管電圧よりも低い第２の管電圧とを周期的に切り替える、
   Ｘ線発生装置。

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