WO2014024881A1 - Ｘ線撮影システム - Google Patents

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WO2014024881A1
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ray
tube
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current
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PCT/JP2013/071252
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孝仁 渡邉
斎藤　秀夫
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株式会社 東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
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Definitions

  • Embodiments of the present invention relate to an X-ray imaging system.
  • the X-ray imaging system includes an X-ray generator capable of irradiating the subject with X-rays, and an X-ray generator, and a tomographic image of the subject is obtained based on the X-rays transmitted through the subject.
  • An obtainable X-ray diagnostic apparatus is included.
  • the subject on the top plate is moved in the body axis direction, the X-ray tube is rotated around the body axis of the subject, the X-ray is irradiated, and the X-ray transmitted through the subject is irradiated.
  • the X-ray tube has a cathode and an anode. Based on the imaging conditions including the tube voltage between the anode and the cathode, the tube current, and the X-ray focal spot size, a current is applied to the filament of the X-ray tube at the time of start-up (hereinafter referred to as the filament current). ) So that the tube current that fluctuates at the time of rising stably flows at a desired value, and X-rays having a predetermined output are generated from the anode.
  • the filament current that flows to the cathode at the start-up at the start of imaging is called the initial value, and the filament current when the tube current flows stably is called the stable value. It is desirable to stabilize the tube current in a short time using an appropriate initial value.
  • the initial value is set by the service engineer for each imaging condition at the time of installation of the X-ray CT apparatus or during periodic inspection (both referred to as “adjustment”). Adjusted to
  • the conventional method for adjusting the initial value is that after performing X-ray output under predetermined imaging conditions, the output profile is analyzed until the X-ray output falls within a predetermined threshold. Adjust while changing the initial value of the filament current.
  • the initial value is adjusted at points for each predetermined interval (for example, 10 [mA]) of the tube current. Further, the point that has not been adjusted is obtained by first complementing the initial value of the adjusted point.
  • the initial value of the adjusted point and the supplemented initial value are stored in the storage unit as a table.
  • the stored initial value is used for the next adjustment.
  • the initial value used for the next adjustment may be referred to as “next initial value”.
  • the table is provided for each type of tube voltage and each type of focus size, that is, for each imaging condition. When the X-ray CT apparatus has four types of tube voltages and two types of focus sizes as imaging conditions, eight tables are provided.
  • the X-ray output is directed in the direction of high output.
  • This embodiment solves the above-described problem, and an object thereof is to provide an X-ray imaging system capable of reducing the work time when adjusting the initial value.
  • the X-ray imaging system of the embodiment includes an X-ray tube control unit, an initial value calculation unit, and a storage unit.
  • the X-ray tube control unit controls the filament current that flows through the filament of the X-ray tube so that the tube current that fluctuates at the time of startup flows stably at a desired value.
  • the initial value calculation unit obtains the initial value of the filament current used at the next rise based on the stable value of the filament current when the tube current flows stably and the imaging condition at that time.
  • the storage unit stores a shooting history including the obtained initial value, shooting conditions, and shooting date.
  • FIG. 1 is a configuration block diagram of an X-ray CT apparatus according to a first embodiment.
  • the graph which shows the relationship between the filament current at the time of start-up, and tube current.
  • the block diagram of a high voltage generation part. The figure which shows a table.
  • the graph which shows the correspondence of an initial value and tube current.
  • the graph which shows correlation with a tube current and a stable value.
  • the block diagram of the system control part which concerns on 2nd Embodiment. In 3rd Embodiment, the flowchart which shows a series of flows when adjusting the next initial value automatically.
  • the flowchart which shows a series of flows in adjustment of the next initial value.
  • FIG. 1 is a block diagram of an X-ray CT apparatus
  • FIG. 2 is a block diagram of an X-ray tube control unit.
  • an X-ray CT apparatus will be described as an example of the X-ray imaging system.
  • the X-ray CT apparatus includes a gantry 10, a couch device 20, and a console unit 30.
  • next initial value is obtained at the time of adjustment, but in this embodiment, the next initial value is obtained even at the time of X-ray imaging.
  • X-ray imaging or adjustment may be referred to as “X-ray imaging or the like”.
  • the gantry 10 includes a high voltage generator 15 and an X-ray tube 16.
  • the X-ray tube 16 has a cathode 161 and an anode 162 (see FIG. 4).
  • the cathode 161 has a filament.
  • a tube voltage is applied between the cathode 161 and the anode 162 at the time of start-up, and further, a filament current flows through the filament. Thereby, a tube current flows between the cathode 161 and the anode 162, and X-rays are generated from the anode 162.
  • FIG. 3 is a graph showing the relationship between the filament current and the tube current when the tube voltage is set to a certain value.
  • the horizontal axis in FIG. 3 represents time (t) from the start of imaging, and the vertical axis represents filament current and tube current.
  • the initial value of the filament current used at the time of rising is indicated by “Ifi”
  • the stable value of the filament current when the tube current flows stably is indicated by “Ifs”
  • the stable period is indicated by “Ti”, “Tv”, “Ts”.
  • the initial value Ifi used at the start of the current shooting (hereinafter simply referred to as “this time”) is used as the initial value Ifi at the next shooting (hereinafter simply referred to as “next time”). It is updated to a new initial value Ifi that is sometimes used.
  • the initial value used at the time of the current rise may be referred to as the current initial value
  • the new initial value may be referred to as the next initial value.
  • the term “next” and “next” refers to before and after the time when X-ray imaging or the like is performed in time series. Therefore, each time the initial value is used in X-ray imaging or the like, the current initial value Ifi is updated to the next initial value Ifi.
  • the initial value Ifi can be maintained at an optimum value even when the filament changes with time, and the work time required for the operator to adjust the initial value during adjustment such as during periodic inspections can be shortened. It becomes possible.
  • the next initial value Ifi is obtained from the stable value Ifs, and how it is obtained will be described later.
  • the tube current at the time of rising fluctuates (increases) in the initial period Ti ⁇ fluctuation period Tv and stabilizes in the stable period Ts.
  • the filament current at the start shows an initial value Ifi in the initial period Ti, increases after the initial period Ti, and is maintained at a constant stable value Ifs when the stable period Ts is entered.
  • FIG. 4 is a block diagram of the high voltage generator 15.
  • the high voltage generator 15 generates a high voltage from a commercial AC power source 156 and applies a high voltage supply unit 151 as a tube voltage between the cathode 161 and the anode 162, and the AC power source 156.
  • the filament voltage supply unit 152 for supplying the filament current based on the above
  • the tube voltage detection unit 153 for detecting the applied tube voltage
  • the filament current detection unit 154 for detecting the filament current
  • a tube current detection unit 155 that detects a tube current and an X-ray tube control unit 157 are provided.
  • the X-ray tube control unit 157 controls the high voltage supply unit 151 so that a predetermined tube voltage is applied based on the imaging conditions. Further, the X-ray tube control unit 157 controls the filament voltage supply unit 152 so that the tube current detected by the tube current detection unit 155 flows stably at a desired value of the tube current that is an imaging condition. In other words, the tube current detector 155 detects the excess or deficiency of the tube current, and the filament current can be controlled accordingly, so that the tube current that fluctuates at the start-up can flow quickly and stably at a desired value. In response to the filament current detected by the current detector 154, the filament current is controlled (see FIG. 3).
  • the X-ray tube control unit 157 includes a storage unit 158, an initial value calculation unit 159, and an initial value prediction unit 159a.
  • the initial value of the filament current that flows to the cathode of the X-ray tube at the time of startup is adjusted. It is possible to shorten the working time.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating an example of a table in which initial values and tube currents are stored in association with each other.
  • the storage unit 158 is provided with eight tables corresponding to four types of tube voltages [kV] (80, 100, 125, and 135) and two types of focus sizes (large and small). (FIG. 5 shows one of them).
  • An example of the table shown in FIG. 5 is a table of a tube voltage of 100 [kV] and a large (L) focal spot size.
  • the table provided for each tube voltage and focus size corresponds to a storage unit that stores a shooting history including the next initial value, shooting conditions, and shooting date.
  • each cell of the table is associated with a tube current for each 10 [mA] between 10 [mA] and 350 [mA] in a one-to-one relationship.
  • the next initial value Ifi is stored in the cell in association with the tube current.
  • the hatched cells indicate that the next initial value Ifi is stored.
  • the shooting date is stored in the hatched cell as “2012.7.01”.
  • the shooting date is specified from the information stored in the cell, the tube voltage and the focus size are specified from the table, and the tube current is specified from the position of the cell in which the information is stored.
  • the next initial value Ifi is stored in association with the tube currents of 80 [mA], 120 [mA], and 250 [mA].
  • cells not hatched indicate that the next initial value Ifi is not stored.
  • X-ray imaging or the like is sequentially performed under different imaging conditions by the number of cells not stored, thereby storing the next initial value Ifi in all the cells of the table (the table is completed). be able to.
  • the initial value Ifi is predicted, and the other predicted initial value Ifi is stored in the table. Here, it may be referred to as another initial value next time. Note that how to predict another initial value Ifi next time will be described later.
  • the next initial value Ifi is stored in all the cells of the table.
  • the cell is associated with a tube current every 10 [mA]. Further, the initial value is adjusted at the point of the tube current every 10 [mA]. Therefore, in the next adjustment, any tube current can be adjusted using the next initial value Ifi (optimum value), and the adjustment does not take a long time.
  • FIG. 6 is a graph showing the correspondence between the initial value and the tube current.
  • the horizontal axis in FIG. 6 represents the tube current Ip [mA], and the vertical axis represents the next initial value Ifi [mA].
  • the vertical wavy line indicates the value of the tube current every 10 [mA].
  • This graph is created based on the stored initial value Ifi and the predicted next initial value Ifi (initial values stored in all the cells of the table).
  • the four graphs shown by the solid lines in FIG. 6 correspond to the tube voltages [kV] of 80, 100, 125, and 135 when the focus size is large (L), and the four graphs shown by the wavy lines show the focus sizes.
  • the graph shown in FIG. 6 should be finally made in X-ray imaging.
  • the next initial value can be obtained based on the tube current using a graph (one of eight) corresponding to a predetermined tube voltage and focus size.
  • an initial value between points of tube current every 10 [mA] is required.
  • the initial value between points is obtained by firstly complementing the initial value of adjacent points.
  • the graph shown in FIG. 6 is created using a known complement method (for example, Lagrangian method, spline method) based on these initial values.
  • the graph shown in FIG. 6 is stored in the storage unit 158, and is used when the tube current of the imaging condition at that time is not a value every 10 [mA] in X-ray imaging after adjusting the initial value.
  • the initial value calculation unit 159 obtains the next initial value Ifi by subtracting a predetermined value ⁇ from the stable value Ifs at the time of the current photographing.
  • a predetermined value may be referred to as a difference value.
  • the stable value Ifs is the value of the filament current when the tube current flows stably (stable period Ts shown in FIG. 3).
  • the stable value Ifs is stored in the storage unit 158 together with the imaging history (imaging conditions and imaging date) from the X-ray tube control unit 157 as detection information by the filament current detection unit 154 at that time.
  • the difference value ⁇ is a unique value corresponding to the imaging conditions of the X-ray CT apparatus. That is, the influence of the system from the control of the X-ray tube 16 to the X-ray emission is shown. This value can be determined based on empirical rules.
  • V, Ip, and S are the tube voltage, tube current, and focal spot size (large and small). Therefore, the difference value ⁇ can be obtained from a function of the tube voltage V, the tube current Ip, and the focus size S.
  • the next initial value Ifi is obtained by subtracting a predetermined value ⁇ from the stable value Ifs, but is not limited thereto.
  • the next initial value Ifi is obtained using the stable value Ifs and a predetermined value.
  • the predetermined value is, for example, a coefficient.
  • ⁇ is a coefficient.
  • a stable value Ifs is transmitted to the system control unit 40 every time X-rays are generated from the anode 162 based on imaging conditions.
  • the initial value calculation unit 159 obtains the next initial value Ifi based on the transmitted stable value Ifs.
  • the obtained initial value Ifi is stored in the tube current cell of the tube voltage and focus size table.
  • the difference value is a value unique to the X-ray CT apparatus
  • the correlation between the tube current and the stable value is also unique to the X-ray CT apparatus. By using this correlation, the next initial value Ifi can be predicted.
  • FIG. 7 is a graph showing the correlation between the tube current and the stable value at a predetermined tube voltage and focal spot size.
  • the horizontal axis in FIG. 7 represents the tube current Ip [mA], and the vertical axis represents the stable value Ifs [mA].
  • the initial value prediction unit 159a predicts the next initial value Ifi using the correlation and the difference value.
  • the predicted initial value Ifi is stored in a predetermined cell of the table.
  • the correlation graph shown in FIG. 7 is created according to the type of tube voltage and the type of focus size (g1, g2,..., G8), and only the deviation ⁇ corresponding to the secular change of the filament. Used by shifting. In FIG. 7, one of the eight correlation graphs is indicated by a wavy line as “g1”. The shifted graph is indicated by “g1 ′”. The stable value Ifs1 can be obtained based on the tube current Ip1 using the graph “g1 ′”.
  • next initial value Ifi obtained by the initial value calculation unit 159 and the next initial value Ifi predicted by the initial value prediction unit 159a are stored in all cells of the table. Note that the graph shown in FIG. 6 is also created based on these initial values Ifi and stored in the storage unit 158.
  • the display control unit 90 displays the next initial value Ifi stored in the table on the display unit 100.
  • the next initial value Ifi optimum value
  • the console unit 30 includes a system control unit 40, a drive control unit 45, a display control unit 50, an input unit 60, and a display unit 70.
  • the system control unit 40 comprehensively controls the functions in the console unit 30 and the gantry 10 and the couch device 20.
  • the system control unit 40 receives the recorded next initial value Ifi from the gantry 10 and stores it in the storage unit 41 as a shooting history including shooting conditions at that time and a table shown in FIG. Then, in response to the next photographing instruction, the photographing condition including the next initial value Ifi is transmitted to the gantry 10 with reference to the photographing history and the table.
  • the storage unit 158, the initial value calculation unit 159, the initial value prediction unit 159a, the display control unit 90, and the display unit 100 for shortening the work time during adjustment are provided on the gantry 10 side in the first embodiment. This is a feature of the X-ray CT apparatus.
  • FIG. 8 is a flowchart showing a series of flows in X-ray imaging or the like.
  • the system control unit 40 designates imaging conditions (tube voltage, tube current, focus size, etc.) (S101).
  • the system control unit 40 reads the next initial value Ifi under the same conditions as the designated tube voltage, tube current, and focus size from the imaging history of the storage unit 41.
  • the X-ray tube control unit 157 applies the initial value Ifi of the filament current, and further detects the filament current so that the tube current detected by the tube current detection unit 155 becomes a specified value.
  • the tube current is stabilized at a desired value, and X-rays having a predetermined output are generated from the anode.
  • the X-ray tube control unit 157 determines whether or not X-ray imaging or the like has been completed normally (S103). When it is determined that X-ray imaging or the like did not end normally (S103: No), the process proceeds to step S110 for determining whether there is an additional or new X-ray imaging.
  • the system control unit 40 stores the stable value Ifs of the filament current when stabilized at the specified tube current value at the specified tube voltage, together with the imaging history including the imaging conditions, in the storage unit 158 (S104). .
  • the initial value calculation unit 159 calculates the next initial value Ifi based on the stable value Ifs and the difference value ⁇ (S105).
  • the X-ray tube control unit 157 stores the obtained next initial value Ifi in a cell of a predetermined tube current in the table of the corresponding tube voltage and focus size in the storage unit 158 (S106).
  • the initial value prediction unit 159a predicts another initial value Ifi for another tube current on the basis of the correlation and the difference value ⁇ shown in FIG. 7 (S107).
  • the X-ray tube control unit 157 stores the predicted next initial value Ifi in the cell of the corresponding tube current in the table of the storage unit 158 (S108).
  • the X-ray tube control unit 157 creates a graph using a known complement method based on the obtained next initial value Ifi and the predicted other initial value Ifi (see FIG. 6).
  • the created graph is stored in the storage unit 158 (S109).
  • the system control unit 40 determines whether there is an additional or new X-ray imaging (S110). When it is determined that there is an additional or new X-ray imaging (S110: Yes), the process returns to step S101 for specifying imaging conditions. When it is determined that there is no additional or new X-ray imaging (S110: No), the X-ray imaging is terminated.
  • FIG. 9 is a flowchart showing a series of flows when the initial value is adjusted.
  • the system control unit 40 receives the next initial value Ifi from the gantry 10 (S201).
  • the system control unit 40 designates the next shooting condition and the initial value Ifi (S202).
  • the initial value Ifi is adjusted (S203).
  • the next initial value is obtained based on the designated initial value Ifi (see steps S101 to S105 shown in FIG. 8).
  • a graph is created and stored (see steps S106 to S109 shown in FIG. 8).
  • the gantry 10 supports the rotating unit 11 so as to be rotatable around the subject P.
  • the rotating unit 11 includes an X-ray tube 16 and an X-ray detecting unit 17 that are opposed to each other with the rotation center axis therebetween.
  • the gantry 10 supports the X-ray tube 16 rotatably around the subject P.
  • the X-ray tube 16 irradiates the subject P with X-rays with a divergence angle (cone angle) in the body axis direction of the subject P.
  • the gantry 10 has a rotation drive unit 12 and a data collection unit 14.
  • the rotation drive unit 12 rotates the rotation unit 11 around the rotation center axis.
  • the data collection unit 14 includes data collection elements arranged in an array like the X-ray detection elements of the X-ray detection unit 17, and the X-ray beam (actually detected by the X-ray detection unit 17). Signal) is collected in correspondence with the data collection signal output by the system control unit 40. This collected data becomes X-ray projection data.
  • the high voltage supply unit 151 receives a control signal from the X-ray tube control unit 157 and supplies a high voltage to the X-ray tube 16.
  • the X-ray tube 16 has a cone shape having a divergence angle in the body axis direction (slice direction described later) of the subject P or a divergence angle in a channel direction described later by the high voltage supplied from the high voltage supply unit 151. Irradiate a fan-shaped X-ray beam.
  • the X-ray detector 17 detects an X-ray beam irradiated from the X-ray tube 16 and transmitted through the subject P.
  • a plurality of X-ray detection elements are arranged in an array in two directions orthogonal to each other (which forms a slice direction and a channel direction), thereby forming a two-dimensional X-ray detection unit 17.
  • 320 rows of X-ray detection elements are arranged in the slice direction, and 1000 rows are arranged in the channel direction.
  • the couch device 20 includes a couch top plate 21 and couch driving units 22 and 23 that move the couch top plate 21 in response to instructions from the operation unit 18.
  • the subject P is placed on the couch top 21.
  • the couch top 21 is placed with the subject P and is movable in the body axis direction (horizontal direction) of the subject P.
  • the drive control unit 45 sends a control signal for moving the bed top plate 21 to the bed driving unit 22 by the amount of movement of the bed top plate 21 per rotation of the rotation unit 11.
  • the couch driving unit 22 moves the couch top 21 in the body axis direction of the subject P based on operation information (imaging position) from the operation unit 18.
  • the drive control unit 45 sends a control signal for moving the bed top plate 21 to the bed driving unit 23.
  • the couch driving unit 23 moves the couch top 21 in the vertical direction based on operation information from the operation unit 18.
  • the drive control unit 45 outputs a gantry control signal to the rotation drive unit 12, outputs a data collection control signal to the data collection unit 14, and diagnoses the rotation drive unit 12 and the bed drive units 22 and 23. Give start instructions.
  • the console unit 30 includes a preprocessing unit 31, an image reconstruction processing unit 32, and an image storage unit 33.
  • the preprocessing unit 31 performs sensitivity correction and X-ray intensity correction on the X-ray projection data output from the data collection unit 14.
  • the image reconstruction processing unit 32 reconstructs X-ray CT image data from the X-ray projection data output from the preprocessing unit 31 by a known backprojection processing method. The reconstructed X-ray CT image data is temporarily stored in the image storage unit 33.
  • the initial value Ifi is obtained by specifying the imaging condition including the initial value Ifi in the adjustment of the initial value (see S201 to S203 shown in FIG. 9).
  • the initial value may be adjusted by receiving a signal indicating activation when the X-ray CT apparatus is activated.
  • the tube current can be stabilized in a short time from the beginning with an appropriate initial value in X-ray imaging.
  • a storage unit 158 an initial value calculation unit 159, an initial value prediction unit 159a, a display control unit 90, and a display unit 100 for reducing work time are provided on the gantry 10 side.
  • FIG. 10 is a block diagram of the system control unit 40 according to the second embodiment.
  • the initial value calculation unit 159 instead of the storage unit 158, the initial value calculation unit 159, the initial value prediction unit 159a, the display control unit 90, and the display unit 100, a storage unit 41, an initial value calculation unit 42 are provided.
  • the initial value prediction unit 43, the display control unit 50 (see FIG. 1), and the display unit 70 (see FIG. 1) are provided on the console unit 30 side.
  • the system control unit 40 receives the stable value Ifs from the gantry 10 side in X-ray imaging or the like.
  • the initial value calculation unit 42 obtains the next initial value Ifi based on the stable value Ifs.
  • the initial value prediction unit 43 predicts the next initial value Ifi.
  • the system control unit 40 creates a graph based on the determined next initial value Ifi and the predicted next initial value Ifi (see FIG. 6).
  • the storage unit 41 has a table, and the next initial value Ifi and tube current are associated with each other and stored in the table.
  • the display unit 70 has the same function as the display unit 100.
  • the display control unit 50 causes the display unit 70 to display the next initial value Ifi.
  • a stable value is periodically received from the gantry 10 side every month, and the next initial value and the like are obtained collectively based on the stable value for one month. Also good. Even with such a configuration, the next initial value is an appropriate value, and the working time for adjusting the initial value can be shortened.
  • the next adjustment of the initial value Ifi is performed by a service engineer during installation of the X-ray CT apparatus or during periodic inspection (during adjustment). This adjustment may be referred to as “non-automatic adjustment”.
  • the next adjustment of the initial value Ifi is automatically performed.
  • FIG. 11 is a flowchart showing a series of operations when the next initial value Ifi is automatically adjusted.
  • every time X-ray imaging is performed the date and time, initial value Ifi, stable value Ifs, and imaging conditions (tube current, tube voltage, focus size) at that time are recorded in the imaging history (log data). Is stored in the storage unit 158. Furthermore, the elapsed time from the previous adjustment (including automatic adjustment and non-automatic adjustment) is counted. In addition, the number of executions of X-ray imaging is counted.
  • the system control unit 40 determines whether or not the initial value Ifi is being adjusted (S301).
  • the counted elapsed time is compared with a predetermined time.
  • the elapsed time is “T”
  • the predetermined time is “T0”.
  • the number of executions of X-ray imaging is compared with a predetermined number. The number of executions is “R”, and the predetermined number of times is “R0”.
  • the system control unit 40 reads the initial value Ifi, the stable value Ifs, the tube voltage, the tube current, and the focus size from the imaging history (log data) (S303).
  • FIG. 12 is a flowchart showing a series of flows in the next adjustment of the initial value Ifi.
  • next initial value Ifi is calculated (S401).
  • the obtained next initial value Ifi is stored in a cell of a predetermined tube current in the table of the corresponding tube voltage and focus size in the storage unit 158 (S402).
  • another initial value Ifi is predicted (S403).
  • the predicted other initial value Ifi is stored in the cell of the corresponding tube current in the table of the storage unit 158 (S404).
  • a graph is created using a known complement method (see FIG. 6), and the created graph is stored.
  • the data is stored in the unit 158 (S405).
  • steps S401 to S405 are the same as steps S105 to S109 in the first embodiment.
  • these steps S301 to S305 are performed by the system control unit 40, but may be performed by another control unit (including the X-ray tube control unit 157).
  • FIG. 13 is a flowchart showing a series of flows in the next evaluation of the initial value.
  • the service engineer evaluates whether or not the next initial value Ifi is appropriate. This evaluation may be referred to as “non-automatic evaluation”. On the other hand, in the fourth embodiment, whether the next initial value Ifi is appropriate is automatically evaluated.
  • the peak value of the tube current overshoot and the peak value of the undershoot that fluctuate at the rise are obtained (S501).
  • the difference between the peak value of the overshoot and the peak value of the undershoot is obtained (S502).
  • it is determined whether or not the obtained difference is within a predetermined allowable range (S503).
  • steps S501 to S506 may be performed by the system control unit 40 or may be performed by a separately provided control unit (including the X-ray tube control unit 157).
  • next initial value Ifi is adjusted again.
  • the adjustment again may be automatic adjustment (steps S301 to S305 described above) or non-automatic adjustment by a service engineer.
  • next initial value Ifi is objectively evaluated by automatic evaluation of whether the next initial value Ifi is appropriate, an objective and more appropriate initial value Ifi is obtained. Obtainable. Furthermore, maintenance-free realization can be achieved by combining automatic evaluation of the next initial value Ifi and automatic adjustment.
  • step S503 it is determined whether or not the difference between the peak value of the overshoot and the peak value of the undershoot is within an allowable range, but whether or not the peak value of the overshoot exceeds the allowable value. When it exceeds, it may be evaluated that the next initial value Ifi is not appropriate. It is determined whether or not the peak value of the undershoot exceeds the allowable value, and if it exceeds, the next initial value Ifi is appropriate. It may be evaluated that it is not.
  • the storage unit 158, the initial value calculation unit 159, the initial value prediction unit 159a, the display control unit 90, and the display unit 100 are applied to the X-ray CT apparatus.
  • the present invention is not limited to this. You may apply to the X-ray generator which has the X-ray tube 16 provided with the cathode and anode containing a filament, and an X-ray imaging apparatus provided with the same.

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Abstract

　初期値を調整するときの作業時間を短縮することが可能なＸ線撮影システムを提供する。　実施形態のＸ線撮影システムは、Ｘ線管制御部、初期値算出部、及び記憶部を有する。Ｘ線管制御部は、立ち上がり時に変動する管電流が所望の値で安定して流れるように、Ｘ線管のフィラメントに流されるフィラメント電流を制御する。初期値算出部は、次回の立ち上がり時に用いられるフィラメント電流の初期値を、前記管電流が安定して流れたときのフィラメント電流の安定値、及びそのときの撮影条件に基づいて求める。記憶部は、求められた初期値、撮影条件、及び、撮影日を含む撮影履歴を記憶する。

Description

Ｘ線撮影システム
　本発明の実施形態は、Ｘ線撮影システムに関する。
　ここで、Ｘ線撮影システムには、被検体に対しＸ線を照射可能なＸ線発生装置、および、Ｘ線発生装置を備え、被検体を透過したＸ線に基づいて被検体の断層像を取得可能なＸ線診断装置が含まれる。
　Ｘ線診断装置の一例として、天板上の被検体を体軸方向に移動させ、Ｘ線管を被検体の体軸回りに回転させながらＸ線を照射し、被検体を透過したＸ線に基づいて被検体のＣＴ像を取得するように構成されたＸ線ＣＴ装置がある（例えば、特許文献１）。
　Ｘ線管は、陰極と陽極とを有している。陽極と陰極との間の管電圧、管電流、Ｘ線の焦点サイズを含む撮影条件に基づいて、立ち上がり時に、管電圧が印加され、Ｘ線管のフィラメントに流れる電流（以下、フィラメント電流と呼ぶ）を制御し、立ち上がり時に変動する管電流が所望の値で安定して流れるようにし、陽極から所定出力のＸ線を発生させる。撮影開始における立ち上がり時に陰極に流されるフィラメント電流を初期値といい、管電流が安定して流れるときのフィラメント電流を安定値という。適正な初期値を用いて、管電流を短時間で安定させることが望ましい。
　Ｘ線管においては、フィラメントの経年変化により、同量のフィラメント電流が流れても、管電流が小さくなることが知られている。そのため、当初の初期値が適正であっても、長期間にわたって用いられると、不適正なものとなり、管電流が安定するまでに長時間がかかってしまう。
　フィラメントの経年変化によっても、管電流を短時間で安定させるように、初期値は、Ｘ線ＣＴ装置の据え付け時あるいは定期点検時（共に、「調整時」という）において、サービスエンジニアにより撮影条件毎に調整される。
　初期値を調整するときの従来の方法は、所定の撮影条件下でＸ線出力を行った後、その出力プロファイルを解析して、Ｘ線出力が予め定められたしきい値以内に収まるまで、フィラメント電流の初期値を変更しながら調整する。
　初期値は、管電流の所定の間隔（たとえば、１０［ｍＡ］）毎のポイントで調整されている。また、調整されなかったポイントは、調整されたポイントの初期値を一次補完することで求められる。調整されたポイントの初期値、及び、補完された初期値は、テーブルとして記憶部に記憶される。記憶された初期値は、次回の調整時に用いられる。なお、次回の調整時に用いられる初期値を「次回の初期値」という場合がある。
　テーブルは、管電圧の種類及び焦点サイズの種類毎、つまり撮影条件毎に設けられる。Ｘ線ＣＴ装置が撮影条件として４種類の管電圧及び２種類の焦点サイズを備えるとき、８つのテーブルが設けられることになる。
　また、近年のＸ線ＣＴ装置の動向として、被検体の被ばく量を低く抑えつつ、撮影範囲をより広くするために、Ｘ線管の回転を高速化する傾向にある。Ｘ線管の回転が高速化することにより陥る管電流不足を回避するため、Ｘ線出力は高出力の方向に向かっている。
特開２００１－１０４２９７号公報
　しかしながら、次回の初期値を調整したときから次回の調整までの期間が長くなるに応じて、次回の初期値が不適正な値の方に近づいていき、近づくほど、初期値を調整するときの作業時間が長くなるという問題点があった。
　また、Ｘ線出力が高出力になると、管電流の種類が増えて、その分、設けられるテーブルの要素数が増えるため、調整される初期値の数も増え、初期値を調整するときの作業時間が長くなるという問題点があった。
　この実施形態は、上記の問題を解決するものであり、初期値を調整するときの作業時間を短縮することが可能なＸ線撮影システムを提供することを目的とする。
　上記課題を解決するために、実施形態のＸ線撮影システムは、Ｘ線管制御部、初期値算出部、及び記憶部を有する。Ｘ線管制御部は、立ち上がり時に変動する管電流が所望の値で安定して流れるように、Ｘ線管のフィラメントに流されるフィラメント電流を制御する。初期値算出部は、次回の立ち上がり時に用いられるフィラメント電流の初期値を、前記管電流が安定して流れたときのフィラメント電流の安定値、及びそのときの撮影条件に基づいて求める。記憶部は、求められた初期値、撮影条件、及び、撮影日を含む撮影履歴を記憶する。
第１実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成ブロック図。 Ｘ線管制御部等のブロック図。 立ち上がり時のフィラメント電流と管電流との関係を示すグラフ。 高電圧発生部のブロック図。 テーブルを示す図。 初期値と管電流との対応関係を示すグラフ。 管電流と安定値との相関関係を示すグラフ。 Ｘ線撮影における一連の流れを示すフローチャート。 初期値を調整するときの一連の流れを示すフローチャート。 第２実施形態に係るシステム制御部のブロック図。 第３実施形態において、次回の初期値を自動調整するときの一連の流れを示すフローチャート。 次回の初期値の調整における一連の流れを示すフローチャート。 第４実施形態において、次回の初期値の評価における一連の流れを示すフローチャート。
［第１実施形態］
　Ｘ線撮影システムの第１実施形態について各図を参照して説明する。図１はＸ線ＣＴ装置の構成図、図２はＸ線管制御部のブロック図である。以下、Ｘ線撮影システムの一例として、Ｘ線ＣＴ装置について説明する。
　図１に示すように、Ｘ線ＣＴ装置は、架台１０、寝台装置２０及びコンソール部３０を有して構成されている。
　従来においては、次回の初期値を調整時に求めたが、この実施形態では、次回の初期値をＸ線撮影時でも求めるように構成した。以下、Ｘ線撮影または調整を「Ｘ線撮影等」という場合がある。
（架台）
　図１に示すように、架台１０は、高電圧発生部１５及びＸ線管１６を有している。
　Ｘ線管１６は、陰極１６１及び陽極１６２を有している（図４参照）。陰極１６１はフィラメントを有する。Ｘ線撮影等において、立ち上がり時に、陰極１６１と陽極１６２との間には管電圧が印加され、さらに、フィラメントにはフィラメント電流が流される。それにより、陰極１６１と陽極１６２との間には管電流が流れ、陽極１６２からＸ線が発生される。
　図３は、管電圧をある一定の値としたときのフィラメント電流と管電流との関係を示すグラフである。図３の横軸は撮影開始からの時間（ｔ）を表し、縦軸はフィラメント電流及び管電流を表す。図３に立ち上がり時に用いられるフィラメント電流の初期値を“Ｉｆｉ”で示し、管電流が安定して流れたときのフィラメント電流の安定値を“Ｉｆｓ”で示し、立ち上がり時の初期期間、変動期間、安定期間を“Ｔｉ”、“Ｔｖ”、“Ｔｓ”で示す。
　この実施形態では、今回の撮影時（以下、単に「今回」ということがある）の立ち上がり時に用いられた初期値Ｉｆｉを、次回の撮影時（以下、単に「次回」ということがある）の立ち上がり時に用いられる新たな初期値Ｉｆｉに更新する。なお、今回の立ち上がり時に用いられた初期値を今回の初期値といい、新たな初期値を次回の初期値という場合がある。今回及び次回というときは、Ｘ線撮影等を行うときを時系列で示したときの時間の前後をいう。したがって、Ｘ線撮影等で初期値が用いられる度に、今回の初期値Ｉｆｉは次回の初期値Ｉｆｉに更新される。それにより、フィラメントの経年変化によっても、次回の初期値Ｉｆｉを最適な値に保つことができ、定期点検時などの調整時に、作業者が初期値を調整するときの作業時間を短縮することが可能となる。次回の初期値Ｉｆｉは、安定値Ｉｆｓから求められるが、それをどのようにして求めるのかについては後述する。
　図３に示すように、立ち上がり時の管電流は、初期期間Ｔｉ－変動期間Ｔｖで変動（増加）し、安定期間Ｔｓで安定する。また、立ち上がり時のフィラメント電流は、初期期間Ｔｉで初期値Ｉｆｉを示し、初期期間Ｔｉを経過した後、増加していき、安定期間Ｔｓに移ると、一定の安定値Ｉｆｓに保たれる。
　図４は、高電圧発生部１５のブロック図である。図４に示すように、高電圧発生部１５は、商用の交流電源１５６から高電圧を発生し、陰極１６１と陽極１６２との間に管電圧として印加する高電圧供給部１５１と、交流電源１５６を基にフィラメント電流を流すフィラメント電圧供給部１５２と、印加された管電圧を検出する管電圧検出部１５３と、フィラメント電流を検出するフィラメント電流検出部１５４と、陰極１６１と陽極１６２との間の管電流を検出する管電流検出部１５５と、Ｘ線管制御部１５７と、を有している。
　Ｘ線管制御部１５７は、撮影条件に基づいて、所定の管電圧が印加されるように高電圧供給部１５１を制御する。さらに、Ｘ線管制御部１５７は、管電流検出部１５５により検出された管電流が撮影条件である管電流の所望の値で安定して流れるように、フィラメント電圧供給部１５２を制御する。それにより、つまり、管電流検出部１５５で管電流の過不足を検出し、それに応じてフィラメント電流を制御できるので、立ち上がり時に変動する管電流が早く所望の値で安定して流れるように、フィラメント電流検出部１５４により検出されたフィラメント電流を受けて、フィラメント電流が制御される（図３参照）。
　図２に示すように、Ｘ線管制御部１５７は、記憶部１５８、初期値算出部１５９、及び、初期値予測部１５９ａを有している。
　記憶部１５８、初期値算出部１５９、初期値予測部１５９ａ、表示制御部９０、及び表示部１００が設けられたことにより、立ち上がり時に、Ｘ線管の陰極に流れるフィラメント電流の初期値を調整するときの作業時間を短縮することが可能となる。
　（記憶部）
　図５は、初期値と管電流とが対応づけられて記憶されたテーブルの一例を示す図である。記憶部１５８は、この例では、４種類の管電圧［ｋＶ］（８０、１００、１２５及び１３５）、並びに、２種類の焦点サイズ（大、小）に対応して８つのテーブルが設けられている（図５ではそのうちの一つを示す）。図５に示すテーブルの一例は、１００［ｋＶ］の管電圧及び大（Ｌ）の焦点サイズのテーブルである。
　この管電圧および焦点サイズ毎に設けられるテーブルが、次回の初期値、撮影条件、撮影日を含む撮影履歴を記憶する記憶部に相当する。
　図５に示すように、テーブルの各セルは、１０［ｍＡ］－３５０［ｍＡ］間における１０［ｍＡ］毎の管電流と一対一の関係で対応づけられている。次回の初期値Ｉｆｉが管電流と対応づけられてセルに記憶される。図５において、ハッチングが付されたセルは、次回の初期値Ｉｆｉが記憶されたことを示す。例えば、ハッチングが付されたセルには、撮影日が“２０１２．０７．０１”のように記憶される。セルに記憶された情報から、撮影日が特定され、テーブルから管電圧および焦点サイズが特定され、情報が記憶されたセルの位置から管電流が特定される。
　図５に示すハッチングが付されたセルからわかるように、次回の初期値Ｉｆｉが８０［ｍＡ］、１２０［ｍＡ］、２５０［ｍＡ］の管電流とそれぞれ対応づけられて記憶されている。
　なお、図５において、ハッチングが付されていないセルは、次回の初期値Ｉｆｉが記憶されていないことを示している。このとき、記憶されていないセルの数の分だけ、互いに異なる撮影条件でＸ線撮影等を次々に行うことにより、テーブルのすべてのセルに次回の初期値Ｉｆｉを記憶させる（テーブルを完成させる）ことができる。
　この方法では、テーブルを完成させるのに長時間かかってしまうので、効率よく、テーブルを完成させるために、セルに記憶された管電流とそれに対応する初期値Ｉｆｉの組合せ以外の組合せに係る他の初期値Ｉｆｉを予測し、予測した他の初期値Ｉｆｉをテーブルに記憶させる。ここで、次回の他の初期値という場合がある。なお、次回の他の初期値Ｉｆｉをどのようにして予測するのかについては後述する。
　セルに記憶されていない次回の他の初期値Ｉｆｉを予測することで、次回の初期値Ｉｆｉがテーブルのすべてのセルに記憶される。セルは、１０［ｍＡ］毎の管電流に対応付けられている。さらに、初期値の調整は、１０［ｍＡ］毎の管電流のポイントで調整される。そのため、次回の調整時に、どのような管電流であっても、次回の初期値Ｉｆｉ（最適な値）を用いて調整することができ、調整に長時間かからないで済む。
　図６は、初期値と管電流との対応関係を示すグラフである。図６の横軸は管電流Ｉｐ［ｍＡ］を表し、縦軸は次回の初期値Ｉｆｉ［ｍＡ］を示す。縦の波線は１０［ｍＡ］毎の管電流の値を示す。このグラフは、記憶された次回の初期値Ｉｆｉ、及び、予測された次回の初期値Ｉｆｉ（テーブルのすべてのセルに記憶された初期値）を基に作成される。図６の実線で示す４つのグラフは、焦点サイズが大（Ｌ）のときの、８０、１００、１２５及び１３５の管電圧［ｋＶ］に対応し、波線で示す４つのグラフは、焦点サイズが小（Ｓ）のときの、８０、１００、１２５及び１３５の管電圧［ｋＶ］に対応している。図６に示すグラフが、Ｘ線撮影において、最終的に作るべきものである。例えば、所定の管電圧及び焦点サイズに該当するグラフ（８つの中の１つ）を用いて、管電流を基に、次回の初期値を求めることができる。
　なお、このようなグラフを作成するには、１０［ｍＡ］毎の管電流のポイントの間の初期値が必要となる。ポイント間の初期値は、隣接するポイントの初期値を一次補完することにより求められる。図６に示すグラフは、これらの初期値に基づいて、公知の補完法（たとえば、ラグランジュ法、スプライン法）を用いて作成される。
　図６に示すグラフは、記憶部１５８に記憶され、初期値を調整した後のＸ線撮影等において、そのときの撮影条件の管電流が１０［ｍＡ］毎の値でないときに、用いられる。
（初期値算出部）
　初期値算出部１５９は、今回の撮影時における安定値Ｉｆｓから予め定められた値δを減算することにより次回の初期値Ｉｆｉを求める。なお、予め定められた値を差分値という場合がある。
　次回の初期値Ｉｆｉは次の式で表わされる。
　Ｉｆｉ＝Ｉｆｓ－δ　　　　（１）
　安定値Ｉｆｓは、管電流が安定して流れたとき（図３に示す安定期間Ｔｓ）のフィラメント電流の値である。安定値Ｉｆｓは、そのときのフィラメント電流検出部１５４による検出情報として、Ｘ線管制御部１５７から撮影履歴（撮影条件や撮影日）と共に、記憶部１５８に記憶させる。
　差分値δは、Ｘ線ＣＴ装置がもつ撮影条件に応じた固有の値である。つまり、Ｘ線管１６の制御からＸ線出射に至るまでの系の影響を示すものである。この値は経験則に基づき定めることができる。
　差分値δは、次の式で表わされる。
　δ＝ｆ（Ｖ、Ｉｐ、Ｓ）　　　　（２）
　ここで、Ｖ、Ｉｐ、Ｓを、管電圧、管電流、焦点サイズ（大、小）とする。
　したがって、差分値δは、管電圧Ｖ、管電流Ｉｐ、焦点サイズＳの関数から求めることができる。
　次回の初期値Ｉｆｉは、安定値Ｉｆｓから予め定められた値δを減算することにより求められたが、これに限らない。次回の初期値Ｉｆｉは、安定値Ｉｆｓと、予め定められた値とを用いて求められる。ここで、予め定められた値は、例えば、係数である。
　例えば、次回の初期値Ｉｆｉは、次の式で表される。
　Ｉｆｉ＝α＊Ｉｆｓ　　　　（３）
　ここで、αは係数である。
　係数αは、次の式で表される。
　α＝ｇ（Ｖ、Ｉｐ、Ｓ）　　　　（４）
　なお、係数αは、次回の初期値Ｉｆｉを求める度に、初期値算出部１５９により、式（４）に基づいて求められてもよく、予め求められ、記憶部１５８に記憶されてもよい。
　Ｘ線撮影等のとき、撮影条件に基づいて、陽極１６２からＸ線が発生される度に、安定値Ｉｆｓがシステム制御部４０に送信される。初期値算出部１５９は、送信された安定値Ｉｆｓを基に、次回の初期値Ｉｆｉを求める。求められた次回の初期値Ｉｆｉは、管電圧及び焦点サイズのテーブルの該当する管電流のセルに記憶される。
（初期値予測部）
　この実施形態では、前述したように、効率よく、テーブルを完成させるために、セルに記憶されていない次回の初期値Ｉｆｉを予測する。
　差分値がＸ線ＣＴ装置の固有の値であるならば、管電流と安定値との相関関係も、Ｘ線ＣＴ装置の固有なものである。この相関関係を用いることで、次回の初期値Ｉｆｉを予測することが可能となる。
　図７は、所定の管電圧、焦点サイズにおける管電流と安定値との相関関係を示すグラフである。図７の横軸は、管電流Ｉｐ［ｍＡ］を表し、縦軸は、安定値Ｉｆｓ［ｍＡ］を表す。
　初期値予測部１５９ａは、相関関係及び差分値を用いて、次回の初期値Ｉｆｉを予測する。予測された初期値Ｉｆｉは、テーブルの所定のセルに記憶される。なお、図７に示す相関関係のグラフは、管電圧の種類及び焦点サイズの種類に応じて作成され（ｇ１、ｇ２、・・・ｇ８）、また、フィラメントの経年変化に応じたズレ分εだけシフトして使用される。図７に８つの相関関係のグラフのうちの一つを “ｇ１”として波線で示す。また、シフトしたグラフを“ｇ１’”で示す。グラフ“ｇ１’”を用いて、管電流Ｉｐ１に基づいて、安定値Ｉｆｓ１を求めることができる。
　初期値算出部１５９により求められた次回の初期値Ｉｆｉと、初期値予測部１５９ａにより予測された次回の初期値Ｉｆｉが、テーブルのすべてのセルに記憶される。なお、これらの初期値Ｉｆｉに基づいて、図６に示すグラフも作成され、記憶部１５８に記憶される。
（表示部）
　表示制御部９０は、操作部１８の操作を受けて、テーブルに記憶された次回の初期値Ｉｆｉを表示部１００に表示させる。次回の初期値Ｉｆｉ（最適な値）が表示されることで、保守点検時などの調整時に、作業者が初期値を調整するときの作業時間を短縮することが可能となる。
（コンソール部）
　図１及び図４に示すように、コンソール部３０は、システム制御部４０、駆動制御部４５、表示制御部５０、入力部６０、及び表示部７０を有している。システム制御部４０は、コンソール部３０内の機能、並びに、架台１０及び寝台装置２０を統括的に制御する。
　システム制御部４０は、前記記録された次回の初期値Ｉｆｉを架台１０から受信し、そのときの撮影条件を含む撮影履歴及び図５に示すテーブルとして記憶部４１に記憶する。そして、次回の撮影指示を受けて、撮影履歴及びテーブルを参照し、次回の初期値Ｉｆｉを含む撮影条件を架台１０に送信する。
　調整時の作業時間を短縮するための記憶部１５８、初期値算出部１５９、初期値予測部１５９ａ、表示制御部９０及び表示部１００が架台１０側に設けられている点が第１実施形態のＸ線ＣＴ装置の特徴である。
（動作）
　次に、Ｘ線撮影等における一連の動作について、図８を参照して説明する。図８はＸ線撮影等における一連の流れを示すフローチャートである。
　図８に示すように、Ｘ線撮影等においては、まず、システム制御部４０が撮影条件（管電圧、管電流、焦点サイズ等）を指定する（Ｓ１０１）。システム制御部４０は、記憶部４１の撮影履歴から指定された管電圧、管電流及び焦点サイズと同じ条件における次回の初期値Ｉｆｉを読み出す。
　次に、Ｘ線撮影等を実施する（Ｓ１０２）。Ｘ線撮影等において、Ｘ線管制御部１５７が、フィラメント電流の初期値Ｉｆｉを印加させ、さらに、管電流検出部１５５により検出された管電流が指定された値になるように、フィラメント電流検出部１５４により検出されたフィラメント電流を参照しつつ、立ち上がり時にフィラメント電流を制御することで、管電流を所望の値に安定させ、陽極から所定出力のＸ線を発生させる。
　次に、Ｘ線撮影等が正常に終了したかどうかをＸ線管制御部１５７が判断する（Ｓ１０３）。Ｘ線撮影等が正常に終了しなかったと判断されたとき（Ｓ１０３：Ｎｏ）、追加または新たなＸ線撮影等があるかどうかを判断するステップＳ１１０に移行する。
　Ｘ線撮影等が正常に終了したと判断されたとき（Ｓ１０３：Ｙｅｓ）、
　次に、システム制御部４０は、指定された管電圧時に指定された管電流の値に安定したときのフィラメント電流の安定値Ｉｆｓを撮影条件を含む撮影履歴と共に記憶部１５８に記憶する（Ｓ１０４）。
　次に、初期値算出部１５９は、安定値Ｉｆｓ及び差分値δを基に、次回の初期値Ｉｆｉを算出する（Ｓ１０５）。
　次に、Ｘ線管制御部１５７は、求められた次回の初期値Ｉｆｉを、記憶部１５８の該当する管電圧、焦点サイズのテーブルの所定の管電流のセルに記憶させる（Ｓ１０６）。
　次に、初期値予測部１５９ａは、図７に示す相関関係及び差分値δを基に、他の管電流についての次回の他の初期値Ｉｆｉを予測する（Ｓ１０７）。
　次に、Ｘ線管制御部１５７は、予測された次回の他の初期値Ｉｆｉを記憶部１５８のテーブルの該当する管電流のセルに記憶させる（Ｓ１０８）。
　次に、Ｘ線管制御部１５７は、求められた次回の初期値Ｉｆｉおよび予測された次回の他の初期値Ｉｆｉを基に、公知の補完法を用いて、グラフを作成し（図６参照）、作成されたグラフを記憶部１５８に記憶させる（Ｓ１０９）。
　次に、システム制御部４０は、追加または新たなＸ線撮影等があるかどうかを判断する（Ｓ１１０）。追加または新たなＸ線撮影等があると判断されたとき（Ｓ１１０：Ｙｅｓ）、撮影条件を指定するステップＳ１０１に戻る。追加または新たなＸ線撮影等がないと判断されたとき（Ｓ１１０：Ｎｏ）、Ｘ線撮影等を終了する。
　以上のＸ線撮影等において、作成されたグラフ、及び、テーブルに記憶された次回の初期値Ｉｆｉは、次回のＸ線撮影等に用いられる。
　次に、初期値の調整の一連の動作について図９を参照して説明する。図９は、初期値を調整するときの一連の流れを示すフローチャートである。
　図９に示すように、先ず、システム制御部４０は、架台１０から次回の初期値Ｉｆｉを受信する（Ｓ２０１）。
　次に、システム制御部４０は、次回の撮影条件及び初期値Ｉｆｉを指定する（Ｓ２０２）。
　次に、初期値Ｉｆｉの調整を行う（Ｓ２０３）。初期値Ｉｆｉの調整においては、指定された初期値Ｉｆｉに基づいて、次回の初期値を求める（図８に示すステップＳ１０１－Ｓ１０５参照）。続けて、グラフを作成し、記憶する（図８に示すステップＳ１０６－Ｓ１０９参照）。
〔その他の構成〕
　次に、Ｘ線ＣＴ装置のその他の構成について図１を参照して簡単に説明する。
　図１に示すように、架台１０は、回転部１１を被検体Ｐの周りに回転可能に支持する。回転部１１には、その回転中心軸を間にして対向配置されたＸ線管１６とＸ線検出部１７とを有している。その結果、架台１０は、Ｘ線管１６を被検体Ｐの周りに回転可能に支持する。Ｘ線管１６は、被検体Ｐの体軸方向に広がり角（コーン角）をもってＸ線を被検体Ｐに照射する。
　架台１０には、それらの他に、回転駆動部１２、及びデータ収集部１４を有している。
　回転駆動部１２は回転中心軸を中心にして回転部１１を回転させる。
　データ収集部１４は、Ｘ線検出部１７の各Ｘ線検出素子と同様にアレイ状に配列されたデータ収集素子を有し、Ｘ線検出部１７により検出されたＸ線ビーム（実際には検出信号）を、システム制御部４０により出力されたデータ収集信号に対応させて収集する。この収集されたデータがＸ線投影データとなる。
　高電圧供給部１５１は、Ｘ線管制御部１５７の制御信号を受けて、Ｘ線管１６に高電圧を供給する。Ｘ線管１６は、高電圧供給部１５１から供給された高電圧によって、被検体Ｐの体軸方向（後述するスライス方向）に広がり角を有するコーン状、又は後述するチャンネル方向に広がり角を有するファン状などのＸ線ビームを照射する。
　Ｘ線検出部１７は、Ｘ線管１６から照射され、被検体Ｐを透過したＸ線ビームを検出する。Ｘ線検出部１７は、Ｘ線検出素子を互いに直交する２方向（スライス方向及びチャンネル方向を成す）それぞれにアレイ状に複数配列され、これにより２次元のＸ線検出部１７を成している。Ｘ線検出素子は、スライス方向に例えば３２０列並べられ、チャンネル方向に例えば１０００列並べられている。
　次に、寝台装置２０について、図１を参照にして説明する。寝台装置２０は、寝台天板２１と、操作部１８の操作による指示を受けて、寝台天板２１を移動させる寝台駆動部２２、２３とを有している。
　寝台天板２１には被検体Ｐが載置される。寝台天板２１は、被検体Ｐを載せ、被検体Ｐの体軸方向（水平方向）に移動可能となっている。
　駆動制御部４５は、回転部１１の１回転当たりの寝台天板２１の移動量で寝台天板２１を移動させるための制御信号を寝台駆動部２２に送る。寝台駆動部２２は、操作部１８からの操作情報（撮影位置）に基づき、寝台天板２１を被検体Ｐの体軸方向に移動させる。
　また、駆動制御部４５は、寝台天板２１を移動させるための制御信号を寝台駆動部２３に送る。寝台駆動部２３は、操作部１８からの操作情報に基づき、寝台天板２１を上下方向に移動させる。
　駆動制御部４５は、回転駆動部１２に対して架台制御信号を出力し、データ収集部１４に対してデータ収集制御信号を出力し、回転駆動部１２及び寝台駆動部２２、２３に対して診断開始の指示を与える。
　コンソール部３０は、前処理部３１、画像再構成処理部３２及び画像記憶部３３を有している。前処理部３１は、データ収集部１４から出力されたＸ線投影データに感度補正やＸ線強度補正を施す。画像再構成処理部３２は、前処理部３１から出力されたＸ線投影データを公知の逆投影処理方法によりＸ線ＣＴ画像データを再構成する。再構成されたＸ線ＣＴ画像データは画像記憶部３３に一時的に記憶される。
［変形例］
　前記実施形態では、初期値の調整において、初期値Ｉｆｉを含む撮影条件を指定することで、次回の初期値Ｉｆｉを求めていた（図９に示すＳ２０１－Ｓ２０３参照）。これに限らず、Ｘ線ＣＴ装置を起動させるときの、起動を示す信号を受けて、初期値の調整を行うようにしてもよい。
　変形例では、装置の起動時に、初期値の調整を自動的に行うので、Ｘ線撮影において、初めから、適正な初期値により、管電流を短時間で安定させることができる。
［第２実施形態］
　次に、Ｘ線撮影システムの第２実施形態について図１０を参照して説明する。なお、第２実施形態において、第１実施形態と同じ構成については同一番号を付してその説明を省略し、異なる構成について主に説明する。ここでも、Ｘ線撮影システムの一例としてＸ線ＣＴ装置について説明する。
　第１実施形態では、作業時間を短縮するための記憶部１５８、初期値算出部１５９、初期値予測部１５９ａ、表示制御部９０及び表示部１００が架台１０側に設けられているものである。
（コンソール部）
　図１０は第２実施形態に係るシステム制御部４０のブロック図である。図１０に示すように、第２実施形態では、記憶部１５８、初期値算出部１５９、初期値予測部１５９ａ、表示制御部９０及び表示部１００に代えて、記憶部４１、初期値算出部４２、初期値予測部４３、表示制御部５０（図１参照）及び表示部７０（図１参照）を備え、これらが、コンソール部３０側に設けられている。
（システム制御部）
　システム制御部４０は、Ｘ線撮影等において、安定値Ｉｆｓを架台１０側から受信する。初期値算出部４２は、安定値Ｉｆｓに基づいて次回の初期値Ｉｆｉを求める。初期値予測部４３は、次回の初期値Ｉｆｉを予測する。システム制御部４０は、求められた次回の初期値Ｉｆｉ及び予測された次回の初期値Ｉｆｉに基づいて、グラフを作成する（図６参照）。
　記憶部４１はテーブルを有し、テーブルに次回の初期値Ｉｆｉと管電流とが対応づけられて記憶される。表示部７０は、表示部１００と同じ機能を有する。表示制御部５０は、表示部７０に次回の初期値Ｉｆｉを表示させる。
　第２実施形態では、例えば一ヶ月毎のように定期的に安定値を架台１０側から受信するようにして、一ヶ月分の安定値に基づいて次回の初期値等をまとめて求めるようにしてもよい。そのように構成しても、次回の初期値は適正な値となり、初期値を調整するときの作業時間を短縮することが可能となる。
［第３実施形態］
　次に、Ｘ線撮影システムの第３実施形態について図１０を参照して説明する。なお、第３実施形態において、第１実施形態と同じ構成については同一番号を付してその説明を省略し、異なる構成について主に説明する。ここでも、Ｘ線撮影システムの一例としてＸ線ＣＴ装置について説明する。
　第１実施形態において、次回の初期値Ｉｆｉの調整は、Ｘ線ＣＴ装置の据え付け時あるいは定期点検時（調整時）において、サービスエンジニアにより行われる。この調整を「非自動調整」という場合がある。
　これに対し、第３実施形態においては、次回の初期値Ｉｆｉの調整は、自動的に行われる。
　次に、次回の初期値Ｉｆｉを自動調整するときの一連の動作について図１１を参照して説明する。図１１は、次回の初期値Ｉｆｉを自動調整するときの一連の動作を示すフローチャートである。
　なお、第３実施形態では、Ｘ線撮影が実行される度に、そのときの日時、初期値Ｉｆｉ、安定値Ｉｆｓ、撮影条件（管電流、管電圧、焦点サイズ）が撮影履歴（ログデータ）として記憶部１５８に記憶される。さらに、前回の調整時（自動調整および非自動調整を含む）からの経過時間が計数される。さらに、Ｘ線撮影が実行された実行回数が計数される。
　撮影終了後、あるいは、所定時（例えば、午前０時）に、システム制御部４０は、初期値Ｉｆｉの調整時かどうかを判断する（Ｓ３０１）。
　初期値Ｉｆｉの調整時の判断（Ｓ３０１）では、計数された経過時間と所定時間とを比較する。経過時間を“Ｔ”、所定時間を“Ｔ０”とする。
　さらに、Ｘ線撮影後に、Ｘ線撮影の実行回数と所定回数と比較する。実行回数を“Ｒ”、所定回数を“Ｒ０”とする。
　実行回数Ｒが所定回数Ｒ０を超えたとき（Ｒ＞Ｒ０）、また、経過時間Ｔが所定時間Ｔ０を超えたとき（Ｔ＞Ｔ０）（Ｓ３０１：Ｙｅｓ）、次回の初期値Ｉｆｉの調整を示す信号を出力する（Ｓ３０２）。
　なお、実行回数Ｒが所定回数Ｒ０を超えないとき（Ｒ≦Ｒ０）、かつ、経過時間Ｔが所定時間Ｔ０を超えないとき（Ｔ≦Ｔ０）（Ｓ３０１：Ｎｏ）、初期値Ｉｆｉの調整が不要であるとして、終了する（Ｓ３０５）。
　次に、システム制御部４０は、撮影履歴（ログデータ）から初期値Ｉｆｉ、安定値Ｉｆｓ、管電圧、管電流及び焦点サイズを読み出す（Ｓ３０３）。
　次に、次回の初期値Ｉｆｉの調整が行われる（Ｓ３０４）。
　ここで、次回の初期値Ｉｆｉの調整の詳細について、図１２を参照して説明する。図１２は、次回の初期値Ｉｆｉの調整における一連の流れを示すフローチャートである。
　先ず、次回の初期値Ｉｆｉを算出する（Ｓ４０１）。
　次に、求められた次回の初期値Ｉｆｉを記憶部１５８の該当する管電圧、焦点サイズのテーブルの所定の管電流のセルに記憶させる（Ｓ４０２）。
　次に、他の初期値Ｉｆｉを予測する（Ｓ４０３）。
　次に、予測された次回の他の初期値Ｉｆｉを記憶部１５８のテーブルの該当する管電流のセルに記憶させる（Ｓ４０４）。
　次に、求められた次回の初期値Ｉｆｉおよび予測された次回の他の初期値Ｉｆｉを基に、公知の補完法を用いて、グラフを作成し（図６参照）、作成されたグラフを記憶部１５８に記憶させる（Ｓ４０５）。
　これらのステップＳ４０１～Ｓ４０５は、第１実施形態におけるステップＳ１０５～Ｓ１０９と同様である。
　これら次回の初期値Ｉｆｉの調整（Ｓ３０４）が行われた後、終了する（Ｓ３０５）。
　なお、前記第３実施形態では、これらのステップＳ３０１～Ｓ３０５を、システム制御部４０が行ったが、別の制御部（Ｘ線管制御部１５７を含む）が行ってもよい。
　前記第３実施形態によれば、次回の初期値Ｉｆｉを自動調整するので、メンテナンスフリーの実現化を図ることができる。
［第４実施形態］
　次に、Ｘ線撮影システムの第４実施形態について図１３説明する。図１３は、次回の初期値の評価における一連の流れを示すフローチャートである。
　なお、第４実施形態において、第１実施形態と同じ構成については同一番号を付してその説明を省略し、異なる構成について主に説明する。ここでも、Ｘ線撮影システムの一例としてＸ線ＣＴ装置について説明する。
　第１実施形態において、次回の初期値Ｉｆｉが適正であるかの評価は、サービスエンジニアにより行われる。この評価を「非自動評価」という場合がある。
　これに対し、第４実施形態においては、次回の初期値Ｉｆｉが適正であるかを自動的に評価する。
　先ず、次回の初期値Ｉｆｉが用いられた、Ｘ線撮影が行われたとき、立ち上がり時に変動する管電流のオーバーシュートのピーク値、および、アンダーシュートのピーク値を求める（Ｓ５０１）。
　次に、オーバーシュートのピーク値、および、アンダーシュートのピーク値の差を求める（Ｓ５０２）。
　次に、求められた差が予め定められた許容範囲内であるかどうかを判断する（Ｓ５０３）。
　次に、求められた差が予め定められた許容範囲内であれば（Ｓ５０３：Ｙｅｓ）、次回の初期値Ｉｆｉが適正であると評価する（Ｓ５０４）。一方、求められた差が予め定められた許容範囲内でなければ（Ｓ５０３：Ｎｏ）、次回の初期値Ｉｆｉが適正でないと評価する（Ｓ５０５）。
　次に、評価結果を表示部に表示させる（Ｓ５０６）。
　これらのステップＳ５０１～Ｓ５０６を、システム制御部４０が行ってもよく、別に設けられた制御部（Ｘ線管制御部１５７を含む）が行ってもよい。
　なお、次回の初期値Ｉｆｉが適正でないと評価されたとき、次回の初期値Ｉｆｉについて再度の調整が行われる。再度の調整は、自動調整（前述するステップＳ３０１～Ｓ３０５）であってもよく、サービスエンジニアによる非自動調整であってもよい。
　前記第４実施形態によれば、次回の初期値Ｉｆｉが適正であるかの自動評価により、次回の初期値Ｉｆｉの評価が客観的に行われるため、客観的でかつより適正な初期値Ｉｆｉを得ることができる。
　さらに、次回の初期値Ｉｆｉの自動評価と、自動調整と組み合わせることにより、メンテナンスフリーの実現化を図ることができる。
　前記第４実施形態において、ステップＳ５０３において、オーバーシュートのピーク値とアンダーシュートのピーク値との差が許容範囲内であるかどうかを判断したが、オーバーシュートのピーク値が許容値を超えたかどうかを判断し、超えたとき、次回の初期値Ｉｆｉが適正でないと評価してもよく、アンダーシュートのピーク値が許容値を超えたかどうかを判断し、超えたとき、次回の初期値Ｉｆｉが適正でないと評価してもよい。
　なお、この実施形態では、記憶部１５８、初期値算出部１５９、初期値予測部１５９ａ、表示制御部９０及び表示部１００をＸ線ＣＴ装置に適用したものについて説明したが、これに限らず、フィラメントを含む陰極と陽極とを備えたＸ線管１６を有するＸ線発生装置、および、それを備えたＸ線撮影装置に適用してもよい。
　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、書き換え、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。
１０　架台
１１　回転部
１２　回転駆動部
１４　データ収集部
１５　高電圧発生部
　１５８　記憶部
　１５９　初期値算出部
　１５９ａ　初期値予測部
１６　Ｘ線管
１７　Ｘ線検出部
１８　操作部
２０　寝台装置
３０　コンソール部
４０　システム制御部
４５　駆動制御部
５０　表示制御部
６０　入力部
７０　表示部
９０　表示制御部
１００　表示部

Claims (9)

  1. 　Ｘ線管の陽極と陰極との間の管電圧、管電流、及びＸ線の焦点サイズを含む撮影条件に基づき、Ｘ線管から発生させたＸ線により撮影をするＸ線撮影システムにおいて、
    　立ち上がり時に変動する管電流が所望の値で安定して流れるように、Ｘ線管のフィラメントに流されるフィラメント電流を制御するＸ線管制御部と、
    　次回の立ち上がり時に用いられるフィラメント電流の初期値を、前記管電流が安定して流れたときのフィラメント電流の安定値、及びそのときの撮影条件に基づいて求める初期値算出部と、
    　前記求められた初期値、前記撮影条件、及び、撮影日を含む撮影履歴を記憶する記憶部と、
    　を有すること、
    　を特徴とするＸ線撮影システム。
  2. 　前記初期値算出部は、前記安定値および予め定められた値を用いることにより、前記初期値を求めること、
    　を特徴とする請求項１に記載のＸ線撮影システム。
  3. 　前記記憶部は、管電圧及び焦点サイズの種類毎のテーブルを有し、
    　前記テーブルには、前記求められた初期値とそのときの前記管電流とが対応づけられて記憶されていること、
    　を特徴とする請求項２に記載のＸ線撮影システム。
  4. 　前記次回の立ち上がり時に用いられる初期値のうち、前記記憶された前記管電流とそれに対応する前記初期値の組合せ以外の組合せに係る他の初期値を、前記管電流と前記安定値との予め定められた相関関係、及び、前記予め定められた値を用いて、予測する初期値予測部をさらに有し、
    　前記テーブルには、前記予測された初期値と前記管電流とが対応づけられて記憶されていること、
    　を特徴とする請求項３に記載のＸ線撮影システム。
  5. 　前記Ｘ線管、前記Ｘ線管制御部、前記記憶部、前記初期値算出部、及び前記初期値予測部を含む架台と、
    　撮影条件の指示を受けて、前記Ｘ線管制御部に撮影条件とともに初期値を送信するコンソール部と、
    　をさらに有し、
    　前記撮影条件の指示を受けて、前記指示に沿った撮影後に前記初期値算出部は次回の初期値を求め、前記初期値予測部は次回の他の初期値を予測すること、
    　を特徴とする請求項４に記載のＸ線撮影システム。
  6. 　前記Ｘ線管、前記Ｘ線管制御部、前記記憶部、前記初期値算出部、及び前記初期値予測部を含む架台と、
    　前記Ｘ線管制御部に起動を示す情報を送信するコンソール部と、
    　をさらに有し、
    　前記起動を示す信号を受けて、前記初期値算出部は次回の初期値を求め、前記初期値予測部は次回の他の初期値を予測すること、
    　を特徴とする請求項４に記載のＸ線撮影システム。
  7. 　前記Ｘ線管及び前記Ｘ線管制御部を含む架台と、
    　前記記憶部、前記初期値算出部及び前記初期値予測部を含み、前記Ｘ線管制御部に撮影条件を送信するとともに、前記安定値を前記架台から受信するコンソール部と、
    　をさらに有し、
    　前記安定値を受けて、前記初期値算出部は次回の初期値を求め、前記初期値予測部は次回の他の初期値を予測すること、
    　を特徴とする請求項４に記載のＸ線撮影システム。
  8. 　Ｘ線管の陽極と陰極との間の管電圧、管電流、及びＸ線の焦点サイズを含む撮影条件に基づき、Ｘ線管から発生させたＸ線により撮影をするＸ線撮影システムにおいて、
    　立ち上がり時に変動する管電流が所望の値で安定して流れるように、Ｘ線管のフィラメントに流されるフィラメント電流を制御するＸ線管制御部と、
    　次回の立ち上がり時に用いられるフィラメント電流の初期値の調整を示す信号を受けて、前記初期値を、前記管電流が安定して流れたときのフィラメント電流の安定値、及びそのときの撮影条件に基づいて求める初期値算出部と、
    　前記初期値の調整を示す信号を受けて、前記次回の立ち上がり時に用いられる初期値のうち、前記求められた初期値とそれに対応する前記管電流との組合せ以外の組合せに係る他の初期値を、前記管電流と前記安定値との予め定められた相関関係、及び、前記予め定められた値を用いて、予測する初期値予測部と、
    　前記求められた初期値、前記予測された初期値、前記撮影条件、及び、撮影日を含む撮影履歴を記憶する記憶部と、
    　を有すること、
    　を特徴とするＸ線撮影システム。
  9. 　立ち上がり時に変動する管電流が予め定められた許容範囲内にあるかどうかを判断する判断部と、
    　前記判断部により判断された結果を表示する表示部と、
    　をさらに有すること、
    　を特徴とする請求項８に記載のＸ線撮影システム。
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