维阵列型检测器(所谓的多切片型检测器)，具有二维状地排列的多个X射线检测元件。
[0041]数据收集部(DAS) 13取入X射线检测器8的各X射线检测元件所输出的电信号，放大所取入的电信号，并将放大后的电信号变换成数字信号。变换后的数字信号被称为投影数据。
[0042]床装置3具备载置被检体P的顶板30、支承顶板30的顶板支承部31以及床驱动机构部32等。
[0043]床驱动机构部32由使顶板30在相对于其载置面的水平方向以及垂直方向移动的构造机构以及使该机构进行动作的马达等构成。在扫描时，床驱动机构部32通过在架台/床控制部12的控制下向开口部14内输送顶板30，从而将被检体P定位在架台装置2的摄影区域(FOV)。
[0044]架台/ 床控制部 12 由 CPU (Central Processing Unit:中央处理单元)n ROM (ReadOnly Memory:只读存储器)以及RAM (Random Access Memory:随机访问存储器)等构成，按照从控制台装置4的控制部40等输入的指示，控制架台装置2以及床装置3的各部。
[0045]架台/床控制部12控制高电压发生部10和滤波器切换机构62，以使第1、第2管电压的切换和第1、第2滤波器61a，61b的切换同步。当选择第I管电压时选择滤波器61a，当选择第2管电压时选择滤波器61b。在本实施方式中，动作方式有低速切换方式和快速切换方式。低速切换方式和快速切换方式能够按照操作者指示来选择。
[0046]在图8中由时序图表示低速切换方式的动作。通过控制部12的控制，每当X射线管5旋转图像重建所需的角度范围时，在该例子中，每当旋转360°时，交替地切换选择低管电压Va而将第I滤波器61a配置在X射线束上的状态和选择高管电压Vb而将第2滤波器61b配置在X射线束上的状态。图像重建所需的角度范围在所谓的半重建法中，设α为X射线的扇形角，以(180° +α)来提供。
[0047]在图9中由时序图表示快速切换方式的动作。通过控制部12的控制，每当X射线管5旋转视角间距(360° /η、η为采样数/ 一次旋转)或其整数倍时，交替地切换选择低管电压Va而配置第I滤波器61a的状态以及选择高管电压Vb而配置第2滤波器61b的状
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[0048]控制台装置4具备控制台控制部40、预处理部41、重建处理部42、图像存储部43、图像处理部44、显示部45以及输入部46等。
[0049]控制台控制部40由CPU、R0M以及RAM等构成，对控制台装置4所具备的各部进行控制。
[0050]预处理部41从数据收集部13接收投影数据，实施灵敏度校正或X射线强度校正等预处理。
[0051]重建处理部42按照重建切片厚度、重建间隔以及重建函数等参数或重建协议，重建由预处理部41实施了预处理后的投影数据并生成被检体的断层图像数据或体数据等重建图像数据。重建函数是用于与摄影目的的脏器、检查目的相匹配地改变对比度分辨率、空间分辨率的函数。重建协议由重建所使用的算法的类别等来定义。
[0052]图像存储部43存储从数据收集部13发送的投影数据(原始数据)、由预处理部41实施了预处理的投影数据以及由重建处理部42生成的重建图像数据等。
[0053]图像处理部44对存储于图像存储部43的重建图像数据进行窗口变换、RGB处理等用于显示的图像处理，并将该处理后的数据向显示部45输出。图像处理部44还有时根据操作者的指示，使用该重建图像数据生成任意剖面的断层图像、来自任意方向的投影图像或者三维表面图像等数据，并将该数据向显示部45输出。显示部45显示基于图像处理部44所输出的数据的X射线CT图像。
[0054]另外，图像处理部44通过对根据在选择第I管电压Va而配置了第I滤波器61a的状态下收集到的投影数据重建得到的图像和根据在选择第2管电压Vb而配置了第2滤波器61b的状态下收集到的投影数据重建得到的图像进行加权相加，来提高图像的对比度，产生强调了造影物质的目标图像。
[0055]输入部46具备键盘、各种开关、鼠标、轨迹球等设备。输入部46被用于扫描协议或重建协议等各种扫描条件的输入等。
[0056]X射线CT装置I具备执行双能量扫描的功能。在执行双能量扫描时，每当X射线管5旋转一次，架台/床控制部12 —边切换第I扫描和第2扫描来一边执行。第I扫描是通过对X射线管5施加低管电压而产生X射线来收集投影数据的处理。第2扫描是通过对X射线管5施加高管电压而产生X射线来收集投影数据的处理。在以下的说明中，将在第I扫描中对X射线管5施加的低管电压称为Va，将在第2扫描中对X射线管5施加的高管电压称为 Vb (Va < Vb)。
[0057]控制台控制部40例如通过按照任意的比率将重建处理部42基于由第I扫描收集到的投影数据生成的重建图像数据和重建处理部42基于由第2扫描收集到的投影数据生成的重建图像数据进行加权相加，来生成与读影目的对应的图像数据。例如，控制台控制部40还能够生成只提取出被检体P的造影区域的图像数据。
[0058]在此，针对在双能量扫描中产生的一般的问题，使用图2进行说明。图2是表示向X射线管施加低管电压(例如，40kV)时所产生的X射线的能谱和向X射线管施加高管电压(例如，50kV)时所产生的X射线的能谱的曲线图。在以往的能谱CT系统中，这两个能谱在一部分中重复，存在发生所谓的能量串扰的问题。
[0059]在本实施方式中，为了减少或去除该能量串扰，对向X射线管5施加的管电压以及上述的X射线滤波器进行优化。
[0060]在此，针对滤波器部6的细节进行说明。图3是表示滤波器部6的概略结构的示意图。滤波器部6具备楔形滤波器60a，60b、X射线滤波器61a，61b以及滤波器切换机构62。图示的箭头R表示X射线管5的旋转轴方向。
[0061]楔形滤波器60a，60b是同一形状，在上述旋转轴方向排列配置。楔形滤波器60a，60b的上表面是来自X射线管5的X射线入射的入射面，下表面是X射线射出的射出面。入射面是以考虑被检体P的体厚的形状向射出面侧凹陷的曲面。与此相对，射出面是平面。通过使用这样的形状的楔形滤波器60a，60b，从而能够提高向被检体P的体厚厚的部分照射的X射线的强度，降低向体厚薄的部分照射的X射线的强度。
[0062]X射线滤波器61a是厚度为ha且相同的平板，被固定在楔形滤波器60a的下表面。X射线滤波器61b是厚度为hb且相同的平板，被固定在楔形滤波器60b的下表面。
[0063]滤波器切换机构62由架台/床控制部12进行控制。滤波器切换机构62使楔形滤波器60a，60b向与上述旋转轴方向平行的方向Dl，D2位移。通过该位移，架台/床控制部12能够在X射线滤波器61a，61b之间切换介于X射线管5与被检体P之间的X射线滤波器。
[0064]特别地，在本实施方式中，架台/床控制部12通过控制滤波器切换机构62，从而在第I扫描时使X射线滤波器61a介于X射线管5与被检体P之间，在第2扫描时使X射线滤波器61b介于X射线管5与被检体P之间。
[0065]X射线滤波器61a由原子序数与被投放给被检体的造影物质Xa实质上相同的物质形成。低管电压Va以及X射线滤波器61a的厚度ha被设定为对X射线管5施加低管电压Va时，向被检体P照射能谱的大部分分布于低于物质Xa的K吸收端的能量区域的X射线的值。另外，在此所谓的大部分的用语例如意味着低于物质Xa的K吸收端的能量区域中的该能谱的面积相对于能谱的全部面积的比例超过规定的比例(例如，9成左右)。
[0066]在某种物质的K吸收端的前后，X射线的吸收系数暴涨。即，在施加低管电压Va时X射线管5所产生的X射线中，高于物质Xa的K吸收端的能带部分难以透过X射线滤波器61a，低于K吸收端的能带部分易于透过X射线滤波器61a。利用该性质，从而能够在低于造影剂的物质Xa的能量区域中形成进行双能量扫描时的低能量侧的X射线能谱。低管电压Va以及厚度ha的具体的值以在低于物质Xa的K吸收端的能带中能够得到所