CN103841896B - X射线摄像装置、楔形滤波器装置及楔形滤波器控制方法 - Google Patents

Abstract

降低溢出的风险以及缩小动态范围。PCCT数据收集部42针对从X射线管32产生的X射线的能谱所包含的多个能量带的各个，收集与X射线光子的计数相关的数据集。挠性楔形滤波器38为了衰减来自X射线管32的X射线的辐射剂量而被配置于X射线管32与被检体P之间，具备具有能够独立地变更X射线遮蔽物质内的X射线的透过路径长度的结构的多个滤波器模块。PCCT架台控制部36为了使从X射线管32产生、透过被检体P并由X射线检测器33检测的X射线的辐射剂量在空间上大致均匀地分布，使多个滤波器模块独立地进行动作。

Description

X射线摄像装置、楔形滤波器装置及楔形滤波器控制方法

技术领域

本发明的实施方式涉及X射线摄像装置、楔形滤波器装置、以及楔形滤波器控制方法。

背景技术

在X射线CT（computedtomography）中，要求提高CT值的定量性。作为用于提高CT值的定量性的摄像方式，例如，提出并开发了DECT（dualenergyCT，双能量CT）和PCCT（photoncountingCT，光子计数CT）。DECT是使用与2种X射线能量相关的投影数据而简单地对物质进行区分的摄像方式。PCCT与DECT相比是进一步改善提高定量性的情况的摄像方式。如为人们熟知的那样，在PCCT中，需要一个一个地测量X射线光子。为了防止与X射线光子测量相关的溢出（X射线光子的计数损失。积累（pile-up）），必须将X射线的辐射剂量率（每单位时间以及单位面积的X射线的辐射剂量）的上限设定得低。另一方面，透过被检体到达X射线检测器的X射线的辐射剂量存在16bit以上的动态范围。因此，在与PCCT相关的图像重建所使用的数据中，溢出的风险高的高辐射剂量的数据和噪音大的极小辐射剂量的数据混在一起。当在用于避免溢出的条件下执行PCCT数据收集时，极小辐射剂量的数据是主要的，由测量误差所造成的噪音会增大。

发明内容

实施方式的目的在于提供一种能够降低溢出的风险以及缩小动态范围的X射线摄像装置、楔形滤波器装置、以及楔形滤波器控制方法。

本实施方式所涉及的X射线摄像装置具备：X射线管，产生X射线；X射线检测器，检测从上述X射线管产生并透过了被检体的X射线；支承机构，支承上述X射线管和上述X射线检测器；数据收集部，针对从上述X射线管产生的X射线的能谱所包含的多个能量带的各个能量带，收集与X射线光子的计数相关的数据集；楔形滤波器部，为了衰减来自上述X射线管的X射线的辐射剂量而配置于上述X射线管与上述被检体之间，具备具有能够独立地变更X射线遮蔽物质内的X射线的透过路径长度的结构的多个滤波器模块；控制部，为了使从上述X射线管产生、透过上述被检体并到达上述X射线检测器的X射线的辐射剂量在空间上大致均匀地分布，使上述多个滤波器模块独立地进行动作。

降低溢出的风险以及缩小动态范围。

附图说明

图1是表示本实施方式所涉及的X射线计算机断层摄影装置的结构的图。

图2是表示图1的CT架台的结构的图。

图3是表示图1的PCCT架台的结构的图。

图4是表示图3的挠性楔形滤波器的结构的图。

图5是表示图1的控制台的结构的图。

图6是表示搭载有图2的固定楔形滤波器的CT架台的简单的结构和入射辐射剂量分布的图。

图7是表示搭载有图3的挠性楔形滤波器的PCCT架台的简单的结构和入射辐射剂量分布的图。

图8是图3的挠性楔形滤波器的概略的立体图。

图9是从图8的挠性楔形滤波器的列方向观察到的平面图。

图10是图8以及图9的滤波器模块的概略的立体图。

图11是用于说明通过图10的2个楔子滤波器的滑动来使X射线透过路径长度发生变化的动作的图。

图12是表示在图5的系统控制部的控制下所进行的X射线计算机断层摄影装置的动作的典型的流程的图。

图13是用于说明与图12的步骤SA2相关的、使用了CT摄像用的校准数据和CT投影数据的被检体衰减分布的计算方法的图。

图14是用于说明在图12的步骤SA6中进行的、基于挠性楔形滤波器的与通道方向相关的X射线透过路径长度的分布的控制的图。

图15是表示在图12的步骤SA5中所执行的PCCT摄像中的辐射剂量分布的图。

图16是变形例1所涉及的另一滤波器模块的立体图。

图17是用于说明通过变形例1所涉及的2个楔子滤波器的滑动使另一滤波器模块内的X射线透过路径长度发生变化的动作的图。

图18是表示在变形例2所涉及的系统控制部的控制下所进行的X射线计算机断层摄影装置1的动作的典型的流程的图。

图19是变形例3所涉及的挠性楔形滤波器的概略的立体图。

图20是从变形例3所涉及的挠性楔形滤波器的列方向观察到的平面图。

图21是表示变形例4所涉及的挠性楔形滤波器的概略的立体图。

（符号说明）

1…X射线计算机断层摄影装置、3…CT架台、5…PCCT架台、7…控制台、11…旋转架、12…X射线管、13…X射线检测器、14…顶板、15…旋转驱动部、16…CT架台控制部、17…高电压发生部、18…固定楔形滤波器、19…CT数据收集部、20…传送部、31…旋转架、32…X射线管、33…X射线检测器、34…顶板、35…旋转驱动部、36…PCCT架台控制部、37…高电压发生部、38…挠性楔形滤波器、39…滤波器模块、40…模块支承机构、41…模块驱动部、42…PCCT数据收集部、43…传送部、51…系统控制部、52…预处理部、53…图像重建部、54…滤波器形状计算部、55…校准数据设定部、56…操作部、57…显示部、58…存储部

具体实施方式

以下，参照附图说明本实施方式所涉及的X射线摄像装置、楔形滤波器装置以及楔形滤波器控制方法。

作为本实施方式所涉及的X射线摄像装置，能够适用利用了X射线的医用图像诊断装置、即X射线计算机断层摄影装置和X射线诊断装置。为了具体地进行以下的说明，作为本实施方式所涉及的X射线摄像装置列举X射线计算机断层摄影装置为例子进行说明。

图1是表示本实施方式所涉及的X射线计算机断层摄影装置1的结构的图。如图1所示，本实施方式所涉及的X射线计算机断层摄影装置1具有CT架台3、PCCT架台5以及控制台7。CT架台3和PCCT架台5经由网络与控制台7连接。CT架台3和PCCT架台5设置于同一或者不同的检查室。控制台7例如被设置于与检查室相邻的控制室。CT架台3是用于进行通常的CT、即积分型的数据收集（电流型的数据收集）的摄像机构。PCCT架台5是用于进行光子计数CT（以下，称为PCCT）的摄像机构。控制台7是独立地控制CT架台3和PCCT架台5的计算机装置。这样，X射线计算机断层摄影装置1实现能够执行基于CT架台3的通常的CT摄像和基于PCCT架台5的PCCT摄像这双方的复合系统。

图2是表示本实施方式所涉及的CT架台3的结构的图。如图2所示，CT架台3具有与通常的积分型的CT架台大致相同的结构。即，CT架台3装备有具有大致圆筒形状的旋转架11。在旋转架11上，以夹着旋转轴Z1而相对置的方式安装有X射线管12和X射线检测器13。旋转架11的内周的一部分空间区域被设定为FOV（fieldofview，视野）。将顶板14定位在旋转架11的开口部内。在顶板14上载置被检体P。以载置于顶板14的被检体P的摄像部位包含在FOV内的方式移动顶板14。旋转架11接受来自旋转驱动部15的驱动信号的供给而绕着旋转轴Z1以固定的角速度旋转。旋转驱动部15按照来自CT架台控制部16的控制使旋转架11绕着旋转轴Z1以固定的角速度旋转。

X射线管12接受来自高电压发生部17的高电压的施加和灯丝电流的供给而产生X射线。高电压发生部17向X射线管12施加与来自CT架台控制部16的控制对应的高电压，向X射线管12供给与来自CT架台控制部16的控制对应的灯丝电流。

在X射线管12与被检体P之间设置有固定楔形滤波器18。固定楔形滤波器18是固定了形状的楔形滤波器。另外，在固定楔形滤波器18与被检体P之间也可以设置狭缝等其他的滤波器。

X射线检测器13检测从X射线管12产生的X射线。X射线检测器13搭载二维状地排列的多个检测元件。各检测元件对来自X射线管12的X射线进行检测，生成与检测到的X射线的能量对应的电信号。所生成的电信号向CT数据收集部（DAS：dataacquisitionsystem）19供给。CT数据收集部19按照由CT架台控制部16进行的控制，经由X射线检测器13读出电信号，以积分模式针对每个视图（view）收集所读出的电信号。更详细地说，在积分模式中，CT数据收集部19针对多个视图的各个视图，在每个检测元件中对电信号进行积分而生成积分信号。CT数据收集部19将收集到的模拟的电信号（积分信号）转换成数字数据。数字数据被称为CT原始数据。CT原始数据经由非接触型的传送部20供给至控制台7。

图3是表示本实施方式所涉及的PCCT架台5的结构的图。如图3所示，PCCT架台5装备有具有大致圆筒形状的旋转架31。在旋转架31上，以夹着旋转轴Z2而相对置的方式安装有X射线管32和X射线检测器33。旋转架31的内周的一部分空间区域被设定为FOV。顶板34被定位于旋转架31的开口部内。在顶板34上载置被检体P。以载置于顶板34的被检体P的摄像部位包含在FOV内的方式移动顶板34。旋转架31接受来自旋转驱动部35的驱动信号的供给而绕着旋转轴Z2以固定的角速度旋转。旋转驱动部35按照来自PCCT架台控制部36的控制使旋转架31绕着旋转轴Z2以固定的角速度旋转。

X射线管32接受来自高电压发生部37的高电压的施加和灯丝电流的供给而产生X射线。高电压发生部37向X射线管32施加与来自PCCT架台控制部36的控制对应的高电压，向X射线管32供给与来自PCCT架台控制部36的控制对应的灯丝电流。

在X射线管32与被检体P之间，为了衰减来自X射线管32的X射线的辐射剂量而设置有挠性楔形滤波器38。挠性楔形滤波器38是能够变更形状的楔形滤波器。另外，在挠性楔形滤波器38与被检体P之间也可以设置狭缝等其他的滤波器。

图4是表示挠性滤波器38的结构的图。如图4所示，挠性滤波器38具有多个滤波器模块39、模块支承机构40以及模块驱动部41。多个滤波器模块39的每一个由X射线遮蔽物质构成，并且具有能够独立地变更X射线遮蔽物质内的X射线的透过路径长度的结构。模块支承机构40以使多个滤波器模块39能够独立地进行动作地进行支承。模块驱动部41是内置于模块支承机构40的马达等动力发生源。模块驱动部41按照来自PCCT架台控制部36的控制产生用于使各滤波器模块39进行动作的动力，使各滤波器模块39进行动作。为了使得从X射线管32产生透过被检体P并被X射线检测器33检测的X射线的辐射剂量在空间上大致均匀，PCCT架台控制部36控制模块驱动部41而使多个滤波器模块39独立地进行动作。更详细地说，PCCT架台控制部36按照由后述的滤波器形状计算部54计算出的滤波器形状，控制模块驱动部41而使多个滤波器模块39独立地进行动作。针对挠性楔形滤波器38的细节将随后叙述。

如图3所示，X射线检测器33对从X射线管32产生的X射线进行检测。X射线检测器33搭载二维状地排列的多个检测元件。例如，多个检测元件沿着以旋转架31的旋转轴Z2为中心的圆弧来排列。沿着该圆弧的检测元件的排列方向被称为通道方向。沿着通道方向排列的多个检测元件被称为检测元件列。多个检测元件列按照沿着旋转轴Z2的列方向排列。各检测元件检测来自X射线管32的X射线光子，生成与检测到的X射线光子的能量对应的电脉冲（电信号）。检测元件例如包括在半导体的两端安装电极而形成的半导体二极管。入射至半导体的X射线光子转换成电子·空穴对。通过1个X射线光子的入射所生成的电子·空穴对的数量依赖于入射X射线光子的能量。电子·空穴对被电极吸引。电极产生具有与各电子·空穴对对应的电荷所对应的波高值的电脉冲。由于电子·空穴对而产生的电荷例如蓄积与X射线光子的标准的入射时间间隔对应的微小时间。在经过了蓄积时间之后，所蓄积的电荷作为电脉冲（电信号）由PCCT数据收集部42从各检测元件读出。所读出的一个电信号具有与入射X射线光子的能量对应的波高值。作为本实施方式所涉及的半导体材料，可以使用能够将X射线光子有效地转换成空穴·电子对的原子编号比较大的物质。作为适合于PCCT的半导体材料，例如，知道有CdTe、CdZnTe等。

PCCT数据收集部42按照由PCCT架台控制部36进行的控制，经由X射线检测器33读出电信号，并以PCCT模式针对每个视图（view）收集所读出的电信号。即，PCCT数据收集部42以按照视图切换周期的定时从X射线检测器33读出电信号。PCCT数据收集部42针对从X射线管32产生的X射线光子的能谱所包含的多个能量带（以下，称为能量箱（energybin））的各个，根据来自X射线检测器15的电信号生成表现通过X射线检测器33检测到的X射线光子的计数的原始数据。以下，将表现X射线光子的计数的原始数据称为计数数据。按照基于用户的经由操作部57的指示来预先设定能量箱。计数数据经由非接触型的传送部43被供给至控制台7。

图5是表示本实施方式所涉及的控制台7的结构的图。如图5所示，控制台7以系统控制部51为中枢，具有预处理部52、图像重建部53、滤波器形状计算部54、校准数据设定部55、显示部56、操作部57、以及存储部58。

预处理部52对CT原始数据实施预处理而生成作为图像重建处理的输入数据的投影数据。将基于CT原始数据的投影数据称为CT投影数据。另外，预处理部52对与多个能量箱相关的计数数据实施预处理，生成与多个能量区域相关的投影数据。以下，将基于计数数据的投影数据称为PCCT投影数据。CT投影数据和PCCT投影数据针对每个视图被供给至存储部58。作为CT摄像所涉及的预处理，例如，包含log转换（对数转换）和校准校正。作为PCCT摄像所涉及的预处理，也可以包含属于图像化对象的能量箱的计数数据的每个视图的加权加法。通过加权加法处理，根据计数数据来计算属于图像化对象的能量箱的X射线光子的能量积分值。与CT原始数据大致相同地对能量积分值的数据进行处理。对能量积分值的数据进行log转换（对数转换）和校准校正。在校准校正中，使用由校准数据设定部55设定的校准数据。作为与PCCT相关的预处理，图像化对象的能量箱能够经由操作部57任意地设定。

图像重建部53对CT投影数据实施图像重建处理，产生与被检体相关的CT图像的数据。另外，图像重建部53对属于图像化对象的能量箱的PCCT投影数据实施图像重建处理，根据PCCT投影数据产生与被检体相关的PCCT图像的数据。作为图像重建算法，能够采用FBP（filteredbackprojection，滤波反投影）法等分析学图像重建法、ML-EM（maximumlikelihoodexpectationmaximization，最大似然期望最大）法、OS-EM（orderedsubsetexpectationmaximization，有序子集最大似然）法等逐次近似图像重建等现有的算法。

滤波器形状计算部54根据基准辐射剂量分布针对每个规定视图计算挠性楔形滤波器38的形状。基准辐射剂量分布例如是透过固定楔形滤波器18以及被检体后的向X射线检测器13的入射辐射剂量分布。另外，基准辐射剂量分布也可以是不存在固定楔形滤波器18的情况下透过被检体后的向X射线检测器13的入射辐射剂量分布。挠性楔形滤波器38的形状通过多个滤波器模块40的配置来规定。滤波器形状计算部54计算透过被检体后的X射线辐射剂量的空间分布在空间上成为大致均匀的那样的挠性楔形滤波器38的形状、即多个滤波器模块40的配置。针对由滤波器形状计算部54进行的处理的细节之后叙述。

校准数据设定部55设定用于校准校正的校准数据。为了从PCCT投影数据中除去基于挠性楔形滤波器38的X射线的减弱而进行校准校正。根据在不存在被检体P的情况下透过固定楔形滤波器18后的向X射线检测器13的入射辐射剂量分布来设定针对CT投影数据的校准数据。另外，根据在不存在被检体P的情况下透过挠性楔形滤波器38后的向X射线检测器33的入射辐射剂量分布来设定针对PCCT投影数据的校准数据。入射辐射剂量分布被规定为与X射线检测器13或者X射线检测器33对应的X射线的辐射剂量的空间分布。针对由校准数据设定部55进行的处理的细节之后叙述。

显示部56将CT图像、PCCT图像等各种信息显示于显示设备。作为显示设备，例如，能够适当地利用CRT显示器、液晶显示器、有机EL显示器、等离子显示器等。

操作部57经由输入设备接受来自用户的各种指令、信息输入。作为输入设备，能够利用键盘、鼠标、开关等。

存储部58存储投影数据、CT图像、PCCT图像、校准数据等各种数据。另外，存储部58存储X射线计算机断层摄影装置1的控制程序。该控制程序是用于使系统控制部51执行用于进行利用了挠性楔形滤波器38的PCCT摄像的控制功能的程序。

系统控制部51作为X射线计算机断层摄影装置1的中枢来发挥作用。具体而言，系统控制部51读出存储于存储部58的控制程序并在存储器上展开，按照所展开的控制程序控制X射线计算机断层摄影装置1内的各部。

本实施方式所涉及的X射线计算机断层摄影装置1为了缩小PCCT摄像所涉及的动态范围，使挠性楔形滤波器38所包含的多个滤波器模块39独立地进行动作而使在存在被检体的情况下向X射线检测器33的入射辐射剂量分布大致均匀。另外，在本实施方式中，辐射剂量意味着在单位时间内的入射X射线光子的能量的积分值。单位时间例如被规定为单一的视图期间、CT摄像期间、或PCCT摄像期间。

以下，针对搭载于PCCT架台5的挠性楔形滤波器38和有效应用了该挠性楔形滤波器38的PCCT摄像依次进行说明。

图6是表示搭载有固定楔形滤波器18的CT架台3的简单的结构和入射辐射剂量分布的图。如图6所示，在CT架台3中，在X射线管12与被检体P之间设置有固定楔形滤波器18。从X射线管12照射的X射线透过固定楔形滤波器18、狭缝以及被检体P到达X射线检测器13的检测元件。在此，将从X射线管12（更详细地说，X射线焦点）朝向入射检测元件的方向称为X射线路径方向。固定楔形滤波器18是被加工成随着从与通道方向相关的中央部向端部前进而变厚的X射线遮蔽物质。在存在固定楔形滤波器18以及被检体P的情况下的向X射线检测器13的入射辐射剂量分布涵盖从高辐射剂量到低辐射剂量为止的宽度宽的辐射剂量值范围。

图7是表示搭载有挠性楔形滤波器38的PCCT架台5的简单的结构和入射辐射剂量分布的图。如图7所示，在PCCT架台5中，在X射线管32与被检体P之间设置有挠性楔形滤波器38。从X射线管32照射的X射线透过挠性楔形滤波器38、狭缝以及被检体P到达X射线检测器33的检测元件。如上述那样，挠性楔形滤波器38能够至少沿着通道方向变更X射线透过路径长度，使透过被检体P而入射至X射线检测器33的X射线的辐射剂量在空间上大致固定。能够通过缩小入射辐射剂量的辐射剂量值范围，来缩小动态范围。为了提高空间分辨率，在存在挠性滤波器38以及被检体P的情况下的向X射线检测器33的入射辐射剂量被设定为能够数据收集的辐射剂量率的上限附近即可。

图8是挠性楔形滤波器38的概略的立体图，图9是从挠性楔形滤波器38的列方向观察到的平面图。如图8以及图9所示，挠性楔形滤波器38具有沿着辐射剂量的均匀化对象的方向而排列的多个滤波器模块。在图7、图8以及图9的情况下，辐射剂量的均匀化对象的方向被规定为通道方向。如图8以及图9所示，多个滤波器模块39可以圆弧状地排列，也可以平行地排列。当圆弧状地排列时，各滤波器模块39的通道方向的厚度需要设计成在X射线管32侧薄，在被检体P侧厚。另外，滤波器模块39的排列方向、即辐射剂量的均匀化对象的方向并不只限定于通道方向，也可以是列方向。另外，为了简化以下的说明，只要没有特别地言及，设为辐射剂量的均匀化对象的方向是通道方向。

接着，针对滤波器模块39的结构进行说明。图10是滤波器模块39的概略的立体图。如图10所示，滤波器模块39具有2个楔子形状的滤波器（以下，称为楔子滤波器）391。2个楔子滤波器391具有大致同一形状以及体积。2个楔子滤波器391以楔子的斜面对置的方式由模块支承机构（未图示）支承。一方的楔子滤波器391的长边面被设定为X射线入射面，另一方的楔子滤波器391的长边面被设定为X射线输出面。以X射线入射面和X射线输出面平行的方式，2个楔子滤波器391由模块支承机构（未图示）支承。通过这样的楔子滤波器391的配置，透过滤波器模块39的X射线的透过路径长度不依赖于列方向而大致相同。楔子滤波器391由用于衰减X射线的辐射剂量的X射线遮蔽物质构成。作为楔子滤波器391的材质，能够适用铝、金属、塑料等能够衰减X射线的辐射剂量的任何物质。

为了能够变更滤波器模块39内的X射线透过路径长度，模块支承机构40以使2个楔子滤波器391沿着与排列方向（通道方向）和X射线路径方向的正交的方向、即沿着列方向能够独立地滑动地进行支承。换而言之，模块支承机构40以使2个楔子滤波器391能够沿着列方向相互接近或者远离地进行支承。2个楔子滤波器391通过模块驱动部41关于列方向相互向相反方向滑动。

图11是用于说明通过2个楔子滤波器391的滑动而使X射线透过路径长度发生变化的动作的图。图11的（a）表示X射线透过路径长度为最大时、图11的（b）表示X射线透过路径长度为中间时、图11的（c）表示X射线透过路径长度为最小时的2个楔子滤波器391的配置例。在图11的（a）、（b）以及（c）的各个中图示出2个楔子滤波器391的立体图和平面图。X射线以与列方向相关的X射线透过路径的中心轴AC为中心而具有规定宽度。X射线透过路径与2个楔子滤波器391相交的区域（图11的斜线区域）的关于X射线路径方向的合计距离被规定为X射线透过路径长度。即，X射线透过路径与上侧的楔子滤波器391相交的区域的关于X射线路径方向的距离d1、和X射线透过路径与下侧的楔子滤波器391相交的区域的关于X射线路径方向的距离d2的合计被规定为X射线透过路径长度。X射线透过路径长度与2个楔子滤波器间的与列方向相关的间隙距离对应地变化。间隙距离越短，X射线透过路径长度越长。相反地，间隙距离越长，X射线透过路径长度越短。X射线透过路径长度的可变更幅度能够根据楔子滤波器391的斜面的角度和可滑动距离任意地设计。另外，X射线透过路径长度的可变更幅度也可以被设定为无论在X射线透过路径长度为最大时还是最小时，X射线都能够通过2个楔子滤波器391。

接着，针对有效应用了挠性楔形滤波器的PCCT摄像进行说明。

图12是表示在系统控制部51的控制下所进行的X射线计算机断层摄影装置1的动作的典型的流程的图。如图12所示，在本实施方式中进行CT摄像和PCCT摄像。为了收集挠性楔形滤波器38的控制用的数据、即挠性楔形滤波器形状的数据而进行CT摄像。利用由CT摄像收集到的控制用的数据一边控制挠性楔形滤波器38，一边进行PCCT摄像。

如图12所示，如果CT摄像准备就绪，则用户经由操作部57输入CT摄像的开始指示。以输入了CT摄像的开始指示为契机，系统控制部51控制CT架台3内的CT架台控制部16而对被检体P进行CT摄像（步骤SA1）。当CT摄像只将收集挠性楔形滤波器形状的数据作为目的时，以低分辨率以及极低辐射剂量进行摄像即可。与挠性楔形滤波器形状的数据的收集一起，还将收集用于图像诊断等的CT图像作为目的时，CT摄像以通常的分辨率以及辐射剂量进行即可。

在CT摄像中，CT架台控制部16控制旋转驱动部15而使旋转架11旋转，控制高电压发生部17而从X射线管12产生X射线，控制CT数据收集部19而针对每个视图收集CT原始数据。CT原始数据被供给至控制台7并被存储于存储部58。预处理部52对每个视图的CT原始数据实施预处理而生成每个视图的CT投影数据，图像重建部53根据与多个视图相关的CT投影数据产生CT图像的数据。CT原始数据示出透过固定楔形滤波器18以及被检体P后的入射辐射剂量分布。CT投影数据示出透过固定楔形滤波器18以及被检体P后的X射线辐射剂量的对数转换的空间分布。所谓空间分布是指与通道方向相关的分布。每个视图的CT投影数据和CT图像的数据存储于存储部58。

如果进行CT摄像，则系统控制部51使滤波器形状计算部54执行透过辐射剂量分布的计算处理（步骤SA2）。在步骤SA2中，滤波器形状计算部54根据CT摄像用的校准数据与CT投影数据或者CT图像数据来计算每个视图的被检体衰减分布。被检体衰减分布表示由被检体P衰减的辐射剂量值的与通道方向相关的分布。CT摄像用的校准数据表示在不存在固定楔形滤波器18以及被检体的情况下的入射辐射剂量分布。

图13是用于说明使用了CT摄像用的校准数据和CT投影数据的被检体衰减分布的计算方法的图。图13的（a）表示CT摄像用的校准数据、即不存在固定楔形滤波器18以及被检体的情况下的入射辐射剂量分布。图13的（b）表示CT投影数据、即透过固定楔形滤波器18以及被检体后的入射辐射剂量分布。图13的（c）表示被检体衰减分布。如图13所示，被检体衰减分布等于校准数据与CT投影数据的差分。滤波器形状计算部54从校准数据中减去CT投影数据而计算被检体衰减分布。针对每个视图计算被检体衰减分布。针对每个视图将被检体衰减分布存储于存储部58。

如果进行步骤SA2，则系统控制部51使滤波器形状计算部54执行吸收辐射剂量分布的计算处理（步骤SA3）。在步骤SA3中，滤波器形状计算部54根据被检体衰减分布，利用在CT摄像中使用的固定楔形滤波器18的材质以及形状，计算每个视图的吸收辐射剂量分布。具体而言，固定楔形滤波器18的形状被规定为每个X射线路径的固定楔形滤波器18内的X射线透过路径长度。吸收辐射剂量分布是与吸收辐射剂量值的通道方向相关的分布。吸收辐射剂量值被规定为在PCCT摄像中由挠性楔形滤波器38吸收的X射线的辐射剂量值。在PCCT摄像中，为了动态范围的缩小等，希望向X射线检测器13的入射X射线的辐射剂量关于通道方向大致均匀。即，吸收辐射剂量值被规定为从仅透过被检体后的入射辐射剂量的值中减去目标辐射剂量值所得到的相减值。目标辐射剂量值是PCCT摄像中的入射辐射剂量值的目标值。目标辐射剂量值关于通道方向具有大致均匀的值。从提高空间分辨率的观点来看，目标辐射剂量值可以被设定为在不发生溢出的条件下尽可能高的值。目标辐射剂量值能够由用户经由操作部57设定为任意的值。针对每个视图吸收辐射剂量分布被存储于存储部58。

如果进行步骤SA3，则系统控制部51使滤波器形状计算部54执行滤波器形状的计算处理（步骤SA4）。在步骤SA4中，滤波器形状计算部54根据每个视图的吸收辐射剂量分布，利用在PCCT摄像中使用的挠性楔形滤波器38的材质来计算每个视图的挠性楔形滤波器形状。更具体地说，首先，滤波器形状计算部54根据吸收辐射剂量分布利用挠性楔形滤波器38的材质，针对挠性楔形滤波器38的各滤波器模块39，针对每个视图计算用于使入射辐射剂量值成为目标辐射剂量值的X射线透过路径长度。接着，滤波器形状计算部54根据X射线透过路径长度，针对每个视图计算楔子滤波器391的配置。如上所述，X射线透过路径长度与2个楔子滤波器391的配置存在对应关系。滤波器形状计算部54按照该对应关系，根据X射线透过路径长度，计算各滤波器模块39中的楔子滤波器391的配置作为挠性楔形滤波器形状数据。针对每个视图挠性楔形滤波器形状数据被存储于存储部58。

如果进行步骤SA4，则系统控制部51使校准数据设定部55进行设定处理（步骤SA5）。在步骤SA5中，校准数据设定部55通过各种方法，设定与在步骤SA4中计算出的挠性滤波器形状对应的校准数据。为了从PCCT投影数据中只提取出基于被检体P的衰减分量而利用校准数据。

作为校准数据的设定方法，例如，存在使用实际设定的挠性楔形滤波器38直接地进行测定的方法、从预先收集到的各种形状的分布数据中选择最接近分布数据的方法、或者针对挠性楔形滤波器38的每个滤波器模块39根据以多个X射线透过路径长度测定的数据进行插补来求得对应的检测元件的数据，得到分布形状的方法等。针对每个视图校准数据被存储于存储部58。

如果进行步骤SA5，则系统控制部51等待执行PCCT摄像的开始指示。如果PCCT摄像准备就绪，则用户经由操作部57输入PCCT摄像的开始指示。

以输入了PCCT摄像的开始指示为契机，系统控制部51控制PCCT架台5内的PCCT架台控制部36而对被检体P进行PCCT摄像（步骤SA6）。在步骤SA6中，PCCT架台控制部36控制旋转驱动部35而使旋转架31旋转，控制高电压发生部37而从X射线管32产生X射线，控制PCCT数据收集部42而针对每个视图收集与多个能量箱相关的计数数据。此时，PCCT架台控制部36针对每个视图控制模块驱动部41，以使得按照挠性楔形滤波器形状数据来配置多个滤波器模块39。模块驱动部41按照来自PCCT架台控制部36的控制，针对多个滤波器模块39的各个使2个楔子滤波器391滑动，将多个楔子滤波器391移动到与挠性楔形滤波器形状对应的配置。由此，使向X射线检测器33的入射辐射剂量在通道方向大致均匀地分布。

图14说明基于挠性楔形滤波器的与通道方向相关的X射线透过路径长度的分布的控制。图14的（a）是示例性的多个滤波器模块的配置中的挠性楔形滤波器的立体图，图14的（b）是图-14的（a）的配置中的多个滤波器模块的平面图，图14的（c）是图14的（a）的配置中的挠性楔形滤波器的剖面图，图14的（d）是图14的（a）的配置中的X射线透过路径长度分布。图14的（b）的平面图是从通道方向观察到的滤波器模块的平面图。图14的（c）的剖面图是与由通道方向和X射线路径方向所规定的剖面相关的剖面图。图14（c）中的斜线部分表示楔子滤波器391所占据的区域，空白部分表示不存在楔子滤波器391的空间。如图14所示，根据与2个楔子滤波器391间的列方向相关的距离，与X射线路径方向相关的X射线透过路径长度发生变化。通过使X射线透过路径长度发生变化，关于通道方向能够使辐射剂量分布发生变化。PCCT架台控制部36为了针对每个视图实现与挠性楔形滤波器形状对应的滤波器模块配置，按照挠性楔形滤波器形状针对每个视图控制模块驱动部41。当随着从通道方向的中央部向端部前进而想要使X射线透过路径长度缩短时，与通道方向相关的2个楔子滤波器391间的距离被设定为随着从通道方向的中央部向端部前进而变长。

通过PCCT数据收集部42收集到的与多个能量箱相关的计数数据通过传送部43被供给至控制台7，并被存储于存储部58。预处理部52对与多个能量箱相关的计数数据实施预处理，生成与多个能量箱相关的PCCT投影数据。在预处理中，实施利用了校准数据的校准校正。

图15是表示本实施方式所涉及的PCCT摄像中的辐射剂量分布的图。图15的（a）表示被检体衰减分布，图15的（b）表示PCCT摄像用的校准数据，图15的（c）表示与CT摄像时相比较降低了辐射剂量时的校准数据，图15的（d）表示入射辐射剂量分布，图15的（e）表示校准校正后的辐射剂量分布。被检体衰减分布是在步骤SA2中根据CT摄像用的校准数据与CT投影数据或者CT图像数据而计算出的分布。对于被检体衰减分布，在通道方向加上了均匀的辐射剂量分布所得的结果通过校准数据设定部55设定为校准数据。在PCCT摄像中，辐射剂量率降低到难以发生溢出的程度。即使在降低了辐射剂量率的情况下，也保持辐射剂量分布的形状。从而，校准数据设定部55根据对被检体衰减分布加上了固定值后所得到的辐射剂量分布、和CT摄像时的辐射剂量与PCCT摄像时的辐射剂量的变化量，计算PCCT摄像用的校准数据即可。例如，可以将使图15的（b）的辐射剂量整体降低后的图15的（c）的辐射剂量分布设定为校准数据。基于PCCT摄像的向X射线检测器33的入射辐射剂量分布通过针对上述的挠性楔形滤波器38的滤波器模块39的控制，关于通道方向成为大致均匀。基于向X射线检测器33的入射辐射剂量分布的PCCT投影数据通过预处理部52实施校准校正。在校准校正中，预处理部52从PCCT投影数据中减去PCCT用的校准数据。如图15的（e）所示，相减后的PCCT投影数据所表示的辐射剂量分布表示由被检体吸收的辐射剂量值的与通道方向相关的分布。

另外，由于是例示，所以在图15的（e）中示出了一个校准校正后的辐射剂量分布，但提到针对每个能量箱，校准校正后的辐射剂量分布具有不同的形状。

图像重建部53根据多个能量箱中的与图像化对象的能量箱相关的PCCT投影数据，产生与图像化对象的能量箱相关的PCCT图像。PCCT图像被显示于显示部56。

以上，结束有效应用了本实施方式所涉及的挠性楔形滤波器38的PCCT摄像的说明。

另外，如果从辐射剂量的均匀化精度的观点来看，希望透过了单一的滤波器模块39的X射线所到达的检测元件的与通道方向相关的检测元件数是一个。然而，在滤波器模块39与检测元件的体积的关系上，假设透过了单一的滤波器模块39的X射线到达多个检测元件。此时，无法使入射辐射剂量值关于通道方向完全地均匀化。然而，本实施方式将缩小辐射剂量的动态范围作为目的，因此，不需要使入射辐射剂量值完全均匀化。也可以根据基于挠性楔形滤波器38的滤波器模块39的搭载数量，在入射辐射剂量分布中发生凹凸。

另外，在上述的实施方式中，假设按照挠性楔形滤波器形状数据针对每个视图对滤波器模块39进行动作控制。然而，本实施方式并不限定于此。如果可以降低辐射剂量的均匀程度，则也可以针对每2个以上的规定视图对滤波器模块39进行动作控制。即使在这样的情况下，与以往的例子相比，也能够缩小辐射剂量的动态范围。

（变形例1）

在上述的说明中，滤波器模块39并不仅仅限定于由2个楔子滤波器391构成的结构。例如，当最小的X射线透过路径长度是某一程度的长时，能够利用其他的类型的滤波器模块。以下，针对其他的滤波器模块进行说明。另外，在以下的说明中，针对具有与滤波器模块大致同一功能的构成要素，添加同一符号，只在必要时进行重复说明。

图16是另一滤波器模块39′的立体图。如图16所示，另一滤波器模块39′具有2个楔子滤波器391和1个固定滤波器392。2个楔子滤波器391关于通道方向能够独立地移动，另外，固定滤波器392固定地由模块支承机构40（未图示）支承。作为固定滤波器392的材料，还能够适用铝、金属、塑料等能够衰减X射线的辐射剂量的任何的物质。固定滤波器392关于通道方向以及列方向具有固定的厚度、即关于通道方向以及列方向具有固定的X射线透过路径长度。由于这样的固定滤波器392的几何学条件，即使在将固定滤波器392在通道方向或者列方向滑动的情况下，固定滤波器392内的X射线透过路径长度也成为固定。

图17是用于说明通过2个楔子滤波器391的滑动而使另一滤波器模块39′内的X射线透过路径长度发生变化的动作的图。图17的（a）表示X射线透过路径长度为最大时、图17的（b）表示X射线透过路径长度为中间时、图17的（c）表示X射线透过路径长度为最小时的2个楔子滤波器391与1个固定滤波器392的配置例。在图17的（a）、（b）以及（c）的各个中分别图示出2个楔子滤波器391与1个固定滤波器392的平面图。X射线将与列方向相关的X射线透过路径的中心轴AC作为中心而具有规定宽度。X射线透过路径与楔子滤波器391和固定滤波器392相交的区域（图17的斜线区域）的有关X射线透过方向的合计距离被规定为X射线透过路径长度。即，X射线透过路径与上侧的楔子滤波器391相交的区域的有关X射线路径方向的距离d1、X射线透过路径与下侧的楔子滤波器391相交的区域的有关X射线路径方向的距离d2、以及X射线透过路径与固定滤波器392相交的区域的有关X射线路径方向的距离d3的合计被规定为X射线透过路径长度。固定滤波器392在最小的X射线透过路径长度是某一程度的长的情况下被设置即可。为了提高基于模块驱动部42的楔子滤波器391的移动控制的精度，随着采用固定滤波器392也能够谋求滤波器模块39的轻量化。例如，通过将楔子滤波器391的楔子的斜面的角度设计为比较小，从而，能够谋求楔子滤波器391的轻量化。另外，固定滤波器392也可以设置于滤波器模块39的各个，也可以针对规定数的滤波器模块39设置一个，也可以针对搭载于挠性楔形滤波器38的所有的滤波器模块39设置一个。

（变形例2）

在上述的说明中，假设滤波器形状计算部54利用CT摄像用的校准数据来计算挠性楔形滤波器形状。然而，挠性楔形滤波器形状的计算方法并不仅仅限定于此。变形例2所涉及的滤波器形状计算部54不利用CT摄像用的校准数据而计算挠性楔形滤波器形状数据。以下，针对变形例2所涉及的挠性楔形滤波器形状数据的计算进行说明。另外，在以下的说明中，针对具有与本实施方式大致同一功能的构成要素，添加同一符号，只在必要时进行重复说明。

图18是表示在变形例2所涉及的系统控制部51的控制下所进行的X射线计算机断层摄影装置1的动作的典型的流程的图。

如图18所示，如果CT摄像准备就绪，则用户经由操作部57输入CT摄像的开始指示。以输入了CT摄像的开始指示为契机，系统控制部51控制CT架台3内的CT架台控制部16而对被检体P进行CT摄像（步骤SA1）。

如果进行CT摄像，则系统控制部51使滤波器形状计算部54执行透过辐射剂量分布的计算处理（步骤SB2）。在步骤SB2中，滤波器形状计算部54根据每个视图的CT投影数据或者CT图像数据，计算每个视图的透过辐射剂量分布。透过辐射剂量分布表示透过固定楔形滤波器18以及被检体P后的向X射线检测器13的入射辐射剂量分布。即，透过辐射剂量分布与CT原始数据所包含的每个检测元件的输出值的分布大致相等。当根据CT图像数据计算X射线辐射剂量分布时，使用二次投影（重新投影：reprojection）等处理。

如果进行步骤SB2，则系统控制部51使滤波器形状计算部54执行吸收辐射剂量分布的计算处理（步骤SB3）。在步骤SB3中，滤波器形状计算部54根据透过辐射剂量分布，利用在CT摄像中使用的固定楔形滤波器18的材质以及形状计算每个视图的吸收辐射剂量分布。吸收辐射剂量分布是与吸收辐射剂量值的通道方向相关的分布。吸收辐射剂量值被规定为在PCCT摄像中由挠性楔形滤波器38吸收的X射线的辐射剂量值。在PCCT摄像中，为了进行动态范围的缩小等，希望向X射线检测器13的入射X射线的辐射剂量关于通道方向大致均匀。即，吸收辐射剂量值被规定为从透过辐射剂量值中减去目标辐射剂量值所得到的相减值。目标辐射剂量值是PCCT摄像中的入射辐射剂量值的目标值。目标辐射剂量值关于通道方向具有大致均匀的值。目标辐射剂量值从提高空间分辨率的观点来看，在不发生溢出的条件下设定为尽可能高的值即可。目标辐射剂量值能够由用户经由操作部57设定为任意的值。针对每个视图吸收辐射剂量分布被存储于存储部58。

如果进行步骤SB3，则系统控制部51使滤波器形状计算部54执行滤波器形状的计算处理（步骤SA4）。在步骤SA4中，滤波器形状计算部54根据每个视图的吸收辐射剂量分布，利用在PCCT摄像中使用的挠性楔形滤波器38的材质来计算每个视图的挠性楔形滤波器形状。更详细地说，首先，滤波器形状计算部54根据吸收辐射剂量分布利用挠性楔形滤波器38的材质，针对挠性楔形滤波器38的各滤波器模块39，针对每个视图计算用于使入射辐射剂量值成为目标辐射剂量值的X射线透过路径长度。接着，滤波器形状计算部54根据X射线透过路径长度，针对每个视图计算楔子滤波器391的配置。滤波器形状计算部54按照X射线透过路径长度与2个楔子滤波器391的配置的对应关系，根据X射线透过路径长度，计算各滤波器模块39中的楔子滤波器391的配置作为挠性楔形滤波器形状数据。针对每个视图挠性楔形滤波器形状被存储于存储部58。

如果进行步骤SA4，则系统控制部51使校准数据设定部55进行设定处理（步骤SA5）。在步骤SA5中，校准数据设定部55通过与本实施方式相同的方法，设定与在步骤SA4中计算出的挠性滤波器形状对应的校准数据。

如果进行步骤SA5，则系统控制部51等待执行PCCT摄像的开始指示。如果PCCT摄像准备就绪，则用户经由操作部57输入PCCT摄像的开始指示。以输入了PCCT摄像的开始指示为契机，系统控制部51控制PCCT架台5内的PCCT架台控制部36而对被检体P进行PCCT摄像（步骤SA6）。

以上，结束有效应用了变形例2所涉及的挠性楔形滤波器38的PCCT摄像的说明。

这样，根据变形例2，能够不利用CT摄像用的校准数据而计算挠性楔形滤波器形状。

（变形例3）

在上述的说明中，假设辐射剂量值的均匀化对象方向是通道方向。然而，本实施方式并不限定于此。即，辐射剂量值的均匀化对象方向也可以是列方向。以下，针对辐射剂量值的均匀化对象方向是列方向时的挠性楔形滤波器进行说明。另外，在以下的说明中，针对具有与本实施方式大致相同的功能的构成要素，添加同一符号，只在必要时进行重复说明。

图19是变形例3所涉及的挠性楔形滤波器38′的概略的立体图，图20是变形例3所涉及的挠性楔形滤波器38′的从列方向观察到的平面图。如图19以及图20所示，挠性楔形滤波器38′具有沿着辐射剂量的均匀化对象方向、即列方向排列的多个滤波器模块39。如图19以及图20所示，多个滤波器模块39可以圆弧状地排列，也可以平行地排列。当圆弧状地排列时，各滤波器模块39的列方向的厚度需要被设计成在X射线管32侧薄，在被检体P侧厚。

这样，根据变形例3，能够使辐射剂量值关于列方向大致固定，关于列方向也能够缩小动态范围。

（变形例4）

在上述的说明中，假设辐射剂量值的均匀化对象方向是通道方向或者列方向。然而，本实施方式并不限定于此。即，辐射剂量值的均匀化对象方向也可以是通道方向和列方向这两个方向。以下，针对辐射剂量值的均匀化对象方向是通道方向和列方向这两个方向时的挠性楔形滤波器进行说明。另外，在以下的说明中，针对具有与本实施方式大致相同的功能的构成要素，添加同一符号，只在必要时进行重复说明。

图21是变形例4所涉及的挠性楔形滤波器38″的概略的立体图。如图21所示，挠性楔形滤波器38″装备有具有在通道方向排列的多个滤波器模块39的挠性楔形滤波器38、和具有在列方向排列的多个滤波器模块39的挠性楔形滤波器38′。挠性楔形滤波器38和挠性楔形滤波器38′被设置成相互正交。挠性楔形滤波器38也可以配置于X射线管32侧，挠性楔形滤波器38′也可以配置于X射线管32侧。这样，挠性楔形滤波器38和挠性楔形滤波器38′以使各滤波器模块39的2个楔子滤波器391关于与X射线路径方向和排列方向的正交的方向能够相互接近或者分离地由模块支承机构40进行支承。

这样，根据变形例4，能够使辐射剂量值关于通道方向和列方向这两个方向成为大致固定，能够关于通道方向和列方向这两个方向缩小动态范围。

（变形例5）

在上述的说明中，假设CT架台3和PCCT架台5是独立的摄像机构。然而，本实施方式并不限定于此。例如，CT架台3和PCCT架台5也可以是一体的摄像机构。此时，在PCCT架台5上还设置CT数据收集部19即可。根据该结构，能够以更简洁的结构实现本实施方式。

（变形例6）

在上述的说明中，假设X射线摄像装置是X射线计算机断层摄影装置。然而，如上所述，本实施方式所涉及的X射线摄像装置也可以是X射线诊断装置。X射线诊断装置代替旋转架11、31而具备C型臂。C型臂是使X射线管12、32和X射线检测器13、33自由旋转地进行支承的支承机构。其他的结构是与X射线计算机断层摄影装置1相同的结构，因此，省略记载。

从而，根据变形例6，在安装有光子计数模式的X射线诊断装置中，能够实现溢出风险的降低以及动态范围的缩小。

［效果］

如上述说明的那样，本实施方式所涉及的X射线摄像装置至少具有X射线管32、X射线检测器33、旋转支承机构（旋转架）31、PCCT数据收集部42、挠性楔形滤波器38、以及PCCT架台控制部36。X射线管32产生X射线。X射线检测器33检测从X射线管32产生透过了被检体P的X射线。旋转支承机构31支承X射线管32和X射线检测器33。PCCT数据收集部42针对从X射线管32产生的X射线的能谱所包含的多个能量带的各个，收集与X射线光子的计数相关的数据集。挠性楔形滤波器38为了衰减来自X射线管32的X射线的辐射剂量而配置于X射线管32与被检体P之间，具备具有能够独立地变更X射线遮蔽物质内的X射线的透过路径长度的结构的多个滤波器模块39。PCCT架台控制部36为了使从X射线管32产生、透过被检体P并到达X射线检测器33的X射线的辐射剂量在空间上大致均匀地分布，使多个滤波器模块39独立地进行动作。

根据上述结构，本实施方式所涉及的X射线摄像装置通过使到达X射线检测器33的X射线的辐射剂量在空间上大致均匀地分布，从而，减少到达X射线检测器33的X射线的辐射剂量的偏差。由此，本实施方式所涉及的X射线摄像装置能够缩小动态范围。另外，通过将到达X射线检测器33的X射线的辐射剂量设定为发生溢出的可能性低的程度的辐射剂量，从而，能够一边降低极低辐射剂量的数据所包含的噪音一边降低溢出的风险。由此，能够实现高精度且可靠性高的PCCT摄像。

这样，根据本实施方式，能够实现溢出风险的降低以及动态范围的缩小。

虽然说明了本发明的几个实施方式,但这些实施方式是作为例子而提示的,并不意图限定本发明的范围。这些实施方式能够以其他的各种方式进行实施，在不脱离发明的要旨的范围内，能够进行各种的省略、置换、变更。这些实施方式或其变形与包含于发明的范围或要旨中一起，包含于权利要求书记载的发明及其均等的范围中。

Claims (11)

1.一种X射线摄像装置，其特征在于，具备：

X射线管，产生要透过被检体的X射线；

X射线检测器，检测从上述X射线管产生并透过了上述被检体的X射线，检测来自上述X射线管的X射线光子；

支承机构，支承上述X射线管和上述X射线检测器；

数据收集部，针对从上述X射线管产生的X射线的能谱所包含的多个能量带的各个能量带，收集与X射线光子的计数相关的数据集；

楔形滤波器部，为了衰减来自上述X射线管的X射线的辐射剂量而被配置于上述X射线管与上述被检体之间，并且具有多个滤波器模块，该多个滤波器模块具有能够独立地变更X射线遮蔽物质内的X射线的透过路径长度的结构；以及

控制部，为了使从上述X射线管产生、透过上述被检体而到达上述X射线检测器的X射线的辐射剂量在空间上大致均匀地分布且上述辐射剂量设定为能够数据收集的辐射剂量率的上限附近，使上述多个滤波器模块独立地进行动作。

2.根据权利要求1所述的X射线摄像装置，其特征在于，

上述多个滤波器模块被排列在通道方向，

上述控制部为了使由上述X射线检测器检测的X射线的辐射剂量关于上述通道方向大致均匀地分布，使上述多个滤波器模块独立地进行动作。

3.根据权利要求1所述的X射线摄像装置，其特征在于，

上述多个滤波器模块被排列在与上述支承机构的旋转轴平行的方向，

上述控制部为了使由上述X射线检测器检测的X射线的辐射剂量关于与上述旋转轴平行的方向大致均匀地分布，使上述多个滤波器模块独立地进行动作。

4.根据权利要求1所述的X射线摄像装置，其特征在于，

上述楔形滤波器部具有被配置于与距上述X射线管的距离不同的位置的第1滤波器部和第2滤波器部，

上述第1滤波器部具有在通道方向排列的多个第1单位滤波器作为上述多个滤波器模块，

上述第2滤波器部具有在与上述支承机构的旋转轴平行的方向排列的多个第2单位滤波器作为上述多个滤波器模块，

上述控制部为了使由上述X射线检测器检测的X射线的辐射剂量关于上述通道方向和与旋转轴平行的方向这双方大致均匀地分布，使上述多个第1滤波器模块和上述多个第2滤波器模块独立地进行动作。

5.根据权利要求1所述的X射线摄像装置，其特征在于，

上述X射线摄像装置还具备计算部，上述计算部根据透过具有既定的形状的其它楔形滤波器以及被检体后的向上述X射线检测器的入射辐射剂量分布，计算上述多个滤波器模块的空间配置，

上述控制部按照上述多个滤波器模块的空间配置，使上述多个滤波器模块独立地移动。

6.根据权利要求1所述的X射线摄像装置，其特征在于，

上述X射线摄像装置还具备计算部，上述计算部根据透过具有既定的形状的其它楔形滤波器以及上述被检体后的向上述X射线检测器的入射辐射剂量分布、和仅透过上述被检体后的向上述X射线检测器的入射辐射剂量分布，计算上述多个滤波器模块的空间配置，

上述控制部按照上述多个滤波器模块的空间配置，使上述多个滤波器模块独立地移动。

7.根据权利要求1所述的X射线摄像装置，其特征在于，

上述控制部针对每个规定视图使上述多个滤波器模块独立地进行动作。

8.根据权利要求1所述的X射线摄像装置，其特征在于，

上述X射线摄像装置还具备移动支承机构，上述移动支承机构能够独立地移动地支承上述多个滤波器模块的各个滤波器模块。

9.根据权利要求8所述的X射线摄像装置，其特征在于，

上述多个滤波器模块的各个滤波器模块具备具有楔子形状的2个楔子形滤波器，

上述移动支承机构使上述2个楔子形滤波器以楔子的斜面对置的方式进行支承，

上述控制部以使上述2个楔子形滤波器相互接近或者远离的方式驱动上述移动支承机构，并使透过上述2个楔子形滤波器的X射线的透过路径长度发生变化。

10.根据权利要求9所述的X射线摄像装置，其特征在于，

上述移动支承机构以使上述2个楔子形滤波器关于与从上述X射线管照射的X射线的路径和上述多个滤波器模块的排列方向的正交的方向能够相互接近或者远离地进行支承。

11.一种楔形滤波器装置的控制方法，该楔形滤波器装置为了衰减来自X射线管的X射线的辐射剂量而配置于上述X射线管与被检体之间，该楔形滤波器装置具有多个滤波器模块，该多个滤波器模块具有能够独立地变更X射线遮蔽物质内的X射线的透过路径长度的结构，该控制方法的特征在于，

为了使从上述X射线管产生并透过上述被检体的X射线的辐射剂量在空间上大致均匀地分布且上述辐射剂量设定为能够数据收集的辐射剂量率的上限附近，计算上述多个滤波器模块的各个滤波器模块的移动量，

按照计算出的上述移动量，使上述多个滤波器模块独立地进行动作。