JP2016107084A - Ｘ線撮影装置、画像処理装置及びｘ線撮影方法 - Google Patents

Abstract

【課題】マルチエネルギースキャンにおいて取得される投影画像データにおいて、Ｘ線の散乱の影響を低減する技術を提供する。【解決手段】Ｘ線コーンビームＢＸ１１を発生させるＸ線発生器１１と、該Ｘ線コーンビームＢＸ１を検出する二次元Ｘ線検出器２１とを対向状態で支持アーム３０で支持し、被写体Ｍ１を間に挟んだ状態で旋回させる。二次元Ｘ線検出器２１と被写体Ｍ１の間には、Ｘ線ビームのエネルギー分布の変換特性が互いにそうするフィルタ２３１，２３３が配列されてなるエネルギー変換部２３が配置される。エネルギー変換部移動機構２５は、Ｘ線撮影において、支持アーム３０の旋回中に、エネルギー変換部２３がＸ線コーンビームＢＸ１１を横断するように二次元Ｘ線検出器２１の検出面２１Ｓに沿った方向に移動させる。【選択図】図４

Description

この発明は、Ｘ線撮影の技術に関する。

従来、医用診断又は非破壊検査を目的としてＸ線撮影装置を用いたＣＴ撮影（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）が行われている。また、Ｘ線撮影装置において、Ｘ線のエネルギー分布が相違する複数のＸ線を用いて、被写体の同一部位を撮影するマルチエネルギースキャンが行われている（例えば、特許文献１）。

このマルチエネルギースキャンによると、被写体の同一部位の同一断層面について、互いに相違する複数のエネルギー分布特性のＸ線に対応した断層画像を得ることができる。これらエネルギー分布特性が相違する断層画像について、例えば差分をとることによって、特定部位の像を抽出することができる。

特許文献１に記載のＸ線ＣＴ撮影装置では、放射線源であるＸ線管と、放射線を検出する検出手段であるＸ線検出器との間に被検体が配置される。この状態で、Ｘ線管及びＸ線検出器をＣＴ撮影領域の中心に設定した回転軸周りに３６０度回転させる。Ｘ線管と被検体との間には、透過するＸ線のエネルギー分布を互いに異ならせる２種のフィルタが並べられている。このため、被検体には、左右で異なるエネルギー分布のＸ線が同時に照射される。

また、ヘリカルスキャン方式のＸ線ＣＴ装置において、エネルギー特性が異なる２つの検出器をスライス方向に連続配置して、デュアルエネルギースキャンを行う技術も既に知られている（特許文献２）。

特開２００８−５４８３１号公報 特開平６−２９６６０７号公報

しかしながら、特許文献１に記載のＸ線ＣＴ撮影装置の場合、２種のフィルタの境界部分でＸ線の散乱が発生する。２種のフィルタからＸ線検出器までは、相当の距離があるため、散乱したＸ線が本来入射すべき位置から離れた位置に入射してしまう。すると、得られる投影画像が不鮮明となるおそれがあった。

また、特許文献２では、２つの検出器は、厚みの異なる２つのシンチレータを備えるか、もしくは、Ｘ線吸収率、厚さ、形状及び材質の少なくともいずれかが異なる２つのフィルタを備えることによって、エネルギー特性が異なるように構成されている。すると、２つのフィルタまたは２つのシンチレータの境界部分で散乱するＸ線は、各検出器の特定の位置に集中して入射することとなる。すると、検出器における散乱したＸ線の入射位置において、本来検出すべき撮影領域を透過したＸ線が検出できなくなるおそれがあった。

そこで、本発明は、マルチエネルギースキャンにおいて取得される投影画像データにおいて、Ｘ線の散乱の影響を低減する技術を提供することを目的とする。

上記の課題を解決するため、第１の態様は、Ｘ線ビームを発生させるＸ線発生器からなるＸ線発生部と、前記Ｘ線発生部から照射され、被写体を透過した前記Ｘ線ビームを受光して検出する二次元Ｘ線検出器を備えるＸ線検出部と、前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出部とを対向状態を保って支持する支持部と、前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出部が前記被写体を間に挟んだ状態で前記支持部を前記被写体に対して移動させる移動機構と、前記Ｘ線ビームの経路中の前記被写体と前記二次元Ｘ線検出器の間に介在し、前記Ｘ線ビームのエネルギー分布の変換特性が相違する第一部分及び第二部分が二次元に配列されてなるエネルギー変換部と、Ｘ線撮影において、前記支持部の旋回中に、前記エネルギー変換部が前記Ｘ線ビームを横断するように前記二次元Ｘ線検出器の検出面に対して沿う方向に移動させるエネルギー変換部移動機構とを備える。

また、第２の態様は、第１の態様に係るＸ線撮影装置において、前記エネルギー変換部が、前記第一部分にフィルタを有し、前記第二部分にフィルタを有さない第一フィルタ構成体を含む。

また、第３の態様は、第１の態様に係るＸ線撮影装置において、前記エネルギー変換部が、前記第一部分に第一のフィルタを有し、前記第二部分に前記変換特性が前記第一のフィルタとは相違する第二のフィルタを有する第二フィルタ構成体を含む。

また、第４の態様は、第１から第３の態様のいずれか１態様に係るＸ線撮影装置において、前記エネルギー変換部移動機構が、前記エネルギー変換部を移動させる駆動源としてのモータと、前記モータの運動を伝える伝動部とを有する。

また、第５の態様は、第１から第４の態様のいずれか１態様に係るＸ線撮影装置において、前記エネルギー変換部移動機構が、前記エネルギー変換部を、前記二次元Ｘ線検出器と前記被写体との間の位置であって、前記支持部の回転軸に沿う上下方向または該回転軸に直交する左右方向に移動させる。

また、第６の態様は、第５の態様に係るＸ線撮影装置において、前記Ｘ線撮影装置が実行する前記Ｘ線撮影がＣＴ撮影であり、前記第一部分及び前記第二部分が、縞模様状に配列されている。

また、第７の態様は、第５の態様に係るＸ線撮影装置において、前記Ｘ線撮影装置が実行する前記Ｘ線撮影がＣＴ撮影であり、前記第一部分及び前記第二部分が市松模様状に配列されている。

また、第８の態様は、第６または第７の態様に係るＸ線撮影装置において、前記エネルギー変換部移動機構が、前記Ｘ線検出部の筐体内に配置される。

また、第９の態様は、第８の態様に係るＸ線撮影装置において、前記エネルギー変換部が、前記Ｘ線検出部の前記筐体内において、前記二次元Ｘ線検出器の移動方向に対して交差する方向に移動する。

また、第１０の態様は、第８の態様に係るＸ線撮影装置において、前記エネルギー変換部が、前記Ｘ線検出部の前記筐体内において、前記二次元Ｘ線検出器の移動方向に沿った方向または対向する方向に移動する。

また、第１１の態様は、第１から第１０の態様のいずれか１態様に係るＸ線撮影装置において、前記Ｘ線発生器から照射されるＸ線を規制するＸ線規制部、をさらに備え、前記Ｘ線規制部によって前記Ｘ線がＸ線コーンビームに形成される。

また、第１２の態様は、第１１の態様に係るＸ線撮影装置において、前記Ｘ線撮影装置が実行する前記Ｘ線撮影がＣＴ撮影であり、前記エネルギー変換部移動機構は、前記エネルギー変換部を、ＣＴ撮影領域を透過した前記Ｘ線コーンビームが入射する位置から退避させる。

また、第１３の態様は、第１１または第１２の態様に係るＸ線撮影装置において、前記Ｘ線規制部によって形成されるＸ線細隙ビームを用いて、パノラマＸ線撮影またはセファロ撮影を実行する。

また、第１４の態様は、第９の態様に係るＸ線撮影装置において、ＣＴ撮影中に、前記エネルギー変換部移動機構が前記エネルギー変換部を移動させることによって、前記支持部が半回転に前記Ｘ線ビームのファン角を加えた旋回を実行する間に、前記第一部分及び前記第二部分のうちの少なくとも一方が、前記一方における前記交差する方向の幅分変位するとともに前記支持部がさらに半回転に前記Ｘ線ビームのファン角を加えた旋回を実行する間に、前記一方がさらに前記交差する方向の幅分変位し、前記第一部分及び前記第二部分のうちの他方が、前記Ｘ線ビームのうちの前記一方に入射する部分を除く残余の部分のＸ線を受光する。

また、第１５の態様は、第１０の態様に係るＸ線撮影装置において、ＣＴ撮影中に、前記エネルギー変換部移動機構が前記エネルギー変換部を移動させることによって、前記支持部の回転中に、前記第一部分が、前記Ｘ線検出部の移動方向の幅分変位し、前記第二部分が、前記第一部分の変位と同時に、前記第一部分が変位する方向であって、前記第一部分の変位量と一致する変位量分だけ変位する。

また、第１６の態様は、第１から第１５の態様のいずれか１態様に係るＸ線撮影装置によって取得された画像データを処理する画像処理装置であって、前記エネルギー変換部の前記第一部分及び第二部分のそれぞれを透過または通過し、前記二次元Ｘ線検出器で前記Ｘ線ビームを検出して得られる画像データを画像処理して、それぞれのエネルギー分布特性に対応したＸ線画像を生成する画像処理部、を備える。

また、第１７の態様は、第１６の態様に係る画像処理装置において、前記画像処理部が、前記それぞれのエネルギー分布特性に対応した前記画像データの差分の画像を演算によって取得する。

また、第１８の態様は、Ｘ線撮影方法であって、Ｘ線ビームを発生させるＸ線発生器、及び、被写体を透過したＸ線ビームを検出する二次元Ｘ線検出器を、対向状態で前記被写体周りに回転させる回転工程と、前記回転工程中に、前記Ｘ線ビームの経路中の前記被写体と前記二次元Ｘ線検出器の間に介在しており、前記Ｘ線ビームのエネルギー分布の変換特性が相違する第一部分及び第二部分が二次元に配列されてなるエネルギー変換部を、前記Ｘ線ビームを横断するように前記二次元Ｘ線検出器の検出面に対して沿う方向に移動させるエネルギー変換部移動工程とを含む。

第１の態様によると、Ｘ線撮影中に、Ｘ線ビームを横断するようにエネルギー変換部を移動させることによって、エネルギー変換部の第一部分及び第二部分の境界部分を移動させることができる。このため、当該境界部分に入射して散乱したＸ線が、二次元Ｘ線検出器の特定位置に集中して入射することを低減できる。したがって、投影データにおけるＸ線の散乱Ｘ線の影響を低減できる。これによって、例えば、エネルギー変換部の第一部分と第二部分を通過したＸ線のエネルギー分布特性に対応する２種のＣＴ画像（断層画像）を再構成で得る場合に、散乱Ｘ線の影響の小さい鮮明なものとすることができ、Ｘ線エネルギーの弁別能を上げることができる。

また、第２の態様によると、フィルタを有する第一部分及びフィルタを有さない第二部分のそれぞれにＸ線を入射させることによって、それぞれのＸ線を、互いに相違するエネルギー分布特性を持ったＸ線に変換できる。

また、第３の態様によると、第一のフィルタ及び第二のフィルタのそれぞれにＸ線を入射させることによって、それぞれのＸ線を、互いに相違するエネルギー分布特性を持ったＸ線に変換できる。

また、第４の態様によると、モータ及び伝導部によって、エネルギー変換部を容易に移動させることができる。

また、第５の態様によると、エネルギー変換部を二次元Ｘ線検出器に比較的近い位置に配置できるため、第一部分と第二部分の間の境界部分を二次元Ｘ線検出器に接近させることができる。これによって、該境界部分で散乱したＸ線が、二次元Ｘ線検出器における、本来入射すべき位置から遠く離れた位置に入射することを低減できる。

また、第１１の態様によると、Ｘ線規制部によってコーンビームを形成できる。このため、コーンビームを用いてＣＴ撮影を行うことができる。

また、第１２の態様によると、コーンビームが入射する位置から、エネルギー変換部を退避させることで、フィルタを用いないＣＴ撮影を実施することができる。

また、第１３の態様によると、Ｘ線規制部によってＸ線細隙ビームを形成できる。このため、Ｘ線細隙ビームを用いてパノラマＸ線撮影及びセファロ撮影を行うことができる。

第１実施形態に係るＸ線撮影装置を示す概略斜視図である。 Ｘ線撮影装置に適用可能なセファロスタットを示す正面図である。 Ｘ線撮影装置の構成を示すブロック図である。 本体部による顎部のＣＴ撮影を説明するための概略斜視図である。 被写体頭部における顎部のＣＴ撮影を行う本体部を、被写体の頭部側からＸ線発生器及び二次元Ｘ線検出器の回転軸の方向に沿って見た概略平面図である。 、第１実施形態に係るＸ線撮影装置における、第１ＣＴ撮影例を説明するための概略平面図である。 図６に示す第１ＣＴ撮影例において得られるサイノグラムを模式的に示す図である。 図６に示す第１ＣＴ撮影例の変形例を示す概略平面図である。 第１実施形態に係るＸ線撮影装置における、第２ＣＴ撮影例を説明するための概略平面図である。 図９に示す第２ＣＴ撮影例において得られるサイノグラムを模式的に示す図である。 第２実施形態に係るＸ線撮影装置における、第３ＣＴ撮影例を説明するための概略平面図である。 第２実施形態に係るＸ線撮影装置１００ａにおける、第３ＣＴ撮影例を説明するための概略平面図である。 図１１及び図１２に示す第３ＣＴ撮影例によって得られるサイノグラムを模式的に示す図である。 図１３に示すサイノグラムを改編したサイノグラムを模式的に示す図である。 第２実施形態に係るＸ線撮影装置における第４ＣＴ撮影例を説明するためのサイノグラムを模式的に示す図である。 第２実施形態に係るＸ線撮影装置における、第５ＣＴ撮影例を示す概略平面図である。 第２実施形態に係るＸ線撮影装置における、第５ＣＴ撮影例を示す概略平面図である。 図１６及び図１７に示す第５ＣＴ撮影例で得られるサイノグラムを模式的に示す図である。 第３実施形態に係るＸ線撮影装置における、第６ＣＴ撮影例を説明するための概略平面図である。 第４実施形態に係るＸ線撮影装置を示す概略斜視図である。 変形例に係るエネルギー変換部を示す概略正面図である。

以下、添付の図面を参照しながら、本発明の実施形態について説明する。なお、この実施形態に記載されている構成要素はあくまでも例示であり、本発明の範囲をそれらのみに限定する趣旨のものではない。また、図面においては、理解容易のため、必要に応じて各部の寸法や数が誇張又は簡略化して図示されている場合がある。

＜１．第１実施形態＞
図１は、第１実施形態に係るＸ線撮影装置１００を示す概略斜視図である。Ｘ線撮影装置１００は、Ｘ線撮影（例えば、ＣＴ撮影）を実行して、投影画像データを収集する本体部１と、本体部１において収集した投影画像データを処理して、各種画像を生成する情報処理装置８とに大別される。なお、Ｘ線撮影装置１００は、ＣＴ撮影だけではなく、パノラマＸ線撮影、頭部Ｘ線規格写真撮影（セファロ撮影）も実行可能に構成されている。

図１には、左手系のＸＹＺ直交座標系及びｘｙｚ直交座標系を付している。ここでは、支持部３００の旋回軸（回転軸）３１の軸方向と平行な方向（ここでは、鉛直方向）を「Ｚ軸方向」とし、このＺ軸に交差する方向を「Ｘ軸方向」とし、さらにＸ軸方向及びＺ軸方向に交差する方向を「Ｙ軸方向」とする。Ｘ軸及びＹ軸方向は任意に定め得るが、ここでは、被写体Ｍ１である被検者がＸ線撮影装置１００において位置決めされて支柱５０に正対した時の被検者の左右の方向をＸ軸方向とし、被検者の前後の方向をＹ軸方向と定義する。また、以下において、Ｚ軸方向を垂直方向、Ｘ軸方向とＹ軸方向の二次元で規定される平面上の方向を水平方向と呼ぶこともある。

ｘｙｚ直交座標系は、旋回する支持アーム３０上に定義される三次元座標系である。ここでは、Ｘ線発生部１０とＸ線検出部２０とが対向する方向を「ｙ軸方向」とし、ｙ軸方向に直交する水平方向を「ｘ軸方向」とし、これらｘ及びｙ軸方向に直交する鉛直方向を「ｚ軸方向」とする。本実施形態においては、上記のＺ軸方向はｚ軸方向と共通する同一の方向となっている。また本実施形態の支持アーム３０は、鉛直方向に延びる旋回軸３１を軸に回転する。したがって、ｘｙｚ直交座標系は、ＸＹＺ直交座標系に対してＺ軸（＝ｚ軸）周りに回転することとなる。

また、本実施形態においては、図１に示すように、被検者が支柱５０に正対したときの右手方向を（＋Ｘ）方向、背面方向を（＋Ｙ）方向、鉛直方向上向きを（＋Ｚ）方向としている。また、Ｘ線発生部１０、Ｘ線検出部２０を上から平面視したときにＸ線発生部１０からＸ線検出部２０へ向かう方向を（＋ｙ）方向、（＋ｙ）側に向いたときの左手方向を（＋ｘ）方向、鉛直方向上向きを（＋ｚ）方向としている。したがって、Ｘ線検出部から２０Ｘ線発生部１０へ向かう方向は（−ｙ）方向となり、前述の（＋ｙ）側に向いたときの右手方向は（−ｘ）方向となり、鉛直方向下向きは（−ｚ）方向となる。

さらに、以下において、Ｘ、Ｙ、Ｚ、ｘ、ｙ、ｚを二次元座標や、平面を定義するのに用いることもある。例えば、Ｘ座標とＹ座標からなる二次元座標をＸＹ座標とし、Ｘ方向とＹ方向に拡がる二次元平面をＸＹ平面とする。

本体部１は、被写体Ｍ１に向けてＸ線の束で構成されるＸ線ビームを出射するＸ線発生部１０と、Ｘ線発生部１０から出射され、被写体Ｍ１を通過したＸ線を検出するＸ線検出部２０と、Ｘ線発生部１０とＸ線検出部２０とをそれぞれ支持する支持部３００（支持アーム３０）と、支持部３００を吊り下げ、支柱５０に対して鉛直方向に昇降移動可能な昇降部４０と、鉛直方向に延びる支柱５０と、本体制御部６０とを備えている。

Ｘ線発生部１０及びＸ線検出部２０は、支持アーム３０の両端部にそれぞれ吊り下げ固定されており、互いに対向するように支持されている。支持アーム３０は、鉛直方向に延びる旋回軸３１を介して、昇降部４０に吊り下げ固定されている。

Ｘ線発生部１０は、Ｘ線源であるＸ線管を有するＸ線発生器１１と、該Ｘ線発生器１１を収納するためのハウジングとを備えている。該ハウジングは、支持部３００に対してＺ軸周りに回動可能に取り付けられている。この回動機能は、例えばセファロ撮影時等に使用される（図２参照）。

Ｘ線検出部２０は、被写体Ｍ１を透過したＸ線を検出する二次元Ｘ線検出器２１を備えている。二次元Ｘ線検出器２１は、二次元平面（ここでは、ｘｚ平面）に広がるように配置された複数のＸ線検出素子で構成されるイメージセンサを構成している。Ｘ線検出素子は、Ｘ線の強度に応じた信号を電気信号に変換して外部に出力する。イメージセンサによって、Ｘ線検出部２０に入射するＸ線の強度が、所要のフレームレートで、各画素がＸ線の強度に応じた画素値を持つフレーム画像データ（Ｘ線の投影画像を表す投影画像データ）として取得される。

本実施形態では、支持部３００が旋回軸３１回りに旋回する支持アーム３０で構成され、Ｘ線発生部１０とＸ線検出部２０とが、略直方体状の支持アーム３０両端のそれぞれに取り付けられている。しかしながら、Ｘ線発生部１０とＸ線検出部２０とを支持する支持部３００の構成は、これに限られるものではない。例えば円環状部材によってＸ線発生部１０とＸ線検出部２０とを対向させた状態で支持し、該円環状部材をその中心を通る軸周りに回転させるようにしてもよい。

昇降部４０は、鉛直方向に沿って延びるように立設された支柱５０に係合している。昇降部４０は、上部フレーム４１と下部フレーム４２とが、支柱５０に係合する側の反対側に突出しており、略Ｕ字状の構造を有している。

上部フレーム４１には、支持アーム３０の上端部分が取り付けられている。このように支持アーム３０は、昇降部４０の上部フレーム４１に吊り下げられており、昇降部４０が支柱５０に沿って移動することによって、支持アーム３０が上下に移動する。

下部フレーム４２には、被写体保持手段４２１が設けられている。被写体保持手段４２１は、被写体Ｍ１の頭部を左右から固定するロッドや、顎を固定するチンレスト等で構成される被写体保持手段４２１が設けられている。被検者の頭部は、頭部の前後方向がＹ軸方向と平行又はほぼ平行となるように固定される。つまり、頭部が固定された状態では、頭部の正中矢状断面がＹ軸方向とＺ軸方向で規定されるＹＺ面と平行又はほぼ平行とされる。なお、被写体保持手段４２１は、ロッドやチンレストに限定されるものではなく、例えば、被写体Ｍ１が噛むことで頭部を固定するバイトブロックを備えていてもよい。

支持アーム３０は、被写体Ｍ１の身長に合わせて昇降部４０の昇降に従って昇降されて適当な位置に会わせられ、その状態で被写体Ｍ１が被写体保持手段４２１に固定される。被写体保持手段４２１は、図１に示した例では被写体Ｍ１の体軸が旋回軸３１の軸方向と同じ方向又はほぼ同じ方向となるように被写体Ｍ１を固定する。

図１に示すように、Ｘ線検出部２０の内部には、本体部１の各構成の動作を制御する本体制御部６０が備えられている。また、本体部１の各構成は、防Ｘ線室７０内に収容されている。この防Ｘ線室７０の壁の外側には、本体制御部６０からの制御に基づいて、各種情報を表示する液晶モニタ等で構成された表示部６１と、本体制御部６０に対して各種の命令入力を実現するためのボタン等で構成された操作パネル６２とが取り付けられている。操作パネル６２は、生体器官等の撮影領域の位置等を指定すること等にも用いられる。また、Ｘ線撮影には各種のモード（パノラマＸ線撮影、ＣＴ撮影、セファロ撮影など）があるが、操作パネル６２の操作によって、モード選択可能としてよい。

本体部１のＸ線検出部２０の二次元Ｘ線検出器２１の背面側には操作パネル６２と同じ又は類似の機能を有する操作パネル６２Ａと表示部６１と同じ又は類似の機能を有する表示部６１Ａが設けられている。このため、防Ｘ線室７０の内外いずれでも、本体部１の操作が可能とされている。

情報処理装置８は、例えばコンピュータやワークステーション等で構成された情報処理本体部８０を備えており、通信ケーブルによって本体部１との間で各種データを送受信することができる。ただし、本体部１と情報処理装置８との間で、無線的にデータのやり取りが行われてもよい。

情報処理本体部８０には、例えば液晶モニタ等のディスプレイ装置からなる表示部８１、及び、キーボードやマウス等で構成される操作部８２が接続されている。オペレータは、表示部８１に表示された文字や画像の上で、マウス等を介したポインタ操作等によって、情報処理本体部８０に対して各種指令を与えることができる。なお、表示部８１は、タッチパネルで構成することも可能であり、この場合は、表示部８１が操作部８２の機能の一部又は全部を備えることとなる。

図２は、Ｘ線撮影装置１００に適用可能なセファロスタット４３を示す正面図である。図２に示すように、昇降部４０にセファロスタット４３が設けられていてもよい。セファロスタット４３は、例えば、支柱５０の途中から水平方向に延びるアーム５０１に取り付けられる。セファロスタット４３には、頭部を定位置に固定する固定具４３１やセファロ撮影用のＸ線検出器４３２が備えられる。なお、セファロスタット４３としては、特開２００３−２４５２７７号公報に開示されているセファロスタットを含む種々のものを採用することができる。

図３は、Ｘ線撮影装置１００の構成を示すブロック図である。図３に示すように、本体部１は、旋回用モータ６０Ｒ、Ｘ軸モータ６０Ｘ、Ｙ軸モータ６０Ｙとで構成される旋回機構６５を備えている。Ｘ軸モータ６０Ｘ、Ｙ軸モータ６０Ｙは、図示しない、被写体Ｍ１に対して相対的に旋回軸３１をＸ軸方向に変位させる機械的要素からなるＸ方向移動機構と、Ｙ軸方向に変位させる機械的要素からなるＹ方向移動機構の両者からなるＸ−Ｙ移動機構を介し、旋回軸３１をそれぞれＸ軸方向、Ｙ軸方向に水平移動させる。

また、旋回用モータ６０Ｒは、被写体Ｍ１に対して相対的に旋回軸３１を回転させる機械的要素からなる旋回機構を介して旋回軸３１をＺ軸周りに回転させる。つまり旋回機構６５は、所要位置に位置付けされた被写体Ｍ１に対して、支持アーム３０を相対的に水平移動または旋回移動させる。その意味で旋回機構６５も支持部３００を被写体Ｍ１に対して移動させる移動機構である。本実施形態においては、旋回機構６５、旋回軸３１が、支持部移動部を構成している。なお、支持部３００のＺ方向への変位駆動も支持部の移動に含めて考える場合は、前述の昇降部４０を支柱５０に対して鉛直方向に昇降駆動する図示しない昇降用モータも旋回機構６５に含む。

本体制御部６０は、ＣＰＵ６０１と、ハードディスク等の固定ディスクで構成され、各種データやプログラムＰＧ１を記憶する記憶部６０２と、ＲＯＭ６０３と、ＲＡＭ６０４とを、バスラインに接続した一般的なコンピュータとしての構成を有している。

ＣＰＵ６０１は、旋回機構６５を制御するプログラムＰＧ１を含む各種制御プログラムを実行する。より具体的には、ＣＰＵ６０１は、記憶部６０２に記憶されたプログラムＰＧ１をＲＡＭ６０４上で実行することによって、各種の撮影モードに合わせて、Ｘ線発生部１０を制御するＸ線発生部制御部６０１ａ及びＸ線検出部２０を制御するＸ線検出部制御部６０１ｂとして機能する。Ｘ線発生部制御部６０１ａは、Ｘ線の照射Ｘ線量の制御も可能であり、Ｘ線照射制御部の機能も有していてよい。Ｘ線検出部制御部６０１ｂは、例えばＸ線検出部２０に備えられたエネルギー変換部移動機構２５を制御する。

また、ＣＰＵ６０１は、旋回機構６５を駆動制御する駆動制御部として機能し、例えばＸ線発生部１０、Ｘ線検出部２０が各種撮影に応じた軌道で移動するように駆動制御する。ＣＰＵ６０１は、駆動制御部として旋回機構６５を駆動制御することで、支持部移動部の駆動を制御する。

なお、本体制御部６０を構成するＣＰＵ６０１と情報処理本体部８０を構成するＣＰＵ８０１とは、一体的にＸ線撮影装置１００における制御系を構成している。

本体制御部６０に接続された操作パネル６２は、複数の操作ボタン等で構成されている。なお、操作パネル６２に代わる、もしくは操作パネル６２に併用される入力装置としては、操作ボタンのほか、キーボード、マウス、タッチペン等を採用することができる。また、音声による指令をマイク等で受け付けて認識するようにしてもよい。つまり、操作パネル６２は操作手段（操作部）の一例である。したがって、操作手段としては、オペレータの操作を受け付ける構成を備えておればよい。また、表示部６１をタッチパネルで構成することも可能であり、この場合、表示部６１が操作パネル６２の機能の一部または全部を備えることとなる。

表示部６１には、本体部１の操作に必要な各種情報が文字や画像等で表示される。ただし、情報処理装置８の表示部８１に表示されている表示内容を、表示部６１にも表示されるようにしてもよい。また、表示部６１に表示される文字や画像の上でマウス等によるポインタ操作等を通して本体部１に各種の指令ができるようにしてもよい。

本体制御部６０は、被写体Ｍ１の位置を特定し、該特定された被写体Ｍ１の位置に合わせて、Ｘ線発生器１１及び二次元Ｘ線検出器２１の旋回時の軌道を調整する。被写体Ｍ１の位置の特定方法は、例えば、図４に示すように、被写体Ｍ１の頭部は、チンレストによって顎部が本体部１に対して固定された位置にある。このため、頭部の各部位（特に顎骨や歯牙）の位置を容易に特定できる。また、被写体保持手段４２１としてバイトブロックを用いた場合も、同様である。

本体部１は、操作パネル６２、あるいは情報処理装置８からの指令に従って、被写体Ｍ１の関心部位（生体器官、骨（歯列を構成する複数の歯牙、顎骨等を含む。）または関節等）を、Ｘ線を用いて撮影する。また、本体部１は、各種指令や座標データ等を情報処理装置８から受信する一方、撮影して取得したＸ線の投影画像データを情報処理装置８に送信する。

情報処理本体部８０は、各種プログラムを実行するＣＰＵ８０１と、ハードディスク等の固定ディスクで構成され、各種データ（投影画像データを含む。）やプログラムＰＧ２を記憶する記憶部８０２とＲＯＭ８０３と、ＲＡＭ８０４とを、バスラインに接続した一般的なコンピュータとしての構成を有している。

ＣＰＵ８０１は、記憶部８０２に記憶されたプログラムＰＧ２をＲＡＭ８０４上で実行することによって、位置設定部８０１ａ及び画像生成部８０１ｂとして機能する。位置設定部８０１ａは、関心部位の形状に応じた断層面の位置の設定を行う。より具体的には、位置設定部８０１ａは、操作部８２を介した操作入力に基づく命令を受け、ＣＴ撮影領域を設定する。また、画像生成部８０１ｂは、ＣＴ撮影時に取得された投影画像データを再構成する画像処理をして、ＣＴ画像を生成する。

本実施形態では、後述するように、同一のＣＴ撮影領域について、エネルギー分布特性が異なる２つの投影画像データが取得される。そして、これらの投影画像データが画像処理されることによって、それぞれのエネルギー分布特性に対応したＣＴ画像が、情報処理装置８において生成される。このように、情報処理装置８は、画像処理装置の一例である。

図４は、本体部１による顎部のＣＴ撮影を説明するための概略斜視図である。旋回機構６５は、旋回軸３１に接続されており、旋回軸３１を３６０度以上回転させることが可能となっている。また、旋回機構６５は、支持アーム３０をＸＹ平面に沿って移動させる。これによって、Ｘ線発生器１１及び二次元Ｘ線検出器２１のＸＹ平面内における位置が変更される。

本実施形態では、旋回機構６５によってＸ線発生器１１及び二次元Ｘ線検出器２１を、被写体Ｍ１の周りで回転させているが、被写体Ｍ１を回転させるようにしてもよい。この場合、被写体Ｍ１が着座させる椅子を設け、当該椅子を回転させてもよい。これによって、Ｘ線発生器１１及び二次元Ｘ線検出器２１を被写体Ｍ１に対して相対的に旋回させることができる。

また、Ｘ線発生部１０は、照射野制御部１２を備えている。照射野制御部１２は、Ｘ線発生器の前方に配置されているスリット板１２ａと、スリット板１２ａをスライド移動させる移動機構とを備えている。スリット板１２ａには、形状が相違する複数のスリットが形成されている。照射野制御部１２は、本体制御部６０からの制御信号に基づき、スリット板１２ａを左右にスライドさせることによって、複数のスリットのうちから特定のスリットを選択可能となっている。Ｘ線発生器１１から出射されたＸ線が、選択された矩形状のスリットを通過することによって、略角錐状（断面が矩形状）のＸ線コーンビームＢＸ１に成形される。なお、パノラマＸ線撮影またはセファロ撮影を行う場合は、スリット板１２ａが適宜の位置に移動することで、縦長のＸ線細隙ビームが形成される。Ｘ線撮影装置１００では、該Ｘ線細隙ビームを用いて、パノラマＸ線撮影またはセファロ撮影が行われる。照射野制御部１２は、Ｘ線規制部の一例である。

なお、スリット板１２ａの代わりに、複数の部材を組み合わせて、Ｘ線を通すスリットを形成することも考えられる。この場合、各部材を移動させる移動機構を設けて、各部材を移動させることによって、スリットの縦横の大きさを制御できるようにしてもよい。これによって、Ｘ線ビームの広がりを任意に調整することが可能となる。

図５は、被写体頭部における顎部のＣＴ撮影を行う本体部１を、被写体Ｍ１の頭部側からＸ線発生器１１及び二次元Ｘ線検出器２１の回転軸ＲＡの方向に沿って見た概略平面図である。Ｘ線コーンビームＢＸ１は、ここでは、被写体Ｍ１の顎部全体をＣＴ撮影領域ＲＲとしており、上顎及び下顎の歯群ＤＡを含む広がりを有している。なお、本願においては、ＣＴ撮影領域とは、投影画像データを収集するために常にＸ線コーンビームＢＸ１が照射される範囲をいう。図５に示す例では、ＣＴ撮影領域ＲＲは円柱状とされている。このため、ＣＴ撮影領域ＲＲを旋回軸３１の軸方向に沿って上から見ると、真円状となっている。なお、ＣＴ撮影領域の平面の形状は、真円状に限定されるものではない。例えば、ＣＴ撮影領域の平面の形状が、楕円形状であってもよい。

図５に示す例では、回転軸ＲＡが、歯群ＤＡが形成する歯列弓の内側を通る位置で固定されている。また、回転軸ＲＡは、支持アーム３０の旋回軸３１に一致している。さらに、本体制御部６０は、Ｘ線コーンビームＢＸ１を被写体Ｍ１に照射した状態で、旋回機構６５を駆動し、支持アーム３０を所要の角度（例えば３６０度）分だけ回転させる。これによって、二次元Ｘ線検出器２１の検出面２１Ｓに投影された投影画像が被写体Ｍ１の投影データとして収集される。収集された投影画像データは、本体制御部６０の記憶部に保存される。なお、投影画像データは、ＣＴ撮影後もしくはＣＴ撮影中に、情報処理装置８に適宜送信される。

ＣＴ撮影中、Ｘ線発生器１１及び二次元Ｘ線検出器２１は、被写体Ｍ１の関心部位である歯群ＤＡを間に挟んで対向した状態で、被写体Ｍ１の周りを相対的に回転する。このとき、旋回軸３１がＸＹ平面の特定の場所に固定されていてもよいが、ＸＹ平面内で移動させてもよい。いずれの場合においても、ＣＴ撮影中における回転軸ＲＡは、ＸＹ平面の特定の場所に設定される。図５は、回転軸が旋回軸３１となっている場合を図示している。

次に、Ｘ線検出部２０の構成について説明する。図３及び図４に示されるように、Ｘ線検出部２０は、二次元Ｘ線検出器２１及びエネルギー変換部２３を備えている。図５ではＸ線検出部２０を単に矢示するが、図３、４を参照すれば構成の理解は容易である。二次元Ｘ線検出器２１は、Ｘ線を受けるＸ線受光面が平面状である。二次元Ｘ線検出器２１は、そのＸ線受光面において、発生した電荷を電気信号として出力する複数の素子が二次元に配列されてなる。当該素子は、例えばテルル化カドミウム半導体やアモルファスセレン半導体等で構成される。半導体で構成される各素子には、フィルタ２３１，２３３によって、被写体Ｍ１を透過したＸ線が、互いに相違するエネルギー分布のＸ線に変換されて入射する。

エネルギー変換部２３は被写体Ｍ１と二次元Ｘ線検出器２１の間に介在するように配置されている。エネルギー変換部２３はＸ線コーンビームＢＸ１の経路中に配置されるか、少なくともＸ線コーンビームＢＸ１の経路中に出現することが可能に配置される。

なお、二次元Ｘ線検出器２１の検出面２１Ｓは、平面でなくてもよい。検出面が、例えば＋ｙ方向に凹む曲面を成していてもよい。また、平面部または曲面部をいくつか連結して、１つの検出面２１Ｓが形成されてもよい。

なお、二次元Ｘ線検出器２１は、Ｘ線を直接検出する半導体素子を備える代わりに、シンチレータ及び該シンチレータにＸ線が入射することによって発生する光（蛍光）を検出する半導体素子で構成されていてもよい。

エネルギー変換部２３は、二次元Ｘ線検出器２１の前面に配されている。エネルギー変換部２３は、Ｘ線コーンビームＢＸ１のエネルギー分布を変換する特性（変換特性）が互いに相違する２つのフィルタ２３１，２３３が、二次元に配列されてなる。つまり、エネルギー変換部２３は、第一部分にフィルタ２３１（第一のフィルタ）を有し、第二部分に変換特性がフィルタ２３１とは相違するフィルタ２３３（第二のフィルタ）を有するフィルタ構成体である。

例えば、フィルタ２３１，２３３のうち、一方は相対的に低エネルギー領域のＸ線を通過させるフィルタとされ、他方は相対的に高エネルギー領域のＸ線を通過させるフィルタとされる。フィルタ２３１，２３３としては、例えばアルミニウム板、チタン板、鉄板及び銅板の中から異なる板材を選択すればよい。なお、フィルタ２３１，２３３について、同じ材質の板材を使用してもよい。この場合、フィルタ２３１，２３３の厚さ（ｙ軸方向の幅）を互いに異ならせることによって、透過したＸ線のエネルギー分布を互いに相違させることができる。

フィルタ２３１，２３３は、二次元Ｘ線検出器２１の前側（すなわち、−ｙ側）に配されており、ｘ軸方向に連続して隙間無く並べられている。より詳細には、フィルタ２３１，２３３は、図示しない保持機構によって一体に保持されている。すなわち、エネルギー変換部２３は、一枚の板状体を構成している。図４に示す例では、フィルタ２３１が＋Ｘ側に配置されており、フィルタ２３３が−Ｘ側に配置されている。

Ｘ線検出部２０は、エネルギー変換部２３を移動させるエネルギー変換部移動機構２５を備えている。図４に示すように、エネルギー変換部移動機構２５は、例えば、エネルギー変換部を移動させる駆動源としてのモータ２５１と、モータの運動（回転運動）をエネルギー変換部２３に伝える伝動部２５２の他、エネルギー変換部２３の移動方向を規定するガイド部材などで構成されている。

エネルギー変換部移動機構２５は、ＣＴ撮影において、支持アーム３０（支持部３００）が回転する間、エネルギー変換部２３がＸ線コーンビームＢＸ１を横断するように移動させる。換言すると、エネルギー変換部移動機構２５は、Ｘ線撮影中、エネルギー変換部２３を、Ｘ線コーンビームＢＸ１の中心軸に交差する方向に移動させる。本実施形態では、エネルギー変換部移動機構２５は、エネルギー変換部２３を、二次元Ｘ線検出器２１の検出面２１Ｓに沿う方向（図４に示す例では、検出面２１Ｓに平行であるｘ軸方向）に移動させる。

なお、エネルギー変換部２３が移動する、検出面２１Ｓに沿う方向の典型例は、検出面２１Ｓの広がる二次元方向に平行な方向である。しかしながら、エネルギー分布の変換特性が異なる部分のそれぞれを、Ｘ線ビームに通過させて、特性の異なる投影画像データを得るという目的を達成するならば、エネルギー変換部２３の移動方向は、検出面２１Ｓに直交する直交方向をも合成した合成方向であってもよい。ゆえに、エネルギー変換部２３の移動方向は、必ずしも二次元Ｘ線検出器２１の検出面２１Ｓに平行な方向であるとは限らない。すなわち、エネルギー変換部２３の移動方向は、二次元である検出面上に定義される二次元方向、及び、検出面２１Ｓに直交する直交方向を合成した合成方向であってもよい。

二次元Ｘ線検出器２１、エネルギー変換部２３及びエネルギー変換部移動機構２５は、Ｘ線検出部の筐体２１０内に配置されている。エネルギー変換部２３は、筐体２１０の内部で移動する。

図示を省略するが、エネルギー変換部２３が、フィルタ２３１，２３３を着脱可能に保持する着脱機構を備えていてもよい。これによって、フィルタを交換することが容易となる。また、フィルタを取り外した状態でのＸ線撮影を行うことも可能となる。

また、フィルタ２３１，２３３のいずれか一方を省略することも可能である。この場合、エネルギー変換部は、第一部分にフィルタを有し、第二部分にフィルタを有さないフィルタ構成体（第一フィルタ構成体）となる。このようなフィルタ構成とした場合、フィルタを有する部分と有さない部分とのそれぞれに入射するＸ線を、エネルギー分布の変換特性を相違させることができる。これによって、第一部分及び第二部分のそれぞれに入射したＸ線を、互いに相違するエネルギー分布特性のＸ線に変換できる。また、Ｘ線コーンビームＢＸ１の全域が、フィルタが無い第二部分を通過するようにすれば、フィルタを介さないＸ線撮影を行うこともできる。

これに対し、前述の、第一部分にフィルタ２３１（第一のフィルタ）を有し、第二部分に変換特性がフィルタ２３１とは相違するフィルタ２３３（第二のフィルタ）を有するフィルタ構成体は、第二フィルタ構成体である。

＜第１ＣＴ撮影例＞
図６は、第１実施形態に係るＸ線撮影装置１００における、第１ＣＴ撮影例を説明するための概略平面図である。本ＣＴ撮影例では、二次元Ｘ線検出器２１において、ＣＴ撮影領域ＲＲ１に照射されたＸ線コーンビームＢＸ１を、フィルタ２３１及びフィルタ２３３を介して検出する。以下の説明では、フィルタ２３１を介して得られる投影画像データを第一投影画像データと称し、フィルタ２３３を介して得られる投影画像データを第二投影画像データと称する場合がある。また、Ｘ線コーンビームＢＸ１のｘｙ平面における広がりの角度（ファン角）をαとする。

本ＣＴ撮影例では、Ｘ線発生器１１、二次元Ｘ線検出器２１及びエネルギー変換部２３を、ＣＴ撮影領域ＲＲ１の中心Ｃ１周り（ここでは、時計回り）に回転させる。以下の説明では、時計回りを正の向きとして、回転角度を定義する。

図６（ａ）は回転角度が０度である状態、図６（ｂ）は回転角度が１８０−α度の状態、図６（ｃ）は回転角度が１８０度の状態、図６（ｄ）は回転角度が１８０＋α度の状態、図６（ｅ）は回転角度が３６０度の状態を示している。

図６（ａ）に示す点Ｅ１１，Ｅ１２は、ＣＴ撮影領域ＲＲ１を規定する輪郭線上の点であって、回転角度が０度の状態におけるＸ線コーンビームＢＸ１の外縁と接する接点である。点Ｅ１１はＣＴ撮影領域ＲＲ１における＋ｘ側に位置し、点Ｅ１２はＣＴ撮影領域ＲＲ１における−ｘ側に位置する。

図６（ａ）に示すように、本例のＣＴ撮影開始直後は、ＣＴ撮影領域ＲＲ１を通過したＸ線コーンビームＢＸ１の全域が、フィルタ２３１に入射するように、エネルギー変換部２３が配置される。このとき、フィルタ２３１におけるＸ線コーンビームＢＸ１が入射する幅（ｘ軸方向の長さ）をＷ_１とする。

ＣＴ撮影開始時点で、エネルギー変換部２３は、点Ｅ１２を通過したＸ線がフィルタ２３１，２３３の境界部分２３５を照射するような位置にある。エネルギー変換部２３は図６（ｂ）に示す回転角度１８０−α度の状態になるまでフィルタ２３１，２３３を変位させない。

この状態から、Ｘ線発生器１１、二次元Ｘ線検出器２１及びエネルギー変換部２３が一体的に回転することによって、所定期間の間、フィルタ２３１を介してのＸ線検出が行われる。ただし、Ｘ線発生器１１が、図６（ａ）に示す位置よりも回転方向手前側の位置（すなわち、図６（ａ）に示す位置よりも−Ｘ側の位置）から、回転を開始するようにしてよい。

図６（ｂ）に示すように、回転角度が０度から１８０−α度の状態になると、ＣＴ撮影領域ＲＲ１の点Ｅ１１に対して、Ｘ線コーンビームＢＸ１の−ｘ側の外縁が接する。すなわち回転角度が０度から１８０−α度まで変化することで、点Ｅ１１に対して１８０度丁度の各方向からＸ線照射が行われたこととなる。つまり、ＣＴ撮影領域ＲＲ１のうち、点Ｅ１１についての１８０度分の第一投影画像データが収集されたこととなる。すると、エネルギー変換部移動機構２５は、回転角度が１８０−α度を超えた時点から、エネルギー変換部２３を＋ｘ方向に移動させる。この＋ｘ方向への移動は、二次元Ｘ線検出器２１の移動方向に対向する方向への移動である。

図６（ｂ）に示すように、回転角度が１８０−α度となった時点で、Ｘ線コーンビームＢＸ１の−ｘ側の外縁が、フィルタ２３１，２３３の境界部分２３５を透過する。同時にエネルギー変換部２３の＋ｘ方向への変位が始まるため、エネルギー変換部２３の移動開始直後から、二次元Ｘ線検出器２１に、フィルタ２３３を通過したＸ線が入射し始めることとなる。すなわち、図６（ｂ）に示すように、回転角度が１８０−α度となる状態は、点Ｅ１１についての第二投影画像データを取得開始する状態である。ここで、二次元Ｘ線検出器２１における、Ｘ線コーンビームＢＸ１が入射する範囲を全入射範囲ＲＡ１とする。すると、二次元Ｘ線検出器２１における、フィルタ２３３を透過したＸ線コーンビームＢＸ１が入射する範囲が、全入射範囲ＲＡ１における−ｘ側端部から＋ｘ側に向けて、次第に広がっていくこととなる。

エネルギー変換部２３の移動量は、回転角度の変化量に比例する大きさとされる。より具体的には、エネルギー変換部２３の移動量は、回転角度１度あたりＷ_１／２αとされる。したがって、図６（ｃ）に示すように、回転角度が１８０度の状態では、α度回転したことになる。このため、エネルギー変換部２３の移動量がＷ_１／２となる。したがって、Ｘ線コーンビームＢＸ１のうち、＋ｘ側半分がフィルタ２３１に入射し、−ｘ側半分がフィルタ２３３に入射する状態となる。また、Ｘ線コーンビームＢＸ１のうち、ＣＴ撮影領域ＲＲ１の中心Ｃ１を通るＸ線が、境界部分２３５に入射する。

また、図６（ｄ）に示すように、回転角度が１８０＋α度の状態では、図６（ｂ）に示す状態から２α度回転したことになる。このため、エネルギー変換部２３の移動量がＷ_１となる。フィルタ２３３は、フィルタ２３１と同方向に同じ変位量Ｗ_１分変位する。したがって、Ｘ線ビームの＋ｘ側外縁が、点Ｅ１２に接する状態となる。なお、本ＣＴ撮影例では、この時点で、エネルギー変換部移動機構２５による、エネルギー変換部２３の移動が完了する。この状態では、Ｘ線コーンビームＢＸ１の全域が、フィルタ２３３を通過して二次元Ｘ線検出器２１に入射する状態となる。換言すると、この状態は、点Ｅ１２についての第二投影画像データの取得が開始される状態である。本ＣＴ撮影例では、この後も引き続き、回転角度が３６０度となるまでＸ線発生器１１が回転して、投影画像データの取得が行われる。

図７は、図６に示す第１ＣＴ撮影例において得られるサイノグラムを模式的に示す図である。図７中、横軸は二次元Ｘ線検出器２１における検出面２１Ｓのｘ軸方向の位置を示しており、縦軸は、回転角度を示している。曲線ＣＬ１１は点Ｅ１１の投影位置の移動軌跡を示しており、曲線ＣＬ１２は点Ｅ１２の投影位置の移動軌跡を示している。

曲線ＣＬ１１で示されるように、点Ｅ１１の投影位置は、全入射範囲ＲＡ１の＋ｘ側端部からスタートして、次第に−ｘ側へ移動する。そして、該投影位置は、回転角度が１８０−α度の時点で、全入射範囲ＲＡ１の−ｘ側端部に位置することとなる。さらに回転が進むと、投影位置は＋ｘ側へ移動し始め、回転角度が３６０度となった時点で、全入射範囲ＲＡ１の＋ｘ側端部へ戻る。

点Ｅ１２についても、点Ｅ１１に関する説明より容易に理解可能である。曲線ＣＬ１２で示されるように、点Ｅ１２の投影位置は、全入射範囲ＲＡ１の−ｘ側端部からスタートして、次第に−ｘ側へ移動する。そして、該投影位置は、回転角度が１８０＋α度の時点で、全入射範囲ＲＡ１の＋ｘ側端部に位置することとなる。さらに回転が進むと、投影位置は−ｘ側へ移動し始め、回転角度が３６０度となった時点で、全入射範囲ＲＡ１の−ｘ側端部へ戻る。

図６において説明したように、回転角度が１８０−α度から１８０＋α度まで変化する間、エネルギー変換部２３が＋ｘ方向へ移動することで、フィルタ２３３を透過したＸ線が検出され始める。このため、図７に示すサイノグラム上においては、全投影画像データのうちの第一投影画像データに相当する第一エリアＡＲ１１（斜線で示す。）と、全投影画像データのうちの第二投影画像データに相当する第二エリアＡＲ１２とが存在する。サイノグラム上では、１８０−α度における−ｘ側端部の位置から１８０＋α度における＋ｘ側端部の位置までを結ぶ直線Ｌ１が、第一エリアＡＲ１１と第二エリアＡＲ１２の境界線となっている。

ここで、ＣＴ撮影領域ＲＲ１の点Ｅ１１，Ｅ１２の投影位置に着目する。サイノグラム上では、点Ｅ１１，Ｅ１２の投影位置は、曲線ＣＬ１１，ＣＬ１２で示されるように、回転開始後は、＋ｘ側または−ｘ側に移動し、その後、折り返し点（直線Ｌ１上の点ＳＰ１，ＳＰ２）を通って、逆方向（−ｘ側または＋ｘ側）へ移動し、初期の位置に戻る。図示を省略するが、ＣＴ撮影領域ＲＲ１の他の特定の点（以下、「特定点」という。）の投影位置も、サイノグラム上では、その移動幅は点Ｅ１１，Ｅ１２の移動幅に比べて狭いものの、回転角度の増大に合わせて、＋ｘ方向又は−ｘ方向に進み、直線Ｌ１上のある特定の回転角度で折返して、逆方向に進み、初期の投影位置に戻る。

このように、ある特定点については、投影位置が移動し始めてから直線Ｌ１上の折返し点（例えば点Ｅ１１，点Ｅ１２については、折り返し点ＳＰ１，ＳＰ２）に到達した時点で、フィルタ２３１通過分について１８０度丁度のＸ線照射が完了することとなる。また、投影位置が、直線Ｌ１上の折り返し点から初期の投影位置に戻ることで、フィルタ２３３通過分について１８０度丁度のＸ線照射が完了する。直線Ｌ１は、第一エリアＡＲ１１及び第二エリアＡＲ１２の境界線であるため、第一エリアＡＲ１１及び第二エリアＡＲ１２のそれぞれに、各特定点についての１８０度丁度の投影画像データが含まれることとなる。

以上のように、本ＣＴ撮影例によると、同一のＣＴ撮影領域ＲＲ１について、エネルギー分布が異なる第一投影画像データ及び第二投影画像データを取得する、いわゆるデュアルエネルギースキャンを実現できる。デュアルエネルギースキャンによって、同一断層面について、エネルギー分布特性が異なる２種の投影画像データから、フィルタ２３１，２３３を通過したＸ線のエネルギー分布特性に対応する２種のＣＴ画像（断層画像）を得ることができる。このような複数種のＸ線画像（ＣＴ画像）は情報処理装置８が画像処理して生成する。各ＣＴ画像について、例えば差分演算処理を行って差分の画像を取得することによって、特定の部位が鮮明に写った画像を取得するようにしてもよい。

また、Ｘ線コーンビームＢＸ１がＣＴ撮影領域ＲＲ１の中心Ｃ１周りに３６０度回転することによって、ＣＴ撮影領域ＲＲ１に含まれる各点について、１８０度の各方向からＸ線を照射できる。すなわち、ＣＴ撮影領域ＲＲ１の全域について、エネルギー分布が相違する２つの投影画像データを１度のＣＴ撮影で取得できるため、比較的短時間でデュアルエネルギースキャンを実現できる。

また、ＣＴ撮影中に、エネルギー変換部２３を移動させるため、ＣＴ撮影中にフィルタ２３１，２３３の境界部分２３５が移動することとなる。これによって、該境界部分２３５付近に入射して散乱したＸ線が、二次元Ｘ線検出器２１の特定位置に集中して入射することを軽減できる。このため、ＣＴ画像上における散乱したＸ線の影響を軽減できる。これによって、散乱Ｘ線の影響の小さい鮮明なものとすることができ、Ｘ線エネルギーの弁別能を上げることができる。以上の説明では、原理的に理解を容易にするために１８０度（半回転）、あるいは、３６０度（１回転）と角度を定めている。しかしながら、実際は、回転角度に多少の増減があってもＣＴ画像は得られるので、概ね（substantially）１８０度、あるいは、概ね３６０度の設定であってもよい。以下、いずれの実施形態においても同様である。

図８は、図６に示す第１ＣＴ撮影例の変形例を示す概略平面図である。図８に示すＣＴ撮影は、図６に示すＣＴ撮影領域ＲＲ１よりも小さいＣＴ撮影領域ＲＲ２を撮影するものである。図８において、Ｘ線コーンビームＢＸ２のファン角をβとする。図８（ａ）はＸ線発生器１１の回転角度が０度の状態、図８（ｂ）は回転角度が１８０−β度の状態、図８（ｃ）は回転角度が１８０度の状態、図８（ｄ）は回転角度が１８０＋β度の状態、図８（ｅ）は回転角度が３６０度の状態をそれぞれ示している。

ＣＴ撮影領域ＲＲ２に照射するＸ線コーンビームＢＸ２のファン角βは、ＣＴ撮影領域ＲＲ１に照射するＸ線コーンビームＢＸ１のファン角αよりも小さい。

ＣＴ撮影領域ＲＲ２が狭い場合であっても、ＣＴ撮影中に、エネルギー変換部２３の移動制御は、ＣＴ撮影領域ＲＲ１の時と同様に行われる。すなわち、Ｘ線発生器１１の回転角度が０度の状態（（図８（ａ）に示す状態）では、Ｘ線コーンビームＢＸ１が例えばフィルタ２３１のみを通過するように、エネルギー変換部２３が配置される。そして、回転角度が１８０−α度の状態（図８（ｂ）に示す状態）に至るまで、二次元Ｘ線検出器２１は、フィルタ２３１のみを透過したＸ線コーンビームＢＸ１を検出する。

そして、回転角度が１８０−β度から１８０＋β度に変化する間に、エネルギー変換部２３を＋ｘ方向へ移動させ、フィルタ２３１からフィルタ２３３に徐々に切り換えられる。そして、回転角度が３６０度となるまで、Ｘ線発生器１１が回転し、ＣＴ撮影が終了する。

このように、ＣＴ撮影領域が小さい場合であっても、フィルタ２３１，２３３をＣＴ撮影中に移動させることで、デュアルエネルギースキャンを実現することが可能である。

＜第２ＣＴ撮影例＞
図９は、第１実施形態に係るＸ線撮影装置１００における、第２ＣＴ撮影例を説明するための概略平面図である。図９（ａ）は回転角度が０度の状態、図９（ｂ）は回転角度が１８０−α度の状態、図９（ｃ）は回転角度が１８０度の状態、図９（ｄ）は回転角度が１８０＋α度の状態、図９（ｅ）は回転角度が１８０度−αの状態、図９（ｆ）は回転角度が０度の状態をそれぞれ示している。

本ＣＴ撮影例においては、図９（ａ）から図９（ｄ）に示すように、回転角度が０度から１８０＋α度までの間は、Ｘ線発生器１１、二次元Ｘ線検出器２１及びエネルギー変換部２３が、図６に示す第１ＣＴ撮影例のときと同様に回転するとともに、エネルギー変換部２３が相対的に＋ｘ方向に移動する。しかしながら、図９（ｄ）に示すように、回転角度が１８０＋α度になると、Ｘ線発生器１１及び二次元Ｘ線検出器２１の回転を停止させ、逆方向（ここでは、反時計回り）に回転させる。そして、図９（ｅ）及び図（ｆ）に示すように、回転角度が０度となるまで、Ｘ線発生器１１を逆回転させる。図９（ｄ）に示す状態から、図９（ｆ）に示す状態までは、エネルギー変換部２３のＸ線発生器１１及び二次元Ｘ線検出器２１に対する相対的な位置は固定される。

図１０は、図９に示す第２ＣＴ撮影例において得られるサイノグラムを模式的に示す図である。曲線ＣＬ２１は点Ｅ１１の投影位置の移動軌跡を示しており、曲線ＣＬ２２は点Ｅ１２の投影位置の移動軌跡を示している。また、斜線で示す第一エリアＡＲ２１が、全投影画像データのうちの第一投影画像データに対応する部分であり、第二エリアＡＲ２２が、全投影画像データのうちの第二投影画像データに対応する部分である。

本ＣＴ撮影例に係るサイノグラムにおいては、ＣＴ撮影領域ＲＲ１内の各点の投影位置の移動軌跡が、回転角度が０度から１８０＋α度までは、図７に示すサイノグラムのものと一致する。しかしながら、本ＣＴ撮影例では、回転角度が１８０＋α度の時点で、逆回転する。回転角度が１８０＋α度から０度になるまでのＣＴ撮影領域ＲＲ１内の各点の投影位置は、回転角度が０度から１８０＋α度になるまでの投影位置の移動軌跡を逆になぞる。すなわち、サイノグラム上では、ＣＴ撮影領域ＲＲ１内の各点の投影位置は、図１０に代表的に示される曲線ＣＬ２１，ＣＬ２２のように、１８０＋α度を通る直線を軸に対照となる。

ここで、点Ｅ１２については、回転角度が０度から１８０＋α度まで変化することで、フィルタ２３１を介した１８０度丁度の投影が行われ、回転角度が１８０＋α度から０度まで変化することで、フィルタ２３３を介した１８０度丁度の投影が行われる。すなわち、点Ｅ１２については、過不足無く、第一投影画像データ及び第二投影画像データが取得可能となっている。しかしながら、ＣＴ撮影領域ＲＲ１内の他の点については、フィルタ２３３を介して得られる第二投影画像データは１８０度を超える分まで取得される。例えば、点Ｅ１１に着目すると、回転角度が０度から１８０−α度まで変化する間で、フィルタ２３１を介した１８０度丁度の投影画像データが得られ、その後、回転角度が１８０−α度から０度まで変化する間で、フィルタ２３３を介した１８０度丁度の投影画像データが得られる。回転角度が１８０−αから１８０度＋αまで、及び、１８０＋α度から１８０−α度まで変化する間、同一の投影画像データが重複的に取得されることとなる。

このように、第２ＣＴ撮影例では、部分的に投影角度が重複する投影画像データが取得されることとなる。重複する投影画像データは、ＣＴ画像の再構成演算の際に排除することも可能である。この場合、全投影画像データを使用する場合に比べて、再構成演算を軽減できる。もちろん、重複する投影画像データを、再構成演算に取り入れるようにしてもよい。この場合、最低限の投影画像データで再構成したＣＴ画像に比べて、信頼性の高いＣＴ画像を取得し得る。

エネルギー変換部移動機構２５が、エネルギー変換部２３を、ＣＴ撮影領域ＲＲ１を透過した前記コーンビームの入射位置から退避する位置に移動させてもよい。これによって、同一のＸ線撮影装置１００において、フィルタ２３１，２３３を用いるＸ線撮影、及び、フィルタを用いないＸ線撮影が可能となる。また、本変形例の場合、Ｘ線発生器１１及び二次元Ｘ線検出器２１を一回転させるＣＴ撮影において、エネルギー変換部２３を適宜に移動させることによって、フィルタ２３１またはフィルタ２３３のどちらか一方を介した投影画像データ及びフィルタを介さない投影画像データを、それぞれ取得することが可能である。

また、第１ＣＴ撮影及び第２ＣＴ撮影では、エネルギー変換部２３を、二次元Ｘ線検出器２１の移動方向（＋ｘ方向）と同一の方向に移動させているが、この二次元Ｘ線検出器の移動方向とは対抗する方向（−ｘ方向）に移動させてもよい。この場合、フィルタ２３３を介したＸ線検出を先に行い、その後、エネルギー変換部２３を−ｘ方向に移動させて、フィルタ２３１を介したＸ線検出を行えばよい。

＜２．第２実施形態＞
次に、第２実施形態について説明する。なお、以降の説明において、既に説明した要素と同一要素又は同様の機能を有する要素については、同じ符号又は文字を追加した符号を付して、詳細な説明を省略する場合がある。

＜第３ＣＴ撮影例＞
図１１及び図１２は、第２実施形態に係るＸ線撮影装置１００ａにおける、第３ＣＴ撮影例を説明するための概略平面図である。図１１（ａ）は、回転角度が０度の状態、図１１（ｂ）は回転角度が９０度の状態、図１１（ｃ）は回転角度が１８０度の状態、図１１（ｄ）は回転角度が２７０度の状態、図１１（ｅ）は回転角度が３６０度の状態をそれぞれ示している。また、図１２（ａ）は、回転角度が３６０度の状態、図１２（ｂ）は回転角度が４５０度の状態、図１２（ｃ）は回転角度が５４０度の状態、図１２（ｄ）は回転角度が６３０度の状態、図１２（ｅ）は回転角度が７２０度の状態をそれぞれ示している。

本実施形態に係るＸ線撮影装置１００は、エネルギー変換部２３ａが、ｘ軸方向において、２つのフィルタ２３１ａ（第一部分）及び２つのフィルタ２３３ａ（第二部分）が交互に縞模様状に配列されている。このため、エネルギー変換部２３ａは、４つの変換部分を有している。以下の説明では、各フィルタ２３１ａ，２３３ａのｘ軸方向の幅をＷ_２とする。また以下の説明では、２つのフィルタ２３１ａ，２３１ａのうち、＋ｘ側にあるフィルタ２３１ａを＋ｘ側のフィルタ２３１ａと称し、もう一つのフィルタ２３１ａを、−ｘ側のフィルタ２３１ａと称する。また、２つのフィルタ２３３ａ，２３３ａのうち、＋ｘ側のフィルタ２３１ａと−ｘ側のフィルタ２３３ａに挟まれるフィルタ２３３ａを＋ｘ側のフィルタ２３３ａと称し、もう一つのフィルタ２３３ａを−ｘ側のフィルタ２３３ａと称する。

本ＣＴ撮影例では、縞模様状のエネルギー変換部２３ａを用いて、デュアルエネルギースキャンを実行してＣＴ画像を取得する。このため、図１１及び図１２に示すように、エネルギー変換部２３をｘ軸方向に移動させながら、ＣＴ撮影を７２０度回転（すなわち２回転）させる。

より詳細には、図１１（ａ）に示すように回転角度が０度の状態では、Ｘ線コーンビームＢＸ１のうち、＋ｘ側半分が＋ｘ側のフィルタ２３１ａに入射し、−ｘ側半分が＋ｘ側のフィルタ２３３ａに入射するように、エネルギー変換部２３ａが配置される。本実施例では、各フィルタ２３１ａ，２３３ａのそれぞれに入射するＸ線コーンビームＢＸ１のｘ軸方向の幅は、フィルタ２３１ａ，２３３ａの幅Ｗ_２と一致している。そして、Ｘ線発生器１１，二次元Ｘ線検出器２１を、ＣＴ撮影領域ＲＲ１の中心Ｃ１を回転軸として回転させるとともに、エネルギー変換部２３ａを＋ｘ側に移動させる。エネルギー変換部２３ａの移動量は、回転角度の変化量に比例する量とされる。より詳細には、エネルギー変換部２３ａの移動量は、回転角度１度あたりＷ_２／３６０とされる。

例えば、図１１（ｃ）に示すように、回転角度が１８０度の状態では、移動量がＷ_２／２となる。このため、ＣＴ撮影領域ＲＲ１の中心Ｃ１を通るＸ線が、＋ｘ側のフィルタ２３３ａの中心を通る位置に、エネルギー変換部２３ａが位置する。また、図１１（ｅ）に示すように、回転角度が３６０度の状態では、移動量がＷ_２となり、Ｘ線コーンビームＢＸ１のうち、＋ｘ側の部分が＋ｘ側のフィルタ２３３ａに入射し、−ｘ側の部分が−ｘ側のフィルタ２３１ａに入射することとなる。

図１３は、図１１及び図１２に示す第３ＣＴ撮影例によって得られるサイノグラムを模式的に示す図である。図１３に示すサイノグラムにおいて、斜線で示す第一エリア部ＡＲ３１ａ，は、全投影画像データのうち、＋ｘ側の２３１ａを介して得られる第一投影画像データに対応する部分である。第一エリア部ＡＲ３１ｂ，ＡＲ３１ｃは、全投影画像データのうち、−ｘ側の２３１ａを介して得られる第一投影画像データに対応する部分である。第二エリア部ＡＲ３２ａ、ＡＲ３２ｂは、全投影画像データのうち、＋ｘ側のフィルタ２３３ａを介して得られる第二投影画像データに対応する部分である。第二エリア部ＡＲ３２ｃは、全投影画像データのうち、−ｘ側のフィルタ２３３ａを介して得られる第二投影画像データに対応する部分である。

図１３に示す曲線Ｌ３１は、点Ｅ１１の投影位置の移動軌跡を示している。曲線Ｌ３２は、点Ｅ１２の投影位置の移動軌跡を示している。曲線Ｌ３１，Ｌ３２のうち、第一エリア部ＡＲ３１ｃ（回転角度が３６０度から７２０度までの範囲）に含まれる曲線部分は、第二エリア部ＡＲ３２ａ（回転角度が０度から３６０度までの範囲）に含まれる曲線部分と形状が一致している。すなわち、これらのエリア部の曲線部分は、交換して考えることが可能である。

図１４は、図１３に示すサイノグラムを改編したサイノグラムを模式的に示す図である。図１４に示すサイノグラムによれば、０度から３６０度の範囲で、ＣＴ撮影領域ＲＲ１内の各点について、３６０度丁度の第一投影画像データが取得されており、また、３６０度から７２０度の範囲で、ＣＴ撮影領域３６０度丁度の第二投影画像データが取得されていることとなる。

本実施形態は、平易な表現をすれば、回転角度０度から３６０度の範囲で足りないデータを、次の回転角度３６０度から７２０度の範囲で補うものである。このため、エネルギー変換部２３の移動方向を、図１１及び図１２に示すものとは反対の方向としてもよい。

すなわち、図１１、１２の例では、回転角度０度において＋側のフィルタ２３１ａの＋ｘ端がＸ線コーンビームＢＸ１の＋ｘ側の辺に接している。そして、回転角度７２０度までに、エネルギー変換部２３が＋ｘ方向に２Ｗ_２分移動させている。これを、回転角度０度において−ｘ側のフィルタ２３３ａの−ｘ端がＸ線コーンビームＢＸ１の−ｘ側の辺に接するようにする。そして、回転角度７２０度までに、エネルギー変換部２３を−ｘ方向に２Ｗ_２分移動させるようにしてもよい。この場合においても、エネルギー変換部２３は、二次元Ｘ線検出器２１の移動する方向に沿った移動をすることになる。

このように、図１１及び図１２に示すＣＴ撮影によると、２つのフィルタ２３１ａ，２３１ａを介して得た３６０度分の第一投影画像データと、２つのフィルタ２３３ａ，２３３ａを介して得た３６０度分の第二投影画像データとが得られる。したがって、エネルギー変換部２３ａを適宜に移動させることで、デュアルエネルギースキャンを行うことができる。

＜第４ＣＴ撮影例＞
図１５は、第２実施形態に係るＸ線撮影装置１００における第４ＣＴ撮影例を説明するためのサイノグラムを模式的に示す図である。図１４に示すように、本ＣＴ撮影例では、Ｘ線発生器１１及び二次元Ｘ線検出器２１の回転、並びにエネルギー変換部２３ａのｘ軸方向の移動は、図１１〜図１４で説明した第３ＣＴ撮影例と同様に行われる。しかしながら、Ｘ線の照射が、回転角度が１８０＋α度から３６０度までと、５４０＋α度から７２０度までの範囲で、ＣＴ撮影領域ＲＲ１にＸ線照射しないように、Ｘ線の遮蔽等が行われる。

図１５に示すサイノグラム上では、０度から１８０＋α度の範囲で得られる投影画像データ農地、斜線で示す第一エリア部ＡＲ４１ａ，ＡＲ４１ｂが第一投影画像データの部分に相当し、第二エリア部ＡＲ４２ａが第二投影画像データに対応する。また、３６０度から５４０＋α度の範囲で得られる投影画像データのうち、斜線で示す第一エリア部ＡＲ４１ｃが第一投影画像データの部分に相当し、第二エリア部ＡＲ４２ｂ，ＡＲ４２ｃが第二投影画像データに対応する。

ここで、ＣＴ撮影領域ＲＲ１に含まれる各点の投影位置の移動軌跡は、０度から１８０＋α度までの範囲と、３６０度から５４０＋α度の範囲とで一致する。つまり、第一エリア部ＡＲ４１ｃにおける各点の投影位置の移動軌跡、及び、第二エリア部ＡＲ４２ａにおける各点の投影位置の移動軌跡は、互いに一致する。このため、これらのエリアを交互に入れ替えることができる。すると、第一エリア部ＡＲ４１ａ，ＡＲ４１ｂ，ＡＲ４１ｃは、２つのフィルタ２３１ａ，２３１ａを介した１８０度分の第一投影画像データに相当する。また、第二エリア部ＡＲ４２ａ，４２ｂ，４２ｃは、２つのフィルタ２３３ａ，２３３ａを介した１８０度分の第二投影画像データに相当する。このように、本ＣＴ撮影例においても、エネルギー分布特性が互いに相違する１８０度分の投影画像データが取得可能となっている。

＜第５ＣＴ撮影例＞
図１６及び図１７は、第２実施形態に係るＸ線撮影装置１００ａにおける、第５ＣＴ撮影例を示す概略平面図である。本ＣＴ撮影では、Ｘ線発生器１１及び二次元Ｘ線検出器２１を１８０＋α度回転させた後、逆回転させて元の位置まで回転させるとともに、エネルギー変換部２３ａを＋ｘ側に移動させる。このため、本ＣＴ撮影では、Ｘ線コーンビームＢＸ１のうち、２つのフィルタ２３１に入射する部分と、フィルタ２３３ａによって第二エネルギー分布に入射する部分との割合が、回転角度に応じて刻々と変化する。

図１６は、Ｘ線発生器１１を０度から１８０＋α度まで正回転させたときの各状態を示している。図１６（ａ）は回転角度が０度の状態、図１６（ｂ）は回転角度が９０度の状態、図１６（ｃ）は回転角度が１８０−α度の状態、図１６（ｄ）は回転角度が１８０＋α度の状態をそれぞれ示している。また、図１７はＸ線発生器１１を１８０＋α度から０度に逆回転させたときの各状態を示している。図１７（ａ）は回転角度が１８０＋αの状態、図１６（ｂ）は回転角度が１８０−α度の状態、図１６（ｃ）は回転角度が９０度の状態、図１６（ｄ）は回転角度が０度の状態を示している。

図１６及び図１７に示すように、エネルギー変換部２３ａの移動量は、回転角度の変量に比例する量とされる。より具体的には、回転角度１度に対して、移動量がＷ_２／（１８０＋α）とされる。つまり、図１６（ｄ）に示すように、回転角度が１８０＋α度の状態では、０度の状態からエネルギー変換部２３ａが、＋ｘ側に幅Ｗ_２だけ相対的に移動して、＋ｘ側のフィルタ２３３ａ及び−ｘ側のフィルタ２３１ａに、Ｘ線コーンビームＢＸ１が入射することとなる。そして、また、図１７（ｄ）に示すように、逆回転によって回転角度が０度となると、エネルギー変換部２３ａがさらに＋ｘ側に幅Ｗ_２だけ相対的に移動して、−ｘ側のフィルタ２３１ａ，２３３ａに、Ｘ線コーンビームＢＸ１が入射することとなる。

図１８は、図１６及び図１７に示す第５ＣＴ撮影例で得られるサイノグラムを模式的に示す図である。図１８に示すサイノグラムにおいて、斜線で示す第一エリア部ＡＲ５１ａ，ＡＲ５１ｂ，ＡＲ５１ｃが第一投影画像データに対応する部分であり、第二エリア部ＡＲ５２ａ，ＡＲ５２ｂ，ＡＲ５２ｃが第二投影画像データに対応する部分である。曲線ＣＬ４１は点Ｅ１１の投影位置の移動軌跡を示しており、曲線ＣＬ４２は点Ｅ１２の投影位置の移動軌跡を示している。

本ＣＴ撮影では、回転角度が１８０＋α度になってから、逆回転させる。このため、ＣＴ撮影領域ＲＲ１内の各点の投影位置の移動軌跡は、図１８に示すサイノグラム上において、回転角度１８０＋α度を通る線で対称となる。したがって、第一エリア部ＡＲ５１ｃと第二エリア部ＡＲ５２ａとを回転角度１８０＋α度を通る線を軸に反転すると、０度から１８０＋α度までの範囲に、１８０度分の第一投影画像データが含まれ、１８０＋α度から０までの範囲に１８０度分の第二投影画像データが含まれることとなる。このように、第５ＣＴ撮影例によっても、デュアルエネルギースキャンを実現できる。

＜３．第３実施形態＞
＜第６ＣＴ撮影例＞
図１９は、第３実施形態に係るＸ線撮影装置１００ｂにおける、第６ＣＴ撮影例を説明するための概略平面図である。本実施形態に係るＸ線撮影装置１００ｂは、エネルギー変換部２３ｂを備えている。該エネルギー変換部２３ｂは、エネルギー変換特性が相違する２種類のフィルタ２３１ｂ，２３３ｂが、縦方向（ｚ軸方向）に交互に配列されてなるフィルタ構成体である。換言すると、エネルギー変換部２３ｂは、−ｚ側から＋ｚ側に向けて、順にフィルタ２３１ｂ、フィルタ２３３ｂ、フィルタ２３１ｂ、フィルタ２３３ｂを隣接配置することによって構成されている。各フィルタを区別するために、この順でフィルタ２３１ｂ１、フィルタ２３３ｂ１、フィルタ２３１ｂ２、フィルタ２３３ｂ２であるものとする。各フィルタ２３１ｂ，２３３ｂの縦幅は、Ｗ_３で統一されている。

図１９（ａ）は回転角度が０度の状態、図１９（ｂ）は回転角度が１８０＋α度の状態、図１９（ｃ）は回転角度が３６０＋２α度の状態をそれぞれ示している。

本ＣＴ撮影では、Ｘ線発生器１１及び二次元Ｘ線検出器２１を、ＣＴ撮影領域ＲＲ１の中心Ｃ１周りに３６０＋２α度回転させるとともに、エネルギー変換部２３ｂを縦方向（ｚ軸方向）に移動させる。具体的には、各図１９（ａ）〜図１９（ｃ）の下段に示すように、Ｘ線発生器１１の回転に合わせて、エネルギー変換部２３ｂを、二次元Ｘ線検出器２１の移動方向（ここでは、−ｘ方向。二次元Ｘ線検出器２１の旋回移動は厳密には円弧移動ではあるが、概ね−ｘ方向への移動と考える。）に直交する−ｚ方向に下降させる。なお、枠線ＦＬ１は、各回転角度における、エネルギー変換部２３ｂにおけるＸ線コーンビームＢＸ１が入射する領域の範囲を示している。エネルギー変換部２３ｂの移動量は、回転角度の変化量に比例している。より詳細には、本ＣＴ撮影では、回転角度の１度あたりのエネルギー変換部２３ｂの移動量は、Ｗ_３／（１８０＋α）とされている。このため、０度の時点では、フィルタ２３１ｂ１，２３３ｂ１の位置にある枠線ＦＬ１は、１８０＋α度の時点では、フィルタ２３３ｂ１及びフィルタ２３１ｂ２の位置に相対的に変位することとなる（図１９（ｂ）参照）。その変位量はＷ_３である。また、該枠線ＦＬ１は、３６０＋２α度の時点では、フィルタ２３１ｂ２，２３３ｂ２の位置に相対的に変位する（図１９（ｃ）参照）。

ここで、フィルタ２３３ｂ１の動きに着目してみる。回転角度０度から１８０度の間にフィルタ２３３ｂ１は変位量Ｗ_３の変位をし、回転角度１８０度から３６０度の間にさらに変位量Ｗ_３の変位をする。その間、つまり回転角度０度から１８０度の間、フィルタ２３３ｂ１またはフィルタ２３３ｂ２が枠線ＦＬ１の残余の部分を占めるように移動している。

エネルギー変換部２３ｂも、図４のエネルギー変換部２３と同様に筐体２１０内に配置される。ｘ方向への変位駆動構成かｚ方向への変位駆動構成かの差のみなので、図示は省略する。

ＣＴ撮影領域ＲＲ１内の各点の代表として、点Ｅ１１ａ，Ｅ１１ｂ，Ｅ１１ｍに着目する。点Ｅ１１ａ，Ｅ１１ｂは、ＣＴ撮影領域ＲＲ１を規定する輪郭線上の点であり、かつ回転角度が０度から３６０＋２α度まで進む間、Ｘ線コーンビームＢＸ１における−ｘ側の外縁と接する接点である。したがって、点Ｅ１１ａ、Ｅ１１ｂはＺ軸方向から見て、回転角度が０度から３６０＋２α度まで進む間、ＣＴ撮影領域ＲＲ１の外郭の円の上を移動する点であり、一点固定の地点ではない。また、点Ｅ１１ａはＣＴ撮影領域ＲＲ１の−ｚ側端部（底部）の点であり、点Ｅ１１ｂはＣＴ撮影領域ＲＲ１の＋ｚ側端部（頂部）の点であるものとする。そして、Ｅ１１ｍは点Ｅ１１ａ，Ｅ１１ｂの中間地点である。

点Ｅ１１ａを通過するＸ線は、各図１９（ａ）〜図１９（ｃ）の下段において、枠線ＦＬ１における−ｘ側端部かつ−ｚ側端部の点ＩＥ１１ａに入射する。また、点Ｅ１１ｂを通過するＸ線は、枠線ＦＬ１における−ｘ側端部かつ＋ｚ側端部の点ＩＥ１１ｂに入射する。また、点Ｅ１１ｍを通過するＸ線は、枠線ＦＬ１における点ＩＥ１１ａと点ＩＥ１１ｂの中間地点ＩＥ１１ｍに入射する。

図１９から明らかなように、点ＩＥ１１ａは、０度から１８０＋α度までの間は、フィルタ２３１ｂ１に含まれ、１８０＋α度から３６０＋２α度までの間は、フィルタ２３３ｂ１に含まれる。すなわち、点Ｅ１１ａを通過するＸ線は、０度から１８０＋α度までの間はフィルタ２３１ｂに入射し、１８０＋α度から３６０＋２α度までの間はフィルタ２３３ｂに入射する。したがって、ＣＴ撮影領域ＲＲ１内の点Ｅ１１ａについては、０度から１８０＋α度までの間に、１８０度分（図１９（ａ）に示される点Ｅ１１ａとｚ方向に同じ高さにある別の地点については１８０度を超える角度分すなわち少なくとも１８０度分）の第一投影画像データが取得されており、１８０＋α度から３６０＋２α度までの間に、１８０度分（正確には、１８０度を超える角度分すなわち少なくとも１８０度分）の第二投影画像データが取得されている。

また、点ＩＥ１１ｍは、０度から１８０＋α度までの間は、フィルタ２３３ｂ１に含まれ、１８０＋α度から３６０＋２α度までの間は、フィルタ２３１ｂ２に含まれる。すなわち、Ｅ１１ｍを通過するＸ線は、０度から１８０＋α度までの間はフィルタ２３３ｂに入射し、１８０＋α度から３６０＋２α度までの間はフィルタ２３１ｂに入射する。したがって、ＣＴ撮影領域ＲＲ１内の点Ｅ１１ｍについては、０度から１８０＋α度までの間に、１８０度分（図１９（ａ）に示される点Ｅ１１ｍとｚ方向に同じ高さにある別の地点については１８０度を超える角度分すなわち、少なくとも１８０度分）の第二投影画像データを取得することができ、１８０＋α度から３６０＋２α度までの間に、１８０度分（正確には、１８０度を超える角度分すなわち、少なくとも１８０度分）の第一投影画像データを取得することができる。

点Ｅ１１ｂを通過して点ＩＥ１１ｂに入射するＸ線については、点Ｅ１１ａと同じ順にフィルタ２３１ｂの次にフィルタ２３３ｂへの入射の経過をたどるので、０度から１８０＋α度までの間に、１８０度分（正確には、１８０度を超える角度分）の第一投影画像データが取得されており、１８０＋α度から３６０＋２α度までの間に、１８０度分の第二投影画像データが取得される。詳述は略する。

エネルギー変換部２３ｂを透過したＸ線コーンビームＢＸ１は、二次元Ｘ線検出器２１がエネルギー変換部２３ｂよりもＸ線発生器１１から離れている分、拡大されて検出面で受光される。その拡大率を、ここでは比ＭＧ１とする。また、二次元Ｘ線検出器２１の検出面においてＸ線コーンビームＢＸ１が入射する領域ＲＡ１ｂとする。すなわち、領域ＲＡ１ｂは、枠線ＦＬ１を比ＭＧ１の割合で拡大した領域である。

フィルタ２３１ｂ１，２３３ｂ１，２３１ｂ２，２３３ｂ２の各領域を通過して二次元Ｘ線検出器２１の検出面において受光されるＸ線の各領域を、領域ＲＡ１ｂ１，ＲＡ１ｂ２，ＲＡ１ｂ３，ＲＡ１ｂ４とする。すると、領域ＲＡ１ｂ１，ＲＡ１ｂ２，ＲＡ１ｂ３，ＲＡ１ｂ４のそれぞれは、枠線ＦＬ１内で移動するフィルタ２３１ｂ１，２３３ｂ１，２３１ｂ２，２３３ｂ２の各領域を比ＭＧ１の割合で拡大したものとなり、かつ、枠線ＦＬ１内のフィルタ２３１ｂ１，２３３ｂ１，２３１ｂ２，２３３ｂ２の各領域と相似となる。

このように、本ＣＴ撮影例によっても、デュアルエネルギースキャンが可能である。また、本ＣＴ撮影例においても、各フィルタ２３１ｂ，２３３ｂ，２３１ｂ，２３３ｂの境界部分が、ＣＴ撮影中に移動する。このため、該境界部で発生するＸ線の散乱Ｘ線が、二次元Ｘ線検出器２１の特定位置に集中して入射することを軽減できる。このため、ＣＴ画像上における散乱したＸ線の影響を軽減できる。

＜４．第４実施形態＞
図２０は、第４実施形態に係るＸ線撮影装置１００ｃを示す概略斜視図である。なお、図２０においては、Ｘ線撮影装置１００ｃの内部構造を説明するために、筐体の一部分を切り欠いて示している。Ｘ線撮影装置１００ｃは、図示を省略するが、被験者が台上において仰臥位（または伏臥位）の状態で支持され、Ｘ線撮影装置１００ｃの環状のガントリー９１内に搬送され、関心部位をＸ線撮影する。

より詳細には、ガントリー９１内には、環状の回転体９２が回転可能に備えられている。また、該回転体９２の内側には、Ｘ線発生器１１ａ、二次元Ｘ線検出器２１ａ及びエネルギー変換部２３ｃが設けられている。二次元Ｘ線検出器２１ａの検出面２１Ｓａは、回転体９２の曲率に適合する曲面とされている。また、エネルギー変換部２３ｃは、エネルギー変換効率が互いに異なるフィルタ２３１ｃ，２３３ｃが回転体９２の回転方向に沿って隣接して配列されてなるフィルタ構成体である。また、エネルギー変換部２３ｃは、エネルギー変換部移動機構２５ａによって、回転体９２の回転方向に沿って移動可能に構成されている。エネルギー変換部移動機構２５ａは、例えばエネルギー変換部２３ａを移動させる駆動源としてのモータ２５１ａと、該モータ２５１ａの回転運動をエネルギー変換部２３ａに伝える伝導部２５２ａを備える。伝導部２５２ａは、エネルギー変換部２３ａに当接するローラー体などで構成される。

また、エネルギー変換部移動機構２５ａは、エネルギー変換部２３ｃを、回転体９２の回転方向に直交する回転軸Ｑに沿って移動可能とする回転軸方向移動機構を備えていてもよい。該回転軸方向移動機構は、例えばボールネジ９５と該ボールネジを回転させるモータ９６とで構成される。なお、エネルギー変換部２３ａの移動機構に、リニアモータ等を採用してもよい。

Ｘ線撮影装置１００ｃにおいても、第１実施形態または第２実施形態で説明した第１ＣＴ撮影例から第５ＣＴ撮影例のように、Ｘ線撮影時に、回転体９２が回転軸Ｑ周りに回転することによって、Ｘ線発生器１１ａ、二次元Ｘ線検出器２１ａ及びエネルギー変換部２３ｃの回転させることによって、ＣＴ撮影が行われる。また、エネルギー変換部移動機構２５ａがエネルギー変換部２３ｃをＸ線発生器１１ａから出射されるＸ線コーンビームを横断する方向であって、二次元Ｘ線検出器２１ａの検出面２１Ｓに沿う方向に適宜に移動させる。これによって、ＣＴ撮影領域について、フィルタ２３１ｃを介する１８０度分の第一投影画像データ及びフィルタ２３１ｃを介する１８０度分の第二投影画像データを取得することができる。また、ＣＴ撮影中に、Ｘ線コーンビームを横断するようにエネルギー変換部２３ｃを移動させるによって、フィルタ２３１ｃ，２３３ｃの境界部分で拡散するＸ線が、二次元Ｘ線検出器２１ａの特定位置に集中して入射することを軽減できる。このため、ＣＴ画像上における散乱したＸ線の影響を軽減できる。

なお、本実施形態において、エネルギー変換部２３ｃのフィルタ構成を、図１１または図１９に示すエネルギー変換部２３ａ，２３ｂのように、縞模様状に配列された複数のフィルタとしてもよい。

＜５．変形例＞
以上、実施形態について説明してきたが、本発明は上記のようなものに限定されるものではなく、様々な変形が可能である。

図２１は、変形例に係るエネルギー変換部２３ｄを示す概略正面図である。エネルギー変換部２３ｄは、Ｘ線のエネルギー分布の変換特性が互いに異なる第一部分及び第二部分を有する。より詳細には、第一部分にはフィルタ２３１ｄが設けられており、第二部分にはフィルタ２３３ｄが設けられている。

図２１中拡大して示すように、フィルタ２３１ｄは、Ｘ線のエネルギー分布の変換特性が互いに異なる２つのフィルタ部２３１１，２３１３が、市松模様状に配列されている。換言すると、フィルタ２３１ｄにおいて、多数のフィルタ部２３１１，２３１３が、ｘ軸方向及びｚ軸方向において、隙間無く交互に配列されている。

このようなエネルギー変換部２３ｄを用いて投影画像データを収集した場合、フィルタ２３１ｄを透過したＸ線は、フィルタ部２３１１によってエネルギー分布が変換されたものと、フィルタ部２３１３によって変換されたものとが含まれることとなる。フィルタ部２３１１を透過したＸ線、及び、フィルタ部２３１３を透過したＸ線のそれぞれについて、二次元Ｘ線検出器における入射位置は、Ｘ線発生器１１、フィルタ２３１ｄ及び二次元Ｘ線検出器の位置関係から特定可能である。このため、全フィルタ部２３１１に入射したＸ線に基づく投影画像データ、及び、全フィルタ部２３１３を透過したＸ線に基づく投影画像データをそれぞれ分離して取得できる。したがって、これらのエネルギー分布特性が異なる２種の投影画像データに基づき、同一断層面について、２種のＣＴ画像を取得することができる。

上記実施形態に係るエネルギー変換部は、変換特性が互いに相違する２つの部分を有するフィルタ構成としている。しかしながら、変換特性が互いに相違する３つ以上の部分を有するフィルタ構成としてもよい。この場合、ＣＴ撮影中に、エネルギー変換部を移動させて、ＣＴ撮影領域を透過したＸ線が、３つ以上の各部分を介して、二次元Ｘ線検出器で検出することによって、エネルギー分布特性が互いに相違する３つ以上の投影画像データを取得するマルチエネルギースキャンを実施できる。

上記実施形態に係るＸ線撮影装置１００は、被写体Ｍ１の頭部（特に顎部）をＣＴ撮影する場合について説明したが、人体の他の部位（耳鼻咽喉、各種内臓、四肢等）をＣＴ撮影する場合においても、本発明は有効である。また、上記実施形態係るＸ線撮影装置１００等においては、ＣＴ撮影中、Ｘ線発生器１１及び二次元Ｘ線検出器２１は、被写体Ｍ１に対する高さが一定（詳細には、被写体Ｍ１の体軸方向（Ｚ軸方向）の位置が一定）の状態で回転する。しかしながら、本発明に係るＸ線撮影装置は、Ｘ線発生器及び二次元Ｘ線検出器が、被写体Ｍ１の体軸方向の位置を相対的に変えながら回転することによって、相対的にスパイラル状に回転するよう構成されてもよい。

この発明は詳細に説明されたが、上記の説明は、すべての局面において、例示であって、この発明がそれに限定されるものではない。例示されていない無数の変形例が、この発明の範囲から外れることなく想定され得るものと解される。また、上記各実施形態及び各変形例で説明した各構成は、相互に矛盾しない限り適宜組み合わせたり、省略したりすることができる。

１００，１００ａ，１００ｂ，１００ｃ Ｘ線撮影装置
１ 本体部
１０ Ｘ線発生部
１１，１１ａ Ｘ線発生器
１２ 照射野制御部（Ｘ線規制部）
１２ａ スリット板
２０ Ｘ線検出部
２１０ 筐体
２１，２１ａ 二次元Ｘ線検出器
２１Ｓ，２１Ｓａ 検出面
２３，２３ａ，２３ｂ，２３ｃ，２３ｄ エネルギー変換部
２３１，２３１ａ，２３１ｂ，２３１ｃ，２３１ｄ フィルタ
２３３，２３３ａ，２３３ｂ，２３３ｃ，２３３ｄ フィルタ
２３１１，２３１３ フィルタ部
２３５ 境界部分
２５，２５ａ エネルギー変換部移動機構
２５１，２５１ａ モータ
２５２，２５２ａ 伝動部
３０ 支持アーム
３００ 支持部
３１ 旋回軸
４３ セファロスタット
６０ 本体制御部
６０１ ＣＰＵ
６０１ａ Ｘ線発生部制御部
６０１ｂ Ｘ線検出部制御部
６５ 旋回機構
８ 情報処理装置（画像処理装置）
８０１ｂ 画像生成部
９１ ガントリー
９２ 回転体
ＢＸ１，ＢＸ２ Ｘ線コーンビーム
Ｃ１ 中心
ＤＡ 歯群
Ｍ１ 被写体
ＰＧ１，ＰＧ２ プログラム
Ｑ，ＲＡ 回転軸
ＲＲ１，ＲＲ２ ＣＴ撮影領域

Claims (18)

1. Ｘ線ビームを発生させるＸ線発生器からなるＸ線発生部と、
   前記Ｘ線発生部から照射され、被写体を透過した前記Ｘ線ビームを受光して検出する二次元Ｘ線検出器を備えるＸ線検出部と、
   前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出部とを対向状態を保って支持する支持部と、
   前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出部が前記被写体を間に挟んだ状態で前記支持部を前記被写体に対して移動させる移動機構と、
   前記Ｘ線ビームの経路中の前記被写体と前記二次元Ｘ線検出器の間に介在し、前記Ｘ線ビームのエネルギー分布の変換特性が相違する第一部分及び第二部分が二次元に配列されてなるエネルギー変換部と、
   Ｘ線撮影において、前記支持部の旋回中に、前記エネルギー変換部が前記Ｘ線ビームを横断するように前記二次元Ｘ線検出器の検出面に対して沿う方向に移動させるエネルギー変換部移動機構と、
   を備える、Ｘ線撮影装置。
2. 請求項１に記載のＸ線撮影装置において、
   前記エネルギー変換部が、前記第一部分にフィルタを有し、前記第二部分にフィルタを有さない第一フィルタ構成体を含む、Ｘ線撮影装置。
3. 請求項１に記載のＸ線撮影装置において、
   前記エネルギー変換部が、前記第一部分に第一のフィルタを有し、前記第二部分に前記変換特性が前記第一のフィルタとは相違する第二のフィルタを有する第二フィルタ構成体を含む、Ｘ線撮影装置。
4. 請求項１から３のいずれか１項に記載のＸ線撮影装置において、
   前記エネルギー変換部移動機構が、
   前記エネルギー変換部を移動させる駆動源としてのモータと、
   前記モータの運動を伝える伝動部と、
   を有する、Ｘ線撮影装置。
5. 請求項１から請求項４のいずれか１項に記載のＸ線撮影装置において、
   前記エネルギー変換部移動機構が、
   前記エネルギー変換部を、前記二次元Ｘ線検出器と前記被写体との間の位置であって、前記支持部の回転軸に沿う上下方向または該回転軸に直交する左右方向に移動させる、Ｘ線撮影装置。
6. 請求項５に記載のＸ線撮影装置において、
   前記Ｘ線撮影装置が実行する前記Ｘ線撮影がＣＴ撮影であり、
   前記第一部分及び前記第二部分が、縞模様状に配列されている、Ｘ線撮影装置。
7. 請求項５に記載のＸ線撮影装置において、
   前記Ｘ線撮影装置が実行する前記Ｘ線撮影がＣＴ撮影であり、
   前記第一部分及び前記第二部分が市松模様状に配列されている、Ｘ線撮影装置。
8. 請求項６または請求項７に記載のＸ線撮影装置において、
   前記エネルギー変換部移動機構が、前記Ｘ線検出部の筐体内に配置される、Ｘ線撮影装置。
9. 請求項８に記載のＸ線撮影装置において、
   前記エネルギー変換部が、前記Ｘ線検出部の前記筐体内において、前記二次元Ｘ線検出器の移動方向に対して交差する方向に移動する、Ｘ線撮影装置。
10. 請求項８に記載のＸ線撮影装置において、
    前記エネルギー変換部が、前記Ｘ線検出部の前記筐体内において、前記二次元Ｘ線検出器の移動方向に沿った方向または対向する方向に移動する、Ｘ線撮影装置。
11. 請求項１から請求項１０のいずれか１項に記載のＸ線撮影装置において、
    前記Ｘ線発生器から照射されるＸ線を規制するＸ線規制部、
    をさらに備え、
    前記Ｘ線規制部によって前記Ｘ線がＸ線コーンビームに形成される、Ｘ線撮影装置。
12. 請求項１１に記載のＸ線撮影装置において、
    前記Ｘ線撮影装置が実行する前記Ｘ線撮影がＣＴ撮影であり、
    前記エネルギー変換部移動機構は、前記エネルギー変換部を、ＣＴ撮影領域を透過した前記Ｘ線コーンビームが入射する位置から退避させる、Ｘ線撮影装置。
13. 請求項１１または請求項１２に記載のＸ線撮影装置において、
    前記Ｘ線規制部によって形成されるＸ線細隙ビームを用いて、パノラマＸ線撮影またはセファロ撮影を実行する、Ｘ線撮影装置。
14. 請求項９に記載のＸ線撮影装置において、
    ＣＴ撮影中に、前記エネルギー変換部移動機構が前記エネルギー変換部を移動させることによって、
    前記支持部が半回転に前記Ｘ線ビームのファン角を加えた旋回を実行する間に、前記第一部分及び前記第二部分のうちの少なくとも一方が、前記一方における前記交差する方向の幅分変位するとともに
    前記支持部がさらに半回転に前記Ｘ線ビームのファン角を加えた旋回を実行する間に、前記一方がさらに前記交差する方向の幅分変位し、前記第一部分及び前記第二部分のうちの他方が、前記Ｘ線ビームのうちの前記一方に入射する部分を除く残余の部分のＸ線を受光する、Ｘ線撮影装置。
15. 請求項１０に記載のＸ線撮影装置において、
    ＣＴ撮影中に、前記エネルギー変換部移動機構が前記エネルギー変換部を移動させることによって、
    前記支持部の回転中に、
    前記第一部分が、前記Ｘ線検出部の移動方向の幅分変位し、
    前記第二部分が、前記第一部分の変位と同時に、前記第一部分が変位する方向であって、前記第一部分の変位量と一致する変位量分だけ変位する、Ｘ線撮影装置。
16. 請求項１から請求項１５のいずれか１項に記載のＸ線撮影装置によって取得された画像データを処理する画像処理装置であって、
    前記エネルギー変換部の前記第一部分及び第二部分のそれぞれを透過または通過し、前記二次元Ｘ線検出器で前記Ｘ線ビームを検出して得られる画像データを画像処理して、それぞれのエネルギー分布特性に対応したＸ線画像を生成する画像処理部、
    を備える、画像処理装置。
17. 請求項１６に記載の画像処理装置において、
    前記画像処理部が、前記それぞれのエネルギー分布特性に対応した前記画像データの差分の画像を演算によって取得する、画像処理装置。
18. Ｘ線撮影方法であって、
    Ｘ線ビームを発生させるＸ線発生器、及び、被写体を透過したＸ線ビームを検出する二次元Ｘ線検出器を、対向状態で前記被写体周りに回転させる回転工程と、
    前記回転工程中に、前記Ｘ線ビームの経路中の前記被写体と前記二次元Ｘ線検出器の間に介在しており、前記Ｘ線ビームのエネルギー分布の変換特性が相違する第一部分及び第二部分が二次元に配列されてなるエネルギー変換部を、前記Ｘ線ビームを横断するように前記二次元Ｘ線検出器の検出面に対して沿う方向に移動させるエネルギー変換部移動工程と、
    を含む、Ｘ線撮影方法。

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