JPWO2014126189A1 - Ｘ線撮像装置及びｘ線撮像方法 - Google Patents

Abstract

【課題】被検者の顎部等の撮像対象の物質の種類を同定するためのＣＴ再構成を精度良く且つ簡便に実行する。【解決手段】Ｘ線撮像装置は、Ｘ線管と光子計数型の検出器とを備える。検出器は、Ｘ線の光子に応じた電気パルスを出力する画素を２次元的に配置した画素群と、Ｘ線の光子数を画素毎に収集する計数回路とを備える。この計数回路では、Ｘ線光子それぞれのエネルギを弁別するためのエネルギ閾値がＮ個（Ｎ≧３）与えられる。これにより各画素から出力される電気パルスがＮ個のエネルギ閾値に対応した電気的な閾値により弁別される。このため、Ｘ線の光子数が「Ｎ−１」個のエネルギ帯域それぞれに応じて画素毎に収集される。ＣＴ撮影時には、「Ｎ−１」個のエネルギ領域のうち少なくとも２個のエネルギ帯域それぞれにおいてＸ線の光子数に基づく投影データが収集される。この投影データに基づいてエネルギ帯域毎のＣＴ画像が再構成される。

Description

本発明は、Ｘ線を対象の所望の撮像部位に照射し、その対象を透過してきた放射線を検出し、その検出データに基づいて撮像部位を構成する組織を同定するＸ線撮像装置に係り、特に、光子計数（フォトンカウンティング）型の検出器が検出した、Ｘ線の複数のエネルギ帯それぞれのＸ線の光子（フォトン）の数に応じたＸ線吸収データに基づいて撮像部位の組織同定、形状データなどのデータ収集、断層像の画像化などの機能を提供するＸ線撮像装置及びＸ線撮像方法に関する。

近年、Ｘ線やガンマ線などの放射線を用いて対象物の内部構造や機能を診断・撮影する装置における技術進歩は目覚しいものがある。この種の装置には放射線を検出する検出器が必須であり、この放射線検出器の性能向上も上述の技術進歩の一翼を担っている。とくに、検出信号をデジタル形式で出力する、いわゆるデジタル化を始め、画素の精細化及び検出面の大形化が進んでいる。

この放射線検出器の放射線検出法についても、従来からの積分法（積分モード）に加え、光子計数法（フォトンカウンティング法）と呼ばれる検出法も注目されている。この光子計数法は、従来では、核医学の分野におけるガンマ線検出器に採用されていたものである（例えば、特許文献１を参照）。一方、近年、画像のエンハンス能の向上、メタルアーチファクトの削減、ビームハードニングの影響を軽減などの効果を得るために、この光子計数法をＸ線検出器に適用する事例も報告されている。

この種の事例の１つとして特許文献２で提案されたものが知られている。つまり、「複数の画素のそれぞれに入射した放射線を光子と見做して当該粒子のエネルギに応じた電気信号を出力する光子計数型検出器を備え、この検出器が出力した各画素の信号に基づいて放射線のエネルギスペクトル上の複数のエネルギ領域に分類される当該放射線の光子数の計数値を演算し、この演算された画素毎の複数のエネルギ領域それぞれの計数値に当該エネルギ領域別に与えられた重み係数の重み付けを施し、この重み付けされた画素毎の複数のエネルギ領域それぞれの計数値を互いに加算し、この加算データを画素毎の放射線画像生成用データとして出力する放射線検出装置」である。

このように、光子計数型のＸ線検出器の場合、入射するＸ線光子のそれぞれが持つエネルギを弁別する閾値が１個以上（好適には複数個）、用意される。この閾値によりエネルギの範囲が規定されるので、各Ｘ線光子のエネルギがどのエネルギ範囲に属するかを判定することができる。この判定の結果、それぞれのエネルギ範囲に弁別されたＸ線光子数が計数される。この計数値の情報が画像の画素値として反映される。

一方、近年、Ｘ線装置を用いて測定対象に含まれる物質の種類を同定（又は識別、特定）しようとする試みもなされている。この同定の試みとして、上述のように、エネルギ帯に分けたエネルギ情報が出力できる光子計数型Ｘ線平面検出器を用いるものがある（例えば、論文に係る非特許文献１及び非特許文献２を参照）。具体的には、この光子計数型Ｘ線平面検出器をＣＴスキャナに搭載し、検出したエネルギ情報を用いて物質の同定（識別）を行うものである。この同定法の場合、研究レベルでは興味深い結果が出ている。しかし、本技術は研究レベルに留まり、性能面のバランスの悪さと生産性の点で実用化には至っていない。

また、ＣＴスキャナを用いて物質同定を行う手法も知られている。この場合には、別々の管電圧を供給するＸ線管と、これらのＸ線管とそれぞれ対を成す２つの検出器とが搭載される。そこで、２つの検出器で検出されるＸ線エネルギの相違を利用して、物質の識別を行う。また、Ｘ線管と検出器の対は必ずしも複数である必要はなく、１対のＸ線管と検出器でもよい。この構成の場合、Ｘ線管に供給する管電圧を例えば２つの間で、収集のスピードよりも速いスピードで高速に切り換え、２つの管電圧の元で収集される２種類の画像を切り分けて取り出し、物質同定を行うこともできる。

このようなＣＴスキャナを用いた物質同定の背景には、ＣＴスキャナがいわゆるＣＴ値を求める装置であることがある。つまり、物質の種類が異なれば、ＣＴ値は異なり、また、同じ物質であっても、与えるＸ線エネルギ（管電圧）が異なれば、ＣＴ値が異なるので、この違いを利用して物質を特定しようというものである。

特開平１１−１０９０４０ 特開２００６−１０１９２６

「Material separation in x-ray CT with energy resolved photon-counting detectors Xiaolan Wang et al. Med. Phys. 38(3), March 2011」 MicroCT with energy-resolved photon-counting detectors Xiaolan Wang et al. PHYSICS IN MEDICINE AND BIOLOGY 56 (2011)」

しかしながら、異なる２つの管電圧を印加する２つのＸ線管を搭載する手法の場合、既に製品化されているが、精度の高い物質同定には限界がある。そのために比較的識別の容易なＣＴ値の差の大きな識別に応用されているのが現状で微妙な物質の差を同定するには精度が不十分である。その理由は、Ｘ線が連続スペクトラムであるため、２つのＸ線エネルギ帯にオ−バーラップが存在してエネルギ帯の情報が正しく取り出せない。このため同定精度の限界があるからである。

また、３つ以上の管電圧を切り替えようと思えば、２個以上の管球を追加して３個以上のＸ線管を使用するか、さらに高速に管電圧を切り替える必要がある。一方、ＳＮ比を保とうと思えば、Ｘ線量が増え、Ｘ線被曝の点で好ましくない。

本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、被検者の顎部等の撮像対象を撮像する歯科用ＣＴスキャナの機能を備えたＸ線撮像装置において、光子計数型の検出器により検出されたエネルギ領域毎の投影データを使って、撮像対象に存在する物質の種類を同定（又は識別、特定）するためのＣＴ再構成処理を精度良く且つ簡便に実行できるＸ線撮像装置を提供することを、その目的とする。

上記目的を達成するため、本発明の一つの側面に係るＸ線撮像装置は、白色Ｘ線を曝射するＸ線管と、入射するＸ線の光子に応じた電気パルスを出力する画素を２次元的に配置した画素群を有する検出回路と、前記Ｘ線の連続エネルギに対してエネルギ閾値をＮ個（Ｎ≧４）以上与え、且つ前記各画素から出力される前記電気パルスを前記Ｎ個のエネルギ閾値により弁別するとともに、前記Ｘ線の光子数を、前記Ｎ個のエネルギ閾値で分けられ且つ当該Ｎ個のエネルギ閾値の相互間に在る「Ｎ−１」個のエネルギ帯域のそれぞれに応じて画素毎に収集する収集手段と、を有する光子計数型の検出器と、前記Ｘ線管と前記検出器を互いに対向させるとともに、ＣＴ撮影時には当該Ｘ線管と当該検出器を撮像対象の周りに回転可能に支持する支持手段と、前記ＣＴ撮影時には前記Ｘ線管と前記検出器を前記撮像対象の周りに、指示されたスキャン法に基づいて回転させるスキャン手段と、前記「Ｎ−１」個のエネルギ帯域のうち少なくとも２個のエネルギ帯域それぞれに対して、前記収集手段により収集された前記Ｘ線の光子数に基づく投影データにＣＴ(computed tomography)用の再構成処理を施して当該少なくとも２個のエネルギ帯域それぞれのＣＴ画像を再構成する再構成手段と、を備えることを特徴とする。

また別の側面によれば、白色Ｘ線を曝射するＸ線管と、入射するＸ線の光子に応じた電気パルスを出力する画素を２次元的に配置した画素群を有する検出回路と、前記Ｘ線の光子数を画素毎に収集する収集手段と、を有する光子計数型の検出器と、前記Ｘ線管と前記検出器を互いに対向させるとともに、ＣＴ撮影時には当該Ｘ線管と当該検出器を撮像対象の周りに回転可能に支持する支持手段と、前記ＣＴ撮影時には前記Ｘ線管と前記検出器を前記撮像対象の周りに、指示されたスキャン法に基づいて回転させるスキャン手段と、を備えたＸ線撮像装置におけるＸ線撮像方法が提供される。このＸ線撮像方法では、前記収集手段に前記Ｘ線の連続エネルギに対してエネルギ閾値をＮ個（Ｎ≧３）以上与えた状態で前記ＣＴ撮像を行って、前記各画素から出力される前記電気パルスを前記収集手段により前記Ｎ個のエネルギ閾値で弁別させ、前記Ｘ線の光子数を、前記Ｎ個のエネルギ閾値で分けられ且つ当該Ｎ個のエネルギ閾値の相互間に在る「Ｎ−１」個のエネルギ帯域のそれぞれに応じて画素毎に収集し、前記「Ｎ−１」個のエネルギ帯域のうち少なくとも２個のエネルギ帯域それぞれに対して、前記収集手段により収集された前記Ｘ線の光子数に基づく投影データにＣＴ(computed tomography)用の再構成処理を施して当該少なくとも２個のエネルギ帯域それぞれのＣＴ画像を再構成する。

本発明において「物質を同定（識別、特定）する」とは、投影データを再構成したＣＴ画像から、被検者の顎部等の撮像対象に在る物質の種類を同定することを意味し、その対象となる物質の厚さ（相対的、絶対的な厚さ）を知ることも含まれる概念である。この物質の同定には、Ｘ線を粒子、すなわち光子として捉え、そのＸ線光子をそのエネルギ領域の毎に計数した計数値に基づくＸ線透過情報と、Ｘ線粒子が呈するビームハードニングと呼ばれる線質硬化の情報とを用いる。ビームハードニングとは、Ｘ線の高エネルギ成分の方がその低エネルギ成分の方より相対的に大きくなる現象で、一般に、線質が固くなるという表現を使う（線質硬化現象）。この線質硬化の現象は、通常、物質の厚さが大きいほど、また物質の密度が高いほど強く（大きく）なる。また物質によっては透過情報では差がないが、線質硬化現象では差がある場合も多くある。また逆に、線質硬化現象では差がないが、透過情報では差が出るケースもある。

好適には、前記再構成手段により再構成された前記少なくとも２個のエネルギ帯域それぞれの前記画像の画素値に基づいて前記撮像対象を形成する物質の種類を同定する物質同定手段、を備える、ことである。

例えば、前記物質同定手段は、前記少なくとも２個のエネルギ帯域全ての前記画像の画素値の総和に基づく量であって参照物質に対する相対的な減衰を表す画素毎の相対減衰指数と、前記少なくとも２個のエネルギ帯域のうちの高い方のエネルギ帯域の前記画像の画素値と低い方のエネルギ帯域の前記画像の画素値との間の除算に基づく画素毎の線質変化指数とを含む２次元以上の次元を持つ散布図を作成する散布図作成手段を、備えることが望ましい。

また更に、前記Ｎ個のエネルギ閾値のうちの最も高い閾値は、前記Ｘ線光子のエネルギ値の所望上限値に設定されている、ことが望ましい。

本発明によれば、被検者の顎部等の撮像対象をＣＴ撮影するときに、光子計数型の検出器を用いて、Ｘ線の光子数が「Ｎ−１」個（Ｎ≧３）のエネルギ帯域それぞれに応じて画素毎に計数される。この「Ｎ−１」個のエネルギ帯域のうち少なくとも２個のエネルギ帯域それぞれに対して、計数されたＸ線の光子数に基づく投影データにＣＴ(computed tomography)用の再構成処理が施される。これにより、当該少なくとも２個のエネルギ帯域それぞれの画像が再構成される。このため、このエネルギ帯域に得られる、Ｘ線光子数を反映したＣＴ画像データを、例えば、相対減衰指数と線質変化指数とを含む２次元以上の次元を持つ散布図の作成に使用可能になる。この散布図は撮像対象に含まれる各種物質に応じた散布特性を示すので、これを用いて物質の同定が可能になる。したがって、従来の様々な物質同定法に比べて、精度良く簡便に、撮像対象の物質の種類を同定（識別、判別）できる。

添付図面において、
図１は、一実施形態に係るＣＴ撮像機能を備えたＸ線ハイブリッド機の斜視図、 図２は、上記Ｘ線ハイブリッド機のＸ線管及び検出器の配置構成を説明する図、 図３は、上記Ｘ線ハイブリッド機のＸ線管及び検出器の配置構成を、当該Ｘ線管及び検出器の回転可能な方向及びそれらの正対状態と共に説明する別の図、 図４は、検出器の構成の概略を説明する配置例の図、 図５は、検出器の電気的な構成を説明するブロック図、 図６は、光子計数型の検出器に与える、Ｘ線フォトンの入射に応答して検出される電気パルスと閾値との関係を説明するグラフ、 図７は、Ｘ線のフォトンの入射頻度（計数値）に対するエネルギスペクトラムと弁別回路による与えるエネルギ領域との関係例を説明するグラフ、 図８は、Ｘ線ハイブリッド機全体の電気的な構成の概略を示すブロック図、 図９は、実施形態で実行される物質同定の処理の流れを説明するフローチャート、 図１０は、エネルギ領域とその領域毎の再構成処理との関係を説明する模式図、 図１１は、実施形態で採用した散布図の次元を示すグラフ、 図１２は、実施形態の物質同定の処理による作成された散布図の一例を模式的に示すグラフ、及び、 図１３は、散布図上で顎部の物質の種類を同定した様子を模式的に示すグラフである。 図１４は、２次元の散布図を用いて２つの物質を弁別するときの有利さを説明するグラフである。 図１５は、２次元の散布図を用いて２つの物質を弁別するときの有利さを説明する別のグラフである。 図１６は、検出器の変形例を示す回路図である。

以下、添付図面を参照して、本発明の実施形態を説明する。

（第１の実施形態）
図１〜図１３を参照して、本発明に係るＸ線ＣＴ装置の第１の実施形態を説明する。

このＸ線ＣＴ装置は、撮像対象としての被検者の顎部（歯列を含む）のパノラマ画像を撮像するＸ線パノラマ撮影機能も備えた歯科用のＸ線ハイブリッド機として構成されている。つまり、この１台の歯科用のＸ線ハイブリッド機は、１つのハードウェアを有しながら、オペレータがソフトウェアの種類を「パノラマ撮影」及び「ＣＴ撮影」の中から選択することで、その同じハードウェアを使って両撮像を選択的に実施することができるように構成されている。

「パノラマ撮像」を選択したときには、被検体の顎部の擬似的な３次元断面像（画像それ自体は２次元画像であるが、歯列などの撮影部位の形状に応じて３次元的に表示される断面像）を撮影できる。「ＣＴ撮像」を選択したときには、被検体の顎部のＣＴ画像を得ることができる。両機能共に、被検体の顎部の周りを回るＸ線管及びＸ線検出器（以下、単に検出器と呼ぶ）を使用する。Ｘ線管から照射されたＸ線は顎部を透過して検出器で検出される。この検出器は、後述するように、Ｘ線（実際には、スリット（絞り））によりファン状又はコーン状に成形されたＸ線ビーム）を光子（粒子）の束であるとして捉えてその光子の数に応じた計数情報を得る光子計数（フォトンカウンティング）型の検出器である。このため、顎部を透過したＸ線透過データはその光子（フォトン）の数を反映している。なお、ファン状のＸ線ビームはパノラマ撮影時に、またコーン状のＸ線ビームはＣＴ撮影時に使用される。

そこで、この歯科用のＸ線ハイブリッド機は、「パノラマ画像」を得る場合、顎部の所望の又は指定された断面の画像データをトモシンセシス法の下で生成するように動作するように構成されている。これにより、その断面のパノラマ画像のデータが作成される。このパノラマ撮影自体は公知であるので、本実施形態ではその説明を簡略化又は省略する。

なお、本実施形態に係るＸ線ハイブリッド機は歯科用の撮影装置として説明しているが、このＸ線ハイブリッド機の用途は、必ずしも歯科に限られない。その他の撮影用途として、乳房撮影、耳鼻咽喉撮影、手足の骨・関節部分など、様々な部位の撮影に適用できる。また、本人同定のための死体鑑定や、非破壊検査などの用途にも適用することができる。

図１に、本実施形態に係る歯科用のＸ線ハイブリッド機１の外観を示す。

この歯科用のＸ線ハイブリッド機１は、キャスター１１を装着した台座１２と、この台座１２に搭載された昇降ユニット１３及び電源ボックス１４と、コンソール１７を備える。昇降ユニット１３は、その内部に昇降機構（図示せず）を備え、同ユニットの上側の昇降部を台座１２（つまり床面）に対して電動で所定範囲の中で上下動可能に構成されている。この昇降ユニット１３の上下動方向をＺ軸とすると、図示のようなＸＹＺ直交座標を想定できる。なお、電源ボックス１４はシステムの各部に必要な電力を供給する。

また、この歯科用Ｘ線ハイブリッド機１は、昇降ユニット１３の昇降部からＸ軸方向（つまり、横方向に伸びた２つのアーム１５，１６を備える。この２つのアーム１５，１６はＹ軸方向に沿って見た場合、共に、略Ｌ字状に形成され、それらアーム１５，１６夫々の一端部が互いに重なるように重合され、昇降部の側面に取り付けられている。昇降ユニット１３の内部には、それら２つのアーム１５，１６を互いに独立して、すなわち互いに異なる速度で回転させることができる回転機構１３Ｄが装備されている。上記２つのアーム１５，１６の夫々の先端部分には、Ｘ線管２１及び検出器２２がそれぞれ装備されている。Ｘ線管２１のＸ線照射側の前面には、Ｘ線をファン状又はコーン状に成形するスリット（絞り）２３が配設される。回転機構１３Ｄとアーム１５，１６により、Ｘ線管２１及び検出器２２に対する，相互に独立して駆動可能に支持する支持手段が構成される。

Ｘ線管２１は例えばタングステンを陽極材に用いた回転陽極型Ｘ線管として構成される。Ｘ線管２１は点状のＸ線焦点（例えば径が０．１ｍｍ〜０．５ｍｍ）ＦＰを有する。このＸ線管２１は、後述する高電圧発生装置から供給される駆動電力に応答してパルスＸ線を曝射する。Ｘ線管２１のＸ線焦点ＦＰから曝射されたＸ線は、スリット２３で絞られてファン状のＸ線ビームに成形される。このＸ線ビームは、その後、被検者Ｐの顎部ＪＷを透過して減衰し、その減衰状態を反映した透過Ｘ線ビームが検出器２２に入射する。

撮影時には、図２に示すように、Ｘ線管２１と検出器２２との間に画成される３次元の撮影空間ＩＳの所定位置に被検者Ｐの顎部ＪＷが位置決めされる。このため、Ｘ線管２１と検出器２２は顎部を挟んで互いに対向（正対）する。照射されたＸ線ビームは顎部ＪＷ（歯列など）を透過した後、検出器２２により検出される。撮影時には回転機構１３Ｄにより２つのアーム１５，１６が回転駆動されるので、回転中心Ｏを中心にＸ線管２１と検出器２２は顎部の周りを各々、所定の円形軌道に沿って回転し、その回転中に所定間隔でＸ線ビームの照射及び検出が実行される。

ＹＺ面に対向するＸ軸方向に沿ってみた場合、Ｘ線管２１及び検出器２２は、予めシステム側で定めた回転中心Ｏを中心とする円形の軌道Ｔｘ，Ｔｄに沿ってそれぞれ回転駆動される。この回転中心Ｏから円形軌道Ｔｘ，Ｔｄまでの半径Ｄｘ、ＤｄはＸ線被ばく、検出精度、装置の小形化、患者との機械的な干渉などを考慮して、互いに異なった値に設定されている（図２参照）。本実施形態では、Ｄｘ≠Ｄｄであって、特にＤｘ＞Ｄｄに設定されている。回転中心Ｏから検出器２２までの距離（半径Ｄｄ）の方が、回転中心ＯからＸ線管２１までのそれ（半径Ｄｘ）よりも小さい理由は、検出器２２の位置を極力、顎部ＪＷに接近させ、Ｘ線の入射強度の減弱を少なくするためである。回転中心ＯからＸ線管２１までの距離（半径Ｄｘ）は、規格で定められたＸ線管・皮膚間距離を確保できる値に設定されている。

このため、Ｘ線管２１及び検出器２２を常に互いに対向（正対）させ、且つ、顎部ＪＷ（歯列）に対する予め定めた複数の所望のＸ線パスに沿ったＸ線の照射及び検出を実行させるため、Ｘ線管２１及び検出器２２は互いに異なる角速度で独立して駆動される。

なお、上述した「互いに対向」とは、図３に示すように、Ｘ軸方向に沿って見た場合、Ｘ線管２１の点状のＸ線焦点ＦＰから照射されてスリット２３によりコーン状に成形されたＸ線ビームの照射範囲と、検出器２２のＸ線検出面２２Ａ（後述する）とが一致している状態を言う。特に、そのＸ線ビームが、そのＸ線検出面の幅方向における、あるモジュールＢｍ（後述する）の中心位置Ｃに９０°で交差する軸Ｔを含む状態を「正対している状態」と呼ぶ（図３参照）。

このため、上述した「常に互いに対向（又は正対）」を実現するため、前記アーム１５，１６のうち、Ｘ線管２１、検出器２２を内蔵している対向アーム部分１５Ａ，１６Ａは、軸ＡＸｓ、ＡＸｄを中心にそれぞれ独立して回動（自転）可能になっている（図１〜図３参照）。そのためのモータ等の回転駆動機構１５Ｂ，１６Ｂがアーム１５，１６にそれぞれ装備されている。この回転駆動機構１５Ｂ，１６Ｂの駆動制御は後述するコンソール１７のコントローラにより実行される。

なお、本実施形態では、Ｙ軸方向において交差位置Ｃと軸ＡＸｄの位置を一致させている。また、図３に示す円軌道Ｔｘ，Ｔｄを辿るのは、それぞれ、ＹＺ面で見たときの前述した軸ＡＸｓ、ＡＸｄの位置である。

検出器２２は、図４に示すように、Ｘ線撮像素子を２次元に配列した複数の検出モジュールＢ１〜Ｂｍのアレイ（センサ回路）を有する。複数の検出モジュールＢ１〜Ｂｍは互いに独立したブロックとして作成され、それらを基板（図示せず）上に所定形状（例えば矩形状）に実装して検出器２２の全体が作成される。

なお、複数の検出モジュールＢ１〜Ｂｍは、個々のモジュールの間は一定の隙間を設けつつ、縦（Ｘ軸）及び横（Ｙ軸）の２次元に複数個(縦方向に１５個、横方向に８個、更に上下端それぞれ５を配置)ずつ並べるとともに、個々のモジュールをスキャン方向Ｏ_Ｙに対して角度θだけ斜めに傾けて配置している。この角度θは例えば約１４°に設定される。この複数の検出モジュールＢ１〜Ｂｍが作る縦横の長さの比が小さい矩形状（ＣＴ撮影の場合）又は縦横の長さの比が大きい、つまり、細長い長方形状（パノラマ撮影の場合）の表面がＸ線検出面２２Ａを成している。検出モジュールＢ１〜Ｂｍを斜めに配置しているため、Ｘ線検出面２２Ａは複数のモジュールＢ１〜Ｂｍの個々の検出面の内側を辿る（内接する）ように形成されている。

この斜め配置の検出モジュールを有する検出器２２の構造及びその検出信号のサブピクセル法による処理は、例えばＷＯ２０１２／０８６６４８Ａ１公報により知られている。

なお、図４における左側一列に並んだ縦列配置の複数のモジュールはパノラマ撮像用のモジュールとして機能する。このパノラマ撮影用の開口面積は符号２２Ｂで示す。また、この左側一列のうちの上下端の２個のモジュールを除く全部のモジュールと残りのモジュールとで作る２次元配列のモジュール群がＣＴ撮像用のモジュールとして機能する。このＣＴ撮影用の開口面積を符号２２Ａで示す。このパノラマ撮像用か、ＣＴ撮像用かのモジュール群の選択は、スリット２３の開口面積の制御によりなされる。図４における参照符号ＡＸｄは、検出器２２自身を自転（回転）させるときの中心軸である。

個々の検出モジュールＢ１（〜Ｂｍ）はＸ線を直接、電気パルス信号に変換する半導体材料で作成される。このため、検出器２２は、半導体による直接変換方式の光子計数型Ｘ線検出器である。

この検出器２２は、上述したように、複数の検出モジュールＢ１〜Ｂｍのアレイとして形成される。各検出モジュールＢｍは、周知のように、Ｘ線を検出する検出回路Ｃｐ（図５参照）と、その検出回路Ｃｐと一体に積層されたデータ計数回路５１_ｎ（図５参照）を備える。検出回路Ｃｐは、検出モジュール毎に、Ｘ線を直接、電気信号に変換する半導体層と、この両面にそれぞれ積層させた荷電電極及び集電電極とを備える（図示せず）。荷電電極にＸ線を入射させる。荷電電極は共通の１枚の電極であり、荷電電極との間にバイアスの高電圧が印加される。半導体層及び集電電極は碁盤目状に分割され、この分割により、相互に一定の距離を置いて２次元アレイ状に配置される複数の小領域が形成される。これにより、荷電電極上に２次元状に配列された複数の、半導体セルＣ（図４，５参照）及び集電電極の積層体が形成される。この複数の積層体が、２次元の碁盤目状に配列された複数の画素Ｓ_ｎを構成する。

この結果、複数の検出モジュールＢ１〜Ｂｍの全体によって（ただしＣＴ撮影時の開口面積２２Ａによる：図４参照）、検出器２２に必要な所定領域を占める複数の画素Ｓ_ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）が形成される。この複数の画素Ｓ_ｎが画素群Ｃｐを構成する（図５参照）。

各画素Ｓ_ｎのサイズは、例えば２００μｍ×２００μｍであり、この画素サイズは、入射するＸ線を多数の光子の集まりとして検出可能な値に設定されている。各画素Ｓ_ｎは、Ｘ線の各光子の入射に反応し、各光子が持つエネルギに応じた振幅の電気パルスを出力する。つまり、各画素Ｓ_ｎは、その画素に入射するＸ線を直接、電気信号に変換することができる。

このため、検出器２２は、入射するコーンビーム状のＸ線を成す光子を、検出器２２の検出面を構成する画素Ｓ_ｎ毎に計数して、その計数した値を反映させた電気量のデータを例えば７５ｆｐｓの高いフレームレートで出力する。このデータはフレームデータとも呼ばれる。

半導体層、すなわち半導体セルＣの半導体材料としては、テルル化カドミウム半導体（ＣｄＴｅ半導体）、カドミュームジンクテルライド半導体（ＣｄＺｎＴｅ半導体（ＣＺＴ半導体））、シリコン半導体（Ｓｉ半導体）、臭化タリューム（Ｔ１Ｂｒ）、ヨウ化水銀などが用いられる。なお、この半導体セルの代わりに、柱状に細分化し、光学的に各柱が遮光された構造を持つシンチレータ素材と、微細なアバランシェフォトダイオードの組合せで構成した光電変換器を組み合わせたセルで構成してもよい。

このため、半導体セルＣにＸ線が入射すると、セル内部に電荷（電子、正孔）が発生して、その電荷量に応じたパルス電流が流れる。このパルス電流は集電電極により検出される。この結果、電荷量はＸ線の光子のエネルギ値により変わる。このため、検出器２２は、その画素Ｓ_ｎ毎に光子のエネルギ値に応じた電気パルス信号を出力する。

この検出器２２は更に、半導体セルＣのそれぞれ、すなわち、複数の画素Ｓ_ｎそれぞれの出力側にデータ計数回路５１_ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）を備える。ここで、画素Ｓ_ｎのそれぞれ、すなわち半導体セルＣのそれぞれから各データ計数回路５１_１（〜５１_Ｎ）に至る経路を、必要に応じて、収集チャンネルＣＮ_ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）と呼ぶ（図５参照）。

なお、この半導体セルＣの群の構造は、特開２０００−６９３６９号公報、特開２００４−３２５１８３号公報、特開２００６−１０１９２６号公報によっても知られている。

ところで、前述した各画素Ｓ_ｎのサイズ（２００μｍ×２００μｍ）は、Ｘ線を光子（粒子）として検出することが可能な十分小さい値になっている。本実施形態において、Ｘ線をその粒子として検出可能なサイズとは、「放射線（例えばＸ線）粒子が同一位置又はその近傍に複数個連続して入射したときの各入射に応答した電気パルス間の重畳現象（パイルアップとも呼ばれる）の発生を実質的に無視可能な又はその量が予測可能なサイズ」であると定義される。

しかしながら、このような画素サイズを以ってしても、重畳現象の発生を全て回避できる訳でない。２つ或いはそれ以上の電気パルスが共に同一画素において観測される場合でも、時間的に互いに分離していれば、重畳現象が起きない。これに対し、２つ或いはそれ以上の電気パルスが共に同一画素において時間的に分離し難い場合、重畳現象が起きて、２つの電気パルスが重なって波高値が高くなった１つの電気パルスとして観測される。

この重畳現象が発生すると、Ｘ線粒子の「入射数対実際の計数値」の特性にＸ線粒子の数え落とし（パイルアップカウントロスとも呼ばれる）が発生する。このため、Ｘ線検出器２２に形成する画素Ｓ_ｎのサイズは、この数え落としが発生しない又は実質的に発生しないとみなせる大きさに、又は、数え落し量が推定できる程度に設定されている。

続いて、図５を用いて、検出器２２に電気的に繋がる回路を説明する。複数のデータ計数回路５１_ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）のそれぞれは、各半導体セルＣから出力されたアナログ量の電気信号を受けるチャージアンプ５２を有し、このチャージアンプ５２の後段に、波形整形回路５３、多段の比較器５４_ｉ（ここではｉ＝１〜４）、エネルギ領域振分け回路５５、多段のカウンタ５６_ｉ（ここではｉ＝１〜４）、多段のＤ／Ａ変換器５７_ｉ（ここではｉ＝１〜４）、ラッチ回路５８、及びシリアル変換器５９を備える。

各チャージアンプ５２は、各半導体セルＳの各集電電極に接続され、Ｘ線粒子の入射に応答して集電される電荷をチャージアップして電気量のパルス信号として出力する。このチャージアンプ５２の出力端は、ゲイン及びオフセットが調整可能な波形整形回路５３に接続されており、検知したパルス信号の波形を、予め調整されているゲイン及びオフセットで処理して波形整形する。この波形整形回路５３のゲイン及びオフセットは、半導体セルＣから成る画素Ｓ_ｎ毎の電荷チャージ特性に対する不均一性と各回路特性のバラツキを考慮して、キャリブレーションされる。これにより、不均一性を排除した波形整形信号の出力とそれに対する相対的な閾値の設定精度とを上げることができる。この結果、各画素Ｓ_ｎに対応した、即ち、各収集チャンネルＣＮ_ｎの波形整形回路５３から出力された波形整形済みのパルス信号は実質的に入射するＸ線粒子のエネルギ値を反映した特性を有する。したがって、収集チャンネルＣＮ_ｎ間のばらつきは大幅に改善される。

この波形整形回路５３の出力端は、複数の比較器５４_１〜５４_４の比較入力端にそれぞれ接続されている。この複数の比較器５４_１〜５４_４それぞれの基準入力端には、図５に示す如くそれぞれ値が異なるアナログ量の閾値（電圧値）ｔｈ_ｉ（ここではｉ＝１〜４）が印加されている。これにより、１つのパルス信号と異なるアナログ量閾値ｔｈ_１〜ｔｈ _４のそれぞれとを比較することができる。図６に、１つのＸ線光子の入力に応じて生起されるパルス電圧の波高値（エネルギを表す）とそれらの閾値ｔｈ_１〜ｔｈ_４との大小関係（ｔｈ_１＜ｔｈ_２＜ｔｈ_３＜ｔｈ_４）模式的に示す。

この比較の理由は、入射したＸ線粒子のエネルギ値が、事前に複数に分けて設定したエネルギ領域のうちのどの領域に入るのか（弁別）について調べるためである。パルス信号の波高値（つまり、入射するＸ線光子のエネルギ値を表す）がアナログ量閾値ｔｈ_１〜ｔｈ_４のどの値を超えているかについて判断される。これにより、弁別されるエネルギ領域が異なる。なお、最も低いアナログ量閾値ｔｈ_１は、通常、外乱や、半導体セルＳ、チャージアンプ５２などの回路に起因するノイズ、或いは、画像化に必要のない低エネルギの放射線を検出しないようにするための閾値として設定される。また、閾値の数、すなわち比較器の数は、必ずしも４個に限定されず、上記アナログ量閾値ｔｈ_１の分を含めて３個、又は、５個以上であってもよい。

上述したアナログ量閾値ｔｈ_１〜ｔｈ_４は、具体的には、コンソール１７のキャリブレーション演算器３８からインターフェース３１を介してデジタル値で画素Ｓ_ｎ毎、即ち収集チャンネル毎に与えられる。このため、比較器５４_１〜５４_４それぞれの基準入力端は４つのＤ／Ａ変換器５７_１〜５７_４の出力端にそれぞれ接続されている。このＤ／Ａ変換器５７_１〜５７_４はラッチ回路５８を介して閾値受信端Ｔ_１（〜Ｔ_Ｎ）に接続され、この閾値受信端Ｔ_１（〜Ｔ_Ｎ）がコンソール１７のインターフェース３１に接続されている。

ラッチ回路５８は、撮像時に、閾値付与器４１からインターフェース３１及び閾値受信端Ｔ_１（〜Ｔ_Ｎ）を介して与えられたデジタル量の閾値ｔｈ_１´〜ｔｈ_４´をラッチし、対応するＤ／Ａ変換器５７_１〜５７_４にそれぞれ出力される。このため、Ｄ／Ａ変換器５７_１〜５７_４は指令されたアナログ量の閾値ｔｈ_１〜ｔｈ_４を電圧量として比較器５４_１〜５４_４それぞれに与えることができる。各収集チャンネルＣＮ_ｎは、Ｄ／Ａ変換器５７ _ｉ（ｉ＝１〜４）から比較器５４_ｉ（ｉ＝１〜４）を介してカウンタ５６_ｉ（ｉ＝１〜４）に至る１つ又は複数の回路系につながっている。この回路系を「弁別回路」ＤＳ_ｉ（ｉ＝１〜４）と呼ぶ。

図７に、このアナログ量閾値ｔｈ_ｉ（ｉ＝１〜４）に相当するエネルギ閾値ＴＨ_ｉ（ｉ＝１〜４）の設定例を示す。このエネルギ閾値ＴＨ_ｉ（ｉ＝１〜４）は勿論、離散的に設定されるとともに、ユーザが任意の値に設定可能な弁別値である。なお、図７は、Ｘ線管２１の陽極材に適度な材料を用いたときのＸ線スペクトルを模式的に示す。横軸はＸ線エネルギを示すと共に、縦軸はＸ線光子の入射頻度を示す。この入射頻度はＸ線光子の計数値（カウント）又は強度を代表するファクタである。

アナログ量閾値ｔｈ_ｉは、各弁別回路ＤＳ_ｉにおいて比較器５４ｉに与えるアナログ電圧であり、エネルギ閾値ＴＨ_ｉはエネルギスペクトラムのＸ線エネルギ（keV）を弁別するアナログ値である。図７に示す波形は、通常に使用されている、例えば陽極材としてタングステンを用いたＸ線管球から曝射されるＸ線のエネルギの連続スペクトルを示す。なお、縦軸の計数値（カウント）は横軸のエネルギ値に相当するフォトンの発生頻度に比例する量であり、横軸のエネルギ値はＸ線管２１の管電圧に依存する量である。このスペクトルに対して、第１のアナログ量閾値ｔｈ_１を、Ｘ線光子数を計数不要領域（計数に意味のあるＸ線情報がなく、かつ回路ノイズが混在する領域）と低目の第１のエネルギ領域ＥＲ_１とを弁別可能なエネルギ閾値ＴＨ_１に対応して設定する。また、第２及び第３のアナログ量閾値ｔｈ_２、ｔｈ_３を、第１のエネルギ閾値ＴＨ_１より高い、第２、第３のエネルギ閾値ＴＨ_２，ＴＨ_３を順に供するように設定している。さらに、第４のエネルギ閾値ＴＨ_４はエネルギスペクトラムにおける、重畳現象が無ければＸ光子の計数値＝０となる、Ｘ線管への印加電圧に等しいエネルギ値に設定されている。ここで、第４のエネルギ閾値ＴＨ_４を、画素Ｓ_ｎ毎に、計数値＝０となるエネルギ値に合わせていることは本願の重要な特徴の一つである。

これにより、エネルギスペクトラムの特性や設計値に基づいた適宜な弁別点が規定され、エネルギ領域ＥＲ_１〜ＥＲ_４が設定される。

また、これらのエネルギ閾値ＴＨ_ｉは、基準となる一つ以上の被写体を想定し、エネルギ領域毎の所定時間の計数値が概略一定になるように決定される。

このため、比較器５４_１〜５４_３の出力端は、図５に示すように、複数のカウンタ５６ _１〜５６_４の入力端にそれぞれ接続されている。

カウンタ５６_１〜５６_４のそれぞれは、比較器５４_１〜５４_３の出力（パルス）がオンなる度にカウントアップを行う。これにより、各カウンタ５６_１（〜５６_４）が担当するエネルギ領域ＥＲ_１（〜ＥＲ_４）に弁別されるエネルギ値以上のエネルギを持つＸ線光子数を一定時間毎の累積値Ｗ_１´（〜Ｗ_４´）として画素Ｓ_ｎ毎に計数することができる。

具体的には、この計数動作は、４つの比較器５４_１〜５４_４に入力する検出電圧Ｖ_{ｄｅ ｃ}（光子の検出エネルギ値）と閾値ｔｈ_１〜ｔｈ_４との関係により決まる。つまり、検出電圧Ｖ_ｄｅｃ＜ｔｈ_１〜ｔｈ_４のときには、全ての比較器５４_１〜５４_４の出力＝オフとなる。すなわち、その画素Ｓ_ｎの出力＝０となる。これにより、入力エネルギの計数限界として定めたエネルギ閾値ＴＨ_１よりも小さいノイズ成分は計数されない。このノイズ成分は、図７の計数不能領域ＥＲｘに属するエネルギ値の信号に相当する。

しかしながら、検出電圧Ｖ_ｄｅｃが最小の閾値ｔｈ_１を超える場合（Ｖ_ｄｅｃ≧ｔｈ_１）、光子数は計数される。それらの関係がＶ_ｄｅｃ≧ｔｈ_１あれば、全ての比較器５４_１〜５４_４の出力がオンとなる。つまり、全てのカウンタ５６_１〜５６_４の計数値Ｗ_１´〜Ｗ_４´がカウントアップされる。

Ｖ_ｄｅｃ≧ｔｈ_２の関係になれば、２段目以降の３つの比較器５４_２〜５４_４の出力がオンとなる。これにより、３つのカウンタ５６_２〜５６_４の計数値Ｗ_２´〜Ｗ_４´がカウントアップされる。Ｖ_ｄｅｃ≧ｔｈ_３の関係になれば、３段目及び４段目の比較器５４_３、５４_４の出力がオンとなる。これにより、２つのカウンタ５６_３、５６_４の計数値Ｗ_３´、Ｗ_４´がカウントアップされる。

さらに、Ｖ_ｄｅｃ≧ｔｈ_４の関係になれば、４段目の比較器５４_４のみの出力がオンになって、４段目のカウンタ５６_４の計数値Ｗ_４´のみがカウントアップされる。この場合、その入力に関わる光子のエネルギ値はイメージングや計数には適さない、第３の高いエネルギ領域ＥＲ_３を超える領域ＥＲ_４に属するノイズ成分、外乱などである。その一方で、この計数値Ｗ_４´は重畳現象を起こした光子や同時に入射した光子を推定したり除外したりするための情報として使用することができる。

このように本実施形態では、カウンタ５６_１〜５６_４は、それぞれ、自己が計数担当するべきエネルギ領域ＥＲ_１（〜ＥＲ_４）及びそれを超えるエネルギを持つ光子数をカウントする。このため、第１〜第４のエネルギ領域ＥＲ_１〜ＥＲ_４それぞれに属するエネルギを持つＸ線光子数、つまり、エネルギ領域毎の求めたいＸ線光子数をＷ_１、Ｗ_２、Ｗ_３，Ｗ_４とすると、カウンタ５６_１〜５６_４の計数値Ｗ_１´、Ｗ_２´、Ｗ_３´、Ｗ_４´との関係は、
Ｗ_１＝Ｗ_１´−Ｗ_２´
Ｗ_２＝Ｗ_２´−Ｗ_３´
Ｗ_３＝Ｗ_３´−Ｗ_４´
となる。なお、Ｗ_４＝Ｗ_４´は重畳現象に因る、意味の無い（つまり、Ｘ線光子が持つエネルギ領域を特定できない）情報であるので演算されない。

そこで、真に求めたい計数値Ｗ_１〜Ｗ_４は、後述するデータプロセッサで上式に基づく減算処理に求める。なお、理想的には、Ｗ_４＝Ｗ_４´＝０である。

このように、本実施形態にあっては、第１〜第４のエネルギ領域ＥＲ_１〜ＥＲ_４それぞれに属するＸ線光子数Ｗ_１〜Ｗ_４は、実際の計数値Ｗ_１´〜Ｗ_４´から演算（減算）によって求める。このため、比較器５４_１〜５４_４の出力のオン、オフの組合せから、今の事象、すなわちＸ線光子の入射がどのエネルギ領域ＥＲ１〜ＥＲ４に属するかを解読する回路が不要になる。これにより、検出器２２のデータ計数回路５１_ｎに実装する回路構成が簡単化される。

なお、本願に係るＸ線光子数のエネルギ領域毎の「収集」の意味には、上述のように実際の計数値から「演算によって求める」という意味と、後述する変形例のようにエネルギ領域毎のＸ線光子数を直接的に「計数する」という両方の意味が含まれる。

上述したカウンタ５６_１〜５６_４にはコンソール１７の後述するコントローラからスタート・ストップ端子Ｔ２を介して起動及び停止の信号が与えられる。一定時間の計数は、カウンタ自身が有するリセット回路を使って外部から管理される。

このようにして、リセットされるまでの一定時間の間に、複数のカウンタ５６_１〜５６ _４により、検出器２２に入射したＸ線の光子数が、画素Ｓ_ｎ毎に計数される。このＸ線の光子数の計数値Ｗ_ｋ´（ｋ＝１〜４）は、カウンタ５６_１〜５６_４のそれぞれからデジタル量の計数値として並列に出力された後、シリアル変換器５９によりシリアルフォーマットに変換される。このシリアル変換器５９_１は残り全ての収集チャンネルのシリアル変換器５９_２〜５９_Ｎとシリアルに接続されている。このため、全てのデジタル量の計数値は、最後のチャンネルのシリアル変換器５９_Ｎからシリアルに出力され、送信端Ｔ３を介してコンソール１７に送られる。

コンソール１７では、インターフェース３１がそれらの計数値を受信して後述する記憶部に格納する。

なお、本実施形態では、上述したＮ個の画素Ｓ_ｎに対応した半導体セルＣ及びデータ計数回路５１_ｎはＡＳＩＣ(Application Specific Integrated Circuit)によりＣＭＯＳで一体に構成されている。勿論、このデータ計数回路５１_ｎは、半導体セルＣの群とは互いに別体の回路又はデバイスとして構成してもよい。

またなお、上記実施形態において、複数の検出モジュールＢ１〜Ｂｍは、柱状に加工された複数のシンチレータを束ねたシンチレーターアレイと、前記シンチレーターアレイと光学的に接続され、当該シンチレータから入射する光を受ける受光面に複数のアバランシェフォトダイオードを実装し、かつ当該受光面の前記セルに相当する所定サイズの矩形領域毎に当該領域に属する当該アバランシェフォトダイオードをクエンチング要素で電気的に接続した構成を有するシリコンフォトマルティプライヤーと、を備えていてもよい。

また、シンチレータの材料はＬＦＳ（ケイ酸ルテチウム）、ＧＡＧＧ：Ｃｅ（ガドリニウムアルミニウムガリウムガーネット）、ＬｕＡＧ：Ｐｒ（プラセオジム添加ルテチウム・アルミニウム・ガーネット）、あるいは当該ＬｕＡＧ：Ｐｒに同等の減衰時間、発光量、比重を有する材料であってもよい。

コンソール１７は、図８に示すように、信号の入出力を担うインターフェース（Ｉ／Ｆ）３１を備え、このインターフェース３１にバス３２を介して通信可能に接続されたコントローラ３３、第１の記憶部３４、データプロセッサ３５、表示器３６、入力器３７、キャリブレーション演算器３８、第２の記憶部３９、ＲＯＭ４０Ａ〜４０Ｄ、及び閾値付与器４１を備えている。

コントローラ３３は、ＲＯＭ４０Ａに予め与えられたプログラムに沿ってＸ線ハイブリッド機１の駆動を制御する。この制御には、Ｘ線管２１に高電圧を供給する高電圧発生装置４２への指令値の送出、及び、キャリブレーション演算器３８への駆動指令も含まれる。第１の記憶部３４は、検出器２２からインターフェース３１を介して送られてきた計数値であるフレームデータ、及び、画像データを保管する。

データプロセッサ３５は、コントローラ３３の管理の下に、ＲＯＭ４０Ｂに予め与えられたプログラムに基づいて動作する。ＣＴ撮影のときには、データプロセッサ３５は、その動作により、第１の記憶部３４に保管されたフレームデータを所望のＣＴ再構成法で処理してＣＴ画像の再構成処理を行う。一方、パノラマ撮影のときには、データプロセッサ３５は、その動作により、第１の記憶部３４に保管されたフレームデータに、公知のシフト・アンド・アッド（shift and add）と呼ばれる演算法に基づくトモシンセシス法を実施する。これにより、被検者Ｐの口腔部のＣＴ画像又はパノラマ画像が得られる。表示器３６は、作成される画像の表示や、装置の動作状況を示す情報及び入力器３７を介して与えられるオペレータの操作情報の表示を担う。入力器３７は、オペレータが撮像に必要な情報を装置に与えるために使用される。

また、キャリブレーション演算器３８は、コントローラ３３の管理の下に、ＲＯＭ４０Ｃに予め内蔵されているプログラムの下で動作し、データ計数回路における画素Ｓ_ｎ毎のエネルギ弁別回路毎に与える、Ｘ線エネルギ弁別のためのデジタル量の閾値をキャリブレーションする。

閾値付与器４１は、コントローラ３３の制御の下で、撮像時に第２の記憶部３９に格納されているデジタル量の閾値を画素毎に且つ弁別回路毎に呼び出して、その閾値を指令値としてインターフェース３１を介して検出器２２に送信する。この処理を実行するため、閾値付与器４１はＲＯＭ４０Ｄに予め格納されたプログラムを実行する。

コントローラ３３、データプロセッサ３５、キャリブレーション演算器３８、閾値付与器４１は共に、与えられたプログラムで稼動するＣＰＵ（中央処理装置）を備えている。それらのプログラムは、ＲＯＭ４０Ａ〜４０Ｄのそれぞれに事前に格納されている。

本実施形態では、データプロセッサ３５は、入力器３７からの操作者の指令に応じて、第１の記憶部３４に格納されている計数値を読み出し、この計数値を用いて画像処理、物質同定の処理、計測処理など、指令された処理を実行する。画像処理には、例えば、「パノラマ撮影」のときのトモシンセシス法に基づく歯列の断面のパノラマ画像の生成、及び、「ＣＴ撮影」のときの所望の再構成法に基づく断層像の生成がある。

また、物質同定には、ビームハードニング情報を用いた顎部を構成する複数の物質の種類や状態の同定（特定）などがある。このＣＴ画像の再構成や物質同定の処理は本願の特徴の一つである。この特徴を表す処理は後述するが、特筆すべきは、複数の第１〜第３のエネルギ領域ＥＲ_１〜ＥＲ_３それぞれに弁別された、各画素Ｓ_ｎからのＸ線フォトンの計数値Ｗ_１（〜Ｗ_３）（収集データでもある）のセットが得られていることである。このため、従来のように、データプロセッサ３５は、それらの計数値Ｗ_１〜Ｗ_３のセットに適度な高い重み付けを施し、これを相互に加算したデータをトモシンセシス法に掛けたり、ＣＴ再構成法に掛けたりすることができる。勿論、重み付けをせずに処理することもできる。その一方で、第１〜第３のエネルギ領域ＥＲ_１〜ＥＲ_３それぞれに弁別された、各画素Ｓ_ｎの計数値Ｗ_１（〜Ｗ_３）のセットを領域毎にＣＴ再構成し、この結果得られる再構成データから散布図を生成し、その散布図から物質同定を行うこともできる。

次に、本実施形態において、コントローラ３３とデータプロセッサ３５が協働して実行される物質の同定から３次元レンダリングまでの一連の処理を図９に基づいて説明する。

このＸ線ハイブリッド機１の駆動状態において、コントローラ３３はオペレータの指示に応答して図９の処理を開始する。まず、同図、ステップＳ１にて、コントローラ３３は、オペレータとの間でインターラクティブにＣＴ撮影を実行するのかパノラマ撮影を実行するのか判断する。このステップにおいて「パノラマ撮影を実行する」と判断されるときには、ステップＳ２に移行して、公知の方法で被検者Ｐの顎部のパノラマ撮影を行って、例えば歯列のパノラマ画像を得る。

一方、ステップＳ１の判断が「ＣＴ撮影の実行」になるときには、コントローラ３３はデータプロセッサ３５と協働してステップＳ３以降のステップを順次実行する。

まず、コントローラ３３はスキャン方式をオペレータとの間でインターラクティブに又はデフォルト設定に応じて決める（ステップＳ３）。このスキャン方式としてはフルスキャンとハーフスキャンとが用意されている。フルスキャンは、Ｘ線管２１及び検出器２２の対が顎部の周りを一周（３６０度）しながらデータを収集する方式である。これに対し、ハーフスキャンは、Ｘ線管２１及び検出器２２の対が顎部の周りを半周（１８０度）回転しながらデータを収集する方式である。

次に、コントローラ３３は、撮像空間において位置決めされている被検者Ｐの顎部に対してＸ線スキャンを指令する（ステップＳ４）。この指令に応答して、Ｘ線管２１及び検出器２２の対が顎部の周りを回転開始するとともに、指令されたスキャン方式に基づくデータ収集が開始される（ステップＳ５）。この回転中に、Ｘ線管２１からコーンビーム状のＸ線が連続的に又はパルス状に曝射され、そのＸ線が顎部を透過する。透過したＸ線は検出器２２により検出される。このとき、透過Ｘ線の検出器２２に対する投影面の大きさは、その検出面２２Ａのサイズ及び形状に一致するようにスリット２３の開口が制御されている。

この結果、前述したように、顎部における減衰の度合を反映したＸ線の光子の計数値が画素Ｓ_ｎ毎且つ弁別回路毎に一定周期（例えば７５ｆｐｓ）で収集される。このため、例えば３６０°のフルスキャンの場合であれば、例えば３６０°を７２０ステップに分割したＸ線フォトンの計数値から成る投影データが収集される。この投影データは、コンソール１７の第１の記憶部３４に順次格納される。このデータ収集が終わると、コントローラ３３はスキャン、すなわちＸ線照射を終了させ、且つ、線管２１及び検出器２２のそれぞれを所定のホームポジションに戻す（ステップＳ６）。この結果、例えば「７２０ステップ×３エネルギ領域」分の投影データが収集される。

データプロセッサ３５は、画素Ｓ_ｎ毎に前記減算を行って第１〜第３のエネルギ領域ＥＲ_１〜ＥＲ_３のそれぞれに属するエネルギ値を持つＸ線光子数を求める（ステップＳ７）。

次いで、コントローラ３３はオペレータとの間でインターラクティブに、上記の如く収集したデータを用いてＣＴ画像を再構成するか否かを判断する（ステップＳ８）。ＣＴ画像を再構成すると判断された場合（ステップＳ８，ＹＥＳ）、その再構成の処理をデータプロセッサ３５に指令する。

次いで、データプロセッサ３５は、第１〜第３のエネルギ領域ＥＲ_１〜ＥＲ_３のそれぞれに弁別された、各画素Ｓ_ｎの計数値Ｗ_１（〜Ｗ_３）からなる投影データに適宜な重み付けをし（ステップＳ９）、重み付けされた投影データを画素Ｓ_ｎ毎に相互に加算して１セットの計数値から成る投影データを形成し、その投影データを所定の再構成法（例えばＦＢＰ法）で再構成する（ステップＳ１０）。例えば、第１のエネルギ領域ＥＲ_１に弁別された各画素Ｓ_ｎの計数値Ｗ_１から成る投影データにより高い（又は低い）重み付けをし、第３のエネルギ領域ＥＲ_３に弁別された各画素Ｓ_ｎの計数値Ｗ_３から成る投影データにより低い（又は高い）重み付けをする。これにより、より低いエネルギの透過Ｘ線又はより高いエネルギの透過Ｘ線が強調されたＣＴ画像が生成される。この重み付けは各種の態様で実施できるし、重み付けをしないで再構成してもよい。生成されたＣＴ画像は表示器３６で表示される（ステップＳ１１）。

一方、コントローラ３３は、ステップＳ８でＮＯと判断された場合、さらにオペレータとの間でインターラクティブに、上記の如く収集したデータを用いて、顎部を構成する複数種の物質の同定を行うか否かを判断する（ステップＳ１２）。ここでは、物質同定とは各物質の種類を特定する処理である。ステップＳ１２でＮＯと判断されるときには、物質同定を行わずに一連の処理を終える。

これに対し、コントローラ３３が物質同定を行うと判断した場合（ステップＳ１２，ＹＥＳ）、その後の再構成処理をデータプロセッサ３５に指令する。これに応答し、データプロセッサ３５は、第１〜第３のエネルギ領域ＥＲ_１〜ＥＲ_３それぞれに弁別された、各画素Ｓ_ｎの計数値Ｗ_ｋから成る投影データを使って領域毎にＣＴ再構成する（ステップＳ１３：図１０参照）。これにより、第１〜第３までの３つのエネルギ領域ＥＲ_１〜ＥＲ_３に対する、顎部を含む３Ｄ（ボリューム）空間の３組のＣＴ画像ＩＭ_１〜ＩＭ_３がそれぞれ再構成される。このＣＴ画像ＩＭ_１〜ＩＭ_３のデータは第１の記憶部３４に読出し可能に保存される。

コントローラ３３はオペレータからの指令に基づいて、それら３組のＣＴ画像ＩＭ_１〜ＩＭ_３をそのまま表示するかどうかを判断する（ステップＳ１４）。この表示が望まれている場合（ステップＳ１４、ＹＥＳ）、そのＣＴ画像ＩＭ_１〜ＩＭ_３の１組又は２組以上の画像を適宜な態様で表示器３６に表示させる（ステップＳ１５）。

コントローラ３３が上記表示をしないと判断した場合（ステップＳ１４、ＮＯ），さらにインターラクティブに物質同定の処理を実行するか否かを判断する（ステップＳ１６）。この判断がなされると、散布図作成の処理はデータプロセッサ３５に任される。データプロセッサ３５は、３つのＣＴ画像ＩＭ_１〜ＩＭ_３のデータを第１の記憶部３４から読み出し、図１１に示す２次元の散布図を作成する（ステップＳ１７）。この２次元散布図は、その一次元を成す縦軸に示す相対減衰指数ＲＡＩ（Relative Attenuation Index）と、もう一次元を成す横軸に示す線質変化指数ＳＤＩ(Spectrum Deformation Index)とからなる。勿論、この散布図はそれら相対減衰指数ＲＡＩ及び線質変化指数ＳＤＩを含んでいればよく、他の指数を合わせた３次元又は４次元以上の散布図であってもよい。

このうち、相対減衰指数ＲＡＩは、３次元ボリューム空間を成す各画素Ｓ_Ｂ（前記検出器の画素Ｓ_ｎとは区別する）ＣＴ値に相当する指数であって、本実施形態では、画素Ｓ_Ｂ毎の相対減衰指数ＲＡＩ＝Ｗ１＋Ｗ２＋Ｗ３と定義される。これに対し、線質変化指数ＳＤＩは、物質固有の線吸収係数を示す指数であって、本実施形態では、画素Ｓ_Ｂ毎の線質変化指数ＳＤＩ＝Ｗ_３／Ｗ_１と定義される。より具体的には、相対減衰指数ＲＡＩは、少なくとも２個のエネルギ帯域全ての画素値の総和に基づく量であって参照物質に対する相対的な減衰を画素Ｓ_Ｂ毎に表す。また、線質変化指数は、少なくとも２個のエネルギ帯域のうちの高い方のエネルギ帯域の画素値と低い方のエネルギ帯域の同一画素の画素値との間の除算に基づく画素Ｓ_Ｂ毎の線質の変化を示す。なお、線質変化指数ＳＤＩは、Ｗ_２／Ｗ_１やＷ_３／Ｗ_２として定義してもよい。

このように画素Ｓ_Ｂ毎に演算される相対減衰指数ＲＡＩ及び線質変化指数ＳＤＩのデータは第１の記憶部３４に保管される。

次いで、データプロセッサ３５は、第１の記憶部３４から相対減衰指数ＲＡＩ及び線質変化指数ＳＤＩのデータを読み出し、これらのデータから２次元散布図を作成し、その散布図を表示器３６に表示する（ステップＳ１８）。この表示例を図１２に示す。この２次元散布図上に、画素Ｓ_Ｂ毎の、相対減衰指数ＲＡＩ及び線質変化指数ＳＤＩの対応点がドットで表示される。

次いで、データプロセッサ３５は、その散布図上に示されたドットの散布状況を解析して、顎部を形成している各種の物質（軟組織、歯肉、歯槽骨、皮質骨、歯牙、金属など）の種類を同定する（ステップＳ１９）。具体的には、その散布図上のドット点の散布状況を、予め（つまり、装置毎又は装置とは無関係にシステム毎に）物質毎に、以前にＣＴ撮影されて求められていた散布図の分布領域を示す分散テーブルからノイズを加味した分散位置を解析し、その散布特性に応じたグルーピングを行う。さらに、そのグループ化したドットの群の位置を、第１の記憶部３４に予め参照データと比較し、どのグループのドット群がどの物質に対応するか否かを判定する。

さらに、その判定した物質毎に例えば異なるカラーで色付けしたり、文字によるアノテーションＡＮを付けたり、物質毎のグループ化したドット群の領域をＲＯＩで示したりするなど、ユーザへの表示データを生成する（ステップＳ２０）。勿論、この同定結果にはノイズなどの揺らぎ成分が含まれるので、スムージングなどのノイズ軽減処理を施すことが望ましい。

この後、データプロセッサ３５は、その準備した表示データを表示器３６に表示する（ステップＳ２１）。この表示例を図１３に示す。この例では、各物質が異なる記号、不定形のＲＯＩ、及び物質名を示すアノテーションで示されている。

なお、この表示データは、同定された物質の種類毎に、互いに異なる表示態様で生成・表示することが好ましい。一般化して表現するならば、互いに異なる、色相、彩度、明度、及びパターンのうちの１つ又は複数の要素を組み合わせを以って生成・表示することが好ましい。このうち、異なるパターンで表示するとは、例えば、特定の物質同定した２次元領域を斜線で表示したり、境界面のみ色を付け、中を黒ドットで表示したりする、ことである。

このように、散布図を作成することによって、顎部を含む撮像対象となった３次元空間を構成する各画素Ｓ_Ｂがどの物質で構成されているかが同定されている。

そこで、データプロセッサ３５は、その同定情報を用いて実際の顎部を表す３次元形状データを作成し（ステップＳ２２）、その作成した３次元形状データを表示器３６に表示する（ステップＳ２３）。この３次元形状データも、上述と同様に、色相、彩度、明度、及びパターンのうちの１つ又は複数の要素を組み合わせを以って生成・表示することが好ましい。この３次元形状データは、指定された物質だけの物理的な形状を示すデータであってもよい。この３次元形状データは第１の記憶部３４に保存される。

また、この３次元形状データは、オペレータの指示に応答したコントローラ３３の制御の下、印象のために外部の歯科用ＣＡＤ／ＣＡＭシステムに送信される（ステップＳ２４）。

上述した実施形態において、コントローラ３３によって実行される図９のステップＳ１〜Ｓ６の処理がスキャン手段を構成し、データプロセッサ３５によって実行される図９のステップＳ１２，Ｓ１３の処理が再構成手段を構成している。また、図９のステップＳ１６〜Ｓ１９の処理が物質同定手段に相当し、このうち、ステップＳ１７の処理が散布図作成手段に相当する。図９のステップＳ２０〜Ｓ２３の処理が画像生成手段に相当し、このうちのステップＳ２２の処理が３次元形状データ作成手段を成し、ステップＳ２３の処理が３次元形状表示手段を成す。さらに、ステップＳ２４は送信手段に相当する。さらに、データ計数回路５１ｎとデータプロセッサ３５によって実行される図９のステップＳ７とによって収集手段が形成される。

以上のように、本実施形態によれば、Ｘ線フォトンに与えた３つのエネルギ領域ＥＲ_１〜ＥＲ_３の夫々に対して、再構成したＣＴ画像から散布図を作成し、この散布図に基づいて顎部を形成する物質の種類を同定できる。この同定結果を元に、顎部の各物質の３次元形状データを作成できる。

顎部には、Ｘ線吸収特性の異なる軟組織から硬組織まで各種の物質がある。しかしながら、３つのエネルギ領域ＥＲ１〜ＥＲ３毎に再構成した３つのＣＴ画像データ、すなわち低エネルギ領域、中エネルギ領域、及び高エネルギ領域に弁別して各別に得たＸ線吸収情報に基づく相対減衰指数ＲＡＩ（Relative Attenuation Index）と線質変化指数ＳＤＩ(Spectrum Deformation Index)とを対比することにより、顎部に在る物質をより精度高く弁別・同定することができる。

この点を詳述すると、画素単位に、各エネルギ領域の計数値（低い方のエネルギ領域から順にＷ１，Ｗ２，Ｗ３とする）を求め、縦軸にＷ１＋Ｗ２＋Ｗ３の総和（この総和をRAI相対減衰指数:Relative Attenuation Indexと呼ぶ。この指数は、パノラマ画像ではタフボーンで正規化した例もあるが、ＣＴ画像の場合は水を基準とすることで、所謂、ＣＴ値の定義と同じになる。）、横軸にＷ３/Ｗ１(SDI線質変化指数:
Spectrum Deformation Indexと呼ぶ)にして、散布図を描くと、各物質に応じて固有の場所に物質毎に、ある打点範囲に集まる。これをクラス化し、そのクラスの中で濃度値を定義したり、カラーを割り当てすることで、物質の性質に応じて、濃度分けあるいはカラー分けされた画像を生成したりすることができる。

このような方法で物質をクラス分けする手法は、単にＲＡＩのみから判断するよりも、ＳＤＩの要素が一次元加わるために、本来物質に応じてＲＡＩが異なることを鑑みると、物質の識別の精度は向上する。もちろん、ＲＡＩはＷ３/Ｗ１のみならずＷ３/Ｗ２あるいはＷ２/Ｗ１であっても良い。

このように得た非常にダイナミックレンジの広い情報から、軟組織から硬組織まで同時に最適に表示することができる。それぞれの物質に応じて独立表示したり、カラー表示を変えて、フュージョン表示したりすることも可能である。また、物質の種類が精度良く同定できることから、安定して軟組織や硬組織の３次元形状データをより精度良く得ることできる。

この３次元形状データは、歯科用のＣＡＤ／ＣＡＭシステムにとって極めて有効なスキャンデータとなる。ＣＡＤ／ＣＡＭシステムは、ＣＡＤ（Computer-Aided(Assisted)Design）システムとＣＡＭ（Computer-Aided(Assisted)Manufacturing）とを統合したシステムである。つまり、コンピュータグラフィックス技術を用いて歯科用の人工物を設計及び製造するシステムである。歯科用のＣＡＤ／ＣＡＭシステムの場合、歯列模型や患者の歯の計測が必要であり、この計測結果から歯列模型や患者の歯の計測３次元モデル（３次元形状データ）が構築される。

しかし、歯科補綴では口腔内の支台歯や顎提に適合させることが必須であるため、ＣＡＤの前提として対象の生体情報の形態情報だけでなく、生体の硬軟の定量情報も計測する必要がある。従来のＸ線ＣＴを用いる場合、検出器のダイナミックレンジが狭く、硬組織と軟組織を同時に撮影することが難しかった。近年、口腔内を光学的にスキャンして印象する、いわゆる光学印象が多用されている。光学印象は、術者の手振れの影響を受け易く、計測対象の複雑な中空形態、歯列同士の重なった形状などの計測には、光の性質上の限界があった。また歯冠の作成では歯冠の高さを決定するには、硬組織と軟組織の奥行のある境界情報の入手が必要であるが、これも光の性質上の限界があった。

これに対して、本実施形態によれば、光子計数型検出器２２によって収集された投影データに基づいて再構成された３次元ボリュームデータから直接、顎部を構成する物質の種類が同定され、その同定結果に基づいて顎部の構造を示す３次元形状データが作成される。再構成された３次元ボリュームデータは、上述したように、軟組織から硬組織まで広いダイナミックレンジを有する画素データに基づいて作成されている。このため、口腔部の軟組織及び硬組織を示す３次元形状データの描出能も高い。つまり、精度のよい印象を行うことができる。

このように、歯型などを作成する印象に必要な顎部のデータを、ＣＴ撮影した３次元データから直接得ることができ、従来の光学印象に対応して、「ＣＴ印象」に必要なデータを便利に提供できる。

また、従来、光学印象により代表されるＣＡＤ/ＣＡＭにより設計していたインプラント手術用のサージカルガイドをＣＴ画像から作成でき、かつ硬組織のＣＴ画像から、サージカルガイドとのフュージョンも高精度に簡単にＣＴスキャナのみで可能となる。このことは光学印象用の高価な光学機器の購入が不要で、ＣＴスキャナの購入のみで、安価で短時間にサージカルガイドの提供が歯科診療所内で出来る。また、このように軟組織が安定して見える画像が得られると、従来のＸ線診療では得られなかった、軟組織の病変や、軟組織と硬組織の位置関係が重要視される診断にも用いることができる。さらに、支台歯形成の自動化も可能になる。

また、本実施形態では、例えば４つのエネルギ閾値の最もエネルギの高い閾値は、Ｘ線管電圧に設定し、他の３つの閾値は画像化に寄与するエネルギ情報の範囲を３等分するように設置し、最も上のエネルギ帯の情報（この情報は、エネルギ帯域がＸ線管電圧に相当する値以上の帯域なので、重畳現象に因る光子数の情報であり、画像化に値しない情報である）のみを使わずに３つのエネルギ帯域に分けて再構成して、軟組織や硬組織に最適化した精度の高い再構成画像を得ることもできる。

さらに、本実施形態では、顎部に存在する物質の種類を同定する上で、２次元の「相対減衰指数ＲＡＩ−線質変化指数ＳＤＩ」から成る散布図を用いている。この散布図を用いた方が相対減衰指数ＲＡＩだけを用いた場合に比べて、物質同定の耐ノイズ性が上がり、同定精度が向上する。

この理由を、図１４，１５を用いて説明する。両図において、いま２つの物質Ａ及び物質Ｂの座標がＡ(SDI_A,RAI_A),Ｂ(SDI_B,RAI_B)で表されたとする。つまり、物質Ａの相対減衰指数ＲＡＩ＝RAI_A、線質変化指数ＳＤＩ＝SDI_Aであり、物質Ｂの相対減衰指数ＲＡＩ＝RAI_B、線質変化指数ＳＤＩ＝SDI_Bである。ただし、この座標Ａ，Ｂは物質Ａ，Ｂそれぞれの散布領域を代表する代表値の位置であり、この代表値は例えば最頻値の位置、中央値の位置、算術平均値の位置、又は重心位置であるとする。

図１４に示す例では、座標Ａ(SDI_A,RAI_A),Ｂ(SDI_B,RAI_B)は、線質変化指数ＳＤＩについては比較的離れており（距離Ｌ_SDI）、区別がつきやすいが、相対減衰指数ＲＡＩについてはかなり接近している（距離Ｌ_RAI）。この場合、
距離Ｌ_RAI＝RAI_A − RAI_B
であるが、距離Ｌ_RAIと距離Ｌ_SDIとで作る対辺の距離、すなわち散布図上での座標Ａ，Ｂ間の距離Ｌ_ABは、
距離Ｌ_AB＝{(RAI_A − RAI_B)^２+ (SDI_A − SDI_B)^２}^１／２
であり、常に距離Ｌ_AB＞距離Ｌ_RAIである。

物質Ａ，Ｂの散布特性は、理論的には、散布図上でそれぞれ１点で表される。しかし、実際の計測系ではフォトンノイズ、検出器の感度ムラ、機構動作精度の程度、再構成エラーなどの要因が合算したノイズの影響がある。このため、物質Ａ，Ｂの各散布特性は実際には点にならずに、ある範囲（領域）に分散する。このため、物質Ａ，Ｂの種類を同定する場合、相対減衰指数ＲＡＩ、すなわちＣＴ値のみを用いて同定するよりも、線質変化指数ＳＤＩも加味した散布図上で弁別する方が座標Ａ，Ｂ間の距離Ｌ_ABがより大きくなるため、耐ノイズ性が向上し、したがって、同定（弁別）精度は格段に向上する。

さらに、図１５の示す例では、相対減衰指数ＲＡＩについてほぼ等しく、RAIA≒RAIBであり、相対減衰指数ＲＡＩの軸上では殆ど区別がつかない。相対減衰指数ＲＡＩのみを用いて両物質Ａ，Ｂを弁別しようとしても、ノイズに埋もれて困難である。しかし、本実施形態のように、線質変化指数ＳＤＩの軸を追加することで、距離ＬSDIの情報を参酌して両物質Ａ，Ｂを弁別できる。つまり、物質Ａ，ＢのＸ線吸収係数が酷似していても、互いに識別できることになり、同定精度が向上する。

（変形例）
図１６を参照して、Ｘ線を検出する検出器の変形例を説明する。この変形例に係る検出器１２２は画素Ｓ_ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）毎、すなわち収集チャンネルＣＮ_ｎ毎にデータ計数回路１５１_ｎを備える。このデータ計数回路１５１_ｎは、単独で収集手段を構成する。

このデータ計数回路１５１_ｎは、図１６に示すように、４段の比較器５１_１〜５１_４と４段のカウンタ５６_１〜５６_４との間にエネルギ領域振分け回路５５が配置されている。つまり、前述した実施形態のように、比較器５１_１〜５１_４の出力がそのままカウンタ５６_１〜５６_４にそれぞれ入力する構成とは違って、エネルギ領域振分け回路５５が比較器５１_１〜５１_４の出力のオン・オフの組合せに基づいて、各Ｘ線光子の入射に伴うエネルギがどのエネルギ領域ＥＲ_１〜ＥＲ_４に属するのかを解読し、そのエネルギ値が属するエネルギ領域ＥＲ_１（〜ＥＲ_４）の計数を担当しているカウンタ５６_１（〜５６_４）にパルス信号を送る。これにより、そのパルス信号を受けたカウンタ５６_１（〜５６_４）のみがカウントアップすることで、エネルギ領域ＥＲ_１（〜ＥＲ_４）に属するエネルギ値を持つＸ線光子を計数する。前述した実施形態のデータ計数回路５１_ｎは最終的なＸ線光子のエネルギ領域毎の計数値を演算により求めた（収集した）が、この変形例に係るデータ計数回路１５１_ｎはそれを直接、計数することができる。

具体的な構成を説明する。図１６に示すように、比較器５４_１〜５４_３の出力端は、エネルギ領域振分け回路５５に接続されている。このエネルギ領域振分け回路５５は、複数の比較器５４_１〜５４_４の出力、すなわち、検出したＸ線粒子のエネルギ値に相当するパルス電圧とアナログ量閾値ｔｈ_１（〜ｔｈ_４）との比較結果を解読し、そのエネルギ値がどのエネルギ領域ＥＲ_１〜ＥＲ_４に分類されるかという振分けを行う。

具体的には、この振分けは、４つの比較器５４_１〜５４_４に入力する検出電圧Ｖ_ｄｅｃ（光子の検出エネルギ値）と閾値ｔｈ_１〜ｔｈ_４との関係により決まる。つまり、検出電圧Ｖ_ｄｅｃ＜ｔｈ_１〜ｔｈ_４のときには、全ての比較器５４_１〜５４_４の出力＝オフとなる。すなわち、その画素Ｓ_ｎの出力＝０となる。これにより、入力エネルギの計数限界として定めたエネルギ閾値ＴＨ_１よりも小さいノイズ成分は計数されない。このノイズ成分は、図７の計数不能領域ＥＲｘに属するエネルギ値の信号に相当する。

しかしながら、検出電圧Ｖ_ｄｅｃが最小の閾値ｔｈ_１を超える場合（Ｖ_ｄｅｃ≧ｔｈ_１）、光子数は計数される。それらの関係がｔｈ_１＜Ｖ_ｄｅｃ≦ｔｈ_２（〜ｔｈ_４）であれば、１段目の比較器５４_１のみの出力がオンとなり、その入力に関わる光子のエネルギ値は低い方のエネルギ領域ＥＲ_１に弁別されるものと解読される。ｔｈ_２＜Ｖ_ｄｅｃ≦ｔｈ _３（〜ｔｈ_４）の関係になれば、１段目及び２段目の比較器５４_１、５４_２のみの出力がオンとなり、その入力に関わる光子のエネルギ値は中程度の第２のエネルギ領域ＥＲ_２に弁別されるもの解読される。ｔｈ_３＜Ｖ_ｄｅｃ≦ｔｈ_４の関係になれば、１段目、２段目及び３段目の比較器５４_１、５４_２、５４_３のみの出力がオンとなり、その入力に関わる光子のエネルギ値は高い第３のエネルギ領域ＥＲ_３に弁別されると解読される。さらに、ｔｈ_４＜Ｖ_ｄｅｃの関係になれば、全ての比較器５４_１〜５４_４の出力がオンになり、その入力に関わる光子のエネルギ値はイメージングや計数には適さない、第３の高いエネルギ領域ＥＲ_３を超える領域ＥＲ_４に属するノイズ成分、外乱などであると解読される。

エネルギ領域振分け回路５５は、上述した比較器５４_１〜５４_４による弁別結果に応じてカウンタ５６_１〜５６_４の何れかに弁別結果を示すパルス信号を送る。例えば、エネルギ領域ＥＲ_１に弁別される事象があれば、１段目のカウンタ５６_１にパルス信号を送る。エネルギ領域ＥＲ_２に弁別される事象があれば、２段目のカウンタ５６_２にパルス信号を送る。エネルギ領域ＥＲ_３に弁別される事象であれば、３段目のカウンタ５６_３にパルス信号を送る。エネルギ領域ＥＲ_４に弁別される事象であれば、４段目のカウンタ５６_４にパルス信号を送る。

なお、このノイズに相当するエネルギ領域ＥＲ_４に弁別されるフォトンの計数値が、後述する画像処理、物質同定の処理、各種計測処理などに不要な情報であるときには、その値は無視すればよい。これを考慮して４段目のカウンタ５６_４を設けないようにしてもよい。

この検出器１２２において、上述したエネルギ領域振分け回路５５を除く、他の構成は前述した図５の構成と同一である。

このように、この検出器１２２によれば、エネルギ領域振分け回路５５を設けたことによりエネルギ領域ＥＲ_１〜ＥＲ_４に該当するイベント（Ｘ線光子の入射）を直接に計数することができる。このため、前述した減算処理を不要にできる。つまり、前述した実施形態で説明した、データプロセッサ３５によって実行される図９のステップＳ７は不要になる。

さらに、本発明に係るＸ線ＣＴ装置の撮像対象に関する変形例を提供できる。前述した実施形態及びその変形例においては、Ｘ線ＣＴ装置の撮像対象は生体、すなわち被検体（患者の顎部）であった。つまり、撮像空間に患者の頭部を位置付けて、その顎部をＣＴスキャンするものであった。これに対し、この変形例では、口腔内で型を取った印象（材料）、或いは印象に石膏等の模型材料を流し込んで作った歯型模型を、撮像空間の所定位置に位置付け、その印象や歯型模型をＣＴスキャンするようにする。これにより、生体のＣＴ印象と同じように歯又は歯列の３次元データを得ることができる。この場合に、型取り剤（印象材）、或いは歯型模型を作成する石膏等の材料にＸ線造影剤が添加される。このＸ線造影剤はＸ線に対して前述したＲＡＩ（相対減衰指数）及びＳＤＩ（線質変化指数）の少なくとも一方に関して空気との間のコントラスト差を増強する成分である。このようなＸ線造影剤の成分として、粉末状のヨード、バリウム、ストロンチウム、酸化チタン、酸化亜鉛などが挙げられる。これらの成分のうち、１種類又は複数種類のものが上記印象や歯型模型を作る材料に事前に添加されている。なお、ＣＴスキャンのスライス幅はなるべく薄い値に設定される。この結果、Ｘ線造影剤によるコントラスト増強及び薄いスキャンによる分解能向上によって、歯型の内面形状や歯型の外面の輪郭形状のエッジが精度良く検出でき、より高精度な歯型用の３次元データを提供できる。

なお、本発明は上述した実施形態及び変形例で示した構成に限定されるものではなく、特許請求の範囲に記載の主旨を逸脱しない限り、更に様々に変形して実施可能なものである。

１ Ｘ線ハイブリッド機（歯科用ＣＴ撮像及び歯科用パノラマ撮像を行うＸ線撮像装置）１３Ｄ 回転機構（支持手段）
１７ コンソール
１５，１６ アーム（支持手段）
２１ Ｘ線管
２２，１２２ 検出器
２３ スリット
３３ コントローラ（各種のデータ処理及び制御に係る手段を機能的に実現する要素の一つ）
３４ 第１の記憶部
３５ データプロセッサ（各種のデータ処理に係る手段を機能的に実現する要素の一つ）３６ 表示器
３７ 入力器
４０Ａ〜４０Ｄ ＲＯＭ
５１_ｎ、１５１_ｎ データ計数回路
５４ 比較器
５５ エネルギ領域振分回路
５６ カウンタ
５７ Ｄ／Ａ変換器
５８ ラッチ回路
５９ シリアル変換器
Ｃ 半導体セル
Ｃｐ 検出回路
Ｓ_ｎ 画素
ＤＳ_ｉ 弁別回路
ＣＮ_ｎ データ収集チャンネル

Claims (18)

1. 白色Ｘ線を曝射するＸ線管と、
   入射するＸ線の光子に応じた電気パルスを出力する画素を２次元的に配置した画素群を有する検出回路と、前記Ｘ線の連続エネルギに対してエネルギ閾値をＮ個（Ｎ≧３）以上与え、且つ前記各画素から出力される前記電気パルスを前記Ｎ個のエネルギ閾値により弁別するとともに、前記Ｘ線の光子数を、前記Ｎ個のエネルギ閾値で分けられ且つ当該Ｎ個のエネルギ閾値の相互間に在る「Ｎ−１」個のエネルギ帯域のそれぞれに応じて画素毎に収集する収集手段と、を有する光子計数型の検出器と、
   前記Ｘ線管と前記検出器を互いに対向させるとともに、当該Ｘ線管と当該検出器を撮像対象の周りに回転可能に支持する支持手段と、
   前記ＣＴ撮影時には前記Ｘ線管と前記検出器を前記撮像対象の周りに、指示されたスキャン法に基づいて回転させるスキャン手段と、
   前記「Ｎ−１」個のエネルギ帯域のうち少なくとも２個のエネルギ帯域それぞれに対して、前記収集手段により収集された前記Ｘ線の光子数に基づく投影データにＣＴ(computed tomography)用の再構成処理を施して当該少なくとも２個のエネルギ帯域それぞれのＣＴ画像を再構成する再構成手段と、
   を備えることを特徴とするＸ線撮像装置。
2. 前記再構成手段により再構成された前記少なくとも２個のエネルギ帯域それぞれの前記画像の画素値に基づいて前記撮像対象を形成する物質の種類を同定する物質同定手段、を備えることを特徴とする請求項１に記載のＸ線撮像装置。
3. 前記再構成手段により再構成された前記少なくとも２個のエネルギ帯域それぞれの前記画像の画素値に基づいて前記撮像対象の構造を示す画像を生成する画像生成手段、を備えることを特徴とする請求項２に記載のＸ線撮像装置。
4. 前記物質同定手段は、
   前記少なくとも２個のエネルギ帯域全ての前記画像の画素値の総和に基づく量であって参照物質に対する相対的な減衰を表す画素毎の相対減衰指数と、前記少なくとも２個のエネルギ帯域のうちの高い方のエネルギ帯域の前記画像の画素値と低い方のエネルギ帯域の前記画像の画素値との間の除算に基づく画素毎の線質変化指数とを含む２次元以上の次元を持つ散布図を作成する散布図作成手段を、備えることを特徴とする請求項２に記載のＸ線撮像装置。
5. 前記物質同定手段は、前記散布図から前記物質の種類名を判定するように構成されたことを特徴とする請求項４に記載のＸ線撮像装置。
6. 前記画像生成手段は、
   前記散布図作成手段により作成された前記２次元散布図のデータから前記撮像対象に在って互いに質的に類似する又は同質の物質に分類した３次元形状データを作成する３次元形状データ作成手段を備えることを特徴とする請求項４に記載のＸ線撮像装置。
7. 前記撮像対象は、生体である被検者の顎部であり、
   前記画像生成手段は、
   前記３次元形状データ作成手段により作成された前記３次元形状データを前記物質の種類毎に互いに異なる、色相、彩度、明度、及びパターンのうちの１つ又は複数の組合せで表示する３次元形状表示手段を備え、
   前記物質の種類には、前記顎部の歯肉部、筋肉、舌、上顎洞内の膿を含む軟組織、歯、歯槽骨、皮質骨、並びに、金属及び／又は補綴物である硬組織の少なくとも１つが含まれる、ことを特徴とする請求項６に記載のＸ線撮像装置。
8. 前記３次元形状データ作成手段により作成された前記３次元形状データを外部のシステムに送信する送信手段を備えることを特徴とする請求項６に記載のＸ線撮像装置。
9. 前記検出回路は、前記Ｘ線を前記電気パルスに直接変換する半導体材料で形成され且つ前記画素毎に分割された半導体層と、この半導体層の一方の面に積層された荷電電極と、前記半導体層の他方の面に積層され且つ前記画素毎に分割された集電電極とを有し、
   前記収集手段は前記検出回路と一体の層としてのＡＳＩＣ(Application Specific Integrated Circuit)層として作り込まれており、
   前記半導体材料はＣｄＴｅ、ＣＺＴ、又はＴｌＢｒである、
   ことを特徴とする請求項１〜８の何れか一項に記載のＸ線撮像装置。
10. 前記検出回路は、
    柱状に加工された複数のシンチレータを束ねたシンチレーターアレイと、
    前記シンチレーターアレイと光学的に接続され、当該シンチレータから入射する光を受ける受光面に複数のアバランシェフォトダイオードを実装し、かつ当該受光面のセルに相当する所定サイズの矩形領域毎に当該領域に属する当該アバランシェフォトダイオードをクエンチング要素で電気的に接続した構成を有するシリコンフォトマルティプライヤーと、を備え、
    前記収集手段は前記検出回路と一体の層としてのＡＳＩＣ(Application Specific Integrated Circuit)層として作り込まれており、
    前記シンチレータの材料はＬＦＳ（ケイ酸ルテチウム）、ＬｕＡＧ：Ｐｒ（プラセオジム添加ルテチウム・アルミニウム・ガーネット）、あるいは当該ＬｕＡＧ：Ｐｒ相当の減衰時間、発光量、比重を有する材料である、
    ことを特徴とする請求項１〜８の何れか一項に記載のＸ線撮像装置。
11. 前記Ｎ個のエネルギ閾値のうちの最も高い閾値は、前記Ｘ線光子のエネルギ値の所望上限値に設定されている、ことを特徴とする請求項１〜１０の何れか一項に記載のＸ線撮像装置。
12. 前記所望上限値は、前記Ｘ線管の管電圧に相当する値を中心とする所望のエネルギ範囲に属する値に設定されていることを特徴とする請求項１１に記載のＸ線撮像装置。
13. 前記所望上限値に対する所望エネルギ範囲は、前記Ｎ個のエネルギ閾値のうちの最も低い閾値をＴＨ_１としたとき、−ＴＨ_１／２＜所望上限値＜＋ＴＨ_１／２あることを特徴とする請求項１２に記載のＸ線撮像装置。
14. 前記検出回路及び前記収集手段は、前記画素を２次元に配置した所定サイズのモジュールを複数個、相互に隙間を空けて２次元状に配置したモジュールアレイとして形成されたことを特徴とする請求項１〜１３の何れか一項に記載のＸ線撮像装置。
15. 前記支持手段は、前記Ｘ線撮像装置とは別体である歯科用チェアに座った又は横たわった被検者の顎部が前記Ｘ線管及び前記検出器の間の撮像空間に位置可能なように当該Ｘ線管及び当該検出器を支持可能になっていることを特徴とする請求項６の何れか一項に記載のＸ線撮像装置。
16. 前記検出器の前記複数のモジュールのうちの一部は、前記ＣＴ撮影に加えて、被検者の顎部のパノラマ画像に使用可能に構成されていることを特徴とする請求項１４に記載のＸ線撮像装置。
17. 前記撮像対象は、生体である被検者の口腔内で型を取った印象、又は当該印象から作られた歯型模型であって、当該印象又は当該歯型模型を形成する材料に事前にＸ線造影剤が添加されており、
    前記Ｘ線造影剤は、少なくともヨード、バリウム、ストロンチウム、酸化チタン、又は酸化亜鉛の成分を含むことを特徴とする請求項１に記載のＸ線撮像装置。
18. 白色Ｘ線を曝射するＸ線管と、
    入射するＸ線の光子に応じた電気パルスを出力する画素を２次元的に配置した画素群を有する検出回路と、前記Ｘ線の光子数を画素毎に収集する収集手段と、を有する光子計数型の検出器と、
    前記Ｘ線管と前記検出器を互いに対向させるとともに、ＣＴ撮影時には当該Ｘ線管と当該検出器を撮像対象の周りに回転可能に支持する支持手段と、
    前記ＣＴ撮影時には前記Ｘ線管と前記検出器を前記撮像対象の周りに、指示されたスキャン法に基づいて回転させるスキャン手段と、
    を備えたＸ線撮像装置におけるＸ線撮像方法において、
    前記収集手段に前記Ｘ線の連続エネルギに対してエネルギ閾値をＮ個（Ｎ≧３）以上与えた状態で前記ＣＴ撮像を行って、前記各画素から出力される前記電気パルスを前記収集手段により前記Ｎ個のエネルギ閾値で弁別させ、前記Ｘ線の光子数を、前記Ｎ個のエネルギ閾値で分けられ且つ当該Ｎ個のエネルギ閾値の相互間に在る「Ｎ−１」個のエネルギ帯域のそれぞれに応じて画素毎に収集し、
    前記「Ｎ−１」個のエネルギ帯域のうち少なくとも２個のエネルギ帯域それぞれに対して、前記収集手段により収集された前記Ｘ線の光子数に基づく投影データにＣＴ(computed tomography)用の再構成処理を施して当該少なくとも２個のエネルギ帯域それぞれのＣＴ画像を再構成することを特徴とするＸ線撮像方法。

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