(57)【要約】  物質の少なくとも種類を同定（特定又は推定）する装置及び方法が提供される。この装置及び方法は、一例として、Ｘ線パノラマ撮影及びＸ線ＣＴ撮影を融合して行うことができるＸ線撮影装置により機能的に提供される。このＸ線撮影装置において、パノラマ画像の再構成には、光子計数型のＸ線検出器（２２）から出力されるフレームデータが使用される。また、パノラマ画像が表示され（Ｂ３；Ｓ３２）、表示されたパノラマ画像上でオペレータの指示に応じて関心位置が指定される（Ｂ３；Ｓ３４）。更に、関心位置に対応したＸ線管及び検出器の間の撮影空間における投影方向に存在する、撮影対象における厚みを有する１つ又は複数の構造物の少なくとも種類が、パノラマ画像のデータとＣＴ画像から得られる当該物質の形態情報とに基づいて同定される（Ｂ３；Ｓ３５〜Ｓ４０）。
2014181889.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線を照射するＸ線管と、
前記Ｘ線のフォトンが入射を検知する度に当該フォトンのエネルギに応じた電気パルスを出力するセルを、２次元の画素群を形成するように２次元に配列した検出回路と、この検出部の各セルが検知した前記フォトンの数を２つ以上のエネルギ帯域（エネルギ帯域数Ｍ≧２：Ｍは正の整数）に分けて画素毎に計測する計測回路と、この計測回路が計測した各セルの出力に応じたデジタル量の電気信号をエネルギ帯域毎にフレームデータとして出力する出力回路とを備えて構成された検出器と、
前記Ｘ線管と前記検出器とを撮影対象を挟んで互いに対向させて当該撮影対象の周りに当該Ｘ線管と当該検出器とを回転させ、前記検出器が出力する前記フレームデータを前記エネルギ帯域毎に収集するスキャン手段と、
前記フレームデータに基づいて前記撮影対象のパノラマ画像のデータを前記エネルギ帯域毎に生成するパノラマ画像生成手段と、
前記撮影対象のＣＴ(computed  tomography)画像を生成するＣＴ画像生成手段と、
前記パノラマ画像をモニタに表示するパノラマ画像表示手段と、
前記モニタに表示された前記パノラマ画像上でオペレータの指示に応じて関心位置を指定する関心位置指定手段と、
前記関心位置に対応した前記Ｘ線管及び前記検出器の間の撮影空間における投影方向に存在する、前記撮影対象における厚みを有する１つ又は複数の物質の少なくとも種類を、前記パノラマ画像のＸ線透過データと前記ＣＴ画像から得られる当該物質の形態情報とに基づいて同定する物質同定手段と、
を備えたことを特徴とするＸ線パノラマ・ＣＴ撮影を利用した物質同定装置。
【請求項２】
前記物質同定手段は、
前記ＣＴ画像生成手段により生成された前記ＣＴ画像をオペレータに提示するするＣＴ画像提示手段と、
前記ＣＴ画像から、オペレータとの間でインターラクティブに、前記投影方向に沿った前記厚みを有する１つ又は複数の物質としてＮ個（Ｎは１以上の正の整数）の厚みを持つ物質が存在することを判定する判定手段と、
前記関心位置に対応した前記撮影空間における投影方向を含め、当該関心位置の近傍の位置を含むＬ点（Ｌ≧Ｎ）の位置それぞれから前記投影方向に沿って前記撮影空間に投影される合計Ｌ本の相互に近傍の投影方向を特定する投影方向特定手段と、
前記ＣＴ画像のデータにおいて前記Ｌ本の投影方向それぞれの通過方向に沿って存在する、前記撮影対象のＮ個の物質の厚さti1,ti2,…,tiN（i=1〜Ｍ；Ｎは物質の数）を前記ＣＴ画像のデータから前記形態情報として演算する厚さ演算手段と、
前記Ｎ個の物質の前記Ｘ線に対する前記エネルギ帯域毎の吸収係数をμ1j,μ2j,…,μMj(j=1〜Ｎ)としたとき、前記物質の厚さを既知として持ち且つ前記吸収係数を変数として持つＬＣＮ個の連立方程式を解いて当該吸収係数をμ1j,μ2j,…,μMjの値を演算する吸収係数演算手段と、
前記Ｎ個の物質それぞれに対して、縦軸にμ1j＋μ2j,…,＋μMj（j=1〜Ｎ）を相対減衰指数：ＲＡＩとして採り、且つ横軸にμaj−μbj(a、ｂ≦Ｍを満たす正の整数、ただし、a>b)を線質変化指数：ＳＤＩとして採った２次元の散布図を作成する散布図作成手段と、
前記散布図作成手段により作成された前記物質毎の散布図を、予め設定してある当該物質毎の基準となる前記相対減衰指数及び前記線質変化指数を示す参照散布図と比較して前記関心位置に応じた前記投影方向に存在する前記１つ又は複数の物質それぞれの種類を判定する物質種類判定手段と、
を備えたことを特徴とする請求項１に記載の物質同定装置。
【請求項３】
前記物質種類判定手段により判定された、前記関心位置に応じた前記投影方向に存在する前記１つ又は複数の物質の種類をユーザに提示する提示手段を備えたことを特徴とする請求項２に記載の物質同定装置。
【請求項４】
前記２つ以上のエネルギ帯域数は３つ以上のエネルギ帯域数であることを特徴とする請求項１〜３の何れか一項に記載の物質同定装置。
【請求項５】
前記ＣＴ画像生成手段は、
前記エネルギ帯域毎に収集される投影角度毎にフレームデータを加算して投影データを生成する投影データ生成手段と、
前記投影角度毎の投影データに基づいて前記撮影対象のＣＴ画像の３次元データを再構成する再構成手段と、
を備えたことを特徴とする請求項１〜４の何れか一項に記載の物質同定装置。
【請求項６】
前記投影データ生成手段は、前記スキャン手段により前記撮影対象の周りを回転させられる前記Ｘ線管及び前記検出器の約半周分の回転動作の間に収集されるフレームデータを使用するハーフスキャン方式の下で前記投影データを生成するように構成されたことを特徴とする請求項５に記載の物質同定装置。
【請求項７】
前記スキャン手段は、前記Ｘ線管及び前記検出器を常に互いに対向させた状態で同一の円軌道上を回転させるように構成され、
前記ＣＴ画像生成手段は、前記検出器から出力される前記フレームデータに基づいて前記ＣＴ画像を生成するように構成されている、
前記パノラマ画像生成手段及び前記ＣＴ画像生成手段は、前記スキャン手段により前記Ｘ線管及び前記検出器を１回だけ同時に回転させたときに当該検出器から出力される前記フレームデータを用いて前記パノラマ画像及び前記ＣＴ画像をそれぞれ生成するように構成されている、
請求項１〜６の何れか一項に記載の物質同定装置。
【請求項８】
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、
前記計測回路及び前記出力回路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１〜７の何れか一項に記載のＸ物質同定装置。
【請求項９】
前記撮影対象は被験者の顎部であり、
前記パノラマ画像生成手段は、前記エネルギ帯域毎に、前記フレームデータに基づいて前記顎部に存在する歯列の各歯の位置に自動的に焦点を合わせ且つその実際の位置及び形状を反映した２次元のパノラマ画像を３次元的に展開した擬似的な３次元パノラマ画像を作成するように構成されていることを特徴とする請求項１〜８の何れか一項に記載の物質同定装置。
【請求項１０】
前記パノラマ画像生成手段は、
前記歯列を目的物とし、この歯列に焦点を当てた第１のパノラマ画像を前記フレームデータから前記エネルギ帯域毎に生成する第１のパノラマ画像生成手段と、
前記顎部の後ろ側に存在する頸椎を障害物とし、この頸椎に焦点を当てた第２のパノラマ画像を前記フレームデータから前記エネルギ帯域毎に生成する第２のパノラマ画像生成手段と、
前記第１及び第２のパノラマ画像に基づいて、当該第１のパノラマ画像から前記頸椎の陰影の映り込みを除去又は軽減する障害陰影除去・軽減手段と、
を備えたことを特徴とする請求項１〜９の何れか一項に記載の物質同定装置。
【請求項１１】
前記撮影空間に配置されるとともに、この配置によって当該撮影空間内の予め定めた断層面に位置付けられ且つ既知の位置情報を前記Ｘ線で画像化可能なマーカを有するファントムを前記撮影空間に配置した状態で、前記Ｘ線管から照射されたＸ線に応じて収集された前記フレームデータに基づいて画像を作成する画像作成手段と、
前記マーカの既知の位置情報と前記画像から得られた前記マーカの位置の情報とに基づき、前記Ｘ線管と前記検出器の間の距離情報及び前記検出器に対する前記Ｘ線管の高さ情報を演算する第１の演算手段と、
前記第１の演算手段の演算結果と前記データに基づいて、前記撮影空間における前記Ｘ線管、前記検出器、及び前記断層面の位置関係を規定するパラメータを演算する第２の演算手段と、
前記第２の演算手段により演算されるパラメータをキャリブレーションデータとして記憶する記憶手段と、を備え、
前記投影方向特定手段は、前記キャリブレーションデータを用いて、前記撮影空間に投影される合計Ｍ本の相互に近傍の投影方向を特定するように構成されている、
請求項２〜１０の何れか一項に記載の物質同定装置。
【請求項１２】
前記ＣＴ画像生成手段は、
前記関心位置に対応した前記投影方向に前記１つ又は複数の物質の一部として金属を含む場合、この金属のメタルアーチファクトを軽減するアーチファクト軽減手段と、
このアーチファクト軽減手段により前記アーチファクトを軽減した状態で前記ＣＴ画像を再度、生成する手段と、
を備えたことを特徴とする請求項１〜１１の何れか一項に記載の物質同定装置。
【請求項１３】
Ｘ線を照射するＸ線管と、
前記Ｘ線のフォトンが入射を検知する度に当該フォトンのエネルギに応じた電気パルスを出力するセルを、２次元の画素群を形成するように２次元に配列した検出回路と、この検出部の各セルが検知した前記フォトンの数を２つ以上のエネルギ帯域（エネルギ帯域数Ｍ≧２：Ｍは正の整数）に分けて画素毎に計測する計測回路と、この計測回路が計測した各セルの出力に応じたデジタル量の電気信号をエネルギ帯域毎にフレームデータとして出力する出力回路とを備えて構成された検出器と、
前記Ｘ線管と前記検出器とを撮影対象を挟んで互いに対向させて当該撮影対象の周りに当該Ｘ線管と当該検出器とを回転させ、前記検出器が出力する前記フレームデータを前記エネルギ帯域毎に収集するスキャン手段と、を備えたシステムに適用される物質同定方法であって、
前記フレームデータに基づいて前記撮影対象のパノラマ画像のデータを前記エネルギ帯域毎に生成するステップと、
前記撮影対象のＣＴ(computed  tomography)画像を生成するステップと、
前記パノラマ画像をモニタに表示するステップと、
前記モニタに表示された前記パノラマ画像上でオペレータの指示に応じて関心位置を指定するステップと、
前記関心位置に対応した前記Ｘ線管及び前記検出器の間の撮影空間における投影方向に存在する、前記撮影対象における厚みを有する１つ又は複数の物質の少なくとも種類を、前記パノラマ画像のＸ線透過データと前記ＣＴ画像から得られる当該物質の形態情報とに基づいて同定するステップと、
を有することを特徴とした物質同定方法。
【請求項１４】
前記同定ステップは、
生成された前記ＣＴ画像をオペレータに提示し、
前記ＣＴ画像から、オペレータとの間でインターラクティブに、前記投影方向に沿った前記厚みを有する１つ又は複数の物質としてＮ個（Ｎは１以上の正の整数）の厚みを持つ物質が存在することを判定し、
前記関心位置に対応した前記撮影空間における投影方向を含め、当該関心位置の近傍の位置を含むＬ点（Ｌ≧Ｎ）の位置それぞれから前記投影方向に沿って前記撮影空間に投影される合計Ｌ本の相互に近傍の投影方向を特定し、
前記ＣＴ画像のデータにおいて前記Ｌ本の投影方向それぞれの通過方向に沿って存在する、前記撮影対象のＮ個の物質の厚さti1,ti2,…,tiN（i=1〜Ｍ；Ｎは物質の数）を前記ＣＴ画像のデータから前記形態情報として演算し、
前記Ｎ個の物質の前記Ｘ線に対する前記エネルギ帯域毎の吸収係数をμ1j,μ2j,…,μMj(j=1〜Ｎ)としたとき、前記物質の厚さを既知として持ち且つ前記吸収係数を変数として持つＬＣＮ個の連立方程式を解いて当該吸収係数をμ1j,μ2j,…,μMjの値を演算し、
前記Ｎ個の物質それぞれに対して、縦軸にμ1j＋μ2j,…,＋μMj（j=1〜Ｎ）を相対減衰指数：ＲＡＩとして採り、且つ横軸にμaj−μbj(a、ｂ≦Ｍを満たす正の整数、ただし、a>b)を線質変化指数：ＳＤＩとして採った２次元の散布図を作成し、
作成された前記物質毎の散布図を、予め設定してある当該物質毎の基準となる前記相対減衰指数及び前記線質変化指数を示す参照散布図と比較して前記関心位置に応じた前記投影方向に存在する前記１つ又は複数の物質それぞれの種類を判定する、
ことを特徴とする請求項１３に記載の物質同定方法。
【請求項１５】
判定された、前記関心位置に応じた前記投影方向に存在する前記１つ又は複数の物質の種類をユーザに提示するステップを有することを特徴とした請求項１４に記載の物質同定方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、Ｘ線パノラマ・ＣＴ撮影を利用した物質同定装置及び物質同定方法に係り、とくに、Ｘ線によるパノラマ撮影及びＣＴ撮影から得られるパノラマ画像及びＣＴ画像の情報を融合して撮影対象の関心位置に在る構造物（物質）の少なくとも種類を同定（特定又は推定）する、ハイブリッド型Ｘ撮影装置を利用した物質同定装置及び物質同定方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
Ｘ線を用いた診断装置の一分野に、歯科用のパノラマＸ線撮影装置がある。
このＸ線撮影装置の分野では、近年、トモシンセシス法（tomosynthesis）に依る被検体の断層撮影法が盛んに行われている。このトモシンセシス法の原理はかなり古くから知られている（例えば特許文献１を参照）。近年では、そのトモシンセシス法に依る画像再構成の簡便さを享受しようとする断層撮影法も提案されている（例えば特許文献２及び特許文献３を参照）。また、歯科用及びマンモグラフィでその例が多数見られるようになっている（例えば特許文献４、特許文献５、特許文献６を参照）。【０００３】
また、近年、特許文献７のように、Ｘ線の検出データを高速（例えば３００FPS）に収集できる検出器を使用し、その検出データをすべてコンピュータに取り込み、トモシンセシス法を実行するＸ線パノラマ撮影装置が開発されている。この装置の場合、検出データをトモシンセシス法で処理して断層面のパノラマ画像を生成するとともに、その断層面の位置をその面の前後方向に変更し、その変更した断層面のパノラマ画像を生成できる。【０００４】
この歯科用のパノラマＸ線撮影装置は、低被爆で口腔部全体を映像化できる。しかしながら、断層方向の情報が得られないことや、画像のボケが存在することから、口腔部の内部構造を把握するための精査の診断に使用されるまでには至っていない。【０００５】
そのほか、歯列を画像化しようとするときに頸椎の陰影は障害陰影になり、この障害陰影はどうしても画像の描出能を低下させてしまう。また、積分型のＸ線検出器を用いた場合、必ずしも正確なＸ線吸収が出ない等の課題もある。【０００６】
このため、精査の診断は、現状では、専ら口の中にフィルムやＸ線センサーを入れる口内撮影や専ら歯科用Ｘ線ＣＴ装置に頼っている。特に歯科用Ｘ線ＣＴ装置を使えば、口腔部の三次元形態情報を得ることができる。【０００７】
しかしながら、歯科用Ｘ線ＣＴ装置の場合、Ｘ線の管電圧が８０ｋＶ前後と低いこと及び口腔部には硬組織が多いことから、Ｘ線の線質変化が大きい、金属補綴物による画像歪（アーチファクト）が発生する、ビームハードニングや散乱線の影響に因り撮影対象の安定したＣＴ値が出ないこと、などの問題がある。【０００８】
また、歯科用のＸ線撮影装置においては、パノラマ装置やＣＴ装置を問わず、一定時間、Ｘ線透過信号を積分する積分方式の検出器を用いていることが多い。そのような場合。その検出のためのプリアンプ処理回路で発生する電気的ノイズが混入する。また、プリアンプの非線形特性により、高線量部から低線量部まで忠実に吸収値を反映させることは難しく、所謂、ダイナミックレンジが狭くなる。このためにエナメル質、海綿骨などの硬組織の映像化を行うために検出器の最適化を行うと、歯肉、筋肉などの軟組織の映像は、コントラストが飛んでしまい映像化が難しい。その逆で軟組織に最適化した場合は、硬組織がノイズで埋もれてしまい、コントラスがつかない。このような事情から一度にどちらの映像化も可能な、撮影は難しいと言える。【０００９】
そこで、近年では、特許文献８に示すように、パノラマ撮影とＣＴ撮影の両方の撮影が行える兼用型のＸ線撮影装置も提案されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１０】
【特許文献１】特開昭５７−２０３４３０
【特許文献２】特開平６−８８７９０
【特許文献３】特開平１０−２９５６８０
【特許文献４】特開平４−１４４５４８
【特許文献５】特開２００８−１１０９８
【特許文献６】米国特許公開 ＵＳ２００６／０２０３９５９  Ａ１
【特許文献７】特開２００７−１３６１６３
【特許文献８】特開２０１１−２０６５３４
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
しかし、従来の兼用型のＸ線撮影装置の場合、パノラマ撮影モードとＣＴ撮影モードとを切り替えて使用するのみである。このため、上記の問題の解決には至っていない。【００１２】
本発明は、上述の従来の状況に鑑みてなされたもので、パノラマ撮影機能とＣＴ撮影機能の特徴を相補的に融合させ、１回の撮影（スキャン）で、通常のパノラマ撮影やＣＴ撮影は勿論のこと、撮影対象の関心部位にある厚さのある構造物の少なくとも種類を同定（特定又は推定）でき、その同定結果を臨床レベルで使用できるようにすることを、その目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
上述した目的を達成するために、その１つの態様として、Ｘ線パノラマ・ＣＴ撮影を利用した物質同定装置が提供される。この物質同定装置は、Ｘ線を照射するＸ線管と、前記Ｘ線のフォトンが入射を検知する度に当該フォトンのエネルギに応じた電気パルスを出力するセルを、２次元の画素群を形成するように２次元に配列した検出回路と、この検出部の各セルが検知した前記フォトンの数を２つ以上のエネルギ帯域（エネルギ帯域数Ｍ≧２：Ｍは正の整数）に分けて画素毎に計測する計測回路と、この計測回路が計測した各セルの出力に応じたデジタル量の電気信号をエネルギ帯域毎にフレームデータとして出力する出力回路とを備えて構成された検出器と、前記Ｘ線管と前記検出器とを撮影対象を挟んで互いに対向させて当該撮影対象の周りに当該Ｘ線管と当該検出器とを回転させ、前記検出器が出力する前記フレームデータを前記エネルギ帯域毎に収集するスキャン手段と、前記フレームデータに基づいて前記撮影対象のパノラマ画像のデータを前記エネルギ帯域毎に生成するパノラマ画像生成手段と、前記撮影対象のＣＴ(computed  tomography)画像を生成するＣＴ画像生成手段と、前記パノラマ画像をモニタに表示するパノラマ画像表示手段と、前記モニタに表示された前記パノラマ画像上でオペレータの指示に応じて関心位置を指定する関心位置指定手段と、前記関心位置に対応した前記Ｘ線管及び前記検出器の間の撮影空間における投影方向に存在する、前記撮影対象における厚みを有する１つ又は複数の物質の少なくとも種類を、前記パノラマ画像のＸ線透過データと前記ＣＴ画像から得られる当該物質の形態情報とに基づいて同定する物質同定手段と、を備える。【００１４】
また、別の態様として、Ｘ線を照射するＸ線管と、前記Ｘ線のフォトンが入射を検知する度に当該フォトンのエネルギに応じた電気パルスを出力するセルを、２次元の画素群を形成するように２次元に配列した検出回路と、この検出部の各セルが検知した前記フォトンの数を２つ以上のエネルギ帯域（エネルギ帯域数Ｍ≧２：Ｍは正の整数）に分けて画素毎に計測する計測回路と、この計測回路が計測した各セルの出力に応じたデジタル量の電気信号をエネルギ帯域毎にフレームデータとして出力する出力回路とを備えて構成された検出器と、前記Ｘ線管と前記検出器とを撮影対象を挟んで互いに対向させて当該撮影対象の周りに当該Ｘ線管と当該検出器とを回転させ、前記検出器が出力する前記フレームデータを前記エネルギ帯域毎に収集するスキャン手段と、を備えたシステムに適用される物質同定方法が提供される。この物質同定方法は、前記フレームデータに基づいて前記撮影対象のパノラマ画像のデータを前記エネルギ帯域毎に生成するステップと、前記撮影対象のＣＴ(computed  tomography)画像を生成するステップと、前記パノラマ画像をモニタに表示するステップと、前記モニタに表示された前記パノラマ画像上でオペレータの指示に応じて関心位置を指定するステップと、前記関心位置に対応した前記Ｘ線管及び前記検出器の間の撮影空間における投影方向に存在する、前記撮影対象における厚みを有する１つ又は複数の物質の少なくとも種類を、前記パノラマ画像のＸ線透過データと前記ＣＴ画像から得られる当該物質の形態情報とに基づいて同定するステップと、を有する。
【発明の効果】
【００１５】
以上のように、本発明によれば、パノラマ撮影機能とＣＴ撮影機能の特徴を相補的に融合させ、１回の撮影（スキャン）で、通常のパノラマ撮影及びＣＴ撮影を選択的に行うことができる。さらに、本発明によれば、撮影対象の関心部位にある厚さのある構造物の少なくとも種類を同定（特定又は推定）でき、臨床レベルでも使用できる。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
添付図面において、
【図１】図１は、本発明の物質同定装置を機能的に提供するハイブリッド型Ｘ線撮像装置の全体構成の概略を示す斜視図、
【図２】図２は、同装置の撮影系と被検体の顎部との位置関係を説明する図、
【図３】図３は、撮影系のスキャンのための回転と被検体の顎部との位置関係を説明する図、
【図４】図４は、検出器の検出面（収集窓）を説明する平面図、
【図５】図５は、検出器の電気的な構成を説明する回路図、
【図６】図６は、Ｘ線の入射パルスと光子計数のための閾値を説明する図、
【図７】図７は、Ｘ線のエネルギ分布と光子計数のためのエネルギ領域を説明する図、
【図８】図８は、Ｘ線撮像装置の電気的な全体構成の要部を示すブロック図、
【図９】図９は、被検者の顎部の構成物の種類を同定するためにコントローラ及びデータプロセッサにより実行される処理を示す機能ブロック図、
【図１０】図１０は、最適焦点化された３Ｄオートフォーカス画像の例を示す表示図、
【図１１】図１１は、スキャン範囲を説明する図、
【図１２】図１２は、歯列、歯列の基準断層面、及びＸ線管・検出器のスキャンの位置関係を説明する図、
【図１３】図１３は、物質同定のために指定される、歯とその歯を透過するＸ線ビームの照射方向とを例示する説明図、
【図１４】図１４は、メタルアーチファクトの除去の流れを説明する概略フローチャート、
【図１５】図１５は、メタルアーチファクトの除去の一部の過程を説明する図、
【図１６】図１６は、メタルアーチファクトの除去の別の一部の過程を説明する図、
【図１７】図１７は、メタルアーチファクトの除去の別の一部の過程を説明する図、
【図１８】図１８は、メタルアーチファクトの除去の別の一部の過程を説明する図、
【図１９】図１９は、メタルアーチファクトの除去の別の一部の過程を説明する図、
【図２０】図２０は、メタルアーチファクトの除去の別の一部の過程を説明する図、
【図２１】図２１は、メタルアーチファクトの除去の別の一部の過程を説明する図、
【図２２】図２２は、メタルアーチファクトの除去の別の一部の過程を説明する図、
【図２３】図２３は、メタルアーチファクトの除去の別の一部の過程を説明する図、
【図２４】図２４は、物質同定のために演算される散布図の一例を示すグラフ、
【図２５】図２５は、事前に準備される参照用の散布図の一例を示すグラフ、
【図２６】図２６は、事前に準備される参照用の散布図の別の例を示すグラフ、
【図２７】図２７は、実施形態で実行されるスキャン及び障害陰影除去の流れを概略的に示すフローチャート、
【図２８】図２８は、障害陰影除去の一部の工程を示す図、
【図２９】図２９は、歯列のパノラマ画像を再構成するためのゲインカーブの一例を示すグラフ、
【図３０】図３０は、頸椎のパノラマ画像を再構成するためのゲインカーブの一例を示すグラフ、
【図３１】図３１は、歯列のパノラマ画像（障害陰影除去前）の一例を示す画像、
【図３２】図３２は、頸椎のパノラマ画像の一例を示す画像、
【図３３】図３３は、歯列のパノラマ画像の障害陰影除去前の一例を示す画像（図１３の患者とは別の患者の画像）、及び、
【図３４】図３４は、図２５と比較すべき、歯列のパノラマ画像の障害陰影除去（軽減）後の一例を示す画像、である。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
以下、添付図面を参照して、本発明に係る物質同定装置及び物質同定方法の実施形態を説明する。なお、この物質同定の「同定」とは、物質（撮影対象を成す構造物）を透過したＸ線の情報に基づいて、その物質の少なくとも種類を特定又は推定する、ことを意味する。
【００１８】
図１〜２４を参照して、上記物質同定装置及び物質同定方法を機能的に備えたハイブリッド型Ｘ線撮影装置を説明する。本実施形態では、このＸ線撮影装置は、歯科用のハイブリッド型Ｘ線撮影装置として実施されている。
【００１９】
ここで、ハイブリッド型とは、Ｘ線パノラマ撮影（又はＸ線パノラマ撮影）及びＸ線ＣＴ撮影（又はＸ線ＣＴ撮像）の両方を行う機能があることを示している。このハイブリッド型Ｘ線撮影装置を稼働させることにより、「Ｘ線パノラマ・ＣＴ撮影を利用した物質同定装置及び物質同定方法」を機能的に提供できる。
【００２０】
図１に、かかるハイブリッド型Ｘ線撮影装置１の外観を示す。この撮影装置１は、被検体の顎部をＸ線でスキャンし、そのデジタル量のＸ線透過データから顎部のパノラマ撮影とＣＴ撮影の両撮影機能を有している。
【００２１】
このハイブリッド型Ｘ線撮影装置１（以下、単にＸ線撮影装置と呼ぶ）の構成の概要を説明する。図１に示すように、このＸ線撮影装置１は、被検体（患者）Ｐからデータを例えば被検体Ｐの立位や車椅子に座った姿勢で収集する筐体１１と、この筐体１１が行うデータの収集を制御し、その収集したデータを取り込んでパノラマ画像を作成し、かつ、操作者（医師、技師など）との間でインターラクティブに又は自動的にパノラマ画像の後処理を行うための、コンピュータで構成される制御・演算装置１２（コンソールとも呼ばれる）とを備える。
【００２２】
筐体１１は、スタンド部１３と、このスタンド部１３に対して上下動可能な撮影部１４とを備える。撮影部１４は、スタンド部１３の支柱に所定範囲で上下動可能に取り付けられている。
【００２３】
ここで、説明の便宜のため、Ｘ線撮影装置１については、スタンド部１３の長手方向、すなわち上下方向をＺ軸とするＸＹＺ直交座標系を設定する。
【００２４】
撮影部１４は、側面からみて、略コ字状を成す上下動ユニット１５と、この上下動ユニット１５に回転（回動）可能に支持された回転ユニット１６とを備える。上下動ユニット１５は制御・演算装置１２からの制御に応じて、スタンド部１３に対して上下動可能である。
【００２５】
また、回転ユニット１６は、その側面からみて、略コ字状のアームで構成される。このアームが下向きにした状態で上下動ユニット１５に回転可能に垂下されている。この回転ユニット１６も、制御・演算装置１２からの制御に応じて回転されるようになっている。
【００２６】
回転ユニット１６の上下方向に伸びた２つのアーム１６Ａ，１６Ｂには、Ｘ線源としてのＸ線管２１とＸ線検出手段としてのＸ線検出器２２（以下、単に検出器）とが互いに対向するように配設されている。回転ユニット１６がＸＹ面に沿って回転すると、Ｘ線管２１及び検出器２２の対も、互いに対向した状態で回転し、それらの間の空間は撮影空間Ｓとして画成される。
【００２７】
この撮影空間Ｓに被検体Ｐの顎部ＪＷがチンレスト１９及びヘッドレスト２０を使って位置付けられる。
【００２８】
このため、本実施形態では、スキャン時に、図２に示すように、Ｘ線管２１から照射されたＸ線が、被検体Ｐの顎部ＪＷと透過して検出器２２に入射するというジオメトリになる。
【００２９】
また、回転ユニット１６に装備されているＸ線管２１及び検出器２２の対は、図３に示すように回転中心Ｏからの径Ｄｘ，Ｄｄが互いに異なる２つの円軌道Ｔｘ．Ｔｄ上を互いに正対した姿勢を維持したまま回転する。Ｄｘ＝Ｄｄであってもよい。
【００３０】
なお、上述した「常に互いに対向（又は正対）」とは、図３に示すように、Ｚ軸方向から見た場合、Ｘ線管２１の点状のＸ線焦点ＦＰから照射され、後述するスリット２３によりコーン状に成形されたＸ線ビームの中心軸Ｔが常に、検出器２２のＸ線検出面２２Ａ（後述する）の幅方向の中心点Ｃに交差（又は９０°で交差）することを言う。特に、９０°で交差することを、ここでは正対していると言う（図３参照）。
【００３１】
Ｘ線管２１は、例えば回転陽極Ｘ線管で構成されており、そのターゲット（陽極）からＸ線を放射状に放射させる。このターゲットに衝突させる電子線の焦点は、例えば径０．１〜０．５ｍｍ程度と小さく、したがって、このＸ線管２１は点状のＸ線源として機能する。Ｘ線管２１の前面の所定位置には、スリット２３が取り付けられている。このスリット２３により、検出器２２に入射させるＸ線を、その検出面の所望の収集窓の形状に合わせてコーン状に絞ることができる。
【００３２】
検出器２２は、図４に示すように、Ｘ線撮影素子を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。
【００３３】
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ＯＹ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。
【００３４】
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ＷＯ  ２０１２／０８６６４８Ａ１公報により知られている。
【００３５】
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影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撮影用のモジュールとして機能する。このＣＴ撮影用の小視野の開口面積を符号２２Ａで示す。これにより、検出器２２は、開口面積２２Ａ、２２Ｂを合わせた、「矩形であって一端側の上下に更に伸びた長尺部を有する形状」の収集窓を有する。
【００３６】
このパノラマ撮影用か、ＣＴ撮影用かに応じた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可能であるが、本実施形態では、パノラマ撮影とＣＴ撮影とを同時に１回のスキャンで行うことも１つの特徴である。このため、スリット２３は、ファン状のＸ線ビームを、開口面積２２Ａ、２２Ｂを合わせた上記収集窓の形状に合致するように絞る。
【００３７】
なお、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。なお、本実施形態では、検出器２２は常にＸ線管２１に正対した姿勢を採るように制御されているので、この自転動作を制御する必要は必ずしもない。
【００３８】
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。
【００３９】
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５１ｎ（図５参照）を備える。
【００４０】
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Ｓｎを構成する。
【００４１】
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Ｓｎ（ｎ＝１〜Ｎ）が形成される。この複数の画素Ｓｎが検出回路（画素群）Ｃｐを構成する（図５参照）。
【００４２】
各画素Ｓｎ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Ｓｎ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Ｓｎ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。
【００４３】
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（収集窓）を構成する画素Ｓｎ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の比較的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。
【００４４】
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。
【００４５】
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Ｓｎ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。
【００４６】
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Ｓｎそれぞれの出力側にデータ計数回路５１ｎ（ｎ＝１〜Ｎ）を備える。ここで、画素Ｓｎ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５１１（〜５１Ｎ）に至る経路を、必要に応じて、収集チャンネルＣＮｎ（ｎ＝１〜Ｎ）と呼ぶ（図５参照）。
【００４７】
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。
【００４８】
ところで、前述した各画素Ｓｎのサイズ（２００μｍ×２００μｍ）は、１つの画素の中に入射するＸ線を光子（粒子）として数え落としを無視できるぐらい入射フォトン数を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。
【００４９】
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。
【００５０】
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、検出器２２に形成する画素Ｓｎ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。
【００５１】
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５１ｎ（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５４ｉ（ここではｉ＝１〜４）、多段のカウンタ５６ｉ（ここではｉ＝１〜４）、多段のＤ／Ａ変換器５７ｉ（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。
【００５２】
各チャージアンプ５２は、各半導体セルＣ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Ｓｎ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Ｓｎに対応した、即ち、各収集チャンネルＣＮｎ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ＣＮｎ間のばらつきは大幅に改善される。
【００５３】
この波形整形回路５３の出力端は、複数の比較器５４１〜５４４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５４１〜５４４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）ｔｈｉ（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ｔｈ１〜ｔｈ４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ｔｈ１〜ｔｈ４との大小関係（ｔｈ１＜ｔｈ２＜ｔｈ３＜ｔｈ４）模式的に示す。
【００５４】
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ｔｈ１〜ｔｈ４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ｔｈ１は、通常、外乱や、半導体セルＣ、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ｔｈ１の分を含めて３個、又は、５個以上であってもよい。
【００５５】
上述したアナログ量閾値ｔｈ１〜ｔｈ４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Ｓｎ毎、即ち収集チャンネル毎に与えられる。このため、比較器５４１〜５４４それぞれの基準入力端は４つのＤ／Ａ変換器５７１〜５７４の出力端にそれぞれ接続されている。このＤ／Ａ変換器５７１〜５７４はラッチ回路５８を介して閾値受信端Ｔ１（〜ＴＮ）に接続され、この閾値受信端Ｔ１（〜ＴＮ）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。
【００５６】
ラッチ回路５８は、撮影時に、閾値付与器４０からインターフェース３１及び閾値受信端Ｔ１（〜ＴＮ）を介して与えられたデジタル量の閾値ｔｈ１´〜ｔｈ４´をラッチし、対応するＤ／Ａ変換器５７１〜５７４にそれぞれ出力される。このため、Ｄ／Ａ変換器５７１〜５７４は指令されたアナログ量の閾値ｔｈ１〜ｔｈ４を電圧量として比較器５４１〜５４４それぞれに与えることができる。各収集チャンネルＣＮｎは、Ｄ／Ａ変換器５７ｉ（ｉ＝１〜４）から比較器５４ｉ（ｉ＝１〜４）を介してカウンタ５６ｉ（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」ＤＳｉ（ｉ＝１〜４）と呼ぶ。
【００５７】
図７に、このアナログ量閾値ｔｈｉ（ｉ＝１〜４）に相当するエネルギ閾値ＴＨｉ（ｉ＝１〜４）の設定例を示す。このエネルギ閾値ＴＨｉ（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。
【００５８】
アナログ量閾値ｔｈｉは、各弁別回路ＤＳｉ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ＴＨｉ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ｔｈ１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ＥＲ１とを弁別可能なエネルギ閾値ＴＨ１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ｔｈ２、ｔｈ３を、第１のエネルギ閾値ＴＨ１より高い、第２、第３のエネルギ閾値ＴＨ２，ＴＨ３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ＴＨ４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ＴＨ４を、画素Ｓｎ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。
【００５９】
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ＥＲ１〜ＥＲ４が設定される。
【００６０】
また、これらのエネルギ閾値ＴＨｉ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。
【００６１】
このため、比較器５４１〜５４３の出力端は、図５に示すように、複数のカウンタ５６１〜５６４の入力端にそれぞれ接続されている。
【００６２】
カウンタ５６１〜５６４のそれぞれは、比較器５４１〜５４３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５６１（〜５６４）が担当するエネルギ領域ＥＲ１（〜ＥＲ４）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Ｗ１´（〜Ｗ４´）として画素Ｓｎ毎に計数することができる。
【００６３】
具体的には、この計数動作は、４つの比較器５４１〜５４４に入力する検出電圧Ｖｄｅｃ（光子の検出エネルギ値）と閾値ｔｈ１〜ｔｈ４との関係により決まる。つまり、検出電圧Ｖｄｅｃ＜ｔｈ１〜ｔｈ４のときには、全ての比較器５４１〜５４４の出力＝オフとなる。すなわち、その画素Ｓｎ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ＴＨ１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。
【００６４】
しかしながら、検出電圧Ｖｄｅｃが最小の閾値ｔｈ１を超える場合（Ｖｄｅｃ≧ｔｈ１）、光子数は計数される。それらの関係がＶｄｅｃ≧ｔｈ１あれば、全ての比較器５４１〜５４４の出力がオンとなる。つまり、全てのカウンタ５６１〜５６４の計数値Ｗ１´〜Ｗ４´がカウントアップされる。
【００６５】
Ｖｄｅｃ≧ｔｈ２の関係になれば、２段目以降の３つの比較器５４２〜５４４の出力がオンとなる。これにより、３つのカウンタ５６２〜５６４の計数値Ｗ２´〜Ｗ４´がカウントアップされる。Ｖｄｅｃ≧ｔｈ３の関係になれば、３段目及び４段目の比較器５４３、５４４の出力がオンとなる。これにより、２つのカウンタ５６３、５６４の計数値Ｗ３´、Ｗ４´がカウントアップされる。
【００６６】
さらに、Ｖｄｅｃ≧ｔｈ４の関係になれば、４段目の比較器５４４のみの出力がオンになって、４段目のカウンタ５６４の計数値Ｗ４´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ＥＲ３を超える領域ＥＲ４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Ｗ４´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。
【００６７】
このように本実施形態では、カウンタ５６１〜５６４は、それぞれ、自己が計数担当するべきエネルギ領域ＥＲ１（〜ＥＲ４）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ＥＲ１〜ＥＲ４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Ｗ１、Ｗ２、Ｗ３，Ｗ４とすると、カウンタ５６１〜５６４の計数値Ｗ１´、Ｗ２´、Ｗ３´、Ｗ４´との関係は、
Ｗ１＝Ｗ１´−Ｗ２´
Ｗ２＝Ｗ２´−Ｗ３´
Ｗ３＝Ｗ３´−Ｗ４´
となる。なお、Ｗ４＝Ｗ４´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。
【００６８】
そこで、真に求めたい計数値Ｗ１〜Ｗ４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、Ｗ４＝Ｗ４´＝０である。
【００６９】
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ＥＲ１〜ＥＲ４それぞれに属するＸ線光子数Ｗ１〜Ｗ４は、実際の計数値Ｗ１´〜Ｗ４´から演算（減算）によって求める。このため、比較器５４１〜５４４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５１ｎに実装する回路構成が簡単化される。
【００７０】
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」という意味が含まれる。
【００７１】
上述したカウンタ５６１〜５６４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。
【００７２】
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５６１〜５６４により、検出器２２に入射したＸ線の光子数が、画素Ｓｎ毎に計数される。このＸ線の光子数の計数値Ｗｋ´（ｋ＝１〜４）は、カウンタ５６１〜５６４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５９１は残り全ての収集チャンネルのシリアル変換器５９２〜５９Ｎ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５９Ｎ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。
【００７３】
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。
【００７４】
このように、パノラマ撮影用及びＣＴ撮影用の各画素Ｓｎ（共通画素あり）の計数値が所定の順にフォーマットされ、且つ、順次、シリアルに出力されることで、パノラマ撮影及びＣＴ撮影によるフレームデータがサンプリング時間毎に収集される。このため、フレームデータのアドレスを指定することで、パノラマ撮影だけのフレームデータ及びＣＴ撮影のフレームデータを得ることができる。
【００７５】
なお、本実施形態では、上述したＮ個の画素Ｓｎに対応した半導体セルＣ及びデータ計数回路５１ｎ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５１ｎ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。
【００７６】
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。
【００７７】
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。
【００７８】
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。
【００７９】
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線撮影装置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。
【００８０】
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。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。また、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、被験者Ｐの顎部ＪＷのＣＴ画像及び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、オペレータが撮影に必要な情報を装置に与えるために使用される。
【００８１】
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Ｓｎ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。
【００８２】
閾値付与器４１は、コントローラ３３の制御の下で、撮影時に第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。
【００８３】
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。
【００８４】
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」用の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」用の所望の再構成法に基づく断層像の生成がある。
【００８５】
また、物質同定の概念には、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構造物（物質）の種類やその構造物の状態の同定（特定）が含まれる。この物質同定の処理は本願の特徴の一つである。
【００８６】
ここで、図９を参照して、本実施形態に係るデンタル用のＸ線撮影装置１により実行される、物質同定のためのスキャン（撮影）、物質同定のための事前準備、及び、物質同定処理の概略を説明する。なお、本実施形態で言う物質同定とは、Ｘ線によりスキャンされる、被検体Ｐの顎部において、歯科医等のユーザが指定した関心位置（部位）に在る物質の少なくとも種類を同定することであり、物質とはＸ線の照射方向に厚さを有している物質（舌、海綿骨、エナメル質、皮質骨、金属（詰め物，被せ物）など）である。
【００８７】
[スキャン（撮影）]
最初に、このＸ線撮影装置１で実行されるスキャン（撮影）を説明する（ブロックＢ１参照）。
【００８８】
このスキャンによれば、パノラマ撮影ためのスキャンはＸ線管２１及び検出器２２を共に円軌道に沿って回転させることで実施でき、ＣＴ撮影のためのスキャンはハーフスキャンでよい。実際にＸ線管２１及び検出器２２の対を回転させる範囲は、例えば図１０に示すように、初期位置から角度αの範囲であって、この角度αはＣＴ撮影用のハーフスキャンの角度範囲を超えて、パノラマ撮影で必要な角度範囲で決まる範囲である（例えば２１０°）。
【００８９】
その上で、これらパノラマ用及びＣＴ用の２つのスキャンは、Ｘ線管２１及び検出器２２を１回だけ被検体Ｐの顎部ＪＷの周りを角度範囲αに渡って回転させる中で統合的に実行される。つまり、パノラマ撮影とＣＴ撮影とを同時に実施できるので、スキャン時間の短縮、Ｘ線被ばく量の軽減、操作者の労力軽減などを図ることができる。
【００９０】
勿論、ＣＴ撮影についてはハーフスキャンではなくフルスキャンであってもよい。また、パノラマ撮影とＣＴ撮影とを別々のスキャンとして実施してもよい。
【００９１】
被検体Ｐの顎部ＪＷを撮影空間ＩＳの所定位置に位置決めすると、コントローラ３３は、回転ユニット１６を回転させるＸ線管２１及び検出器２２を顎部ＪＷの周りに回転させる。このときの回転軌道、図３に示したように、回転中心Ｏからの半径Ｄｘ，Ｄｄが異なる２つの円軌道Ｔｘ，Ｔｄである。この回転中に、Ｘ線管２１のＸ線焦点ＦＰから例えば連続Ｘ線が放射状に曝射される。このＸ線はスリット２３により検出器２２の収集窓「２２Ａ＋２２Ｂ」（図４参照）の形状に沿うように絞られる。この絞られたＸ線は顎部ＪＷに存在する様々な物質を透過して検出器２２の収集窓に入射する。検出器２２は一定のフレームレート（例えば７５ｆｐｓ）で入射Ｘ線をサンプリングする。これにより、回転中の検出器から、各画素に入射したＸ線のフォトン数に応じたデジタル量のフレームデータがエネルギ領域ＥＲ１（〜ＥＲ３）毎に一定時間毎に出力される。これらのフレームデータは順次又は一括で、コンソール１７の第１の記憶部３４に転送される。
【００９２】
[事前準備]
次に、図９のブロックＢ２に示す、同定処理を行うために必要な事前準備を説明する。この事前準備には、
・タフボーンによるパノラマ画像を補正するための補正データの作成（ブロック２１）：
・撮影空間ＩＳとＸ線管２１、検出器２２、それらの回転中心との投影角度毎の幾何学的な関係を解析するためのキャリブレーション（又は、その理論値の準備）（ブロックＢ２２）：
また、本実施形態では、国際公開公報WO2011/142343（国際出願番号PCT/JP2011/060731）により知られるように、ファントムを使って撮影空間ＩＳの構造が解析され、検出器２２の収集チャンネルＣＮｎがキャリブレートされる。このキャリブレーションは撮影前、保守点検時などの適宜なタイミングで実行される。
・後述する参照用散布図のデータベースの作成（ブロックＢ２３）、
がある。
【００９３】
[物質同定処理]
次に、図９のブロックＢ３で示す、データプロセッサ３５によりオペレータとインターラクティブに実行される物質同定処理を説明する。
【００９４】
この物質同定処理には、
パノラマ画像の作成（ステップＳ３１）、
パノラマ３Ｄ画像の作成（ステップＳ３２）、
障害陰影の除去・軽減（ステップＳ３３）、
Ｘ線方向の設定（ステップＳ３４）、
ＣＴ画像の再構成（ステップＳ３５）、
ＣＴ画像の３次元表示（ステップＳ３６）、
物質の厚さ測定（ステップＳ３７）、
物質の吸収係数を演算（ステップＳ３８）、
散布図の作成及び物質の種類の同定（ステップＳ３９）、及び、
同定結果の表示（ステップＳ４０）、
が含まれる。
【００９５】
なお、一方のステップＳ３１〜Ｓ３４までのステップ群はこの順に実行すればよく、他方のステップＳ３５〜Ｓ３６までのステップ群はこの順に実行すればよい。どちらの群を先に処理してもよい。データプロセッサ３５は、それら両群の処理が終わると、ステップＳ３７〜Ｓ４０の処理を実行するようになっている。
【００９６】
以下、これらのステップの処理を各別に説明する。
[パノラマ画像の作成（ステップＳ３１）]
データプロセッサ３５は、第１の記憶部３４に保存されているＸ線照射角度（投影角度）毎のパノラマ画像用のフレームデータを読み出し、そのフレームデータにトモシンセシス法を適用して３Ｄ基準断層面ＳＳに沿ったパノラマ画像をエネルギ領域ＥＲｎ（ｎ＝１〜３）毎に再構成する。なお、ここで読み出されるフレームデータは、図４に示す左側縦一列分の収集窓２２Ｂを形成するモジュールＢｍから一定時間毎（例えば７５ｆｐｓ）に収集されたフレームである。
【００９７】
この実施形態では、図７に示す３つのエネルギ領域ＥＲ１〜ＥＲ３それぞれに対してパノラマ画像が作成されるが、２つ以上のエネルギ領域ＥＲｎについてパノラマ画像を再構成するようにしてもよい。
【００９８】
この再構成に伴うトモシンセシス法、すなわちシフト・アンド・アッド処理は国際公開公報ＷＯ２０１２／００８４９２に沿って実行される。撮影空間ＩＳのキャリブレーションされたゲインは予め保有されているので、このゲインに沿ったシフト量分だけフレームデータをシフトさせて相互に画素値を加算することで、歯列の実在位置を反映した擬似的に３次元のパノラマ画像ＰＩｆｏｃｕｓが自動的に生成される（図１０参照）。このパノラマ画像ＰＩｆｏｃｕｓは３Ｄオートフォーカス画像と呼ばれる。
【００９９】
[パノラマ３Ｄ画像の作成（ステップＳ３２）]
次に、データプロセッサ３５は、事前準備されたタフボーンによる補正データをエネルギ領域ＥＲｎ毎に第１の記憶部３４から読み出し、この補正データを用いてパノラマ画像ＰＩｆｏｃｕｓをエネルギ領域ＥＲｎ毎に補正する。これにより、規格化されたパノラマ３Ｄ画像（３Ｄオートフォーカス画像）が３つのエネルギ領域ＥＲｎに対して生成される（図１０及び図１１参照）。
【０１００】
[障害陰影の除去・軽減（ステップＳ３３）]
このように生成された３つのエネルギ領域ＥＲｎそれぞれのパノラマ３Ｄ画像に、データプロセッサ３５により、障害陰影の除去・軽減の処理が実行される。この結果、得られたパノラマ３Ｄ画像は表示器３６に表示される。
【０１０１】
この処理は、図１２に模式的に示すように、顎部ＪＷに在る歯列ＴＲを撮影対象であるとすると、頸椎ＣＳは撮影の障害になる物体である。パノラマ撮影の場合、この頸椎の陰影がパノラマ画像に写り込む。この写り込みは特定のＸ線照射角度の範囲では不可避である。したがって、この歯列（歯茎）を撮影対象とするときには、作成したパノラマ３Ｄ画像から頸椎に因る障害陰影を除去・軽減することが望まれる。この除去・軽減の手法は後で別項目として詳述する。
【０１０２】
[Ｘ線方向の設定（ステップＳ３４）]
次いで、データプロセッサ３５は、オペレータ（歯科医など）との間でインターラクティブな情報交換を介して、いま表示されているパノラマ３Ｄ画像上で関心位置Ｐintを指定する。例えば、オペレータがパノラマ３Ｄ画像を観察しながら、物質（顎部の構造物）の種類を知りたくてその位置Ｐintを指定したとする。この指定は、例えば、歯の詰め物として利用されている金属物の種類を知りたいときにも行われる。
【０１０３】
これに応じて、データプロセッサ３５は、その関心位置Ｐintの近傍に「Ｌ-１」個の位置Ｐaddを指定する。これにより、合計Ｌ個の位置Ｐint、Ｐaddが設定される。これらＬ個の点は、厚さを有する物質のＸ線吸収係数を演算するときに必要な後述するＬＣＮ個の組合せに係る連列方程式を解くために必要である。ここで、Ｎは関心位置Ｐintを初め、その近傍の「Ｌ-１」個の位置Ｐaddに相当するＬ本のＸ線照射方向に存在する、厚さを有する物質の数である。ここで、「近傍」とは、関心位置が指示している物質と同一と思われる物質の範囲内ということを意味している。
【０１０４】
このため、オペレータは事前に、後述するＣＴ画像を観察して、３次元のＣＴ画像においてＬ本のＸ線照射方向に沿って厚さのある物質が何種類あるかを知っておけばよい。この種類数＝Ｎになるので、この方程式から解を得るために、Ｌ≧Ｎを満足するＬ個の位置を自動的に又はインターラクティブに設定する。
【０１０５】
例えば、図１３に示す如く、指定した関心位置Ｐintに投影されるＸ線方向（仮想的なＸ線ビーム方向）に３種類の厚さを持つ物質があるとすると、Ｎ＝３となる。このため、データプロセッサ３５は、例えば、その関心位置Ｐintの周辺に等距離で０．５ｍｍ（デフォルト値）離れた２点以上の点を追加し、合計３個以上の点（＝Ｌ）を設定してもよい。また、データプロセッサ３５は、この追加点の位置及び数をオペレータからの指示に頼ってもよい。
【０１０６】
このＬ個の位置は離れすぎて、互いに別々の物質を通ることがないように設定する必要があるので、この点も、オペレータとの間で確認を採る処理を追加してもよい。
【０１０７】
このようにＬ個の点が指定されると、データプロセッサ３５は、ブロックＢ２２で処理されており、第１の記憶部３４に事前の保存されている撮影空間ＩＳ内の幾何学的な構造を示す解析データを読み出し、この解析データに基づいて、上述した合計Ｌ個の位置Ｐint、Ｐaddに投影される３次元のＸ線方向（仮想的な３次元のＸ線ビーム方向）をそれぞれ演算する。この３次元のＸ線方向は、Ｘ線管２１のＸ線焦点ＦＰからパノラマ３Ｄ画像上の前記位置Ｐint、Ｐaddのそれぞれを睨む方向をＸＹ面に投影した方向と、その方向のＸＹ面に対する傾斜角度とに基づいて演算される。この方向と角度の情報を解析データから取得し、演算に用いる。
【０１０８】
このように求められたＬ個の位置（点）に投影されるＸ線の３次元方向を示すデータが第１の記憶部３４に一時保存される。
【０１０９】
[ＣＴ画像の再構成（ステップＳ３５）]
一方、データプロセッサ３５は第１の記憶部３４に保存されているＣＴ画像用のフレームデータを読み出す。このフレームデータは、図４に示す収集窓２２Ａを形成するモジュールＢｍから一定時間毎（例えば７５ｆｐｓ）に収集されたフレームである。データプロセッサ３５は、Ｘ線照射角度、すなわち投影角度毎に収集される３つのエネルギ領域ＥＲｎのフレームデータを互いに画素毎に加算して投影データを生成する。さらに、これらのハーフスキャン分の複数の投影角度について生成された複数組の投影データを例えば逐次近似法に基づくＣＴ再構成に付す。これにより、顎部ＪＷの３次元ＣＴ画像が生成される。
【０１１０】
ここで、歯に金属の詰め物がある場合には、その部分はメタルアーチファクトの影響でぼけてしまい、後述する読影や計測が難しくなる。このため、メタルアーチファクトを生じている場合には、そのアーチファクトを除去する処置を伴うＣＴ再構成をし直すことが望ましい。以下、このメタルアーチファクトの除去を伴うＣＴ再構成法説明する。
【０１１１】
＜メタルアーチファクトの除去＞
ここでは、１枚の断層面の中にメタル（金属）部分が存在しているものとして、その部分のアーチファクトを除去する処理を説明する。この処理の一例を図１４に示す。同図に示すステップＳ１〜Ｓ１１までの処理はデータプロセッサ３５により実行される。
【０１１２】
ステップＳ１（サイノグラムの作成）：
このステップＳ１では、０〜３６０度までの投影データPinitの値に基づいてサイノグラムが作成される（図１５参照）。サイノグラムの横軸は検出器の位置、縦軸が投影角度となる。サイノグラムは、実際に放出されているＸ線の個数と検出器で計測された値との間で除算を行い、対数演算を行ったものである
【０１１３】
ステップＳ２（メタル部分の検出）：
次にステップＳ２において、サイノグラムの横軸方向に投影データPinitの値が走査され、近傍の投影データの値から大きく変化する部分の値が検出される（図１６参照）。このとき、大きく減衰して変化する、すなわち金属部分か否かを決めるための尺度として、投影データの平均値に対する標準偏差を用いても良いし、近傍に設定した１次元のＲＯＩから分散分析などによってメタル部分にさしかかる部分の、投影データの急激な立ち上がりや立ち下がりの情報を利用しても良い。
【０１１４】
本実施形態では、ステップＳ２の処理においてメタル部分の投影データの位置が完全に特定できたものとして、ステップＳ３以降の処理が実行される。もし、メタル部分が１次元のＲＯＩから特定できない場合には、サイノグラム（２次元）を利用してステップＳ２に相当する処理を施すこともあり得る。また、このようにしても、すべての投影データでメタル部分が特定できない場合は、メタル部分の投影データ上の領域は、サインカーブになることを利用して、メタル部分の抽出に失敗した部分を推定することも可能である。さらに、すべてのメタル部分が必ずしも抽出できなくともステップＳ３以降の処理において推定することも可能である。
【０１１５】
ステップＳ３（画像再構成）：
ステップＳ３では、ステップＳ２で抽出したメタル部分の投影データが０に設定され、それ以外の投影データの領域に１が代入され、この操作がすべての投影角度に関して行われる。この投影データが単純逆投影計算によって画像に再構成される（図１７参照）。ここで、もしステップＳ２において投影データのメタル部分が特定できていなかった場合には、その角度を除いた投影データのみを使用して逆投影計算が行われる。このようにして作成された画像は、メタル部分のみが０となり、それ以外は０以外の値を持つことになる。このようにして、この単純逆投影画像の０の画素に適当な値、例えば１(1/cm)が代入し、それ以外の画素値が０に設定される。これが、メタル部分の基本画像Imetalになる。
【０１１６】
この基本画像Imetalがメタル部分に相当するため、前述したように、ステップＳ２の処理において投影データのメタル部分が完全には検出できていなくても、この基本画像基Imetalのデータをメタル部分として機能する。このデータを使えば特定の投影データのどの位置からどの位置までがメタル部分であるかは明確になる。
【０１１７】
ステップＳ４（投影データの演算）：
次いで、ステップＳ４において、ステップＳ３にて作成された基本画像Imetalのメタル部分のみの投影データPmetalが演算される（図１８参照）。また、投影データPinitのうちメタル部分以外（Pmetal≠０）の投影データをPorgと呼ぶことにする（図１９参照）。
【０１１８】
ステップＳ５（画像再構成）：
ステップＳ５では、メタル部分以外の投影データPorg（Pmetal≠０の部分はPorg＝０となっている）が逐次近似法（ML-EM,OS-EMなどの方法）により画像再構成される（図２０参照）。この再構成画像のうち、Imetal≠０となる領域の画像をIreconと呼ぶことにする。
【０１１９】
ステップＳ６（画像加算）：
ステップＳ６では、画像IreconにおけるImetal＝１となる領域の画素値は、Irecon＝０に設定された後、両画像Irecon、Imetalが互いに画素毎に加算される。これにより加算画像をIallが作成される（図２１参照）。
【０１２０】
ステップＳ７（投影処理）：
さらにステップＳ７では、この加算画像Iallが投影処理され、投影データPallが作成される（図２２参照）。
【０１２１】
ステップＳ８（差分演算及び補正）：
さらにステップＳ８では、加算画像Iallの投影データPallとメタル部分以外の投影データPorgとの画素毎に比較される。つまり、両者の差分が演算され、その差分データが逐次近似的再構成法（例えばARTなどの算術的画像再構成法）を用いて補正される（図２２参照）。この際、Pmetal＝０の再構成領域のみについて補正が行われ、メタル部分での投影データなどは処理されない。これをすべての投影角度について処理し、メタル部分以外の画素値の補正が行われる。このようにして、画像Irecon(n)が作成される。ここでｎ＝１となっている。
【０１２２】
ステップＳ９（画像加算、投影演算）：
さらにステップＳ９では、画像Irecon(1)における、Imetal＝１の領域の値がIrecon(1)＝０に設定され、両画像Irecon(1)、Imetalが相互に画像毎に加算される。これにより、加算画像Iall(1)が作成される。この加算画像Iall(1)が投影処理に付されて投影データPall(1)が作成される（図２３参照）。
【０１２３】
ステップＳ１０（差分演算及び補正）：
次いで、ステップＳ１０では、ステップＳ８と同様に、両投影データPall(1)とPorgが画素毎に比較（差分）され補正される。つまり、画像Irecon(1)が補正されてIrecon(n+1)が作成される
【０１２４】
ステップＳ１１（収束の判断）：
次いで、ステップＳ１１において、投影Pall(n)（ただしPmetal＝０の部分）と投影データPorgとの間の誤差が一定値以下になったかどうかを見極めて、演算の収束が判断される。この収束判定条件を満たせば処理はメイン処理に返される。収束判定条件が満たされた場合は、ステップＳ９以降の処理が繰り返して実行される。
【０１２５】
以上のように、ＣＴ撮影では、金属部を投影データで認識して、その認識された金属部の投影データには固定値を埋めて再構成して、金属部からのメタルアーチファクトを除去又は抑制したＣＴ画像を得る。これにより、金属部の３次元形状をより正確に計測できる。
【０１２６】
収束判定条件を満たして作成された（場合によっては、比較を行う回数の最大値を超えた）画像はメタルアーチファクトが低減され、メタル部分には予めセットした線減衰係数が与えられ、それ以外の部分には正しく測定された投影データから推定された値が与えられたことになる。
【０１２７】
上記のメタルアーチファクトの低減操作は、ＣＴ画像のビームハードニング除去のプロセスや散乱線除去と同時に逐次近似形の画像再構成のなかで行ってもよい。
【０１２８】
[ＣＴ画像の３次元表示（ステップＳ３６）]
次いで、データプロセッサ３５は、生成された顎部ＪＷの３次元ＣＴ画像を表示器３６に３次元表示する。これにより、オペレータ（歯科医など）はその顎部ＪＷの形態を３次元的に観察することができ、どのＸ線照射方向に厚さを持つ物質が何個在るか、どの物質とどの物質が同種のものであるかなど、その状態を推定できる。
【０１２９】
[物質の厚さ測定（ステップＳ３７）]
ここでは、データプロセッサ３５により自動で、又は、オペレータとインターラクティブに、合計Ｌ個の点Ｐint、Ｐaddを睨む合計Ｌ本のＸ線方向それぞれに沿って在る物質の、その方向に沿った厚みｔi1〜ｔiN(ｉ＝１〜Ｍ：Ｍはエネルギ領域ＥＲｎの数：Ｎは厚さのある物質の数)が計測される。この厚みは、例えばオペレータが３次元ＣＴ画像上で各Ｘ線方向における各物質の橋位置を点ＲＯＩで指定し、この指定位置を前記解析データ（ブロックＢ２２）から演算することで計測される。この結果、関心のある複数のＸ線方向それぞれに在るＮ個（Ｌ≧Ｎ）の物質の厚さが測定される。
【０１３０】
[物質の吸収係数を演算（ステップＳ３８）]
このように準備が整うと、データプロセッサ３５は、ステップＳ３３で障害陰影が除去（又は軽減）された３Ｄパノラマ画像のデータとステップＳ３７で求められた物質の厚みｔi1〜ｔiNのデータとに基づいて、エネルギ領域ＥＲｎ毎に物質のＸ線吸収係数μ1j, μ2j, …, μMj(Ｍはエネルギ領域数：ｊ＝１〜Ｎ：Ｎは物質数)をＬＣＮ個の連立方程式から演算する。
【０１３１】
一例を挙げると、図１３に示すように、観察した合計Ｌ本のＸ線方向に在る物質の数が３であり、それらの厚さがｔ１，ｔ２，ｔ３で、それらのＸ線吸収係数がμ1j, μ2j, μ３j（ｊ＝１〜３）である場合、
エネルギ領域ＥＲ１の３Ｄパノラマ画像上の位置の画素値（計測値）の対数値＝μ１１＊ｔ１＋μ１２＊ｔ２＋μ１３＊ｔ３＋ｋ１（ｋ１：定数）、
エネルギ領域ＥＲ２の３Ｄパノラマ画像上の位置の画素値（計測値）の対数値＝μ２１＊ｔ１＋μ２２＊ｔ２＋μ２３＊ｔ３＋ｋ２（ｋ２：定数）、
エネルギ領域ＥＲ３の３Ｄパノラマ画像上の位置の画素値（計測値）の対数値＝μ３１＊ｔ１＋μ３２＊ｔ２＋μ３３＊ｔ３＋ｋ３（ｋ３：定数）、
の連立方程式を解けばよい。これらの方程式は、観察したい位置Ｐint及びその近傍の位置Ｐaddの合計Ｌそれぞれに対して成立する。今の例はＬ＝３である。このため、９個の変数μ1j, μ2j, μ３j（ｊ＝１〜３（Ｎ＝３））に対して９個の方程式が成り立つので、この連立方程式の特異値分解などの演算法で解、すなわちエネルギ領域毎に３個、合計９個のＸ線吸収係数μMjが求められる。Ｌ＞Ｎの場合には、ＬＣＮ個の組合せだけ連立方程式が解け、ＬＣＮ通りの統計誤差を含んだ解が得られて、顎部の構造物（厚さのある物質）の種類の同定に使用される。
【０１３２】
[散布図の作成及び物質の種類の同定（ステップＳ３９）]
次いで、データプロセッサ３５は、ステップＳ３８で得られたＸ線吸収係数μMjの解から物質毎に２次元散布図を作成する。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。
【０１３３】
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のＣＴ値に相当する指数であって、物質毎に、その画素毎の相対減衰指数ＲＡＩ＝μ1j＋μ2j＋, …,＋μMj(Ｍ：エネルギ領域数、ｊ＝１〜Ｎ、Ｎは物質数)として定義される。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、物質毎に、且つ、３次元ボリューム空間の画素毎に、線質変化指数ＳＤＩは例えば、μ３j−μ1jとして定義される。ＳＤＩ＝μ２j−μ1jとして定義してもよい。
【０１３４】
この２次元散布図の一例を図２４に示す。
【０１３５】
これが済むと、データプロセッサ３５は、事前準備されていた第１の記憶部３４のデータベースから参照用の散布図（図２５参照）を読み出し（ブロックＢ２３）、ステップＳ３９で生成した散布図と比較する。これにより、オペレータがパノラマ３Ｄ画像上で指定した関心位置Ｐintに存在する物質の種類を同定することができる。つまり、図２４に示す散布図上のプロット群が、図２５の示す参照用散布図の複数のプロット群のどれと一致するか又は最も近いかよって、いま関心ある位置の１つ又は複数の厚さのある物質の種類を判定できる。図２４の散布図は、図１３に例示するインプラントを透過するＸ線方向に沿った物質の同定を意図しているものとすると、プロット群Ａ＝歯槽骨、プロット群Ｂ＝金属として同定される。
【０１３６】
特に図示していないが、異なる種類の金属が在る場合、それらの金属の種類によって散布図上のマップ位置も異なり、これにより、異種の金属についてもそれらを区別して同定できる。なお、金属同士の判別には、それらの金属のＸ線透過特性に応じて、判別の精度に差が生じることもある。
【０１３７】
[同定結果の表示（ステップＳ４０）]
このように同定された結果は、データプロセッサ３５により例えば表示器３６に表示される。
【０１３８】
図２６には、別の参照用の散布図を示す。これによれば、骨等の物質が骨粗しょう症を発症しているか、歯周病にかかっているかなど、病状の影響の有無を診断するための情報をも提供できる。
【０１３９】
以上のように、観察部位により固有の分布を行うために、事前にデータベースを作成しておけば、金属の種類、骨粗鬆症の診断、歯周病で解けてきている海綿骨など部位固有の分布が描け、物質の同定ができる。各部位のデータ数はＬＣＮの組合せだけあるが、一点であっても推定できる。医療用のＣＴでは水を基準とした縦軸のRAIのみ（所謂ＣＴ値）で物質を識別することになるが、SDI軸を追加し二次元散布図化できるフォトンカウンティング検出器では、違う物質の差異をより強調して、表現できるのが大きな利点である。これにより、同定精度が向上する。
【０１４０】
なお、図２５の散布図の例において、金（補綴物）は皮質骨よりSDI軸で左側に分布しているのは、不自然だが、これは金の場合、エネルギ帯域が、一番下の領域のカウントが極端に減り、このエネルギ帯域のμが大きく計算されるしまうためと考えられる。しかし、そのような特異な現象があるものの、物質同定と言う視点では、固有位置に分布するので、データベース化することで、その同定には影響しない。
【０１４１】
＜障害陰影の除去法について＞
ここで、本実施形態で実行されるパノラマ画像の障害陰影の除去法の原理について説明する。
【０１４２】
トモシンセシス画像g(i)（ｉはX線ビームに垂直な位置を表すものとする）は、Ｘ線ビーム方向のｎ層に分割した物体fi(i)(j=1,2
…,n)と、その位置での重ね合わせ操作によって発生する劣化関数hi(i)(j=1,2
…,n)の和の形で表現される。
【０１４３】
ここですべての関数は対数をとった後のものと考える。すなわち、トモシンセシス画像g(i)は下記のように表現される。＊はコンボリューションを示す記号である。
【０１４４】
g(i)=f1(i)*h1(i)+f2(i)*h2(i)+…+fj(i)*hj(i)＋…+fn(i)*hn(i)
トモシンセシス法のプロセスでは、特定の層のhj(i)をデルタ関数にして、それ以外をなるべく一様の関数とすることで、特定の層gj(i)が映像化される。
【０１４５】
いま、モデルを簡単化して、特定の２つの層f1(i), f2(i)とそれ以外fr(i)で構成される３層のモデルを以下のように考える。
【０１４６】
g(i)=f1(i)*h1(i)+f2(i)*h2(i)+fr(i)*hr(i)
ここで、第２層にフォーカスすると、下記式が成立する。
【０１４７】
h2(i)=δ(i)
g2(i)=f1(i)*h1(i)+f2(i)*δ(i)+fr(i)*hr(i)
= f1(i)*h1(i)+f2(i)+fr(i)*hr(i)
…  (1)
また、第１層にフォーカスすると、下記式が成立する。
【０１４８】
h1(i)=δ(i)
g1(i)=f1(i)*δ(i)+f2(i)*h2(i)+fr(i)*hr(i)
= f1(i)+f2(i)*h2(i)+fr(i)*hr(i)
…  (2)
いま、fr(i)*hr(i)の成分が非常に小さいとすると、(1),(2)式 から下記式が導出される。
【０１４９】
g2(i)＝f1(i)*h1(i)+f2(i)     …  (3)
g1(i)=f1(i)+f2(i)*h2(i)      …  (4)
ここでg1(i)は歯列にフォーカスさせた画像、g2(i)を頸椎にフォーカスさせた画像とすると、障害陰影除去後の真の歯列画像f1(i)は
f1(i)=(g1(i)-g2(i)*h2(i))/(1-h1(i)*h2(i))  …  (5)
として与えられる。
【０１５０】
(5)式の意味するところは、
（歯列にフォーカスした画像）−
（頸椎にフォーカスした画像＊歯列位置でのぼけ関数）
をその位置に応じたぼけ関数同士の重畳積分で除することで歯列のみの画像が得られることを意味している。
【０１５１】
fr(i)*hr(i)の成分が少なく無い場合でも、ある一定のパラメータ値としてg1(i)、g2(i)よりバイアス成分として差し引けば、上記の演算が成立するので障害陰影の除去又軽減が可能となる。
【０１５２】
［障害陰影の除去の具体的な流れ］
次いで、このＸ線撮影装置１において上述した原理に従って実行される障害陰影の除去・軽減の処理例を図２７〜図３４を参照して具体的に説明する。ここで、障害陰影は、被検体の歯列のパノラマ画像に写り込む頸椎の陰影であるとする。
【０１５３】
まず、被検体Ｐの顎部のパノラマ撮影に係るフレームデータを読み出す（図２７、ステップＳ５１）。このフレームデータは第１の記憶部３４に保存されている。このデータ収集は、例えば、図２８（Ａ）に示すように、歯列ＴＲに予め設定した基準断層面(断面)に焦点が合うように実行されたものである。図２８（Ａ）に示す符号ＣＳは頸椎を示す。
【０１５４】
次いで、データプロセッサ３５は、第１の記憶部３４に保存されているフレームデータを用いて歯列ＴＲの基準断層面(図２８（Ａ）参照)に焦点を合わせたパノラマ画像を再構成して表示する（ステップＳ５２）。このパノラマ画像の一例を図２８（Ｂ）に示す。この再構成されたパノラマ画像のデータは第１の記憶部３４に保存される。
【０１５５】
ステップＳ５２において、具体的には、その基準断層面の最適焦点の画像がトモシンセシス法、すなわちシフト・アンド・アッド処理で再構成される。第２のＲＯＭ４０Ｂに、予め定めた歯列ＴＲの基準断層面を最適焦点化するためのゲインカーブの情報が格納されている。このゲインカーブの一例を図２９に示す。ゲインカーブは、シフト・アンド・アッド処理において１枚１枚の短冊状のフレームデータ（フレーム画像）を互いにシフト（ずらす）させる量（カーブの微分値）を角度毎に示すカーブである。
【０１５６】
このゲインカーブにおけるシフト量が歯列位置でのぼけ関数を作成する際のぼけ量に相当する。そこで、データプロセッサ３５は、ぼけの形をガウス関数として、その標準偏差をこのシフト量に一致させ、角度の位置毎に変化する、すなわちシフトバリアントなぼけ関数としてフレームデータにコンボリューションする。その後で、データプロセッサ３５は、各位置においてフレームデータを相互に加算（画素値の相互加算）して歯列ＴＲに沿った基準断層面のパノラマ画像を作成する。
【０１５７】
次いで、データプロセッサ３５は、上述と同様に、第１の記憶部３４に保存されているフレームデータを用いて頸椎ＣＳを通る断層面(図２８（Ａ）参照)に焦点を合わせたパノラマ画像を再構成して表示する（ステップＳ５３）。このパノラマ画像の一例を図２８（Ｃ）に示す。この再構成されたパノラマ画像のデータも第１の記憶部３４に保存される。
【０１５８】
この頸椎ＣＳに焦点を合わせる画像は、歯列面に焦点を合わせる軌道ＴＴＲを折り返した軌道ＴＣＳを仮定してゲインカーブを作成する。この際、キャリブレーションファントムのワイア(鉛ファントム)の位置を頼りにゲインカーブを作成する。この場合、前述のゲインカーブをちょうど上下反転する形でゲインカーブが作成される（図３０参照）。このゲインカーブが示すずれの量（つまりカーブの微分値）に基づいてシフト・アンド・アッドの演算を行う。この場合、一般に、歯列ＴＲの再構成では前歯付近でのシフト量は小さいが、頸椎ＣＳの再構成では収集したフレームデータを大きく動かして加算演算をすることになる。
【０１５９】
上記ステップＳ５２，Ｓ５３におけるパノラマ画像の再構成に使用するフレームデータは、全てのエネルギ領域ＥＲ１〜ＥＲ３に属するエネルギを有するフレームデータであってもよいし、また、その一部のエネルギ領域に属するエネルギのフレームデータであってもよい。全てのエネルギ領域に跨るエネルギのフレームデータを用いる場合でも、単純平均のほかに、領域毎に重み付けをして加算することもできる。
【０１６０】
検出器２２が光子計数型であるから、画素毎にエネルギを弁別した状態でフレームデータを検出できる。これにより、Ｘ線光子が顎部の物質を透過するときの線質変化などのパラメータを敏感に反映した透過データ（フレームデータ）を使うことができる。このため、顎部の特定の物質を強調したパノラマ画像を取得でき、それに基づいて障害陰影除去法を実施できる。
【０１６１】
次いで、データプロセッサ３５はスケーリングの処理を行う(ステップＳ５４)。図３１に、歯列ＴＲの基準断層面に沿った最適焦点画像ＩＴＲを縦線と共に示す。この縦線はキャリブレーションファントムで測定した特定角度の位置を示す。また、図３２に、頸椎ＣＳの断層面に沿った最適焦点画像ＩＣＳを縦線と共に示す。この縦線もキャリブレーションファントムで測定した特定角度の位置を示す。
【０１６２】
頸椎のような障害陰影を除去するためには図３１，３２をスケーリングして等しい画像サイズにしなければならない。図３１の縦線の間隔と図３２の縦線の間隔はそれぞれの位置毎に異なっており、１つの縮小率を用いて図３２の大きさを図３１の大きさに合わせることはできない。そこで、この縦線で画成されたフレームを頼りに２枚の画像の縮尺をあわせる。簡単に合わせるには、２つの縦線で囲まれた領域毎に同一のサイズになるように合わせればよい。さらに精度をあげて一致させるには短冊状のフレームデータ毎に該当する位置を合わせるのが望ましい。
【０１６３】
ここでは、歯列ＴＲの最適焦点画像ＩＴＲの１５本の縦線で画成された複数の矩形状の領域に、頸椎ＣＳの最適焦点画像ＩＣＳの１５本の縦線によるそれらの領域が一致するように、画像ＩＣＳの各領域を縮小させる。これにより、両画像ＩＴＲ及びＩＣＳの大きさは同じになる。
【０１６４】
次いで、データプロセッサ３５は頸椎ＣＳの最適焦点画像ＩＣＳのぼかし処理を実行する（ステップＳ５５）。この操作におけるぼけ関数を決めるためには、ゲインカーブを用いる。より具体的には、ゲインカーブのそれぞれの角度位置におけるゲイン値を半値全幅（FWHM:   full  width  at  half  maximum）としたガウス関数を作り、これを頸椎ＣＳの最適焦点画像ＩＣＳに重畳積分する。
【０１６５】
このようにしてできた頸椎のぼけ画像ＩＣＳ´（図示せず）では、歯列部は大きくぼけており、これに対して頸椎部は、歯列面に焦点を合わせた画像における頸椎部と同程度のぼけとなっている。
【０１６６】
なお、このぼかし処理、つまりステップＳ５の処理は状況によっては省略してもよい。
【０１６７】
このぼかし処理の後、データプロセッサ３５は、歯列ＴＲの最適焦点画像ＩＴＲと前述のように縮小され且つぼかされた頸椎ＣＳの最適焦点画像ＩＣＳ´との間で、画素毎にそれらの画素値の引算又は割算を行って画像の差を採る処理を行う（ステップＳ５６）。画素値を自然対数で表しているときには引算となり、画素値間で「ＩＴＲ−ＩＣＳ´」を行う。一方、画素値の自然対数をとっていない場合、画素値間で「ＩＴＲ／ＩＣＳ´」の割算を行う。さらに、この画素値にはぼけ関数に依存した濃度むらが発生することになるので、頸椎焦点面におけるぼけ関数と歯列面におけるぼけ関数を重畳積分し、これを１より減算した値を用い、角度位置ごとに除算することで、頸椎の影響を極力低減した、かつ歯列面に焦点の合った画像を得ることができる。この処理をステップＳ５６に付加することが望ましい。
【０１６８】
この差分又は割算による差画像が頸椎に因る障害陰影を除去（又は軽減）した後の歯列ＴＲの最適焦点画像ＩＴＲ_ＲＥＶとなるので、これが表示器３６に表示されると共に、例えば第１の記憶部３４に保存される（ステップＳ５７）。
【０１６９】
図３３に、頸椎除去前の歯列ＴＲの最適焦点画像ＩＴＲの別の一例を示す。この画像ＩＴＲには、その中央部分に頸椎ＣＳの白い影(障害陰影)が写り込んでおり、前歯付近がぼけており、描出能が低い。これに対し、図３４に示すように、頸椎除去後の歯列ＴＲの最適焦点画像ＩＴＲ_ＲＥＶの場合、かかる頸椎像が殆ど除去されており、その分、前歯がより明瞭に描出されている。
【０１７０】
このように、データ収集後の比較的簡単な補正処理により、障害陰影となる頸椎ＣＳの陰影が歯列ＴＲのパノラマ画像ＩＴＲから確実に除去又は軽減される。このため、歯列ＴＲの描出能が上がる。
【０１７１】
以上のように、本実施形態に係るハイブリッド型のＸ線撮影装置１によれば、物質同定が可能な歯科用Ｘ線撮像装置で、オールインワンのＸ線診断装置として機能できる。小撮影視野のＣＴ撮影でも物質同定が可能である。金属補綴物がある場合も安定して物質同定可能である。これは、金属部によるメタルアーチファクトが除去又は軽減されたＣＴ画像から金属部の厚さをより正確に計測できるからである。パノラマ撮影及びＣＴ撮影を円軌道で同時に１回のスキャンで行えるので、患者へのＸ線被ばく量が少ない。
【０１７２】
また、本実施形態では、検出器にフォトンカウンティング技術を採用し、軟組織〜硬組織まで映像化可能である。逐次近似ＣＴ再構成技術を採用し、小視野検出器で組織の境界が鮮明なＣＴ画像が得られる。また、パノラマ画像の障害陰影が削除又は軽減されるため、パノラマ画像との組合せで物質同定を可能とする。
【０１７３】
さらに、パノラマ撮影とＣＴ撮影を同時に１回のスキャンで行うことができるので、再構成されるパノラマ画像とＣＴ画像の位置合わせも不要である。
【０１７４】
以上のことから、本発明に係るハイブリッド型Ｘ線撮影装置１台で、従来のパノラマ撮影装置及びＣＴ装置の２役を担うことができる。つまり、このハイブリッド型Ｘ線撮影装置１のみを使用して信頼性の高い診断ができ、治療時間短縮や治療精度向上、スループットの向上を実現する。またインプラント周囲炎を観察したり、軟組織の腫瘍、硬組織との位置関係を観察したり、臨床適用範囲が飛躍的に拡大する。
【０１７５】
なお、機能ブロックを示す図９において、ブロックＢ１がスキャン手段に相当し、ブロックＢ３のステップＳ３１がパノラマ画像生成手段に相当し、ステップＳ３５がＣＴ画像生成手段に相当し、ステップＳ３２がパノラマ画像表示手段に相当し、ステップＳ３４が関心位置指定手段に相当し、ステップＳ３６〜Ｓ４０が物質同定手段に相当する。
【０１７６】
[その他の実施形態]
上述した実施形態では、パノラマ撮影とＣＴ撮影を同時に１回のスキャンで済ませるようにしたが、本発明に係るＸ線診断装置は必ずしもこれに限定されるものではない。例えばパノラマ撮影とＣＴ撮影を２回別々に実行し、それぞれ再構成されたパノラマ画像及びＣＴ画像の位置合わせを行い、前述したと同様の処理に付すこともできる。この場合、ＣＴ撮影を行う装置で使用する検出器は従来の積分型のＸ線検出器であってもよく、必ずしも光子計数型のＸ線検出器を使用する必要はない。
【０１７７】
上述したＸ線撮影装置１は、患者が歯科用チェアに仰向けの寝た状態（臥位）で撮影するように構成してもよい。Ｘ線管及び検出器の間に被検体の顎部を位置させた状態で回転させる撮影系を有していればよく、例えばそのような撮影系がチェアの背面又は支柱に固定設置され、患者が座位又は立位で撮影を受ける装置構成であってもよい。また、そのような撮影系が家屋や車両の壁や天井などの固定構造に取り付けられていてもよい。さらに、そのような撮影系が可搬式のユニットとして構成され、患者の肩に載せたり、一般の椅子の背後に設置したりして撮影を行う構成であってもよい。
【０１７８】
また、前述したＸ線撮影装置１は、Ｘ線管２１及び検出器２２が同一回転中心の周りに、それらの間の距離を可変にしながら且つ互いに独立して回転駆動できる撮影系を備えていてよい。
【０１７９】
さらに、本願の実施形態であっては、検出器２２を光子計数型の検出器を用いたが、シンチレータと光電素子を組み合わせて一定時間の間、電気信号を蓄積してフレームデータを出力する、所謂、積分型の検出器であってもよい。
【０１８０】
さらに、本願の障害陰影除去法は、トモシンセシス法を適用できない、シンチレータとＣＣＤ（電荷結合素子）を用いた検出器を用いたＸ線撮影装置にも適用できる。その場合には、歯列を通る断面に焦点を当てたＸ線管及び検出器の回転軌道の下で撮影した画像と、頸椎を通る断面に焦点を当てたＸ線管及び検出器の回転軌道の下で撮影した画像とを別々に用意し、それらの画像間で前述した障害陰影除去法を実施すればよい。
【産業上の利用可能性】
【０１８１】
本発明によれば、ファントムを用いた計測により、撮影空間の構造を規定する、Ｘ線管、３Ｄ基準断層面、及び検出器の位置・距離・角度のパラメータを容易に且つ精度良く解析できるとともに、キャリブレーションして撮影に備えることができる。したがって、対象物を精度良く３次元的に撮影できる、放射線を用いた撮影装置を提供することができる。
【符号の説明】
【０１８２】
１  歯科用のハイブリッド型Ｘ線撮影装置（機能的に物質同定装置を成す）
１６  回転ユニット
１７  コンソール
２１  Ｘ線管
２２  検出器
２３  スリット
３３  コントローラ（各種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
Ｃ  半導体セル
Ｃｐ  検出回路
Ｓｎ    画素
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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【図２７】
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【図２９】
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【図３０】
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【図１３】
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【図２８】
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【図３１】
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【図３２】
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【図３３】
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【図３４】
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【国際調査報告】
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