(57)【要約】【課題】簡易な構成を有し、ＤＥＭを容易に実現することのできる計算機支援Ｘ線断層撮影装置（以下、ＣＴ）、ＣＴの改造方法、これらに用いる吸収フィルタを提供する。【解決手段】ＣＴ１０は、Ｘ線ＬＸを発生するＸ線管球１と、Ｘ線ＬＸの強度を検出するセンサ２と、Ｘ線ＬＸの一部を吸収する吸収フィルタ３と、第１Ｘ線ＬＸ１が第１ビーム経路１１を通ってセンサ２に届く第１状態ＳＴ１に対して、第２Ｘ線ＬＸ２が第１ビーム経路１１と同一の場所を逆に進行する第２ビーム経路１２を通ってセンサ２に届く第２状態ＳＴ２が存在する移動走査パターンで、Ｘ線管球１及びセンサ２を移動させる移動走査機構４と、を備える。吸収フィルタ３は、第１状態ＳＴ１において、第１吸収経路３１を通る第１Ｘ線ＬＸ１のエネルギスペクトル分布と、第２状態ＳＴ２において、第２吸収経路３２を通る第２Ｘ線ＬＸ２のエネルギスペクトル分布とを、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とする形態を有する。【選択図】図１
2007268241.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
所定のエネルギ領域内にエネルギスペクトル分布を有するＸ線を発生するＸ線源と、
被検体が配置される撮像対象空間を介して上記Ｘ線源と対向して配置され、上記Ｘ線源から上記撮像対象空間を経由して届く上記Ｘ線の強度を検出する１または複数のセンサと、
上記Ｘ線源と上記センサとの間に配置され、上記Ｘ線が上記センサに届く前に上記Ｘ線の一部を吸収する吸収フィルタと、
上記Ｘ線源から放射された第１Ｘ線が第１ビーム経路を通って上記１または複数のセンサのうちのいずれかに届く第１状態に対して、上記Ｘ線源から放射された第２Ｘ線が、上記撮像対象空間のうち上記第１ビーム経路と同一の場所を、これとは逆に進行する第２ビーム経路を通って上記１または複数のセンサのうちのいずれかに届く第２状態が存在する移動走査パターンで、上記Ｘ線源及び上記センサを移動させ、上記撮像対象空間を上記Ｘ線で走査する移動走査機構であって、
上記撮像対象空間内の仮想中心軸の周りに、上記Ｘ線源及び上記センサを回転移動させる回転移動機構を含む
移動走査機構と、を備える
計算機支援Ｘ線断層撮影装置であって、
上記吸収フィルタは、
上記回転移動機構に対して相対位置が固定され、
上記第１ビーム経路及び第２ビーム経路が、共に上記仮想中心軸を通る場合を除き、
上記第１ビーム経路のうち上記吸収フィルタ内に位置する第１吸収経路と、上記第２ビーム経路のうち上記吸収フィルタ内に位置する第２吸収経路とが重ならない配置とされてなり、
上記第１状態において、上記第１吸収経路を通って、上記１または複数のセンサのうちのいずれかに届く上記第１Ｘ線のエネルギスペクトル分布と、上記第２状態において、上記第２吸収経路を通って、上記１または複数のセンサのうちのいずれかに届く上記第２Ｘ線のエネルギスペクトル分布とを、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とする形態を有する
吸収フィルタである
計算機支援Ｘ線断層撮影装置。
【請求項２】
請求項１に記載の計算機支援Ｘ線断層撮影装置であって、
前記吸収フィルタのうち、前記第１ビーム経路および前記第２ビーム経路が前記仮想中心軸を通ることにより、前記吸収フィルタの通る前記第１吸収経路及び第２吸収経路が一致した場合における、上記第１吸収経路に対応する部位を一致部位としたとき、
上記吸収フィルタは、
少なくとも上記一致部位の近傍において、
上記第１吸収経路、および、上記第２吸収経路を、上記一致部位に近づけるほど、
前記第１Ｘ線のエネルギスペクトル分布と第２Ｘ線のエネルギスペクトル分布とが、近似した分布形状となる形態を有する
計算機支援Ｘ線断層撮影装置。
【請求項３】
請求項１または請求項２に記載の計算機支援Ｘ線断層撮影装置であって、
前記Ｘ線源は、細棒状の前記Ｘ線を発生するペンシルビームＸ線源であり、
前記移動走査機構は、
上記ペンシルビームＸ線源及び単一の前記センサを直線移動させる直線移動機構を含み、
前記回転移動機構により、上記ペンシルビームＸ線源及び上記センサを回転させたときの、上記ペンシルビームＸ線源およびセンサが含まれる仮想の回転面内において、
上記直線移動機構により直線移動させた上記ペンシルビームＸ線源から放射され、このペンシルビームＸ線源の直線移動軌跡に対し垂直な任意のＸ線を、基準位置Ｘ線とし、
上記ペンシルビームＸ線源から放射され、上記基準位置Ｘ線に平行で、前記仮想中心軸から上記直線移動軌跡におろした中心垂線について、上記基準位置Ｘ線と対称な位置を通過するＸ線を、対称位置Ｘ線としたとき、
前記吸収フィルタは、
上記吸収フィルタ通過後の上記基準位置Ｘ線と対称位置Ｘ線の前記エネルギスペクトル分布を互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とする形態を有する
計算機支援Ｘ線断層撮影装置。
【請求項４】
請求項１に記載の計算機支援Ｘ線断層撮影装置であって、
前記移動走査機構は、
前記Ｘ線源及び前記センサを直線移動させる直線移動機構を含み、
上記Ｘ線源は、細棒状の前記Ｘ線を発生するペンシルビームＸ線源であり、
前記回転移動機構により上記Ｘ線源及び上記センサを回転させたときの、このＸ線源およびセンサが含まれる仮想の回転面内において、
上記直線移動機構により直線移動させた上記ペンシルビームＸ線源の直線移動軌跡に沿う方向の座標をｔとし、前記仮想中心軸から上記直線移動軌跡におろした中心垂線の足の座標を基準点（ｔ＝０）としたとき、
前記吸収フィルタは、
上記座標ｔにおける上記直線移動軌跡に垂直な方向の厚みｈ(ｔ)について、下記式（Ｃ１）を満たす形態を有する
ｈ(ｔ)≠ｈ(−ｔ)    （ｔ＞０）                       …（Ｃ１）
計算機支援Ｘ線断層撮影装置。
【請求項５】
請求項４に記載の計算機支援Ｘ線断層撮影装置であって、
前記吸収フィルタは、
前記直線移動軌跡に沿う方向の両端部において、
端縁側ほど前記厚みｈ（ｔ）が大きくなる形態とされてなる
計算機支援Ｘ線断層撮影装置。
【請求項６】
請求項１または請求項２に記載の計算機支援Ｘ線断層撮影装置であって、
前記Ｘ線源は、扇状に前記Ｘ線を放射するファンビームＸ線源であり、
上記ファンビームＸ線源から放射された上記Ｘ線のなす扇形において、上記Ｘ線源と前記仮想中心軸とを結ぶ線源−中心軸線に対し、互いに対称な任意の中心角をなす２本のＸ線を、基準角度Ｘ線及び対称角度Ｘ線としたとき、
前記吸収フィルタは、
上記吸収フィルタ通過後の上記基準角度Ｘ線と対称角度Ｘ線の前記エネルギスペクトル分布を互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とする形態を有する
計算機支援Ｘ線断層撮影装置。
【請求項７】
請求項１または請求項２に記載の計算機支援Ｘ線断層撮影装置であって、
前記Ｘ線源は、扇状に前記Ｘ線を放射するファンビームＸ線源であり、
前記吸収フィルタは、
上記扇状のＸ線のなす扇形内で、上記ファンビームＸ線源を通り、上記ファンビームＸ線源と前記中心軸を結ぶ線源−中心軸線と中心角φをなす基準角度直線に対し、これに沿う方向の厚みをｈ(φ)としたとき、下記式（Ｃ２）を満たす形態を有する
ｈ(φ)≠ｈ(−φ)    （φ＞０）                       …（Ｃ２）
計算機支援Ｘ線断層撮影装置。
【請求項８】
請求項７に記載の計算機支援Ｘ線断層撮影装置であって、
前記吸収フィルタは、
前記中心角φおよび−φが大きな値となる扇形の周方向の両端部において、
端縁側ほど前記厚みｈ（φ）およびｈ（−φ）が大きくなる形態とされてなる
計算機支援Ｘ線断層撮影装置。
【請求項９】
所定のエネルギ領域内にエネルギスペクトル分布を有するＸ線を発生するＸ線源と、
被検体が配置される撮像対象空間を介して上記Ｘ線源と対向して配置され、上記Ｘ線源から上記撮像対象空間を経由して届く上記Ｘ線の強度を検出する１または複数のセンサと、
上記Ｘ線源と上記センサとの間に配置され、上記Ｘ線が上記センサに届く前に上記Ｘ線の一部を吸収し、下記条件(a)(b)を同時に満たす吸収フィルタと、を備える
計算機支援Ｘ線断層撮影装置。
(a)上記吸収フィルタは、上記撮像対象空間内を進む順行Ｘ線と、この順行Ｘ線が沿う直線と同じ上記直線に沿うが射出方向が逆の逆行Ｘ線の２つについて、
上記直線が、下記仮想中心軸を通る場合を除き、
上記被検体におけるＸ線吸収が無いとした場合に、上記センサに入射する上記順行Ｘ線と上記逆行Ｘ線のエネルギスペクトル分布を、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とする形態を有する。
(b)上記吸収フィルタは、上記計算機支援Ｘ線断層撮影装置を構成する構成要素のうち、上記Ｘ線源および上記センサを回転させる回転走査と共通の仮想中心軸を持ち、回転運動のみを行う構成要素に対して、相対位置が固定されている。
【請求項１０】
請求項９に記載の計算機支援Ｘ線断層撮影装置であって、
前記Ｘ線源及び前記センサを直線移動させる直線走査機構と、
上記Ｘ線源、上記センサ、及び上記直線走査機構の少なくとも一部を前記仮想中心軸の周りに回転移動させる回転走査機構と、を備え、
上記Ｘ線源は、細棒状の前記Ｘ線を発生するペンシルビームＸ線源であり、
上記回転走査機構により上記ペンシルビームＸ線源及び上記センサを回転させたときの、このペンシルビームＸ線源およびセンサが含まれる仮想の回転面内において、
上記直線走査機構により直線走査線上を移動させた上記ペンシルビームＸ線源から発生し、この直線走査線に対し垂直な任意のＸ線を、基準位置Ｘ線とし、
上記基準位置Ｘ線に平行で、上記ペンシルビームＸ線源の直線走査範囲の中点における中点垂線に関して、上記基準位置Ｘ線と対称な位置を通過するＸ線を対称位置Ｘ線としたとき、
前記吸収フィルタは、
上記吸収フィルタ通過後の上記基準位置Ｘ線と対称位置Ｘ線の前記エネルギスペクトル分布を、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とする形態を有する
計算機支援Ｘ線断層撮影装置。
【請求項１１】
請求項９に記載の計算機支援Ｘ線断層撮影装置であって、
前記Ｘ線源は、扇状に前記Ｘ線を発生するファンビームＸ線源であり、
上記ファンビームＸ線源及び複数の前記センサを前記仮想中心軸の周りに回転移動させて走査を行う回転走査機構を備え、
上記Ｘ線のなす扇形の中心線に対し、互いに対称な中心角をなす任意の２本のＸ線を、基準角度Ｘ線及び対称角度Ｘ線としたとき、
前記吸収フィルタは、
上記吸収フィルタ通過後の上記基準角度Ｘ線と対称角度Ｘ線の前記エネルギスペクトル分布を、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とする形態を有する
計算機支援Ｘ線断層撮影装置。
【請求項１２】
請求項１〜請求項１１のいずれか１項に記載の計算機支援Ｘ線断層撮影装置であって、
前記吸収フィルタは、
前記Ｘ線源から、前記撮像対象空間に至る間に配置されてなる
計算機支援Ｘ線断層撮影装置。
【請求項１３】
所定のエネルギ領域内にエネルギスペクトル分布を有するＸ線を発生するＸ線源と、
被検体が配置される撮像対象空間を介して上記Ｘ線源と対向して配置され、上記Ｘ線源から上記撮像対象空間を経由して届く上記Ｘ線の強度を検出する１または複数のセンサと、
上記Ｘ線源から放射された第１Ｘ線が第１ビーム経路を通って上記１または複数のセンサのうちのいずれかに届く第１状態に対して、上記Ｘ線源から放射された第２Ｘ線が、上記撮像対象空間のうち上記第１ビーム経路と同一の場所を、これとは逆に進行する第２ビーム経路を通って上記１または複数のセンサのうちのいずれかに届く第２状態が存在する移動走査パターンで、上記Ｘ線源及び上記センサを移動させ、上記撮像対象空間を上記Ｘ線で走査する移動走査機構であって、
上記撮像対象空間内の仮想中心軸の周りに、上記Ｘ線源及び上記センサを回転移動させる回転移動機構を含む
移動走査機構と、を備える
計算機支援Ｘ線断層撮影装置の改造方法であって、
上記Ｘ線の一部を吸収する吸収フィルタを、
上記Ｘ線源と上記センサとの間に配置し、
上記回転移動機構に対して相対位置を固定して、
上記第１ビーム経路及び第２ビーム経路が、共に上記仮想中心軸を通る場合を除き、
上記第１ビーム経路のうち上記吸収フィルタ内に位置する第１吸収経路と、上記第２ビーム経路のうち上記吸収フィルタ内に位置する第２吸収経路とが重ならない配置とする
計算機支援Ｘ線断層撮影装置の改造方法であり、
上記吸収フィルタは、
上記第１Ｘ線と第２Ｘ線について、
上記第１状態において、上記第１吸収経路を通って、上記１または複数のセンサのうちのいずれかに届く上記第１Ｘ線のエネルギスペクトル分布と、上記第２状態において、上記第２吸収経路を通って、上記１または複数のセンサのうちのいずれかに届く上記第２Ｘ線のエネルギスペクトル分布とを、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とする形態を有してなる
計算機支援Ｘ線断層撮影装置の改造方法。
【請求項１４】
所定のエネルギ領域内にエネルギスペクトル分布を有するＸ線を発生するＸ線源と、
被検体が配置される撮像対象空間を介して上記Ｘ線源と対向して配置され、上記Ｘ線源から上記撮像対象空間を経由して届く上記Ｘ線の強度を検出する１または複数のセンサと、
上記Ｘ線源から放射された第１Ｘ線が第１ビーム経路を通って上記１または複数のセンサのうちのいずれかに届く第１状態に対して、上記Ｘ線源から放射された第２Ｘ線が、上記撮像対象空間のうち上記第１ビーム経路と同一の場所を、これとは逆に進行する第２ビーム経路を通って上記１または複数のセンサのうちのいずれかに届く第２状態が存在する移動走査パターンで、上記Ｘ線源及び上記センサを移動させ、上記撮像対象空間を上記Ｘ線で走査する移動走査機構であって、
上記撮像対象空間内の仮想中心軸の周りに、上記Ｘ線源及び上記センサを回転移動させる回転移動機構を含む
移動走査機構と、
を備える計算機支援Ｘ線断層撮影装置において、
上記Ｘ線源と上記センサとの間に配置し、上記Ｘ線が上記センサに届く前に上記Ｘ線の一部を吸収する吸収フィルタであって、
上記計算機支援Ｘ線断層撮影装置の所定位置に、上記回転移動機構に対して相対位置が固定された状態に配置したとき、
上記第１ビーム経路及び第２ビーム経路が、共に上記仮想中心軸を通る場合を除き、
上記第１ビーム経路のうち上記吸収フィルタ内に位置する第１吸収経路と、上記第２ビーム経路のうち上記吸収フィルタ内に位置する第２吸収経路とが重ならない配置とされてなり、
上記第１状態において、上記第１吸収経路を通って、上記１または複数のセンサのうちのいずれかに届く上記第１Ｘ線のエネルギスペクトル分布と、上記第２状態において、上記第２吸収経路を通って、上記１または複数のセンサのうちのいずれかに届く上記第２Ｘ線のエネルギスペクトル分布とを、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とする形態を有する
計算機支援Ｘ線断層撮影装置に用いる吸収フィルタ。
【請求項１５】
計算機支援Ｘ線断層撮影装置のうち、扇状にＸ線を発生するファンビームＸ線源から撮像対象空間に至る間に配置され、上記ファンビームＸ線源から複数のセンサに向けて放射されるＸ線の一部を吸収する吸収フィルタであって、
上記計算機支援Ｘ線断層撮影装置に配置された状態において、
上記ファンビームＸ線源と上記撮像対象空間の仮想中心軸とを結ぶ線源−中心軸線に対し、互いに対称な任意の中心角をなす２本のＸ線を、基準角度Ｘ線及び対称角度Ｘ線としたとき、
上記吸収フィルタ通過後の上記基準角度Ｘ線と対称角度Ｘ線の前記エネルギスペクトル分布を互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とする形態を有する
吸収フィルタ。
【請求項１６】
計算機支援Ｘ線断層撮影装置のうち、扇状にＸ線を発生するファンビームＸ線源から撮像対象空間に至る間に配置され、上記ファンビームＸ線源から複数のセンサに向けて放射されるＸ線の一部を吸収する吸収フィルタであって、
上記計算機支援Ｘ線断層撮影装置に配置された状態において、
上記ファンビームＸ線源と上記撮像対象空間の仮想中心軸とを結ぶ線源−中心軸線と中心角φをなす基準角度直線に対し、これに沿う方向の厚みをｈ(φ)としたとき、
下記式（Ｃ２）を満たす形態を有する
ｈ(φ)≠ｈ(−φ)    （φ＞０）                       …（Ｃ２）
吸収フィルタ。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、Ｘ線を利用した医療診断に用いる計算機支援Ｘ線断層撮影装置(X-ray Computerized Tomography Scanner、以下、Ｘ線ＣＴまたはＣＴと略記することがある)のうち、基本性能向上を図った計算機支援Ｘ線断層撮影装置、また、このようなＣＴとするための計算機支援Ｘ線断層撮影装置の改造方法、このようなＣＴに用いる吸収フィルタに関するものである。
【背景技術】
【０００２】
Ｘ線ＣＴは、1970年代に開発され、現在では医療診断において不可欠な装置として普及している。
【０００３】
一般に医療診断分野で用いられているＸ線ＣＴでは、Ｘ線源として管球が使用されており、照射されるＸ線は診断で用いられるエネルギ領域(10-150[keV])内で幅広いエネルギスペクトル分布をもっている。また、物質のＸ線吸収係数は、Ｘ線の持つエネルギに対して一様ではなく、そのＸ線吸収係数の値は、診断に用いるエネルギ領域のＸ線では、Ｘ線の持つエネルギが大きくなるにつれて減少する傾向にある。しかも、この変化の傾向は、物質によって異なっており、いわば、Ｘ線において物質ごとの固有な色彩を持っていることを示している。もし、色彩すなわちエネルギ情報を利用できるならば組織同定などにも活用することができ、診断上極めて有効になるものと考えられる。
【０００４】
しかし、現在普及しているＣＴでは、照射されるＸ線は単一のエネルギしか持たないとする仮定のもとで断層像の再構成を行っており、エネルギ情報を完全に取り出すことができない。
【０００５】
このエネルギ情報を取り出す原理に関しては古くから取組がなされている。特許文献1、及び非特許文献1において、医療診断領域で用いるＸ線のエネルギでは吸収係数が概ね二つの要素、すなわちコンプトン散乱と光電効果で表現できること、及び互いに他方のスペクトルの定数倍とは異るスペクトルを持つ2種類のＸ線で測定を行えばエネルギ情報を取り出せることが報告されている。この方法は、一般にDual-Energy Method(以下、ＤＥＭと記す)と呼ばれる。
【０００６】
以下、ＤＥＭの原理、及び従来の実現方法について述べる。被検体の横断面を含む平面はx,y座標により指定されるものとし、この平面の位置をベクトルxで表すならば、エネルギーεにおける位置xでのＸ線吸収係数は、これらの関数としてμ(x,ε)と表せる。
【０００７】
また、Ｘ線管球と一つのセンサを繋ぐ直線をビームラインと呼び、このビームライン上で測定が行われる。断層像再構成のために必要なビームライン上でのＸ線強度測定の事をスキャニングと呼ぶ。ビームラインは基本的に２次元の量で指定される。一つの細棒状のＸ線(以下、ペンシルビームと記す)により直線走査(translation)と回転走査(rotation)の動きを持つ最も基本的な形態である第１世代ＣＴにおいては、ビームラインは直線走査位置と、回転走査位置の２次元で指定される。また、扇状のＸ線(以下、ファンビームと記す)を発生するＸ線管球を用い、回転走査のみによりスキャニングを行う、最も普及している形態である第３世代ＣＴでは、回転角と、照射角の２次元でビームラインが指定される。このビームラインを指定する２次元量をここではスキャン位置iと定義する。
【０００８】
あるスキャン位置iで、センサに到達するＸ線強度Imiは次式(S1)で表せる。
【数１】
2007268241.tif 000003
ここで、Ie,i(ε)は照射Ｘ線強度、ｓi(ε)は、次式(S2)、さらに正確には、式(S3)に示したようにビームライン上の吸収係数を積分したもので、これを投影データと呼ぶ。
【数２】
2007268241.tif 000004
【数３】
2007268241.tif 000005
ここで、Liは測定位置iでのビームラインが通過する座標の集合である。
【０００９】
ＤＥＭでは、吸収係数μ(x,ε)を次式(S4)のように光電効果要素とコンプトン効果要素のエネルギ特性関数Γ(ε)、Ψ(ε)の線形結合により表現できるものと仮定する。
【数４】
2007268241.tif 000006
【００１０】
これを式(S2)に当てはめると、次式(S5)のように投影データも各要素のエネルギ特性関数の線形結合により表すことができる。
【数５】
2007268241.tif 000007
ここで、結合係数ｓγi,ｓψiは各要素ごとの投影データを表している。
【００１１】
したがって、この各要素ごとの結合係数を求めればエネルギごとの投影データｓi(ε)を得ることができる。そのために、同じビームライン上でスペクトルが1Ie,i(ε),2Ie,i(ε)であり、互いに他方の定数倍とは異る(互いに一次独立な)２つのＸ線を何らかの方法で発生させる。以下、このようなＸ線同士は互いに線質が異ると表現する。
【００１２】
そうした２つのＸ線による２つの測定値1Imi,2Imiを含む式(S6)の非線形連立方程式をｓγi,ｓψiに関して解けば良い。
【数６】
2007268241.tif 000008
【００１３】
この方程式の求解にはニュートン法などの数値解法を用いる事ができる。また近年、非特許文献１０，１１などにおいて、雑音耐性を高めたＤＥＭアルゴリズムも開発されているのでそうした方法によればより精度の良い解を得る事ができる。
【００１４】
さて上述したＤＥＭの原理をＣＴに実装し、実現するためには、異なる線質のＸ線を生成しなければならない。そのためには、Ｘ線管球に印加する電圧の切替えや、厚みの異なる吸収フィルタを機械的に入れ換え改めてスキャニングする事で実現できるため、これまでこの原理に基づく様々な実現法が提案されてきた。それらは下記のように分類される。
(従来技術１)管電圧を切替え、スキャニングする方法。
(従来技術２)吸収フィルタを機械的に切替え、スキャニングする方法。
(従来技術３)極めて鋭いエネルギピークを有する放射光を利用する方法。
(従来技術４)多段に重ねた複数センサの間に吸収フィルタを挟み込む方法。
(従来技術５)エネルギ分析機能を持つセンサを用いる方法。
(従来技術６)管電圧の異なる複数のＸ線管球及びセンサ対を用いる方法。
【００１５】
【特許文献１】Alvarez,R.E. et.al., ``X-ray spectral deconposition imaging system'', United States Patent, No. 710,359, July 1976.
【非特許文献１】Alvarez, R. E. and Macovski, A., ``Energy-selective reconstruction in X-ray computerized tomography'',Phys. Med. Biol.,Vol.21,No.5,pp.733-744,1976.
【非特許文献２】Kelcz, F. and Joseph, P.M. and Hilal, S.K., ``Noise considerations in dual energy CT scanning'',Medical Physics,Vol.6,pp.418-425,1979
【非特許文献３】Marshall, W. and Hall, E. and Doost-Hoseini, A. and Alvarez, R. and Macovski, A. and Cassel, D., ``An implementation of dual energy CT scanning'', J. Comput. Assist. Tomogr.,VOl.8, No.4, pp.745-749,1984.
【非特許文献４】佐々木 誠，取越 正己，遠藤 真広，兵藤 一行,``混合2色Ｘ線ＣＴシステムの開発'',第84回日本医学物理学会学術大会報文集 Vol. 20, pp. 158-161, 2003.
【非特許文献５】Torikoshi, M.,Tsunoo, T.Sasaki, M.,Endo, M.,Noda, Y.,Ohno, Y.,Kohno, T., Hyodo, K.,Uesugi, K. and Yagi,N., ``Electron density measurement with dual-energy x-ray CT using synchrotron radiation'',Physics in Medicine and Biology,Vol.48, pp.673-685,2003.
【非特許文献６】R. E. Alvarez, J. A. Seibert, and S. K. Thompson. ``Comparison of dual energy detector system'' Med. Phys.,Vol. 31, No. 3, pp. 556-565, Mar 2004.
【非特許文献７】J. P. O. Evans. ``Stereoscopic imaging using folded linear dual-energy x-ray detectors'', Meas. Sci. Technol., Vol. 13, No. 9, pp. 1388-1397, Sep 2002.
【非特許文献８】S. Gleason, H. Sari-Sarraf, M. J. Paulus, D. D. Johnson, S. J. Norton,and M. A. Abidi. ``Reconstruc- tion of multi-energy X-ray computed tomography images of laboratory mice'', IEEE Trans. Nucl. Sci., Vol. 46,No. 4, pp. 1081-1086, 1999.
【非特許文献９】Bruder H,McCollough C, et al., ``Hot Topic:Design of a 64-Slice Dual-Source CT(DSCT)Scanner'', Scientific session, RSNA 2005.
【非特許文献１０】Predrag Sukovic and Neal H. Clinthorne ``Penalized weited least-squares image reconstruction for dual energy X-ray transmission tomography'' IEEE Trans. Med. Imag., Vol. 19, No. 11,pp. 1075-1081, Nov 2000.
【非特許文献１１】J. A. Fessler, I. A. Elbakri, P. Sukovic, and N. H. Clinthorne.  ``Maximum-likelihood dual-energy tomographic image reconstruction'' In Proc. SPIE Vol. 4684, p. 38-49, Medical Imaging 2002: Image Processing, Milan Sonka; J. Michael Fitzpatrick; Eds., pp. 38-49, May 2002.
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１６】
(従来技術１)に含まれる方法としては特許文献１，非特許文献１，及び２がある。また(従来技術２)に含まれる方法には特許文献１及び非特許文献３がある。これら管電圧を切替える方法やフィルタを切替える方法は、基本的に複数回のスキャニングを要し、時間を要するため、非検体の被曝線量が増加するとともに、非検体内の動きに関し脆弱性を持つ。またこれらを高速に切替えるために、付随する高度な機構を新たに付加する必要もある。
【００１７】
(従来技術３)に関しては、非特許文献４，５で取組みがなされており、この方法では精密な再構成像を得る事が出来るが、放射光発生のためにシンクロトロン等極めて大掛かりな装置を必要とし、普及型とするためには技術的な課題が多く残されている。
【００１８】
(従来技術４)は、Ｘ線ビームライン上で同時に複数のセンサで計測を行う方法であり非特許文献６，７で報告されている。この方法では基本的に１回のスキャニングでＤＥＭに必要なデータを取得できるが、Ｘ線が被検体を通過した後、フィルタリングを行う方法であるため、被検体の被曝線量が増加する。
【００１９】
また(従来技術５)は、一回のスキャニングで被曝線量を増加させる事無くＤＥＭを実現でき、非特許文献８で紹介されているが、各センサ毎に波高分析を施す必要があり、極めて大掛かりで調整が困難となる。
【００２０】
近年(従来技術６)の方法が実用化された(非特許文献９)が特殊な装置であるため、新規に導入する必要があり、普及型の装置の資産を活かせない。
【００２１】
このように、Ｘ線ＣＴにおけるＤＥＭの実現法として、管球の管電圧や吸収フィルタをスキャニング中に切替える方式、放射光を利用する方法、多段センサを用いる方式、エネルギ分析機能を持つセンサを用いる方式、複数の管球を用いる方式が提案されている。しかし、これらの実現法は、大規模な装置を必要とする、スキャニングに時間がかかる、これまでの普及型装置の資産を活かせない、被検体の被曝線量が増大するなどの問題があり、実用化が困難であった。
【００２２】
本発明は，かかる問題点に鑑みてなされたものであって、簡易な構成を有し、ＤＥＭを容易に実現することのできる計算機支援Ｘ線断層撮影装置を提供することを目的とする。さらに、既存の計算機支援Ｘ線断層撮影装置でＤＥＭを実現可能として、資産活用を図りうる計算機支援Ｘ線断層撮影装置の改造方法、およびこれらに用いる吸収フィルタを提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００２３】
その解決手段は、所定のエネルギ領域内にエネルギスペクトル分布を有するＸ線を発生するＸ線源と、被検体が配置される撮像対象空間を介して上記Ｘ線源と対向して配置され、上記Ｘ線源から上記撮像対象空間を経由して届く上記Ｘ線の強度を検出する１または複数のセンサと、上記Ｘ線源と上記センサとの間に配置され、上記Ｘ線が上記センサに届く前に上記Ｘ線の一部を吸収する吸収フィルタと、上記Ｘ線源から放射された第１Ｘ線が第１ビーム経路を通って上記１または複数のセンサのうちのいずれかに届く第１状態に対して、上記Ｘ線源から放射された第２Ｘ線が、上記撮像対象空間のうち上記第１ビーム経路と同一の場所を、これとは逆に進行する第２ビーム経路を通って上記１または複数のセンサのうちのいずれかに届く第２状態が存在する移動走査パターンで、上記Ｘ線源及び上記センサを移動させ、上記撮像対象空間を上記Ｘ線で走査する移動走査機構であって、上記撮像対象空間内の仮想中心軸の周りに、上記Ｘ線源及び上記センサを回転移動させる回転移動機構を含む移動走査機構と、を備える計算機支援Ｘ線断層撮影装置であって、上記吸収フィルタは、上記回転移動機構に対して相対位置が固定され、上記第１ビーム経路及び第２ビーム経路が、共に上記仮想中心軸を通る場合を除き、上記第１ビーム経路のうち上記吸収フィルタ内に位置する第１吸収経路と、上記第２ビーム経路のうち上記吸収フィルタ内に位置する第２吸収経路とが重ならない配置とされてなり、上記第１状態において、上記第１吸収経路を通って、上記１または複数のセンサのうちのいずれかに届く上記第１Ｘ線のエネルギスペクトル分布と、上記第２状態において、上記第２吸収経路を通って、上記１または複数のセンサのうちのいずれかに届く上記第２Ｘ線のエネルギスペクトル分布とを、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とする形態を有する吸収フィルタである計算機支援Ｘ線断層撮影装置である。
【００２４】
本発明の計算機支援Ｘ線断層撮影装置は、第１状態とこれに対応する第２状態とが存在するパターンでＸ線源およびセンサを移動させて、撮像対象空間をＸ線で走査する移動走査機構を有している。なお、第１状態は、第１Ｘ線が、撮像対象空間の第１ビーム経路を通ってセンサに届く状態であり、第２状態は、第２Ｘ線が、第１ビーム経路と同一の場所を逆方向に進行する第２ビーム経路を通ってセンサに届く状態である。
一方、吸収フィルタは、第１吸収経路と第２吸収経路とが重ならない配置とされており、第１吸収経路を通ってセンサに届く第１Ｘ線のエネルギスペクトル分布と、第２吸収経路を通ってセンサに届く第２Ｘ線のエネルギスペクトル分布とを、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とする形態を有している。
しかも、本発明のＣＴでは、吸収フィルタが、Ｘ線源及びセンサを回転移動させる回転移動機構に対して相対位置が固定されているので、Ｘ線源及びセンサを回転移動させても、Ｘ線源、センサ、及び吸収フィルタの相対位置が変化しないことになる。
このようにした本発明のＣＴでは、撮像対象空間内に被検体を配置して動作させた場合にも、第１Ｘ線と第２Ｘ線とは、進行方向は互いに逆であるが、互いに重なる第１ビーム経路及び第２ビーム経路上を進行して、被検体を含む撮像対象空間内の同一の場所を透過する。しかも、吸収フィルタにより、センサに届く第１Ｘ線及び第２Ｘ線のエネルギスペクトル分布の分布形状が、互いに他方の定数倍とは異なっている。つまり、センサに届く第１Ｘ線と第２Ｘ線の線質が異なっている。
【００２５】
従って、本発明のＣＴによれば、被検体の各部について、第１Ｘ線およびこれに対応する第２Ｘ線を用いて得られた情報を利用し、デュアルエネルギー法（ＤＥＭ）により、断層画像を再構成すれば、被検体の断層内における各部の吸収係数の違い、従って各部の材質（例えば、脳、骨、筋肉等）の違いを適切に検出することが出来る。
しかも、本発明のＣＴでは、従来技術１に記載したように、スキャンニングの途中で管電圧を切り換える必要が無く、また、従来技術２に記載したように、スキャンニング中に吸収フィルタを機械的に切り換える必要も無い。また、従来技術３，４，５，６に記載したように、大掛かりな装置や、あるいは複雑な機構を設ける必要もない。また、１回分（３６０度）の回転走査で足り、被検体に対するＸ線の被爆線量を増大させることもない。かくして、簡単な機構のＣＴで、容易にＤＥＭを実現することができる。しかも、ＤＥＭにより、ＣＴ検査による診断のための情報量が格段に増加し、医療効果を向上させる事ができる。
【００２６】
なお、計算機支援Ｘ線断層撮影装置としては、上述の要件を満たすＣＴで有れば、走査方式がいずれのものであっても良く、従って、いわゆる第１世代と呼ばれるＣＴのほか、第３世代と呼ばれるＣＴも含まれる。
即ち、第１世代と呼ばれる、細棒状のＸ線（ペンシルビーム）を発生するペンシルビームＸ線源及び単一のセンサを、互いに平行な直線走査線分上で対向関係を保った状態でそれぞれを直線走査し、さらに、Ｘ線源、センサ及びこれらを搭載して直線走査するための直線レール、直線移動機構等を、撮像対象空間の仮想中心軸の周りに回転走査させる機構を持つＣＴに適用することができる。
また、第３世代と呼ばれる、扇状のＸ線（ファンビーム）を発生するファンビームＸ線源及び弧状に配置した複数のセンサ（センサ群）を、撮像対象空間内の仮想中心軸の周りに回転走査させる機構を持つＣＴにも適用することができる。
さらに、ファンビームＸ線源及び弧状に配置した複数のセンサ（センサ群）を仮想中心軸の周りに高速回転させると共に、被検体を仮想中心軸に沿って移動させて、螺旋走査（仮想中心軸に沿う方向の直線移動と仮想中心軸周りの回転移動との組み合わせによる走査）させる、いわゆるファンビームヘリカルスキャン方式の走査が可能なＣＴにおいても、被検体の仮想中心軸に沿う方向の移動をさせずに、ファンビームＸ線源及びセンサ等を回転移動させる走査方法（なお、必要な場合には、その後に、仮想中心軸に沿う方向に被検体を移動させて、再び回転走査を行う）で使用する場合には、上述の第３世代のＣＴと同様に、本発明を適用することができる。
また、コーンビームＣＴと呼ばれる、錐体状のＸ線(コーンビーム)を発生するＸ線源及び弧状かつ帯状に配置した複数のセンサ（センサ群）を、撮像対象空間内の仮想中心軸の周りに螺旋走査させる機構を持つＣＴにも、被検体の仮想中心軸に沿う方向の移動をさせずに、コーンビームＸ線源及びセンサ等を回転移動させる走査方法で使用する場合には、発生したＸ線のうち、仮想中心軸線に直交する面に沿って進行するファンビームＸ線（以下、直交ファンビームＸ線）については、上述の第３世代のＣＴと同様に、本発明を適用することができる。なお、コーンビームＸ線源を用いる場合には、発生するＸ線のうち、直交ファンビームＸ線以外のＸ線の放射を抑制する絞り（コリメータ）を用いて、コーンビームＸ線源を実質的にファンビームＸ線源として用いるようにすると良い。あるいは、コーンビームＸ線を発生させるが、ＤＥＭによる再構成画像等を得るのは、直交ファンビームＸ線によるデータのみとする処理を行うこともできる。
【００２７】
また、吸収フィルタとしては、第１吸収経路を通ってセンサに届く第１Ｘ線のエネルギスペクトル分布と、第２吸収経路を通ってセンサに届く第２Ｘ線のエネルギスペクトル分布とを、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とする形態を有するものである。
具体的には、例えば、吸収フィルタにおいて、少なくともＸ線が透過する部位の材質は一定（均質）であるが、その形状を、第１吸収経路と第２吸収経路とで長さが異なるようにした吸収フィルタが挙げられる。また、第１吸収経路と第２吸収経路との長さは同じであるが、吸収フィルタを２種類以上の吸収特性の異なる材質で構成し、第１吸収経路となる部分と第２吸収経路となる部分とで、各材質の占める長さの比率を異ならせたために、センサに届く第１Ｘ線と第２Ｘ線のエネルギスペクトルの分布が、互いに他方の定数倍とは異なるようにされている吸収フィルタも挙げられる。さらには、上記の組み合わせ、即ち、吸収フィルタの形状及び各材質を、第１吸収経路となる部分と第２吸収経路となる部分で異ならせたために、センサに届く第１Ｘ線と第２Ｘ線のエネルギスペクトルの分布が、互いに他方の定数倍とは異なるようにされている吸収フィルタも挙げられる。
【００２８】
ところで、多くのＣＴでは、Ｘ線源と撮像対象空間との間のＸ線照射口に、左右対称形状のいわゆるボウタイフィルタ（bow-tie filter)を備えている。一方、本発明のＣＴでは、吸収フィルタとして、上述の特性が得られていれば、ほかは、既存のＣＴと同様の構成で足りる。そこで、このボウタイフィルタに代えて、第１，第２Ｘ線のエネルギスペクトル分布が上述の分布形状になる形態を有する吸収フィルタを設置するのが好ましい。あるいは、ボウタイフィルタに付加的に付加吸収フィルタを重ね、これらを併せて、これらを通った第１，第２Ｘ線のエネルギスペクトル分布が上述の分布形状になる形態を有する吸収フィルタとすることもできる。
従って、本発明のＣＴは、上述の要件を満たすＣＴとして、新たに設計あるいは製造したものも該当する。しかしさらに、既に製造されているＣＴにおいて、このＣＴに用いられているボウタイフィルタを、上述の条件を満たす吸収フィルタに代えて、本発明のＣＴを構成することもできる。あるいは、既存のボウタイフィルタに付加的な吸収フィルタを加えて、両者で全体として、前述の条件を満たす吸収フィルタとすることで、本発明のＣＴを構成することもできる。
また、ＣＴによっては、複数の吸収フィルタ（ボウタイフィルタ)を連装しており、測定の状況に応じて適宜、ボウタイフィルタの切替を可能としたＣＴもある。このようなＣＴにおいては、連装される複数の吸収フィルタのうちの１つとして、本発明の要件を満たす吸収フィルタを装着しておき、ＤＥＭによる撮像が必要となった場合に、このフィルタを選択するようにしても良い。
【００２９】
さらに、吸収フィルタは、Ｘ線源と上記センサとの間に配置されていればよい。従って、上述のように、吸収フィルタをＸ線源と撮像対象空間（被検体）との間に配置するほか、撮像対象空間（被検体）とセンサとの間に吸収フィルタを配置することもできる。あるいは、Ｘ線源と撮像対象空間（被検体）との間、及び、撮像対象空間（被検体）とセンサの両方に吸収フィルタを配置することもできる。
【００３０】
なお、本発明のＣＴにおいては、ＤＥＭ用のソフトウェアを用いて、得られたデータから断層像の再構成を行うことで、被検体中の各部の材質に応じた処理を行った断面画像などを得ることができる。このようなＤＥＭを実現して再構成像等を得るためのソフトウェアとしては、各ＣＴの構成や特性に応じて、公知のソフトウェアあるいはこれを適宜変更したソフトウェアを用いればよい。
【００３１】
さらに、請求項１または請求項２に記載の計算機支援Ｘ線断層撮影装置であって、前記吸収フィルタのうち、前記第１ビーム経路および前記第２ビーム経路が前記仮想中心軸を通ることにより、前記吸収フィルタを通る前記第１吸収経路及び第２吸収経路が一致した場合における、上記第１吸収経路に対応する部位を一致部位としたとき、上記吸収フィルタは、少なくとも上記一致部位の近傍において、上記第１吸収経路、および、上記第２吸収経路を、上記一致部位に近づけるほど、前記第１Ｘ線のエネルギスペクトル分布と第２Ｘ線のエネルギスペクトル分布とが、近似した分布形状となる形態を有する計算機支援Ｘ線断層撮影装置とすると良い。
【００３２】
まず、第１ビーム経路および第２ビーム経路が、共に仮想中心軸を通り、吸収フィルタ内においても、第１吸収経路および第２吸収経路が互いに一致して、一致部位を通る場合を考える。そして、吸収フィルタが位置ずれなく取り付けられた理想状態において、吸収フィルタのうち、一致部位を境に、吸収フィルタのＸ線の吸収特性が急峻に変化する形態を有している吸収フィルタを考える。例えば、ステップ状（ヘビサイド関数状）にその厚さが変化したために、吸収特性も一致部位を境にステップ状に変化している場合を考える。
この場合、吸収フィルタが、ＣＴの取り付け部分に対して正確に取り付けられて、吸収特性がステップ状に変化している位置と、一致部位とが正確に一致している理想状態では、問題は生じない。例えば、吸収特性が吸収フィルタの位置座標ｘ＝０を境にステップ状に変化している吸収フィルタを用いる場合において、一致部位が位置座標ｘ＝０に一致するように吸収フィルタがＣＴに正確に取り付けられている場合などである。
【００３３】
しかし、現実には、理想状態とはならず、吸収フィルタの取付位置に位置ずれが生じている場合が考えられる。この場合には、吸収フィルタにおける一致部位も、本来の位置から位置ずれした位置となっている。このため、第１ビーム経路および第２ビーム経路が互いに一致せず、仮想中心軸を通らない場合、つまり、ＤＥＭを実現できるはずの場合であっても、吸収フィルタの吸収特性が同じになってしまい、第１Ｘ線のエネルギスペクトル分布と第２Ｘ線のエネルギスペクトル分布とが同一の分布形状になってしまう部分が生じる。すると、この部分で、ＤＥＭが実現できなくなり、再構成画像にノイズが生じるなどの不具合が生じる。
【００３４】
これに対し、本発明のＣＴでは、吸収フィルタの形態を、上述にようにしている。即ち、吸収フィルタの吸収特性を、少なくとも一致部位の近傍の領域で、緩やかに変化させる形態としている。これにより、吸収フィルタをＣＴに取り付けた際に位置ずれした状態で取り付けられたり、あるいは使用途中において吸収フィルタに位置ずれが生じたりした場合でも、第１Ｘ線のエネルギスペクトル分布と第２Ｘ線のエネルギスペクトル分布とが一致した分布形状になることが無く、適切にＤＥＭを実現することができる。
なお、この具体例としては、吸収フィルタの吸収特性を、吸収フィルタにおけるＸ線の透過距離（Ｘが透過する部分の厚さ）の大小で変化させる場合において、第１ビーム経路および第２ビーム経路が互いに一致して、仮想中心軸を通るときの、互いに一致する第１吸収経路および第２吸収経路に該当する部位（一致部位）を挟む領域で、吸収フィルタのＸ線の透過する部分の厚さを緩やかに変化させる形態とした吸収フィルタが挙げられる。
【００３５】
なお、吸収フィルタのうち、第１吸収経路および第２吸収経路を、一致部位に近づけるほど、第１Ｘ線のエネルギスペクトル分布と第２Ｘ線のエネルギスペクトル分布とを、近似した分布形状となる形態とする範囲としては、前述のように、少なくとも一致部位の近傍とすればよい。これにより、吸収フィルタに生じた現実の位置ずれの大きさが当該近傍の範囲よりも小さい範囲である場合には、適切にＤＥＭを実現できる。さらに好ましくは、吸収フィルタの取付位置が位置ずれした場合に、本来ならば一致部位とされる部位が配置されうる範囲、つまり、取付位置の位置ずれしうる最も大きい範囲（例えば公差範囲）とすると良い。このようにすれば、吸収フィルタの位置ずれによって、ＤＥＭが実現できない部位が生じる不具合を無くすことができる。さらには、この範囲を含む範囲で前述の形態とするのが好ましい。さらには、吸収フィルタの全範囲で、前述の形態とすると良い。
【００３６】
あるいは、請求項１に記載の計算機支援Ｘ線断層撮影装置であって、前記Ｘ線源は、細棒状の前記Ｘ線を発生するペンシルビームＸ線源であり、前記移動走査機構は、上記ペンシルビームＸ線源及び単一の前記センサを直線移動させる直線移動機構を含み、前記回転移動機構により、上記ペンシルビームＸ線源及び上記センサを回転させたときの、上記ペンシルビームＸ線源およびセンサが含まれる仮想の回転面内において、上記直線移動機構により直線移動させた上記ペンシルビームＸ線源から放射され、このペンシルビームＸ線源の直線移動軌跡に対し垂直な任意のＸ線を、基準位置Ｘ線とし、上記ペンシルビームＸ線源から放射され、上記基準位置Ｘ線に平行で、前記仮想中心軸から上記直線移動軌跡におろした中心垂線について、上記基準位置Ｘ線と対称な位置を通過するＸ線を、対称位置Ｘ線としたとき、前記吸収フィルタは、上記吸収フィルタ通過後の上記基準位置Ｘ線と対称位置Ｘ線の前記エネルギスペクトル分布を互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とする形態を有する計算機支援Ｘ線断層撮影装置とすると良い。
【００３７】
本発明のＣＴは、Ｘ線源、センサ、移動走査機構などについて、いわゆる第１世代と呼ばれる構成を有するＣＴについての発明である。本発明のＣＴでは、基準位置Ｘ線と対称位置Ｘ線のエネルギスペクトル分布を、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とする形態の吸収フィルタを用いている。つまり、この吸収フィルタを透過した基準位置Ｘ線および対称位置Ｘ線を、互いに線質が異なるものとする形態を有する吸収フィルタとしている。
従って、このような吸収フィルタを用いる本発明のＣＴによれば、ペンシルビームＸ線源及びセンサを、直線移動及び回転移動させる第１世代のＣＴにおいて、適切にＤＥＭを実現することができる。
【００３８】
さらに、上述の計算機支援Ｘ線断層撮影装置であって、前記吸収フィルタは、少なくとも前記中心垂線の近傍において、前記基準位置Ｘ線および前記対称位置Ｘ線を、前記中心垂線に近づけるほど、この吸収フィルタ通過後の上記基準位置Ｘ線のエネルギスペクトル分布と、上記対称位置Ｘ線のエネルギスペクトル分布とが近似した分布形状となる形態を有する計算機支援Ｘ線断層撮影装置とするのが好ましい。
【００３９】
吸収フィルタの形態を、上述のようにすることで、第１世代のＣＴにおいて、吸収フィルタをＣＴに取り付けた際に、位置ずれした状態で取り付けたり、あるいは使用途中において吸収フィルタに位置ずれが生じたりした場合でも、適切にＤＥＭを実現することができる。
【００４０】
なお、吸収フィルタのうち、基準位置Ｘ線及び対称位置Ｘ線を、中心垂線に近づけるほど、これらのエネルギスペクトル分布が近似した分布形状となる形態とする範囲としては、前述のように、少なくとも中心垂線の近傍とすればよい。これにより、吸収フィルタに生じた現実の位置ずれの大きさが当該近傍の範囲よりも小さい範囲である場合には、適切にＤＥＭを実現できる。さらに好ましくは、吸収フィルタの取付位置が位置ずれした場合に、中心垂線が配置されうる範囲、つまり、取付位置の位置ずれしうる最も大きい範囲（例えば公差範囲）とすると良い。このようにすれば、吸収フィルタの取り付けの位置ずれによって、ＤＥＭが実現できない部位が生じる不具合を無くすことができる。さらには、この範囲を含む範囲で前述の形態とするのが好ましい。さらには、吸収フィルタの全範囲で、前述の形態とすると良い。
【００４１】
あるいは、請求項１に記載の計算機支援Ｘ線断層撮影装置であって、前記移動走査機構は、前記Ｘ線源及び前記センサを直線移動させる直線移動機構を含み、上記Ｘ線源は、細棒状の前記Ｘ線を発生するペンシルビームＸ線源であり、前記回転移動機構により上記Ｘ線源及び上記センサを回転させたときの、このＸ線源およびセンサが含まれる仮想の回転面内において、上記直線移動機構により直線移動させた上記ペンシルビームＸ線源の直線移動軌跡に沿う方向の座標をｔとし、前記仮想中心軸から上記直線移動軌跡におろした中心垂線の足の座標を基準点（ｔ＝０）としたとき、前記吸収フィルタは、上記座標ｔにおける上記直線移動軌跡に垂直な方向の厚みｈ(ｔ)について、下記式（Ｃ１）を満たす形態を有する
ｈ(ｔ)≠ｈ(−ｔ)    （ｔ＞０）                       …（Ｃ１）
計算機支援Ｘ線断層撮影装置とすると良い。
【００４２】
本発明のＣＴでは、吸収フィルタの直線移動軌跡に垂直な方向の厚み、つまり、Ｘ線の透過厚みが、式（Ｃ１）：ｈ(ｔ)≠ｈ(−ｔ)を満たす形態とされている。具体的には、ｔ≠０の任意の場所のいずれにおいても、非対称となる形態を有している。
このため、第１状態において、第１吸収経路を通ってセンサに届く第１Ｘ線のエネルギスペクトル分布と、第２状態において、第２吸収経路を通ってセンサに届く第２Ｘ線のエネルギスペクトル分布とを、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とすることができる。これにより、第１Ｘ線と第２Ｘ線を用いて、ＤＥＭを実現することができる。
なお、吸収フィルタは、少なくともＸ線が透過する部分において、均一な材質、密度で構成されているのが好ましい。
【００４３】
さらに、請求項４に記載の計算機支援Ｘ線断層撮影装置であって、前記吸収フィルタは、前記厚みｈ（ｔ）が、座標ｔ＝０の前後で、徐々に変化する形態とされてなる計算機支援Ｘ線断層撮影装置とするのが好ましい。
【００４４】
このＣＴでは、吸収フィルタを、その厚みが、座標ｔ＝０の前後で、徐々に変化する形態としている。これにより、吸収フィルタをＣＴに取り付けた際に位置ずれした状態で取り付けられたり、あるいは使用途中において吸収フィルタに位置ずれが生じたりした場合でも、第１Ｘ線のエネルギスペクトル分布と第２Ｘ線のエネルギスペクトル分布とが一致した分布形状になることが無く、適切にＤＥＭを実現することができる。
なお、吸収フィルタのうち、座標ｔ＝０の前後の範囲としては、適宜選択しうるが、直線移動軌跡に沿う方向（つまり、座標ｔの方向）に、吸収フィルタの取付位置が位置ずれしうる最も大きい範囲（例えば公差範囲）とするのが好ましい。このようにすれば、吸収フィルタの位置ずれによって、ＤＥＭが実現できない部位が生じる不具合を無くすことができる。また、この範囲を含む範囲で前述の形態とするのが好ましい。さらには、吸収フィルタの全範囲で、前述の形態とするのが好ましい。
【００４５】
さらに、請求項４に記載の計算機支援Ｘ線断層撮影装置であって、前記吸収フィルタは、前記直線移動軌跡に沿う方向の両端部において、端縁側ほど前記厚みｈ（ｔ）が大きくなる形態とされてなる計算機支援Ｘ線断層撮影装置とすると良い。
【００４６】
本発明のＣＴでは、被検体の外周部分でＸ線照射量が増大する傾向にある。そこで、本発明のＣＴでは、前述のｈ(ｔ)≠ｈ(−ｔ)の関係は保ちつつ、直線移動軌跡に沿う方向の両端部において、端縁側ほど厚みｈ（ｔ）及びｈ（−ｔ）が大きくなる形態としている。これにより、ＤＥＭを実現可能としつつ、被検体の外周でのＸ線照射量を抑制することができる。
【００４７】
あるいは、請求項１または請求項２に記載の計算機支援Ｘ線断層撮影装置であって、前記Ｘ線源は、扇状に前記Ｘ線を放射するファンビームＸ線源であり、上記ファンビームＸ線源から放射された上記Ｘ線のなす扇形において、上記Ｘ線源と前記仮想中心軸を結ぶ線源−中心軸線に対し、互いに対称な任意の中心角をなす２本のＸ線を、基準角度Ｘ線及び対称角度Ｘ線としたとき、前記吸収フィルタは、上記吸収フィルタ通過後の上記基準角度Ｘ線と対称角度Ｘ線の前記エネルギスペクトル分布を互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とする形態を有する計算機支援Ｘ線断層撮影装置とすると良い。
【００４８】
本発明のＣＴは、ファンビームＸ線源を用いるＣＴについての発明である。本発明のＣＴでは、基準角度Ｘ線と対称角度Ｘ線のエネルギスペクトル分布を、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とする形態の吸収フィルタを用いている。つまり、この吸収フィルタを透過した基準角度Ｘ線および対称角度Ｘ線を、互いに線質が異なるものとする形態を有する吸収フィルタとしている。
従って、ファンビームＸ線源及びこのような吸収フィルタを用いた本発明のＣＴによれば、適切にＤＥＭを実現することができる。
【００４９】
さらに、請求項６に記載の計算機支援Ｘ線断層撮影装置であって、前記吸収フィルタは、少なくとも線源−中心軸線の近傍において、前記基準角度Ｘ線および前記対称角度Ｘ線を、前記線源−中心軸線に近づけるほど、この吸収フィルタ通過後の上記基準角度Ｘ線のエネルギスペクトル分布と、上記対称角度Ｘ線のエネルギスペクトル分布とが近似した分布形状となる形態を有する計算機支援Ｘ線断層撮影装置とするのが好ましい。
【００５０】
吸収フィルタの形態を、上述にようにすることで、ＣＴにおいて、吸収フィルタをＣＴに取り付けた際に、位置ずれした状態で取り付けたり、あるいは使用途中において吸収フィルタに位置ずれが生じたりした場合でも、適切にＤＥＭを実現することができる。
【００５１】
なお、吸収フィルタのうち、基準角度Ｘ線及び対称角度Ｘ線を、線源−中心軸線に近づけるほど、これらのエネルギスペクトル分布が近似した分布形状となる形態とする範囲としては、前述のように、少なくとも線源−中心軸線の近傍とすればよい。これにより、吸収フィルタの現実の位置ずれの大きさが、当該近傍の範囲よりも小さい範囲である場合には、適切にＤＥＭを実現できる。さらに好ましくは、吸収フィルタの取付位置が位置ずれした場合に、線源−中心軸線が配置されうる範囲、つまり、取付位置の位置ずれしうる最も大きい範囲（例えば公差範囲）とすると良い。このようにすれば、吸収フィルタの位置ずれによって、ＤＥＭが実現できない部位が生じる不具合を無くすことができる。さらには、この範囲を含む範囲で前述の形態にするのが好ましい。さらには、吸収フィルタの全範囲で、前述の形態にすると良い。
【００５２】
請求項１または請求項２に記載の計算機支援Ｘ線断層撮影装置であって、前記Ｘ線源は、扇状に前記Ｘ線を放射するファンビームＸ線源であり、前記吸収フィルタは、上記扇状のＸ線のなす扇形内で、上記ファンビームＸ線源を通り、上記ファンビームＸ線源と前記中心軸を結ぶ線源−中心軸線と中心角φをなす基準角度直線に対し、これに沿う方向の厚みをｈ(φ)としたとき、下記式（Ｃ２）を満たす形態を有する
ｈ(φ)≠ｈ(−φ)    （φ＞０）                       …（Ｃ２）
計算機支援Ｘ線断層撮影装置とすると良い。
【００５３】
本発明のＣＴでは、吸収フィルタの基準角度直線に沿う方向の厚み、つまり、Ｘ線の透過厚みが、式（Ｃ２）：ｈ(φ)≠ｈ(−φ)を満たす形態とされている。具体的には、φ≠０の任意の場所のいずれにおいても、角度φおよび−φについて非対称となる形態を有している。
このため、第１状態において、第１吸収経路を通ってセンサに届く第１Ｘ線のエネルギスペクトル分布と、第２状態において、第２吸収経路を通ってセンサに届く第２Ｘ線のエネルギスペクトル分布とを、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とすることができる。これにより、第１Ｘ線と第２Ｘ線を用いて、ＤＥＭを実現することができる。
なお、吸収フィルタは、少なくともＸ線が透過する部分において、均一な材質、密度で構成されているのが好ましい。
【００５４】
請求項７に記載の計算機支援Ｘ線断層撮影装置であって、
前記吸収フィルタは、
前記厚みｈ（φ）が、中心角φ＝０の前後で、徐々に変化する形態とされてなる
計算機支援Ｘ線断層撮影装置。
【００５５】
このＣＴでは、吸収フィルタを、その厚みが、中心角φ＝０の前後で、徐々に変化する形態としている。緩やかに変化させる形態としている。これにより、吸収フィルタをＣＴに取り付けた際に位置ずれした状態で取り付けられたり、あるいは使用途中において吸収フィルタに位置ずれが生じたりした場合でも、第１Ｘ線のエネルギスペクトル分布と第２Ｘ線のエネルギスペクトル分布とが一致した分布形状になることが無く、適切にＤＥＭを実現することができる。
なお、吸収フィルタのうち、中心角φ＝０の前後の範囲としては、適宜選択しうるが、中心角の変化する方向（つまり、中心角φの方向）に、吸収フィルタの取付位置が位置ずれしうる最も大きい範囲（例えば公差範囲）とするのが好ましい。このようにすれば、吸収フィルタの位置ずれによって、ＤＥＭが実現できない部位が生じる不具合を無くすことができる。また、この範囲を含む範囲で前述の形態にするのが好ましい。さらには、吸収フィルタの全範囲で、前述の形態にすると良い。
【００５６】
さらに、請求項７に記載の計算機支援Ｘ線断層撮影装置であって、前記吸収フィルタは、前記中心角φおよび−φが大きな値となる扇形の周方向の両端部において、端縁側ほど前記厚みｈ（φ）およびｈ（−φ）が大きくなる形態とされてなる計算機支援Ｘ線断層撮影装置とすると良い。
【００５７】
本発明のＣＴにおいては、被検体の外周部分でＸ線照射量が増大する傾向にある。そこで、前述のｈ(φ)≠ｈ(−φ)の関係は保ちつつ、扇形の周方向の両端部において、端縁側ほど厚みｈ（φ）およびｈ(−φ)が大きくなる形態とすることで、ＤＥＭを実現可能としつつ、被検体の外周でのＸ線照射量を抑制することができる。
【００５８】
さらに、広いエネルギスペクトル分布を持つＸ線を発生するＸ線源、および、下記条件(a)(b)を同時に満たす吸収フィルタを備え、さらに、被検体におけるＸ線吸収係数のエネルギ毎の空間分布の再構成像を得ることを目的としたソフトウエアを備えたＣＴが課題解決の手段である。
(a)撮像対象空間内のある直線に沿うＸ線と、同じ直線に沿うが射出方向が逆のＸ線の２つについて、被検体のＸ線吸収が無いとした場合にセンサに入射するＸ線のスペクトルが互いに他方の定数倍とは異なる形状となる。
(b)吸収フィルタはＣＴの構成要素の内、回転走査と共通の中心と角速度を持つ回転運動のみを行う構成要素(例えばＸ線源の直線走査線分，回転走査のみを行うＸ線源，回転走査のみを行うセンサ群，およびそれらを固定する台座である回転プーリ)に対して相対位置が固定されている。
【００５９】
具体的には、所定のエネルギ領域内にエネルギスペクトル分布を有するＸ線を発生するＸ線源と、被検体が配置される撮像対象空間を介して上記Ｘ線源と対向して配置され、上記Ｘ線源から上記撮像対象空間を経由して届く上記Ｘ線の強度を検出する１または複数のセンサと、上記Ｘ線源と上記センサとの間に配置され、上記Ｘ線が上記センサに届く前に上記Ｘ線の一部を吸収し、下記条件(a)(b)を同時に満たす吸収フィルタと、を備える計算機支援Ｘ線断層撮影装置である。
(a)上記吸収フィルタは、上記撮像対象空間内を進む順行Ｘ線と、この順行Ｘ線が沿う直線と同じ上記直線に沿うが射出方向が逆の逆行Ｘ線の２つについて、上記直線が、下記仮想中心軸を通る場合を除き、上記被検体におけるＸ線吸収が無いとした場合に、上記センサに入射する上記順行Ｘ線と上記逆行Ｘ線のエネルギスペクトル分布を、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とする形態を有する。
(b)上記吸収フィルタは、上記計算機支援Ｘ線断層撮影装置を構成する構成要素のうち、上記Ｘ線源及び上記センサを回転させる回転走査と共通の仮想中心軸を持ち、回転運動のみを行う構成要素に対して相対位置が固定されている。
【００６０】
本発明のＣＴによれば、吸収フィルタは、回転運動のみを行う構成要素に対して相対位置が固定されているので、Ｘ線源、センサなどに対して、これらを回転させても、相対位置が変化しない。さらに、この吸収フィルタを通った順行Ｘ線と逆行Ｘ線とは、エネルギスペクトル分布が互いに他方の定数倍とは異なる形状となっている、つまり順行Ｘ線と逆行Ｘ線は線質が異なっている。
従って、本発明のＣＴによれば、被検体の各部について、順行Ｘ線およびこれに対応する逆行Ｘ線を用いて得られた情報を利用し、ＤＥＭにより断層画像を再構成すれば、被検体の断層内における各部の吸収係数の違い、従って各部の材質（例えば、脳、骨、筋肉等）の違いを適切に検出することが出来る。
しかも、本発明のＣＴでは、従来技術１に記載したように、スキャンニングの途中で管電圧を切り換える必要が無く、また、従来技術２に記載したように、スキャンニング途中で吸収フィルタを機械的に切り換える必要も無い。また、従来技術３，４，５，６に記載したように、大掛かりな装置や、あるいは複雑な機構を設ける必要もない。また、１回分（３６０度）の回転走査で足り、被検体に対するＸ線の被爆線量を増大させることもない。かくして、簡単な機構のＣＴで、容易にＤＥＭを実現することができる。しかも、ＤＥＭにより、ＣＴ検査による診断のための情報量が格段に増加し、医療効果を向上させる事ができる。
【００６１】
あるいは、既存の多くのＣＴについて、Ｘ線照射口に設置されており、上記条件(b)を既に満たしているボウタイフィルタと呼ばれる左右対称の蝶ネクタイ型の吸収フィルタを、上記条件(a)を満たすものに取り換える、あるいは、ボウタイフィルタに条件(a)を満たす吸収フィルタを重ねて、両方のフィルタをＸ線が通過するように設置することでも、本発明のＣＴを実現できる。
【００６２】
なお、回転運動のみを行う構成要素としては、例えば、第１世代のＣＴ、即ち、撮像対象空間内の仮想中心軸に直交する面についての断層画像を得るのに、細棒状のＸ線（ペンシルビーム）を放射するペンシルビームＸ線源及び単一のセンサを、互いに平行な直線走査線分上で対向関係を保った状態でそれぞれを直線走査し、さらに、ペンシルビームＸ線源、センサ及びこれらを搭載して直線走査するための直線レールなどの直線移動機構等を、撮像対象空間の仮想中心軸上の中心に対して回転走査させる機構を持つＣＴにおいては、ペンシルビームＸ線源、センサ、これらを搭載し直線走査するための直線レール（直線走査線分）、及び、これらを仮想中心軸の周りに回転可能に固定しつつ回転する回転プーリ等の回転走査機構が挙げられる。
一方、第３世代のＣＴなど、撮像対象空間内の仮想中心軸に直交する面についての断層画像を得るのに、扇状のＸ線（ファンビーム）を放射するファンビームＸ線源及び弧状に配置した複数のセンサ（センサ群）を、撮像対象空間内の仮想中心軸上の中心に対して回転走査させる機構を持つＣＴにおいては、ファンビームＸ線源、センサ（センサ群）、及び、これらを仮想中心軸の周りに回転可能に固定しつつ回転する回転プーリ等の回転走査機構が挙げられる。
また、コーンビームを放射するコーンビームＸ線源及び弧状かつ帯状に配置したセンサ群を、撮像対象空間内の仮想中心軸上の中心に対して回転走査させる機構を持つコーンビームＣＴにおいても、コーンビームＸ線源、センサ（センサ群）、及び、これらを仮想中心軸の周りに回転可能に固定しつつ回転する回転プーリ等の回転走査機構が挙げられる。
【００６３】
さらに、上述のＣＴにおいて、前記被検体におけるＸ線吸収係数のエネルギ毎の空間分布の再構成像を得るソフトウエアを備えた計算機支援Ｘ線断層撮影装置とするのが好ましい。
あるいは、既存のＣＴに用いられている計算機ソフトウエアに、さらにＤＥＭを行うソフトウェアを追加することもできる。このようにすれば、既存のＣＴを用いながら、普及型のＣＴには無かった、エネルギ毎の断層像、各部の材質（例えば、脳、骨、筋肉等）の違いを適切に表現した断層像などの得られる機能が実現できる。
【００６４】
本発明の特徴の一つが、同一ビームライン上を進行するＸ線でありながら、異る線質を有する２つのＸ線を得るために、あるビームラインを進む順行Ｘ線と、これとはＸ線の進行方向が逆のビームラインを進む逆行Ｘ線と、吸収フィルタの幾何学的位置関係を利用する点であり、これにより、機構的には極めて簡単な変更のみで、1回のスキャニングでＤＥＭを実現できる。以下、Ｘ線射出方向が逆で同一部分を通過するビームライン同士を互いに対向ビームラインと呼ぶ。
【００６５】
また、吸収フィルタは、被検体とセンサの間に設置してもＤＥＭを実現できる、但し、この場合、被検体を通過後にＸ線を吸収フィルタの吸収によって減弱させる構成となる。このため、同じ画質を得るのに、被検体とＸ線源の間に設置する場合(ボウタイフィルタと同様の位置に配置する場合)に比べて、相対的にＸ線量を増大させねばならず、被検体の被曝線量が増加する。したがって、吸収フィルタを、被検体とＸ線源との間に設置すれば、相対的に、被検体のＸ線被曝線量の増大を抑える事が可能としつつ、従来技術で示した各種のＤＥＭ実現法が有する問題点を解決できる。
【００６６】
また上述のＣＴであり、直線走査と、回転走査を持ち、Ｘ線源がペンシルビームを発生する第一世代に属するものであるならば、回転面内で直線走査線に対し垂直な任意のＸ線と、そのＸ線に並行で直線走査の中点における垂線に関して対称な位置を通過するＸ線の２つについて、通過後のスペクトルが互いに他方の定数倍とは異なる性質を持つ吸収フィルタを備えたものも、課題を解決するための手段となる。
【００６７】
具体的には、請求項９に記載の計算機支援Ｘ線断層撮影装置であって、前記Ｘ線源及び前記センサを直線移動させる直線走査機構と、上記Ｘ線源、上記センサ、及び上記直線走査機構の少なくとも一部を前記仮想中心軸の周りに回転移動させる回転走査機構と、を備え、上記Ｘ線源は、細棒状の前記Ｘ線を発生するペンシルビームＸ線源であり、上記回転走査機構により上記ペンシルビームＸ線源及び上記センサを回転させたときの、このペンシルビームＸ線源およびセンサが含まれる仮想の回転面内において、上記直線走査機構により直線走査線上を移動させた上記ペンシルビームＸ線源から発生し、この直線走査線に対し垂直な任意のＸ線を、基準位置Ｘ線とし、上記基準位置Ｘ線に平行で、上記ペンシルビームＸ線源の直線走査範囲の中点における中点垂線に関して、上記基準位置Ｘ線と対称な位置を通過するＸ線を対称位置Ｘ線としたとき、前記吸収フィルタは、上記吸収フィルタ通過後の上記基準位置Ｘ線と対称位置Ｘ線の前記エネルギスペクトル分布を、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とする形態を有する計算機支援Ｘ線断層撮影装置とすると良い。
【００６８】
本発明のＣＴは、ペンシルビームＸ線源、センサ、直線走査機構、回転走査機構などを有する、いわゆる第１世代と呼ばれるＣＴについての発明である。本発明のＣＴでは、基準位置Ｘ線と対称位置Ｘ線のエネルギスペクトル分布を、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とする形態の吸収フィルタを用いている。つまり、この吸収フィルタを透過した基準位置Ｘ線および対称位置Ｘ線を、互いに線質が異なるものとする形態を有する吸収フィルタとしている。
従って、本発明によれば、ペンシルビームＸ線源及びセンサを、直線移動及び回転移動させる第１世代のＣＴについて、適切にＤＥＭを実現することができる。
【００６９】
なおさらに、前述のＣＴにおいて、前記ペンシルビームＸ線源の直線走査範囲の中点が、前記仮想中心軸から直線走査線におろした中心垂線の足に一致するように構成しておくのが好ましい。
このようにすると、直線走査の範囲のバランスが最も適切となるからである。
【００７０】
また、このような性質を満たす吸収フィルタは、ある種の非対称性を持つ。例えば、均一な材質(例えば、均質なアルミや銅などの金属や樹脂)で、これを作成する、詳細には、少なくともＸ線が透過する部分を作成するのであれば、直線走査線範囲の中点に対し、全ての対称な２つの位置において吸収フィルタの厚みが異なる形状とする。
第一世代ＣＴのうち、新規製作するもののみならず、既存のＣＴでも、このような性質を満たす吸収フィルタを設置することでも、本発明のＣＴを実現できる。なお、既存のＣＴにおいて、データ処理を行うに当たっては、ＤＥＭソフトウエアを追加するのみで、上記のエネルギ毎の断層像を得る事が出来る。
【００７１】
あるいは、前述のＣＴが回転走査のみを持ち、Ｘ線源がファンビームを発生する第３世代に属するものであれば、Ｘ線扇形の中心線に関し対称な角度にある任意の２つのＸ線上で、通過後のスペクトルが互いに他方の定数倍とは異なる性質を持つ吸収フィルタを設置したものも課題解決手段である。
【００７２】
具体的には、請求項９に記載の計算機支援Ｘ線断層撮影装置であって、前記Ｘ線源及び前記センサを前記仮想中心軸の周りに回転移動させて走査を行う回転走査機構を備え、上記Ｘ線源は、扇状に前記Ｘ線を発生するファンビームＸ線源であり、上記Ｘ線のなす扇形の中心線に対し、互いに対称な中心角をなす任意の２本のＸ線を、基準角度Ｘ線及び対称角度Ｘ線としたとき、前記吸収フィルタは、上記吸収フィルタ通過後の上記基準角度Ｘ線と対称角度Ｘ線の前記エネルギスペクトル分布を、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とする形態を有する計算機支援Ｘ線断層撮影装置とすると良い。
【００７３】
本発明のＣＴは、Ｘ線源、センサ、移動走査機構などについて、いわゆる第３世代と呼ばれる構成を有するＣＴについての発明である。本発明のＣＴでは、基準角度Ｘ線と対称角度Ｘ線のエネルギスペクトル分布を、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とする形態の吸収フィルタを用いている。つまり、この吸収フィルタを透過した基準角度Ｘ線および対称角度Ｘ線を、互いに線質が異なるものとする形態を有する吸収フィルタとしている。
従って、本発明によれば、ファンビームＸ線源及びセンサを回転移動させる第３世代のＣＴについて、適切にＤＥＭを実現することができる。
【００７４】
第３世代のＣＴは最も普及しているＣＴであり、極めて多くの医療施設で運用されている。もし、そうした施設で簡単にエネルギ毎の断層像を得られるならば、測り知れない医療効果をもたらすものと考えられる。本発明は、第３世代ＣＴにおいても、既設のボウタイフィルタを上記条件を満たす吸収フィルタに置き換える、あるいは、ボウタイフィルタに上記条件を満たす吸収フィルタを重ねて設置するのみで、そのような機能を有するＣＴを提供できる。
【００７５】
なおさらに、前述のＣＴにおいて、前記扇形の中心線が、前記仮想中心軸を通るように構成しておくのが好ましい。
このようにすると、ファンビームＸ線源から放射されるＸ線の放射範囲のバランスが最も適切となるからである。
【００７６】
さらに、請求項１〜請求項１１のいずれか１項に記載の計算機支援Ｘ線断層撮影装置であって、前記吸収フィルタは、前記Ｘ線源から、前記撮像対象空間に至る間に配置されてなる計算機支援Ｘ線断層撮影装置とすると良い。
【００７７】
本発明のＣＴでは、吸収フィルタを、被検体よりもＸ線源側に配置するので、被検体よりもセンサ側に吸収フィルタを配置する場合に比して、センサで同じ強度のＸ線を検知するのに、被検体でのＸ線被爆線量を少なくすることができる。
【００７８】
なお、吸収フィルタは、Ｘ線源から撮像対象空間に至る間にの適宜の部位に配置すればよいが、具体的には、例えば、Ｘ線源と撮像対象空間との間に設けられたＸ線照射口を閉塞するように、吸収フィルタを配置する形態が挙げられる。
さらに、吸収フィルタは、１つのフィルタから構成されてなるほか、２つのフィルタを重ねてあるいは離間して配置して、全体として１つの吸収フィルタとすることもできる。具体的には、中心線に対して対称な形状を有する蝶ネクタイ形状のボウタイフィルタ(bow-tie filter)と、中心線等に対して非対称な厚みなど非対称フィルタとの組み合わせが挙げられる。
【００７９】
さらに他の解決手段は、所定のエネルギ領域内にエネルギスペクトル分布を有するＸ線を発生するＸ線源と、被検体が配置される撮像対象空間を介して上記Ｘ線源と対向して配置され、上記Ｘ線源から上記撮像対象空間を経由して届く上記Ｘ線の強度を検出する１または複数のセンサと、上記Ｘ線源から放射された第１Ｘ線が第１ビーム経路を通って上記１または複数のセンサのうちのいずれかに届く第１状態に対して、上記Ｘ線源から放射された第２Ｘ線が、上記撮像対象空間のうち上記第１ビーム経路と同一の場所を、これとは逆に進行する第２ビーム経路を通って上記１または複数のセンサのうちのいずれかに届く第２状態が存在する移動走査パターンで、上記Ｘ線源及び上記センサを移動させ、上記撮像対象空間を上記Ｘ線で走査する移動走査機構であって、上記撮像対象空間内の仮想中心軸の周りに、上記Ｘ線源及び上記センサを回転移動させる回転移動機構を含む移動走査機構と、を備える計算機支援Ｘ線断層撮影装置の改造方法であって、上記Ｘ線の一部を吸収する吸収フィルタを、上記Ｘ線源と上記センサとの間に配置し、上記回転移動機構に対して相対位置を固定して、上記第１ビーム経路及び第２ビーム経路が、共に上記仮想中心軸を通る場合を除き、上記第１ビーム経路のうち上記吸収フィルタ内に位置する第１吸収経路と、上記第２ビーム経路のうち上記吸収フィルタ内に位置する第２吸収経路とが重ならない配置とする計算機支援Ｘ線断層撮影装置の改造方法であり、上記吸収フィルタは、上記第１Ｘ線と第２Ｘ線について、上記第１状態において、上記第１吸収経路を通って、上記１または複数のセンサのうちのいずれかに届く上記第１Ｘ線のエネルギスペクトル分布と、上記第２状態において、上記第２吸収経路を通って、上記１または複数のセンサのうちのいずれかに届く上記第２Ｘ線のエネルギスペクトル分布とを、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とする形態を有してなる計算機支援Ｘ線断層撮影装置の改造方法である。
【００８０】
前述したように、既存のＣＴでは、第１ビーム経路を通る第１Ｘ線と、第２ビーム経路を通る第２Ｘ線とでは、同じエネルギスペクトル分布となるため、ＤＥＭにより、断層画像を再構成して、エネルギー情報、つまり、各部の材質（例えば、脳、骨、筋肉等の違い）を検出することはできなかった。
これに対し、本発明のＣＴの改造方法によれば、既存のＣＴに前述の条件を満たす吸収フィルタを設置することで、第１Ｘ線と第２Ｘ線との関係を上述のようにすることができる。
従って、このような第１Ｘ線及び第２Ｘ線をセンサで検知し、得られたデータを用いて、ＤＥＭにより断層画像を再構成すれば、エネルギー情報、つまり、各部の材質（例えば、脳、骨、筋肉等の違い）を検出することが出来る。
【００８１】
なお、計算機支援Ｘ線断層撮影装置の改造に当たって、ＣＴにボウタイフィルタが既に取り付けられている場合には、これに変えて吸収フィルタを設置するほか、このボウタイフィルタと共に付加吸収フィルタを設置して、全体で、前述の吸収フィルタとすることによって、本発明の改造方法を実現することができる。また、複数の吸収フィルタ（ボウタイフィルタ）を連装しており、測定に応じて適宜のボウタイフィルタを選択できる機能を有するＣＴにおいては、複数のボウタイフィルタの少なくとも１つを、前述の要件を満たす吸収フィルタに換えることによって、改造を実現することもできる。
改造の対象となる計算機支援Ｘ線断層撮影装置としては、第１世代及び第３世代のＣＴのほか、ファンビームヘリカルスキャン方式のＣＴ、コーンビームＣＴ）のいずれのＣＴも適用することができる。
また吸収フィルタの配置位置としては、Ｘ線源とセンサの間であればよいが、例えば、Ｘ線源と撮像対象空間との間、撮像対象空間とセンサとの間に配置する形態が挙げられる。また、吸収フィルタをこれら２カ所に分けて配置することもできる。
【００８２】
さらに他の解決手段は、所定のエネルギ領域内にエネルギスペクトル分布を有するＸ線を発生するＸ線源と、被検体が配置される撮像対象空間を介して上記Ｘ線源と対向して配置され、上記Ｘ線源から上記撮像対象空間を経由して届く上記Ｘ線の強度を検出する１または複数のセンサと、上記Ｘ線源から放射された第１Ｘ線が第１ビーム経路を通って上記１または複数のセンサのうちのいずれかに届く第１状態に対して、上記Ｘ線源から放射された第２Ｘ線が、上記撮像対象空間のうち上記第１ビーム経路と同一の場所を、これとは逆に進行する第２ビーム経路を通って上記１または複数のセンサのうちのいずれかに届く第２状態が存在する移動走査パターンで、上記Ｘ線源及び上記センサを移動させ、上記撮像対象空間を上記Ｘ線で走査する移動走査機構であって、上記撮像対象空間内の仮想中心軸の周りに、上記Ｘ線源及び上記センサを回転移動させる回転移動機構を含む移動走査機構と、を備える計算機支援Ｘ線断層撮影装置において、上記Ｘ線源と上記センサとの間に配置し、上記Ｘ線が上記センサに届く前に上記Ｘ線の一部を吸収する吸収フィルタであって、上記計算機支援Ｘ線断層撮影装置の所定位置に、上記回転移動機構に対して相対位置が固定された状態に配置したとき、上記第１ビーム経路及び第２ビーム経路が、共に上記仮想中心軸を通る場合を除き、上記第１ビーム経路のうち上記吸収フィルタ内に位置する第１吸収経路と、上記第２ビーム経路のうち上記吸収フィルタ内に位置する第２吸収経路とが重ならない配置とされてなり、上記第１状態において、上記第１吸収経路を通って、上記１または複数のセンサのうちのいずれかに届く上記第１Ｘ線のエネルギスペクトル分布と、上記第２状態において、上記第２吸収経路を通って、上記１または複数のセンサのうちのいずれかに届く上記第２Ｘ線のエネルギスペクトル分布とを、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とする形態を有する計算機支援Ｘ線断層撮影装置に用いる吸収フィルタである。
【００８３】
本発明の吸収フィルタは、Ｘ線源及びセンサを回転移動させる回転移動機構に相対位置が固定されて所定位置に配置されるので、ＣＴにおいて、Ｘ線源及びセンサを回転移動させても、Ｘ線源及びセンサと吸収フィルタとの相対位置が変化しない。
しかも、この吸収フィルタは、第１吸収経路と第２吸収経路とが重ならない配置とされており、第１吸収経路を通ってセンサに届く第１Ｘ線のエネルギスペクトルの分布と、第２吸収経路を通ってセンサに届く第２Ｘ線のエネルギスペクトルの分布とを、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とする形態を有する。
具体的には、例えば、吸収フィルタの形状を、第１吸収経路と第２吸収経路とで長さが異なる形状とし、これにより、第１吸収経路を通ってセンサに届く第１Ｘ線のエネルギスペクトルの分布と、第２吸収経路を通ってセンサに届く第２Ｘ線のエネルギスペクトルの分布とを、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とするものが挙げられる。
【００８４】
このため、本発明の吸収フィルタをＣＴに用い、撮像対象空間内に被検体を配置してＣＴを動作させた場合、第１Ｘ線と第２Ｘ線とは、進行方向は逆であるが、互いに重なる第１ビーム経路及び第２ビーム経路上を進行して、撮像対象空間内の同じ部位を透過する。しかるに、吸収フィルタにより、センサに届く第１Ｘ線及び第２Ｘ線のエネルギスペクトル分布の分布形状が、互いに他方の定数倍とは異なっている。つまり、センサに届く第１Ｘ線と第２Ｘ線の線質が異なっている。
従って、この吸収フィルタを、新規のＣＴの製造時、あるいは既存（既設置）のＣＴに用い、得られたデータを、ＤＥＭにより、具体的にはＤＥＭ用のソフトを用いて、被検体の各部について、断層画像を再構成することで、エネルギー情報、つまり、被検体の断層における、各部の材質（例えば、脳、骨、筋肉等）の違いを検出することが出来る。
【００８５】
さらに他の解決手段は、計算機支援Ｘ線断層撮影装置のうち、扇状にＸ線を発生するファンビームＸ線源から撮像対象空間に至る間に配置され、上記ファンビームＸ線源から複数のセンサに向けて放射されるＸ線の一部を吸収する吸収フィルタであって、上記計算機支援Ｘ線断層撮影装置に配置された状態において、上記ファンビームＸ線源と上記撮像対象空間の仮想中心軸とを結ぶ線源−中心軸線に対し、互いに対称な任意の中心角をなす２本のＸ線を、基準角度Ｘ線及び対称角度Ｘ線としたとき、上記吸収フィルタ通過後の上記基準角度Ｘ線と対称角度Ｘ線の前記エネルギスペクトル分布を互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とする形態を有する吸収フィルタである。
【００８６】
本発明の吸収フィルタは、ＣＴに配置されたとき、基準角度Ｘ線及び対称角度Ｘ線について、吸収フィルタ通過後の基準角度Ｘ線と対称角度Ｘ線のエネルギスペクトル分布を、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とする形態を有している。つまり、吸収フィルタ通過後の基準角度Ｘ線と対称角度Ｘ線とは、線質が異なることになる。
従って、この吸収フィルタを、新規のＣＴの製造時、あるいは、既存（既設置）のＣＴに用い、得られたデータを、ＤＥＭにより、具体的にはＤＥＭ用のソフトを用いて、被検体の各部について、断層画像を再構成することで、エネルギー情報、つまり、被検体の断層における、各部の材質（例えば、脳、骨、筋肉等）の違いを検出することが出来る。
【００８７】
さらに他の解決手段は、計算機支援Ｘ線断層撮影装置のうち、扇状にＸ線を発生するファンビームＸ線源から撮像対象空間に至る間に配置され、上記ファンビームＸ線源から複数のセンサに向けて放射されるＸ線の一部を吸収する吸収フィルタであって、上記計算機支援Ｘ線断層撮影装置に配置された状態において、上記ファンビームＸ線源と上記撮像対象空間の仮想中心軸とを結ぶ線源−中心軸線と中心角φをなす基準角度直線に対し、これに沿う方向の厚みをｈ(φ)としたとき、下記式（Ｃ２）を満たす形態を有する
ｈ(φ)≠ｈ(−φ)    （φ＞０）                       …（Ｃ２）
吸収フィルタである。
【００８８】
本発明の吸収フィルタは、ＣＴに配置されたとき、その厚みが、基準角度直線に沿う方向の厚みｈ（φ）が、線源−中心軸線を境に、中心角φについて非対称にの形状とされている。この吸収フィルタをＣＴに用いれば、中心角φおよび−φを持つ、吸収フィルタ通過後の２本のＸ線のエネルギスペクトル分布を、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状とすることができる。つまり、吸収フィルタ通過後、２本のＸ線は線質が異なるものとなる。
従って、この吸収フィルタを、新規のＣＴの製造時、あるいは、既存（既設置）のＣＴに用い、得られたデータを、ＤＥＭにより、具体的にはＤＥＭ用のソフトを用いて、被検体の各部について、断層画像を再構成することで、エネルギー情報、つまり、被検体の断層における、各部の材質（例えば、脳、骨、筋肉等）の違いを検出することが出来る。
【００８９】
さらに、前述のＣＴに備える吸収フィルタの設計法であって以下の全ての手順を含むものはより高品位の解決手段を提供する。
(手順１)フィルタの形状，材質を有限個のパラメータで表現する。
(手順２)断層像再構成精度，被曝線量の両方あるいはいずれかを要素として持つ評価関数を設定する。
(手順３)上記評価関数が最小となるように、装置の機構的精度や吸収フィルタ取り付け精度を鑑みた計算機シミュレーションと数値的最適化法を用いてフィルタのパラメータを決定する。
【００９０】
これに従い吸収フィルタを設計することにより、その効果を最大限に活かす事が可能となる。新規製造ＣＴに装着する吸収フィルタはもとより、各医療施設に導入されている既設ＣＴの取り換え用吸収フィルタに関しても適用できる。既設ＣＴの機構的精度や吸収フィルタの取り付け精度は経年変化や、術者の技量により差があり、そうした個別の制約条件に対し、この設計法を用いれば即座に、既設ＣＴ毎に適応した最適な取り換え用の吸収フィルタを設計でき、医療効果を高める事が可能となる。
【発明の効果】
【００９１】
本発明のＣＴによれば、簡単な形態を有する吸収フィルタをＣＴ内に設置することにより、ＤＥＭを実現することができる。また、ＤＥＭのできない普及型の既設置のＣＴにおいて、既に装着されているボウタイフィルタを、本発明の条件を満たす吸収フィルタに取り換えあるいは付加する簡単な改変で、管電圧やフィルタをスキャニング中に切替える事なく、大掛かりな装置を必要とせず、被検者の被曝線量を増大させる事なく１回のスキャニングで従来技術の持っていた問題を解決し、ＤＥＭを実現できるＣＴとすることができる。また、このようなＣＴに設置可能な吸収フィルタを提供することができる。なお、このようなＣＴにおいて、取得したデータから、ＤＥＭによる再構成画像等を得るに当たっては、断層像再構成ソフトウエアをＤＥＭ用のものを用いる、あるいは交換すればよい。
【００９２】
さらに、製造過程における加工精度、及び被検者の被曝線量などを鑑みた設計法を用いる事により上記の効果を最大限に発揮するフィルタ形状を与え得る。
【００９３】
この事により、ＣＴ検査により診断のための情報量が格段に増加し、医療効果を向上させる事ができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００９４】
（実施例１）
本発明の第１の実施例を、図１〜１０を参照して説明する。図１は、本実施例１にかかるＣＴ１０の説明図である。本実施例１のＸ線ＣＴ１０は、撮像対象空間ＳＳ内に配置した被検体ＨＫの横断面を含む平面(x,y座標で指定される)をＸ線で走査し、被検体ＨＫの横断面内の画像を得る装置である。このＣＴ１０は、構成要素として、細棒状のペンシルビームＸ線ＬＸを発生、放射するＸ線管球（ペンシルビームＸ線源）１と、撮像対象空間ＳＳを介してＸ線管球１と対向して配置され、このＸ線管球１から撮像対象空間ＳＳを経由して届くＸ線ＬＸの強度を検出する単一のセンサ２を備えている。
さらにこのＣＴ１０は、Ｘ線管球１とセンサ２との間に、具体的には、Ｘ線管球１と被検体ＨＫとの間に、さらに詳細には、保持体３９に形成したＸ線照射口ＸＯＰに、これを閉塞するように固定され、放射されたＸ線ＬＸがセンサ４に届く前に、このＸ線ＬＸの一部を吸収する所定形状の吸収フィルタ３を備えている。
【００９５】
さらに、このＣＴ１０は、Ｘ線管球１、センサ２、吸収フィルタ３、及びこれを保持する保持体３９を移動させ、撮像対象空間ＳＳをＸ線ＬＸで走査する移動走査機構４を有している。
この移動走査機構４は、Ｘ線管球１及び単一のセンサ２を直線移動させる直線移動機構４５を有している。この直線移動機構４５は、具体的には、直線レール４６上を走行可能とした直線移動体４７を含み、この直線移動体４７にはＸ線管球１が固定されている。このため、Ｘ線管球１は、直線レール４６が延びる方向に直線移動軌跡１Ｌを描いて、直線走査範囲４５Ａの範囲を移動可能となっている。また、Ｘ線管球１は、Ｘ線ＬＸが直線移動軌跡１Ｌに直交する方向に放射されるように取り付けられている。本実施例１では、Ｘ線管球１の直線移動軌跡１Ｌに沿う方向Ｄ１Ｌの位置を、座標ｔを用いて表すこととし、この直線走査範囲４５Ａの中点４５Ｍの位置を原点ｔ０（ｔ０＝０）とする。
なお、後述する仮想中心軸ＳＯから、直線移動軌跡１Ｌにおろした中心垂線ＣＰの足１ＬＯも、その座標がｔ０（ｔ０＝０）となっている。従って中心垂線ＣＰは、中点４５Ｍも通る。従って、この中心垂線ＣＰは、Ｘ線ＬＸに平行で、直線走査範囲４５Ａの中点４５Ｍにおける中点垂線にもなっている。
【００９６】
また、直線移動機構４５は、上述の直線レール４６に平行に配置された直線レール４８と、この上を走行可能とした直線移動体４９を含み、この直線移動体４９にはセンサ２が固定されている。このため、センサ２は直線移動軌跡２Ｌに沿って、従って、直線移動軌跡１Ｌに沿う方向Ｄ１Ｌに、つまり座標ｔの方向に直線移動可能となっている。しかも、この直線移動機構４５は、センサ２が常にＸ線管球１と対向して配置されるように、Ｘ線管球１と座標ｔについて同期してセンサ２を移動させる。これにより、センサ２は、Ｘ線管球１から放射されるペンシルビームＸ線ＬＸを、常に検知可能とされている。
【００９７】
さらに、移動走査機構４は、ＣＴ１０の構成要素のうち、Ｘ線管球１、センサ２、吸収フィルタ３、保持体３９、直線移動機構４５（直線レール４６，４８、直線移動体４７，４９）を、これらの相対位置を保った状態で、撮像対象空間ＳＳ内の仮想中心軸ＳＯの周りに、回転移動させる回転移動機構４１を有している。この回転移動機構４１により、Ｘ線管球１、センサ２等を回転させたときの、Ｘ線管球１およびセンサ２が含まれる仮想の回転面ＳＳＲは、図１で表される、前述の平面である。本実施例１では、この仮想の回転面ＳＳＲの座標(x,y)の原点を、回転移動機構４１の回転の仮想中心軸ＳＯ上に設定する。そして、回転移動機構４１の回転角θ(deg)を、図１において、ｙ軸から反時計回りに計測した値とする。このようにすると、このＣＴ１０のＸ線管球１及びセンサ２の状態（配置）、Ｘ線管球１からセンサ２に向けて放射されるＸ線ＬＸ、及びこれに沿うビームラインは、座標ｔと回転角θで特定できることになる。
【００９８】
吸収フィルタ３は、直線移動軌跡１Ｌに垂直な方向（方向Ｄ１Ｌに垂直な方向）Ｄ１Ｐ、即ち、中心垂線ＣＰに平行な方向の厚みｈが、座標ｔについて変化した形態となっている。そこで、座標ｔにおける、吸収フィルタ３の方向Ｄ１Ｐについての厚みをｈ（ｔ）と表すこととする。すると、図１に示す本実施例１の吸収フィルタ３は、まず、原点ｔ０（ｔ０＝０）即ち中心垂線ＣＰの足１ＬＯに対して、非対称（ｈ（ｔ）≠ｈ（−ｔ））の形態をしている。しかも、中心垂線ＣＰの近傍で、厚みｈ（ｔ）が緩やかに変化している。つまり、厚みｈ（ｔ）が、座標ｔ＝０の前後で、徐々に変化する形態とされている。さらに、この吸収フィルタ３のうち、直線移動軌跡１Ｌに沿う方向Ｄ１Ｌの両端縁３５Ａ，３５Ｂ付近の両端部３６Ａ，３６Ｂにおいては、端縁３５Ａ，３５Ｂ側ほど、厚みｈ（ｔ）が大きくなる形態とされている。本実施例１では、具体的には、厚みｈ（ｔ）は、放物線関数と後述するシグモイド関数との和関数（ｈ（ｔ）＝ａｔ２＋１／（１＋ｅｘｐ(−αｔ))）の形態を有している。
【００９９】
かくして、このＣＴ１０では、診断領域(10〜150KeV程度)において広いエネルギスペクトル分布を持つＸ線を発生するＸ線管球１から、Ｘ線ＬＸが照射され、被検体ＨＫを通過した後、このＸ線ＬＸを受け取るセンサ２に到達する。このＸ線ＬＸのスペクトルは既知（図９参照）であるとする。Ｘ線管球１は直線移動軌跡１Ｌで示される直線(座標軸)上を移動(直線走査)する。また、センサ２は、これと平行な直線移動軌跡２Ｌの直線上を、Ｘ線ＬＸを常に受け取るように同期して、Ｘ線管球１とともに移動する。このＣＴ１０では、ｙ軸を基準としたある回転角θ(deg)において、Ｘ線管球１とセンサ２とを、直線走査範囲４５全域にわたって、つまり、被検体ＨＫの存在する領域を覆うようにして直線走査し、各座標ｔにおけるＸ線強度を測定する。さらに、この測定を、回転移動機構４１による回転走査により、回転角θについて全ての角度(0〜360°)にわたって行う。
【０１００】
また、前述したように、このＣＴ１０では、Ｘ線管球１を直線走査（直線移動）する座標軸（直線移動軌跡１Ｌ）に対して、相対位置を固定して、吸収フィルタ３を設置している。なお、この吸収フィルタ３は、均一な材質，密度で作成されてなる。この吸収フィルタ３は、前述したように、中心軸、即ち、中心垂線ＣＰ(直線移動軌跡１Ｌの座標では原点ｔ＝０に位置する)に対して、対称な位置にある任意の２点、すなわち座標ｔの点と座標−ｔの点における吸収フィルタの厚さｈ（ｔ）とｈ（−ｔ）とが互いに異なる非対称な形態とされている。
このため、この２点（ｔ，−ｔ）を通過する２つのＸ線ＬＸＢ，ＬＸＳ（図２参照）あるいは、Ｘ線ＬＸ１，ＬＸ２（図３，４参照）のスペクトルが、互いに他方の定数倍とはならない。
【０１０１】
本実施例１のＣＴ１０において、吸収フィルタ３及びＸ線管球１の位置（座標ｔ）と、吸収フィルタ３を透過したＸ線ＬＸとの関係を、図２を参照して説明する。
まず、直線移動軌跡１Ｌ上の座標ｔに位置するＸ線管球１から放射されたＸ線ＬＸを、基準位置Ｘ線ＬＸＢとする。一方、座標−ｔに位置するＸ線管球１から放射され、基準位置Ｘ線ＬＸＢに平行で、中心垂線ＣＰについて、基準位置Ｘ線ＬＸＢと対称な位置を通過するＸ線ＬＸを、対称位置Ｘ線ＬＸＳとする。
このとき、吸収フィルタ３は、座標ｔ，−ｔにおける直線移動軌跡１Ｌに垂直な方向Ｄ１Ｐの厚みｈ(ｔ)とｈ（−ｔ）とが互いに異なる形状とされている。これにより、吸収フィルタ３を通過した後の基準位置Ｘ線ＬＸＢと対称位置Ｘ線ＬＸＳのエネルギスペクトル分布は、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状となる。つまり、この吸収フィルタ３は、これを通過した後の基準位置Ｘ線ＬＸＢと対称位置Ｘ線ＬＸＳのエネルギスペクトル分布が、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状となる形態を有している。
【０１０２】
ＤＥＭを実現するためには、同じＸ線ビームラインでスペクトル形状の異なる２つ以上のＸ線ＬＸによりデータを取得する必要があった。この吸収フィルタ３を設置することにより、この条件が満たされることを、図３，４を用いて以下に説明する。
【０１０３】
図３は、回転走査機構４１による回転角がθ°(θdeg)、Ｘ線管球１の直線走査位置（直線移動軌跡１Lの座標)がｔで特定される第１状態ＳＴ１を示している。一方、図４は、回転角がθ＋１８０°(θ＋１８０deg)、Ｘ線管球１の座標が−ｔで特定される第２状態ＳＴ２を示している。図３に示す第１状態ＳＴ１では、Ｘ線管球１から放射されるＸ線ＬＫ（第１Ｘ線ＬＸ１）は、被検体ＨＫを含む撮像対象空間ＳＳ（仮想の回転面ＳＳＲ）のうち、第１ビーム経路１２を通過する。これに対し、図４に示す第２状態ＳＴ２では、図３の場合と対比すれば容易に理解できるように、第２Ｘ線ＬＸ２が通る第２ビーム経路１２は、図３に示した第１ビーム経路１２（ビームライン）と同じ部分を通過する。この第２ビーム経路１２（ビームライン、対向ビームライン）が現れるのは、回転走査により、図４に示したように、回転角がθ＋１８０°となり、Ｘ線管球１の直線走査位置（座標）が−ｔとなった時点(以後これを対向位置と呼ぶ)である。
【０１０４】
従って、この第１Ｘ線ＬＸ１及び第２Ｘ線ＬＸ２が、センサ２でそれぞれ検知される際に、互いに異なるＸ線スペクトルとなっているならば、ＤＥＭを実現する条件を満足する。図３に示す、回転角θ°、Ｘ線管球１の直線走査位置ｔの第１状態ＳＴ１では、第１Ｘ線ＬＸが透過する吸収フィルタ３の厚み（第１吸収経路３１）はｈ（ｔ）である。一方、図４に示す回転角θ＋１８０°、Ｘ線管球１の直線走査位置−ｔの第２状態ＳＴ２で、第２Ｘ線ＬＸ２が透過するフィルタ７の厚み（第２吸収経路３２）はｈ（−ｔ）である。本実施例１のＣＴ１０では、吸収フィルタ３のこれらの厚み（吸収経路の長さ）が、互いに異ると仮定しているため、次式（Ｓ７）(（Ｃ１）と同じ)が成立する。これは非対称な関数の中でも特殊なものを指定する条件である。
【０１０５】
【数７】
2007268241.tif 000009
【０１０６】
以上の説明は、本実施例１にかかるＣＴ１０では、回転角θについて、３６０°の回転走査を行う間に、任意の第１ビーム経路（ビームライン）を通る第１Ｘ線ＬＸ１に対し、通過する吸収フィルタ３の厚みが異なる、第２Ｘ線ＬＸ２による対向ビームラインが存在することを意味している。Ｘ線管球１から同じスペクトル形状を持つＸ線ＬＸ１，ＬＸ２を放射したとしても、吸収フィルタ３の厚み（吸収フィルタ３における第１，第２吸収経路３１，３２の長さ）が異なれば、ＤＥＭで要求される異なるスペクトル形状となることは既に述べた。従って、式(S7,C1)を満たす吸収フィルタ３を設置するのみでＤＥＭ実現のためのデータ取得が可能となる。
【０１０７】
なお、第１，第２Ｘ線ＬＸ１，ＬＸ２（第１，第２ビーム経路１１，１２）が、撮像対象領域の原点、すなわち(x,y)=(0,0)、つまり、仮想の回転面ＳＳＴの中心である仮想中心軸ＳＯを通る場合には、吸収フィルタ３によって、線質の異る２種類のＸ線を生成させることは出来ない。しかし、そのような点は、原点つまり仮想中心軸ＳＯのみであるから、再構成画像の空間離散化において、原点（仮想中心軸ＳＯ）を計算点に含めないような設定にしておけば問題は生じない。
【０１０８】
計算機シミュレーションにより本実施例１を説明する。式(S7,C1)を満たす吸収フィルタ厚の関数ｈ（ｔ）は無数に存在する。最も簡単な形状は次式に示したヘビサイド関数である。
【０１０９】
【数８】
2007268241.tif 000010
【０１１０】
ここで、ａ(＞０)は、吸収フィルタ３０（図６，７参照）の最大厚である。このヘビサイド関数の形状を持ち、均一な材質，密度で作成された吸収フィルタ３をヘビサイドフィルタと呼ぶこととする。図５にヘビサイド関数の形状を示した（但し、ａ＝１）。図中、横軸の変数ｒ*は、直線走査における測定間隔（直線走査範囲４５Ａ）を１とした場合の規格化変数である。
【０１１１】
本実施例１では、吸収フィルタ３として、アルミニウムを材質とし、ａ＝１[cm]のヘビサイドフィルタ３０を用いた場合（図６，７参照）に、ＤＥＭが実現できることを以下に示す。
【０１１２】
被検体ファントムのシミュレーションモデルとして、図８に示したような直径19[cm]の円形の水の中に、筋肉(Muscle)，アルミニウム(Aluminum)，ポリビニル(Polyvinil)，肺(Lung)，脳(Brain)，骨(Bone)，血液(Blood)，軟部組織(Soft-tissue)を配置したものを準備した。
【０１１３】
Ｘ線管球１は、図９に示したスペクトルを持つペンシルビームＸ線ＬＸを放射する。一方、センサ２は、Ｘ線ＬＸのエネルギスペクトルに対して均一な感度を持つものとする。図１を参照して説明したＣＴ１０は、そのスキャニング方式に従い、直線走査は、30[cm]の直線走査範囲４５Ａを1024分割した各点（各座標ｔ）で、また、回転走査では、全周360°を1536分割した各点（各回転角θ）で、Ｘ線管球1及びセンサ２を用いて、投影データを取得する。再構成画像のピクセル数は256×256とした。
【０１１４】
アルミニウム製のヘビサイドフィルタ（吸収フィルタ）３０の取り付け位置の誤差、および、回転走査における機械的なずれが無いものとして、投影シミュレーションを行いデータを取得する。
【０１１５】
ＤＥＭ再構成アルゴリズムとしては、式（Ｓ６）の非線形方程式をニュートン法を用いて解き、結合係数ｓγi,ｓψiを得る。各エネルギ毎の吸収係数の断層像を得るには式(Ｓ５)により各エネルギ毎の投影データを求め、それぞれに対しフィルタ逆投影(FBP:Filterd Back Projection)アルゴリズムを適用した。
【０１１６】
図１０(a)は、前述の被検体ファントムモデルの吸収係数μ(x,ε)のうち、エネルギε＝70KeVにおける吸収係数μの断層像、すなわち真の画像を示している。一方、図１０(b)は、吸収フィルタ３としてヘビサイドフィルタを用い、ＤＥＭを実施した場合の、エネルギε＝70KeVにおける吸収係数μの断層像である。比較のために、現在普及型のＣＴに採用されている、Ｘ線のエネルギを考慮しないFBPアルゴリズムによる再構成像を、同図１０(c)に示した。
本発明によるＣＴ１０を用いることにより、真の吸収係数μを良く再現した画像（図１０(b)参照）を取得可能であることが判る。また、吸収フィルタ３としては、図６，７に示したヘビサイドフィルタ３０を用いなくとも、式（Ｓ７）で表される非対称の吸収フィルタ３（例えば、図１，２に記載の吸収フィルタ３参照）であれば、同様に、ＤＥＭを実現できることも判る。
【０１１７】
（実施例２）
次いで、第２の実施例にかかるＣＴ１１０について説明する。図１１は、ファンビームＸ線ＦＸを発生するＸ線管球１０１を備えた、本実施例２のＣＴ１１０の構成要素を示している。本実施例２に用いるＸ線管球１０１は、実施例１に用いたＸ線管球１と同様に、広いスペクトル分布形状（図９参照）を持つＸ線ＦＸを、放射中心ＲＯを中心として、扇状ＦＳの形態に発生する。各Ｘ線ＦＸは、被検体ＨＫを含む撮像対象空間ＳＳ内を透過した後に、放射中心ＲＯを中心とした弧状に配置されたセンサ群１２０の、いずれかのセンサ１０２に達するので、各センサ１０２でそれぞれのＸ線ＦＸについて、その強度を測定する。このＣＴ１１０では、Ｘ線管球１０１は、固定具１４２を介して、回転移動機構１４１により、仮想中心軸ＳＯの周りを回転可能とされてなる。また、センサ群１２０も回転移動機構１４１に固定されて、Ｘ線管球１０１との相対的位置関係を保ちつつ、この回転移動機構１４１により回転可能とされてなる。したがって、本実施例２のＣＴ１１０では、スキャニングは、回転角θについて、全周分360°の回転走査のみで行われる。
【０１１８】
本実施例２のＣＴ１１０において、吸収フィルタ１０３及びＸ線管球１０１から放射されるＸ線ＦＸのなす中心角φと、吸収フィルタ３を透過したＸ線ＦＸとの関係を、図１２を参照して説明する。
まずＸ線管球１０１０から放射されたＸ線ＦＸのなす扇形ＦＳにおいて、Ｘ線管球１０１の放射中心ＲＯと仮想中心軸ＳＯを結ぶ線源−中心軸線ＣＲに対し、互いに対称な中心角φ及び−φをなす２本のＸ線ＦＸを、基準角度Ｘ線ＦＸＢ及び対称角度Ｘ線ＦＸＳとする。
このとき、吸収フィルタ１０３は、扇形ＦＳ内で、基準角度Ｘ線ＦＸＢに沿い、線源−中心軸線ＣＲに対して中心角φをなす基準角度直線ＬＦＸＢに対し、これに沿う方向ＤＢＡの厚みｈ(φ)が、非対称ｈ(φ)≠ｈ(−φ)（但し、φ＞０）となる形状とされている。これにより、吸収フィルタ１０３を通過した後の基準角度Ｘ線ＦＸＢと対称位角度線ＦＸＳのエネルギスペクトル分布は、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状となる。つまり、この吸収フィルタ３は、これを通過した後の基準角度Ｘ線ＦＸＢと対称角度Ｘ線ＦＸＳのエネルギスペクトル分布が、互いに他方の定数倍とは異なる分布形状となる形態を有している。
【０１１９】
図１３は、本実施例２のＣＴ１１０において、回転移動機構１４１の回転角θ°、Ｘ線ＦＸ（第１Ｘ線ＦＸ１）の線源−中心軸線ＣＲ（ファンビーム中心軸）に対する中心角が、正の方向にφ°で特定される第１状態ＳＴ１１を示している。この第１状態ＳＴ１１において、第１Ｘ線ＦＸ１は、第１ビーム経路（ビームライン）１１１に沿って進行している。
なお、本実施例２では、Ｘ線ＦＸの中心角φは、図１３に示すように、線源−中心軸線ＣＲを中心（原点）として、時計回りの方向を＋（正方向）、反時計回りの方向を−（負方向）として、表現することとする。
一方、この第１ビーム経路１１１に対する対向ビームライン、すなわち、被検体ＨＫの同じ部位を通過するが、進行方向が逆の第２ビーム経路１１２をとるＸ線ＦＸ（第２Ｘ線ＦＸ２）は、Ｘ線管球１０１等を回転移動させる回転移動機構１４１の回転角を(θ＋180−2φ)°としたときの、ファンビーム中に存在する。具体的には、図１４に示す第２状態ＳＴ１２のように、回転移動機構１４１の回転角を（θ＋１８０−２φ）とし、中心角（射出角）を、線源−中心軸線ＣＲに対し−φ°としたときの第２Ｘ線ＦＸ２が、それに相当する。この図１３と図１４を対比すれば容易に理解できるように、図１４中、第２ビーム経路１１２が、第１ビーム経路１１１の対向ビームラインとなっており、これらは、被検体ＨＫの同じ部分を通過している。
【０１２０】
また、図１１に示すＣＴ１１０のうち、回転移動機構１４１に固定された保持体１３９のＸ線照射口ＸＯＰには、放射中心ＲＯ（射出角中心）を通る線源−中心軸線ＣＲに対し、正負の対称な角度(中心角φおよび−φ)を持つ２つの直線（第１ビーム経路１１１及び第２ビーム経路１１２）上でこれらに沿う方向ＤＢＡの厚みｈが、次式（Ｓ９）((Ｃ２と同じ))を満たす均一な材質，密度で作成された吸収フィルタ１０３が設置されている。
【０１２１】
【数９】
2007268241.tif 000011
【０１２２】
これにより、Ｘ線ＦＸを、第１ビーム経路１１１（ビームライン）及び第２ビーム経路１１２（対向ビームライン）に沿って進行させることで、互いに他方の定数倍ではないスペクトル形状の、即ち線質が異なる第１，第２Ｘ線ＦＸ１，ＦＸ２を得ることができる。
しかも、この吸収フィルタ１０３は、線源−中心軸線ＣＲの近傍で、厚みｈ（φ）が緩やかに変化している。つまり、厚みｈ（φ）が、中心角φ＝０の前後で、徐々に変化する形態とされている。さらに、この吸収フィルタ１０３のうち、中心角φ及び−φが大きな値となる扇形ＦＳの周方向の両端部１３６Ａ，１３６Ｂにおいては、端縁１３５Ａ，１３５Ｂ側ほど、厚みｈ（φ）が大きくなる形態とされている。
【０１２３】
かくして、このようなＣＴ１１０の各センサ１０２で投影データを取得し、ファンビーム補正機能を持つＤＥＭ再構成アルゴリズムを用いれば、実施例１と同様、エネルギ毎の再構成像を得る事ができる。再構成画像における空間離散化において、原点すなわち仮想中心軸ＳＯを計算点にしないように設定するのは実施例１と同様である。
【０１２４】
（実施例３）
ついで、本実施例３では、実施例１のＣＴ１０（図１〜４，６，７参照）において、吸収フィルタ３，３０の取り付け精度が悪い場合や、回転走査機構４１や角度計測にゆらぎがある場合に生じる問題点を明確にし、これに対応する吸収フィルタ設計法、及びこれを考慮した吸収フィルタ形状が有効に機能することを示す。
【０１２５】
図６，７のＣＴ１０に用いたヘビサイドフィルタ３０（式Ｓ８、図５参照）では、最大厚ａが大きい程、このヘビサイドフィルタ３０を透過した後のＸ線ＬＸのスペクトルパターン（スペクトル構造）を大きく変えられるので、ＤＥＭを実現する条件としては良好になる。しかし、このヘビサイドフィルタ３０は、その厚みｈ（ｔ）が、原点（ｔ＝０）で不連続性を持つ。
このため、ヘビサイドフィルタ３０を直線移動軌跡１Ｌに沿う方向Ｄ１Ｌについて、位置ずれなく取り付けた場合には、図１５に示すようになる。即ち、中心垂線ＣＰの近傍においても、一方は、ヘビサイドフィルタ３０を、厚さｈ（ｔ）＝ａの第１吸収経路３１にわたって透過した第１Ｘ線ＬＸ１となり、他方は、ヘビサイドフィルタ３０を透過しない（即ち、第２吸収経路３２の厚さｈ（ｔ）＝０））第２Ｘ線ＬＸ２となる。従って、
しかるに、図１６に示すように、ヘビサイドフィルタ３０が、方向Ｄ１Ｌについて位置ずれして取り付けられ（図１６では、ずれの大きさε）、この厚みの不連続点が、中心垂線ＣＰ上にない場合には、この中心垂線ＣＰ付近にフィルタ厚が等しい領域が存在する状態となる。
【０１２６】
図１６に示したように、式(Ｓ８)で与えられるヘビサイドフィルタ３０の不連続エッジが、中心垂線ＣＰから直線移動軌跡１Ｌに沿う方向Ｄ１Ｌ（直線走査軸の座標上）を負の側へε(＞０)だけずれて設置されている場合を考える。ある回転角θで、Ｘ線管球１の直線走査位置がｔ(|ｔ|＜ε)の場合の第１，第２ビーム経路１１，１２（対向ビームライン対）においては、ヘビサイドフィルタ３０の厚み（通過厚）ｈが、いずれもａに等しくなり、ＤＥＭを実現するための条件を満たさない。
即ち、図１６の場合には、中心垂線ＣＰの近傍において、第１Ｘ線ＬＸ１も第２Ｘ線ＬＸ２も、ヘビサイドフィルタ３０を透過したものとなり、第１，第２吸収経路３１，３２の大きさがいずれもａに等しくなる。従って、この中心垂線ＣＰの近傍を通るＸ線ＬＸ（第１，第２Ｘ線ＬＸ１，ＬＸ２）について、ＤＥＭを実現できないことになる。
例えば、ずれεが、直線走査範囲４５Ａ（直線走査線分）の長さの5％であった場合の、エネルギ70[keV]における再構成画像を図１７(a)に示した。この図１７(a)の再構成画像と、図１０(b)に示す、同じヘビサイドフィルタ３０を用いたが位置ずれがない場合の再構成画像の対比から判るように、ヘビサイドフィルタ３０を用いた場合には、このヘビサイドフィルタ３０の位置ずれが、得られる再構成画像の精度に大きく影響することが判る。
【０１２７】
ＣＴ１０の製造過程もしくはヘビサイドフィルタ３０の交換時における設置状況によっては、ヘビサイドフィルタ３０の不連続エッジと中心垂線ＣＰとを精密に位置合わせすることが困難である場合も想定される。一般のＣＴにおいて、しばしば用いられているボウタイフィルタの設置には、それほど精度は必要無かった事を考えると、この点はヘビサイドフィルタ３０を用いた場合に特有の問題であると考えられるため、検討が必要である。
【０１２８】
この問題点は、ヘビサイドフィルタ３０の形状、つまり、吸収フィルタ３に用いるヘビサイド関数の原点での立ち上がりが急峻過ぎるために生ずる問題であり、これを、緩やかに立ち上がる階段状の関数とすれば解決できると考えられる。
原点付近で、滑らかに立ち上がる階段状の関数として、次式(Ｓ１０)で表されるシグモイド関数がある。
【０１２９】
【数１０】
2007268241.tif 000012
【０１３０】
ここで、ｒ*はヘビサイド関数の場合（図５参照）と同様、直線走査における測定間隔（直線走査範囲４５Ａ）を１とした場合の規格化変数である。このシグモイド関数は、形状に関する１つのパラメータαを持つ。図１８に示したように、αが大きくなるにつれて、ｒ＊付近での傾きが急峻となり、α→∞でヘビサイド関数となる。以下、このシグモイド関数の形状を持つ吸収フィルタ３をシグモイドフィルタと呼ぶこととする。
【０１３１】
図１７(a)を得た条件において、用いるフィルタ形状のみをヘビサイドフィルタ３０から、α＝３のシグモイドフィルタに変更した場合の、エネルギ70[keV]における再構成画像を図１７（ｂ）に示した。この図によれば、ヘビサイドフィルタ３０を用いた場合（図１７(a)）と、フィルタに同じずれε(５％)が生じているにも拘わらず、シグモイドフィルタを用いた場合には、正しく再構成が行われていることが判る。
【０１３２】
上記の結果から、吸収フィルタ３の設置において、横ずれがあり得る場合には、吸収フィルタ３の形状として、滑らかな立ち上がりを持つ形状が良いと考えられる。このため、この場合の横ずれについて、シグモイドフィルタの形状パラメータであるαを１から６００まで変化させ、真の画像との誤差Ｅを次式(Ｓ１１)で求めた結果を、図１９に示した。
【０１３３】
【数１１】
2007268241.tif 000013
【０１３４】
ここで、ＭEはエネルギ要素集合、ＭPはピクセル集合、μj(ε)は真の画像、∧μj(ε)は再構成した画像、I*e(ε)は照射Ｘ線の正規化エネルギ分布を示す。
【０１３５】
図１９から判るように、シグモイドフィルタの急峻さが増す(パラメータαが大きくなる)程、誤差Ｅが増大しており、シグモイドフィルタの設置にあたり、横ずれがあり得る場合には、出来る限り滑らかな（αが小さい）形状を選択するのが良い事を示している。
【０１３６】
一方、ＣＴ１０においては、回転走査もあり、この回転走査を行うための回転移動機構４１には、やはり機械的な遊びや、回転角θ計測時の誤差などがある。これらの要因から、回転角θがデータ取得毎に僅かにずれる事が考えられる。回転角θのずれは、第１Ｘ線ＬＸ１と第２Ｘ線ＬＸ２（第１ビーム経路１１と第２ビーム経路１２、対向ビーム）が、互いにずれていることに相当するため、やはり再構成結果に影響を与える。
そこで、各データ取得に際し、回転角θについて、角度で0.0025[rad](約1.41°)の標準偏差を持つ正規分布に従う誤差が生じる場合を想定し、シグモイド関数のパラメータαを1から200の範囲で変化させ、前述の式(Ｓ１１)で与えられるパラメータαと誤差Ｅとの関係を図２０に示した。
【０１３７】
図２０のグラフによると、取り付け位置の横ずれの場合（図１９参照）とは逆に、回転方向のずれに関していえば、吸収フィルタ３は、急峻な立ち上がりを持つ方が良いことが判る。すなわち、両者は、吸収フィルタの急峻さに関して、トレードオフの関係にあると言える。
【０１３８】
吸収フィルタ３，１０３の形状に関して、このようなトレードオフの関係にある要素は他にも考えられる。例えば、吸収フィルタ３，１０３の厚み全体を大きくすると、被検体ＨＫの被曝線量を少なくできるが、透過後のＸ線強度が低下するため、画質が劣化する。また、厚みの差、つまり第１吸収経路３１，１３１と第２吸収経路３２，１３２との経路長さの差を大きくとれば、第１Ｘ線と第２Ｘ線（対向ビームライン対）での線質の違いを大きくすることが出来ると考えられるが、厚い部分（経路の大きい部分）では、やはり透過したＸ線の強度が小さくなり、良好な画像が得られないと考えられる。
【０１３９】
これらは、ＣＴ１０，１１０の製造過程における加工精度や、吸収フィルタ３，１０３の設置精度が与えられた下で、最良の画質，被曝線量を提供するフィルタ形状が存在することを意味している。
これはフィルタ形状をパラメータとする最適化問題となる。
【０１４０】
上記のように要因は種々考えられるが、本実施例３では、ＣＴ１０を例に取り、吸収フィルタ３の設置における横ずれと、回転方向のずれが同時に起こっている場合について、フィルタ形状の設計法に従い、吸収フィルタ３の形状の決定を試みる。
その設計方法は、以下である。
(手順１)フィルタの形状，材質を有限個のパラメータで表現する。
(手順２)断層像再構成精度，被曝線量の両方あるいはいずれかを要素として持つ評価関数を設定する。
(手順３)上記評価関数が最小となるように、装置の機構的精度や吸収フィルタ取り付け精度を鑑みた計算機シミュレーションと数値的最適化法を用いてフィルタのパラメータを決定する。
【０１４１】
まず、(手順１)に従い、用いるフィルタ形状の関数系を決める必要があるが、ここでは、先に用いた式(Ｓ１０)で与えられるシグモイドフィルタを用いる。
【０１４２】
また、被検体ファントム（図８参照）、Ｘ線管球１等及びスキャニング方式は、実施例1と同様とした（図１参照）。本実施例３では、散乱効果は考慮しない。また、先に説明したのと同様に、吸収フィルタ３の取り付けにおいて、吸収フィルタ３の全長（直線走査範囲４５Ａ）に対して、座標ｔについて正の方向に5％のずれが生じ、かつ、回転走査において、各データ取得の際、回転角θの角度で、0.0025[rad](約1.41°)の標準偏差を持つ正規分布に従う誤差が生じる場合を想定する。
【０１４３】
(手順２)に従い、ここでは式(Ｓ１１)で与えられる画像再構成における真の画像との誤差Ｅを評価関数とした。
【０１４４】
シグモイドフィルタでは、フィルタ形状に関するパラメータはαのみであり、(手順３)の最適化は１次元探索となる。図２１は、パラメータαの変化に対する評価関数の値である誤差Ｅを示している。図中、矢印の位置(α＝５０)で、誤差Ｅが最小値を示しており、このαをパラメータとして持つ形状が最適であることが示されている。図２２(a)に、その場合（シグモイドフィルタのパラメータα＝５０とした場合）の再構成画像(70[keV])を示した。
一方、図２２(b)は、最適な形状から外れた場合(パラメータα＝２２０とした場合)の結果であり、図２２(a)の画像に比して、多くのスジ状のアーティファクトが現れている。これら図２２(a)(b)の対比からも判るように、吸収フィルタ３の取り付けのずれ、および回転移動機構４１の部分の回転角θのぶれがあったとしても、本設計法によれば、生じるアーティファクトを大幅に減少させられることが判る。
【０１４５】
（吸収フィルタの形態）
ついで、前述の実施例１における吸収フィルタ３の形状（図１〜４参照）について、さらに検討する。実施例１の図１等に示した吸収フィルタ３は、前述のように、まず、原点ｔ０（ｔ０＝０）即ち中心垂線ＣＰの足１ＬＯに対して、非対称（ｈ（ｔ）≠ｈ（−ｔ））の形態をしている。
【０１４６】
さらに詳細に説明する。まず、図３，４に示すように、吸収フィルタ３のうち、第１ビーム経路１１および第２ビーム経路１２が仮想中心軸ＳＯを通ることにより、吸収フィルタ３を通る第１吸収経路３１及び第２吸収経路３２が一致した場合における、第１吸収経路３１に対応する部位を一致部位３３とする。このとき、実施例１の吸収フィルタ３は、一致部位３３の近傍において、第１吸収経路３１および第２吸収経路３２を一致部位３３（中心垂線ＣＰ）に近づけるほど（つまり、座標ｔ，−ｔの値を小さくするほど）、第１Ｘ線ＬＸ１のエネルギスペクトル分布と第２Ｘ線ＬＸ２のエネルギスペクトル分布とが、近似した分布形状となる形態を有している。
具体的には、前述の実施例３におけるシグモイドフィルタと同様、一致部位３３（中心垂線ＣＰ）の近傍で、厚みｈ（ｔ）が緩やかに変化している。つまり、厚みｈ（ｔ）が、座標ｔ＝０の前後で、徐々に変化する形態とされている。
このため、この吸収フィルタ３を用いた場合、実施例３で示したシグモイドフィルタと同様、吸収フィルタ３の取り付け位置が、方向Ｄ１Ｌに位置ずれして取り付けられても、一致部位３３の近傍（中心垂線ＣＰの近傍）でもＤＥＭを実現することができる。
なお、実施例１に示す吸収フィルタ３は、この吸収フィルタ３について座標ｔの全範囲で、その厚さｈ（ｔ）が、緩やかに変化する形態を有している。従って、吸収フィルタ３が、その取り付け公差範囲内で大きく位置ずれして取り付けられたとしても、第１Ｘ線ＬＸ１及び第２Ｘ線ＬＸ２が仮想中心軸ＳＯを通る場合を除き、いずれの場合でもＤＥＭを実現することができる。
【０１４７】
さらに、前述したように（図１参照）、実施例１の吸収フィルタ３のうち、直線移動軌跡１Ｌに沿う方向Ｄ１Ｌの両端縁３５Ａ，３５Ｂ付近の両端部３６Ａ，３６Ｂにおいては、端縁３５Ａ，３５Ｂ側ほど、厚みｈ（ｔ）が大きくなる形態とされている。本実施例１では、具体的には、厚みｈ（ｔ）は、放物線関数とシグモイド関数との和関数（ｈ（ｔ）＝ａｔ２＋１／（１＋ｅｘｐ(−αｔ))）の形態を有している。
一般に、ＣＴは、フィルタを備えないと、被検体ＨＫの外周部分で、Ｘ線照射量（被爆線量）が増大する。そこで、一般のＣＴでは、両端側で厚みを厚くした、左右対称形状で厚みが両端側に向けた放物線状に増加する形状のフィルタ、いわゆるボウタイフィルタを用いて、被検体の外周部分におけるＸ線の被爆線量の増加を防止している。
これに対して、実施例１のＣＴ１０に用いる吸収フィルタ３では、前述のｈ(ｔ)≠ｈ(−ｔ)の関係は保ちつつ、この吸収フィルタ３のうち直線移動軌跡１Ｌに沿う方向Ｄ１Ｌの両端部３６Ａ，３６Ｂにおいて、端縁３５Ａ，３５Ｂ側ほど厚みｈ（ｔ）及びｈ（−ｔ）が大きくなる形態としている。このような吸収フィルタ３を用いることにより、ＤＥＭを実現可能としつつ、被検体ＨＫの外周でのＸ線照射量を抑制することができる。
【０１４８】
また、前述の実施例２における吸収フィルタ１０３の形状（図１１〜１４参照）についても同様である。即ち、実施例２の図１１等に示した吸収フィルタ１０３は、前述のように、まず、放射中心ＲＯを通る線源−中心軸線ＣＲに対し、中心角φについて、第１，第２ビーム経路１１１，１１２に沿う方向ＤＢＡの厚みｈ（φ）が、非対称（ｈ（φ）≠ｈ（−φ））の形態をしている。
【０１４９】
また、実施例１の吸収フィルタ３と同様、図１３，１４に示すように、吸収フィルタ１０３のうち、第１ビーム経路１１１および第２ビーム経路１１２が仮想中心軸ＳＯを通ることにより、吸収フィルタ１０３を通る第１吸収経路１３１及び第２吸収経路１３２が一致した場合における、第１吸収経路１３１に対応する部位を一致部位１３３とする。このとき、実施例２の吸収フィルタ１０３も、一致部位１３３の近傍において、第１吸収経路１３１および第２吸収経路１３２を一致部位１３３（線源−中心軸線ＣＲ）に近づけるほど（つまり、中心角φ，−φの値を小さくするほど）、第１Ｘ線ＦＸ１のエネルギスペクトル分布と第２Ｘ線ＦＸ２のエネルギスペクトル分布とが、近似した分布形状となる形態を有している。
具体的には、一致部位１３３（線源−中心軸線ＣＲ）の近傍で、厚みｈ（φ）が緩やかに変化している。つまり、厚みｈ（φ）が、中心角φ＝０の前後で、徐々に変化する形態とされている。
このため、この吸収フィルタ１０３を用いた場合、実施例３で示した位置ずれに対するシグモイドフィルタの採用と同様に考えて、たとえ、吸収フィルタ１０３の取り付け角度が、扇形ＦＳの周方向ＤＦＳにずれて取り付けられても、一致部位１３３の近傍（線源−中心軸線ＣＲの近傍）でもＤＥＭを実現することができることになる。
なお、実施例２に示す吸収フィルタ１０３も、この吸収フィルタ１０３について中心角φの全範囲で、その厚さｈ（φ）が、緩やかに変化する形態を有している。従って、吸収フィルタ１０３が、その取り付け公差範囲内で大きく角度ずれして取り付けられたとしても、第１Ｘ線ＦＸ１及び第２Ｘ線ＦＸ２が仮想中心軸ＳＯを通る場合を除き、いずれの場合でもＤＥＭを実現することができる。
【０１５０】
さらに、図１１に示すように、実施例２の吸収フィルタ１０３のうち、扇形ＦＳの周方向ＤＦＳの両端縁１３５Ａ，１３５Ｂ付近の両端部１３６Ａ，１３６Ｂにおいては、端縁１３５Ａ，１３５Ｂ側ほど、厚みｈ（φ）が大きくなる形態とされている。
前述したように、一般に、ＣＴは、フィルタを備えないと、被検体ＨＫの外周部分で、Ｘ線照射量（被爆線量）が増大するので、いわゆるボウタイフィルタを用いて、被検体の外周部分におけるＸ線の被爆線量の増加を防止している。
これに対して、実施例２のＣＴ１１０に用いる吸収フィルタ１０３では、前述のｈ(φ)≠ｈ(−φ)の関係は保ちつつ、この吸収フィルタ１０３のうち、周方向ＤＦＳの両端部１３６Ａ，１３６Ｂにおいて、端縁１３５Ａ，１３５Ｂ側ほど厚みｈ（φ）及びｈ（−φ）が大きくなる形態としている。このような吸収フィルタ１０３を用いることにより、ＤＥＭを実現可能としつつ、被検体ＨＫの外周でのＸ線照射量を抑制することができる。
【０１５１】
以上において、本発明を実施例１〜３に即して説明したが、本発明は上記実施例等に限定されるものではなく、その要旨を逸脱しない範囲で、適宜変更して適用できることはいうまでもない。
例えば、実施例１ではペンシルビームＸ線源を用いるＣＴ１０について、また実施例２ではファンビームＸ線源を用いるＣＴ１１０について説明したが、吸収フィルタの異なる部位を透過させることによって、第１ビーム経路を通る第１Ｘ線と、同じ部位をこれとは逆方向に進行する第２ビーム経路を通る第２Ｘ線とを用いて、線質の異なる２本のＸ線が得られれば良い。従って、コーンビームＸ線源を有するＣＴにおいても、前述のように走査方法を適切にすることにより、本発明を適用することができる。
【０１５２】
また、実施例１，２における吸収フィルタ３，３０，１０３としては、均質な材質からなり、その厚みを変化させることによって、透過したＸ線のスペクトル分布を変化させる吸収フィルタを例示した。しかし、吸収フィルタ内で、材質を変更することによって、吸収特性に変化を生じさせるようにした吸収フィルタを用いることもできる。さらに、実施例１，２においては、ＣＴにおいて既に多く使用されているボウタイフィルタを用いることなく、吸収フィルタ３，３０，１０３を用いた例を示したが、既存のボウタイフィルタと、付加的な吸収フィルタとを併せて、本発明の吸収フィルタとして用いることもできる。
【０１５３】
また、前述の実施例１〜３においては、所定形状の吸収フィルタ３，３０，１０３を用いたＣＴ１０，１１０について説明したが、これらのＣＴ１０，１１０を実現するに当たっては、既存のＣＴにおいて、前述の吸収フィルタ３等をＸ線照射口ＸＯＰ等に取り付ける改造を行うこともできる。
【図面の簡単な説明】
【０１５４】
【図１】実施例１に係り、ペンシルビームＸ線源を用い、直線走査と回転走査とを行うＸ線ＣＴに、本発明の非対称の吸収フィルタを組み込んだ様子を示す説明図である。
【図２】図１に示すＣＴにおいて、吸収フィルタ及びＸ線管球の位置（座標）と、吸収フィルタを透過したＸ線との関係を説明する説明図である。
【図３】図１に示すＣＴにおいて、直線走査位置（座標ｔ）、回転走査位置（回転角θ）の第１状態における測定の様子を示す説明図である。
【図４】図１に示すＣＴにおいて、直線走査位置（座標−ｔ）と回転走査位置（回転角θ＋180°）の第２状態における測定の様子を示す説明図であり、図２とは回転角が180°異なる状態である。
【図５】式(Ｓ８)に示すヘビサイド関数(但し、係数ａ=1)の形状を示すグラフである。
【図６】図１に示すＣＴにおいて、厚みがヘビサイド関数の形状を有する吸収フィルタ（ヘビサイドフィルタ）を用いた場合の、直線走査位置（座標ｔ）、回転走査位置（回転角θ）の第１状態における測定の様子を示す説明図である。
【図７】ヘビサイドフィルタを用いた図１に示すＣＴにおいて、直線走査位置（座標−ｔ）と回転走査位置（回転角θ＋180°）の第２状態における測定の様子を示す説明図であり、図２とは回転角が180°異なる状態である。
【図８】各実施例で用いる被検体ファントムの計算機シミュレーション用モデルを示す説明図である。
【図９】各実施例で用いたＸ線管球モデルの照射Ｘ線スペクトルを示すグラフである。
【図１０】（ａ）は、図８に示す被検体ファントムについて、Ｘ線のエネルギが70[keV]における吸収係数を画像化した画像である。（ｂ）は、ヘビサイド関数形で非対称の吸収フィルタを位置ずれなく取り付けたＣＴで得られるデータ用いて、ＤＥＭにより、エネルギ70keVの吸収係数の断面像を再構成した画像である。（ｃ）は、非対称フィルタを用いず、普及型ＣＴのアルゴリズムにより再構成した画像である。
【図１１】実施例２に係り、ファンビームＸ線源を用い、回転走査を行うＸ線ＣＴに、本発明の非対称の吸収フィルタを組み込んだ様子を示す説明図である。
【図１２】図１１に示すＣＴにおいて、吸収フィルタ及びＸ線管球から放射されるＸ線のなす中心角φと、吸収フィルタを透過したＸ線との関係を説明する説明図である。
【図１３】図８に示すＣＴにおいて、回転角θ、照射角（中心角）φの状態における測定の様子を示す説明図である。
【図１４】図８に示すＣＴにおいて、回転角θ＋180°＋２φ、照射角（中心角）−φの状態における測定の様子を示す説明図である。
【図１５】図１のＣＴにおいて、ヘビサイド関数形で非対称の吸収フィルタを、位置ずれなく取り付けた状態を示す説明図である。
【図１６】図１のＣＴにおいて、図１１と異なり、ヘビサイド関数形で非対称の吸収フィルタの取り付け位置が、εだけずれた場合を示す説明図である。
【図１７】（ａ）は、図１２の場合において、吸収フィルタの取り付け位置が、直線走査範囲の５％であったとした場合の測定データを、ＤＥＭによって再構成した画像である。（ｂ）は、α=３のシグモイドフィルタ（シグモイド関数形の非対称の吸収フィルタ）を用い、（ａ）と同様に、５％の位置ずれがあったとした場合の測定データを用いて再構成した画像である。
【図１８】式（Ｓ１０）に示すシグモイド関数の形状を示すグラフであり、パラメータαにより急峻さが変化する様子を示す。
【図１９】図１のＣＴにシグモイドフィルタを取り付けた場合において、その取り付け位置が５％の横ずれしているとして、シグモイドフィルタの急峻さ（パラメータα）を変化させたときの画像再構成誤差の大きさＥの変化を示すグラフである。
【図２０】図１のＣＴにシグモイドフィルタを取り付けた場合において、その回転走査において生じる回転角について、各データ取得角度で0.0025[rad](約1.41°)の標準偏差を持つ正規分布に従う誤差が生じるとした場合に、シグモイドフィルタの急峻さ（パラメータα）を変化させたときの再構成画像誤差の大きさＥの変化を示すグラフである。
【図２１】シグモイドフィルタのパラメータαの変化に対する評価関数の値の変化を示すグラフであり、矢印部分で最小値を取る。
【図２２】（ａ）は、本発明のフィルタ形状設計法に従って設計し、図２０で得られた評価関数が最小値となるパラメータα（α＝５０）を用いた非対称のシグモイドフィルタを用いて、得られたデータを再構成した画像である。（ｂ）は、本設計法に従わない形状（α＝２２０）の非対称シグモイドフィルタを用いて、得られたデータを再構成した画像である。
【符号の説明】
【０１５５】
１  Ｘ線管球（Ｘ線源、ペンシルビームＸ線源、ペンシルビームを発生するＸ線管球）
１Ｌ  （Ｘ線管球：ペンシルビームＸ線源の）直線移動軌跡（Ｘ線管球の直線走査軸）
ＸＯＰ  Ｘ線照射口
ＬＸ  ペンシルビームＸ線
ＬＸ１  第１Ｘ線（順行Ｘ線）
ＬＸ２  第２Ｘ線（逆行Ｘ線）
ＬＸＢ  基準位置Ｘ線
ＬＸＳ  対称位置Ｘ線
１１，１１１  第１ビーム経路（ビームライン、順行Ｘ線が沿う直線）
１２，１１２  第２ビーム経路（ビームライン、逆行Ｘ線が沿う直線）
ＤＢＡ  基準角度直線に沿う方向
ＳＴ１，ＳＴ１１  第１状態
ＳＴ２，ＳＴ１２  第２状態
１０１  Ｘ線管球（ファンビームＸ線源、ファンビームを発生するＸ線管球）
ＦＸ  （ファンビームＸ線源から各角度に向けて放射される）Ｘ線
ＦＳ  （ファンビームＸ線源から放射されるＸ線のなす）扇形
ＤＦＳ  （扇形の）周方向
ＦＸ１  第１Ｘ線（順行Ｘ線）
ＦＸ２  第２Ｘ線（逆行Ｘ線）
ＦＸＢ  基準角度Ｘ線
ＦＸＳ  対称角度Ｘ線
ＬＦＸＢ  基準角度直線
ＨＫ  被検体
ＳＳ  撮像対象空間
ＳＯ  仮想中心軸
ＳＳＲ  仮想の回転面
ＣＰ  中心垂線（中点垂線、直線走査軸の原点と回転中心を繋ぐ直線）
１ＬＯ  中心垂線の足
ＲＯ  （Ｘ線管球の）放射中心
ＣＲ  線源−中心軸線（扇形の中心線、）
φ  （線源−中心軸線とＸ線とがなす扇形の）中心角
２，１０２  センサ
１２０  センサ群（複数のセンサ）
２Ｌ  （センサの）直線移動軌跡（センサの直線走査軸）
３，３０，１０３  吸収フィルタ（非対称吸収フィルタ）
３０  ヘビサイドフィルタ（ヘビサイド関数形非対称吸収フィルタ）
３１，１３１  第１吸収経路
３２，１３２  第２吸収経路
３３，１３３  一致部位
３５Ａ，３５Ｂ  （吸収フィルタの直線移動軌跡に沿う方向の）端縁
３６Ａ，３６Ｂ  （吸収フィルタの直線移動軌跡に沿う方向の）端部
ｈ（ｔ）  吸収フィルタの（直線移動軌跡に垂直な方向の）厚み
ｈ（φ）  吸収フィルタの（基準角度直線に沿う方向の）厚み
１３５Ａ，１３５Ｂ  （吸収フィルタにおける扇形の周方向の）端縁
１３６Ａ，１３６Ｂ  （吸収フィルタにおける扇形の周方向の）端部
３９，１３９  （吸収フィルタを保持する）保持体
４  移動走査機構
４１  回転移動機構
４５  直線移動機構
４６  （Ｘ線管球用の）直線レール
４７  （Ｘ線管球用の）直線移動体
４８  （センサ用の）直線レール
４９  （センサ用の）直線移動体
Ｄ１Ｌ  直線移動軌跡に沿う方向
ｔ  直線移動軌跡に沿う方向の座標
ｔ０  （座標ｔの）原点
Ｄ１Ｐ  直線移動軌跡に垂直な方向
４５Ａ  直線走査範囲
４５Ｍ  直線走査範囲の中点
１４１  回転移動機構（回転運動のみを行う構成要素）
１４２  （Ｘ線管球を回転移動機構に固定する）固定具
１０，１１０  計算機支援Ｘ線断層撮影装置（ＣＴ）
【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１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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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１０】
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【図１７】
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【図２２】
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