JP5042465B2 - 放射線撮影装置、画像処理方法 - Google Patents

Description

本発明は、Ｘ線ＣＴ装置等の放射線撮影装置等に関する。詳細には、マルチエナジースキャンを行うＸ線ＣＴ装置等の放射線撮影装置等に関する。

Ｘ線ＣＴ装置は、スキャナ部のＸ線管装置（Ｘ線源）にＸ線管電圧及びＸ線管電流を印加する。Ｘ線管装置は、印加されたＸ線管電圧に応じた電子を陰極から放出して陽極のターゲットに衝突させることにより、電子エネルギーに応じた実効エネルギーのＸ線をＸ線源から照射させる。Ｘ線は、被検体を透過する際、透過した物質毎に異なった割合（Ｘ線吸収係数）で減衰する。Ｘ線ＣＴ装置は、透過したＸ線をＸ線源に対向する位置に配置されたＸ線検出器で受光し投影データを得る。Ｘ線ＣＴ装置は、投影データを画像再構成することで、被検体内部のＸ線吸収係数の分布図として非破壊的に断層撮影像を画像化する。

Ｘ線吸収係数は、透過物質によっても異なるが、透過するＸ線の実効エネルギーに応じて変化する。Ｘ線吸収係数は、Ｘ線管のターゲットに衝突する電子のエネルギー、すなわち、入力されたＸ線管電圧に応じて変化する。Ｘ線実効エネルギーが低いほどＸ線吸収係数は高くなり、Ｘ線実効エネルギーが高いほどＸ線吸収係数は小さくなる。
Ｘ線吸収係数が高くなるに従いＸ線遮断率が高くなり、Ｘ線の透過量は減少する。Ｘ線吸収係数が低くなるに従いＸ線遮断率が低くなり、Ｘ線の透過量は増加する。

また、Ｘ線吸収係数は、透過物質の材質や密度等によって変化する。例えば、人体においては、消化管や血管等の軟部組織ではＸ線吸収係数は比較的低く、骨等ではＸ線吸収係数は比較的高い。
従って、あるＸ線実効エネルギーで撮影した撮影画像上において近い輝度値を示し物質の違いが判断できない場合でも、異なるＸ線実効エネルギーで撮影することにより差異の大きい輝度値を示し物質の違いを判断（差別化）することができる場合がある。

また、被検体に照射するＸ線のエネルギー特性をスライス方向に変更可能なＸ線ＣＴ装置が提案されている（例えば、［特許文献１］参照。）。

Ｘ線管陽極のターゲットの材質は、使用用途に応じて異なる物質が用いられる。また、印加されるＸ線管電圧も使用用途に応じて異なる電圧値が使用される。 例えば、Ｘ線ＣＴ装置では、長時間Ｘ線を照射することから、熱耐久性に優れたタングステンがターゲットとして一般的に用いられる。また、Ｘ線管電圧はＸ線吸収が少ない比較的高い電圧値（１２０ｋＶ〜１３０ｋＶ）が使用される。

一方、Ｘ線撮影装置では、撮影時間が短く消化管や血管の狭窄や腫瘍等を診断する場合が多いことから、低エネルギー領域に特性Ｘ線を発生するモリブデンやコバルトがターゲットとして一般に用いられる。この場合、肝臓や胆嚢や筋肉といった軟部組織をより明瞭に描出できる。また、Ｘ線管電圧はＸ線撮影装置では被曝量が小さいことから比較的低い電圧値（７０ｋＶ〜１００ｋＶ）が使用される。

一般に、Ｘ線ＣＴ装置は、断層撮影像を白から黒への変化（グレーレベル）により表示する。白から黒への変化の度合を示す値としては、独自に定義されたＣＴ値（単位：ハンスフィールドユニット）が用いられる。Ｘ線ＣＴ装置は、アキシャル画像（２次元画像）として断層撮影像を取得して表示する。診断は、このアキシャル画像に基づいて行われる。

また、Ｘ線ＣＴ装置は、アキシャル画像を積み重ねて３次元的なボリュームデータを作成し、レンダリング手法により擬似３次元画像として表示することもある。Ｘ線ＣＴ装置は、アキシャル画像ボリュームデータにおける任意位置、任意角度の２次元平面をＭＰＲ（Ｍｕｌｔｉ Ｐｌａｎｎｅｒ Ｒｅｆｏｒｍａｔ）画像として表示することもある。Ｘ線ＣＴ装置は、血管や骨等の形態情報を把握する場合には、アキシャル画像ボリュームデータから閾値処理やリージョングローイングと呼ばれる抽出手法（セグメンテーション手法）により、関心部位のみ抽出し表示することもある。

特開２００４−２３６９１５号公報

Ｘ線ＣＴ装置やＸ線撮影装置等の放射線撮影装置は、血管の狭窄、動脈瘤、血管走行等について解析及び診断が可能である。しかしながら、Ｘ線ＣＴ装置やＸ線撮影装置等の放射線撮影装置で画像化した場合、通常の撮影では、血管は周辺臓器との輝度値の差が小さい（濃度分解能が低い）ため、視認性が悪い。そのため、造影検査が行われる。造影検査は、造影剤を血液中に注入することにより血液の輝度値（ＣＴ値）を増加させ、周辺臓器に対してコントラストをつけることにより視認性を向上させる検査方法である。

Ｘ線ＣＴ装置では、近いＣＴ値の物質（臓器）が隣接していた場合、物質（臓器）境界が不明瞭となりやすく、異なる物質（臓器）であっても同じ物質（臓器）と認識される場合がある。例えば、血液と血管壁とは近い輝度値で表現されるため、狭窄や動脈瘤等の血管内腔形状を診断したい場合には、侵襲性の高い造影剤の使用を余儀なくされる。しかしながら、造影剤を使用した場合、血管に注入した造影剤と骨とは、近い輝度値で表現される場合が多く、血管のみを抽出したい場合において、骨を一緒に抽出してしまう場合がある。このような輝度値が近い隣接する部位を見るケースでは、抽出精度が低いのみに限らず、目視時にも視認性が悪い。
このように、従来のＸ線ＣＴ装置やＸ線撮影装置等の放射線撮影装置では、隣接部位が類似した輝度値で表現される場合には差別化が困難なため視認性及び診断精度が低下するという問題点がある。

また、マルチエナジースキャンでは、同一断層撮影像における画像が複数枚得られる。差分画像を取る場合には取得画像数は更に多くなる。これらの複数枚の画像の違いを検出するのは困難であり、また、これらの画像を効率的に閲覧及び読影する方法も存在しないという問題点がある。

また、マルチエナジースキャンでは、複数の異なるＸ線実効エネルギーで撮影するが、Ｘ線吸収係数は、Ｘ線実効エネルギーに依存して変化するため、検出される信号レベルも変わる。そのため、撮影するＸ線実効エネルギーによってノイズ量が異なり、診断部位における所望のＳＮ比（信号対ノイズ比）が得られないという問題点もある。

また、マルチエナジースキャンでは、同一断面（スライス位置）について複数の投影データが得られるので、画像再構成及び画像処理に係る演算処理が増大するという問題点がある。画像再構成及び画像処理に要する時間は撮影したＸ線実効エネルギーの種類が多いほど、演算時間も増大する。

また、マルチエナジースキャンでは、エアキャリブレーションやファントムキャリブレーションを行うために、撮影するＸ線実効エネルギーにおけるキャリブレーションデータが必要である。そのため、Ｘ線ＣＴ装置やＸ線撮影装置等の放射線撮影装置は、撮影するＸ線実効エネルギーの種類に比例した膨大なキャリブレーションデータを保持する必要があり、また、キャリブレーションデータ取得のための撮影時間も増大するという問題点がある。大量のメモリを必要とし、また、メンテナンスに要する手間も大きい。

また、Ｘ線ＣＴ装置やＸ線撮影装置等の放射線撮影装置では、被曝を伴う。特に、マルチエナジースキャンでは、複数回撮影する必要があるため、通常撮影と同等のノイズ量の画像を撮影しようとすると、撮影するＸ線実効エネルギーの種類が多いほど、被曝量も増加する。

また、マルチエナジースキャンでは、複数のエネルギーのＸ線減弱データを取得する必要があるが、Ｘ線管電圧を高速に制御することは技術的に困難であるという問題点がある。

本発明は、以上の問題点に鑑みてなされたもので、マルチエナジースキャンを適正に行い、画像処理に係る処理負担を軽減すると共に、画像診断精度及び安全性を向上させることを可能とするＸ線ＣＴ装置等を提供することを目的とする。

前述した目的を達成するために第１の発明は、被検体に対して周回しつつ放射線を照射する放射線源と、前記被検体を透過した前記放射線を検出する放射線検出器と、前記放射線源より照射する放射線の実効エネルギーを可変制御する実効エネルギー制御手段と、前記放射線源が前記被検体に対して前記実効エネルギーが異なる複数の放射線を照射する照射制御手段と、を有し、前記実効エネルギーを変えて前記被検体を撮影して取得された複数の撮影像に基づいて画像処理を行う放射線撮影装置であって、前記照射した放射線の実効エネルギー毎に前記撮影像を作成する実効エネルギー別撮影像作成手段と、前記実効エネルギー別撮影像作成手段で作成した撮影像に対する補正処理の度合を、前記照射した放射線の実効エネルギーの高低に応じて変更する補正処理度合変更手段と、を具備し、前記補正処理は、画像処理フィルタによるノイズ低減化処理であり、前記補正処理度合変更手段は、各撮影像におけるＳＮ比あるいはＣＮ比の差が小さくなるように、前記補正処理の度合を変更することを特徴とする放射線撮影装置である。
第１の発明の放射線撮影装置は、放射線源より照射する放射線の実効エネルギーを可変制御し、放射線源が被検体に対して実効エネルギーが異なる複数の放射線を照射する。
第１の発明の放射線撮影装置は、マルチエナジースキャンを行い、同一断面（スライス位置）についてコントラスト分布（感度）の異なる複数の断層撮影像を取得するので、同一断面（スライス位置）についての複数の断層撮影像を読影することにより、１つの断層撮影像からは視認できない情報を他の断層撮影像から視認することができる。
更に、第１の発明の放射線撮影装置は、マルチエナジースキャンにより取得した撮影像におけるＳＮ比（Ｓｉｇｎａｌ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）及びＣＮ比（Ｃｏｎｔｒａｓｔ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）の数値の差異を小さくすることができる。
尚、マルチエナジースキャンは、それぞれ実効エネルギーが異なる複数の放射線を照射することにより、放射線吸収係数の異なる断層撮影像を複数取得する撮像方法である。また、撮影像は、投影像（投影データ）及び再構成画像（再構成画像データ）及び放射線吸収係数その他の撮影により取得したデータ及び当該データに処理を施したデータを示す。

第１の発明における前記補正処理度合変更手段は、前記実効エネルギー別撮影像作成手段で作成した撮影像に対するフィルタ処理を行う際、前記照射した放射線の実効エネルギーの高低に応じて、フィルタカーネルサイズを変更することが望ましい。この場合、高いＸ線実効エネルギーにより取得した撮影像についてはフィルタカーネルサイズを小さくしてフィルタ処理を行い、低いＸ線実効エネルギーにより取得した撮影像についてはフィルタカーネルサイズを大きくしてフィルタ処理を行うことによって、撮影像におけるＳＮ比及びＣＮ比の数値の差異は、小さくなる。

また、第１の発明における前記補正処理度合変更手段は、各撮影像におけるＳＮ比あるいはＣＮ比を等しくなるように、平滑化フィルタ、メディアンフィルタ、重み付け加算フィルタ、類似度フィルタ、又は、これらを組み合わせたアダプティブフィルタを組み合わせて適用することが望ましい。これによって、フィルタカーネルサイズの調整のみでは、ＳＮ比あるいはＣＮ比が等しい値にならない場合でも、ＳＮ比及びＣＮ比の数値の差異を小さくすることができる。

また、第１の発明における放射線撮影装置は、前記照射する放射線の実効エネルギーの高低に応じて、前記照射線源及び前記放射線検出器が前記被検体の周りを１回転するのに要する時間を変更するスキャン速度変更手段、を更に具備することが望ましい。この場合、放射線撮影装置は、低い実効エネルギーの放射線を照射する場合にはスキャン速度を小さくして撮影を行い、高い実効エネルギーの放射線を照射する場合にはスキャン速度を大きくして撮影を行うので、マルチエナジースキャンにより取得した撮影像におけるＳＮ比及びＣＮ比の数値の差異を小さくすることができる。

また、第１の発明における放射線撮影装置は、前記照射する放射線の実効エネルギーの高低に応じて、Ｘ線管電流を変更するＸ線管電流変更手段、を更に具備することが望ましい。この場合、放射線撮影装置は、低い実効エネルギーのＸ線を照射する場合にはＸ線管電流を大きくして撮影を行い、高い実効エネルギーのＸ線を照射する場合にはＸ線管電流を小さくして撮影を行うので、マルチエナジースキャンにより取得した撮影像におけるＳＮ比及びＣＮ比の数値の差異を小さくすることができる。

また、第１の発明における放射線撮影装置は、前記照射する放射線の実効エネルギーの高低に応じて、撮影するビュー数の割合を変更するビュー数割合変更手段、を更に具備することが望ましい。この場合、放射線撮影装置は、低い実効エネルギーのＸ線を照射する位置の数（ビュー数）の割合を大きくして撮影を行い、高い実効エネルギーのＸ線を照射する位置の数（ビュー数）の割合を小さくして撮影を行うので、マルチエナジースキャンにより取得した撮影像におけるＳＮ比及びＣＮ比の数値の差異を小さくすることができる。

また、第１の発明における放射線撮影装置は、前記実効エネルギー別撮影像作成手段で作成した複数の撮影像に対して補間処理を行い前記照射した放射線の実効エネルギーとは異なる実効エネルギーに関する撮影像を作成する補間処理手段、を更に具備することが望ましい。これによって、測定していない実効エネルギーにおける放射線吸収係数等のデータを高精度に算出することができる。また、限られた放射線吸収係数等のデータを用いてマルチエナジースキャンにおけるデータを作成することができ、被曝、撮影時間、保持するデータ量を低減することができる。尚、補間処理に関しては、対数空間で補間処理を行うことが望ましい。

また、第１の発明における放射線撮影装置は、前記実効エネルギー別撮影像作成手段で作成した複数の撮影像に対して、前記実効エネルギー毎にそれぞれ異なる色を割り当てて複数の単色カラー撮影像を作成する単色カラー撮影像作成手段と、前記複数の単色カラー撮影像を合成して合成カラー撮影像を作成する合成カラー撮影像作成手段と、前記実効エネルギー別撮影像作成手段で作成した複数の撮影像に基づいて処理撮影像を作成する処理撮影像作成手段と、前記実効エネルギー別撮影像作成手段で作成した複数の撮影像について前記処理撮影像との差分をそれぞれ算出して複数の差分撮影像を作成する差分撮影像作成手段と、前記複数の差分撮影像に対して、前記実効エネルギー毎にそれぞれ異なる色を割り当てて複数の差分単色カラー撮影像を作成する差分単色カラー撮影像作成手段と、前記複数の差分単色カラー撮影像を合成して差分合成カラー撮影像を作成する差分合成カラー撮影像作成手段と、を更に具備することが望ましい。これによって、異なる実効エネルギーの放射線による複数の撮影像にそれぞれ異なる色を割り当てて合成し、１つの合成カラー撮影像を作成するので、より情報量が多い撮影像を作成し、診断対象組織の差別化及び弁別能及び組織コントラスト及び視認性を向上させることができ、ひいては、診断精度を向上させることができる。また、差分値に所定の係数を乗じてレンジを拡大することにより差異を強調することができる。また、差分値を調整して整数に変換することで浮動小数点演算でなく整数演算により差分値を取り扱うことができるので、演算処理に係る負担を軽減することができる。尚、処理撮影像は、例えば、平均フィルタ、メディアンフィルタ等を適用して作成した撮影像である。

また、第１の発明における放射線撮影装置は、前記被検体に係る投影データ、再構成画像データ、又はキャリブレーションデータの同一の演算処理を行う位置毎に、前記実効エネルギー毎に異なる複数の撮影像を結合する結合手段と、前記結合手段で結合された撮影像に対して一括して処理を実行する一括処理手段と、を更に具備することが望ましい。これによって、異なる実効エネルギーの放射線による複数のデータに同一演算処理を行う場合、演算回数を減らすことができ、再構成演算時間や画像処理時間を短縮することができる。

また、第１の発明における放射線撮影装置は、前記複数の差分撮影像の中から対応する各座標毎に絶対値が最大の座標値を選択して強調撮影像を作成する強調撮影像作成手段、を更に具備することが望ましい。これによって、撮影像のコントラストを向上させることができる。

第２の発明は、被検体に対して周回しつつ放射線を照射する放射線源と、前記被検体を透過した前記放射線を検出する放射線検出器と、前記放射線源より照射する放射線の実効エネルギーを可変制御する実効エネルギー制御手段と、前記放射線源が前記被検体に対して前記実効エネルギーが異なる複数の放射線を照射する照射制御手段と、を有する放射線撮影装置を用いて、前記実効エネルギーを変えて前記被検体を撮影して取得された複数の撮影像に基づいて画像処理を行う画像処理方法であって、前記照射した放射線の実効エネルギー毎に前記撮影像を作成する実効エネルギー別撮影像作成ステップと、前記実効エネルギー別撮影像作成ステップで作成した撮影像に対する補正処理の度合を、前記照射した放射線の実効エネルギーの高低に応じて変更する補正処理度合変更ステップと、を具備し、前記補正処理は、画像処理フィルタによるノイズ低減化処理であり、前記補正処理度合変更ステップは、各撮影像におけるＳＮ比あるいはＣＮ比の差が小さくなるように、前記補正処理の度合を変更することを特徴とする画像処理方法である。
第２の発明の画像処理方法は、マルチエナジースキャンを行い、同一断面（スライス位置）についてコントラスト分布（感度）の異なる複数の断層撮影像を取得するので、同一断面（スライス位置）についての複数の断層撮影像を読影することにより、１つの断層撮影像からは視認できない情報を他の断層撮影像から視認することができる。
また、第２の発明の画像処理方法は、マルチエナジースキャンにより取得した撮影像におけるＳＮ比（Ｓｉｇｎａｌ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）及びＣＮ比（Ｃｏｎｔｒａｓｔ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）の数値の差異を小さくすることができる。

また、第２の発明における前記補正処理度合変更ステップは、前記実効エネルギー別撮影像作成ステップで作成した撮影像に対するフィルタ処理を行う際、前記照射した放射線の実効エネルギーの高低に応じてフィルタカーネルサイズを変更することが望ましい。この場合、フィルタカーネルサイズが大きくなるに従ってノイズ低減効果が増大する。

また、第２の発明における前記補正処理度合変更ステップは、各撮影像におけるＳＮ比あるいはＣＮ比を等しくなるように、平滑化フィルタ、メディアンフィルタ、重み付け加算フィルタ、類似度フィルタ、又は、これらを組み合わせたアダプティブフィルタを組み合わせて適用することが望ましい。これによって、フィルタカーネルサイズの調整のみでは、ＳＮ比あるいはＣＮ比が等しい値にならない場合でも、ＳＮ比及びＣＮ比の数値の差異を小さくすることができる。

本発明によれば、マルチエナジースキャンを適正に行い、画像処理に係る処理負担を軽減すると共に、画像診断精度及び安全性を向上させることを可能とするＸ線ＣＴ装置等を提供することができる。

以下添付図面を参照しながら、本発明に係るＸ線ＣＴ装置等の好適な実施形態について詳細に説明する。尚、以下の説明及び添付図面において、略同一の機能構成を有する構成要素については、同一の符号を付することにより重複説明を省略することにする。

最初に、図１及び図２を参照しながら、Ｘ線ＣＴ装置１の構成について説明する。

図１は、Ｘ線ＣＴ装置１の概略構成図である。
Ｘ線ＣＴ装置１は、スキャナ部３と画像処理部５とから構成される。
Ｘ線ＣＴ装置１は、被検体１９を撮像し、撮像画像を出力する装置である。Ｘ線ＣＴ装置１は、スキャナ部３により被検体１９を撮像し、画像処理部５において画像処理を行い、撮像画像を出力する。

スキャナ部３は、Ｘ線管装置７、Ｘ線制御装置９、高電圧発生装置１１、高圧スイッチングユニット１３、コリメータ１５、コリメータ制御装置１７、寝台２１、寝台制御装置２３、寝台移動計測装置２５、Ｘ線検出器２７、プリアンプ２９、駆動部３１、スキャナ制御装置３３、中央制御装置３５等を備える。

スキャナ部３は、被検体１９の撮像を行い、投影データ（Ｘ線透過データ、スキャンデータ）を収集して画像処理部５に送信する装置である。
Ｘ線管装置７は、Ｘ線を発生する装置である。Ｘ線制御装置９は、入力された情報に基づいた制御信号を高電圧発生装置１１に送る装置である。高電圧発生装置１１は、高電圧を発生する装置である。高圧スイッチングユニット１３は、高電圧パルスをＸ線管装置７に印加する装置である。
コリメータ１５は、Ｘ線の照射領域を調整する装置である。コリメータ１５は、Ｘ線の照射方向に制限を加えて、被検体１９を投影するのに必要なＸ線を通過させる。コリメータ１５の動作は、コリメータ制御装置１７によって制御される。

寝台２１は、被検体１９を支持する装置である。寝台２１は、昇降移動及び縦移動により、スキャナ部３の診断計測位置に被検体１９を移動させる。寝台２１の動作は、寝台制御装置２３によって制御される。寝台移動計測装置２５は、寝台２１の相対的な移動量を計測する。

Ｘ線検出器２７は、被検体１９を透過した後のＸ線を検出する装置である。Ｘ線検出器は、Ｘ線の検出素子である複数のチャネルを有する。チャネルは、体軸方向に多列に構成することもできる。プリアンプ２９は、プリアンプ２９は、Ｘ線検出器２７からの信号を増幅してデジタル信号に変換して画像処理部５に送る装置である。

駆動部３１は、Ｘ線管装置７、Ｘ線検出器２７、プリアンプ２９等を被検体１９に対して周回方向に駆動させる装置である。スキャナ制御装置３３は、駆動部３１の動作制御等を行う装置である。
中央制御装置３５は、Ｘ線制御装置９、コリメータ制御装置１７、寝台制御装置２３、寝台移動計測装置２５、スキャナ制御装置３３等の動作制御等を行う装置である。

図２は、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５の構成図である。
画像処理部５は、制御部３７、記憶装置３９、表示部４１、入出力部４５等がシステムバス４７を介して互いに接続されて構成される。

画像処理部５は、スキャナ部３から送られるＸ線透過データによって画像処理を行い、画像データを作成する装置である。
制御部３７は、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）（図示せず）、イメージプロセッサ（図示せず）、バックプロジェクタ（図示せず）、ＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）（図示せず）、ＲＯＭ（Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）（図示せず）等を有する。

制御部３７は、各種演算処理を行い、再構成演算装置、画像処理装置等として機能する。制御部３７は、投影データに対して画像再構成処理を行い再構成画像データを作成したり、投影データあるいは再構成画像に対して補正処理等の画像処理を行ったりする。

記憶装置３９は、データを記憶する装置であり、磁気ディスク、フロッピディスク、メモリ、磁気テープ装置、光ディスク装置等を有する。記憶装置３９には、制御部３７が実行するプログラム、プログラム実行に必要なデータ、ＯＳ（Ｏｐｅｒａｔｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ）、画像処理データ等が格納される。

表示部４１は、被検体１９を撮像したＣＴ画像を表示する装置であり、例えば、ＣＲＴモニタ、液晶パネル等のディスプレイ装置である。
入出力部４５は、各種データの入力及び出力を媒介する装置である。入出力装置４５は、例えば、キーボード、ポインティングデバイス等を備える操作卓（図示しない。）、各種メディアの入出力装置である。
システム・バス４７は、各装置間の制御信号、データ信号等の授受を媒介する経路である。

Ｘ線ＣＴ装置１は、画像処理部５の入出力部４５から撮影条件（例えば、寝台移動速度、管電流、管電圧、スライス位置等）や再構成パラメータ（例えば、関心領域、再構成画像サイズ、逆投影位相幅、再構成フィルタ関数等）が入力されると、その指示に基づいて、撮影に必要な制御信号を中央制御装置３５からＸ線制御装置９、寝台制御装置２３、スキャナ制御装置３３等に送り、撮影スタート信号を受けて撮影を開始する。

Ｘ線ＣＴ装置１は、撮影を開始すると、Ｘ線制御装置９により高電圧発生装置１１に制御信号を送り、高電圧をＸ線管装置７に印加し、Ｘ線管装置７からＸ線を被検体１９へ照射する。同時に、Ｘ線ＣＴ装置１は、スキャナ制御装置３３から駆動部３１に制御信号を送り、Ｘ線管装置７、Ｘ線検出器２７、プリアンプ２９等を被検体１９に対して相対的に周回させる。

一方、Ｘ線ＣＴ装置１は、寝台制御装置２３により、円軌道スキャン時では被検体１９を載せた寝台２１を静止させ、また、螺旋軌道スキャン時では被検体１９を載せた寝台２１をＸ線管装置７等の周回軸方向に平行移動させる。
照射されたＸ線は、コリメータ１５により照射領域を制限され、被検体１９内の各組織で吸収（減衰）され、被検体１９を通過し、Ｘ線検出器２７で検出される。Ｘ線検出器２７で検出されたＸ線は、電流に変換され、プリアンプ２９で増幅され、投影データ信号として画像処理部５に入力される。

画像処理部５の制御部３７は、入力された投影データ信号に対して再構成演算を行い画像再構成処理を行う。画像処理部５の制御部３７は、再構成画像を記憶装置３９に保存し、表示部４１にＣＴ画像として表示する。また、画像処理部５の制御部３７は、再構成画像を加工処理した後に表示部４１に表示する。

次に、図３〜図６を用いて本発明の第１の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置１等について説明する。

図３を参照しながら、Ｘ線ＣＴ装置１が照射するＸ線の実効エネルギーについて説明する。
図３は、Ｘ線のエネルギー分布を示すグラフである。
横軸は、フォトンエネルギー４９を示し、縦軸は、エネルギー強度５１を示す。尚、エネルギー強度５１は、（フォトンエネルギー）×（フォトン数）に相当する。

エネルギー曲線５３は、Ｘ線管電圧を「８０ｋｅＶ」とした場合にＸ線管装置７から照射されるＸ線のエネルギー分布を示す。
エネルギー曲線５５は、Ｘ線管電圧を「１１０ｋｅＶ」とした場合にＸ線管装置７から照射されるＸ線のエネルギー分布を示す。
エネルギー曲線５７は、Ｘ線管電圧を「１４０ｋｅＶ」とした場合にＸ線管装置７から照射されるＸ線のエネルギー分布を示す。

エネルギー曲線５３、エネルギー曲線５５、エネルギー曲線５７が示すように、Ｘ線管装置７から照射されるＸ線フォトンのフォトンエネルギー及びフォトン数は、Ｘ線管電圧により変化する。
エネルギー曲線５３に示すＸ線は、最大のフォトンエネルギーがＸ線管電圧８０ｋＶに対応して「８０ｋｅＶ」であるが、エネルギー分布を考慮したＸ線実効エネルギーは、例えば、「３０ｋｅＶ」である。
エネルギー曲線５５に示すＸ線は、最大のフォトンエネルギーがＸ線管電圧１１０ｋＶに対応して「１１０ｋｅＶ」であるが、エネルギー分布を考慮したＸ線実効エネルギーは、例えば、「５０ｋｅＶ」である。
エネルギー曲線５７に示すＸ線は、最大のフォトンエネルギーがＸ線管電圧１４０ｋＶに対応して「１４０ｋｅＶ」であるが、エネルギー分布を考慮したＸ線実効エネルギーは、例えば、「７０ｋｅＶ」である。

尚、Ｘ線実効エネルギーは、Ｘ線管電圧が高くなると、高くなる。また、Ｘ線実効エネルギーを変化させる方法としては、Ｘ線管電圧を変化させる方法以外に、ターゲットの材質を変える方法がある（図２６〜図３０を用いて後述する。）。以下、「エネルギーが異なる」とは、「実効エネルギーが異なる」ことを示すのものとして説明する。

図４〜図６を参照しながら、マルチエナジースキャンについて説明する。
マルチエナジースキャンは、実効エネルギーが異なる複数のＸ線をＸ線管装置７から照射することにより、Ｘ線吸収係数の異なる断層撮影像を同一断面（スライス位置）について複数取得する撮像方法である。

図４は、スキャン毎にＸ線実効エネルギーを変えて撮影を行う撮影方法を示す図である。
図６は、図４及び図５における照射位置とＸ線実効エネルギーとの関係図である。
尚、１回のスキャンは、被検体１９の周囲を１回転して撮影を行うことを示す。すなわち、Ｘ線ＣＴ装置１は、１回のスキャンにより、各投影角度（ビュー）（０°〜３６０°）について投影データを取得し、当該投影データに画像再構成処理を施して１つの断層撮影像を取得する。

Ｘ線ＣＴ装置１は、スキャン６１−１、スキャン６１−２、スキャン６１−３において、それぞれ、異なる実効エネルギーのＸ線６５−１、６５−２、６５−３を照射する。すなわち、１回のスキャン（１周：３６０°回転）中で照射されるＸ線の実効エネルギーは、一定である。

例えば、Ｘ線ＣＴ装置１は、１回目のスキャン６１−１においてＸ線実効エネルギーを３０ｋｅＶとして各照射位置６３−１（「○」）からＸ線６５−１を照射して撮影を行い、２回目のスキャン６３−２においてＸ線実効エネルギーを５０ｋｅＶとして各照射位置６３−２（「□」）からＸ線６５−２を照射して撮影を行い、３回目のスキャン６１−３においてＸ線実効エネルギーを７０ｋｅＶとして各照射位置６３−３（「△」）からＸ線６５−３を照射して撮影を行う。

Ｘ線ＣＴ装置１は、各スキャン６１−１〜スキャン６１−３により取得した投影データに対して、それぞれ、画像再構成処理を行い、画像６７−１〜画像６７−３を作成する。
各スキャン６１−１〜６１−３において、Ｘ線実効エネルギーはそれぞれ異なるので、同一断面（スライス位置）の断層撮影像であっても、画像６７−１〜画像６７−３（Ｘ線吸収係数の分布）は、それぞれ、ＣＴ値、言い換えればコントラスト分布（感度）が異なる。

図５は、１回のスキャン中にＸ線実効エネルギーを変えて撮影を行う撮影方法を示す図である。
Ｘ線ＣＴ装置１は、１回のスキャン６９において、投影角度（ビュー）に応じてＸ線実効エネルギーが異なる複数のＸ線を照射する。すなわち、１回のスキャン（１周：３６０°回転）中で照射されるＸ線の実効エネルギーは、変化する。
例えば、Ｘ線ＣＴ装置１は、照射位置６３−１（「○」）からＸ線実効エネルギーを３０ｋｅＶとしてＸ線を照射し、照射位置６３−２（「□」）からＸ線実効エネルギーを５０ｋｅＶとしてＸ線を照射し、照射位置６３−３（「△」）からＸ線実効エネルギーを７０ｋｅＶとしてＸ線を照射する。

Ｘ線ＣＴ装置１は、各照射位置６３−１において取得した投影データに対して画像再構成処理を行って画像６７−１を作成し、各照射位置６３−２において取得した投影データに対して画像再構成処理を行って画像６７−２を作成し、各照射位置６３−３において取得した投影データに対して画像再構成処理を行って画像６７−３を作成する。
各照射位置６３−１〜照射位置６３−３において、Ｘ線実効エネルギーはそれぞれ異なるので、同一断面（スライス位置）の断層撮影像であっても、画像６７−１〜画像６７−３（Ｘ線吸収係数の分布）は、それぞれ、ＣＴ値、言い換えればコントラスト分布（感度）が異なる。

このように、本発明の第１の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置１は、同一断面（スライス位置）についてコントラスト分布（感度）の異なる複数の断層撮影像（画像６７−１〜画像６７−３）を取得するので、同一断面（スライス位置）についての複数の断層撮影像の読影することにより、１つの断層撮影像からは視認できない情報を他の断層撮影像から視認することができる。

また、図４では、Ｘ線ＣＴ装置１は、同一断面（スライス位置）について複数回の撮影を行う。従って、撮影に要する時間が長くなるが、情報量が増加するのでノイズレベルを低減することができる。
また、図５では、Ｘ線ＣＴ装置１は、１回（１回転、１周回）の撮影により同一断面（スライス位置）の断層撮影像を複数取得する。従って、１つの断層撮影像における情報量が制限されるのでノイズレベルが増加するが、撮影に要する時間を短くすることができる。

次に、図７〜図１０を用いて本発明の第２の実施の形態に係る画像処理方法（合成カラー画像作成処理）等について説明する。

図７及び図８を参照しながら、マルチエナジースキャンにより取得した複数の画像に対する色割当について説明する。
図７は、画像に対する色割当を示す図である。
図８は、Ｘ線実効エネルギー（Ｘ線管電圧）と割当色周波数（割当色）との対応図である。

Ｘ線ＣＴ装置１は、マルチエナジースキャン（図４、図５等参照。）により取得したコントラスト分布（感度）が異なる複数の画像６７−１〜画像６７−３に対して、当該画像を取得するために照射したＸ線の実効エネルギーに応じた色を割り当てて単色カラー画像７５−１〜単色カラー画像７５−３を作成し、これらの単色カラー画像を合成して合成カラー画像７７を作成する。

Ｘ線ＣＴ装置１は、低いＸ線実効エネルギー（低いＸ線管電圧）により取得した画像には低い周波数（長い波長）の色を割り当て、高いＸ線実効エネルギー（高いＸ線管電圧）により取得した画像には高い周波数（短い波長）の色を割り当てる。例えば、Ｘ線ＣＴ装置１は、Ｘ線管電圧を８０ｋＶとして取得した画像に対しては、色７４−１（「赤」）を割り当て、Ｘ線管電圧を１１０ｋＶとして取得した画像に対しては、色７４−２（「緑」）を割り当て、Ｘ線管電圧を１４０ｋＶとして取得した画像に対しては、色７４−３（「青」）を割り当てる（図８参照。）

階調７１−１、階調７１−２、階調７１−３は、それぞれ、Ｘ線管電圧を８０ｋＶ、１０ｋＶ、１４０ｋＶとしてＸ線を照射して取得した画像における階調スケール（グレースケール）を示す。尚、矢印７２の方向に行くに従い輝度が小さくなる。
単色階調７３−１、単色階調７３−２、単色階調７３−３は、それぞれ、階調７１−１、階調７１−２、階調７１−３に対して色７４−１（「赤」「／／」）、色７４−２（「緑」「＼＼」）、色７４−３（「青」「≡≡」）を割り当てて作成した単色階調スケールを示す。尚、矢印７６の方向に行くに従い輝度が小さくなる。

Ｘ線ＣＴ装置１は、Ｘ線管電圧を８０ｋＶとしてＸ線を照射して取得した画像６７−１に対して、階調７１−１及び単色階調７３−１に基づいて色７４−１（「赤」）を割り当て、単色カラー画像７５−１を作成する。Ｘ線ＣＴ装置１は、Ｘ線管電圧を１１０ｋＶとしてＸ線を照射して取得した画像６７−２に対して、階調７１−２及び単色階調７３−２に基づいて色７４−２（「緑」）を割り当て、単色カラー画像７５−２を作成する。Ｘ線ＣＴ装置１は、Ｘ線管電圧を１４０ｋＶとしてＸ線を照射して取得した画像６７−３に対して、階調７１−３及び単色階調７３−３に基づいて色７４−３（「緑」）を割り当て、単色カラー画像７５−３を作成する。
Ｘ線ＣＴ装置１は、単色カラー画像７５−１〜単色カラー画像７５−３を合成して合成カラー画像７７を作成する。

このように、Ｘ線ＣＴ装置１は、画像６７−１〜画像６７−３にＸ線実効エネルギーに応じた色を割り当てる。Ｘ線ＣＴ装置１は、例えば、可視光と同じように、最も低いＸ線実効エネルギーで得られた画像には赤色、次に低いＸ線実効エネルギーで得られた画像には緑色を割り当て、最も高いＸ線実効エネルギーで得られた画像には青色を割り当て、これらの画像を重ね合わせる。
Ｘ線ＣＴ装置１は、合成カラー画像７７を作成することにより、各Ｘ線実効エネルギーに応じたコントラスト分布の差（感度差）を画像化することができる。

尚、再構成画像としての画像６７に対する処理について説明したが、再構成画像（再構成画像データ）のみならず、投影像（投影データ）、これらに所定の処理を施したデータ等に対しても同様の処理を行うことができる。
従って、画像６７は、再構成画像のみを意味するのではなく、撮影によって得られた投影データ、再構成画像に所定の処理を施した画像等も含む。

図９及び図１０を参照しながら、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５の動作について説明する。
図９は、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５における処理の流れを示す図である。
図１０は、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５の動作を示すフローチャートである。

Ｘ線ＣＴ装置１は、被検体１９に対してマルチエナジースキャンを行う（ステップ１００１）。Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、エネルギー曲線５３、エネルギー曲線５５、エネルギー曲線５７で示されるエネルギー分布のＸ線を照射することにより、それぞれ、画像６７−１、画像６７−２、画像６７−３を取得する（ステップ１００２）。

画像処理部５は、最も低い実効エネルギーのＸ線による画像６７−１に色７４−１（「赤」）を割り当て、単色カラー画像７５−１を作成する。同様に、画像処理部５は、次に低い実効エネルギーのＸ線による画像６７−２に色７４−２（「緑」）を割り当て、単色カラー画像７５−２を作成する。同様に、画像処理部５は、最も高い実効エネルギーのＸ線による画像６７−３に色７４−３（「青」）を割り当て、単色カラー画像７５−３を取得する（ステップ１００３）。
画像処理部５は、単色カラー画像７５−１〜単色カラー画像７５−３を合成して合成カラー画像７７を作成する（ステップ１００４）。

以上の過程を経て、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、画像６７−１〜画像６７−３にそれぞれ異なる色を割り当てて単色カラー画像７５−１〜単色カラー画像７５−３を作成し、これらの単色カラー画像を合成することにより合成カラー画像７７を作成する。

このように、第２の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、コントラスト分布が異なる複数の画像にそれぞれ異なる色を割り当てて合成し、１つの合成カラー画像を作成するので、より情報量が多い画像を作成し、診断対象組織の差別化及び弁別能及び組織コントラスト及び視認性を向上させることができ、ひいては、診断精度を向上させることができる。

尚、再構成画像としての画像６７に対する処理について説明したが、再構成画像（再構成画像データ）のみならず、投影像（投影データ）、これらに所定の処理を施したデータ等に対しても同様の処理を行うことができる。
従って、画像６７、単色カラー画像７５、合成カラー画像７７は、再構成画像のみを意味するのではなく、撮影によって得られた投影データをも含む。すなわち、画像再構成処理を行うタイミングは、特に限定されない。Ｘ線ＣＴ装置１は、ステップ１００２〜ステップ１００４のいずれかの処理を行った後に投影データに対して画像再構成処理を行ってもよい。

次に、図１１及び図１２を用いて本発明の第３の実施の形態に係る画像処理方法（差分合成カラー画像作成処理）等について説明する。

図１１は、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５における処理の流れを示す図である。
図１２は、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５の動作を示すフローチャートである。

Ｘ線ＣＴ装置１は、被検体１９に対してマルチエナジースキャンを行う（ステップ２００１）。Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、エネルギー曲線５３、エネルギー曲線５５、エネルギー曲線５７で示されるエネルギー分布のＸ線を照射することにより、それぞれ、画像６７−１、画像６７−２、画像６７−３を取得する（ステップ２００２）。

画像処理部５は、画像６７−１、画像６７−２、画像６７−３に基づいて処理画像８３を作成する（ステップ２００３）。尚、処理画像８３は、例えば、平均画像、メディアンフィルタ等を用いて作成したフィルタ処理画像である。
画像処理部５は、画像６７−１、画像６７−２、画像６７−３と処理画像８３との差分を算出し、差分画像８５−１、差分画像８５−２、差分画像８５−３を作成する（ステップ２００４）。尚、画像処理部５は、差分値に対して所定の係数を乗じて差分画像８５−１〜差分画像８５−３を作成するようにしてもよい。

画像処理部５は、最も低い実効エネルギーのＸ線による画像６７−１に色７４−１（「赤」）を割り当て、差分単色カラー画像８７−１を作成する。同様に、画像処理部５は、次に低い実効エネルギーのＸ線による画像６７−２に色７４−２（「緑」）を割り当て、差分単色カラー画像８７−２を作成する。同様に、画像処理部５は、最も高い実効エネルギーのＸ線による画像６７−３に色７４−３（「青」）を割り当て、差分単色カラー画像８７−３を取得する（ステップ２００５）。
画像処理部５は、差分単色カラー画像８７−１〜差分単色カラー画像８７−３を合成して差分合成カラー画像８９を作成する（ステップ２００６）。

以上の過程を経て、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、画像６７−１〜画像６７−３に基づいて処理画像８３を作成し、当該処理画像８３に対する差分画像８５−１〜差分画像８５−３を作成してそれぞれ異なる色を割り当てて差分単色カラー画像８７−１〜差分単色カラー画像８７−３を作成し、これらの差分単色カラー画像を合成することにより差分合成カラー画像８９を作成する。

このように、第３の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、コントラスト分布が異なる複数の差分画像にそれぞれ異なる色を割り当てて合成し、１つの合成カラー画像を作成するので、より情報量が多い画像を作成し、診断対象組織の差別化及び弁別能及び組織コントラスト及び視認性を向上させることができ、ひいては、診断精度を向上させることができる。

また、第３の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、差分画像に対して処理を行うので、差分値に所定の係数を乗じてレンジを拡大することにより差異を強調することができる。また、画像処理部５は、差分値を調整して整数に変換することで浮動小数点演算でなく整数演算により差分値を取り扱うことができるので、演算処理に係る負担を軽減することができる。

尚、再構成画像としての画像６７に対する処理について説明したが、再構成画像（再構成画像データ）のみならず、投影像（投影データ）、これらに所定の処理を施したデータ等に対しても同様の処理を行うことができる。
従って、画像６７、処理画像８３、差分画像８５、差分単色カラー画像８７、差分合成カラー画像８９は、再構成画像のみを意味するのではなく、撮影によって得られた投影データをも含む。すなわち、画像再構成処理を行うタイミングは、特に限定されない。Ｘ線ＣＴ装置１は、ステップ２００１〜ステップ２００６のいずれかの処理を行った後に投影データに対して画像再構成処理を行ってもよい。

次に、図１３及び図１４を用いて本発明の第４の実施の形態に係る画像処理方法（強調画像作成処理）等について説明する。

図１３は、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５における処理の流れを示す図である。
図１４は、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５の動作を示すフローチャートである。

Ｘ線ＣＴ装置１は、被検体１９に対してマルチエナジースキャンを行う（ステップ３００１）。Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、エネルギー曲線５３、エネルギー曲線５５、エネルギー曲線５７で示されるエネルギー分布のＸ線を照射することにより、それぞれ、画像６７−１、画像６７−２、画像６７−３を取得する（ステップ３００２）。

画像処理部５は、画像６７−１、画像６７−２、画像６７−３に基づいて処理画像８３を作成する（ステップ３００３）。尚、処理画像８３は、例えば、平均画像、メディアンフィルタ等を用いて作成したフィルタ処理画像である。
画像処理部５は、画像６７−１、画像６７−２、画像６７−３と処理画像８３との差分を算出し、差分画像８５−１、差分画像８５−２、差分画像８５−３を作成する（ステップ３００４）。尚、画像処理部５は、差分値に対して所定の係数を乗じて差分画像８５−１〜差分画像８５−３を作成するようにしてもよい。

画像処理部５は、各座標毎に、各差分画像８５−１〜差分画像８５−３の中から処理画像８３からの差が最も大きい画素を抽出し、強調画像９１を作成する（ステップ３００５）。

例えば、差分画像８５−１、差分画像８５−２、差分画像８５−３における座標（ｘ，ｙ）の画素値が、それぞれ、ｋ×Δａ、ｋ×Δｂ、ｋ×Δｃである場合、強調画像９１における座標（ｘ，ｙ）の画素値は、ＭＡＸ（｜ｋ×Δａ｜、｜ｋ×Δｂ｜、｜ｋ×Δｃ｜）である。
尚、Δａ、Δｂ、Δｃは、それぞれ、座標（ｘ，ｙ）における画像６７−１、画像６７−２、画像６７−３と処理画像８３との画素差分値を示し、ｋは、当該画素差分値に乗じる所定の係数を示す。また、ＭＡＸ（ｐ，ｑ，ｒ）は、ｐ、ｑ、ｒの最大値を示し、｜ｓ｜は、ｓの絶対値を示す。

以上の過程を経て、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、画像６７−１〜画像６７−３に基づいて処理画像８３を作成し、当該処理画像８３に対する差分画像８５−１〜差分画像８５−３を作成し、各座標毎に絶対値が最大の画素差分値を抽出して強調画像９１を作成する。

このように、第４の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、コントラスト分布が異なる複数の差分画像から絶対値が最大の画素差分値を抽出して１つの強調画像を作成するので、画像のコントラストを向上させることができる。

尚、再構成画像としての画像６７に対する処理について説明したが、再構成画像（再構成画像データ）のみならず、投影像（投影データ）、これらに所定の処理を施したデータ等に対しても同様の処理を行うことができる。
従って、画像６７、処理画像８３、差分画像８５、強調画像９１は、再構成画像のみを意味するのではなく、撮影によって得られた投影データをも含む。すなわち、画像再構成処理を行うタイミングは、特に限定されない。Ｘ線ＣＴ装置１は、ステップ３００１〜ステップ３００５のいずれかの処理を行った後に投影データに対して画像再構成処理を行ってもよい。

次に、図１５及び図１６を用いて本発明の第５の実施の形態に係る画像処理方法（一括演算処理）等について説明する。
Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、各種データに対して各種演算を行う。
データは、画像処理部５が処理する各種データを示し、例えば、投影データ、再構成画像データ、キャリブレーションデータ等である。「演算」は、画像処理部５が処理する各種演算を示し、例えば、画像再構成演算等である。
図１５及び図１６では、「データ」に対する「演算」の一態様として、投影データに対する画像再構成演算を挙げて説明する。

図１５は、従来のデータ演算処理（個別演算処理）を示す図である。
Ｘ線ＣＴ装置１は、マルチエナジースキャンを行い、異なる複数のＸ線実効エネルギーによる投影データ９３−１〜投影データ９３−４を取得する。
尚、１つの投影データ９３−１〜投影データ９３−４は、それぞれ、１つの投影データ値が割り当てられる。

Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、投影データ９３−１〜投影データ９３−４に対して各々独立に画像再構成演算９５−１〜画像再構成演算９５−４を行い、再構成画像データ９７−１〜再構成画像データ９７−４を作成する。画像処理部５は、同一の断層撮影画像について取得した４つの投影データ９３−１〜投影データ９３−４に対して４回の画像再構成演算９５−１〜画像再構成演算９５−４を行う。

図１６は、本発明のデータ演算処理（一括演算処理）を示す図である。
Ｘ線ＣＴ装置１は、マルチエナジースキャンを行い、実効エネルギーが異なる複数のＸ線による投影データ９３−１〜投影データ９３−４を取得する。
尚、１つの投影データ９３−１〜投影データ９３−４は、それぞれ、１つの投影データ値が割り当てられる。

Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、１６ビットの投影データ９３−１〜投影データ９３−４（図１５参照。）を結合し、６４ビットの投影データ９９を作成する（図１６参照。）。
画像処理部５は、投影データ９３−１〜投影データ９３−４が結合された投影データ９９に対して一括して画像再構成演算９５を行い、再構成画像データ１０１を作成する。画像処理部５は、再構成画像データ１０１を分割することにより、各再構成画像データ９７−１〜再構成画像データ９７−４を取得する。
画像処理部５は、同一の断層撮影画像について取得した４つの投影データ９３−１〜投影データ９３−４に対して１回の画像再構成演算９５を行う。

以上の過程を経て、画像処理部５は、マルチエナジースキャンにより取得した複数のデータを結合することにより、１つのデータに複数のデータ値を割り当て、当該結合データに対して一括して演算処理を行う。すなわち、異なるＸ線実効エネルギーで複数回撮影して得られた複数の投影データに対して位置を関連付けて１データとして画像処理することで冗長な演算を低減する。

このように、第５の実施の形態では、画像処理部５は、異なるＸ線実効エネルギーによる複数のデータに同一演算処理を行う場合、演算回数を減らすことができ、再構成演算時間や画像処理時間を短縮することができる。

次に、図１７及び図１８を用いて本発明の第６の実施の形態に係る画像処理方法（補間処理）等について説明する。

図１７は、フォトンエネルギーとＸ線吸収係数との関係を示すグラフである。
図１７において、横軸は、フォトンエネルギー１０３［ｋｅＶ］を示し、縦軸は、Ｘ線吸収係数１０５［ｃｍ^２／ｇ］を示す。

各物質固有のＸ線吸収係数は、透過するＸ線実効エネルギーに応じて高い非線形性を有する。Ｘ線吸収係数は、フォトンエネルギーの高次関数で表される。従って、この関数に基づいて２つのデータ間を２点補間（線形補間）して新たにデータを作成すると、大きな誤差が生ずる。

Ｘ線ＣＴ装置１は、実際の測定において、点１０９が示すデータ及び点１１１が示すデータを取得すると、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、点１０９及び点１１１に基づいて線形補間を行い、新たに点１１３が示すデータを作成する。
曲線１０７において非線形性が大きい部分では、その分、Ｘ線吸収係数１０５における誤差１１５も大きくなる。

図１８は、フォトンエネルギーとＸ線吸収係数との関係を示すグラフである。
図１８において、横軸は、フォトンエネルギー１０３［ｋｅＶ］の対数値１１７（ｌｏｇ［ｋｅＶ］）を示し、縦軸は、Ｘ線吸収係数１０５［ｃｍ^２／ｇ］の対数値１１９（ｌｏｇ［ｃｍ^２／ｇ］）を示す。

図１８に示すグラフは、図１７に示すグラフの両軸を対数変換したものである。図１７の曲線１０７は、図１８の曲線１２１に変換される。曲線１２１では、曲線１０７と比較して非線形性が格段に低減して線形性が向上している。

Ｘ線ＣＴ装置１は、実際の測定において、図１７における点１０９が示すデータ及び点１１１が示すデータを取得すると、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、それぞれ対数変換を行い、図１８における点１２１及び点１２３が示すデータに変換する。
尚、画像処理部５は、フォトンエネルギー１０３及びＸ線吸収係数１０５について対数変換を行い、フォトンエネルギー対数値１１７及びＸ線吸収係数対数値１１９に変換する。

画像処理部５は、点１２１及び点１２３に基づいて線形補間を行い、新たに点１２５が示すデータを作成する。
図１８の曲線１２１では、図１７の曲線１０７と比較して線形性が改善されているので、その分、Ｘ線吸収係数対数値１１９における誤差１２７も小さくなる。よって、Ｘ線ＣＴ装置１は、実際のＸ線吸収係数に非常に近い値を求めることができる。

このように、第６の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、両軸対数空間で補間することにより、測定していないＸ線実効エネルギーにおけるＸ線吸収係数等のデータを高精度に算出することができる。
また、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、限られたＸ線吸収係数等のデータを用いて、マルチエナジースキャンにおけるデータを作成することができ、被曝、撮影時間、保持するデータ量を低減することができる。

次に、図１９を用いて本発明の第７の実施の形態に係る画像処理方法（ノイズ平滑化処理）について説明する。
図１９は、フィルタ処理パラメータの設定方法を示す図である。

Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、マルチエナジースキャンにより取得した投影データあるいは再構成画像データに対してフィルタ処理を行う際、Ｘ線実効エネルギーの大きさに応じてフィルタカーネルサイズを変更する。

例えば、画像処理部５は、Ｘ線管電圧８０ｋＶとして取得した投影データに対してチャネル方向及びビュー方向に７×７のフィルタカーネルサイズを持ったフィルタ１２９で平滑化フィルタ処理を行い、Ｘ線管電圧１１０ｋＶとして取得した投影データに対してチャネル方向及びビュー方向に５×５のフィルタカーネルサイズを持ったフィルタ１３１で平滑化フィルタ処理を行い、Ｘ線管電圧１４０ｋＶとして取得した投影データに対してチャネル方向及びビュー方向に３×３のフィルタカーネルサイズを持ったフィルタ１３３で平滑化フィルタ処理を行う。画像処理部５は、平滑化処理において、対象画素を含む近傍９画素の加算平均処理を行う。

Ｘ線実効エネルギーが大きくなるに従って取得される情報量が増加し、取得データにおけるノイズが減少する。また、フィルタカーネルサイズが大きくなるに従って平滑化効果及びノイズ低減効果が増大する。

そこで、画像処理部５は、Ｘ線実効エネルギーに応じてフィルタカーネルサイズを変更して画像処理を行う。画像処理部５は、高いＸ線実効エネルギーにより取得した投影データあるいは再構成画像についてはフィルタカーネルサイズを小さくしてフィルタ処理を行い、低いＸ線実効エネルギーにより取得した投影データあるいは再構成画像についてはフィルタカーネルサイズを大きくしてフィルタ処理を行う。
従って、各画像（投影データあるいは再構成画像）におけるＳＮ比（Ｓｉｇｎａｌ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）及びＣＮ比（Ｃｏｎｔｒａｓｔ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）の数値の差異は、小さくなる。

尚、フィルタカーネルサイズをＸ線実効エネルギーに応じて変更し、各画像（投影データあるいは再構成画像）におけるＳＮ比あるいはＣＮ比ができるだけ等しくなるようにすることが望ましい。
しかしながら、フィルタカーネルサイズの調整のみでは、ＳＮ比あるいはＣＮ比は必ずしも等しい値になるとは限らない。従って、様々な画像処理フィルタを組み合わせて適用することが望ましい。

画像処理フィルタに関しては、平滑化フィルタに限定されず、メディアンフィルタ、重み付け加算フィルタ、類似度フィルタ、これらを組み合わせたアダプティブフィルタ等を用いてもよい。また、投影データのチャネル方向及びビュー方向への２次元フィルタについて説明を行ったが、列方向を含めいずれの２次元フィルタを用いてもよいし、チャネル方向、ビュー方向、列方向についての３次元フィルタを用いることもできる。

また、上述の画像処理フィルタによる処理の対象は、投影データに限定されず、再構成画像であっても構わない。この場合、ｘ方向、ｙ方向、ｚ方向を含む任意の次元でフィルタ処理を行うことができる。

このように、第７の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５は、低い実効エネルギーのＸ線により取得した画像（投影データあるいは再構成画像）に対してはノイズ低減効果が大きいフィルタを適用し、高い実効エネルギーのＸ線により取得した画像（投影データあるいは再構成画像）に対してはノイズ低減効果が小さいフィルタを適用するので、マルチエナジースキャンにより取得した各画像（投影データあるいは再構成画像）におけるＳＮ比（Ｓｉｇｎａｌ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）及びＣＮ比（Ｃｏｎｔｒａｓｔ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）の数値の差異を小さくすることができる。
また、第７の実施の形態では、画像処理部５におけるソフトウェア処理によりＳＮ比及びＣＮ比を平準化するので、スキャナ部３側の装置構成及び動作制御を変更する必要がない。

次に、図２０及び図２１を用いて本発明の第８の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置１について説明する。
図２０は、Ｘ線実効エネルギーに応じたスキャン速度の制御を示す図である。
図２１は、図２０における照射位置とＸ線実効エネルギー及びスキャン速度との関係図である。

Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ部３は、Ｘ線管装置７から被検体１９に対してＸ線を照射する際、Ｘ線実効エネルギーに応じてスキャン６１の速度１３５を変更する。すなわち、スキャナ部３は、Ｘ線管装置７から照射するＸ線の実効エネルギーに応じてＸ線管装置７及びＸ線検出器２７等が被検体１９の周りを１回転するのに要する時間を変更する。

例えば、スキャナ部３は、Ｘ線管電圧８０ｋＶとして撮影する場合（スキャン６１−１）、スキャン速度１３５−１を１．０秒／回転としてＸ線６５−１を照射して撮影を行い（１．０秒スキャン）、Ｘ線管電圧１１０ｋＶとして撮影する場合（スキャン６１−２）、スキャン速度１３５−２を０．５秒／回転としてＸ線６５−２を照射して撮影を行い（０．５秒スキャン）、Ｘ線管電圧１４０ｋＶとして撮影する場合（スキャン６１−３）、スキャン速度１３５−３を０．３３秒／回転としてＸ線６５−３を照射して撮影を行う（０．３３秒スキャン）。

スキャン６１−１〜スキャン６１−３におけるその他の条件が同一であれば、スキャン速度１３５が小さくなるに従い１回転で得られる情報量が増加し、取得データにおけるノイズが減少する。

そこで、スキャナ部３は、Ｘ線実効エネルギーに応じてスキャン速度を変更してＸ線管装置７からＸ線照射を行う。Ｘ線ＣＴ装置１は、低い実効エネルギーのＸ線を照射する場合にはスキャン速度を小さくして撮影を行い、高い実効エネルギーのＸ線を照射する場合にはスキャン速度を大きくして撮影を行う。
従って、各画像（投影データあるいは再構成画像）におけるＳＮ比（Ｓｉｇｎａｌ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）及びＣＮ比（Ｃｏｎｔｒａｓｔ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）の数値の差異は、小さくなる。

尚、スキャン速度をＸ線実効エネルギーに応じて変更し、各画像（投影データあるいは再構成画像）におけるＳＮ比あるいはＣＮ比ができるだけ等しくなるようにすることが望ましい。

このように、第８の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ部３は、低い実効エネルギーのＸ線を照射する場合にはスキャン速度を小さくして撮影を行い、高い実効エネルギーのＸ線を照射する場合にはスキャン速度を大きくして撮影を行うので、マルチエナジースキャンにより取得した各画像（投影データあるいは再構成画像）におけるＳＮ比（Ｓｉｇｎａｌ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）及びＣＮ比（Ｃｏｎｔｒａｓｔ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）の数値の差異を小さくすることができる。
また、第８の実施の形態では、スキャナ部３側における動作制御によりＳＮ比及びＣＮ比を平準化するので、画像処理部５におけるソフトウェアを変更する必要がない。

次に、図２２及び図２３を用いて本発明の第９の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置１について説明する。
図２２は、Ｘ線実効エネルギーに応じたＸ線管電流の制御を示す図である。
図２３は、図２２における照射位置とＸ線実効エネルギー及びＸ線管電流との関係図である。

Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ部３は、Ｘ線管装置７から被検体１９に対してＸ線を照射する際、Ｘ線実効エネルギーに応じてＸ線管装置７におけるＸ線管電流を変更する。
スキャナ部３は、Ｘ線管装置７及びＸ線検出器２７等が被検体１９の周りを１回転する場合のスキャン６９において、スキャン６９の各位置６３毎に異なる実効エネルギーのＸ線６５を照射する。

例えば、スキャナ部３は、Ｘ線管電圧が８０ｋＶとなる位置６３−１ではＸ線管電流を３００ｍＡとしてＸ線６５−１を照射して撮影を行い、Ｘ線管電圧が１１０ｋＶとなる位置６３−２では管電流を１５９ｍＡとしてＸ線６５−２を照射して撮影を行い、Ｘ線管電圧１４０ｋＶとなる位置６３−３ではＸ線管電流を９９ｍＡとしてＸ線６５−３を照射して撮影を行う。

スキャン６９におけるその他の条件が同一であれば、Ｘ線管電流が大きくなるに従い１回転で得られる情報量が増加し、取得データにおけるノイズが減少する。

そこで、スキャナ部３は、Ｘ線実効エネルギーに応じてＸ線管電流を変更してＸ線管装置７からＸ線照射を行う。スキャナ部３は、低い実効エネルギーのＸ線を照射する場合にはＸ線管電流を大きくして撮影を行い、高い実効エネルギーのＸ線を照射する場合にはＸ線管電流を小さくして撮影を行う。
従って、各画像（投影データあるいは再構成画像）におけるＳＮ比（Ｓｉｇｎａｌ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）及びＣＮ比（Ｃｏｎｔｒａｓｔ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）の数値の差異は、小さくなる。

尚、Ｘ線管電流をＸ線実効エネルギーに応じて変更し、各画像（投影データあるいは再構成画像）におけるＳＮ比あるいはＣＮ比ができるだけ等しくなるようにすることが望ましい。
また、１回転中でＸ線実効エネルギーを変更する場合、当該Ｘ線実効エネルギーに応じてＸ線管電流をリアルタイムに変化させることが望ましい。

このように、第９の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ部３は、低い実効エネルギーのＸ線を照射する場合にはＸ線管電流を大きくして撮影を行い、高い実効エネルギーのＸ線を照射する場合にはＸ線管電流を小さくして撮影を行うので、マルチエナジースキャンにより取得した各画像（投影データあるいは再構成画像）におけるＳＮ比（Ｓｉｇｎａｌ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）及びＣＮ比（Ｃｏｎｔｒａｓｔ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）の数値の差異を小さくすることができる。
また、第９の実施の形態では、スキャナ部３側における動作制御によりＳＮ比及びＣＮ比を平準化するので、画像処理部５におけるソフトウェアを変更する必要がない。
また、第８の実施の形態では、１スキャンにおけるマルチエナジースキャンの場合、１スキャン中にスキャン速度を変更する必要があり制御が困難である。一方、第９の実施の形態では、Ｘ線管電流を高速に変更可能であり、１スキャンにおけるマルチエナジースキャンに容易に対応することができる。

次に、図２４及び図２５を用いて本発明の第１０の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置１について説明する。
図２４は、Ｘ線実効エネルギーに応じたビュー数の割合の制御を示す図である。
図２５は、図２４における照射位置とＸ線実効エネルギー及びビュー数との関係図である。

Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ部３は、Ｘ線管装置７から被検体１９に対してＸ線を照射する際、Ｘ線実効エネルギーに応じて撮影位置の数（ビュー数）の割合を変更する。
スキャナ部３は、Ｘ線管装置７及びＸ線検出器２７等が被検体１９の周りを１回転する場合のスキャン６９において、Ｘ線６５を照射する位置６３の数の割合をＸ線実効エネルギー毎に変更する。

例えば、スキャナ部３は、Ｘ線管電圧８０ｋＶとして撮影する位置６３−１の１回転中の割合を５４％とし、Ｘ線管電圧が１１０ｋＶとして撮影する位置６３−２の１回転中の割合を２８％とし、Ｘ線管電圧が１４０ｋＶとして撮影する位置６３−３の１回転中の割合を１８％とする。

スキャン６９におけるその他の条件が同一でれば、撮影する位置６３の数（ビュー数）の割合が大きいほど１回転で得られる情報量が増加し、取得データにおけるノイズが減少する。

そこで、スキャナ部３は、Ｘ線実効エネルギーに応じて撮影する位置６３の数（ビュー数）の割合を変更してＸ線管装置７からＸ線照射を行う。スキャナ部３は、低い実効エネルギーのＸ線を照射する位置の数（ビュー数）の割合を大きくして撮影を行い、高い実効エネルギーのＸ線を照射する位置の数の割合を小さくして撮影を行う。
従って、各画像（投影データあるいは再構成画像）におけるＳＮ比（Ｓｉｇｎａｌ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）及びＣＮ比（Ｃｏｎｔｒａｓｔ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）の数値の差異は、小さくなる。

尚、撮影する位置の数（ビュー数）の割合をＸ線実効エネルギーに応じて変更し、各画像（投影データあるいは再構成画像）におけるＳＮ比あるいはＣＮ比ができるだけ等しくなるようにすることが望ましい。

このように、第１０の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置１のスキャナ部３は、低い実効エネルギーのＸ線を照射する位置の数（ビュー数）の割合を大きくして撮影を行い、高い実効エネルギーのＸ線を照射する位置の数（ビュー数）の割合を小さくして撮影を行うので、マルチエナジースキャンにより取得した各画像（投影データあるいは再構成画像）におけるＳＮ比（Ｓｉｇｎａｌ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）及びＣＮ比（Ｃｏｎｔｒａｓｔ ｔｏ Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）の数値の差異を小さくすることができる。
また、第１０の実施の形態では、第８及び第９の実施の形態の場合と異なり、Ｘ線管電流及びスキャン速度を変更する必要がない。

次に、図２６〜図２８を用いて本発明の第１１の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置１について説明する。

図２６は、Ｘ線管装置７を示す図である。
Ｘ線管装置７は、ターゲット（陽極）１３７及び電子銃（陰極）１３９等から構成される。Ｘ線管装置７は、電子銃１３９から電子線１４３を放出してターゲット１３７の衝突面１３８に衝突させＸ線１４５を発生させる。

図２７は、ターゲット１３７の概略斜視図である。
図２８は、ターゲット１３７の一態様（ターゲット１３７ａ）を示す図である。図２８は、図２７のＡ方向矢視図に相当する。
ターゲット１３７ａは、複数の衝突面１３８−１〜衝突面１３８−４を備える。各衝突面１３８−１〜衝突面１３８−４は、それぞれ、電子線１４３の進行方向に対して異なる角度（θ_１〜θ_４）をなす。

Ｘ線１４５の実効エネルギーは、ターゲット角度（電子線１４３の進行方向の衝突面１３８に対する角度）によって変化する。ターゲット角度が大きくなるに従い発生するＸ線１４５の実効エネルギーは高くなり、ターゲット角度が小さくなるに従い発生するＸ線１４５の実効エネルギーは低くなる。

すなわち、Ｘ線管装置７は、電子線１４３をターゲット１３７ａの衝突面１３８−１〜衝突面１３８−４に衝突させ、各衝突面１３８−１〜衝突面１３８−４から、それぞれ、異なる実効エネルギーのＸ線１４５を発生させる。
尚、電子線１４３を所望のターゲット角度の衝突面１３８に選択的に衝突させるには、偏向器１４１により電子線１４３の進行方向を偏向させる。この場合、例えば、フライングフォーカルスポット機構を用いることができる。

このように、第１１の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置１のＸ線管装置７では、異なる複数のターゲット角度の衝突面を有するターゲットを備えるので、各衝突面に電子線を衝突させることにより異なる実効エネルギーのＸ線を発生させることができる。また、Ｘ線実効エネルギーの変更を高速に行うことができる。
従って、Ｘ線ＣＴ装置１のＸ線管装置７は、マルチエナジースキャンにおいて、実効エネルギーが異なる複数のＸ線を照射することができる。
また、Ｘ線管装置７は、高速にＸ線実効エネルギーを変更することにより撮影する位置毎（ビュー毎）にＸ線実効エネルギーを変更可能であり、１スキャンでマルチエナジースキャンを行うことができる。

また、単一の材質によりターゲットを構成することができるので、ターゲット原料の調達が容易である。。
尚、ターゲットの衝突面の数やターゲット角度の大きさについては、特に限定されず、２種類、３種類、あるいは、４種類以上の衝突面をターゲットに設けてもよい。

次に、図２９及び図３０を用いて本発明の第１２の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置１について説明する。

図２９は、ターゲット１３７の一態様（ターゲット１３７ｂ）を示す図である。図２９は、図２７のＡ方向矢視図に相当する。
ターゲット１３７ｂは、複数のターゲット部材１４７−１〜ターゲット部材１４７−４から構成される。ターゲット部材１４７−１〜ターゲット部材１４７−４は、それぞれ、材質が異なる。

図３０は、材質の異なるターゲットを用いた場合における、Ｘ線のエネルギー分布を示すグラフである。
横軸は、フォトンエネルギー４９を示し、縦軸は、エネルギー強度５１を示す。尚、エネルギー強度５１は、（フォトンエネルギー）×（フォトン数）に相当する。
エネルギー曲線１４９及びエネルギー曲線１５１は、それぞれ、ターゲット１３７に異なる材質Ａ及び材質Ｂを用いた場合におけるＸ線１４５のエネルギー分布を示す。

ターゲット１３７に材質Ａを用いた場合、エネルギー曲線１４９を参照すると点１５３の位置に特性Ｘ線が発生する。ターゲット１３７に材質Ｂを用いた場合、エネルギー曲線１５１を参照すると点１５５の位置に特性Ｘ線が発生する。
このように、特定のフォトンエネルギーのエネルギー強度が突出して特性Ｘ線が発生する場合、Ｘ線の実効エネルギーは、ターゲット材質特有の値を示す。

例えば、ターゲット材質がモリブデンの場合は約２０ｋｅＶのフォトンエネルギーに特性Ｘ線が発生し、ターゲット材質がタングステンの場合は約７０ｋｅＶのフォトンエネルギーに特性Ｘ線が発生する。Ｘ線実効エネルギーの値は、特性Ｘ線が発生しない場合と比較して特性Ｘ線が発生するエネルギーの方へシフトする。

従って、Ｘ線１４５の実効エネルギーは、ターゲット１３７の材質に応じて変化する。
すなわち、Ｘ線ＣＴ装置１のＸ線管装置７は、電子線１４３をターゲット１３７ｂのターゲット部材１４７−１〜ターゲット部材１４７−４に衝突させ、各ターゲット部材１４７−１〜ターゲット部材１４７−４から、それぞれ、異なる実効エネルギーのＸ線を発生させる。
尚、電子線１４３を所望のターゲット部材１４７に選択的に衝突させるには、偏向器１４１により電子線１４３の進行方向を偏向させる。この場合、例えば、フライングフォーカルスポット機構を用いることができる。

このように、第１２の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置１のＸ線管装置７では、それぞれ異なる材質の複数のターゲット部材から構成されるターゲットを備えるので、各ターゲット部材に電子線を衝突させることにより異なる実効エネルギーのＸ線を発生させることができる。また、Ｘ線実効エネルギーの変更を高速に行うことができる。
従って、Ｘ線ＣＴ装置１のＸ線管装置７は、マルチエナジースキャンにおいて、実効エネルギーが異なる複数のＸ線を照射することができる。
また、Ｘ線管装置７は、高速にＸ線実効エネルギーを変更することにより撮影する位置毎（ビュー毎）にＸ線実効エネルギーを変更可能であり、１スキャンでマルチエナジースキャンを行うことができる。

また、単一のターゲット角度によりターゲットを構成することができるので、ターゲット部材の成形が容易である。
尚、ターゲット部材の数あるいはターゲット材質については、特に限定されず、２種類、３種類、あるいは、４種類以上のターゲット部材からターゲットを構成するようにしてもよい。

次に、図３１を用いて本発明の第１３の実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置１について説明する。
図３１は、Ｘ線検出器２７の一態様を示す図である。

Ｘ線検出器２７は、多層化され、複数のＸ線検出器２７−１〜Ｘ線検出器２７−３から構成される。Ｘ線検出器２７−１〜Ｘ線検出器２７−３は、それぞれ異なる感度のＸ線検出素子を有する。Ｘ線検出器２７−１〜Ｘ線検出器２７−３は、例えば、固体検出器、ガス検出器等のそれぞれ異なる感度のＸ線検出器である。

Ｘ線検出器２７−１〜Ｘ線検出器２７−３は、それぞれ、同一の実効エネルギーのＸ線１５７により、投影データ１５９−１〜投影データ１５９−３を取得する。Ｘ線検出器２７−１〜Ｘ線検出器２７−３の感度がそれぞれ異なるため、投影データ１５９−１〜投影データ１５９−３は、それぞれ、異なる実効エネルギーのＸ線により取得した投影データに相当する。

尚、Ｘ線検出器２７−１〜Ｘ線検出器２７−３は、周回径方向、周回方向等のいずれに多層化してもよいし、あるいは、分離して設けることもできる。また、検出器面方向に多層化する場合は交互に配置してもよい。この場合、各素子が相互にセパレータとして利用可能となる。しかしながら、Ｘ線量の抑制及び被曝量の低減を考慮する場合、周回径方向に多層化することが望ましい。

このように、第１３の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置１は、それぞれ異なる感度の複数のＸ線検出器により透過Ｘ線の検出を行う。従って、Ｘ線ＣＴ装置１は、Ｘ線実効エネルギーを変更することなく、恰も異なる実効エネルギーの複数のＸ線を照射したかの如く、各Ｘ線実効エネルギーに対応する画像データ（投影データあるいは再構成画像）を取得することができる。

以上、詳細に説明したように、本発明のＸ線ＣＴ装置により、マルチエナジースキャンをハードウェア、ソフトウェアの両面で容易に実現できる。また、マルチエナジースキャン撮影により得られた画像のカラー化、高コントラスト化を図り、視認性を改善できる。
さらに、マルチエナジースキャンの動作自体の高速性を高めることが可能となる。
また、マルチエナジースキャンによって得られた画像データ等の再構成演算、画像処理時間を短縮し、しかもノイズを低減して質を高めることができる。

また、本発明における効果の１つとして、Ｘ線実効エネルギーに応じた色を割り当てカラー画像として表示することにより、マルチエナジースキャンにより得られた画像の視認性を向上させることができる。また、各Ｘ線実効エネルギーにおける平均画像との差分画像に対して、Ｘ線実効エネルギーに応じた色を割り当てカラー画像として表示することにより、マルチエナジースキャンにより得られた画像の視認性を向上させることができる。

また、本発明における効果の１つとして、マルチエナジースキャン時に得られたエネルギーの異なる複数の画像を画像処理することで得られた処理画像（例えば、平均画像やメディアンフィルタなどのフィルタ処理画像）を生成し、各画像における処理画像からの差が最も大きい画素からなる画像を生成することにより、高コントラストな画像を収集できる。

また、本発明における効果の１つとして、異なる複数のターゲット角を有するＸ線管において、フライングフォーカルスポット機構により、陰極からの電子を異なるターゲット角度もしくは異なるターゲット材質となる位置に照射することにより、異なるＸ線エネルギーの照射を高速に行うことができる。

また、本発明における効果の１つとして、異なるＸ線エネルギーで複数回撮影して得られた複数の投影データに対して撮影位置関連付けて１データとして再構成することで、具体的には、１つのデータ値（投影データ、再構成画像データ）に複数のデータ値を持たせることにより、マルチエナジースキャンデータの再構成演算時間や画像処理時間を短縮できる。

また、本発明における効果の１つとして、Ｘ線ＣＴ装置において異なるＸ線エネルギーで複数回撮影して得られた複数の投影データに対して対数空間で補間することによって所望のエネルギーの減弱係数値（投影データ値）を推定することにより、異なるＸ線エネルギーのデータを高精度に生成でき、これにより、マルチエナジースキャンで３種類以上のエネルギーの撮影像を取得する場合の被曝量の低減、必要なキャリブレーションデータ数の低減、キャリブレーションデータの撮影時間の短縮できる。

また、本発明における効果の１つとして、Ｘ線ＣＴ装置において照射されるＸ線エネルギーに応じて、１回転中のビュー数の割合を変えることにより、各エネルギーにおけるノイズ量をほぼ等しくできる。

以上、添付図面を参照しながら、本発明に係るＸ線ＣＴ装置等の好適な実施形態について説明したが、本発明はかかる例に限定されない。当業者であれば、本願で開示した技術的思想の範疇内において、各種の変更例または修正例に想到し得ることは明らかであり、それらについても当然に本発明の技術的範囲に属するものと了解される。

また、上述の実施の形態では、Ｘ線ＣＴ装置を用いているが、これに限定されず、中性子線や陽電子やガンマ線や光を用いたＣＴ装置、Ｘ線撮影装置にも適用可能である。
また、本実施の形態では、Ｘ線管とＸ線検出器のセットを１組有する一般的なＸ線ＣＴ装置を用いているが、Ｘ線管とＸ線検出器のセットを複数組有する多管球ＣＴ装置にも適用可能である。

Ｘ線ＣＴ装置１の概略構成図 Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５の構成図 Ｘ線のエネルギー分布を示すグラフ スキャン毎にＸ線実効エネルギーを変えて撮影を行う撮影方法を示す図 １回のスキャン中にＸ線実効エネルギーを変えて撮影を行う撮影方法を示す図 図４及び図５における照射位置とＸ線実効エネルギーとの関係図 画像に対する色割当を示す図 Ｘ線実効エネルギー（Ｘ線管電圧）と割当色周波数（割当色）との対応図 Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５における処理の流れを示す図（合成カラー画像作成処理） Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５の動作を示すフローチャート（合成カラー画像作成処理） Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５における処理の流れを示す図（差分合成カラー画像作成処理） Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５の動作を示すフローチャート（差分合成カラー画像作成処理） Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５における処理の流れを示す図（強調画像作成処理） Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理部５の動作を示すフローチャート（強調画像作成処理） 従来のデータ演算処理（個別演算処理）を示す図 本発明のデータ演算処理（一括演算処理）を示す図 フォトンエネルギーとＸ線吸収係数との関係を示すグラフ フォトンエネルギーとＸ線吸収係数との関係を示すグラフ（対数空間） フィルタ処理パラメータの設定方法を示す図 Ｘ線実効エネルギーに応じたスキャン速度の制御を示す図 図２０における照射位置とＸ線実効エネルギー及びスキャン速度との関係図 Ｘ線実効エネルギーに応じたＸ線管電流の制御を示す図 図２２における照射位置とＸ線実効エネルギー及びＸ線管電流との関係図 Ｘ線実効エネルギーに応じたビュー数の割合の制御を示す図 図２４における照射位置とＸ線実効エネルギー及びビュー数との関係図 Ｘ線管装置７を示す図 ターゲット１３７の概略斜視図 ターゲット１３７の一態様（ターゲット１３７ａ）を示す図 ターゲット１３７の一態様（ターゲット１３７ｂ）を示す図 材質の異なるターゲットを用いた場合における、Ｘ線のエネルギー分布を示すグラフ Ｘ線検出器２７の一態様を示す図

符号の説明

１………Ｘ線ＣＴ装置
３………スキャナ部
５………画像処理部
７………Ｘ線管装置
１９………被検体
２７………Ｘ線検出器
３７………制御部
３９………記憶装置
４１………表示部
４５………入出力部
４９………フォトンエネルギー
５１………エネルギー強度
５３、５５、５７………エネルギー曲線
６１、６９………スキャン（撮影）
６３………照射位置
６５………Ｘ線
６７………画像
７４………色
７５………単色カラー画像
７７………合成カラー画像
８３………処理画像
８５………差分画像
８７………差分単色カラー画像
８９………差分合成カラー画像
９１………強調画像
９３、９９………投影データ
９５………画像再構成演算
９７、１０１………再構成画像データ
１０７、１２０………曲線（Ｘ線吸収係数）
１１５、１２７………誤差
１２９、１３１、１３３………フィルタ
１３５………スキャン速度
１３７、１３７ａ、１３７ｂ………ターゲット（陽極）
１３８………衝突面
１３９………電子銃（陰極）
１４１………偏向器
１４３………電子線
１４５………Ｘ線
１４９、１５１………エネルギー曲線
１５７………Ｘ線
１５９………投影データ

Claims (13)

1. 被検体に対して周回しつつ放射線を照射する放射線源と、前記被検体を透過した前記放射線を検出する放射線検出器と、前記放射線源より照射する放射線の実効エネルギーを可変制御する実効エネルギー制御手段と、前記放射線源が前記被検体に対して前記実効エネルギーが異なる複数の放射線を照射する照射制御手段と、を有し、前記実効エネルギーを変えて前記被検体を撮影して取得された複数の撮影像に基づいて画像処理を行う放射線撮影装置であって、
   前記照射した放射線の実効エネルギー毎に前記撮影像を作成する実効エネルギー別撮影像作成手段と、
   前記実効エネルギー別撮影像作成手段で作成した撮影像に対する補正処理の度合を、前記照射した放射線の実効エネルギーの高低に応じて変更する補正処理度合変更手段と、
   を具備し、
   前記補正処理は、画像処理フィルタによるノイズ低減化処理であり、
   前記補正処理度合変更手段は、各撮影像におけるＳＮ比あるいはＣＮ比の差が小さくなるように、前記補正処理の度合を変更することを特徴とする放射線撮影装置。
2. 前記補正処理度合変更手段は、前記実効エネルギー別撮影像作成手段で作成した撮影像に対するフィルタ処理を行う際、前記照射した放射線の実効エネルギーの高低に応じて、フィルタカーネルサイズを変更することを特徴とする請求項１に記載の放射線撮影装置。
3. 前記補正処理度合変更手段は、各撮影像におけるＳＮ比あるいはＣＮ比を等しくなるように、平滑化フィルタ、メディアンフィルタ、重み付け加算フィルタ、類似度フィルタ、又は、これらを組み合わせたアダプティブフィルタを組み合わせて適用することを特徴とする請求項２に記載の放射線撮影装置。
4. 前記照射する放射線の実効エネルギーの高低に応じて、前記照射線源及び前記放射線検出器が前記被検体の周りを１回転するのに要する時間を変更するスキャン速度変更手段、
   を更に具備することを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれかに記載の放射線撮影装置。
5. 前記照射する放射線の実効エネルギーの高低に応じて、Ｘ線管電流を変更するＸ線管電流変更手段、
   を更に具備することを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれかに記載の放射線撮影装置。
6. 前記照射する放射線の実効エネルギーの高低に応じて、撮影するビュー数の割合を変更するビュー数割合変更手段、
   を更に具備することを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれかに記載の放射線撮影装置。
7. 前記実効エネルギー別撮影像作成手段で作成した複数の撮影像に対して補間処理を行い前記照射した放射線の実効エネルギーとは異なる実効エネルギーに関する撮影像を作成する補間処理手段、
   を更に具備することを特徴とする請求項１から請求項６のいずれかに記載の放射線撮影装置。
8. 前記実効エネルギー別撮影像作成手段で作成した複数の撮影像に対して、前記実効エネルギー毎にそれぞれ異なる色を割り当てて複数の単色カラー撮影像を作成する単色カラー撮影像作成手段と、
   前記複数の単色カラー撮影像を合成して合成カラー撮影像を作成する合成カラー撮影像作成手段と、
   前記実効エネルギー別撮影像作成手段で作成した複数の撮影像に基づいて処理撮影像を作成する処理撮影像作成手段と、
   前記実効エネルギー別撮影像作成手段で作成した複数の撮影像について前記処理撮影像との差分をそれぞれ算出して複数の差分撮影像を作成する差分撮影像作成手段と、
   前記複数の差分撮影像に対して、前記実効エネルギー毎にそれぞれ異なる色を割り当てて複数の差分単色カラー撮影像を作成する差分単色カラー撮影像作成手段と、
   前記複数の差分単色カラー撮影像を合成して差分合成カラー撮影像を作成する差分合成カラー撮影像作成手段と、
   を更に具備することを特徴とする請求項１から請求項７のいずれかに記載の放射線撮影装置。
9. 前記被検体に係る投影データ、再構成画像データ、又はキャリブレーションデータの同一の演算処理を行う位置毎に、前記実効エネルギー毎に異なる複数の撮影像を結合する結合手段と、
   前記結合手段で結合された撮影像に対して一括して処理を実行する一括処理手段と、
   を更に具備することを特徴とする請求項１から請求項８のいずれかに記載の放射線撮影装置。
10. 前記複数の差分撮影像の中から対応する各座標毎に絶対値が最大の座標値を選択して強調撮影像を作成する強調撮影像作成手段、
    を更に具備することを特徴とする請求項８に記載の放射線撮影装置。
11. 被検体に対して周回しつつ放射線を照射する放射線源と、前記被検体を透過した前記放射線を検出する放射線検出器と、前記放射線源より照射する放射線の実効エネルギーを可変制御する実効エネルギー制御手段と、前記放射線源が前記被検体に対して前記実効エネルギーが異なる複数の放射線を照射する照射制御手段と、を有する放射線撮影装置を用いて、前記実効エネルギーを変えて前記被検体を撮影して取得された複数の撮影像に基づいて画像処理を行う画像処理方法であって、
    前記照射した放射線の実効エネルギー毎に前記撮影像を作成する実効エネルギー別撮影像作成ステップと、
    前記実効エネルギー別撮影像作成ステップで作成した撮影像に対する補正処理の度合を、前記照射した放射線の実効エネルギーの高低に応じて変更する補正処理度合変更ステップと、
    を具備し、
    前記補正処理は、画像処理フィルタによるノイズ低減化処理であり、
    前記補正処理度合変更ステップは、各撮影像におけるＳＮ比あるいはＣＮ比の差が小さくなるように、前記補正処理の度合を変更することを特徴とする画像処理方法。
12. 前記補正処理度合変更ステップは、前記実効エネルギー別撮影像作成ステップで作成した撮影像に対するフィルタ処理を行う際、前記照射した放射線の実効エネルギーの高低に応じてフィルタカーネルサイズを変更することを特徴とする請求項１１に記載の画像処理方法。
13. 前記補正処理度合変更ステップは、各撮影像におけるＳＮ比あるいはＣＮ比を等しくなるように、平滑化フィルタ、メディアンフィルタ、重み付け加算フィルタ、類似度フィルタ、又は、これらを組み合わせたアダプティブフィルタを組み合わせて適用することを特徴とする請求項１２に記載の画像処理方法。
    

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