(57)【要約】【課題】低コストで高解像度の画像を生成することのできるＸ線ＣＴ撮影装置を提供する。【解決手段】Ｘ線ＣＴ撮影装置１は、Ｘ線撮像手段３を被写体Ｋの周りに回転させる旋回駆動手段５と、Ｘ線撮像手段３の出力信号を処理することで被写体の周りの回転位置にそれぞれ対応した複数の処理画像を生成するフレーム画像処理手段８と、画素を仮想的に分割したサブピクセルが配列された画像再構成エリアに対して処理画像を投影データとして逆投影することでＣＴ用画像を生成するＣＴ用画像処理手段１０とを備え、フレーム画像処理手段８は、画素がその画素幅だけ移動する時間内の予め定められた複数のサンプリング時点のそれぞれにおいて、所定画素から出力される信号の値と、隣接画素から出力される信号の値とを所定画素用の各メモリ領域に積算することで、画素幅だけ移動するまでに取得した複数のフレーム画像を用いて１つの処理画像を生成することを特徴とする。【選択図】図１
2010125249.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被写体にＸ線を照射するＸ線源と、
前記被写体の所定点を通過したＸ線を受光する複数の画素が予め定められた画素幅を有して２次元配列されたＸ線撮像手段と、
前記Ｘ線源および前記Ｘ線撮像手段を前記被写体の周りに回転させる旋回駆動手段と、
前記Ｘ線撮像手段から出力される信号をフレーム画像として記憶するフレーム画像記憶手段と、
前記Ｘ線撮像手段から出力される信号を処理することで前記被写体の周りの回転位置にそれぞれ対応した複数の処理画像を生成するフレーム画像処理手段と、
前記画素を前記画素幅より細かく分割した領域に対応した複数個のメモリ領域を前記画素ごとに有して前記生成された複数の処理画像を記憶するフレーム処理画像記憶手段と、
前記画素を仮想的に分割したサブピクセルが配列された画像再構成エリアに対して前記複数の処理画像を投影データとしてそれぞれ逆投影することでＣＴ用画像を生成するＣＴ用画像処理手段と、を備え、
前記フレーム画像処理手段は、前記被写体の周りの回転によるＸ線入射方向に直交する方向への前記Ｘ線撮像手段の移動に伴って前記Ｘ線撮像手段の所定画素がその画素幅だけ移動する時間内の予め定められた複数のサンプリング時点のそれぞれにおいて、前記所定画素から出力される信号の値を前記所定画素の移動中の前記各サンプリング時点に対応して前記所定画素用の各メモリ領域に積算すると共に、前記被写体の所定点を通過するＸ線を前記所定画素の次に受光する隣接画素の移動中の当該サンプリング時点に対応して前記隣接画素から出力される信号の値を前記所定画素用の各メモリ領域に積算することで、前記画素幅だけ移動するまでに取得した複数のフレーム画像を用いて１つの前記処理画像を生成することを特徴とするＸ線ＣＴ撮影装置。
【請求項２】
前記Ｘ線撮像手段に配列された複数の画素は、受光面上でそれぞれ直交する一方の軸および他方の軸に沿ってマトリクス状に配列され、
前記Ｘ線撮像手段は、前記受光面上で前記一方の軸および前記他方の軸に沿った複数の画素の配列方向を、前記Ｘ線撮像手段の移動方向からそれぞれ傾斜させて配設されていることを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ撮影装置。
【請求項３】
被写体にＸ線を照射するＸ線源と、
前記被写体の所定点を通過したＸ線を受光する複数の画素が予め定められた画素幅を有して２次元配列されたＸ線撮像手段と、
前記Ｘ線源および前記Ｘ線撮像手段を前記被写体の周りに回転させる旋回駆動手段と、
前記Ｘ線撮像手段から出力される信号を前記被写体の周りの回転位置にそれぞれ対応した複数のフレーム画像として記憶するフレーム画像記憶手段と、
前記画素を仮想的に分割したサブピクセルが配列された画像再構成エリアに対して前記複数のフレーム画像を投影データとして逆投影することでＣＴ用画像を生成するＣＴ用画像処理手段と、を備え、
前記ＣＴ用画像処理手段は、前記被写体の周りの回転によるＸ線入射方向に直交する方向への前記Ｘ線撮像手段の移動に伴って前記Ｘ線撮像手段の画素がその画素幅だけ移動する時間内の予め定められた複数のサンプリング時点にそれぞれ取得された複数のフレーム画像を前記投影データとして、前記画像再構成エリアに対してそれぞれ逆投影する処理を行うことで前記ＣＴ用画像を生成することを特徴とするＸ線ＣＴ撮影装置。
【請求項４】
Ｘ線源と、Ｘ線撮像手段と、前記Ｘ線源および前記Ｘ線撮像手段を被写体の周りに回転させる旋回駆動手段と、フレーム画像記憶手段と、前記Ｘ線撮像手段から出力される信号を処理することで前記被写体の周りの回転位置にそれぞれ対応した複数の処理画像を生成するフレーム画像処理手段と、フレーム処理画像記憶手段と、ＣＴ用画像を生成するＣＴ用画像処理手段とを備えるＸ線ＣＴ撮影装置における信号処理方法であって、
前記フレーム画像処理手段によって、
前記被写体の周りの回転によるＸ線入射方向に直交する方向への前記Ｘ線撮像手段の移動に伴って前記Ｘ線撮像手段の所定画素がその画素幅だけ移動する時間内の予め定められた複数のサンプリング時点のそれぞれにおいて、前記所定画素から出力される信号の値を前記所定画素の移動中の前記各サンプリング時点に対応して前記所定画素用の各メモリ領域に積算すると共に、前記被写体の所定点を通過するＸ線を前記所定画素の次に受光する隣接画素の移動中の当該サンプリング時点に対応して前記隣接画素から出力される信号の値を前記所定画素用の各メモリ領域に積算することで、前記画素幅だけ移動するまでに取得した複数のフレーム画像を用いて１つの前記処理画像を生成するステップと、
前記ＣＴ用画像処理手段によって、
前記画素を仮想的に分割したサブピクセルが配列された画像再構成エリアに対して、前記生成した複数の処理画像を前記投影データとしてそれぞれ逆投影することで前記ＣＴ用画像を生成するステップとを含んで実行することを特徴とする信号処理方法。
【請求項５】
Ｘ線源と、Ｘ線撮像手段と、前記Ｘ線源および前記Ｘ線撮像手段を被写体の周りに回転させる旋回駆動手段と、前記Ｘ線撮像手段から出力される信号を前記被写体の周りの回転位置にそれぞれ対応した複数のフレーム画像として記憶するフレーム画像記憶手段と、ＣＴ用画像を生成するＣＴ用画像処理手段とを備えるＸ線ＣＴ撮影装置における信号処理方法であって、
前記Ｘ線撮像手段によって、前記被写体の周りの回転によるＸ線入射方向に直交する方向への前記Ｘ線撮像手段の移動に伴って前記Ｘ線撮像手段の画素がその画素幅だけ移動する時間内の予め定められた複数のサンプリング時点それぞれに前記フレーム画像を取得するステップと、
前記ＣＴ用画像処理手段によって、前記画素を仮想的に分割したサブピクセルが配列された画像再構成エリアに対して、前記取得された複数のフレーム画像を前記投影データとして、前記画像再構成エリアに対してそれぞれ逆投影する処理を行うことで前記ＣＴ用画像を生成するステップとを含んで実行することを特徴とする信号処理方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）撮影装置およびその信号処理方法に係り、特に、一般医療用や歯科用に撮影された断層画像の解像力を向上させるＸ線ＣＴ撮影装置およびその信号処理方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、歯科用のＸ線断層撮影装置として、回転動作とスライド動作とを組み合わせたパノラマ撮影装置が知られている（例えば、特許文献１および特許文献２参照）。特許文献１および特許文献２に開示された装置は、水平面（ＸＹ平面）で位置合わせされた歯列の位置において、歯列の鉛直面方向（Ｚ方向）の略円筒状の断層面を平面に展開した断層画像としてパノラマ画像を取得するものである。
【０００３】
また、歯科や一般医療において、さらに詳細な診断を行うために、Ｘ線ＣＴ撮影装置が利用される場合がある。ＣＴでは、被写体を通過したＸ線を受光したＸ線撮像手段の出力信号をコンピュータで画像再構成することで画像表示が得られる。画像再構成法としては、Ｘ線撮像手段で検出された投影データを、フィルタ（画像再構成関数）を用いて再構成エリアに逆投影（back projection）する方法（ＦＢＰ：Filtered Back Projection）が一般的である。また、ＣＴでは、例えば、axial（軸位断、横断）画像、sajital（矢状断）画像、coronal（冠状断、前額断）画像を表示することが可能である。さらに、これらの断層画像（スライス画像）から得られるボクセル（voxel）データを活用すれば患部を３Ｄ（3-dimension）表示できる。これにより、歯科や一般医療の現場において、医師は患部を立体的に把握して診断を行っている。Ｘ線ＣＴ撮影装置には、ＣＴによる断層画像（スライス画像）についての拡大表示機能やウィンドウ設定機能が設けられている場合がある。ここで、拡大表示機能は、例えば、512×512ピクセルの表示画面において拡大対象とする一部分を、例えば、256×256ピクセルで表示する機能であって解像度が上がるものではない。また、臨床においては、診断目的や診断対象とする患部といった条件に応じて、ＣＴの各種フィルタ（画像再構成関数）の中から所望のフィルタが選択されて用いられている。投影データを変えることなく投影データに用いるフィルタを変化させることで、表示画像の空間周波数の応答特性を変化させることも可能である。
【特許文献１】特開平１０−２１１２００号公報（００３３〜００４０、図４）
【特許文献２】実公平４−４８１６９号公報（第３〜第４頁、第４図）
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
例えば、歯科や一般医療において、診断の条件毎に適宜所望のフィルタを選択することで表示画像の空間周波数の応答特性を変化させることも可能であるが、それに加えて、条件によらずに汎用的に、ＣＴの断層画像（スライス画像）の解像度を向上させることが要望されている。例えば、再構成エリアの画素数を512×512ピクセルから1024×1024ピクセルへ増加させると共に、それに対応して、より高画素数のＸ線撮像手段を用いるようにすれば、解像度が向上する。しかしながら、高画素数のＸ線撮像手段の開発は技術的に困難であり、また開発されたとしても高価になるので、このようなＸ線撮像手段を用いた場合には、製造コストが高くなってしまうという問題がある。
【０００５】
そこで、本発明では、前記した問題を解決し、低コストで高解像度の画像を生成することのできるＸ線ＣＴ撮影装置およびその信号処理方法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】
【０００６】
前記課題を解決するため、請求項１に記載のＸ線ＣＴ撮影装置は、被写体にＸ線を照射するＸ線源と、前記被写体の所定点を通過したＸ線を受光する複数の画素が予め定められた画素幅を有して２次元配列されたＸ線撮像手段と、前記Ｘ線源および前記Ｘ線撮像手段を前記被写体の周りに回転させる旋回駆動手段と、前記Ｘ線撮像手段から出力される信号をフレーム画像として記憶するフレーム画像記憶手段と、前記Ｘ線撮像手段から出力される信号を処理することで前記被写体の周りの回転位置にそれぞれ対応した複数の処理画像を生成するフレーム画像処理手段と、前記画素を前記画素幅より細かく分割した領域に対応した複数個のメモリ領域を前記画素ごとに有して前記生成された複数の処理画像を記憶するフレーム処理画像記憶手段と、前記画素を仮想的に分割したサブピクセルが配列された画像再構成エリアに対して前記複数の処理画像を投影データとしてそれぞれ逆投影することでＣＴ用画像を生成するＣＴ用画像処理手段と、を備え、前記フレーム画像処理手段が、前記被写体の周りの回転によるＸ線入射方向に直交する方向への前記Ｘ線撮像手段の移動に伴って前記Ｘ線撮像手段の所定画素がその画素幅だけ移動する時間内の予め定められた複数のサンプリング時点のそれぞれにおいて、前記所定画素から出力される信号の値を前記所定画素の移動中の前記各サンプリング時点に対応して前記所定画素用の各メモリ領域に積算すると共に、前記被写体の所定点を通過するＸ線を前記所定画素の次に受光する隣接画素の移動中の当該サンプリング時点に対応して前記隣接画素から出力される信号の値を前記所定画素用の各メモリ領域に積算することで、前記画素幅だけ移動するまでに取得した複数のフレーム画像を用いて１つの前記処理画像を生成することを特徴とする。
【０００７】
また、請求項４に記載の信号処理方法は、Ｘ線源と、Ｘ線撮像手段と、前記Ｘ線源および前記Ｘ線撮像手段を被写体の周りに回転させる旋回駆動手段と、フレーム画像記憶手段と、前記Ｘ線撮像手段から出力される信号を処理することで前記被写体の周りの回転位置にそれぞれ対応した複数の処理画像を生成するフレーム画像処理手段と、フレーム処理画像記憶手段と、ＣＴ用画像を生成するＣＴ用画像処理手段とを備えるＸ線ＣＴ撮影装置における信号処理方法であって、前記フレーム画像処理手段によって、前記被写体の周りの回転によるＸ線入射方向に直交する方向への前記Ｘ線撮像手段の移動に伴って前記Ｘ線撮像手段の所定画素がその画素幅だけ移動する時間内の予め定められた複数のサンプリング時点のそれぞれにおいて、前記所定画素から出力される信号の値を前記所定画素の移動中の前記各サンプリング時点に対応して前記所定画素用の各メモリ領域に積算すると共に、前記被写体の所定点を通過するＸ線を前記所定画素の次に受光する隣接画素の移動中の当該サンプリング時点に対応して前記隣接画素から出力される信号の値を前記所定画素用の各メモリ領域に積算することで、前記画素幅だけ移動するまでに取得した複数のフレーム画像を用いて１つの前記処理画像を生成するステップと、前記ＣＴ用画像処理手段によって、前記画素を仮想的に分割したサブピクセルが配列された画像再構成エリアに対して、前記生成した複数の処理画像を前記投影データとしてそれぞれ逆投影することで前記ＣＴ用画像を生成するステップとを含んで実行することを特徴とする。
【０００８】
かかる構成のＸ線ＣＴ撮影装置およびその信号処理方法によれば、Ｘ線ＣＴ撮影装置は、フレーム処理画像記憶手段に、画素をその画素幅より細かく分割した領域に対応した複数個のメモリ領域を画素ごとに有しており、フレーム画像処理手段によって、Ｘ線撮像手段の出力信号を処理することで生成される処理画像を、フレーム処理画像記憶手段に記憶する。そして、Ｘ線ＣＴ撮影装置は、フレーム画像処理手段によって、Ｘ線撮像手段の所定画素がその画素幅だけ移動する間の複数のサンプリング時点のそれぞれにおいて、所定画素の出力信号と、次に受光する隣接画素の出力信号とを、それぞれの画素の位置に応じて案分して所定画素用のメモリ領域に積算することで、所定画素が画素幅だけ移動する時間毎に処理画像を生成する。
【０００９】
したがって、鉛スリットを撮影し、画素がその画素幅だけ移動する時間内の各サンプリング時点において積算することで、画素幅だけ移動する時間毎に生成された処理画像を投影データとして画像再構成エリアに逆投影すると、逆投影された画像再構成エリアにおいてサブピクセル別に画像の濃淡が生じる。このとき、画素がその画素幅だけ移動する時間内において積算された画像信号の波形が三角波となる。この三角波を線対称の軸で切断した鋸歯状波形がこの画像再構成処理のインパルスレスポンスとなる。一方、旋回駆動手段によって被写体の周りに回転させることでＸ線撮像手段をＸ線入射方向に直交する方向に移動させたとしても、Ｘ線撮像手段の所定画素がその画素幅だけ移動する時間内に取得されたＸ線強度信号を各メモリ領域に積算しなければ、このようにはならず、同じ時間内の各サンプリング時点のフレーム画像の画像信号の波形は矩形波形となる。この矩形は従来の画像再構成処理のインパルスレスポンスとなる。解像力は波形周期の逆数から求められるので、ＬＳＦ（Line Spread Function）が矩形波である場合よりも、ＬＳＦが三角波である場合の方がＬＳＦの幅が同じであれば、スペクトル領域でみるとカットオフ周波数は２倍に高くなる。すなわち、解像度が高くなることが知られている。そのため、かかる構成のＸ線ＣＴ撮影装置および信号処理方法によれば、Ｘ線撮像手段を高解像度のものに変更することなく、再構成された画像として高解像度の画像を生成することができる。
【００１０】
また、請求項２に記載のＸ線ＣＴ撮影装置は、請求項１に記載のＸ線ＣＴ撮影装置において、前記Ｘ線撮像手段に配列された複数の画素が、受光面上でそれぞれ直交する一方の軸および他方の軸に沿ってマトリクス状に配列され、前記Ｘ線撮像手段が、前記受光面上で前記一方の軸および前記他方の軸に沿った複数の画素の配列方向を、前記Ｘ線撮像手段の移動方向からそれぞれ傾斜させて配設されていることを特徴とする。
【００１１】
かかる構成によれば、Ｘ線ＣＴ撮影装置は、Ｘ線撮像手段が、受光面上で一方の軸および他方の軸に沿った複数の画素の配列方向を、Ｘ線撮像手段の移動方向からそれぞれ傾斜させて配設されているので、解像度が向上する方向は、横方向（一方の軸方向）および縦方向（他方の軸方向）の２方向となる。そのため、かかる構成によれば、Ｘ線撮像手段を高解像度のものに変更することなく、横方向および縦方向に高解像度の画像を生成することができる。
【００１２】
また、請求項３に記載のＸ線ＣＴ撮影装置は、被写体にＸ線を照射するＸ線源と、前記被写体の所定点を通過したＸ線を受光する複数の画素が予め定められた画素幅を有して２次元配列されたＸ線撮像手段と、前記Ｘ線源および前記Ｘ線撮像手段を前記被写体の周りに回転させる旋回駆動手段と、前記Ｘ線撮像手段から出力される信号を前記被写体の周りの回転位置にそれぞれ対応した複数のフレーム画像として記憶するフレーム画像記憶手段と、前記画素を仮想的に分割したサブピクセルが配列された画像再構成エリアに対して前記複数のフレーム画像を投影データとして逆投影することでＣＴ用画像を生成するＣＴ用画像処理手段と、を備え、前記ＣＴ用画像処理手段が、前記被写体の周りの回転によるＸ線入射方向に直交する方向への前記Ｘ線撮像手段の移動に伴って前記Ｘ線撮像手段の画素がその画素幅だけ移動する時間内の予め定められた複数のサンプリング時点にそれぞれ取得された複数のフレーム画像を前記投影データとして、前記画像再構成エリアに対してそれぞれ逆投影する処理を行うことで前記ＣＴ用画像を生成することを特徴とする。
【００１３】
また、請求項５に記載の信号処理方法は、Ｘ線源と、Ｘ線撮像手段と、前記Ｘ線源および前記Ｘ線撮像手段を被写体の周りに回転させる旋回駆動手段と、前記Ｘ線撮像手段から出力される信号を前記被写体の周りの回転位置にそれぞれ対応した複数のフレーム画像として記憶するフレーム画像記憶手段と、ＣＴ用画像を生成するＣＴ用画像処理手段とを備えるＸ線ＣＴ撮影装置における信号処理方法であって、前記Ｘ線撮像手段によって、前記被写体の周りの回転によるＸ線入射方向に直交する方向への前記Ｘ線撮像手段の移動に伴って前記Ｘ線撮像手段の画素がその画素幅だけ移動する時間内の予め定められた複数のサンプリング時点それぞれに前記フレーム画像を取得するステップと、前記ＣＴ用画像処理手段によって、前記画素を仮想的に分割したサブピクセルが配列された画像再構成エリアに対して、前記取得された複数のフレーム画像を前記投影データとして、前記画像再構成エリアに対してそれぞれ逆投影する処理を行うことで前記ＣＴ用画像を生成するステップとを含んで実行することを特徴とする。
【００１４】
かかる構成のＸ線ＣＴ撮影装置およびその信号処理方法によれば、Ｘ線ＣＴ撮影装置は、旋回駆動手段によってＸ線撮像手段が画素幅だけ移動する間の時間よりも短い間隔でサンプリングされたフレーム画像をそれぞれ投影データとして取得し、かつ、画素を仮想的に分割したサブピクセルが配列されている画像再構成エリアに対して逆投影すると、逆投影された画像再構成エリアにおいてサブピクセル別に画像の濃淡が生じる。この処理を、被写体の周りに１回転させる間実行すると、再構成された画像としてＣＴ用画像が生成される。これにより、Ｘ線撮像手段を高解像度のものに変更することなく、再構成された画像として高解像度のＣＴ用画像を生成することができる。
【００１５】
一方、かかる構成とすることなく、画像再構成エリアにサブピクセルを配列したとしても、Ｘ線撮像手段が画素幅だけ移動する時間よりも長い間隔でサンプリングされたフレーム画像を逆投影したと仮定した場合には、画像再構成エリアにおいて回転中心部近くのある部分では解像度が向上するが、サブピクセルを設けた効果が全エリアでは有効にはたらくことはなない。
【発明の効果】
【００１６】
本発明によれば、Ｘ線ＣＴ撮影装置は、低コストで高解像度のＣＴ画像を生成することができる。その結果、Ｘ線ＣＴ撮影装置が一般医療用や歯科用として利用された場合に、生成される高解像度の断層画像によって、診断精度を向上させることができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１７】
以下、図面を参照して本発明のＸ線ＣＴ撮影装置を実施するための最良の形態（以下「実施形態」という）について詳細に説明する。
【００１８】
（第１実施形態）
［Ｘ線ＣＴ撮影装置の構成］
図１は、本発明の第１実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影装置を模式的に示す構成図である。Ｘ線ＣＴ撮影装置１は、例えば歯科用コーンビームＣＴであって、被写体（人物）Ｋの上顎または下顎をＸ線撮影して取得したフレーム画像を積算処理して構成した処理画像を投影データ（profile；プロフィール画像）としてＦＢＰにより画像再構成することでＣＴ用画像としてアキシャル画像（axial画像）を生成するものである。Ｘ線ＣＴ撮影装置１は、コーンビームＣＴなので一気に３次元のボクセルサイズを小さくすることができる。このＸ線ＣＴ撮影装置１は、図１に示すように、Ｘ線源２と、Ｘ線撮像手段３と、アーム４と、旋回駆動手段５と、Ａ／Ｄ変換手段６と、大容量フレーム画像記憶手段７と、フレーム画像処理手段８と、フレーム処理画像記憶手段９と、ＣＴ用画像処理手段１０と、ＣＴ処理画像記憶手段１１と、ＣＴ用画像表示記憶手段１２と、出力手段１３とを備えている。
【００１９】
Ｘ線源２は、例えば鉛からなる図示しない筐体に設けられたスリット（鉛スリット）を介してＸ線を照射することにより生成されるスリット状のコーンビーム（Ｘ線ビーム）を所定のタイミングで被写体Ｋに照射するものである。
【００２０】
Ｘ線撮像手段３は、Ｘ線源２から照射されて被写体Ｋを通過したＸ線を受光する複数の画素が配列され、被写体ＫのＸ線が通過した部分を所定のフレームレートで撮像するものである。Ｘ線撮像手段３は、Ｘ線イメージセンサやＸ線検出器、またはそれらの組合せである。ここで、イメージセンサは、例えば、ＣＣＤ（Charge Coupled Device）イメージセンサ、ＣＭＯＳイメージセンサ、ＴＦＴ（Thin Film Transistor）センサ、ＣｄＴｅセンサ等である。また、Ｘ線検出器は、Ｘ線イメージインテンシファイア（Image Intensifier：Ｉ．Ｉ．）、フラットパネル検出器(Flat Panel Detector:ＦＰＤ)等である。本実施形態では、Ｘ線撮像手段３は、一般的な市販されているシンチレータ（scintillator）を備えたＣＣＤイメージセンサであるものとして説明する。この場合、画素の１画素サイズを、例えば１００μｍ×１００μｍとして、例えば水平方向５１２画素×垂直方向１２８画素で配列されたものとしてＸ線撮像手段３を構成することができる。
【００２１】
アーム４は、Ｘ線源２とＸ線撮像手段３とを所定の間隔を空けて保持するものである。この間隔は、Ｘ線源２とＸ線撮像手段３との間に被写体Ｋが収まるように、例えば、３０ｃｍ〜１ｍに設定される。なお、Ｘ線源２の照射部とＸ線撮像手段３の受光面とは対向して配置される。また、アーム４は、回転中心Ｏの周りに回動可能に構成されている。アーム４は、Ｘ線撮像手段３側では、図示しない基台を介してＸ線撮像手段３を固定保持している。
【００２２】
旋回駆動手段５は、Ｘ線源２およびＸ線撮像手段３を被写体の周りに回転させることでＸ線撮像手段３をＸ線入射方向に直交する方向に移動させるものである。旋回駆動手段５は、モータやアクチュエータ等から構成され、アーム４を所定の角速度で回転するように旋回させる。本実施形態では、旋回駆動手段５は、アームを回転させることで、Ｘ線撮像手段３を回転中心Ｏの周りに回転させる。
【００２３】
したがって、被写体Ｋから見た場合に、Ｘ線源２とＸ線撮像手段３の両方が移動していることになる。そのため、Ｘ線源２からある瞬間に照射されて被写体Ｋの例えば水平方向に並んだ複数の点を通過したＸ線は、Ｘ線撮像手段３の移動方向に隣り合った複数の画素に受光されることになる。逆に言えば、Ｘ線源２から連続的に照射されて被写体Ｋの１つの点を通過したＸ線は、Ｘ線撮像手段３の移動方向に隣り合った複数の画素に受光されることになる。
【００２４】
ここで、Ｘ線源２とＸ線撮像手段３との配置例について図２および図３を参照して説明する。図２は、Ｘ線撮像手段を受光面と反対側から視た状態を示し、図３は、Ｘ線撮像手段を受光面側から視た状態を示している。本実施形態においては、図２に示すように、Ｘ線源２から照射されるＸ線は、Ｘ線遮蔽部材１５に穿設されたスリット１６を通過する。このスリット１６を通過したＸ線ビームは、被写体Ｋを通過しＸ線撮像手段３に受光される。図２および図３に示すように、Ｘ線撮像手段３は、その移動方向から傾斜している。また、図２に示すように、Ｘ線源２側のスリット１６もＸ線撮像手段３と同じ角度で傾斜している。なお、図２では、矩形のＸ線撮像手段３の辺の方向と画素の配列方向とは同じものとしている。
【００２５】
図３に示すように、Ｘ線撮像手段３は、受光面上の複数の画素Ｇの配列方向（縦方向および横方向）を、Ｘ線撮像手段３の移動方向からそれぞれ４５度傾斜させて配設されている。つまり、Ｘ線撮像手段３の受光面上の横方向（ＯＸ方向）と縦方向（ＯＹ方向）とは、移動方向（図３において左）に対して４５度ずつ傾斜している。ここで、各画素Ｇにおいて、画素幅ｄより細かく分割した領域を想定する。図３に示す例では、各画素Ｇは縦方向および横方向にそれぞれ仮想的に１０等分されているものとする。例えば、Ｘ線撮像手段３が、左に
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だけ移動すると、Ｘ線撮像手段３は、受光面上の縦方向（ＯＸ方向）と、横方向（ＯＹ方向）にそれぞれ（ｄ／１０）だけ移動することとなる。この間に旋回駆動手段５がアーム４を旋回しながらＸ線源２がＸ線を照射することができる。なお、図３において、Ｘ線は、紙面に垂直な方向手前の位置から被写体に照射され、Ｘ線撮像手段３は、紙面に垂直な方向で被写体Ｋよりも奥の位置で左方に移動する。
【００２６】
図１に戻ってＸ線ＣＴ撮影装置１の構成の説明を続ける。
この旋回駆動手段５と、Ｘ線源２と、Ｘ線撮像手段３とは、図示しないコントローラにより制御され、旋回駆動手段５がアーム４を旋回しながら、１周の撮影においてＸ線源２がＸ線の照射を繰り返し、Ｘ線の照射タイミングに同期してＸ線撮像手段３が被写体Ｋのフレーム画像（単純Ｘ線撮影像）を撮像してＡ／Ｄ変換手段６に出力する。
Ａ／Ｄ変換手段６は、Ｘ線撮像手段３の出力信号（フレーム画像）を取得し、Ａ／Ｄ変換し、Ａ／Ｄ変換したＸ線撮像手段３の出力信号（フレーム画像）を、大容量フレーム画像記憶手段７に格納する。フレーム画像処理手段８は、大容量フレーム画像記憶手段７から、そのフレーム画像を読み出す。
【００２７】
大容量フレーム画像記憶手段７と、フレーム画像処理手段８と、フレーム処理画像記憶手段９と、ＣＴ用画像処理手段１０と、ＣＴ処理画像記憶手段１１と、ＣＴ用画像表示記憶手段１２とは、例えば、一般的なコンピュータ（計算機）で実現することができ、ＣＰＵ（Central Processing Unit）と、ＲＡＭ（Random Access Memory）と、ＲＯＭ（Read Only Memory）と、ＨＤＤ（Hard Disk Drive）と、入力／出力インタフェースとを含んで構成されている。
【００２８】
大容量フレーム画像記憶手段７は、Ａ／Ｄ変換されたＸ線撮像手段３の出力信号（フレーム画像）を記憶するものであり、一般的な画像メモリやハードディスク等から構成される。
フレーム画像処理手段８は、大容量フレーム画像記憶手段７から、フレーム画像を読み出して、これを用いて積算処理した結果を、処理画像としてフレーム処理画像記憶手段９に保存する。つまり、フレーム画像処理手段８は、Ａ／Ｄ変換手段６が変換して出力したフレーム画像を取得してそれを積算処理する。
以下では、画素Ｇが２次元配列されたＸ線撮像手段３を用いた信号処理の説明を簡単にするために、便宜上、Ｘ線撮像手段３を１次元のＣＣＤイメージセンサに置き換え、これをＸ線撮像手段３ａと表記して説明に用いることとする。
【００２９】
フレーム画像処理手段８は、被写体Ｋの周りの回転によるＸ線入射方向に直交する方向へのＸ線撮像手段３ａの移動に伴ってＸ線撮像手段３ａの所定画素がその画素幅だけ移動する間の複数のサンプリング時点のそれぞれにおいて、所定画素から出力される信号の値を所定画素の移動中の各サンプリング時点に対応して所定画素用の各メモリ領域に積算する。また、フレーム画像処理手段８は、被写体Ｋの所定点を通過するＸ線を所定画素の次に受光する隣接画素の移動中の当該サンプリング時点に対応して隣接画素から出力される信号の値を所定画素用の各メモリ領域に積算する。フレーム画像処理手段８は、Ｘ線撮像手段３ａの備える各画素について、このような所定画素および隣接画素の受光信号をそれぞれ積算することで、画素幅だけ移動する時間毎に処理画像を生成する。以下では、所定画素を第１画素と呼び、隣接画素を第２画素と呼ぶこととする。
【００３０】
具体的には、フレーム画像処理手段８は、画素がその画素幅だけ移動する時間を、例えば１０個に分割したそれぞれのタイミングにフレーム画像を取得することができる。すなわち、画素がその画素幅だけ移動する時間に、例えば１０枚のフレーム画像を取得することができる。フレーム画像処理手段８は、各サンプリング時点の画素出力信号（フレーム画像）を、大容量フレーム画像記憶手段７から読み出し、フレーム処理画像記憶手段９において、各サンプリング時点で書き換えつつ積算するので、画素毎のメモリ領域としては、１画素分のメモリを、１０枚のフレーム画像に対応して１０個に分割したメモリ領域で対応できる。そして、フレーム画像処理手段８は、例えば、連続した１０枚のフレーム画像を積算することで、投影データ用の１枚の処理画像を生成することができる。画素の出力信号を案分する具体例については後記する。
【００３１】
ここで、１つの画素に対する積算用の各メモリ領域の個数は、画素がその画素幅だけ移動する時間に取得するフレーム画像の個数（画素の仮想的な分割数）と同じであるものとする。この個数は、「１０」に限定されず、任意である。解像度の改善効果、装置の処理負荷や処理時間等を考慮すると、１つの画素に対する積算用の各メモリ領域の個数は、例えば、３〜２０であることが好ましく、特に５〜１０であることがさらに好ましい。
【００３２】
フレーム処理画像記憶手段９は、Ｘ線撮像手段３ａの備える画素をその画素幅より細かく分割した領域に対応した複数個のメモリ領域を画素ごとに有する。ここで、フレーム処理画像記憶手段９による大容量メモリについて図４を参照して説明する。図４は、本発明の第１実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影方法の説明図であって、（ａ）は、回転軸方向から視た撮影領域と、フレーム処理画像記憶手段によるメモリ空間上の大容量メモリとの対応関係、（ｂ）は１画素分移動毎のメモリ領域の詳細をそれぞれ示している。
【００３３】
本実施形態では、図４（ａ）に示すように、Ｘ線源２とＸ線撮像手段３ａとは、回転中心Ｏの周りを同じ半径の回転軌跡２１で回転するものとするが、それぞれの半径が異なっていてもよい。また、この例では、Ｘ線源２は反時計回りに回転するが、回転方向は任意である。符号２３は、フレーム処理画像記憶手段９による大容量メモリを示している。
【００３４】
図４（ａ）に示したメモリ空間上の大容量メモリ２３は、説明のために円環状に示したものであり、１回転３６０°する間の微少移動距離に対応した１画素分移動毎のメモリ（１０サンプルのメモリ）２４を多数有している。図４（ｂ）は、Ｘ線撮像手段３ａが画素Ｇを水平方向に例えば１０個有している場合に対応した、１画素分移動毎のメモリ２４を模式的に示す図である。この場合に、１画素分移動毎のメモリ２４は、画素に対応したメモリ２５を１０個有している。画素に対応したメモリ２５は、それぞれ、横１０×縦１０の１００個の領域に分割されている様子を図示しているが、これは、実質的には、１画素分移動するまでの距離（画素幅）を仮想的に１０個に分割したこと（横方向）を示すものである。ここで、縦方向の１０分割は、１画素分移動するまでに取得した１０枚のフレーム画像（１０サンプル）を示している。つまり、画素に対応したメモリ２５は、１画素分移動するまでの時間を１０等分したサンプリング時点に対応した１００（１０×１０）個の記憶領域を有している。これらのメモリ領域は、フレーム画像処理手段８によって処理画像を生成するための積算処理に利用されるものである。メモリ領域に積算される信号強度の具体例については後記する。
【００３５】
図１に戻ってＸ線ＣＴ撮影装置１の構成の説明を続ける。
ＣＴ用画像処理手段１０は、例えばＣＰＵから構成され、画素を仮想的に分割したサブピクセル３３（図５参照）が配列された画像再構成エリア３１に対して、フレーム画像処理手段８で生成した処理画像を投影データ（プロフィール画像）として逆投影することでＣＴ用画像を生成する。
【００３６】
例えば、１回転のうちに生成した「１０００」の処理画像を用いる場合には、ＣＴ用画像処理手段１０は、「１０００」のプロフィール画像を用いてＣＴ用画像を生成する。なお、１回転で生成するプロフィール画像の枚数は、これに限らず、例えば、５１２０枚や１０２４０枚とすることもできる。その他の例としては、被写体Ｋを中心にして半径３００ｍｍの地点において、Ｘ線撮像手段３ａとして、１画素サイズが１００μｍのＦＰＤを移動させる場合には、半径３００ｍｍの円周（１８８４ｍｍ）において、１画素を１０分割した長さ（例えば１０μｍ）ずつ、ＦＰＤを移動させてフレーム画像を取得すると、プロフィール画像の枚数、すなわち、１画素分移動毎のメモリ２４の個数は、「１８８４００」となる。
【００３７】
ＣＴ用画像処理手段１０は、公知のＦＢＰを用いて、被写体の１断面を画像再構成エリアにおいて格子状に分割したときの各部位の吸収率を未知数とし、その合計が実際の吸収量と等しくなるように連立方程式を立てて、これを解く。ＦＢＰに用いるフィルタとしては、例えば、Ramp，Shepp-Logan，Chesler等のフィルタを用いることができる。また、前処理フィルタとして、ButterWorth，Hanning，Hamming，Gauss等のフィルタを用いることができる。さらに、ぼけ補正フィルタとして、例えばWinnerフィルタを用いることができる。
【００３８】
［画像再構成エリア］
ここで、画像再構成エリアについて図５を参照して説明する。図５は、本発明の第１実施形態に係るにＸ線ＣＴ撮影方法において回転軸方向から視た画像再構成エリアの模式図である。図５（ａ）の例では、画像再構成エリア３１を縦１０×横１０の１００個のピクセル（画素）３２で構成した。画像再構成エリア３１の中心は回転中心Ｏに一致しており、この回転中心Ｏの周りにＸ線撮像手段３ａ等が回転する。なお、図５（ａ）の例では、Ｘ線撮像手段３ａを１画素×１０画素（１画素サイズは１００μｍ×１００μｍ）とした。１つ１つのピクセルは、図５（ａ）に符号αで代表して示すように、さらに分割されている。符号αで代表して示す部分の拡大図を図５（ｂ）に示す。この例では、ピクセル３２は、さらに、縦１０×横１０の１００個のサブピクセル３３で構成されている。
【００３９】
ここで、ピクセル３２の一辺の分割数は、画素がその画素幅だけ移動する時間に生成するフレーム画像の個数（画素の仮想的な分割数）と同じであるものとする。この分割数は、「１０」に限定されず、任意である。解像度の改善効果、装置の処理負荷や処理時間等を考慮すると、ピクセル３２の一辺の分割数は、例えば、３〜２０であることが好ましく、特に５〜１０であることがさらに好ましい。
【００４０】
図１に戻ってＸ線ＣＴ撮影装置１の構成の説明を続ける。
ＣＴ処理画像記憶手段１１は、ＣＴ用画像処理手段１０によるＣＴ用画像の生成処理のために使用される記憶手段であり、一般的な画像メモリ等から構成される。
ＣＴ用画像表示記憶手段１２は、ＣＴ用画像処理手段１０で生成されたＣＴ用画像（表示対象とする画像）を記憶するものであり、一般的な画像メモリ等から構成される。このＣＴ用画像は、例えば、輝度値で表される。
出力手段１３は、例えば、ＣＲＴ（Cathode Ray Tube）、液晶ディスプレイ（ＬＣＤ：Liquid Crystal Display）、ＰＤＰ（Plasma Display Panel）、ＥＬ（Electronic Luminescence）等から構成される。
【００４１】
なお、フレーム画像処理手段８およびＣＴ用画像処理手段１０は、ＣＰＵがＲＯＭ等に格納された所定のプログラムをＲＡＭに展開して実行することによりその機能が実現されるものである。このプログラムは、通信回線を介して提供することも可能であるし、ＣＤ−ＲＯＭ等の記録媒体に書き込んで提供することも可能である。
【００４２】
［Ｘ線ＣＴ撮影装置の動作］
第１実施形態のＸ線ＣＴ撮影装置の動作について図６を参照（適宜図１参照）して説明する。図６は、本発明の第１実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影装置の動作を示すフローチャートである。まず、第１実施形態のＸ線ＣＴ撮影装置１は、旋回駆動手段５によって、被写体Ｋの周りにＸ線撮像手段３を回転させることにより、Ｘ線撮像手段３をＸ線入射方向に直交する方向へ移動させ、Ｘ線撮像手段３によって、Ｘ線撮像手段３の画素がその画素幅だけ移動する間において予め設定された複数のサンプリング時点それぞれに被写体Ｋを撮影する（ステップＳ１）。このとき、被写体Ｋの所定点を通過したＸ線がＸ線撮像手段３で受光される。Ａ／Ｄ変換手段６は、Ｘ線撮像手段３の各画素から出力される信号をＡ／Ｄ変換し、大容量フレーム画像記憶手段７に格納する。そして、Ｘ線ＣＴ撮影装置１は、フレーム画像処理手段８によって、大容量フレーム画像記憶手段７から、画素幅だけ移動する間に取得された各フレーム画像を読み出し、第１画素の出力信号および第２画素の出力信号を、フレーム処理画像記憶手段９の第１画素用のメモリ領域に積算して処理画像を生成する（ステップＳ２）。なお、フレーム画像処理手段８は、Ｘ線撮像手段３の画素幅だけ移動する時間に対応して処理画像を生成する。そして、Ｘ線ＣＴ撮影装置１は、ＣＴ用画像処理手段１０によって、フレーム処理画像記憶手段９から、生成した処理画像を、サブピクセル３３に対応した画像再構成エリア３１に対してプロフィール画像として逆投影することでＣＴ用画像を生成し（ステップＳ３）、生成されたＣＴ用画像をＣＴ用画像表示記憶手段１２に格納する。そして、Ｘ線ＣＴ撮影装置１は、ＣＴ用画像表示記憶手段１２から、生成されたＣＴ用画像を読み出して出力手段１３に出力する（ステップＳ４）。
【００４３】
ここで、図７を参照してフレーム処理画像記憶手段９の画素毎のメモリ領域について説明する。図７は、フレーム処理画像記憶手段の説明図であって、（ａ）は、被写体の所定点にコンボリューション（convolution）される記録系のＬＳＦを求める方法の一例を模式的に示しており、（ｂ）は画素ごとのメモリ領域を示している。図７（ａ）に示すＸ線撮像手段３ａは、縦１画素（ピクセル）×横１２画素（ピクセル）の１ラインのＣＣＤイメージセンサであるものとする。この１ラインのＣＣＤイメージセンサは、画素（ピクセル）Ｇ1，…，Ｇ12を有し、各画素幅をｄとする。
【００４４】
ある時点では、図７（ａ）において上側に示すように、画素Ｇ1が被写体のエッジＥの左側に配置され、画素Ｇ2がエッジＥの右側に配置されている。図７において、Ｘ線撮像手段３ａは、左側に移動するものとする。
フレーム処理画像記憶手段９は、各画素を画素幅ｄより細かく分割した領域に対応した複数個のメモリ領域を画素ごとに有している。これをアドレス群と呼ぶ。例えば、画素Ｇ1に対応してアドレス群Ａ1、画素Ｇ2に対応してアドレス群Ａ2等が設けられている。この例では、図７（ａ）において上側に示すように、各画素はＸ線撮像手段３ａの移動方向（図７において水平方向）に仮想的に１０個に分割されている。そして、画素を仮想的に分割した分割領域に対応して、当該画素用のメモリ領域（アドレス群）は、１０個の記憶領域（アドレス）に分割されている。図７において、画素が被写体のエッジＥの右側にあるときにエッジＥに最も近い分割領域に対応したアドレスの識別情報（領域ＩＤ）をＲ1として、以下、順にＲ2，…，Ｒ10とする。この場合、フレーム処理画像記憶手段９は、図７（ｂ）に示すように、領域ＩＤＲ1，…，Ｒ10に対応した１０個のメモリ領域を１２個の画素ごとに有している。なお、図７（ｂ）において、アドレス群Ａ1〜アドレス群Ａ3に記載された数字は、信号強度の一例を示している。
【００４５】
フレーム画像処理手段８は、第１画素が画素幅ｄだけ移動するまでの経過時間にしたがって、第１画素から出力される信号の値（例えば、輝度値）を、第１画素の移動中の位置に応じて第１画素用の各メモリ領域に積算すると共に、第２画素から出力される信号の値を、第２画素の移動中の位置に応じて第１画素用の各メモリ領域に積算する。ここで、フレーム画像処理手段８は、第１画素および第２画素から出力される信号の値を第１画素用の各メモリ領域に積算した後で、加算平均するようにしてもよい。例えば、第１画素および第２画素が出力する信号を合計１０回加算した場合にその加算値（積算値）を１０で割った値を記憶するようにしてもよい。このフレーム画像処理手段８の処理によって、フレーム画像別に各画素用の各メモリ領域に積算された信号の値に基づいて、前記した処理画像が形成されることとなる。このフレーム画像処理手段８は、処理結果である歯列の所定の断層面についての処理画像をフレーム処理画像記憶手段９に出力する。
【００４６】
［フレーム画像処理手段の動作の具体例］
図８は、各画素で時刻別に受光する信号強度を説明するため説明図である。この図８は、各画素が図８において左側に移動する様子を、画素幅ｄだけ移動する時間内について時系列に図８の縦方向に１０段階で示している。ここでは、エッジＥの左側にある画素Ｇ1を第１画素として、隣接画素Ｇ2を第２画素とする。図８において分割された領域に記載された数字は、信号強度の一例を示している。エッジＥより左側において、画素Ｇ1が受光する信号の強度を「０」とする。したがって、画素Ｇ1が出力する信号は「０」である。また、エッジＥより右側において、各画素Ｇ2，Ｇ3が受光する信号の強度を「１００」とする。
【００４７】
フレーム画像処理手段８は、例えば、画素Ｇ2が受光する信号の強度が「９０」の場合、すなわち、画素Ｇ2の画素幅ｄの１０％の長さに相当する領域がエッジＥより左側に移動した場合、フレーム処理画像記憶手段９のアドレス群Ａ1の１０個のメモリ領域のうち領域ＩＤ「Ｒ10」のアドレスに、信号の強度として「９（＝９０／１０）」だけ加算する。また、フレーム画像処理手段８は、例えば、画素Ｇ2が受光する信号の強度が「８０」の場合、すなわち、画素Ｇ2の画素幅ｄの２０％の長さに相当する領域がエッジＥより左側に移動した場合、フレーム処理画像記憶手段９のアドレス群Ａ1の１０個のメモリ領域のうち領域ＩＤ「Ｒ10」，「Ｒ9」のアドレスに、信号の強度として「８（＝８０／１０）」だけ加算する。以下、同様である。
【００４８】
また、フレーム画像処理手段８は、画素Ｇ2を第１画素として、隣接画素Ｇ3を第２画素として、同様な処理を行う。具体的には、フレーム画像処理手段８は、画素Ｇ2の画素幅ｄの例えば２０％の長さに相当する領域がエッジＥより左側に移動した場合には、アドレス群Ａ2の１０個のメモリ領域のうち、領域ＩＤ「Ｒ1」ないし「Ｒ8」のアドレスに、信号の強度として「８」だけそれぞれ加算する。また、図８に示した区間例では、画素Ｇ3が受光する信号の強度は変化せずに「１００」のままである。したがって、フレーム画像処理手段８は、例えば、画素Ｇ3の画素幅ｄの２０％の長さに相当する領域が左側に移動した場合には、アドレス群Ａ2の１０個のメモリ領域のうち、領域ＩＤ「Ｒ10」，「Ｒ9」のアドレスに、信号の強度として「１０」だけそれぞれ加算する。
【００４９】
フレーム画像処理手段８は、図８に示した信号強度の変化のうち、画素Ｇ1の出力信号と、画素Ｇ2のうちエッジＥより左側に移動した領域に案分される画素Ｇ2の出力信号について、フレーム処理画像記憶手段９のアドレス群Ａ1の各メモリ領域に積算する。また、フレーム画像処理手段８は、図８に示した信号強度の変化のうち、画素Ｇ2のうちエッジＥより右側に配置されている領域に案分される画素Ｇ2の出力信号と、画素Ｇ3のうちエッジＥより右側に画素幅ｄまでの範囲に配置されている領域に案分される画素Ｇ3の出力信号とについて、フレーム処理画像記憶手段９のアドレス群Ａ2の各メモリ領域に積算する。さらに、フレーム画像処理手段８は、図８に示した信号強度の変化のうち、画素Ｇ3のうちエッジＥより右側に画素幅ｄから２ｄまでの範囲に配置されている領域に案分される画素Ｇ3の出力信号と、画素Ｇ3に隣接した図示しない画素Ｇ4のうちエッジＥより右側に画素幅ｄから２ｄまでの範囲に配置されている領域に案分される画素Ｇ4の出力信号とについて、フレーム処理画像記憶手段９のアドレス群Ａ3の各メモリ領域に積算する。以下、同様である。このとき、アドレス群Ａ１、アドレス群Ａ2およびアドレス群Ａ3に格納される信号強度の推移を図９に示す。なお、図９では、図８に示した時系列の１０段階をｔ＝１〜１０とした。
【００５０】
図９に示したアドレス群Ａ1の１０個のメモリ領域の時刻ｔ＝１０の場合のそれぞれの信号強度と、アドレス群Ａ2の１０個のメモリ領域の時刻ｔ＝１０の場合のそれぞれの信号強度とをグラフにすると、図１０のグラフが得られる。具体的には、エッジＥからの距離「−９」〜「０」の信号強度は、アドレス群Ａ1の領域ＩＤ「Ｒ1」〜「Ｒ10」のアドレスの信号強度をそれぞれ示す。また、エッジＥからの距離「１」〜「１０」の信号強度は、アドレス群Ａ2の領域ＩＤ「Ｒ1」〜「Ｒ10」のアドレスの信号強度をそれぞれ示す。なお、エッジＥからの距離「１１」の信号強度は、アドレス群Ａ3の領域ＩＤ「Ｒ1」のアドレスの信号強度を示す。図１０のグラフは、図９に示した信号強度の例についてのＥＳＦ（Edge Spread Function）を示す。例えば、エッジからの距離が「１〜１０」までの信号強度は、「５５，６４，７２，７９，８５，９０，９４，９７，９９，１００」である。
【００５１】
［ＬＳＦ］
図１０に示した“エッジからの距離「０」”を中心に左右対称の信号強度について差を求めると図１１に示すグラフが得られる。この図１１は、図１０に示したＥＳＦを微分することで得ることができるＬＳＦを示すグラフである。図１１のグラフの横軸は、エッジＥからの距離の差Δを示す。ここで、Δ＝１０は、画素幅ｄに相当する。Δ＝−１０は、エッジＥからの距離「−１０」の信号強度と、エッジＥからの距離「−９」の信号強度との差を示す。また、Δ＝−９は、エッジＥからの距離「−９」の信号強度と、エッジＥからの距離「−８」の信号強度との差を示す。以下、同様である。なお、エッジＥからの距離「−１０」の信号強度は「０」とした。この図１１に示すように、エッジからの距離「０」を中心に左右対称の信号強度についての差から得られるＸ線強度信号は三角波形となる。第１実施形態のＸ線ＣＴ撮影装置１によれば、エッジＥから得られるＸ線強度信号の形状が三角波となる。これは、エッジから右側の信号強度についての差から得られるＸ線強度信号の形状が鋸歯状波形となることを意味する。なお、この鋸歯状波形の底辺の長さは画素幅ｄとなる。
【００５２】
［生成される画像の解像度］
ここで、本実施形態のＸ線ＣＴ撮影装置１により生成される画像の解像度について、図１２ないし図１５を参照して説明する。図１２は、図１１に示したＬＳＦの説明図であって、（ａ）は三角波、（ｂ）は（ａ）をフーリエ変換した関数をそれぞれ示しており、図１３は、図１１に示したＬＳＦの説明図であって、（ａ）は矩形波、（ｂ）は（ａ）をフーリエ変換した関数をそれぞれ示している。また、図１４は、空間周波数の説明図であって、（ａ）は静止時、（ｂ）および（ｃ）は信号処理時をそれぞれ示している。図１５は、図１１に示したＬＳＦから求められたＭＴＦを示すグラフである。
【００５３】
まず、図１２を参照して第１実施形態のＸ線ＣＴ撮影装置１によって生成されるＬＳＦに相当する三角波について説明する。エッジＥにおいて、図１２（ａ）に示した三角波Ａ（ｘ）をＬＳＦとすると、ＭＴＦ（Modulation Transfer Function）は、実空間領域（ｘ空間）では、式（１）で示される演算により求められる。式（１）の「＊」は、畳み込み積分の演算記号を示す。なお、式（１）中の三角波Ａ（ｘ）は式（２）で示される。また、エッジＥを示す関数ｆ（ｘ）は式（３）で示される。
【００５４】
【数１】
2010125249.tif 000004
【００５５】
前記した式（１）の演算を周波数領域で行うため、図１２（ａ）に示した三角波Ａ（ｘ）をフーリエ変換すると式（４）が得られる。式（４）のωは、空間周波数（ω空間）を示す。この式（４）の右辺で示される複素積分を実行してその実数部分を求めると、式（５）が得られる。式（５）で示される波形を図１２（ｂ）に示す。これにより、前記した式（１）の演算を周波数領域で行うと、式（６）が得られることとなる。
【００５６】
【数２】
2010125249.tif 000005
【００５７】
次に、第１実施形態のＸ線ＣＴ撮影装置１で生成されるＬＳＦとの比較例について図１３を参照して説明する。エッジＥにおいて、図１３（ａ）に示した矩形波Ｃ（ｘ）を入力とするＭＴＦは、実空間領域では、式（７）で示される演算により求められる。なお、式（７）中の矩形波Ｃ（ｘ）は式（８）で示される。また、エッジＥを示す関数ｆ（ｘ）は前記した式（３）で示される。
【００５８】
【数３】
2010125249.tif 000006
【００５９】
前記した式（７）の演算を周波数領域で行うため、図１３（ａ）に示した矩形波Ｃ（ｘ）をフーリエ変換すると式（９）が得られる。この式（９）の右辺で示される複素積分を実行してその実数部分を求めると、式（１０）が得られる。式（１０）で示される波形を図１３（ｂ）に示す。これにより、前記した式（７）の演算（ｘ空間の演算）を周波数領域（ω空間の演算）で行うと、式（１１）が得られることとなる。
【００６０】
【数４】
2010125249.tif 000007
【００６１】
ここで、空間周波数ωについて、図１４を参照して説明する。Ｘ線ＣＴ撮影装置１のＸ線撮像手段３ａ（図７参照）が仮に静止している場合には、被写体の所定点にコンボリューションされる記録系のＬＳＦは、図１４（ａ）に示すように、矩形波となる。図１４（ａ）に示す領域２０１において、矩形の幅は、画素幅ｄ（図７参照）と同じである。表示される画像の連続する２つの画素を用いて等しい幅を持つ明暗の線対（ラインペア：Line Pair）を形成するとき、領域２０１と、この領域２０１と等しい幅を有する領域２０２とを合わせた部分は、矩形波の１周期（２ｄ）に相当する。この場合、空間周波数ωは、式（１２）で示される。例えば、画素幅ｄが０．１［ｍｍ］＝１００［μｍ］であれば、空間周波数ωは、５［cycles／ｍｍ］となる。
【００６２】
【数５】
2010125249.tif 000008
【００６３】
また、図９に例示した信号強度の推移を利用してグラフを作成するときに、アドレス群Ａ1およびアドレス群Ａ2のすべてのメモリ領域の信号強度を用いる代わりに、時刻ｔ＝１０の場合について、アドレス群Ａ1うち領域ＩＤ「Ｒ10」のアドレスの信号強度と、アドレス群Ａ2のすべてのメモリ領域の信号強度とに基づいて、エッジＥより右側に画素幅ｄまでの範囲の信号強度を用いてグラフを作成することもできる。この場合には、図１０に示したＥＳＦを示すグラフにおいてエッジＥからの距離「０」〜「１１」に対応した信号強度を用いた場合には、図１１に示したＬＳＦを示すグラフにおいてエッジＥからの距離の差「０」の位置から右側の範囲のみの鋸歯状波形のグラフを作成することができる。このときに作成されるグラフを図１４（ｂ）に示す。図１４（ｂ）に示す波形は、表示される画像の１つの画素（単一画素）に相当する。なお、破線部分も含めると、図１４（ｂ）に示す波形は、図１１に示したＬＳＦに対応する。
【００６４】
図１４（ｂ）に実線で示す波形をつなげて構成した波形は、表示される画像において連続する画素に相当する。このときに作成されるグラフを図１４（ｃ）に示す。図１４（ｃ）に示す領域２１１，２１２，２１３は、表示される画像において連続する３つの画素に相当する。領域２１１，２１２，２１３は、鋸歯状波の１周期（ｄ）に相当する。この場合、空間周波数ωは、式（１３）で示される。例えば、鋸歯状波の幅ｄが０．１［ｍｍ］＝１００［μｍ］であれば、空間周波数ωは、１０［cycles／ｍｍ］となる。
【００６５】
【数６】
2010125249.tif 000009
【００６６】
次に、第１実施形態のＸ線ＣＴ撮影装置１により生成される画像のＭＴＦについて、図１５を参照して説明する。前記した式（６）において、ω＝０の原点における振幅を１に正規化すると、ＭＴＦが得られる。図１５に実線で示すように、ＭＴＦの値が「０」になるときのωの値は「１／ｄ」である。一方、前記した式（１１）において、ω＝０の原点における振幅を１に正規化して得られたＭＴＦは、図１５に破線で示すように、ＭＴＦの値が「０」になるときのωの値が「１／（２ｄ）」である。つまり、第１実施形態のＸ線ＣＴ撮影装置１により生成される画像は、このような信号処理を全く行わない場合と比較すると、図１５に示すように、スペクトル領域でみるとカットオフ周波数の値が高くなる。すなわち、フレーム画像処理手段８により生成される画像は、高解像度の画像となる。なお、図１４（ｂ）に示した鋸歯状波をフーリエ変換した後の波形において、ω軸（横軸）との交点の位置は、図１２（ｂ）と同じ位置となる。したがって、この場合にも、矩形波の場合と比べて、スペクトル領域でみるとカットオフ周波数の値が高くなるので、画像の解像度を向上させることができる。
【００６７】
以上、簡便に説明するために、１次元のＣＣＤイメージセンサであるＸ線撮像手段３ａおよびそれに対応したメモリ領域を仮定してＥＳＦおよびＬＳＦを説明したが、画素が２次元配列されたＸ線撮像手段３においても解像度が同様に向上することはもちろんである。
【００６８】
ここで、画素が２次元配列されたＸ線撮像手段３において１つの画素を縦横にそれぞれ１０等分した領域に対応したアドレス群の具体例について、図１６および図１７を参照（適宜図３および図９参照）して説明する。図１６は、図３に示したＸ線撮像手段に対応してメモリ領域に積算される信号強度を説明するため説明図であり、図１７は、図１６に示す積算された信号強度と画素の配列との対応関係を示す図である。
【００６９】
図１６に示す記憶構造は、１０行×１０列が交差する１００個のブロックを備えている。行Ｍ1〜Ｍ10は、それぞれが３段のデータを有し、１つの画素を縦に１０等分した領域に対応した各アドレスを示している。また、図１６に示す列Ｎ1〜Ｎ10は、１つの画素を横に１０等分した領域に対応した各アドレスを示している。図１６に示した左端最下部のブロック（行Ｍ10，列Ｎ1）を、図３に示した４５度傾斜したＸ線撮像手段３の移動方向先頭の画素の左端であるものとして視るように、図１６に示す記憶構造全体を時計回りに４５度回転させると、図１６に示した記憶構造を、図３に示したＸ線撮像手段３の移動方向先頭の１つの画素と対応させることができる。以下、各ブロックの３段のデータのそれぞれの意味を順次説明する。
【００７０】
＜各ブロックの１段目＞
例えば、図１６の最下行Ｍ10の１段目の各数値は、図３に示したＸ線撮像手段３の移動方向先頭の画素の左端から下端へ向かう辺に対応した１０個の仮想的なサブピクセルの各データに対応している。この図１６に示す行Ｍ10の１段目の数値は、図９に示したアドレス群Ａ2の時刻ｔ＝１０までに積算された領域ＩＤ「Ｒ1」〜「Ｒ10」のアドレスの信号強度をそれぞれ示している。これは、１次元のＣＣＤラインセンサを仮想的に（横に）１０等分した場合の結果と同様である。その他の行Ｍ1〜Ｍ9の１段目の数値は、行Ｍ10の１段目の数値と同じである。
【００７１】
＜各ブロックの２段目＞
例えば、図１６の最左列Ｎ1の各ブロックの２段目に、行Ｍ10の方から（下から）行Ｍ1へ向かって（上へ向かって）並べられた数値は、図３に示したＸ線撮像手段３の移動方向先頭の画素の左端から上端へ向かう辺に対応した１０個の仮想的なサブピクセルの各データに対応している。この図１６に示す列Ｎ1の各ブロックの２段目に下から並べられた数値は、図９に示したアドレス群Ａ2の時刻ｔ＝１０までに積算された領域ＩＤ「Ｒ1」〜「Ｒ10」のアドレスの信号強度をそれぞれ示している。これは、１次元のＣＣＤラインセンサを仮想的に（縦に）１０等分した場合の結果と同様である。その他の列Ｎ2〜Ｎ10の２段目の数値は、列Ｎ1の２段目の数値と同じである。
【００７２】
＜各ブロックの３段目＞
各ブロックにおいて、３段目の数値は、１段目の数値と２段目の数値との合計値である。つまり、これら３段目の数値が、２次元配列されたＸ線撮像手段３について１つの画素を１００等分した領域に対応した各アドレスに時刻ｔ＝１０までに積算された信号強度を示している。図１７では、図１６に示すブロック（Ｍ1，Ｎ1）〜（Ｍ10，Ｎ10）の３段目の数値を、図３に示したＸ線撮像手段３の画素配列方向の傾斜角に合わせて、時計回りに４５度傾斜させている。なお、図１７において各ブロックに示す数値は、フレーム処理画像記憶手段９において、１つの画素に対応した各メモリ領域に積算される信号値である。
図１７において最も左に位置したブロックは、図３に示す画素Ｇを仮想的に分割した最も左に位置した領域に対応しており、移動方向の先頭なので信号値が最も低い。一方、図１７において最も右に位置したブロックは、図３に示す画素Ｇを仮想的に分割した最も右に位置した領域に対応しており、移動方向の最後尾なので信号値が最も高い。図１７において行Ｌ1〜Ｌ17は、図３に示すＸ線撮像手段３の移動方向に対応して連続するメモリ領域に積算された信号強度を示す。例えば、行Ｌ9では、左から右へ並べられた数値が、「１１０，１２８，１４４，１５８，１７０，１８０，１８８，１９４，１９８，２００」なので、隣接した数値の差分は、「１８，１６，１４，１２，１０，８，６，４，２」となっている。
また、行Ｌ9の信号値「１１０，１２８，１４４，１５８，１７０，１８０，１８８，１９４，１９８，２００」は、図１０に示したエッジからの距離が「１〜１０」までの信号強度をそれぞれ２倍したものと同じである。したがって、画素が２次元配列されたＸ線撮像手段３においても図１０と同様なＥＳＦを求めることが可能である。Ｘ線ＣＴ撮影装置１では、Ｘ線撮像手段３の受光面上に配列された画素の配列方向がＸ線撮像手段３の移動方向に対して４５度傾斜しているので、横方向（水平方向）および縦方向（垂直方向）の２方向に対して均等に解像度が向上する。
【００７３】
第１実施形態によれば、Ｘ線ＣＴ撮影装置１は、Ｘ線撮像手段３の画素がその画素幅だけ移動する時間内において、第１画素（所定画素）および第２画素（隣接画素）の出力信号を位置に応じて案分してメモリ領域に積算することで処理画像を生成するので、処理画像の解像度が向上する。そして、Ｘ線ＣＴ撮影装置１は、この解像度の向上した処理画像を、サブピクセル３３を有する画像再構成エリア３１に対して投影データとしてＦＢＰする。したがって、Ｘ線ＣＴ撮影装置１は、Ｘ線撮像手段３を高解像度のものに変更することなく、信号処理により、横方向（一方の軸方向）および縦方向（他方の軸方向）の２方向に対して、アキシャル画像の解像度を向上させることができる。そのため、低コストで高解像度のＣＴ用画像を生成することができる。さらに、第１実施形態では、解像度の向上したプロフィール画像を通常のＦＢＰにより処理するので、画像再構成の処理に要する時間を低減できる。
【００７４】
（第２実施形態）
図１８は、本発明の第２実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影装置を模式的に示す構成図である。図１８に示すＸ線ＣＴ撮影装置１Ｂは、図１に示したフレーム画像処理手段８およびフレーム処理画像記憶手段９を備えておらず、ＣＴ用画像処理手段１０Ｂの機能が異なるものである。したがって、第１実施形態と同様な構成には、同じ符号を付して説明を適宜省略する。
【００７５】
ＣＴ用画像処理手段１０Ｂは、画素を仮想的に分割したサブピクセル３３が配列された画像再構成エリア３１（図５参照）に対してフレーム画像を投影データとして逆投影することでＣＴ用画像を生成するものである。ＣＴ用画像処理手段１０Ｂは、被写体Ｋの周りの回転によるＸ線入射方向に直交する方向へのＸ線撮像手段３の移動に伴ってＸ線撮像手段３の画素がその画素幅だけ移動する間において予め設定された複数のサンプリング時点にそれぞれ取得された各フレーム画像を投影データ（プロフィール画像）として、画像再構成エリア３１に対して逆投影する処理を、画素幅だけ移動する時間毎に行うことでＣＴ用画像を生成する。なお、ＣＴ用画像処理手段１０Ｂは、公知のＦＢＰを用いて、被写体の１断面を画像再構成エリア３１において格子状に分割したときの各部位の吸収率を未知数とし、その合計が実際の吸収量と等しくなるように連立方程式を立てて、これを解く。
【００７６】
以下では、画素Ｇが２次元配列されたＸ線撮像手段３を用いた信号処理の説明を簡単にするために、便宜上、Ｘ線撮像手段３を１次元のＣＣＤイメージセンサに置き換え、これをＸ線撮像手段３ａと表記して説明に用いることとする。図１９は、本発明の第２実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影方法の説明図であって、（ａ）は、回転軸方向から視た撮影領域と、大容量フレーム画像記憶手段によるメモリ空間上の大容量メモリとの対応関係、（ｂ）はサンプリング時点のメモリ領域の詳細をそれぞれ示している。図１９は、図４にならって作図したものであるが、図１９においては、符号２３Ｂは、大容量フレーム画像記憶手段７による大容量メモリを示している。また、符号２４Ｂは、「１画素分移動毎のメモリ（１０サンプルのメモリ）」ではなく、１画素分移動する時間よりも短い「サンプリング時点」のメモリを表している。そのため、図１９（ｂ）は、図４（ｂ）と比較すると、画素に対応したメモリ２５は、分割されていない。
【００７７】
ここでは、ＣＴ用画像処理手段１０Ｂは、具体的に、画素がその画素幅だけ移動する時間を例えば１０個に分割したそれぞれのタイミングにフレーム画像を取得することとする。この場合、画素がその画素幅だけ移動する時間に、１０枚のフレーム画像を取得することができる。また、例えば、１回転のうちに生成した「１０００」のフレーム画像を用いる場合には、ＣＴ用画像処理手段１０Ｂは、「１０００」のプロフィール画像を用いてＣＴ用画像を生成する。なお、１回転で生成するプロフィール画像の枚数は、これに限らず、例えば、５１２０枚や１０２４０枚とすることもできる。
【００７８】
［Ｘ線ＣＴ撮影装置の動作］
図１８に示したＸ線ＣＴ撮影装置の動作について図２０を参照（適宜図１８参照）して説明する。図２０は、本発明の第２実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影装置の動作を示すフローチャートである。まず、Ｘ線ＣＴ撮影装置１Ｂは、旋回駆動手段５によって、被写体Ｋの周りにＸ線撮像手段３ａを回転させることにより、Ｘ線撮像手段３ａをＸ線入射方向に直交する方向へ移動させ、Ｘ線撮像手段３ａによって、Ｘ線撮像手段３ａの画素がその画素幅だけ移動する間において予め設定された複数のサンプリング時点それぞれに被写体Ｋを撮影する（ステップＳ１１）。このとき、被写体Ｋの所定点を通過したＸ線がＸ線撮像手段３ａで受光される。Ａ／Ｄ変換手段６は、Ｘ線撮像手段３ａの各画素から出力される信号をＡ／Ｄ変換し、大容量フレーム画像記憶手段７に格納する。そして、Ｘ線ＣＴ撮影装置１Ｂは、ＣＴ用画像処理手段１０Ｂによって、大容量フレーム画像記憶手段７から、フレーム画像を読み出すことで、サンプリング時点のフレーム画像を取得する（ステップＳ１２）。そして、Ｘ線ＣＴ撮影装置１Ｂは、ＣＴ用画像処理手段１０Ｂによって、各フレーム画像を、サブピクセル３３に対応した画像再構成エリア３１に対してプロフィール画像として逆投影（ＦＢＰ）する処理を行うことでＣＴ用画像を生成する（ステップＳ１３）。ＣＴ用画像処理手段１０Ｂは、生成したＣＴ用画像をＣＴ用画像表示記憶手段１２に格納する。そして、Ｘ線ＣＴ撮影装置１Ｂは、ＣＴ用画像表示記憶手段１２から、生成されたＣＴ用画像を読み出して出力手段１３に出力する（ステップＳ１４）。
【００７９】
第２実施形態によれば、Ｘ線ＣＴ撮影装置１Ｂは、Ｘ線撮像手段３ａの画素がその画素幅だけ移動する時間内の各サンプリング時点に取得したフレーム画像を、サブピクセル３３を有する画像再構成エリア３１に対して投影データ（プロフィール画像）としてＦＢＰする。したがって、Ｘ線ＣＴ撮影装置１Ｂは、Ｘ線撮像手段３を高解像度のものに変更することなく、信号処理により、アキシャル画像の解像度を向上させることができる。そのため、低コストで高解像度のＣＴ用画像を生成することができる。
【００８０】
以上、本発明の各実施形態について説明したが、本発明はこれらに限定されるものではなく、その趣旨を変えない範囲で実施することができる。例えば、第１実施形態では、図７に示すようにＸ線撮像手段３ａの画素を仮想的に等分割したが、図１１に示した三角波の波形、または図１４（ｂ）に示した鋸歯状波と同様な波形を生成できるのであれば、必ずしも等分割する必要はない。この場合には、Ｘ線撮像手段３ａを移動させる速度を一定とする必要がないので、Ｘ線撮像手段３ａを複雑な動きで移動させることで、多様な画像を得ることができる。
【００８１】
また、第１実施形態では、Ｘ線撮像手段３の受光面上に配列された画素の配列方向を、Ｘ線撮像手段３の移動方向に対して４５度傾斜させるものとして説明したが、傾斜角度はこれに限定されるものではない。ただし、傾斜角度が４５度である場合には、フレーム画像処理手段８によって、横方向（一方の軸方向）および縦方向（他方の軸方向）の２方向に対して同様に積算処理を行えばよいので、他の傾斜角度で配設した場合と比べて容易に計算でき、処理負荷を低減できる。
【００８２】
また、第１実施形態では、Ｘ線撮像手段３の画素の配列方向およびスリット１６が、Ｘ線撮像手段３の移動方向からそれぞれ傾斜させて配設されているベストモードとして説明したが、本発明は、これに限らず、スリット１６が無くてもよく、Ｘ線撮像手段３の画素の配列方向が、Ｘ線撮像手段３の移動方向から傾斜させて配設されていれば、信号処理により処理画像（プロフィール画像）の縦横二次元の解像度を向上させることができる。なお、Ｘ線撮像手段３の画素の配列方向が、Ｘ線撮像手段３の移動方向から傾斜していなくても、処理画像（プロフィール画像）の横方向（移動方向）の解像度を向上することは可能である。
【００８３】
また、各実施形態では、歯科用のＸ線ＣＴ撮影装置１（１Ｂ）で説明したが、本発明は、歯科用のＸ線ＣＴ撮影に限定されるものではなく、一般医療用に用いることができる。例えば、内科用として、胸部Ｘ線ＣＴ撮影装置に適用してもよい。また、本発明において、被写体は人体に限定されるものではなく、例えば、鉱物等の自然に存在するものや各種産業の製品でもよい。この場合には、各種分析や被破壊検査等を行うことができる。
【図面の簡単な説明】
【００８４】
【図１】本発明の第１実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影装置を模式的に示す構成図である。
【図２】Ｘ線撮像手段の移動方向から傾斜したＸ線撮像手段およびスリットの説明図である。
【図３】図１に示したＸ線撮像手段の一例を模式的に示す説明図である。
【図４】本発明の第１実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影方法の説明図であって、（ａ）は、回転軸方向から視た撮影領域と、フレーム処理画像記憶手段によるメモリ空間上の大容量メモリとの対応関係、（ｂ）は１画素分移動毎のメモリ領域の詳細をそれぞれ示している。
【図５】本発明の第１実施形態に係るにＸ線ＣＴ撮影方法において回転軸方向から視た画像再構成エリアの模式図である。
【図６】本発明の第１実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影装置の動作を示すフローチャートである。
【図７】本発明の第１実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影装置のフレーム処理画像記憶手段の説明図であって、（ａ）は、Ｘ線撮像手段とメモリ領域との対応関係、（ｂ）は画素ごとのメモリ領域をそれぞれ示している。
【図８】各画素で時刻別に受光する信号強度を説明するため説明図である。
【図９】図８に示した信号強度をメモリ領域に積算していく様子を時系列で示す図である。
【図１０】図９に示す信号強度についてのＥＳＦを示すグラフである。
【図１１】図１０に示したＥＳＦから求められたＬＳＦを示すグラフである。
【図１２】図１１に示したＬＳＦの説明図であって、（ａ）は三角波、（ｂ）は（ａ）をフーリエ変換した関数をそれぞれ示している。
【図１３】図１１に示したＬＳＦの説明図であって、（ａ）は矩形波、（ｂ）は（ａ）をフーリエ変換した関数をそれぞれ示している。
【図１４】空間周波数の説明図であって、（ａ）は静止時、（ｂ）および（ｃ）は信号処理時をそれぞれ示している。
【図１５】図１１に示したＬＳＦから求められたＭＴＦを示すグラフである。
【図１６】図３に示したＸ線撮像手段に対応してメモリ領域に積算される信号強度を説明するための説明図である。
【図１７】図１６に示す積算された信号強度と画素の配列との対応関係を示す図である。
【図１８】本発明の第２実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影装置を模式的に示す構成図である。
【図１９】本発明の第２実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影方法の説明図であって、（ａ）は、回転軸方向から視た撮影領域と、大容量フレーム画像記憶手段によるメモリ空間上の大容量メモリとの対応関係、（ｂ）はサンプリング時点のメモリをそれぞれ示している。
【図２０】本発明の第２実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影装置の動作を示すフローチャートである。
【符号の説明】
【００８５】
１，１Ｂ  Ｘ線ＣＴ撮影装置
２      Ｘ線源
３（３ａ）  Ｘ線撮像手段
４      アーム
５      旋回駆動手段
７      大容量フレーム画像記憶手段（フレーム画像記憶手段）
８      フレーム画像処理手段
９      フレーム処理画像記憶手段
１０，１０Ｂ  ＣＴ用画像処理手段
１１    ＣＴ処理画像記憶手段
１２    ＣＴ用画像表示記憶手段
１３    出力手段
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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