(57)【要約】【課題】Ｘ線ＣＴ撮影における画像の解像度を向上する技術を提供すること。【解決手段】Ｘ線コーンビームＢＸ１を射出するＸ線発生器１３とＸ線検出器２１とを、互いに対向させた状態で、撮影対象領域ＣＡ（歯列弓の一部）の中心を回転中心として、１８０度にＸ線コーンビームＢＸ１のファン角を加えた回転角分回転させて、投影データを収集する。この回転時において、Ｘ線発生器１３と撮影対象領域ＣＡとの間にＸ線の散乱度の高い高散乱領域ＨＳＲが介在するように、Ｘ線発生器１３およびＸ線検出器２１を回転させる。これにより、高散乱領域ＨＳＲにおけるＸ線の散乱によるＸ線画像の画質低下を抑制する。【選択図】図１９
2011194032.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線ＣＴ撮影を行う装置において、
被写体に向けてＸ線の束であるＸ線コーンビームを出射するＸ線発生器と、
前記Ｘ線コーンビームを検出するＸ線検出器と、
前記Ｘ線発生器と前記Ｘ線検出器とを、前記被写体を間に挟んで対向させるように支持する支持部と、
前記支持部を旋回駆動する旋回駆動部と、
前記旋回駆動部を制御する制御部と、
を備え、
前記制御部は、
前記支持部が旋回駆動されて、前記Ｘ線発生器および前記Ｘ線検出器を、１８０度以上３６０度未満の範囲の回転角で前記被写体の周りを旋回させるＸ線ＣＴ撮影が行われる際に、前記Ｘ線発生器と撮影対象領域との間のＸ線の散乱度が、前記Ｘ線検出器と前記撮影対象領域との間の散乱度よりも大きくなる軌道上を、前記Ｘ線発生器が移動するように前記旋回駆動部を制御するＸ線ＣＴ撮影装置。
【請求項２】
請求項１に記載のＸ線ＣＴ撮影装置において、
前記Ｘ線ＣＴ撮影が前記Ｘ線コーンビームで前記被写体の一部を撮影する部分ＣＴ撮影であるＸ線ＣＴ撮影装置。
【請求項３】
請求項１または２に記載のＸ線ＣＴ撮影装置において、
前記制御部は、
前記Ｘ線発生器と前記Ｘ線検出器とを、それぞれ前記Ｘ線ＣＴ撮影の開始位置から前記被写体の撮影対象領域を挟んで対向する対向位置まで旋回させてＸ線ＣＴ撮影が行われるように、前記旋回駆動部を制御するＸ線ＣＴ撮影装置。
【請求項４】
請求項３に記載のＸ線ＣＴ撮影装置において、
前記制御部は、
前記Ｘ線発生器と前記Ｘ線検出器とを、それぞれのＸ線ＣＴ撮影の前記開始位置から１８０度に前記Ｘ線コーンビームの旋回方向の広がりの角度を加えた回転角で旋回させるＸ線ＣＴ撮影が行われるように、前記旋回駆動部を制御するＸ線ＣＴ撮影装置。
【請求項５】
請求項４に記載のＸ線ＣＴ撮影装置において、
前記Ｘ線発生器は、Ｘ線の通過を部分的に遮断することによって、前記Ｘ線コーンビームを成形するＸ線規制部を備え、
前記Ｘ線ＣＴ撮影の際に、前記規制部が前記Ｘ線の通過を規制することよって、前記ＣＴ撮影領域内のいかなる点についても、丁度１８０度の範囲の各方向からのみ前記Ｘ線コーンビームが照射されるＸ線ＣＴ撮影装置。
【請求項６】
請求項５に記載のＸ線ＣＴ撮影装置において、
前記規制部が、前記被写体に対するＸ線コーンビームの照射の開始時点から、前記支持部の旋回量に応じて、次第に前記被写体に対する前記Ｘ線コーンビームの照射範囲を拡大するように前記Ｘ線の通過を規制するＸ線ＣＴ撮影装置。
【請求項７】
請求項５に記載のＸ線ＣＴ撮影装置において、
前記規制部が、前記被写体に対するＸ線コーンビームの照射の終了時点に近づくにつれて、前記支持部の旋回量に応じて、次第にＸ線コーンビームの照射範囲を縮小するように前記Ｘ線の通過を規制するＸ線ＣＴ撮影装置。
【請求項８】
請求項１から７までのいずれか１項に記載のＸ線ＣＴ撮影装置において、
前記撮影対象領域が、少なくとも被撮影者の歯列弓の一部を含み、
前記制御部は、前記Ｘ線ＣＴ撮影の際に、前記Ｘ線発生部が前記被撮影者の背後側を移動するように前記旋回駆動部を制御するＸ線ＣＴ撮影装置。
【請求項９】
請求項８に記載のＸ線ＣＴ撮影装置において、
前記歯列弓の一部を撮影対象として、前記撮影対象領域の位置の指定を受け付ける領域設定部を備え、前記制御部が、指定された前記撮影対象領域の位置ごとに設定された前記Ｘ線発生器と前記Ｘ線検出器のそれぞれの前記Ｘ線ＣＴ撮影における旋回開始位置から旋回終了位置まで前記Ｘ線発生器と前記Ｘ線検出器が旋回するように前記旋回駆動部を制御するＸ線ＣＴ撮影装置。
【請求項１０】
請求項１から９までのいずれか１項に記載のＸ線ＣＴ撮影装置において、
前記Ｘ線発生器の旋回軌道の延長上に前記Ｘ線発生器と当接する機械的要素が存し、
前記Ｘ線発生器から照射される前記Ｘ線コーンビームが、前記Ｘ線ＣＴ撮影の際に、前記Ｘ線発生器と前記撮影対象領域との間でＸ線の散乱度が前記Ｘ線検出器と前記撮影対象領域との間の散乱度よりも大きくなる領域を経由して旋回するように、前記Ｘ線発生器が前記機械的要素に近づくように旋回するＸ線ＣＴ撮影装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
Ｘ線を用いたＣＴ撮影を行う技術に関し、特に、Ｘ線画像の画質を向上する技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、医療分野等において、Ｘ線を用いて被写体に対してＸ線を照射して投影データを収集し、得られた投影データをコンピュータ上で再構成して、所定のＣＴ画像（断層面画像、ボリュームレンダリング画像等）を生成するＸ線ＣＴ撮影が行われている。
【０００３】
このようなＸ線ＣＴ撮影装置は、Ｘ線発生器とＸ線検出器との間に、被写体を配置した状態で、Ｘ線発生器とＸ線検出器とを被写体周りにおよそ１８０度回転させつつ、Ｘ線発生器からコーン状のＸ線コーンビームを被写体に照射して、投影データを収集する（いわゆるハーフスキャン撮影）。
【０００４】
ところで、医療分野におけるハーフスキャンを用いた撮影技術において、人体背面から放射線が照射されるようにＸ線発生部と２次元検出器に対する被写体を支持する支持部材の回転開始位置を設定する技術が提案されている（例えば、特許文献１）。
【０００５】
また、歯科のＸ線ＣＴ撮影装置において、Ｘ線発生器とＸ線検出器を対向配置した旋回アームを半回転つまり１８０度旋回させてＣＴ撮影する構成が開示されている（例えば、特許文献２）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開２００７−１２５１７４号公報
【特許文献２】特開２０００−１３９９０２号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
ところで、特許文献１に記載の技術の目的は、組織荷重係数の小さい背面方向からＸ線を入射させて、人体中の前面または中央の組織のＸ線被曝量を低減させようとするものである。また、特許文献２に記載の技術は、単に撮影対象となる歯牙を１８０°の旋回アームの旋回でＣＴ撮影できることの開示にとどまり、いずれも被写体に対する被写体中の撮影対象領域を透過したＸ線が散乱する度合いが高い領域にさらに入射するか否かについては何ら考慮されていない。そのため、撮影対象領域を透過したＸ線が散乱する度合いが高い領域にさらに入射することにより、鮮明なＣＴ画像が得られないことがある。
【０００８】
また、特許文献１においては、被写体に撮影対象領域のほかに、Ｘ線が散乱する度合いが高い領域が存在する場合自体が想定されておらず、その影響を回避する技術に係る思想は全く見受けられない。
【０００９】
特許文献２に記載の技術においても、撮影対象領域のほかに、Ｘ線が散乱する度合いが高い領域が存在する場合に、その影響を回避する技術に係る思想は全く見受けられない。そのため、撮影対象領域を透過したＸ線が散乱する度合いが高い領域にさらに入射することにより、鮮明なＣＴ画像が得られないことがある。
【００１０】
本発明は、上記課題に鑑みなされたものであり、Ｘ線ＣＴ撮影における画像の解像度を向上する技術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】
【００１１】
上記の課題を解決するため、第１の態様は、Ｘ線ＣＴ撮影を行う装置において、被写体に向けてＸ線の束であるＸ線コーンビームを出射するＸ線発生器と、前記Ｘ線コーンビームを検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線発生器と前記Ｘ線検出器とを、前記被写体を間に挟んで対向させるように支持する支持部と、前記支持部を旋回駆動する旋回駆動部と、前記旋回駆動部を制御する制御部とを備え、前記制御部は、前記支持部が旋回駆動されて、前記Ｘ線発生器および前記Ｘ線検出器を、１８０度以上３６０度未満の範囲の回転角で前記被写体の周りを旋回させるＸ線ＣＴ撮影が行われる際に、前記Ｘ線発生器と撮影対象領域との間のＸ線の散乱度が、前記Ｘ線検出器と前記撮影対象領域との間の散乱度よりも大きくなる軌道上を、前記Ｘ線発生器が移動するように前記旋回駆動部を制御する。
【００１２】
また、第２の態様は、第１の態様に係るＸ線ＣＴ撮影装置において、前記Ｘ線ＣＴ撮影が前記Ｘ線コーンビームで前記被写体の一部を撮影する部分ＣＴ撮影である。
【００１３】
また、第３の態様は、第１または第２の態様に係るＸ線ＣＴ撮影装置において、前記制御部は、前記Ｘ線発生器と前記Ｘ線検出器とを、それぞれ前記Ｘ線ＣＴ撮影の開始位置から前記被写体の撮影対象領域を挟んで対向する対向位置まで旋回させてＸ線ＣＴ撮影が行われるように、前記旋回駆動部を制御する。
【００１４】
また、第４の態様は、第３の態様に係るＸ線ＣＴ撮影装置において、前記制御部は、前記Ｘ線発生器と前記Ｘ線検出器とを、それぞれのＸ線ＣＴ撮影の前記開始位置から１８０度に前記Ｘ線コーンビームの旋回方向の広がりの角度を加えた回転角で旋回させるＸ線ＣＴ撮影が行われるように、前記旋回駆動部を制御する。
【００１５】
また、第５の態様は、第４の態様に係るＸ線ＣＴ撮影装置において、前記Ｘ線発生器は、Ｘ線の通過を部分的に遮断することによって、前記Ｘ線コーンビームを成形するＸ線規制部を備え、前記Ｘ線ＣＴ撮影の際に、前記規制部が前記Ｘ線の通過を規制することよって、前記ＣＴ撮影領域内のいかなる点についても、丁度１８０度の範囲の各方向からのみ前記Ｘ線コーンビームが照射される。
【００１６】
また、第６の態様は、第５の態様に係るＸ線ＣＴ撮影装置において、前記規制部が、前記被写体に対するＸ線コーンビームの照射の開始時点から、前記支持部の旋回量に応じて、次第に前記被写体に対する前記Ｘ線コーンビームの照射範囲を拡大するように前記Ｘ線の通過を規制する。
【００１７】
また、第７の態様は、第５の態様に係るＸ線ＣＴ撮影装置において、前記規制部が、前記被写体に対するＸ線コーンビームの照射の終了時点に近づくにつれて、前記支持部の旋回量に応じて、次第にＸ線コーンビームの照射範囲を縮小するように前記Ｘ線の通過を規制する。
【００１８】
また、第８の態様は、第１から第７の態様までのいずれか１態様に係るＸ線ＣＴ撮影装置において、前記撮影対象領域が、少なくとも被撮影者の歯列弓の一部を含み、前記制御部は、前記Ｘ線ＣＴ撮影の際に、前記Ｘ線発生部が前記被撮影者の背後側を移動するように前記旋回駆動部を制御する。
【００１９】
また、第９の態様は、第８の態様に係るＸ線ＣＴ撮影装置において、前記歯列弓の一部を撮影対象として、前記撮影対象領域の位置の指定を受け付ける領域設定部を備え、前記制御部が、指定された前記撮影対象領域の位置ごとに設定された前記Ｘ線発生器と前記Ｘ線検出器のそれぞれの前記Ｘ線ＣＴ撮影における旋回開始位置から旋回終了位置まで前記Ｘ線発生器と前記Ｘ線検出器が旋回するように前記旋回駆動部を制御する。
【００２０】
また、第１０の態様は、第１から第９の態様までのいずれか１態様に係るＸ線ＣＴ撮影装置において、前記Ｘ線発生器の旋回軌道の延長上に前記Ｘ線発生器と当接する機械的要素が存し、前記Ｘ線発生器から照射される前記Ｘ線コーンビームが、前記Ｘ線ＣＴ撮影の際に、前記Ｘ線発生器と前記撮影対象領域との間でＸ線の散乱度が前記Ｘ線検出器と前記撮影対象領域との間の散乱度よりも大きくなる領域を経由して旋回するように、前記Ｘ線発生器が前記機械的要素に近づくように旋回する。
【発明の効果】
【００２１】
第１から第１０の態様までに係るＸ線ＣＴ撮影装置によれば、Ｘ線ＣＴ撮影においてＸ線検出器とＣＴ撮影領域の間に高散乱領域が介在することを抑制するように、Ｘ線発生器とＸ線検出器の旋回が制御されるので、比較的鮮明なＣＴ画像を取得することができるという優れた効果を奏し得る。
【００２２】
第２の態様に係るＸ線ＣＴ撮影装置によれば、被写体の一部である比較的小さな部分についてＸ線ＣＴ撮影を行うことができるため、Ｘ線被曝量を抑え、かつ鮮明なＣＴ画像が得られるという優れた効果を奏し得る。
【００２３】
第３の態様に係るＸ線ＣＴ撮影装置によれば、Ｘ線発生器とＸ線検出器のそれぞれがＣＴ撮影の開始地点の対向する位置まで旋回するとＣＴ撮影が完了するので、より撮影時間が短いＣＴ撮影ができるという優れた効果を奏し得る。
【００２４】
第４の態様に係るＸ線ＣＴ撮影装置によれば、Ｘ線発生器とＸ線検出器のそれぞれが１８０度とＸ線コーンビームの旋回方向の広がりの角度分旋回するＸ線ＣＴ撮影が行われる。これにより、撮影対象領域内のすべての点ついて、１８０度の範囲の各方向からＸ線照射した投影データを取得できるため、鮮明なＣＴ画像を取得することができるという優れた効果を奏し得る。
【００２５】
第５の態様から第７の態様までに係るＸ線ＣＴ撮影装置によれば、取得されるＸ線の投影データが、１８０°分のデータのみに制限されるので、被写体の被曝線量を低減しつつ、かつ、より解像度の高いＣＴ画像を取得することができるという優れた効果を奏し得る。
【００２６】
第８の態様に係るＸ線ＣＴ撮影装置によれば、歯列弓の鮮明なＣＴ画像を取得できるという優れた効果を奏し得る。
【００２７】
第９の態様に係るＸ線ＣＴ撮影装置によれば、指定された部位ごとに湾曲した歯列弓の鮮明なＣＴ画像を取得することができるという優れた効果を奏し得る。
【００２８】
第１０の態様に係るＸ線ＣＴ撮影装置によれば、当接物が無い地点からＸ線発生器の旋回をスタートするので、助走距離を確保することが可能となるという優れた効果を奏し得る。
【図面の簡単な説明】
【００２９】
【図１】高散乱領域において、Ｘ線が散乱する様子を説明するための図である。
【図２】第１実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影装置を示す概略斜視図である。
【図３】旋回アーム及び上部フレームをその内部構造とともに示す部分断面図である。
【図４】上部フレームをその内部構造とともに示す部分断面図である。
【図５】Ｘ線発生部を示す縦断面図である。
【図６】ビーム成形機構を示す斜視図である。
【図７】旋回アームを示す正面図である。
【図８】検出器ホルダを示す斜視図である。
【図９】Ｘ線ＣＴ撮影装置の構成を示すブロック図である。
【図１０】Ｘ線ＣＴ撮影装置によるＸ線ＣＴ撮影の動作を示す概念図である。
【図１１】Ｘ線ＣＴ撮影時において、Ｘ線コーンビームの照射範囲を制御する様子を示す図である。
【図１２】Ｘ線ＣＴ撮影時において、その他の制御方法により、Ｘ線コーンビームの照射範囲を制御する様子を示す図である。
【図１３】照射開始時と照射終了時またはその双方において、Ｘ線コーンビームの照射範囲を制御する構成を普遍的に説明するための図である。
【図１４】Ｘ線ＣＴ撮影時において、Ｘ線コーンビームの検出範囲を制御する様子を示す図である。
【図１５】Ｘ線ＣＴ撮影時において、その他の制御方法により、Ｘ線コーンビームの検出範囲を制御する様子を示す図である。
【図１６】情報処理本体部のＣＰＵによって実現される機能ブロックを示す図である。
【図１７】Ｘ線ＣＴ撮影装置によるＸ線ＣＴ撮影の動作を示す流れ図である。
【図１８】指定画面を示す図である。
【図１９】撮影対象領域について、Ｘ線ＣＴ撮影を行うＸ線ＣＴ撮影装置の概略上面図である。
【図２０】所定の撮影対象領域について、Ｘ線ＣＴ撮影を行うＸ線ＣＴ撮影装置の概略上面図である。
【図２１】他の歯牙を高散乱領域とする場合の、Ｘ線ＣＴ撮影方法を説明するための図である。
【図２２】第２実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影装置の概略を示す全体図である。
【発明を実施するための形態】
【００３０】
以下、図面を参照して実施の形態を詳細に説明する。ただし、この実施の形態に記載されている構成はあくまでも例示であり、本発明の範囲をそれらのみに限定する趣旨のものではない。
【００３１】
＜１．第１実施形態＞
＜１．１．概要＞
図１は、高散乱領域ＨＳＲにおいて、Ｘ線が散乱する様子を説明するための図である。なお、図１（ａ）は、撮影対象領域ＣＡ（撮影対象領域）とＸ線検出器２１との間に、高散乱領域ＨＳＲが存在する場合を示しており、図１（ｂ）は、Ｘ線発生器１３と撮影対象領域ＣＡとの間に、高散乱領域ＨＳＲが存在する場合を示している。
【００３２】
本実施形態では、Ｘ線発生器１３とＸ線検出器２１との間に、被写体Ｍ１を、具体的には被写体Ｍ１の撮影対象領域ＣＡを挟んだ状態で、Ｘ線発生器１３とＸ線検出器２１とが、撮影対象領域ＣＡの中心Ｃ１を軸にして１８０度以上３６０度未満の範囲で回転移動する。この回転移動の間、Ｘ線発生器１３からは角錐状や円錐状等のＸ線コーンビームＢＸ１を撮影対象領域ＣＡに照射する。そして撮影対象領域ＣＡを透過したＸ線コーンビームＢＸ１が、Ｘ線検出器２１にて検出されて、例えば電気信号に変換されて出力される。このようにしてＸ線の投影データが収集される。
【００３３】
このような、Ｘ線コーンビームを用いたＣＴ撮影によると、コーン状のＸ線コーンビームＢＸ１を用いて撮影するため、Ｘ線発生器とＸ線検出器の旋回回数が１回ですみ、また３６０度未満の角度でＣＴ撮影が実行できるため、撮影時間が短く、患者の負担も小さくなる。特に、１８０度から１８０度にＸ線コーンビームのファン角を加えた程度の旋回角度でＣＴ撮影を行う、いわゆるハーフスキャンでは、撮影時間の短縮、患者負担の軽減の効率が高い。
【００３４】
本実施形態において、高散乱領域ＨＳＲとは、周囲の領域に比べて比較的Ｘ線を散乱させる度合の強い領域をいう。より詳細には、Ｘ線発生器１３と撮影対象領域ＣＡとの間に在る領域でのＸ線の散乱度と、撮影対象領域ＣＡとＸ線検出器２１との間に在る領域でのＸ線の散乱度とを比較したときに、より散乱度の高い方の領域が高散乱領域ＨＳＲとされる。具体的に、人体の頭部においては、歯列の背後には脊髄や、脊髄以外の硬組織が多く存在する。頭部全体を２分して考えると、歯列が関心領域である場合、歯列の背後の領域全体が高散乱領域ＨＳＲとなり、歯列の前面の領域が低散乱領域ＬＳＲとなる。
【００３５】
本実施形態では、上述したように、Ｘ線発生器１３とＸ線検出器２１との間に、被写体Ｍ１の撮影対象領域ＣＡを挟んだ状態で、Ｘ線発生器１３とＸ線検出器２１とが、撮影対象領域ＣＡの中心Ｃ１を軸にして回転移動する。
【００３６】
Ｘ線発生器１３とＸ線検出器２１とが回転移動するために、Ｘ線発生器１３と撮影対象領域ＣＡの間に挟まれる領域は回転角度の変化に応じて刻々と変化する。
【００３７】
いずれの領域を高散乱領域ＨＳＲとし、低散乱領域ＬＳＲとするか、設定のしかたは他にも考えうる。例えば、Ｘ線発生器１３とＸ線検出器２１とが回転移動可能な範囲内で、Ｘ線発生器１３と撮影対象領域ＣＡで挟まれる領域のうち、ある領域と別の領域に着目し、両者の散乱度を比較して、散乱度が高い領域を高散乱領域ＨＳＲとし、散乱度が低い領域を低散乱領域ＬＳＲとするように定めてもよい。
【００３８】
図１（ａ）に示すように、撮影の関心領域ＲＯＩを含む円形の撮影対象領域ＣＡとＸ線検出器２１との間に高散乱領域ＨＳＲ（ここでは、脊髄。頚部であるので頚椎。）が存在する場合、Ｘ線コーンビームＢＸ１は、被写体Ｍ１の撮影対象領域ＣＡ（ここでは、前歯付近）を透過した後、Ｘ線検出器２１に到達する前に高散乱領域ＨＳＲにおいて散乱される。すなわち、Ｘ線検出器２１において、撮影対象領域ＣＡを透過したＸ線を良好に検出することが困難となる。
【００３９】
これに対し、図１（ｂ）に示すように、Ｘ線発生器１３と撮影対象領域ＣＡとの間に高散乱領域ＨＳＲが存在する場合、Ｘ線コーンビームＢＸ１が高散乱領域ＨＳＲを通過したとしても、撮影対象領域ＣＡを透過したＸ線がＸ線検出器２１に入射する。すなわち、図１（ａ）に示す場合よりも、比較的鮮明なＸ線画像を取得することが可能となる。
【００４０】
そこで、本実施形態では、図１（ｂ）に示すように、１８０度以上３６０度未満の範囲の回転角で被写体Ｍ１の周りを旋回させてＸ線ＣＴ撮影を行う際に、Ｘ線発生器１３と撮影対象領域ＣＡとの間のＸ線の散乱度が、Ｘ線検出器２１と撮影対象領域ＣＡとの間の散乱度よりも大きくなる軌道上を、Ｘ線発生器１３とＸ線検出器２１とが移動するように制御される。
【００４１】
＜１．２．Ｘ線ＣＴ撮影装置の構成および機能＞
図２は、第１実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影装置１００を示す概略斜視図である。Ｘ線ＣＴ撮影装置１００は、Ｘ線ＣＴ撮影を実行して、投影データを収集する本体部１と、本体部１において収集した投影データを処理して、各種画像を生成する情報処理装置８とに大別される。
【００４２】
本体部１は、被写体Ｍ１に向けてＸ線の束で構成される角錐状のＸ線コーンビームＢＸ１を出射するＸ線発生部１０と、Ｘ線発生部１０で出射されたＸ線を検出するＸ線検出部２０と、Ｘ線発生部１０とＸ線検出部２０とをそれぞれ支持する支持部３００（旋回アーム３０）と、支持部３００（旋回アーム３０）を吊り下げ、支柱５０に対して鉛直方向に昇降移動可能な昇降部４０と、鉛直方向に延びる支柱５０と本体制御部６０とを備えている。
【００４３】
Ｘ線発生部１０およびＸ線検出部２０は、旋回アーム３０の両端部にそれぞれ吊り下げ固定されており、互いに対向するように支持されている。旋回アーム３０は、鉛直方向に延びる旋回軸３１を介して、昇降部４０に吊り下げ固定されている。
【００４４】
本実施形態では、支持部３００が旋回軸３１回りに旋回する旋回アーム３０で構成され、Ｘ線発生部１０とＸ線検出部２０とが、略直方体状の旋回アーム３０両端のそれぞれに取り付けられているが、Ｘ線発生部１０とＸ線検出部２０とを支持する支持部３００の構成は、これに限られるものではない。例えば円環状部分の中心を回転中心として回転する部材に、Ｘ線発生部１０とＸ線検出部２０とが対向するようにして支持されていてもよい。
【００４５】
ここで、以下においては、旋回軸３１の軸方向と平行な方向（ここでは、鉛直方向）を「Ｚ軸方向」とし、このＺ軸に交差する方向を「Ｘ軸方向」とし、さらにＸ軸方向およびＺ軸方向に交差する方向を「Ｙ軸方向」とする。Ｘ軸およびＹ軸方向は任意に定め得るが、ここでは、被写体Ｍ１である被検者がＸ線ＣＴ撮影装置１００において位置決めされて支柱５０に正対した時の被検者の左右の方向をＸ軸方向とし、被検者の前後の方向をＹ軸方向と定義する。Ｘ軸方向、Ｙ軸方向、Ｚ軸方向は、本実施形態では互いに直交するものとする。
【００４６】
これに対して、旋回する旋回アーム３０上の３次元座標については、Ｘ線発生部１０とＸ線検出部２０とが対向する方向を「ｙ軸方向」とし、ｙ軸方向に直交する水平方向を「ｘ軸方向」とし、これらｘおよびｙ軸方向に直交する鉛直方向を「ｚ軸方向」とする。本実施形態およびそれ以降の実施形態においては、上記のＺ軸方向はｚ軸方向と共通する同一の方向となっている。また本実施形態の旋回アーム３０は、鉛直方向に延びる旋回軸３１を軸に回転する。したがって、ｘｙｚ直交座標系は、ＸＹＺ直交座標系に対してＺ軸（＝ｚ軸）周りに回転することとなる。
【００４７】
なお、図２に示すように、Ｘ線発生部１０からＸ線検出部２０へ向かう方向を（＋ｙ）方向とし、この（＋ｙ）方向に直交する水平な左手方向（被写体Ｍ１の背面側）を（＋ｘ）方向とし、鉛直方向上向きを（＋ｚ）方向とする。
【００４８】
昇降部４０は、鉛直方向に沿って延びるように立設された支柱５０に係合している。昇降部４０は、上部フレーム４１と下部フレーム４２とが、支柱５０に係合する側の反対側に突出しており、略Ｕ字状の構造を有している。
【００４９】
上部フレーム４１には、旋回アーム３０の上端部分が取り付けられている。このように旋回アーム３０は、昇降部４０の上部フレーム４１に吊り下げされており、昇降部４０が支柱５０に沿って移動することによって、旋回アーム３０が上下に移動する。
【００５０】
下部フレーム４２には、被写体Ｍ１（ここでは、人体の頭部）を左右から固定するイヤロッドや、顎を固定するチンレスト等で構成される被写体固定部４２１が設けられている。旋回アーム３０は、被写体Ｍ１の身長に合わせて昇降されて適当な位置に合わせられ、その状態で被写体Ｍ１が被写体固定部４２１に固定される。
【００５１】
図２に示すように、Ｘ線検出部２０の内部には、本体部１の各構成の動作を制御する本体制御部６０が備えられている。また、本体部１の各構成は、防Ｘ線室７０内に収容されており、この防Ｘ線室７０の壁の外側には、本体制御部６０からの制御に基づいて、各種情報を表示する液晶モニタ等で構成された表示部６１と、本体制御部６０に対して各種の命令入力を実現するためのボタン等で構成された操作パネル６２とが取り付けられている。操作パネル６２は、生体器官等の撮影領域の位置等を指定すること等にも用いられる。
【００５２】
情報処理装置８は、例えばコンピュータやワークステーション等で構成された情報処理本体部８０を備えており、通信ケーブルによって本体部１との間で各種データを送受信することができる。ただし、本体部１と情報処理装置８との間で、無線的にデータのやり取りが行われてもよい。
【００５３】
情報処理装置８は、本体部１で取得された投影データを加工して、ボクセルで表現される三次元データ（ボリュームデータ）を再構成する。例えば、三次元データ中に特定の面を設定し、その特定の面の断層面画像が再構成可能である。
【００５４】
情報処理本体部８０には、例えば液晶モニタ等のディスプレイ装置からなる表示部８１およびキーボード、マウス等で構成される操作部８２が接続されている。オペレータは、操作部８２を介して情報処理装置８に対して各種指令を与えることができる。なお、表示部８１は、タッチパネルで構成することも可能であり、この場合は、操作部８２の機能の一部または全部を備えることとなる。
【００５５】
なお、図示を省略するが、昇降部４０に固定されたアームの先に、セファロ撮影時に使用されるセファロスタットを設けた構造としてもよい。セファロスタットとしては、具体的には、特開２００３−２４５２７７に開示されているセファロスタットを含む種々のものを採用することができる。このようなセファロスタットには、例えば、頭部を定位置に固定する固定具やセファロ撮影用のＸ線検出器が備えられている。
【００５６】
図３は、旋回アーム３０及び上部フレーム４１をその内部構造とともに示す部分断面図である。また図４は、上部フレーム４１をその内部構造とともに示す部分断面図である。なお図３は、Ｘ線ＣＴ撮影装置１００を側方から見たときの旋回アーム３０、上部フレーム４１を示す図であり、図４は、上方から見たときの上部フレーム４１を示す図である。
【００５７】
上部フレーム４１は、旋回アーム３０を前後方向（Ｙ軸方向）に移動するＹテーブル３５Ｙ、及び、Ｙテーブル３５Ｙに支持されて横方向（Ｘ軸方向）に移動するＸテーブル３５Ｘで構成されるテーブル３５を備えている。また、上部フレーム４１は、Ｙテーブル３５Ｙを駆動するＹ軸モータ６０Ｙと、Ｙテーブル３５Ｙに対してＸテーブル３５ＸをＸ方向に移動させるＸ軸モータ６０Ｘと、Ｘテーブル３５Ｘと旋回アーム３０とを連結する旋回軸３１を中心として、旋回アーム３０を旋回させる旋回用モータ６０Ｒを備えている。なお、本実施形態では、旋回軸３１が鉛直方向に沿って延びるように構成されているが、旋回軸は鉛直方向に対して任意の角度で傾いていてもよい。
【００５８】
旋回軸３１と旋回アーム３０の間にはベアリング３７が介在しており、旋回軸３１に対する旋回アーム３０の回転を容易にしている。旋回用モータ６０Ｒは旋回アーム３０の内部に固定されており、ベルト３８により旋回軸３１に回動力を伝達して、旋回アーム３０を旋回させる。旋回軸３１、ベアリング３７、ベルト３８及び旋回用モータ６０Ｒは、旋回アーム３０を旋回する旋回機構の１例であり、旋回アーム３０の旋回機構はこのようなものに限定されない。
【００５９】
Ｘ線ＣＴ撮影装置１００では、Ｘ軸モータ６０Ｘ、Ｙ軸モータ６０Ｙ及び旋回用モータ６０Ｒの制御モータを、予め決められたプログラムに従って駆動することによって、旋回アーム３０を旋回させながら、Ｘテーブル３５Ｘ及びＹテーブル３５Ｙを前後（Ｙ方向）及び左右（Ｘ方向）に移動できる。
【００６０】
｛Ｘ線発生部１０｝
図５は、Ｘ線発生部１０を示す縦断面図である。また、図６は、ビーム成形機構１６を示す斜視図である。図４に示すように、Ｘ線発生部１０は、Ｘ線発生部１０の備える各構成を収納するためのハウジング１１を備えている。ハウジング１１は、回転機構１２を介して、旋回アーム３０に連結されている。
【００６１】
なお、旋回アーム３０のハウジングとＸ線発生部１０のハウジング１１を一体とし、Ｘ線発生部１０が回転機構１２を介して旋回アーム３０に連結された構造として、ハウジング１１の内部で回転機構１２によってＸ線発生器１３が回動するようにしてもよい。
【００６２】
回転機構１２は、旋回アーム３０の内部に固定されている回転モータ１２１と、旋回アーム３０に固定された垂直軸１２２と、回転モータ１２１と垂直軸１２２とを連結する歯車機構１２３と、ハウジング１１と垂直軸１２２に固定された固定部材１２４とを有する。
【００６３】
ハウジング１１は、後述の本体制御部６０からの制御信号に基づいて動作する回転モータ１２１の駆動によって、垂直軸１２２周りに水平面内で回転可能となるように構成されている。このような回転機構１２は、例えばセファロ撮影時に使用される。
【００６４】
なお、必ずしも回転モータ１２１でハウジング１１を回動させつつＸ線ビームを照射させる構造とする必要はなく、例えば、Ｘ線発生部１０が規定された方向を向いた後は回動を止め、後述するＸ線発生器１３の前面のビーム成形板１５を移動させてビーム通過孔１５２を移動させつつＸ線ビームで被写体Ｍ１を走査するようにしてもよい。すなわち、本願出願人の出願にかかる特開２００３−２４５２７７に開示する構造のようなものでもよい。
【００６５】
また、回動用モータ１２１を駆動するのではなく、旋回用モータ６０Ｒを駆動することによって、旋回アーム３０を旋回させつつ、セファロ撮影が行われてもよい。
【００６６】
ハウジング１１の内部には、Ｘ線発生器１３が収納されている。Ｘ線発生器１３は、Ｘ線発生源であるＸ線管９と、Ｘ線管９をＸ線検出部２０に対向する部分（図４中、左側）を除いて覆うＸ線遮断ケース１４とによって構成されている。Ｘ線遮断ケース１４のＸ線検出部２０に対向する領域には、ビーム成形板１５が備えられている。このビーム成形板１５は、ビーム成形機構１６に取り付けられている。
【００６７】
図６に示すように、ビーム成形機構１６は、複数のガイドローラ１６１を介して複数の垂直ガイドレール１６２に沿って昇降自在に支持されたブロック１６３を有する。ブロック１６３は、Ｘ線管９から出射されたＸ線をＸ線検出部２０に向けて案内するＸ線通過孔１６４（図５参照）を備えている。
【００６８】
ブロック１６３は、ハウジング１１に固定された昇降モータ１６５にネジ機構を介して連結されている。昇降モータ１６５を駆動することにより、Ｘ線発生部１０は、Ｘ線の照射角度をＺ軸方向に移動できる。これにより、Ｘ線発生部１０を上下動させることなく、Ｘ線の照射角度を上下に移動できる。
【００６９】
ブロック１６３の前方（Ｘ線通過孔１６４の外部）には、Ｘ線管９から出射されたＸ線コーンビームを成形する複数のＸ線を通過させる開口が設けられたビーム成形板１５が配置されている。このビーム成形板１５は、Ｘ線の通過を部分的に遮断し、照射範囲を規制するＸ線規制部となっている。ビーム成形板１５は、ブロック１６３の前面に固定された複数の案内ローラ１６６によって水平方向に移動可能に支持されている。
【００７０】
ビーム成形板１５の一端には、連結アーム１６７が連結されている。連結アーム１６７には、ナット１６８が取り付けられている。ブロック１６３は、ビーム成形板１５の長手方向に伸びるネジ軸１６９を回転自在に支持する。ナット１６８はネジ軸１６９に螺合されており、ネジ軸１６９がブロック１６３に固定されたモータ１７０に連結されている。
【００７１】
ビーム成形板１５は、本体制御部６０からの制御信号に基づいて動作するモータ１７０の駆動によって、ブロック１６３の前部を水平方向の一方向に、すなわちＸ線コーンビームと交差する方向に移動する。
【００７２】
本実施形態において、ビーム成形板１５には、３種類のＸ線通過開口（一次スリット、コリメータ）が形成されている。これら３種類のＸ線通過開口には、Ｘ線コーンビームをコーン状（角錐状の場合も含む。）に成形するための長方形又は正方形のＸ線ＣＴ撮影用のビーム通過孔１５１と、Ｘ線ビームを細長い帯状に成形して細隙ビームとするための縦長のパノラマ撮影用のビーム通過孔１５３と、同じく縦長のセファロ撮影用のビーム通過孔１５２とが含まれる。
【００７３】
例えばＸ線ＣＴ撮影用のビーム通過孔１５１をＸ線管９に対向させた場合、Ｘ線発生部１０からＸ線検出部２０に向けて角錐台状に広がるＸ線のコーンビームが出射される。なお、Ｘ線ＣＴ撮影用のビーム通過孔１５１の縦長と横長が同じとすると、Ｘ線コーンビームはＸ線の進行方向と直交する横断面が略正方形を有することとなる。
【００７４】
また、パノラマ撮影用のビーム通過孔１５３又はセファロ撮影用のビーム通過孔１５２をＸ線管９に対向させた場合、Ｘ線発生部１０からＸ線検出部２０に向けて、横断面が縦長の略平坦な板状（ただし、厳密には角錐台）のＸ線コーンビームが出射される。
【００７５】
またビーム成形板１５の前面には、水平方向に移動して、ビーム通過孔１５１の開口を部分的に遮断する遮蔽板１７１が設けられている。遮蔽板１７１は、水平移動機構（図示せず）に接続されており、ビーム成形板１５に対して水平方向に移動可能に構成されている。ビーム成形機構１６は、本体制御部６０による制御信号に基づいて、遮蔽板１７１を水平方向に移動させることにより、ビーム通過孔１５１を通過するＸ線を部分的に遮断する。これにより、Ｘ線コーンビームの水平方向の広がり（幅）が規制される。なお、このＸ線の透過を規制する機能は、Ｘ線ＣＴ撮影であって、比較的小さい範囲を撮影するモードを実行する際に使用される。以上のように、本実施形態では、ビーム成形機構１６によって、Ｘ線の透過を規制する規制部が構成されている。
【００７６】
なお、前述のブロック１６３のＸ線通過孔１６４の水平方向の幅を、ビーム通過孔１５１の水平方向の幅と同じ幅とし、モータ１７０の駆動によるビーム成形板１５の移動によりコーンビームの水平方向の広がりの開度を調整してもよい。
【００７７】
この場合、コーンビームの水平方向の広がり幅を最大幅で照射させるためには、ビーム成形板１５のビーム通過孔１５１が、Ｘ線通過孔１６４と重なることで、Ｘ線通過孔１６４を通過するＸ線を全く妨げない位置にくるように、ビーム成形板１５をブロック１６３に対して変位させればよい。
【００７８】
また、ビーム成形板１５のビーム通過孔１５１がＸ線通過孔１６４を通過するＸ線を規制する位置に配置されるように、ビーム成形板１５をブロック１６３に対して変位させることにより、Ｘ線コーンビームの水平方向の広がり幅を最大幅より限定した幅で照射できる。このように、Ｘ線コーンビームの水平方向の広がりはビーム成形板１５の位置によって制御される。
【００７９】
また、図示しないが、ビーム成形板１５の前後のいずれかに別のビーム成形板を設けてもよい。具体的には、本願出願人の出願にかかる実公平７−１５５２４の図３に開示のある複数のマスク板４、５の重ね合わせでＸ線の規制を行うＸ線絞り装置のような構造のものを用いることができる。
【００８０】
詳細には、もう一つのビーム成形板に所定形状のビーム通過孔を設け、ビーム成形板のビーム通過孔の水平方向の幅を、ビーム成形板１５のビーム通過孔１５１の水平方向の幅と同じ幅またはそれ以上の幅とし、ビーム成形板１５に対して、別のビーム成形板を相対的に変位可能に構成する。ビーム通過孔１５１と他のビーム形成板のビーム通過孔との位置関係を制御することによって、Ｘ線コーンビームの水平方向の広がりが制御される。
【００８１】
｛Ｘ線検出部２０｝
図７は、旋回アーム３０を示す正面図である。なお、図７では、Ｘ線検出部２０の内部も一部図示している。Ｘ線検出部２０は、Ｘ線検出部２０の各構成を収納するためのハウジング２００を備えている。
【００８２】
ハウジング２００には、Ｘ線を検出するためのＸ線検出器２１と、Ｘ線検出器２１を内部に保持する検出器ホルダ２２と、検出器ホルダ２２を水平方向にスライド移動可能に支持するガイドレール２３と、ハウジング２００に取り付けられた移動モータ２４とを備えている。
【００８３】
Ｘ線検出器２１は、Ｘ線を検出する検出素子である半導体撮像素子を縦方向及び横方向に２次元に平面状に配列することによって構成された検出面を構成するＸ線センサを備えている。なお、Ｘ線センサとしては、例えばＭＯＳセンサやＣＣＤセンサのようなものが考えられるが、これらに限られるものではなく、ＣＭＯＳセンサ等のフラットパネルディテクタ（ＦＰＤ）やＸ線蛍光増倍管（ＸＩＩ）、その他の固体撮像素子等、様々なものを採用することができる。
【００８４】
検出器ホルダ２２は、移動モータ２４の回転軸に取り付けたローラに当接している。検出器ホルダ２２は、本体制御部６０からの制御信号に基づいて動作する移動モータ２４により駆動されて、ガイドレール２３に沿って水平方向に移動する。
【００８５】
図８は、検出器ホルダ２２を示す斜視図である。検出器ホルダ２２は、Ｘ線発生部１０に対向する側に、ビーム通過孔（２次成形用スリットないしコリメータ）２２１，２２２を有する。ビーム通過孔２２１，２２２は、上述のビーム通過孔１５１，１５２のそれぞれの形状に対応しており、例えば、ビーム通過孔１５１を通過するＸ線コーンビームは、ビーム通過孔２２１でより高い精度で成形されてＸ線検出器２１に投射される。
【００８６】
なお、ビーム通過孔２２１，２２２を設けた部材は、省略することも可能である。
【００８７】
Ｘ線検出器２１は、略矩形のビーム通過孔１５１に対応するように矩形状に撮像素子が配列されて構成された検出素子群２１１と、縦長のビーム通過孔１５２に対応するように縦長に撮像素子が配列されて構成された検出素子群２１２とを備えている。Ｘ線検出器２１は、検出器ホルダ２２が形成するスロット２２４の内部に挿入される。
【００８８】
スロット２２４にＸ線検出器２１がセットされると、略矩形のビーム通過孔２２１の背後位置に、略正方形の検出素子群２１１が配置される。また、ビーム通過孔２２２の背後位置に検出素子群２１２が配置される。
【００８９】
Ｘ線ＣＴ撮影時には、検出素子群２１１がビーム通過孔１５１を通過したＸ線が入射してくる位置に、パノラマ撮影時には、検出素子群２１２がビーム通過孔１５３を通過したＸ線に照射される位置に配置されるように、検出器ホルダ２２の移動が制御される。
【００９０】
なお、本実施形態ではＸ線検出器２１に検出素子群２１１，２１２を設けているが、検出素子群２１１のみを設けて、Ｘ線ＣＴ撮影においてもパノラマ撮影においてもビーム通過孔１５１とビーム通過孔１５３の選択のみを行って同じ検出素子群２１１でＸ線を検出するようにしてもよい。その際、Ｘ線で照射される範囲のみの素子を読み出すように制御すると、画像信号送信の効率がよい。
【００９１】
図９は、Ｘ線ＣＴ撮影装置１００の構成を示すブロック図である。図９に示すように、旋回用モータ６０Ｒ、Ｘ軸モータ６０Ｘ、Ｙ軸モータ６０Ｙ、及び被写体固定部４２１は、所定位置の被写体Ｍ１に対して旋回アーム３０を相対的に移動させる駆動源となる駆動部６５を構成している。そして駆動部６５及び被写体固定部４２１は、Ｘ線管９を含むＸ線発生部１０及びＸ線検出器２１を含むＸ線検出部２０を、被写体Ｍ１に対して相対的に移動させる移動機構として機能する。駆動部６５は、旋回用モータ６０Ｒを主要な要素として、旋回アーム３０を旋回駆動する旋回駆動部の一例である。
【００９２】
本実施形態では、ＸＹテーブル３５で構成される水平移動機構に旋回軸３１を取り付けることによって、旋回アーム３０を被写体Ｍ１に対して水平方向に移動させているが、例えば、被写体保持部４２１を椅子等で構成し、これを水平移動機構に接続することによって、旋回アーム３０に対して被写体Ｍ１を相対的に移動させてもよい。また、旋回軸３１及び被写体保持部４２１のそれぞれに、水平移動機構を設けて、それぞれを水平方向に移動可能に構成してもよい。
【００９３】
ここで、Ｘ線ＣＴ撮影の際に、Ｘ線発生部１０とＸ線検出部２０を、被写体Ｍ１に対して旋回させる構成について付言する。
【００９４】
Ｘ線ＣＴ撮影のために、Ｘ線発生部１０とＸ線検出部２０を、被写体Ｍ１に対して旋回させる構成は、旋回軸３１を特定の位置に固定して旋回アーム３０を旋回軸３１の軸周りに旋回させるものに限らない。
【００９５】
Ｘ線ＣＴ撮影においては、Ｘテーブル３５Ｘ、Ｙテーブル３５Ｙによって、旋回軸３１を二次元平面（個々では水平面）内の特定の位置まで移動させた後、旋回軸３１を当該位置に固定し、旋回アーム３０を旋回軸３１の軸周りに旋回させ、Ｘ線発生部１０とＸ線検出部２０を回転することができる。この場合、Ｘ線発生部１０とＸ線検出部２０の回転軸の位置は、旋回軸３１の位置と一致することとなる。
【００９６】
さらに、Ｘ線ＣＴ撮影において、Ｘテーブル３５ＸとＹテーブル３５Ｙとの駆動によって、旋回軸３１を２次元平面内で移動させながら、同時に、旋回アーム３０を旋回軸３１周りに旋回させることができる。このような旋回軸３１の移動による旋回アーム３０の水平面内の移動と、旋回軸３１周りの旋回アーム３０の旋回との合成運動によって、Ｘ線発生部１０とＸ線検出部２０とを、旋回軸３１の位置とは別の位置に設定される特定の回転軸の軸周りに回転させることができる。このように、機械的な旋回軸３１とは別の箇所にＸ線発生部１０とＸ線検出部２０の回転軸を設定する例としては、特開２００７−２９１６８に記載されたＸ線ＣＴ撮影装置の構成を含む種々の技術を適宜利用することが可能である。
【００９７】
本体制御部６０は、駆動部６５を制御するプログラムＰＧ１を含む各種制御プログラムを実行するＣＰＵ６０１と、ハードディスク等の固定ディスクで構成され、各種データやプログラムＰＧ１を記憶する記憶部６０２と、ＲＯＭ６０３と、ＲＡＭ６０４とを、バスラインに接続した一般的なコンピュータとしての構成を有している。
【００９８】
ＣＰＵ６０１は、記憶部６０２に記憶されたプログラムＰＧ１をＲＡＭ６０４上で実行することによって、各種の撮影モードに合わせて、Ｘ線発生部１０を制御するＸ線発生部制御部６０１ａ及びＸ線検出部２０を制御するＸ線検出部制御部６０１ｂとして機能する。
【００９９】
なお、本体制御部６０を構成するＣＰＵ６０１と情報処理本体部８０を構成するＣＰＵ８０１とは、総合的に制御系を構成している。
【０１００】
本体制御部６０に接続された操作パネル６２は、複数の操作ボタン等で構成されている。なお、操作パネル６２に代わる、もしくは操作パネル６２に併用される入力装置としては、操作ボタンのほか、キーボード、マウス、タッチペン等を採用することができる。また、音声による指令をマイク等で受け付けて認識するようにしてもよい。つまり、操作パネル６２は操作手段の一例である。したがって、操作手段としては、操作者の操作を受け付けることができるのであればどのようなものでも構わない。また、表示部６１をタッチパネルで構成することも可能であり、この場合、表示部６１が操作パネル６２の機能の一部または全部を備えることとなる。
【０１０１】
表示部６１には、本体部１の操作に必要な各種情報を文字や画像等で表示される。ただし、情報処理装置８の表示部８１に表示されている表示内容を、表示部６１にも表示されるようにしてもよい。また、表示部６１に表示される文字や画像の上でマウス等によるポインタ操作等を通して本体部１に各種の指令ができるようにしてもよい。
【０１０２】
本体部１は、操作パネル６２、あるいは情報処理装置８からの指令に従って、被写体Ｍ１の関心領域（生体器官等）ＲＯＩを局所的に撮影する。また、本体部１は、各種指令や座標データ等を情報処理装置８から受信する一方、撮影して取得したＸ線の投影データを情報処理装置８に送信する。
【０１０３】
情報処理本体部８０は、各種プログラムを実行するＣＰＵ８０１と、ハードディスク等の固定ディスクで構成され、各種データやプログラムＰＧ２を記憶する記憶部８０２とＲＯＭ８０３と、ＲＡＭ８０４とを、バスラインに接続した一般的なコンピュータとしての構成を有している。
【０１０４】
ＣＰＵ８０１は、記憶部８０２に記憶されたプログラムＰＧ２をＲＡＭ８０４上で実行することによって、操作部８２で指定した領域の座標を算出して、撮影対象領域ＣＡを特定する撮影領域設定部８０１ａと、投影データから三次元データを再構成する等の演算処理を行う演算処理部８０１ｂとして機能する。
【０１０５】
なお、プログラムＰＧ１，ＰＧ２は、所定のネットワーク回線等を介して本体制御部６０または情報処理本体部８０が取得するようにしてもよいし、あるいは可搬性のメディア（ＣＤ−ＲＯＭ等）に保存されたプログラムＰＧ１，ＰＧ２を、所定の読取装置にて読み取ることで取得する様に構成してもよい。
【０１０６】
本実施形態では、オペレータにより、操作パネル６２または操作部８２を介して、撮影対象領域ＣＡが指定される。具体的には、生体の一部又は全体を表示する画面（イラストやパノラマ画像等）が表示部６１または表示部８１に表示され、オペレータが撮影したい領域を操作パネル６２または操作部８２を介して指定することで、撮影対象領域ＣＡが指定される。なお、画面上に領域特定用の画面を表示することなく、操作パネル６２もしくは操作部８２から部位の名称の入力やコード入力等で直接部位の指定を行うようにしてもよい。
【０１０７】
なお、操作パネル６２にも制御部を設けて、本体制御部６０の制御の一部を分担させてもよいし、操作パネル６２に全面的に本体制御６０を設けるようにしてもよい。
【０１０８】
＜１．３．Ｘ線ＣＴ撮影装置の動作＞
次に、Ｘ線ＣＴ撮影装置の動作について説明する。なお、以下に説明するＸ線ＣＴ撮影装置１００の動作は、特に断らない限り、本体制御部６０または情報処理本体部８０によって制御されるものとする。
【０１０９】
＜１．３．１  Ｘ線ＣＴ撮影の概要＞
まず、本実施形態におけるＸ線ＣＴ撮影装置１００によるＸ線ＣＴ撮影の概要について図１０を参照しつつ説明する。図１０は、Ｘ線ＣＴ撮影装置１００によるＸ線ＣＴ撮影の動作を示す概念図である。図１０に示す位置Ｌ０、Ｌ１および位置Ｌ２は、Ｘ線管９のＸ線を発生させる焦点の位置に相当する。また、図１０は、Ｘ線発生部１０、Ｘ線コーンビームＢ１、Ｘ線検出部２０等を旋回アーム３０の旋回軸３１の軸方向から見た様子を示している。
【０１１０】
本実施形態では、Ｘ線ＣＴ撮影が行われる場合、駆動部６５を駆動することによって、旋回アーム３０が旋回する。このとき図１０に示すように、Ｘ線発生部１０からＸ線コーンビームＢＸ１を出射されるが、このＸ線コーンビームＢＸ１が、撮影対象領域ＣＡの中心である中心Ｃ１を回転軸として回転するように、旋回アーム３０が旋回する。
【０１１１】
被写体Ｍ１の位置付けでは、関心領域が撮影対象領域にくるように被写体Ｍ１と旋回アーム３０とを相対的に移動調整する。
【０１１２】
なお、Ｘ線は電磁波の一種であるため、常に空間中を移動してとどまることのない成分であるが、Ｘ線コーンビームＢＸ１はＸ線の束で構成されており、一定の形状に形成されて照射される。そこで、このＸ線束が回転することを、Ｘ線コーンビームＢＸ１の回転という。
【０１１３】
撮影対象領域ＣＡの全体を一定の拡大率で撮影するためには、Ｘ線発生器１３と中心Ｃ１とＸ線検出器２１との距離を、照射開始時から照射終了時まで維持する必要がある。そのため、Ｘ線ＣＴ撮影の際には、本体制御部６０は、中心Ｃ１を中心にＸ線コーンビームＢＸ１を回転させる。ここで、図１０に示すように、旋回軸３１の位置が中心Ｃ１上に配置されていない場合は、本体制御部６０は、旋回用モータ６０Ｒを駆動して、旋回軸３１周りに旋回アーム３０を回転させるとともに、Ｘ軸モータ６０Ｘ及びＹ軸モータ６０Ｙを制御して、旋回軸３１を回転運動させる。この旋回軸３１の回転運動と、旋回アーム３０の回転運動との合成運動によって、中心Ｃ１を回転中心とするＸ線コーンビームＢＸ１の回転運動が実現される。
【０１１４】
むろん、旋回軸３１の位置を中心Ｃ１上に配置させるべく、Ｘテーブル３５Ｘ、Ｙテーブル３５Ｙにより、旋回軸３１を移動させて、特定の位置で停めて、旋回アーム３０を軸周りに旋回させてＸ線検出部１３とＸ線検出器２１とを回転させてもよい。
【０１１５】
また、Ｘ線ＣＴ撮影を安定して行うためには、旋回アーム３０が一定の回転速度となるまでの助走区間が設けられることが望ましい。そこで、例えばＸ線発生器１３については、図１０に示す位置Ｌ０よりも少し手前から回転移動が開始することとなる。なお、この助走区間を移動するＸ線発生器１３の移動軌跡は、必ずしもＸ線ＣＴ撮影時の軌道を通る円上に設定される必要はない。
【０１１６】
Ｘ線ＣＴ撮影装置１００は、Ｘ線コーンビームＢＸ１の回転させている間、あらかじめ定められた回数分、Ｘ線検出部２０にて投影データを収集する。具体的には、本体制御部６０が旋回用モータ６０Ｒを監視して、旋回アーム３０が所定の角度分回転する毎に、Ｘ線検出器２１でのＸ線の検出データを投影データとして収集する。本実施形態では、旋回アーム３０が回転する間、Ｘ線コーンビームＢＸ１を撮影対象領域ＣＡに常に照射するように構成されている。ただし、Ｘ線の照射は、このようなものに限られるものではなく、例えば、Ｘ線検出部２０にてＸ線を検出するタイミングで、Ｘ線発生器１３がＸ線コーンビームＢＸ１を撮影対象領域ＣＡに向けて出射するように構成されていてもよい。この場合、被写体Ｍ１に対して、Ｘ線が間欠的に照射されることとなるため、被曝線量を低減することができる。
【０１１７】
収集された投影データは、逐次情報処理装置８に転送され、例えば記憶部８０２に記憶される。そして収集された投影データは、演算処理部８０１ｂにおいて加工され、三次元データに再構成される。演算処理部８０１ｂにおける再構成の演算処理は、所定の前処理、フィルタ処理、逆投影処理等で構成される。これらの演算処理については、周知技術を含む各種演算処理技術を適用することが可能である。
【０１１８】
また、図１０に示すように、本実施形態では、１回のＸ線ＣＴ撮影におけるＸ線コーンビームＢＸ１の回転角は、１８０度にＸ線コーンビームＢＸ１の旋回方向の広がりの角度（以下、ファン角θ１と称する。）を加算した角度（ただし、３６０度未満）となっている。Ｘ線コーンビームＢ１の回転中心Ｃ１周りの回転角は、中心Ｃ１を回転軸とするＸ線発生器１３とＸ線検出器２１の軸周りの回転角でもある。
【０１１９】
Ｘ線発生器１３は、位置Ｌ０から位置Ｌ１まで回転移動する。なお、ここでいうファン角θ１は、Ｘ線発生器１３から出射したＸ線コーンビームＢＸ１が撮影対象領域ＣＡの全部を通るとともに、Ｘ線検出部２０にて検出可能な範囲の該Ｘ線コーンビームＢＸ１の広がりの角度である。また、位置Ｌ０、Ｌ１は厳密にはＸ線管９のＸ線が発生する原点である焦点の位置である。
【０１２０】
Ｘ線コーンビームＢ１（すなわち、Ｘ線発生器１３とＸ線検出器２１）は、Ｘ線ＣＴ撮影の開始から終了までの間、１８０度にファン角θ１を加えた角度分回転する。
【０１２１】
Ｘ線コーンビームＢＸ１の旋回範囲については、撮影対象領域ＣＡ（Ｘ線ＣＴ撮影領域）を透過したＸ線コーンビームＢＸ１が高散乱領域ＨＳＲをさらに透過しないようにＣＴ撮影できればよいので、１８０度以上３６０度未満で任意に設定できる。例えば１８０度ちょうど旋回させるのみでも診断には支障が無い程度のＸ線ＣＴ画像が得られるが、ファン角θ１を加算した角度とするとより良好なＸ線ＣＴ画像が得られる。この旋回範囲を１８０度にファン角を加えた角度とするＸ線ＣＴ撮影については後述する。
【０１２２】
また、Ｘ線コーンビームＢＸ１の旋回範囲を、２２５度、２７０度、３１５度等、４５度の整数倍で設定してもよいし、１８０度、２４０度、３００度等、６０度の整数倍に設定してもよいし、２００度、２５０度、３００度、３５０度等、５０度の整数倍等、きりの良い角度に設定してもよく、その設定はＸ線撮影装置の構造、制御方法、演算上の便宜、生成されるＣＴ画像の鮮明度合等より適宜に設定できる。
【０１２３】
ここで、仮に回転角を１８０度にした場合、Ｘ線発生器１３は、位置Ｌ０から位置Ｌ２まで回転する。この場合、位置Ｌ０から出射されたＸ線コーンビームＢＸ１の外縁と撮影対象領域ＣＡの外縁との交点Ｐ１については、投影角１８０度よりも小さい範囲しかＸ線の照射を受けていない。投影データにおいて、１８０度の範囲の各方向からＸ線の照射を受けていない点が撮影対象領域ＣＡに存在する場合、再構成した三次元データから、高精度なＣＴ画像を生成することが困難となる。
【０１２４】
そこで、本実施形態の如くＸ線発生器１３の回転角を１８０度にファン角を加えた角度とした場合、図１０に示す交点Ｐ１についても、１８０度の範囲の各方向からＸ線を照射することができる。すなわち、撮影対象領域ＣＡ内の全ての点について、１８０度の範囲の各方向からＸ線照射した投影データを収集する事ができるため、三次元データから、撮影対象領域ＣＡ内の生体器官等の輪郭や形状が鮮明な高精度のＣＴ画像を生成することが可能となる。
【０１２５】
ここで、投影角の概念について説明する。本実施形態における投影角とは、Ｘ線の照射開始時点（具体的には、Ｘ線発生器１３が位置Ｌ０に到達した時点）における、撮影対象領域ＣＡ内の特定の地点を通過するＸ線の進行方向に対して、Ｘ線ＣＴ撮影の各時点における、上記特定の地点を通過するＸ線の進行方向が成す角度をいう。以下に、上記特定の地点を、Ｘ線コーンビームＢＸ１の回転中心である中心Ｃ１上の地点ＰＳ１とした場合を具体例に挙げて説明する。
【０１２６】
Ｘ線コーンビームＢＸ１の照射開始時点においては、地点ＰＳ１において、位置Ｌ０のＸ線発生器１３からＸ線検出器２１に向けて進行方向ＤＲ１のＸ線が通過する。ここで、１回のＸ線ＣＴ撮影においてＮ回分の投影データが取得されるとして、ｎ番目（ただし、ｎは１〜Ｎまでの整数値）に投影データが取得される時点Ｔｎにおいて、地点ＰＳ１を通過するＸ線の進行方向ＤＲｎとする。進行方向ＤＲ１に対してこの進行方向ＤＲｎの成す角度が、投影角ＰＲｎとなる。
【０１２７】
言い換えると、Ｘ線コーンビームＢＸ１は中心Ｃ１を回転中心として回転しつつ撮影対象領域ＣＡを照射するのであるが、撮影対象領域ＣＡ内の特定の地点（例えば、地点ＰＳ１）について、旋回軸３１の軸方向から見て、基準となる直線（具体的には、進行方向ＤＲ１に平行な直線ＬＳ）に対し、或る時点におけるＸ線検出器２１に投影される上記特定の地点に入射する（もしくは、通過する）Ｘ線の成す角度が投影角となる。具体的に、地点ＰＳ１については、Ｘ線発生器１３が各位置Ｌ０，Ｌ１，Ｌ２に在るときのＸ線の投影角ＰＲｎは、位置Ｌ０で投影角０度、位置Ｌ２で投影角１８０度、位置Ｌ１で投影角（１８０度＋θ１）となる。
【０１２８】
仮に、Ｘ線コーンビームＢＸ１が１度ずつ回転する（すなわち、支持部３００が１度ずつ回転する）ごとに１つの投影データが取得されるものと仮定すると、地点ＰＳ１についての上記投影角ＰＲｎが１度増加するごとに、１つの投影データが取得されることとなる。そして、図１０に示すように、Ｘ線発生器１３が位置Ｌ０から位置Ｌ２にまで移動すると、地点ＰＳ１における投影角が１８０度となる。すなわち、Ｘ線発生器１３が位置Ｌ２にあるとき、照射開始時点（Ｘ線発生器１３が位置Ｌ０にある時点）でのＸ線撮影を含めて、１８１個の投影データが取得されることとなる。
【０１２９】
繰り返しになるが、ここで、仮にＸ線ＣＴ撮影におけるＸ線発生器１３の回転角を１８０度とした場合、Ｘ線発生器１３は、位置Ｌ０から位置Ｌ２まで回転する。この場合、位置Ｌ０から出射されたＸ線コーンビームＢＸ１の外縁と撮影対象領域ＣＡの外縁との交点Ｐ１については、投影角１８０度分よりも小さい範囲の方向からしかＸ線の照射を受けていない。投影データにおいて、投影角１８０度分の範囲の各方向からＸ線の照射を受けていない点が撮影対象領域ＣＡに存在する場合、再構成した三次元データから、高精度なＣＴ画像を生成することが困難となる。
【０１３０】
これに対し、本実施形態の如く、Ｘ線ＣＴ撮影におけるＸ線発生器１３の回転角を１８０度にファン角を加えた角度とした場合、図１０に示す交点Ｐ１についても、投影角１８０度分の各方向からＸ線を照射することができる。すなわち、撮影対象領域ＣＡ内の全ての点について、投影角１８０度分の各方向からＸ線照射した投影データを収集することができるため、三次元データから、撮影対象領域ＣＡ内の生体器官等の輪郭や形状が鮮明な高精度のＣＴ画像を生成することが可能となる。
【０１３１】
なお、従来のＸ線ＣＴ撮影装置で取得されたＣＴ画像においては、縦方向、横方向もしくは斜め方向にそって、縞状の模様がアーチファクトとして発生する場合がある。この発生要因を探ったところ、三次元データを再構成する際に、１８０度を超える各方向からＸ線を照射して得た投影データが原因となってアーチファクトが発生することがあることが分かった。
【０１３２】
そこで、本実施形態のＸ線ＣＴ撮影装置１００では、撮影対象領域ＣＡ内の全ての点について、１８０度の範囲の各方向からＸ線を照射したデータのみから三次元データを再構成する。しかしながら、図１０に示すようにＸ線コーンビームＢＸ１を照射し続けて、回転させた場合、撮影対象領域ＣＡ内において、１８０度を超える各方向からＸ線照射した投影データを取得する部分が生じる。そこで、Ｘ線ＣＴ撮影装置１００では、次に述べる制御を実行することにより、余分な投影データを取得することを排除している。
【０１３３】
｛Ｘ線発生器１３の照射範囲の制御｝
図１１は、Ｘ線ＣＴ撮影時において、Ｘ線コーンビームＢＸ１の照射範囲を制御する様子を示す図である。なお図１１の（ａ）〜（ｅ）は、Ｘ線ＣＴ撮影の状況を時系列順に並べて図示したものであり、（ａ）はＸ線コーンビームＢＸ１の回転中心Ｃ１を中心にした、位置Ｌ０を起点とするＸ線発生器１３の回転の回転角が、（１８０°−θ１）であるとき、（ｂ）は回転角が（１８０°−θ１）以上１８０°以下のとき、（ｃ）は回転角が１８０°のとき、（ｄ）は回転角が１８０°以上（１８０°＋θ１）以下のとき、そして（ｅ）は回転角が（１８０°＋θ１）のときをそれぞれ図示している。Ｘ線発生器１３は支持部３００で回転されるので、Ｘ線発生器１３の回転角は支持部３００の旋回角でもある。
【０１３４】
図１１（ａ）に示すように、Ｘ線発生器１３が撮影対象領域（Ｘ線ＣＴ撮影領域）Ｒ１の周りを所定方向（ここでは右回り）に位置Ｌ０から位置Ｌ０１まで回転移動しつつ、撮影対象領域ＣＡにＸ線コーンビームＢＸ１を照射すると、投影角１８０度分丁度（投影角が０度から１８０度まで）の範囲の各方向からのＸ線照射が完了する地点Ｐ２が撮影対象領域ＣＡに生じる。ここで、位置Ｌ０１は、幾何学的に、回転角が１８０度からファン角θ１を減算した値であり、また、地点Ｐ２は、位置Ｌ０１から出射されたＸ線コーンビームＢＸ１の回転方向の外縁と撮影対象領域ＣＡの外縁の交点である。
【０１３５】
より一般化すると、撮影対象領域ＣＡのうち、Ｘ線発生器１３の位置Ｌ０と照射中の各位置とを結んだ線分よりも、Ｘ線発生器１３が移動する側の部分（図１１（ａ）〜（ｅ）中、斜線ハッチングで示す領域）については、投影角１８０度分の方向のＸ線の照射が完了していることとなる。
【０１３６】
例えば図１１（ｂ）に示すように、Ｘ線発生器１３が位置Ｌ０２にある場合には、撮影対象領域ＣＡのうち、位置Ｌ０と位置Ｌ０２とを結んだ線分ＬＮ１よりも外側の領域Ｒ２については、投影角１８０度分の各方向のＸ線照射が既に行われている。そこで、本実施形態では、図１１（ｂ）に示すように、領域Ｒ２についてはＸ線が照射されないように、Ｘ線コーンビームＢＸ１の照射範囲が縮小制御される。なお、線分ＬＮ１は、位置Ｌ０２、Ｌ０３、・・・といったように、位置Ｌ０１以降のＸ線発生器１３の位置βと位置Ｌ０１のＸ線発生器１３の位置αを結ぶ線分である。
【０１３７】
この縮小制御は、Ｘ線発生部制御部６０１ａが、図５に示すビーム通過孔１５１に対して遮蔽板１７１を移動させることによって、ビーム通過孔１５１を通過するＸ線が徐々に遮断されることで実現される。またＸ線コーンビームＢＸ１の遮蔽度合については、Ｘ線発生器１３が位置Ｌ０１にあるときを基準（＝回転角がゼロ）として、Ｘ線発生器１３の回転角をωとしたとき、Ｘ線コーンビームＢＸ１のファン角がθ１から（ω／２）を減算した値となるように制御される。
【０１３８】
別の角度からこの制御を説明すると、位置Ｌ０１のＸ線発生器１３の位置をαとし、位置Ｌ０２、Ｌ０３、・・・のように、位置Ｌ０１以降のＸ線発生器１３の位置をβとし、位置Ｌ０の位置のＸ線発生器１３の位置をγとする。∠αγβ（角αγβ）を角度ψとすると、Ｘ線コーンビームＢＸ１のファン角が（θ１−ψ）の値となるように制御される。また、円周角の定理により、∠αγβ（＝ψ）の値は、∠αＣ１β（＝ω）の値の半分であるω／２となる。
【０１３９】
例えば、図１１（ｃ）に示す状態では、Ｘ線発生器１３の位置Ｌ０１からの回転角がθ１（＝一切規制を受けないＸ線コーンビームＢＸ１のファン角）であるため、Ｘ線コーンビームＢＸ１のファン角が（θ１／２）（＝θ１−（θ１／２））となる。そしてＸ線発生器１３が、図１１（ｄ）に示す位置Ｌ０４を通過して図１１（ｅ）に示す位置Ｌ１まで到達すると、Ｘ線コーンビームＢＸ１が完全に遮断される。このようにして、撮影対象領域ＣＡ内の全ての点について、投影角１８０度分の各方向からＸ線照射した投影データのみを収集することができる。
【０１４０】
以上のように、この制御では、Ｘ線照射の終了時点に到達する前の時点において、Ｘ線コーンビームＢＸ１の照射範囲を縮小するように制御する。この第１の制御は、Ｘ線コーンビームＢＸ１の照射の終了時点が近づくにつれて、支持部３００の旋回角に応じて、次第にＸ線コーンビームの照射範囲を縮小させる場合の制御である。
【０１４１】
また、以上のように、Ｘ線の照射範囲を回転角に応じて規制する制御を行うことによって、撮影対象領域ＣＡ内のいずれの点についても、投影角１８０度分丁度の範囲の各方向のみからＸ線照射した投影データを取得することができる。なお、この投影角１８０度分丁度の範囲とは、途中で中断することのない、連続した範囲（０度〜１８０度）の角度である。このような投影データから三次元データを再構成した場合、投影角１８０度分を超える方向からＸ線照射した投影データについての補正処理を必要としなくてよい。したがって、ＣＴ画像におけるアーチファクトの発生を低減でき、ＣＴ画像の画質を向上することができる。これにより、画像診断を正確に行うことが可能となり得る。
【０１４２】
図１２は、Ｘ線ＣＴ撮影時において、その他の制御方法により、Ｘ線コーンビームＢＸ１の照射範囲を制御する様子を示す図である。なお図１２の（ａ）〜（ｆ）は、Ｘ線ＣＴ撮影の状況を時系列順に並べて図示したものである。図１２（ａ）は中心Ｃ１を中心にして、位置Ｌ０を起点とするＸ線発生器１３の回転の回転角が（０°）のとき、（ｂ）は回転角が０°以上θ１以下のとき、（ｃ）は回転角がθ１のとき、（ｄ）は回転角がθ１以上（２・θ１）以下のとき、そして（ｅ）は回転角が（２・θ１）のとき、（ｆ）は回転角が（１８０°＋２・θ１）のときをそれぞれ示している。また、図１２に示すＸ線発生器１３の位置Ｌ０１Ａ〜位置Ｌ０４Ａは、図１０に示す位置Ｌ０，Ｌ１と同様に、Ｘ線管９のＸ線の焦点の位置に相当する。
【０１４３】
図１２に示す制御方法では、照射開始時点である（ａ）に示す状態から（ｅ）の段階に至るまでは、Ｘ線発生器１３の旋回量に応じて、Ｘ線コーンビームＢＸ１のファン角がゼロからθ１まで次第に増大するように制御される。そして、図１２（ｅ）に示す状態から（ｆ）に示す照射終了の状態では、Ｘ線コーンビームＢＸ１のファン角がθ１とされる。
【０１４４】
図１２（ａ）は、Ｘ線発生器１３が撮影対象領域ＣＡに対するＸ線照射の開始時点の位置Ｌ０にある状態を示している。このとき、遮蔽板１７１は、Ｘ線管９から射出されたＸ線を完全に遮断する位置に配置されており、撮影対象領域ＣＡに対してＸ線コーンビームＢＸ１が照射されないように規制される。
【０１４５】
そして、Ｘ線発生器１３の回転量が増大するにつれて、撮影対象領域ＣＡのうち、Ｘ線発生器１３の位置とＸ線照射の終了位置（位置Ｌ１）とを結んだ線分ＬＮ２（図１２中、一点鎖線で示す。）が通過する部分に対して、Ｘ線が照射されるように、Ｘ線コーンビームＢＸ１の照射範囲が増大される。具体的には、Ｘ線発生器１３の回転に伴って、遮蔽板１７１が所定方向に移動されることにより、ビーム通過孔１５１を介して次第にＸ線の通過量が増大される。なお、ＬＮ２は、位置Ｌ０以降のＸ線発生器１３の位置β１（位置Ｌ０１Ａ〜Ｌ０４Ａ）とＸ線発生器１３の位置Ｌ１（γ１）を結ぶ線分である。
【０１４６】
図１２（ｂ）は、具体的にはＸ線発生器１３が位置Ｌ０から（θ１）／２の角度分回転して位置Ｌ０１Ａに到達した状態を示している。このとき、Ｘ線コーンビームＢＸ１のファン角は、幾何学的に回転角の半分である（θ１／４）となる。また図１２（ｃ）は、Ｘ線発生器１３が位置Ｌ０からθ１の角度分回転して位置Ｌ０２Ａに到達した状態を示している。このとき、Ｘ線コーンビームＢＸ１のファン角は（θ１／２）となる。
【０１４７】
別の観点から、このＸ線コーンビームＢＸ１の制御を説明すると、Ｘ線発生器１３の位置Ｌ０をα１とし、位置Ｌ０以降の位置Ｌ０１Ａ〜Ｌ０４をβ１とし、位置Ｌ１をγ１とすると、∠α１γ１β１の角度θ３（α１とγ１とを結んだ線と、γ１とβ１とを結んだ線の成す角）にＸ線コーンビームＢＸ１のファン角が一致するよう制御される。
【０１４８】
また、図１２（ｄ）は、具体的にはＸ線発生器１３が位置Ｌ０から（θ１＋（θ１／２））の角度分回転して位置Ｌ０３Ａに到達した状態を示している。このとき、Ｘ線コーンビームＢＸ１のファン角は、（（θ１／２）＋（θ１／４））となる。換言すれば、Ｘ線コーンビームＢＸ１のファン角が∠α１γ１β１の角度θ３に一致するように制御される。
【０１４９】
さらに図１２（ｅ）は、Ｘ線発生器１３が位置Ｌ０から（２・θ１）の角度分回転して位置Ｌ０４Ａに到達した状態を示している。このとき、Ｘ線コーンビームＢＸ１のファン角はθ１となり、撮影対象領域ＣＡの全範囲にＸ線が照射されることとなる。そして図１２（ｆ）は、Ｘ線発生器１３が位置Ｌ０から（１８０度＋θ１）の角度分回転して位置Ｌ１に到達した状態を示している。Ｘ線発生器１３は、位置Ｌ０４Ａから位置Ｌ１に到達するまでの間、ファン角θ１のＸ線コーンビームＢＸ１を撮影対象領域ＣＡに照射し、位置Ｌ１に到達した後、Ｘ線の照射を終了する。
【０１５０】
以上のようにＸ線コーンビームＢＸ１の照射開始時点からＸ線の照射範囲の制御を行った場合においても、図１１に示すように制御した場合と同様に、１回のＸ線ＣＴ撮影において、撮影対象領域ＣＡ内の全ての点についても、１８０度丁度の範囲の各方向からＸ線照射した投影データを取得することができる。
【０１５１】
図１２に示した制御に関する上記説明は、Ｘ線コーンビームＢＸ１の照射の開始時点において、支持部３０の旋回角に応じて、次第にＸ線コーンビームＢＸ１の照射範囲を拡大させる場合の説明である。
【０１５２】
Ｘ線コーンビームＢＸ１の遮蔽度合の制御については、図１１に示す制御におけるＸ線発生器１３の回転角ωに合わせて、ファン角をω分遮蔽することと同様の制御を応用することができる。図１１に示す制御ではＸ線照射の終了時点において制御しているのに対し、図１２に示す制御ではＸ線照射の開始時点の制御である点で異なる。
【０１５３】
なお、図１１に示す制御ではＸ線照射の終了時点が近づくにつれて、Ｘ線コーンビームＢＸ１の照射範囲を縮小するように制御し、図１２に示す制御ではＸ線照射の開始時点から、Ｘ線コーンビームＢＸ１の照射範囲を増大するように制御している。しかしながら、照射の開始時点でＸ線コーンビームＢＸ１の照射範囲を増大し、終了時点で照射範囲を縮小するように制御しても構わない。この場合、照射開始時からＸ線発生器１３が回転角θ１分回転するまでの間（すなわち、回転角が０°の位置（図１２（ａ）の位置Ｌ０）からθ１の位置（図１２（ｃ）の位置Ｌ０２Ａ）に到達するまでの間）と、照射終了時までにＸ線発生器１３が回転角θ１分回転するまでの間（すなわち、回転角が１８０°（図１１（ｃ）の位置Ｌ０３）〜（１８０°＋θ１）（図１１（ｅ）の位置Ｌ１）までの間）とにおいて、Ｘ線の照射範囲が制御される。
【０１５４】
より具体的には、照射開始時には、Ｘ線コーンビームＢＸ１の照射がない状態から出発し、Ｘ線発生部の回転角が０°の位置からθ１の位置に到達するまでの間、Ｘ線発生器１３が回転した回転角度分だけＸ線コーンビームＢＸ１のファン角を増大しつつＸ線コーンビームＢＸ１を照射させる制御を行う。これにより、Ｘ線発生器１３がθ１回転する間に、ファン角がゼロからθ１まで増大する。その後は、ファン角θ１のＸ線コーンビームＢＸ１を撮影対象領域に照射する。そして、照射終了時には、Ｘ線発生器１３が、回転角が１８０度の位置から（１８０°＋θ１）の位置に到達するまでの間、回転した回転角度分だけ、Ｘ線コーンビームＢＸ１のファン角を減少させる制御を行う。これにより、Ｘ線発生部が回転角θ１分回転する間に、ファン角がθ１からゼロまで減少する、すなわちＸ線コーンビームＢＸ１の照射が終了することとなる。このような制御を行うことによっても、投影角１８０度分の投影データを得るだけのＸ線照射のみを行うことができる。
【０１５５】
図１３は、照射開始時と照射終了時またはその双方において、Ｘ線コーンビームＢＸ１の照射範囲を制御する構成を普遍的に説明するための図である。
【０１５６】
図１３では、Ｘ線発生器１３が中心Ｃ１を回転軸にして照射開始位置Ｌ０から回転角Ｔ１分回転して、位置Ｌ０２Ｂに到達するまでの間に、ファン角をゼロからθ１まで一定の割合で増大させるとともに、位置Ｌ０３Ｂから回転角Ｔ２分回転してＸ線の照射終了位置である位置Ｌ１に到達するまでの間に、Ｘ線コーンビームＢＸ１のファン角をθ１からゼロにまで一定の割合で減少させる制御を行っている。
【０１５７】
なお、図１３に示す位置Ｌ０１Ｂは、Ｘ線コーンビームＢＸ１の照射範囲が増大している途中のＸ線発生器１３の位置であって、Ｘ線コーンビームＢＸ１の全照射の状態（ファン角がθ１の状態）に対して、Ｘ線発生器１３の回転方向の反対側半分（鉛直方向上方から見たとき、Ｘ線発生器１３からＸ線検出器２１に向かって左側半分であり、ファン角がθ１／２。）のみの照射が行われるときの位置を示している。さらに、位置Ｌ０４Ｂは、Ｘ線コーンビームＢＸ１の照射範囲が減少している途中の状態のＸ線発生器１３の位置であって、全照射の状態に対して、Ｘ線発生器１３の回転方向側半分（鉛直方向上方から見たとき、Ｘ線発生器１３からＸ線検出器２１に向かって左側半分であり、ファン角がθ１／２。）のみの照射が行われるときの位置を示している。
【０１５８】
図１３に示すように、Ｘ線発生器１３が位置Ｌ０２Ｂから、回転角（１８０°−θ１）分回転して、位置Ｌ０３Ｂに到達した時点で、図１１（ａ）に示す地点Ｐ２と同様に、地点Ｐ２Ｂについては、投影角１８０度分の範囲の各方向からＸ線の照射が完了する。この、位置Ｌ０から位置０３ＢまでのＸ線発生器１３の回転角（∠Ｌ０，Ｃ１，Ｌ０３Ｂ）は、∠Ｌ０２Ｂ，Ｃ１，Ｌ０３Ｂが１８０°−θ１であることから、（１８０°−θ１＋Ｔ１）となる。
【０１５９】
また、位置Ｌ０から位置Ｌ０３ＢまでのＸ線発生器１３の回転角は、位置Ｌ０から位置Ｌ１までの回転角（１８０°＋θ１）から、回転角Ｔ２を減算した値（＝１８０°＋θ１−Ｔ２）となる。以上をまとめると、以下の等式が成立する。
∠Ｌ０，Ｃ１，Ｌ０３Ｂ＝１８０°−θ１＋Ｔ１＝１８０°＋θ１−Ｔ２・・・（１）
また、上記式（１）より、以下の等式が導かれる。
Ｔ２＝２・θ１−Ｔ１・・・（２）
【０１６０】
上記式（２）によると、Ｘ線照射開始地点である位置Ｌ０からＸ線発生部が回転角Ｔ１分回転するまでの間、回転方向の反対側からファン角をゼロからθ１まで一定の割合で増大させた場合、Ｘ線発生器１３が位置Ｌ０から回転角（１８０°−θ１＋Ｔ１）分回転した位置Ｌ０３Ｂから回転角（２・θ１−Ｔ１）（＝Ｔ２）分回転して位置Ｌ１に到達するまで、回転方向の反対側からファン角をθ１からゼロまで一定の割合で減少させる。これにより、撮影対象領域ＣＡ内の全ての点について、投影角１８０°分丁度のＸ線照射した投影データのみを取得することができる。
【０１６１】
ここで、図１１で説明した制御方法は、Ｔ１＝０，Ｔ２＝２・θ１に相当するものとなっており、図１２で説明した制御方法は、Ｔ１＝２・θ１，Ｔ２＝０の場合に相当するものとなっている。
【０１６２】
なお、Ｘ線コーンビームＢＸ１のファン角を、必ずしも一定の割合で増大または減少させる必要はなく、投影角１８０°分丁度の照射制御ができる範囲において、適宜変更することも可能である。
【０１６３】
｛Ｘ線検出器２１の検出範囲の制御｝
また、上記の制御方法では、Ｘ線発生部制御部６０１ａがＸ線コーンビームＢＸ１の照射範囲を制御することによって、取得する投影データの範囲を制限している。しかし、投影データの取得範囲を制限する制御方法は、上記のものに限られるものではない。次に説明する制御では、Ｘ線検出部制御部６０１ｂがＸ線検出器２１におけるＸ線の検出可能範囲を制御することによって、投影データの取得範囲を制限する。
【０１６４】
図１４は、Ｘ線ＣＴ撮影時において、Ｘ線コーンビームＢＸ１の検出範囲を制御する様子を示す図である。なお、図１４の（ａ）〜（ｃ）は、Ｘ線ＣＴ撮影の状況を時系列順に並べて図示したものである。図１４中、Ｘ線発生器１３の位置Ｌ０，Ｌ０１，Ｌ０３，Ｌ１については、図１１中に示した位置Ｌ０，Ｌ０１，Ｌ０３，Ｌ１のそれぞれと一致している。
【０１６５】
この制御方法においても、図１１において説明した場合と同様に、Ｘ線発生器１３は、撮影対象領域ＣＡの中心Ｃ１を回転軸として、１８０度にファン角θ１を加えた角度分回転移動しつつ、Ｘ線コーンビームＢＸ１を撮影対象領域ＣＡに照射する。ただし、Ｘ線発生器１３については、Ｘ線コーンビームＢＸ１が撮影対象領域ＣＡの全部に常に照射され、また、Ｘ線検出器２１については、撮影対象領域ＣＡのうち、１８０度の各方向についてのＸ線の照射が完了した部分については、その部分を通過したＸ線を検出しないように制御される。
【０１６６】
具体的に、図１４（ａ）に示すように、Ｘ線発生器１３が位置Ｌ０１に到達すると、点Ｐ２については、すでに１８０度の範囲の各方向からＸ線を照射して得た投影データが取得される。したがって、点Ｐ２については、これ以上投影データを取得する必要がないため、Ｘ線検出器２１は、この部分のＸ線の検出機能を無効化する。
【０１６７】
さらに図１４（ｂ）に示すように、Ｘ線発生器１３が位置Ｌ０３に到達した時点で、撮影対象領域ＣＡのうち、位置Ｌ０３と位置Ｌ０とを結んだ線分の右側の領域Ｒ３については、１８０度丁度の範囲の各方向からＸ線照射した投影データの取得が既に完了する。したがってこの時点では、この領域Ｒ３を透過するＸ線を検出する部分の機能が無効化されることとなる。そして図１４（ｃ）に示すように、Ｘ線発生器１３が位置Ｌ１に到達すると、Ｘ線の検出可能範囲（図１４中、太線で示す。）が消失し、Ｘ線の検出が行われなくなる。
【０１６８】
以上のように、Ｘ線検出器２１の検出面の検出可能範囲を制限することによって、撮影対象領域ＣＡ内のいずれの点についても、１８０度丁度の範囲の各方向からＸ線照射して得た投影データのみを取得することができる。
【０１６９】
また、Ｘ線ＣＴ撮影の終了時点（すなわち、Ｘ線発生器１３が位置Ｌ１に到達する時点）に近づくにつれて、Ｘ線検出器２１によるＸ線の検出可能範囲を制限する制御を行っているが、検出可能範囲の制御方法はこれに限られるものではない。
【０１７０】
次に説明する制御方法では、Ｘ線コーンビームＢＸ１の照射開始時点から、Ｘ線の検出可能範囲を制御することによって、撮影対象領域ＣＡのいかなる点についても、１８０度丁度の範囲の各方向からＸ線照射した投影データのみを取得するように構成されている。
【０１７１】
図１５は、Ｘ線ＣＴ撮影時において、その他の制御方法により、Ｘ線コーンビームＢＸ１の検出範囲を制御する様子を示す図である。なお、図１５の（ａ）〜（ｃ）は、Ｘ線ＣＴ撮影の状況を時系列順に並べて図示したものである。図１５中、Ｘ線発生器１３の位置Ｌ０，Ｌ０２Ａ，Ｌ０４Ａ，Ｌ１については、それぞれ図１２中に示す位置Ｌ０，Ｌ０２Ａ，Ｌ０４Ａ，Ｌ１と一致している。
【０１７２】
この制御方法では、Ｘ線発生器１３は、撮影対象領域ＣＡの中心Ｃ１を回転軸にして、１８０度にファン角θ１を加えた角度分回転移動しつつ、ファン角がθ１のＸ線コーンビームＢＸ１を撮影対象領域ＣＡに照射する。ただし、図１５（ａ）に示すように、Ｘ線照射の開始時点では、Ｘ線検出器２１は、Ｘ線を検出しないように制御される。そして、Ｘ線発生器１３が回転移動して、位置Ｌ０４Ａに到達するまでの間に、次第にＸ線検出器２１のＸ線の検出可能範囲（図１５中、太線で示す。）が拡大される。具体的には、撮影対象領域ＣＡのうち、位置Ｌ１と、Ｘ線検出器２１の位置とを結んだ線分の左側の領域Ｒ４を透過するＸ線を検出する部分について、Ｘ線の検出機能が有効化される。
【０１７３】
このように、Ｘ線の照射開始時点から、旋回アーム（支持部）３０の旋回量に応じて、検出面におけるＸ線の検出可能範囲が次第に拡大するようにＸ線検出器２１を制御することによって、撮影対象領域ＣＡのいずれの点についても、１８０度丁度の範囲の各方向からＸ線照射した投影データのみを取得することができる。
【０１７４】
なお、Ｘ線の検出範囲を制限する制御方法の場合（図１４，１５）、Ｘ線ＣＴ撮影において、Ｘ線コーンビームＢＸ１が撮影対象領域ＣＡに常に照射することとなる。一方、Ｘ線の照射範囲を制限する制御方法の場合（図１１，１２）、被写体Ｍ１の被曝線量が必要最低限に抑えることができる。すなわち、被曝線量を低減するという観点からは、Ｘ線の照射範囲を制限する制御方法の方が有利である。
【０１７５】
以上のように、Ｘ線の照射範囲、または、Ｘ線の検出可能範囲を、Ｘ線発生器１３の旋回量に応じて規制する制御を行うことによって、撮影対象領域ＣＡ内のいずれの点についても、１８０度丁度の範囲の各方向のみからＸ線照射した投影データを取得することができる。このような投影データから三次元データを再構成した場合、１８０度を超える方向からＸ線照射した投影データについての補正処理を必要としなくて済む。したがって、ＣＴ画像におけるアーチファクトの発生を低減でき、ＣＴ画像の画質を向上することができる。これにより、ＣＴ画像に基づく各種診断を正確に行うことが可能となる。
【０１７６】
また、図１４、図１５で説明したＸ線検出器２１の制御は、図１１、図１２において、Ｘ線発生器１３から照射されるＸ線コーンビームＢ１の検出を行っているＸ線検出器２１の検出範囲のみを有効化することと等価である。したがって、図１３で詳細に説明したように、Ｘ線の照射開始時点においてＸ線の検出範囲を増大させ、またＸ線の照射終了時点に到達する前の時点において、Ｘ線の検出範囲を狭めるようにＸ線検出器２１を制御することによっても、撮影対象領域Ｒ１のいずれの点について、投影角１８０度分丁度の範囲の各方向からＸ線照射した投影データのみを取得することができることは言うまでもない。
【０１７７】
｛投影データの排除｝
なお、次に説明する方法によっても、投影角１８０度丁度の範囲の各方向からＸ線照射した投影データのみを有効に取得することが可能である。
【０１７８】
図１６は、情報処理本体部８０のＣＰＵ８０１によって実現される機能ブロックを示す図である。この制御方法においても、上記の場合と同様に、Ｘ線発生器１３が１８０度にファン角θ１を付加した角度分回転移動しつつ、撮影対象領域ＣＡにＸ線コーンビームＢＸ１を照射する。ただし、Ｘ線発生器１３は、常にファン角θ１のＸ線コーンビームＢＸ１を撮影対象領域ＣＡに照射し、かつ、Ｘ線検出器２１は、撮影対象領域ＣＡ内の全ての点を透過するＸ線を検出する。これにより、Ｘ線の投影データを収集されるが、この投影データには、撮影対象領域ＣＡ内の一部の点について、投影角が１８０度の範囲を超える方向からＸ線照射した投影データ（以下、「余剰投影データ」と称する。）が含まれることとなる。
【０１７９】
図１６に示すように、情報処理本体部８０は、ＣＰＵ８０１の代わりに、プログラムＰＧ２にしたがって動作することによりデータ除外部８０１ｃとしても機能するＣＰＵ８０１Ａを備えている。このデータ除外部８０１ｃは、上述の余剰投影データを、全投影データから排除する機能を有する。したがって、データ除外部８０１ｃによって取得される投影データは、撮影対象領域ＣＡの全ての点について、投影角１８０度丁度の範囲の各方向からＸ線を照射して得た投影データのみが含まれることとなる。このようにして、投影角１８０度丁度の各方向からの前記Ｘ線コーンビームを照射して得られる投影データのみを再構成演算の処理対象とすることが可能となる。
【０１８０】
＜１．３．２．撮影対象領域の設定について＞
次に、撮影対象領域の設定について説明する。なお、以下の説明においては、被写体Ｍ１を人体の頭部とし、関心領域ＲＯＩが歯列弓の一部である場合を具体例に挙げて説明する。ただしＸ線ＣＴ撮影装置１００の撮影対象はこのようなものに限定されるものではなく、他の生体器官に適用することが可能である。
【０１８１】
図１７は、Ｘ線ＣＴ撮影装置１００によるＸ線ＣＴ撮影の動作を示す流れ図である。また、図１８は、指定画面Ｗ１を示す図である。本体制御部６０は、オペレータからＸ線ＣＴ撮影を開始する操作入力があった場合、表示部６１または表示部８１において、図１８に示すように、撮影対象領域ＣＡを指定するための指定画面Ｗ１を表示する（ステップＳ１）。本実施形態では、指定画面Ｗ１に、撮影対象領域ＣＡのモデル画像ＤＩが表示される。
【０１８２】
図１８に示すように、指定画面Ｗ１には、モデル画像ＤＩとして、歯列弓のイラスト画像が表示されている。この例では、モデル画像ＤＩが、歯列弓を上方から見た二次元形状を表現したイラスト画像となっているが、３次元的に表現された立体モデルが表示されてもよい。立体モデルで表示した場合、オペレータが所定の操作を行って、該立体モデルを回転させたりするように構成されてもよい。
【０１８３】
図１７に戻って、被写体Ｍ１が所定の撮影位置へ位置付けされる（ステップＳ２）。すなわち、被写体Ｍ１が、Ｘ線ＣＴ撮影装置１００の被写体固定部４２１に固定される。そして、モデル画像と被写体との位置関係が調整される（ステップＳ３）。詳細には、モデル画像ＤＩと表示上のＸ線ＣＴ撮影領域表示指標の間の位置関係と、実際の歯列弓とＸ線ＣＴ撮影領域の間の位置関係との合致をさせる調整（校正）が行われる。
【０１８４】
なお、ステップＳ１〜ステップＳ３については、特開２００２−３１５７４６号公報に記載された設定方法等を適用することができる。
【０１８５】
モデル画像ＤＩと被写体Ｍ１との間の位置関係が調整されると、撮影対象領域ＣＡが設定される（ステップＳ４）。詳細には、オペレータが、モデル画像ＤＩ上に対し、撮影したい関心領域ＲＯＩの略中心である関心点ＰＯＩを設定する。この関心点ＰＯＩは、操作パネル６２または操作部８２を介した所定操作（例えばマウスの移動操作とクリック操作）により指定される。撮影点Ｐ１が設定されると、Ｘ線ＣＴ撮影装置１００は、この関心点ＰＯＩを含む略円形の撮影対象領域ＣＡを設定する。
【０１８６】
この撮影対象領域ＣＡの設定については、モデル画像ＤＩに対して、あらかじめ定められた複数の撮影対象領域ＣＡのうちから、関心点ＰＯＩを含む特定の撮影対象領域ＣＡが選択されることで実現される。具体的に、Ｘ線ＣＴ撮影の対象が歯列弓である場合、例えば歯ごとに、撮影対象領域ＣＡがあらかじめ設定され、そして、関心点ＰＯＩが設定された歯に対応する撮影対象領域ＣＡが選択される。もちろん、歯以外の部分に対しても、撮影対象領域が設定されていてもよい。また、設定される撮影対象領域ＣＡの大きさは、歯ごと、もしくは部位ごとにそれぞれ異なっていてもよい。
【０１８７】
なお、関心点ＰＯＩを指定する代わりに、領域を指定するための領域指定ツールを用意しておき、オペレータがモデル画像ＤＩ上から一定範囲の領域を選択して、選択された領域を撮影対象領域ＣＡに設定されるように構成してもよい。なお、以上のステップＳ１〜ステップＳ４までの動作は、撮影領域設定部８０１ａの制御により実現される。
【０１８８】
次に、設定された撮影対象領域ＣＡに基づいて、Ｘ線ＣＴ撮影を行う際の旋回アーム３０の旋回位置が設定される（ステップＳ５）。この旋回位置は、複数の撮影対象領域ＣＡの位置ごとに、あらかじめ定められており、旋回位置情報として記憶部８０２等に格納されている。
【０１８９】
この旋回位置情報は、例えば、「関心点ＰＯＩがＮ番目（ただしＮ＝１から３２までの整数）の歯（もしくは部位）である場合、Ｘ線発生部１０（Ｘ線発生器１３）を照射開始位置（照射開始地点）ＬＳから照射終了位置（照射終了地点）ＬＥまで旋回させる。」といったように、各歯（もしくは各部位）ごとに、Ｘ線照射の開始位置および終了位置に関する情報が関連づけられて保存されている。ここで、照射開始位置ＬＳや照射終了位置ＬＥは、例えば、所定の基準位置からＮ番目の歯の位置を中心に、角度θＮＳ，θＮＥ回転した位置であるといったように、回転角で定義される。ただし、照射開始位置ＬＳや照射終了位置ＬＥが、二次元位置情報として定義されていてもよい。
【０１９０】
また、角度θＮＳと角度θＮＥとの差分は、１８０度にファン角θ１を加えた角度（ただし、３６０度未満）とされる。Ｘ線発生器１３およびＸ線検出器２１が、１８０度以上３６０度未満の範囲の回転角で被写体Ｍ１の周りを旋回させるＸ線ＣＴ撮影が行われる。
【０１９１】
また、Ｘ線ＣＴ撮影の際には、高散乱領域ＨＳＲによる散乱の影響を抑制するため、Ｘ線発生器１３が被写体Ｍ１である被撮影者の背後側を移動するように照射開始位置ＬＳおよび照射終了位置ＬＥが設定される。ここで、このような照射開始位置ＬＳおよび照射終了位置ＬＥの設定の仕方について説明する。
【０１９２】
図１９は、撮影対象領域ＣＡについて、Ｘ線ＣＴ撮影を行うＸ線ＣＴ撮影装置１００の概略上面図である。図１９では、前歯周辺部が撮影対象領域ＣＡとして設定されている。この撮影対象領域ＣＡについて、旋回位置を設定する場合、図１９（ａ）に示すように、まず、撮影対象領域ＣＡの中心と、高散乱領域ＨＳＲの中心とを結ぶ直線ＬＭ１を想定する。なお、この高散乱領域ＨＳＲは、モデル画像ＤＩ上に対応して、あらかじめ登録されているものとする。
【０１９３】
そして、この直線ＬＭ１に垂直に交わるとともに、撮影対象領域ＣＡの中心を通る直線ＬＭ２を算出する。この直線ＬＭ２で分離される両側の領域（図１９（ａ）では、上の領域と下の領域）のうち、高散乱領域ＨＳＲが含まれる領域側を、Ｘ線ＣＴ撮影の間、Ｘ線発生器１３が通過するように、照射開始位置ＬＳおよび照射終了位置ＬＥが設定される。
【０１９４】
なお、照射開始位置ＬＳおよび照射終了位置ＬＥの設定方法は他にも考え得る。例えば、図１９（ｂ）に示すように、標準的骨格の頭部におけるパノラマ断層の位置または、実測で測った個別の歯列弓におけるパノラマ断層の位置を示す曲線ＰＬを座標計算上設定する。そして、照射開始位置ＬＳにおけるＸ線コーンビームＢＸ１の旋回方向の広がりの左辺ＢＬと、照射終了位置ＬＥにおけるＸ線コーンビームＢＸ１の旋回方向の広がりの右辺ＢＲとが、曲線ＰＬに接する接線ＴＲと平行になるように、照射開始位置ＬＳおよび照射終了位置ＬＥが設定されるように構成されていてもよい。
【０１９５】
以上のように照射開始位置ＬＳおよび照射終了位置ＬＥが設定された場合、Ｘ線ＣＴ撮影の間、Ｘ線発生器１３と撮影対象領域ＣＡとの間に、Ｘ線の散乱度の大きい高散乱領域ＨＳＲ（骨髄等）が介在するが、撮影対象領域ＣＡとＸ線検出器２１との間には、図１９における図示は省略するが、ほとんど散乱の起こらない低散乱領域ＬＳＲが介在することとなる。すなわち、Ｘ線発生器１３と撮影対象領域ＣＡにおけるＸ線の散乱度が、Ｘ線検出器２１と撮影対象領域ＣＡとの間の散乱度よりも大きくなる軌道上を、Ｘ線発生器１３およびＸ線検出器２１が移動することとなる。
【０１９６】
なお、上記ステップＳ５の旋回位置の設定は、オペレータによってその都度指定されるように構成されてもよい。この場合、オペレータが、操作部８２や操作パネル６２を介して照射開始位置または照射終了位置をモデル画像ＤＩに対して手動で指定する。なお、この指定の際に、上述した直線ＬＭ１や直線ＬＭ２がモデル画像ＤＩ上に表示されるように構成してもよい。
【０１９７】
以上のようにして、Ｘ線発生器１３およびＸ線検出器２１の照射開始位置ＬＳおよび照射終了位置ＬＥを良好に設定することができる。なお、旋回方向については、Ｘ線発生器１３およびＸ線検出器２１を、右回りまたは左回りのどちらの方向に設定してもよいが、本体部１の構造によっては、装置構成の制約上、この旋回方向が一方向に限定される場合がある。この点について、図２０を参照しつつ説明する。
【０１９８】
図２０は、所定の撮影対象領域ＣＡについて、Ｘ線ＣＴ撮影を行うＸ線ＣＴ撮影装置１００を示す概略上面図である。なお、図２０中、（ａ）は、Ｘ線発生器１３およびＸ線検出器２１を右回りに旋回させる場合を示しており、（ｂ）は、左周りに旋回させる場合を示している。ここでは、図２０に示すＸ線ＣＴ撮影装置１００には、機械的要素（支柱５０）が図示のように、Ｘ線発生器１３ＸやＸ線検出器２１が、旋回時に通過し得る円軌道上に配置されているものとする。
【０１９９】
撮影対象領域ＣＡとＸ線検出器２１との間の距離は、撮影対象領域ＣＡとＸ線発生器１３との間の距離よりも小さい。この配置により、Ｘ線検出器２１が撮影対象領域ＣＡに近づいており、関心領域ＲＯＩを大きく撮像できるという利点がある。
【０２００】
上述したように、Ｘ線発生器１３を一定速で旋回させて、安定したＸ線ＣＴ撮影を実行するためには、助走区間が必要であり、照射開始位置ＬＳより少し手前の位置（旋回開始位置ＬＳ０）から旋回が開始される。ここで図２０（ａ）に示すように、旋回終了位置ＬＥが、支柱５０の手前となるように、照射開始位置ＬＳが設定されている場合、旋回方向とは逆方向の少し手前に、旋回開始位置ＬＳ０を設定することが可能となっている。
【０２０１】
ところが、図２０（ｂ）に示すように、旋回開始位置ＬＳが支柱５０に近接した位置に設定された場合、旋回開始位置ＬＳ０が支柱５０に重なってしまうこととなる。すなわち、Ｘ線発生器１３の旋回軌道の延長上に、Ｘ線発生器１３と当接する機械的要素（支柱５０）が存在することとなる。この、図２０（ｂ）のような場合は、物理的に旋回開始位置ＬＳにＸ線発生器１３を配置することができなくなる。したがって、図２０（ａ）に示す旋回方向で、Ｘ線発生器１３およびＸ線検出器２１が旋回するように設定される。
【０２０２】
つまり、Ｘ線発生器１３の旋回軌道上、Ｘ線発生器１３が、Ｘ線コーンビームの照射を終了する地点を、照射を開始する地点よりも機械的要素（支柱５０）の近くに設定し、Ｘ線コーンビームの照射を開始する地点よりも前の地点からＸ線発生器１３の旋回移動を開始する。
【０２０３】
Ｘ線発生器１３の旋回軌道上の旋回の終点は、Ｘ線発生器１３が機械的要素５０に衝突しないように、Ｘ線発生器１３の旋回軌道の延長上、機械的要素５０よりも前に位置する。Ｘ線ＣＴ撮影中、Ｘ線発生器１３が機械的要素５０に近づくように旋回することで、Ｘ線発生器１３から照射されるＸ線コーンビームＸＢ１が高散乱領域ＨＳＲを経由して旋回する。また、Ｘ線ＣＴ撮影中、Ｘ線発生器１３と撮影対象領域ＣＡの間を高散乱領域ＨＳＲが通過していく。
【０２０４】
再び図１７に戻って、上述したように、旋回位置が設定され、旋回開始位置ＬＳ０が算出される（ステップＳ６）。そして、Ｘ線ＣＴ撮影が実行される（ステップＳ７）。詳細には、算出された旋回開始位置ＬＳ０にＸ線発生部１３が移動され、その後、Ｘ線発生器１３とＸ線検出器２１とを対向させた状態で、撮影対象領域ＣＡの中心を回転軸とする旋回を開始する。そして、Ｘ線発生器１３が照射開始位置ＬＳに到達してから照射終了位置ＬＥに到達するまでの間、Ｘ線コーンビームＢＸ１を撮影対象領域ＣＡに照射し、これをＸ線検出器２１にて検出することで、Ｘ線の投影データが収集される。
【０２０５】
本実施形態によれば、Ｘ線ＣＴ撮影においてＸ線検出器２１と撮影対象領域ＣＡの間に、高散乱領域ＨＳＲが介在することを抑制するように、Ｘ線発生器１３とＸ線検出器２１の旋回が制御されるため、散乱光の影響を抑えつつ、鮮明なＣＴ画像を取得することができる。
【０２０６】
なお、画質に優れたＸ線画像を取得するには、上述したように、Ｘ線発生器１３およびＸ線検出器２１が、１８０度にＸ線コーンビームＢＸ１のファン角を加えた角度分旋回させて、Ｘ線ＣＴ撮影することが望ましい。例えば、図１０から図１５に示される位置Ｌ０を照射開始位置ＬＳに設定し、図１０から図１５に示される位置Ｌ１を照射終了位置ＬＥに設定する構成である。しかし、丁度１８０度のみ旋回してＸ線ＣＴ撮影が行われるようにしてもよい。この場合、Ｘ線発生器１３とＸ線検出器２１とが、それぞれＸ線ＣＴ撮影の開始位置から丁度１８０度旋回して被写体Ｍ１の撮影対象領域ＣＡを挟んで対向する対向位置まで旋回させるＸ線ＣＴ撮影が行われることとなる。
【０２０７】
このようなＸ線ＣＴ撮影の場合、撮影対象領域ＣＡのうちの一部の点については、１８０度未満の方向からＸ線照射した投影データしか取得することができないため、上記のファン角余計に旋回させる場合に比べて、画質の点で劣るＣＴ画像となる。しかしながら、診断するに足りる画質のＣＴ画像を取得することは可能である。このようなＸ線ＣＴ撮影の場合、１８０度の範囲のみの旋回でよいため、撮影時間を短縮することも可能であり、また、最低限の被曝線量によるＸ線ＣＴ撮影を実現することができる。
【０２０８】
なお、本実施形態に示すように、Ｘ線コーンビームＢＸ１は被写体Ｍ１の一部（詳細には、人体頭部の歯列弓の一部）を撮影する部分Ｘ線ＣＴ撮影（部分ＣＴ撮影）である。このように撮影領域を一部分に限定することによって、被曝線量を必要最小限に抑えることができる。
【０２０９】
また、本実施形態のＸ線ＣＴ撮影装置１００は、モデル画像ＤＩを指定画面Ｗ１に表示して、撮影対象領域ＣＡを設定するように構成されているが、例えば特開２００４−３２９２９３号公報に記載されているように、２以上の位置からＸ線で被写体を透過撮影して取得した２以上のＸ線画像の二次元位置から、三次元位置を算出することによって、設定した撮影対象領域ＣＡの実際の位置をより正確に特定するように構成されていてもよい。また、国際公開第２００６／１０９８０８号パンフレットに記載されているように、歯牙のパノラマ画像上において、撮影対象領域ＣＡを設定できるように構成されていてもよい。
【０２１０】
なお、被写体Ｍ１のうち、高散乱領域ＨＳＲがどの領域になるかは適宜調整ないし設定し得る。ここで、ある特定の歯牙を撮影対象領域ＣＡとする場合に、別の歯牙を高散乱領域ＨＳＲに設定する場合について、図２１を参照しつつ、具体的に説明する。
【０２１１】
図２１は、他の歯牙を高散乱領域ＨＳＲとする場合の、Ｘ線ＣＴ撮影方法を説明するための図である。図２１では、頭部右側の奥歯周辺を撮影対象領域ＣＡとしている。
【０２１２】
図２１（ａ）は、頭部の右側の位置にあるＸ線発生器１３から頭部の左側にあるＸ線検出器２１に向けてＸ線コーンビームＢＸ１が照射されている状態を示している。この場合、Ｘ線コーンビームＢＸ１は撮影対象領域ＣＡである右側の奥歯を透過して、左側の奥歯周辺を経てＸ線検出器２１に入射する。この状態では、図２１（ａ）に高散乱領域ＨＳＲ１で示す頚椎ほどの影響ではないとしても、左側の奥歯周辺が高散乱領域ＨＳＲ２となる。
【０２１３】
これに対し、図２１（ｂ）では、頭部左側の位置にあるＸ線発生器１３から頭部の右側にあるＸ線検出器２１に向けてＸ線コーンビームＢＸ１が照射されている。この場合、Ｘ線コーンビームＢＸ１は左側の奥歯周囲を経た上で撮影対象領域ＣＡである右側の奥歯を透過して、図示の平面視した例では左回りにＸ線検出器２１に照射される。この状態では、Ｘ線コーンビームＢＸ１は撮影対象領域ＣＡを透過した後は高散乱領域ＨＳＲ２を通過しなくてすむ。
【０２１４】
このように、ＣＴ撮影中にできるだけ図２１（ｂ）のようにＸ線コーンビームＢＸ１が撮影対象領域ＣＡを透過した後に高散乱領域ＨＳＲ２を通過しない状態を維持できるよう、Ｘ線発生器１３およびＸ線検出器２１の旋回制御をすることが望ましい。
【０２１５】
図２１（ｃ）はその思想を発展させた例を示す図である。図２１（ｃ）に示す例では、図２０（ａ）に示す例と同様、Ｘ線発生器１３の旋回軌道の延長上に、Ｘ線発生器１３と当接する機械的要素（支柱５０）が存在する。
【０２１６】
ここで、撮影対象領域ＣＡである右奥歯をＣＴ撮影するとき、他の部位のうち、頚椎からなる高散乱領域ＨＳＲ１、左の奥歯と顎骨からなる高散乱領域ＨＳＲ２、右の顎骨からなる高散乱領域ＨＳＲ３が高散乱領域ＨＳＲとなり得る。
【０２１７】
また、頭部全体を高散乱領域ＨＳＲと低散乱領域ＬＳＲに分けて考えることもできる。すなわち、概ね図２１（ｃ）に示す境界線ＢＤで別たれる被撮影者の背後側ＢＡに高散乱領域ＨＳＲ１、ＨＳＲ２、ＨＳＲ３が集中している。そのため、背後側ＢＡ全体が高散乱領域ＨＳＲとなり、前方側ＦＡ全体を、散乱度が高散乱領域ＨＳＲよりも低い低散乱領域ＬＳＲと考えてもよい。
【０２１８】
Ｘ線発生器１３の照射開始位置ＬＳと照射終了位置ＬＥの位置設定の際には、なるべくＸ線検出器２１と撮影対象領域ＣＡとの間に、高散乱領域ＨＳＲ１、ＨＳＲ２、ＨＳＲ３のいずれもが出現しないようにするか、もしくは。出現したとしてもその範囲ないし度合いが小さくなるように設定される。
【０２１９】
Ｘ線ＣＴ撮影中、Ｘ線発生器１３は、機械的要素５０に近づくように旋回し、Ｘ線発生器１３から照射されるＸ線コーンビームＸＢ１がＸ線発生器１３と撮影対象領域ＣＡとの間で高散乱領域ＨＳＲを経由して旋回する。この点は図２０（ａ）と同様であるため、詳細は省略する。
【０２２０】
そして図２１（ｃ）に示す例では、照射開始位置ＬＳにおけるＸ線コーンビームＢＸ１の旋回方向の広がりの右辺ＢＲと、照射終了位置ＬＥにおけるＸ線コーンビームＢＸ１の旋回方向の広がりの左辺ＢＬとが、高散乱領域ＨＳＲ２と高散乱領域ＨＳＲ３に接する接線ＴＲと平行になるように設定されている。
【０２２１】
なお、接線ＴＲは、高散乱領域ＨＳＲ１〜ＨＳＲ３の全てを含む領域と、それらを含まない領域とを分離する境界線であり、かつ、撮影対象領域ＣＡの中心を通る直線である。この接線ＴＲを境界として、高散乱領域ＨＳＲ１〜ＨＳＲ３を含む側を高散乱領域ＨＳＲとし、反対側の領域を低散乱領域ＬＳＲと捉えることもできる。
【０２２２】
このようにして、撮影対象領域ＣＡを透過したＸ線コーンビームＢＸ１が、なるべく高散乱領域ＨＳＲ１、ＨＳＲ２、ＨＳＲ３からなる高散乱領域ＨＳＲを透過しないように旋回開始位置ＬＳや旋回終了位置ＬＥが設定される。
【０２２３】
いずれの部位を高散乱領域ＨＳＲとするかは、例えば頭部全体のうち、少なくとも体軸を横切る範囲に歯列弓を含んだ領域を、低出力のパルスのＸ線コーンビームで予備撮影し、単位空間中の骨密度が一定の値以上であるか否かにより、演算で定められる。もちろん、標準的骨格の頭部を想定し、経験的なデータより予め人為的に高散乱領域ＨＳＲが設定されてもよい。また、その領域設定も、大人と子供の区別を含めた年齢ごと、性別ごと等に細かく準備するようにしてもよい。
【０２２４】
こうして設定された領域がＸ線発生器１３とＸ線検出器２１の旋回軌道の設定に用いられる。上述したように、高散乱領域ＨＳＲは、撮影対象領域ＣＡをいずれの部位にするかによって変化し得るものである。
【０２２５】
＜２．第２実施形態＞
第２実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影装置１００Ａについて説明する。
【０２２６】
図２２は、第２実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影装置１００Ａの概略を示す全体図である。図２２（ａ）は、Ｘ線ＣＴ撮影装置１００Ａの正面図であり、図２２（ｂ）は、Ｘ線ＣＴ撮影装置１００Ａの側面図である。なお、以下の説明において、第１実施形態と同様の機能を有する要素については同一符号を付してその説明を省略する。
【０２２７】
図２２に示すように、本実施形態のＸ線ＣＴ撮影装置１００Ａは、二つの支柱５０Ａによって両側端部が支えられた上部フレーム４１Ａの中央の位置に、旋回アーム３０が吊り下げ保持された構成を有している。したがって、本実施形態では、第１実施形態の支柱５０のような機械的要素に旋回アーム３０が干渉するおそれがなく、旋回アーム３０を３６０度の範囲で旋回させることが可能に構成されている。上部フレーム４１Ａの両側端部は、支柱５０Ａの内部のプーリーに架け渡されたベルト５１に接続されており、図示しないモータを駆動してベルト５１を回すことによって、上部フレーム４１Ａを鉛直方向に沿って上下に移動させることができる。
【０２２８】
また、Ｘ線ＣＴ撮影装置１００Ａは、被写体Ｍ１である人体の頭部を固定するヘッドレスト等を備え、シート状に形成された被写体固定部４２１Ａが設けられている。被写体固定部４２１Ａは、被写体Ｍ１を坐位の姿勢で固定する。被写体固定部４２１Ａは、鉛直方向に昇降する昇降部６３によって下方側から支持されている。
【０２２９】
旋回アーム３０は、上部フレーム４１Ａに内蔵されたＸＹテーブル３５（Ｘテーブル３５ＸおよびＹテーブル３５Ｙで構成される。）に旋回軸３１によって接続されており、上部フレーム４１に対して水平方向に移動することができる。また、被写体固定部４２１Ａは、ＸＹテーブル３５と同様の機能を有するＸＹテーブル６４に接続されており、上部フレーム４１に対して水平方向に移動可能に構成されている。
【０２３０】
このような構成のＸ線ＣＴ撮影装置１００Ａにおいても、本願発明を実施することは有効である。
【０２３１】
＜３．変形例＞
以上、本発明の実施の形態について説明してきたが、本発明は上記実施の形態に限定されるものではなく様々な変形が可能である。
【０２３２】
例えば上記実施形態では、Ｘ線ＣＴ撮影において、矩形状に開口したビーム通過孔１５１を透過させることによって、角錐状のＸ線ビームを撮影対象領域に照射しているが、ビーム通過孔１５１を円形に形成することによって、円錐状のＸ線ビームを照射するように構成してもよい。この場合、撮影対象領域は球状となる。
【０２３３】
また、上記実施形態に示した機能ブロックは、ソフトウェアにより実現されると説明したが、これらの機能ブロックの一部または全部を専用の論理回路によりハードウェアとして実現してもよい。
【０２３４】
また、上記実施形態のＸ線ＣＴ撮影装置１００は、床に垂直に立設する構造を有しているが、被写体Ｍ１である被検者が寝た姿勢でＸ線ＣＴ撮影が行われる構造に応用することが可能であることは言うまでもなく、例えば、旋回軸３１を水平に設定し、被写体保持部４２１を、患者を水平に載置する寝台等で構成してもよい。
【０２３５】
さらに、上記各実施形態及び変形例で説明した各構成は、相互に矛盾しない限り適宜組み合わせることができる。
【符号の説明】
【０２３６】
θ１  ファン角
１００，１００Ａ  Ｘ線ＣＴ撮影装置
１  本体部
１０  Ｘ線発生部
１３  Ｘ線発生器
１５  ビーム成形板
１５１，１５２，１５３  ビーム通過孔
１６  ビーム成形機構
１７１  遮蔽板
２０  Ｘ線検出部
２１  Ｘ線検出器
２１１，２１２  検出素子群
３００  支持部
３５  ＸＹテーブル
３５Ｘ  Ｘテーブル
３５Ｙ  Ｙテーブル
４２１，４２１Ａ  被写体固定部
６０  本体制御部
６０１  ＣＰＵ
６０１ａ  Ｘ線発生部制御部
６０１ｂ  Ｘ線検出部制御部
６０２  記憶部
６０Ｒ  旋回用モータ
６０Ｘ  Ｘ軸モータ
６０Ｙ  Ｙ軸モータ
６１  表示部
６２  操作パネル
８  情報処理装置
８０  情報処理本体部
８０１，８０１Ａ  ＣＰＵ
８０１ａ  撮影領域設定部
８０１ｂ  演算処理部
８０１ｃ  データ除外部
８０２  記憶部
８１  表示部
８２  操作部
ＢＸ１  Ｘ線コーンビーム
ＣＡ  撮影対象領域
ＤＩ  モデル画像
ＨＳＲ  高散乱領域
ＬＥ  照射終了位置
ＬＳ  照射開始位置
ＬＳ０  旋回開始位置
Ｍ１  被写体
ＰＧ１，ＰＧ２  プログラム
ＰＯＩ  関心点
ＲＯＩ  関心領域
Ｗ１  指定画面
【図１】
2011194032.tif 000003
【図２】
2011194032.tif 000004
【図３】
2011194032.tif 000005
【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
2011194032.tif 000009
【図８】
2011194032.tif 000010
【図９】
2011194032.tif 000011
【図１０】
2011194032.tif 000012
【図１１】
2011194032.tif 000013
【図１２】
2011194032.tif 000014
【図１３】
2011194032.tif 000015
【図１４】
2011194032.tif 000016
【図１５】
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【図１６】
2011194032.tif 000018
【図１７】
2011194032.tif 000019
【図１８】
2011194032.tif 000020
【図１９】
2011194032.tif 000021
【図２０】
2011194032.tif 000022
【図２１】
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【図２２】
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