(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被写体に対して、Ｘ線発生器を旋回させてＸ線を照射して得られた原Ｘ線投影画像をフィルタ処理し逆投影して得られたＸ線吸収係数分布情報の原画像から閾値処理または微分処理により金属部分のみを抽出処理して抜出し、その埋設位置を算出し、その金属部分についての既知のデータから、金属部分同士の重なり部分に補正を加えた計算上の投影画像を作成し、その計算上の投影画像の濃度を、画像全体のコントラストが得られるように調整して、上記原Ｘ線投影画像に重ね合わせた補正Ｘ線投影画像を作成し、その補正Ｘ線投影画像を再度フィルタ処理し逆投影することによって、上記被写体のＸ線吸収係数分布情報の画像を得ることを特徴とするＸ線ＣＴ撮影方法。
【請求項２】
Ｘ線発生器の旋回の回転中心を、被写体の一部である撮影すべき局所部位の中心に固定し、Ｘ線発生器を、その局所部位のみを包含するＸ線コーンビームを局所照射させながら、半回転あるいは１回転させることによって、その局所部位のＸ線吸収係数分布情報の画像を得る構成のＸ線ＣＴ撮影装置の画像処理装置において、請求項１に記載の方法が実行されることを特徴とするＸ線ＣＴ撮影方法。
【請求項３】
Ｘ線発生器と２次元Ｘ線イメージセンサとを対向配置させた旋回アームを有したＸ線撮影手段と、
旋回アームの回転中心を撮影に先立って移動設定可能として、または被写体を撮影に先立って移動設定可能として、撮影中は、旋回アームの回転中心を撮影すべき局所部位の中心位置に固定した状態で旋回アームを旋回駆動する旋回アーム駆動制御手段と、
Ｘ線投影画像を逆投影して、Ｘ線が透過した物体内部の吸収係数分布情報を画像情報として取り出す画像処理装置とを備え、
上記Ｘ線発生器を旋回させて上記局所部位を包含するＸ線を照射し、得られた原Ｘ線投影画像を、上記画像処理装置において、フィルタ処理し逆投影し、得られたＸ線吸収係数分布情報の原画像から閾値処理または微分処理により金属部分のみを抽出処理して、その埋設位置を算出し、その金属部分についての既知のデータから、金属部分同士の重なり部分に補正を加えた計算上の投影画像を作成し、その計算上の投影画像の濃度を、画像全体のコントラストが得られるように調整して、上記原Ｘ線投影画像に重ね合わせた補正Ｘ線投影画像を作成し、その補正Ｘ線投影画像を再度フィルタ処理し逆投影することによって、上記被写体のＸ線吸収係数分布情報の画像を得ることを特徴とするＸ線ＣＴ撮影装置。
【請求項４】
請求項３において、
更に、Ｘ線発生器が放射するＸ線の少なくとも走査方向の広がりを制限させるＸ線ビーム幅制限手段を備え、
上記Ｘ線発生器を旋回させてＸ線を照射する際に、その旋回の回転中心を、上記被写体の一部である撮影すべき局所部位の中心に固定し、Ｘ線発生器を、上記Ｘ線ビーム幅制限手段によってその局所部位のみを包含するＸ線コーンビームを局所照射させながら、半回転あるいは１回転させることによって、その局所部位のＸ線吸収係数分布情報の画像を得ることを特徴とするＸ線ＣＴ撮影装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被写体にＸ線を照射して、その被写体のＸ線吸収係数分布情報の画像を得るＸ線ＣＴ撮影方法及びその装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
被写体の周囲からＸ線を照射して投影データを得た後、この投影データをＲａｄｏｎの原理によって解析処理して、Ｘ線を透過させた被写体のＸ線吸収係数分布情報の画像、あるいは、その被写体の任意の断層面画像を得る方法が従来からＸ線ＣＴとして診断などに広く使用されている。
【０００３】
従来のこのようなＸ線ＣＴ（computed tomography）では、被写体に複数の金属物が含まれている場合には、得られたＸ線吸収係数分布情報の画像において、いわゆる金属アーチファクトと呼ばれる現象が生じて、その金属物に挟まれた部分に白抜けの偽像が発生し、診断上問題となっていた。これは、その偽像部分については、本来の正確な画像が得られないからである。
【０００４】
図１０は、Ｘ線ＣＴ撮影における偽像の発生原因の説明図である。
【０００５】
図１０（ａ）、（ｂ）は、被写体の内部に２つの金属物Ｉ１，Ｉ２が存在している場合に、この被写体にＸ線を旋回照射したときに得られる透過Ｘ線量のグラフと、そのグラフから得られるＸ線吸収係数のグラフを、２つの照射旋回位置［１］，［２］について対応させて示している。なお、ここでは、解りやすくするために、金属物Ｉ１，Ｉ２以外の部分はＸ線を完全に透過させるものとする。
【０００６】
照射旋回位置［１］のように、Ｘ線を照射した場合の影が重ならない場合には、金属物Ｉ１，Ｉ２の透過Ｘ線量は図示するように正しいグラフとなり、これから得られるＸ線吸収係数のグラフも正しいものになっている。ただし、ここで、注意が必要なのは、金属物Ｉ１，Ｉ２は、それぞれ単体でＸ線を吸収してしまい、その透過Ｘ線量、つまり、その金属物Ｉ１，Ｉ２を透過して、Ｘ線フィルムや２次元Ｘ線イメージセンサを感光させるＸ線量は既に「０」となっていることである。
【０００７】
一方、照射旋回位置［２］のように、Ｘ線を照射した場合の影が重なる場合には、金属物Ｉ１，Ｉ２の透過Ｘ線量は、双方の影が重なった部分については、本来、それだけ吸収量が多いので、図に点線で示したようなグラフにならなければならないが、すでに、金属物Ｉ１，Ｉ２の単体でＸ線を吸収してしまって、透過Ｘ線量は「０」となっているので、得られるグラフは図１（ａ）［２］の実線のようになってしまう。したがって、このグラフから得られるＸ線吸収係数のグラフも図１（ｂ）［２］の実線のようになってしまい、本来、得られるべき点線のようなグラフを得ることができない。
【０００８】
このような現象によって、Ｘ線投影画像をフィルター処理し、逆投影して得られたＸ線吸収係数分布情報の画像で金属物間に発生する像を偽像（アーチファクト）と呼んでいる。この偽像は、被写体の正しいＸ線吸収係数分布情報を覆い隠すもので、正しい画像を得ることができない。したがって、この金属アーチファクトによる偽像を除くことが、例えば、歯科診療などにおいて、金属物であるインプラントが施された歯牙を持つ患者の正しいＸ線吸収係数分布情報を得るために必要であった。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は、従来のＸ線ＣＴ撮影が、このような事情にあるのに着目して開発されたもので、インプラントなどがある場合でも、金属アーチファクトによる偽像を除去し、診断に耐え得るＸ線吸収係数分布情報の画像が得られるＸ線ＣＴ撮影方法と装置を提案することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
請求項１に記載のＸ線ＣＴ撮影方法は、被写体に対して、Ｘ線発生器を旋回させてＸ線を照射して得られた原Ｘ線投影画像をフィルタ処理し逆投影して得られたＸ線吸収係数分布情報の原画像から閾値処理または微分処理により金属部分のみを抽出処理して抜出し、その埋設位置を算出し、その金属部分についての既知のデータから、金属部分同士の重なり部分に補正を加えた計算上の投影画像を作成し、その計算上の投影画像の濃度を、画像全体のコントラストが得られるように調整して、上記原Ｘ線投影画像に重ね合わせた補正Ｘ線投影画像を作成し、その補正Ｘ線投影画像を再度フィルタ処理し逆投影することによって、上記被写体のＸ線吸収係数分布情報の画像を得ることを特徴とする。
【００１１】
この撮影方法は、いったん、従来のＸ線ＣＴ撮影方法でＸ線吸収係数分布情報の原画像を得、この金属アーチファクトによる偽像を含んだ原画像から、閾値処理、あるいは、微分処理によって、金属部分を抽出処理して、その位置を算出し、この金属部分について予め得られたデータを用いて、その正しい投影画像を計算で求めて、その投影画像を原Ｘ線投影画像に重ね合わせて補正Ｘ線投影画像を求め、これの画像を再度フィルタ処理し逆投影することによって、被写体のＸ線吸収係数分布情報の画像を得るようにしたものである。
【００１２】
ここで、重ね合わせの方法は、基本的には、両画像を比較して、Ｘ線吸収係数分布情報の大きい方を選択するという方法で行い、両画像のつなぎ目については、ズムージングを行ってもよい。
【００１３】
この方法によれば、出願人の実験では、画像処理の時間は、従来法に比べて約２．５倍かかるが、複数の金属物、例えば歯科ではインプラント、によって生じる偽像を効率良く防ぐことができる。
【００１４】
請求項２に記載のＸ線ＣＴ撮影方法は、Ｘ線発生器の旋回の回転中心を、被写体の一部である撮影すべき局所部位の中心に固定し、Ｘ線発生器を、その局所部位のみを包含するＸ線コーンビームを局所照射させながら、半回転あるいは１回転させることによって、その局所部位のＸ線吸収係数分布情報の画像を得る構成のＸ線ＣＴ撮影装置の画像処理装置において、請求項１に記載の方法が実行されることを特徴とする。
【００１５】
この撮影方法は、請求項１の偽像除去方法に加え、Ｘ線ＣＴ撮影方法にいわゆる局所照射のＸ線ＣＴ撮影方法を用いたもので、双方の効果が相乗的に発揮される。
【００１６】
ここで、局所照射のＸ線ＣＴ撮影方法とは、その旋回の回転中心を、上記被写体の一部である撮影すべき局所部位の中心に固定し、Ｘ線発生器からはその局所部位のみを包含するＸ線コーンビームを局所照射することによって得られたＸ線投影画像をフィルター処理、逆投影するという方法であり、Ｘ線コーンビームを局所照射する局所部位については、常に投影データが得らるが、その局所部位を取り囲む被写体の他の部分については、局所部位に比べて、Ｘ線コーンビームは旋回に伴って一時的に透過するだけで、投影データへの影響も少ないので、逆投影する場合に、局所部位以外の投影データへの影響を略無視することができるという思想に基づいている。
【００１７】
この局所照射のＸ線ＣＴ撮影方法は、それに用いるＸ線コーンビームが従来のＸ線ビームに比べ、その照射範囲が限定され、また、原則として、１旋回、あるいは半旋回の照射で足りるので、撮影時間が大幅に短縮でき、被写体のＸ線被爆量を著しく軽減でき、特に、歯科治療のように、診断等のために必要な断層面画像の範囲が限定される場合には、有効である。
【００１８】
請求項３に記載のＸ線ＣＴ撮影装置は、Ｘ線発生器と２次元Ｘ線イメージセンサとを対向配置させた旋回アームを有したＸ線撮影手段と、旋回アームの回転中心を撮影に先立って移動設定可能として、または被写体を撮影に先立って移動設定可能として、撮影中は、旋回アームの回転中心を撮影すべき局所部位の中心位置に固定した状態で旋回アームを旋回駆動する旋回アーム駆動制御手段と、Ｘ線投影画像を逆投影して、Ｘ線が透過した物体内部の吸収係数分布情報を画像情報として取り出す画像処理装置とを備え、上記Ｘ線発生器を旋回させて上記局所部位を包含するＸ線を照射し、得られた原Ｘ線投影画像を、上記画像処理装置において、フィルタ処理し逆投影し、得られたＸ線吸収係数分布情報の原画像から閾値処理または微分処理により金属部分のみを抽出処理して、その埋設位置を算出し、その金属部分についての既知のデータから、金属部分同士の重なり部分に補正を加えた計算上の投影画像を作成し、その計算上の投影画像の濃度を、画像全体のコントラストが得られるように調整して、上記原Ｘ線投影画像に重ね合わせた補正Ｘ線投影画像を作成し、その補正Ｘ線投影画像を再度フィルタ処理し逆投影することによって、上記被写体のＸ線吸収係数分布情報の画像を得ることを特徴とする。
【００１９】
この装置は、請求項１に記載のＸ線ＣＴ撮影方法を実現する装置であり、請求項１と同様の効果を発揮する。
【００２０】
請求項４に記載のＸ線ＣＴ撮影装置は、請求項３において、更に、Ｘ線発生器が放射するＸ線の少なくとも走査方向の広がりを制限させるＸ線ビーム幅制限手段を備え、上記Ｘ線発生器を旋回させてＸ線を照射する際に、その旋回の回転中心を、上記被写体の一部である撮影すべき局所部位の中心に固定し、Ｘ線発生器を、上記Ｘ線ビーム幅制限手段によってその局所部位のみを包含するＸ線コーンビームを局所照射させながら半回転あるいは１回転させることによって、その局所部位のＸ線吸収係数分布情報の画像を得ることを特徴とする。
【００２１】
この装置は、請求項２に記載のＸ線ＣＴ撮影方法を実現する装置であり、請求項２と同様の効果を発揮する。
【００２２】
【発明の実施の形態】
以下に、添付図とともに、本発明の実施の形態について説明する。
【００２３】
図１は、本発明のＸ線ＣＴ撮影方法の基本原理を示している。なお、これより、歯科診療の場合を例に説明するが、本発明の方法の適用分野は、この分野に限るものではない。
【００２４】
図１（ａ）に示すように、患者の下奥歯の第７歯Ｓ７、第８歯Ｓ８に金属物であるインプラントＩ１，Ｉ２が埋設されている場合に、この部分の撮影に本発明のＸ線ＣＴ撮影方法を適用する例について説明する。
【００２５】
まず、図１（ｂ）に示すように、通常のＸ線ＣＴ撮影と同様に、これらの被写体Ｏ（Ｓ７，Ｓ８）に対してＸ線を旋回照射させて原Ｘ線投影画像を得、これをフィルタ処理し逆投影して得られたＸ線吸収係数分布情報の原画像Ｘ１を得る。この原画像Ｘ１は、上述した金属アーチファクトの為、金属物であるインプラントＩ１，Ｉ２の周囲に、その周囲部分を覆い隠すような偽像を伴った形で得られる。このような原画像Ｘ１では、診療に用いることができない。
【００２６】
そこで、図１（ｃ）に示すように、この原画像Ｘ１から金属部分だけを抜き出す抽出処理を行う。これには、金属部分は、他の部分より、Ｘ線吸収係数分布情報が大きいので、所定の閾値処理をして、金属部分を抜き出す方法、また、微分処理により、金属部分を抜き出す方法がある。いずれにしても、このように金属部分を抜き出して、その埋設位置を算出し、その後に、この金属部分であるインプラントＩ１，Ｉ２についての既知のデータから、この金属部分の計算上の投影画像ＸＭを作成する。
【００２７】
ついで、画像全体のコントラストが得られるように、この投影画像ＸＭの濃度レベルを調整して、原Ｘ線投影画像に重ね合わせて、図１（ｄ）に示す補正Ｘ線投影画像Ｘ２を得る。このようにすると、たとえ、金属物であるインプラントＩ１，Ｉ２が重なるような投影画像においても、図１０（ａ）に示した点線部分のような正しい投影画像が得られ、結果、図１０（ｂ）に点線で示した部分のような正しいＸ線吸収係数分布情報の画像を得ることができる。
【００２８】
その結果が、図１（ｅ）に示す、最終的に得られたＸ線吸収係数分布情報の画像Ｘ３である。
【００２９】
このようにして、画像処理の時間は従来法に比べ、約２．５倍かかるが、金属アーチファクトによる偽像のない、診断に耐える画像を得ることができる。
【００３０】
図２は、本発明の局所照射のＸ線ＣＴ撮影方法の原理説明図である。この方法は、図１で説明した金属アーチファクトを除去する補正方法に、さらに、出願人自ら開発した局所照射を組み合わせたものであり、ここでは、その局所照射の方法について説明する。
【００３１】
図２において、１はＸ線発生器、２は２次元Ｘ線イメージセンサであり、これらは図４，５，６等で後述する旋回アーム３（ここでは不図示）に対向配置されている。Ｐは撮影すべき局所部位となる第８歯をそれぞれ示しており、Ｓは歯列弓を示している。
【００３２】
本発明の撮影方法では、図２に示したように、局所部位Ｐの中心位置Ｐａを旋回アーム３の回転中心３ａとして、旋回アーム３を等速で旋回させる。このとき、Ｘ線発生器１は、局所部位Ｐのみを包含する大きさのビーム幅を有したＸ線コーンビーム１ａを放射するので、２次元Ｘ線イメージセンサ２には、拡大率の一定した局所部位ＰのＸ線投影画像が順次生成される。
【００３３】
２次元Ｘ線イメージセンサとしては、Ｘ線ＴＦＴ（Thin Film Transistor）センサ、Ｘ線ＭＯＳ（Metal Oxide Semiconductor）センサ、Ｘ線ＩＩ（Image Intensifier）カメラ、Ｘ線アモルファスセレンセンサ、Ｘ線ＣＣＤ（Charge Coupled Device）センサ、増幅器付きＸ線ＣＣＤセンサ（ＸＩＣＣＤ）、ＣｄＺｎＴｅセンサなどを使用する。
【００３４】
このようにして撮影されたＸ線投影画像をコンピュータによってフィルタ処理、逆投影の演算処理をすれば、局所部位Ｐの内部のＸ線吸収係数分布情報が画像情報となって取り出されるので、その局所部位Ｐの任意の断層面を指定し、あるいは予め指定しておけば、その断層面画像が得られる。
【００３５】
旋回アーム３（不図示、後述。）は、局所部位Ｐの中心位置Ｐａに回転中心３ａを固定保持して旋回する。この際、Ｘ線コーンビーム１ａは、常に局所部位Ｐのみを包含するように局所照射する。撮影条件に応じて、局所部位Ｐに対して半周あるいは全周照射すれば、その部分のＸ線吸収係数分布情報の画像が生成できる。
【００３６】
図３（ａ）はＸ線発生器１から放射されるＸ線コーンビーム１ａ、図３（ｂ）は、従来のＸ線ファンビーム１ａ′を示している。
【００３７】
このＸ線コーンビーム１ａは、走査方向の広がり角度θ′が大きく、上下方向の広がりが小さい従来のＸ線ファンビーム１ａ′に比べて、走査方向の広がり角度θが小さく、また上下方向に一定の厚みを持っており、一度のビーム照射によって撮影すべき局所部位Ｐの全体にＸ線を透過させる程度の大きさのビーム束である。
【００３８】
Ｘ線コーンビーム１ａは任意の断面形状に形成できるが、断面形状を矩形に形成して、被写体の一部にのみＸ線コーンビーム１ａを全周囲から照射した場合には、図３（ａ）に示したように、Ｘ線コーンビーム１ａが共通に局所照射される局所部位Ｐは円柱形状になるので、その内部のＸ線吸収係数の分布が算出でき、その円柱内部の任意の断面の断層面画像が得られる。また、断面形状を円形に形成して、被写体の一部のみにＸ線コーンビームを局所照射すれば、Ｘ線コーンビームが共通に照射された部分は球になるので、その内部のＸ線吸収係数の分布が算出でき、球内部の任意の断面の断層面画像が得られる。
【００３９】
歯科診療に用いる場合、この局所照射のＸ線ＣＴ撮影方法では、２次元Ｘ線イメージセンサとして、例えば、縦１０センチメートル、横１０センチメートルの寸法のものを使用し、その場合、この円柱、すなわち局所部位の直径は５センチメートル、高さが５センチメートルとなる。
【００４０】
この局所照射のＸ線ＣＴ撮影方法は、Ｘ線コーンビームは従来のＸ線ビームに比べ、その照射範囲が限定され、また、原則として、１旋回、あるいは半旋回の照射で足りるので、撮影時間が大幅に短縮でき、被写体のＸ線被爆量を著しく軽減でき、特に、歯科治療のように、診断等のために必要な断層面画像の範囲が限定される場合には、有効である。具体的には、その被爆量は、従来のＣＴ撮影に比べて１／２０〜１／１００程度に軽減できる。
これより、本発明のＸ線ＣＴ撮影装置について説明する。
【００４１】
図４は、本発明のＸ線ＣＴ撮影装置の一例の基本構成を示すブロック図である。
【００４２】
このＸ線ＣＴ撮影装置２０は、Ｘ線撮影手段Ａ、Ｘ線ビーム幅調整手段Ｂ、旋回アーム駆動制御手段Ｃ、画像処理装置Ｄ、表示部Ｅ、被写体保持手段４、主フレーム１０、操作部１１、操作パネル１２などを備えている。
【００４３】
Ｘ線撮影手段Ａは旋回アーム３を有しており、この旋回アーム３は、Ｘ線発生器１と２次元Ｘ線イメージセンサ２とを対向した状態で吊り下げ配置している。
【００４４】
Ｘ線発生器１は、出射制御スリット８とＸ線ビームコントローラ８ｂとを備えたＸ線ビーム幅制限手段Ｂを有しており、Ｘ線管より発射するＸ線ビームをＸ線ビーム幅制限手段Ｂで調整して、所望のビーム幅のＸ線ビームあるいはＸ線コーンビーム１ａを放射できるようになっている。
【００４５】
一方の２次元Ｘ線イメージセンサ２は、フォトダイオードを２次元配列したＭＯＳイメージセンサの上に、光学像を伝送する光ファイバ素子が設置され、更にその上にＸ線を可視光線に変換するシンチレータ層を形成した公知の構成のものが採用されている。
【００４６】
旋回アーム３には、ＸＹテーブル３１と昇降制御モータ３２と回転制御モータ３３とが設けられており、Ｘ軸制御モータ３１ａ、Ｙ軸制御モータ３１ｂを制御することによって、その回転中心３ａをＸＹ方向に設定可能とし、昇降制御モータ３２を駆動することによって上下に昇降するとともに、撮影時には回転制御モータ３３を等速度で駆動させて旋回アーム３を被写体Ｏの周りに旋回できるように、また同時に昇降できるようにしている。この昇降制御モータ３２は、旋回アーム３のアーム上下位置調整移動手段を構成している。
【００４７】
また、旋回アーム３の回転中心３ａ、つまり、旋回軸が鉛直に設けられ、旋回アーム３が水平に回転し、Ｘ線コーンビーム１ａが水平に局所照射されるので、装置を占有床面積の少ない縦型として構成することができる。
【００４８】
この回転制御モータ３３は、旋回アーム３の旋回駆動手段を構成しており、サーボモータなどのように、その回転速度、回転位置を自由に制御することができるモータを用い、また、旋回アーム３の回転中心３ａに軸直結で設置されている。
【００４９】
したがって、旋回アーム３を等速度回転をさせることができるとともに、その回転位置も時間軸に沿って知ることができるので、タイミングを合わせて、２次元Ｘ線イメージセンサ２でＸ線投影画像を取り出すのに都合がよく、また、芯振れがなく、本発明のＸ線ＣＴ撮影方法を有効に実施することができる。
【００５０】
旋回アーム３の回転中心３ａには、中空部３ｂが設けられている。このような中空部３ｂを設けるためには、回転中心３ａ上に有る関連部品に全て、中空孔を設ける必要があるが、例えば、回転制御モータ３３としては、そのために、中空軸を使用したサーボモータを使用することができる。
【００５１】
この中空部３ｂは、旋回アーム３に吊り下げ配置されたＸ線発生器１と２次元Ｘ線イメージセンサ２と、主フレーム１０側に設けた操作部１１との間の接続線を配置するためのものである。回転部分に対して、電気配線を接続する場合、その接続線の配置方法が問題になるが、このように、旋回アーム３の回転中心３ａを通して接続線を配置すると、回転による捻じれなどの影響を最小限にすることができるとともに、配線の美観上も好ましい効果を得ることができる。
【００５２】
旋回アーム駆動制御手段Ｃは、この実施例ではＸＹテーブル３１と、昇降制御後モータ３２と、回転制御モータ３３とを組み合わせて構成されるが、このような構成に限られない。最も簡易な構造では、旋回アーム３の中心位置３ａは、手回しハンドルを操作して、任意の位置に設定できるようにしてもよい。
【００５３】
また、旋回アーム３の回転中心３ａを水平方向に移動設定するためのＸＹテーブル３１は、その回転中心３ａを被写体Ｏの内部のＸ線ＣＴ撮影すべき局所部位Ｐの中心位置に設定するためのものであるが、次に述べるような保持手段位置調整機構４１を備えた被写体保持手段４が設置されている場合には、被写体側で、同様の調整をすることができるので、必ずしも、設けなくともよいものである。
【００５４】
被写体Ｏ（ここでは、人体頭部を例として説明する。）は、被写体保持手段４のチンレスト４ａに下顎を載せ、イヤロッド４ｂの先端を両外耳穴に嵌めて、位置設定されるようになっている。この被写体保持手段４は、Ｘ軸制御モータ４１ａ、Ｙ軸制御モータ４１ｂ、Ｚ軸制御モータ４１ｃを備えた保持手段位置調整機構４１を備え、この保持手段位置調整機構４１によって、上下方向は被写体Ｏの高さに合わせ、左右方向は、撮影に適した位置に被写体Ｏの位置を設定できるようになっている。
【００５５】
被写体保持手段４は、それぞれ駆動源としてＸ軸制御モータ４１ａ、Ｙ軸制御モータ４１ｂ、Ｚ軸制御モータ４１ｃをそなえたＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸直線移動テーブルを組み合わせたテーブル（不図示）に載置されている。これらのＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸直線移動テーブルは、それぞれ周知のクロスローラガイドや、通常のベアリングとガイドを組み合わせたものなどで構成され、正確に直線移動ができるものである。駆動源のモータ４１ａ〜４１ｃによる、これらのＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸直線移動テーブルの移動は、ラックとピニオン方式や、ボールネジ方式や、通常のネジ軸を用いる方式などを適用できるが、正確に位置決めできるものが望ましい。
【００５６】
このような直線移動テーブルと駆動方式を備えたＸ軸制御モータ４１ａとＹ軸制御モータ４１ｂで、被写体水平位置調節手段４２を構成し、また、Ｚ軸制御モータ４１ｃで、被写体上下位置調節手段４３を構成している。
【００５７】
こうして、被写体Ｏの水平位置を自由に設定できる被写体水平位置調節手段４２と、被写体Ｏの上下位置を自由に設定できる被写体上下位置調節手段４３を備えているので、被写体Ｏの高さに被写体保持手段４の高さを合わせることができると共に、旋回アーム３の回転中心３ａに、被写体Ｏの内部の局所部位Ｐの中心位置Ｐａを合わせるのに便利がよい。
【００５８】
また、上述したように、旋回アーム３側でも、その回転中心３ａの位置を移動設定するＸＹテーブル３１と昇降制御モータ３２を備えている場合には、被写体水平位置調節手段４２は、必ずしも必要なものではない。しかし、まず、被写体Ｏのあらましの位置設定を被写体水平位置調節手段４２と被写体上下位置調節手段４３によって行い、その後に、微調整を、旋回アーム３側のＸＹテーブル３１と昇降制御モータ３２によって行うという使い方も便利な場合があるので、双方を備えてもよい。
【００５９】
また、被写体位置調節手段としては、上述したものの他、被写体Ｏ（ここではその人体頭部を有する被検者をさす。）の座っている椅子と共に被写体保持手段４を移動させて位置設定するという手段も可能である。このようにすると、被検者は、椅子に座った自然な姿勢を保ったままで、撮影に適切な位置決めがなされるので、被検者にとって優しい装置となる
画像処理装置Ｄは、画像処理解析に高速で作動する演算プロセッサを含んでおり、２次元Ｘ線イメージセンサ２上に生成されたＸ線投影画像を前処理した後、所定の演算処理を実行することによって、Ｘ線を透過させた物体内部の吸収係数分布情報を算出し、表示装置Ｅに撮影された局所部位Ｐの任意の断層面画像や、パノラマ画像を表示させ、また必要な記憶媒体に画像情報として記憶させる。また、画像処理装置Ｄは、上述した金属部分の抽出処理、この金属部分の計算上の投影画像の作成、原Ｘ線投影画像への重ね合わせなどの処理も行う。
【００６０】
表示装置Ｅには、撮影した局所部位Ｐの立体斜視図をＸＹＺ方向にそれぞれ回転可能に予め表示させておき、その画面において、術者などが診断したい断層面を指定することによって、その断層面画像が表示されるようになっているので、希望する断層面の選択に便利であり、被写体Ｏの局所部位Ｐとして撮影された前顎、後顎、歯牙などの内部の状態が正確に判断できる。
【００６１】
主フレーム１０は、この装置２０全体を支持している構造体で、その詳細は後述する。操作部１１は、この装置２０全体を制御し、かつ、操作パネル１２からの入力を受けて、種々の設定制御司令を行うものである。
【００６２】
操作パネル１２は、装置２０の必要な設定のための入力や、操作をするためのものであって、その詳細は後述する。
【００６３】
このような構成によって、この装置２０は、本発明のＸ線ＣＴ撮影方法や、局所照射のＸ線ＣＴ撮影方法を実現することができる。
【００６４】
図５は本発明のＸ線ＣＴ撮影装置の一例の外観正面図、図６はその外観側面図である。これより、すでに説明した部分については、同一の符号を付して、重複説明を省略する。
【００６５】
Ｘ線ＣＴ撮影装置２０は、門型の非常に剛性の高い構造体である主フレーム１０を全体の支持体として構成されている。
【００６６】
この主フレーム１０は、Ｘ線発生器１と２次元Ｘ線イメージセンサ２とを対向した状態で吊り下げ配置した旋回アーム３を回転可能に支持するアーム１０ａ、このアーム１０ａの旋回アーム３支持部付近の左右サイドを、旋回アーム３の回転による振れ防止の為に固定している１対の横ビーム１０ｂ、この横ビーム１０ｂを支えている一対の縦ビーム１０ｃ、アーム１０ａを固定載置しているコラム１０ｄ、コラム１０ｄと一対の縦ビーム１０ｃが固定載置され、この装置２０全体の基礎となっているベース１０ｅから構成されている。
【００６７】
この主フレーム１０を構成する部材は、それぞれ、剛性の高い鋼鉄材が用いられ、また、適宜、筋交いや、角補強部材が設けられて変形に強いものとなっている。また、特に、旋回アーム３を回転支持するアーム１０ａは、それ自身、剛性の高いものとなっているが、さらに、その回転支持部には、回転振れ防止のための１対の横ビーム１０ｂ、縦ビーム１０ｃが設けられ、回転時に、旋回アーム３の回転中心３ａが変動しないようになっている。
【００６８】
このように主フレーム１０は、旋回アーム３の旋回振れが生じないような構造体としているので、特に、旋回振れがないことが要求される局所照射のＸ線ＣＴ撮影装置としてふさわしい。
【００６９】
なお、主フレームは、剛性の高い構造とできるならば、横ビーム１０ｂや、縦ビーム１０ｃは不要としてもよい。
【００７０】
操作パネル１２は、主フレーム１０の一方の縦ビーム１０ｃの反コラム１０ｄ側の表面で、術者が、立位で操作がし易いような位置に設けられている。
【００７１】
図７は、本発明のＸ線ＣＴ撮影装置の操作パネルの一例を示す正面図である。
【００７２】
この操作パネル１２は、まず、Ｘ線ＣＴ撮影装置の撮影モードを選択するための選択スイッチ９を備え、この選択スイッチ９は、互いに排他的に切り替えられる通常のＣＴ撮影モードスイッチ９ａと、局所照射のＣＴ撮影モードスイッチ９ｂとから構成され、通常のＣＴ撮影モードスイッチ９ａを操作したときには、通常のＸ線ＣＴ撮影方法により、被写体全体のＸ線吸収係数分布情報の画像を生成する撮影モードとなり、局所照射のＣＴ撮影モードスイッチ９ｂを操作したときには、局所照射のＸ線ＣＴ撮影方法により、被写体の局所部位のＸ線吸収係数分布情報の画像を生成するモードとなる。
【００７３】
なお、このような選択スイッチ９を設けるかわりに、２次元Ｘ線イメージセンサ２として使用するセンサをカセット式にしておき、このカセットを、通常のＸ線ＣＴ撮影方法と、局所照射の方法とで、異なるものとしておき、カセットの入れ替えによって、通常ＣＴ撮影モードと、局所照射ＣＴ撮影モードとを切り替えることもできる。
【００７４】
選択スイッチ９の下には、被写体選択スイッチ１２ａ、１２ｂ、１２ｃが設けられている。これらの被写体選択スイッチ１２ａ、１２ｂ、１２ｃは、その下側に設けられた歯位置選択スイッチ１２ｄ〜１２ｇと組み合わせて使用され、撮影モードに対応して、所定の位置に被写体保持手段４（図８参照）を位置付けるために用いる。スイッチ１２ａは被写体Ｏが小さい子供のとき、スイッチ１２ｂは被写体Ｏが普通の子供のとき、スイッチ１２ｃは被写体Ｏが大人のときに操作する。
【００７５】
スイッチ１２ｄ、１２ｅは、局所照射の場合に用いられ、撮影する局所部位Ｐが、上顎歯か、下顎歯かを選択するもので、スイッチ１２ｄを操作すると、上顎歯が選択され、スイッチ１２ｅを操作すると下顎歯が選択される。スイッチ１２ｆ、１２ｇは、撮影する局所部位の左右を選択するためのもので、スイッチ１２ｆを操作すると左顎歯が、スイッチ１２ｇを操作すると右顎歯が選択される。
【００７６】
その下の位置スイッチ１２ｈ〜１２ｋは、撮影する局所部位Ｐのさらに詳しい位置を選択するためのもので、スイッチ１２ｈを操作すると、歯列弓Ｓの対称軸線Ｌｏを基準にして、第１、２番目の歯が選択され、スイッチ１２ｉを操作すると、第３、４番目の歯が選択され、スイッチ１２ｊを操作すると、第５、６番目の歯が選択され、スイッチ１２ｋを操作すると、第７、８番目の歯が選択される。
【００７７】
その下の調整スイッチ１２ｌ〜１２ｓは、旋回アーム３の位置調整、あるいは、被写体保持手段４の位置調整をするためのものである。
【００７８】
スイッチ１２ｌを操作すると、調整対象として、旋回アーム３が選択され、スイッチ１２ｍを操作すると、調整対象として、被写体保持手段４が選択される。
【００７９】
スイッチ１２ｌを操作した場合に、スイッチ１２ｎ、１２ｏを操作すると、昇降制御モータ３２が駆動され、旋回アーム３が上下に昇降し、スイッチ１２ｐ、１２ｑを操作するとＸ軸制御モータ３１ａが駆動され、旋回アーム３が左右に移動し、スイッチ１２ｒ１２ｓを操作するとＹ軸制御モータ３１ｂが駆動され、旋回アーム３が前後に移動する。
【００８０】
スイッチ１２ｍを操作した場合に、スイッチ１２ｎ、１２ｏを操作すると、保持手段位置調整機構４１のＺ軸制御モータ４１ｃが駆動され、被写体保持手段４が上下に昇降し、スイッチ１２ｐ、１２ｑを操作するとＸ軸制御モータ４１ａが駆動され、被写体保持手段４が左右に移動し、スイッチ１２ｒ１２ｓを操作するとＹ軸制御モータ４１ｂが駆動され、被写体保持手段４が前後に移動する。
【００８１】
その下の、インプラント処理スイッチ１２ｔは、本発明の金属アーチファクト除去処理するか否かを選択するスイッチである。撮影前に、患者の歯牙に金属物のないことが明らかな場合には、この処理をする必要がないので、このスイッチを無しのモードにしておけば、画像処理の時間を節約することができる。
【００８２】
最下段の電源スイッチ１２ｕは、装置２０全体の電源をオンオフするもので、スタートスイッチ１２ｖは、撮影スタートスイッチである。
【００８３】
こうして、この操作パネル１２により、Ｘ線ＣＴ撮影装置２０全体の設定、操作をすることができる。
【００８４】
図８は、本発明のＸ線ＣＴ撮影の撮影手順を示すフローチャートである。このフローチャートに沿って、Ｘ線ＣＴ撮影の手順を説明する。
【００８５】
まず、操作パネル１２の選択スイッチ９によって、通常のＣＴ撮影モードか、局所照射のＣＴ撮影モードかを選択する（Ｓ１）。ついで、インプラント処理スイッチ１２ｔによって、金属アーチファクト除去処理の補正をするか否かのモード選択を行う（Ｓ２）。
【００８６】
つぎに、被写体Ｏを、被写体保持手段４のチンレスト４ａに設定し、旋回アーム３の回転中心３ａが、通常のＣＴ撮影モードのときは、被写体Ｏの中心位置になるように，局所照射のＣＴ撮影モードのときは、被写体Ｏの局所部位Ｐの中心位置Ｐａになるように設定し、旋回アーム３の高さを、調整して、Ｘ線発生器１から局所照射されるＸ線コーンビーム１ａの上下高さが、被写体Ｏあるいは局所部位Ｐになるように設定する（Ｓ３）。
【００８７】
ついで、撮影を開始し、旋回アーム３を撮影モードに対応させた所定の角度範囲で旋回させながら、Ｘ線を撮影モードに対応させた態様で照射する（Ｓ４）。
【００８８】
ついで、得られた原Ｘ線投影画像をフィルタ処理し、逆射影を行い，Ｘ線吸収係数分布情報の原画像をえる（Ｓ５）。ここで、先に設定した補正モードが、金属アーチファクト処理を行わないモードの場合には、その得られた原画像のままで、目的とする画像を生成し（Ｓ７）、その画像を表示装置Ｅに表示し、必要に応じて、プリント出力、または、記憶手段に記憶させて（Ｓ８）、終了する。
【００８９】
一方、補正モードが、金属アーチファクト除去処理を行なうモードの場合には、既に、その補正済みか否かの判断をして、既に補正済みなら、その補正後のデータから、Ｘ線吸収係数分布情報の画像を得、表示、プリント出力、記憶保存などを行う（Ｓ１１，Ｓ７，Ｓ８）。
【００９０】
補正済みでない場合には、上述した金属部分の抽出処理を行い、金属部分の計算上の投影画像を作成し、これを原Ｘ線投影画像に重ね合わせて、補正Ｘ線投影画像を作成し、これを原投影画像として通常の処理を行わせる（Ｓ１１，Ｓ１２，Ｓ１３，Ｓ５，Ｓ６，Ｓ１１，Ｓ７，Ｓ８）。
【００９１】
このようにして、この装置２０では、本発明の金属アーチファクト除去処理をするＸ線ＣＴ撮影と、しないＸ線ＣＴ撮影、また、通常のＸ線ＣＴ撮影、局所照射のＸ線ＣＴ撮影のいずれをもすることができる。
【００９２】
図９は、本発明のＸ線ＣＴ撮影装置の画像信号処理系を示すブロック図である。
【００９３】
この処理系は、画像処理装置Ｄを中心とし、それに接続されたＸ線発生器１、２次元Ｘ線イメージセンサ２、操作パネル１２、表示装置Ｅ、外部記憶手段Ｆから構成され、画像処理装置Ｄは、制御手段Ｄａ、フレームメモリＤｂ、  Ａ／Ｄ変換手段Ｄｃを備えている。
【００９４】
このような画像処理装置Ｄは、たとえば、画像処理用マイクロプロセッサで構成することができる。
【００９５】
２次元Ｘ線イメージセンサ２から受けた画像データは、Ａ／Ｄ変換手段Ｄｃによってデジタル信号に変換され、デジタル変換された画像データがフレームメモリＤｂに格納される。フレームメモリＤｂに格納された複数の画像データは、演算用メモリＤｄに記憶され、その記憶された画像データに対して、選択された撮影モードに対応した所定のフィルタ処理、逆投影、金属部分の抽出処理、金属部分の投影画像の計算、重ね合わせなどの演算処理が行われ、Ｘ線吸収係数分布情報の画像、あるいは、断層面画像が生成され、表示装置Ｅに表示され、また、必要に応じて、外部記憶手段Ｆに記憶される。
【００９６】
この外部記憶手段Ｆとしては、ハードディスク装置、光磁気ディスク装置などを用いることができる。
【００９７】
なお、上記では、歯科などの医療用に、Ｘ線ＣＴ撮影方法及びＸ線ＣＴ撮影装置を用いる例について説明したが、本発明の方法と装置は、医療分野だけでなく、一般に、構造体内部の異質物を発見するための非破壊検査などにおいても、用いられるものである。
［［局所照射のＸ線ＣＴ撮影方法の原理説明］］
図１１は本発明の局所照射のＸ線ＣＴ撮影方法における投影データを説明する図、図１２（ａ）、（ｂ）、（ｃ）は本発明の局所照射のＸ線ＣＴ撮影方法に使用される条件関数の説明図、図１３は、通常のＸ線ＣＴにおいて解析される投影データを説明する図、図１４は、通常のＸ線ＣＴ撮影方法に用いられる式を表す図、図１５は本発明の局所照射のＸ線ＣＴ撮影方法に用いられる式を表す図である。
【００９８】
これらによって、通常のＸ線ＣＴ撮影方法、局所照射のＸ線ＣＴ撮影方法について説明する。
［通常のＸ線ＣＴ撮影方法］
今、被写体９をｘｙ座標系に置いて、傾きθの角度から被写体９の全体にＸ線ビームを照射して、ＸＹ座標系に投影データを生成した場合（図１３）を考えると、その場合の投影データは図１４の（式１）、投影データを逆投影したデータは図１４のコンボリューション法による（式２）で示される。このことは従来の解析方法からよく知られている。
【００９９】
ここに、被写体９の断層面を含む平面に固定座標系ｘＯｙを定義し、この座標（ｘ、ｙ）におけるＸ線吸収係数の２次元分布情報を原画像として連続２次元関数ｆ（ｘ、ｙ）で表現する。また、０＜θ＜πのあらゆる角度方向θから平行Ｘ線ビームが照射され、被写体９を透過した後のＸ線強度が投影データとして検出されるものとする。
【０１００】
この場合において、Ｘ線ビームを透過させた被写体９内部の吸収係数の２次元分布情報ｆ（ｘ、ｙ）は（式３）で求められるので、この積分を計算し、それを、上下方向であるｚ軸方向に繰り返せば、被写体９のＸ線の３次元的な吸収係数分布情報が得られる。
【０１０１】
このＣＴによる画像再構成といわれる演算処理は、２次元フーリエ変換法、１・２次元フーリエ変換法、１次元フーリエ変換法、コンボリューション法が採用されるが、近時では演算時間を大幅に短縮するため、上述したコンボリューション法が広く採用されており、このコンボリューション法によれば、単純な積和となる重畳積分と逆投影作業を行うだけでよく、演算が単純かつ高速で行える。
【０１０２】
図１４の（式４）は、ｆ（ｘ、ｙ）をコンボリューション法によって求めるものである。なお、図１４の座標変換式は、ｘＯｙ座標のｘ、ｙ座標と、ＸＯＹ座標のＸ、Ｙ座標間の座標変換式である。
［本発明の局所照射のＸ線ＣＴ撮影方法］
本発明の通常の局所照射のＸ線ＣＴ撮影方法では、以上のような従来手法に対して、図１１で示すように、被写体９の局所部位ＰのみにＸ線コーンビームを局所照射し、その放射ビーム幅を２ｒとし、図１２で図示し、図１５の（式５）で示したような条件関数を用いることを特徴とする。
【０１０３】
この条件関数（式５）を用いると、被写体９の局所部位Ｐの逆投影データｑｓ（Ｘ、θ）、被写体９の局所部位Ｐ以外の逆投影データｑｎ（Ｘ、θ）、被写体９の全体の逆投影データｑ（Ｘ、θ）の間には、図１５の（式６）の関係が成立する。なお、（式６−１）において、第２項は、［−ｒ，ｒ］の区間の大部分では、ほぼ「０」になる。
【０１０４】
つまり、被写体９の全体の投影データは、その局所部位Ｐと、その局所部位Ｐの前後の通路となるその他の部分とを通過する投影データとを積分したものに等しいから、逆投影されたそれぞれの逆投影データの間には、
ｑ（Ｘ、θ）＝ｑｓ（Ｘ、θ）＋ｑｎ（Ｘ、θ）…図１５（式７）の関係が成立し、結果として、図１５（式８）が導かれる。
【０１０５】
したがって、局所部位ＰのＸ線吸収係数の２次元分布情報ｆｓ（ｘ、ｙ）は、被写体９全体のＸ線吸収係数の２次元分布情報ｆ（ｘ、ｙ）から、局所部位以外の部分のＸ線吸収係数の２次元分布情報ｆｎ（ｘ、ｙ）を減算すれば求められる。
【０１０６】
本発明の特徴は、従来のＸ線コーンビームを用いたＸ線ＣＴ撮影方法に対して、Ｘ線コーンビームの旋回方向のビーム幅を、従来の被写体全体を照射するものから、さらに小さくし、Ｘ線コーンビームの被写体の一部である局所部位だけを局所照射した点にある。このような着想は、Ｘ線ＣＴ撮影の場合には、Ｘ線ビームは、被写体全体に照射して撮影するという従来の思想を、大きく変えるものである。
【０１０７】
この撮影方法は、Ｘ線コーンビームを局所照射する局所部位については、常に投影データが得らるが、その局所部位を取り囲む被写体の他の部分については、局所部位に比べて、Ｘ線コーンビームは旋回に伴って一時的に透過するだけで、投影データへの影響も少なく、逆投影する場合に、局所部位以外の投影データへの影響を略無視することができるという思想に基づいており、上述の条件関数（式５）は、このような思想を、式として表現したものである。
【０１０８】
換言すれば、２次元分布情報ｆｎ（ｘ、ｙ）は、誤差成分であり、ｒｅｃｔｓ関数の外側の、つまり、ｒｅｃｔｎ関数の信号を示しており、本願発明者は、発明研究の過程において、この誤差成分を示す２次元分布情報ｆｎ（ｘ、ｙ）は、ほぼ「０」になるという知見を見いだしたものである。つまり、本発明によると、誤差成分は無視することができ、所望の局所部位Ｐのみ鮮明に画像再構成ができる。
【０１０９】
また、歯科撮影に応用する場合には、診断対象として、歯牙やインプラントなどの形状などを分析するのが主眼であり、これらの部位は、他の組織部位に比べてＸ線吸収係数の高い部位といえるので、そのＸ線吸収係数の２次元分布情報ｆｓ（ｘ、ｙ）は、その他の部分のＸ線吸収係数の２次元分布情報ｆｎ（ｘ、ｙ）に比べて大きい値となる。したがって、なおさら、鮮明な断層面画像が生成される。
【発明の効果】
請求項１に記載のＸ線ＣＴ撮影方法によれば、いったん、従来のＸ線ＣＴ撮影方法でＸ線吸収係数分布情報の原画像を得、この金属アーチファクトによる偽像を含んだ原画像から、閾値処理、あるいは、微分処理によって、金属部分を抽出処理して、その位置を算出し、この金属部分について予め得られたデータを用いて、その正しい投影画像を計算で求めて、その投影画像を原Ｘ線投影画像に重ね合わせて補正Ｘ線投影画像を求め、これの画像を再度フィルタ処理し逆投影することによって、被写体のＸ線吸収係数分布情報の画像を得るようにしたので画像処理の時間は、従来法に比べて約２．５倍かかるが、複数の金属物、例えば歯科ではインプラント、によって生じる偽像を効率良く防ぐことができる。
【０１１０】
請求項２に記載のＸ線ＣＴ撮影方法によれば、請求項１の効果に加え、Ｘ線ＣＴ撮影方法にいわゆる局所照射のＸ線ＣＴ撮影方法を用いたもので、双方の効果が相乗的に発揮される。つまり、偽像を効率良く防ぐことができると共に、撮影時間が大幅に短縮でき、被写体のＸ線被爆量を著しく軽減でき、特に、歯科治療のように、診断等のために必要な断層面画像の範囲が限定される場合には、有効である。
【０１１１】
請求項３に記載のＸ線ＣＴ撮影装置によれば、請求項１に記載のＸ線ＣＴ撮影方法を実現する装置であるので、請求項１と同様の効果を発揮する。
【０１１２】
請求項４に記載のＸ線ＣＴ撮影装置によれば、請求項２に記載のＸ線ＣＴ撮影方法を実現する装置であるので、請求項２と同様の効果を発揮する。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のＸ線ＣＴ撮影方法の原理説明図
【図２】本発明の局所照射のＸ線ＣＴ撮影方法の原理説明図
【図３】（ａ）、（ｂ）はＸ線コーンビームとＸ線ファンビームとの対比説明図
【図４】本発明のＸ線ＣＴ撮影装置の一例の基本構成を示すブロック図
【図５】本発明のＸ線ＣＴ撮影装置の一例の外観正面図
【図６】本発明のＸ線ＣＴ撮影装置の一例の外観側面図
【図７】本発明のＸ線ＣＴ撮影装置の操作パネルの一例を示す正面図
【図８】本発明のＸ線ＣＴ撮影の撮影手順の一例を示すフローチャート
【図９】本発明のＸ線ＣＴ撮影装置の画像信号処理系を示すブロック図
【図１０】Ｘ線ＣＴ撮影における偽像の発生原因の説明図
【図１１】本発明の局所照射のＸ線ＣＴ撮影方法における投影データを説明する図
【図１２】本発明の局所照射のＸ線ＣＴ撮影方法に使用される条件関数の説明図
【図１３】通常のＸ線ＣＴ撮影において解析される投影データを示す図
【図１４】通常のＸ線ＣＴ撮影に用いる式を示す図
【図１５】局所照射のＸ線ＣＴ撮影に用いる式を示す図
【符号の説明】
１            Ｘ線発生器
１ａ          Ｘ線コーンビーム
２            ２次元Ｘ線イメージセンサ
３            旋回アーム
３ａ          旋回アームの回転中心
３ｂ          中空部
３３          回転制御モータ
４            被写体保持手段
４ａ          チンレスト
４ｂ          イヤロッド
４１          保持手段調整機構
４２          被写体水平位置調節手段
４３          被写体上下位置調節手段
５            アーム上下位置調整手段
６            光ビーム照射手段
８            出射制御スリット
８ｂ          Ｘ線ビームコントローラ
９            選択スイッチ
１０          主フレーム
２０          Ｘ線ＣＴ撮影装置
Ａ            Ｘ線撮影手段
Ｂ            Ｘ線ビーム幅制限手段
Ｃ            旋回アーム駆動制御手段
Ｄ            画像処理装置
Ｌ            Ｘ線ビーム束
Ｏ            被写体
Ｐ            局所部位
Ｐａ          局所部位の中心位置
Ｓ            歯列弓
【図１】
0003929217.tif 000002
【図２】
0003929217.tif 000003
【図３】
0003929217.tif 000004
【図４】
0003929217.tif 000005
【図５】
0003929217.tif 000006
【図６】
0003929217.tif 000007
【図７】
0003929217.tif 000008
【図８】
0003929217.tif 000009
【図９】
0003929217.tif 000010
【図１０】
0003929217.tif 000011
【図１１】
0003929217.tif 000012
【図１２】
0003929217.tif 000013
【図１３】
0003929217.tif 000014
【図１４】
0003929217.tif 000015
【図１５】
0003929217.tif 000016