X線管と、被検体の体軸及びX線照射軸に直交する方向に第1の端及び第2の端を有し、前記第2の端よりも前記第1の端がX線照射軸の近くに位置し、前記第1の端よりも前記第2の端が前記X線照射軸から遠くに位置するX線検出器と、前記第1の端側と前記第2の端側のX線照射範囲を投光により示す投光手段と、を備えること、を特徴するX線CT装置。前記投光手段は、前記X線軸に交わる中心ラインと、前記第1の端側と前記第2の端側のX線照射範囲の境界位置を示すラインとを投光すること、を特徴とする請求項1記載のX線CT装置。本発明は、以上の問題点に鑑みてなされたものであって、その目的は、非対称形状を有するX線検出器を備えたX線CT装置であっても、欠損部分がない適正なスキャノグラムを取得することができるX線CT装置を提供することである。上記課題を解決するための、この発明の態様では、X線管と、被検体の体軸及びX線照射軸に直交する方向に第1の端及び第2の端を有し、前記第2の端よりも前記第1の端がX線照射軸の近くに位置し、前記第1の端よりも前記第2の端が前記X線照射軸から遠くに位置するX線検出器と、前記第1の端側と前記第2の端側のX線照射範囲を投光により示す投光手段と、を備えること、を特徴とする。この態様によると、投光手段により投光されたX線照射範囲により、予め一方からスキャノグラム撮影した場合に被検体の一部が欠損するか否かを判別することができるため、スキャノグラムの撮り直しを防ぎ、無駄な曝射を防止できる。以下、本発明に係るX線CT装置の一実施の形態について、図面を参照して詳しく説明する。なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。また、X線CT装置には、X線管と放射線検出器とが1体として被検体の周囲を回転する回転/回転ROTATE/ROTATEタイプと、リング状に多数の検出素子が配置され、X線管のみが被検体の周囲を回転する固定/回転STATIONARY/ROTATEタイプ等様々なタイプがあり、本発明は、いずれのタイプでも適用可能である。ここでは、現在、主流を占めている回転/回転タイプとして説明する。また、1スライスの断層像データを再構成するには、被検体の周囲1周、約360°分の投影データが必要とされ、またはハーフスキャン法により180°ビュー角分の投影データが必要とされる。いずれの再構成方式にも本発明を適用可能である。ここでは、約360°分の投影データから断層像を再構成する場合で説明する。また、入射したX線を電荷に変換するメカニズムは、シンチレータ等の蛍光体でX線を光に変換し更にその光をフォトダイオード等の光電変換素子で電荷に変換する間接変換型と、X線による半導体内の電子正孔対の生成及びその電極への移動すなわち光導電現象を利用した直接変換型とが主流である。X線検出器としては、それらのいずれの方式を採用してもよい。ここでは、前者の間接変換形として説明する。また、近年では、X線管とX線検出器との複数のペアを回転フレームに搭載したいわゆる多管球型のX線CT装置の製品化が進み、その周辺技術の開発が進んでいる。本発明では、従来からの一管球型のX線CT装置であっても、多管球型のX線CT装置であってもいずれにも適用可能である。ここでは、一管球型として説明する。構成図2は、本実施形態のX線CT装置の構成を示すブロック図である。図2に示すように、X線CTは、架台1と計算機システム3とを有する。架台1は、X線管10とX線検出器23を有する。X線管10とX線検出器23は、リング状の回転フレーム12に搭載される。回転フレーム12は、架台駆動装置25により、Z軸を中心として回転駆動される。回転フレーム12の中央部分は開口されている。その開口部には、寝台2の天板2a上に載置された被検体Pが挿入される。X線管10と開口部との間には、コリメータ22が配置される。コリメータ22は、鉛やタングステン等のX線を遮蔽する物質で組成され、X線の照射範囲を絞る。寝台2には、天板2aをその長軸回転軸と平行の方向に移動させるための天板駆動部2bが装備されている。天板駆動部2bは、天板2aの位置を検出するためのロータリーエンコーダ等の天板位置検出部を有している。X線管10の陰極と陽極との間には、高電圧発生器21により管電圧が印加される。またX線管10のフィラメントには、高電圧発生器21からフィラメント電流が供給される。X線は、管電圧の印加及びフィラメント電流の供給により発生する。X線検出器23は、例えば0.5mm×0.5mmの等方性を有する複数の検出素子26の2次元アレイ構造を有する。例えば916個の検出素子が0.5mmのピッチでチャンネル方向に配列される。例えばこの916個の検出素子の列が、同じく0.5mmのピッチでスライス方向に40列配列される。このX線検出器23は、図3に示すように、X線管10及びX線検出器23の回転中心とX線管10の焦点とを結ぶ照射軸CLに対して非対称形状を有している。この非対称形状を有するX線検出器23では、体軸と照射軸CLとに直交する方向において、一方側にある第1の端23aは、他方側にある第2の端23bよりも照射軸CLに近いところに位置し、第2の端23bは、第1の端23aよりも照射軸CLから遠いところに位置する。このような非対称形状を有するX線検出器23を用いて一方向からFOVに収まらない被検体Pに対するスキャン範囲設定用画像の撮影を行った場合、撮影により取得されたスキャノグラムデータは、被検体Pの端23a側に欠損部Dが生じた画像として出力される。そこで、本実施形態のX線CT装置では、スキャンコントローラ30により架台駆動装置25を介して回転フレーム12を回転させて、図3に示すように一方向からスキャノグラムデータを取得するとともに図6a参照、相対する方向からスキャノグラムデータを取得図6b参照する。そして、2つのスキャノグラムデータを合成して欠損部Dの無いスキャノグラムデータを生成する詳細は後述。データ収集装置24は、一般的にDASDataAcquisitionSystemと呼ばれている。データ収集装置24は、X線検出器23からチャンネルごとに出力される信号を電圧信号に変換し、その電圧信号を増幅し、増幅された電圧信号をディジタル信号に変換する。生データとも呼ばれるこのディジタル信号は、架台1の外部の計算機システム3に供給される。計算機システム3の前処理ユニット34は、データ収集装置24から出力される生データに感度補正等の補正処理を施して、投影データとして出力する。この投影データは、計算機システム3のデータ記憶装置35に送られ記憶される。計算機システム3は、上記前処理ユニット34及び記憶装置35とともに、キーボードやマウス等を備えた入力部39、ディスプレイ38、スキャンコントローラ30、画像処理手段31、再構成ユニット36、スキャン計画設定部43、管電流計算部37から構成される。再構成ユニット36では、一般的なファンビーム再構成法ファンビームコンボリューションバックプロジェクション法ともいう、ヘリカル補間法、フェルドカンプ法、及びコーンビーム再構成法等の各種再構成処理を選択的に使用可能となっている。ヘリカル補間法は、ファンビーム再構成法と併用され得る例えば2回転分の投影データから再構成面上の投影データを補間により求める再構成法である。フェルドカンプ法は、コーンビームのように再構成面に対して投影レイが交差する場合の再構成法であり、コーン角が小さいことを前提として畳み込みの際にはファン投影ビームとみなして処理し、逆投影はスキャンの際のレイに沿って処理する近似的画像再構成法である。コーンビーム再構成法は、フェルドカンプ法よりもコーン角エラーが抑えられる方法として再構成面に対するレイの角度に応じて投影データを補正する再構成法である。画像処理手段31は、被検体Pに対して相対向する2方向からX線を照射して得た2つのスキャノグラムデータを組み合わせることで1つの適正なスキャノグラムデータを生成する。ここで、2つのスキャノグラムデータを組み合わせるとは、例えば、2つのスキャノグラムデータからそれぞれ照射軸CLから照射軸CLに遠い第2の端23b側のスキャノグラムデータを抽出し、照射軸CLを中心に据えて合成するものである。本実施形態に用いられるX線検出器23は、照射軸CLに近い第1の端23a側に欠損部Dが生じてしまう。そこで、その欠損部Dのスキャノグラムデータを補充するのに、相対する方向から照射して得たスキャノグラムデータのうち、欠損部Dが生じた側のスキャノグラムデータを用いるのである。なお、これらのスキャノグラムデータの合成では、相対する2方向において、X線管10及びX線検出器23に対する被検体Pの相対位置空間座標がほぼ同じとなるように、それぞれのスキャノグラムデータの画像倍率サイズを調整しておくことが望ましい。このX線管10及びX線検出器23に対する被検体Pの相対位置空間座標は、被検体Pを載置する寝台2の位置情報具体的には寝台2の天板2aとX線検出器23との距離を基に決定すればよい。スキャン計画設定部43は、操作者によるスキャン計画の決定を対話形式で案内するために必要な機能を備えている。例えば、スキャン計画設定部43は、患者情報、検査目的、検査部位等の事項の入力を促す画面を構築し、ディスプレイ38に表示させる。管電流計算部37は、スキャン計画の設定の際にX線管10に供給する管電流を計算する。また、本実施形態のX線CT装置には、レーザ表示器が架台1に設けられている。レーザ表示器は、非対称に配置されるX線検出器23によって一方向からのみスキャノグラムを撮影した場合に撮影可能な範囲を明示する。このレーザ表示器は、X線管10の設置位置からX線検出器23の第1の端23a及び第2の端23bに向けてレーザを照射する。寝台2に被検体Pが載置されたときにレーザを照射することで、レーザ表示器は、例えば図4aに示すように被検体Pの体表面上、又は、寝台2上に第1の端23a及び第2の端23bの位置を示すラインLをマーキングする。なお、従来のレーザ表示器では、被検体PをX線管10の照射軸CLに対して適正に載置するための補助として、上方向寝台2に載置された被検体Pの前面方向と左右方向寝台2に載置された被検体Pの左右方向から中心位置のみを示すラインLをマーキングしていた図4b参照。図5は、本実施形態のX線CT装置に係るスキャノグラム撮影の流れを示すフローチャートである。まず、被検体Pを寝台2に仰向けに載置させるS1。次に、架台1に設けられたレーザ表示器により、一方向からのみスキャノグラムを撮影した場合の撮影範囲をレーザで表示するS2。このレーザ表示器からは、X線管10の設置位置から第1の端23a及び第2の端23bに向けてレーザが照射され、それを遮る被検体Pの体表上に撮影範囲がマーキングされる図4a参照。このとき、2つのレーザ表示に挟まれる範囲FOV内に被検体Pが収まってない場合S3-No、検者は、2方向からのスキャノグラム撮影モードを入力部39を用いて選択する。2方向からのスキャノグラム撮影モードが選択されたことを受け付けたスキャンコントローラ30は、2方向からのスキャノグラム撮影を行わせる。一方、2つのレーザ表示に挟まれる範囲撮影可能領域内に被検体Pが収まっている場合S3-Yes、検者は、通常モードを入力部39を用いて選択する。通常モードが選択されたことを受け付けたスキャンコントローラ30は、第1の方向例えば、上方向寝台2に仰向けに載置された被検体Pの顔面方向からスキャノグラム撮影を行わせてS6、得られたスキャノグラムデータに基づいてスキャンを開始させるS8。2方向からのスキャノグラム撮影では、まず、図6aに示すように、スキャンコントローラ30は、第1の位置におけるスキャノグラム撮影を行わせるS4。第1の位置におけるスキャノグラム撮影において、スキャンコントローラ30は、X線管10を第1の方向に位置させてから、被検体PにX線を曝射させる。ここで、本実施形態における第1の方向からのスキャノグラム撮影とは、被検体Pの上方向寝台2に仰向けに載置された被検体Pの顔面方向にX線管10が位置し、被検体Pを挟んでX線検出器23が下方向寝台2に仰向けに載置された被検体Pの背中方向に位置する状態でのスキャノグラム撮影をいう。その後、図6bに示すように、スキャンコントローラ30は、第2の位置におけるスキャノグラム撮影を行わせるS5。つまり、第2の位置におけるスキャノグラム撮影において、スキャンコントローラ30は、被検体Pを中心にX線管10及びX線検出器23を第1の方向から180°回転させることによりX線管10を第2の方向に位置させてから、被検体PにX線を曝射させる。ここで、本実施形態における第2の方向からのスキャノグラム撮影とは、被検体Pの下方向寝台2に仰向けに載置された被検体Pの背中方向にX線管10が位置し、被検体Pを挟んでX線検出器23が上方向寝台2に仰向けに載置された被検体Pの顔面方向に位置する状態でのスキャノグラム撮影をいう。第1の方向におけるスキャノグラムデータと第2の方向におけるスキャノグラムデータとを取得した後、画像処理手段31は、それぞれの撮影時における寝台2の位置情報に基づいて各スキャノグラムデータを加工し、合成する。図7a及び図8aは、本実施形態における第1の方向及び第2の方向からスキャノグラム撮影を行った場合の被検体Pのスキャノグラムの例であり、図7bは、画像処理手段31が第1の方向における被検体Pのスキャノグラムから抽出した抽出部分を示す図であり、図8bは、画像処理手段31が第2の方向における被検体Pのスキャノグラムから抽出した抽出部分を示す図である。図7a及び図8aに示すように、それぞれの方向における照射軸CLから近い第1の端23a側では欠損部Dが生じることがわかる。従って、図7b及び図8bに模式されるように、画像処理手段31は、第1の方向及び第2の方向から撮影したスキャノグラムから、照射軸CLから第2の端23bまでのスキャノグラムデータを抽出し、抽出したスキャノグラムデータを照射軸CLを挟んで並べて合成する。画像処理手段31は、合成する前に予め、それぞれのスキャノグラムデータを取得するときに寝台2の天板駆動部2b内の天板位置検出部から送信された天板位置信号を参照して、被検体Pを載置する寝台2の位置情報具体的には寝台2の天板2aとX線検出器23との距離がそれぞれ同じとなるようにスキャノグラムデータの画像サイズを調整する。合成されたスキャノグラムデータは、データ記憶装置35に記憶される。なお、この調整処理は、スキャノグラムデータの画像サイズ画像を構成するドット数を、第1の方向及び第2の方向の何れかの方向において取得したスキャノグラムデータに揃える処理を指す。このようにして、相対する2方向から撮影したスキャノグラムデータの照射軸CLに遠い第2の端23b側の部分を合成することにより、非対称形状を有するX線検出器23を備えたX線CT装置であっても、欠損部Dのない適正なスキャノグラムデータを得ることが可能となる。X線CT装置では、この欠損部Dのない適正なスキャノグラムデータを用いて被検体の断層像撮影のためのスキャン計画が設定される。図9にはスキャン計画設定画面例を示している。スキャン計画画面には、その上部に患者情報表示エリアEa、ガントリ情報表示エリアEb、スキャノグラム表示エリアEcが表示され、下部には、スキャン条件表示エリアEdが表示される。患者情報表示エリアEaには、患者情報が表示され、ガントリ情報表示エリアEbには、ガントリ情報が表示され、スキャノグラム表示エリアEcには、スキャノグラムが表示され、スキャン条件表示エリアEdには、詳細なスキャン条件が表示される。スキャン条件には、スキャノグラム上の枠線を連動したヘリカルスキャンの開始位置の項目Ia及び終了位置の項目Ib、スキャンモードの項目Ic、スキャン数の項目Id、管電圧kVの項目Ie、管電流mAの項目If、X線管10が1回転するのに要する時間を表すスキャンスピード括弧内は撮影時間の項目Ig、再構成モードの項目Ih、撮影視野FOVの項目Ii、スキャンスピードで天板が移動する距離を表すヘリカルピッチの項目Ij等の複数項目が含まれる。管電流mAの項目Ifには、管電流値を直接的に数値入力するボックスとともに、プルダウンメニューPMが用意されている図10参照。プルダウンメニューPMの選択肢には、複数の管電流値とともに、自動Autoが用意されている。この管電流値の自動設定機能は、画質を表す指標である画像SDを操作者が指定したとき、その指定した画像SDを実現するために必要とされる管電流値をシステム側で自動的に設定する機能である。ここで、再構成した画像には画像ノイズが不可避である。画像ノイズは、典型的には均質なファントムを撮影した場合に得られるCT値のばらつきを示す標準偏差で表される。通常、この画像ノイズを示す標準偏差を画像SDと称する。再構成した画像を観察して診断を下すには、例えば画像上の陰影がノイズなのか、腫瘍なのかを区別するために、その画像の画像SDを考慮する必要がある。画像SDは、主には管電流と被検体との関係で決まるX線の透過線量に依存する傾向が強い。管電流計算部37は、操作者が選択した画像SDを実現するために必要な管電流値を計算する。管電流計算部37は、必要なパラメータが入力されると、予め定められた計算式に従い管電流値を演算する。管電流値は、被検体厚に相当する水等価厚DPbの関数を含む以下の計算式で表される。Ib=SDa2/SDinput2×mAs/t×PkV×Psl×PHP×PFW×PFC×Pmode×exp-μDPa-DPbSDa;基準となる水等価厚DPaの水ファントムを基準管電流、基準管電圧、基準撮影スライス厚、基準画像スライス厚、基準再構成関数で撮影及び再構成することにより得られる画像の画像SDSDinput;操作者が最終画像に所望する画像SDmAs;基準となる管電流時間積sect;スキャンスピードsecPkV;管電圧に応じた係数Psl;撮影スライス厚に応じた係数PHP;ヘリカルピッチに応じた係数PFW;撮影スライス厚に対する画像スライス厚の比率に応じた係数PFC;再構成関数に応じた係数Pmode;X線曝射に関するノーマルモード又は被曝低減モードに応じた係数μ;水のX線吸収係数DPa;基準となる水等価厚mmDPb;被検体厚に相当する水等価厚mm被検体厚に相当する水等価厚DPbは、2方向から撮影したスキャノグラムを合成することにより欠損部Dを補充して得たスキャノグラムにより導かれる。その他のパラメータは、操作者の入力から得るか又は予め記憶されている。被検体厚に相当する水等価厚DPbは、合成したスキャノグラムよりパラメータを取得し、以下の計算式に当てはめて計算される。DPb=DW×SP/AW1/2DW;被検体の大きさに近似する水ファントムの直径SP;被検体をスキャノグラム撮影して得られるスライス方向1ライン分のピクセル積算値AW;水ファントムをスキャノグラム撮影して得られる1ライン分のピクセル積算値AWは、被検体の大きさに近似した円柱形水ファントムをスキャノグラム撮影して、スキャノグラム内の1ライン分のピクセル値を積算して得る。また、SPは、被検体をスキャノグラム撮影して、スキャノグラム内の1ライン分のピクセル値を積算して得る。非対称形状を有するX線検出器23を有するX線CT装置にあっては、AW及びSPの算出の際に用いられるスキャノグラムは、2方向からスキャノグラムを撮影して、欠損部Dを補充するように合成したスキャノグラムである。被検体厚に相当する水等価厚DPbは、被検体を水とした場合に換算される被検体の厚みである。欠損部Dが生じたスキャノグラムで1ライン分のピクセル値を積算すると、欠損部Dを除いた部分の被検体の厚みとして、水等価厚DPbが算出されてしまう。一方、本実施形態のように、欠損部Dを補充するように合成したスキャノグラムから水等価厚DPbを算出することで、被検体全体の厚みを精度良く表す水等価厚Dpbを算出できる。これにより、精度の高い管電流値が算出できる。X線CT装置は、2方向からのスキャノグラムを撮影して、この欠損部Dを補充するように合成して得たスキャノグラムを基に管電流を算出し、その他、検者の入力によりスキャン計画を設定し、スキャン計画に従って被検体の断層像を作成する。以下、上述の実施形態に係るX線CT装置の第1の変形例を説明する。図11に、2方向からスキャノグラムを撮影する際のX線照射の変形例を示す。上述した実施形態では、照射軸CLを跨ぐように、第1の端23a側から第2の端23b側までをX線の照射範囲とした。その他にも、図11に示すように、2方向からスキャノグラムを撮影する際、それぞれのX線照射範囲を照射軸CLから照射軸CLに遠い第2の端23b側までの範囲としてもよい。コリメータ22は、照射軸CLを中心として、接近又は離反する一対のコリメータブロック22a及び22bを複数対並べて構成されている。X線CT装置は、スキャノグラム撮影の際、第1の端23a側に位置するコリメータブロック22aの先端を照射軸CLに位置させるか又は近接させる。この結果、コリメータ22は、照射軸CLから第1の端23a側までの範囲を絞り、当該範囲のX線通過を遮る。そのため、照射軸CLから第1の端23a側にはX線が照射されない。X線CT装置は、コリメータ22により照射軸CLから第1の端23a側までの範囲が遮られた状態で、2方向からスキャノグラムを撮影する。撮影された2方向のスキャノグラムは、それぞれ照射軸CLから第2の端23bのスキャノグラムデータのみが含まれる。この2方向のスキャノグラムを照射軸CLを中心に合わせて合成する。これにより、被検体の照射軸CLから照射軸CLに近い第1の端23a側の無駄な放射線被曝は防がれるとともに、欠損部Dの生じないスキャノグラムを得ることができる。さらに、上述の実施形態に係るX線CT装置の第2の変形例を説明する。上述の実施形態では、2方向からのスキャノグラムを合成する際、画像サイズを寝台2の位置情報に基づき調整していた。その他にも、X線CT装置は、撮影範囲を一部重複させるようにして2方向からスキャノグラムを撮影し、重複した撮影範囲に写る被検体Pの大小を比べて画像サイズを合わせるようにしてもよい。図12に、撮影範囲を一部重複させて2方向からスキャノグラムを撮影した状態を模式的に示す。図12に示すように、一方からのスキャノグラム撮影では、照射軸CLから第2の端23b側の範囲FOV1に照射軸CLから第1の端23a方向への所定範囲を加えた範囲FOV2を照射範囲とする。他方からのスキャノグラム撮影では、照射軸CLから第2の端23b側の範囲のみでもよい。コリメータ22は、コリメータブロック22aの先端を照射軸CLから所定範囲離間するように位置させる。この状態で被検体Pに対してX線を照射する。画像処理手段31は、照射軸CLから第2の端23b側の範囲FOV1を、合成されるスキャノグラムデータとして抽出する。さらに画像処理手段31は、重複して撮影された範囲FOV2をそれぞれのスキャノグラムデータから抽出する。図13に、重複した撮影範囲のスキャノグラムを模式的に示す。図13aは、第1の方向から撮影した重複範囲を示し、図13bは、第2の方向から撮影した重複範囲を示す。X線CT装置では、X線管10とX線検出器23の回転中心と被検体Pの体軸とがズレてしまった場合に、2方向から撮影したスキャノグラムに写る被検体Pの大きさが異なり、画像サイズの調整が必要となる。回転中心と体軸とがズレると、それぞれの方向からスキャノグラムを撮影するときのX線管10の焦点と体軸との距離が相違する。焦点と体軸との距離が相違すると、スキャノグラムに写る被検体Pの大きさが異なる。画像処理手段31は、重複した撮影範囲のスキャノグラムに写る被検体Pの大きさを比較し、一方を基準に他方の倍率を求める。倍率を求めると、画像処理手段31は、他方の照射軸CLから第2の端23b側のスキャノグラムに、求めた倍率の逆数を乗算して、双方のスキャノグラムの画像サイズを合わせる。画像サイズを合わせると、画像処理手段31は、双方のスキャノグラムを照射軸CLを中心に合成し、欠損部Dのないスキャノグラムを生成する。以上のように、本発明によれば、非対称形状をなすX線検出器を備えたX線CT装置によってスキャノグラムを作成する場合でも、相対向する2方向から投影データスキャノグラムデータを得て、それぞれを組み合わせることで1つの適正な投影データを生成することができるので、スキャン位置の設定精度を損なうことがなくなる。また、断層像撮影の際には、欠損部分のない適正なスキャノグラムデータを用いて管電流値を決定するため、操作者により指定された画質画像SDを精度よく実現した管電流値を決定でき、操作者は予定した画質で画像を取得することができ、スキャンのやり直し等の作業機会が減少する。また、第1の端23a側と第2の端23b側のX線照射範囲を投光により示すレーザ投光器により、レーザ投光器の投光により、予め一方からスキャノグラム撮影した場合に被検体の一部が欠損するか否かを判別することができるため、スキャノグラムの撮り直しを防ぎ、無駄な曝射を防止できる。また、2方向からのスキャノグラム撮影において、照射軸CLから照射軸CLに遠い第2の端23b側のみを撮影して双方を合成することで、被検体の照射軸CLから照射軸CLに近い第1の端23a側の無駄な放射線被曝は防がれるとともに、欠損部Dの生じないスキャノグラムを得ることができる。本発明は、上述した実施形態に限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で種々変形して実施することが可能である。さらに、上記実施形態には種々の段階が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜な組み合わせにより種々の発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されてもよい。