JP5954770B2 - Ｘ線ｃｔ装置、ｘ線ｃｔ装置の制御方法 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、Ｘ線ＣＴ装置及びＸ線ＣＴ装置の制御方法に関する。

Ｘ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置は、Ｘ線を利用して被検体をスキャンし、収集されたデータをコンピュータにより処理することで、被検体の内部を画像化する装置である。

具体的には、Ｘ線ＣＴ装置は、被検体を中心とする円軌道に沿って、当該被検体に対しＸ線を異なる方向から複数回曝射する。Ｘ線ＣＴ装置は、被検体を透過したＸ線をＸ線検出器にて検出して複数の検出データを収集する。収集された検出データはデータ収集部によりＡ／Ｄ変換された後、コンソール装置に送信される。コンソール装置は、当該検出データに前処理等を施し投影データを作成する。そして、コンソール装置は、投影データに基づく再構成処理を行い、断層画像データ、或いは複数の断層画像データに基づくボリュームデータを作成する。ボリュームデータは、被検体の三次元領域に対応するＣＴ値の三次元分布を表すデータセットである。

Ｘ線ＣＴ装置は、上記ボリュームデータを任意の方向にレンダリングすることによりＭＰＲ（Ｍｕｌｔｉ Ｐｌａｎａｒ Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ）表示を行うことができる。以下、ボリュームデータをレンダリングすることによりＭＰＲ表示された断面画像を「ＭＰＲ画像」という場合がある。ＭＰＲ画像には、たとえば、体軸に対する直交断面を示すアキシャル像、体軸に沿って被検体を縦切りした断面を示すサジタル像、及び体軸に沿って被検体を横切りした断面を示すコロナル像がある。更には、ボリュームデータにおける任意断面の画像（オブリーク像）もＭＰＲ画像に含まれる。作成された複数のＭＰＲ画像は、表示部等に同時に表示することができる。

また、Ｘ線ＣＴ装置を用いて行うＣＴ透視（ＣＴＦ：Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ Ｆｌｕｏｒｏｓｃｏｐｙ）という撮影方法がある。ＣＴ透視とは、被検体にＸ線を連続的に照射することにより、被検体の関心部位に関する画像をリアルタイムに得る撮影方法である。ＣＴ透視では、検出データの収集レートを短くし、再構成処理に要する時間を短縮することで、画像をリアルタイムに作成している。ＣＴ透視は、たとえば、生検中に穿刺針の先端と検体を採取する部位との位置関係を確認する場合や、ドレナージ法を行うときのチューブの位置確認等に用いられる。なお、ドレナージ法とは、体腔内に貯まった体液をチューブ等により廃液する方法である。

一方、Ｘ線ＣＴ装置を用いたスキャン方法の一つに、被検体を中心とする円軌道のうち、所定区間のみＸ線曝射を行う方法がある。たとえば、ハーフスキャンと呼ばれる方法では、円軌道全体の半分に相当する１８０度（＋ファン角）の区間のみＸ線曝射を行う。ハーフスキャンは、Ｘ線の曝射量がフルスキャン（円軌道全体（３６０度）でＸ線曝射を行う方法）に比べ被曝量を低減する上で有効である。

更に、Ｘ線を曝射する位置（Ｘ線発生源の位置）と被検体における注目部位（たとえば病変部）までの距離は、画像ＳＤ（Ｓｔａｎｄａｒｄ Ｄｅｖｉａｔｉｏｎ。ノイズの標準偏差。）と比例関係にあることが知られている。つまり、Ｘ線を曝射する位置と注目部位とが近い状態で検出される検出データに基づく画像は、画像ＳＤが良い画像（ノイズの影響が小さい画像）となる。

特開２００３−２９０２１４号公報 特開２００４−２０８７９９号公報

ここで、ハーフスキャンの場合、Ｘ線スキャンを行う区間によっては、Ｘ線を曝射する位置と注目部位との距離が遠い状態でＸ線スキャンを行うことになる。この場合、注目部位の画像における画像ＳＤは悪くなる。従って、当該画像は、ノイズの影響が大きい画像になるため、注目部位の観察に支障が生じる可能性が高い。また、このようにノイズの影響が大きい画像（画像ＳＤが悪い画像）しか得られない場合には、再度のＸ線スキャンが必要になる可能性が高い。よって、結果としてハーフスキャンを用いたにも関わらず被曝量を低減することにならない。

実施形態は、前述の問題点を解決するためになされたものであり、被曝量を低減させ、且つ画像ＳＤが良い画像（ノイズの影響が小さい画像）を得ることが可能な技術を提供することを目的とする。

上記課題を解決するために、第１の実施形態におけるＸ線ＣＴ装置は、被検体を中心とする円軌道に沿って回転可能に設けられたＸ線発生部を有し、前記Ｘ線発生部から前記被検体に対してＸ線を曝射することで前記被検体をＸ線スキャンし、検出データを取得するＸ線ＣＴ装置であって、前記検出データに基づく投影データを再構成し、ボリュームデータを作成する再構成処理部と、前記ボリュームデータに基づいて、前記被検体における注目部位の位置を特定する特定部と、前記注目部位の位置と前記円軌道上の何れかの位置とを結んだ線が最も短くなる場合の前記円軌道上の位置を求める算出部と、前記円軌道のうち、求められた前記円軌道上の位置を含む一部の区間のみＸ線を曝射するよう前記Ｘ線発生部を制御するスキャン制御部と、を有する。
また、第２の実施形態は、被検体を中心とする円軌道に沿って回転可能に設けられたＸ線発生部を有し、前記Ｘ線発生部から前記被検体に対してＸ線を曝射することで前記被検体をＸ線スキャンし、検出データを取得するＸ線ＣＴ装置であって、前記検出データに基づく投影データを再構成し、ボリュームデータを作成する再構成処理部と、前記ボリュームデータに基づいて、前記被検体における注目部位の位置を特定する特定部と、前記ボリュームデータと前記円軌道を含む一つの座標系において、前記円軌道の中心と前記円軌道上の点を結ぶ線であって、前記注目部位を間に含む２つの線が該円軌道と交わる２つの交点で形成された前記円軌道上の短い方の区間を求める抽出部と、前記抽出部が求めた区間を含む前記円軌道上の一部の区間においてＸ線を曝射するよう前記Ｘ線発生部を制御するスキャン制御部と、を有する。

第１実施形態に係るＸ線ＣＴ装置のブロック図である。 第１実施形態に係る特定部、算出部、スキャン制御部の説明を補足する図である。 第１実施形態に係る特定部、算出部、スキャン制御部の説明を補足する図である。 第１実施形態に係る特定部、算出部、スキャン制御部の説明を補足する図である。 第１実施形態に係る特定部、算出部、スキャン制御部の説明を補足する図である。 第１実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の動作の概要を示すフローチャートである。 第２実施形態に係るＸ線ＣＴ装置のブロック図である。 第２実施形態に係る特定部、座標変換部、抽出部、スキャン制御部の説明を補足する図である。 第２実施形態に係る特定部、座標変換部、抽出部、スキャン制御部の説明を補足する図である。 第２実施形態に係る特定部、座標変換部、抽出部、スキャン制御部の説明を補足する図である。 第２実施形態に係る特定部、座標変換部、抽出部、スキャン制御部の説明を補足する図である。 第２実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の動作の概要を示すフローチャートである。

（第１実施形態）
図１から図３を参照して、第１実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１の構成について説明する。なお、「画像」と「画像データ」は一対一に対応するので、本実施形態においては、これらを同一視する場合がある。また、本実施形態において、「Ｘ線量」と「（Ｘ線の）曝射量」とは、同一視する場合がある。

＜装置構成＞
図１に示すように、Ｘ線ＣＴ装置１は、架台装置１０と、寝台装置３０と、コンソール装置４０とを含んで構成されている。

［架台装置］
架台装置１０は、被検体Ｅに対してＸ線を曝射し、被検体Ｅを透過した当該Ｘ線の検出データを収集する装置である。架台装置１０は、Ｘ線発生部１１と、Ｘ線検出部１２と、回転体１３と、高電圧発生部１４と、架台駆動部１５と、Ｘ線絞り部１６と、絞り駆動部１７と、データ収集部１８とを有する。

Ｘ線発生部１１は、Ｘ線を発生させるＸ線管球（たとえば、円錐状や角錐状のＸ線ビームを発生する真空管。図示なし）を含んで構成されている。Ｘ線発生部１１は、発生したＸ線を被検体Ｅに対して曝射する。

Ｘ線検出部１２は、複数のＸ線検出素子（図示なし）を含んで構成されている。Ｘ線検出部１２は、被検体Ｅを透過したＸ線を検出する。具体的には、Ｘ線検出部１２は、被検体Ｅを透過したＸ線の強度分布を示すＸ線強度分布データ（以下、「検出データ」という場合がある）をＸ線検出素子で検出し、その検出データを電流信号として出力する。Ｘ線検出部１２は、たとえば、検出素子が互いに直交する２方向（スライス方向とチャンネル方向）にそれぞれ複数配置された２次元のＸ線検出器（面検出器）が用いられる。複数のＸ線検出素子は、たとえば、スライス方向に沿って３２０列設けられている。このように多列のＸ線検出器を用いることにより、１回転のスキャンでスライス方向に幅を有する３次元の撮影領域を撮影することができる（ボリュームスキャン）。なお、スライス方向は被検体Ｅの体軸方向に相当し、チャンネル方向はＸ線発生部１１の回転方向に相当する。

回転体１３は、Ｘ線発生部１１とＸ線検出部１２とを被検体Ｅを挟んで対向するよう支持する部材である。回転体１３は、スライス方向に貫通した開口部１３ａを有する。架台装置１０内において、回転体１３は、被検体Ｅを中心とした円軌道で回転するよう配置されている。すなわち、Ｘ線発生部１１及びＸ線検出部１２は、被検体Ｅを中心とする円軌道に沿って回転可能に設けられている。

高電圧発生部１４は、Ｘ線発生部１１に対して高電圧を印加する（以下、「電圧」とは、Ｘ線管球におけるアノード−カソード間の電圧を意味する）。Ｘ線発生部１１は、当該高電圧に基づいてＸ線を発生させる。高電圧発生部１４は、スキャン制御部４４（後述）の制御に基づき、印加する高電圧の値を変更することができる。印加する高電圧の変更に伴い、Ｘ線発生部１１が被検体Ｅに対して曝射するＸ線量（Ｘ線の曝射量）も変更される。

架台駆動部１５は、回転体１３を回転駆動させる。Ｘ線絞り部１６は、所定幅のスリット（開口）を有し、スリットの幅を変えることで、Ｘ線発生部１１から曝射されたＸ線のファン角（チャンネル方向の広がり角）とＸ線のコーン角（スライス方向の広がり角）とを調整する。絞り駆動部１７は、Ｘ線発生部１１で発生したＸ線が所定の形状となるようＸ線絞り部１６を駆動させる。

データ収集部１８（ＤＡＳ：Ｄａｔａ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ）は、Ｘ線検出部１２（各Ｘ線検出素子）からの検出データを収集する。また、データ収集部１８は、収集した検出データ（電流信号）を電圧信号に変換し、この電圧信号を周期的に積分して増幅し、デジタル信号に変換する。そして、データ収集部１８は、デジタル信号に変換された検出データをコンソール装置４０に送信する。なお、ＣＴ透視を行う場合、データ収集部１８は、検出データの収集レートを短くする。

［寝台装置］
寝台装置３０は、撮影対象の被検体Ｅを載置・移動させる装置である。寝台装置３０は、寝台３１と寝台駆動部３２とを備えている。寝台３１は、被検体Ｅを載置するための寝台天板３３と、寝台天板３３を支持する基台３４とを備えている。寝台天板３３は、寝台駆動部３２によって被検体Ｅの体軸方向及び体軸方向に直交する方向に移動することが可能となっている。すなわち、寝台駆動部３２は、被検体Ｅが載置された寝台天板３３を、回転体１３の開口部１３ａに対して挿抜させることができる。基台３４は、寝台駆動部３２によって寝台天板３３を上下方向（被検体Ｅの体軸方向と直交する方向）に移動させることが可能となっている。

［コンソール装置］
コンソール装置４０は、Ｘ線ＣＴ装置１に対する操作入力に用いられる。また、コンソール装置４０は、架台装置１０によって収集された検出データから被検体Ｅの内部形態を表すＣＴ画像データ（断層画像データやボリュームデータ）を再構成する機能等を有している。コンソール装置４０は、処理部４１と、特定部４２と、算出部４３と、スキャン制御部４４と、表示制御部４５と、記憶部４６と、表示部４７と、入力部４８と、制御部４９とを含んで構成されている。

処理部４１は、架台装置１０（データ収集部１８）から送信された検出データに対して各種処理を実行する。処理部４１は、前処理部４１ａと、再構成処理部４１ｂと、レンダリング処理部４１ｃとを含んで構成されている。

前処理部４１ａは、架台装置１０（Ｘ線検出部１２）で検出された検出データに対して対数変換処理、オフセット補正、感度補正、ビームハードニング補正等の前処理を行い、投影データを作成する。

再構成処理部４１ｂは、前処理部４１ａで作成された投影データに基づいて、ＣＴ画像データ（断層画像データやボリュームデータ）を作成する。断層画像データの再構成には、たとえば、２次元フーリエ変換法、コンボリューション・バックプロジェクション法等、任意の方法を採用することができる。ボリュームデータは、再構成された複数の断層画像データを補間処理することにより作成される。ボリュームデータの再構成には、たとえば、コーンビーム再構成法、マルチスライス再構成法、拡大再構成法等、任意の方法を採用することができる。上述のように多列のＸ線検出器を用いたボリュームスキャンにより、広範囲のボリュームデータを再構成することができる。また、ＣＴ透視を行う場合には、検出データの収集レートを短くしているため、再構成処理部４１ｂによる再構成時間が短縮される。従って、スキャンに対応したリアルタイムのＣＴ画像データを作成することができる。

レンダリング処理部４１ｃは、再構成処理部４１ｂで作成されたボリュームデータに対するレンダリング処理を行う。たとえば、レンダリング処理部４１ｃは、再構成処理部４１ｂで作成されたボリュームデータを任意の方向にレンダリングすることによりＭＰＲ表示する（すなわち、レンダリング処理部４１ｃは、ＭＰＲ画像を作成する）。

特定部４２は、再構成処理部４１ｂで作成されたボリュームデータに基づいて、被検体Ｅにおける注目部位の位置を特定する。「注目部位」は、たとえば、病変部や、被検体Ｅに挿入された穿刺針の先端等、被検体Ｅ内における特定の領域（領域の一番狭い形態である点も含む）である。特定の具体例として、ボリュームデータから病変部Ｓ（注目部位）の位置を特定する場合について述べる。特定部４２は、ボリュームデータを構成する各ボクセルのＣＴ値と予め設定された閾値とを比較する。閾値は、病変部Ｓに対応して定まる値（たとえば、病変部のＣＴ値）であって、ボクセル内に当該注目部位が含まれているか否かを判断するための値である。そして、特定部４２は、閾値よりも大きい（或いは小さい）ボクセルの座標値を病変部Ｓの位置として特定する。

なお、注目部位の特定はボリュームデータから直接行う必要はない。たとえば、特定部４２は、ボリュームデータに基づいて作成されるＭＰＲ画像データにおいて、リージョングローイング法等によって、病変部Ｓの座標値を特定することも可能である。

或いは、ボリュームデータを構成する断層画像データに基づいて注目部位の位置を特定することも可能である。たとえば、特定部４２は、断層画像データ間の差分を取り、差分の大きい断層画像データを特定する。そして、特定部４２は、特定された断層画像データに対してエッジ検出等の画像処理を行い、断層画像データにおける病変部Ｓの座標値を特定することも可能である。

算出部４３は、特定部４２で特定された画像データ（ＣＴ画像データ、ＭＰＲ画像データ等）上の注目部位（病変部Ｓ等）の位置（座標値）に対してＸ線発生部１１が最も近接する近接位置を算出する。注目部位が二次元的或いは三次元的な範囲を持っている場合、「注目部位の位置」とは、注目部位の外周の一点であってもよいし、注目部位の重心位置であってもよい。「近接位置」とは、Ｘ線発生部１１が注目部位と最も近接する円軌道上の位置（座標値）である。

本実施形態における算出部４３は、座標変換部４３ａと、距離算出部４３ｂとを含んで構成されている。

座標変換部４３ａは、特定部４２で特定された注目部位（病変部Ｓ等）の位置（座標値）を、円軌道の座標系に変換する。「円軌道の座標系」とは、回転体１３によって回転するＸ線発生部１１の描く軌道である。すなわち、円軌道の座標系とは、回転体１３（架台装置１０）の座標系を意味する。距離算出部４３ｂは、座標変換された注目部位の位置から、円軌道までの距離を算出する。算出部４３は、距離算出部４３ｂで算出された距離のうち、最も短い距離における円軌道の位置を近接位置として算出する。

図２Ａから図２Ｃを参照して、特定部４２及び算出部４３（座標変換部４３ａ及び距離算出部４３ｂ）の処理の具体例を説明する。図２Ａから図２Ｃは、被検体Ｅ及び回転体１３（Ｘ線発生部１１）の断面図である。ここでは、回転体１３（架台装置１０）と被検体Ｅとは、それぞれ異なる座標系（回転体１３の座標系：ＸＹＺ、被検体Ｅの座標系：ｘｙｚ）を有しているとする。Ｘ方向は、回転体１３の横方向を示す。Ｙ方向は、回転体１３の縦方向を示す。ｘ方向は、被検体Ｅの横方向（コロナル方向）を示す。ｙ方向は、被検体Ｅの縦方向（サジタル方向）を示す。なお、以下の説明では、Ｚ（ｚ）方向（被検体Ｅの体軸方向）の位置は考慮しないものとするが、Ｚ（ｚ）方向の位置を含めて注目部位の特定や座標変換等を行うことも可能である。

まず、特定部４２は、病変部Ｓの座標値（ｘ_０、ｙ_０）を特定する（図２Ａ参照）。ここでは、病変部Ｓの重心位置を座標値として特定したものとする。

座標変換部４３ａは、座標値（ｘ_０、ｙ_０）を回転体１３の座標系で変換し、座標値（Ｘ_０、Ｙ_０）を得る（図２Ｂ参照）。なお、座標変換（移動、回転等）については、公知の手法を用いることができる。

距離算出部４３ｂは、座標値（Ｘ_０、Ｙ_０）とＸ線発生部１１が移動する円軌道Ｃとの距離ｒ_ｋ（ｋ＝１〜ｎ）を算出する。具体的には、距離算出部４３ｂは、円軌道Ｃ上に仮定された複数の点Ｐ_ｋ（ｋ＝１〜ｎ）と、座標値（Ｘ_０、Ｙ_０）とを結び、複数の距離ｒ_ｋを算出する（図２Ｂ参照）。図２Ｂでは、ある点Ｐ_ｎにあるＸ線発生部１１と病変部Ｓとの距離をｒ_ｎで示している。

算出部４３は、算出された距離ｒ_ｋのうち、最も短い距離ｒ_Ｓ（１≦ｓ≦ｎ）におけるＸ線発生部１１の位置（円軌道Ｃ上の点Ｐ_ｓ）を、Ｘ線発生部１１が病変部Ｓに最も近接する近接位置Ｎとして算出する（図２Ｃ参照）。

スキャン制御部４４は、Ｘ線スキャンに関する各種動作を制御する。たとえば、スキャン制御部４４は、Ｘ線発生部１１に対して高電圧を印加させるよう高電圧発生部１４を制御する。スキャン制御部４４は、回転体１３を回転駆動させるよう架台駆動部１５を制御する。スキャン制御部４４は、Ｘ線絞り部１６を動作させるよう絞り駆動部１７を制御する。スキャン制御部４４は、寝台３１を移動させるよう寝台駆動部３２を制御する。

また、本実施形態におけるスキャン制御部４４は、円軌道Ｃのうち、近接位置Ｎを含む一部の区間ｃのみＸ線を曝射するよう、高電圧発生部１４を介してＸ線発生部１１を制御する。すなわち、「Ｘ線発生部」は、高電圧発生部１４を含む概念である。

更に、本実施形態におけるスキャン制御部４４は、設定部４４ａを含んで構成されている。設定部４４ａは、近接位置Ｎが中間位置Ｈとなるように円軌道Ｃの一部の区間ｃを設定する。

具体例として、設定部４４ａは、予め設定されたハーフスキャンの範囲（１８０度＋ファン角。以下、ファン角については省略して述べる）に基づいて、その中間位置Ｈを近接位置Ｎとして設定する。図２Ｄは、被検体Ｅ及び回転体１３（Ｘ線発生部１１）の断面図である。ハーフスキャンが１８０度の範囲で行われる場合、図２Ｄに示すように、近接位置Ｎから±９０度の範囲を一部の区間ｃとして設定する。スキャン制御部４４は、設定された一部の区間ｃでのみＸ線を曝射するようＸ線発生部１１（高電圧発生部１４）を制御する。

表示制御部４５は、画像表示に関する各種制御を行う。たとえば、レンダリング処理部４１ｃにより作成されたＭＰＲ画像（アキシャル像、サジタル像、コロナル像、オブリーク像）等を表示部４７に表示させる制御を行う。表示制御部４５がＭＰＲ画像を複数表示させることにより、たとえば、穿刺針の穿刺状態（角度、方向性）や穿刺針と注目対象との位置関係をより把握し易くなる。

記憶部４６は、ＲＡＭやＲＯＭ等の半導体記憶装置によって構成される。記憶部４６は、検出データや投影データ、或いは再構成処理後のＣＴ画像データ等を記憶する。

表示部４７は、ＬＣＤ（Ｌｉｑｕｉｄ Ｃｒｙｓｔａｌ Ｄｉｓｐｌａｙ）やＣＲＴ（Ｃａｔｈｏｄｅ Ｒａｙ Ｔｕｂｅ）ディスプレイ等の任意の表示デバイスによって構成される。たとえば、表示部４７には、ボリュームデータをレンダリング処理して得られるＭＰＲ画像が表示される。

入力部４８は、コンソール装置４０に対する各種操作を行う入力デバイスとして用いられる。入力部４８は、たとえばキーボード、マウス、トラックボール、ジョイスティック等により構成される。また、入力部４８として、表示部４７に表示されたＧＵＩ（Ｇｒａｐｈｉｃａｌ Ｕｓｅｒ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）を用いることも可能である。

制御部４９は、架台装置１０、寝台装置３０およびコンソール装置４０の動作を制御することによって、Ｘ線ＣＴ装置１の全体制御を行う。たとえば、制御部４９は、スキャン制御部４４を制御することで、架台装置１０に対して予備スキャン及びメインスキャンを実行させ、検出データを収集させる。また、制御部４９は、処理部４１を制御することで、検出データに対する各種処理（前処理、再構成処理、ＭＰＲ処理等）を行わせる。或いは、制御部４９は、表示制御部４５を制御することで、記憶部４６に記憶された画像データ等に基づき、ＣＴ画像を表示部４７に表示させる。

＜動作＞
次に、図３を参照して、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１の動作について説明する。ここでは、Ｘ線スキャンを行って近接位置Ｎを求めた後、ハーフスキャン（１８０度＋ファン角）を行う場合について述べる。

まず、Ｘ線ＣＴ装置１は、被検体Ｅに対してＸ線スキャンを行い、ボリュームデータを作成する。

具体的には、Ｘ線発生部１１は、被検体Ｅに対してＸ線を曝射する。Ｘ線検出部１２は、被検体Ｅを透過したＸ線を検出する（Ｓ１０）。Ｘ線検出部１２で検出されたＸ線に基づく検出データは、データ収集部１８で収集され、処理部４１（前処理部４１ａ）に送られる。

前処理部４１ａは、Ｓ１０で取得された検出データに対して、対数変換処理等の前処理を行い、投影データを作成する（Ｓ１１）。作成された投影データは、制御部４９の制御に基づき、再構成処理部４１ｂに送られる。

再構成処理部４１ｂは、Ｓ１１で作成された投影データに基づいて、複数の断層画像データを作成する。また、再構成処理部４１ｂは、複数の断層画像データを補間処理することによりボリュームデータを作成する（Ｓ１２）。

特定部４２は、Ｓ１２で作成されたボリュームデータに基づいて、被検体Ｅにおける病変部Ｓの位置を特定する（Ｓ１３）。

座標変換部４３ａは、Ｓ１３で特定された病変部Ｓの位置（座標値）を円軌道Ｃの座標系に変換する（Ｓ１４）。

距離算出部４３ｂは、Ｓ１４で座標変換された病変部Ｓの位置から、円軌道Ｃまでの距離を算出する（Ｓ１５）。

算出部４３は、Ｓ１５で算出された距離のうち、最も短い距離における円軌道Ｃの位置を近接位置Ｎとして算出する（Ｓ１６）。

Ｓ１０からＳ１６の処理により、Ｘ線スキャンにより得られるＣＴ画像の画像ＳＤが最も良くなる位置（近接位置Ｎ）を求めることができる。Ｓ１０からＳ１６までの処理が、本実施形態における「第１モード」の一例である。

次に、設定部４４ａは、Ｓ１６で算出された近接位置Ｎが中間位置Ｈとなるように一部の区間ｃを設定する（Ｓ１７）。具体的には、設定部４４ａは、近接位置Ｎから±９０度の範囲を一部の区間ｃとして設定する。

スキャン制御部４４は、設定された一部の区間ｃでのみＸ線を曝射するようＸ線発生部１１（高電圧発生部１４）を制御する（Ｓ１８）。つまり、スキャン制御部４４は、第１モードが完了した後、Ｓ１８（Ｓ１７）の動作を開始させる。

Ｓ１７及びＳ１８の処理により、画像ＳＤが最も良くなる位置（近接位置Ｎ）を中心としてハーフスキャンを行うことができる。Ｓ１７及びＳ１８の処理が、本実施形態における「第２モード」の一例である。

以上のように、第１モードにおけるＸ線スキャンは、第２モードを行う範囲（画像ＳＤの良い画像を得ることができるＸ線スキャンの範囲）を決定するためのスキャンといえる。一方、第２モードにおけるＸ線スキャンは、被曝量を低減させてＣＴ画像（画像ＳＤの良い画像）を得るためのスキャンといえる。つまり、第１モード及び第２モードにより、被曝量を低減させつつ、画像ＳＤの良い画像を得ることが可能となる。

なお、処理部４１、特定部４２、算出部４３、スキャン制御部４４、表示制御部４５及び制御部４９は、たとえば、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、ＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、又はＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）などの図示しない処理装置と、ＲＯＭ（Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）、ＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）や、又はＨＤＤ（Ｈａｒｄ Ｄｉｓｃ Ｄｒｉｖｅ）などの図示しない記憶装置とによって構成されていてもよい。記憶装置には、処理部４１の機能を実行するための処理プログラムが記憶されている。また、記憶装置には、特定部４２の機能を実行するための特定部処理用プログラムが記憶されている。また、記憶装置には、算出部４３の機能を実行するための算出部処理用プログラムが記憶されている。また、記憶装置には、スキャン制御部４４の機能を実行するためのスキャン制御プログラムが記憶されている。また、記憶装置には、表示制御部４５の機能を実行するための表示制御プログラムが記憶されている。また、記憶装置には、制御部４９の機能を実行するための制御プログラムが記憶されている。ＣＰＵなどの処理装置が、記憶装置に記憶されている各プログラムを実行することで各部の機能を実行する。

＜作用・効果＞
本実施形態の作用及び効果について説明する。

本実施形態のＸ線ＣＴ装置１は、被検体Ｅを中心とする円軌道Ｃに沿って回転可能に設けられたＸ線発生部１１を有し、Ｘ線発生部１１から被検体Ｅに対してＸ線を曝射することで被検体ＥをＸ線スキャンし、検出データを取得する。Ｘ線ＣＴ装置１は、再構成処理部４１ｂと、特定部４２と、スキャン制御部４４とを有する。再構成処理部４１ｂは、検出データに基づく投影データを再構成し、ボリュームデータを作成する。特定部４２は、ボリュームデータに基づいて、被検体Ｅにおける注目部位の位置（病変部Ｓ）を特定する。スキャン制御部４４は、円軌道Ｃのうち、特定された注目部位（病変部Ｓ）に対してＸ線発生部１１が最も近接する近接位置Ｎを含む一部の区間ｃのみＸ線を曝射するようＸ線発生部１１を制御する。

また、本実施形態のＸ線ＣＴ装置１は、算出部４３を有する。算出部４３は、特定された注目部位（病変部Ｓ）に対してＸ線発生部１１が最も近接する近接位置Ｎを算出する。

このように、算出部４３は、特定部４２で特定された注目部位の位置に基づき、注目部位に対してＸ線発生部１１が最も近接する近接位置Ｎを算出する。スキャン制御部４４は、円軌道Ｃのうち、近接位置Ｎを含む一部の区間ｃのみＸ線を曝射するようＸ線発生部１１を制御する。Ｘ線を曝射する位置（Ｘ線発生部１１の位置）と被検体Ｅにおける注目部位までの距離は、画像ＳＤと比例関係にある。従って、近接位置Ｎで検出される検出データに基づく画像は、画像ＳＤが最も良い画像（ノイズの影響が最も小さい画像）となる。また、円軌道Ｃのうち、近接位置Ｎを含む一部の区間ｃにおいてのみ、Ｘ線を曝射させることで、円軌道Ｃの全周に渡ってＸ線を曝射する場合と比べ、被検体Ｅの被曝量を低減させることができる。すなわち、本実施形態のＸ線ＣＴ装置１によれば、被曝量を低減させ、且つ画像ＳＤが良い画像（ノイズの影響が小さい画像）を得ることが可能となる。たとえば、ＣＴ透視を用いた生検等においては、被検体Ｅの同じ部位に繰り返しＸ線を曝射することから、全体としての被曝量が大きくなるという問題がある。このような場合に、本実施形態におけるＸ線ＣＴ装置１は有効である。

具体的に、算出部４３は、座標変換部４３ａと、距離算出部４３ｂとを有する。座標変換部４３ａは、特定された注目部位（病変部Ｓ）の位置を、円軌道Ｃの座標系に変換する。距離算出部４３ｂは、座標変換された注目部位（病変部Ｓ）の位置から、円軌道Ｃまでの距離ｒ_ｋを算出する。算出部４３は、算出された距離ｒ_ｋのうち、最も短い距離ｒ_Ｓにおける円軌道Ｃの位置を近接位置Ｎとして算出する。また、スキャン制御部４４は、設定部４４ａを有する。設定部４４ａは、一部の区間ｃの中間位置Ｈが近接位置Ｎとなるように一部の区間ｃを設定する。スキャン制御部４４は、設定された一部の区間にのみＸ線を曝射するようＸ線発生部１１を制御する。

このように、算出部４３は、座標変換された注目部位の位置から円軌道Ｃまでの距離ｒ_ｋのうち、最も短い距離ｒ_Ｓにおける円軌道Ｃの位置を近接位置Ｎとして算出する。設定部４４ａは、一部の区間ｃの中間位置Ｈが近接位置Ｎとなるように一部の区間ｃを設定する。そして、スキャン制御部４４は、設定された一部の区間にのみＸ線を曝射するようＸ線発生部１１を制御する。近接位置Ｎを中心としてＸ線スキャンの範囲（一部の区間ｃ）を設定することで、主に画像ＳＤが良くなる範囲（注目部位及びＸ線発生部１１が近い範囲）に対してＸ線を曝射することができる。すなわち、本実施形態のＸ線ＣＴ装置１によれば、被曝量を低減させ、且つ画像ＳＤが良い画像（ノイズの影響が小さい画像）を得ることが可能となる。

また、本実施形態の構成をＸ線ＣＴ装置１の制御方法として実現することも可能である。Ｘ線ＣＴ装置１の制御方法は、第１モードと第２モードとを有するＸ線ＣＴ装置１に対し、スキャン制御部４４が、第１モードが完了した後、第２モードを開始させる。第１モードは、被検体Ｅを中心とする円軌道Ｃに沿って回転可能に設けられたＸ線発生部１１から被検体Ｅに対してＸ線を曝射することで被検体ＥをＸ線スキャンし、検出データを取得するステップを有する。第１モードは、再構成処理部４１ｂが、検出データに基づく投影データを再構成し、ボリュームデータを作成するステップを有する。第１モードは、特定部４２が、ボリュームデータに基づいて、被検体Ｅにおける注目部位の位置を特定するステップを有する。第１モードは、算出部４３が、特定された注目部位に対してＸ線発生部１１が最も近接する近接位置Ｎを算出するステップを有する。第２モードは、スキャン制御部４４が、円軌道Ｃのうち、第１モードで算出された近接位置Ｎを含む一部の区間ｃのみＸ線を曝射するようＸ線発生部１１を制御する。

このように、スキャン制御部４４は、近接位置Ｎを算出する第１モードの後に、第２モードを開始させる。従って、画像ＳＤが最も良くなる近接位置Ｎを含む一部の区間ｃにおいてのみ、Ｘ線を曝射させることができる。すなわち、本実施形態のＸ線ＣＴ装置１の制御方法によっても、被曝量を低減させ、且つ画像ＳＤが良い画像（ノイズの影響が小さい画像）を得ることが可能となる。

（第１実施形態の変形例）
第１実施形態では、近接位置の算出過程において、座標変換部４３ａが、注目部位の位置を円軌道Ｃの座標系に変換する例について述べた。一方、近接位置の算出方法はこれに限られない。

一般に、回転体１３の回転中心位置、及び回転中心位置に対するＸ線発生部１１の円軌道Ｃにおける位置（点Ｐ_ｋ）は架台装置１０毎に予め決まっている。そこで、再構成処理部４１ｂは、回転中心位置、及びＸ線発生部１１の円軌道Ｃにおける位置の情報基づいて、予め座標系を設定し、その座標系でボリュームデータを作成することもできる。このように、再構成処理部４１ｂが、回転体１３の座標系に基づいてボリュームデータを作成することにより、円軌道Ｃの座標系への変換が不要となる。すなわち、座標変換部４３ａを設けない構成も可能である。

（第２実施形態）
図４から図６を参照して、第２実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１の構成について説明する。本実施形態では、近接位置Ｎを直接算出せずに、一部の区間ｃを決定する構成について述べる。第１実施形態と同様の構成については詳細な説明を省略する。

［コンソール装置］
図４は、本実施形態におけるコンソール装置４０の構成を示すブロック図である。コンソール装置４０は、処理部４１と、特定部４２と、スキャン制御部４４と、表示制御部４５と、記憶部４６と、表示部４７と、入力部４８と、制御部４９と、抽出部５０とを含んで構成されている。

抽出部５０は、円軌道Ｃのうち、特定部４２で特定された注目部位（病変部Ｓ等）の位置に対してＸ線発生部１１が最も近接する近接位置Ｎを含む区間を抽出する。抽出部５０は、座標変換部５０ａを含む。座標変換部５０ａの機能は、第１実施形態における座標変換部４３ａと同様であるため、詳細な説明を省略する。

図５Ａから図５Ｄを参照して、特定部４２及び抽出部５０の処理の具体例を説明する。図５Ａから図５Ｄは、図２Ａ〜図２Ｄと同様、被検体Ｅ及び回転体１３（Ｘ線発生部１１）の断面図である。また、第１実施形態と同様、以下の説明でもＺ（ｚ）方向は考慮しないものとする。

まず、特定部４２は、病変部Ｓの位置を特定する（図５Ａ参照）。ここでは、病変部Ｓは、一定の範囲の領域を有するものとする。座標変換部５０ａは、病変部Ｓの領域を回転体１３の座標系で変換し、回転体１３の座標系における病変部Ｓの位置（以下、「Ｓ´」とする）を得る（図５Ｂ参照）。

抽出部５０は、円軌道Ｃの中心Ｍから位置Ｓ´に対して２つの接線Ｔ_１及びＴ_２を引き、その接線Ｔ_１及びＴ_２と円軌道Ｃとが交わる点ｔ_１とｔ_２との間の区間ｃ´を抽出する（図５Ｃ参照）。ここで、近接位置Ｎとは、Ｘ線発生部１１が病変部Ｓと最も近接する円軌道Ｃ上の位置である。従って、区間ｃ´のいずれかの位置が近接位置Ｎとなる。すなわち、区間ｃ´は、近接位置Ｎを含んでいる。

本実施形態におけるスキャン制御部４４は、円軌道Ｃのうち、抽出された区間ｃ´を含む一部の区間ｃのみＸ線を曝射するようＸ線発生部１１を制御する（図５Ｄ参照）。

＜動作＞
次に、図６を参照して、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１の動作について説明する。ここでは、Ｘ線スキャンを行って近接位置Ｎを求めた後、ハーフスキャン（１８０度＋ファン角）を行う場合について述べる。

まず、Ｘ線ＣＴ装置１は、被検体Ｅに対してＸ線スキャンを行い、ボリュームデータを作成する。

具体的には、Ｘ線発生部１１は、被検体Ｅに対してＸ線を曝射する。Ｘ線検出部１２は、被検体Ｅを透過したＸ線を検出する（Ｓ２０）。前処理部４１ａは、Ｓ２０で取得された検出データに対して、対数変換処理等の前処理を行い、投影データを作成する（Ｓ２１）。再構成処理部４１ｂは、Ｓ２１で作成された投影データに基づいて、複数の断層画像データを作成する。また、再構成処理部４１ｂは、複数の断層画像データを補間処理することによりボリュームデータを作成する（Ｓ２２）。特定部４２は、Ｓ２２で作成されたボリュームデータに基づいて、被検体Ｅにおける病変部Ｓの位置を特定する（Ｓ２３）。座標変換部５０ａは、Ｓ２３で特定された病変部Ｓの位置を円軌道Ｃの座標系に変換する（Ｓ２４）。この結果、円軌道Ｃの座標系における病変部Ｓの位置（Ｓ´）を得ることができる。

抽出部５０は、円軌道Ｃの中心ＭからＳ２４で座標変換された位置Ｓ´に対して２つの接線Ｔ_１及びＴ_２を引き、その接線Ｔ_１及びＴ_２と円軌道Ｃとが交わる点ｔ_１とｔ_２の間の区間ｃ´を抽出する（Ｓ２５）。

Ｓ２０からＳ２５の処理により、Ｘ線スキャンにより得られるＣＴ画像の画像ＳＤが最も良くなる位置（近接位置Ｎ）を含む区間ｃ´を求めることができる。Ｓ２０からＳ２５までの処理が、本実施形態における「第１モード」の一例である。

スキャン制御部４４は、円軌道Ｃのうち、抽出された区間ｃ´を含む一部の区間ｃ（１８０度＋ファン角）のみＸ線を曝射するようＸ線発生部１１（高電圧発生部１４）を制御する（Ｓ２６）。つまり、スキャン制御部４４は、第１モードが完了した後、Ｓ２６の動作を開始させる。

Ｓ２６の処理により、画像ＳＤが最も良くなる位置（近接位置Ｎ）を含む区間ｃでハーフスキャンを行うことができる。Ｓ２６の処理が、本実施形態における「第２モード」の一例である。

なお、抽出部５０は、たとえば、ＣＰＵ、ＧＰＵ、又はＡＳＩＣなどの図示しない処理装置と、ＲＯＭ、ＲＡＭや、又はＨＤＤなどの図示しない記憶装置とによって構成されていてもよい。記憶装置には、抽出部５０の機能を実行するための抽出処理用プログラムが記憶されている。ＣＰＵなどの処理装置が、記憶装置に記憶されている各プログラムを実行することで各部の機能を実行する。

＜作用・効果＞
本実施形態の作用及び効果について説明する。

本実施形態のＸ線ＣＴ装置１は、抽出部５０を含む。抽出部５０は、円軌道Ｃのうち、特定された注目部位の位置に対してＸ線発生部１１が最も近接する近接位置Ｎを含む区間ｃ´を抽出する。スキャン制御部４４は、円軌道Ｃのうち、抽出された区間ｃ´を含む一部の区間ｃのみＸ線を曝射するようＸ線発生部１１を制御する。

具体的には、抽出部５０は、座標変換部５０ａを含む。座標変換部５０ａは、特定された注目部位の位置を、円軌道Ｃの座標系に変換する。抽出部５０は、座標変換された注目部位の位置に対してＸ線発生部１１が最も近接する近接位置Ｎを含む区間ｃ´を抽出する。

抽出部５０により抽出された区間ｃ´には、近接位置Ｎが含まれている。スキャン制御部４４は、抽出された区間ｃ´を含む一部の区間ｃのみＸ線を曝射するようＸ線発生部１１を制御する。上述の通り、近接位置Ｎで検出される検出データに基づく画像は、画像ＳＤが最も良い画像（ノイズの影響が最も小さい画像）となる。従って、この近接位置Ｎを含む区間でＸ線スキャンを行うことにより、画像ＳＤの良い画像を得ることができる。また、円軌道Ｃのうち、区間ｃ´を含む一部の区間ｃにおいてのみ、Ｘ線を曝射させることで、円軌道Ｃの全周に渡ってＸ線を曝射する場合と比べ、被検体Ｅの被曝量を低減させることができる。すなわち、本実施形態のＸ線ＣＴ装置１によれば、被曝量を低減させ、且つ画像ＳＤが良い画像（ノイズの影響が小さい画像）を得ることが可能となる。

また、本実施形態の構成をＸ線ＣＴ装置１の制御方法として実現することも可能である。Ｘ線ＣＴ装置１の制御方法は、第１モードと第２モードとを有するＸ線ＣＴ装置１に対し、スキャン制御部４４が、第１モードが完了した後、第２モードを開始させる。第１モードは、被検体Ｅを中心とする円軌道Ｃに沿って回転可能に設けられたＸ線発生部１１から被検体Ｅに対してＸ線を曝射することで被検体ＥをＸ線スキャンし、検出データを取得するステップを有する。第１モードは、再構成処理部４１ｂが、検出データに基づく投影データを再構成し、ボリュームデータを作成するステップを有する。第１モードは、特定部４２が、ボリュームデータに基づいて、被検体Ｅにおける注目部位の位置を特定するステップを有する。第１モードは、抽出部５０が、円軌道Ｃのうち、特定された注目部位の位置に対してＸ線発生部１１が最も近接する近接位置Ｎを含む区間ｃ´を抽出するステップを有する。第２モードは、スキャン制御部４４が、第１モードで抽出された区間ｃ´を含む一部の区間ｃのみＸ線を曝射するようＸ線発生部１１を制御する。

このように、スキャン制御部４４は、近接位置Ｎを算出する第１モードの後に、第２モードを開始させる。従って、画像ＳＤが最も良くなる近接位置Ｎを含む一部の区間ｃにおいてのみ、Ｘ線を曝射させることができる。すなわち、本実施形態のＸ線ＣＴ装置１の制御方法によっても、被曝量を低減させ、且つ画像ＳＤが良い画像（ノイズの影響が小さい画像）を得ることが可能となる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１ Ｘ線ＣＴ装置
１０ 架台装置
１１ Ｘ線発生部
１２ Ｘ線検出部
１３ 回転体
１４ 高電圧発生部
１５ 架台駆動部
１６ Ｘ線絞り部
１７ 絞り駆動部
１８ データ収集部
３０ 寝台装置
３２ 寝台駆動部
３３ 寝台天板
３４ 基台
４０ コンソール装置
４１ 処理部
４１ａ 前処理部
４１ｂ 再構成処理部
４１ｃ レンダリング処理部
４２ 特定部
４３ 算出部
４３ａ 座標変換部
４３ｂ 距離算出部
４４ スキャン制御部
４４ａ 設定部
４５ 表示制御部
４６ 記憶部
４７ 表示部
４８ 入力部
４９ 制御部
Ｅ 被検体
Ｓ 病変部

Claims (7)

1. 被検体を中心とする円軌道に沿って回転可能に設けられたＸ線発生部を有し、前記Ｘ線発生部から前記被検体に対してＸ線を曝射することで前記被検体をＸ線スキャンし、検出データを取得するＸ線ＣＴ装置であって、
   前記検出データに基づく投影データを再構成し、ボリュームデータを作成する再構成処理部と、
   前記ボリュームデータに基づいて、前記被検体における注目部位の位置を特定する特定部と、
   前記注目部位の位置と前記円軌道上の何れかの位置とを結んだ線が最も短くなる場合の前記円軌道上の位置を求める算出部と、
   前記円軌道のうち、求められた前記円軌道上の位置を含む一部の区間のみＸ線を曝射するよう前記Ｘ線発生部を制御するスキャン制御部と、
   を有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
2. 前記スキャン制御部は、
   前記算出部で求められた前記円軌道上の位置が中間位置となるように前記一部の区間を設定する設定部を有することを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
3. 被検体を中心とする円軌道に沿って回転可能に設けられたＸ線発生部を有し、前記Ｘ線発生部から前記被検体に対してＸ線を曝射することで前記被検体をＸ線スキャンし、検出データを取得するＸ線ＣＴ装置であって、
   前記検出データに基づく投影データを再構成し、ボリュームデータを作成する再構成処理部と、
   前記ボリュームデータに基づいて、前記被検体における注目部位の位置を特定する特定部と、
   前記ボリュームデータと前記円軌道を含む一つの座標系において、前記円軌道の中心と前記円軌道上の点を結ぶ線であって、前記注目部位を間に含む２つの線が該円軌道と交わる２つの交点で形成された前記円軌道上の短い方の区間を求める抽出部と、
   前記抽出部が求めた区間を含む前記円軌道上の一部の区間においてＸ線を曝射するよう前記Ｘ線発生部を制御するスキャン制御部と、
   を有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
4. 前記抽出部は、前記ボリュームデータと前記円軌道を含む一つの座標系において、前記円軌道の中心と前記円軌道上の点を結ぶ線であって、前記注目部位を間に挟むようにして、前記注目部位の領域に接する２つの接線を求め、前記２つの接線が該円軌道と交わる２つの交点で形成された前記円軌道上の短い方の区間を求める
   ことを特徴とする請求項３記載のＸ線ＣＴ装置。
5. 前記抽出部は、
   前記ボリュームデータに基づいて特定された前記注目部位の位置を、前記円軌道の座標系に変換することで前記一つの座標系とする座標変換部を有することを特徴とする請求項３又は請求項４に記載のＸ線ＣＴ装置。
6. 被検体を中心とする円軌道に沿って回転可能に設けられたＸ線発生部から前記被検体に対してＸ線を曝射することで前記被検体をＸ線スキャンし、検出データを取得するステップと、
   再構成処理部が、前記検出データに基づく投影データを再構成し、ボリュームデータを作成するステップと、
   特定部が、前記ボリュームデータに基づいて、前記被検体における注目部位の位置を特定するステップと、
   算出部が、前記注目部位の位置と前記円軌道上の何れかの位置とを結んだ線が最も短くなる場合の前記円軌道上の位置を求めるステップと、
   を含む第１モードと、
   スキャン制御部が、前記円軌道のうち、第１モードで求められた前記円軌道上の位置を含む一部の区間のみＸ線を曝射するよう前記Ｘ線発生部を制御する第２モードと、
   を有するＸ線ＣＴ装置に対し、
   前記スキャン制御部は、前記第１モードが完了した後、前記第２モードを開始させることを特徴とするＸ線ＣＴ装置の制御方法。
7. 被検体を中心とする円軌道に沿って回転可能に設けられたＸ線発生部から前記被検体に対してＸ線を曝射することで前記被検体をＸ線スキャンし、検出データを取得するステップと、
   再構成処理部が、前記検出データに基づく投影データを再構成し、ボリュームデータを作成するステップと、
   特定部が、前記ボリュームデータに基づいて、前記被検体における注目部位の位置を特定するステップと、
   前記ボリュームデータと前記円軌道を含む一つの座標系において、前記円軌道の中心と前記円軌道上の点を結ぶ線であって、前記注目部位を間に含む２つの線が該円軌道と交わる２つの交点で形成された前記円軌道上の短い方の区間を求めるステップと、
   を含む第１モードと、
   スキャン制御部が、前記第１モードで求められた前記区間を含む一部の区間のみＸ線を曝射するよう前記Ｘ線発生部を制御する第２モードと、
   を有するＸ線ＣＴ装置に対し、
   前記スキャン制御部は、前記第１モードが完了した後、前記第２モードを開始させることを特徴とするＸ線ＣＴ装置の制御方法。

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