JP2002301056A

JP2002301056A - Ｘ線ｃｔ装置およびｘ線検出器

Info

Publication number: JP2002301056A
Application number: JP2001105957A
Authority: JP
Inventors: Yoshikazu Okumura; 美和奥村; Masahiko Yamazaki; 正彦山崎; Satoru Nakanishi; 知中西; Toshihiro Rifu; 俊裕利府; Muneharu Miyashita; 宗治宮下
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2001-04-04
Filing date: 2001-04-04
Publication date: 2002-10-15
Also published as: US6947516B2; US20020176530A1

Abstract

(57)【要約】【課題】空間分解能の良いＣＴ画像を得ることが可能
なＸ線ＣＴ装置およびＸ線検出器を提供する。【解決手段】検出器２３のＸ線照射面側にスリット３
１を有するスリット構造体３５を設ける。また、スリッ
ト３１は、チャンネル方向に配列位置が一致した２列の
スリット、および前記２列のスリットとはチャンネル方
向に配列位置が相異した他の２列のスリットを有する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、被検体の多方向の
投影データを収集し、その多方向の投影データを再構成
処理に供することにより被検体の断層像を得るＸ線ＣＴ
装置およびＸ線放検出器に関する。

【０００２】

【従来の技術】近年発達しつつあるコンピュータトモグ
ラフィ（以下ＣＴ装置と呼ぶ）、中でもＸ線ＣＴ装置
は、医用診断装置の重要な一つとして急速に普及してい
る。このようなＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線管から照射され
たＸ線が被検体（一般的には患者）を透過し、透過した
Ｘ線は複数の検出素子が配列するＸ線検出器によって、
電荷に変換され画像化される。ところで、この種のＸ線
ＣＴ装置の空間分解能は、検出器における隣接する検出
素子間距離に依存する。したがって、検出素子を微細加
工し、この検出素子間距離を小さくすれば、空間分解能
が向上するのであるが、検出素子の微細化には限界があ
る。そこで、検出素子の大きさを変えずに、つまり検出
素子間距離を変えずに、空間分解能を向上させるための
技術として、Quarter- Quarter法（以下ＱＱ法と呼
ぶ）と称されるものがある。これは、検出器の配列中心
軸と回転中心投影軸を所定の距離だけずらし、分解能を
向上させる方法である。なお、検出器の回転中心を通
り、検出器が回転する面と略垂直な軸を回転中心軸と呼
び、前記回転中心投影軸とは、Ｘ線焦点から前記回転中
心軸を検出器上に投影した線をいうこととする。また、
検出器の配列中心軸とは、検出器に設けられた検出素子
の数がこの軸に対してそれぞれ同数となるような軸であ
り、かつ前記回転中心軸と略平行な軸をいうこととす
る。

【０００３】ここで、ＱＱ法を具体的に説明すると、前
記回転中心投影軸に対し、検出器の配列中心軸を検出素
子幅の約１／４分だけずらし、所定の角度で検出された
投影データ（以下主データと呼ぶ）と、前記所定の角度
から検出器が約１８０°回転した際に検出される投影デ
ータ（以下ＱＱデータと呼ぶ）を用いることによって、
空間分解能を向上させるものである。図１７（ａ）にＱ
Ｑ法に用いられる検出器に設けられた検出素子の配置を
示す。ここでは、１列×４チャンネルの検出素子が配列
された検出器を用いて説明する。なお、ここでチャンネ
ル方向（ＣＨ方向）とは、検出素子の配列方向のうち、
前記配列中心軸に対して略垂直方向をいい、列方向とは
検出素子の配列方向のうち、前記配列中心軸に対して略
平行な方向をいう。また、それぞれの方向に対する検出
器の大きさをそれぞれチャンネル幅（ＣＨ幅）、列幅と
呼ぶ。検出器の配列中心軸Ｃ（実線で示されている）に
対して、回転中心投影軸Ｃ’（点線で示されている）
が、チャンネル方向に約１／４ＣＨ幅分だけずらして配
置されているため、検出器が約１８０°回転した場合、
図１７（ｂ）に示されるように、基準となる図１７
（ａ）で示された投影データ（主データ）に対して、Ｃ
Ｈ幅の約１／２分だけチャンネル方向にずれた投影デー
タ（ＱＱデータ）が検出される。なお、図１７（ａ）お
よび同図（ｂ）は、同一方向から見た図である。

【０００４】このＱＱデータは、主データの検出素子間
のデータに値するので、これらの投影データを互いに合
わせる（はめ込む）と、概念的には図１７（ｃ）に示さ
れるように、チャンネル幅約１／２分の分解能をもつ投
影データを取得することができ、これによりＱＱ法を用
いない場合に比べて、理論的には空間分解能が約２倍に
向上するものである。（２）また、さらに上記ＱＱ法を発展させたものとし
て、特開平７−８４０５２号公報記載の技術があげられ
る。本技術は、２列または４列の検出素子が配列された
検出器において、列毎に検出素子をチャンネル方向にず
らし、上記（１）の主データとＱＱデータに相当するデ
ータを１８０°回転させることなく、同時に収集するも
のである。本技術によると、（１）と同様、ＱＱ法を用
いない場合の診断画像に比して、理論的には約２倍の分
解能の得ることが可能である。（３）また、この他の技術として、特開平６−１６９９
１１号公報記載の技術がある。本技術における検出器
は、３列の検出素子を有し、それぞれの列毎にチャンネ
ル方向に約１／３ＣＨ幅分ずれて配置されている。ま
た、検出器の回転中心投影軸は、配列中心軸に対して１
／１２ＣＨ幅分ずれて配置されている。

【０００５】本技術によると、３つの列における主デー
タおよびそれぞれの主データに対するＱＱデータを用い
ることにより、ＱＱ法を用いない場合の診断画像に比し
て、理論的には約６倍の分解能の得ることが可能であ
る。

【０００６】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来例
（１）および（２）においては、主データおよびＱＱデ
ータを用いることにより、ＱＱ法を用いない場合の約２
倍の分解能の得ることはできるが、更なる分解能の向上
には限界があった。これは、例えば、臨床的には側頭骨
の耳鼻科領域における疾患や、肺領域における疾患、特
に小葉レベルでの炎症とガンの区別、また頭部の細かい
血管（0.3m）疾患等、特に分解能を有する観察が困難で
あることを意味している。また、従来例（３）において
は、ＱＱ法を用いない場合の約６倍の分解能を得ること
が可能であると記載されているが、取得した投影データ
からどのように所定スライス面の投影データを補間する
かについて記載されていない。この他、いずれの従来技
術においても、検出器にＸ線遮断部材が設けられていな
い。ここで、Ｘ線遮断部材とは、検出素子に照射される
Ｘ線のうち所定領域のＸ線の透過率を抑制するするため
に用いられるものである。例えば、従来例（３）におい
ては、各検出素子のＣＨ幅１つ分の領域で検出されたＸ
線を、ＣＨ幅の１／６分の領域で検出されたものとし
て、画像の再構成を行っている。つまり、各検出素子の
うち５／６ＣＨ幅分の領域が重複されて、投影データを
取得していることになる。

【０００７】このように、重複する投影データが多いこ
とは、画像的にはいわゆるボケの原因を作り出してしま
うことになる。このボケは分解能が低下しているという
ことに他ならない。そこで、本発明は上記課題を解決
し、空間分解能の良いＣＴ画像を得ることが可能なＸ線
ＣＴ装置およびＸ線検出器を提供することを目的する。

【０００８】

【課題を解決するための手段】上述の課題を解決するた
め、請求項１に記載の発明は、Ｘ線焦点から被検体に向
かってＸ線を発生するＸ線発生装置と、前記被検体を透
過したＸ線を検出する検出素子がチャンネル方向に並べ
られた検出素子列を前記被検体の体軸方向に複数有する
Ｘ線検出器を備え、前記Ｘ線焦点を円軌道に沿って回転
させて被検体の多方向の投影データを収集し、収集され
た投影データに基づいて被検体のＣＴ像を再構成するＸ
線ＣＴ装置において、前記Ｘ線検出器は、前記Ｘ線を通
過させるための開口部が前記検出素子より小さく形成さ
れたＸ線遮断部材を、前記Ｘ線焦点から当該Ｘ線焦点の
回転中心を投影した線が前記検出素子列の配列中心に対
して前記チャンネル方向に（検出素子幅の非整数分）ず
れるように第１及び前記第２の検出素子列上に設け、こ
の第１及び第２の検出素子列上に設置されたＸ線遮断部
材の開口部を前記チャンネル方向に相対的に（検出素子
幅の非整数分）ずらしたことを特徴とする。また、請求
項６に記載の発明は、Ｘ線ビーム発生源と、前記Ｘ線ビ
ーム発生源を所定の回転軸を中心に回転させる回転手段
と、前記回転手段により回転している状態で前記Ｘ線ビ
ーム発生源から発生したＸ線を検出する検出手段と、前
記検出手段により検出されたデータを収集するデータ収
集手段と、前記データ収集手段で収集されたデータに基
づいて前記被検体の画像を再構成する画像再構成手段
と、を具備するＸ線ＣＴ装置において、前記検出手段
は、前記回転軸と略平行な第１の方向に複数配列された
Ｘ線検出素子列と、前記Ｘ線検出素子列よりも前記Ｘ線
ビーム発生源側に設けられ、所定のＸ線遮断率を有する
Ｘ線遮断手段と、を有し、前記Ｘ線検出素子列は、前記
第１の方向とは異なる方向である第２の方向に配列され
た複数のＸ線検出素子からなり、前記Ｘ線遮断手段は、
前記第２の方向に対し所定の長さずれた開口部を有する
ことを特徴とする。また、請求項１７に記載の発明は、
Ｘ線ビーム発生源と、前記Ｘ線ビーム発生源を所定の回
転軸を中心に回転させる回転手段と、前記回転手段によ
り回転している状態で前記Ｘ線ビーム発生源から発生し
たＸ線を検出する検出手段と、前記検出手段により検出
されたデータを収集するデータ収集手段と、前記データ
収集手段で収集されたデータに基づいて前記被検体の画
像を再構成する画像再構成手段と、を具備するＸ線ＣＴ
装置において、前記検出手段は、前記第１の方向に少な
くとも４列の前記Ｘ線検出素子列を有し、前記Ｘ線検出
素子列のうち少なくとも２列のＸ線検出素子列は、前記
第２の方向に対して一致した位置に配列され、前記少な
くとも２列のＸ線検出素子列とは前記第２の方向に対し
てずれて配置されたＸ線検出素子列が少なくとも２列あ
ることを特徴とする。また、請求項１８に記載の発明
は、Ｘ線ビーム発生源と、前記Ｘ線ビーム発生源を所定
の回転軸を中心に回転させる回転手段と、前記回転手段
により回転している状態で前記Ｘ線ビーム発生源から発
生したＸ線を検出する検出手段と、前記検出手段により
検出されたデータを収集するデータ収集手段と、前記デ
ータ収集手段で収集されたデータに基づいて前記被検体
の画像を再構成する画像再構成手段と、を具備するＸ線
ＣＴ装置において、前記検出手段は、前記回転軸と略平
行な第１の方向および前記第１の方向とは異なる第２の
方向に配列された複数のＸ線検出素子と、前記Ｘ線検出
素子よりも前記Ｘ線ビーム発生源側に設けられ、所定の
Ｘ線遮断率を有するＸ線遮断手段と、を有し、前記Ｘ線
遮断手段は、前記第１の方向および前記第２の方向にそ
れぞれ複数のＸ線遮断片を有し、前記所定の位置にある
第１のＸ線遮断片は、前記第１のＸ線遮断片よりも第１
の方向に配置された第２のＸ線遮断片に対し、前記第２
の方向に所定の長さずれて配置されることを特徴とす
る。また、請求項１９に記載の発明は、Ｘ線ビーム発生
源と、前記Ｘ線ビーム発生源を所定の回転軸を中心に回
転させる回転手段と、前記回転手段により回転している
状態で前記Ｘ線ビーム発生源から発生したＸ線を検出す
る検出手段と、前記検出手段により検出されたデータを
収集するデータ収集手段と、前記データ収集手段で収集
されたデータに基づいて前記被検体の画像を再構成する
画像再構成手段と、を具備するＸ線ＣＴ装置において、
前記検出手段は、前記回転軸と略平行な第１の方向に複
数配列されたＸ線検出素子列を有し、前記Ｘ線検出素子
列は、前記第１の方向とは異なる方向である第２の方向
に配列された複数のＸ線検出素子からなり、前記回転手
段により前記Ｘ線ビーム発生源が所定の回転角度にある
際に、前記Ｘ線ビーム発生源と前記検出手段の間に、前
記Ｘ線検出素子列のＸ線検出素子の数よりも多くのＸ線
の経路に対するデータ、および前記所定の回転角度に対
してＸ線ビーム発生源が約１８０度回転した際に、前記
Ｘ線ビーム発生源と前記検出手段の間に、前記Ｘ線検出
素子の数よりも多くのＸ線の経路に対するデータを検出
することを特徴とする。また、請求項２２に記載の発明
は、所定の方向である第１の方向第１の方向に複数配列
されたＸ線検出素子列と、前記Ｘ線検出素子列に照射さ
れるＸ線の一部を遮断するＸ線遮断手段と、を有し、前
記Ｘ線検出素子列は、前記第１の方向とは異なる方向で
ある第２の方向に配列された複数のＸ線検出素子からな
り、前記Ｘ線遮断手段は、前記第２の方向に対し所定の
長さずれた開口部を有することを特徴とする。

【発明の実施の形態】以下、本発明に係る第１の実施の
形態について、図面を参照して詳細に説明する。図１は
本実施の形態を適用した装置のシステム構成図である。
図１に示すように、Ｘ線ＣＴ装置１０は、システム制御
部１１と、架台・寝台制御部１３と、寝台移動部１５
と、寝台１５ａ、Ｘ線制御装置１７と、高電圧発生装置
１９と、Ｘ線ビーム発生源２１と、検出器２３と、回転
架台２５と、データ収集部２７と、補間処理部２９と、
画像再構成部２４と、表示部２６とを備えている。シス
テム制御部１１は、図示しない入力装置を用いて入力さ
れたスライス厚、回転速度等のスキャン条件の内、回転
速度とスライス厚とファン角度等を架台・寝台制御信号
として架台・寝台制御部１３に対して出力する。また、
システム制御部１１は、Ｘ線ビーム発生を制御するＸ線
ビーム発生制御信号をＸ線制御装置１７に対して出力
し、Ｘ線ビームの検出のタイミングを示す検出制御信号
をデータ収集部２７に対して出力する。

【０００９】更に、システム制御部１１は、データ収集
のためのデータ収集制御信号をデータ収集部２７に対し
て出力し、補間方法を示す補間制御信号を補間処理部２
９に対して出力する。架台・寝台制御部１３は、システ
ム制御部１１により出力された架台・寝台制御信号を基
に回転架台２５を回転させると共に、寝台移動信号を寝
台移動部１５に対して出力する。寝台移動部１５は、架
台・寝台制御部１３により出力された寝台移動信号を基
に、回転架台２５の１回転当りの寝台１５ａの移動量を
求め、この移動量で寝台１５ａを移動させる。Ｘ線制御
装置１７は、システム制御部１１により出力されたＸ線
ビーム発生制御信号を基に、高電圧発生装置１９による
高電圧発生のタイミングを制御する。高電圧発生装置１
９は、Ｘ線ビーム発生源２１からＸ線ビームを曝射させ
るための高電圧をＸ線制御部１７からの制御信号に従っ
てＸ線ビーム発生源２１に供給する。Ｘ線ビーム発生源
２１は、高電圧発生装置１９から供給された高電圧によ
ってＸ線ビームを曝射する。検出器２３は、被検体を透
過した投影データを収集するマルチスライス検出器であ
る。なお、詳しくは後述する。

【００１０】回転架台２５は、Ｘ線ビーム発生源２１と
検出器２３とを保持する。また、回転架台２５は、図示
しない架台回転機構により、Ｘ線ビーム発生源２１と検
出器２３との中間点を通る回転軸（回転中心軸）を中心
にして回転される。データ収集部２７は、検出器２３に
より検出された投影データを、システム制御部１１によ
り出力されたデータ収集制御信号に対応させて収集す
る。また、本実施の形態におけるデータ収集部２７は、
切換手段（図示しない）を有する。この切換手段は、Ｑ
Ｑ法を用いるモード（以下ＱＱモードと呼ぶ）と、ＱＱ
法よりも高分解能画像を提供可能な方法（後述する）を
用いるモード（以下超高分解能モードと呼ぶ）と、を選
択的に切換えるために設けられている。補間処理部２９
は、データ収集部２７によって収集された投影データを
基に、目的のスライス位置の投影データを補間する。補
間処理部２９に関しては、詳しく後述する。なお、以
下、検出器２３により検出されたデータを生データ、生
データから補間されるデータを補間データと呼ぶ。画像
再構成部２４は、補間処理部２９により生成された補間
データを基に、画像再構成を行う。表示部２６は、画像
再構成部２４により再構成された画像を図示しないモニ
タ上に表示する。

【００１１】以下、検出器２３について図２を参照して
説明する。図２（ａ）は、検出器２３を列方向から見た
正面図、同図（ｂ）は、Ｘ線検出素子等を支持する支持
部をＸ線ビーム発生源から見た平面図、同図（ｃ）は、
スリット構造体をＸ線ビーム発生源から見た平面図であ
る。なお、説明を簡単にするため、支持部と、スリット
構造体は、それぞれ別の図として示した。検出器２３は、Ｘ線を検出するための検出部３６等を支
持する支持部３９および前記支持部３９よりもＸ線ビー
ム発生源側に設けられ、所定の領域のＸ線を遮断するス
リット構造体３５を有する。なお、スリット構造体３５
に設けられたネジ穴３３にネジ（図示しない）を通し、
支持部３９に設けられたネジ溝３３'に締め付けること
により、スリット構造体３５と支持部３９は固定されて
いる。また、支持部３９は、列方向からみた形状が略円
弧状をしており、内部に空洞を有する。この支持部３９
の内部に、検出部３６および検出部３６よりもＸ線ビー
ム発生源側にコリメータ（図示しない）を有している。
検出部３６は、検出素子３２が、列方向およびチャンネ
ル方向（それぞれ矢印で示されている）にそれぞれ34列
×900チャンネル、配列されている。なお、いずれの検
出素子も隣接する検出素子に対して、列方向およびチャ
ンネル方向の位置は一致している。（検出素子はずれて
いない。）また、検出素子の列幅は、中心の４列の検出素子列は、
それぞれ0.5mm、中心４列の検出素子の列方向および列
方向と反対方向に設けられたそれぞれ１５列、合計３０
列の検出素子列は、それぞれの列幅が1mmとなってい
る。また、チャンネル幅に関しては、いずれの検出素子
も同じ長さである。なお、図２（ｂ）には、図面の簡略
化のため、0.5mm列幅の検出素子が４列分、および1mm列
幅の検出素子が４列のみ示されている。

【００１２】また、スリット構造体３５は、支持部３９
と同様、列方向からみた形状が略円弧状をしており、Ｘ
線透過率の低いＸ線遮断部材で構成されている。スリッ
ト構造体３５には、Ｘ線ビーム発生源側から支持部３９
の方向に貫通する複数のスリット３１が設けられてい
る。なお、Ｘ線遮断部材のＸ線透過率は、例えば２０％
程度以下である。またスリット３１は、検出素子の全チ
ャンネルのうち、中心付近の700チャンネル程度の幅内
にそれぞれ設けられている。次に、スリット３１の形状
および位置について説明する。スリット３１の形状は、
チャンネル方向の幅が検出素子３２のチャンネル幅に対
して約１／２、列方向の幅が検出部３６の列方向の幅と
いった略長方形であるが、詳しくは中心部分の検出素子
約４列幅分（各列幅を0.5mmとする）の領域のうち、２
列幅分の領域はチャンネル方向に、他の２列幅分は、チ
ャンネル方向と反対方向に所定の長さがずれている。な
お、詳しくは後述する。また、スリット３１の列方向の
位置は検出部３６の位置と一致している。なお、スリッ
ト３１のチャンネル方向の位置については詳しく後述す
る。また、各スリット３１は、チャンネル方向に、検出
素子１ＣＨ幅分ごとに等間隔で配置されている。

【００１３】以下、特に、中心付近の４列（各列0.5m
m）の検出素子列上に設けられたスリット３１について
図３および図４を参照して詳しく記載する。図３は、Ｘ
線ビーム発生源２１から見た検出器の中心付近（4列×4
チャンネル）の平面図、図４は検出素子１つ分の一部拡
大平面図である。なお、図３および図４には、検出素子
３２に対して、スリット３１が配置される場所および大
きさを分かりやすくするために、点線を示した。なお、
この点線は、チャンネル幅の約１／４の位置に示されて
いる。なお、スリット構造体３５は斜線で示されてい
る。また、図３における中心の４列の検出素子のうち紙
面に対して上側の２列に該当する検出素子３２の１つが
図４に示されている。検出素子３２とスリット３１の関
係は、図４に示されるように、検出素子３２の中心から
チャンネル方向に約１／８ＣＨ幅分ずれた位置を中心
に、略１／２ＣＨ幅のスリット３１が設けられている。
また、下側の２列の各検出素子３２に対しては、各検出
素子３２の中心からチャンネル方向と反対方向に約１／
８ＣＨ幅ずれた位置を中心とする約１／２ＣＨ幅のスリ
ット３１を有している。つまり、スリット３１は、上側
２列の各検出素子のスリット領域が、下側の２列の各検
出素子のスリット領域に対して、チャンネル方向に約１
／４ＣＨ幅分ずれるように配置されている。

【００１４】また、検出部３６に設けられた他の検出素
子列（合計３０列）に対しては、紙面上側の２列の検出
素子列上のスリットがチャンネル方向に約１／８ＣＨ幅
分、紙面下側の検出素子列上のスリットがチャンネル方
向と反対方向に約１／８ＣＨ幅分ずれている。なお、図
６（ａ）に、中心の４列のスリット３１のみを示した。
また、図３には、検出器２３の配列中心軸Ｃ（実線）と
検出器２３の回転中心投影軸Ｃ’（点線）を示した。検
出部３６の中心の４列×４チャンネルの検出素子３２
は、検出器２３の配列中心軸に対して、４列×２チャン
ネルずつ対称に配置されている。また、検出器２３の回
転中心投影軸Ｃ’は、配列中心軸Ｃに対して、チャンネ
ル方向に約１／４ＣＨ幅分ずれて配置されている。以
下、補間処理部２９を、図５を参照して詳しく記載す
る。図５は図１における補間処理部２９のうち、超分解
能モードで使用される部分のみ示したブロック図であ
る。なお、ＱＱモードで使用される補間処理部はここで
は省略する。補間処理部２９は、補間処理制御部２９
Ａ、生データ記憶部２９Ｂ、第１−２列間主データ補間
部２９Ｃ、第３−４列間主データ補間部２９Ｄ、第１−
２列間ＱＱデータ補間部２９Ｅ、第３−４列間ＱＱデー
タ補間部２９Ｆおよび画像データ生成部２９Ｇを備えて
いる。

【００１５】補間処理制御部２９Ａは、システム制御部
１１から補間処理制御信号が入力され、生データの記憶
を行う生データ記憶部２９Ｂへデータ読出しのための制
御信号を出力する。生データ記憶部２９Ｂは、データ収
集部２７から入力される生データを記憶し、データ読出
し制御信号に基づいて各データ補間部２９Ｃ乃至２９Ｆ
へ出力する。各データ補間部２９Ｃ乃至２９Ｆで補間さ
れた補間データは、画像データ生成部２９Ｇに出力さ
れ、画像データ生成部２９Ｇの出力は、画像再構成部２
４に入力される。次に本実施の形態の動作を、（１）Ｃ
Ｔの概略動作、（２）検出器およびデータ収集部の詳細
な動作、（３）補間処理部の詳細な動作に分けて説明す
る。（１）ＣＴの概略動作（図１を主に参照する）図１において、操作者は、入力装置（図示しない）を用
いて関心領域をスキャンするためのスキャン条件を入力
する。以下にスキャン条件の一例を示す。スキャン方式ヘリカルスキャン（ヘリカルピッチ） 2 検出器使用列数Ｎseg＝４列検出器使用チャンネル数Ｎch＝700チャンネル撮影モード超分解能モードここで、スキャン方式とは、ヘリカルスキャンあるいは
コンベンショナルスキャン等、関心領域に対して検出器
２３がどのような軌跡を描いて移動するかを示す方式を
いう。例えば、ヘリカルスキャンとは、関心領域に対し
て検出器２３がヘリカルの軌跡を描く方式である。な
お、スキャン方式の選択肢としては、ダイナミックスキ
ャン等上記以外のスキャン方式を含ませても良い。

【００１６】なお、特にヘリカルスキャンの場合には、
検出器が関心領域を１回転する間に、関心領域と検出器
が体軸方向にどの程度相対的に移動するかを示す値（ヘ
リカルピッチ）の設定も行う。本実施の形態では、ヘリ
カルピッチが２として説明を行う。なお、ヘリカルピッ
チとは、検出器が１回転する間に列方向に何列幅移動す
るかを示すものである。また、検出器使用列数とは、検
出器に配列された複数の検出素子列のうち、何列の検出
素子列を使用するかを決定するための条件であり、検出
器に設けられた全ての列（例えば34列）の検出素子を使
用しても良いし、一部のみを使用しても良い。なお、本
実施の形態では、検出器使用列数Ｎseg＝４となる。同
様に、検出器使用チャンネル数とは、検出器に配列され
た複数の検出素子のうち、何チャンネルの検出素子を使
用するかを決定するための条件であり、検出器に設けら
れた全てのチャンネル（例えば900チャンネル）の検出
素子を使用しても良いし、一部のみを使用しても良い。
なお、本実施の形態では、検出器使用チャンネルＮch＝
７００となる。また、撮影モードとは、上述のように、
ＱＱモード、超分解能モード等の撮影方法をいう。な
お、以下超分解能モードを選択したものとして、説明す
る。

【００１７】前記のスキャン条件が入力されると、図１
に示されたシステム制御部１１は、このスキャン条件の
内、スキャン方式、検出器回転速度および関心領域スラ
イス厚等を架台・寝台制御信号として架台・寝台制御部
１３に対して出力する。架台・寝台制御部１３は、この
架台・寝台制御信号を基にして寝台移動信号を寝台移動
部１５に対して出力する。この状態で操作者により寝台
開始命令が前記入力装置から入力されると、システム制
御部１１は、架台・寝台制御部１３に対して撮影開始を
指示すると共に、Ｘ線ビーム発生を制御するＸ線ビーム
発生制御信号を、Ｘ線制御装置１７に対して出力する。
そして、前記Ｘ線ビーム発生制御信号に対応させて、Ｘ
線制御装置１７は、高電圧発生装置１９から高電圧を発
生させる。これにより、Ｘ線ビーム発生源２１からＸ線
ビームが曝射されると共に、寝台１５ａが寝台移動部１
５により移動され、ヘリカルスキャンによる撮影が開始
される。また、データ収集制御信号（検出器使用列数、
チャンネル数等のスキャン条件を含む）がシステム制御
部１１から出力されると、データ収集部２７は、このデ
ータ収集制御信号に対応させて検出器２３で検出された
Ｘ線を投影データとして収集し、補間処理部２９に供給
する。なお、検出器２３およびデータ収集部２７の動作
については後述する。

【００１８】Ｘ線ビームが供給されると、補間処理部２
９は、このＸ線ビームを基に、目的のスライス位置のＸ
線ビームを補間する。なお、補間処理部２９の動作につ
いては後述する。補間処理部２９により補間された補間
データは、画像再構成部２４で再構成処理が行われ、表
示部２６に再構成された画像が表示される。（２）検出器およびデータ収集部の動作（図２、図３、
図６および図７を主に参照する）Ｘ線ビーム発生源２１で発生したＸ線は、被検体を透過
し、図２における検出器２３のスリット構造体３５へ照
射される。スリット構造体３５は、Ｘ線の透過率が低い
が、一方で、スリット３１に照射されたＸ線はスリット
構造体を透過することなく、後段のコリメータへ照射さ
れる。コリメータでは、所定方向からのＸ線のみが透過
し、さらに後段の検出部３６へ照射される。検出部３６
では、照射されたＸ線がＸ線検出素子３２によってそれ
ぞれ電荷に変換される。また、データ収集部２７では、
検出部３６でＸ線から変換された電荷のうち、システム
制御部１１からのデータ収集制御信号に応じて、所定の
タイミングで、検出器２３の所定の位置にある所定の数
（列数×チャンネル数）の検出素子３２で変換された電
荷の信号を投影データとして収集する。

【００１９】データ収集部２７で収集される投影データ
は、具体的には操作者が超分解能モードを選択した場
合、中央の４列の検出素子列（列幅0.5mm）で検出され
た投影データのみ収集される。また、操作者がＱＱモー
ドを選択した場合には、中央の４列（列幅0.5mm）の検
出素子列、あるいはこの中央の４列の検出素子列に加え
前記４列の以外の検出素子列（列幅1mm）から投影デー
タが収集される。以下、本実施の形態では、超分解能モ
ードを選択した場合について説明する。これらの投影デ
ータは、生データとして、補間処理部２９に出力され
る。この生データについて、さらに図６（ａ）、同図
（ｂ）および図７（ａ）を参照して説明する。図６は検
出器２６のスリット３１および補間データの概念を示し
た概念図、図７は検出器が３回転した際の投影データの
収集軌道を示す図である。図６において、検出器２３が
所定の角度回転した際のスリット３１の配置を図６
（ａ）とし、この配置におけるスリット３１で検出され
る投影データ（主データ）に対するＱＱデータは、図６
（ｂ）に示されるように、検出器回転中心投影軸Ｃ’を
中心に対称な投影データとして検出される。

【００２０】つまり、生データには、上記主データおよ
び主データに対するＱＱデータが含まれている。（ただ
し、検出器からデータを読み出すタイミングによって
は、必ずしも主データを取得した時の検出器の位置に対
して１８０°検出器が回転した投影データを取得できな
い場合がある。このような場合には、生データ同士を補
間することによりＱＱデータを求めても良い。）また、図７（ａ）に示すように、本実施の形態では、ヘ
リカルピッチを２としたヘリカルスキャンを行うため、
１周目から３周目までを考えると、検出素子で検出され
る投影データは、１周目の３列目の検出素子が２周目の
１列目と、１周目の４列目の検出素子が２周目の２列目
と、２周目の３列目の検出素子が３周目の１列目と、２
周目の４列目の検出素子が３周目の２列目と、それぞれ
ほぼ同じ軌跡を描くことになる。なお、図７（ａ）の斜
め矢印は、各検出素子の軌跡、縦軸はプロジェクション
角度、横軸は列方向の距離を示している。（３）補間処理部の動作以下、本実施の形態の補間処理について、図５、図６お
よび図７を参照して説明する。上述のデータ収集部２７
において収集された投影データは、図５における生デー
タ記憶部２９Ｂに記憶される。なお、この生データに
は、上述のように主データおよびＱＱデータが含まれて
いる。

【００２１】また、補間処理制御部２９Ａには、システ
ム制御部１１から補間処理制御信号が入力される。この
補間処理制御信号には、画像再構成部で再構成される画
像のスライス位置、ヘリカルピッチ等の情報が含まれ
る。このスライス位置を例えば図７の点線で示されるよ
うに、検出器２３が２周目の０°の時点で４列目の検出
素子が存在する位置とした場合について以下説明する。
補間処理制御部２９Ａは、生データ記憶部２９Ｂに記憶
された生データのうち、必要な生データの選択を行い、
第１−２列間主データ補間部２９Ｃ、第３−４列間主デ
ータ補間部２９Ｄ、第１−２列間ＱＱデータ補間部２９
Ｅ、第３−４列間ＱＱデータ補間部２９Ｆにそれぞれ出
力される。この必要な生データの選択について、図７
（ｂ）を参照して説明する。なお、図７（ｂ）は、同図
（ａ）におけるスライス面（点線で示されている）のう
ち０°近辺の部分が示されている。ここで、丸印で示さ
れた投影データは１列目または２列目の検出素子で検出
された投影データ、四角で示された投影データは３列ま
たは４列目の検出素子で検出された投影データであり、
さらに白抜きのものは生データのうち主データを、黒で
塗りつぶされたものは生データのうちＱＱデータを示し
ている。なお、図７の縦軸はプロジェクション角度を表
すものであり、これらのデータは、同一プロジェクショ
ンデータとして扱うので、正確には紙面と垂直方向に並
べて表記すべきものであるが、便宜上プロジェクション
角度方向のずれとして表記する。

【００２２】ここで、主データとＱＱデータの関係を示
すと、ＱＱデータは、主データに対して、検出器の角度
が約１８０°ずれた位置で検出される投影データであ
る。さらに具体的に説明すると、例えば図７（ａ）に示
されるように、まず主データを１周目０度の時点で２列
目の検出素子により検出された投影データ（白丸で示さ
れている）とすると、このＱＱデータは、１列目の検出
素子が１周目の約１８０度付近で検出する投影データ
（黒丸で示されている）となる。はめ込みとは、このＱ
Ｑデータを主データに対してチャンネル方向にずれた位
置で検出された投影データとみなすことにより、サンプ
リング数を２倍にするものである。なお、はめ込みを図
７（ａ）を用いて概念的に示すと、白抜き矢印で示され
ているように、プロジェクション角度が約１８０度で検
出された投影データを約０度付近に複写するように行わ
れる。また、１列目または２列目の検出素子で検出され
る投影データと、３列目または４列目の検出素子で検出
される投影データは、チャンネル方向にずれがあるた
め、図７においてはプロジェクション角度を異ならせて
表示する。なお、３列目または４列目の検出素子で検出
される投影データの収集軌道は点線矢印で示されてい
る。

【００２３】従って、１列目または２列目の検出素子で
検出される主データと３列目または４列目の検出素子で
検出される主データおよびそれぞれのＱＱデータは、そ
れぞれチャンネル方向にずれたデータとなるため、サン
プリング数は４倍になるものである。なお、同一プロジ
ェクション角度でそれぞれの検出素子のＸ線を検出する
領域とＸ線ビーム発生源を結んだ線をＸ線の経路とす
る。つまり、本実施の形態の場合には、１列目（または
２列目）の検出素子で検出されるデータと、３列目（ま
たは４列目）の検出素子で検出されるデータが同一プロ
ジェクション角度でチャンネル方向にずれたデータを検
出することができるため、Ｘ線の経路は２つ存在するこ
とになる。このような主データとＱＱデータの関係にお
いて、図７（ｂ）に示された範囲内において、点線で示
されたスライス面上のプロジェクション角度０度におけ
る補間データを作成するために必要な生データは、同図
における黒矢印で示されたとおり、３周目の１列目およ
び３周目２列目主データ（白抜丸印）、２周目３列目お
よび２周目４列目主データ（白抜四角印）、２周目２列
目ＱＱデータおよび３周目１列目ＱＱデータ（黒丸
印）、１周目４列目ＱＱデータおよび２周目３列目ＱＱ
データ（黒四角印）となる。

【００２４】つまり、生データのうち、スライス面に最
も近い投影データおよび前記最も近い投影データの次に
近い投影データが選択されている。ここで、本実施の形
態のように、スライス面を挟んで列方向の両側で検出さ
れた投影データを用いて、スライス面のデータを補間す
る方法を内挿補間法と呼ぶ。一方、スライス面に対し
て、一方側のみの投影データを用いて、スライス面のデ
ータを補間する方法を外挿補間法と呼ぶ。また、補間デ
ータの作成のためには、１列目と２列目の主データから
補間が行われる第１−２列間主データ補間データ、第３
−４間主データ補間データ、第１−２列間ＱＱデータ補
間データおよび第３−４列間ＱＱデータ補間データが必
要となる。これは、図５においては、上述の各データ補
間部２９Ｃ乃至２９Ｆで作成される。また、この概念
は、図６（ｃ）に示されている。各データ補間部２９Ｃ
乃至２９Ｆで作成された補間データは、画像データ生成
部２９Ｇを介して、同一スライス面を再構成するために
１つの投影データ集として、図１に示される画像再構成
部２４へ出力される。なお、画像データ生成部２９Ｇの
出力を概念的に示すと、図６（ｄ）となる。これは、図
６（ｃ）における各補間データを１つのデータ集として
まとめたもので、ここからも分かるように、チャンネル
幅に対して、１／４の分解能を有している。

【００２５】画像再構成部２４では、投影データ集から
１つの画像再構成を行い、再構成画像を生成する。以上
説明したように、本実施の形態では、スリットを、略１
／４ＣＨ幅分ずらし、さらに検出器回転中心投影軸Ｃ’
を検出器配列中心軸に対して、チャンネル方向に約１／
４ＣＨ幅分だけずらすことにより、分解能の高いＣＴ画
像を提供することができる。また、本実施の形態では、
スライスピッチ（本実施の形態では２）よりも列方向に
短い投影データ間（本実施の形態では１列幅）で内挿補
間が可能である。また、本実施の形態では、スリット構
造体に設けるスリットの構造を中央の４列の検出素子列
と、それ以外の検出素子列で異なる位置に設けたため、
超高分解能モードでは、列幅が0.5mmの検出素子列で検
出された投影データを用いて、また、ＱＱモードの場合
には、列幅が1mm検出素子列（0.5mm列幅の検出素子列の
ものは束ねて仮想的に1mm検出素子列とする）で検出さ
れた投影データを用いて、画像を作成することができ
る。つまり、列方向の画像分解能が高い場合（列幅の小
さい検出素子を用いる場合）には、チャンネル方向の分
解能も高くすることが可能である。また、列方向の分解
能を下げた場合、（列幅の大きい検出素子を用いて体軸
方向に広い範囲で画像の作成を行いたい場合）には、チ
ャンネル方向の分解能も下げることが可能である。これ
により、いずれのモードにおいても、列方向の分解能
と、チャンネル方向の分解能の差を小さくすることが可
能である。

【００２６】また、Ｘ線遮断部材により１つの検出素子
が検出可能な検出領域を小さくしているので、主データ
およびＱＱデータの重なりを少なくし、ボケの少ない画
像を提供することが可能となる。また、さらに複数のス
リットが１つのスリット構造体に設けられているため、
製造しやすい利点がある。また、上述の実施の形態にお
いては、スリット構造体３５は支持部３９にネジで固定
されているが、支持部３９に溝等を設け、スリット構造
体を前記溝にスライドさせて取り付けられる構成とする
と、それぞれスリット配置の異なる複数のスリット構造
体を交換して使用することも可能となり、従って、診断
毎に異なる位置あるいは異なる大きさのスリットを有す
るスリット構造体により、各診断に応じた分解能を選択
することも可能である。次に第１の実施の形態における
第１の変形例について説明する。本変形例は、スリット
の列方向の位置に関する変形例である。図８は、本変形
例におけるＸ線ビーム発生源２１から見た検出器の中心
付近（4列×4チャンネル）の平面図、図９は検出素子１
つ分の一部拡大平面図である。なお、第１の実施の形態
と同一構成のものは、同一番号を付して説明を省略す
る。

【００２７】本変形例のスリット構造体３５’は、図９
に示されるように、検出素子３２中心からチャンネル方
向に１／２ＣＨ幅分設けられている。つまり、検出素子
３２の中央から半分がスリット構造体３５’により、Ｘ
線が遮断され、他の半分の領域（スリット３１’）でＸ
線の検出が可能となる。また、図８に示されるように、
検出器２３の配列中心軸Ｃ（実線）と検出器２３の回転
中心投影軸Ｃ’（点線）の位置関係は、回転中心投影軸
Ｃ’が、配列中心軸Ｃに対して、チャンネル方向に約１
／８ＣＨ幅分ずれて配置されている。なお、その他の構
成および動作については、第１の実施の形態と略同じで
あるためここでは省略する。本変形例によっても、第１
の実施の形態と同様、分解能の高いＣＴ画像を提供する
ことができる。次に、第１の実施の形態における第２の
変形例について、説明する。なお、本変形例は、検出器
全体に対するスリット領域の位置及び大きさに関する変
形例である。図１０に、本変形例におけるスリット構造
体３５におけるスリット３１の変形例を示す。なお、図
１０（ａ）に示されるスリット構造体３５は、第１の実
施の形態と同じものである。また、スリット３１の形
状および位置としては、この他にも、図１０（ｂ）に示
されるように、第１の実施の形態のスリット３１のうち
４列の検出素子列上に位置する領域にのみスリットを設
け、他の検出素子列上に位置する領域には、スリットを
設けないことも考えられる。これは、0.5mm列幅の検出
素子列のみを用いた高分解能診断専用のスリット構造体
ということができる。

【００２８】また、図１０（ｃ）に示されるように、図
１０（ｂ）と異なり、４列の検出素子列上に位置する領
域だけでなく、他の検出素子列上に位置する領域にも、
スリットを設けたものである。なお、中央付近で、スリ
ットがチャンネル方向に約１／２ＣＨ幅分ずれた点で
は、図１０（ｂ）と同様である。このような形状では、
中心の４列の検出素子列に限らず、他の検出素子列を用
いた場合でも、高分解能画像を作成することができる。
また、この他にも、スリット３１の個数を変えてもよ
い。例えば、スリットの個数を多くし、９００チャンネ
ル全ての検出素子を用いることにより、被検体の体軸方
向と略垂直な面での関心領域を広く取ることが可能であ
る。また、逆に、スリットの個数を少なくし、例えば４
００チャンネルの検出素子上にのみスリットがある場合
には、被検体の体軸方向と略垂直な面での関心領域は狭
いが、その分投影データの数を少なくすることができ
る。つまり、スリット３１の個数をどの程度にするか
は、被検体の関心領域等を考慮して決定すれば良い。ま
た、スリット領域の異なるスリット構造体を、それぞれ
交換可能としておくことにより、より幅広い診断を行う
ことも可能である。

【００２９】次に、上記第１の形態における第３の変形
例について説明する。なお、本変形例は、補間処理部２
９における補間方法に関する変形例である。図１１に
は、本変形例における検出器が１回転した際の投影デー
タの収集軌道が示されている。本変形例では、検出器２
３で検出された投影データ（生データ）のうち、同一回
転内で得られた投影データを選択し、この投影データを
用いて補間を行うことにより、所定のスライス面（点線
で示されている）の補間データを作成している。このた
めに、スライス面の位置に従って、外挿補間（図１１に
おいては１列目と２列目の主データ間の補間、１列目と
２列目のＱＱデータ間の補間、３列目と４列目のＱＱデ
ータ間の補間）および内挿補間（図１１においては３列
目および４列目の主データ間の補間）を行っている。本
変形例によると、スライス面の位置に応じて、少なくと
も一部の補間を外挿補間とすることにより、検出器の回
転数を少なくした状態でも、分解能の良いＣＴ画像の生
成が可能である。これは、特に被検体にとっては、Ｘ線
の被爆量が軽減するという効果を有することになる。ま
た、このように外挿補間を可能とすることにより、同一
時間（同じ周回）に検出された投影データ同士から補間
データを作成することができ、ＣＴ画像の時間分解能も
向上することが可能である。

【００３０】次に、上記第１の実施の形態における第４
の変形例について説明する。なお、本変形例は、スリッ
トの配置に関する変形例である。なお、本変形例では、
特にコンベンショナルスキャンを行う場合について説明
するが、ヘリカルスキャンにも応用可能なものである。
図１２には、本変形例におけるスリットの配置図が示さ
れている。なお、図１２（ａ）は、第１の実施の形態に
おける図３と同じものを示している。また、図１２
（ｂ）には、紙面上側の列から１列目の検出素子に設け
られたと３列目の検出素子に設けられたスリット構造体
３５の配列位置がチャンネル方向に対して一致してお
り、また２列目と４列目の検出素子に設けられたスリッ
ト構造体３５も同様に一致している。また、１列目と２
列目の検出素子の配列位置は、チャンネル方向に約１／
４ＣＨ幅分ずれている。つまり、スリットの配列位置が
チャンネル方向に一致するそれぞれ２列の検出素子列
が、列方向に交互に配置されている。また、図１２
（ｃ）においては、１列目と４列目、２列目と３列目に
設けられたスリット構造体３５の配列位置がそれぞれ一
致している。また、１列目と２列目の検出素子の配列位
置は、図１２（ｂ）と同様、チャンネル方向に約１／４
ＣＨ幅分ずれている。

【００３１】つまり、スリットの配列位置がチャンネル
方向に一致し、かつ列方向に隣接する２列の検出素子列
（本変形例では２列目および３列目）を、スリットの配
列位置がチャンネル方向に一致する他の検出素子列（本
変形例では１列目および４列目）で挟むように配置され
ている。ここで、図１３（ａ）に、図１２（ｂ）のよう
にスリットが配置された検出器を用いて、コンベンショ
ナルスキャンを行った場合の投影データの収集軌道を示
す。このように、スリットの配列位置がチャンネル方向
に一致するそれぞれ２列の検出素子を列方向に交互に配
置した場合、所定のスライス面（ここでは２列目と３列
目の間の面）の補間データは、全て内挿補間により求め
られる。また、図１２（ｃ）においても、同様にコンベ
ンショナルスキャンを行った場合、所定のスライス面に
関しては、全ての補間データの作成に内挿補間が可能で
ある。図１３（ｂ）には、図１２（ｃ）のようにスリッ
トが配置された検出器を用いて、コンベンショナルスキ
ャンを行った場合の投影データの収集軌道が示されてい
る。なお、一般的には、外挿補間に比して内挿補間の方
が補間に用いられる投影データの列方向の距離が短く、
アーチファクトが出にくい。

【００３２】また、図１２（ｂ）に示されるように、ス
リットの配列位置がチャンネル方向に一致するそれぞれ
２列の検出素子が、列方向に交互に配置されている検出
器を用いた場合には、図１３（ａ）に示されるように、
１列目と３列目で補間を行い、２列目と４列目で補間を
行うこととなるため、補間データの作成に用いられる投
影データ間の列方向の距離は、最大約２列幅となる。一
方、図１２（ｃ）に示されるように、スリットの配列位
置がチャンネル方向に一致し、かつ列方向に隣接する２
列の検出素子を、スリットの配列位置がチャンネル方向
に一致する他の検出素子で挟むように配置した検出器を
用いた場合には、図１３（ｂ）に示されるように、１列
目と４列目で補間を行い、２列目と３列目で補間を行う
こととなるため、前記投影データ間の列方向の距離は、
１列目と４列目間、つまり最大約３列幅となる。従っ
て、スリットの配列位置がチャンネル方向に一致するそ
れぞれ２列の検出素子が、列方向に交互に配置されてい
る検出器を用いた方が、補間を行うデータ同士の距離が
短いため、よりアーチファクトの小さいＣＴ画像の提供
が可能である。本変形例によると、特にコンベンショナ
ルスキャンを行う場合、検出器を１周させるだけで、所
定のスライス面に関しては、内挿補間により分解能の良
いＣＴ画像を得ることが可能である。

【００３３】またさらに、スリットの配列位置がチャン
ネル方向に一致するそれぞれ２列の検出素子が、列方向
に交互に配置されている検出器を用いることにより、ア
ーチファクトの小さいＣＴ画像を提供することが可能で
ある。次に、上記第１の実施の形態における第５の変形
例について説明する。なお、本変形例を簡単に説明する
と、スリット構造体にスリットを設けるのではなく、複
数のＸ線遮断部材片をコリメータ上に配置するものであ
る。図１４は、本変形例における検出器の平面図であ
る。なお、第１の実施の形態と同一構成のものは、同一
番号を付して説明を省略する。本変形例の検出器では、
略中央に配列された0.5mm列幅を有する４列の検出素子
列にのみ、複数のＸ線遮断部材片３８を直接Ｘ線検出素
子３２上のコリメータ（図示しない）に接着剤を用いて
取りつけている。また、Ｘ線遮断部材片３８の中央の４
列の検出素子列上の配置は、第１の実施の形態における
図３におけるスリット構造体３５と同様となるように行
う。なお、Ｘ線遮断部材片３８は、スリット構造体３５
と同様、Ｘ線の透過率が低い部材で構成されている。な
お、本変形例の動作としては、0.5mmの列幅の検出素子
列を用いた場合には、第１の実施の形態と同様であるた
め、ここでは省略する。

【００３４】また、中央４列以外の検出素子列（列幅1m
m）を用いた場合には、Ｘ線を遮断する部材がないた
め、通常モード（各検出素子で検出されたＸ線の投影デ
ータ同士にいれ込みを行うことなく、画像の再構成を行
うモード）あるいはＸ線を遮断する部材を用いないＱＱ
モードでの撮影を行うことが可能である。本変形例によっても、第１の実施の形態と同様、分解能
の高いＣＴ画像を提供することができる。また、本変形
例は、第１の実施の形態に比して、Ｘ線遮断部材が少な
くて済む。次に、上記第１の実施の形態における第６の
変形例について説明する。なお、本変形例を簡単に説明
すると、スリット構造体が列方向の略中央部分で分割さ
れ、前記分割された部分毎に、Ｘ線検出素子とＸ線ビー
ム発生源側の間から外側に移動可能とするものである。図１５には、本変形例における検出器をＸ線ビーム発生
源から見た平面図が示されている。なお、第１の実施の
形態と同一構成のものは、同一番号を付して詳しい説明
を省略する。本変形例では、第１の実施の形態における支持部３９の
チャンネル方向およびチャンネル方向と反対方向の端に
スライド機構４０が設けられている。

【００３５】スライド機構４０は、列方向に伸延する略
直方体の部材で、列方向から見た断面が略コの字型の形
状である。なお、それぞれのスライド機構４０は、コの
字型の欠けた１辺が互いに向かい合うような配置で、支
持部３９に固定されている。また、スリット構造体３５''のチャンネル方向およびチ
ャンネル方向と反対方向の端には、車輪（図示しない）
が設けられたスライド枠４１が設けられており、スライ
ド枠４１は、スライド機構４０の略コの字型の溝に取り
付けられている。また、車輪は、スライド枠４１が、ス
ライド機構４０の溝を列方向に移動可能となる方向に取
り付けられている。また、スリット構造体３５''は、検出器中央の４列の検
出素子列（列幅0.5mm）に該当する部分に分離面Ｓを有
している。分離面Ｓは、検出器中央の４列の検出素子列
を２列ずつに分離するような位置に設けられている。分
離面Ｓは、スリット構造体３５''の両端に設けられたス
ライド枠４１にも及ぶ。つまり、スライド枠４１も分離
面Ｓを介してそれぞれ列方向および列方向と反対方向
（それぞれ矢印で示されている）に分割されている。なお、第１の実施の形態と異なり、スリット構造体３
５''を移動させる必要があるため、ネジ穴３３およびネ
ジ溝３３'は設けられていない。

【００３６】本変形例の動作について説明すると、操作
者は、前記ＱＱモードおよび超高分解能モードの他に、
通常モードを選択可能である。ここで、通常モードと
は、各検出素子で検出されたＸ線の投影データ同士にい
れ込みを行うことなく、画像の再構成を行うモードであ
る。操作者が、前記通常モードを選択した場合、スリット構
造体３５''は、スリット構造体分離制御器（図示しな
い）からの制御信号に基づいてそれぞれのスリット構造
体の一部に設けられたスライド枠４１が、スライド機構
４０の略コの字型の溝を通り、それぞれ列方向および列
方向と反対の方向（それぞれ矢印で示されている）に移
動する。これにより、Ｘ線検出素子とＸ線ビーム発生源側の間に
配置されていたスリット構造体３５''は、Ｘ線検出素子
とＸ線ビーム発生源側の間から外側に移動させられるこ
とになる。従って、通常モードでは、Ｘ線はスリット構造体３５''
により遮断されることなく、それぞれの検出素子で検出
された投影データに基づいて画像の再構成が行われる。なお、操作者が、ＱＱモードあるいは超高分解能モード
を選択した場合には、上記動作と逆の動作、つまりスリ
ット構造体３５''がＸ線検出素子とＸ線ビーム発生源の
間に移動する。なお、ＱＱモードあるいは超高分解能モ
ードのその他の動作についてはここでは省略する。

【００３７】本変形例によると、分解能の良いＣＴ画像
が提供できると共に、ＱＱモード、超高分解能モードに
加え、通常モードを用いることが可能であり、より一層
の診断に応じたＣＴ画像の作成を行うことが可能であ
る。なお、本変形例では、スライド機構については、スリッ
ト構造体を移動可能なものであれば、特に本変形例に限
定されるものではない。例えば、スリット構造体が分割
するものについて示したが、分割しない構造であっても
良い。また、スリット構造体は全ての検出素子列に対し
て、完全に外側に移動しなくてもよく、使用される検出
素子列とＸ線発生源の間から外側に移動すれば良い。次
に、本発明に係る第２の実施の形態について、図面を参
照して説明する。なお、第１の実施の形態と同一構成の
ものは、同一番号を付して説明を省略する。図１６は、
本実施の形態におけるＸ線検出器２３’の平面図であ
る。なお、図１６には、説明を簡単にするため、検出素
子を４列×５チャンネルとして示したが、実際には、例
えば第１の実施の形態のように、34列×900チャンネル
で構成されている。また、図１６における細い点線は、検出素子のＣＨ幅の
略１／５毎に記載されており、検出素子の配置を明確に
するために示されたものである。

【００３８】本実施の形態におけるＸ線検出器２３’
は、チャンネル方向および列方向に複数の検出素子が配
列されている。この複数の検出素子のうち所定の複数列
（図１６では上側の２列）の検出素子は、その配列がチ
ャンネル方向に一致しており、他の所定の複数列（図１
６では下側の２列）の検出素子は、上側２列の検出素子
に対してチャンネル方向と反対方向にずれて配置されて
いる。このずれは、検出素子のＣＨ幅１／５分である。
また、検出器２３’の回転中心投影軸は、下側２列の検
出素子よりもさらにチャンネル方向と反対方向にＣＨ幅
１／５分ずれて設けられている。このような構成とする
ことで、１列目及び２列目で検出される主データ、３列
目及び４列目で検出される主データ、１列目及び２列目
で検出されるＱＱデータおよび３列目及び４列目で検出
されるＱＱデータが、第１の実施の形態と同様、それぞ
れのＱＱデータは、それぞれの主データの間のデータに
値することになる。なお、この他の構成および動作に関
しては、第１の実施の形態と略同一であるためここでは
省略する。本実施の形態によっても、分解能の高いＣＴ
画像を提供することができる。また、本実施の形態で
は、スリット構造体を設ける必要がなく、検出素子をチ
ャンネル方向にずらすことにより、分解能の良いＣＴ画
像を提供することができ、検出器の製造を容易に行うこ
とが可能である。

【００３９】以上、本発明における実施の形態および変
形例について説明したが、上記実施の形態および変形例
は、種々組み合わせが可能である。例えば、上記第１の
実施の形態では、検出素子の位置はずらすことなく、ス
リットのみずらすしており、また第２の実施の形態で
は、スリットを設けることなく、検出素子の位置をずら
していたが、検出素子の位置をずらし、さらにスリット
の位置のずれたスリット構造体を用いることも可能であ
る。また、上記実施の形態および変形例では、所定のスライ
ス面に対して所定の回転角度毎に２つの投影データによ
る内挿補間および外挿補間を行う場合を記載したが、３
つ以上の投影データから内挿補間、外挿補間、あるいは
内挿補間と外挿補間を組み合わせたもの（いわゆる多点
補間）を用いても良い。また、検出器の検出素子列につ
いては、略中心付近の４列の検出素子列は列幅0.5mm、
さらにその列方向および列方向と反対の方向に1mmの列
幅を有する検出素子列が配列されたものを記載したが、
略同じ列幅をもつ検出素子列のみを配列させたものであ
っても良い。また、上記実施の形態では、特にＸ線管と
検出器が同期して回転するいわゆる第３世代のものつい
て示したが、その他の世代のＣＴ装置にも適応すること
が可能である。例えば、検出器がリング状で固定された
いわゆる第４世代ＣＴ装置にも応用することが可能であ
る。また、同様に、Ｘ線管を用いないいわゆる電子ビー
ム方式の第５世代ＣＴ装置（超高速ＣＴ装置とも呼ばれ
る）に採用することも可能である。

【００４０】また、上記実施の形態では、特にコリメー
タとスリットを別々の構成として、説明を行ったが、こ
れらが一体化されたものであっても良い。また、上記実
施の形態における動作の説明として、体軸方向に垂直な
スライス面を再構成する場合を示したが、これ以外の断
層面画像の作成も可能である。また、Ｘ線を検出するた
めの開口部として、矩形のスリットを用いて説明を行っ
たが、製造上の理由等で、他の形状（例えば円形）とす
ることも考えられる。また、被検体よりもＸ線ビーム発
生源側に、検出器のスリットが設けられた領域にのみＸ
線が照射されるように、Ｘ線ビームの幅を制御するＸ線
遮断部材を設けても良い。これによっても被検体に照射
されるＸ線を抑制することが可能である。また、上記の
実施の形態および変形例では、寝台が移動することによ
って、被検体と検出器の相対位置を変化させていたが、
検出器が設けられた架台側を移動させることにより、前
記相対位置を変化させても良い。

【００４１】

【発明の効果】以上詳細に説明したように、本発明によ
れば、空間分解能の良いＣＴ画像を提供することができ
る。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明に係る第１の実施の形態におけるＣＴ装
置のシステム構成図である。

【図２】本発明に係る第１の実施の形態における検出器
をＸ線ビーム発生源から見た平面図及び正面図である。

【図３】本発明に係る第１の実施の形態におけるＸ線ビ
ーム発生源から見た検出器の中心付近の平面図である。

【図４】本発明に係る第１の実施の形態における図４は
検出素子１つ分の一部拡大平面図である。

【図５】本発明に係る第１の実施の形態における補間処
理部の詳細なブロック図である。

【図６】本発明に係る第１の実施の形態における検出器
のスリットおよび補間データの概念を示した概念図であ
る。

【図７】本発明に係る第１の実施の形態における投影デ
ータの収集軌道を示す図である。

【図８】本発明に係る第１の変形例におけるＸ線ビーム
発生源から見た検出器の中心付近の平面図である。

【図９】本発明に係る第１の変形例における図４は検出
素子１つ分の一部拡大平面図である。

【図１０】本発明に係る第２の変形例におけるＸ線ビー
ム発生源から見た検出器のスリット領域の平面図であ
る。

【図１１】本発明に係る第３の変形例における投影デー
タの収集軌道を示す図である。

【図１２】本発明に係る第４の変形例におけるスリット
の配置図である。

【図１３】本発明に係る第４の変形例における投影デー
タの収集軌道を示す図である。

【図１４】本発明に係る第５の変形例における検出器を
Ｘ線ビーム発生源から見た平面図である。

【図１５】本発明に係る第６の変形例における検出器を
Ｘ線ビーム発生源から見た平面図及び正面図である。

【図１６】本発明に係る第２の実施の形態におけるＸ線
検出器の平面図である。

【図１７】従来例における検出器に設けられた検出素子
の配置図である。

【符号の説明】３１スリット３２検出素子３３ネジ穴３３' ネジ溝３５スリット構造体３６検出部３８Ｘ線透過抑制片

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁷ 識別記号ＦＩテーマコート゛(参考）Ｇ０６Ｔ 1/00 ２９０Ｇ０６Ｔ 1/00 ２９０Ｂ // Ｇ０１Ｔ 1/20 Ｇ０１Ｔ 1/20 Ｇ (72)発明者山崎正彦東京都北区赤羽２丁目16番４号東芝医用システムエンジニアリング株式会社内 (72)発明者中西知栃木県大田原市下石上字東山1385番の１株式会社東芝那須工場内 (72)発明者利府俊裕栃木県大田原市下石上字東山1385番の１株式会社東芝那須工場内 (72)発明者宮下宗治北海道札幌市東区北40条東１丁目１番７号医療法人耳鼻咽喉科麻生病院内Ｆターム(参考） 2G088 EE02 FF02 JJ05 JJ12 JJ29 JJ37 KK33 LL09 LL12 4C093 AA22 BA03 BA10 CA02 EB18 EB19 EB30 FD07 5B057 AA09 BA03 BA13 CA11 CB12 CC02 CD04 CE03 DA16 DB01 DC19

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】Ｘ線焦点から被検体に向かってＸ線を発
生するＸ線発生装置と、前記被検体を透過したＸ線を検
出する検出素子がチャンネル方向に並べられた検出素子
列を前記被検体の体軸方向に複数有するＸ線検出器を備
え、前記Ｘ線焦点を円軌道に沿って回転させて被検体の
多方向の投影データを収集し、収集された投影データに
基づいて被検体のＣＴ像を再構成するＸ線ＣＴ装置にお
いて、前記Ｘ線検出器は、前記Ｘ線を通過させるための開口部が前記検出素子より
小さく形成されたＸ線遮断部材を、前記Ｘ線焦点から当
該Ｘ線焦点の回転中心を投影した線が前記検出素子列の
配列中心に対して前記チャンネル方向に検出素子幅の非
整数分ずれるように第１及び前記第２の検出素子列上に
設け、この第１及び第２の検出素子列上に設置されたＸ
線遮断部材の開口部を前記チャンネル方向に相対的に検
出素子幅の非整数分ずらしたことを特徴とするＸ線ＣＴ
装置。
【請求項２】前記Ｘ線焦点と前記被検体とを前記体軸
方向に沿って相対的に移動させる移動手段と、前記Ｘ線
焦点が第１の位置において前記第１及び第２の検出素子
列により得られた第１の投影データ及び第２の投影デー
タと、前記Ｘ線焦点が前記第１の位置から略半回転した
第２の位置において前記第１及び第２の検出素子列によ
り得られた第３の投影データ及び第４の投影データとを
用いてヘリカル補間を行う補間手段と、この補間手段に
より得られたデータに基づいて所望のスライス位置の断
層像を再構成する再構成手段と、を更に具備したことを
特徴とする請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項３】前記第１の検出素子列と前記第２の検出
素子列は隣接することを特徴とする請求項１または２記
載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項４】前記開口部は、第３および第４の検出素
子列上に設けられ、前記第１の検出素子列上に設けられ
た開口部と前記第３の検出素子列上に設けられた開口部
は前記チャンネル方向に一致した位置に設けられ、前記
第２の検出素子列上に設けられた開口部と前記第４の検
出素子列上に設けられた開口部は前記チャンネル方向に
一致した位置に設けられることを特徴とする請求項１乃
至３いずれか１項記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項５】前記第１及び第３の検出素子列で検出さ
れたデータを補間した第１の補間データ、第２及び第４
の検出素子列で検出されたデータを補間した第２の補間
データ、前記第１及び第３の検出素子列で検出されたデ
ータに対向する回転位相にあるそれぞれのＱＱデータ同
士を補間した第３の補間データ、前記第２及び第４の検
出素子列で検出されたデータに対向する回転位相にある
それぞれのＱＱデータ同士を補間した第４の補間デー
タ、を用いて断層像を再構成することを特徴とする請求
項４記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項６】Ｘ線ビーム発生源と、前記Ｘ線ビーム発
生源を所定の回転軸を中心に回転させる回転手段と、前
記回転手段により回転している状態で前記Ｘ線ビーム発
生源から発生したＸ線を検出する検出手段と、前記検出
手段により検出されたデータを収集するデータ収集手段
と、前記データ収集手段で収集されたデータに基づいて
前記被検体の画像を再構成する画像再構成手段と、を具
備するＸ線ＣＴ装置において、前記検出手段は、前記回
転軸と略平行な第１の方向に複数配列されたＸ線検出素
子列と、前記Ｘ線検出素子列よりも前記Ｘ線ビーム発生
源側に設けられ、所定のＸ線遮断率を有するＸ線遮断手
段と、を有し、前記Ｘ線検出素子列は、前記第１の方向
とは異なる方向である第２の方向に配列された複数のＸ
線検出素子からなり、前記Ｘ線遮断手段は、前記第２の
方向に対し所定の長さずれた開口部を有することを特徴
とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項７】前記開口部は、前記第２の方向に対して
所定の間隔毎に複数設けられていることを特徴とする請
求項６記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項８】前記回転手段の回転軸は、前記回転軸を
前記Ｘ線発生手段から前記検出手段上に投影した線が前
記検出手段の配列中心軸に対して前記第２の方向に対し
てずれるように、配置されることを特徴とする請求項７
記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項９】前記開口部は、少なくとも前記Ｘ線検出
素子列２列分の長さを有する第１の部分と、前記第１の
部分よりも第１の方向に設けられ、かつ前記第１の部分
とは前記第２の方向に所定の長さずれた位置に少なくと
も前記Ｘ線検出素子列２列分の長さを有する第２の部分
と、を有することを特徴とする請求項８記載のＸ線ＣＴ
装置。
【請求項１０】前記検出手段は、前記Ｘ線検出素子列
を少なくとも４列有し、前記開口部は、少なくとも前記
Ｘ線検出素子列１列分の長さを有する第１の部分と、前
記第１の部分よりも第１の方向に設けられ、かつ前記第
１の部分とは前記第２の方向に所定の長さずれた位置に
少なくとも前記Ｘ線検出素子列１列分の長さを有する第
２の部分と、を有し、前記第１の部分と前記第２の部分
は前記第１の方向に対して交互に配置されることを特徴
とする請求項８記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１１】前記回転手段の回転軸は、前記回転軸
を前記Ｘ線発生手段から前記検出手段上に投影した線が
前記検出手段の配列中心軸に対して前記第２の方向に対
して前記検出素子の幅の約１／４分ずれて配置され、前
記開口部の第１の部分は、前記開口部の第２の部分に対
して、前記第２の方向に対して、前記検出素子の幅の約
１／４分ずれていることを特徴とする請求項９または１
０記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１２】前記回転手段の回転軸は、前記回転軸
を前記Ｘ線発生手段から前記検出手段上に投影した線が
前記検出手段の配列中心軸に対して前記第２の方向に対
して前記検出素子の幅の約１／８分ずれて配置され、前
記開口部の第１の部分は、前記開口部の第２の部分に対
して、前記第２の方向に対して、前記検出素子の幅の約
１／２分ずれていることを特徴とする請求項９または１
０記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１３】前記Ｘ線遮断手段は、前記検出手段に
対して脱着が可能であることを特徴とする請求項６乃至
１２いずれか１項記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１４】前記Ｘ線遮断手段を移動させる移動手
段をさらに有し、前記移動手段は、操作者の操作に応じ
て、前記Ｘ線遮断手段を前記Ｘ線検出素子と前記Ｘ線ビ
ーム発生源の間に移動させるまたは前記Ｘ線検出素子と
前記Ｘ線ビーム発生源の間から外側に移動させることを
特徴とする請求項６乃至１２いずれか１項記載のＸ線Ｃ
Ｔ装置。
【請求項１５】前記Ｘ線遮断手段は、少なくとも一部
で分割可能であることを特徴とする請求項１４記載のＸ
線ＣＴ装置。
【請求項１６】前記データ収集手段は、前記開口部の
所定の部分を透過したＸ線が検出された投影データであ
る第１のデータと、前記開口部の部分とは前記第２の方
向に所定の長さずれた開口部の部分で検出された投影デ
ータである第２のデータと、を少なくとも収集し、前記
画像再構成手段は、前記収集手段により収集された前記
第１のデータおよび第２のデータからそれぞれ補間され
た第１の補間データおよび第２の補間データから画像を
再構成することを特徴とする請求項６乃至１５記載のＸ
線ＣＴ装置。
【請求項１７】Ｘ線ビーム発生源と、前記Ｘ線ビーム
発生源を所定の回転軸を中心に回転させる回転手段と、
前記回転手段により回転している状態で前記Ｘ線ビーム
発生源から発生したＸ線を検出する検出手段と、前記検
出手段により検出されたデータを収集するデータ収集手
段と、前記データ収集手段で収集されたデータに基づい
て前記被検体の画像を再構成する画像再構成手段と、を
具備するＸ線ＣＴ装置において、前記検出手段は、前記
第１の方向に少なくとも４列の前記Ｘ線検出素子列を有
し、前記Ｘ線検出素子列のうち少なくとも２列のＸ線検
出素子列は、前記第２の方向に対して一致した位置に配
列され、前記少なくとも２列のＸ線検出素子列とは前記
第２の方向に対してずれて配置されたＸ線検出素子列が
少なくとも２列あることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項１８】Ｘ線ビーム発生源と、前記Ｘ線ビーム
発生源を所定の回転軸を中心に回転させる回転手段と、
前記回転手段により回転している状態で前記Ｘ線ビーム
発生源から発生したＸ線を検出する検出手段と、前記検
出手段により検出されたデータを収集するデータ収集手
段と、前記データ収集手段で収集されたデータに基づい
て前記被検体の画像を再構成する画像再構成手段と、を
具備するＸ線ＣＴ装置において、前記検出手段は、前記
回転軸と略平行な第１の方向および前記第１の方向とは
異なる第２の方向に配列された複数のＸ線検出素子と、
前記Ｘ線検出素子よりも前記Ｘ線ビーム発生源側に設け
られ、所定のＸ線遮断率を有するＸ線遮断手段と、を有
し、前記Ｘ線遮断手段は、前記第１の方向および前記第
２の方向にそれぞれ複数のＸ線遮断片を有し、前記所定
の位置にある第１のＸ線遮断片は、前記第１のＸ線遮断
片よりも第１の方向に配置された第２のＸ線遮断片に対
し、前記第２の方向に所定の長さずれて配置されること
を特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項１９】Ｘ線ビーム発生源と、前記Ｘ線ビーム
発生源を所定の回転軸を中心に回転させる回転手段と、
前記回転手段により回転している状態で前記Ｘ線ビーム
発生源から発生したＸ線を検出する検出手段と、前記検
出手段により検出されたデータを収集するデータ収集手
段と、前記データ収集手段で収集されたデータに基づい
て前記被検体の画像を再構成する画像再構成手段と、を
具備するＸ線ＣＴ装置において、前記検出手段は、前記
回転軸と略平行な第１の方向に複数配列されたＸ線検出
素子列を有し、前記Ｘ線検出素子列は、前記第１の方向
とは異なる方向である第２の方向に配列された複数のＸ
線検出素子からなり、前記回転手段により前記Ｘ線ビー
ム発生源が所定の回転角度にある際に、前記Ｘ線ビーム
発生源と前記検出手段の間に、前記Ｘ線検出素子列のＸ
線検出素子の数よりも多くのＸ線の経路に対するデー
タ、および前記所定の回転角度に対してＸ線ビーム発生
源が約１８０度回転した際に、前記Ｘ線ビーム発生源と
前記検出手段の間に、前記Ｘ線検出素子の数よりも多く
のＸ線の経路に対するデータを検出することを特徴とす
るＸ線ＣＴ装置。
【請求項２０】前記画像再構成手段は、前記回転手段
により前記Ｘ線ビーム発生源が所定の回転角度にある際
のＸ線の経路に対するデータと、前記所定の回転角度に
対してＸ線ビーム発生源が約１８０度回転した際のＸ線
の経路に対するデータをそれぞれはめ込んだ後補間され
たデータに基づいて画像を再構成することを特徴とする
請求項１９記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項２１】前記Ｘ線ビーム発生源は、前記被検体
に対してヘリカルの軌跡を描くことを特徴とする請求項
６乃至２０いずれか１項記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項２２】所定の方向である第１の方向第１の方
向に複数配列されたＸ線検出素子列と、前記Ｘ線検出素
子列に照射されるＸ線の一部を遮断するＸ線遮断手段
と、を有し、前記Ｘ線検出素子列は、前記第１の方向と
は異なる方向である第２の方向に配列された複数のＸ線
検出素子からなり、前記Ｘ線遮断手段は、前記第２の方
向に対し所定の長さずれた開口部を有することを特徴と
するＸ線検出器。