JP2004254773A - Ｘ線ｃｔ装置およびその処理方法 - Google Patents

Abstract

【課題】周期運動する被検体の部位に対して、同位相でのＸ線断層像を再構成するにあたり、画像ノイズを低減することを目的とする。
【解決手段】Ｘ線管とＸ線検出アレイを備えるＸ線検出器とを回動させ、前記Ｘ線管と前記Ｘ線検出器の間に位置する、被検体の周期的運動する部位のＸ線断層像を再構成するＸ線ＣＴ装置であって、回動によるＸ線断層像を再構成するのに必要な信号を得るための回動角範囲において、前記部位の運動の周期Ｔの時間差で等分割して得られた各部分回動角範囲の信号を入力する入力手段と、前記各部分回動角範囲のうち、隣接する部分回動角範囲近傍の信号により部分回動角範囲の信号を相互に重み付け加算して補正する補正手段と、前記補正手段により補正された前記各部分回動角範囲の信号を、組み合わせて前記回動角範囲の信号を生成し、Ｘ線断層像を再構成する再構成手段とを備える。
【選択図】 図１２

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明はＸ線照射によって被検体の断層像を得るＸ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ ）装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
Ｘ線ＣＴ装置は、被検体（患者）にＸ線を照射し、臓器、血液、灰白質等の人体組織のＸ線吸収率の差をＸ線検出器により検出し、これをコンピュータ処理することによって撮影対象部位の断層面（スライス位置における面、すなわちスライス面）の画像（Ｘ線断層像）を得る（再構成する）ものである。
【０００３】
Ｘ線断層像は、Ｘ線を発生するＸ線管と、Ｘ線検出器とを備えるガントリが、被検体の周りを回動し、異なる回動角において、被検体に照射したＸ線に対する透過Ｘ線量を検出することで再構成される。
【０００４】
このため、画質のよいＸ線断層像を再構成するためには、ガントリが被検体の周りを回動する一定の時間、撮影対象部位が完全に静止していることが望ましい。しかし、実際には、例えば、心臓などの周期的に運動する臓器が撮影対象である場合もあり、このような部位に対してはＸ線断層像の画質が低下してしまう。
【０００５】
これに対して、最近では、周期的に運動する臓器が撮影対象であっても画質のよいＸ線断層像を再構成するための技術が提案されてきている。
【０００６】
本願出願人による先願にはその一例であり、心電図波形を取り込み、心臓の１鼓動周期と同期して、心臓動作の位相にあわせた複数の異なる回動角での透過Ｘ線量を検出することで、周期的に運動する心臓においても、所定の位相における高精度なＸ線断層像を再構成することができることが開示されている（このように同位相における複数の異なる回動角を部分回動角範囲（セクタ）といい、各セクタでの透過Ｘ線量を検出し、これらを組み合わせることでＸ線断層像を再構成する処理のことを「セクタリコン」と呼ぶ）（例えば、特許文献１参照）。
【０００７】
【特許文献１】
特開平１１−３７４９２２号公報
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、セクタリコンは、上述のように所定の位相において１枚のＸ線断層像を再構成するにあたり、異なる回動角でのＸ線検出器の検出信号を組み合わせるため、その組み合わせの結合部分において、特有の疑似画像（画像ノイズ、いわゆるアーチファクト）が発生するという問題があった。
【０００９】
本発明は、上記課題を解決するためになされたもので、周期運動する被検体の部位に対して、同位相でのＸ線断層像を再構成するにあたり、画像ノイズを低減することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
かかる課題を解決するための本発明のＸ線ＣＴ装置は、以下の構成を備える。すなわち、
互いに対向する位置に設けられたＸ線管とＸ線検出アレイを備えるＸ線検出器とを回動させ、前記Ｘ線管と前記Ｘ線検出器の間に位置する、被検体の周期的運動する部位のＸ線断層像を再構成するＸ線ＣＴ装置であって、
前記Ｘ線管およびＸ線検出器の回動によるＸ線断層像を再構成するのに必要な信号を得るための回動角範囲において、前記部位の運動の周期Ｔの時間差で等分割して得られた各部分回動角範囲の信号を入力する入力手段と、
前記各部分回動角範囲のうち、隣接する部分回動角範囲近傍の信号により部分回動角範囲の信号を相互に重み付け加算して補正する補正手段と、
前記補正手段により補正された前記各部分回動角範囲の信号を、組み合わせて前記回動角範囲の信号を生成し、Ｘ線断層像を再構成する再構成手段とを備える。
【００１１】
【発明の実施の形態】
以下、添付図面に従って本発明に好適なる複数の実施の形態を詳細に説明する。なお、全図を通して同一符号は同一または相当部分を示すものとする。
【００１２】
【第１の実施形態】
＜＜Ｘ線ＣＴ装置のシステム構成＞＞
図１は、本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置のシステム構成図である。
【００１３】
図１に図示の如く、Ｘ線ＣＴ装置は、被検体（患者）へのＸ線照射と載置された被検体を透過したＸ線を検出するためのガントリ１２０と、ガントリ１２０に対して指示信号を送信し各種設定を行うとともに、ガントリ１２０から出力されてきた投影データに基づいてＸ線断層像を再構成し、表示する操作コンソール１００、および被検体を載置し、ガントリ内部へ搬送する搬送装置１４０とにより構成されている。
【００１４】
１２０に示すガントリは、その全体の制御を司るメインコントローラ１２２を始め以下の構成を備える。
【００１５】
１２１は操作コンソール１００との通信を行うためのインターフェース、１３２はガントリ回転部であり、内部には、Ｘ線を発生するＸ線管１２４（Ｘ線管コントローラ１２３により駆動制御される）、Ｘ線の照射範囲を規定するコリメータ１２７、コリメータ１２７のＸ線照射範囲を規定するスリット幅の調整、及びコリメータ１２７のＺ軸（図面に垂直な方向）の位置を調整するコリメータモータ１２６が設けられている。かかるコリメータモータ１２６の駆動はコリメータコントローラ１２５により制御される。
【００１６】
また、１３２に示すガントリ回転部は、被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出部１３１、及びＸ線検出部１３１より得られた投影データを収集するデータ収集部１３０も備える。Ｘ線管１２４及びコリメータ１２７と、Ｘ線検出部１３１とは互いに空洞部分１３３をはさんで対向する位置に設けられ、その関係が維持された状態でガントリ回転部１３２が矢印１３５の向きに回転するようになっている。この回転は、回転モータコントローラ１２８からの駆動信号により所定の制御周期で回転速度制御される回転モータ１２９によって行われる。
【００１７】
また、搬送装置１４０は、被検体を実際に載置する天板１４２と天板１４２を保持するテーブル１４３とを有し、天板１４２は天板モータ１４１によってＺ軸方向に駆動され（すなわち、天板の搬送方向＝Ｚ軸方向）、天板モータ１４１の駆動は天板モータコントローラ１３４からの駆動信号に基づいて所定の制御周期で搬送速度制御される。
【００１８】
メインコントローラ１２２は、Ｉ／Ｆ１２１を介して受信した各種指示信号の解析を行い、それに基づいて上記のＸ線管コントローラ１２３、コリメータコントローラ１２５、回転モータコントローラ１２８、天板モータコントローラ１３４、そして、データ収集部１３０に対し、各種制御信号を出力することになる。また、メインコントローラ１２２は、データ収集部１３０で収集された投影データを、Ｉ／Ｆ１２１を介して操作コンソール１００に送出する処理も行う。
さらに、メインコントローラ１２２は、心電図波形を出力可能な心電図計測器１５０とも接続可能であり、必要に応じて心電図波形を取り込むことができる。
【００１９】
操作コンソール１００は、所謂ワークステーションであり、図示に示す如く、装置全体の制御を司るＣＰＵ１０５、ブートプログラム等を記憶しているＲＯＭ１０６、主記憶装置（メモリ）として機能するＲＡＭ１０７をはじめ、以下の構成を備える。
【００２０】
ＨＤＤ１０８は、ハードディスク装置であって、ここにＯＳ、ガントリ１２０に各種指示信号を与えたり、ガントリ１２０より受信した投影データに基づいてＸ線断層像を再構成するための診断プログラムが格納されている。また、ＶＲＡＭ１０１は表示しようとするイメージデータを展開するメモリであり、ここにイメージデータ等を展開することでＣＲＴ１０２に表示させることができる。１０３および１０４は各種設定を行うためのキーボードとマウスである。また、１０９はガントリ１２０と通信を行うためのインターフェースである。
【００２１】
＜＜セクタリコンの概要＞＞
次に、上記構成を有する本実施形態におけるＸ線ＣＴ装置を利用したセクタリコンについて複数の例を挙げて説明する。上述のように、セクタリコンは、心臓など周期運動をする臓器のＸ線断層像を再構成するのに有効な技術である。
【００２２】
本実施形態においては、説明を簡単にするため、ガントリ１２０に設けられるＸ線管１２４の照射角（ファン角θ）はコリメータ１２７のスリットによって、図２に示すごとく６０度（＝π／３）に制限されているものとする。また、ガントリの空洞部分１３３の対向する位置に設けられるＸ線検出器１３１は１列の検出アレイが設けられているものとする（図３）。さらに、ガントリ１２０は、被検体に対して同一円周上を回動する、所謂アキシャルスキャンを行うよう診断プログラムの設定がなされているものとする。なお、検出アレイはＸ線照射角（本実施形態ではθ＝６０度）に依存した長さに渡って複数の検出素子を有することになるが、概ね１０００個である。もちろん、これ以外であっても構わない。
【００２３】
今、図２の点Ｑの位置にＸ線管１２４が位置し、それと対向する位置にＸ線検出器１３１（検出アレイ）があって、この位置関係でＸ線管によるＸ線の発生及びＸ線検出器による検出を行ったとする。次いで、図示矢印方向にＸ線管１２４及びＸ線検出器１３１を回動させ（以下、単に「回動する」といい、３６０度の回動を「１公転」という）、同様の処理を行っていくことを繰り返すと、ついには点ＱにおけるＸ線の照射角の端の位置である点Ｑ’の位置にＸ線管１２４が移動する。
【００２４】
実は、Ｘ線ＣＴ装置の場合、図示のように、Ｘ線管１２４が点Ｑから点Ｑ’に移動した時点で、その間に検出された信号に基づいてＸ線断層像の再構成が可能である（上記点ＱからＱ’の範囲は回動角範囲と称され、本実施形態ではθ＋π、すなわち４π／３）。これは、Ｘ線管１２４が点ＱからＱ’に移動することにより、Ｘ線管１２４から照射されたファン角をもつビーム（ファンビーム）から１８０度分の平行ビームを抽出することが可能となり、Ｘ線断層像はかかる１８０度分の平行ビームに基づいて再構成するからである（このように、１８０度分の平行ビームに基づいて再構成することを、「ハーフリコン」という）。
【００２５】
本実施形態ではＸ線管１２４のファン角を６０度としているわけであるから、点Ｑから点Ｑ’までの回動範囲は２／３公転（２４０度）となる。
【００２６】
ここで、セクタリコンにおいては、心臓の鼓動に同期してスキャンを行うため、２／３公転に要する時間を、心臓の鼓動の１周期Ｔに合わせる（この場合、セクタ数は２となる）。尚、１公転に要する時間をスキャン時間Ｔｓと表現すると、Ｔｓ＝３／２・Ｔとなる。
【００２７】
点Ｑ−Ｑ’間の回動時間を心臓の鼓動周期Ｔに同期させるわけであるから、点Ｑ位置における検出アレイで検出される信号と、点Ｑ’位置における検出アレイで検出される信号は、心臓の１鼓動分の時間差はあるものの、鼓動運動という時間軸に対する動きに対しては同位相のものとなる。
【００２８】
したがって、図４の如く、Ｘ線管１２４が点Ｑを開始位置とし図示矢印方向に回動を開始して２π／３（１２０度）移動する間に検出アレイより得られた信号（▲１▼）は、それに続く２π／３（１２０度）回動した後の点Ｑ’（２４０度）を開始点とし、そこから２π／３（１２０度）回動するまでの間に検出アレイで検出された信号（▲２▼）と、心臓の鼓動周期Ｔに対して同じ位相とさせることが可能となる。
【００２９】
図４の如く、検出アレイで検出した信号は、全体の２／３公転（ハーフリコンを行うのに必要な回動角範囲）を占めていることになるから、少なくともこれでもってＸ線断層像を再構築する際の必要十分な信号を得ることができることになる。
【００３０】
図５（Ａ）は、横軸に時間およびガントリの回動角度、縦軸に心電図波形をとった場合の、Ｘ線検出器の検出タイミングを示している。
【００３１】
回動角度０度を開始点（Ｑ）とし、回動角度が１２０度になるまでに（セクタ▲１▼において）検出アレイで検出される信号をＸ線断層像の再構成に用いる。回動角度が０度から１２０度になるまでの時間は、Ｔ／２となる。
【００３２】
さらに、回動角度が２４０度に達すると、Ｑにおける心電図波形と同じ波形があらわれる（Ｑ’）。Ｑ’から時間Ｔ／２経過するまでに（つまり、回動角度が２４０度から３６０度になるまでに）検出アレイで検出される信号をＸ線断層像の再構成に用いる（セクタ▲２▼）。
【００３３】
この結果、Ｑから時間Ｔ／２までの位相における、異なる回動角度（回動角度２４０度から３６０度までのセクタ▲２▼と、０度から１２０度までのセクタ▲１▼）での透過Ｘ線量を計２４０度分にわたって検出することができたこととなる。
【００３４】
このようにして検出した透過Ｘ線量をＸ線断層像の再構成のために、配列したものが図５（Ｂ）である。なお、本実施形態では、説明を簡単にするために、心電図波形に比例した透過Ｘ線量が検出されたものとして図示している。また、複数の検出素子の検出信号のうち、所定の検出素子の検出信号についてのみ図示した。
【００３５】
図５（Ｂ）のように配列した２４０度分の検出信号に基づいて、Ｘ線断層像を再構成したものが図５（Ｃ）である。つまり、２／３公転に要する時間を心臓の鼓動の１周期Ｔにあわせた場合（セクタ数を２とした場合）、ガントリが３６０度回動することで、時間分解能がＴ／２の検出信号に基づいてＸ線断層像が１枚再構成される。
【００３６】
次に、他のセクタリコンの例として、４／３公転に要する時間を、心臓の鼓動の１周期Ｔに合わせる場合について考える（この場合も、セクタ数は２となる）。この場合、１公転に要する時間をスキャン時間Ｔｓと表現すると、Ｔｓ＝３／４・Ｔとなる。
【００３７】
図６の点Ｑ−Ｑ’間の回動時間を心臓の鼓動周期Ｔに同期させるわけであるから、点Ｑ位置において検出アレイで検出される信号と、点Ｑ’位置において検出アレイで検出される信号とは、心臓の１鼓動分の時間差はあるものの、鼓動運動という時間軸に対する動きに対しては同位相のものとなる。
【００３８】
したがって、図６の如く、Ｘ線管１２４が点Ｑを開始位置とし図示矢印方向に回動を開始して２π／３（１２０度）移動する間に検出アレイより得られた信号（▲１▼）は、それに続く２π回動した後の点Ｑ’（４８０度）を開始点とし、そこから２π／３（１２０度）回動するまでの間に検出アレイで検出された信号（▲２▼）と、心臓の鼓動周期Ｔに対して同じ位相とさせることが可能となる。
【００３９】
図示の如く、検出アレイで検出した信号は、全体の２／３公転（ハーフリコンを行うのに必要な回動角範囲）を占めていることになるから、少なくともこれでもってＸ線断層像を再構築する際の必要十分な信号を得ることができることになる。
【００４０】
図７（Ａ）は、横軸に時間およびガントリの回動角度、縦軸に心電図波形をとった場合の、Ｘ線検出器の検出タイミングを示している。
【００４１】
回動角度０度を開始点（Ｑ）とし、回動角度が１２０度になるまでに（セクタ▲１▼において）検出アレイで検出される信号をＸ線断層像の再構成に用いる。回動角度が０度から１２０度になるまでの時間は、Ｔ／４となる。
【００４２】
さらに、回動角度が４８０度に達すると、Ｑにおける心電図波形と同じ波形があらわれる（Ｑ’）。Ｑ’から時間Ｔ／４経過するまでに（つまり、回動角度が４８０度から６００度になるまでに）検出アレイで検出される信号をＸ線断層像の再構成に用いる（セクタ▲２▼）。
【００４３】
この結果、Ｑから時間Ｔ／４までの位相における、異なる回動角度（回動角度０度から１２０度までのセクタ▲１▼と、４８０度から６００度までのセクタ▲２▼）での透過Ｘ線量を計２４０度分にわたって検出することができたこととなる。
【００４４】
このようにして検出した透過Ｘ線量をＸ線断層像の再構成のために、配列したものが図５（Ｂ）である。なお、本例でも説明を簡単にするために、心電図波形に比例した透過Ｘ線量が検出されたものとして図示している。また、複数の検出素子の検出信号のうち、所定の検出素子の検出信号についてのみ図示した。
【００４５】
このように図５（Ａ）と図７（Ａ）とは、いずれもセクタ数が２のセクタリコンの例であるが、心臓の鼓動の１周期を、２／３公転にあわせるか、４／３公転にあわせるかの違いがあり、後者の方が、回動速度が速いため、セクタ数が同じでも必然的に時間分解能が向上（Ｔ／２→Ｔ／４）する。
【００４６】
さらに、セクタ数を４にすると、時間分解能がより向上する。セクタ数を４にするためには、５／６公転に要する時間を、心臓の鼓動の１周期Ｔに合わせればよい。つまり、１公転に要する時間をスキャン時間Ｔｓと表現すると、Ｔｓ＝６／５・Ｔとなる。
【００４７】
この場合、図８において、点Ｑ−Ｑ’間、点Ｑ’−Ｑ”間、点Ｑ”−Ｑ’’’間の回動時間をそれぞれ心臓の鼓動周期Ｔに同期させるわけであるから、点Ｑ位置において検出アレイで検出される信号と、点Ｑ’、Ｑ”、Ｑ’’’位置において検出アレイで検出される信号とは、心臓の１鼓動の整数倍の時間差はあるものの、鼓動運動という時間軸に対する動きに対しては同位相のものとなる。
【００４８】
したがって、図８の如く、Ｘ線管１２４が点Ｑを開始位置とし図示矢印方向に回動を開始して６０度移動する間に検出アレイより得られた信号（▲１▼）は、それに続く４π／３（２４０度）回動した後の点Ｑ’（３００度）を開始点とし、そこからπ／３（６０度）回動するまでの間に検出アレイで検出された信号（▲２▼）と、心臓の鼓動周期Ｔに対して同じ位相とさせることが可能となる。
【００４９】
同様に、それに続く４π／３（２４０度）回動した後の点Ｑ”（６００度）を開始点とし、そこからπ／３（６０度）回動するまでの間に検出アレイで検出された信号（▲３▼）、および更にそれに続く４π／３（２４０度）回動した後の点Ｑ’’’（９００度）を開始点とし、そこからπ／３（６０度）回動するまでの間に検出アレイで検出された信号（▲４▼）を、それぞれ心臓の鼓動周期Ｔに対して同じ位相とさせることが可能となる。
【００５０】
図示の如く、検出アレイで検出した信号は、全体の２／３公転（ハーフリコンを行うのに必要な回動角範囲）を占めていることになるから、少なくともこれでもってＸ線断層像を再構成する際の必要十分な信号を得ることができることになる。
【００５１】
図９（Ａ）は、横軸に時間およびガントリの回動角度、縦軸に心電図波形をとった場合の、Ｘ線検出器の検出タイミングを示している。
【００５２】
回動角度０度を開始点（Ｑ）とし、回動角度が６０度になるまでに（セクタ▲１▼において）検出アレイで検出される信号をＸ線断層像の再構成に用いる。回動角度が０度から６０度になるまでの時間は、Ｔ／５となる。
【００５３】
さらに、回動角度が３００度に達すると、Ｑにおける心電図波形と同じ波形があらわれる（Ｑ’）。Ｑ’から時間Ｔ／５経過するまでに（つまり、回動角度が３００度から３６０度になるまでに）検出アレイで検出される信号をＸ線断層像の再構成に用いる（セクタ▲２▼）。
【００５４】
さらに、回動角度が６００度に達すると、Ｑにおける心電図波形と同じ波形があらわれる（Ｑ”）。Ｑ”から時間Ｔ／５経過するまでに（つまり、回動角度が６００度から６６０度になるまでに）検出アレイで検出される信号をＸ線断層像の再構成に用いる（セクタ▲３▼）。
【００５５】
さらに、回動角度が９００度に達すると、Ｑにおける心電図波形と同じ波形があらわれる（Ｑ’’’）。Ｑ’’’から時間Ｔ／５経過するまでに（つまり、回動角度が９００度から９６０度になるまでに）検出アレイで検出される信号をＸ線断層像の再構成に用いる（セクタ▲４▼）。
【００５６】
この結果、Ｑから時間Ｔ／５までの位相における、異なる回動角度（回動角度９００度から９６０度までのセクタ▲４▼と、６００度から６６０度までのセクタ▲３▼と、３００度から３６０度までのセクタ▲２▼と、０度から６０度までのセクタ▲１▼）での透過Ｘ線量を計２４０度分にわたって検出することができたこととなる。
【００５７】
このようにして検出した透過Ｘ線量をＸ線断層像図９（Ｃ）の再構成のために、配列したものが図９（Ｂ）である。なお、本例でも説明を簡単にするために、心電図波形に比例した透過Ｘ線量が検出されたものとして図示している。また、複数の検出素子の検出信号のうち、所定の検出素子の検出信号についてのみ図示した。
【００５８】
このようにセクタ数を増やすと、１つのセクタ当たりの回動角が小さくなり、時間分解能がさらに向上する。
【００５９】
次に、セクタ数が２の場合と同様、セクタ数が４となる他のセクタリコンの例について考える。心臓の鼓動に同期してスキャンを行うためには、７／６公転に要する時間を、心臓の鼓動の１周期Ｔにあわせることによっても、セクタ数を４にすることができる。つまり、１公転に要する時間をスキャン時間Ｔｓと表現すると、Ｔｓ＝６／７・Ｔとなる。
【００６０】
点Ｑ−Ｑ’間、点Ｑ−Ｑ”間、点Ｑ”−Ｑ’’’間の回動時間をそれぞれ心臓の鼓動周期Ｔに同期させるわけであるから、点Ｑ位置における検出アレイで検出される信号と、点Ｑ’、Ｑ”、Ｑ’’’位置において検出アレイで検出される信号とは、心臓の１鼓動分の時間差はあるものの、鼓動運動という時間軸に対する動きに対しては同位相のものとなる。
【００６１】
したがって、図１０の如く、Ｘ線管１２４が点Ｑを開始位置とし図示矢印方向に回動を開始してπ／３（６０度）移動する間に検出アレイより得られた信号（▲１▼）は、それに続く２π（３６０度）回動した後の点Ｑ’（４２０度）を開始点とし、そこからπ／３（６０度）回動するまでの間に検出アレイで検出された信号（▲２▼）と、心臓の鼓動周期Ｔに対しても同じ位相とさせることが可能となる。
【００６２】
同様に、それに続く２π（３６０度）回動した後の点Ｑ”（８４０度）を開始点とし、そこからπ／３（６０度）回動するまでの間に検出アレイで検出された信号（▲３▼）、および更にそれに続く２π（３６０度）回動した後の点Ｑ’’’（１２６０度）を開始点とし、そこからπ／３（６０度）回動するまでの間に検出アレイで検出された信号（▲４▼）を、それぞれ心臓の鼓動周期Ｔに対して同じ位相とさせることが可能となる。
【００６３】
図示の如く、検出アレイで検出した信号は、全体の２／３公転（ハーフリコンを行うのに必要な回動角範囲）を占めていることになるから、少なくともこれでもってＸ線断層像を再構成する際の必要十分な信号を得ることができることになる。
【００６４】
図１１（Ａ）は、横軸に時間およびガントリの回動角度、縦軸に心電図波形をとった場合の、Ｘ線検出器の検出タイミングを示している。
【００６５】
回動角度０度を開始点（Ｑ）とし、回動角度が６０度になるまでに（セクタ▲１▼において）検出アレイで検出される信号をＸ線断層像の再構成に用いる。回動角度が０度から６０度になるまでの時間は、Ｔ／７となる。
【００６６】
さらに、回動角度が４２０度に達すると、Ｑにおける心電図波形と同じ波形があらわれる（Ｑ’）。Ｑ’から時間Ｔ／７経過するまでに（つまり、回動角度が４２０度から４８０度になるまでに）検出アレイで検出される信号をＸ線断層像の再構成に用いる（セクタ▲２▼）。
【００６７】
さらに、回動角度が８４０度に達すると、Ｑにおける心電図波形と同じ波形があらわれる（Ｑ”）。Ｑ”から時間Ｔ／７経過するまでに（つまり、回動角度が８４０度から９００度になるまでに）検出アレイで検出される信号をＸ線断層像の再構成に用いる（セクタ▲３▼）。
【００６８】
さらに、回動角度が１２６０度に達すると、Ｑにおける心電図波形と同じ波形があらわれる（Ｑ’’’）。Ｑ’’’から時間Ｔ／７経過するまでに（つまり、回動角度が１２６０度から１３２０度になるまでに）検出アレイで検出される信号をＸ線断層像の再構成に用いる（セクタ▲４▼）。
【００６９】
この結果、Ｑから時間Ｔ／７までの位相における、異なる回動角度（回動角度０度から６０度までのセクタ▲１▼と、４２０度から４８０度までのセクタ▲２▼と、８４０度から９００度までのセクタ▲３▼と、１２６０度から１３２０度までのセクタ▲４▼）での透過Ｘ線量を計２４０度分にわたって検出することができたこととなる。
【００７０】
このようにして検出した透過Ｘ線量をＸ線断層像（Ｃ）の再構成のために、配列したものが図１１（Ｂ）である。なお、本例でも説明を簡単にするために、心電図波形に比例した透過Ｘ線量が検出されたものとして図示している。また、複数の検出素子の検出信号のうち、所定の検出素子の検出信号についてのみ図示した。
【００７１】
以上のことから明らかなように、セクタリコンにおける時間分解能は、設定したセクタの数により決まる一方、同じセクタ数でも時間分可能の異なるセクタリコンを２種類持つことができる。
【００７２】
つまり、心臓の鼓動の１周期をＴ、セクタの数をｎとした場合、同期をとるために、ガントリの１公転に要する時間Ｔｓは、
Ｔｓ＝３ｎＴ／（３ｎ−２）または、３ｎＴ／（３ｎ−２）・・（式１）
であり、その場合、時間分解能ｔｒは、
ｔｒ＝２Ｔ／（３ｎ−２）または、２Ｔ／（３ｎ＋２） ・・（式２）
で表すことができる。
【００７３】
＜＜セクタ間補正の内容＞＞
次に、上述した様々なセクタ数に対するセクタリコンにおけるセクタ間の補正について、詳細を説明する。上記図５（Ａ）、図７（Ａ）、図９（Ａ）、図１１（Ａ）より明らかなように、セクタリコンは、同一の位相であって、異なる回動角度の検出信号を連続的に配列することで、１枚のＸ線断層像を再構成する。つまり、セクタ間においては非連続な検出信号を結合させるため、結合部分において、検出信号が急峻に変化することとなる。この結果、結合部分においてＸ線断層像にアーチファクトが生じることとなる。そこで、セクタ間のかかる急峻な変化をなくすことで、アーチファクトの低減を図る。
【００７４】
１）図５のセクタリコンに対する補正その１
本実施形態における補正方法について、図１２を用いて説明する。図１２は、本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置における補正方法であって、上述した図５のセクタリコンを行った場合の補正について端的に示した図である。すなわち、心臓の鼓動の１周期がＴ、セクタ数が２、ガントリの１公転に要する時間Ｔｓが３Ｔ／２の場合である。
【００７５】
図１２（Ａ）および（Ｂ）は、図５（Ａ）および（Ｂ）と同じであるため、説明は省略する。図１２（Ｃ）は、図１２（Ｂ）に示す検出信号に対する補正後の信号を示したものである。つまり、セクタ▲２▼と、セクタ▲１▼との間の結合部分１２００における検出信号の急峻な変化を補正した結果、補正後の信号は、１２０１に示す曲線となる。
【００７６】
曲線１２０１について説明する。曲線１２０１は、点１２０２（＝Ｔｒ＿２、回動角度３００度）におけるセクタ▲２▼の検出信号に等しい。また、結合部分１２００（回動角度３６０度、または回動角度０度）においては、回動角度３６０度におけるセクタ▲２▼の検出信号と、回動角度０度におけるセクタ▲１▼の検出信号との平均値に等しい。
【００７７】
さらに、点１２０２と結合部分１２００との間は、回動角度３００度から３６０度間のセクタ▲２▼の検出信号と、回動角度−６０度から０度までのセクタ▲１▼近傍の検出信号とを、所定の比率で積算したものの和（重み付け加算したもの）に等しい。
【００７８】
一方、曲線１２０１は、点１２０３（＝Ｔｒ＿１、回動角度６０度）におけるセクタ▲１▼の検出信号に等しい。また、結合部分１２００と点１２０３との間は、回動角度３６０度から４２０度までのセクタ▲２▼近傍の検出信号と、回動角度０度から６０度間のセクタ▲１▼の検出信号とを、所定の比率で積算したものの和（重み付け加算したもの）に等しい。
【００７９】
上記補正比率を図示したものが、図１２（Ｄ）である。図１２（Ｄ）の区間Ｉは図１２（Ｃ）の区間Ｉに対応する（セクタ▲２▼の回動角度３００度から３６０度までとセクタ▲１▼の回動角度０度から６０度までの区間であり、Ｔ／２に相当する時間を有する）。上記より、明らかなように、区間Ｉにおける補正比率は以下の要件を満足する。
【００８０】
（ｉ）Ｔｒ＿１（＝６０度）において、セクタ▲１▼の補正比率は１．０、セクタ▲２▼近傍の補正比率は０．０である。
（ｉｉ）Ｔｒ＿２（＝３００度）において、セクタ▲２▼の補正比率は１．０、セクタ▲１▼の補正比率は０．０である。
（ｉｉｉ）セクタ間の結合部分において、セクタ▲１▼とセクタ▲２▼の補正比率は、それぞれ０．５である。
【００８１】
そしてセクタ▲２▼およびその近傍の回動角度３００度から４２０度の間の検出信号に、１２０４に示す補正比率を乗算し、セクタ▲１▼およびその近傍の回動角度−６０度から６０度の間の検出信号に、１２０５に示す補正比率を乗算し、両者を和算したものを、区間Ｉの検出信号１２０１とする。区間Ｉ以外の区間についても、同様の処理をする。
【００８２】
以上の補正方法をまとめると、以下のようになる。
【００８３】
つまり、セクタの中心回動角度（かかる位置をＴｒとする。本実施形態においては、セクタ▲１▼のＴｒであるＴｒ＿１は６０度、セクタ▲２▼のＴｒであるＴｒ＿２は３００度である）は、隣接するセクタとの結合部分から、最も離れた位置にあるため、隣接するセクタにおいて検出された検出信号の影響を最も小さくする。つまり、Ｔｒ＿１またはＴｒ＿２における検出信号は、当該セクタの検出信号をそのまま使用する。
【００８４】
一方、セクタ間の結合部分に近づくにつれ、相互の検出信号の差を吸収するために、隣接するセクタの影響を考慮に入れる必要があることから、隣接するセクタの検出信号の比率を徐々に高めていく。
【００８５】
セクタ間の結合部分では、セクタ▲１▼とセクタ▲２▼の両方の検出信号を５０％ずつ取り入れることで、セクタ間の結合部分における急峻な変化をなくす。
【００８６】
さらに、隣接するセクタ内では、隣接するセクタにおいて検出した検出信号の比率を徐々に高めていき、隣接するセクタのＴｒにおいて、その比率を１００％とする。
【００８７】
このような補正を行うことで、セクタ間の検出信号の急峻な変化をなくし、アーチファクトを低減することが可能となる。
【００８８】
なお、本例のように、区間Ｉ全体（すなわち、Ｔｒ間全体）に対して補正を加える補正方法を以下、「全補正処理」と称する。
【００８９】
２）図５のセクタリコンに対する補正その２
図５のセクタリコンに対する補正として、全補正処理について上述したが、補正方法はこれに限らない。
【００９０】
図１３は、図５のセクタリコンに対する他の補正方法について示したものである。図１３（Ａ）および（Ｂ）は、図５（Ａ）および（Ｂ）と同じであるため、説明は省略する。図１３（Ｃ）は、図１３（Ｂ）に示す検出信号に対する補正後の信号を示したものである。つまり、セクタ▲２▼と、セクタ▲１▼との間の結合部分１３００における検出信号の急峻な変化を補正した結果、補正後の信号は、１３０１に示す曲線となる。
【００９１】
曲線１３０１について説明する。曲線１３０１は、点１３０２（＝Ｔｒ＿２、回動角度３００度）近傍（１３０４に示す区間）では、セクタ▲２▼の検出信号に等しい。また、結合部分１３００（回動角度３６０度、または回動角度０度）においては、回動角度３６０度におけるセクタ▲２▼の検出信号と、回動角度０度におけるセクタ▲１▼の検出信号との平均値に等しい。
【００９２】
さらに点１３０２と結合部分１３００との間は、回動角度３００度から３６０度間のセクタ▲２▼の検出信号のうち、１３０４に示す区間を除いた検出信号と、回動角度−６０度から０度までのセクタ▲１▼近傍の検出信号のうち１３０４に示す区間を除いた検出信号とを所定の比率で積算したものの和（重み付け加算したもの）に等しい。
【００９３】
一方、曲線１３０１は、点１３０３（＝Ｔｒ＿１、回動角度６０度）近傍（１３０５に示す区間）では、セクタ▲１▼の検出信号に等しい。また、点１３０３と結合部分１３００との間は、回動角度３６０度から４２０度までのセクタ▲２▼近傍の検出信号のうち、１３０５に示す区間を除いた検出信号と、回動角度０度から６０度間のセクタ▲１▼の検出信号のうち１３０５に示す区間を除いた検出信号とを所定の比率で積算したものの和（重み付け加算したもの）に等しい。
【００９４】
上記補正比率を図示したものが、図１３（Ｄ）である。図１３（Ｄ）の区間Ｉは図１３（Ｃ）の区間Ｉに対応する（セクタ▲２▼の回動角度３００度から３６０度までとセクタ▲１▼の回動角度０度から６０度までの区間であり、Ｔ／２に相当する時間を有する）。上記より、明らかなように、区間Ｉにおける補正比率は以下の要件を満足する。
【００９５】
（ｉ）Ｔｒ＿１（＝６０度）近傍でのセクタ▲１▼の補正比率は１．０、対応するセクタ▲２▼近傍の補正比率は０．０である。
（ｉｉ）Ｔｒ＿２（＝３００度）近傍でのセクタ▲２▼の補正比率は１．０、対応するセクタ▲１▼近傍の補正比率は０．０である。
（ｉｉｉ）セクタ間の結合部分において、セクタ▲１▼とセクタ▲２▼の補正比率は、それぞれ０．５である。
【００９６】
そして、セクタ▲２▼およびその近傍の回動角度３００度から４２０度の間の検出信号に、１３０５に示す補正比率を乗算し、セクタ▲１▼およびその近傍の回動角度−６０度から６０度の間の検出信号に、１３０６に示す補正比率を乗算し、両者を和算したものを、区間Ｉの検出信号１３０１とする。区間Ｉ以外の区間についても、同様の処理を行う。
【００９７】
このような補正方法を用いることにより、Ｔｒ＿１、Ｔｒ＿２近傍における補正比率１．０の区間（１３０４、１３０５）が大きいほど、区間Ｉにおいて、検出信号に対する補正をする区間が短くなる。つまり、補正処理のための計算負荷が低減されこととなるが、一方で、セクタ間の結合部分における検出信号の変化が急峻となり、アーチファクトの低減が妨げられることとなる。
【００９８】
一方、区間（１３０４、１３０５）が小さいほど、区間Ｉにおいて、検出信号に対して補正をする区間が長くなる。つまり、補正処理のための計算負荷は増加するが、一方でセクタ間の結合部分における検出信号の変化がなめらかになり、アーチファクトの低減効果が大きくなる。
【００９９】
本実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置では、区間（１３０４、１３０５）の大きさを自由に設定可能であり、最大にした場合には補正処理を行わないことと等価になる。
【０１００】
つまり、上記全補正処理のように区間Ｉ全体について、一律補正をするのではなく、再構成されたＸ線断層像のアーチファクトの発生状況を見ながら計算負荷を軽減することが可能となる。
【０１０１】
なお、このように区間Ｉの一部分のみに補正を加える補正方法を以下、「部分補正処理」と称する。
【０１０２】
３）図７のセクタリコンに対する補正その１
次に図７のセクタリコンを行った場合の補正について図１４を用いて説明する。すなわち、心臓の鼓動の１周期がＴ、セクタ数が２、ガントリの公転に要する時間Ｔｓを３Ｔ／４の場合のセクタリコンに対する全補正処理について述べる。補正方法は上述の１）と同様であるが、セクタリコンが異なることで、区間Ｉの大きさ、Ｔｒ＿１、Ｔｒ＿２、および補正曲線が変わってくる。
【０１０３】
図１４（Ａ）および（Ｂ）は、図７（Ａ）および（Ｂ）と同じであるため、説明は省略する。図１４（Ｃ）は、図１４（Ｂ）に示す検出信号に対する補正後の信号を示したものである。つまり、セクタ▲２▼と、セクタ▲１▼との間の結合部分１４００における検出信号の急峻な変化を補正した結果、補正後の信号は、１４０１に示す曲線となる。
【０１０４】
曲線１４０１について説明する。曲線１４０１は、点１４０２（＝Ｔｒ＿１、回動角度６０度）におけるセクタ▲１▼の検出信号に等しい。また、結合部分１４００（回動角度１２０度、または回動角度４８０度）においては、回動角度１２０度におけるセクタ▲１▼の検出信号と、回動角度４８０度におけるセクタ▲２▼の検出信号との平均値に等しい。
【０１０５】
さらに、点１４０２と結合部分１４００との間は、回動角度６０度から１２０度間のセクタ▲１▼の検出信号と、回動角度４２０度から４８０度までのセクタ▲２▼近傍の検出信号とを、所定の比率で積算したものの和（重み付け加算したもの）に等しい。
【０１０６】
一方、曲線１４０１は、点１４０３（＝Ｔｒ＿２、回動角度５４０度）におけるセクタ▲２▼の検出信号に等しい。また、結合部分１４００と点１４０３との間は、回動角度１２０度から１８０度までのセクタ▲１▼近傍の検出信号と、回動角度４８０度から５４０度間のセクタ▲２▼の検出信号とを、所定の比率で積算したものの和（重み付け加算したもの）に等しい。
【０１０７】
上記補正比率を図示したものが、図１４（Ｄ）である。図１４（Ｄ）の区間Ｉは図１４（Ｃ）の区間Ｉに対応する（セクタ▲１▼の回動角度６０度から１２０度までとセクタ▲２▼の回動角度４８０度から５４０度までの区間であり、Ｔ／４に相当する時間を有する）。上記より、明らかなように、区間Ｉにおける補正比率は以下の要件を満足する。
【０１０８】
（ｉ）Ｔｒ＿１（＝６０度）において、セクタ▲１▼の補正比率は１．０、セクタ▲２▼近傍の補正比率は０．０である。
（ｉｉ）Ｔｒ＿２（＝５４０度）において、セクタ▲２▼の補正比率は１．０、セクタ▲１▼近傍の補正比率は０．０である。
（ｉｉｉ）セクタ間の結合部分において、セクタ▲１▼とセクタ▲２▼の補正比率は、それぞれ０．５である。
【０１０９】
そしてセクタ▲１▼およびその近傍の回動角度６０度から１８０度の間の検出信号に、１４０４に示す補正比率を乗算し、セクタ▲２▼およびその近傍の回転角度４２０度から５４０度の間の検出信号に、１４０５に示す補正比率を乗算し、両者を和算したものを、区間Ｉの検出信号１４０１とする。区間Ｉ以外の区間についても、同様の処理をする。
【０１１０】
このように、同じ全補正処理であっても、セクタリコンの設定によって、Ｔｒ＿１、Ｔｒ＿２の示す回動角度がかわってくることとなり、本実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置においては、それに対応した処理を行うことができる。
【０１１１】
４）図７のセクタリコンに対する補正その２
図７のセクタリコンに対する補正として、全補正処理について上述したが、部分補正処理についても同様に行うことができる。
【０１１２】
図１５は、図７のセクタリコンに対する部分補正処理について示したものである。図１５（Ａ）および（Ｂ）は、図７（Ａ）および（Ｂ）と同じであるため、説明は省略する。図１５（Ｃ）は、図１５（Ｂ）に示す検出信号に対する補正後の信号を示したものである。つまり、セクタ▲２▼と、セクタ▲１▼との間の結合部分１５００における検出信号の急峻な変化を補正した結果、補正後の信号は、１５０１に示す曲線となる。
【０１１３】
曲線１５０１について説明する。曲線１５０１は、点１５０２（＝Ｔｒ＿１、回動角度６０度）近傍（１５０４に示す区間）では、セクタ▲１▼の検出信号に等しい。また、結合部分１５００（回動角度１２０度、または回動角度４８０度）においては、回動角度１２０度におけるセクタ▲１▼の検出信号と、回動角度４８０度におけるセクタ▲２▼の検出信号との平均値に等しい。
【０１１４】
さらに、点１５０３（回動角度５４０度）近傍（１５０５に示す区間）では、セクタ▲２▼の検出信号に等しい。
【０１１５】
さらに点１５０２と結合部分１５００との間は、回動角度６０度から１２０度間のセクタ▲１▼の検出信号のうち１５０４に示す区間を除いた検出信号と、回動角度４２０度から４８０度までのセクタ▲２▼近傍の検出信号のうち１５０４に示す区間を除いた検出信号とを所定の比率で積算したものの和（重み付け加算したもの）に等しい。
【０１１６】
一方、結合部分１５００と点１５０３との間では、回動角度４８０度から５４０度間のセクタ▲２▼の検出信号のうち１５０５に示す区間を除いた検出信号と、回動角度１２０度から１８０度までのセクタ▲１▼近傍の検出信号のうち１５０５に示す区間を除いた検出信号とを所定の比率で積算したものの和（重み付け加算したもの）に等しい。
【０１１７】
上記補正比率を図示したものが、図１５（Ｄ）である。図１５（Ｄ）の区間Ｉは図１５（Ｃ）の区間Ｉに対応する（セクタ▲１▼の回動角度６０度から１２０度までとセクタ▲２▼の回動角度４８０度から５４０度までの区間であり、Ｔ／４に相当する時間を有する）。上記より、明らかなように、区間Ｉにおける補正比率は以下の要件を満足する。
【０１１８】
（ｉ）Ｔｒ＿１（＝６０度）近傍でのセクタ▲１▼の補正比率は１．０、対応するセクタ▲２▼近傍の補正比率は０．０である。
（ｉｉ）Ｔｒ＿２（＝５４０度）近傍でのセクタ▲２▼の補正比率は１．０、対応するセクタ▲１▼近傍の補正比率は０．０である。
（ｉｉｉ）セクタ間の結合部分において、セクタ▲１▼とセクタ▲２▼の補正比率は、それぞれ０．５である。
【０１１９】
そしてセクタ▲１▼およびその近傍の回動角度６０度から１８０度の間の検出信号に、１５０６に示す補正比率を乗算し、セクタ▲２▼およびその近傍の回動角度４２０度から５４０度の間の検出信号に、１５０７に示す補正比率を乗算し、両者を和算したものを区間Ｉの検出信号１５０１とする。区間Ｉ以外の区間についても、同様の処理をする。
【０１２０】
このような補正方法を用いることにより、Ｔｒ＿１、Ｔｒ＿２近傍における補正比率１．０の区間（１５０４、１５０５）が大きいほど、区間Ｉにおいて、検出信号に対する補正をする区間が短くなる。つまり、補正処理のための計算負荷が低減されこととなるが、一方で、セクタ間の結合部分における検出信号の変化が急峻となり、アーチファクトの低減が妨げられることとなる。
【０１２１】
一方、区間（１５０４、１５０５）が小さいほど、区間Ｉにおいて、検出信号に対して補正をする区間が長くなる。つまり、補正処理のための計算負荷は増加するが、一方でセクタ間の結合部分における検出信号の変化がなめらかになり、アーチファクトの低減効果が大きくなる。
【０１２２】
本実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置では、区間（１５０４、１５０５）の大きさを自由に設定可能であり、最大にした場合には補正処理を行わないことと等価になる。
【０１２３】
つまり、上記全補正処理のように区間Ｉ全体について、一律補正をするのではなく、再構成されたＸ線断層像のアーチファクトの発生状況を見ながら計算負荷を軽減することができる。
【０１２４】
５）図９、図１１のセクタリコンに対する補正その１、その２
上記１）乃至４）では、セクタ数が２の場合の全補正および部分補正について説明したが、セクタ数が３以上の場合であっても、同様の補正方法が適用可能であることはいうまでもない。一例としてセクタ数が４の場合（図９、図１１において示したセクタリコンの場合）の補正について説明する。
【０１２５】
図１６は、図９のセクタリコンに対する全補正処理について示した図である。図１６（Ａ）乃至（Ｃ）は、すでに説明済み、または説明した内容と同様であるため、ここでの説明は省略する。
【０１２６】
図１６（Ｄ）の区間Ｉは、セクタ▲２▼の回動角度３３０度から３６０度までとセクタ▲１▼の回動角度０度から３０度までの区間であり、Ｔ／５に相当する時間を有する。
【０１２７】
そして、セクタ▲２▼の回動角度３３０度から３９０度の間の検出信号に、１６０１に示す補正比率を乗算し、セクタ▲１▼の回動角度−３０度から３０度の間の検出信号に、１６０２に示す補正比率を乗算し、両者を和算したものを、区間Ｉの検出信号１６００とする。区間Ｉ以外の区間についても、同様の処理をする。
【０１２８】
図１７は、図９のセクタリコンに対する部分補正処理について示した図である。図１７（Ａ）乃至（Ｃ）は、すでに説明済み、または説明した内容と同様であるため、ここでの説明は省略する。
【０１２９】
図１７（Ｄ）の区間Ｉは、セクタ▲２▼の回動角度３３０度から３６０度までとセクタ▲１▼の回動角度０度から３０度までの区間であり、Ｔ／５に相当する時間を有する。
【０１３０】
そして、セクタ▲２▼の回動角度３３０度から３９０度の区間の検出信号に、３３０度近傍における補正比率が１．０である補正曲線１７０１を乗算し、セクタ▲１▼の回動角度−３０度から３０度の間の検出信号に、３０度近傍における補正比率が１．０である補正曲線１７０２を乗算し、両者を和算したものを区間Ｉの検出信号１７００とする。区間Ｉ以外の区間についても、同様の処理をする。
【０１３１】
図１８は、図１１のセクタリコンに対する全補正処理について示した図である。図１８（Ａ）乃至（Ｃ）は、すでに説明済み、または説明した内容と同様であるため、ここでの説明は省略する。
【０１３２】
図１８（Ｄ）の区間Ｉは、セクタ▲１▼の回動角度３０度から６０度までとセクタ▲２▼の回動角度４２０度から４５０度までの区間であり、Ｔ／７に相当する時間を有する。
【０１３３】
そして、セクタ▲１▼の回動角度３０度から９０度の間の検出信号に、１８０１に示す補正比率を乗算し、セクタ▲２▼の回動角度３９０度から４５０度の間の検出信号に、１８０２に示す補正比率を乗算し、両者を和算したものを、区間Ｉの検出信号１８００とする。区間Ｉ以外の区間についても、同様の処理をする。
【０１３４】
図１９は、図１１のセクタリコンに対する部分補正処理について示した図である。図１９（Ａ）乃至（Ｃ）は、すでに説明済み、または説明した内容と同様であるため、ここでの説明は省略する。
【０１３５】
図１９（Ｄ）の区間Ｉは、セクタ▲１▼の回動角度３０度から６０度までとセクタ▲２▼の回動角度４２０度から４５０度までの区間であり、Ｔ／７に相当する時間を有する。
【０１３６】
そして、セクタ▲１▼の回動角度３０度から９０度の区間の検出信号に、３０度近傍における補正比率が１．０である補正曲線１９０１を乗算し、セクタ▲２▼の回動角度３９０度から４５０度の間の検出信号に、４５０度近傍における補正比率が１．０である補正曲線１９０２を乗算し、両者を和算したものを区間Ｉの検出信号１９００とする。区間Ｉ以外の区間についても、同様の処理をすることができる。
【０１３７】
以上、１）乃至５）において述べた各セクタリコンに対する各補正方法より、以下のことが導き出せる。つまり、心臓の鼓動の周期がＴ、セクタ数がｎのとき、ガントリの公転に要する時間ＴｓがＴｓ＝３ｎＴ／（３ｎ−２）となるように設定し、時間０、回動角度０度を検査開始点として検査を開始した場合、１番目と２番目のセクタ間の全補正処理は、
（ｉ）補正区間の範囲（角度）：２４０／ｎ
（ｉｉ）補正区間の範囲（時間）：２Ｔ／（３ｎ−２）
（ｉｉｉ）１番目のセクタに対する補正における補正曲線の座標：
（回動角度、補正比率）＝（−１２０／ｎ、０）
（回動角度、補正比率）＝（１２０／ｎ、１．０） ；Ｔｒ＿１
（ｉｖ）２番目のセクタに対する補正における補正曲線の座標：
（回動角度、補正比率）＝（−１２０／ｎ＋３６０、１．０） ；Ｔｒ＿２
（回動角度、補正比率）＝（１２０／ｎ＋３６０、０）
となる。
【０１３８】
また、ＴｓがＴｓ＝３ｎＴ／（３ｎ＋２）となるように設定した場合には、
（ｉ）補正区間の範囲（角度）：２４０／ｎ
（ｉｉ）補正区間の範囲（時間）：２Ｔ／（３ｎ＋２）
（ｉｉｉ）１番目のセクタに対する補正における補正曲線の座標：
（回動角度、補正比率）＝（１２０／ｎ、１．０） ；Ｔｒ＿１
（回動角度、補正比率）＝（３６０／ｎ、０）
（ｉｖ）２番目のセクタに対する補正における補正曲線の座標：
（回動角度、補正比率）＝（１２０／ｎ＋３６０、０）
（回動角度、補正比率）＝（３６０／ｎ＋３６０、１．０） ；Ｔｒ＿２
となる。
【０１３９】
また、同様に、ガントリの公転に要する時間ＴｓがＴｓ＝３ｎＴ／（３ｎ−２）となるように設定した場合の部分補正は、補正比率１．０の区間をσ（角度）とすると、
（ｉ）補正区間の範囲（角度）：２４０／ｎ−２σ
（ｉｉ）補正区間の範囲（時間）：２Ｔ／（３ｎ−２）×（１−σ・ｎ／１２０）
（ｉｉｉ）１番目のセクタに対する補正における補正曲線の座標：
（回動角度、補正比率）＝（−１２０／ｎ、０）
（回動角度、補正比率）＝（−１２０／ｎ＋σ、０）
（回動角度、補正比率）＝（１２０／ｎ−σ、１．０）
（回動角度、補正比率）＝（１２０／ｎ、１．０） ；Ｔｒ＿１
（ｉｖ）２番目のセクタに対する補正における補正曲線の座標：
（回動角度、補正比率）＝（−１２０／ｎ＋３６０、１．０） ；Ｔｒ＿２
（回動角度、補正比率）＝（−１２０／ｎ＋３６０＋σ、１．０）
（回動角度、補正比率）＝（１２０／ｎ＋３６０−σ、０．０）
（回動角度、補正比率）＝（１２０／ｎ＋３６０、０）
となる。
【０１４０】
また、ＴｓがＴｓ＝３ｎＴ／（３ｎ＋２）となるように設定した場合には、
（ｉ）補正区間の範囲（角度）：２４０／ｎ−２σ
（ｉｉ）補正区間の範囲（時間）：２Ｔ／（３ｎ＋２）
（ｉｉｉ）１番目のセクタに対する補正における補正曲線の座標：
（回動角度、補正比率）＝（１２０／ｎ、１．０） ；Ｔｒ＿１
（回動角度、補正比率）＝（１２０／ｎ＋σ、１．０）
（回動角度、補正比率）＝（３６０／ｎ−σ、０）
（回動角度、補正比率）＝（３６０／ｎ、０）
（ｉｖ）２番目のセクタに対する補正における補正曲線の座標：
（回動角度、補正比率）＝（１２０／ｎ＋３６０、０）
（回動角度、補正比率）＝（１２０／ｎ＋３６０＋σ、０）
（回動角度、補正比率）＝（３６０／ｎ＋３６０−σ、１．０）
（回動角度、補正比率）＝（３６０／ｎ＋３６０、１．０） ；Ｔｒ＿２
となる。
【０１４１】
このようにセクタリコンの種類に応じてＴｒ＿１、Ｔｒ＿２を変更し補正曲線を生成することで、様々なセクタリコンにおけるセクタ間の急峻な変化をなくし、アーチファクトを低減することが可能となる。
【０１４２】
なお、セクタ数が４の場合のセクタリコンに対する補正処理結果を図２０、図２１に示す。
【０１４３】
図２０（Ａ）は、全補正を行った場合のＸ線断層像であり、図２０（Ｂ）は、補正処理を行わなかった場合のＸ線断層像である。同図より、アーチファクトの低減効果が顕著であるといえる。
【０１４４】
また、図２１（Ａ）は、部分補正を行った場合のＸ線断層像であり、図２１（Ｂ）は、補正処理を行わなかった場合のＸ線断層像である。同図より、アーチファクトの低減効果が得られることがわかる。
【０１４５】
＜＜セクタ間補正の処理フロー＞＞
次に、上述のセクタ間補正が可能な本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置における処理フローについて説明する。
【０１４６】
図３９は本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置における全体処理フローを示す図である。
【０１４７】
ステップＳ３９０１において、Ｘ線ＣＴ装置を使用するうえでの各種情報設定を行い、ステップＳ３９０２におけるスキャン開始指示に基づき、データ受信を開始し、受信したデータを格納する（ステップＳ３９０３、Ｓ３９０４）。
【０１４８】
ステップＳ３９０５では、格納したデータの中から、同位相のデータを選択し、上述した補正方法を用いて補正処理をし、Ｘ線断層像を再構成する（ステップＳ３９０５乃至Ｓ３９０７）。
【０１４９】
ステップＳ３９０８では、検査終了の指示の有無を確認し、終了指示がなければステップＳ３９０３に戻り、同様の処理を繰り返す。一方、検査終了の指示があった場合には、検査処理を終了する。
【０１５０】
次に図３９のステップＳ３９０１の各種情報設定処理について詳細を図４０を用いて説明する。
【０１５１】
ステップＳ４００１において、予め測定された被検体の心電図波形信号を検出した後、ステップＳ４００２では１鼓動の周期Ｔを算出する。
【０１５２】
ステップＳ４００３では設定されたセクタ数が読み込まれ、ステップＳ４００４では、高／低時間分解能のいずれが選択されたかを読み込む。高／低時間分解能とは、上述のＴｓが３ｎＴ／（３ｎ−２）であるか、３ｎＴ／（３ｎ＋２）であるかをいい、３ｎＴ／（３ｎ−２）を低時間分解能、３ｎＴ／（３ｎ＋２）を高時間分解能と称する。
【０１５３】
ステップＳ４００３およびＳ４００４で読み込まれた設定に基づいて、ガントリ回転速度を算出し、算出した情報を他の制御情報とともにガントリに送信する（ステップＳ４００５、Ｓ４００６）。
【０１５４】
さらにステップＳ４００７乃至Ｓ４００９では、ステップＳ４００３およびＳ４００４で読み込まれた設定に基づいて、補正処理を行うための補正曲線を生成する。
【０１５５】
自動設定が選択されていた場合には、補正情報自動設定処理を行い、自動設定が選択されていない場合には、補正情報手動設定処理を行う（ステップＳ４００８、Ｓ４００９）。なお、補正情報自動設定処理とは、上述の全補正処理を行うための補正曲線を算出する処理をいい、補正情報手動設定処理とは、上述の部分補正処理を行うための補正曲線を算出する処理をいう。
【０１５６】
なお、補正情報手動設定処理においては、Ｔｒ近傍の補正比率１．０の区間を手動で設定入力する。
【０１５７】
【第２の実施形態】
上記第１の実施形態においては、検出アレイが１列の場合について述べたが、検出アレイが２列以上の、所謂マルチディテクタによるアキシャルスキャンへも適用可能であることはいうまでもない。
【０１５８】
図２２に２列のマルチディテクタの一例を示す。検出アレイＡと検出アレイＢとは、一体となって被検体の周囲を回動し（アキシャルスキャンし）、それぞれ独立して信号処理することが可能である。したがって、上記第１の実施形態において述べた各セクタリコンに対する補正方法を検出アレイＡから検出した検出信号と、検出アレイＢから検出した検出信号それぞれに個別に適用することが可能であることは明らかである。
【０１５９】
【第３の実施形態】
上記第１、２の実施形態においては、スキャン方法をアキシャルスキャンに限って説明したが、これに限らない。すなわち、上述の補正方法は、所謂ヘリカルスキャンによるセクタリコン（以下、「マルチセクタリコン」と呼ぶ）にも適用可能である。
【０１６０】
＜＜マルチセクタリコンの概要＞＞
ここで、ヘリカルスキャンによるセクタリコンについて複数の例を挙げて簡単に説明する。ヘリカルスキャンとは、Ｘ線管１２４及びＸ線検出器（マルチディテクタ）のガントリの円周に沿っての回動動作と、ガントリの回動面を平面と見たときの垂直方向（Ｚ軸方向）への被検体の搬送動作とを同時に行うものであり、回動動作と搬送動作とが所定の関係をもって制御される。
【０１６１】
例えば、上記第１の実施形態同様、Ｘ線断層像を再構成するに必要な回動角範囲を２／３周＝４／３・π（２４０度）とすると、心臓の鼓動周期がＴである場合、スキャン時間（１公転に要する時間）Ｔｓは、Ｔｓ＝３Ｔ／２となり、この時間でＸ線管１２４及びＸ線検出器１３１を１回転させるよう回動動作が制御される。
【０１６２】
一方、天板１４２は１鼓動周期Ｔに対して１ピッチ分移動させれば良いから、その速度ＶはＶ＝Ｐ・Ｗｄ／Ｔｓ＝Ｗｄ／Ｔとなり、かかる速度で搬送動作が制御される。ここでＷｄは検出アレイのＺ軸方向への幅（図２２の例では２ｍｍ）である。
【０１６３】
つまり、図２３に示すように、点Ｑ−Ｑ’間の回動時間および１ピッチ分の搬送時間を心臓の鼓動周期Ｔに同期させるわけであるから、点Ｑ位置において検出アレイＡで検出される信号と、点Ｑ’位置において検出アレイＢで検出される信号とは、心臓の１鼓動分の時間差はあるものの、鼓動運動という時間軸に対する動きに対しては同位相のものとなり、かつＺ軸方向において同一位置となる（このようにセクタ数は、検出アレイの列数によって決まる）。
【０１６４】
したがって、Ｘ線管１２４が点Ｑを開始位置とし図示矢印方向に回動を開始して２π／３（１２０度）移動する間に検出アレイＡより得られた信号は、それに続く２π／３回動した後の点Ｑ’（２４０度）を開始点とし、そこから２π／３（１２０度）回動するまでの間に検出アレイＢで検出された信号と、心臓の鼓動周期Ｔに対して同じ位相、かつＺ軸方向同一位置とさせることが可能となる。
【０１６５】
図２４は、上述の心臓の鼓動周期に同期したヘリカルスキャンにおけるマルチセクタリコンを時系列的に示した図である。
【０１６６】
図２４において、２４００は被検体であり、Ｚ軸方向の各スライス面２４０１乃至２４０６においてＸ線断層像が再構成される。
【０１６７】
２４２０は横軸にＺ軸、縦軸に回動角度をとった場合の、Ｘ線検出器１３１の動作を表したものである。ヘリカルスキャンの場合、Ｘ線検出器１３１は被検体２４００の外側を回動しながらＺ軸方向に相対的に進むため（すなわち、被検体２４００の外側を相対的に螺旋状に動作するため）、かかるＸ線検出器の被検体に対する相対的な動作を表現したものである。
【０１６８】
例えば、回動角度０において、Ｘ線検出器は検出アレイＡがスライス面２４０１の透過Ｘ線を検出する位置にある（１３１−２４−１）。そして、時間の経過とともに、Ｚ軸方向に進みながら回動し、回動角度４π／３（２４０度）まで回動したとき、Ｘ線検出器は、検出アレイＡがスライス面２４０２の透過Ｘ線を検出し、検出アレイＢがスライス面２４０１の透過Ｘ線を検出する位置までくる（１３１−２４−２）。
【０１６９】
さらに、Ｚ軸方向に進みながら回動し、回動角度８π／３（４８０度）まで回動したとき、Ｘ線検出器は、検出アレイＡがスライス面２４０３の透過Ｘ線を検出し、検出アレイＢがスライス面２４０２の透過Ｘ線を検出する位置までくる（１３１−２４−３）。以下同様に、同図においては、Ｘ線検出器が２０π／３（１２００度）まで回動したときの動作を示している（１３１−２４−４乃至１３１−２４−６）。なお、同図において、例えば、回動角度０から回動角度４π／３（２４０度）までの間にＸ線検出器の検出アレイＡが検出した検出信号はＡ−１と表現している（Ａ−２乃至Ａ−６、Ｂ−１乃至Ｂ−６も同様である）。
【０１７０】
また、２４１０は心電図の波形を示すもので、わかりやすくするため、Ｘ線検出器の回動動作と重ね合わせて表現した。
【０１７１】
ヘリカルスキャンにおけるマルチセクタリコンでは、Ｘ線検出器が回動角度０から４π／３（２４０度）まで動作する間に検出した検出信号Ａ−１の一部と、回動角度４π／３（２４０度）から８π／３（４８０度）まで動作する間に検出した検出信号Ｂ−２の一部とを組み合わせてＸ線断層像の再構成に必要なデータ量（２４０度分のデータ）を生成する。
【０１７２】
２４３０−１はスライス面２４０１において、Ｘ線断層像の再構成に必要なデータを生成した状態を示す図である。つまり、スライス面２４０１のＸ線断層像を再構成するために、Ｘ線検出器の異なる列の検出アレイＡ、Ｂがそれぞれスライス面２４０１をスキャンする際に得られた検出信号Ａ−１、Ｂ−２を組み合わせることで実現する。２４４０−１は組み合わせて生成された信号２４３０−１に基づいて再構成されたＸ線断層像を示す。以下同様に、生成された信号２４３０−２乃至２４３０−５に基づいて、Ｘ線断層像２４４０−２乃至２４４０−５が再構成される。
【０１７３】
次に、他のマルチセクタリコンの例として、４／３公転に要する時間を、心臓の鼓動の１周期Ｔに合わせる場合について考える（この場合も、セクタ数は２となる）。この場合、１公転に要する時間をスキャン時間Ｔｓと表現すると、Ｔｓ＝３／４・Ｔとなる。
【０１７４】
図２５の点Ｑ−Ｑ’間の回動時間を心臓の鼓動周期Ｔに同期させるわけであるから、点Ｑ位置において検出アレイＡで検出される信号と、点Ｑ’位置において検出アレイＢで検出される信号とは、心臓の１鼓動分の時間差はあるものの、鼓動運動という時間軸に対する動きに対しては同位相のものとなり、かつＺ軸方向において同一位置となる。
【０１７５】
したがって、図２５の如く、Ｘ線管１２４が点Ｑを開始位置とし図示矢印方向に回動を開始して２π／３（１２０度）移動する間に検出アレイＡより得られた信号は、それに続く２π（３６０度）回動した後の点Ｑ’（４８０度）を開始点とし、そこから２π／３（１２０度）回動するまでの間に検出アレイＢで検出された信号と、心臓の鼓動周期Ｔに対して同じ位相とさせることが可能となる。
【０１７６】
図示の如く、検出アレイＡ、Ｂで検出した信号は、全体の２／３公転（ハーフリコンを行うのに必要な回動角範囲）を占めていることになるから、少なくともこれでもってＸ線断層像を再構築する際の必要十分な信号を得ることができることになる。
【０１７７】
図２６は、上述の心臓の鼓動周期に同期したヘリカルスキャンにおけるマルチセクタリコンを時系列的に示した図である。
【０１７８】
図２６において、２６００は被検体であり、Ｚ軸方向の各スライス面２６０１乃至２６０６においてＸ線断層像が再構成される。
【０１７９】
２６２０は横軸にＺ軸、縦軸に回動角度をとった場合の、Ｘ線検出器１３１の動作を表したものである。ヘリカルスキャンの場合、Ｘ線検出器１３１は被検体２６００の外側を回動しながらＺ軸方向に相対的に進むため（すなわち、被検体２６００の外側を相対的に螺旋状に動作するため）、かかるＸ線検出器の被検体に対する相対的な動作を表現したものである。
【０１８０】
例えば、回動角度０において、Ｘ線検出器は検出アレイＡがスライス面２６０１の透過Ｘ線を検出する位置にある（１３１−２６−１）。そして、時間の経過とともに、Ｚ軸方向に進みながら回動し、回動角度８π／３（４８０度）まで回動したとき、Ｘ線検出器は、検出アレイＡがスライス面２６０２の透過Ｘ線を検出し、検出アレイＢがスライス面２６０１の透過Ｘ線を検出する位置までくる（１３１−２６−２）。
【０１８１】
さらに、Ｚ軸方向に進みながら回動し、回動角度１６π／３（９６０度）まで回動したとき、Ｘ線検出器は、検出アレイＡがスライス面２６０３の透過Ｘ線を検出し、検出アレイＢがスライス面２６０２の透過Ｘ線を検出する位置までくる（１３１−２６−３）。以下同様に、同図においては、Ｘ線検出器が４０π／３（２４００度）まで回動したときの動作を示している（１３１−２６−４乃至１３１−２６−５）。なお、同図において、例えば、回動角度０から回動角度８π／３（４８０度）までの間にＸ線検出器の検出アレイＡが検出した検出信号はＡ−１と表現している（Ａ−２乃至Ａ−６、Ｂ−１乃至Ｂ−６も同様である）。
【０１８２】
また、２６１０は心電図の波形を示すもので、わかりやすくするため、Ｘ線検出器の回動動作と重ね合わせて表現した。
【０１８３】
ヘリカルスキャンにおけるマルチセクタリコンでは、Ｘ線検出器が回動角度０から８π／３（４８０度）まで動作する間に検出した検出信号Ａ−１の一部と、回動角度８π／３（４８０度）から１６π／３（９６０度）まで動作する間に検出した検出信号Ｂ−２の一部とを組み合わせてＸ線断層像の再構成に必要なデータ量（２４０度分のデータ）を生成する。
【０１８４】
２６３０−１はスライス面２６０１において、Ｘ線断層像の再構成に必要なデータを生成した状態を示す図である。つまり、スライス面２６０１のＸ線断層像を再構成するために、Ｘ線検出器の異なる列の検出アレイＡ、Ｂがそれぞれスライス面２６０１をスキャンする際に得られた検出信号Ａ−１、Ｂ−２を組み合わせることで実現する。２６４０−１は組み合わせて生成された信号２６３０−１に基づいて再構成されたＸ線断層像を示す。以下同様に、生成された信号２６３０−２乃至２６３０−５に基づいて、Ｘ線断層像２６４０−２乃至２６４０−５が再構成される。
【０１８５】
このように図２４および図２６とは、いずれも検出アレイの列数が２列であるため、セクタ数は２のマルチセクタリコンの例であるが、心臓の鼓動の１周期を２／３公転にあわせるか、４／３公転にあわせるかの違いがあり、後者の方が、回動速度が速いため、セクタ数が同じでも必然的に時間分解能が向上する。
【０１８６】
さらに検出アレイの列数を４にすると、時間分解能がより向上する。検出アレイの列数が４であった場合、５／６公転に要する時間を、心臓の鼓動の１周期Ｔに合わせ、かつ５／６公転に要する時間で、Ｚ軸方向に１ピッチ動作するようにすればよい。
【０１８７】
この結果、図２７に示すように、点Ｑ−Ｑ’間、点Ｑ’−Ｑ”間、点Ｑ”−Ｑ’’’間の回動時間をそれぞれ心臓の鼓動周期Ｔに同期させるわけであるから、点Ｑ位置において検出アレイＡで検出される信号と、点Ｑ’、Ｑ”、Ｑ’’’位置において検出アレイＢ、Ｃ、Ｄで検出される信号とは、心臓の１鼓動分の整数倍の時間差はあるものの、鼓動運動という時間軸に対する動きに対しては同位相のものとなり、かつＺ軸方向において同一位置となる（４列の検出アレイを有するＸ線検出器は、図２２に示す検出アレイＡ、Ｂを有する２列のＸ線検出器に対して、さらに検出アレイＣ、Ｄを配列したものであるとする）。
【０１８８】
したがって、図２７の如く、Ｘ線管１２４が点Ｑを開始位置とし図示矢印方向に回動を開始して６０度移動する間に検出アレイＡより得られた信号は、それに続く２４０度回動した後の点Ｑ’（３００度）を開始点とし、そこからπ／３（６０度）回動するまでの間に検出アレイＢで検出された信号と、心臓の鼓動周期Ｔに対して同じ位相、かつＺ軸方向において同一位置とさせることが可能となる。
【０１８９】
同様に、それに続く４π／３（２４０度）回動した後の点Ｑ”（６００度）を開始点とし、そこからπ／３（６０度）回動するまでの間に検出アレイＣで検出された信号、および更にそれに続く４π／３（２４０度）回動した後の点Ｑ’’’（９００度）を開始点とし、そこからπ／３（６０度）回動するまでの間に検出アレイＤで検出された信号を、それぞれ心臓の鼓動周期Ｔに対して同じ位相とさせることが可能となる。
【０１９０】
図示の如く、検出アレイＡ乃至Ｄで検出した信号は、全体の２／３公転（ハーフリコンを行うのに必要な回動角範囲）を占めていることになるから、少なくともこれでもってＸ線断層像を再構築する際の必要十分な信号を得ることができることになる。
【０１９１】
図２８は、上述の心臓の鼓動周期に同期したヘリカルスキャンにおけるマルチセクタリコン（検出アレイの列数４列）を時系列的に示した図である。
【０１９２】
図２８において、２８００は被検体であり、Ｚ軸方向の各スライス面２８０１乃至２８０７においてＸ線断層像が再構成される。
【０１９３】
２８２０は横軸にＺ軸、縦軸に回動角度をとった場合の、Ｘ線検出器１３１の動作を表したものである。ヘリカルスキャンの場合、Ｘ線検出器１３１は被検体２８００の外側を回動しながらＺ軸方向に相対的に進むため（すなわち、被検体２８００の外側を相対的に螺旋状に動作するため）、かかるＸ線検出器の被検体に対する相対的な動作を表現したものである。
【０１９４】
例えば、回動角度０度において、Ｘ線検出器は検出アレイＡがスライス面２８０１の透過Ｘ線を検出する位置にある（１３１−２８−１）。そして、時間の経過とともに、Ｚ軸方向に進みながら回動し、回動角度５π／３（３００度）まで回動したとき、Ｘ線検出器は、検出アレイＡがスライス面２８０２の透過Ｘ線を検出し、検出アレイＢがスライス面２８０１の透過Ｘ線を検出する位置までくる（１３１−２８−２）。
【０１９５】
さらに、Ｚ軸方向に進みながら回動し、回動角度１０π／３（６００度）まで回動したとき、Ｘ線検出器は、検出アレイＡがスライス面２８０３の透過Ｘ線を検出し、検出アレイＢがスライス面２８０２の透過Ｘ線を検出する位置までくる（１３１−２８−３）。以下同様に、同図においては、Ｘ線検出器が４５π／３（２７００度）まで回動したときの動作を示している（１３１−２８−４乃至１３１−２８−１０）。なお、同図において、例えば、回動角度０から回動角度５π／３までの間にＸ線検出器の検出アレイＡが検出した検出信号はＡ−１と表現している（Ａ−２乃至Ａ−１０、Ｂ−１乃至Ｂ−１０、Ｃ−１乃至Ｃ−１０、Ｄ−１乃至Ｄ−１０も同様である）。
【０１９６】
また、２８１０は心電図の波形を示すもので、わかりやすくするため、Ｘ線検出器の回動動作と重ね合わせて表現した。
【０１９７】
ヘリカルスキャンにおけるマルチセクタリコンでは、Ｘ線検出器が回動角度０から５π／３（３００度）まで動作する間に検出した検出信号Ａ−１の一部と、回動角度５π／３（３００度）から１０π／３（６００度）まで動作する間に検出した検出信号Ｂ−２の一部と、回動角度１０π／３（６００度）から１５π／３（９００度）まで動作する間に検出した検出信号Ｃ−３の一部と、回動角度１５π／３（９００度）から２０π／３（１２００度）まで動作する間に検出した検出信号Ｄ−４の一部とを組み合わせてＸ線断層像の再構成に必要なデータ量（２４０度分のデータ）を生成する。
【０１９８】
２８３０−１はスライス面２８０１において、Ｘ線断層像の再構成に必要なデータを生成した状態を示す図である。つまり、スライス面２８０１のＸ線断層像を再構成するために、Ｘ線検出器の異なる列の検出アレイＡ乃至Ｄがそれぞれスライス面２８０１をスキャンする際に得られた検出信号Ａ−１、Ｂ−２、Ｃ−３、Ｄ−４を組み合わせることで実現する。２８４０−１は組み合わせて生成された信号２８３０−１に基づいて再構成されたＸ線断層像を示す。以下同様に、生成された信号２８３０−２乃至２８３０−７に基づいて、Ｘ線断層像２８４０−２乃至２８４０−７が再構成される。
【０１９９】
このように、検出アレイの列数を増やすと、１つのセクタ当たりの回動角度が小さくなり、時間分解能がさらに向上する。
【０２００】
次に、検出アレイの列数が２の場合と同様に、検出アレイの列数が４の場合の他のマルチセクタリコンの例について考える。心臓の鼓動に同期してスキャンを行うためには、７／６公転に要する時間を、心臓の鼓動の１周期Ｔに合わせることによっても、マルチセクタリコンを実現できる（この場合も、セクタ数は４となる）。この場合、１公転に要する時間をスキャン時間Ｔｓと表現すると、Ｔｓ＝６／７・Ｔとなる。
【０２０１】
点Ｑ−Ｑ’間、Ｑ’−Ｑ”間、Ｑ”−Ｑ’’’間の回動時間をそれぞれ心臓の鼓動周期Ｔに同期させるわけであるから、点Ｑ位置において検出アレイＡで検出される信号と、点Ｑ’、Ｑ”、Ｑ’’’位置において検出アレイＢ、Ｃ、Ｄで検出される信号とは、心臓の１鼓動分の時間差はあるものの、鼓動運動という時間軸に対する動きに対しては同位相のものとなり、かつＺ軸方向において同一位置になる。
【０２０２】
したがって、図２９の如く、Ｘ線管１２４が点Ｑを開始位置とし図示矢印方向に回動を開始して６０度移動する間に検出アレイＡより得られた信号は、それに続く２π（３６０度）回動した後の点Ｑ’（４２０度）を開始点とし、そこからπ／３（６０度）回動するまでの間に検出アレイＢで検出された信号と、心臓の鼓動周期Ｔに対して同じ位相、かつＺ軸方向において同一位置とさせることが可能となる。
【０２０３】
同様に、それに続く２π（３６０度）回動した後の点Ｑ”（８４０度）を開始点とし、そこからπ／３（６０度）回動するまでの間に検出アレイＣで検出された信号、および更にそれに続く２π（３６０度）回動した後の点Ｑ’’’（１２６０度）を開始点とし、そこからπ／３（６０度）回動するまでの間に検出アレイで検出された信号を、それぞれ心臓の鼓動周期Ｔに対して同じ位相とさせることが可能となる。
【０２０４】
図示の如く、検出アレイＡ乃至Ｄで検出した信号は、全体の２／３公転（ハーフリコンを行うのに必要な回動角範囲）を占めていることになるから、少なくともこれでもってＸ線断層像を再構築する際の必要十分な信号を得ることができることになる。
【０２０５】
図３０は、上述の心臓の鼓動周期に同期したヘリカルスキャンにおけるマルチセクタリコン（検出アレイの列数４）を時系列的に示した図である。
【０２０６】
図３０において、３０００は被検体であり、Ｚ軸方向の各スライス面３００１乃至３００７においてＸ線断層像が再構成される。
【０２０７】
３０２０は横軸にＺ軸、縦軸に回動角度をとった場合の、Ｘ線検出器１３１の動作を表したものである。ヘリカルスキャンの場合、Ｘ線検出器１３１は被検体３０００の外側を回動しながらＺ軸方向に相対的に進むため（すなわち、被検体３０００の外側を相対的に螺旋状に動作するため）、かかるＸ線検出器の被検体に対する相対的な動作を表現したものである。
【０２０８】
例えば、回動角度０度において、Ｘ線検出器は検出アレイＡがスライス面３００１の透過Ｘ線を検出する位置にある（１３１−３０−１）。そして、時間の経過とともに、Ｚ軸方向に進みながら回動し、回動角度７π／３（４２０度）まで回動したとき、Ｘ線検出器は、検出アレイＡがスライス面３００２の透過Ｘ線を検出し、検出アレイＢがスライス面３００１の透過Ｘ線を検出する位置までくる（１３１−３０−２）。
【０２０９】
さらに、Ｚ軸方向に進みながら回動し、回動角度１４π／３（８４０度）まで回動したとき、Ｘ線検出器は、検出アレイＡがスライス面３００３の透過Ｘ線を検出し、検出アレイＢがスライス面３００２の透過Ｘ線を検出する位置までくる（１３１−２６−３）。以下同様に、同図においては、Ｘ線検出器が６３π／３（３７８０度）まで回動したときの動作を示している（１３１−３０−４乃至１３１−３０−１０）。なお、同図において、例えば、回動角度０から回動角度７π／３（４２０度）までの間にＸ線検出器の検出アレイＡが検出した検出信号はＡ−１と表現している（Ａ−２乃至Ａ−１０、Ｂ−１乃至Ｂ−１０、Ｃ−１乃至Ｃ−１０、Ｄ−１乃至Ｄ−１０も同様である）。
【０２１０】
また、３０１０は心電図の波形を示すもので、わかりやすくするため、Ｘ線検出器の回動動作と重ね合わせて表現した。
【０２１１】
ヘリカルスキャンにおけるマルチセクタリコンでは、Ｘ線検出器が回動角度０から７π／３（４２０度）まで動作する間に検出した検出信号Ａ−１の一部と、回動角度７π／３（４２０度）から１４π／３（８４０度）まで動作する間に検出した検出信号Ｂ−２の一部と、回動角度１４π／３（８４０度）から２１π／３（１２６０度）まで動作する間に検出した検出信号Ｃ−３の一部と、回動角度２１π／３（１２６０度）から２８π／３（１６８０度）まで動作する間に検出した検出信号Ｄ−４の一部とを組み合わせてＸ線断層像の再構成に必要なデータ量（２４０度分のデータ）を生成する。
【０２１２】
３０３０−１はスライス面３００１において、Ｘ線断層像の再構成に必要なデータを生成した状態を示す図である。つまり、スライス面３００１のＸ線断層像を再構成するために、Ｘ線検出器の異なる列の検出アレイＡ乃至Ｄがそれぞれスライス面３００１をスキャンする際に得られた検出信号Ａ−１、Ｂ−２、Ｃ−３、Ｄ−４を組み合わせることで実現する。３０４０−１は組み合わせて生成された信号３０３０−１に基づいて再構成されたＸ線断層像を示す。以下同様に、生成された信号３０３０−２乃至３０３０−７に基づいて、Ｘ線断層像３０４０−２乃至３０４０−７が再構成される。
【０２１３】
以上のことから明らかなように、マルチセクタリコンの時間分解能は、検出アレイの列数により決まる。
【０２１４】
つまり、検出アレイの列数がｍの場合、セクタの数はｍとなり、心臓の鼓動の１周期Ｔと同期をとるために、天板の１ピッチ分の移動時間ならびにガントリの１公転に要する時間であるＴｓは、
Ｔｓ＝３ｎＴ／（３ｍ−２）または、３ｎＴ／（３ｎ＋２）・・（式３）
であり、その場合、時間分解能ｔｒは、
ｔｒ＝２Ｔ／（３ｍ−２）または、２Ｔ／（３ｍ＋２） ・・（式４）
で表すことができる。
【０２１５】
＜＜マルチセクタリコンにおけるセクタ間補正の内容＞＞
次に上述した様々な列数を有するマルチディテクタによるマルチセクタリコンにおけるセクタ間の補正について、詳細を説明する。上記図２４（Ａ）、図２６（Ａ）、図２８（Ａ）、図３０（Ａ）より明らかなように、マルチセクタリコンは、同一位相であって、異なる回動角度の異なる検出アレイの検出信号を連続的に配列することで、１枚のＸ線断層像を再構成する。つまり、セクタ間においては非連続な検出信号を結合させるため、結合部分において、検出信号が急峻に変化することとなる。この結果、結合部分においてＸ線断層像にアーチファクトが生じることとなる。そこで、セクタ間のかかる急峻な変化をなくすことで、アーチファクトの低減を図る。
【０２１６】
１）図２４のマルチセクタリコンに対する補正その１
本実施形態における補正方法について、図３１を用いて説明する。図３１は、本発明の第３の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置における補正方法であって、上述した図２４のマルチセクタリコンを行った場合の補正について端的に示した図である。すなわち、心臓の鼓動の１周期がＴ、セクタ数（検出アレイの列数）が２、ガントリの１公転に要する時間Ｔｓが３Ｔ／２の場合である。
【０２１７】
図３１（Ａ）は、横軸に時間およびガントリの回動角度、縦軸に心電図波形をとった場合の、Ｘ線検出器の検出タイミングを示している。
【０２１８】
また、図３１（Ｂ）は、検出した透過Ｘ線量をＸ線断層像の再構成のために、配列したものである。なお、本実施形態では、説明を簡単にするために、心電図波形に比例した透過Ｘ線量が検出されたものとして図示している。また、複数の検出素子の検出信号のうち、所定の検出素子の検出信号についてのみ図示した。
図３１（Ｃ）は、図３１（Ｂ）に示す検出信号に対する補正後の信号を示したものである。つまり、検出アレイＢの信号（Ｂ−２）と、検出アレイＡ（Ａ−１）の信号との間の結合部分３１００における検出信号の急峻な変化を補正した結果、補正後の信号は、３１０１に示す曲線となる。
【０２１９】
曲線３１０１について説明する。曲線３１０１は、点３１０２（＝Ｔｒ＿Ｂ、回動角度３００度）における検出アレイＢの検出信号（Ｂ−２）に等しい。また、結合部分３１００（回動角度３６０度、または回動角度０度）においては、回動角度３６０度における検出アレイＢの検出信号（Ｂ−２）と、回動角度０度における検出アレイＡの検出信号（Ａ−１）との平均値に等しい。
【０２２０】
さらに、点３１０２と結合部分３１００との間は、回動角度３００度から３６０度間の検出アレイＢの検出信号（Ｂ−２）と、回動角度−６０度から０度までの検出アレイＡの検出信号（Ａ−１）とを、所定の比率で積算したものの和（重み付け加算したもの）に等しい。
【０２２１】
一方、曲線３１０１は、点３１０３（＝Ｔｒ＿Ａ、回動角度６０度）における検出アレイＡの検出信号（Ａ−１）に等しい。また、結合部分３１００と点３１０３との間は、回動角度３６０度から４２０度間の検出アレイＢの検出信号（Ｂ−２）と、回動角度０度から６０度までの検出アレイＡの検出信号（Ａ−１）とを、所定の比率で積算したものの和（重み付け加算したもの）に等しい。
【０２２２】
上記補正比率を図示したものが、図３１（Ｄ）である。図３１（Ｄ）の区間Ｉは図３１（Ｃ）の区間Ｉに対応する（検出アレイＢの回動角度３００度から３６０度までと検出アレイＡの回動角度０度から６０度までの区間であり、Ｔ／２に相当する時間を有する）。上記より、明らかなように、区間Ｉにおける補正比率は以下の要件を満足する。
（ｉ）Ｔｒ＿Ａ（＝６０度）において、検出アレイＡの検出信号（Ａ−１）の補正比率は１．０、検出アレイＢの検出信号（Ｂ−２）の補正比率は０．０である。
（ｉｉ）Ｔｒ＿Ｂ（＝３００度）において、検出アレイＢの検出信号（Ｂ−２）の補正比率は１．０、検出アレイＡの検出信号（Ａ−１）の補正比率は０．０である。
（ｉｉｉ）セクタ間の結合部分において、検出アレイＡと検出アレイＢの補正比率は、それぞれ０．５である。
【０２２３】
そして検出アレイＢの回動角度３００度から４２０度の間の検出信号（Ｂ−２）に、３１０４に示す補正比率を乗算し、検出アレイＡの回動角度−６０度から６０度の間の検出信号（Ａ−１）に、３１０５に示す補正比率を乗算し、両者を和算したものを、区間Ｉの検出信号３１０１とする。区間Ｉ以外の区間についても、同様の処理（重み付け加算処理）をする。
【０２２４】
以上の補正方法をまとめると、以下のようになる。
【０２２５】
つまり、セクタの中心回動角度（かかる位置をＴｒとする。本実施形態においては、検出アレイＡのＴｒであるＴｒ＿Ａは６０度、検出アレイＢのＴｒであるＴｒ＿Ｂは３００度である）は、隣接するセクタとの結合部分から、最も離れた位置にあるため、隣接するセクタにおいて検出された検出信号の影響を最も小さくする。つまり、Ｔｒ＿ＡまたはＴｒ＿Ｂにおける検出信号は、当該検出アレイの検出信号をそのまま使用する。
【０２２６】
一方、セクタ間の結合部分に近づくにつれ、相互の検出信号の差を吸収するために、隣接するセクタの影響を考慮に入れる必要があることから、隣接する検出アレイの検出信号の比率を徐々に高めていく。
【０２２７】
セクタ間の結合部分では、検出アレイＡと検出アレイＢの両方の検出信号を５０％ずつ取り入れることで、セクタ間の結合部分における急峻な変化をなくす。
【０２２８】
さらに、隣接するセクタ内では、隣接する検出アレイにおいて検出した検出信号の比率を徐々に高めていき、隣接するセクタのＴｒにおいて、その比率を１００％とする。
【０２２９】
以上のような全補正処理を行うことで、セクタ間の検出信号の急峻な変化をなくし、アーチファクトを低減することが可能となる。
【０２３０】
２）図２４のマルチセクタリコンに対する補正その２
図２４のマルチセクタリコンに対する補正として、全補正処理について上述したが、補正方法はこれに限らない。
【０２３１】
図３２は、図２４のマルチセクタリコンに対する他の補正方法について示したものである。図３２（Ａ）および（Ｂ）は、図３１（Ａ）および（Ｂ）と同じであるため、説明は省略する。また、図３２（Ｃ）は、図３２（Ｂ）に示す検出信号に対する補正後の信号を示したものである。つまり、検出アレイＢと、検出アレイＡとの間の結合部分３２００における検出信号の急峻な変化を補正した結果、補正後の信号は、３２０１に示す曲線となる。
【０２３２】
曲線３２０１について説明する。曲線３２０１は、点３２０２（Ｔｒ＿Ｂ、回動角度３００度）近傍（３２０４に示す区間）では、検出アレイＢの検出信号（Ｂ−２）に等しい。また、結合部分３２００（回動角度３６０度、または回動角度０度）においては、回動角度３６０度における検出アレイＢの検出信号（Ｂ−２）と、回動角度０度における検出アレイＡの検出信号（Ａ−１）との平均値に等しい。
【０２３３】
さらに点３２０２と結合部分３２００との間は、回動角度３００度から３６０度間の検出アレイＢの検出信号（Ｂ−２）のうち、３２０４に示す区間を除いた検出信号と、回動角度−６０度から０度までの検出アレイＡの検出信号（Ａ−１）のうち、３２０４に示す区間を除いた検出信号とを所定の比率で積算したものの和（重み付け加算したもの）に等しい。
【０２３４】
一方、点３２０３（＝Ｔｒ＿Ａ、回動角度６０度）近傍（３２０５に示す区間）では、検出アレイＡの検出信号（Ａ−１）に等しい。
【０２３５】
また、点３２０３と結合部分３２００との間は、回動角度３６０度から４２０度までの検出アレイＢの検出信号のうち、３２０５に示す区間を除いた検出信号とを所定の比率で積算したものの和（重み付け加算したもの）に等しい。
【０２３６】
上記補正比率を図示したものが、図３２（Ｄ）である。図３２（Ｄ）の区間Ｉは図３２（Ｃ）の区間Ｉに対応する（検出アレイＢの回動角度３００度から３６０度までと検出アレイＡの回動角度０度から６０度までの区間であり、Ｔ／２に相当する時間を有する）。上記より明らかなように、区間Ｉにおける補正比率は以下の要件を満足する。
（ｉ）Ｔｒ＿Ａ（＝６０度）近傍での検出アレイＡの検出信号（Ａ−１）の補正比率は１．０、検出アレイＢの検出信号（Ｂ−２）の補正比率は０．０である。
（ｉｉ）Ｔｒ＿Ｂ（＝３００度）近傍での検出アレイＢの検出信号（Ｂ−２）の補正比率は１．０、検出アレイＡの検出信号（Ａ−１）の補正比率は０．０である。
（ｉｉｉ）セクタ間の結合部分において、検出アレイＡと検出アレイＢの補正比率は、それぞれ０．５である。
【０２３７】
そして検出アレイＢの回動角度３００度から４２０度の間の検出信号（Ｂ−２）に、３２０６に示す補正比率を乗算し、検出アレイＡの回動角度−６０度から６０度の間の検出信号（Ａ−１）に、３２０７に示す補正比率を乗算し、両者を和算したものを、区間Ｉの検出信号３２０１とする。区間Ｉ以外の区間についても、同様の処理（重み付け加算処理）をする。
【０２３８】
このような補正方法（部分補正処理）を用いることにより、Ｔｒ＿Ａ、Ｔｒ＿Ｂ近傍における補正比率１．０の区間（３２０４、３２０５）が大きいほど、区間Ｉにおいて、検出信号に対して補正をする区間が短くなる。つまり、補正処理のための計算負荷が低減されこととなるが、一方で、セクタ間の結合部分における検出信号の変化が急峻となり、アーチファクトの低減が妨げられることとなる。
【０２３９】
一方、区間（３２０４、３２０５）が小さいほど、区間Ｉにおいて、検出信号に対して補正をする区間が長くなる。つまり、補正処理のための計算負荷は増加するが、一方でセクタ間の結合部分における検出信号の変化がなめらかになり、アーチファクトの低減効果が大きくなる。
【０２４０】
本実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置では、区間（３２０４、３２０５）の大きさを自由に設定可能であり、最大にした場合には補正処理を行わないことと等価になる。
【０２４１】
つまり、上記全補正処理のように区間Ｉ全体について一律補正をするのではなく、再構成されたＸ線断層像のアーチファクトの発生状況をみながら、計算負荷の低減を図ることが可能となる。
【０２４２】
３）図２６のマルチセクタリコンに対する補正その１
次に図２６のマルチセクタリコンを行った場合の補正について図３３を用いて説明する。すなわち、心臓の鼓動の１周期がＴ、セクタ数が２（＝検出アレイの数）、ガントリの公転に要する時間Ｔｓを３Ｔ／４の場合のマルチセクタリコンに対する全補正処理について述べる。補正方法は上述の１）と同様であるが、マルチセクタリコンが異なることで、区間Ｉの大きさ、Ｔｒ＿Ａ、Ｔｒ＿Ｂ、および補正曲線が変わってくる。
【０２４３】
図３３（Ａ）は、横軸に時間およびガントリの回動角度、縦軸に心電図波形をとった場合の、Ｘ線検出器の検出タイミングを示している。
【０２４４】
また、図３３（Ｂ）は、検出した透過Ｘ線量をＸ線断層像の再構成のために、配列したものである。なお、本実施形態では、説明を簡単にするために、心電図波形に比例した透過Ｘ線量が検出されたものとして図示している。また、複数の検出素子の検出信号のうち、所定の検出素子の検出信号についてのみ図示した。
【０２４５】
図３３（Ｃ）は、図３３（Ｂ）に示す検出信号に対する補正後の信号を示したものである。つまり、検出アレイＡの信号（Ａ−１）と、検出アレイＢの信号（Ｂ−２）との間の結合部分３３００における検出信号の急峻な変化を補間した結果、補正後の信号は、３３０１に示す曲線となる。
【０２４６】
曲線３３０１について説明する。曲線３３０１は、点３３０２（＝Ｔｒ＿Ａ、回動角度６０度）における検出アレイＡの検出信号（Ａ−１）に等しい。また、結合部分３３００（回動角度１２０度、または回動角度４８０度）においては、回動角度１２０度における検出アレイＡの検出信号（Ａ−１）と、回動角度４８０度における検出アレイＢの検出信号（Ｂ−２）との平均値に等しい。
【０２４７】
さらに、点３３０２と結合部分３３００との間は、回動角度６０度から１２０度間の検出アレイＡの検出信号（Ａ−１）と、回動角度４２０度から４８０度までの検出アレイＢの検出信号（Ｂ−２）とを、所定の比率で積算したものの和（重み付け加算したもの）に等しい。
【０２４８】
一方、曲線３３０１は、点３３０３（Ｔｒ＿Ｂ、回動角度５４０度）における検出アレイＢの検出信号（Ｂ−２）に等しい。また、結合部分３３００と点３３０３との間は、回動角度１２０度から１８０度間の検出アレイＡの検出信号（Ａ−１）と、回動角度４８０度から５４０度までの検出アレイＢの検出信号（Ｂ−２）とを、所定の比率で積算したものの和（重み付け加算したもの）に等しい。
【０２４９】
上記補正比率を図示したものが、図３３（Ｄ）である。図３３（Ｄ）の区間Ｉは図３３（Ｃ）の区間Ｉに対応する（検出アレイＡの回動角度６０度から１２０度までと検出アレイＢの回動角度４８０度から５４０度までの区間であり、Ｔ／４に相当する時間を有する）。上記より明らかなように、区間Ｉにおける補正比率は以下の要件を満足する。
（ｉ）Ｔｒ＿Ａ（＝６０度）において、検出アレイＡの検出信号（Ａ−１）の補正比率は１．０、検出アレイＢの検出信号（Ｂ−２）の補正比率は０．０である。
（ｉｉ）Ｔｒ＿Ｂ（＝５４０度）において、検出アレイＢの検出信号（Ｂ−２）の補正比率は１．０、検出アレイＡの検出信号（Ａ−１）の補正比率は０．０である。
（ｉｉｉ）セクタ間の結合部分において、検出アレイＡと検出アレイＢの補正比率は、それぞれ０．５である。
【０２５０】
そして、検出アレイＡの回動角度６０度から１８０度の間の検出信号（Ａ−１）に、３３０４に示す補正比率を乗算し、検出アレイＢの回転角度４２０度から５４０度の間の検出信号（Ｂ−２）に、３３０５に示す補正比率を乗算し、両者を和算したものを、区間Ｉの検出信号３３０１とする。区間Ｉ以外の区間についても、同様の処理をすることができる。
【０２５１】
このように、同じ全補正処理であっても、マルチセクタリコンのやり方によって、Ｔｒ＿Ａ、Ｔｒ＿Ｂの示す回動角度がかわってくることとなり、本実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置においては、それに対応した処理を行うことができる。
【０２５２】
４）図２６のマルチセクタリコンに対する補正その２
図２６のマルチセクタリコンに対する全補正処理について上述したが、部分補正処理についても同様に行うことができる。
【０２５３】
図３４は、図２６のマルチセクタリコンに対する部分補正処理について示したものである。図３４（Ａ）および（Ｂ）は、図３３（Ａ）および（Ｂ）と同じであるため、説明は省略する。また、図３４（Ｃ）は、図３４（Ｂ）に示す検出信号に対する補正後の信号を示したものである。つまり、検出アレイＢと、検出アレイＡとの間の結合部分３４００における検出信号の急峻な変化を補正した結果、補正後の信号は、３４０１に示す曲線となる。
【０２５４】
曲線３４０１について説明する。曲線３４０１は、点３４０２（＝Ｔｒ＿Ａ、回動角度６０度）近傍（３４０４に示す区間）では、検出アレイＡの検出信号（Ａ−１）に等しい。また、結合部分３４００（回動角度１２０度、または回動角度４８０度）においては、回動角度１２０度における検出アレイＡの検出信号（Ａ−１）と、回動角度４８０度における検出アレイＢの検出信号（Ｂ−２）との平均値に等しい。
【０２５５】
さらに、点３４０３（＝Ｔｒ＿Ｂ、回動角度５４０度）近傍（３４０５に示す区間）では、検出アレイＢの検出信号（Ｂ−２）に等しい。
【０２５６】
さらに点３４０２と結合部分３４００との間は、回動角度６０度から１２０度間の検出アレイＡの検出信号（Ａ−１）のうち３４０４に示す区間を除いた検出信号と、回動角度４２０度から４８０度までの検出アレイＢの検出信号（Ｂ−２）のうち３４０４に示す区間を除いた検出信号とを所定の比率で積算したものの和（重み付け加算したもの）に等しい。
【０２５７】
一方、結合部分３４００と点３４０３との間では、回動角度４８０度から５４０度間の検出アレイＢの検出信号（Ｂ−２）のうち３４０５に示す区間を除いた検出信号と、回動角度１２０度から１８０度までの検出アレイＡの検出信号（Ａ−１）のうち３４０５に示す区間を除いた検出信号とを所定の比率で積算したものの和（重み付け加算したもの）に等しい。
【０２５８】
上記補正比率を図示したものが、図３４（Ｄ）である。図３４（Ｄ）の区間Ｉは図３４（Ｃ）の区間Ｉに対応する（検出アレイＡの回動角度６０度から１２０度までと検出アレイＢの回動角度４８０度から５４０度までの区間であり、Ｔ／４に相当する時間を有する）。上記より明らかなように、区間Ｉにおける補正比率は以下の要件を満足する。
（ｉ）Ｔｒ＿Ａ（＝６０度）近傍での検出アレイＡの検出信号（Ａ−１）の補正比率は１．０、検出アレイＡの検出信号（Ａ−１）の補正比率は０．０である。
（ｉｉ）Ｔｒ＿Ｂ（＝５４０度）近傍での検出アレイＢの検出信号（Ｂ−２）の補正比率は１．０、検出アレイＡの検出信号（Ａ−１）の補正比率は０．０である。
（ｉｉｉ）セクタ間の結合部分において、検出アレイＡと検出アレイＢの補正比率は、それぞれ０．５である。
【０２５９】
そして検出アレイＡの回動角度６０度から１８０度の間の検出信号（Ａ−１）に、３４０６に示す補正比率を乗算し、検出アレイＢの回動角度４２０度から５４０度の間の検出信号（Ｂ−２）に、３４０７に示す補正比率を乗算し、両者を和算したものを、区間Ｉの検出信号３４０１とする。区間Ｉ以外の区間についても、同様の処理（重み付け加算処理）をする。
【０２６０】
このような補正方法を用いることにより、Ｔｒ＿Ａ、Ｔｒ＿Ｂ近傍における補正比率１．０の区間（３４０４、３４０５）が大きいほど、区間Ｉにおいて、検出信号に対して補正をする区間が短くなる。つまり、補正処理のための計算負荷が低減されこととなるが、一方で、セクタ間の結合部分における検出信号の変化が急峻となり、アーチファクトの低減が妨げられることとなる。
【０２６１】
一方、区間（３４０４、３４０５）が小さいほど、区間Ｉにおいて、検出信号に対して補正をする区間が長くなる。つまり、補正処理のための計算負荷は増加するが、一方でセクタ間の結合部分における検出信号の変化がなめらかになり、アーチファクトの低減効果が大きくなる。
【０２６２】
本実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置では、区間（３４０４、３４０５）の大きさを自由に設定可能であり、最大にした場合には補正処理を行わないことと等価になる。
【０２６３】
つまり、上記全補正処理のように区間Ｉ全体について、一律補正をするのではなく、再構成されたＸ線断層像のアーチファクトの発生状況を見ながら計算負荷を軽減することができる。
【０２６４】
５）図２８、図３０のマルチセクタリコンに対する補正その１、その２
上記１）乃至４）では、セクタ数（検出アレイの列数）が２の場合の全補正および部分補正処理について説明したが、セクタ数が３以上の場合であっても、同様の補正方法が適用可能であることはいうまでもない。一例としてセクタ数が４の場合（図２８、図３０において示したマルチセクタリコンの場合）の補正について説明する。
【０２６５】
図３５は、図２８のマルチセクタリコンに対する全補正処理について示した図である。図３５（Ａ）乃至（Ｃ）は、すでに説明済み、または説明した内容と同様であるため、ここでの説明は省略する。
【０２６６】
図３５（Ｄ）の区間Ｉは、検出アレイＢの回動角度３３０度から３６０度までと検出アレイＡの回動角度０度から３０度までの区間であり、Ｔ／５に相当する時間を有する。
【０２６７】
そして、検出アレイＢの回動角度３３０度から３９０度の間の検出信号に、１６０１に示す補正比率を乗算し、検出アレイＡの回動角度−３０度から３０度の間の検出信号に、３５０１に示す補正比率を乗算し、両者を和算したものを、区間Ｉの検出信号３５００とする。区間Ｉ以外の区間についても、同様の処理をする。
【０２６８】
図３６は、図２８のマルチセクタリコンに対する部分補正処理について示した図である。図３６（Ａ）乃至（Ｃ）は、すでに説明済み、または説明した内容と同様であるため、ここでの説明は省略する。
【０２６９】
図３６（Ｄ）の区間Ｉは、検出アレイＢの回動角度３３０度から３６０度までと検出アレイＡの回動角度０度から３０度までの区間であり、Ｔ／５に相当する時間を有する。
【０２７０】
そして、検出アレイＢの回動角度３３０度から３９０度の区間の検出信号に、３３０度近傍における補正比率が１．０である補正曲線３６０１を乗算し、検出アレイＡの回動角度−３０度から３０度の間の検出信号に、３０度近傍における補正比率が１．０である補正曲線３６０２を乗算し、両者を和算したものを区間Ｉの検出信号３６００とする。区間Ｉ以外の区間についても、同様の処理をする。
【０２７１】
図３７は、図３０のマルチセクタリコンに対する全補正処理について示した図である。図３７（Ａ）乃至（Ｃ）は、すでに説明済み、または説明した内容と同様であるため、ここでの説明は省略する。
【０２７２】
図３７（Ｄ）の区間Ｉは、検出アレイＡの回動角度３０度から６０度までと検出アレイＢの回動角度４２０度から４５０度までの区間であり、Ｔ／７に相当する時間を有する。
【０２７３】
そして、検出アレイＡの回動角度３０度から９０度の間の検出信号に、３７０１に示す補正比率を乗算し、検出アレイＢの回動角度３９０度から４５０度の間の検出信号に、３７０２に示す補正比率を乗算し、両者を和算したものを、区間Ｉの検出信号３７００とする。区間Ｉ以外の区間についても、同様の処理をする。
【０２７４】
図３８は、図３０のマルチセクタリコンに対する部分補正処理について示した図である。図３８（Ａ）乃至（Ｃ）は、すでに説明済み、または説明した内容と同様であるため、ここでの説明は省略する。
【０２７５】
図３８（Ｄ）の区間Ｉは、検出アレイＡの回動角度３０度から６０度までと検出アレイＢの回動角度４２０度から４５０度までの区間であり、Ｔ／７に相当する時間を有する。
【０２７６】
そして、検出アレイＡの回動角度３０度から９０度の区間の検出信号に、３０度近傍における補正比率が１．０である補正曲線３８０１を乗算し、検出アレイＢの回動角度３９０度から４５０度の間の検出信号に、４５０度近傍における補正比率が１．０である補正曲線３８０２を乗算し、両者を和算したものを区間Ｉの検出信号３８００とする。区間Ｉ以外の区間についても、同様の処理をする。
【０２７７】
以上、１）乃至５）において述べた各マルチセクタリコンに対する各補正方法より、以下のことが導き出せる。つまり、心臓の鼓動の周期がＴ、セクタ数がｎ（＝検出アレイの列数）のとき、ガントリの公転に要する時間ＴｓがＴｓ＝３ｎＴ／（３ｎ−２）となるように設定し、時間０、回動角度０度を検査開始点とした検査を開始した場合、全補正は、
（ｉ）補正区間の範囲（角度）：２４０／ｎ
（ｉｉ）補正区間の範囲（時間）：２Ｔ／（３ｎ−２）
（ｉｉｉ）検出アレイＡに対する補正における補正曲線の座標：
（回動角度、補正比率）＝（−１２０／ｎ、０）
（回動角度、補正比率）＝（１２０／ｎ、１．０） ；Ｔｒ＿Ａ
（ｉｖ）検出アレイＢに対する補正における補正曲線の座標：
（回動角度、補正比率）＝（−１２０／ｎ＋３６０、１．０） ；Ｔｒ＿Ｂ
（回動角度、補正比率）＝（１２０／ｎ＋３６０、０）
となる。
【０２７８】
また、ＴｓがＴｓ＝３ｎＴ／（３ｎ＋２）となるように設定した場合には、
（ｉ）補正区間の範囲（角度）：２４０／ｎ
（ｉｉ）補正区間の範囲（時間）：２Ｔ（３ｎ＋２）
（ｉｉｉ）検出アレイＡに対する補正における補正曲線の座標：
（回動角度、補正比率）＝（１２０／ｎ、１．０） ；Ｔｒ＿Ａ
（回動角度、補正比率）＝（３６０／ｎ、０）
（ｉｖ）検出アレイＢに対する補正における補正曲線の座標：
（回動角度、補正比率）＝（１２０／ｎ＋３６０、０）
（回動角度、補正比率）＝（３６０／ｎ＋３６０、１．０） ；Ｔｒ＿Ｂ
となる。
【０２７９】
また、同様に、ガントリの公転に要する時間ＴｓがＴｓ＝３ｎＴ／（３ｎ−２）となるように設定した場合の部分補正は、補正比率１．０の区間をσ（角度）とすると、
（ｉ）補正区間の範囲（角度）：２４０／ｎ−２σ
（ｉｉ）補正区間の範囲（時間）：２Ｔ／（３ｎ−２）×（１−σ・ｎ／１２０）
（ｉｉｉ）検出アレイＡに対する補正における補正曲線の座標：
（回動角度、補正比率）＝（−１２０／ｎ、０）
（回動角度、補正比率）＝（−１２０／ｎ＋σ、０）
（回動角度、補正比率）＝（１２０／ｎ−σ、１．０）
（回動角度、補正比率）＝（１２０／ｎ、１．０） ；Ｔｒ＿Ａ
（ｉｖ）検出アレイＢに対する補正における補正曲線の座標：
（回動角度、補正比率）＝（−１２０／ｎ＋３６０、１．０） ；Ｔｒ＿Ｂ
（回動角度、補正比率）＝（−１２０／ｎ＋３６０＋σ、１．０）
（回動角度、補正比率）＝（１２０／ｎ＋３６０−σ、０．０）
（回動角度、補正比率）＝（１２０／ｎ＋３６０、０）
となる。
【０２８０】
また、ＴｓがＴｓ＝３ｎＴ／（３ｎ＋２）となるように設定した場合には、
（ｉ）補正区間の範囲（角度）：２４０／ｎ−２σ
（ｉｉ）補正区間の範囲（時間）：２Ｔ／（３ｎ＋２）
（ｉｉｉ）検出アレイＡに対する補正における補正曲線の座標：
（回動角度、補正比率）＝（１２０／ｎ、１．０） ；Ｔｒ＿Ａ
（回動角度、補正比率）＝（１２０／ｎ＋σ、１．０）
（回動角度、補正比率）＝（３６０／ｎ−σ、０）
（回動角度、補正比率）＝（３６０／ｎ、０）
（ｉｖ）検出アレイＢに対する補正における補正曲線の座標：
（回動角度、補正比率）＝（１２０／ｎ＋３６０、０）
（回動角度、補正比率）＝（１２０／ｎ＋３６０＋σ、０）
（回動角度、補正比率）＝（３６０／ｎ＋３６０−σ、１．０）
（回動角度、補正比率）＝（３６０／ｎ＋３６０、１．０） ；Ｔｒ＿Ｂ
となる。
【０２８１】
このようにセクタリコンの種類ならびに検出アレイの列数に応じてＴｒ＿Ａ、Ｔｒ＿Ｂを変更し、補正曲線を生成することで、様々なセクタリコンにおけるセクタ間の急峻な変化をなくし、アーチファクトを低減することが可能となる。
【０２８２】
＜＜セクタ間補正の処理フロー＞＞
次に本発明の第３の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置のセクタ間補正の処理フローについて説明する。
【０２８３】
全体処理フローは、第１の実施形態における図３９と同様であるため、説明は省略し、ここでは同図の各種情報設定処理（ステップＳ３９０１）について図４１を用いて説明する。
【０２８４】
ステップＳ４１０１のおいて、予め測定された被検体の心電図波形信号を検出した後、ステップＳ４１０２では１鼓動の周期Ｔを算出する。
【０２８５】
ステップＳ４１０３では検出アレイ列数を読み込み、当該列数に基づいてセクタ数が設定される（ステップＳ４１０４）。ステップＳ４１０５では、高／低時間分解能のいずれが選択されたかを読み込む。高／低時間分解能とは、上述のＴｓが３ｎＴ／（３ｎ−２）であるか、３ｎＴ／（３ｎ＋２）であるかをいい、３ｎＴ／（３ｎ−２）を低時間分解能、３ｎＴ／（３ｎ＋２）を高時間分解能と称する。
【０２８６】
ステップＳ４１０３およびＳ４１０４で読み込まれた設定に基づいて、ガントリ回転速度および天板搬送速度を算出し、算出した情報を他の制御情報とともにガントリに送信する（ステップＳ４１０５、Ｓ４１０６）。
【０２８７】
さらにステップＳ４１０７乃至Ｓ４１０９では、ステップＳ４１０３およびＳ４１０４で読み込まれた設定に基づいて、補正処理を行うための補正曲線を生成する。
【０２８８】
自動設定が選択されていた場合には、補正情報自動設定処理を行い、自動設定が選択されていない場合には、補正情報手動設定処理を行う（ステップＳ４１０８、Ｓ４１０９）。なお、補正情報自動設定処理とは、上述の全補正処理を行うための補正曲線を算出する処理をいい、補正情報手動設定処理とは、上述の部分補正処理を行うための補正曲線を算出する処理をいう。
【０２８９】
なお、補正情報手動設定処理においては、Ｔｒ近傍の補正比率１．０の区間を手動で設定入力する。
【０２９０】
【他の実施形態】
なお、本発明の目的は、前述した実施形態の機能を実現するソフトウェアのプログラムコードを記録した記憶媒体を、システムあるいは装置に供給し、そのシステムあるいは装置のコンピュータ（またはＣＰＵやＭＰＵ）が記憶媒体に格納されたプログラムコードを読出し実行することによっても、達成されることは言うまでもない。
【０２９１】
この場合、記憶媒体から読出されたプログラムコード自体が前述した実施形態の機能を実現することになり、そのプログラムコードを記憶した記憶媒体は本発明を構成することになる。
【０２９２】
プログラムコードを供給するための記憶媒体としては、例えば、フロッピ（登録商標）ディスク、ハードディスク、光ディスク、光磁気ディスク、ＣＤ−ＲＯＭ、ＣＤ−Ｒ、磁気テープ、不揮発性のメモリカード、ＲＯＭなどを用いることができる。
【０２９３】
また、コンピュータが読出したプログラムコードを実行することにより、前述した実施形態の機能が実現されるだけでなく、そのプログラムコードの指示に基づき、コンピュータ上で稼働しているＯＳ（オペレーティングシステム）などが実際の処理の一部または全部を行い、その処理によって前述した実施形態の機能が実現される場合も含まれることは言うまでもない。
【０２９４】
さらに、記憶媒体から読出されたプログラムコードが、コンピュータに挿入された機能拡張ボードやコンピュータに接続された機能拡張ユニットに備わるメモリに書込まれた後、そのプログラムコードの指示に基づき、その機能拡張ボードや機能拡張ユニットに備わるＣＰＵなどが実際の処理の一部または全部を行い、その処理によって前述した実施形態の機能が実現される場合も含まれることは言うまでもない。
【０２９５】
【発明の効果】
周期運動する被検体の部位に対して、同位相でのＸ線断層像を再構成するにあたり、画像ノイズを低減することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置のシステム構成図である。
【図２】実施形態にかかるＸ線管のＸ線照射角と動作を説明するための図である。
【図３】本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置におけるＸ線検出器の検出アレイを示す図である。
【図４】本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置において、セクタ数が２の場合の検出分担範囲を示す図である。
【図５】本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置におけるＸ線検出器の検出タイミングを示す図である。
【図６】本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置において、セクタ数が２の場合の検出分担範囲を示す図である。
【図７】本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置におけるＸ線検出器の検出タイミングを示す図である。
【図８】本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置において、セクタ数が４の場合の検出分担範囲を示す図である。
【図９】本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置におけるＸ線検出器の検出タイミングを示す図である。
【図１０】本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置において、セクタ数が４の場合の検出分担範囲を示す図である。
【図１１】本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置におけるＸ線検出器の検出タイミングを示す図である。
【図１２】本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置における補正方法であって、図５のセクタリコンを行った場合の補正について端的に示した図である。
【図１３】本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置における補正方法であって、図５のセクタリコンに対する他の補正方法について端的に示した図である。
【図１４】本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置における補正方法であって、図７のセクタリコンを行った場合の補正について端的に示した図である。
【図１５】本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置における補正方法であって、図７のセクタリコンに対する他の補正方法について端的に示した図である。
【図１６】本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置における補正方法であって、図９のセクタリコンを行った場合の補正について端的に示した図である。
【図１７】本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置における補正方法であって、図９のセクタリコンに対する他の補正方法について端的に示した図である。
【図１８】本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置における補正方法であって、図１１のセクタリコンを行った場合の補正について端的に示した図である。
【図１９】本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置における補正方法であって、図１１のセクタリコンに対する他の補正方法について端的に示した図である。
【図２０】本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置により再構成されたＸ線断層像を示す図である。
【図２１】本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置により再構成されたＸ線断層像を示す図である。
【図２２】本発明の第３の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置におけるＸ線検出器の検出アレイを示す図である。
【図２３】本発明の第３の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置において、セクタ数が２の場合の検出分担範囲を示す図である。
【図２４】本発明の第３の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置におけるＸ線検出器の検出タイミングを示す図である。
【図２５】本発明の第３の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置において、セクタ数が２の場合の検出分担範囲を示す図である。
【図２６】本発明の第３の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置におけるＸ線検出器の検出タイミングを示す図である。
【図２７】本発明の第３の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置において、セクタ数が４の場合の検出分担範囲を示す図である。
【図２８】本発明の第３の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置におけるＸ線検出器の検出タイミングを示す図である。
【図２９】本発明の第３の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置において、セクタ数が４の場合の検出分担範囲を示す図である。
【図３０】本発明の第３の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置におけるＸ線検出器の検出タイミングを示す図である。
【図３１】本発明の第３の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置における補正方法であって、図２４のマルチセクタリコンを行った場合の補正について端的に示した図である。
【図３２】本発明の第３の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置における補正方法であって、図２４のマルチセクタリコンに対する他の補正方法について端的に示した図である。
【図３３】本発明の第３の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置における補正方法であって、図２６のマルチセクタリコンを行った場合の補正について端的に示した図である。
【図３４】本発明の第３の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置における補正方法であって、図２６のマルチセクタリコンに対する他の補正方法について端的に示した図である。
【図３５】本発明の第３の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置における補正方法であって、図２８のマルチセクタリコンを行った場合の補正について端的に示した図である。
【図３６】本発明の第３の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置における補正方法であって、図２８のマルチセクタリコンに対する他の補正方法について端的に示した図である。
【図３７】本発明の第３の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置における補正方法であって、図３０のマルチセクタリコンを行った場合の補正について端的に示した図である。
【図３８】本発明の第３の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置における補正方法であって、図３０のマルチセクタリコンに対する他の補正方法について端的に示した図である。
【図３９】本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置における処理の流れを示す図である。
【図４０】本発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置における処理の流れを示す図である。
【図４１】本発明の第３の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置における処理の流れを示す図である。

Claims (48)

1. 互いに対向する位置に設けられたＸ線管とＸ線検出アレイを備えるＸ線検出器とを回動させ、前記Ｘ線管と前記Ｘ線検出器の間に位置する、被検体の周期的運動する部位のＸ線断層像を再構成するＸ線ＣＴ装置であって、
   前記Ｘ線管およびＸ線検出器の回動によるＸ線断層像を再構成するのに必要な信号を得るための回動角範囲において、前記部位の運動の周期Ｔの時間差で等分割して得られた各部分回動角範囲の信号を入力する入力手段と、
   前記各部分回動角範囲のうち、隣接する部分回動角範囲近傍の信号により部分回動角範囲の信号を相互に重み付け加算して補正する補正手段と、
   前記補正手段により補正された前記各部分回動角範囲の信号を、組み合わせて前記回動角範囲の信号を生成し、Ｘ線断層像を再構成する再構成手段と
   を備えることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
2. 前記Ｘ線管およびＸ線検出器は、前記被検体に対して同一平面上を回動し、前記各部分回動角範囲の信号は、同一の前記Ｘ線検出アレイより前記周期Ｔの時間差で入力されることを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
3. 前記Ｘ線管およびＸ線検出器が回動する平面に略垂直な方向に前記被検体を所定のピッチで搬送する搬送手段を更に有し、前記Ｘ線検出器は、複数列のＸ線検出アレイで構成される場合において、
   前記各部分回動角範囲の信号は、該各列のＸ線検出アレイよりそれぞれ入力されることを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
4. 前記回動角範囲において等分割された前記部分回動角範囲の数がｎ個であった場合、前記Ｘ線管およびＸ線検出器の１回転あたりの回動周期は、３ｎＴ／（３ｎ−２）であることを特徴とする請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。
5. 互いに隣接する第１の部分回動角範囲と第２の部分回動角範囲について補正する場合において、前記補正手段は、該第１の部分回動角範囲のうち、該第２の部分回動角範囲との境界部分に近い方の半分の範囲と、該第２の部分回動角範囲のうち、該第１の部分回動角範囲との境界部分に近い方の半分の範囲とからなる区間の信号に対して、補正をする全補正手段を更に備えることを特徴とする請求項４に記載のＸ線ＣＴ装置。
6. 前記回動角範囲は、ファン角θ＋πの角度範囲を有し、前記区間は、（θ＋π）／ｎの角度範囲を有することを特徴とする請求項５に記載のＸ線ＣＴ装置。
7. 前記第１の部分回動角範囲が回動角度０から回動角度４π／３／ｎの範囲であり、かつ前記第２の部分回動角範囲が回動角度２π（１−２／３／ｎ）から回動角度２πの範囲であった場合において、
   前記全補正手段は、前記第１の部分回動角範囲近傍における信号のうち、回動角度−２π／３／ｎから回動角度０の角度範囲での信号を用いて前記第２の部分回動角範囲の信号に対して重み付け加算し、
   前記第２の部分回動角範囲近傍における信号のうち、回動角度２πから回動角度２π（１＋１／３／ｎ）の角度範囲での信号を用いて前記第１の部分回動角範囲の信号に対して重み付け加算することを特徴とする請求項６に記載のＸ線ＣＴ装置。
8. 前記全補正手段は、前記第１の部分回動角範囲と前記第２の部分回動角範囲との結合部分において、前記補正比率が０．５であることを特徴とする請求項７に記載のＸ線ＣＴ装置。
9. 互いに隣接する第１の部分回動角範囲と第２の部分回動角範囲について補正する場合、前記補正手段は、該第１の部分回動角範囲のうち、該部分回動角範囲の中心位置を示す中心回動角度の近傍と、該第２の部分回動角範囲のうち、該部分回動角範囲の中心位置回動角度の近傍とを除く所定の区間の信号に対してのみ、補正をする部分補正手段を更に備えることを特徴とする請求項４または５に記載のＸ線ＣＴ装置。
10. 前記回動角範囲は、ファン角θ＋πの角度範囲を有し、前記所定区間は、予め設定可能であることを特徴とする請求項９に記載のＸ線ＣＴ装置。
11. 前記第１の部分回動角範囲の中心回動角度は、２π／３／ｎであり、前記第２の部分回動角範囲の中心回動角度は、２π・（１−１／３／ｎ）であることを特徴とする請求項１０に記載のＸ線ＣＴ装置。
12. 前記部分補正手段は、前記第１の部分回動角範囲と前記第２の部分回動角範囲との結合部分において、前記補正比率が０．５であることを特徴とする請求項１１に記載のＸ線ＣＴ装置。
13. Ｘ線断層像の再構成にあたり、前記全補正手段または前記部分補正手段のいずれを使用するかを選択可能であることを特徴とする請求項９に記載のＸ線ＣＴ装置。
14. 前記回動角範囲において等分割された前記部分回動角範囲の数がｎ個であった場合、前記Ｘ線管およびＸ線検出器の１回転あたりの回動周期は、３ｎＴ／（３ｎ＋２）であることを特徴とする請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。
15. 互いに隣接する第１の部分回動角範囲と第２の部分回動角範囲について補正する場合において、前記補正手段は、該第１の部分回動角範囲のうち、該第２の部分回動角範囲との結合部分に近い方の半分の範囲と、該第２の部分回動角範囲のうち、該第１の部分回動角範囲との結合部分に近い方の半分の範囲とからなる区間の信号に対して、補正をする全補正手段を更に備えることを特徴とする請求項１４に記載のＸ線ＣＴ装置。
16. 前記回動角範囲は、ファン角θ＋πの角度範囲を有し、前記区間は、（θ＋π）／ｎの角度範囲を有することを特徴とする請求項１５に記載のＸ線ＣＴ装置。
17. 前記第１の部分回動角範囲が回動角度０から回動角度４π／３／ｎの範囲であり、かつ前記第２の部分回動角範囲が回動角度２π（１＋２／３／ｎ）から回動角度２π（１＋４／３／ｎ）の範囲であった場合において、
    前記全補正手段は、前記第１の部分回動角範囲近傍における信号のうち、回動角度４π／３／ｎから回動角度２π／ｎの角度範囲での信号を用いて前記第２の部分回動角範囲の信号に対して重み付け加算し、
    前記第２の部分回動角範囲近傍における信号のうち、回動角度２π（１＋１／３／ｎ）から回動角度２π（１＋２／３／ｎ）の角度範囲での信号を用いて前記第１の部分回動角範囲の信号に対して重み付け加算することを特徴とする請求項１６に記載のＸ線ＣＴ装置。
18. 前記全補正手段は、前記第１の部分回動角範囲と前記第２の部分回動角範囲との結合部分において、前記補正比率が０．５であることを特徴とする請求項１７に記載のＸ線ＣＴ装置。
19. 互いに隣接する第１の部分回動角範囲と第２の部分回動角範囲について補正する場合、前記補正手段は、該第１の部分回動角範囲のうち、該部分回動角範囲の中心位置を示す中心回動角度の近傍と、該第２の部分回動角範囲のうち、該部分回動角範囲の中心位置回動角度の近傍とを除く所定の区間の信号に対してのみ、補正をする部分補正手段を更に備えることを特徴とする請求項１４または１５に記載のＸ線ＣＴ装置。
20. 前記回動角範囲は、ファン角θ＋πの角度範囲を有し、前記所定区間は、予め設定可能であることを特徴とする請求項１９に記載のＸ線ＣＴ装置。
21. 前記第１の部分回動角範囲の中心回動角度は、２π／３／ｎであり、前記第２の部分回動角範囲の中心回動角度は、２π・（１＋１／ｎ）であることを特徴とする請求項２０に記載のＸ線ＣＴ装置。
22. 前記部分補正手段は、前記第１の部分回動角範囲と前記第２の部分回動角範囲との結合部分において、前記補正比率が０．５であることを特徴とする請求項２１に記載のＸ線ＣＴ装置。
23. Ｘ線断層像の再構成にあたり、前記全補正手段または前記部分補正手段のいずれを使用するかを選択可能であることを特徴とする請求項１９に記載のＸ線ＣＴ装置。
24. 前記回動角範囲において等分割された前記部分回動角範囲の数がｎ個であった場合、前記Ｘ線管およびＸ線検出器の１回転あたりの回動周期は、３ｎＴ／（３ｎ−２）であることを特徴とする請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置。
25. 互いに隣接する第１のＸ線検出アレイより入力された第１の部分回動角範囲と第２のＸ線検出アレイより入力された第２の部分回動角範囲について補正する場合において、前記補正手段は、該第１の部分回動角範囲のうち、該第２の部分回動角範囲との結合部分に近い方の半分の範囲と、該第２の部分回動角範囲のうち、該第１の部分回動角範囲との結合部分に近い方の半分の範囲とからなる区間の信号に対して、補正をする全補正手段を更に備えることを特徴とする請求項２４に記載のＸ線ＣＴ装置。
26. 前記回動角範囲は、ファン角θ＋πの角度範囲を有し、前記区間は、（θ＋π）／ｎの角度範囲を有することを特徴とする請求項２５に記載のＸ線ＣＴ装置。
27. 前記第１の部分回動角範囲が回動角度０から回動角度４π／３／ｎの範囲であり、かつ前記第２の部分回動角範囲が回動角度２π（１−２／３／ｎ）から回動角度２πの範囲であった場合において、
    前記全補正手段は、前記第１の部分回動角範囲近傍における信号のうち、回動角度−２π／３／ｎから回動角度０の角度範囲での信号を用いて前記第２の部分回動角範囲の信号に対して重み付け加算し、
    前記第２の部分回動角範囲近傍における信号のうち、回動角度２πから回動角度２π（１＋１／３／ｎ）の角度範囲での信号を用いて前記第１の部分回動角範囲の信号に対して重み付け加算することを特徴とする請求項２６に記載のＸ線ＣＴ装置。
28. 前記全補正手段は、前記第１の部分回動角範囲と前記第２の部分回動角範囲との結合部分において、前記補正比率が０．５であることを特徴とする請求項２７に記載のＸ線ＣＴ装置。
29. 互いに隣接する第１の部分回動角範囲と第２の部分回動角範囲について補正する場合、前記補正手段は、該第１の部分回動角範囲のうち、該部分回動角範囲の中心位置を示す中心回動角度の近傍と、該第２の部分回動角範囲のうち、該部分回動角範囲の中心位置回動角度の近傍とを除く所定の区間の信号に対してのみ、補正をする部分補正手段を更に備えることを特徴とする請求項２４または２５に記載のＸ線ＣＴ装置。
30. 前記回動角範囲は、ファン角θ＋πの角度範囲を有し、前記所定区間は、予め設定可能であることを特徴とする請求項２９に記載のＸ線ＣＴ装置。
31. 前記第１の部分回動角範囲の中心回動角度は、２π／３／ｎであり、前記第２の部分回動角範囲の中心回動角度は、２π・（１−１／３／ｎ）であることを特徴とする請求項３０に記載のＸ線ＣＴ装置。
32. 前記部分補正手段は、前記第１の部分回動角範囲と前記第２の部分回動角範囲との結合部分において、前記補正比率が０．５であることを特徴とする請求項３１に記載のＸ線ＣＴ装置。
33. Ｘ線断層像の再構成にあたり、前記全補正手段または前記部分補正手段のいずれを使用するかを選択可能であることを特徴とする請求項２９に記載のＸ線ＣＴ装置。
34. 前記回動角範囲において等分割された前記部分回動角範囲の数がｎ個であった場合、前記Ｘ線管およびＸ線検出器の１回転あたりの回動周期は、３ｎＴ／（３ｎ＋２）であることを特徴とする請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置。
35. 互いに隣接する第１のＸ線検出アレイから入力される第１の部分回動角範囲と第２のＸ線検出アレイから入力される第２の部分回動角範囲について補正する場合において、前記補正手段は、該第１の部分回動角範囲のうち、該第２の部分回動角範囲との結合部分に近い方の半分の範囲と、該第２の部分回動角範囲のうち、該第１の部分回動角範囲との結合部分に近い方の半分の範囲とからなる区間の信号に対して、補正をする全補正手段を更に備えることを特徴とする請求項３４に記載のＸ線ＣＴ装置。
36. 前記回動角範囲は、ファン角θ＋πの角度範囲を有し、前記区間は、（θ＋π）／ｎの角度範囲を有することを特徴とする請求項３５に記載のＸ線ＣＴ装置。
37. 前記第１の部分回動角範囲が回動角度０から回動角度４π／３／ｎの範囲であり、かつ前記第２の部分回動角範囲が回動角度２π（１＋２／３／ｎ）から回動角度２π（１＋４／３／ｎ）の範囲であった場合において、前記全補正手段は、前記第１の部分回動角範囲近傍における信号のうち、回動角度４π／３／ｎから回動角度２π／ｎの角度範囲での信号を用いて前記第２の部分回動角範囲の信号に対して重み付け加算し、
    前記第２の部分回動角範囲近傍における信号のうち、回動角度２π（１＋１／３／ｎ）から回動角度２π（１＋２／３／ｎ）の角度範囲での信号を用いて前記第１の部分回動角範囲の信号に対して重み付け加算することを特徴とする請求項３６に記載のＸ線ＣＴ装置。
38. 前記全補正手段は、前記第１の部分回動角範囲と前記第２の部分回動角範囲との結合部分において、前記補正比率が０．５であることを特徴とする請求項３７に記載のＸ線ＣＴ装置。
39. 互いに隣接する第１の部分回動角範囲と第２の部分回動角範囲について補正する場合、前記補正手段は、該第１の部分回動角範囲のうち、該部分回動角範囲の中心位置を示す中心回動角度の近傍と、該第２の部分回動角範囲のうち、該部分回動角範囲の中心位置回動角度の近傍とを除く所定の区間の信号に対してのみ、補正をする部分補正手段を更に備えることを特徴とする請求項３４または３５に記載のＸ線ＣＴ装置。
40. 前記回動角範囲は、ファン角θ＋πの角度範囲を有し、前記所定区間は、予め設定可能であることを特徴とする請求項３９に記載のＸ線ＣＴ装置。
41. 前記第１の部分回動角範囲の中心回動角度は、２π／３／ｎであり、前記第２の部分回動角範囲の中心回動角度は、２π・（１＋１／３／ｎ）であることを特徴とする請求項４０に記載のＸ線ＣＴ装置。
42. 前記部分補正手段は、前記第１の部分回動角範囲と前記第２の部分回動角範囲との結合部分において、前記補正比率が０．５であることを特徴とする請求項４１に記載のＸ線ＣＴ装置。
43. Ｘ線断層像の再構成にあたり、前記全補正手段または前記部分補正手段のいずれを使用するかを選択可能であることを特徴とする請求項３９に記載のＸ線ＣＴ装置。
44. 互いに対向する位置に設けられたＸ線管とＸ線検出アレイを備えるＸ線検出器とを回動させ、前記Ｘ線管と前記Ｘ線検出器の間に位置する、被検体の周期的運動する部位のＸ線断層像を生成するＸ線ＣＴ装置における処理方法であって、
    前記Ｘ線管およびＸ線検出器の回動によるＸ線断層像を再構成するのに必要な信号を得るための回動角範囲において、前記部位の運動の周期Ｔの時間差で等分割して得られた各部分回動角範囲の信号を入力する入力工程と、
    前記各部分回動角範囲のうち、隣接する部分回動角範囲近傍の信号により部分回動角範囲の信号を相互に重み付け加算して補正する補正工程と、
    前記補正工程により補正された前記各部分回動角範囲の信号を、組み合わせて前記回動角範囲の信号を生成し、Ｘ線断層像を再構成する再構成工程と
    を備えることを特徴とするＸ線ＣＴ装置における処理方法。
45. 前記Ｘ線管およびＸ線検出器は、前記被検体に対して同一平面上を回動し、前記各部分回動角範囲の信号は、同一の前記Ｘ線検出アレイより入力されることを特徴とする請求項４４に記載のＸ線ＣＴ装置における処理方法。
46. 前記Ｘ線管およびＸ線検出器が回動する平面に略垂直な方向に前記被検体を所定のピッチで搬送する搬送工程を更に有し、前記Ｘ線検出器は、複数列のＸ線検出アレイで構成される場合において、
    前記各部分回動角範囲の信号は、該各列のＸ線検出アレイよりそれぞれ入力されることを特徴とする請求項４４に記載のＸ線ＣＴ装置における処理方法。
47. 請求項４４乃至請求項４６のいずれかに記載の処理方法をコンピュータによって実現させるための制御プログラムを格納した記憶媒体。
48. 請求項４４乃至請求項４６のいずれかに記載の処理方法をコンピュータによって実現させるための制御プログラム。

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