JP6109560B2 - Ｘ線コンピュータ断層撮影装置 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置に関する。

従来のＸ線コンピュータ断層撮影装置（Computed tomography：以下、Ｘ線ＣＴ装置と呼ぶ）においては、いわゆる第三世代のＸ線ＣＴ装置が広く用いられている。

第三世代のＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線管とＸ線検出器とのペアを被検体の周りを回転させながら、被検体を透過したＸ線をＸ線検出器内の複数のＸ線検出素子により検出する。なお、各Ｘ線検出素子は、被検体の体軸に直交するチャンネル方向と被検体の体軸に沿った列方向とに格子状に配列されている。

検出されたアナログ量の検出信号は、逐次、列毎に切り替えられるスイッチを介してチャンネル毎の読出ラインからデータ収集部（ＤＡＳ）に読み出される。なお、このような読み出し方法を逐次収集方式と呼ぶ。

データ収集部は、複数のＸ線検出素子毎に設けられたアンプ及びＡ／Ｄ変換部と、コントロール基板とを備えている。アンプ及びＡ／Ｄ変換部は、各Ｘ線検出素子から収集した検出信号を増幅した後にデジタルデータに変換する。コントロール基板は、このデジタルデータを再構成部に送出する。

再構成部は、送出された検出データに基づいて、被検体に関する画像を再構成する。

特開２００１−２１２１２８号公報（図４）

しかしながら、以上のようなＸ線ＣＴ装置は、チャンネル方向の中央（以下、チャンネル中央ともいう）付近に配列された素子に接続されたデータ収集部が常に回転中心を透過したＸ線から同じ投影データを収集するため、素子間又はデータ収集部間に特性のばらつきがあると、ばらつきに応じた径のリングアーチファクトなどが発生し易い。特に、チャンネル中央付近の素子間又はデータ収集部間の特性のばらつきは、チャンネル中央からの半径の平方根に反比例してアーチファクトを発生させ易い。このため、チャンネル中央近傍の素子間及びデータ収集部間の特性のばらつきは非常に小さいことが要求される。

例えば、素子に接続されるアンプ及びＡ／Ｄ変換部（ＱＶ／ＡＤＣ）のリニアリティがチップ毎に異なる特性の場合、チップ間の応答性の違いにより、アーチファクトが発生することがある。これに対し、チップ毎の特性をそろえることは、現状の測定技術、歩留まり等から極めて困難となっている。

目的は、チャンネル中央付近の素子又はデータ収集系における特性のばらつきに応じたアーチファクトの発生を阻止し得るＸ線コンピュータ断層撮影装置を提供することである。

実施形態のＸ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線発生部、Ｘ線検出器、データ収集部及び再構成部を具備している。

前記Ｘ線発生部は、Ｘ線を発生する。

前記Ｘ線検出器は、複数のＸ線検出素子を、前記被検体の体軸に直交するチャンネル方向と前記被検体の体軸に沿った列方向とに格子状に配列している。

前記複数のＸ線検出素子は、前記Ｘ線発生部から発生され、被検体を透過したＸ線を検出して検出信号が読み出される。

前記データ収集部は、複数のデータ収集回路及び複数の出力部を有する。

前記複数のデータ収集回路は、前記各Ｘ線検出素子から個別に読み出された検出信号を収集し、当該収集した検出信号を個別に増幅してデジタルデータに変換する。

前記複数の出力部は、当該変換されたデジタルデータを個別に出力する。

前記再構成部は、前記出力されたデジタルデータに基づいて医用画像を再構成する。

前記各Ｘ線検出素子及び前記各データ収集回路のうちの少なくとも各データ収集回路は、前記チャンネル方向における中央付近においてチャンネル毎に複数系統が並列に配置されている。

前記各出力部のうち、前記並列に配置された各データ収集回路に接続された各出力部は、当該各データ収集回路を介して得られたデジタルデータをチャンネル毎に平均化して出力する。

一実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成を示すブロック図である。 同実施形態におけるＸ線検出器の上面図である。 同実施形態における検出系のチャンネル中央及び一部の系統Ｓを説明するための模式図である。 同実施形態における検出系の一部の系統Ｓの構成を説明するための模式図である。 同実施形態におけるチップの分散配置の一例を示す模式図である。 同実施形態におけるチップの分散配置の他の一例を示す模式図である。 同実施形態におけるチャンネル中央からの距離と各素子に要求される相対的な精度を示す模式図である。 同実施形態における検出系の一部の系統Ｓの構成の変形例を説明するための模式図である。 同実施形態におけるチップの分散配置の他の変形例を示す模式図である。 同実施形態におけるチップの分散配置の更に他の変形例を示す模式図である。

以下、一実施形態に係るＸ線ＣＴ装置について図面を用いて説明する。

図１は一実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成を示すブロック図である。このＸ線ＣＴ装置は、図１に示すように、架台（ガントリ）４及びコンソール６が電気的に接続されている。架台４は、Ｘ線系１及び光学系２と、検出系３とのペアが収容されると共に、当該ペアを寝台５上の被検体Ｐの体軸を中心に回転させる回転支持機構（図示せず）が収容される。回転支持機構は、回転リングと、回転軸Ｚを中心として回転自在に回転リングを支持するリング支持機構と、リングの回転を駆動する駆動部とを有する。回転リングには、Ｘ線管１２と、２次元アレイ型または多列型とも称されるＸ線検出器３１が搭載される。撮影又はスキャンに際しては、架台４におけるＸ線管１２とＸ線検出器３１との間の円筒形の撮影領域内に、被検体Ｐが寝台５に載置され挿入される。

Ｘ線系１、光学系２及び検出系３は、架台４内の架台制御伝送部４１に制御される。架台制御伝送部４１は、コンソール６内のシステム制御部６１と伝送可能に接続されている。コンソール６は、システム制御部６１、前処理部６２、再構成部６３、画像記憶部６４、表示部６５及び入力部６６を備えている。

ここで、Ｘ線系１は、高電圧発生部１１及びＸ線管１２を備えている。

高電圧発生部１１は、Ｘ線管１２の陽極ターゲットと陰極フィラメントとの間に高電圧を印加するための図示していない高電圧電源と、Ｘ線管１２の陰極フィラメントにフィラメント電流を供給するための図示していないフィラメント電流発生器とを有する。

Ｘ線管１２は、高電圧発生部１１からスリップリング（図示せず）を経由して電圧の印加（以下、管電圧と呼ぶ）およびフィラメント電流の供給を受けてＸ線を発生し、Ｘ線の焦点からＸ線を放射する。Ｘ線の焦点から放射されたＸ線は、Ｘ線管１２のＸ線放射窓に取り付けられた光学系２内のウェッジ２１及びスリット２２を介して、例えばコーンビーム形（角錐形）に整形される。なお、ウェッジ２１は被曝低減用のフィルタであり、スリット２２はビーム整形用の間隙である。Ｘ線の放射範囲は、点線で示されている。Ｘ軸は、回転軸Ｚと直交し、放射されるＸ線の焦点を通る直線である。Ｙ軸は、Ｘ軸および回転軸Ｚと直交する直線である。本実施形態におけるＸ線管１２は、回転陽極型のＸ線管であるとする。なお、固定陽極型のＸ線管以外の他の型のＸ線管でも本実施形態に適用可能である。

一方、検出系３は、Ｘ線検出器３１及びデータ収集部（ＤＡＳ）３２を備えている。

Ｘ線検出器３１は、回転軸Ｚを挟んでＸ線管１２に対峙する位置およびアングルで取り付けられる。Ｘ線検出器３１は、被検体Ｐの体軸（又は回転軸Ｚ方向）に直交するチャンネル方向と被検体Ｐの体軸に沿った列方向とに格子状に配列された複数のＸ線検出素子を有する。複数のＸ線検出素子各々には、入射するＸ線の方向性を絞るコリメータが取り付けられる。複数のＸ線検出素子各々は、Ｘ線管１２から発生され、被検体Ｐを透過したＸ線を検出する。例えば、被検体Ｐを透過したＸ線は、Ｘ線検出素子に入射する。Ｘ線検出素子に入射したＸ線は、コリメータに絞られてシンチレータに入射して可視光に変換される。可視光は、フォトダイオードに入射し電荷を発生し、フォトダイオードにかけられたバイアス電圧によって充電された電荷を放電させる。放電された電荷は、読出スイッチとしてのＣＭＯＳスイッチによって読出ラインを通して充電され、検出信号として読み出される。複数のＸ線検出素子各々からの検出信号は、接続切換部（図示せず）を介してデータ収集部（ＤＡＳ）３２に出力される。なお、チャンネル方向は、回転軸Ｚに直交し、且つ放射されるＸ線の焦点を中心として、この中心から１チャンネル分のＸ線検出素子の受光部中心までの距離を半径とする円弧方向としてもよい。また、列方向はスライス方向と呼んでもよい。また、上記検出器信号読み出しの構成は、一例であり、フォトダイオードからの電荷信号は、直接後段のデータ収集部（ＤＡＳ）に直接電流信号として、出力してもよいし、検出器は、シンチレータを使わない直接変換型の半導体検出器を使用してもよい。

データ収集部（ＤＡＳ）３２は、複数のデータ収集回路及び複数の出力部を有する。複数のデータ収集回路は、各Ｘ線検出素子から個別に読み出された検出信号を収集し、当該収集した検出信号を個別に増幅してデジタルデータに変換する。複数の出力部は、コントロール基板３５に配置され、当該変換されたデジタルデータを個別に出力する。データ収集回路の個数は、Ｘ線検出素子の個数よりも少ない。各データ収集回路は、図示しない接続切換部の出力端子（又はスイッチ）の個数と同数だけ設けられ、例えば、各セグメントのチャンネル(ｃｈ)毎に実装される。各データ収集回路は、例えば、アンプ３３及びＡ／Ｄ変換部を備えていてもよい。アンプ３３は、Ｘ線検出素子から受けた検出信号を増幅する。Ａ／Ｄ変換部３４は、アンプ３３の出力信号をデジタルデータに変換し、当該デジタルデータをコントロール基板３５を介して架台制御伝送部４１に出力する。このデジタルデータは、Ｘ線検出器３１に入射したＸ線量を表す。架台制御伝送部４１は、このデジタルデータをシステム制御部６１を介して前処理部６２に送出する。

前処理部６２は、データ収集部３２から架台制御伝送部４１及びシステム制御部６１を介して受けたデジタルデータに基づいて、投影データを発生する。具体的には、前処理部６２は、デジタルデータに対して前処理を施すことにより、投影データを発生する。前処理としては、例えば、Ｘ線管１２の管電圧や管電流の変動をリファレンス検出器で検出し、この検出値に従ってデジタルデータを正規化してＸ線強度のばらつきを補正するリファレンス処理などがある。投影データとは、再構成処理直前のデータ（生データ（raw data））であり、被検体を透過したＸ線の強度に応じたデータ値の集合である。投影データは、データ収集したときにビューアングルを表すデータと関連付けられて、磁気ディスク、光磁気ディスク、又は半導体メモリを備えた図示していない記憶部に記憶される。ここでは説明の便宜上、ワンショットで略同時に収集したビューアングルが同一である全チャンネルにわたる一揃いの投影データを、投影データセットと称する。なお、投影データセットの各チャンネルに対する投影データは、ビューアングル、コーン角、チャンネル番号によって識別される。ビューアングルは、Ｘ線管１２が回転軸Ｚを中心として周回する円軌道の各位置を、回転軸Ｚから鉛直上向きにおける円軌道の最上部を０°として３６０°の範囲の角度で表したものである。

再構成部６３は、ビューアングルが３６０°又は１８０°＋ファン角度の範囲内の投影データセットに基づいて、略円柱形の３次元画像（医用画像）を再構成する。

画像記憶部６４は、再構成部６３により発生されたボリュームデータを記憶する。画像記憶部６４は、図示していない画像処理部により発生された被検体の断面画像を記憶する。

表示部６５は、再構成部６３で再構成された画像、画像記憶部６４に記憶された画像、Ｘ線コンピュータ断層撮影のために設定される条件などを表示する。

入力部６６は、操作者が所望するＸ線コンピュータ断層撮影の撮影条件、および被検体の情報などを入力する。具体的には、入力部６６は、操作者からの各種指示・命令・情報・選択・設定をＸ線ＣＴ装置に取り込む。入力部６６は、図示しないが、関心領域の設定などを行うためのトラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード等を有する。入力部６６は、表示画面上に表示されるカーソルの座標を検出し、検出した座標をシステム制御部６１に出力する。なお、入力部６６は、表示画面を覆うように設けられたタッチパネルでもよい。この場合、入力部６６は、電磁誘導式、電磁歪式、感圧式等の座標読み取り原理でタッチ指示された座標を検出し、検出した座標をシステム制御部６１に出力する。

システム制御部６１は、Ｘ線ＣＴ装置の中枢として機能する。システム制御部６１は、図示していないＣＰＵとメモリとを備える。システム制御部６１は、図示していない記憶部に記憶された検査スケジュールデータと制御プログラムとに基づいて、Ｘ線コンピュータ断層撮影のために寝台５及び架台４と、高電圧発生部１１を制御する。具体的には、システム制御部６１は、入力部６６から送られてくる操作者の指示や画像処理の条件などの情報を、一時的に図示していないメモリに記憶する。システム制御部６１は、メモリに一時的に記憶されたこれらの情報に基づいて、寝台５及び架台４と、高電圧発生部１１を制御する。システム制御部６１は、所定の画像発生・表示等を実行するための制御プログラムを、図示していない記憶部から読み出して自身が有するメモリ上に展開し、各種処理に関する演算・処理等を実行する。

次に、以上のように構成されたＸ線ＣＴ装置における検出系３の構成について具体的に説明する。

図２は、Ｘ線検出器３１の上面図であり、チャンネル方向における中央（チャンネル中央）、チャンネル中央付近及びチャンネル中央の右半分の一部の系統Ｓを模式的に示している。図３は、検出系３におけるチャンネル中央及び一部の系統Ｓを説明するための模式図であり、図４は、検出系３における一部の系統Ｓの構成を説明するための模式図である。

検出系３において、各Ｘ線検出素子（のフォトダイオード３１ｃ）及び各データ収集回路（のアンプ３３とＡ／Ｄ変換部３４）のうちの少なくとも各データ収集回路は、チャンネル中央付近においてチャンネル毎に複数系統が並列に配置されている。なお、チャンネル中央付近は、チャンネル方向における中央付近を意味する。また、Ｘ線検出器３１におけるコリメータ３１ａ及びシンチレータ３１ｂは、チャンネル毎に配置されている。

図４に示す構成においては、各Ｘ線検出素子（のフォトダイオード３１ｃ）及び各データ収集回路（のアンプ３３とＡ／Ｄ変換部３４）は、両者ともチャンネル中央付近においてチャンネル毎に複数系統が並列に配置されている。例えば、チャンネル中央から１番目のチャンネルでは、８系統のフォトダイオード３１ｃ、アンプ３３及びＡ／Ｄ変換部３４が並列に配置されている。また、チャンネル中央から２〜３番目のチャンネルでは、チャンネル毎に４系統のフォトダイオード３１ｃ、アンプ３３及びＡ／Ｄ変換部３４が並列に配置されている。さらに、チャンネル中央から４〜７番目のチャンネルでは、チャンネル毎に２系統のフォトダイオード３１ｃ、アンプ３３及びＡ／Ｄ変換部３４が並列に配置されている。

補足すると、各Ｘ線検出素子（のフォトダイオード３１ｃ）は、チャンネル中央付近において、当該チャンネル中央付近とは異なる部分よりも高密度に配置されており、チャンネル方向のピッチがチャンネル中央に近づくに従って狭くなっている。このチャンネル方向のピッチは、チャンネル中央からの距離の平方根に略比例する。また、チャンネル中心付近のフォトダイオード３１ｃ以降の部分をほぼチャンネル中央からの距離の平方根に比例するチャンネル方向のピッチで配置する構成としている。

ここで、チャンネル中央付近の系統Ｓ内のアンプ３３及びＡ／Ｄ変換部３４は、それぞれ図５又は図６に示すように、複数のチップに分散して配置してもよい。データ収集部３２のリニアリティの系統的誤差は、主にデータ収集部３２を構成するチップ毎による特性差による。このため、平均化されるＸ線検出器３１からの検出信号を各チップに分散させる方がチップ特性のばらつきを、より一層、平均化することができる。

平均化については、コントロール基板３５、前処理部６２又は再構成部６３が実行可能となっている。

例えば、コントロール基板３５内の各出力部が平均化を実行する場合について述べる。図５又は図６中、各出力部のうち、系統Ｓ内でチャンネル毎に複数系統が並列に配置された各データ収集回路に接続された各出力部３５ａ１，３５ａ２，…は、当該各データ収集回路を介して得られたデジタルデータを平均化して出力する。この場合、当該各出力部３５ａ１，３５ａ２，…は、当該各データ収集回路の出力端子に電気的に接続された複数の入力端子と、当該各入力端子に電気的に接続された１つの出力端子を有してもよい。すなわち、各出力部３５ａ１，３５ａ２，…は、チャンネル毎に複数系統が並列に配置された各データ収集回路の出力を束ねて架台制御伝送部４１に接続してもよい。これは図４に示す構成でも同様である。

また例えば、前処理部６２が、チャンネル毎に複数系統が並列に配置された各データ収集回路から各出力部を介して出力されたデジタルデータを平均化してもよい。この場合、前処理部６２は、当該平均化により得られたデジタルデータと、チャンネル中央付近とは異なる部分に配置された各データ収集回路から各出力部を介して出力されたデジタルデータとに基づいて、前処理を実行する。

あるいは前処理部６２ではなく、再構成部６３が、チャンネル毎に複数系統が並列に配置された各データ収集回路から各出力部を介して出力されたデジタルデータを平均化してもよい。この場合、再構成部６３は、当該平均化により得られたデジタルデータと、チャンネル中央付近とは異なる部分に配置された各データ収集回路から各出力部を介して出力されたデジタルデータとに基づいて、医用画像を再構成する。

図７は、チャンネル中央からの距離（又はチャンネル数）と各素子に要求される相対的な精度を示す模式図である。図示するように、チャンネル中央付近の系統Ｓ内の各素子に要求される精度（相対値）は、チャンネル中央からの距離（又はチャンネル数）の平方根に比例して粗くなっている。これは、チャンネル中央付近の素子間又はデータ収集部間の特性のばらつきが、チャンネル中央からの距離の平方根に反比例してアーチファクトを発生させ易いことに対応している。

そこで、主に各素子のリニアリティなど系統的なばらつきを、複数の素子を束ねることで小さくする。例えば、チャンネル中央から約４ｍｍ（８ｃｈ）までは通常の１ｍｍピッチとして、その半分の約２ｍｍ（４ｃｈ）までは素子のピッチを半分とする。続いて、４分の１の約１ｍｍ（２ｃｈ）までは素子のピッチを４分の１とし、更に８分の１の約０．５ｍｍ（１ｃｈ）までは素子のピッチを８分の１にする。これにより、ばらつきを平均化することで、ばらつき精度をそれぞれ１／√２、１／√４、１／√８に低減し図２のグラフで要求精度を満たすようにする。

例えば、図７中の要求される精度“１／√８”に対応し、本実施形態では、チャンネル中心付近の８個のＸ線検出素子及び８個のデータ収集部のうちの少なくとも８個のデータ収集部の特性を平均化して、ばらつきを“１／√８”に抑えている。

同様に、図７中の要求される精度“１／√２”に対応し、本実施形態では、チャンネル中心付近の２個のＸ線検出素子及び２個のデータ収集部のうちの少なくとも２個のデータ収集部の特性を平均化して、ばらつきを“１／√２”に抑えている。

本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、以上のように、チャンネル中心付近の検出系３の特性を平均化することにより、チャンネル中央付近の素子又はデータ収集系における特性のばらつきに応じたアーチファクトの発生を阻止することができる。

上述したように本実施形態によれば、各Ｘ線検出素子及び各データ収集回路のうちの少なくとも各データ収集回路をチャンネル中央付近においてチャンネル毎に複数系統を並列に配置する。また、当該並列に配置した各データ収集回路に接続された各出力部３５ａ１，３５ａ２，…が、当該各データ収集回路の出力を平均化する。これにより、チャンネル中央付近の素子又はデータ収集系における特性のばらつきに応じたアーチファクトの発生を阻止することができる。

また、各出力部３５ａ１，３５ａ２，…が、複数の入力端子と、各入力端子に電気的に接続された１つの出力端子とを有する場合、チャンネル毎に複数系統が並列に配置された各データ収集回路の出力が束ねられて架台制御伝送部４１に接続される。この場合、当該各データ収集回路の出力を容易に平均化することができる。

また、各出力部３５ａ１，３５ａ２，…がデジタルデータを平均化する場合に限らず、例えば、前処理部６２又は再構成部６３が、チャンネル毎に複数系統が並列に配置された各データ収集回路から各出力部を介して出力されたデジタルデータを平均化してもよい。この場合でも、本実施形態と同様の効果を得ることができる。

また、各Ｘ線検出素子が、チャンネル中央付近において、当該チャンネル中央付近とは異なる部分よりも高密度に配置され、チャンネル方向のピッチがチャンネル中央に近づくに従って狭くなる場合でも、本実施形態と同様の効果を得ることができる。この場合、チャンネル方向のピッチがチャンネル中央からの距離の平方根に略比例する構成としてもよい。これにより、特性のばらつきを、単独の素子を使用した場合に比べ、平均化する素子数の平方根分の１に低減できるので、アーチファクトの発生を阻止できる。また、当該高密度に配置された各Ｘ線検出素子からの検出信号を変換する各データ収集回路は、データ収集系における特性のばらつきを平均化する観点から、複数のチップに分散して配置されることが好ましい。

なお、本実施形態の図４乃至図６に示した構成は、それぞれ図８乃至図１０に示すように、変形してもよい。すなわち、各Ｘ線検出素子（のフォトダイオード３１ｃ）がチャンネル毎に複数系統が配置されず、各データ収集回路（のアンプ３３とＡ／Ｄ変換部３４）のみがチャンネル毎に複数系統が並列に配置されるように変形してもよい。

また、本実施形態は、チャンネル中心付近のＸ線検出素子数の増加に伴うデータ収集部３２の価格上昇を抑制する観点から、周辺部のチャンネルピッチを必要な粗さにすることで、Ｘ線検出器３１全体のＸ線検出素子数の増加を抑えることが可能である。

更に、本実施形態は、チャンネル方向に加えて列方向にもアーチファクトが発生し易い列が存在する場合には、同様な手法を適用することができる。

なお、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。これら新規な実施形態は、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ともに、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。

１…Ｘ線系、２…光学系、３…検出系、４…架台、５…寝台、６…コンソール、１１…高電圧発生部、１２…Ｘ線管、２１…ウェッジ、２２…スリット、３１…Ｘ線検出器、３２…データ収集部、３３…アンプ、３４…Ａ／Ｄ変換部、３５…コントロール基板、４１…架台制御伝送部、６１…システム制御部、６２…前処理部、６３…再構成部、６４…画像記憶部、６５…表示部、６６…入力部。

Claims (7)

1. Ｘ線を発生するＸ線発生部と、
   前記Ｘ線発生部から発生され、被検体を透過したＸ線を検出して検出信号が読み出される複数のＸ線検出素子を、前記被検体の体軸に直交するチャンネル方向と前記被検体の体軸に沿った列方向とに格子状に配列したＸ線検出器と、
   前記各Ｘ線検出素子から個別に読み出された検出信号を収集し、当該収集した検出信号を個別に増幅してデジタルデータに変換する複数のデータ収集回路と、当該変換されたデジタルデータを個別に出力する複数の出力部とを有するデータ収集部と、
   前記出力されたデジタルデータに基づいて医用画像を再構成する再構成部と、
   を具備し、
   前記各Ｘ線検出素子及び前記各データ収集回路のうちの少なくとも各データ収集回路は、前記チャンネル方向における中央付近においてチャンネル毎に複数系統が並列に配置されており、
   前記各出力部のうち、前記並列に配置された各データ収集回路に接続された各出力部は、当該各データ収集回路を介して得られたデジタルデータをチャンネル毎に平均化して出力することを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
2. 請求項１に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置において、
   前記並列に配置された各データ収集回路に接続された各出力部は、当該各データ収集回路の出力端子に電気的に接続された複数の入力端子と、前記各入力端子に電気的に接続された１つの出力端子とを有することを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
3. Ｘ線を発生するＸ線発生部と、
   前記Ｘ線発生部から発生され、被検体を透過したＸ線を検出して検出信号が読み出される複数のＸ線検出素子を、前記被検体の体軸に直交するチャンネル方向と前記被検体の体軸に沿った列方向とに格子状に配列したＸ線検出器と、
   前記各Ｘ線検出素子から個別に読み出された検出信号を収集し、当該収集した検出信号を個別に増幅してデジタルデータに変換する複数のデータ収集回路と、当該変換されたデジタルデータを個別に出力する複数の出力部とを有するデータ収集部と、
   前記出力されたデジタルデータに基づいて医用画像を再構成する再構成部と、
   を具備し、
   前記各Ｘ線検出素子及び前記各データ収集回路のうちの少なくとも各データ収集回路は、前記チャンネル方向における中央付近においてチャンネル毎に複数系統が並列に配置されており、
   前記再構成部は、前記並列に配置された前記各データ収集回路から前記各出力部を介して出力されたデジタルデータをチャンネル毎に平均化し、当該平均化により得られたデジタルデータと、前記中央付近とは異なる部分に配置された前記各データ収集回路から前記各出力部を介して出力されたデジタルデータとに基づいて、前記医用画像を再構成することを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
4. Ｘ線を発生するＸ線発生部と、
   前記Ｘ線発生部から発生され、被検体を透過したＸ線を検出して検出信号が読み出される複数のＸ線検出素子を、前記被検体の体軸に直交するチャンネル方向と前記被検体の体軸に沿った列方向とに格子状に配列したＸ線検出器と、
   前記各Ｘ線検出素子から個別に読み出された検出信号を収集し、当該収集した検出信号を個別に増幅してデジタルデータに変換する複数のデータ収集回路と、当該変換されたデジタルデータを個別に出力する複数の出力部とを有するデータ収集部と、
   前記出力されたデジタルデータを前処理する前処理部と、
   前記前処理されたデジタルデータに基づいて医用画像を再構成する再構成部と、
   を具備し、
   前記各Ｘ線検出素子及び前記各データ収集回路のうちの少なくとも各データ収集回路は、前記チャンネル方向における中央付近においてチャンネル毎に複数系統が並列に配置されており、
   前記前処理部は、前記並列に配置された前記各データ収集回路から前記各出力部を介して出力されたデジタルデータをチャンネル毎に平均化し、当該平均化により得られたデジタルデータと、前記中央付近とは異なる部分に配置された前記各データ収集回路から前記各出力部を介して出力されたデジタルデータとに基づいて、前記前処理を実行することを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
5. 請求項１乃至請求項４のいずれか１項に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置において、
   前記各Ｘ線検出素子は、前記チャンネル方向における中央付近において前記中央付近とは異なる部分よりも高密度に配置されており、前記チャンネル方向のピッチが前記中央に近づくに従って狭くなることを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
6. 請求項５に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置において、
   前記チャンネル方向のピッチは、前記中央からの距離の平方根に略比例することを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
7. 請求項５又は請求項６に記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置において、
   前記高密度に配置された各Ｘ線検出素子からの検出信号を変換する各データ収集回路は、複数のチップに分散して配置されたことを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。

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