JPH11318879A

JPH11318879A - Ｃｔ装置及び検出素子配列方法

Info

Publication number: JPH11318879A
Application number: JP10134717A
Authority: JP
Inventors: Toshiaki Tabei; 俊明田部井; Kazuyuki Tamura; 和行田村; Kazumasa Ise; 一昌伊勢
Original assignee: Aloka Co Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 1998-05-18
Filing date: 1998-05-18
Publication date: 1999-11-24

Abstract

(57)【要約】【課題】ファンビームが利用されるＸ線ＣＴ装置にお
いて、補間演算量を削減する。【解決手段】各検出データが表されるデータ収集マト
リクス上において、パラレルビームに対応するパラレル
ライン２００上に補間データを生成した場合において、
各補間データ間におけるピッチＰ１〜Ｐ５が同一になる
ように、Ｘ線検出装置上における検出素子の配列を適宜
設定する。すなわち、複数の検出素子は所定の非均等ピ
ッチで配列されている。データ収集マトリクス上におい
てＸ方向に沿った補間処理が不要となるので、迅速な演
算を達成できる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明はＣＴ（computerized
tomography）装置及び検出素子配列方法に関し、特に
放射線のファンビームが照射されるＣＴ装置における検
出素子配列の改良に関する。

【０００２】

【従来の技術】Ｘ線ＣＴ装置、γ線ＣＴ装置などの各種
のＣＴ装置が医療の分野において利用されている。それ
らのＣＴ装置は、大別して、被検体の両側に配置された
放射線発生装置及び放射線検出装置と、それらを被検体
に対して回転させる回転機構と、各回転角度で取得され
た検出データ群を統合演算する演算装置と、で構成され
る。例えば小型のＸ線ＣＴ装置は前腕部の断層撮像など
に利用される。

【０００３】ＣＴ装置において、放射線の照射に当たっ
ては、一般にパラレルビーム又はファンビームが利用さ
れる。前者のパラレルビームは、例えば、放射線発生装
置及び放射線検出装置を放射線ビーム方向と直交する方
向にスキャンさせて形成される。そして、そのようなパ
ラレルビームが各回転角度で形成され、その結果得られ
る検出データ群を再構成して被検体の断層像が形成され
る。

【０００４】ファンビームは、放射線発生装置から扇状
に広がる放射線として形成されるもので、そのファンビ
ームが照射されるライン上には、従来装置において、均
等ピッチで複数の検出素子が直線的に又は円弧状に配列
される。このファンビームによれば１回の照射で多数点
の測定を行え、測定時間を短縮可能である。ただし、フ
ァンビームはそれぞれ放射状に広がる複数のビームの集
合体として構成されるものであるため、それにより取得
された検出データ群を直交座標系においてそのまま演算
するのは困難である。このため、ファンビームによる検
出データ群は、補間演算（前処理）によって、パラレル
ビームによる検出データ群と同様のデータ配列に変換さ
れる。つまり、計算を行いやすい座標系（直交座標系）
にデータ配列を変換し、その上で断層像の再構成演算な
どが行われる。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、ファン
ビームを利用した従来装置において、上記の前処理の際
に、後述のデータ収集マトリクス上において、ビーム回
転角度軸方向及びそれに直交する方向（一般に検出素子
配列方向）の２方向について補間演算を実行して、各回
転角度ごとのパラレルライン上に均等ピッチで検出デー
タ列を構成する必要があり、その演算量を削減すること
が望まれていた。特に、ＣＴ装置では断層像取得までの
演算が極めて多く、このため迅速な演算が要望されてい
る。また、補間演算が多ければ多い程、検出データに忠
実な画像構成が困難になるという問題が指摘される。

【０００６】本発明は、上記従来の課題に鑑みなされた
ものであり、その目的は、放射線ＣＴ装置において演算
量を削減し、かつ高精度の演算を実現することにある。

【０００７】

【課題を解決するための手段】（１）上記目的を達成す
るために、本発明は、観測領域の一方側に設けられ、観
測領域を通過するファンビームを形成する発生装置と、
前記観測領域の他方側に設けられ、前記ファンビームが
到達するライン上に沿って配列された複数の検出素子か
らなる検出装置と、前記ファンビームの各回転角ごとに
前記複数の検出素子から出力される検出データ群に基づ
いて、前記観測領域内の被検体の断層像を形成する演算
手段と、を含み、前記演算手段は、ファンビームの回転
角と各検出素子の扇状角とで特定される各検出素子の投
影角を表すθ軸と、ファンビームの回転中心と各検出素
子へ入射するファンビーム経路との間の距離を表すＸ軸
と、で定義されるデータ収集マトリクス上に、前記各回
転角ごとの検出データ群をマッピングして複数のマッピ
ングデータ列を生成するマッピング手段と、前記データ
収集マトリクス上において、前記マッピングされた複数
のマッピングデータ列を利用してＸ軸に並行な複数のパ
ラレルライン上に補間データ列を補間法により生成する
データ配列変換手段と、前記複数の補間データ列を利用
して被検体の断層像を形成する断層像形成手段と、を含
み、前記複数の検出素子は、前記マッピング時にＸ軸方
向に等ピッチをもった前記複数のマッピングデータ列が
得られるように所定の非均等ピッチで配列されているこ
とを特徴とする。

【０００８】従来装置においては、検出装置において複
数の検出素子が等ピッチで配列されていたが、本発明に
よれば、上述のように等ピッチの補間データがθ軸方向
に沿った補間のみで得られるように（Ｘ軸方向への補間
が不要なように）、複数の検出素子が所定の非均等ピッ
チで配列されている。これによれば、ファンビームから
パラレルビームへのデータ配列変換（再サンプリング）
に係る演算量を大幅に削減できる。特に、補間演算量が
削減されるため、測定精度の劣化を少なくでき、断層像
の画質を向上できる。

【０００９】上記のデータ収集マトリクスはＣＴ技術分
野における公知の仮想的座標系であって、そのθ軸は、
本来、パラレルビームの回転角（傾斜角）に相当するも
のである。そのようなθ軸上に、ファンビームを利用し
て取得された検出データをマッピングする場合、各検出
素子ごとにその扇状角が異なるため、回転角に扇状角が
加算され、これにて各検出素子ごとに投影角が求めら
れ、それがθ軸上の値に対応付けられる。ちなみに、デ
ータ収集マトリクス上におけるＸ軸は、ビーム中心軸と
直交する軸であり、ファンビームの回転中心と各検出素
子へ入射するファンビーム経路との距離に対応付けられ
る。

【００１０】（２）本発明の好適な態様では、複数の検
出素子が直線状に配列されている場合において、各検出
素子の素子番号をｉ（ｉ＝・・・、−２、−１、０、
１、２、・・・）とし（ただし、中央の検出素子はｉ＝
０）、ファンビームの発生原点から中央の検出素子まで
の距離をＬとし、ファンビームの発生原点からファンビ
ームの回転中心までの距離をＲとし、検出装置における
各検出素子の素子中心座標をｘ（ｉ）とした場合、上記
のデータ収集マトリクス上において、各マッピングデー
タ列における各データのＸ軸方向の座標Ｘ（ｉ）は、以
下のように定義される。

【００１１】Ｘ（ｉ）＝Ｒｓｉｎ（ｔａｎ^-1（ｘ（ｉ）／Ｌ））・・・（１）ここで、Ｘ（ｉ）が等ピッチとなる条件は、Ｘ軸方向の
マッピングデータ間ピッチをΔＸとすると、Ｘ（ｉ）＝ΔＸ・ｉ・・・（２）であり、その条件を（１）式に代入すると、各検出素子
の中心座標ｘ（ｉ）は、ｘ（ｉ）＝Ｌ・ｔａｎ（ｓｉｎ^-1（（ΔＸ・ｉ）／Ｒ））・・・（３）と演算される。すなわち、検出素子を直線的に配列する
場合において、上記（３）式に基づいて各検出素子の位
置を決定すれば、データ収集マトリクス上において、フ
ァンビームからパラレルビームへデータ配列を変換する
際に、Ｘ軸方向の補間演算が不要となる。

【００１２】（３）本発明の好適な態様では、複数の検
出素子が円弧状に配列されている場合において、各検出
素子の素子番号をｉ（ｉ＝・・・、−２、−１、０、
１、２、・・・）とし（ただし、中央の検出素子はｉ＝
０）、ファンビームの発生原点から中央の検出素子まで
の距離をＬとし、ファンビームの発生原点からファンビ
ームの回転中心までの距離をＲとし、検出装置における
各検出素子の素子中心座標をｘ（ｉ）とした場合、上記
のデータ収集マトリクス上において、各マッピングデー
タ列における各データのＸ軸方向の座標Ｘ（ｉ）は、以
下のように定義される。

【００１３】Ｘ（ｉ）＝Ｒｓｉｎ（ｘ（ｉ）／Ｌ）・・（４）ここで、Ｘ（ｉ）が等ピッチとなる条件は、Ｘ軸方向の
マッピングデータ間ピッチをΔＸとすると、Ｘ（ｉ）＝ΔＸ・ｉ・・・（５）であり、その条件を（１）式に代入すると、各検出素子
の中心座標ｘ（ｉ）は、ｘ（ｉ）＝Ｌ・ｓｉｎ^-1（（ΔＸ・ｉ）／Ｒ）・・・（６）で表される。

【００１４】（４）一般的な素子配列について検討する
と、ｘ（ｉ）とＸ（ｉ）との間には次のような関係があ
ると類推される。ただし、以下のｆ｛｝はＸ線の発生原
点から各素子を見たときの角度（扇状角）を算出する関
数である。

【００１５】Ｘ（ｉ）＝Ｒｓｉｎ（ｆ｛ｘ（ｉ）｝）・・・（７）この式より、Ｘ（ｉ）が等間隔となる条件（Ｘ（ｉ）＝
ΔＸ・ｉ）を満たすｘ（ｉ）は、以下のように表され
る。

【００１６】ｘ（ｉ）＝ｆ^-1｛ｓｉｎ^-1（（ΔＸ・i）／Ｒ）｝・・・（８）（５）上記目的を達成するために、本発明は、被検体に
対して各回転角度で放射線のファンビームを照射し被検
体を透過した放射線を複数の検出素子で検出する測定工
程と、前記測定工程で取得された検出データ群に基づい
て被検体の断層像を形成する工程であって、前記ファン
ビームによる前記検出データ群をパラレルビームによっ
て得られる検出データ群と同じデータ配列に変換するデ
ータ配列変換工程を有する演算工程と、を含む方法にお
いて、前記複数の検出素子は、前記データ配列の変換を
考慮して所定の非均等ピッチで配列されたことを特徴と
する。

【００１７】本発明によれば、ファンビームからパラレ
ルビームへのデータ配列の変換時における演算量が少な
くなるように、複数の検出素子の配列が決定される。従
って、断層像形成に係る処理量を削減して迅速な画像処
理を実現できる。

【００１８】

【発明の実施の形態】以下、本発明の好適な実施形態を
図面に基づいて説明する。

【００１９】図１には、本発明に係るＣＴ装置の好適な
実施形態が示されており、図１はその要部構成を示す模
式図である。本実施形態に係るＣＴ装置は、Ｘ線によっ
て被検体（生体）の断層像を取得するＸ線ＣＴ装置であ
る。

【００２０】観測対象としての被検体が位置決めされる
撮影領域の一方側にはＸ線を発生するＸ線発生装置１０
が設けられ、撮影領域の他方側にはＸ線の検出を行なう
Ｘ線検出装置１４が設けられている。

【００２１】これらのＸ線発生装置１０及びＸ線検出装
置１４は、円板状のテーブル１２に保持されており、こ
のテーブル１２を回転させることにより、それらのＸ線
発生装置１０及びＸ線検出装置１４を被検体に対して回
転させることができる。

【００２２】図１に示されるように、Ｘ線発生装置１０
は、発生原点Ｏから放射状に広がるファンビーム１００
を形成する装置である。Ｘ線検出装置１４は、そのファ
ンビーム１００の広がり方向に沿った複数の検出素子１
４ａを有する。図１に示す実施形態において、複数の検
出素子１４ａは、ファンビーム１００の中心軸１０２に
対して直交する方向に沿って直線状に配列されている。

【００２３】従来装置においては、複数の検出素子１４
ａが互いに等ピッチで配列されていたが、本実施形態に
係るＸ線ＣＴ装置においては、後述するような条件を満
たすように所定の非均等ピッチによって複数の検出素子
１４ａが配列されている。このような非均等ピッチによ
る配列によれば、検出データ群のデータ配列変換におけ
る演算量を従来よりも大幅に削減でき、更に補間処理を
大幅に省略できるので画質向上を図れるという利点を得
られる。

【００２４】以下に、検出素子１４ａの配列方法につい
て詳述する。その説明に先立って、図２を用いて各パラ
メータについての定義を説明する。

【００２５】図２において、ｘ及びｙは被検体を基準と
した直交座標を示している。上述したようにテーブル１
２を回転させると、ファンビーム１００もその回転に伴
って回転することになる。

【００２６】図２において、Ｒは、Ｘ線発生原点Ｏから
回転軸中心までの距離を示している。ＬはＸ線発生原点
から検出装置１４の中心までの距離を示している。ΔＤ
は、Ｘ線検出装置における検出素子間の距離（中心間距
離）すなわちピッチを示している。従来において、この
ピッチΔＤは均一であったが、本実施形態においてはそ
のピッチΔＤが各素子間ごとに異なって設定される。

【００２７】ＮＤは、検出素子の数を示しており、具体
的には、本実施形態においてはＸ線検出装置が複数の主
検出素子及び複数のリファレンス検出素子で構成され、
それらのトータルの個数がＮＤである。本実施形態にお
いて、主検出素子群の両側には複数のリファレンス素子
がそれぞれ設けられているが、もちろんそのようなリフ
ァレンス素子を設けない場合においても本発明を適用可
能である。

【００２８】図２に示すφはビーム回転角を示すもので
あり、その単位はｄｅｇである。その単位はファンビー
ムの中心軸と図２に示すｙ軸とのなす角度に相当するも
のであり、ファンビームの傾斜角と称されるものであ
る。ちなみに、装置正面から見て反時計回りを正とする
ように角度付けがなされている。

【００２９】上述したように、テーブル１２の回転に伴
ってファンビームも回転され、各回転位置におけるφ_j
は以下の式により表される。ただし、ＮＰは回転角度の
数である。

【００３０】

【数１】図２におけるαは扇状角であってその単位はｄｅｇであ
る。このαは、Ｘ線発生原点から各検出素子を見た角度
であり、ビーム中心軸からの傾斜角度に相当するもので
ある。ここでは、検出装置の中央素子から反時計周りに
正方向が設定されている。ここで、素子番号ｉについて
の各α_iは、以下のように定義される。

【数２】上記の直線状配列の場合の計算式は、図２に示すように
各検出素子が直線状に配列されている場合における扇状
角α_iの定義を示すものである。一方、上記の円弧状配
列の場合の計算式は、後に図６を用いて説明するよう
に、各検出素子が円弧状に配列されている場合における
扇状角α_iを表すものである。

【００３１】図２に示すθは投影角であって、その単位
はｄｅｇである。この投影角θは回転角φに扇状角αを
加算したものとして定義され、具体的には、近似的にθ
_k＝φ_j＋α_iで定義される。また、θ_kは以下の計算式に
より定義される。

【００３２】

【数３】図２に示すＸは、以下に図３に示すデータ収集マトリク
スにおけるＸ軸に相当するものであり、すなわちパラレ
ルビームに変換された場合におけるＸ座標に相当するも
のである。ここでその座標Ｘ_iは以下の計算式により定
義される。

【００３３】

【数４】図３には、データ収集マトリクスが示されている。この
マトリクスにおいて、横軸θは上記の投影角を表すもの
である。ちなみに、パラレルビームを用いて取得された
検出データ群をこのマトリクス上に表す場合、横軸θは
傾斜角φに相当するものである。図３に示されるよう
に、ファンビームを用いて取得された検出データ群がこ
のマトリクス上に表される場合、近似的にθ_k＝φ_j＋α
_iで各検出データの傾斜角が特定される。

【００３４】図３に示すマトリクス上におけるＸ軸はビ
ーム回転中心から各検出素子へ入射するファンビーム経
路までの距離を表す軸である。これは、パラレルビーム
が採用される場合においても同様である。したがって、
このデータ収集マトリクス上において、各検出データ
は、投影角θ_kと座標Ｘ_iとで特定される座標にマッピン
グされることになる。

【００３５】図３には本実施形態において各検出データ
がマッピングされた後の状態が示されている。ここにお
いて、符号２０２は、各回転角度における検出データ列
を表している。本実施形態においては、ファンビームが
利用されているため、この検出データ列２０２はＸ軸と
平行にマッピングされてはおらず、そのＸ軸を横切って
斜め方向に非線形に整列している。

【００３６】本実施形態においては、図１に示したよう
に、各検出素子１４ａが所定の非均等ピッチで配列され
ている。その結果、図３に示すように、各検出データ列
２０２におけるＸ軸方向のデータ間ピッチは、それぞれ
均等になる。この結果、Ｘ軸とそれぞれ平行な複数のパ
ラレルライン（パラレルビームに相当）２００上に生成
される補間データ間のピッチはそれぞれ均等となる。す
なわち、例えば、あるパラレルライン２００上におい
て、そのラインの両側に存在する同一のＸ座標をもった
２つの検出データを補間することによりパラレルライン
２００上に補間データが生成される。それらの補間デー
タ間におけるピッチＰ１〜Ｐ５は何れも等しく、すなわ
ち、それらはΔＸ_iに等しい。つまり、上述のような条
件が成立するように各検出素子配列が設定されている。
これが本実施形態における検出素子配列方法の原理であ
る。

【００３７】したがって、このような配列方法を適用す
れば、図３におけるθ方向における補間は従来同様に必
要となるものの、Ｘ軸方向における補間処理が不要にな
り、かつマトリクス上へのマッピング時にＸ軸方向につ
いて均等間隔で検出データを得られるのでＸ軸方向に沿
って均等な精度を得られるという利点がある。

【００３８】図４及び図５には従来装置における検出デ
ータのマッピング結果が示されている。図４は各検出素
子を直線状に配列した場合のマッピング結果を示してお
り、図５は各検出素子を円弧状に配列した場合における
マッピング結果を示している。何れの比較例にも示され
るように、パラレルライン２００上に補間によって補間
データを生成した場合、それらの補間データ間における
ピッチは不均等となり、Ｘ軸方向における補間処理が必
要になる。

【００３９】すなわち、このデータ収集マトリクス上に
おけるデータ配列を利用して断層画像形成を行なう場合
には、それに先立ってフィルタリング処理等が適用さ
れ、その際においては各データ間のピッチが均等である
ことが前提となる。したがって、従来においては、図４
の比較例１及び図５の比較例２で示されるように、Ｘ軸
方向に沿って非均等ピッチで補間データが整列するた
め、それを均等ピッチに揃える処理が必要であった。し
かしながら、図３に示す本実施形態に係る手法によれ
ば、あらかじめ複数の検出素子の配列が適宜調整されて
いるので、Ｘ軸方向における補間処理が不要となり、そ
の結果、演算量を大幅に削減可能である。

【００４０】ここで、以上のような利点を得るための複
数の検出素子の配列条件は、直線状配列の場合、上記の
（３）式によって表され、すなわち、各検出素子の中心
座標ｘ（ｉ）を以下のように設定すればよい。

【００４１】ｘ（ｉ）＝Ｌ・ｔａｎ（ｓｉｎ^-1（（ΔＸ・ｉ）／Ｒ））・・・（３）図６には、本実施形態に係るＣＴ装置の他の実施形態が
示されている。この実施形態において、図示されるよう
にＸ線検出装置１４における複数の検出素子１４ａは円
弧状に配列されている。このような実施形態が採用され
る場合、各パラメータは、図７のごとく定義される。図
７に示す各パラメータは基本的に図２に示した各パラメ
ータと同様であり、ただし検出素子配列の点のみが異な
っている。

【００４２】このような実施形態においても、図１に示
した実施形態と同様に複数の検出素子１４ａの配列が所
定の非均等ピッチをもって設定され、そのような配列条
件により図３とほぼ同様の作用を得ることが可能にな
る。すなわち、データ収集マトリクス上に各検出データ
をマッピングした場合において、それにより生成される
マッピングデータ列におけるＸ軸方向のデータ間ピッチ
をそれぞれ同一にすることが可能であり、Ｘ方向に沿っ
た補間処理を省略することが可能である。この実施形態
における各検出素子の中心座標ｘ（ｉ）は、上記の
（６）式に基づいて設定され、すなわち以下のように設
定される。

【００４３】ｘ（ｉ）＝Ｌ・ｓｉｎ^-1（（ΔＸ・ｉ）／Ｒ）・・・（６）図８には、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の動作がフロ
ーチャートとして示されている。図１を参照しながらこ
のフローチャートを利用して装置の動作について説明す
る。

【００４４】まずＳ１０１では、撮影領域内に被検体が
位置決めされ、その状態でファンビーム１００を形成す
ることにより被検体に対する放射線測定が実行される。
Ｓ１０２では、ファンビーム１００の回転角度φが最大
になったか否かが判断され、最大になっていないと判断
された場合には、Ｓ１０３においてファンビーム１００
がΔφだけ回転され、Ｓ１０１の工程が再び実行され
る。全ての回転角度において測定が完了した場合、Ｓ１
０４が実行される。

【００４５】Ｓ１０４では、図３に示したように、デー
タ収集マトリクス上にＳ１０１で得られた検出データ群
がマッピングされる。

【００４６】Ｓ１０５では、上述したように、パラレル
ライン２００上のデータを求めるために、近傍の検出デ
ータに補間処理を実行することにより、データ配列の変
換すなわち再サンプリングが実行される。この場合、従
来のようにＸ軸方向についての補間処理は不要である。
ちなみに、補間処理においては、あるパラレルラインの
特定のＸ座標と同じＸ座標をもった近傍２点の検出デー
タを内挿することにより補間データが生成されている
が、当然これには限られず、各種の補間処理を適用可能
である。何れにしても、Ｓ１０５により、あたかもパラ
レルビームを利用して測定を行った場合と同様の互いに
平行な回転角度のみが異なる複数の補間データ列を生成
可能である。

【００４７】Ｓ１０６では、そのように上記のように生
成された複数の補間データ列に対してフィルタリングな
どの所定の処理が実行され、Ｓ１０７では、それらのフ
ィルタリング後の補間データ列を利用して断層像が形成
される。

【００４８】なお図１及び図６においては、本実施形態
の原理を明確に示すため、検出素子間のピッチが誇張し
て示されている。実際のＸ線ＣＴ装置においては、Ｘ線
検出装置として、例えば１００個あるいは数１００個程
度の検出素子が利用される。その全長は例えば３５０ｍ
ｍあるいは１ｍである。なお、本実施形態に係る装置
は、テーブル１２に対して相対的に被検体が自ら回転す
るような場合においても当然適用可能である。

【００４９】

【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
放射線ＣＴ装置において演算量を削減でき、かつ高精度
の演算を実現できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の要部構成を
示す模式図である。

【図２】図１に示した実施形態における各パラメータ
を説明するための図である。

【図３】本実施形態の装置により取得された検出デー
タがマッピングされたデータ収集マトリクスを示す図で
ある。

【図４】従来装置において取得された検出データがマ
ッピングされたデータ収集マトリクスを示す図である。

【図５】従来装置において取得された検出データがマ
ッピングされたデータ収集マトリクスを示す図である。

【図６】他の実施形態のＸ線ＣＴ装置の要部構成を示
す模式図である。

【図７】図６に示した実施形態における各パラメータ
を説明するための図である。

【図８】本実施形態のＸ線ＣＴ装置の動作を説明する
ためのフローチャートである。

【符号の説明】

１０Ｘ線発生装置、１２テーブル、１４Ｘ線検出
装置、１００ファンビーム、２００パラレルライ
ン、２０２検出データ列。

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】観測領域の一方側に設けられ、観測領域
を通過するファンビームを形成する発生装置と、前記観測領域の他方側に設けられ、前記ファンビームが
到達するライン上に沿って配列された複数の検出素子か
らなる検出装置と、前記ファンビームの各回転角ごとに前記複数の検出素子
から出力される検出データ群に基づいて、前記観測領域
内の被検体の断層像を形成する演算手段と、を含み、前記演算手段は、ファンビームの回転角と各検出素子の扇状角とで特定さ
れる各検出素子の投影角を表すθ軸と、ファンビームの
回転中心と各検出素子へ入射するファンビーム経路との
間の距離を表すＸ軸と、で定義されるデータ収集マトリ
クス上に、前記各回転角ごとの検出データ群をマッピン
グして複数のマッピングデータ列を生成するマッピング
手段と、前記データ収集マトリクス上において、前記マッピング
された複数のマッピングデータ列を利用してＸ軸に並行
な複数のパラレルライン上に補間データ列を補間法によ
り生成するデータ配列変換手段と、前記複数の補間データ列を利用して被検体の断層像を形
成する断層像形成手段と、を含み、前記複数の検出素子は、前記マッピング時にＸ軸方向に
等ピッチをもった前記複数のマッピングデータ列が得ら
れるように所定の非均等ピッチで配列されていることを
特徴とするＣＴ装置。
【請求項２】請求項１記載の装置において、前記複数の検出素子は直線状に配列され、前記各検出素子の素子番号をｉ（ｉ＝・・・、−２、−
１、０、１、２、・・・）とし（ただし、中央の検出素
子はｉ＝０）、前記ファンビームの発生原点から中央の
検出素子までの距離をＬとし、前記ファンビームの発生
原点から前記ファンビームの回転中心までの距離をＲと
し、前記マッピングデータ列におけるＸ軸方向のデータ
間ピッチをΔＸとした場合、前記検出装置における各検
出素子の素子中心座標ｘ（ｉ）が、ｘ（ｉ）＝Ｌ・ｔａｎ（ｓｉｎ^-1（（ΔＸ・ｉ）／
Ｒ））で表されることを特徴とするＣＴ装置。
【請求項３】請求項１記載の装置において、前記複数の検出素子は円弧状に配列され、前記各検出素子の素子番号をｉ（ｉ＝・・・、−２、−
１、０、１、２、・・・）とし（ただし、中央の検出素
子はｉ＝０）、前記ファンビームの発生原点から中央の
検出素子までの距離をＬとし、前記ファンビームの発生
原点から前記ファンビームの回転中心までの距離をＲと
し、前記マッピングデータ列におけるＸ軸方向のデータ
間ピッチをΔＸとした場合、前記検出装置における各検
出素子の素子中心座標ｘ（ｉ）が、ｘ（ｉ）＝Ｌ・ｓｉｎ^-1（（ΔＸ・ｉ）／Ｒ）で表されることを特徴とするＣＴ装置。
【請求項４】被検体に対して各回転角度で放射線のフ
ァンビームを照射し被検体を透過した放射線を複数の検
出素子で検出する測定工程と、前記測定工程で取得された検出データ群に基づいて被検
体の断層像を形成する工程であって、前記ファンビーム
による前記検出データ群をパラレルビームによって得ら
れる検出データ群と同じデータ配列に変換するデータ配
列変換工程を有する演算工程と、を含む方法において、前記複数の検出素子は、前記データ配列の変換を考慮し
て所定の非均等ピッチで配列されたことを特徴とする検
出素子配列方法。