JPWO2007122882A1 - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Abstract

フォトン計数型検出器１２２は、ドリフト電極１２２ａと、所定の距離を開けて設けられるＭＳＧＣ１２２ｂと、ドリフト電極１２２ａ及びＭＳＧＣ１２２ｂの間にガスを封入して構成されるドリフト領域１２２ｃとにより構成される。このフォトン計数型検出器１２２から出力された投影データを弁別回路１６２によりエネルギー弁別し、弁別後の投影データに基づいてＣＴ像を再構成することにより、より安価にかつ画質の向上を図れるエネルギー弁別型のＸ線ＣＴ装置を提供することができる。

Description

本発明はＸ線ＣＴ装置に係り、特にエネルギー別のＸ線ＣＴ画像の取得ができるＸ線ＣＴ装置に関する。

従来、エネルギー弁別Ｘ線ＣＴ装置の研究がなされており、例えば、ゼノン使用Ｘ線ＣＴ装置や、半導体素子を用いてフォトンエネルギーを識別することによりＸ線エネルギーを識別可能なＸ線ＣＴ装置（特許文献１参照）がある。また、特許文献２には、２次元薄膜型ガス装置が開示されている。
特開２００４−７７１３２号公報 特許第３３５４５５１号

上記特許文献１のように、半導体素子を用いた検出器によりエネルギー弁別を行うＸ線ＣＴ装置では、半導体素子の単価が高額なため、装置全体が高額になるという問題があった。

また、エネルギー弁別により再構成された画像の場合、撮影条件等によってはぼやけた画像となり、再構成された画像を用いて画像診断を行う場合に効率が悪くなる場合があるという問題があった。

本発明は、上記目的に鑑みてなされてものであり、より安価にかつ画質の向上を図れるエネルギー弁別型のＸ線ＣＴ装置を提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明に係るＸ線ＣＴ装置は、複数のＸ線エネルギーを含む連続Ｘ線を照射するＸ線源と、前記Ｘ線エネルギーを弁別してＸ線を検出し、Ｘ線エネルギーを識別可能な第一投影データを出力する第一Ｘ線検出器と、前記Ｘ線源及び前記第一Ｘ線検出器を搭載して回転する回転手段と、前記第一投影データを再構成し、前記Ｘ線エネルギーが識別された第一再構成像を生成する画像処理手段と、前記画像処理手段により生成された画像を表示する表示手段と、を備えたことを特徴とする。

本発明によれば、２次元検出器を用いてエネルギーを識別した再構成画像を生成することができる。特に、ピクセル型電極を使用したガス検出器を用いた場合には、半導体素子を用いた検出器に比べて安価に製造することができる。更に、ピクセル型電極を使用したガス検出器の特性により、画像ノイズを低減することができる。

Ｘ線ＣＴ装置１の構成を示す概念図 Ｘ線ＣＴ装置１のハードウェア構成を示すブロック図 第一実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１における投影データ及び再構成画像の流れを示すためのブロック図 （ａ）および（ｂ）はピクセル電極型検出器を説明する模式図 ピクセル電極型検出器におけるＸ線フォトンの動きを説明する模式図 （ａ）、（ｂ）および（ｃ）はビームハードニング効果を説明する図 Ｘ線エネルギー毎にＸ線フォトンを計数し再構成する方法について説明する模式図 （ａ）および（ｂ）はエネルギー弁別による画像の差異を説明する図 第二実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１における投影データ及び再構成画像の流れを示すためのブロック図

符号の説明

１…Ｘ線ＣＴ装置
１０…スキャナ回転部
２０…画像処理装置
３０…画像表示装置

以下、本発明の最良の実施形態を添付図面に基づいて説明する。なお、発明の実施の形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。
＜第一実施形態＞
第一実施形態は、２次元のエネルギー弁別検出器を搭載したＸ線ＣＴ装置に関する実施形態である。

図１は、本発明の一実施の形態にかかるＸ線ＣＴ装置１の構成を示す概念図である。図２は、図１のＸ線ＣＴ装置１のハードウェア構成を示すブロック図である。

図１のＸ線ＣＴ装置１は、投影データを出力するスキャナ回転部１０と、投影データに基づいて画像再構成処理を行い、再構成画像を生成する画像処理装置２０と、再構成画像を表示する画像表示装置３０とを備える。

スキャナ回転部１０は、図２に示すように、円錐又は角錐状に広がるＸ線ビームを照射するＸ線管球１１を備えたＸ線源と、透過Ｘ線を検出する検出器１２とを備える。またスキャナ回転部１０は、Ｘ線源１１と検出器１２とを対向させた状態で寝台４０に載置した被検体５０の周囲を回転させる回転盤１３を備える。

検出器１２は、被検体５０を透過した透過Ｘ線を検出し、データ収集装置（以下「ＤＡＳ」という。）１４を介して投影データを出力する。ＤＡＳ１４はプリアンプ１５に接続される。プリアンプ１５は、ＤＡＳ１４から受信した投影データを増幅し、画像処理装置２０に増幅後の投影データを転送する。現在、Ｘ線管球１１や検出器１２を搭載した回転盤１３の１周当たりの回転は０．５秒以下まで高速化されている。また検出器１２は一度のスキャンで複数断層像を得られるよう、体軸方向に複数列配置された構造をもつマルチスライス検出器が多く普及している
画像処理装置２０は、ＣＰＵ２１と、画像処理装置２０等の制御プログラムや画像処理プログラムを格納する主メモリ２２と、投影データや画像処理プログラム等を格納する磁気ディスク２３と、有効視野範囲等のパラメータの設定を行うためのキーボード２４と、マウス２５やトラックボール、ジョイスティック等からなるポインティングデバイス及びそのコントローラ２６と、画像表示装置３０に表示させる画像データを一時的に格納する表示メモリ２７と、スキャナ回転部１０から投影データを取得する入出力インターフェース２８と、を備える。上記各構成要素は、共通バス２９により互いに接続される。画像処理装置２０は、記憶装置として主メモリ２２及び磁気ディスク２３を備えるが、その他の記憶装置、例えばＦＤＤ、ＣＤ−ＲＷドライブ、ＭＯ（光ディスク）ドライブ、ＺＩＰドライブを備えてもよい。

Ｘ線ＣＴ装置１の画像処理装置２０には投影データを再構成して再構成画像を生成する画像処理プログラムがインストールされている。ＣＰＵ２１が適宜画像処理プログラムを主メモリ２２上にロードして実行することにより、検出器１２から出力された投影データを再構成する再構成処理部が構成される。

画像表示装置３０は、ＣＲＴ装置や液晶ディスプレイ装置等により構成される。

図３は、Ｘ線ＣＴ装置１における投影データ及び再構成画像の流れを示すためのブロック図である。

検出器１２は、Ｘ線源が照射される複数のＸ線エネルギーを含んだ連続Ｘ線をＸ線エネルギー毎に弁別して検出するフォトン計数型検出器１２２として構成する。

フォトン計数型検出器１２２は、ドリフト電極１２２ａと、所定の距離を開けて設けられるＭＳＧＣ（Micro Strip Gas Chamber、マイクロストリップガスチャンバー）１２２ｂと、ドリフト電極１２２ａ及びＭＳＧＣ１２２ｂの間にガスを封入して構成されるドリフト領域１２２ｃとにより構成される。

Ｘ線フォトンを検出するためＸ線フォトン計数型検出器は様々な技術が提案されているが、本実施形態では、特許文献２記載のピクセル電極型検出器を用いて説明する。図４、図５は、ピクセル電極型検出器を説明する模式図である。

図４（ａ）に示すように、ドリフト電極１２２ａとＭＳＧＣ１２２ｂとの間のドリフト領域１２２ｃには、ガスが密閉されており、さらに電場が掛けられている。この検出器の原理は、ドリフト領域１２２ｃに入射するＸ線フォトンが弾く反跳電子をドリフトさせて、ＭＳＧＣ１２２ｂで捕らえるものである。図４（ｂ）にはＭＳＧＣ１２２ｂのみを図示し、アノード・カソードの関係も示した。

図５では図４（ａ）を側面から見た様子を図示しており、Ｘ線フォトンの入射と反跳電子の関係を示した。図５では、右方向より入射するＸ線フォトンがドリフト領域１２２ｃの内部で電子を弾き、この反跳電子がＭＳＧＣに到達する様子を示している。

ＭＳＧＣ１２２ｂは、ＤＡＳ１４、プリアンプ１５、及び各Ｘ線エネルギー毎の投影データに弁別するための弁別回路１６２に順次接続される。弁別回路１６２は、コンパレータを用いて、入射したＸ線のエネルギー弁別を行う回路であり、弁別されたＸ線エネルギーに応じた再構成アルゴリズムを実行する再構成処理部４０２、４０３に複数接続される。

図３では、弁別回路１６２に、二つの再構成処理部４０２、４０３を接続しているが、接続される再構成処理部の数は、二つに限らず、弁別される投影データの種類の数に応じて設けてもよい。

また、弁別回路１６２は、ＤＡＳ１４よりもフォトン計数型検出器１２２寄りに備えてもよい。この場合、フォトン計数型検出器１２２から出力された投影データは、弁別回路１６２にて各Ｘ線エネルギーごとに弁別され、弁別された各Ｘ線エネルギー毎の投影データがＤＡＳ１４で収集され、プリアンプ１５で増幅される。

画像処理プログラムの再構成アルゴリズムは単一エネルギーを仮定している。このため連続Ｘ線を用いるＸ線ＣＴ装置ではビームハードニング効果によりアーチファクトが発生する。一般に連続Ｘ線が物体を透過すると、低エネルギー（軟らかい）Ｘ線のほうがより多く吸収され、エネルギー分布は高い側にシフトする。これがＸ線が硬く（hardening）なる理由である。

このビームハードニング効果を図７に基づいて説明する。図６は、均一な密度の物質の理想的な円筒（図６（ａ））を単一エネルギーＸ線でＣＴ撮影する場合を例に説明する。この時得られる投影データは、Ｘ線ビームの方向に沿った物質の厚さに正比例することになる。しかし、連続Ｘ線を用いている場合には、物質の厚さが大になる程低エネルギー側が吸収され、透通し難くなるため、図６（ｂ）に示すように、投影データは単一エネルギーの場合に比較して小さくなる。ｌｎ(Ｉｏ／Ｉ)（入射Ｘ線と透過Ｘ線の対数比）と物体の厚さの関係は図６（ｃ）のようになる。理想的には実線で示す直線になるはずであるが、実際にはＸ線が硬くなるため、点線のように直線より下側で曲がる線を描く。

ビームハードニング効果を補正する方法としては、人体形状に合わせ人体中心部より周辺をあらかじめＸ線を減弱させる効果をもつ補償フィルターを用いたハードウェアによるものと、図６（ｃ）の点線で示された非直線性を数学的に補正するソフトウェアに依存する方法がある。いずれの方法も原理的に解決しているわけではなく、ビームハードニング効果によるアーチフアクトを低減する技術である。

このビームハードニング効果によるアーチフアクト等を解消する手段としてＸ線エネルギー毎にＸ線フォトンを計数し再構成する方法が挙げられる。

以下、Ｘ線エネルギー別にＸ線フォトンを計数し再構成する場合について説明する。

図７は、Ｘ線エネルギー毎にＸ線フォトンを計数し再構成する方法について説明する模式図であり、図７（ａ）は、Ｘ線のエネルギー弁別を行った場合のフォトンエネルギーとエネルギー強度との関係を示し、図７（ｂ）は、図７（ａ）に示すフォトンエネルギーとエネルギー強度とに応じて再構成された画像を表示している。

エネルギーを弁別することで、例えば骨と造影組織のコントラスト（ＣＴ値差）が明瞭な画像を得ることができる。

まず、臓器（例えば心臓）が１３ｍｇＩで造影されている場合について説明する。図８（ａ）に示すように、１４０ｋｖで撮影し、そのまま再構成処理した場合には、骨と造影された臓器のＣＴ値差はほとんどないため、コントラストが小さく、骨と造影された臓器との識別が困難である。ところが、この１４０ｋｖで撮影した投影データを８０ｋｖ以下程度の投影データに弁別して再構成した場合には、骨と造影臓器とに１００程度のＣＴ値差がつくため、コントラストが大きく、骨と造影された臓器との識別が容易となる。

また、臓器の造影濃度（染まり具合）は時々刻々に変化する（経時変化）のみでなく、被検体による差（個体差）もある。臓器が１０ｍｇＩで造影されている場合には、臓器が１３ｍｇＩで造影されている場合とは違った傾向が見られる。図８（ｂ）に示すように、１４０ｋｖで撮影した投影データを８０ｋｖ以下程度の投影データに弁別して再構成した場合には、骨と造影された臓器のＣＴ値差はほとんどない。しかし、１４０ｋｖで撮影し、そのまま再構成処理した場合には、骨と造影臓器とに５０程度のＣＴ値差が付く。

つまり、高めの管電圧で撮影しておいて、必要に応じて任意のエネルギー範囲の画像を作ることにより、効率的に目的とする再構成画像を得ることができる。

このように、エネルギー別の再構成画像を取得することにより、造影された臓器のみの画像作成を容易に行うことができる。逆に言えば、再構成された画像上で簡単に骨領域を削除することも可能となる。もちろん、造影剤濃度を高くすることにより、通常の再構成でコントラストをつけることは可能であるが、造影剤が少ないほうが被検者の身体的負担が小さくなるというメリットがある。

また、被検体や物質を透過したＸ線を各エネルギー毎にＸ線フォトンを計数し、エネルギー別に再構成画像を得ることにより、ビームハードニング効果は無視できる。また、エネルギー毎に再構成した画像を合成することで、アーチフアクトの無い画像を作成することも可能となる。また、エネルギー別の再構成画像を複数枚作成し、その差分画像を作成することにより、異常部位の特定などに有用な画像を得ることができる。

本実施形態によれば、個々のＸ線量子を計測することで、電気ノイズの影響を完全に除去し、統計で決定される理論限界の画質にまで画質を向上させることができる。また、吸収の大きな病巣の画質を大きく向上させることができる。

更に、Ｘ線量子のエネルギー弁別によるＸ線カラーＣＴは、体内散乱Ｘ線を除去による高画質化、異なるエネルギー像の差分による病巣の特定、造影剤の感度向上などＣＴ装置の画期的な進歩が予想でき、次世代Ｘ線ＣＴ装置となる基礎技術である。更に、ＭＳＧＣは計数率に大変優れ、人体用ＣＴ装置に必要な大強度Ｘ線に対しても耐えられる性能を持つ。

また、本発明によれば、現在使用されているＸ線ＣＴ装置の電荷収集板電極を上記ＭＳＧＣに置き換えることで、従来のＸ線ＣＴ技術からのわずかな変更で、従来のゼノン使用Ｘ線ＣＴ装置の画質向上ばかりでなく、Ｘ線量子の個数を計測する量子画像が得られ、画像ノイズを量子ノイズ限界まで抑え、同時にエネルギー弁別によるＸ線カラーＣＴ装置を実現することができる。
＜第二実施形態＞
第二実施形態は、エネルギー弁別検出器（第一Ｘ線検出器）とエネルギー非弁別検出器（第二Ｘ線検出器）とを積層させたＸ線ＣＴ装置である。本実施の形態のＸ線ＣＴ装置は、上記２種類のＸ線検出器を積層させた点及び各Ｘ線検出器から出力される投影データの処理の流れとこの投影データを用いて表示される画像とが第一実施形態と異なるが、その他の構成は第一実施形態と同様である。

図９は、本実施の形態に係るＸ線ＣＴ装置における投影データ及び再構成画像の流れを示すためのブロック図である。

検出器１２は、Ｘ線源が照射される複数のＸ線エネルギーを含んだ連続Ｘ線を、Ｘ線エネルギー毎に弁別することなくＸ線エネルギーが混在した状態で検出して投影データを出力する第二検出器と、前記連続Ｘ線をＸ線エネルギー毎に弁別して検出する第一Ｘ線検出器とを備える。本実施形態では、第一Ｘ線検出器としてフォトン計数型検出器を、第二Ｘ線検出器としてフォトン非計数型検出器を用いる。ＤＡＳ１４、プリアンプ１５は、第一Ｘ線検出器及び第二Ｘ線検出器毎に各々複数備える。

検出器１２は、フォトン非計数型検出器１２１上にフォトン計数型検出器１２２を積層させて構成する。フォトン非計数型検出器１２１は、Ｘ線の電離作用を用いた電離箱検出器やＸ線による蛍光特性を利用した固体検出器があり、本実施形態では、固体検出器を用いる。

固体検出器１２１は、セパレータ１２１ａ、シンチレ一夕１２１ｂ、フォトダィオード１２１ｃから構成される。セパレータ１２１ａは散乱Ｘ線を除去するために各チャンネル間に備えられている。シンチレ一夕１２１ｂはＸ線が入射すると，シンチレ一夕光と呼ばれる光を発し、フォトダィオード１２１ｃはシンチレ一夕光を検出し電気信号に変換する。この電気信号をＤＡＳ１４１がディジタル値に変換し、入射Ｘ線の強度を検出する。ＤＡＳ１４１から出力された投影データは、プリアンプ１５１で増幅され、画像処理装置２０内の再構成処理部４０１に入力される。

フォトン計数型検出器１２２は、ドリフト電極１２２ａと、所定の距離を開けて設けられるＭＳＧＣ１２２ｂと、ドリフト電極１２２ａ及びＭＳＧＣ１２２ｂの間にガスを封入して構成されるドリフト領域１２２ｃとにより構成される。

ＭＳＧＣ１２２ｂは、ＤＡＳ１４２、プリアンプ１５２、及び各Ｘ線エネルギー毎の投影データに弁別するための弁別回路１６２に順次接続される。弁別回路１６２は、弁別するＸ線エネルギーに応じた再構成アルゴリズムを実行する再構成処理部４０２、４０３に複数接続される。図９では、弁別回路１６２に、二つの再構成処理部４０２、４０３を接続しているが、接続される再構成処理部の数は、二つに限らず、弁別される投影データの種類の数に応じて設けてもよい。

また、弁別回路１６２は、ＤＡＳ１４２よりもフォトン計数型検出器１２２寄りに備えてもよい。この場合、フォトン計数型検出器１２２から出力された投影データは、弁別回路１６２にて各Ｘ線エネルギーごとに弁別され、弁別された各Ｘ線エネルギー毎の投影データがＤＡＳ１４２で収集され、プリアンプ１５２で増幅される。

再構成処理部４０１、４０２、４０３で生成された各再構成画像は、画像表示装置３０に其々単独で表示してもよいし、画像処理部４０４において、再構成処理部４０１、４０２、４０３で生成された各再構成画像の任意の組み合わせを合成し、合成された再構成画像を画像表示装置３０に表示してもよい。

再構成処理部４０２、４０３で生成されたエネルギー弁別された再構成画像は、撮影条件等によりぼやけた画像となる場合がある。そのため、再構成処理部４０２、４０３で生成された再構成画像のみを用いて画像診断を行う場合に効率が悪くなる場合がある。そのような場合には、再構成処理部４０２、４０３で生成されたエネルギー弁別された再構成画像と再構成処理部４０１で生成された再構成画像とを合成することにより、異常部位の特定などに有用というエネルギー弁別された再構成画像のメリットを生かしつつ、臓器等の識別が容易な画像を得ることができる。

本実施形態によれば、図８の示すように、固体検出器１２１の上部にＭＳＧＣを用いたフォトン計数型検出器１２２を搭載した。これにより、人体等を透過したＸ線フォトンは、前段部のフォトン計数型検出器で、フォトン検出が実行されこのデータをもとに再構成処理部４０２、４０３においてエネルギー毎の画像再構成等が実施される。

後段の固体検出器１２１では前段のフォトン計数型検出器１２２で検出されないＸ線フォトンを計測し、通常の再構成画像を得るために利用する。

前段部のフォトン計数型検出器１２２において人体等を透過したＸ線のフォトンと大部分を検出してしまうと、後段の固体検出器１２１に検出するＸ線が少なくなり臨床的に有効が再構成画像を得ることができなくなる。これを解消するためには、前段のフォトン検出器では、各エネルギーで画像を再構成できる程度のフォトンのみを検出すれば良い。逆の表現をすれば、ＭＳＧＣの単位時間におけるフォトン検出能を制御し、透過Ｘ線の大部分は固体検出器１２１で検出するような構成をとれば実現できる。

ＭＳＧＣの性能、例えば反跳電子の検出効率向上等は、ドラフト領域１２２ｃに封入するガス圧等を変更することにより可能である。

上記実施形態では、固体検出器１２１とフォトン計数型検出器の多段構成を示した。フォトン計数型検出器１２２のドリフト電極基板とＭＳＧＣを固体検出器１２１のセパレータとして代用してもよく、この場合、固体検出器１２１のセパレータの実装が必要なくなる。

また本実施形態では固体検出器１２１とＭＳＧＣを用いたフォトン計数型検出器１２２とを用いて説明したが、これ以外のＸ線フォトン非計数型検出器とＸ線フォトン計数型検出器の組み合わせでも本発明の効果は変わらない。

例えば電離箱検出器とＣｄＴｅ（テルル化カドミニウム）等の半導体検出器でも本発明の効果を発揮できる。

このように、Ｘ線フォトン計数型検出器であるＭＳＧＣを用いたＸ線検出器とＸ線フォトン非計数型検出器の多段構成である検出器を実装したＸ線ＣＴ装置を用いれば、エネルギー分解したＣＴ像や通常のＣＴ像の両方が得られ、臨床上有効な情報を医療従事者等に提供することができる。

Claims (9)

1. 複数のＸ線エネルギーを含む連続Ｘ線を照射するＸ線源と、
   前記Ｘ線エネルギーを弁別してＸ線を検出し、Ｘ線エネルギーを識別可能な第一投影データを出力する第一Ｘ線検出器と、
   前記Ｘ線源及び前記第一Ｘ線検出器を搭載して回転する回転手段と、
   前記第一投影データを再構成し、前記Ｘ線エネルギーが識別された第一再構成像を生成する画像処理手段と、
   前記画像処理手段により生成された画像を表示する表示手段と、
   を備えたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
2. 前記画像処理手段で生成された前記Ｘ線エネルギー毎の前記第一再構成像を合成する第一再構成像合成手段を備え、
   前記表示手段は、前記画像処理手段により生成された画像及び／又は前記第一再構成像合成手段で合成された画像を表示することを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
3. 前記画像処理手段で生成された複数枚の前記Ｘ線エネルギー毎の前記第一再構成像の差分画像を作成する差分画像作成手段を備え、
   前記表示手段は、前記画像処理手段により生成された画像及び／又は前記差分画像作成手段で作成された差分画像を表示することを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
4. 前記第一Ｘ線検出器で検出されないＸ線を検出し、前記第一Ｘ線検出器で検出されないＸ線に基づく第二投影データを出力する第二Ｘ線検出器を更に備え、
   前記回転手段は、前記Ｘ線源と前記第一Ｘ線検出器及び前記第二Ｘ線検出器とを搭載して回転し、
   前記画像処理手段は、前記第二投影データに基づいて第二再構成像を再構成し、
   前記表示手段は、前記第一再構成像及び前記第二再構成像のうちの少なくとも一つを表示する、
   ことを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
5. 前記第一再構成像と前記第二再構成像とを合成して合成画像を生成する合成手段を更に備え、
   前記表示手段は、前記合成画像を更に表示する、
   ことを特徴とする請求項４に記載のＸ線ＣＴ装置。
6. 前記第一Ｘ線検出器は、Ｘ線フォトン計数型検出器であり、
   前記第二Ｘ線検出器は、Ｘ線フォトン非計数型検出器であり、
   前記Ｘ線フォトン非計数型検出器は、前記Ｘ線フォトン計数型検出器下に前記連続Ｘ線の入射方向に沿って積層させる、
   ことを特徴とする請求項４又は５に記載のＸ線ＣＴ装置。
7. 前記第一Ｘ線検出器は、
   （ａ）両面基板の裏面に形成される陽極ストリップと、
   （ｂ）該陽極ストリップに植設されるとともに、その上端面が前記両面基板の表面に露出する円柱状陽極電極と、
   （ｃ）該円柱状陽極電極の上端面の周りに穴が形成されるストリップ状陰極電極とを具備するピクセル型電極によるガス増幅を用いたＸ線検出器である、
   ことを特徴とする請求項１乃至６のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置。
8. 前記第二Ｘ線検出器は固体検出器であり、前記第一Ｘ線検出器のドリフト電極基板とＭＳＧＣを固体検出器のセパレータと共用にすることを特徴とする請求項６又は７に記載のＸ線ＣＴ装置。
9. 前記第二Ｘ線検出器は、前記第一Ｘ線検出器のドリフト領域を通過した前記連続Ｘ線を検出する、
   ことを特徴とする請求項７又は８に記載のＸ線ＣＴ装置。

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