JPWO2013191001A1 - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

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Abstract

Ｘ線ＣＴ装置において、Ｘ線検出器のエリアシングに起因する空間分解能の低下を防止して計測精度を向上する。被写体に対して複数の角度方向からＸ線透過像の撮影を行い、透過像に基づいて被写体の断層像を生成するＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線検出器２の検出画素を複数個加算して信号を読み出すと共に、複数の検出画素の加算位置を、複数の撮影タイミングと同期して変化させることにより、信号処理部である計算機ＣＰＵは、計測されるＣＴ画像のＳ／Ｎを低下させることなく空間分解能を向上できる。これにより、例えば医療用ＣＴにおいて被検者の被曝を増加させることなく、血管等のより微細な構造の計測を実現し、診断能力を向上できる効果がある。

Description

本発明はＸ線ＣＴ装置に係り、特に、空間分解能を改善して、被写体の計測精度を向上する技術に関する。
Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置は、被写体を挟んで対向配置されたＸ線源とＸ線検出器の対（以下スキャナとする）を回転させながら被写体のＸ線透過データを撮影してその断層画像（以下、ＣＴ画像とする）を計算的に再構成する装置であり、工業用およびセキュリティ用の検査装置や医学用の画像診断装置等の分野で広く使用されている。医学用Ｘ線ＣＴ装置の分野では、近年Ｘ線検出器の大面積化やスキャナ回転の高速化が進み、広範囲の撮影領域を短時間で計測できるようになった。またスキャナ回転速度の高速化による時間分解能の向上に伴い、心臓や冠動脈のような動く被写体に対する計測精度が格段に向上した。このようなＸ線ＣＴ計測の高度化に伴い、空間分解能の改善に対するニーズが高まりつつある。例えば狭窄した血管を拡張するために血管内に挿入されたステントの内部において、再狭窄発生の有無やプラーク性状を経過観察したいというようなニーズがあり、被写体の微細な構造を検査するための高い空間分解能が求められている。
Ｘ線ＣＴ装置による計測において空間分解能を向上させるためには、通常、Ｘ線検出器の検出素子の微細化、すなわちサイズの小型化が必要である。しかしＸ線検出器に入射するＸ線量が同一の場合、検出素子を微細化すると１つの検出素子に入射するＸ線フォトンの数が減少するため、検出信号のＳ／Ｎが低下する。Ｓ／Ｎ向上のためにはＸ線量を増加させる必要があるが、医用計測の場合、Ｘ線量の増加は被検者の被曝増加を伴う。以上より、Ｘ線検出器の検出素子のサイズは空間分解能と被曝線量とのトレードオフによって決まっており、医用Ｘ線ＣＴ装置においては、通常 1［mm］角程度のサイズのＸ線入力面を有するＸ線素子が使用されている。
このＸ線検出器の検出素子のサイズを小さくすることなく空間分解能を向上する方法として、特許文献１の方法が提案されている。特許文献１に示される方法は、Flying Focal Spot (ＦＦＳ)方式と呼ばれる方式である。また、特許文献２には、医用Ｘ線ＣＴ装置の高分解能且つ高感度化を図るため、Ｘ線検出器の検出面へのＸ線グリッドのＸ線遮蔽部材の線状の投影像の１つの方向での周期が、実質的にこの１つの方向での検出素子の配列の周期の２倍以上の整数倍とする構成例が開示されている。
ＷＯ２０１１／０１８７２９ Ａ１ 特開２００２−２２６７８号公報
本発明の課題を説明するため、まずＦＦＳ方式の概要を、図３０〜図３２を用いて説明する。図３０はＦＦＳ方式を採用していない一般的なＸ線ＣＴ装置におけるＸ線発生点Ｓとデータサンプル点Ｒとの関係を説明するための図である。また図３１はＦＦＳ方式を採用したＸ線ＣＴ装置におけるＸ線発生点Ｓ１およびＳ２とそれぞれのデータサンプル点Ｒ１およびＲ２との関係を説明するための図である。ただし図３０および図３１において、Ｘ軸はスキャナの回転軸を通りＸ線検出器２に入力面に平行な直線とし、Ｘ線発生点ＳとＸ線検出器２を構成する個々の検出素子Ｐとを結ぶ直線とＸ軸との交点をデータサンプル点Ｒとしてある。Ｘ線発生点Ｓから放射されて検出素子Ｐに入射するＸ線ビームはスキャナの回転軸付近のデータサンプル点Ｒにある被写体を透過した後に計測される。
ここで、図３０に示したＦＦＳ方式を採用していない（以下、一般方式とする）Ｘ線ＣＴ装置においては、Ｘ線発生点ＳとＸ線検出器２との相対位置はスキャナを回転しながら実施される複数の撮影中において常に固定されている。これに対して、図３１に示したＦＦＳ方式を採用したＸ線ＣＴ装置においては、Ｘ線発生点の位置が撮影の度にＳ１、Ｓ２、Ｓ１，Ｓ２、・・・と交互に変更される。またこのときＳ１、Ｓ２の位置は、それぞれのＸ線発生点に対して形成されるデータサンプル点Ｒ１、Ｒ２がＸ軸方向に等間隔となるように設定される。従って、ＦＦＳ方式において得られるデータサンプル点Ｒ１、Ｒ２のＸ軸方向のサンプリング間隔は、一般方式において得られるデータサンプリング点ＲのＸ軸方向の間隔ΔＸの半分のΔＸ/2となる。
図３２の（Ａ）、（Ｂ）はそれぞれ図３０および図３１に示したデータサンプル点Ｒにて取得されたデータのＸ軸方向の周波数特性を説明するための図である。すなわち図３２の（Ａ）は一般方式の周波数特性であり、図３２の（Ｂ）はＦＦＳ方式の周波数特性である。なお図３２において、fnは一般方式におけるサンプリング間隔ΔＸに対するナイキスト周波数（＝1/(2ΔＸ)）とする。一方ＦＦＳ方式を採用した場合は、上記のようにサンプリング間隔がΔＸ/2となるため、そのナイキスト周波数は２倍の2fn（＝１/ΔＸ）となる。また図３２中に示した周波数特性３２００は、Ｘ線検出素子Ｐの開口関数の周波数特性である。被写体中に含まれる周波数情報は上記開口関数の周波数特性３２００による帯域制限を受けて計測される。
ここで図３２の（Ａ）に示される一般方式では、公知のサンプリング定理によりナイキスト周波数fnの２倍の周波数毎に周波数特性３２００が繰り返し出現し、これらが重なる、いわゆるエリアシングの領域３２０１が比較的大きくなってしまう。上記エリアシングは被写体中に含まれる高周波数の情報を喪失させ、空間分解能が低下させる原因となる。これに対して図３２の（Ｂ）に示されるＦＦＳ方式では、ナイキスト周波数が一般方式の２倍である2fnとなるため、周波数特性３２００は4fn毎に繰り返し出現する。従ってこのとき形成されるエリアシング領域３２０２は一般方式のエリアシング領域３２０１に比べて大幅に縮小する。これにより、ＦＦＳ方式ではエリアシングによる高周波数情報の喪失を低減できるため、検出素子のサイズを小さくすることなく空間分解能を向上することが可能となる。
上述した通り、図３０に示した通常方式では、Ｘ線発生点Ｓの位置はスキャナに対して常に固定されているので、スキャナの回転に伴って形成されるＸ線発生点Ｓは連続的な軌跡を描く。これに対して、図３１に示したＦＦＳ方式では撮影タイミング毎にＸ線発生点の位置をＳ１、Ｓ２，Ｓ１，Ｓ２、・・・と切り替えるため、スキャナの回転に伴って形成されるＸ線発生点の軌跡が不連続になる。このとき、Ｘ線発生点の軌跡がＳ１とＳ２で重複する箇所や、軌跡が途中で途切れる箇所が生じる等、スキャナの回転角度方向のサンプリング位置にムラが生じてしまい、これが原因でＦＦＳ方式ではＣＴ画像中にストリーク状のアーチファクトが発生し易くなるという課題があった。
またＦＦＳ方式では、Ｘ線発生点位置を高速に変化させる必要があるが、このような位置制御は具体的にはＸ線管中のカソードから回転アノードに放射される電子ビームの位置を電界や磁場を用いて制御する機構をＸ線管の内部に設けることで実現される。このような機構の追加はＸ線管の製造コストを増加させるが、一方でＸ線管は消耗品として定期的な交換が必要な部品でもある。すなわちＦＦＳ方式を採用したＸ線ＣＴ装置においては、Ｘ線管の定期交換に伴うランニングコストが上昇するという課題があった。
本発明の目的は、計測されるＣＴ画像のＳ／Ｎを低下させることなく空間分解能を向上させ、被写体の微細な構造の高精度計測を可能にするＸ線ＣＴ装置を提供することにある。
上記の目的を達成するため、本発明においては、被写体のＣＴ画像を生成するＸ線ＣＴ装置であって、Ｘ線発生部と、Ｘ線発生部から照射されたＸ線イメージを検出するＸ線検出部と、Ｘ線発生部とＸ線検出部を回転軸を中心に回転する回転機構部と、Ｘ線検出部で検出された信号を所定の撮影タイミングで読み出す信号読み出し部と、信号読み出し部より出力された信号を処理し、被写体のＣＴ画像を生成する信号処理部とを備え、信号読み出し部は、Ｘ線検出部のＸ線入力面上にマトリクス状に構成された複数の検出画素においてＸ方向に隣接するNＸ個の検出画素、および／またはz方向に隣接するNz個の検出画素で検出された信号（ここでNＸおよびNzは、１以上の整数でありどちらか１方を２以上とする）を加算して出力するとともに、撮影タイミングと同期して、加算を行う検出画素の加算位置の変化を行う構成のＸ線ＣＴ装置を提供する。
本発明により、Ｘ線ＣＴ装置において、計測されるＸ線ＣＴ画像のＳ／Ｎを低下させることなく空間分解能を向上できる。
第１の実施例に係る、Ｘ線ＣＴ装置の正面模式図である。 第１の実施例に係る、Ｘ線管のＸ線焦点SとＸ線検出器との位置関係を説明するための斜視図である。 第１の実施例に係る、Ｘ線検出器のＸ方向の断面構造を説明するための断面図である。 第１の実施例に係る、Ｘ線検出器の入力面側から見た検出画素P(Ｘ,z)の配置を説明するための図である。 第１の実施例に係る、Ｘ線ＣＴ装置に特有の画素加算動作を説明するための図である。 第１の実施例に係る、撮影タイミングと画素加算位置との関係を説明するための図である。 第１の実施例に係る、画素加算の別の例を説明するための図である。 第１の実施例に係る、画素加算の更に別の例を説明するための図である。 第１の実施例に係る、Ｘ線検出器に設定された検出器中心エリアと検出器周辺エリアを説明するための図である。 第１の実施例に係る、撮影モード条件を設定するための設定画面の一例を示した図である。 第１の実施例に係る、Ｘ線検出器を構成する検出器モジュールの配置を説明するための図である。 第１の実施例に係る、検出器モジュールの構造の一例を説明するための斜視図である。 第１の実施例に係る、信号読み出し部であるＤＡＳチップの回路構成の概要の一例を説明するための図である。 第１の実施例に係る、信号読み出し部であるＤＡＳチップの回路構成の概要の別の例を説明するための図。 第１の実施例に係る、信号読み出し部であるＤＡＳチップの回路構成の概要の更に別の例を説明するための図である。 第１の実施例に係る、個々の検出器モジュールにおいて行われる画素加算の加算位置Ｑを説明するための図である。 第１の実施例に係る、個々の検出器モジュールにおいて行われる画素加算の別の例を説明するための図である。 第１の実施例に係る、個々の検出器モジュールにおいて行われる画素加算のさらに別の例を説明するための図である。 第１の実施例に係る、検出器モジュールにおける検出画素P(Ｘ,z)の配列の一例を説明するための図である。 図１９の検出器モジュールにおいて行われる画素加算の例を説明するための図である。 図２０に示した画素加算を実現するための画素加算回路の例を説明するための図である。 図１を用いて説明した前処理演算の手順を説明するためのフロー図である。 第１の実施例に係る、端部画素加算の演算内容の一例を説明するための図である。 第１の実施例に係る、端部画素加算の演算内容の別の例を説明するための図である。 第１の実施例に係る、メモリＭＥＭに格納されているクロストーク比率のテーブルの構成を説明するための図である。 第１の実施例に係る、メモリＭＥＭに格納されているエアデータおよびＢＨ補正係数のテーブルの構成を説明するための図である。 図１を用いて説明したＣＴ画像の再構成演算の手順を説明するためのフロー図である。 第１の実施例に係る、逆投影演算の演算方法を説明するための図である。 第１の実施例に係る、補間演算に基づく逆投影データの計算方法を説明するための図である。 ＦＦＳ方式を採用していない一般的なＸ線ＣＴ装置におけるＸ線発生点Ｓとデータサンプル点Ｒとの関係を説明するための図である。 ＦＦＳ方式を採用したＸ線ＣＴ装置におけるＸ線発生点Ｓ１およびＳ２とそれぞれのデータサンプル点Ｒ１およびＲ２との関係を説明するための図である。 図３０および図３１に示したデータサンプル点Ｒにて取得されたデータのＸ軸方向の周波数特性を説明するための図である。 本発明のＸ線ＣＴ装置の一構成における、Ｘ線発生点Ｓとデータサンプル点Ｒ１およびＲ２との関係を説明するための図である。
以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明する。本発明の新規な特徴の詳細は、以下の記述および添付図面により明らかにされるが、まず、図３３を用いて、本発明の原理、更には、その代表的なものの概要を説明する。なお、本明細書において、Ｘ方向とは、Ｘ線ＣＴ装置を構成するＸ線検出部のＸ線入力面上にマトリクス状に構成された多数の検出画素検出画素の、Ｘ線発生部とＸ線検出部を回転する回転軸に垂直な方向であり、z方向とは、検出画素の回転軸に平行な方向とする。
図３３は、本発明のＸ線ＣＴ装置の原理構成におけるＸ線発生点Ｓとデータサンプル点Ｒ１およびＲ２との関係を説明するための図である。本構成のＸ線ＣＴ装置においては、Ｘ線検出器２を構成する検出素子Ｐ１，Ｐ２，Ｐ３，・・・のそれぞれのＸ方向のサイズが、図３０に示した一般方式で用いられる検出素子Ｐの同方向のサイズの半分となるように設計されている。また本例のＸ線ＣＴ装置においては、図示しない信号加算回路が設けてあり、Ｘ方向に隣接する２つの検出素子で検出される信号を加算して出力する。更に上記信号加算の加算位置を、撮影タイミング毎に変化させる。具体的にはある撮影タイミングにおいては信号加算を P1＋P2, P3＋P4,・・・（以下、加算パターン１とする）という形で行い、その次の撮影タイミングにおいてはP2＋P3, P4＋P5,・・・（以下、加算パターン２とする）という形で行い、これらの２つの加算パターンを交互に繰り返しながら撮影する。このとき加算パターン１および２に対するデータサンプル点はそれぞれＲ１およびＲ２となり、図３１に示したＦＦＳ方式の場合と同様のサンプル間隔ΔＸ/2のデータが取得できる。これによりＦＦＳの場合と同様、データサンプルのナイキスト周波数を一般方式の２倍である2fnに拡大してエリアシングによる空間分解能の低下を低減できる。
また、信号加算により検出信号のＳ／Ｎを通常方式の検出信号と同等に保てるため、Ｓ／Ｎを低下させることなく上記高分解能計測を実現できる。本構成例に示すように、本発明のＸ線ＣＴ装置においては、一般方式と同様にＸ線発生点Ｓの位置を固定したままで撮影を行えるため、ＦＦＳ方式で課題となっていたアーチファクトの発生を防止できる。またＦＦＳ方式の場合のようにＸ線発生点位置の移動機構を有した特殊なＸ線管を利用する必要がないため、Ｘ線ＣＴ装置のランニングコストを低減できる。
第１の実施例は、Ｘ線ＣＴ装置の実施例であり、被写体のＣＴ画像を生成するＸ線ＣＴ装置であって、Ｘ線発生部と、Ｘ線発生部から照射されたＸ線イメージを検出するＸ線検出部と、Ｘ線発生部とＸ線検出部を回転軸を中心に回転する回転機構部と、Ｘ線検出部で検出された信号を所定の撮影タイミングで読み出す信号読み出し部と、信号読み出し部より出力された信号を処理し、被写体のＣＴ画像を生成する信号処理部とを備え、信号読み出し部は、Ｘ線検出部のＸ線入力面上にマトリクス状に構成された複数の検出画素においてＸ方向に隣接するNＸ個の検出画素、および／またはz方向に隣接するNz個の検出画素で検出された信号（ここでNＸおよびNzは、１以上の整数でありどちらか１方を２以上とする）を加算して出力するとともに、撮影タイミングと同期して、加算を行う検出画素の加算位置の変化を行う、すなわち加算位置変更を実行するＸ線ＣＴ装置である。
図１は第１の実施例に係るＸ線ＣＴ装置の正面模式図である。なお、図１において紙面左右方向、上下方向、および垂直方向をそれぞれＸ、ｙ、ｚ方向とする。本実施例に係るＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線発生部であるＸ線管１、Ｘ線検出部であるＸ線検出器２、回転機構部である回転板３、寝台天板４、ガントリー５、線質フィルタ７、ボウタイフィルタ８、コリメータ９、操作卓ＣＳＬ、撮影コントローラーＣＴＬ、計算機ＣＰＵ、メモリＭＥＭ１、メモリＭＥＭ２、およびモニタＭＮＴ等から構成される。Ｘ線管１、線質フィルタ７、ボウタイフィルタ８、コリメータ９、およびＸ線検出器２は回転板３上に配置されており、以下ではこれらを総称して回転撮影系と呼ぶ。回転撮影系の全体はガントリー５の内部に格納されている。ガントリー５の中央部には開口部６が設けられており、開口部６の中心付近には被写体１０が配置される。本実施例におけるＸ線検出器２は、後で図９、図１１〜図１５を用いて詳述するように、図１では、上述したＸ線検出部としての機能に加え、図１では図示が省略された信号読み出し部の機能を有している。
なお本実施例のＸ線ＣＴ装置では、被写体１０として人体を想定しており、通常被写体１０は寝台天板４上に横たわった状態で配置される。上述した回転機構部である回転板３は図示しない駆動モーターによって回転し、被写体１０の全周方向からのＸ線透過像を撮影する。回転板３は開口部６の中心を通りｚ軸に平行な回転軸を中心に回転する。また寝台天板４は図示しない駆動装置によって、その位置をｚ方向に移動できる。上記回転板３の回転と上記寝台天板４の移動を同時に行うことで、公知の螺旋スキャンを行うことも可能である。
図１において、Ｘ線管１のＸ線発生点とＸ線検出器２のＸ線入力面との距離の代表例は1040［mm］である。また開口部６の直径の代表例は650［mm］である。回転板３の回転速度の代表例は3 ［回転/秒］であり、回転撮影系は様々な回転角度から被写体１０のＸ線透過像を撮影する。回転撮影系の１回転における撮影回数の代表例は1600回であり、回転板３が0.225度回転する毎に、同期を取りながら１回の撮影が行われる。
線質フィルタ７は、単数素材または複数素材の金属板等を重ね合わせて構成される公知のものである。線質フィルタ７はＸ線管１からＸ線検出器２に向けて照射されるＸ線ビームの経路中に配置され、線質フィルタ７を透過した後のＸ線の線質（エネルギースペクトル）を変化させる機能を有する。特に低エネルギーのＸ線を遮断することで被写体１０の被曝を低減したり、ＢＨ効果の影響を軽減したりする目的で使用される。線質フィルタ７に使用される金属板の代表例としては、厚さ0.05〜0.2mm程度の銅板や厚さ数mm程度のアルミニウム板、またはこれらを重ね合わせたもの等がある。なお、本実施例のＸ線ＣＴ装置では線質フィルタ７には複数の種類が用意されており、ユーザーは撮影用途に応じて上記種類を変更できるものとする。このとき図示しない移動機構により、指定された線質フィルタ７が撮影に先立ってＸ線ビームの経路中に配置される。
ボウタイフィルタ８は、アルミニウム等の素材で形成される公知のものである。ボウタイフィルタ８はＸ線管１からＸ線検出器２に向けて照射されるＸ線ビームの経路中に配置される。ボウタイフィルタ８は、上記Ｘ線ビームのボウタイフィルタ８中の透過パス長が、開口部６の中央位置において最も短く、周辺位置に近づくにつれて長くなるように、その厚みが変化する形状を有している。これにより、被写体１０を透過した後にＸ線検出器２に入射するＸ線の強度がＸｙ平面方向に均一化する。その結果、最終的に得られる被写体１０のＣＴ画像中において、被写体中央部と周辺部におけるノイズの粒状性を均一化してＣＴ画像の視認性を向上できる効果がある。また、被写体１０の周辺位置おける被曝を低減できる効果がある。なお、本実施例のＸ線ＣＴ装置ではボウタイフィルタ８は被写体１０のサイズや撮影部位に応じて複数の形状のものが用意されており、ユーザーは上記種類を変更できるものとする。このとき図示しない移動機構により、指定されたボウタイフィルタ８が撮影に先立ってＸ線ビームの経路中に配置される。
コリメータ９は鉛などの素材で形成される公知のＸ線遮蔽板であり、Ｘ線管１から照射されるＸ線の照射範囲をＸｙ面方向およびｚ方向に制限する。上記Ｘ線のＸｙ面方向の照射範囲は、Ｘ線検出器２のＸｙ面方向の入力範囲と一致するように制限される。またｚ方向の照射範囲（以下、スライス幅とする）は、ユーザーが撮影目的に応じて種々変更できるようになっている。このとき図示しない移動機構はコリメータ９の位置を移動して、スライス幅を指定されたサイズに制限する。
Ｘ線検出器２は後述する散乱線除去コリメータ３００、シンチレータアレイ３０３、およびフォトダイオードアレイ３０４等から構成される公知のものである。Ｘ線検出器２は、多数のＸ線検出素子をマトリクス状に配列した２次元入力面を有しており、前記入力面がＸ線管１に対向するように配置されている。前記配列数の代表例は2000素子（Ｘｙ面方向）×128素子（Ｚ方向）である。上記Ｘ線検出素子は、Ｘ線管１に対してＸｙ面方向に略等距離となる円弧上に配置されている。各Ｘ線検出素子のＸｙ面方向およびｚ方向のサイズの代表例は0.5［mm］である。
次に、本実施例のＸ線ＣＴ装置の撮影時における一連の動作手順を説明する。まずユーザーは操作卓ＣＳＬを通して撮影条件を指示した後に撮影開始を指示する。ただし撮影条件にはＸ線管１の管電圧や管電流、回転板３の回転速度、撮影スライス幅、線質フィルタ７の種類、ボウタイフィルタ８の種類、被写体１０の撮影範囲等の公知の条件に加えて、本Ｘ線ＣＴ装置に特有の撮影モード条件がある。上記撮影モード条件は撮影目的等に応じてユーザーが指示するものであり、本撮影によって最終的に計測されるＣＴ画像の空間分解能を規定する。なお撮影モード条件の詳細については後述する。
次に撮影開始が指示されると同時に、撮影コントローラーＣＴＬは回転板３の回転を開始する。回転板３の回転が指定された回転速度で定速状態に入った時点で撮影コントローラーＣＴＬはＸ線管１のＸ線照射およびＸ線検出器２の動作開始を指示し、撮影が開始される。このときＸ線検出器２は上述した撮影モード条件の指定値に応じて、本Ｘ線ＣＴ装置に特有の画素加算動作を行いながら撮影データを生成し、出力する。なお上記Ｘ線検出器２の画素加算動作の詳細に関しては後述する。
Ｘ線検出器２から出力された撮影データは、図示しない公知の光スリップリングを介して回転撮影系から静止系、すなわち、ガントリー５内の非回転系に転送された後に一時的にメモリＭＥＭ１に格納される。撮影データがメモリＭＥＭ１に格納されると同時に、計算機ＣＰＵは上記撮影データに対して後述する前処理演算を順次行い、結果をメモリＭＥＭ２に格納する。なお、上記前処理演算においては予めＭＥＭ２に格納された参照データが計算機ＣＰＵによって参照される。なお上記前処理演算の内容、および参照データの詳細については後述する。次に計算機ＣＰＵは上記前処理後の撮影データをメモリＭＥＭ２から読み出して、公知の再構成アルゴリズムを用いて被写体１０のＣＴ画像を再構成し、その結果得られたＣＴ画像のデータをメモリＭＥＭ２に保存する。
計算機ＣＰＵはまた、上記ＣＴ画像のデータＭＥＭ２からを読み出した上でボリュームレンダリング法やＭＩＰ(MaＸimum Intensity Projection)法、ＭＰＲ(Multi Planar Reconstruction)法等の公知の画像処理技術を用いて上記ＣＴ画像の表示画像を作成し、作成した表示画像をモニタＭＮＴの画面に表示する。なお、図１において計算機ＣＰＵには、専用演算器または公知の汎用演算器等が使用される。またメモリＭＥＭ１にはＲＡＭ（Random Access Memory）、メモリＭＥＭ２にはハードディスク、ＳＳＤ（Solid State Drive）等の公知の記録手段およびこれらを組み合わせたもの等が使用される。
図２は、本実施例のＸ線管１のＸ線焦点SとＸ線検出器２との位置関係を説明するための斜視図である。Ｘ線検出器２の入力面には多数のＸ線検出素子がマトリクス状に配列されており、以下では各Ｘ線検出素子によって形成されるＸ線検出器２の単位検出領域を検出画素と呼び、P(Ｘ,z)で表す。ただしＸ, z は検出画素の位置を表し、ＸをＺ軸に垂直な方向、zをＺ軸に平行な方向とする。
図３は、本実施例のＸ線検出器２のＸ方向の断面構造を説明するための断面図である。Ｘ線検出器２は散乱線除去コリメータ３００、シンチレータアレイ３０３、フォトダイオードアレイ３０４等で構成されている。シンチレータアレイ３０３はシンチレータブロック３０１および光反射材３０２から構成されている。シンチレータブロック３０１は光をＸ線に変換する公知のシンチレータ材料で形成されており、Ｘ方向およびｚ方向にマトリクス状に配置されている。各シンチレータブロック３０１間の隙間および上面は、公知の材料にて形成された光反射材３０２が充填されている。光反射材３０２は、シンチレータブロック３０１内部で発生した光をシンチレータブロック３０１と光反射材３０２の界面で反射する機能を有しており、隣接するシンチレータブロック３０１に上記光が入射してクロストークによる空間分解能の低下が発生することを防止するために使用される。また光反射材３０２は、上記クロストークやシンチレータブロック３０１の上面からの光の放射による上記光信号の減衰を防止する機能を有する。更に光反射材３０２は、シンチレータブロック３０１を接着固定する接着剤の機能を有する。シンチレータアレイ３０３の上面には、公知の材料で形成された散乱線除去コリメータ３００が配置されている。散乱線除去コリメータ３００は、Ｘｚ面に垂直な本図上方より観察すると格子状の形状を有しており、このためそのＸ方向およびｚ方向の断面図は本図のようにスリット３０７が各方向に多数配列されたような形状を有している。
なお本実施例のＸ線ＣＴ装置においては、スリット３０７はシンチレータブロック３０１aおよび３０１ｂのＸ方向の隙間の上方に１つ飛びに配置されているが、これに限定されるものではなく、全ての隙間の上方や、２つ飛び、３つ飛び等に配置されていても良い。また上方にスリット３００を有する隙間では、入射するＸ線が上記スリットにて遮断されるため、上記遮断域においてその隙間の距離ｇ２をなるべく大きく設定することで上記隙間間にて発生するクロストークを低減させることができる。一方、上方にスリット３００を有さない隙間では、その隙間の距離ｇ１を比較的小さく設定することでＸ線の利用効率の低下を防止することができる。なおスリット３０７は、それぞれ図２に示したＸ線焦点Ｓに指向するように配置されている。以上の構造により、散乱線除去コリメータ３００は被写体１０等の内部で散乱した後にＸ線検出器２に入力する散乱Ｘ線の内、Ｘ線検出器２の入力面に対してＸ方向およびｚ方向に比較的大きな入射角度で入射する散乱Ｘ線を遮断する機能を有する。このような散乱Ｘ線の除去により、本Ｘ線ＣＴ装置にて最終的に生成されるＣＴ再構成像のＳ／Ｎ低下やＣＴ値の精度低下を防止できる。
フォトダイオードアレイ３０４はシリコン基板上に形成された公知の背面照射型フォトダイオードアレイであり、上記基板中にはフォトダイオード素子３０５がＸｚ面方向にアレイ状に形成されている。なお上記各フォトダイオード素子３０５は、各シンチレータブロック３０１aおよび３０１ｂとそのＸｚ面方向の位置が一致するように設計されている。各シンチレータブロック３０１aおよび３０１ｂの内部で発生した光は、その下面よりフォトダイオード素子３０５に入射した後に電気信号に変換された後に出力信号線３０６を介して出力される。以上、Ｘ線検出器２のＸ方向の断面構造を説明したが、ｚ方向の断面構造もＸ方向と同一であるため説明を省略する。
図４は本実施例のＸ線ＣＴ装置における、Ｘ線検出器２の入力面側から見た検出画素P(Ｘ,z)の配置を説明するための図である。ただし図４中には、図の簡略化のため複数ある検出画素の代表的な１つにのみP(Ｘ,z)の記号を表示している。本図に示されるように、検出画素P(Ｘ,z)はＸ方向およびz方向にマトリクス状に配置されている。また個々の検出画素P(Ｘ,z)は図３に示したシンチレータブロック３０１とフォトダイオード素子３０５の単一素子のペアによって個々に形成される単位検出領域である。
図５は、本実施例のＸ線ＣＴ装置に特有の画素加算動作を説明するための図である。本実施例のＸ線ＣＴ装置においては、回転撮影系を回転しながら被写体１０に対して種々の方向から複数の撮影を行う際に、Ｘ線検出器２の複数の検出画素P(Ｘ,z)で検出された信号が画素加算されて計測される。また上記画素加算の加算位置Qが、上記複数の撮影の撮影タイミング毎に同期を取って変化するという特徴を有する。
図５には、上記画素加算をＸおよびz方向にそれぞれ２画素ずつ、合計４個の検出画素を加算する例が示されているが、これに限定するものでないことは言うまでもない。また、図５には上記画素加算の加算位置Qが、撮影タイミング毎にＸおよびz方向にそれぞれ１検出画素ずつシフトする例が示されている。このとき加算位置Qは合計４個の異なるバリエーションが存在し、各加算位置Q(T1)〜Q(T4)（ただし、T1〜T4は異なる４つの撮影タイミングを表すものとする）がそれぞれ図５の（Ａ）〜（Ｄ）に示してある。図５中に示される太線の四角は全て加算位置Qを表し、本太線で囲まれた領域の内部にある検出画素P(Ｘ,z)が加算されるものとする。また図５の（Ａ）〜（Ｄ）中には、図の簡略化のため複数ある加算位置（太線）の代表的な１つにのみQ(T1)〜Q(T4)の記号を表示してある。
なお、図５の（Ａ）〜（Ｄ）は、異なる４つの撮影タイミングT1〜T4に対応した加算位置の変化、の一例を示してあるに過ぎず、これに限定されるものはなく、撮影タイミングＴ１〜Ｔ４に対応して、加算位置Qを他の態様に変化させても良い。例えば、連続する撮影タイミングにおいて、図５の（Ａ）、図５の（Ｄ）に示す加算位置を交互に繰り返す等、加算位置の変化を図５の斜め方向でのみ行うことも可能である。
以下では画素加算のＸおよびz方向の加算個数をそれぞれNＸ、Nzと一般化して表す。また加算位置のＸおよびz方向のシフト量をそれぞれMＸ、Mzと表す。このとき画素加算の加算位置のバリエーションの個数Gは次式１で示される。
G＝(UＸ / MＸ) * (Uz / Mz) （ただし1≦MＸ, 1≦Mz）・・・（式１）
ただしUＸをNＸとMＸの最小公倍数、UzをNzとMzの最小公倍数とする。
例えば、図５に示した画素加算の例は、NＸ＝2, Nz＝2, MＸ＝1, Mz＝1として表現することができる。このとき数１よりG＝4となる。以下では、上記のようにNＸ, Nz, MＸ, Mzの値によって規定される画素加算条件を撮影モード条件と呼ぶ。なおNＸまたはNzの値が1の場合は各方向への画素加算は行わない（加算個数１）ものとする。またMＸまたはMzの値が0の場合は各方向への画素加算位置のシフトがない（シフト量０）ものとし、数１においてU/M＝1とする。なお既に説明したように、MＸ＜NＸ、Mz＜Nzと設定すると加算画素に対するオーバーサンプリングが実現できるため、エリアシングに起因する空間分可能の低下を低減できる利点がある。
図６は、本実施例のＸ線ＣＴ装置における、撮影タイミングと画素加算位置との関係を説明するための図である。図６において、S(Tk)は撮影タイミングTkにおけるＸ線発生点の位置を表す。回転撮影系の回転に伴いＸ線発生点Sの位置は円６００の上でS(Tk)、S(Tk＋1)、S(Tk＋2)、・・・と順次変化する。これと同時にＸ線検出器２では上記撮影タイミングの変化に合わせて画素加算位置をQ(T1)、Q(T2)、・・・Q(TG)、Q(T1)、Q(T2)、・・・というように周期Gで順次変化させる。この撮影タイミングと画素加算位置の切替タイミングの同期を取りつつ、撮影のフレーム毎に周期的な位置変化が行われる。例えば図５に示した画素加算の例では、Q(T1)、Q(T2)、Q(T3)、Q(T4)、Q(T1)、Q(T2)、・・・という４周期の位置変化を繰り返す。
図７は画素加算の別の例を説明するための図である。本例では撮影モード条件NＸ＝3, Nz＝1, MＸ＝1, Mz＝0のパターンが示してある。このとき数１より G＝3となり、各撮影タイミングにおける各加算位置Q(T1)〜Q(T3)をそれぞれ図７の（Ａ）〜（Ｃ）に示してある。ただし図７の（Ａ）〜（Ｃ）中には、図の簡略化のため複数ある加算位置（太線）の代表的な１つにのみQ(T1)〜Q(T3)の記号を表示してある。本図に示されるように、Nz＝1, Mz＝0よりz方向の画素加算および加算位置シフトは行われない。一方Ｘ方向には加算個数（３画素）の1/3のシフト量（１画素）で加算位置が変化している。この場合、加算位置を変化させない場合に比べてＸ方向のナイキスト周波数が３倍に増加するため、図５に示した例（ナイキスト周波数が２倍に増加）に比べてエリアシングによる空間分解能の低下をより低減できる。
図８は画素加算の更に別の例を説明するための図である。本例では撮影モード条件NＸ＝4, Nz＝2, MＸ＝2, Mz＝1のパターンが示してある。このとき数１よりG＝4となり、各撮影タイミングにおける各加算位置Q(T1)〜Q(T4)をそれぞれ図８の（Ａ）〜（Ｄ）に示してある。ただし図８の（Ａ）〜（Ｄ）中には、図の簡略化のため複数ある加算位置（太線）の代表的な１つにのみQ(T1)〜Q(T4)の記号を表示してある。撮影目的によっては、空間分解能よりも時間分解能が優先される場合があるが、このような場合には本図のように加算個数を大きく設定しても良い。このとき加算画素のトータルの個数が減少してＸ線検出器２から出力される信号量が減るため、撮影のフレームレートを増加して時間分解能向上に対応できるようになる。
図９は、本実施例のＸ線検出器２に設定された検出器中心エリア９００と検出器周辺エリア９０１を説明するための図である。撮影モード条件は、例えば上記のように設定されたエリア毎に個別に設定できるようにしてもよい。例えば、被写体１０の肺血管の診断を目的とするような場合は、撮影視野全体に渡って高空間分解能の計測が求められるため、検出器中心エリア９００および検出器周辺エリア９０１の両方に対し撮影モード条件をNＸ＝2, Nz＝2, MＸ＝1, Mz＝1等と設定してもよい。また、冠状動脈ステントの内腔評価を目的とするような場合は、関心領域が撮影視野の中心付近のみに限定されるため、検出器中心エリア９００の撮影モード条件をNＸ＝1, Nz＝1, MＸ＝0, Mz＝0、検出器周辺エリア９０１の撮影モード条件をNＸ＝3, Nz＝3, MＸ＝0, Mz＝0等と設定してもよい。なお検出器中のエリアの設定は本例に限られるものではなく、その数や位置を種々変更しても良い。
図１０は、本実施例のＸ線ＣＴ装置における、撮影モード条件を設定するための指定部として機能する設定画面の一例を示した図である。なお本設定画面は、例えば、図１のモニタＭＮＴに表示され、各種設定値は操作卓ＣＳＬよりキーボードやマウス等の公知の情報入力手段を用いて入力されるものとする。勿論、操作卓ＣＳＬに、設定画面を設ける等も可能であることは言うまでもない。
本図に示した例では撮影モードとして通常撮影モードと高解像度撮影モードが用意されており、ユーザーは撮影目的に応じてラジオボタン１０００および１００１の選択を通して撮影モードを選択できる。各撮影モードには撮影モード条件であるNＸ, Nz, MＸ, Mzの値を設定するための入力リスト１００２、１００３が用意されており、個々の値がプリセットされている。また上記撮影モード条件は、検出器中心エリア９００と検出器周辺エリア９０１の両方に対してプリセットできるようになっている。なお各プリセット値はユーザーによって変更することも可能である。上記プリセット値の変更時にはユーザーはプルダウンボタン１００４を押し、このとき表示される選択リスト１００５の中から目的の設定値を選択できるようになっている。言い換えるなら、Ｘ線検出部であるＸ線検出器２の検出領域中に、予め設定された異なる複数の小領域である、検出器中心エリアと検出器周辺エリアに対して、個別にNＸ, Nz等が設定可能となっている。なお、エリア毎の撮影モード条件の設定方法は本例に限られるものではなく、公知である種々の方法でこれを代用しても良い。
図１１は、本実施例のＸ線ＣＴ装置における、Ｘ線検出器２を構成する検出器モジュール１１００の配置を説明するための図である。本図に示されるように、Ｘ線検出器２は、検出器モジュール１１００をＸ方向に複数配列して形成される。本明細書において、この検出器モジュール１１００を、便宜上小検出器と呼ぶ。このような構成にすることで、Ｘ線検出器２の一部の検出画素に画素欠陥のような故障が発生した場合でも、該当する小検出器である検出器モジュール１１００のみを交換することで低コストの修理が可能となる。また個々の検出器モジュール１１００のＸ線入力面は平面形状を有したものが通常使用されているが、これら小検出器をＸ線焦点Ｓを中心とする、図示しない同一円弧上のフレーム上に配置することで、図２に示したような略円弧状の入力面を有するＸ線検出器２を形成できる。
図１２は、本実施例のＸ線ＣＴ装置における、Ｘ線検出器２を構成する小検出器、すなわち、個々の検出器モジュール１１００の構造の一具体例を説明するための斜視図である。検出器モジュール１１００は、散乱線除去コリメータ３００、シンチレータアレイ３０３、フォトダイオードアレイ３０４、基板１２００、基板１２０１、フレキシブル配線１２０２、ＤＡＳ（Data Acquisition System）チップ１２０３等から構成されている。このＤＡＳチップ１２０３は、上述した本実施例の信号読み出し部として機能する。
図３において説明したように、フォトダイオードアレイ３０４の上面にはシンチレータアレイ３０３が配置され、更にシンチレータアレイ３０３の上面には散乱線除去コリメータ３００が配置されている。またフォトダイオードアレイ３０４は基板１２００の上面に固定されており、基板１２０１は基板１２００の背面上に、その基板面が垂直になるように固定されている。図３中に示したフォトダイオードアレイ３０４の出力信号線３０６は基板１２００中に形成された図示しない貫通スルーホールを介して基板１２００の背面側にその一端が固定されたフレキシブル配線１２０２に接続されている。またフレキシブル配線１２０２のもう一端は基板１２０１上に固定されており、基板１２０１上に形成された図示しない端子を介してＤＡＳチップ１２０３に接続されている。ＤＡＳチップ１２０３はフォトダイオードアレイ３０４より出力される電気信号をＡＤ（Analog−to−Digital）変換してデジタル信号として出力する回路であり、公知のＣＭＯＳ技術等を用いて形成されている。
複数の検出器モジュール１１００に対応する複数のＤＡＳチップ１２０３の出力は、図１で説明したように、撮影データとしてメモリＭＥＭ１に格納され、信号処理部である計算機ＣＰＵで信号処理され、被写体のＣＴ画像が生成される。なお小検出器である検出器モジュール１１００の構造は本例に限定されるものではない。例えばＤＡＳチップ１２０３は、背面照射型のフォトダイオードアレイ３０４が形成されているシリコン基板上にフリップチップボンディング等の公知の技術を用いて直接接続および固定されていてもよい。
図１３〜１５はそれぞれ、本実施例のＸ線ＣＴ装置における、信号読み出し部であるＤＡＳチップ１２０３の回路構成の概要を説明するための回路図である。信号読み出し部であるＤＡＳチップ１２０３中の回路は、主に画素加算回路１３００、ＣＡ（Charge Amplifier）回路アレイ１３０１、ＳＨ（Sample Hold）回路アレイ１３０２、ＡＤＣ（Analog−to−Digital Converter）回路アレイ１３０３等から構成されている。このうちＣＡ回路アレイ１３０１、ＳＨ回路アレイ１３０２、ＡＤＣ回路アレイ１３０３は図１３〜１５に示される全ての回路構成において信号の入力方向から出力方向（図面左方向から右方向）に向けて上記の順番に配置されているが、画素加算回路１３００の位置はそれぞれ異なっている。
すなわち画素加算回路１３００は、図１３の例では初段（ＣＡ回路アレイの前段）に配置されており、図１４の例ではＳＨ回路アレイ１３０２とＡＤＣ回路アレイ１３０３の間に配置されており、図１５の例では最後段（ＡＤＣ回路アレイ１３０３の後段）に配置されている。ＣＡ回路アレイ１３００は、フォトダイオードアレイ３０４にて発生する電荷信号を蓄積して電圧信号に変換する公知のチャージアンプが、入力信号線毎に並列アレイ状に形成されたものである。またＳＨ回路アレイ１３０２は、チャージアンプの出力電圧を所定のタイミングでサンプルする公知のサンプルホールド回路が入力信号線毎に並列アレイ状に形成されたものである。なお、このサンプルホールド回路のサンプリングのタイミングが、Ｘ線ＣＴ装置の撮影タイミングとなる。更にＡＤＣ回路アレイ１３０３は、上記サンプルホールド回路にてサンプルされた電圧信号をデジタル信号に変換する公知のＡＤＣ回路が入力信号線毎に並列アレイ状に形成されたものである。画素加算回路１３００は、既に説明した画素加算を行う回路である。
図１０を用いて説明したように、本実施例のＸ線ＣＴ装置では画素加算における加算個数としてNＸ、Nzが設定可能であるが、NＸおよびNzとして設定し得る最小の値NＸo、Nzoの値のどちらか一方が２以上である場合は、画素加算回路１３００において必ず信号の加算が行われるため、画素加算回路１３００の出力信号線１３０５の本数をその入力信号線１３０４の本数に対して減らすことができる。このため画素加算回路１３００が上段にある程、後段に続く並列回路の数を減らすことができる。このような回路数の低減は、回路の消費電量を抑えて回路からの発熱を低減したり、ＤＡＳチップ１２０３の製造歩留まりを向上できるなどの利点を有する。
図１３に示した回路構成例では画素加算回路１３００は最も上段に配置されているため、後段の回路数を最も低減できるメリットがある。しかし一方で、画素加算に伴い発生する回路ノイズの影響を最も受け易いというデメリットもある。一方、図１４に示した回路構成例では画素加算回路１３００は中段に配置されており、前段のＣＡ回路アレイ１３０１およびＳＨ回路アレイ１３０２はフォトダイオードアレイ３０４の出力信号線３０６と同数だけ並列に形成する必要がある。しかしＣＡ回路アレイ１３０１にて信号を増幅した後に信号を加算するため、図１３の場合に比べ加算時に発生する回路ノイズの影響を受けにくいメリットがある。また、電力消費や発熱量の最も多いＡＤＣ回路アレイ１３０３の回路量を低減できるメリットがある。なお図１４の画素加算回路１３００にはＳ／Ｈ回路アレイ１３０２より出力される電圧信号を加算する公知の加算回路が用いられる。一方、図１５に示した回路構成例では画素加算回路１３００は最も後段に配置されており、回路量を低減できないというデメリットがある。しかしＡＤＣ回路アレイ１３０３でデジタル信号に変換した後に信号を加算するため、加算に伴う回路ノイズの発生が全く生じないというメリットがある。なお図１５の画素加算回路１３００には公知のデジタル加算回路が用いられる。
図１６は本実施例のＸ線ＣＴ装置における、個々の検出器モジュール１１００において行われる画素加算の加算位置Qを説明するための模式図である。個々の検出器モジュール１１００において、Ｘ方向およびz方向に配列される検出画素P(Ｘ,z)は有限であるため、画素加算を行う場合に各方向の端部においては加算個数がNＸおよびNz個に満たない場合がある。このため撮影タイミングによっては、加算後に出力される信号の個数が変化する場合が生じる。一方、図１２〜１５で説明したように、画素加算回路１３００を有する信号読み出し部としてのＤＡＳチップ１２０３は、各検出器モジュール毎に個別に用意されるため、画素加算回路１３００中において並列処理できる画素加算の能力、および加算後に出力される出力信号線１３０４の本数は上記出力信号数の最大値に設定されていなければならない。いま個々の検出器モジュール１１００がＸ方向およびz方向に有する検出画素P(Ｘ,z)の個数をそれぞれKＸ、Kzとする。
図１６に示した例は、KＸ＝7の場合に撮影モード条件をNＸ＝3, Nz＝1, MＸ＝1, Mz＝0と設定した場合である。このとき数１よりG＝3となり、各撮影タイミングにおける各加算位置Q(T1)〜Q(T3)をそれぞれ図１６の（Ａ）〜（Ｃ）に示してある。また図１６中には、各加算位置に対して左側から順にQ1(T), Q2(T),・・・のような形で番号付けしてある。図１６の（Ａ）〜（Ｃ）に示されるように、本例においては上記番号付けによって付加された番号の最大値は３であり、Ｘ方向に出力される信号の個数の最大値は３個となる。このように、Ｘ方向に出力される信号の個数の最大値をLＸと表すと、LＸは次式２、３、４で計算できる。
（１）NＸが２以上かつMＸが１以上の場合
LＸ＝JＸ＋1 (IＸ＝0, またはIＸ＝1、またはIＸ＝MＸかつNＸがMＸの倍数の場合)
LＸ＝JＸ＋2 (上記以外の場合) ・・・（式２）
（２）NＸが１の場合
LＸ＝KＸ ・・・（式３）
（３）MＸが0の場合
LＸ＝JＸ (IＸ＝0の場合), LＸ＝JＸ＋1(IＸ≠0の場合) ・・・（式４）
ただし式２および式４において、KＸ＝NＸ×JＸ＋IＸ（IＸは0≦IＸ＜NＸを満たす整数）とする。
例えば図１６の撮影モード条件NＸ＝3, MＸ＝1を数２に代入するとLＸ＝3となり、上記の結果と一致する。同様に、数２〜４において添え字Ｘをzに変更するとz方向に出力される信号の個数の最大値をLzが計算できる。このとき画素加算回路１３００から出力される出力信号線１３０４の本数の最大値はLＸ×Lz本となる。
図１７は個々の検出器モジュール１１００において行われる画素加算の別の例を説明するための図である。なお本例はKＸ＝8、撮影モード条件をNＸ＝3, Nz＝1, MＸ＝2, Mz＝0と設定したものである。このとき数１よりG＝3となり、各撮影タイミングにおける各加算位置Q(T1)〜Q(T3)をそれぞれ図１７の（Ａ）〜（Ｃ）に示してある。また図１６の場合と同様、各加算位置に対して左側から順にQ1(T), Q2(T),・・・のような形で番号付けしてある。本例の撮影モード条件NＸ＝3, MＸ＝2を数２に代入するとLＸ＝4となるが、実際、図１７の（Ｃ）においては上記番号付けの最大値が４個となっている。
図１８は個々の検出器モジュール１１００において行われる画素加算のさらに別の例を説明するための図である。なお本例はKＸ＝10、撮影モード条件をNＸ＝4, Nz＝1, MＸ＝2, Mz＝0と設定したものである。このとき数１よりG＝2となり、各撮影タイミングにおける各加算位置Q(T1),Q(T2)をそれぞれ図１８（Ａ）、（Ｂ）に示してある。また図１６の場合と同様、各加算位置に対して左側から順にQ1(T), Q2(T),・・・のような形で番号付けしてある。本例の撮影モード条件NＸ＝4, MＸ＝2を数２に代入するとLＸ＝3となるが、実際図１８においては上記番号付けの最大値が３個となっている。
図１９は、本実施例のＸ線ＣＴ装置における、検出器モジュール１１００における検出画素P(Ｘ,z)の配列の一例を説明するための図である。また図２０は図１９に示した検出器モジュール１１００において行われる画素加算の例を説明するための図である。更に図２１は図２０に示した画素加算を実現するための画素加算回路１３００の具体例を説明するための回路図である。
以下では、図１９〜２１を用いて本実施例の画素加算回路１３００の構成の詳細を説明する。図１９に示した検出器モジュール１１００は、KＸ＝Kz＝4とした場合の検出画素P(Ｘ,z)の配列を示したものであり、検出画素P(Ｘ,z)のＸおよびz方向の位置をそれぞれ１〜４の数字で表している。なお、ここでは簡単のためKＸ＝Kz＝4という比較的小さな数を設定しているが実際にはもっと大きな数が用いられる。例えばKＸおよびKyの代表値はKＸ＝32, Kz＝128である。
図２０は図１９に示した検出器モジュール１１００に対して、撮影モード条件をNＸ＝2, Nz＝2, MＸ＝1, Mz＝0と設定したものである。このとき数１よりG＝2となり、各撮影タイミングにおける各加算位置Q(Ｘ,z)をそれぞれ図２０の（Ａ）および（Ｂ）に示してある。ただし、P(Ｘ,z)の場合と同様、Ｘおよびz方向の位置をそれぞれ１〜３の数字で表している。なおNＸ＝2, MＸ＝1を数２に代入するとLＸ＝3となる。またNz＝2,Mz＝0を数４に代入するとLz＝2となる。従って、本検出器モジュール１１００においては最大LＸ×Lz＝6個の加算画素が生成される。
図２１に示した画素加算回路１３００は、図１３に示したＤＡＳチップ１２０３の初段に配置される場合を想定したものであり、入力信号線１３０４から入力される信号はフォトダイオードアレイ３０４で発生した信号電荷である。図１９に示されるように、検出器モジュール１１００からはP(1,1)〜P(4,4)迄の合計16個（＝KＸ×Kz）の信号が出力され、入力信号線１３０４を通して画素加算回路１３００に入力する。一方、図２０に示されるように画素加算後はQ(1,1)〜Q(3,2)迄の合計6個（＝LＸ×Lz）の信号が生成され、出力信号線１３０５を通して画素加算回路１３００から出力される。
図２１において、２つの撮影タイミングT1（図２０の（Ａ）の画素加算パターンに相当）およびT2（図２０の（Ｂ）の画素加算パターンに相当）の切り替えはそれぞれ、信号線２１０１および２１００に入力するスイッチ電圧T1,T2のＯＮ・ＯＦＦを交互に切り替えることによって実現される。例えば信号線２１０１に入力するスイッチ電圧T1をＯＮ，信号線２１００に入力するスイッチ電圧T2をＯＦＦとした場合、上記スイッチ電圧T1は信号線２１０１および２１１３を介してスイッチ２１１５、２１１６、２１１７、２１１８、および２１１９のゲート電圧に付加され、上記全てのスイッチをＯＮ状態にする。よって、本実施例のＸ線ＣＴ装置における、画素加算位置の切り替えは、サンプルホールド回路のサンプリングのタイミングである撮影タイミングT1およびT2が利用され、撮影タイミングと画素加算位置切替えは同期することとなる。
このとき検出画素P(1,1), P(2,1), P(1,2), P(2,2)で発生した信号電荷はそれぞれ信号線２１０３、２１０４、２１０５、２１０６およびスイッチ２１１５、２１１６、２１１７、２１１８を介して信号線２１１４に流入して加算される。また上記加算信号はスイッチ２１１９を介して加算画素信号Q(1,1)として出力される。なおこのときスイッチ電圧T2はＯＦＦとなっているため、スイッチ２１２３、２１２４、および２１２５は全てＯＦＦの状態となっている。従って、加算画素信号Q(1,1)に他の信号電荷が流入することはない。同様にしてQ(1,1)〜Q(3,2)迄の合計６個全ての加算画素信号が生成される。ただし、撮影タイミングT1においては図２０の（Ａ）に示されるように加算画素信号Q(3,1)およびQ(3,2)は存在しないため、これらに対してはＧＮＤ信号が出力される。
上記ＧＮＤ信号は信号線２１０２、２１０７、および２１０９を介して供給され、スイッチ２１２１および２１２２を介して出力される。一方、信号線２１０１に入力するスイッチ電圧T1をＯＦＦ，信号線２１００に入力するスイッチ電圧T2をＯＮとした場合、上記スイッチ電圧T2は信号線２１００および２１１２を介してスイッチ２１２３、２１２４、および２１２５のゲート電圧に付加され、上記全てのスイッチをＯＮ状態にする。このとき検出画素P(1,1), P(2,1)で発生した信号電荷はそれぞれ信号線２１０３、２１０５およびスイッチ２１２３、２１２４を介して信号線２１１１に流入して加算される。また上記加算信号はスイッチ２１２５を介して加算画素信号Q(1,1)として出力される。なおこのときスイッチ電圧T１はＯＦＦとなっているため、スイッチ２１１５、２１１６、２１１７、２１１８、および２１１９は全てＯＦＦの状態となっている。従って、加算画素信号Q(
1,1)に他の信号電荷が流入することはない。同様にしてQ(1,1)〜Q(3,2)迄の合計６個全ての加算画素信号が生成される。以上のようにしてスイッチ電圧T1およびT2のＯＮ・ＯＦＦを交互に切り替えることで、加算画素の位置を切り替えることができる。
図２２は図１を用いて説明した、本実施例のＸ線ＣＴ装置における、前処理演算の手順を説明するためのフロー図である。なお図２２中に示されたＳ０１〜Ｓ０７のステップは図１に示した信号処理部として機能する計算機ＣＰＵの演算によって実施される。Ｘ線検出器２から出力された後に回転撮影系から静止系に転送された撮影データは、メモリＭＥＭ１に格納される。撮影データがメモリＭＥＭ１に格納されると同時に、計算機ＣＰＵはまず、ＭＥＭ１から上記撮影データを読み込み（ステップＳ０１）、端部画素加算の演算を行う（ステップＳ０２）。ここで、端部画素加算の内容について、図２３および２４を用いて説明する。
図２３は、本実施例のＸ線ＣＴ装置における、端部画素加算の演算内容の一例を説明するための模式図である。なお図２３は図１９に示した検出器モジュール１１００をＸ方向に並べてＸ線検出器２を構成した場合の、一部の検出器モジュール１１００aおよび１１００ｂが示してある。また図２３中には、図２０の（Ｂ）に示した加算画素位置Q(Ｘ,z)（撮影モード条件：NＸ＝2, Nz＝2, MＸ＝1, Mz＝0）が示してある。既に説明したように、加算画素信号は検出器モジュール１０００毎に個別にデジタル信号に変換されて出力される。このとき、モジュール境界２３００付近の加算画素では、設定された加算個数NＸに満たない加算画素出力が発生する。例えば図２３においては、加算画素位置Qa(3,1)およびQb(1,1)より出力される加算画素信号はそれぞれＸ方向の加算個数NＸを満たしていないため、デジタル出力された両者の信号を数値的に加算して１つの加算画素信号を形成する必要がある。同様に加算画素位置Qa(3,2)およびQb(1,2)より出力されるデジタル信号も加算される。このような加算演算を以下では端部画素加算と呼ぶ。端部画素加算は、加算個数NＸ、Nzを満たさないモジュール境界２３００付近の全ての加算画素出力に対して実施される。
図２４は端部画素加算の演算内容の別の例を説明するための図である。なお図２４は図１９に示した検出器モジュール１１００をＸ方向に並べてＸ線検出器２を構成した場合の、一部の検出器モジュール１１００a、１１００ｂ、および１１００ｃが示してある。また図２４中には、撮影モード条件をNＸ＝3, Nz＝2, MＸ＝1, Mz＝0と設定した場合の、ある１つの撮影タイミングにおける加算画素位置Q(Ｘ,z)が示してある。このとき数１よりG＝3となり、３つの撮影タイミングが存在する。本例では、例えばモジュール境界２３００付近の加算画素位置Qa(2,1)およびQb(1,1)に対して端部画素加算が実施される。同様にQb(2,1)とQc(1,1)、Qa(2,2)とQb(1,2)、Qb(2,2)とQc(1,2)等に対しても端部画素加算が実施される。なお本例の場合、端部画素加算においてＸ方向の加算個数NＸが常に設定値である3となるように、検出器モジュール１１００a、１１００ｂ、および１１００ｃにおいてそれぞれ異なる加算画素位置が設定されている。このような検出器モジュール毎の加算画素位置の変化は、上記G＝3の３つの撮影タイミングの時相を検出器モジュール毎にずらして設定することにより実現される。以上、図２２のステップＳ０２に示した端部画素加算の演算内容について説明した。
次に図２２に戻り、以降のステップについて説明する。なお以降説明する全てのステップは、加算画素に対して実施される点が従来と異なるが、その演算内容には公知の方法が利用される。ステップＳ０２の端部画素加算が終了すると、次にリファレンス補正の演算が行われる（ステップＳ０３）。リファレンス補正は、上記撮影データの出力を規格化するために行われる公知の演算であり、次式５で計算される。
Qg’(Ｘ,z)＝Qg(Ｘ,z)/Qgo(g＝1,2,…G, Ｘ＝1,2,…VＸ, z＝1,2,…Vz)・・・（式５）
ただしgを撮影タイミング、VＸ, Vzをそれぞれ端部画素加算後に生成されるＸおよびz方向の加算画素の個数、Qg(Ｘ,z)を加算画素の信号値とする。
またQgoはＸ線検出器２のＸ方向の両端部付近の加算画素にて計測されたエアデータ（被写体１０を透過してないデータに相当する）の平均値である。上記リファレンス補正により、装置の精度不足でＸ線管１から出力されるＸ線の強度が撮影中に変動した場合においても、上記変動による信号量の変化を除去して、後に続くＣＴ再構成演算の精度を向上できる。ステップＳ０３のリファレンス補正が終了すると、次にクロストーク補正が行われる（ステップＳ０４）。
クロストーク補正は隣接する検出画素から流入するクロストーク信号を計算にて除去することでクロストークにより低下した空間分解能を回復させる演算であり、これまでさまざまな演算方法が提案されている。例えば、最もシンプルな公知の演算方法の一つとして、式６に示される方法がある。
Qg”(Ｘ,z) ＝Q’g(Ｘ,z)− Q’g(Ｘ−1,z)×ag(Ｘ,z)− Q’g(Ｘ＋1,z)×bg(Ｘ,z)−Q’g(Ｘ,z＋1)×cg(Ｘ,z)− Q’g(Ｘ,z−1)×dg(Ｘ,z)
(g＝1,2,…G, Ｘ＝1,2,…VＸ, z＝1,2,…Vz) ・・・（式６）
ただしag(Ｘ,z)、bg(Ｘ,z)、cg(Ｘ,z)、およびdg(Ｘ,z)は、加算画素Qg(Ｘ,z)に対してその隣接する加算画素Qg(Ｘ−1,z), Qg(Ｘ＋1,z), Qg(Ｘ,z＋1),およびQg(Ｘ,z−1)からQg(Ｘ,z)に混入する信号の比率であり、以下ではクロストーク比率と呼ぶ。
クロストーク比率は、公知の実験や公知のシミュレーション等に基づいて予め導出された値がテーブル化され、メモリＭＥＭ２に記録されている。上記テーブル値は、クロストーク補正時においてメモリＭＥＭ２から読み出され、上記数６による演算に利用される。
図２５は、本実施例のＸ線ＣＴ装置における、メモリＭＥＭ２に格納されているクロストーク比率のテーブルの一構成を説明するための図である。クロストーク比率の値は、種々の撮影モードにおいて生成される全ての加算画素に対して求めておく必要がある。このため、本実施例のＸ線ＣＴ装置においては、クロストーク比率のテーブルは撮影モード１用のテーブル２５００、撮影モード２用のテーブル２５０１、撮影モード３用のテーブル２５０２、・・・という形で全ての設定可能な撮影モードに対して用意される。また各撮影モードにおいては、その撮影モードが有する合計G個の全ての撮影タイミングに対して、撮影タイミングＴ１用のテーブル２５０３、撮影タイミングＴ２用のテーブル２５０４、・・・という形でテーブルが用意される。
次に再び図２２に戻りクロストーク補正以降のステップについて説明する。クロストーク補正（ステップＳ０４）が終わると、次にエア補正（ステップＳ０５）およびＢＨ(Beam Hardening)補正（ステップＳ０６）が実施される。エア補正およびＢＨ補正の計算にはそれぞれ式７、および式８で示されるような公知の式が用いられる。
Rg(Ｘ,z)＝−log(Qg”(Ｘ,z)/ Ag(Ｘ,z))
(g＝1,2,…G, Ｘ＝1,2,…VＸ, z＝1,2,…Vz) ・・・（式７）
R’g(Ｘ,z) ＝αg(Ｘ,z)×Rg(Ｘ,z)2 ＋βg(Ｘ,z)×Rg(Ｘ,z)
(g＝1,2,…G, Ｘ＝1,2,…VＸ, z＝1,2,…Vz) ・・・（式８）
ただしAg(Ｘ,z)は加算画素Qg(Ｘ,z)に対して予め計測しておいた公知のエアデータである。
エアデータは被写体１０および寝台天板４を配置せずに撮影した撮影データに対して、図２２を用いて既に説明した端部画素加算（ステップＳ０２）、リファレンス補正（ステップＳ０３）、クロストーク補正（ステップＳ０４）を実施後、これらを複数加算平均したものである。またαg(Ｘ,z)およびβg(Ｘ,z)は加算画素Qg(Ｘ,z)に対して予め計測しておいた公知のＢＨ補正係数である。ＢＨ補正係数の導出には、例えば特公昭61−54412（特許文献）に示されるような公知の方法が利用できるため、ここでは説明を省略する。エアデータAg(Ｘ,z)およびＢＨ補正係数αg(Ｘ,z)およびβg(Ｘ,z)は、予め求めておいた値がテーブル化され、メモリＭＥＭ２に記録されている。上記テーブル値は、エア補正およびＢＨ補正時においてそれぞれメモリＭＥＭ２から読み出され、上記数７および数８による演算に利用される。
図２６は、本実施例のＸ線ＣＴ装置における、メモリＭＥＭ２に格納されているエアデータおよびＢＨ補正係数のテーブルの一具体的構成を説明するための図である。エアデータおよびＢＨ補正係数の値は、種々の撮影条件、例えば、Ｘ線管１の管電圧、線質フィルタ７の種類、ボウタイフィルタ８の種類の設定可能な組合せ条件等において生成される全ての加算画素に対して求めておく必要がある。このため、エアデータおよびＢＨ補正係数のテーブルは撮影条件１用のテーブル２６００、撮影条件２用のテーブル２６０１、撮影条件３用のテーブル２６０２、・・・という形で全ての設定可能な撮影条件に対して用意される。また各撮影条件においては、撮影モード１用のテーブル２６０３、撮影モード２用のテーブル２６０４、・・・という形で全ての設定可能な撮影モードに対してテーブルが用意される。更に各撮影モードにおいては、その撮影モードが有する合計G個の全ての撮影タイミングに対して、撮影タイミングＴ１用のテーブル２６０５、撮影タイミングＴ２用のテーブル２６０６、・・・という形でテーブルが用意される。
再び図２２に戻り、ＢＨ補正（ステップＳ０６）後のデータは最後にＭＥＭ２に保存される（ステップＳ０７）。なお上記ステップＳ０１からＳ０７迄の前処理演算の過程は撮影中にＸ線検出器２から出力された撮影データがメモリＭＥＭ１に格納される度に繰り返し実施され、全ての撮影データに対して演算が終了した時点で前処理演算を終了する。
図２７の（Ａ）は、本実施例のＸ線ＣＴ装置における、図１を用いて説明したＣＴ画像の再構成演算の一例の手順を説明するためのフロー図である。なお図２７の（Ａ）中に示されたＳ１１〜Ｓ１４のステップは計算機ＣＰＵの演算によって実施される。また再構成アルゴリズムに関してはこれまで種々の方式が提案されており公知となっているが、以下では最も一般的なFeldkampのアルゴリズム（公知文献１：J.Opt. Soc. Am. A, vol.1,pp. 612−619, June 1984）を対象に再構成演算の手順を説明する。しかしながら、後述するように、この再構成演算に限定されるものではない。
図２２で説明した前処理演算を終えた撮影データがＭＥＭ２に格納されると同時に、計算機ＣＰＵはまず、ＭＥＭ２から上記撮影データを読み込み（ステップＳ１１）、フィルタ演算を行う（ステップＳ１２）。フィルタ演算の方法は上記公知文献１に記載されているためここでは詳細な説明を省略するが、簡単に言えば撮影データに対して再構成フィルタと呼ばれるデジタルフィルタをＸ方向にコンボルーションする演算である。本Ｘ線ＣＴ装置においては、フィルタ演算は画素加算された後のデータに対して実施される。この際、加算画素のＸ方向およびz方向の位置が撮影タイミング毎に異なっているが、フィルタ演算は上記位置変化に関係なく従来と同様の方法で実施される。次にフィルタ演算終了後の撮影データを用いて逆投影演算が実施される（ステップＳ１３）。フィルタ演算と同様、逆投影演算も基本的には上記公知文献１に記載されている方法が利用されるが、本実施例のＸ線ＣＴ装置においては逆投影演算に用いる逆投影データの作成方法に特徴があるため、以下図２８および図２９を用いて、本実施例のＸ線ＣＴ装置における逆投影演算の詳細を説明する。
図２８は逆投影演算の演算方法を説明するための図である。ＣＴ画像は、上記ＣＴ画像を構成するＸＹＺ座標上の全ての再構成点Ｒに対して再構成データを計算することにより生成される。再構成点Ｒの再構成データを計算するには、まず撮影タイミングTkにおけるＸ線発生点S(Tk)と再構成点Ｒとを結ぶ直線２８００がＸ線検出器２と交差する位置(Ｘ,z)（以下、投影位置とする）を計算し、後述する撮影データの補間演算（ただしここで言う撮影データは図２７の（Ａ）のステップＳ１２に示したフィルタ演算後の撮影データである）によって上記投影位置における撮影データPJk(Ｘ,z)（以下、逆投影データとする）を求める。上記逆投影データは、再構成点Ｒを囲む全周方向の全てのＸ線発生点位置S(Tk)、S(Tk＋1)、・・・に対してPJk(Ｘ,z)、PJk＋1(Ｘ,z)、・・・として計算され、これらを加算することで再構成点Ｒの再構成データが計算できる。なお、逆投影データを加算する上記計算は逆投影演算と呼ばれている。
図２９は補間演算に基づく逆投影データの計算方法を説明するための図である。逆投影データの投影位置(Ｘ,z)は、Ｘ線検出器２上の加算画素位置Qの配列に対して種々存在し得るため、逆投影データPJk(Ｘ,z)の値は投影位置(Ｘ,z)の周辺の加算画素にて計測された撮影データを補間して計算される。このとき、加算画素の位置は撮影タイミング毎にQ(Tk)（図２９の（Ａ）参照）、 Q(Tk＋1)（図２９の（Ｂ）参照）等と変化するため、各加算画素の位置の変化を考慮した上で補間データが作成される。なお上記補間演算には、線形補間やラグランジュ補間等の公知の方法が利用される。再び図２７の（Ａ）に戻り、逆投影演算（ステップＳ１３）により作成されたＣＴ画像は、最後にＭＥＭ２に保存され（ステップＳ１４）、再構成演算を終了する。
以上のように本実施例に係るＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線検出器の検出画素を画素加算すると共に、上記画素加算位置を撮影タイミング毎に変化させる。このとき加算画素のサイズより小さな移動距離で上記画素加算位置を変化させることで、データのサンプリング間隔を縮小してナイキスト周波数を向上できる。その結果、被写体に含まれる高空間分解能情報がエリアシングによって喪失する量を低減できるので、ＣＴ画像の空間分解能を向上できる。
また本実施例に示したＸ線検出器２においては、検出画素のＸ方向およびz方向のサイズを0.5 ［mm］としたが、これは一般的な医用Ｘ線ＣＴ装置で用いられる同サイズの約半分の大きさである。この場合１つの検出画素に入力するＸ線の量は通常の1/4となり、計測されるＣＴ画像のＳ／Ｎが低下してしまうが、例えば図５に示したような撮影モード条件NＸ＝2, Nz＝2, MＸ＝1, Mz＝1を採用することによって４つの検出画素が加算されるので、上記Ｓ／Ｎの低下を防止できる。すなわち、ＣＴ画像のＳ／Ｎを低下させることなく、その空間分解能を向上できる利点がある。
更に、上記のように検出画素のサイズをＸ方向およびy方向に半分にすると検出画素の総数が４倍に増えるため、全ての検出画素に対して信号を読み出すための回路を並列に設けると、上記並列回路数や出力されるデータ数が４倍に増えてしまうという問題が生じる。このような並列回路数の増大はＸ線検出器２のコストや消費電力量を増大させるばかりでなく、回路からの発熱量を増大させて誤動作を生じさせる原因となる。更に上記出力されるデータ数が４倍に増えることで、光スリップリングを介して回転撮影系から静止系へ転送する情報量が４倍に増えるため、転送エラー等の誤動作が生じ易くなる。しかしながら、本実施例に示したＸ線ＣＴ装置においては、画素加算回路１３００を設けることで上記並列回路数や出力データ数を殆ど増加させることなく上記の高空間分解能計測を実現できる。
例えば、本実施例に示したＸ線ＣＴ装置では検出器モジュール１１００のＸ方向およびy方向の検出画素数をそれぞれKＸ＝32, Kz＝128としたので、１つの検出器モジュール１１００は合計32×128＝4096個の検出画素を有している。一方、上記通常サイズの検出画素を有する一般的な検出器モジュールでは検出画素の総数は上記例の1/4の1024個（KＸ＝16, Kz＝64, KＸ×Kz＝1024）となる。しかしながら、本実施例に示したＸ線ＣＴ装置では上記画素加算回路１３００を設けることで、上記並列回路の総数を1105個（数２よりLＸ＝17, Lz＝65, LＸ×Lz＝1105）に抑えることが可能である。すなわち上記一般的な検出器モジュールが有する並列回路の総数1024個に対して約８％の僅かな並列回路数の増加で信号読み出し回路を構成できる。このため並列回路数の増大に伴う課題であったＸ線検出器２のコストの増加や消費電力量の増加、さらには発熱量の増加に伴う誤動作の発生等を殆ど生じさせることなく、高空分解能計測が可能なＸ線ＣＴ装置を実現できる。
以上、本発明に係るＸ線ＣＴ装置の一実施例を示したが、本発明は本実施例に限定されるものではなく、その要旨を逸脱しない範囲において種々変更し得ることは言うまでもない。また、上記した実施例は本発明のより良い理解のために詳細に説明したのであり、必ずしも説明の全ての構成を備えるものに限定されものではない。
例えば、本実施例の例では再構成アルゴリズムとしてFeldkampのアルゴリズムを利用する例を示したが、公知のその他アルゴリズムを利用しても良い。このとき多くの再構成アルゴリズムではファンビーム型の座標系で計測される撮影データを平行ビーム型の座標系に変換した後に、フィルタ演算および逆投影による再構成が行われる。上記座標変換（ファンパラレル変換）では、所望する平行ビームのデータを得るためにファンビームデータの補間演算が行われるが、上記補間演算を行う際には図２９中に示したPJk(Ｘ,y)を所望する平行ビームデータ、加算画素Q(Tk)をファンビームデータと置き換えることにより、図２９に示した補間演算方法と同様の方法で加算画素位置の変化に対応した平行ビームデータを計算できる。この場合の再構成フローは図２７の（Ｂ）に示す通り、撮影データを読み込み（ステップＳ１１）の後、ファンパラレル変換（ステップＳ１５）を行った後、フィルタ演算を行う構成となる。
更に、上述した実施例の各構成、機能、処理部等は、それらの一部又は全部を実現するプログラムを作成することによりソフトウェアで実現する場合について説明したが、それらの一部又は全部を、例えば集積回路で設計する等によりハードウェアで実現しても良いことは言うまでもない。
本発明のＸ線ＣＴ装置は、計測されるＸ線ＣＴ画像のＳ／Ｎを低下させることなく空間分解能を向上できる。これにより、例えば工業用ＣＴにおいてはＳ／Ｎ向上のためにＸ線発生装置からのＸ線出力を上げることなく、被写体の微細な構造の計測が可能となり、Ｘ線発生装置の寿命延長や低消費電力化を実現すると共に、被写体の計測精度を向上できる。また、例えば医療用ＣＴにおいてはＳ／Ｎ向上のために被検者の被曝を増加させることなく、血管等のより微細な構造の計測が可能となり、診断能力を向上でき、極めて有用である。
１・・・Ｘ線管、
２・・・Ｘ線検出器、
３・・・回転板、
４・・・寝台天板、
５・・・ガントリー、
６・・・開口部、
７・・・線質フィルタ、
８・・・ボウタイフィルタ、
９・・・コリメータ、
１０・・・被写体、
ＣＰＵ・・・計算機、
ＭＥＭ１・・・メモリ、
ＭＥＭ２・・・メモリ、
ＣＴＬ・・・撮影コントローラー、
ＣＳＬ・・・操作卓、
ＭＮＴ・・・モニタ、
３００・・・散乱線除去コリメータ、
３０１・・・シンチレータブロック、
３０２・・・光反射材、
３０３・・・シンチレータアレイ、
３０４・・・フォトダイオードアレイ、
３０５・・・フォトダイオード素子、
３０６・・・出力信号線、
３０７・・・スリット、
９００・・・検出器中心エリア、
９０１・・・検出器周辺エリア、
１１００・・・検出器モジュール、
１２００・・・基板、
１２０１・・・基板、
１２０２・・・フレキシブル配線、
１２０３・・・ＤＡＳ（Data Acquisition System）チップ、
１３００・・・画素加算回路、
１３０１・・・ＣＡ（Charge Amplifier）回路アレイ、
１３０２・・・ＳＨ（Sample Hold）回路アレイ、
１３０３・・・ＡＤＣ（Analog−to−Digital Converter）回路アレイ、
１３０４・・・入力信号線、
１３０５・・・出力信号線。

Claims (15)

  1. 被写体のＣＴ画像を生成するＸ線ＣＴ装置であって、
    Ｘ線発生部と、
    前記Ｘ線発生部から照射されたＸ線イメージを検出するＸ線検出部と、
    前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出部を回転軸を中心に回転する回転機構部と、
    前記Ｘ線検出部で検出された信号を所定の撮影タイミングで読み出す信号読み出し部と、前記信号読み出し部より出力された信号を処理し、前記被写体のＣＴ画像を生成する信号処理部とを備え、
    前記信号読み出し部は、
    前記Ｘ線検出部のＸ線入力面上にマトリクス状に構成された複数の検出画素においてx方向に隣接するNx個の検出画素、および／またはz方向に隣接するNz個の検出画素で検出された信号（ここでNxおよびNzは、１以上の整数でありどちらか１方を２以上とする）を加算して出力するとともに、前記撮影タイミングと同期して、前記加算を行う検出画素の加算位置の変化を行う
    ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  2. 請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
    前記信号読み出し部は、
    前記加算を行う検出画素の位置を周期的に変化させる
    ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  3. 請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
    前記NxおよびNzを指定する指定部を更に有する
    ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  4. 請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
    前記信号処理部に接続される表示部を更に備え、
    前記指定部は、前記表示部の表示画面で構成される
    ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  5. 請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置において、
    前記Ｘ線検出部は、検出領域中に予め設定された複数の小領域を備え、
    前記NxおよびNzの値は、前記複数の小領域に対して個別に設定可能である
    ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  6. 請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
    前記信号読み出し部は、
    前記Ｘ線検出部からの出力信号を、前記検出画素で検出された信号を加算する画素加算回路、前記検出画素で検出された信号を所定のタイミングでサンプリングするサンプルホールド回路、及び前記検出画素で検出された信号をデジタル信号に変換するＡＤＣ回路を含む
    ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  7. 請求項６に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
    前記撮影タイミングは、前記サンプルホールド回路の前記所定のタイミングである
    ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  8. 請求項７に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
    前記画素加算回路は、前記サンプルホールド回路の前段、前記サンプルホールド回路の後段、あるいは前記ＡＤＣ回路の後段に設置される
    ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  9. 請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
    前記信号読み出し部は、
    前記加算位置の変化のx方向およびz方向の位置変化量の最小単位をそれぞれMxおよびMzとし（ただしMxは0≦Mx＜Nxの整数、Mzは0≦Mz＜Nzの整数とする）、
    前記MxおよびMzのどちらか１方を２以上とする、あるいは
    前記Mxおよび／またはMzの値は、２種類以上の異なる選択肢の中から指定可能である
    ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  10. 請求項９に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
    前記Ｘ線検出部は、
    x方向にKx個の前記検出画素を有する小Ｘ線検出部を複数配列して構成されており、
    前記信号読み出し部は、
    Nxが２以上かつMxが１以上の場合にLx個（ただしKx＝Nx×Jx＋IxでIxは0≦Ix＜Nxを満たす整数とし、Ix＝0、またはIx＝1、またはIx＝MxかつNxがMxの倍数の場合はLx＝Jx＋1とし、上記以外の場合はLx＝Jx＋2とする）の並列処理能力を有し、前記小Ｘ線検出部各々のx方向に割り当てられる
    ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  11. 請求項９に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
    前記Ｘ線検出部は、
    z方向にKz個の前記検出画素を有する小Ｘ線検出部を複数配列して構成されており、
    前記信号読み出し部は、
    Nzが２以上かつMzが１以上の場合にLz個（ただしKz＝Nz×Jz＋IzでIzは0≦Iz＜Nzを満たす整数とし、Iz＝0、またはIz＝1、またはIz＝MzかつNzがMzの倍数の場合はLz＝Jz＋1とし、上記以外の場合はLz＝Jz＋2とする）の並列処理能力を有し、前記小Ｘ線検出部各々のz方向に割り当てられる
    ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  12. 請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
    前記信号処理部は、
    前記加算位置の変化のフレーム周期内に形成される全ての加算画素（ただし前記検出画素の加算により形成される大きな画素単位を加算画素とする）に対して該加算画素と該加算画素に隣接する加算画素との間のクロストーク量を用いて、前記クロストークによる空間分解能の低下を低減するための補正演算を行う
    ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  13. 請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
    前記信号処理部は、
    前記加算位置の変化のフレーム周期内に形成される全ての加算画素（ただし前記検出画素の加算により形成される大きな画素単位を加算画素とする）に対して前記ＣＴ画像を生成する際に必要なキャリブレーションデータを用いて、前記ＣＴ画像を生成する
    ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  14. 請求項１２に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
    予め算出した前記クロストーク量を記憶する記憶部を更に備える
    ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  15. 請求項１３に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
    予め算出した前記キャリブレーションデータを記憶する記憶部を更に備える
    ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
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