CN101108131A

CN101108131A - X射线ct装置以及x射线ct装置的数据处理方法

Info

Publication number: CN101108131A
Application number: CNA2007101370504A
Authority: CN
Inventors: 中西知; 秋野成臣; 齐藤泰男
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2006-07-19
Filing date: 2007-07-19
Publication date: 2008-01-23
Anticipated expiration: 2027-07-19
Also published as: EP1880674A2; JP2008043739A; EP1880674A3; US7848480B2; US20080019474A1; EP1880674B1; CN101108131B; JP5214916B2

Abstract

本发明的X射线CT装置具备：包含具有相互不同的扇形角度的第1X射线管以及第2X射线管的多个X射线管；包含与第1X射线管以及第2X射线管分别相对配置的第1X射线检测器以及第2X射线检测器的多个X射线检测器；以生成对于包含用第1X射线检测器得到的第1收集数据(Ds1)以及用第2X射线检测器得到的第2收集数据(Dm)的多个收集数据的各自，在与多个X射线检测器具备的检测元件的通道方向对应的方向上平滑地合成的图像数据的方式执行加权处理的收集数据处理部；通过用收集数据处理部对进行了加权的多个收集数据(Dws1，Dwm)实施伴随图像重构处理的处理而生成图像数据(I)的图像生成部。

Description

X射线CT装置以及X射线CT装置的数据处理方法

技术领域

本发明涉及在受检体上照射X射线，根据收集到的X射线检测数据重构受检体的诊断图像的X射线CT(computed tomography)装置以及X射线CT装置的数据处理方法，尤其涉及配备有多个管球的X射线CT装置以及X射线CT装置的数据处理方法。

背景技术

X射线CT装置是从X射线管的管球向受检体照射X射线，通过对用X射线检测器收集到的X射线检测数据实施图像重构处理，重构受检体的诊断图像的装置。作为使用了该X射线CT装置的诊断图像的重构方法之一，有半重构。半重构是相对一般的图像重构处理中对受检体检测360度方向上的数据而进行诊断图像的重构而言，通过使用不足360度的投影数据(一般是180度+扇形角度的投影数据)生成1张图像而进行诊断图像的重构的方法。

该半重构技术因为能够从小的角度范围的投影数据中重构图像，能够得到时间分辨率高的图像，所以常常在得到心脏等的存在局部的运动的部分的图像时使用。特别是通过在心电同步下收集到的不足360度的X射线检测数据的半重构而得到心脏的图像，能够得到运动的影响少的图像。

图1是说明用以往的X射线CT装置在心电同步下收集半重构用的数据的方法的示意图。

如图1所示，在ECG(electrocardiogram)信号的律动期间，从管球#1向受检体照射X射线，用X射线检测器收集一半量的数据Dh。此外，图1的一半量的数据Dh大致是210～240度左右，例如取240度左右的数据。

但是，当1分钟期间的律动的次数是120bpm的情况下，因为1次心跳的时间tb是0.5sec，所以当在1次心跳中收集数据的情况下，要求相当的时间分辨率。可是，一般在1次心跳下进行充分的一半量的数据收集时大多很困难，以往提出跨越多次心跳分割成每一扇区(segment)收集一半量的数据的方法。

图2是说明用以往的X射线CT装置在心电同步下将半重构用的数据分割成每一扇区进行收集的方法的示意图。

考虑这样的方法，如图2的管球轨迹P所示，使管球在受检体周围螺旋式移动，在第1次心跳B1中收集一半量的数据的1扇区量S1，在第2次心跳B2以及第3次心跳B3中分别收集一半量的数据的2扇区量S2以及3扇区量S3。而后，通过跨越3次心跳的数据收集，能够得到在重构面Y上的240度左右的一半量的数据。

另一方面，作为提高时间分辨率的尝试，提出多管球X射线CT装置。多管球X射线CT装置是将多个管球设置在X射线CT装置上，用与各个管球相对配置的X射线检测器检测从各管球分别照射到受检体上的X射线的装置。

在该多管球X射线CT装置中，特别提出了配备3个管球的3管球X射线CT装置。在3管球X射线CT装置的情况下，提出了将3个管球和检测器的对以120度均等配置的装置(例如，参照特开平5-168616号公报以及特开2001-346791号公报)。如果使用该3管球X射线CT装置，则当要收集360度量的数据的情况下，能够以120度的旋转角度收集360度量的数据。因此，与使用1个管球的X射线CT装置的情况相比，理想的是能够期待以1/3的时间收集数据。

图3是说明以往提出的，用3管球X射线CT装置收集数据时的方法的示意图。

如图3的状态St01所示，当以120度的角度间隔均等配置3个管球#1、#2、#3的情况下，如果使各管球#1、#2、#3各自旋转120度则如状态St02所示，能够收集360度量的数据。

因此，当管球的旋转速度是0.3s/圈的情况下，在360度量的数据收集中需要的时间变成120/360×0.3＝0.1(sec)，与1个管球的情况相比变成1/3。

图4是表示用以往提出的3管球X射线CT装置收集的数据的示意图。

在图4中，纵轴表示用X射线对受检体的照射角度表示的数据的收集范围，横轴表示X射线检测器的使用通道(Ch)。如图4所示，用与3个管球#1、#2、#3分别相对的X射线检测器，收集分别不同的区域的120度量的数据。此外，设置在各X射线检测器上的检测元件的通道数相互相等，在全部的通道上检测X射线。

其结果，如图4所示，用各X射线检测器以同等的数据数收集与通道数相应的120度量的数据D#1’，D#2’，D#3’。即，与通道数成比例的360度量的数据用3管球X射线CT装置收集。

而后，这样的多管球X射线CT装置从时间分辨率的观点出发被认为在高速扫描中有效。

在采用X射线CT装置的摄像中，如上所示，时间分辨率的提高成为重要的课题。因而，在要求时间分辨率的数据收集用中，期待利用多管球X射线CT装置。但是，随着管球数的增多，X射线的曝射量增加，存在受检体的受曝射量增加的问题。进而，如果管球的数增加，则还存在X射线检测器大型化，制造成本增加引起的问题。

一般，特别要求时间分辨率的情况主要是拍摄视野(FOV：fieldof view)窄，拍摄心脏等的局部的部位的图像的情况。因而，如果将X射线管的扇形角度(fan angle)以及X射线检测器小型化，则反之在比较低的时间分辨率的宽范围的区域上的拍摄变得困难。即，如果为了以更小的X射线曝射量确保高的时间分辨率而要使X射线检测器小型化，则确保充分宽的FOV变得困难。

此外，当使用了均等配置了同一尺寸的管球的多管球X射线CT装置的情况下，不需要与管球的数相应地旋转360度，与用1个管球的X射线CT装置进行全重构的情况相比能够提高时间分辨率。但是，为了收集角度连续的数据，不得不变成全重构，难以使用半重构技术。因此，当拍摄局部部位的图像的情况下，希望进一步提高时间分辨率。

发明内容

因而，本发明的目的在于提供一种以更少的曝射量从多个管球向受检体曝射X射线，可以用与诊断目的相应的时间分辨率以及FOV拍摄图像的X射线CT装置以及X射线CT装置的数据处理方法。

本发明的目的在于提供一种X射线CT装置，其特征在于具备：

包含具有相互不同的扇形角度的第1X射线管以及第2X射线管的多个X射线管；

与上述第1X射线管以及上述第2X射线管分别相对配置，包含具有检测元件的第1X射线检测器以及第2X射线检测器的多个X射线检测器；

对于包含用上述第1X射线检测器得到的第1收集数据以及用上述第2X射线检测器得到的第2收集数据的多个收集数据的各自，在与上述多个X射线检测器的上述检测元件的通道方向对应的方向上平滑地执行加权处理的收集数据处理部；

通过对用上述收集数据处理部进行了加权的多个收集数据实施图像重构处理从而生成图像数据的第1图像生成部。

此外，本发明的目的在于提供一种X射线CT装置的数据处理方法，其特征在于，具备：第1步骤，取得包含第1收集数据以及第2收集数据的多个收集数据，所述第1收集数据以及第2收集数据从包含具有相互不同的扇形角度的第1X射线管以及第2X射线管的多个X射线管分别曝射，用与上述第1X射线管以及上述第2X射线管分别相对配置并具有检测元件的第1X射线检测器以及第2X射线检测器分别得到；第2步骤，执行加权处理，使得生成对于上述多个收集数据的每一个，在与上述第1X射线检测器以及上述第2X射线检测器的上述检测元件的通道方向对应的方向上平滑地合成的图像数据；第3步骤，通过对进行了加权的多个收集数据实施伴随图像重构处理的处理而生成上述图像数据。

在本发明的X射线CT装置以及X射线CT装置的数据处理方法中，以更少的曝射量从多个管球向受检体曝射X射线，能够用与诊断目的相应的时间分辨率以及FOV拍摄图像。

在下面的描述中将提出本发明的其它目的和优点，部分内容可以从说明书的描述中变得明显，或者通过实施本发明可以明确上述内容。通过下文中详细指出的手段和组合可以实现和得到本发明的目的和优点。

附图说明

引入说明书并构成说明书的一部分的附图描述本发明当前优选的实施方式，并且与上述的大体说明以及下面的对于优选实施方式的详细描述一同用来说明本发明的原理。

图2是说明用以往的X射线CT装置，在心电同步下将半重构用的数据分割成每一扇区进行收集的方法的示意图。

图3是说明用以往提出的3管球X射线CT装置收集数据时的方法的示意图。

图5是表示本发明的X射线CT装置的第1实施方式的功能框图。

图6是说明用图5所示的X射线CT装置与ECG信号同步地用3个X射线检测器检测半重构用的数据的方法的示意图。

图7是说明用图5所示的X射线CT装置与ECG信号同步地用3个X射线检测器检测半重构用的数据的方法的另一示意图。

图8是表示在图5所示的计算机装置中的图像处理的流程的流程图。

图9A是针对用图8所示的中央的X射线检测器(MAIN)收集到的数据的窗函数Wm的放大图。

图9B是用于说明图9A的通道方向的边界部分的权重的图。

图10是表示在显示于图5所示的显示装置上的图像数据I上显示局部的FOV和宽范围的FOV之间的边界的例子的图。

图11是表示在图5所示的显示装置上使只有局部的FOV内的图像数据I1与宽范围的FOV内的图像数据I的大小匹配而放大显示的例子的图。

图12是表示在图5所示的显示装置上对用单模式重构的宽范围的FOV内的图像数据和用双模式重构的宽范围的FOV内的图像数据进行切换显示的例子的图。

图13是表示在图5所示的显示装置上对用单模式重构的局部的FOV内的图像数据和用双模式重构的局部的FOV内的图像数据进行切换显示的例子的图。

图14是表示本发明的X射线CT装置的第2实施方式的功能框图。

图15是表示在图14所示的计算机装置中的图像处理的流程的流程图。

具体实施方式

以下，参照附图说明本发明的X射线CT装置以及X射线CT装置的数据处理方法的实施方式。

(第1实施方式)

图5是表示本发明的X射线CT装置的第1实施方式的功能框图。

在图5中，X射线CT装置10具备台架(gantry)部12；计算机装置14以及ECG单元16。

上述台架部12具备：高电压发生装置22；驱动控制装置24；多个X射线管，例如3个X射线管26a、26b、26c；与各X射线管26a、26b、26c相对配置而形成对28a、28b、28c的X射线检测器30a、30b、30c；数据收集部(DAS，Data Acquisition System)32。

上述各X射线管26a、26b、26c和X射线检测器30a、30b、30c配置在未图示的共同的旋转体上。而后，通过使该旋转体旋转，各X射线管26a、26b、26c和各X射线检测器30a、30b、30c在同一平面上旋转。该旋转体在架台固定部上用轴承支撑为可以旋转。

设置在上述台架部12上的高电压发生装置22具有通过在各X射线管26a、26b、26c上施加高电压，从各X射线管26a、26b、26c的焦点部(X射线发生部)向受检体照射X射线的功能。此外，上述驱动控制装置24具有通过使上述旋转体旋转，与上述各X射线管26a、26b、26c一同使相对配置的X射线检测器30a、30b、30c旋转的功能。

即，在X射线CT装置10中，用驱动控制装置24使X射线管26a、26b、26c以及X射线检测器30a、30b、30c的对28a、28b、28c旋转。而后，其构成是，通过从高电压发生装置22分别施加高电压，从各X射线管26a、26b、26c向未图示的受检体照射的X射线用与各X射线管26a、26b、26c相对配置的X射线检测器30a、30b、30c检测。进而，将用X射线检测器30a、30b、30c检测到的X射线检测数据给予数据收集部32，在此变换为被数字化的原始数据。

此外，上述各X射线管26a、26b、26c和X射线检测器30a、30b、30c的各对28a、28b、28c优选配置在能够适宜地进行采用半重构的数据收集的位置上。即，各对28a、28b、28c以覆盖半重构所需要的范围的方式，配置在相邻的对28a、28b、28c之间的X射线的照射方向所成的角度相互不均等的位置上。理想的是，将各对28a、28b、28c配置于均等分割在采用半重构的数据收集中所需要的范围的角度的位置上。即，优选的是在均等分割适合于半重构的角度的位置上配置各管球26a、26b、26c，在与各管球26a、26b、26c相对的位置上分别配置对应的X射线检测器30a、30b、30c。

例如，如图5所示，在采用半重构的数据收集中适宜的范围是240度，当管球26的数量是3个的情况下，在相对成为基准的一个对28b以作为角度240中的3等分的α1＝α2＝80度交叉的两侧的位置上设置另外的2个对28a、28c。而且，可以将任意的对28a、28b、28c设置成基准对，成为基准的对也可以不是中央的对28b。此外，图5所示的角度α1和α2也可以是不同的角度。

但是，也可以在旋转面上均等配置上述各对28a、28b、28c。对28是2组、4组或者4组以上的情况也一样。

而且，实际上虽然可以收集X射线的扇形束角度大小的宽范围中的数据，但在此为了简化说明，只考虑各对28a、28b、28c各自的中心线的位置关系进行说明。

此外，各X射线检测器30a、30b、30c分别是2维检测器，多个通道(channel)的检测元件沿着体轴方向(图5中向里的方向)配置多列。但是，在至少构成1个对28的X射线检测器30中，设置为了覆盖在拍摄中要求的宽范围的FOV而充分的通道数量的检测元件。而后，将与覆盖宽范围的FOV的X射线检测器30相对的X射线管26的扇形角度也设置成覆盖宽范围的FOV。

另一方面，在构成其他对28的X射线检测器30中，设置为了覆盖提高了时间分辨率的拍摄所要求的局部的FOV(比上述的宽范围的FOV小的范围)而充分的通道数量的检测元件。而后，将与覆盖局部的FOV的X射线检测器30相对的X射线管26的扇形角度也设置成覆盖局部的FOV。

例如，以能够拍摄受检体的整体的方式决定宽范围的FOV，以覆盖对于心脏的拍摄充分的范围的方式决定局部的FOV。即，如图5所示，在构成中央的对28b的X射线检测器30b中，设置为了覆盖D1＝φ500mm左右的宽范围的FOV而充分的1000ch左右的通道数量的检测元件。同样，在构成两侧的对28a、28c的X射线检测器30a、30c中，分别设置为了覆盖D2＝φ200mm左右的局部的FOV而充分的500ch左右的通道数量的检测元件。

与此相反，各X射线管26a、26b、26c的扇形角度也与宽范围的FOV以及局部的FOV相匹配地设定。即，中央的X射线管26b的扇形角度取能够覆盖宽范围的FOV的角度，另一方面，两侧的X射线管26a、26c的扇形角度取能够覆盖局部的FOV的角度。

另一方面，计算机装置14具备输入装置42、显示装置44、扫描控制部46、加权处理部50、第1图像重构部52、第2图像重构部54、图像合成部56、图像数据保存部58以及显示处理部60。各构成要素的全部或者一部分能够通过向电路或者未图示的计算装置读入程序而构筑。

上述ECG单元16具备取得未图示的受检体的ECG信号给予扫描控制部46的功能。

此外，扫描控制部46具有通过向高电压发生装置22和驱动控制装置24给予控制信号，控制照射X射线的管球26a、26b、26c的选择和照射定时，以及管球26a、26b、26c及X射线检测器30a、30b、30c的旋转角度的功能。特别是扫描控制部46具有根据从ECG单元16接收到的ECG信号取得触发，通过向高电压发生装置22输出控制信号，在心电同步下执行扫描的功能。

而后，其构成是，用这些扫描控制部46的功能，能够在多个X射线检测器30a、30b、30c中，使用所希望的X射线检测器30进行图像生成用的数据收集。在数据收集中使用的X射线检测器30a、30b、30c能够根据来自输入装置42的指示信息进行模态切换(modallyswitch)。例如，能够设定单模式和双模式。

采用单模式的数据收集是只使用中央的X射线管26b以及X射线检测器30b收集图像用的数据的模式。采用双模式的数据收集是对于宽范围的FOV而言，使用中央的X射线管26b以及X射线检测器30b收集数据，另一方面，对于局部的FOV而言，使用各X射线管26a、26b、26c以及各X射线检测器30a、30b、30c收集需要的投影数据，生成具有高的时间分辨率的图像的模式。

在单模式中，因为使用单一的X射线检测器30b收集数据，所以能够得到对宽范围的FOV而言没有台阶差的平滑的图像。此外，在双模式中，因为使用多个X射线检测器30a、30b、30c收集数据，所以对于局部的FOV而言，与单模式的情况相比能够生成高时间分辨率的图像。因而，即使是心脏等的有运动的部位，也能够得到运动的影响少的图像。

加权处理部50具有从数据收集部32取得通过扫描得到的原始数据，用与收集到的X射线检测器30a、30b、30c相应的权重在原始数据上进行加权的功能。权重以用以后说明的图像合成部56合成的图像数据在与各X射线检测器30a、30b、30c所具备的检测元件的通道方向对应的方向上变得平滑的方式来决定。

此外，加权处理部50的构成是，将使用两侧的X射线管26a、26c以及X射线检测器30a、30c收集到的加权处理后的数据给予第1图像重构部52，另一方面，将使用中央的X射线管26b以及X射线检测器30b收集到的加权处理后的数据给予第2图像重构部54。

而且，使用多个X射线检测器30a、30b、30c收集到的数据在对X射线检测器30a、30b、30c的每个进行扇区化的状态下，从加权处理部50给予第1图像重构部52以及第2图像重构部54。此外，为了半重构用而收集到的数据变成不足360度的数据，在为了不是半重构的一般的重构用而收集到的数据变成来自360度方向的数据。

上述第1图像重构部52具有通过对使用两侧的X射线管26a、26c以及X射线检测器30a、30c收集到的加权处理后的数据实施图像重构处理，生成局部的FOV内的中间图像数据的功能；将生成的局部的FOV内的中间图像数据给予图像合成部56的功能。

第2图像重构部54具有通过对使用中央的X射线管26b以及X射线检测器30b收集到的加权处理后的数据实施图像重构处理，生成中间图像数据的功能；将中间图像数据给予图像合成部56的功能。

此外，图像合成部56具有通过加算合成使用两侧的X射线管26a、26c以及X射线检测器30a、30c得到的中间图像数据、使用中央的X射线管26b以及X射线检测器30b得到的中间图像数据，生成显示用的图像数据的功能；将生成的图像数据写入到图像数据保存部58中保存的功能。

图像数据保存部58具有保存用上述图像合成部56生成的图像数据的功能。

显示处理部60具有根据从输入装置42接收到的图像显示方法的指示信息，将必要的图像数据从图像数据保存部58读入并实施显示处理的功能；将显示处理后的图像数据给予显示装置44进行显示的功能。作为显示方法，可以列举直接显示用图像合成部56生成的图像数据的显示方法。作为用图像合成部56生成的图像数据，有用双模式合成来自多个X射线检测器30a、30b、30c的数据而得到的图像数据，和通过用单模式重构来自单一X射线检测器30b的数据而得到的图像数据。

作为其他的显示方法的例子，可以列举：当用双模式重构了图像数据的情况下显示局部的FOV和宽范围的FOV的边界的显示方法；与宽范围的FOV内的图像数据的大小匹配地放大显示只在局部的FOV内的图像数据的显示方法；切换显示用单模式重构的宽范围的FOV内的图像数据和用双模式重构的宽范围的FOV内的图像数据的显示方法；切换显示用单模式重构的局部的FOV内的图像数据和用双模式重构的局部的FOV内的图像数据的显示方法；显示是用单模式重构的图像数据还是用双模式重构的图像数据的显示方法。

以下，说明X射线CT装置10的动作以及作用。

而且，在此，如图5所示，说明使用相对覆盖中央的宽范围的FOV的对28b在两侧以80度交叉的位置上，配置了覆盖2个局部的FOV的对28a、28c的X射线CT装置10，对包含心脏的宽范围的FOV执行心电同步拍摄的情况。

首先，从输入装置42将例如采用双模式的受检体的拍摄指示给予扫描控制部46。于是，与来自ECG单元16的ECG信号同步地从扫描控制部46向高电压发生装置22以及驱动控制装置24给予控制信号。

而后，用驱动控制装置24使X射线管26a、26b、26c以及X射线检测器30a、30b、30c的对28a、28b、28c旋转。此时，X射线管26a、26b、26c以及X射线检测器30a、30b、30c的对28a、28b、28c旋转用中央的X射线检测器30b从宽范围的FOV内至少能够收集半重构所需要的数据的角度大小。

此外，在X射线管26a、26b、26c以及X射线检测器30a、30b、30c的旋转中通过从高电压发生装置22向各X射线管30a、30b、30c分别施加高电压，从而向未图示的受检体曝射X射线。而后，透过了受检体的X射线用与各X射线管26a、26b、26c相对配置的X射线检测器30a、30b、30c检测。但是，以用中央的X射线检测器30b从宽范围的FOV内检测在半重构中需要的范围的数据的方式，从中央的X射线管26b曝射X射线。

另一方面，以对来自局部的FOV的数据用各X射线检测器30a、30b、30c进行扇区化而检测的方式，从两侧的各X射线管26a、26c曝射X射线。

例如，当半重构用的数据收集范围是240度的情况下，X射线管26a、26b、26c以及X射线检测器30a、30b、30c旋转240度。而后，在中央的X射线检测器30b中，检测240度量的数据。另一方面，在两侧的2个X射线检测器30a、30c中，检测80度量的数据。

图6是用于说明用图5所示的X射线CT装置10与ECG信号同步地用3个X射线检测器30a、30b、30c检测半重构用的数据的方法的示意图。图7是用于说明用图5所示的X射线CT装置10与ECG信号同步地用3个X射线检测器30a、30b、30c检测半重构用的数据的方法的另一示意图。

如图6所示，在ECG信号的律动tb期间，用3个X射线检测器30a(SUB1)、30b(MAIN)、30c(SUB2)检测半重构用的数据。即，从中央的管球26b跨越宽范围的FOV(直径D1)内的240度的范围R240而曝射的X射线用对应的X射线检测器30b(MAIN)检测。此外，从两侧的各X射线管26a、26c跨越局部的FOV(直径D2)内的各自80度的范围R80而曝射的X射线分别用X射线检测器30a(SUB1)、30c(SUB2)检测。在此，从提高X射线CT装置10的时间分辨率的观点出发，用两侧的X射线检测器30a(SUB1)、30c(SUB2)以及中央的X射线检测器30b(MAIN)分别同时检测局部的FOV内的80度量的数据。

在此，当在1分钟期间的律动的次数是120bpm的情况下，1次心跳的时间tb是0.5sec。另一方面，为了旋转80度所需要的时间在管球26a、26b、26c的旋转速度是0.3s/圈的情况下，变成80/360×0.3≈0.07(sec)。即，如果用两侧的X射线检测器30a(SUB1)、30c(SUB2)以及中央的X射线检测器30b(MAIN)同时检测数据，则在局部的FOV内的240度量的数据收集中需要的时间变成0.07sec，能够对1次心跳的时间实现良好的时间分辨率。

因此，如图7的管球轨迹P所示，当使管球26a、26b、26c在受检体周围螺旋地移动的情况下，对于局部的FOV而言，在1次心跳中能够将在重构面Y上的240度量的数据用3个X射线检测器30a(SUB1)、30b(MAIN)、30c(SUB2)同时从各自的区域分割收集。

而后，将这样检测出的X射线给予数据收集部32，变换为原始数据后，输出到计算机装置14。在计算机装置14中进行原始数据的图像处理。

图8是表示在图5所示的计算机装置14中的图像处理的流程的流程图，图中在S上附加了数字的符号表示流程图的各步骤。

在图8中，图中的Dm、Ds1、Ds2表示用中央的X射线检测器30b(MAIN)、两侧的X射线检测器30a(SUB1)、30c(SUB2)分别检测的正弦图(sinogram)的区域。即，正弦图通过在通道方向以及观看(view)方向(投影方向)上分别分割为3个，能够分割成用“A-I”表示的9个区域。

中央的X射线检测器30b(MAIN)因为用覆盖宽范围的FOV的通道检测数据，所以能够收集来自通道方向的全部区域的数据。此外，因为用中央的X射线检测器30b(MAIN)收集在半重构中需要的240度方向的数据，所以对观看方向也能够收集来自全部区域的数据。因而，用中央的X射线检测器30b(MAIN)检测的正弦图的区域Dm成为“A-I”的9个区域。

侧面的一方的X射线检测器30a(SUB1)因为在只覆盖局部的FOV的通道上检测数据，所以能够只收集来自与通道方向的局部的FOV对应的中央区域的数据。此外，在半重构中需要的240度方向的数据中，例如因为用侧面的一方的X射线检测器30a(SUB1)收集最初的80度量的数据，所以对于观看方向而言，能够只从与最初的80度方向对应的区域收集数据。因而，用侧面的一方的X射线检测器30a(SUB1)检测到的正弦图的区域Dsl只成为区域“B”。

侧面的另一方的X射线检测器30c(SUB2)因为在只覆盖局部的FOV的通道上检测数据，所以能够只从与通道方向的局部的FOV对应的中央区域收集数据。此外，在半重构中需要的240度方向的数据中，因为例如用侧面的另一方的X射线检测器30c(SUB2)收集最后的80度量的数据，所以对于观看方向而言，能够只从与最后的80度方向对应的区域收集数据。因而，用侧面的另一方的X射线检测器30c(SUB2)检测到的正弦图的区域Ds2只成为区域“H”。

而后，用中央的X射线检测器30b(MAIN)以及侧面的X射线检测器30a(SUB1)、30c(SUB2)检测到的各正弦图从数据收集部32给予加权处理部50。

加权处理部50，制作与收集了各正弦图的X射线检测器30a、30b、30c分别对应的权重的窗函数。窗函数也可以在拍摄前预先制作。各窗函数制作为用于对用X射线检测器30a、30b、30c分别收集到的数据进行加权处理。因而，各窗函数以与通道方向以及观看方向的位置相应地使权重变化的方式制作。更详细地说，这样制作窗函数，在图像生成中使用的数据的区域中权重变成“1”，在图像生成中不使用的数据的区域中权重变成“0”。

在用中央的X射线检测器30b(MAIN)收集到的数据中，优选将在图像生成中使用的数据的区域设置成用侧面的X射线检测器30a(SUB1)、30c(SUB2)不能同时检测数据的区域。这是因为为了得到高时间分辨率，从能够用侧面的X射线检测器30a(SUB1)、30c(SUB2)检测数据的区域，即从局部的FOV内，用中央的X射线检测器30b(MAIN)以及侧面的X射线检测器30a(SUB1)、30c(SUB2)同时对每个扇区收集数据是很重要的缘故。

于是，针对用中央的X射线检测器30b(MAIN)收集到的数据的窗函数Wm，在用侧面的一方的X射线检测器30a(SUB1)可以同时以扇区收集数据的区域B以及用侧面的另一方的X射线检测器30c(SUB2)可以同时以扇区收集数据的区域“H”中，权重变成“0”。相反，窗函数Wm在其他的各区域“A”、“C”、“D”、“E”、“F”、“G”、“I”中，权重变成“1”。

此外，针对用侧面的一方的X射线检测器30a(SUB1)收集到的数据的窗函数Ws1在用该X射线检测器30a(SUB1)能够同时以扇区收集数据的区域“B”中，权重变成“1”。相反，窗函数Ws1在其他的各区域“A”、“C”、“D”、“E”、“F”、“G”、“I”中，权重变成“0”。同样，针对用侧面的另一方的X射线检测器30c(SUB2)收集到的数据的窗函数Ws2在用该X射线检测器30c(SUB2)可以同时以扇区收集数据的区域“H”中，权重变成“1”。相反，窗函数Ws2在其他的各区域“A”、“B”、“C”、“D”、“E”、“F”、“G”、“I”中，权重变成“0”。

但是，在合成采用各窗函数Wm、Ws1、Ws2的加权后的各数据生成单一的图像数据的情况下，以在通道方向的边界部分上图像值平滑地改变的方式决定各窗函数Wm、Ws1、Ws2的权重。即，在合成后的图像数据中，以在与不同的检测器对应的投影数据的通道方向的边界部分上，两者的加权比例从一方向另一方逐渐变化的方式，决定各窗函数Wm、Ws1、Ws2的权重。

图9A是针对用图8所示的中央的X射线检测器30b(MAIN)收集的数据的窗函数Wm的放大图。

如图9A所示，针对用中央的X射线检测器30b(MAIN)收集到的数据的窗函数Wm在区域“B”以及区域“H”中权重是“0”，另一方面，在其他的各区域“A”、“C”、“D”、“E”、“F”、“G”、“I”中，权重变成“1”。而后，区域“B”、区域“E”以及区域“H”的数据用各X射线检测器30b(MAIN)、30a(SUB1)、30c(SUB2)同时以扇区收集并合成。但是，如果窗函数Wm以2值化方式从“0”变成“1”，则有可能在合成的图像数据的边界部分上产生台阶差。

因而，如图9B所示，以权重是“0”的区域“B”、“H”和是“1”的区域“A”、“C”、“D”、“E”、“F”、“G”、“I”之间的通道方向的边界部分的权重平滑地从“1”变化为“0”或者从“0”变化为“1”的方式，决定窗函数Wm的权重。如果使用具有这样平滑地变化的权重的窗函数进行数据的加权相加，则能够使通道方向的数据间的边界部分从一方向另一方逐渐改变。

而且，不仅通道方向，而且在观看方向也可以以与不同的检测器对应的投影数据的两者的加权比例从一方向另一方逐渐变化那样进行处理的方式进行加权处理。

而后，通过将这样分别决定的各窗函数Wm、Ws1、Ws2与用对应的X射线检测器30a、30b、30c收集到的各数据相乘，能够进行数据的加权。即，用各X射线检测器30a、30b、30c能够从分别收集到的各数据中切出在图像数据的生成中使用的数据。

即，如图8所示，通过在用中央的X射线检测器30b(MAIN)收集到的区域Dm内的数据上乘以窗函数Wm，生成除去了用侧面的X射线检测器30a(SUB1)、30c(SUB2)检测到的区域“B”以及区域“H”内的数据的部分后的数据Dwm。此外，通过在用侧面的一方的X射线检测器30a(SUB1)收集到的区域Ds1内的数据上乘以窗函数Ws1，生成用X射线检测器30a(SUB1)收集的区域Ds1内的数据Dws1。同样，通过在用侧面的另一方的X射线检测器30c(SUB2)收集到的区域Ds2内的数据上乘以窗函数Ws2，生成用X射线检测器30c(SUB2)收集的区域Ds2内的数据Dws2。

加权处理部50这样进行用各X射线检测器30b(MAIN)、30a(SUB1)、30c(SUB2)收集到的各数据的加权。而后加权处理部50将使用侧面的X射线检测器30a(SUB1)、30c(SUB2)收集到的加权处理后的数据Dws1Dws2给予第1图像重构部52。此外，加权处理部50将使用中央的X射线检测器30b(MAIN)收集到的加权处理后的数据Dwm给予第2图像重构部54。

于是，第1图像重构部52通过对使用侧面的X射线检测器30a(SUB1)、30c(SUB2)分别收集到的加权处理后的各数据Dws1、Dws2分别实施伴随反投影(back-projection)处理的图像重构处理，作为局部的FOV内的中间图像数据，分别生成SUB图像Is1、Is2。而后，第1图像重构部52将生成的SUB图像Is1、Is2给予图像合成部56。

另一方面，第2图像重构部54通过对使用中央的X射线检测器30b(MAIN)收集到的加权处理后的数据Dwm实施伴随反投影处理的图像重构处理，作为中间图像数据生成主图像Im。而后，第2图像重构部54将生成的主图像Im给予图像合成部56。

接着，图像合成部56通过相加合成从第1图像重构部52接收到的SUB图像Is1、Is2和从第2图像重构部54接收到的主图像Im，制作显示用的图像数据I。而后，图像合成部56将生成的显示用的图像数据I写入图像数据保存部58。由此，在图像数据保存部58中保存用图像合成部56生成的图像数据。

其结果，如果从输入装置42与图像显示方法的指示信息一同将图像数据I的显示指示给予显示处理部60，则可以用所指示的图像显示方法将图像数据I显示在显示装置44上。

图10表示在显示于图5所示的显示装置44上的图像数据I上显示局部的FOV和宽范围的FOV的边界的例子。

通过从输入装置44向显示处理部60给予指示，如图10所示，能够在图像数据I上切换局部的FOV和宽范围的FOV的边界B的显示/非显示。这种情况下，图10的上侧表示非显示状态，图10的下侧表示显示状态。当进行了多管球拍摄的情况下，有时在局部的FOV内外的图像重构方法、分辨率、空间分辨率、噪声、时间分辨率等的特性不同。因此，在局部的FOV和宽范围的FOV的边界B上，有可能发生图像的不连续和人为因素(artifact)。

因而，能够用线显示局部的FOV和宽范围的FOV的边界B，以便用户能够掌握这样的每个区域的特性的不同。进而，通过调整表示边界B的线的线宽度，还能够隐藏边界B上的台阶差和人为因素。

该局部的FOV和宽范围的FOV的边界B的显示/非显示的切换如果能够将未图示的键等的切换用图标显示在显示装置44上，用输入装置42通过一次性操作进行，则能够提高用户的方便性。

此外，也可以通过移动边界线改变圆的大小，来改变局部的FOV和宽范围的FOV的大小。这种情况下，根据该边界线的圆的大小，通过改变在区域“B”、“E”、“H”和区域“A”、“D”、“G”(或者区域“C”、“F”、“I”)的通道方向上的边界的位置进行重构处理，能够得到与该边界线对应的、宽范围的低时间分辨率的区域(宽范围的FOV的区域)和窄范围的高时间分辨率(局部的FOV的区域)的图像。

图11是将在图5所示的显示装置44中将只在局部的FOV内的图像数据I1与宽范围的FOV内的图像数据I的大小匹配地放大显示的例子的图。这种情况下，图11的上侧表示一般的显示状态，图11的下侧表示放大显示状态。

如图11所示，还能够将只在局部的FOV内的图像数据I1与宽范围的FOV内的图像数据I的大小匹配地进行放大显示。该图像数据的放大显示的切换也在能够通过输入装置42的一次性操作进行时，能够提高用户的方便性。

图12是表示在图5所示的显示装置44上切换显示用单模式重构的宽范围的FOV内的图像数据和用双模式重构的宽范围的FOV内的图像数据的例子的图。这种情况下，图12的上侧表示双模式的显示状态，图12的下侧表示单模式的显示状态。

在图8所示的例子中，说明了采用双模式的多管球拍摄，但如上所述，只使用用覆盖宽范围的FOV的中央的X射线检测器30b(MAIN)检测到的数据，也可以生成显示用的图像数据。如果根据只用中央的X射线检测器30b(MAIN)收集到的数据重构图像，则虽然不能改善时间分辨率，但能够得到在局部的FOV和宽范围的FOV的边界上没有台阶差和人为因素的图像。

而且，在用各X射线检测器30b(MAIN)、30a(SUB1)、30c(SUB2)收集到的数据中，如果只用通过覆盖宽范围的FOV的中央的X射线检测器30b(MAIN)检测到的数据而重构显示用的图像数据，则能够得到与从用单模式收集到的数据生成的图像数据相同的图像数据。因而，这种情况下，虽然对于数据收集是双模式，但图像重构变成单模式。

因而，如图12所示，还能够切换显示用单模式重构的宽范围的FOV内的图像数据Is和用双模式重构的宽范围的FOV内的图像数据Id。该切换显示能够通过输入装置42的操作，一次性地进行。如图12所示，还能够显示用单模式重构图像数据还是用双模式重构图像数据。

图13是表示在图5所示的显示装置44上切换显示用单模式重构的局部的FOV内的图像数据和用双模式重构的局部的FOV内的图像数据的例子的图。

与宽范围的FOV内的图像数据Is、Id一样，对局部的FOV内的图像数据I1也如图13所示，能够切换显示用双模式重构的图像数据I1d和用单模式重构的图像数据I1s。该切换显示通过输入装置42的操作，能够一次性地进行。

此外，如图13所示，也可以显示用单模式重构图像数据还是以双模式重构图像数据。

通过这样的显示方法的切换，用户能够可靠识别在图像数据上画质的特性改变的边界和重构模式。因此，能够降低判读差错。

即，以上那样的X射线CT装置10在配备了多个管球的多管球CT中，当用各管球和对应的X射线检测器构成的系统的扇形角度相互不同的情况下，通过组合在心电同步下在各系统中收集到的多个数据，能够局部地以高时间分辨率重构图像。

即，在多管球CT中，全部的管球覆盖的FOV变成可以用扇形角度最小的管球、对应的X射线检测器进行数据收集的FOV。换句话说，全部的管球覆盖的FOV用最小的管球扇形角决定。

例如，当图5所示的X射线CT装置10的情况下，用3个管球26a、26b、26c覆盖的是直径D2的FOV。因此只在用一般的图像重构方法从使用多个管球收集到的数据中生成图像数据时，即使收集到来自比全部管球覆盖的FOV外侧的区域的数据，也不能重构图像数据。

因而，X射线CT装置10通过合成对使用多个X射线检测器30收集到的原始数据进行加权而重构的多个中间图像数据，能够重构更宽范围的FOV内的图像数据。例如，对于局部的FOV内，根据使用多个X射线检测器30同时以扇区收集到的数据进行图像数据的重构，对于局部的FOV的外侧区域，能够使用由覆盖局部的FOV的外部的X射线检测器收集到的数据，用半重构生成图像数据。

因此，如果采用X射线CT装置10，则在可以拍摄的宽范围的全FOV内不会从多个方向曝射X射线，通过只在局部的FOV上从多个方向曝射X射线，可以在高时间分辨率下拍摄。换句话说，可以只在要求高时间分辨率的局部的FOV中从多个方向曝射X射线。因此，能够抑制在多管球CT中的受检体的受曝射量的增加。此外，能够减小一部分的X射线检测器的大小。由此，能够将X射线检测器间的距离设置得更小，确保更好的时间分辨率。

此外，通过以用中间图像数据的合成来生成的图像数据的通道方向的边界部分平滑地连接的方式进行加权，能够降低图像数据上的人为因素，提供良好的X射线CT图像。

进而，通过显示是用使用来自多个X射线检测器30的数据进行重构的双模式，和使用来自单一的X射线检测器30的数据进行重构的单模式的哪种模式进行图像数据重构，能够降低在用多管球CT得到的图像数据中的判读差错的发生。

(第2实施方式)

上述的第1实施方式说明了配备了多个(3个)具有X射线管和对称的X射线检测器的拍摄系统的X射线CT装置，在本第2实施方式中，说明在配备多个具有X射线管和X射线非对称检测器的拍摄系统的X射线CT装置中，利用各非对称检测器的收集数据进行心电同步图像的重构的例子。

而且，在本第2实施方式中，对于X射线CT装置的基本的构成以及动作，因为和上述的第1实施方式一样，所以为了避免说明的重复，在同一部分上标注相同的附图标记，省略其图示以及说明，只说明不同的部分。

一般，当使用从非对称检测器得到的收集数据进行图像重构的情况下，用从实际数据中近似地制作的相对数据填埋非对称区域的数据范围而进行图像重构。在用作为这样的近似的数据的相对数据填埋的图像重构中，因为非对称区域的画质劣化，所以在本第2实施方式中，关于非对称区域的数据，利用其他的非对称检测器的数据进行图像重构。

首先，说明面向常规扫描的非同步重构的例子。

图14是表示本发明的X射线CT装置的第2实施方式的功能框图。

在图14中，X射线CT装置70配备台架部72、计算机装置14以及ECG单元16。

上述台架部72具备高电压发生装置22；驱动控制装置24；多个X射线管，例如具有相互不同的扇形角度的2个X射线管74a、74b；与各X射线管74a、74b相对配置，形成对76a、76b的X射线非对称检测器78a、78b；数据收集部(DAS)32。

上述各X射线管74a、74b和X射线非对称检测器78a、78b配置在未图示的共同的旋转体上。而后，通过使该旋转体旋转，各X射线管74a、74b和各X射线非对称检测器78a、78b在同一平面上旋转。该旋转体在架台固定部上用轴承支撑为可以旋转。

设置在上述台架部72上的高电压发生装置22具有通过在各X射线管74a、74b上施加高电压，从各X射线管74a、74b的焦点部(X射线发生部)向着受检体82照射X射线的功能。此外，上述驱动控制装置24具有通过使上述旋转体旋转，与上述各X射线管74a、74b一同使相对配置的X射线非对称检测器78a、78b旋转的功能。

即，在X射线CT装置70中，用驱动控制装置24使X射线管74a、74b以及X射线非对称检测器78a、78b的对76a、76b旋转。而后，通过从高电压发生装置22分别施加高电压，从各X射线管74a、74b照射到受检体82上的X射线用与各X射线管74a、74b相对配置的X射线非对称检测器78a、78b检测。将用X射线非对称检测器78a、78b检测到的X射线检测数据给予数据收集部32，在此变换为被数字化的原始数据。

而且，在上述X射线非对称检测器78a、78b中，对于从各X射线管74a、74b照射的X射线，分别有不能用X射线非对称检测器78a、78b检测的非对称区域(数据不存在的区域)80a、80b。

参照图15的流程图说明用X射线非对称检测器78a、78b收集到的投影数据，和使用了该投影数据的图像重构。

在图15中，图中的D11、D12表示用X射线非对称检测器74a、74b分别检测的正弦图的区域。即，正弦图通过在通道方向上3分割以及在观看(view)方向(投影方向)上2分割，能够分割成用“A～F”表示的6个区域。

其中，用X射线非对称检测器78a检测的正弦图的区域D11变成“B”、“C”、“E”、“F”的4个区域。这是因为区域“A”、“D”变成非对称区域80a的缘故。同样，用X射线非对称检测器78b检测的正弦图的区域D12变成“A”、“B”、“D”、“E”的4个区域。这是因为区域“C”、“F”变成非对称区域80b的缘故。这样，在X射线非对称检测器78a、X射线非对称检测器78b中的非对称区域80a、80b处于相反的位置关系。

而后，将用X射线非对称检测器78a以及X射线非对称检测器78b检测到的各正弦图从数据收集部32给予加权处理部50。

加权处理部50制作与收集了各正弦图的X射线非对称检测器78a、78b分别对应的权重的窗函数。窗函数也可以在拍摄前预先制作。各窗函数制作为用于对用X射线非对称检测器78a、78b分别收集到的数据进行加权处理。因而，各窗函数以使权重根据通道方向以及观看方向的位置而变化的方式制作。更详细地说，如此制作窗函数，使得在图像生成中使用的数据的区域中权重变成“1”，在图像生成中不使用的数据的区域中权重变成“0”。

针对用X射线非对称检测器78a收集到的数据D11的窗函数W11，在区域“A”、“D”以及“E”中权重变成“0”。相反，上述窗函数W11在其他的区域“B”、“C”以及“F”中权重变成“1”。同样，针对用X射线非对称检测器78b收集到的数据D12的窗函数W12，在区域“B”、“C”以及“F”中权重变成“0”，在其他的区域“A”、“D”以及“E”中权重变成“1”。

而后，通过使这样分别决定的各窗函数W11、W12和用对应的X射线非对称检测器78a、78b收集到的各数据D11、D12匹配，能够进行数据的加权。即，用各X射线非对称检测器78a、78b，能够从分别收集到的各数据中切出在图像数据的生成中使用的数据。

即，如图15所示，通过使窗函数W11与用X射线非对称检测器78a收集到的区域D11内的数据匹配而生成数据Dw11。同样，通过使窗函数W12与用X射线非对称检测器78b收集到的区域D12内的数据匹配而生成数据Dw12。

加权处理部50这样进行用各X射线非对称检测器78a、78b收集到的各数据的加权。而后，加权处理部50将使用X射线非对称检测器78a、78b收集到的加权处理后的数据Dw11、Dw12给予第1图像重构部52。

于是，第1图像重构部52通过对使用X射线非对称检测器78a、78b分别收集到的加权处理后的各数据Dw11、Dw12，分别实施伴随反投影(back-projection)处理的图像重构处理，作为中间图像数据分别生成图像Im1、Im2。而后，第1图像重构部52将生成的图像Im1、Im2给予图像合成部56。

接着，图像合成部56通过对从第1图像重构部52接收到的图像Im1、Im2进行相加合成，制作显示用的图像数据I。而后，图像合成部56将生成的显示用的图像数据I写入到图像数据保存部58。由此，在图像数据保存部58中保存用图像合成部56生成的图像数据。

这样并不填埋近似地缺损的数据，通过利用2个X射线非对称检测器的实际数据，就能够防止非对称区域的画质劣化。

以下，说明面向常规扫描的同步重构的例子。

对于该面向常规扫描的同步重构，也用与上述的面向常规扫描的非同步重构一样的方法进行。根据各种同步重构法，以心电数据为基础，在扇形方向和观看方向上进行加权，而例如，在一方的系统(A系统)中不能完全收集的光线，因为在另一方的系统(B系统)中可以收集，所以，只要以补偿它的方式在系统B中定义权重即可。

进而，虽然说明了常规扫描时的非同步/同步重构的实施方式，但这些权重因为在扇形方向和观看方向上定义，所以该方法可以直接适用到面向螺旋扫描的非同步/同步重构中。但是，其前提是重构法变成近似解锥形束螺旋重构。

而且，本发明不仅用于医用的X射线CT装置，还能够适用到检查设备类的工业用的X射线CT装置、在机场等中的行李检查用的X射线CT装置。

以上，说明了本发明的实施方式，但本发明在上述的实施方式以外，也可以在不脱离本发明的主旨的范围内进行各种变形实施。

进而，在上述的实施方式中包含各种阶段的发明，通过公开的多个构成要件的适当的组合能够抽出各种发明。例如，从实施方式所示的全构成要件中删除几个构成要件，也能够解决在发明要解决的课题部分中说明的课题，在能够得到在发明的效果部分中说明的效果的情况下，删除了该构成要件的构成也能够作为发明抽出。

本领域技术人员容易想到其它优点和变更方式。因此，本发明就其更宽的方面而言不限于这里示出和说明的具体细节和代表性的实施方式。因此，在不背离由所附的权利要求书以及其等同物限定的一般发明概念的精神和范围的情况下，可以进行各种修改。

Claims

1.一种X射线CT装置，其特征在于具备：

多个X射线管，包含具有相互不同的扇形角度的第一X射线管(26a，74a)以及第二X射线管(26b，74b)；

多个X射线检测器，与上述第一X射线管(26a，74a)以及上述第二X射线管(26b，74b)分别相对配置，包含具有检测元件的第一X射线检测器(30a，78a)以及第二X射线检测器(30b，78b)；

收集数据处理部(50)，对于包含有用上述第一X射线检测器(30a，78a)得到的第一收集数据以及用上述第二X射线检测器(30b，78b)得到的第二收集数据的多个收集数据的每一个，沿与上述多个X射线检测器的上述检测元件的通道方向对应的方向上平滑地执行加权处理；

第一图像生成部(52，54，56)，通过对用上述收集数据处理部(50)进行了加权的多个收集数据实施图像重构处理而生成图像数据。

2.如权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于：

上述第一图像生成部(52，54，56)具有：

第一图像重构部(52)，通过对用上述收集数据处理部进行了加权的第一收集数据实施图像重构处理而生成第一中间图像数据；

第二图像重构部(54)，通过对用上述收集数据处理部进行了加权的第二收集数据实施图像重构处理而生成第二中间图像数据；

合成部(56)，通过对上述第一中间图像数据以及第二中间图像数据进行合成而生成上述图像数据。

3.如权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于：

上述多个X射线管配置成在旋转面上相邻的X射线的照射方向所成的角度不均等。

4.如权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于：

上述多个X射线管具备：

上述第一X射线管(26a)，具有第一扇形角度；

上述第二X射线管(26b)，具有比上述第一扇形角度还大的第二扇形角度；

第三X射线管(26c)，具有与上述第一扇形角度实质上相同的第三扇形角度，

上述收集数据处理部(50)构成为，对于上述第一收集数据及上述第二收集数据以及用与上述第三X射线管(26c)相对配置的第三X射线检测器(30c)得到的第三收集数据分别执行上述加权处理。

5.如权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于：

上述多个X射线管具备：

上述第一X射线管(26a)，具有第一扇形角度；

上述第二X射线管(26b)，具有比上述第一扇形角度还大的第二扇形角度，

上述收集数据处理部(50)构成为，

执行上述加权处理，使得从上述多个收集数据中切出：从用上述第一X射线检测器(30a)覆盖的第一拍摄视野中至少用上述第一X射线检测器(30a)以及上述第二X射线检测器(30b)同时进行扇区收集的数据；和在用上述第二X射线检测器(30b)覆盖的第二拍摄视野中，从上述第一拍摄视野的外侧区域用上述第二X射线检测器(30b)收集到的数据。

6.如权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，进一步具备：

显示处理部(60)，显示利用上述不同的扇形角度形成的多个不同的拍摄视野间的边界。

7.如权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，进一步具备：

显示处理部(60)，在用上述不同的扇形角度形成的多个不同的拍摄视野中，将用上述第一图像生成部(52，54，56)生成的最小的拍摄视野内的图像数据放大到其他的拍摄视野的大小；

显示装置(44)，显示利用上述显示处理部(60)进行了上述放大的图像数据。

8.如权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，进一步具备：

第二图像生成部(52，54，56)，在上述多个X射线检测器中，通过只重构来自单一的X射线检测器的数据，生成图像数据；

显示处理部(60)，切换显示利用上述第一图像生成部生成的上述图像数据和利用上述第二图像生成部(52，54，56)生成的图像数据。

9.一种X射线CT装置的数据处理方法，其特征在于，具备：

第一步骤，取得包含第一收集数据以及第二收集数据的多个收集数据，所述第一收集数据以及第二收集数据从包含具有相互不同的扇形角度的第一X射线管(26a)以及第二X射线管(26b)的多个X射线管分别曝射，且分别用与上述第一X射线管(26a)以及上述第二X射线管(26b)分别相对配置并具有检测元件的第一X射线检测器(30a)以及第二X射线检测器(30b)得到；

第二步骤，对于上述多个收集数据的每一个执行加权处理，使得生成沿与上述第一X射线检测器(30a)以及上述第二X射线检测器(30b)的上述检测元件的通道方向对应的方向上平滑地合成的图像数据；

第三步骤，通过对进行了加权的多个收集数据实施伴随图像重构处理的处理而生成上述图像数据。