JP2007275125A - Ｘ線ｃｔ装置およびそのｘ線ｃｔ画像再構成方法、ｘ線ｃｔ画像撮影方法 - Google Patents

Abstract

【課題】マトリクス構造の2次元X線エリア検出器または１列のＸ線検出器を持ったX線CT装置のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンまたはヘリカルスキャンまたは可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンの撮影視野の1画素の大きさ、再構成関数に依存した最適な画質をより少ない被曝で実現する。
【解決手段】マトリクス構造の2次元X線エリア検出器または１列のＸ線検出器を持ったX線CT装置のコンベンショナルスキャンまたはシネスキャンまたはヘリカルスキャンまたは可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンの撮影視野の1画素の大きさ、再構成関数を含む撮影条件に依存し、実効X線検出器開口を制御し、最適なX線ビーム幅のX線投影データを得て画像再構成して、最適な画質をより少ない被曝で実現できる。
【選択図】図23

Description

本発明は、医療用X線CT（Computed Tomography）装置、または産業用X線CT装置におけるコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンまたはヘリカルスキャンまたは可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンの撮影視野の1画素の大きさ、再構成関数の空間周波数特性に依存させて、X線投影データの実効X線検出器開口幅を制御して、画質を制御するX線CT画像再構成方法の技術に関する。

従来は多列X線検出器X線CT装置またはフラットパネルに代表されるマトリクス構造の2次元X線エリア検出器等のＸ線検出器によるX線CT装置においては、図16のようにxy平面の画像再構成平面において、チャネル方向のX線ビーム幅またはチャネル方向のX線検出器開口幅と、チャネル方向のデータサンプリングピッチは等しく、このままで画像再構成処理を行っていた(例えば、特許文献１参照)。

xy平面の画像再構成領域の画素サイズとチャネル方向X線ビーム幅またはX線検出器開口幅がほぼ等しい場合は、これで問題がなかった。しかし、X線検出器開口の大きさが微小化した場合は、xy平面の画像再構成領域の画素サイズに比べ、チャネル方向X線ビーム幅またはX線検出器開口幅が小さいため、図17に示すようにピクセルドリブン方式による逆投影処理では、逆投影される画素から抽出されるX線検出器データは1チャネルのみでX線検出器開口幅が微小であるため、そのチャネル信号のSNも不充分で逆投影される画素はSNが良くなかった。このため、微小チャネルのX線検出器を用いた画像再構成においては、断層像の画像ノイズ，SNが悪く、画質が最適にならないという点で問題であった。
特開２００５−１６８６９１号公報

しかし、多列X線検出器X線CT装置またはフラットパネルに代表される2次元X線エリア検出器等のＸ線検出器によるX線CT装置において、X線ビーム幅はz方向に幅広くなり、X線検出器は列方向にもチャネル方向にも微細化する方向である。

微小または微細なチャネルのX線検出器を用いた画像再構成においては、画像再構成領域の1画素の大きさに比べて、X線検出器開口幅はチャネル方向にも列方向にも小さくなる。このため、前処理されたX線投影データを逆投影処理する際には、撮影領域と画像再構成マトリクス数から決定される画像再構成領域の1画素の大きさ、再構成関数のナイキスト周波数を考慮して、1画素の大きさに合った最適な実効的なX線ビーム幅を決める実効X線検出器開口幅になるようにして逆投影処理を行う必要がある。

そこで、本発明の目的は、多列X線検出器またはフラットパネルX線検出器に代表されるマトリクス構造の2次元X線エリア検出器または１列のＸ線検出器等のＸ線検出器を持ったX線CT装置のコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンまたはヘリカルスキャンまたは可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャン等の撮影視野の1画素の大きさ、再構成関数の周波数特性に依存させてX線投影データの実効X線検出器開口幅を制御して最適な画質、被曝低減を実現するX線CT装置を提供することにある。

本発明は、多列X線検出器またはフラットパネルX線検出器に代表されるマトリクス構造の2次元X線エリア検出器または１列のＸ線検出器を持ったX線CT装置のコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンまたはヘリカルスキャンまたは可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンの撮影視野の1画素の大きさ、再構成関数の空間周波数、その他の撮影条件の変数に依存して、実効X線検出器開口の大きさを制御して画像再構成される断層像を画像ノイズが少なく空間分解能の良い最適な画質を実現することを特徴とするX線CT装置、またはそのX線CT画像再構成方法を提供することで上記課題を解決する。

第1の観点では、本発明は、X線発生装置と、相対してX線を検出するX線検出器とを、その間にある回転中心のまわりに回転運動をさせながら、その間にある被検体を透過したX線投影データを収集するX線データ収集手段、そのX線データ収集手段から収集されたＸ線投影データを画像再構成する画像再構成手段、画像再構成された断層像を表示する画像表示手段、を含むX線CT装置において、前記画像再構成手段において、画像再構成に用いるX線投影データの実効X線検出器開口幅を、画像再構成視野の1画素の大きさおよび再構成関数の空間周波数のうち少なくとも1つに依存させたことを特徴とするX線CT装置を提供する。

上記第1の観点におけるX線CT装置では、実効X線検出器開口幅を制御することにより、X線投影データの各データの実効X線ビーム幅が制御される。画像再構成視野の1画素の大きさから定まる空間周波数と撮影条件設定手段で定められた再構成関数から定まる空間周波数のうち、低い方の空間周波数に合わせて実効X線検出器開口幅または実効X線ビーム幅を制御してより広くすることにより、画像ノイズは改善し、しかも再構成関数で定められた画質の断層像の各画素の空間分解能を劣化させることなく、最適な画質とすることができる。また、この時に画像ノイズも最適に制御されているので被曝低減も実現できる。

第2の観点では、本発明は、前記X線検出器は、多列X線検出器または2次元X線エリア検出器を含むことを特徴とする請求項１に記載のX線CT装置を提供する。
上記第2の観点におけるX線CT装置では、多列X線検出器または2次元X線エリア検出器の実効X線検出器開口幅を制御することにより、X線投影データの各データの実効X線ビーム幅が制御される。画像再構成視野の1画素の大きさから定まる空間周波数と撮影条件設定手段で定められた再構成関数から定まる空間周波数のうち、低い方の空間周波数に合わせて実効X線検出器開口幅または実効X線ビーム幅を制御してより広くすることにより、画像ノイズは改善し、しかも再構成関数で定められた画質の断層像の各画素の空間分解能を劣化させることなく、最適な画質とすることができる。また、この時に画像ノイズも最適に制御されているので被曝低減も実現できる。

第3の観点では、本発明は、請求項1または請求項2のいずれかのX線CT装置において、前記画像再構成視野の1画素の大きさを決定する変数に、撮影視野の大きさと画像再構成マトリクス数を含むことを特徴とするX線CT装置を提供する。

上記第3の観点におけるX線CT装置では、画像再構成視野の1画素の大きさは通常、撮影視野が直径Rの円形だとし、画像再構成マトリクス数がM×M画素だとすると1画素の大きさはR／M平方となる。このため、画像再構成視野の1画素の大きさを決定する変数は撮影視野の大きさと画像再構成マトリクス数とすることができる。このようにして定めた画像再構成視野の1画素の大きさに依存させて実効X線検出器開口幅を制御することで、実効X線ビーム幅を制御して空間周波数上、画質を劣化させない所まで広くして画像ノイズを改善して断層像の空間分解能を劣化させずに最適の画質とすることができる。

第4の観点では、本発明は、請求項1から請求項3までのいずれかのX線CT装置において、前記再構成関数の空間周波数は再構成関数のナイキスト周波数により定められることを特徴とするX線CT装置を提供する。

上記第4の観点におけるX線CT装置では、再構成関数は図18のように最高周波数をX線投影データのデータサンプリングピッチから定まるナイキスト周波数に依存して決めている場合が多い。このため、再構成関数の空間周波数をナイキスト周波数で定めることができる。

このようにして定めた再構成関数の空間周波数と画像再構成視野の1画素の大きさに依存させて実効X線検出器開口幅を制御することで、実効X線ビーム幅を制御して空間周波数上、画質を劣化させない所まで広くして画像ノイズを改善して断層像の空間分解能を劣化させずに最適の画質を得ることができる。

第5の観点では、本発明は、請求項1から請求項4までのいずれかのX線CT装置において、前記画像再構成手段において、少なくとも1つの実効X線検出器開口が他の実効X線検出器開口と少なくとも一部が重なっているX線投影データを画像再構成することを特徴とするX線CT装置を提供する。

上記第5の観点におけるX線CT装置では、隣り合う実効X線検出器開口幅dは少なくとも一部を重ねることにより、X線投影データのサンプリングピッチsに対して、サンプリング定理により最大d＝2sまで実効X線検出器開口幅は広げることができる。これにより、実効X線検出器開口幅を広げて画像ノイズを改善できる。また、この場合でもサンプリングピッチsにより定まる空間分解能は劣化させることはなく、断層像の画質を最適化できる。

第6の観点では、本発明は、請求項5のX線CT装置において、前記実効X線検出器開口の重なっている方向は、多列X線検出器のチャネル方向、または多列X線検出器の列方向、またはX線投影データ収集のビュー方向、またはX線投影データ収集の時間方向の少なくとも1つの方向であることを特徴とするX線CT装置を提供する。

上記第6の観点におけるX線CT装置では、多列X線検出器のチャネル方向、または多列X線検出器の列方向、またはX線投影データのビュー方向、またはX線投影データの時間方向に実効X線検出器開口幅を広げて、空間周波数を劣化させない程度に隣り合うX線投影データと重なり合うようにして画像ノイズを改善することができる。

第7の観点では、本発明は、請求項5または請求項6のいずれかのX線CT装置において、前記実効X線検出器開口幅を、多列X線検出器のチャネル方向、または多列X線検出器の列方向、またはX線投影データ収集のビュー方向、またはX線投影データ収集の時間方向の少なくとも1つの方向で、X線投影データのサンプリングピッチの1を超えて2以下の倍率の範囲とすることを特徴とするX線CT装置を提供する。

上記第7の観点におけるX線CT装置では、多列X線検出器のチャネル方向、または多列X線検出器の列方向、またはX線投影データのビュー方向、またはX線投影データの時間方向に実効X線検出器開口幅を広げて、空間周波数を劣化させない程度に隣り合うX線投影データと重なり合うようにする場合に、多列X線検出器のチャネル方向、または多列X線検出器の列方向、またはX線投影データのビュー方向、またはX線投影データの時間方向の方向のサンプリングピッチsとその方向の実効X線検出器開口幅dの関係は、サンプリング定理の理想的な場合がd／s＝2であるため、1＜d／s≦2の範囲であればdを広げても空間周波数を劣化させない程度にSNを改善させることができる。

第8の観点では、本発明は、請求項5から請求項7までのいずれかのX線CT装置において、前記実効X線検出器開口幅は、多列X線検出器のチャネル方向、または多列X線検出器の列方向、またはX線投影データ収集のビュー方向、またはX線投影データ収集の時間方向の少なくとも1つの方向のフィルタリング処理により制御されることを特徴とするX線CT装置を提供する。

上記第8の観点におけるX線CT装置では、多列X線検出器のチャネル方向、または多列X線検出器の列方向、またはX線投影データのビュー方向、またはX線投影データの時間方向のうちの少なくとも1つの方向に実効X線検出器開口幅dを広げる場合は、その方向のフィルタリング処理により実効X線検出器開口幅dを広げることができる。

第9の観点では、本発明は、請求項1から請求項8までのいずれかのX線CT装置において、前記画像再構成手段において、実効X線検出器開口幅dとX線検出器のチャネル数IとX線検出器のチャネル方向長さLとの関係がd・I＞2Lである場合に、Ｘ線検出器の１チャネル方向の大きさをサンプリングピッチとした場合のデータサンプリング数より小さいデータサンプリング数を用いることを特徴とするX線CT装置を提供する。

上記第9の観点におけるX線CT装置では、例えば多列X線検出器のチャネル方向に実効X線検出器開口幅dを広げて、X線検出器チャネル数IとX線検出器のチャネル方向の長さLに対して、d・I＞2Lとなった場合、つまり、チャネル方向のサンプリングピッチsに対して、d＞2sとなった場合は、空間周波数の多少の劣化を犠牲にしてもSN改善を優先することになる。この場合は、サンプリング数を間引く、またはチャネル数を間引いても空間周波数は変わらない。このようにして、SN改善された断層像を得ることもできる。

本発明のX線CT装置、またはX線CT画像再構成方法によれば、X線検出器または、多列X線検出器またはフラットパネルX線検出器に代表されるマトリクス構造の2次元X線エリア検出器または１列のＸ線検出器等のＸ線検出器を持ったX線CT装置のコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンまたはヘリカルスキャンまたは可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンの撮影視野の1画素の大きさ、再構成関数の周波数特性に依存させてX線投影データの実効X線検出器開口幅を制御して最適な画質、被曝低減を実現できる効果がある。

以下、図に示す実施の形態により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
図1は、本発明の一実施形態にかかるX線CT装置の構成ブロック図である。このX線CT装置100は、操作コンソール1と、撮影テーブル10と、走査ガントリ20とを具備している。

操作コンソール1は、操作者の入力を受け付ける入力装置2と、前処理、画像再構成処理、後処理などを実行する中央処理装置3と、走査ガントリ20で収集したX線検出器データを収集するデータ収集バッファ5と、X線検出器データを前処理して求められた投影データから画像再構成した断層像を表示するモニタ6と、プログラムやX線検出器データや投影データやX線断層像を記憶する記憶装置7とを具備している。

撮影条件の入力はこの入力装置2から入力され、記憶装置7に記憶される。図14に撮影条件入力画面の例を示す。撮影条件入力画面13Aには、所定の入力を行うための入力ボタン13aが表示されている。図14においてはスキャンのタブが選択されている画面である。タブをP−Reconを選択すると図14の下に描かれているように入力用の表示が切り換わる。入力ボタン13aの上方には断層像13bが表示され、下方には再構成領域13cが表示されている。また、必要とあれば右上に表示されているように、呼吸信号や心拍信号などの生体信号を表示してもよい。

撮影テーブル10は、被検体を乗せて走査ガントリ20の開口部に出し入れするクレードル12を具備している。クレードル12は撮影テーブル10に内蔵するモータで昇降およびテーブル直線移動される。

走査ガントリ20は、X線管21と、X線コントローラ22と、コリメータ23と、ビーム形成X線フィルタ28と、多列X線検出器24とデータ収集装置（DAS：Data Acquisition System）25と、被検体の体軸の回りに回転しているX線管21などを制御する回転部コントローラ26と、制御信号などを前記操作コンソール1や撮影テーブル10とやり取りする制御コントローラ29とを具備している。ビーム形成X線フィルタ28は撮影中心である回転中心に向かうX線の方向にはフィルタの厚さが最も薄く、周辺部に行くに従いフィルタの厚さが増し、X線をより吸収できるようになっているX線フィルタである。このため、円形または楕円形に近い断面形状の被検体の体表面の被曝を少なくできるようになっている。また、走査ガントリ傾斜コントローラ27により、走査ガントリ20はz方向の前方および後方に±約30度ほど傾斜できる。

X線管21と多列X線検出器24は、回転中心ICの回りを回転する。鉛直方向をy方向とし、水平方向をx方向とし、これらに垂直なテーブルおよびクレードル進行方向をz方向とするとき、X線管21および多列X線検出器24の回転平面は、xy平面である。また、クレードル12の移動方向は、z方向である。

図2は、X線管21と多列X線検出器24の幾何学的配置をxy平面から見た図であり、図3はX線管21と多列X線検出器24の幾何学的配置をyz平面から見た図である。
X線管21は、コーンビームCBと呼ばれるX線ビームを発生する。コーンビームCBの中心軸方向がy方向に平行なときを、ビュー角度0度とする。

多列X線検出器24は、z方向にJ列、例えば256列のX線検出器列を有する。また、各X線検出器列はチャネル方向にIチャネル、例えば1024チャネルのX線検出器チャネルを有する。
図2では、X線管21のX線焦点を出たX線ビームがビーム形成X線フィルタ28により、再構成領域Pの中心ではより多くのX線が、再構成領域Pの周辺部ではより少ないX線が照射される。このようにX線線量を空間的に制御した後に、再構成領域Pの内部に存在する被検体にX線が吸収され、透過したX線が多列X線検出器24でX線検出器データとして収集される。

図3では、X線管21のX線焦点を出たX線ビームはX線コリメータ23により断層像のスライス厚方向に制御されて、つまり、回転中心軸ICにおいてX線ビーム幅がDとなるように制御されて、回転中心軸IC近辺に存在する被検体にX線が吸収され、透過したX線は多列X線検出器24でX線検出器データとして収集される。

X線が被検体に照射されて、収集された投影データは、多列X線検出器24からデータ収集装置（DAS）25でA／D変換され、スリップリング30を経由してデータ収集バッファ5に入力される。データ収集バッファ5に入力されたデータは、記憶装置7のプログラムにより中央処理装置3で処理され、断層像に画像再構成されてモニタ6に表示される。なお、本実施形態では多列X線検出器24を適用した場合であるが、フラットパネルX線検出器に代表されるマトリクス構造の2次元X線エリア検出器を適用することもできるし、1列のX線検出器を適用することができる。

（X線CT装置の動作フローチャート）
図4は本実施形態のX線CT装置の動作の概要を示すフローチャートである。
ステップP1では、被検体をクレードル12に乗せ、位置合わせを行う。クレードル12の上に乗せられた被検体は各部位の基準点に走査ガントリ20のスライスライト中心位置を合わせる。

ステップP2では、スカウト像（スキャノ像、X線透視像ともいう。）収集を行う。スカウト像は通常0度，90度で撮影できる。部位によっては例えば頭部のように、90度スカウト像のみの場合もある。スカウト像撮影では、X線管21と多列X線検出器24とを固定させ、クレードル12を直線移動させながらX線検出器データのデータ収集動作を行う。スカウト像の撮影の詳細については図5で後述する。

ステップP3では、スカウト像上に撮影する断層像の位置、大きさを表示しながら撮影条件設定を行う。本実施形態では、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）、ヘリカルスキャン、可変ピッチヘリカルスキャン、ヘリカルシャトルスキャンなどの複数のスキャンパターンを有している。コンベンショナルスキャンとは、クレードル12をz軸方向に所定の間隔で移動するごとにX線管21および多列X線検出器24を回転させて投影データを取得するスキャン方法である。ヘリカルスキャンとは、X線管21と多列X線検出器24からなるデータ収集系が回転しながらクレードル12を一定速度で移動させ、投影データを収集する撮影方法である。可変ピッチヘリカルスキャンとは、ヘリカルスキャンと同様にX線管21および多列X線検出器24からなるデータ収集系を回転させながらクレードル12の速度を可変させて投影データを収集する撮影方法である。ヘリカルシャトルスキャンとは、ヘリカルスキャンと同様にX線管21および多列X線検出器24からなるデータ収集系を回転させながらクレードル12を加速・減速させて、z軸の正方向またはz軸の負方向に往復移動させて投影データを収集するスキャン方法である。これらの複数の撮影を設定すると、1回分の全体としてのX線線量情報の表示を行う。また、シネスキャンにおいては、回転数または時間を入れるとその関心領域における入力された回転数分、または入力された時間分のX線線量情報が表示される。

ステップP4では、断層像撮影を行う。断層像撮影およびその画像再構成の詳細については図5で後述する。
ステップP5では、画像再構成された断層像を表示する。

ステップP6では、z方向に連続に撮影された断層像を3次元画像として用いて、図15のように3次元画像表示を行う。
図15は3次元画像表示方法にはボリュームレンダリング3次元画像表示方法40、3次元MIP（Maximum Intensity Projection）画像表示方法41、MPR（Multi Plain Reformat）画像表示方法42、3次元再投影画像表示方法を示す。各種の画像表示方法は診断用途により適宜使い分けることができる。

（断層像撮影およびスカウト像撮影の動作フローチャート）
図5は、本発明のX線CT装置100の断層像撮影およびスカウト像撮影の動作の概略を示すフローチャートである。

ステップS1において、ヘリカルスキャンは、X線管21と多列X線検出器24とを被検体の回りに回転させ、かつ撮影テーブル10上のクレードル12を直線移動させながらX線検出器データのデータ収集動作を行う。ビュー角度viewと、検出器列番号jと、チャネル番号iとで表わされるX線検出器データD0（view，j，i）（j＝1〜ROW，i＝1〜CH）にz方向位置Ztable（view）を付加させて、一定速度の範囲のデータ収集を行う。

また、可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンにおいては、一定速度の範囲のデータ収集に加えて、加速時、減速時においてもデータ収集を行うものとする。

また、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンでは撮影テーブル10上のクレードル12をあるz方向位置に固定させたまま、データ収集系を1回転または複数回転させてX線検出器データのデータ収集を行う。必要に応じて、次のz方向位置に移動した後に、再度データ収集系を1回転または複数回転させてX線検出器データのデータ収集を行う。

また、スカウト像撮影では、X線管21と多列X線検出器24とを固定させ、撮影テーブル10上のクレードル12を直線移動させながらX線検出器データのデータ収集動作を行うものとする。

ステップS2では、X線検出器データD0(view，j，i)に対して前処理を行い、投影データに変換する。図6にステップS2の前処理について具体的な処理を示す。ステップS21では、オフセット補正を行い、ステップS22では、対数変換を行い、ステップS23では、X線線量補正を行い、ステップS24では感度補正を行う。

スカウト像撮影の場合は、前処理されたX線検出器データをチャネル方向の画素サイズおよびクレードル12の直線移動方向であるz方向の画素サイズをモニタ6の表示画素サイズに合わせて表示すればスカウト像として完成である。

図5に戻り、ステップS3において、前処理された投影データD1 (view，j，i)に対して、ビームハードニング補正を行なう。ステップS3のビームハードニング補正は前処理S2のステップS24の感度補正が行なわれた投影データをD1(view，j，i)とし、ステップS3のビームハードニング補正の後のデータをD11(view，j，i)とすると、ステップS3のビームハードニング補正は以下の（数式1）のように、例えば多項式形式で表わされる。なお、本実施形態においては、乗算演算は“●”で表している。

この時、検出器の各j列ごとに独立したビームハードニング補正を行なえるため、撮影条件で各データ収集系の管電圧が異なっていれば、各列ごとの検出器のX線エネルギー特性の違いを補正できる。

ステップS4では、ビームハードニング補正された投影データD11(view，j，i)に対して、z方向(列方向)のフィルタをかけるzフィルタ重畳処理を行う。
すなわち、各ビュー角度、各データ収集系における前処理後、ビームハードニング補正された多列X線検出器D11(view，j，i) (i＝1〜CH， j＝1〜ROW)の投影データに対し、列方向に例えば下記の（数式2），（数式3）に示すような、列方向フィルタサイズが5列のフィルタをかける。

補正された検出器データD12(view，j，i)は以下の（数式4）のようになる。

となる。なお、チャネルの最大値はCH， 列の最大値はROWとすると、
以下の（数式5），（数式6）のようになる。

また、列方向フィルタ係数を各チャネルごとに変化させると画像再構成中心からの距離に応じてスライス厚を制御できる。一般的に断層像では再構成中心に比べ周辺部の方がスライス厚が厚くなる。このため、フィルタ係数を中心部と周辺部で変化させてスライス厚は周辺部でも画像再構成中心部でもほぼ一様にすることもできる。例えば、列方向フィルタ係数を中心部と周辺部で変化させて、列方向フィルタ係数を中心部チャネル近辺では列方向フィルタ係数の幅を広く変化させ、周辺部チャネル近辺では列方向フィルタ係数の幅をせまく変化させると、スライス厚は周辺部でも画像再構成中心部でもほぼ一様にすることもできる。

このように、多列X線検出器24の中心部チャネルと周辺部チャネルの列方向フィルタ係数を制御してやることにより、スライス厚も中心部と周辺部で制御できる。列方向フィルタでスライス厚を弱干厚くすると、アーチファクト、ノイズともに大幅に改善される。これによりアーチファクト改善具合、ノイズ改善具合も制御できる。つまり、3次元画像再構成された断層像つまり、xy平面内の画質が制御できる。また、その他の実施形態として列方向（z方向）フィルタ係数を逆重畳（デコンボリューション）フィルタにすることにより、薄いスライス厚の断層像を実現することもできる。

ステップS5では、再構成関数重畳処理を行う。すなわち、投影データを周波数領域に変換するフーリエ変換（Fourier Transform）を行い、再構成関数を掛け、逆フーリエ変換する。再構成関数重畳処理S5では、zフィルタ重畳処理後の投影データをD12とし、再構成関数重畳処理後の投影データをD13、重畳する再構成関数をKernel（j）とすると、再構成関数重畳処理は以下の（数式7）のように表わされる。なお、本実施形態においては、重畳（コンボリューション）演算を“＊”で表している。

つまり、再構成関数kernel（j）は検出器の各j列ごとに独立した再構成関数重畳処理を行なえるため、各列ごとのノイズ特性、 分解能特性の違いを補正できる。
ステップS6では、再構成関数重畳処理した投影データD13(view，j，i)に対して、3次元逆投影処理を行い、逆投影データD3(x，y，z)を求める。画像再構成される画像はz軸に垂直な面、xy平面に3次元画像再構成される。以下の再構成領域Pはxy平面に平行なものとする。この3次元逆投影処理については、図5を参照して後述する。

ステップS7では、逆投影データD3（x，y，z）に対して画像フィルタ重畳、CT値変換などの後処理を行い、断層像D31（x，y，z）を得る。
後処理の画像フィルタ重畳処理では、3次元逆投影後の断層像をD31（x，y，z）とし、画像フィルタ重畳後のデータをD32（x，y，z）、断層像平面であるxy平面において重畳される2次元の画像フィルタをFilter（z）とすると、以下の（数式8）のようになる。

つまり、各z座標位置の断層像ごとに独立した画像フィルタ重畳処理を行なえるため、各列ごとのノイズ特性、分解能特性の違いを補正できる。
または、この2次元の画像フィルタ重畳処理の後に、下記に示す画像空間z方向フィルタ重畳処理を行ってもよい。また、この画像空間z方向フィルタ重畳処理は2次元画像フィルタ重畳処理の前に行ってもよい。さらには、3次元の画像フィルタ重畳処理を行って、この2次元の画像フィルタ重畳処理と、画像空間z方向フィルタ重畳処理の両方を兼ねるような効果を出してもよい。

画像空間z方向フィルタ重畳処理では、画像空間z方向フィルタ重畳処理された断層像をD33（x，y，z）、2次元の画像フィルタ重畳処理された断層像をD32（x，y，z）とすると、以下の（数式9）のようになる。ただし、v（i）はz方向の幅が2l＋1の画像空間z方向フィルタ係数で以下の（数式10）のような係数列となる。

ヘリカルスキャンにおいては、画像空間フィルタ係数v（i）はz方向位置に依存しない画像空間z方向フィルタ係数であってよい。しかし、特にz方向に検出器幅の広い2次元X線エリア検出器24または多列X線検出器24などを用い、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンを行う場合、画像空間z方向フィルタ係数v（i）はz方向のX線検出器の列の位置に依存した画像空間z方向フィルタ係数を用いるのが好ましい。その理由としては、各断層像の列位置に依存した詳細な調整ができるため更に効果的であるからである。

得られた断層像はモニタ6に表示される。
（3次元逆投影処理のフローチャート）
図7は、図5のステップS6の詳細を示したもので、3次元逆投影処理のフローチャートである。

本実施形態では、画像再構成される画像はz軸に垂直な面、xy平面に3次元画像再構成される。以下の再構成領域Pはxy平面に平行なものとする。
ステップS61では、断層像の画像再構成に必要な全ビュー（すなわち、360度分のビュー又は「180度分＋ファン角度分」のビュー）中の一つのビューに着目し、再構成領域Pの各画素に対応する投影データDrを抽出する。

ここで、図8（a），図8（b）から図10を使って、投影データDrについて説明する。図8（a），図8（b）は再構成領域上のラインをX線透過方向への投影を示す概念図であり、その図8（a）はxy平面、図8（b）はyz平面を示している。図9はX線検出器面に投影した画像再構成平面の各ラインを示す概念図である。

図8（a），図8（b）に示すように、xy平面に平行な512×512画素の正方形の領域を再構成領域Pとし、y＝0のx軸に平行な画素列L0，y＝63の画素列L63，y＝127の画素列L127，y＝191の画素列L191，y＝255の画素列L255，y＝319の画素列L319，y＝383の画素列L383，y＝447の画素列L447，y＝511の画素列L511を列にとる。そして、これらの画素列L0〜L511をX線透過方向に多列X線検出器24の面に投影した図9に示す如きラインT0〜T511上の投影データを抽出すれば、それらが画素列L0〜L511の投影データDr(view，x，y)となる。ただし、x，yは断層像の各画素（x，y）に対応する。

X線透過方向は、X線管21のX線焦点と各画素と多列X線検出器24との幾何学的位置によって決まるが、X線検出器データD0(view，j，i)のz座標z（view）がテーブル直線移動z方向位置Ztable（view）としてX線検出器データに添付されて判っているため、加速・減速中のX線検出器データD0(view，j，i)でもX線焦点、多列X線検出器のデータ収集幾何学系の中において、X線透過方向を正確に求めることができる。

なお、例えば画素列L0をX線透過方向に多列X線検出器24の面に投影したラインT0のように、ラインの一部が多列X線検出器24のチャネル方向の外に出た場合は、対応する投影データDr(view，x，y)を「0」にする。また、z方向の外に出た場合は投影データDr(view，x，y)を補外して求める。

このようにして、図10に示すように、再構成領域Pの各画素に対応する投影データDr（view，x，y）を抽出できる。
図7に戻り、ステップS62では、投影データDr（view，x，y）にコーンビーム再構成加重係数を乗算し、図11に示す如き投影データD2（view，x，y）を作成する。

ここで、コーンビーム再構成加重係数w（i，j）は以下の通りである。ファンビーム画像再構成の場合は、一般に、view＝βaでX線管21の焦点と再構成領域P上（xy平面上）の画素g(x，y)とを結ぶ直線がX線ビームの中心軸Bcに対してなす角度をγとし、その対向ビューをview＝βbとするとき、以下の（数式11）のようになる。

再構成領域P上の画素g(x，y)を通るX線ビームとその対向X線ビームが再構成平面Pとなす角度を、αa，αbとすると、これらに依存したコーンビーム再構成加重係数ωa，ωbを掛けて加算し、逆投影画素データD2（0，x，y）を求める。この場合、（数式12）のようになる。

なお、コーンビーム再構成加重係数の対向ビーム同士の和は、（数式13）のようになる。

コーンビーム再構成加重係数ωa，ωbを掛けて加算することにより、コーン角アーチファクトを低減することができる。
例えば、コーンビーム再構成加重係数ωa，ωbは、次式により求めたものを用いることができる。なお、gaはビューβaの加重係数、gbはビューβbの加重係数である。

ファンビーム角の1／2をγmaxとするとき、以下の（数式14）から（数式19）のようになる。

例えば、ga，gbの1例として、max[ ]を値の大きい方を採る関数とすると、以下の（数式20），（数式21）のようになる。

また、ファンビーム画像再構成の場合は、更に距離係数を再構成領域P上の各画素に乗算する。距離係数はX線管21の焦点から投影データDrに対応する多列X線検出器24の検出器列j，チャネルiまでの距離をr0とし、X線管21の焦点から投影データDrに対応する再構成領域P上の画素までの距離をr1とするとき、（r1／r0）²である。

また、平行ビーム画像再構成の場合は、再構成領域P上の各画素にコーンビーム再構成加重係数w（i，j）のみを乗算すればよい。
ステップS63では、予めクリアしておいた逆投影データD3(x，y)に、投影データD2（view，x，y）を画素対応に加算する。図12が投影データD2（（view，x，y）を画素ごとに加算する概念を示している。

ステップS64では、断層像の画像再構成に必要な全ビュー（すなわち、360度分のビュー又は「180度分＋ファン角度分」のビュー）について、ステップS61〜S63を繰り返し、画像再構成に必要な全ビューを加算すると図12の左側の図に示される逆投影データD3（x，y）を得ることができる。

以上、図7の3次元逆投影処理のフローチャートは、図8に示す画像再構成領域Pを正方形512×512画素として説明したものである。しかしこれに限られるものではない。図13（a）、図13（b）は円形の画像再構成領域上のラインをX線透過方向へ投影する状態を示す概念図であり、図13（a）はxy平面を、図13（b）はyz平面を示している。

この図13（a），図13（b）に示すように、再構成領域Pを512×512画素の正方形の領域とせずに、直径512画素の円形の領域としてもよい。
上記のようにして、実施形態の3次元画像再構成は行える。

以下に本実施形態での応用を中心に説明する。

本実施形態においては、xy平面の断層像において、X線投影データのチャネル方向の実効X線検出器開口幅の最適化について示す。
まず、多列X線検出器と実効X線検出器開口幅について説明する。

従来は図19に示すように、多列X線検出器24の1チャネルの検出器幅と実効X線検出器開口幅が同じ大きさであった。また、例えば実効X線検出器開口幅をdとすると、データサンプリングピッチsは、d＝sで実効X線検出器開口幅と同じになっていた。

この場合に、実効X線検出器開口幅が画像再構成領域の1画素の大きさとほぼ同等であり、SNも劣化せず、分解能も劣化しないようになっていて問題はなかった。
しかし、多列X線検出器の微細化が進むにつれ、多列X線検出器の1チャネルの大きさと画像再構成領域の1画素の大きさがほぼ等しくならなくなって来た。この結果、断層像の分解能は劣化しないがSNは劣化するようになってしまった。このため、多列X線検出器の微細化が進んでも、実効X線検出器開口幅と画像再構成領域の1画素の大きさをほぼ等しくする必要がある。

これを考慮して、図20，図21では、実効X線検出器開口幅と画像再構成領域の1画素の大きさをほぼ等しくしてある例を示している。図21は図20の多列X線検出器幅と実効X線検出器開口幅の部分を拡大して表わしている。

図21に示すように、この例では、前処理およびビームハードニング補正されたj列目のiチャネル目の多列X線検出器データをD11（view，i，j）（以下、前処理およびビームハードニング補正されたiチャネル、j列目のX線投影データと言う）とすると、以下のようになる。

i番目の実効X線検出器開口のX線投影データは、D11（view，i，j）＋D11（view，i＋1，j）、
i＋1番目の実効X線検出器開口のX線投影データは、D11（view，i＋1，j）＋D11（view，i＋2，j）、
i＋2番目の実効X線検出器開口のX線投影データは、D11（view，i＋2，j）＋D11（view，i＋3，j）、
となる。また、
i番目の実効X線検出器開口のX線投影データの中心位置は、i＋0.5チャネル、
i＋1番目の実効X線検出器開口のX線投影データ中心位置は、i＋1.5チャネル、
i＋2番目の実効X線検出器開口のX線投影データ中心位置は、i＋2.5チャネル、
となる。この時の実効X線検出器開口のX線投影データのサンプリングピッチsはs＝d／2となる。ただし、この時の実効X線検出器開口をdとしている。また、この時の多列X線検出器のチャネル方向の開口をdpとすると、d＝２dpとなる。

この実効X線検出器開口のX線投影データDe11（view，i，j）は、以下の（数式22）で得られる。ただし、（1 1）はチャネル方向のフィルタである。

つまり、チャネル方向に（1 1）のフィルタリングを行うことで、実効X線検出器開口のX線投影データ De11（view，i，j）は得られる。なお今回のこのフィルタリング係数（1 1）は、実効X線ビーム幅および実効X線検出器開口幅を多列X線検出器のチャネル方向開口幅の2倍の2dpにしたかったために、このフィルタリング係数を定めているが、チャネル方向開口幅の2倍にする他の例としてこの係数は（0.5 1 0.5）でも同様の効果が得られる。

また、多列X線検出器のチャネル方向開口を3倍の3dpにしたい場合は、（1 1 1）でも良いし、（0.5 1 1 0.5）でも同様の効果が得られる。
また、多列X線検出器のチャネル方向開口を1.5dpにしたい場合は、（0.25 1 0.25）とすれば良い。

このようにチャネル方向フィルタにより、実効X線検出器開口幅は自由に制御が行えることがわかる。
具体的な幾何学系の例を示したのが、図22，図23になる。

図22においては、従来の多列X線検出器を用いたX線CT装置における多列X線検出器の1チャネルの大きさと、画像再構成領域の1画素の大きさを表現している。
図23においては、1チャネルが微細化した多列X線検出器を用いたX線CT装置における多列X線検出器の1チャネルの大きさと、画像再構成領域の1画素の大きさを表現している。

図22においては、画像再構成領域の大きさが250mm直径の円形とし、画像再構成マトリクス数が512×512画素とすると、250mm／512画素＝約0.5mm／1画素となる。
これに対して、多列X線検出器のチャネル方向の1チャネルの大きさを1mmとする。また、X線焦点から回転中心までの距離、FCD（Focus to Center Distance）とX線焦点からX線検出器までの距離、FDD（Focus to Detector Distance）の比がFCD／FDD＝1／2であるとすると、多列X線検出器のチャネル方向の1チャネルの大きさはX線データ収集系の回転中心においては、1mm×1／2＝0.5mmとなる。

このため、画像再構成領域の1画素の大きさ0.5mmと、X線データ収集系の回転中心における多列X線検出器の1チャネルのチャネル方向の大きさ0.5mmとは、ほぼ等しいため、多列X線検出器データのフィルタリング処理は不要である。

これに対して、図23においては同様に、画像再構成領域の大きさが250mm直径の円形とし、画像再構成マトリクス数が512×512画素とすると、250mm／512画素＝約0.5mm／1画素となる。

これに対して、多列X線検出器のチャネル方向の1チャネルの大きさを0.5mmとする。X線焦点から回転中心までの距離、FCD（Focus to Center Distance）とX線焦点からX線検出器までの距離、FDD（Focus to Detector Distance）の比がFCD／FDD＝1／2であるとすると、多列X線検出器のチャネル方向の1チャネルの大きさはX線データ収集系の回転中心においては、0.5mm×1／2＝0.25mmとなる。

このため、画像再構成領域の1画素の大きさ0.5mmと、X線データ収集系の回転中心における多列X線検出器の1チャネルのチャネル方向の大きさ0.25mmに対して、ほぼ2倍であるため、多列X線検出器データの開口幅をフィルタリング処理によりチャネル方向に2倍に広げる。

つまり、実効X線検出器開口幅を0.5mmまたは実効X線ビーム幅を0.5mmにする。これにより、画像再構成領域の1画素の大きさ0.5mmと、実効X線検出器開口幅0.5mmがほぼ等しくなり、X線データ収集系の最適化が行える。

なお、この時の多列X線検出器データのデータサンプリングピッチは、元々チャネル間隔が0.25mmなので0.25mmとなる。フィルタリング処理後もデータサンプリングピッチは0.25mmである。この時に実効X線検出器開口幅d＝0.5mmとデータサンプリングピッチs＝0.25mmを考えるとs／d＝1／2となっており、サンプリング定理上で理想的な状態となっている。

このようにして、多列X線検出器データをフィルタリング処理により実効X線検出器開口幅を最適化することで、各X線投影データは充分なS／Nが得られる。空間分解能に関しては、実効X線検出器開口幅dとデータサンプリングピッチsの関係はs／d＝1／2で理想的なので空間分解能も劣化しない。これにより、最適なS／Nと空間分解能が得られた断層像が画像再構成できる。

また、この実効X線検出器開口幅を最適化するフィルタリング処理を行う処理上のタイミングを考える。
図24，図25，図26，図27にフィルタリング処理であるステップ10の実効X線検出器開口補正処理を入れる場所の例を示している。

図24では、ステップS3のビームハードニング補正とステップS4のzフィルタ重畳処理の間、
図25では、ステップS2の前処理とステップS3のビームハードニング補正の間、
図26では、ステップS4のzフィルタ重量処理とステップS5の再構成関数重畳処理の間、
図27では、ステップS5の再構成関数重畳処理とステップS6の3次元逆投影処理の間に各々入れている。これらは同様の効果を出す。

本実施形態においては、微細化したチャネルを持つ多列X線検出器における最大撮影視野を画像再構成した場合の実効X線検出器開口幅を画像再構成領域の1画素の大きさに最適化する例を示した。

画像再構成領域の1画素の大きさは、撮影視野の大きさが変わると変化する。1画素の大きさの変化とともに実効X線検出器開口幅も変化する必要がある。
本実施形態においては、様々な撮影視野による画像再構成領域の1画素の大きさと、各実効X線検出器開口幅の最適化について示す。

図28には2つの撮影視野である画像再構成領域を持った実施形態を示している。
撮影視野1である画像再構成領域1は最大撮影視野であり、
撮影視野2である画像再構成領域2は部分撮影視野である。

撮影視野1である画像再構成領域1の大きさを直径Rとすると、
撮影視野2である画像再構成領域2の大きさは直径R／2となっている。
実際にX線CT装置を臨床的に使用した場合は、例えば肺野の撮影において、画像再構成領域1は2つの肺野を含む大きな撮影視野で、画像再構成領域2は片肺のみの入った小さな撮影視野であるような例がある。

図28においては、画像再構成領域1の1画素の大きさは微細化された多列X線検出器の2チャネル分に相当し、画像再構成領域2の1画素の大きさは微細化された多列X線検出器の1チャネル分に相当することを示している。

このため、微細化された多列X線検出器の1チャネルのチャネル方向の大きさをdcとすると、実効X線検出器開口幅dは、画像再構成領域1では実効X線検出器開口幅d＝2dc、画像再構成領域2では実効X線検出器開口幅d＝dcとするのが良い。このため、図28（a），図28（b），図28（c），図28（d）のステップ10の実効X線検出器開口補正処理のフィルタリング処理は、画像再構成1ではフィルタリング処理は[1 1]のチャネル方向フィルタをかける。画像再構成2ではフィルタリング処理はかけない、とするのが良い。

このように、様々な撮影視野による画像再構成領域の1画素の大きさに従って、各画像再構成領域の各実効X線検出器開口幅は最適化するのが良いことがわかる。これにより、断層像の空間分解能を落とさずにS／Nを良くできる。

本実施形態においては、断層像の空間分解能を決める他の変数としては再構成関数がある。例えば図29に示すように、骨用再構成関数と内蔵用再構成関数では空間周波数特性が異なる。また、骨用再構成関数のナイキスト周波数Nyq1，内蔵用再構成関数のナイキスト周波数Nyq2と各々のナイキスト周波数も異なる。

つまり、ナイキスト周波数が小さい場合、再構成関数が低周波数である場合がある。もし、画像再構成領域の1画素の大きさよりも再構成関数のナイキスト周波数Nyq1から定まる空間分解能sr＝1／（2・Nyq1）が大きければ、実効X線検出器開口幅dはsrとほぼ等しくするのが良い。つまり、実効X線検出器開口幅dは画像再構成領域の1画素の大きさと再構成関数の分解能の大きい方に合わせるのが良いことがわかる。

また、この結果、実効X線検出器開口幅dが多列X線検出器の1チャネルのチャネル方向の大きさdcに対し、d＝3・dcのようになってしまった場合は、即ち、チャネル数をＩ、チャンネル方向長さをＬとした場合、ｄ・Ｉ＝３Ｌのようになってしまった場合は、サンプリングピッチs＝dcに対し、d＝3・sとなるため、サンプリング数が大きくなりすぎることになる。サンプリング定理からd＝2・s1（ただし、s1は最適なサンプリングピッチ）となれば良いので、この場合はデータサンプリング数を2／3にしても良い。

以上のX線CT装置100において、本発明のX線CT装置、またはX線CT画像再構成方法によれば、多列X線検出器またはフラットパネルX線検出器に代表されるマトリクス構造の2次元X線エリア検出器を持ったX線CT装置のコンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）またはシネスキャンまたはヘリカルスキャンまたは可変ピッチヘリカルスキャンまたはヘリカルシャトルスキャンの撮影視野の1画素の大きさ、再構成関数の周波数特性に依存させてX線投影データの実効X線検出器開口幅を制御して最適な画質、被曝低減を実現できる効果がある。

なお、本実施形態における画像再構成法は、従来公知のフェルドカンプ法による3次元画像再構成法でもよい。さらに、他の3次元画像再構成方法でもよい。または2次元画像再構成でも良い。

本実施形態では、コンベンショナルスキャン（アキシャルスキャン）の場合で書かれているが、シネスキャン、ヘリカルスキャン、可変ピッチヘリカルスキャン、ヘリカルシャトルスキャンの場合も同様に効果を出すことができる。

本実施形態は、走査ガントリ20が傾斜していない場合で書かれているが、走査ガントリ20が傾斜した、いわゆるチルト・スキャンの場合でも同様な効果を出すことができる。
本実施形態は、生体信号に同期しない場合で書かれているが、生体信号、特に心拍信号に同期させても同様な効果を出すことができる。

また、本実施形態では、多列X線検出器またはフラットパネルX線検出器に代表されるマトリクス構造の2次元X線エリア検出器を持ったX線CT装置について書かれているが、1列のX線検出器のX線CT装置においても同様の効果を出せる。

また、本実施形態では、各列ごとに係数の異なった列方向（z方向）フィルタを重畳することにより、画質のばらつきを調整し、各列において均一なスライス厚、アーチファクト、ノイズの画質を実現しているが、これには様々なz方向フィルタ係数が考えられるが、いずれも同様の効果を出すことができる。

本実施形態では、医用X線CT装置を元に書かれているが、産業用X線CT装置または他の装置と組合わせたX線CT−PET装置，X線CT−SPECT装置などで利用できる。

本発明の一実施形態にかかるX線CT装置を示すブロック図である。 X線発生装置（X線管）および多列X線検出器をxy平面で見た説明図である。 X線発生装置（X線管）および多列X線検出器をyz平面で見た説明図である。 被検体撮影の流れを示すフロー図である。 本発明の一実施形態に係るX線CT装置の画像再構成の概略動作を示すフロー図である。 前処理の詳細を示すフロー図である。 3次元画像再構成処理の詳細を示すフロー図である。 画像再構成領域上のラインをX線透過方向へ投影する状態を示す概念図である。 X線検出器面に投影したラインを示す概念図である。 投影データDr（view，x，y）を画像再構成領域上に投影した状態を示す概念図である。 画像再構成領域上の各画素の逆投影画素データD2を示す概念図である。 逆投影画素データD2を画素対応に全ビュー加算して逆投影データD3を得る状態を示す説明図である。 円形の画像再構成領域上のラインをX線透過方向へ投影する状態を示す概念図である。 X線CT装置の撮影条件入力画面を示す図である。 ボリュームレンダリング3次元画像表示方法 ・ MPR画像表示方法 ・ 3次元MIP画像表示方法の例を示す図である。 従来のX線ビーム幅とデータサンプリングピッチを示す図である。 ピクセルドリブン方式による逆投影処理を示す図である。 再構成関数とナイキスト周波数を示す図である。 従来の多列X線検出器チャネル幅と実効X線検出器開口幅を示す図である。 1チャネルが微細化した多列X線検出器の1チャネルの幅と画像再構成領域の1画素の幅を示す図である。 1チャネルが微細化した多列X線検出器の1チャネルの幅と実効X線検出器開口幅とサンプリングピッチを示す図である。 従来の多列X線検出器の1チャネルの大きさと画像再構成領域の1画素の大きさを示す図である。 1チャネルが微細化した多列X線検出器の1チャネルの大きさと画像再構成領域の1画素の大きさを示す図である。 本実施形態の画像再構成を示すフロー図の例1である。 本実施形態の画像再構成を示すフロー図の例2である。 本実施形態の画像再構成を示すフロー図の例3である。 本実施形態の画像再構成を示すフロー図の例4である。 画像再構成領域が2つある微細化した多列X線検出器の1チャネルの大きさと各画像再構成領域の1画素の大きさを示す図である。 様々な再構成関数とナイキスト周波数を示す図である。

符号の説明

１ 操作コンソール
２ 入力装置
３ 中央処理装置
５ データ収集バッファ
６ モニタ
７ 記憶装置
１０ 撮影テーブル
１２ クレードル
１５ 回転部
２０ 走査ガントリ
２１ X線管
２２ X線コントローラ
２３ コリメータ
２４ 多列X線検出器または2次元X線エリア検出器
２５ データ収集装置（DAS）
２６ 回転部コントローラ
２７ 走査ガントリ傾斜コントローラ
２８ ビーム形成X線フィルタ
２９ 制御コントローラ
３０ スリップリング
ｄＰ X線検出器面
Ｐ 画像再構成領域
ＰＰ 投影面
IC 回転中心(ISO)
CB X線ビーム
BC ビーム中心軸
D 回転中心軸上での多列X線検出器幅

Claims (9)

1. X線発生装置と、相対してX線を検出するX線検出器とを、その間にある回転中心のまわりに回転運動をさせながら、その間にある被検体を透過したX線投影データを収集するX線データ収集手段、
   そのX線データ収集手段から収集されたＸ線投影データを画像再構成する画像再構成手段、
   画像再構成された断層像を表示する画像表示手段、
   を含むX線CT装置において、
   前記画像再構成手段において、画像再構成に用いるX線投影データの実効X線検出器開口幅を、画像再構成視野の1画素の大きさおよび再構成関数の空間周波数のうち少なくとも1つに依存させた
   ことを特徴とするX線CT装置。
2. 前記X線検出器は、多列X線検出器または2次元X線エリア検出器
   を含むことを特徴とする請求項１に記載のX線CT装置。
3. 請求項1または請求項2のいずれかのX線CT装置において、
   前記画像再構成視野の1画素の大きさを決定する変数に、撮影視野の大きさと画像再構成マトリクス数を含む
   ことを特徴とするX線CT装置。
4. 請求項1から請求項3までのいずれかのX線CT装置において、
   前記再構成関数の空間周波数は再構成関数のナイキスト周波数により定められる
   ことを特徴とするX線CT装置。
5. 請求項1から請求項4までのいずれかのX線CT装置において、
   前記画像再構成手段において、少なくとも1つの実効X線検出器開口が他の実効X線検出器開口と少なくとも一部が重なっているX線投影データを画像再構成する
   ことを特徴とするX線CT装置。
6. 請求項5のX線CT装置において、
   前記実効X線検出器開口の重なっている方向は、多列X線検出器のチャネル方向、または多列X線検出器の列方向、またはX線投影データ収集のビュー方向、またはX線投影データ収集の時間方向の少なくとも1つの方向である
   ことを特徴とするX線CT装置。
7. 請求項5または請求項6のいずれかのX線CT装置において、
   前記実効X線検出器開口幅を、多列X線検出器のチャネル方向、または多列X線検出器の列方向、またはX線投影データ収集のビュー方向、またはX線投影データ収集の時間方向の少なくとも1つの方向で、X線投影データのサンプリングピッチの1を超えて2以下の倍率の範囲とする
   ことを特徴とするX線CT装置。
8. 請求項5から請求項7までのいずれかのX線CT装置において、
   前記実効X線検出器開口幅は、多列X線検出器のチャネル方向、または多列X線検出器の列方向、またはX線投影データ収集のビュー方向、またはX線投影データ収集の時間方向の少なくとも1つの方向のフィルタリング処理により制御される
   ことを特徴とするX線CT装置。
9. 請求項1から請求項8までのいずれかのX線CT装置において、
   前記画像再構成手段において、実効X線検出器開口幅dとX線検出器のチャネル数IとX線検出器のチャネル方向長さLとの関係がd・I＞2Lである場合に、Ｘ線検出器の１チャネル方向の大きさをサンプリングピッチとした場合のデータサンプリング数より小さいデータサンプリング数を用いる
   ことを特徴とするX線CT装置。

Images