JP2013166018A - Ｘ線コンピュータ断層撮影装置 - Google Patents

Abstract

【課題】本発明の目的は、ハーフ再構成の時間分解能を維持しつつ、コーンビームアーチファクトをフル再構成程度まで抑圧させることにある。
【解決手段】Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は、ガントリ１００と、第１の角度範囲に対応する第１の投影データセットに対して第１のデータ冗長度補正用重みを適用し、適用された第１の投影データセットに基づいて第１のボリュームデータを発生するとともに、第１の角度範囲より広い第２の角度範囲に対応する第２の投影データセットに対して第２のデータ冗長度補正用重みを適用し、適用された第２の投影データセットに基づいて第２のボリュームデータを発生する再構成処理部１１７、１１８と、第１のボリュームデータと第２のボリュームデータとの差分結果に基づいて第１のボリュームデータを補正してコーンビームアーチファクトを低減する補正部１２０とを具備する。
【選択図】図１

Description

本発明は、コーンビームヘリカル再構成におけるフル再構成よりも時間分解能が高い（短い）ハーフ再構成法等に対するコーンビームアーチファクト低減方法に係り、特にＸ線を生体に照射し体内の情報を画像として得るＸ線コンピュータ断層撮影装置に関する。

コーンビームＣＴにおいて、円軌道収集を実施する場合、完全解を得るのに必要なラドンデータを収集することができず、結果として中心面から離れれば離れるほど、コーンビームアーチファクトが発生することが既知である。ここで、コーンビーム円軌道スキャンにおけるハーフ再構成を考える。ハーフ再構成はフル再構成よりも時間分解能が短い（良い）ことが特徴である。しかし、ハーフ再構成はファンビームのときに成立するものであり、コーンビーム時には成立しない。図１０に示すように、ファンビームの場合、いわゆる対向データが存在するため、１８０度＋ファン角のデータが存在すれば完全解を得ることが可能である（ハーフ再構成）。

一方、図１１に示すように、コーンビームＣＴの場合、コーン角の影響により、中心面以外では対向するデータが同一パスを通らない。これはすなわちラドンデータの欠損につながり、フル再構成のときよりもひどいコーンビームアーチファクトが発生し、画質を劣化させる。

上述のとおり、コーンビーム再構成におけるハーフ再構成では、より顕著にコーンビームアーチファクト問題が発生する。従来の技術として、ハーフ分ではなく１回転のデータに対して重み付けをするなどの工夫をし、時間分解能とアーチファクトのバランスを取るような提案があるが、「ラドンデータの欠損」に対する根本的な施策ではないため、アーチファクトの見え方が異なるといった程度であり、根本解決には至っていない。

また、近年、Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ ｏｆ Ｃｅｎｔｒａｌ ＦｌｏｒｉｄａのＫａｔｓｅｖｉｃｈによりＬｉｎｅ＋Ｃｉｒｃｌｅ法が提案された。これは、ハーフスキャンに対してラインデータを追加することにより完全解を得るものである。ただし、ハーフスキャンのスキャン開始点、もしくは終了点にラインデータが接していることが前提条件であり、ダイナミックスキャンにおけるダイナミックハーフ再構成を想定した場合、この前提条件が成り立たない。無論、ラインデータを各管球位置ごとにたくさん収集すれば本件は解決できるが、実運用を想定した場合、現実的ではない。さらには、心電同期再構成における複数の心拍のデータを利用してハーフ分のデータを埋めるセグメント再構成のような場合、ハーフを構成するデータ群が管球位置方向に不連続に存在する場合があり、この場合にはＫａｔｓｅｖｉｃｈの提案を使うことができない。

上述のとおり、コーンビームアーチファクトに関して、ハーフ再構成法は時間分解能に関しては優位であるが、画質が犠牲になっている。

本発明の目的は、ハーフ再構成の時間分解能を維持しつつ、コーンビームアーチファクトをフル再構成程度まで抑圧させることにある。

本発明のある局面は、被検体をコーンビームＸ線により走査して投影データを収集するガントリと、第１の角度範囲に対応する第１の投影データセットに対して第１のデータ冗長度補正用重みを適用し、前記適用された第１の投影データセットに基づいて第１のボリュームデータを発生するとともに、前記第１の角度範囲より広い第２の角度範囲に対応する第２の投影データセットに対して第２のデータ冗長度補正用重みを適用し、前記適用された第２の投影データセットに基づいて第２のボリュームデータを発生するボリュームデータ発生部と、前記第１のボリュームデータと前記第２のボリュームデータとの差分結果に基づいて、前記第１のボリュームデータを補正して、コーンビームアーチファクトを低減する補正部とを具備することを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置、を提供する。

本発明によると、ハーフ再構成の時間分解能を維持しつつ、コーンビームアーチファクトをフル再構成程度まで抑圧させることができる。

以下、図面を参照して、本発明の実施形態を説明する。図１に示すように、ガントリ１００は、コーン状のＸ線（コーンビーム）を発生するＸ線管装置１０１を有する。Ｘ線管装置１０１は、高電圧発生装置１０９からスリップリング機構１０８を経由して管電圧の印加及びフィラメント電流の供給を受け、Ｘ線を発生する。Ｘ線管装置１０１は、回転軸ＲＡを中心に回転自在に支持される回転フレーム１０２に、Ｘ線検出器１０３とともに搭載される。架台回転駆動部１０７は、回転フレーム１０２を回転駆動するために設けられる。

Ｘ線検出器１０３は、回転軸ＲＡをはさんでＸ線管装置１０１に対向する。回転軸ＲＡを中心として円筒形状の撮影領域が設けられ、撮影領域内に被検体が設置される。被検体には心電計（ＥＣＧ）１１１の電極が装着される。スキャン中の心電計１１１により取得された心拍データは投影データ記憶部１１２に投影データとともに記憶される。

Ｘ線検出器１０３は、Ｘ線管装置１０１で発生され、被検体を透過したＸ線を検出する。Ｘ線検出器１０３は、マルチスライス型または２次元アレイ型のＸ線検出器である。すなわち、Ｘ線検出器１０３は、回転軸ＲＡにそって並列される複数のＸ線検出素子列を有する。各Ｘ線検出素子列は、回転軸ＲＡに直交する方向にそって一列に配列された複数のＸ線検出素子を有する。

Ｘ線検出器１０３の出力は、チャンネルごとにデータ収集回路（ＤＡＳ）１０４によって増幅され、ディジタル信号に変換され、そして例えば非接触型のデータ伝送装置１０５を介して前処理装置１０６に送られ、そこで感度補正等の補正処理を受け、再構成処理の直前段階にあるいわゆる投影データとして投影データ記憶装置１１２に記憶される。

スキャンコントローラ１１０は、データ収集（スキャン）のために、架台回転駆動部１０７、高電圧発生装置１０９、データ収集回路１０４等を制御する。

再構成装置としては、説明の便宜上、ハーフ再構成処理部１１７とフル再構成処理部１１８とに分けて記載する。ハーフ再構成処理部１１７は、Ｘ線管装置１０１が（１８０°＋ファン角）の角度範囲（第１の角度範囲）を移動する間に収集した投影データセット（第１の投影データセット）に対して第１のデータ冗長度補正用重みＷ１を適用し、この適用された第１の投影データセットに基づいて第１のボリュームデータを再構成する。フル再構成処理部１１８は、Ｘ線管装置１０１が第１の角度範囲よりも広い（３６０°）の角度範囲（第２の角度範囲）を移動する間に収集した投影データセット（第２の投影データセット）に対して第２のデータ冗長度補正用重みＷ２を適用し、この適用された第２の投影データセットに基づいて第２のボリュームデータを再構成する。

欠落成分推定処理部１１９は、ハーフ再構成による第１のボリュームデータとフル再構成による第２のボリュームデータとの差分に基づいて、「ラドンデータの欠損」に起因する欠落成分の空間分布（欠落成分画像）を推定する。欠落成分推定処理部１１９は、実際的には、図２に示すように、ハーフ再構成による第１のボリュームデータと、フル再構成による第２のボリュームデータとを差分し、「ラドンデータの欠損」に起因する欠落成分を含む差分画像を発生する。その差分画像から、フル再構成が本質的に有する長い時間分解能に起因する高周波成分を、ローパスフィルタリングにより除去することにより、欠落成分画像を発生する。

なお、図３に示すように、好ましくは、フル再構成による第２のボリュームデータの元となった３６０°の角度範囲（フル区間）の中心（重心）は、ハーフ再構成による第１のボリュームデータの元となった（１８０°＋ファン角）の角度範囲（ハーフ区間）の中心（重心）に一致される。この状態は図４に示すように、心電同期再構成では、好ましい。

実際的には、図１２に示すように、ハーフ区間の重心が、かならずしもフル区間の重心に一致するとはかぎらない。なぜならデータ収集中の心電同期には予測要素を含んでいるからである。従って、所望の心拍位相を含む範囲にフル区間を設定し、データ収集後であって、再構成処理前の段階で、データ収集時に測定した心電図に照会して正確な所望の心拍位相にハーフ区間の重心をセットする。この場合、フル区間の任意の位置にハーフ区間をセットできるように、フル区間の全期間にわたって高線量でデータを収集する。

ハーフ再構成画像補正処理部１２０は、ハーフ再構成による第１のボリュームデータを欠落成分画像に基づいて補正する。具体的には、ハーフ再構成による第１のボリュームデータに欠落成分画像が加算される。それによりハーフ再構成による短い時間分解能とともに、フル再構成と同等の画質を得ることができる。

以下本実施形態の処理の流れを説明する。なお、以下の複数の処理は、全処理プログラムを装置に装備させておき、ユーザが選択的に使用可能とされる。
図７に示すように、まず、冗長度補正用重み関数Ｗ１，Ｗ２［ｃｈ，ｓｅｇ，ｖｉｅｗ］の設計を行う。Ｗ１［］はユーザが指定した再構成法に依存し、例えばハーフ再構成の場合にはＰａｒｋｅｒの重みとなる。図５、図６に示す心電同期セグメント再構成のような場合には、この重み関数がさらに複雑な形になる。Ｗ２［］はフル再構成相当の重みとなる。１回転のデータである場合、各パスに関して対向する向きで２回データ収集するので、Ｗ２［］＝０．５となる。重み関数Ｗ１を（１８０°＋ファン角）分の投影データセットに適用し、逆投影を行って、ボリュームデータ（第１のボリュームデータ）を発生する。また、重み関数Ｗ２を（３６０°）分の投影データセットに適用し、逆投影を行って、ボリュームデータ（第２のボリュームデータ）を発生する。

第１、第２のボリュームデータを差分して、ラドンデータの欠損に起因する欠落成分の空間分布としての差分ボリュームデータを発生する。差分ボリュームデータに対してスムージング処理を適用して、フル再構成の時間分解能の低さ（長さ）に起因する不要な高周波成分を除去する。スムージングはアキシャル面内の処理である。最後に、スムージング処理を行った欠落成分画像（差分ボリュームデータ）を、重み関数Ｗ１を用いて再構成した第１のボリュームデータに加算することにより、補正された第１のボリュームデータを得る。

処理フローは図８の例でも構わない。まず、重み関数Ｗ［ｃｈ，ｓｅｇ，ｖｉｅｗ］はユーザが指定した再構成法に依存し、例えばハーフ再構成の場合にはＰａｒｋｅｒの重みとなる（上記フローにおけるＷ１と同じ）。心電同期セグメント再構成のような場合には、この重み関数がさらに複雑な形になる。

次に、補正用重み関数ｉｎｖＷ［ｃｈ，ｖｉｅｗ］は基本的には次式で定義される。補正用重み関数ｉｎｖＷ［ｃｈ，ｖｉｅｗ］は、図７の差分処理を投影データ領域で完了するために生成される。
ｉｎｖＷ［ｃｈ，ｓｅｇ，ｖｉｅｗ］＝ｗＦＵＬＬ［ｃｈ，ｓｅｇ，ｖｉｅｗ］−Ｗ［ｃｈ，ｓｅｇ，ｖｉｅｗ］
フル再構成用の重み関数ｗＦＵＬＬ［ｃｈ，ｓｅｇ，ｖｉｅｗ］に関しては、入カデータが１回転の場合、“０．５”となる。また、１回転を超えるような場合には、ｗＦＵＬＬ［ｃｈ，ｓｅｇ，ｖｉｅｗ］を管球位置基準で加算し、１回転に束ねた場合に、やはり“０．５”となるように設計する必要がある。これは、セグメント再構成のような場合に該当し、「不連続データではあるが、トータルとしてどの管球位置からもデータが存在するフル分のデータを構成する」ような重み関数を設計する。

重み関数Ｗ［ｃｈ，ｓｅｇ，ｖｉｅｗ］をハーフ再構成の投影データセットに適用して、逆投影を行い画像（第１のボリュームデータ）を得る。また、補正用重み関数ｉｎｖＷ［ｃｈ，ｓｅｇ，ｖｉｅｗ］をフル再構成の投影データセットに適用して、逆投影を行い画像（ボリュームデータ）を得る。

補正用重み関数を適用した画像（ボリューム）に対してスムージング処理を適用する。これはアキシャル面内に対する処理である。最後に、２つの画像（ボリュームデータ）を加算し、第１のボリュームデータを補正する。加算方法に関しては、コーン角を考慮した加算方法とし、コーン角がゼロの場合には補正用画像の重みをゼロとし、コーン角の絶対値が大きくなるに連れて、補正用画像の寄与率を高くする設計にする。

上記２つの方法では１つの画像を得るのに逆投影が２回必要になるが、投影データレベルでの加算を行うことにより、逆投影処理を１回で済ませることが可能である。図９に示すように、補正用重み関数ｉｎｖＷ（ｃｈ，ｓｅｇ，ｖｉｅｗ）の設計方法は前述と同じである。補正用重み関数適用後のデータに関してスムージング処理を適用するのが前者との違いである。ここでは、ファン方向やｖｉｅｗ方向へのスムージングフィルタを適用する。その後、加算処理を行うが、これも前述と同等、コーン角を考慮した加算方法となる。

上記処理を詳細に以下に示す。ハーフ再構成のための冗長度補正用の重み関数Ｗ［ｃｈ，ｓｅｇ，ｖｉｅｗ］はＰａｒｋｅｒらの重みとする。補正用重み関数ｉｎｖＷ［ｃｈ，ｓｅｇ，ｖｉｅｗ］は次式で定義される。なお、＊はコンボリューションを意味する記号である。
ｉｎｖＷ［ｃｈ，ｓｅｇ，ｖｉｅｗ］＝０．５−Ｗ［ｃｈ，ｓｅｇ，ｖｉｅｗ］
投影データを逆投影処理Ｐｒｏｊ［ｃｈ，ｓｅｇ，ｖｉｅｗ］にかけると、それぞれ中間データは、
Ｗ＿Ｐｒｏｊ［ｃｈ，ｓｅｇ，ｖｉｅｗ］＝Ｗ［ｃｈ，ｓｅｇ，ｖｉｅｗ］＊Ｐｒｏｊ［ｃｈ，ｓｅｇ，ｖｉｅｗ］
ｉｎｖＷ＿Ｐｒｏｊ［ｃｈ，ｓｅｇ，ｖｉｅｗ］＝ｉｎｖＷ［ｃｈ，ｓｅｇ，ｖｉｅｗ］＊Ｐｒｏｊ［ｃｈ，ｓｅｇ，ｖｉｅｗ］
次に、ローパルフィルタリング（スムージングフィルタリング）を適用する。ここでは、ファン方向のガウシアンフィルタを用いる。
Ｆｉｌｔｅｒｅｄ＿ｉｎｖＷ＿Ｐｒｏｊ［ｃｈ，ｓｅｇ，ｖｉｅｗ］＝ｉｎｖＷ＿Ｐｒｏｊ［ｃｈ，ｓｅｇ，ｖｉｅｗ］（Ｘ）Ｇａｕｓｓｉａｎ［ｃｈ］
このとき、フィルタ点数が非常に多い場合には、処理速度が増大する。そのため、事前に投影データを束ねてデータ数を削減してからフィルタリングを適用し、後で補間等を用いて展開しても構わない。最後に、加算処理を行う。ここでは、コーン角を考慮しない、単なる加算処理とした。
Ｐｒｏｃｅｓｓｅｄ＿Ｐｒｏｊ［ｃｈ，ｓｅｇ，ｖｉｅｗ］＝Ｆｉｌｔｅｒｅｄ＿ｉｎｖＷ＿Ｐｒｏｊ［ｃｈ，ｓｅｇ，ｖｉｅｗ］＋Ｗ＿Ｐｒｏｊ［ｃｈ，ｓｅｇ，ｖｉｅｗ］
上記の処理によって得られた処理投影データＰｒｏｃｅｓｓｅｄ＿Ｐｒｏｊ［ｃｈ，ｓｅｇ，ｖｉｅｗ］をＦｅｌｄｋａｍｐらが提案した通称ＦＤＫ再構成を実施することにより、ハーフ再構成と同等の時間分解能を維持し、かつ、コーンビームアーチファクトをフル再構成相当に低減することが可能となる。この場合、フル再構成相当の画質であり、円軌道の不完全性は解消されていない（コーンビーム問題）が、本処理を得たデータに対して、Ｋａｔｓｅｖｉｃｈらが提唱したＬｉｎｅ＋Ｃｉｒｃｌｅを適用すれば、ほぼ完全解に近い画質を得ることができる。

なお、図７、図８、図９の処理において、コーン角に応じて補正程度を変化させることが有用である。コーン角がゼロ、つまり検出器の中心の列（セグメント）の画像にはほとんど補正をかける必要はない。一方、コーン角が大きい、つまり検出器の周辺の列の画像には強く補正をかける必要がある。この補正程度の調整の手法（Ａ）は、重みＷを中心列（ｓｅｇ）で高くし、周辺列（ｓｅｇ）で低くする。また補正用重みｉｎｖＷを中心列（ｓｅｇ）で低く、周辺列（ｓｅｇ）で高くする。補正程度の調整の他の手法（Ｂ）は、加算処理において、加重加算を採用し、中心列（ｓｅｇ）では被検体画像の重みを高くし、補正画像の重みを低くする。逆に、周辺列（ｓｅｇ）では、被検体画像の重みを低くし、補正画像の重みを高くする。典型的には、補正程度の調整の手法（Ａ）と、補正程度の調整の手法（Ｂ）とは、ユーザインストラクションに従って、択一的に用いられる。しかし、補正程度の調整の手法（Ａ）と、補正程度の調整の手法（Ｂ）とは、併用されても良い。

上述の発明では、ハーフ再構成の場合には、ハーフ分（１８０度＋ファン角）のデータではなく、フル分（１回転）分のデータが必要になる。ただし、図３に示すように、ハーフ以外の領域のデータについてはスムージング処理を適用するため、ノイズの問題を気にする必要がない。

つまり、ハーフ分に相当する時間帯（水色で示した領域）については線量をそれなりにかけ、それ以外の領域についてはデータが破綻しない程度の線量に抑えても、十分に補正効果が得られる。

さらに、図４に示すように、心電図同期スキャン／再構成を想定した場合には、上述の概念を応用し、下記のように指定した位相に対して、フル分のデータに線量を当てることも可能である。これにより、コーンビームＣＴにおける円軌道スキャンに関して、ハーフ時間分解能を維持しつつ、コーンビームアーチファクトの程度をフル再構成と同等に抑えることが可能となる。

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。

図１は、本実施形態のＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成を示す図である。 図２は、本実施形態による画像処理手順の概略を示す図である。 図３は、本実施形態によるハーフ再構成とフル再構成の説明図である。 図４は、本実施形態において、心電同期再構成への適用例を示す図である。 図５は、本実施形態で適用するハーフ再構成とそれにセグメント再構成を併用したときの角度範囲を示す図である。 図６は、本実施形態で適用するフル再構成とそれにセグメント再構成を併用したときの角度範囲を示す図である。 図７は、本実施形態において、第１の画像処理手順を示すフローチャートである。 図８は、本実施形態において、第２の画像処理手順を示すフローチャートである。 図９は、本実施形態において、第３の画像処理手順を示すフローチャートである。 図１０は、ファン内の対向パスを示す図である。 図１１は、コーン内の対向パスのずれを示す図である。 図１２は、本実施形態において、心電同期再構成への他の適用例を示す図である。

１００…ガントリ、１０１…Ｘ線管装置、１０２…回転フレーム、１０３…Ｘ線検出器、１０４…データ収集回路（ＤＡＳ）、１０５…非接触型のデータ伝送装置、１０６…前処理装置、１０７…架台回転駆動部、１０８…スリップリング機構、１０９…高電圧発生装置、１１０…スキャンコントローラ、１１１…心電計（ＥＣＧ）、１１２…投影データ記憶部、１１７…ハーフ再構成処理部、１１８…フル再構成処理部、１１９…欠落成分推定処理部、１２０…ハーフ再構成画像補正処理部。

Claims (18)

1. 被検体をコーンビームＸ線により走査して投影データを収集するガントリと、
   第１の角度範囲に対応する第１の投影データセットに対して第１のデータ冗長度補正用重みを適用し、前記適用された第１の投影データセットに基づいて第１のボリュームデータを発生するとともに、前記第１の角度範囲より広い第２の角度範囲に対応する第２の投影データセットに対して第２のデータ冗長度補正用重みを適用し、前記適用された第２の投影データセットに基づいて第２のボリュームデータを発生するボリュームデータ発生部と、
   前記第１のボリュームデータと前記第２のボリュームデータとの差分結果に基づいて、前記第１のボリュームデータを補正して、コーンビームアーチファクトを低減する補正部とを具備することを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
2. 前記ボリュームデータ発生部及び前記補正部で処理対象とされる投影データは１回転以上であることを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
3. 前記補正部は、
   前記第１のボリュームデータと前記第２のボリュームデータとを差分して第３のボリュームデータを発生する差分処理部と、
   前記第３のボリュームデータにスムージング処理を適用して第４のボリュームデータを発生するスムージング処理部と、
   前記第１のボリュームデータに前記第４のボリュームデータを加算する加算部とを有することを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
4. 前記スムージング処理部は、前記第３のボリュームデータに対してアキシャル面内の二次元フィルタリングを適用することを特徴とする請求項３記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
5. 前記第１、第２のデータ冗長度補正用重みは、管球位置を基準に１回転に束ねた場合に、０．５になるように生成されていることを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
6. 前記第１の角度範囲は１８０°＋ファン角であり、前記第２の角度範囲は３６０°であることを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
7. 前記補正部は前記第１のボリュームデータと前記第４のボリュームデータとの加重をコーン角に応じて変えることを特徴とする請求項３記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
8. 前記補正部は前記第３のボリュームデータに対するスムージング処理の程度をコーン角に応じて変えることを特徴とする請求項３記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
9. 被検体をコーンビームＸ線により走査して投影データを収集するガントリと、
   第１の角度範囲に対応する第１の投影データセットに対して第１のデータ冗長度補正用重みを適用し、前記適用された第１の投影データセットに基づいて第１のボリュームデータを発生するとともに、前記第１の角度範囲より広い第２の角度範囲に対応する第２の投影データセットに対する第２のデータ冗長度補正用重みから前記第１のデータ冗長度補正用重みを引き算して第３のデータ冗長度補正用重みを生成し、前記第３のデータ冗長度補正用重みを前記第２の投影データセットに適用し、前記適用された第２の投影データセットに基づいて第２のボリュームデータを発生するボリュームデータ発生部と、
   前記第２のボリュームデータに基づいて、前記第１のボリュームデータを補正して、コーンビームアーチファクトを低減する補正部とを具備することを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
10. 前記第３のデータ冗長度補正用重みは、前記第１のデータ冗長度補正用重みと前記第２のデータ冗長度補正用重みとを単純加算し、かつ管球位置を基準に１回転に束ねた場合に、０．５になるように生成されていることを特徴とする請求項９記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
11. 前記ボリュームデータ発生部及び前記補正部で処理対象とされる投影データは１回転以上であることを特徴とする請求項９記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
12. 前記適用された第２のボリュームデータにスムージング処理を適用するスムージング処理部をさらに備えることを特徴とする請求項９記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
13. 前記スムージング処理部は、前記適用された第２のボリュームデータに対してアキシャル面内の二次元フィルタリングを適用することを特徴とする請求項１２記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
14. 被検体をコーンビームＸ線により走査して投影データを収集するガントリと、
    第１の角度範囲に対応する第１の投影データセットに対して第１のデータ冗長度補正用重みを適用し、前記第１の角度範囲より広い第２の角度範囲に対応する第２の投影データセットに対する第２のデータ冗長度補正用重みから前記第１のデータ冗長度補正用重みを引き算して第３のデータ冗長度補正用重みを生成し、前記第３のデータ冗長度補正用重みを前記第２の投影データセットに適用するとともに、前記適用された第２の投影データセットに基づいて前記適用された第１の投影データセットを補正する補正部と、
    前記補正された第１の投影データセットに基づいてボリュームデータを発生するボリュームデータ発生部とを具備することを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。
15. 前記第３のデータ冗長度補正用重みは、前記第１のデータ冗長度補正用重みと前記第２のデータ冗長度補正用重みとを単純加算し、かつ管球位置を基準に１回転に束ねた場合に、０．５になるように生成されていることを特徴とする請求項１４記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
16. 前記補正部及び前記ボリュームデータ発生部で処理対象とされる投影データは１回転以上であることを特徴とする請求項１４記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
17. 前記適用された第２の投影データセットにスムージング処理を適用するスムージング処理部をさらに備えることを特徴とする請求項１４記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。
18. 前記スムージング処理部は、前記適用された第２の投影データセットに対してファン方向とビュー方向との少なくとも一方向にフィルタリングを適用することを特徴とする請求項１７記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。

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