JPH1021372A - X-ray ct device - Google Patents

X-ray ct device

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Publication number
JPH1021372A
JPH1021372A JP8176285A JP17628596A JPH1021372A JP H1021372 A JPH1021372 A JP H1021372A JP 8176285 A JP8176285 A JP 8176285A JP 17628596 A JP17628596 A JP 17628596A JP H1021372 A JPH1021372 A JP H1021372A
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JP
Japan
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filter function
data
slice
slice direction
ray beam
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Pending
Application number
JP8176285A
Other languages
Japanese (ja)
Inventor
Hiroshi Aradate
Katsuyuki Taguchi
克行 田口
博 荒舘
Original Assignee
Toshiba Corp
株式会社東芝
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Publication date
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Publication of JPH1021372A publication Critical patent/JPH1021372A/en
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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an X-ray CT device in which picture data with high image- quality can be provided in the proper number. SOLUTION: This device is provided with an X-ray beam generating source 11 which irradiates a tester with an X-ray beam, detector 13 which detects the X-ray beam irradiated from the X-ray beam generating source 11 as a detection signal, slicing direction re-constituting filter function storage means which stores plural filter functions for making the resolution of the slicing direction variable as slicing direction re-constituting filter functions, and re- constitution processing part 19 which obtains data on an objective slice based on the detection signal detected by the detector 13 which detects the X-ray beam irradiated from the X-ray beam generating source 11 by using the slicing direction re-constituting filter function stored in the slicing direction re-constituting filter function storage means.

Description

【発明の詳細な説明】 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【0001】 [0001]

【発明の属する技術分野】本発明は、X線CT装置に関し、特に画像データのスライス方向の分解能を可変にできるX線CT装置に関するものである。 BACKGROUND OF THE INVENTION The present invention relates to X-ray CT apparatus, and a X-ray CT apparatus especially the resolution in the slice direction of the image data variable.

【0002】 [0002]

【従来の技術】近年、X線を曝射するX線ビーム発生源とX線を検出する検出器を回転させながら寝台を被検体の体軸方向に移動させることにより被検体の断層像を得るヘリカルスキャンによるX線CT装置が種々提案されている。 In recent years, obtaining a tomographic image of the subject by moving the bed while rotating the detector for detecting the X-ray beam source and the X-ray that radiates X-rays in the body axis direction of the subject X-ray CT apparatus have been proposed by the helical scan. このようなヘリカルスキャンを行うX線CT装置を図35に示す。 Shows the X-ray CT apparatus for performing such a helical scan in Figure 35. 図35に示すように、ヘリカルスキャンを行うX線CT装置110は、X線CT装置110 As shown in FIG. 35, X-rays CT apparatus 110 for performing helical scanning, X-rays CT device 110
の動作を制御するシステム制御部111と、システム制御部111により出力された架台、寝台制御信号を基に回転架台125を回転させると共に、寝台移動信号を寝台移動部115に対して出力する架台、寝台制御部11 A system control unit 111 for controlling the operation, the gantry of outputting outputted gantry by the system control unit 111, to rotate the rotating gantry 125 on the basis of the couch control signal, a bed movement signal to bed moving unit 115, bed controller 11
3と、架台、寝台制御部113により出力された寝台移動信号を基に寝台115aを移動させる寝台移動部11 3, the gantry, the bed moving unit 11 for moving the bed 115a on the basis of the bed moving signal outputted by the bed control unit 113
5と、システム制御部111により出力されたX線ビーム発生制御信号を基に高電圧発生のタイミングを制御するX線制御装置117と、X線ビームを曝射させるための高電圧をX線制御部117からの制御信号に従って発生する高電圧発生装置119と、高電圧発生装置119 5, the X-ray controller 117 that controls the timing of the high voltage generator on the basis of the X-ray beam generation control signal outputted by the system control unit 111, the high-voltage X-ray control for causing the exposure of the X-ray beam a high voltage generator 119 for generating according to a control signal from the parts 117, the high voltage generator 119
から供給された高電圧によってX線ビームを曝射するX X which radiates X-ray beams by the supplied high voltage from
線ビーム発生源121と、X線ビームを検出する検出器123と、X線ビーム発生源121と検出器123とを回転させる回転架台125と、検出器123により検出されたX線ビーム(実際には検出信号)を、システム制御部11により出力されるデータ収集制御信号に対応させて収集して投影データとするデータ収集部127と、 A line beam source 121, a detector 123 for detecting the X-ray beam, a rotating gantry 125 for rotating the detector 123 and the X-ray beam generation source 121, a detector X-rays detected by the 123 beam (actually a data collection unit 127 for the detection signals), and collected so as to correspond to the data collection control signal output projection data by the system control unit 11,
データ収集部127によって収集された投影データを基に、目的のスライス位置の投影データを補間する補間処理部129と、補間処理部129により補間された投影データを基に、画像データを再構成する画像再構成部1 Based on the projection data collected by the data collection unit 127, the interpolation processing unit 129 interpolates the projection data of the slice position of the object, based on projection data interpolated by the interpolation processing unit 129, reconstructs the image data image reconstruction unit 1
31と、画像再構成部131により再構成された画像データをモニタ上に表示する表示部133とを有している。 And 31, and a display unit 133 for displaying the image data reconstructed by the image reconstruction unit 131 on a monitor.

【0003】また、ヘリカルスキャンによるX線CT装置では、シングルスライス(ファンビーム)CT、ダブルスライスCT、マルチスライス(コーンビーム)CT [0003] Further, the X-ray CT apparatus of the helical scan, a single slice (fan beam) CT, double slice CT, multi-slice (cone beam) CT
が開発されている。 There has been developed. シングルスライスCTは、図36 Single-slice CT, as shown in FIG. 36
(a)に示すように、ファン状のX線ビームを曝射するX線ビーム発生源と、扇状に複数チャンネル、例えば1 (A), the X-ray beam generation source for exposure fan-shaped X-ray beam, a plurality in a fan channel, for example, 1
000チャンネルを1列に並べた検出器とを有する。 000 channels and a side-by-side detector in a row. シングルスライスCTでは、このX線ビーム発生源と検出器を被検体の周囲に回転させ、1回転で例えば1000 In single-slice CT, a detector the X-ray beam source is rotated around the subject, for example, a one rotation 1000
データ分を収集し(1回のデータ収集を1ビューと称する)、そのデータを基に画像データを再構成する。 Collect data content (referred to as once a view data collection) to reconstruct the image data based on the data.

【0004】また、ダブルスライスCTは、図36 [0004] In addition, double-slice CT, as shown in FIG. 36
(b)に示すように、ファン状のX線ビームを曝射するX線ビーム発生源と、Nチャンネルを円弧状に配列した検出器列をZ軸方向に2つ並べた(Nチャンネル×2 (B), the X-ray beam generation source for exposure fan-shaped X-ray beam, a detector array having an array of N channel arcuately arranged two in the Z-axis direction (N-channel × 2
列)2次元検出器とを有する。 Column) and a two-dimensional detector. ダブルスライスCTでは、このX線ビーム発生源と検出器を被検体の周囲に回転させ、1回転でN×2×1000データ分を収集し、 In double slice CT, a detector the X-ray beam source is rotated around the subject, and collect the N × 2 × 1000 data amount per rotation,
そのデータを基に画像データを再構成する。 Reconstructing image data based on the data.

【0005】さらに、マルチスライスCTは、図36 Furthermore, multi-slice CT, as shown in FIG. 36
(c)に示すように、円錐状のX線ビームを曝射するX As shown in (c), X for exposure the conical X-ray beam
線ビーム発生源と、Nチャンネルを円弧状に配列した検出器列をZ軸方向にM列並べた(Nチャンネル×N列) A line-beam generating source, a detector array having an array of N channel arcuately aligned M rows in the Z axis direction (N-channel × N columns)
2次元検出器とを有する。 And a two-dimensional detector. マルチスライスCTでは、このX線ビーム発生源と検出器を被検体の周囲に回転させ、1回転でN×M×100データ分を収集し、そのデータを基に画像データを再構成する。 In multi-slice CT, the X-ray beam source and to rotate the detector around the subject to collect N × M × 100 data content in one rotation, to reconstruct the image data based on the data.

【0006】シングルスライスCT、ダブルスライスC [0006] The single-slice CT, double slice C
T、マルチスライスCTにおいて、図37(a)に示すように検出器123のチャンネル数がNチャンネルのとき、X線ビーム発生源121の焦点Fから検出器123 T, in the multi-slice CT, when the number of channels of the detector 123, as shown in FIG. 37 (a) is N-channel, the detector from the focus F of the X-ray beam generation source 121 123
のチャンネル方向の両端を結ぶ角度をファン角度とする。 The angle connecting the two ends of the channel direction and the fan angle. また、ダブルスライスCT、マルチスライスCTにおいて、図37(b)に示すように検出器123のセグメント数がMセグメントのとき、X線ビーム発生源12 Also, double slice CT, in a multi-slice CT, when the number of segments detector 123 as shown in FIG. 37 (b) is M segments, X-rays beam source 12
1の焦点Fから検出器123の列方向の両端を結ぶ角度をコーン角度とする。 The angle connecting the column direction across the detector 123 from the first focal point F to the cone angle. さらに、図37(a)に示すように、X線ビーム発生源121の焦点Fから回転中心までの距離をFCD(Focus-Center-Distance)、有効視野直径をFOV(Field of View )、X線ビーム発生源1 Furthermore, as shown in FIG. 37 (a), the distance from the focus F of the X-ray beam source 121 to the rotational center FCD (Focus-Center-Distance), the effective field diameter FOV (Field of View), X-ray beam source 1
21の焦点Fから検出器123までの距離をFDD(Fo The distance from the focal point F of 21 to detector 123 FDD (Fo
cus-Detector-Distance )とする。 cus-Detector-Distance) to.

【0007】また、画像1枚を作成するデータを収集するのに必要なスキャン時間を実効スキャン時間と称する。 [0007] In addition, the scan time required to collect the data to create a single image is referred to as the effective scan time. 腹部を撮影した際の腸管の動き、あるいは患者自身の体動等により生じるアーチファクトを補正することをPMCと称する。 Motion of the intestine when the abdomen was captured, or to correct the artifacts caused by the patient's own body movements such as referred to PMC. アーチファクト抑制のためにはこの実効スキャン時間の短縮によって相対的に体動の影響を抑制することも効果がある。 In order for artifact suppression it is also effective to suppress the influence of the relatively body motion by shortening of the effective scan time.

【0008】また、図38(a),(b)に示すようにX線ビーム発生源121と検出器123を回転中心を中心にして回転させながら寝台を被検体の体軸方向に移動させることにより被検体の断層像を得るヘリカルスキャンによるX線CT装置が種々提案されている。 [0008] FIG. 38 (a), moving the bed in the direction of the body axis of the subject while rotating around the center of rotation detector 123 and the X-ray beam source 121 as shown in (b) X-ray CT apparatus have been proposed by a helical scan to obtain a tomographic image of the subject by.

【0009】図39は、縦軸に回転位相、横軸にZ軸(体軸)方向を記すことによりヘリカルスキャンを示したものである(以下これをスキャン図と称する)。 [0009] Figure 39 is (hereinafter referred to as this scan view) the rotational phase on the vertical axis, Z-axis on the horizontal axis (body axis) by mark the direction shows a helical scan.

【0010】画像再構成のためには、スライス位置における360°の投影データが必要であるが、図39より明らかなように、シングルスライスCTでのヘリカルスキャンにおいては、スライス位置におけるデータは1つしかない。 [0010] For image reconstruction, it is necessary projection data 360 ° in the slice position, as is clear from FIG. 39, in the helical scan in a single slice CT, the one data in the slice position only. 従って、スライス方向に、データを補間して目的とするスライス位置におけるデータとする。 Therefore, in the slice direction, the data in the slice position of interest by interpolating the data. この補間方法には、360°補間法と、対向ビーム補間法がある。 The interpolation method, and 360 ° interpolation, there are opposite beam interpolation.

【0011】図40(a)は、360°補間法で用いられる1組のX線ビームをスキャン図上に示したものである。 [0011] Figure 40 (a) is a diagram showing a set of X-ray beam used in 360 ° interpolation scan view on. 図40(a)に示すように、360°補間法では、 As shown in FIG. 40 (a), in the 360 ​​° interpolation,
目的のスライス位置に近い同位相の2つのX線ビーム(元ビーム1と元ビーム2)を距離の逆比で線形補間する方法である。 A method of linear interpolation of two X-ray beams in phase close to the slice position of the object (original beam 1 as the original beam 2) at a distance opposite ratio. 360°補間法では図40(a)に示すように、元ビーム1と元ビーム2のスライス位置(回転中心におけるX線ビーム中心)の距離は、スライス厚t As shown in FIG. 40 (a) is a 360 ° interpolation, distance of the slice position of the original beam 1 as the original beam 2 (X-ray beam center at the rotation center) is slice thickness t
と等しくなっている。 It is equal to the.

【0012】図40(b)は、対向ビーム補間法で用いられる元ビームとその対向ビームをスキャン図上で示したものである。 [0012] Figure 40 (b) is a diagram showing an original beam and its opposite beam used in the opposite beam interpolation scan diagram. 図40(b)に示すように、対向ビーム補間法では、元ビームと対向ビームで内外挿補間する。 As shown in FIG. 40 (b), in the opposite beam interpolation and between inner and outer interpolating the original beam and the opposite beam.
対向ビーム補間法では図40(b)に示すように、元ビームと対向ビームのスライス位置の距離は、スライス厚tの1/2となっており、360°補間法に比べ、2つのX線ビームの距離が近くなっている。 As the opposite beam interpolation shown in FIG. 40 (b), the distance of the slice position of the original beam and the opposite beam is a half of the slice thickness t, compared to 360 ° interpolation method, two X-ray distance of the beam becomes closer.

【0013】また、スライス方向におけるシステムのレスポンス(スライスプロファイル)は、正確に矩形ではなく、やや崩れた形状(台形あるいは単峰形)になる。 Further, the response of the system in the slice direction (slice profile), exactly not a rectangle, becomes slightly collapsed shape (trapezoidal or unimodal).
図41に単峰形のスライスプロファイルの例を示す。 Figure 41 shows an example of a slice profile of unimodal. 図41に示すように、スライスプロファイルにおける半値幅を実効スライス厚と称する。 As shown in FIG. 41, it referred to as half-value width in the slice profile and thickness effective slice. 実効スライス厚、S/N The effective slice thickness, S / N
比等は画質を左右する重要な因子の1つである。 Ratios, etc. is one of the important factors in determining the image quality.

【0014】ヘリカルスキャンでの補間における実効スライス厚は、補間する2つのX線ビームの距離が近いほど薄くなる。 [0014] The effective slice thickness in the interpolation of a helical scan, the distance of the two X-ray beams to be interpolated becomes thinner closer. 2つのX線ビームの距離が1回転(360 Distance between two X-ray beam is rotated 1 (360
°)分に相当するスライス厚tである360°補間法ではスライス厚の40%増(1.4t)、2つのX線ビームの距離が約半回転に相当するスライス厚t/2である対向ビーム補間法ではスライス厚の10%増(1.1 °) is equivalent to the slice thickness t to min 360 ° 40% increase in slice thickness with interpolation (1.4t), the distance of the two X-ray beams are slice thickness t / 2, which corresponds to approximately half a revolution counter 10% increase in slice thickness by the beam interpolation method (1.1
t)である。 A t). 従って、シングルスライスCTでの実効スライス厚は、スキャン時のビーム厚tと2種類の補間方法との組み合わせで決定され、ほぼ固定的と言って良い。 Therefore, the effective slice thickness of a single slice CT is determined by a combination of a beam thickness t and two interpolation methods at the time of scanning, it may be said that almost fixed.

【0015】また、例えば画像データを積み重ねてボクセルデータとし、幾つかの閾値処理をして3次元画像データとして表示することが行われている。 Furthermore, for example, a voxel data stacked image data, to be displayed as a three-dimensional image data by the number of threshold processing is performed. 3次元処理では閾値処理をするので読影に供する画像データよりは画質は悪くても良い代わりに、体軸方向の分解能を上げたいという要求がある。 Instead may be poor image quality than the image data subjected to interpretation since the thresholding is a three-dimensional process, there is a demand to increase the resolution in the body axis direction. しかし、体軸方向の分解能は前述のように1.4tあるいは1.1tに限定されてしまう。 However, the resolution in the body axis direction is limited to 1.4t or 1.1t, as described above.

【0016】また、腹部検査では150(mm)等、広範囲を撮影するが、トータルのスキャン時間短縮のため、 Further, 0.99 (mm) or the like in the abdomen inspection, but to shoot a wide range, in order to shorten the total scan time,
厚いX線ビームで収集すると、パーシャル効果が発生してしまう。 Collecting a thick X-ray beam, the partial effect occurs. パーシャル効果とは、X線ビームの一部が対象を通過した場合等に発生する見掛け上のCT値が小さくなって陰影が淡くなってしまうこと、あるいは非線形な効果によるアーチファクトである。 The partial effect, it apparently shading CT value becomes small part of the X-ray beam is generated or when passing through the object becomes lighter, or an artifact due to nonlinear effects.

【0017】従って、薄いX線ビームで収集した方がパーシャル効果を抑制できる。 [0017] Therefore, it was collected in a thin X-ray beam can be suppressed partial effect. しかし、シングルスライスCTで広範囲を収集する際には、短時間で薄いX線ビームを収集するのは不可能なので厚いX線ビームで収集している。 However, when collecting a wide range with a single-slice CT has collected in because impossible thick X-ray beam to collect short time thin X-ray beam. マルチスライスCTでは、薄いX線ビームを複数同時に収集できるので上記を解決できるが、読影医に2(mm)厚の画像データを次々に表示すると150(m In multi-slice CT, thin since the X-ray beam more can be simultaneously collected can solve the above, when one after another to display a 2 (mm) image data of the thick radiologist 0.99 (m
m)の範囲全体では75枚読影する必要があり、医師の負担が大きすぎて実用的ではない。 The entire range of m) it is necessary to interpretation 75 pages, it is not practical and is too large burden on the doctor. また、薄い画像データでは、ローコントラスト描出能およびS/N比が低下してしまうため、ローコントラストの重要な腹部などでは5(mm)程度のやや厚い画像データで読影したいこともある。 Further, in the thin image data, since the low contrast rendering capability and the S / N ratio is decreased, in such important abdominal low contrast may want to interpretation by a slightly thicker image data of about 5 (mm).

【0018】また、X線CT装置では、投影データ(生データ)を図42に示すような再構成関数あるいは再構成フィルタと呼ばれるものとコンボリューション処理し、その結果を重みづけ逆投影して画像データを再構成する。 Further, in X-ray CT apparatus, projection data (raw data) by a reconstruction function, or treated with convolution what is called a reconstruction filter as shown in FIG. 42, the results were weighted backprojection image data to reconstruct the. このとき、再構成された画像データの画質の主要因である空間周波数とS/N比は、この再構成関数の形状に依存する。 In this case, the spatial frequency and the S / N ratio is a major factor in the quality of the reconstructed image data is dependent on the shape of the reconstruction function. S/N比が良い方がローコントラスト描出能は高いが、空間周波数特性が良い方がハイコントラスト描出能は高い。 Although better S / N ratio is good high low contrast depiction performance, better spatial frequency characteristic good high-contrast depiction performance is high. 例えば、図43に示す再構成関数F For example, reconstruction function F shown in FIG. 43
C1とFC5を比較すると、S/N比が良く低周波数領域を強調した再構成関数FC1の方がローコントラスト描出能は高いが、空間周波数特性が良く高周波領域を強調した再構成関数FC5の方がハイコントラスト描出能は高い。 Comparing C1 and FC5, but towards the S / N ratio is good low frequency range by a reconstruction function stressed FC1 is high low contrast depiction performance, towards the reconstruction function FC5 spatial frequency characteristics are emphasized well high frequency range but high-contrast depiction performance is high.

【0019】臨床では、頭部、腹部、肺野等、撮影部位によってこの再構成関数を選択し、部位毎に空間周波数とS/N比を選択している。 [0019] In clinical, the head, abdomen, lung, etc., select this reconstruction function by imaging region, selects the spatial frequency and the S / N ratio for each portion. 即ち、体動の関係でスキャン時間が短い上に撮影範囲が広いのでX線曝射量が少ない上に被検体によるX線吸収が大きく、ノイズの多い画像データになりがちな腹部等ではローコントラスト重視の再構成関数(図42に示す例では再構成関数FC1 That is, since a wide imaging range on the scan time is short in relation to body movement large X-ray absorption by the subject on the X-ray exposure amount is small, low contrast is often made to the image data tend abdominal noise etc. oriented reconstruction function (reconstruction in the example shown in FIG. 42 functions FC1
等)を用いて再構成する。 Etc.) reconstitution with. また、頭部や耳等静止物体ではスキャンタイムを長くしてX線曝射量を多くできるのでS/N比は良いため、空間周波数特性を重視した再構成関数(図42に示す例では再構成関数FC4等)を用いる。 Further, since the S / N ratio is good because the head and ears like stationary objects can increase the X-ray exposure dose by increasing the scan time, in the example shown in reconstruction function (Figure 42 emphasizing the spatial frequency characteristic again configuration function FC4, etc.) is used.

【0020】 [0020]

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来のシングルスライスCTでの実効スライス厚は、スキャン時のビーム厚tと360°補間法と対向ビーム補間法の2種類の補間方法との組み合わせで決定され、ほぼ固定的となってしまうという問題がある。 [SUMMARY OF THE INVENTION However, the effective slice thickness of a conventional single-slice CT, determined by a combination of two types of interpolation methods beam thickness at the time of scanning t and 360 ° interpolation and opposite beam interpolation is, there is a problem that almost fixed.

【0021】また従来のマルチスライスCTでは、薄いX線ビームを複数同時に収集できるので前記の問題を解決できるが、読影医に2(mm)厚の画像データを次々に表示すると150(mm)の範囲では75枚読影する必要があり、医師の負担が大きすぎて実用的ではない。 [0021] In the conventional multi-slice CT, thin but the X-ray beam can resolve multiple simultaneous aforementioned problems since it collects, the one after the other to display the 2 (mm) image data of the thick radiologist 150 (mm) in the range it is necessary to interpretation 75 pages, it is not practical and is too large burden on the doctor. また、薄い画像データでは、ローコントラスト描出能およびS/N比が低下してしまうため、ローコントラストの重要な腹部などでは5(mm)程度のやや厚い画像データで読影したいこともある。 Further, in the thin image data, since the low contrast rendering capability and the S / N ratio is decreased, in such important abdominal low contrast may want to interpretation by a slightly thicker image data of about 5 (mm). さらに、造影剤を被検体内に注入した場合、造影初期には染まり方の変化を見たいので、時間分解能を重視した画像データ、造影中期と後期には染まった様子を観察したいのでS/N比の良い画像データでそれぞれ読影したいという要望もある。 Furthermore, when the contrast medium is injected into the subject, so I want to see the dyed how changes in the contrast initial image data with an emphasis on time resolution, we want to observe dyed to contrast medium term and late S / N there is also a desire to interpretation respectively, in the good image data of the ratio.

【0022】本発明は、上記課題に鑑みてなされたもので、高画質な画像データを適度な枚数で提供することが可能なX線CT装置を提供することを目的とする。 [0022] The present invention has been made in view of the above problems, and an object thereof is to provide an X-ray CT apparatus capable of providing a high-quality image data at a moderate number.

【0023】 [0023]

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため請求項1記載の発明は、X線ビームを被検体に向けて曝射するX線ビーム発生源と、このX線ビーム発生源から曝射されたX線ビームを検出信号として検出する検出手段と、スライス方向の分解能を可変とするためのフィルタ関数をスライス方向再構成フィルタ関数として複数記憶するスライス方向再構成フィルタ関数記憶手段と、前記X線ビーム発生源からX線ビームを曝射させ、目的とするスライス上のデータを、前記検出手段により検出された検出信号を基に、前記スライス方向再構成フィルタ関数記憶手段に記憶されているスライス方向再構成フィルタ関数を用いて取得する処理手段とを有することを要旨とする。 SUMMARY OF THE INVENTION The invention of claim 1, wherein for achieving the above object, the X-ray beam generation source for exposure toward the X-ray beam to the subject, 曝 from the X-ray beam source detecting means for detecting Isa X-ray beam as a detection signal, and the slice direction reconstruction filter function storage means for storing a plurality of resolution in the slice direction as a slice direction reconstruction filter function a filter function for a variable, the X-ray beam is exposure to X-ray beam from the source, the data on a slice of interest, based on the detection signal detected by said detecting means, stored in the slice direction reconstruction filter function memory means and summarized in that and a processing means for obtaining by using the slice direction reconstruction filter function.

【0024】請求項1記載のX線CT装置にあっては、 [0024] In the X-ray CT apparatus according to claim 1,
X線ビーム発生源からX線ビームを曝射させ、目的とするスライス上のデータを、検出手段により検出された検出信号を基に、スライス方向再構成フィルタ関数記憶手段に記憶されているスライス方向再構成フィルタ関数を用いて取得するようにしている。 X-ray is exposure to X-ray beam from the beam source, the data on a slice of interest, based on the detection signal detected by the detecting means, the slice direction stored in the slice direction reconstruction filter function memory means so that obtained using reconstruction filter function. これにより、高画質な画像データを適度な枚数で提供することが可能となる。 Thus, it is possible to provide a high-quality image data at a moderate number.

【0025】また、請求項2記載の発明は、X線ビームを被検体に向けて曝射するX線ビーム発生源と、このX Further, an invention according to claim 2, wherein the X-ray beam generation source for exposure toward the X-ray beam to the subject, the X
線ビーム発生源から曝射されたX線ビームを検出信号として検出する検出手段と、スライス方向の分解能を可変とするため、形状の異なるフィルタ関数をスライス方向再構成フィルタ関数として複数記憶するスライス方向再構成フィルタ関数記憶手段と、前記被検体が載置される寝台をこの被検体の体軸方向に移動させる寝台移動手段と、前記X線ビーム発生源を回転させながらX線ビームを発生させると共に、前記寝台移動手段により寝台を移動させ、目的とするスライス上のデータを、前記検出手段により検出された検出信号を基に、前記スライス方向再構成フィルタ関数記憶手段に記憶されているスライス方向再構成フィルタ関数を用いて補間する処理手段とを有することを要旨とする。 Detecting means for detecting a line beam source X-ray beam exposure from a detection signal, for varying the resolution in the slice direction, slice direction for storing a plurality of different filter function shapes as the slice direction reconstruction filter function a reconstruction filter function memory means, wherein a bed moving means for moving the bed on which the subject is placed on the body axis direction of the subject, which both generates the X-ray beam while rotating the X-ray beam generation source , a bed is a moved by the bed moving means, the data on a slice of interest, based on the detection signal detected by the detecting means, re-slice direction is stored in the slice direction reconstruction filter function memory means and summarized in that and a processing means for interpolating using the configuration filter function.

【0026】請求項2記載のX線CT装置にあっては、 [0026] In the X-ray CT apparatus according to claim 2,
X線ビーム発生源を回転させながらX線ビームを発生させると共に、寝台移動手段により寝台を移動させ、目的とするスライス上のデータを、検出手段により検出された検出信号を基に、スライス方向再構成フィルタ関数記憶手段に記憶されているスライス方向再構成フィルタ関数を用いて補間するようにしている。 While rotating the X-ray beam generation source with generates an X-ray beam, the bed moving means moves the couch, the data on a slice of interest, based on the detection signal detected by the detecting means, re-slice direction so that interpolated using the slice direction reconstruction filter function stored in the configuration filter function memory means. これにより、高画質な画像データを適度な枚数で提供することが可能となる。 Thus, it is possible to provide a high-quality image data at a moderate number.

【0027】また、請求項3記載の発明は、X線ビームを被検体に向けて曝射するX線ビーム発生源と、このX Further, an invention according to claim 3, wherein the X-ray beam generation source for exposure toward the X-ray beam to the subject, the X
線ビーム発生源から曝射されたX線ビームを検出信号として検出する検出手段と、スライス方向の分解能を可変とするため、形状の異なるフィルタ関数をスライス方向再構成フィルタ関数として複数記憶するスライス方向再構成フィルタ関数記憶手段と、前記被検体が載置される寝台をこの被検体の体軸方向に移動させる寝台移動手段と、この寝台移動手段により寝台を被検体の対軸方向に断続的に移動させ、前記X線ビーム発生源を回転させながらX線ビームを発生させて前記検出手段により所定のスライス位置の検出信号を検出させ、目的とするスライス上のデータを、前記検出手段により検出された検出信号を基に、前記スライス方向再構成フィルタ関数記憶手段に記憶されているスライス方向再構成フィルタ関数を用いて取得する処 Detecting means for detecting a line beam source X-ray beam exposure from a detection signal, for varying the resolution in the slice direction, slice direction for storing a plurality of different filter function shapes as the slice direction reconstruction filter function a reconstruction filter function memory means, wherein a bed moving means for moving the bed on which the subject is placed on the body axis direction of the subject, the bed intermittently in the pair axis direction of the subject by the bed moving means the moved, said X-ray beam generation source to generate X-ray beams while rotating the to detect the detection signal of a predetermined slice position by said detecting means, the data on a slice of interest, detected by said detecting means It was based on the detection signal, processing acquired using a slice direction reconstruction filter function stored in the slice direction reconstruction filter function memory means 手段とを有することを要旨とする。 And summarized in that a means.

【0028】請求項3記載のX線CT装置にあっては、 [0028] In the X-ray CT apparatus according to claim 3,
寝台移動手段により寝台を被検体の対軸方向に断続的に移動させ、X線ビーム発生源を回転させながらX線ビームを発生させて検出手段により所定のスライス位置の検出信号を検出させ、目的とするスライス上のデータを、 The bed by bed moving means intermittently moves the pair axis direction of the subject, to detect a detection signal of a predetermined slice position by the detecting means to generate an X-ray beam while rotating the X-ray beam source, object the data on the slice and,
前記検出手段により検出された検出信号を基に、スライス方向再構成フィルタ関数記憶手段に記憶されているスライス方向再構成フィルタ関数を用いて取得するようにしている。 Based on the detection signal detected by said detecting means, so as to obtain with a slice direction reconstruction filter function stored in the slice direction reconstruction filter function memory means. これにより、高画質な画像データを適度な枚数で提供することが可能となる。 Thus, it is possible to provide a high-quality image data at a moderate number.

【0029】 [0029]

【発明の実施の形態】以下、本発明に係る実施の形態を図面を参照して説明する。 BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION Hereinafter, exemplary embodiments will be described according to the present invention with reference to the drawings. 図1は本発明に係るX線CT Figure 1 is an X-ray CT according to the present invention
装置の第1実施形態を示したブロック図である。 It is a block diagram showing a first embodiment of the device.

【0030】図1に示すように、X線CT装置1は、システム制御部3と、架台、寝台制御部5と、X線制御器7と、高電圧発生器9と、X線ビーム発生源11と、検出手段としての検出器13と、切換え部15と、データ収集部17と、処理手段としての再構成処理部19と、 As shown in FIG. 1, the X-ray CT apparatus 1 includes a system control unit 3, the gantry, a bed controller 5, the X-ray controller 7, the high voltage generator 9, the X-ray beam source 11, a detector 13 as detection means, a switching unit 15, a data collecting unit 17, a reconstruction processing unit 19 as a processing means,
表示装置21とを有している。 And a display device 21.

【0031】システム制御部3は、図示しない入力装置を用いて入力されるスライス厚、回転速度等を架台、寝台制御信号として架台、寝台制御部5に対して出力する。 The system control unit 3 outputs a slice thickness that is input using an input device (not shown), the rotational speed or the like gantry, as couch control signal gantry, with respect to bed controller 5. また、システム制御部3は、回転架台5aの回転、 Further, the system controller 3, the rotation of the rotating gantry 5a,
コリメータ5bの調整、寝台5cの送り速度を制御するための架台、寝台制御信号を架台、寝台制御部5に対して出力すると共に、X線ビーム発生を制御するためのX Adjustment of the collimator 5b, gantry for controlling the feed rate of the bed 5c, the couch control signal gantry, with outputs to bed controller 5, X for controlling the X-ray source
線ビーム発生制御信号をX線制御器7に対して出力する。 And outputs the line beam generation control signal to the X-ray controller 7. さらに、システム制御部3は、投影データを収集する検出器列を切換えるための検出器列切換え信号を切換え部15に対して出力すると共に、データ収集のタイミングを示すデータ収集制御信号をデータ収集部17に対して出力する。 Further, the system controller 3 outputs the detector row switching signal for switching the detector array for collecting projection data to switching unit 15, a data collecting unit collecting data control signal indicating the timing of data collection and outputs it to the 17.

【0032】架台、寝台制御部5は、システム制御部3 [0032] gantry, couch control unit 5, the system control unit 3
により出力された架台、寝台制御信号を基に、回転架台5aを回転させ、また、コリメータ5bを調整させ、さらに、寝台5cの送り速度を調整させる。 Based gantry, the bed control signal output by, rotating the rotating gantry 5a, also a collimator 5b is adjusted, further, to adjust the feed rate of the bed 5c.

【0033】X線制御器7は、システム制御部3により出力されたX線ビーム発生制御信号を基に高電圧発生のタイミングを制御する。 [0033] X-ray controller 7 controls the timing of the high voltage generating based on an X-ray beam generation control signal outputted by the system control unit 3.

【0034】高電圧発生器9は、X線ビームを曝射させるための高電圧をX線制御器7からの制御信号に従って発生する。 The high voltage generator 9, a high voltage for irradiation X-ray beam generated in accordance with the control signals from the X-ray controller 7.

【0035】X線ビーム発生源11は、高電圧発生器9 [0035] X-ray beam generation source 11, the high voltage generator 9
から供給された高電圧によってX線ビームを曝射する。 It radiates the X-ray beam by the high voltage supplied from.
尚、ここでは、検出器13の第3セグメントから第10 Here, the third segment of the detector 13 10
セグメントまでの8列にX線ビームを曝射する。 It radiates the X-ray beam 8 columns to the segment.

【0036】検出器13は、X線ビーム発生源11から曝射され、被検体を透過したX線ビームを検出する。 The detector 13 is exposure from the X-ray beam generation source 11, detects the X-ray beam transmitted through the object. 検出器13は、図2に示すように、第1セグメントから第12セグメントまでの12列の検出器列を有する。 Detector 13, as shown in FIG. 2, with a detector row of 12 columns from the first segment to the 12th segment. 第1 First
セグメントと第12セグメントの回転中心でのZ軸方向の高さ(厚さ)が8(mm)、第2セグメントと第11セグメントの回転中心でのZ軸方向の高さは4(mm)、第3セグメントと第10セグメントの回転中心でのZ軸方向の高さが2(mm)、第4セグメントと第9セグメントの回転中心でのZ軸方向の高さが1(mm)、第5セグメントと第6セグメントと第7セグメントと第8セグメントの回転中心でのZ軸方向の高さが0.5(mm)のものを用いている。 Segment and the Z-axis direction of the height of the center of rotation of the first 12 segments (thickness) 8 (mm), the height of the Z-axis direction at the rotational center of the second segment and the 11 segment 4 (mm), the height of the third segment and the Z-axis direction at the rotational center of the 10 segment 2 (mm), the height of the Z-axis direction in the fourth segment and the rotational center of the ninth segment 1 (mm), the fifth the height of the segment and the sixth segment and the Z-axis direction in the seventh segment the rotation center of the eighth segment is used as the 0.5 (mm).

【0037】切換え部15は、同時にデータを収集する検出器13の検出器列を切換える。 The switching unit 15 switches the detector rows of detector 13 for collecting data simultaneously. ここでは、検出器の第3セグメントを第1データ、第4〜第6セグメントを第2データ、第7〜第9セグメントを第3データ、第1 Here, the third segment of the first data detector, the fourth to sixth segment second data, the first through ninth segment third data, first
0セグメントを第4データとして同時に収集するように切換える。 Switching the 0 segment to simultaneously collect a fourth data.

【0038】データ収集部17は、検出器13により検出された検出信号をディジタル信号に変換して投影データとし、システム制御部11により出力されるデータ収集制御信号に対応させて収集する。 The data collection unit 17, the projection data by converting a detection signal detected by the detector 13 into a digital signal, made to correspond to the data collection control signal output by the system control unit 11 to collect. また、データ収集部17は、収集した投影データに対し、X線強度補正、検出器感度補正等種々の補正を行う。 The data collection unit 17, to collect projection data, perform X-ray intensity correction, detector sensitivity correction, various corrections.

【0039】再構成処理部19は、図3に示すように、 The reconstruction processing unit 19, as shown in FIG. 3,
スライス方向再構成フィルタ関数処理部23と、スライス方向再構成フィルタ関数記憶手段としてのスライス方向再構成フィルタ関数記憶部25と、再構成関数処理部27と、再構成関数記憶部29と、画像再構成部31 A slice direction reconstruction filter function processor 23, a slice direction reconstruction filter function storage section 25 as the slice direction reconstruction filter function storage means, the reconstruction function processing unit 27, a reconstruction function storage unit 29, image reconstruction construction unit 31
と、制御部33とを有し、データ収集部17から出力された投影データ基に、目的のスライス位置の投影データを対向ビームを用いたフィルタ補間により補間し、この補間された投影データを基に、画像データを再構成する。 When, and a control unit 33, based on projection data based on output from the data acquisition unit 17, and the interpolation by a filter interpolation using opposite beam projection data of the slice position of the object, the interpolated projection data to, to reconstruct the image data.

【0040】スライス方向再構成フィルタ関数処理部2 The slice direction reconstruction filter function processing section 2
3は、データ収集部17から出力される4列複数回転のヘリカルスキャンの投影データを基に、設定されているスライス方向再構成フィルタ関数を用いてスライス方向にフィルタ処理を行い1列1回転分の投影データを補間する。 3, based on the projection data of four columns multiple rotation of the helical scan output from the data acquisition unit 17, one column one rotation to filter in the slice direction by using a slice direction reconstruction filter function that is set interpolating the projection data.

【0041】スライス方向再構成フィルタ関数記憶部2 The slice direction reconstruction filter function storage unit 2
5は、図4に示すような特性を有するスライス方向再構成フィルタ関数を記憶する。 5 stores the slice direction reconstruction filter function having the characteristics shown in FIG. 例えば図5に示すようにフィルタ無しと同一で実効スライス厚が最も薄いスライス方向再構成フィルタ関数FLT00、図6に示すようにフィルタ幅が小で均等の重みを有し実効スライス厚が薄くハイコントラスト分解能が高いがややS/N比が悪いスライス方向再構成フィルタ関数FLT01、図7に示すようにフィルタ幅が小で中央部に大きい重みを有し実効スライス厚がスライス方向再構成フィルタ関数FLT Thinnest slice direction reconstruction filter function FLT00, effective slice thickness is thin high contrast has a weight filter width is uniformly small, as shown in FIG. 6, for example the effective slice thickness the same as unfiltered as shown in FIG. 5 high resolution is slightly S / N ratio is poor slice direction reconstruction filter function FLT01, effective slice thickness slice direction reconstruction filter function FLT has a greater weight in the center filter width is small as shown in FIG. 7
01より薄いスライス方向再構成フィルタ関数FLT0 01 thinner slice direction reconstruction filter function FLT0
2、図8に示すようにフィルタ幅が小で端付近まで大きい重みを有し実効スライス厚がスライス方向再構成フィルタ関数FLT01より厚いスライス方向再構成フィルタ関数FLT03、図9に示すようにフィルタ幅が中で均等の重みを有し標準的な実効スライス厚と画質となるスライス方向再構成フィルタ関数FLT11、図10に示すようにフィルタ幅が中で中央部に大きな重みを有し実効スライス厚がスライス方向再構成フィルタ関数FL 2, effective slice thickness slice direction reconstruction filter function FLT01 thicker slice direction reconstruction filter function FLT03 has a larger weight filter width to near the end with the small as shown in FIG. 8, filter width as shown in FIG. 9 slice direction reconstruction filter function FLT11 but as a standard effective slice thickness and image quality have equally weighted in, the effective slice thickness has a large weight in the center filter width is a medium as shown in FIG. 10 slice direction reconstruction filter function FL
T11より薄いスライス方向再構成フィルタ関数FLT Thin slice direction reconstruction filter function FLT than T11
12、図11に示すようにフィルタ幅が中で端付近まで大きい重みを有し実効スライス厚がスライス方向再構成フィルタ関数FLT11より厚いスライス方向再構成フィルタ関数FLT13、図12に示すようにフィルタ幅が大で均等の重みを有し実効スライス厚がやや厚くS/ 12, effective slice thickness slice direction reconstruction filter function FLT11 thicker slice direction reconstruction filter function FLT13 has a larger weight to a vicinity of the end filter width at medium as shown in FIG. 11, filter width as shown in FIG. 12 There effective slice thickness has equally weighted slightly thicker large S /
N比が良くローコントラスト分解能が高いスライス方向再構成フィルタ関数FLT21、図13に示すようにフィルタ幅が大で中央部に大きい重みを有し実効スライス厚がスライス方向再構成フィルタ関数FLT21より薄いスライス方向再構成フィルタ関数FLT22、図14 N ratio better low contrast resolution is higher slice direction reconstruction filter function FLT21, thin slices than the effective slice thickness slice direction reconstruction filter function FLT21 have greater weight in the center filter width is large as shown in FIG. 13 direction reconstruction filter function FLT22, 14
に示すようにフィルタ幅が大で端付近まで大きい重みを有し実効スライス厚がスライス方向再構成フィルタ関数FLT21より厚いスライス方向再構成フィルタ関数F Effective slice thickness is larger slice direction reconstruction filter function than the slice direction reconstruction filter function FLT21 F has a greater weight to the vicinity of the edge filter width is large as shown in
LT23、図15に示すようにフィルタ幅が極大で均等の重みを有し実効スライス厚がかなり厚くS/N比がかなり良くローコントラスト分解能が高いスライス方向再構成フィルタ関数FLT31、図16に示すようにフィルタ幅が極大で中央部に大きい重みを有し実効スライス厚がスライス方向再構成フィルタ関数FLT31より薄いスライス方向再構成フィルタ関数FLT32、図17 LT23, effective slice thickness considerably thicker S / N ratio is much better low contrast resolution higher slice direction reconstruction filter function FLT31 have equally weighted filter width maxima as shown in FIG. 15, as shown in FIG. 16 effective slice thickness is thin slice direction reconstruction filter function than the slice direction reconstruction filter function FLT31 FLT32 have greater weight in the center filter width is at maximum in FIG. 17
に示すようにフィルタ幅が極大で端付近まで大きい重みを有し実効スライス厚がスライス方向再構成フィルタ関数FLT31より厚いスライス方向再構成フィルタ関数FLT33を記憶する。 Effective slice thickness has a greater weight to the vicinity of the edge filter width at the maximum as shown in stores the thick slice direction reconstruction filter function FLT33 than the slice direction reconstruction filter function FLT31.

【0042】なお、スライス方向再構成フィルタ関数は、前述したスライス方向再構成フィルタ関数に限らず、いずれの形状のものでも良い。 [0042] Note that the slice direction reconstruction filter function is not limited to the slice direction reconstruction filter function described above may be of any shape. 例えば図18に示すように端付近にマイナスの重みを有するハイパスフィルタとしての特性を有するスライス方向再構成フィルタ関数FLT41等でも良い。 For example, it may be in the slice direction reconstruction filter function FLT41 or the like having a characteristic as a high pass filter having a weight of negative to the vicinity of the end as shown in FIG. 18.

【0043】再構成関数処理部27は、スライス方向再構成フィルタ関数処理部23により補間された投影データと、再構成関数記憶部29に記憶されている再構成関数の内、入力装置により設定された再構成関数をコンボリューション処理する。 The reconstruction function processing unit 27, a projection data interpolated by the slice direction reconstruction filter function processing unit 23, among the reconstruction function stored in the reconstruction function storage unit 29, is set by the input device the reconstruction function was to convolution process.

【0044】再構成関数記憶部29は、前述した従来のX線CT装置と同様、図42に示すような再構成関数を記憶する。 The reconstruction function storage unit 29, similarly to the conventional X-ray CT apparatus described above, and stores the reconstructed function as shown in FIG. 42. 例えば図42に示すように、低周波領域を強調し、ローコントラスト描出能に優れる再構成関数FC For example, as shown in FIG. 42, the low-frequency region emphasized, low contrast rendering reconstruction function excellent ability FC
1、再構成関数FC1より低周波数領域を抑えている再構成関数FC2、再構成関数FC1より低周波数領域をさらに抑えている再構成関数FC3、低周波数領域と高周波数領域を強調し、骨の辺縁、ローコントラスト描出能に優れる再構成関数FC4、再構成関数FC4より低周波数領域をやや抑えている再構成関数FC5、再構成関数FC4より高周波数領域を強調している再構成関数FC6、高周波数領域を強調し、空間分解能が高く、血管の辺縁が明瞭となる再構成関数FC7、再構成関数F 1, the reconstruction function FC1 than the low-frequency region is suppressed by being reconstruction function FC2, reconstruction function FC1 than the low frequency range further suppressed by which reconstruction function FC3, it emphasizes the low frequency range and high frequency range, the bone limbic, reconstruction function excellent in low contrast depiction performance FC4, reconstruction function FC4 than the low frequency range by a reconstruction function somewhat suppressed FC5, reconstruction function FC4 than the high frequency range emphasized by that reconstruction function FC6, emphasizing the high frequency range, high spatial resolution, reconstruction function marginal becomes clear vascular FC7, reconstruction function F
C7より高周波数領域をやや抑えている再構成関数FC Reconstruction function FC which is slightly suppressed than the high frequency range C7
8を記憶する。 8 for storing.

【0045】画像再構成部31は、センタリング処理部31aと、逆投影部31bとを有し、センタリング処理部31aにより、予め決められたセンタリング軸に一度逆投影し、その後、逆投影部31bにより、画像データを構成する各ピクセルに逆投影し、画像データを再構成する。 The image reconstruction unit 31 includes a centering unit 31a, and a back projection unit 31b, the centering unit 31a, backprojected once a predetermined centering axis, then, the back projection unit 31b , backprojected to each pixel constituting the image data to reconstruct the image data.

【0046】制御部33は、スライス方向再構成フィルタ関数処理部23によるフィルタ処理の動作タイミングを制御し、また、再構成関数処理部27によるコンボリューション処理の動作タイミングを制御する。 The control unit 33 controls the operation timing of the filter processing by the slice direction reconstruction filter function processing unit 23 also controls the operation timings of the convolution process by the reconstruction function processing unit 27. さらに、 further,
制御部33は、画像再構成部31による逆投影処理の動作タイミングを制御する。 Control unit 33 controls the operation timing of the back projection processing by the image reconstruction unit 31.

【0047】表示装置21は、再構成処理部19の画像再構成部31により再構成された画像データをモニタ上に表示する。 The display device 21 displays the image data reconstructed by the image reconstruction unit 31 of the reconstruction processing unit 19 on the monitor. また、表示装置21は、図示しない画像メモリを備え、前記再構成された画像データを記録する。 The display device 21 includes an image memory (not shown), records the image data the reconstructed.

【0048】次に、第1実施形態のX線CT装置1の動作を図19を参照して説明する。 Next, the operation of the X-ray CT apparatus 1 of the first embodiment with reference to FIG. 19 will be described. また、第1実施形態のX線CT装置1では、以下に示すような条件でヘリカルスキャンを行うものとする。 Further, the X-ray CT apparatus 1 of the first embodiment, it is assumed that the helical scanning on conditions shown below.

【0049】 [0049]

【表1】 データ同時収集検出器列数 Nseg =4 検出器チャンネル数 Nch=1000 各列のZ軸方向の高さ(厚み)Dseg =8,4,2,1,0.5,0.5,0.5,0.5,1,2,4,8 (mm )検出器のトータルの厚み 32(mm) 焦点−回転中心間距離 FCD=600(mm)(Focus-Center-Distance ) 焦点−検出器間距離 FDD=1200(mm)(Focus-Detector-Distance )有効視野直径 FOV=500(mm)(Field of View ) 有効視野角(ファン角) φ=50° 総検出器列数 Nseg =12 まず、第1の検査として腹部撮影を行う場合を説明する。 TABLE 1 Data simultaneous acquisition detector row number Nseg = 4 detector channel number Nch = 1000 columns Z-axis direction height (thickness) Dseg = 8,4,2,1,0.5,0.5,0.5,0.5 , 1, 2, 4, 8 (mm) detectors total thickness 32 (mm) focal - rotational center distance FCD = 600 (mm) (focus-center-distance) focus - detector distance FDD = 1200 ( mm) (Focus-detector-Distance) effective field diameter FOV = 500 (mm) (field of View) effective viewing angle (fan angle) φ = 50 ° total detector row number Nseg = 12 first, abdomen as the first test described a case in which the shooting. ここで目的とする画像データは、パーシャル効果の無い実効スライス厚5(mm)の画像データ相当の高画質なものである。 Here, the image data of interest are those image data equivalent quality of an effective slice thickness with no partial effect 5 (mm).

【0050】まず操作者は被検体を寝台5c上に載置し、図示しない入力装置を用いて患者ID、氏名等の患者情報を入力した後、スキャノ像を撮影して検査準備を行う(ステップS1)。 Firstly the operator places the subject on the bed 5c, after entering the patient ID using an input device (not shown), the patient information such as name, inspected prepared by photographing the scanogram (step S1). このスキャノ像を基に体軸方向の撮影範囲(150(mm))を決定し、FOVサイズをLサイズ(図37(a)にFOVとして示すように焦点Fから検出器全体にX線ビームを曝射した場合の最大のFOVサイズをLLとし、以下L,M,S,SSと順にサイズが小さくなる)、管電流200(mA)、管電圧1 Determine this scanogram range shooting body axis direction based on the image (0.99 (mm)), the X-ray beam from a focal point F on the entire detector as indicated FOV the FOV size L size (FIG. 37 (a) the maximum FOV size in the case of exposure to the LL, L, M, S, in turn size and SS decreases below), the tube current 200 (mA), tube voltage 1
20(kV)、再構成関数を腹部用のFC3と入力する。 20 (kV), the reconstruction function to enter FC3 of abdomen.
なお、ここまでの動作は従来のX線CT装置の動作と同様である。 The operation up to this is similar to the operation of a conventional X-ray CT apparatus.

【0051】さらに、操作者は図示しない入力装置を用いてシステム制御部3に対し、投影データの収集検出器列数を収集モードとして4列収集、ビーム厚を2(m [0051] Further, to the system control unit 3 by using the input device the operator (not shown), four rows collecting collection detector rows of projection data as a collection mode, the beam thickness 2 (m
m)、寝台の送り速度を撮影モードとして4列/回転= m), 4 rows / rotational feedrate of the bed as the photographing mode =
8mm/rev (高画質モード)、また、最終的な実効スライス厚を5(mm)とするためにスライス方向再構成フィルタ関数をFLT21とそれぞれ入力する(ステップS 8 mm / rev (high-quality mode), also the slice direction reconstruction filter function to the final effective slice thickness and 5 (mm) entering respectively FLT21 (step S
3)。 3).

【0052】この状態で操作者により撮影開始命令が図示しない入力装置から入力されると、システム制御部3 [0052] When the imaging start instruction by the operator in this state is entered from an input device (not shown), the system controller 3
は、回転架台5aの回転、コリメータ5bの調整、寝台5cの送り速度を制御するための架台、寝台制御信号を架台、寝台制御部5に対して出力すると共に、X線ビーム発生を制御するためのX線ビーム発生制御信号をX線制御器7に対して出力する。 The rotation of the rotating gantry 5a, adjustment of the collimator 5b, gantry for controlling the feed rate of the bed 5c, the couch control signal gantry, with outputs to bed controller 5, for controlling the X-ray source outputting the X-ray beam generation control signal to the X-ray controller 7. この架台、寝台制御信号が出力されると架台、寝台制御部5は、架台、寝台制御信号を基に、回転架台5aを回転させ、また、コリメータ5bを調整させ、さらに、寝台5cの送り速度を調整させる。 The gantry, the couch control signal is outputted gantry, the bed controller 5, stand, based on a couch control signal to rotate the rotating gantry 5a, also to adjust the collimator 5b, further feed rate of the bed 5c to adjust. また、前記X線ビーム発生制御信号が出力されるとX線制御器7は、高圧発生器9から高電圧を発生させる。 Further, the X-ray source when the control signal is output X-ray controller 7 generates a high voltage from the high voltage generator 9. また、システム制御部3は、投影データを収集する検出器列を切換えるための検出器列切換え信号を切換え部15に対して出力すると共に、データ収集のタイミングを示すデータ収集制御信号をデータ収集部17に対して出力する。 The system control unit 3 outputs the detector row switching signal for switching the detector array for collecting projection data to switching unit 15, a data collecting unit collecting data control signal indicating the timing of data collection and outputs it to the 17. この検出器列切換え信号が出力されると、 When the detector row switching signal is outputted,
切換え部15は、第3列〜第10列の8列から検出信号を収集可能なように切換える。 Switching unit 15 switches to allow collecting detection signals from the eight rows of the third column to tenth columns.

【0053】これらにより、X線ビーム発生源11からX線ビームが曝射されると共に寝台5cが移動されてヘリカルスキャンによる撮影が開始される。 [0053] These, bed 5c is moved imaging by a helical scan is started with the X-ray beam is irradiation from the X-ray beam generation source 11. また、前記データ収集制御信号が出力されるとデータ収集部17は、 Further, when the data collection control signal is output data acquisition unit 17,
検出器13により検出された検出信号をディジタル信号に変換し、投影データとして所定のタイミングで収集する。 It converts the detected signal detected by the detector 13 into a digital signal, collected at a predetermined timing as the projection data.

【0054】このとき、指定された条件で第3列から第10列までの8列にX線ビームがX線ビーム発生源11 [0054] At this time, X-rays beam X-ray beam generation source 8 columns from the third column under the specified conditions to the 10th row 11
により曝射され、データ収集部17によりデータが収集される。 Is exposure, the data is collected by the data collection unit 17. 即ち、図20(d)に斜線で示す列だけデータ収集する。 That is, the column only the data collection shown by hatching in FIG. 20 (d). 尚、図20(a)は検出器13の検出器列を示し、図20(b)は全検出器列からデータ収集する場合を示し、図20(c)は第2列〜第11列の10列からデータ収集する場合を示し、図20(d)は第3列〜 Incidentally, FIG. 20 (a) shows a detector row of the detector 13, FIG. 20 (b) shows a case of collecting data from all the detector rows, FIG 20 (c) is the second column to the 11th column shows a case of collecting data from the 10 columns, FIG. 20 (d) the third column to
第10列の8列からデータ収集する場合を示し、図20 Shows a case of collecting data from the tenth row 8 column, FIG. 20
(e)は第4列〜第9列の6列からデータ収集する場合を示し、図20(f)は第5列〜第8列の4列からデータ収集する場合を示し、図20(g)は第6列〜第7列の2列からデータ収集する場合を示している。 (E) shows a case of collecting data from the six rows of the fourth column to the ninth column, FIG. 20 (f) shows a case of collecting data from the four columns of the fifth to eighth columns, FIG. 20 (g ) shows a case of collecting data from the second column in the sixth column to the seventh column.

【0055】ここでは、不均等な8列分のデータが収集されるので、データ収集部17は、第4,5,6列の検出信号をデータ処理(加算あるいは平均等)して第2データとし、第7,8,9列の検出信号をデータ処理(加算あるいは平均等)して第3データとする。 [0055] Here, since the uneven eight columns of data is collected, the data acquisition unit 17, a detection signal of the fourth, fifth and sixth row data processing (addition or the average or the like) to the second data and then, the third data by a detection signal of the 7,8,9 column data processing (addition or the average or the like). 即ち、 第3列 …第1データ 第4,5,6列…第2データ 第7,8,9列…第3データ 第10列 …第4データ とし、第1,2,3,4データを4列同時に収集する。 That is, the third column ... first data 4, 5, 6 columns ... second data the 7,8,9 column ... third data tenth row ... and fourth data, a first, second, third and fourth data four columns at the same time to collect.
また、データ収集部17は収集した投影データに対し、 In addition, relative to the projection data data collection unit 17 is collected,
X線強度補正、検出器感度補正等種々の補正を行う(ステップS5)。 X-ray intensity correction is performed detector sensitivity correction, etc. various correction (step S5).

【0056】データ収集部17により投影データが収集され、種々の補正が行われると、再構成処理部19の制御部33は、この投影データを一時記憶する。 [0056] The data collecting section 17 projection data is collected, the various corrections are made, the control unit 33 of the reconstruction processing unit 19 temporarily stores the projection data. また、スライス方向再構成処理部23は、この4列複数回転のヘリカルスキャンの投影データを基に、設定されているスライス方向再構成フィルタ関数FLT21を用いてスライス方向にフィルタ処理を行い1列1回転分の投影データを補間する(ステップS7)。 Further, the slice direction reconstruction processor 23, based on projection data of the helical scan of the four columns multiple rotation, 1 to filter in the slice direction by using a slice direction reconstruction filter function FLT21 being set columns 1 interpolating projection data revolutions (step S7). 尚、スライス方向再構成フィルタ関数FLT21では、目的とするスライス位置から比較的離れた投影データも用いて補間するので、 In the slice direction reconstruction filter function FLT21, since interpolated using relatively distant projection data from the slice position of interest,
補間された投影データは比較的厚みを持ったものとなる。 Interpolated projection data becomes one having a relatively thick.

【0057】スライス方向再構成処理部23により投影データが補間されると、再構成関数処理部27は、この補間された投影データと再構成関数FC3をコンボリューション処理する。 [0057] When the projection data by slicing direction reconstruction processor 23 is interpolated, reconstruction function processing section 27, the interpolated projection data and reconstruction function FC3 convolution process. そして、センタリング処理部31a Then, centering processing section 31a
により、予め決められたセンタリング軸に一度逆投影し、その後、逆投影部31bにより、画像データを構成する各ピクセルに逆投影し、画像データを再構成する(ステップS9)。 By inversely projecting once a predetermined centering axis, then, the back projection unit 31b, and back projection to each pixel constituting the image data to reconstruct the image data (step S9).

【0058】このとき、厚みを持った投影データから再構成するので、厚みを持った画像データが再構成され、 [0058] At this time, since the reconstruction from the projection data having a thickness, image data of a thickness is reconstructed,
目的とした実効スライス厚5(mm)の画像データが得られる。 Image data of the effective slice thickness 5 aimed (mm) is obtained. しかし、元々は2(mm)のビーム厚で収集された投影データを処理して補間データを作成したものであるため、この画像データのパーシャル効果は実効スライス厚2(mm)の画像データ相当のかなり良いものである。 However, because originally it was developed a process to interpolate data projection data collected by the beam thickness of 2 (mm), the partial effect of the image data of the image data equivalent to an effective slice thickness 2 (mm) it is quite good.
また、広い範囲で収集したフォトン数から成る画像データであるので、S/N比は、実効スライス厚5(mm)の画像データ相当である。 Further, since the image data consisting of the number of photons collected in a wide range, S / N ratio is equivalent image data of the effective slice thickness 5 (mm). 即ち、前記再構成された投影データは、実効スライス厚2(mm)の画像データ相当のパーシャル抑制効果と、実効スライス厚5(mm)の画像データ相当の高S/N比、ローコントラスト描出能を持っている。 That is, the projection data wherein the reconstructed, the image data corresponding to the partial suppression of the effective slice thickness 2 (mm), a high S / N ratio of the image data equivalent to an effective slice thickness 5 (mm), low contrast depiction performance have.

【0059】再構成処理部19により再構成された画像データは、順次表示装置21に供給され、表示装置21 [0059] image data reconstructed by the reconstruction processor 19 is sequentially supplied to the display device 21, display device 21
のモニタ上に表示される(ステップS11)。 It is displayed on the monitor (step S11).

【0060】医師は、表示装置21のモニタ上で読影を行う。 [0060] A physician performs an interpretation on the monitor of the display device 21. もしくは、表示装置21に記録しておき、後で読影するか、読影用のワークステーションにデータ転送後に、その読影用のワークステーションで読影を行うか、 Or it may be recorded on the display device 21, or interpretation later, after the data transfer to the work station for interpretation, or perform image interpretation workstation for that interpretation,
一旦フィルムに画像データを落とした後、フィルム上で読影するようにしても良い。 Once after dropping the image data on the film, it may be the interpretation on the film. これらの内、モニタ上で読影する場合は、読影する画像枚数が150(mm)範囲で30枚になり、読影時間を短縮させることができる。 Of these, the case of interpretation on the monitor, the number of images to be interpretation becomes 30 sheets of 0.99 (mm) range, it is possible to shorten the image interpretation time. また、これらの内、フィルム上で読影する場合は、フィルム2枚で収まり、同じく読影時間を短縮させることができる。 Among these, the case of interpretation on the film, fit in two films, it is possible to also reduce the interpretation time.

【0061】次いで、医師が表示装置上もしくは読影用のワークステーション上で読影しているとき、ある画像データで腸管の動きによるアーチファクトが強いことを認めた場合、PMC画像で読影を行う準備をする。 [0061] Then, when the doctor is interpretation on the workstation display device on or for interpretation, if admitted that strong motion artifacts of the intestinal tract in a certain image data and prepares to perform interpretation by PMC image . 即ち、目的の画像データを表示させて、PMC指示をする。 That is, by displaying the image data of the object, the PMC instruction. ここで、PMC画像とは、実行スキャン時間を減少させることでアーチファクトを抑制した画像のことである。 Here, the PMC images, is an image with suppressed artifacts by reducing the execution scan time.

【0062】前記PMC指示を行う場合、操作者は図示しない入力装置を用い、設定してあるスライス方向再構成フィルタ関数FLT21をスライス方向再構成フィルタ関数FLT01に変更して再構成リトライを指示する。 [0062] When performing the PMC instruction, the operator using an input device (not shown), and instructs the reconstruction retry to change the slice direction reconstruction filter function FLT21 that is set in the slice direction reconstruction filter function FLT01.

【0063】スライス方向再構成フィルタ関数が変更されて再構成リトライの指示がされると、システム制御部3は、再構成処理部19に対してスライス方向再構成フィルタ関数をFLT01に変更して再構成を再び行うことを指示する(ステップS13YES )。 [0063] When the slice direction reconstruction filter function is the change instruction has been reconfigured retry, the system controller 3 is changed with respect to the reconstruction processor 19 to slice direction reconstruction filter function FLT01 re instructing to perform the configuration again (step S13YES). これにより、再構成処理部19はスライス方向再構成フィルタ関数をF Thus, the reconstruction processing unit 19 to slice direction reconstruction filter function F
LT01に変更し(ステップS15)、制御部33に記憶されている投影データを読み出し、変更されたスライス方向再構成フィルタ関数FLT01を用いて投影データを補間して再度画像データ再構成する(ステップS Change the LT01 (step S15), and reads out the projection data stored in the control unit 33 interpolates the projection data for reconstructing again the image data by using the slice direction reconstruction filter function FLT01 that has changed (step S
7,S9)。 7, S9). そして、この再構成された画像データは、 Then, the image data the reconstruction,
順次表示装置21のモニタ上もしくは転送されて読影用のワークステーションのモニタ上に表示される(ステップS11)。 It is sequentially displayed device 21 monitor on or transferred is displayed on the monitor of the workstation for interpretation (step S11). こうして、ヘリカルスキャンによって腹部撮影およびその読影が行われる。 Thus, abdominal imaging and its interpretation is performed by a helical scan.

【0064】次に、第2の検査として頭部撮影を行う場合を図21を参照して説明する。 Next, with reference to FIG. 21 illustrating a case where the head photographed as a second inspection. ここで目的とする画像データは、頭頂部は骨等の構造が単純なため実効スライス厚10(mm)の画像データ相当、その他頭蓋底等は実効スライス厚5(mm)の画像データ相当である。 Image data of interest here, parietal image data equivalent 10 effective slice thickness for the structure is simple, such as bone (mm), the other cranial base like is the image data equivalent to an effective slice thickness 5 (mm) .

【0065】まず操作者は被検体を寝台5c上に載置し、図示しない入力装置を用いて患者ID、氏名等の患者情報を入力した後、スキャノ像を撮影して検査準備を行う(ステップS21)。 [0065] First the operator places the subject on the bed 5c, after entering the patient ID using an input device (not shown), the patient information such as name, inspected prepared by photographing the scanogram (step S21). このスキャノ像を基に体軸方向の撮影範囲を決定し、FOVサイズをSサイズ、管電流300(mA)、管電圧120(kV)、再構成関数をF The scanogram determines the imaging range of the body axis direction based on, S size FOV size, tube current 300 (mA), tube voltage 120 (kV), the reconstruction function F
C4と入力する。 C4 to input. なお、ここまでの動作は従来のX線C The operation so far is conventional X-ray C
T装置の動作と同様である。 T unit is the same as the operation of the.

【0066】さらに、操作者は図示しない入力装置を用いてシステム制御部3に対し、収集モードを4列収集、 [0066] Further, to the system control unit 3 by using the input device the operator (not shown), four rows collecting collection mode,
ビーム厚を2(mm)、撮影モードを4.5列/回転=9 A beam thickness 2 (mm), the photographing mode 4.5 column / rotation = 9
mm/rev (高画質モード2)とそれぞれ入力する。 Respectively input and mm / rev (high-quality mode 2). また、最終的な画質および実効スライス厚を頭頂部ではS Further, S is the final image quality and the effective slice thickness at the top portion
/N比と枚数削減重視の10(mm)、頭蓋底では実効スライス厚中程度の5(mm)とするためにスライス方向再構成フィルタ関数を、頭頂部ではFLT31、頭蓋底ではFLT21とそれぞれ入力する(ステップS23)。 / N ratio and the number reduced emphasis on 10 (mm), the slice direction reconstruction filter function to the 5 (mm) of about effective slice Atsunaka the skull base, the top portion FLT31, respectively FLT21 input in skull base (step S23).

【0067】この状態で操作者により撮影開始命令が図示しない入力装置から入力されると、システム制御部3 [0067] When the imaging start instruction by the operator in this state is entered from an input device (not shown), the system controller 3
は、回転架台5aの回転、コリメータ5bの調整、寝台5cの送り速度を制御するための架台、寝台制御信号を架台、寝台制御部5に対して出力すると共に、X線ビーム発生を制御するためのX線ビーム発生制御信号をX線制御器7に対して出力する。 The rotation of the rotating gantry 5a, adjustment of the collimator 5b, gantry for controlling the feed rate of the bed 5c, the couch control signal gantry, with outputs to bed controller 5, for controlling the X-ray source outputting the X-ray beam generation control signal to the X-ray controller 7. この架台、寝台制御信号が出力されると架台、寝台制御部5は、架台、寝台制御信号を基に、回転架台5aを回転させ、また、コリメータ5bを調整させ、さらに、寝台5cの送り速度を調整させる。 The gantry, the couch control signal is outputted gantry, the bed controller 5, stand, based on a couch control signal to rotate the rotating gantry 5a, also to adjust the collimator 5b, further feed rate of the bed 5c to adjust. また、前記X線ビーム発生制御信号が出力されるとX線制御器7は、高圧発生器9から高電圧を発生させる。 Further, the X-ray source when the control signal is output X-ray controller 7 generates a high voltage from the high voltage generator 9. また、システム制御部3は、投影データを収集する検出器列を切換えるための検出器列切換え信号を切換え部15に対して出力すると共に、データ収集のタイミングを示すデータ収集制御信号をデータ収集部17に対して出力する。 The system control unit 3 outputs the detector row switching signal for switching the detector array for collecting projection data to switching unit 15, a data collecting unit collecting data control signal indicating the timing of data collection and outputs it to the 17. この検出器列切換え信号が出力されると、 When the detector row switching signal is outputted,
切換え部15は、第3列〜第10列の8列から検出信号を収集可能なように切換える。 Switching unit 15 switches to allow collecting detection signals from the eight rows of the third column to tenth columns.

【0068】これらにより、X線ビーム発生源11からX線ビームが曝射されると共に寝台5cが移動されてヘリカルスキャンによる撮影が開始される。 [0068] These, bed 5c is moved imaging by a helical scan is started with the X-ray beam is irradiation from the X-ray beam generation source 11. これにより、 As a result,
X線ビーム発生源11からX線ビームが曝射されると共に寝台5cが移動されてヘリカルスキャンによる撮影が開始される。 Bed 5c is moved imaging by a helical scan is initiated from the X-ray beam source 11 together with the X-ray beam is exposure. また、前記データ収集制御信号が出力されるとデータ収集部17は、検出器13により検出された検出信号をディジタル信号に変換し、投影データとして所定のタイミングで収集する。 Further, when the data collection control signal is output data acquisition unit 17 converts a detection signal detected by the detector 13 into a digital signal, collected at a predetermined timing as the projection data.

【0069】このとき、指定された条件で第3列から第10列までの8列にX線ビームがX線ビーム発生源11 [0069] At this time, X-rays beam X-ray beam generation source 8 columns from the third column under the specified conditions to the 10th row 11
により曝射され、データ収集部17によりデータが収集される。 Is exposure, the data is collected by the data collection unit 17.

【0070】ここでは、不均等な8列分のデータが収集されるので、データ収集部17は、第3列の検出信号を第1データ、第4,5,6列の検出信号をデータ処理(加算あるいは平均等)して第2データとし、第7, [0070] Here, since the uneven eight columns of data is collected, the data acquisition unit 17, a detection signal of the third row first data, a detection signal of the fourth, fifth and sixth row data processing (addition or the average or the like) and the second data, the seventh,
8,9列の検出信号をデータ処理(加算あるいは平均等)して第3データ、第10列の検出信号を第4データとして4列同時に収集する。 Third data by a detection signal of the 8,9-column data processing (addition or the average or the like), four rows at the same time to collect a detection signal of the column 10 as the fourth data. また、データ収集部17は収集した投影データに対し、X線強度補正、検出器感度補正等種々の補正を行う(ステップS25)。 The data collection unit 17 relative to the projection data collected, X-rays intensity correction, perform detector sensitivity correction, various corrections (step S25).

【0071】データ収集部17により投影データが収集され、種々の補正が行われると、再構成処理部19の制御部33はこの投影データを一時記憶する。 [0071] The data collecting unit 17 collects projection data, the various corrections are made, the control unit 33 of the reconstruction processing unit 19 temporarily stores the projection data. また、スライス方向再構成処理部23は、この4列複数回転のヘリカルスキャンの投影データを基に、設定されているスライス方向再構成フィルタ関数を用いてスライス方向にフィルタ処理を行い1列1回転分の投影データを補間する。 Further, the slice direction reconstruction processor 23, based on projection data of the helical scan of the four columns multiple rotation, one column 1 rotates to filter in the slice direction by using a slice direction reconstruction filter function that is set interpolating the amount of projection data.

【0072】このとき、検査前半の頭蓋底領域ではスライス方向再構成フィルタ関数としてFLT21が指定されているので、FLT21を用いて投影データを補間する。 [0072] At this time, since in the skull base region of the examination first half FLT21 is designated as a slice direction reconstruction filter function, to interpolate the projection data using FLT21. このスライス方向再構成フィルタ関数FLT21を用いた補間では、比較的厚みを持った投影データとなる。 The interpolation using the slice direction reconstruction filter function FLT21, the projection data having a relatively thick.

【0073】また、検査後半の頭頂部領域ではスライス方向再構成フィルタ関数として、FLT31が指定されているので、FLT31を用いて投影データを補間する(ステップS27NO,S31)。 [0073] As slice direction reconstruction filter function at the top region of the second half of the inspection, since FLT31 is specified, interpolates projection data using FLT31 (step S27NO, S31). このスライス方向再構成フィルタ関数FLT31を用いた補間では、スライス方向再構成フィルタ関数FLT21を用いた補間より厚みを持った投影データとなる。 The interpolation using the slice direction reconstruction filter function FLT31, the projection data of a thickness from interpolation using the slice direction reconstruction filter function FLT21.

【0074】スライス方向再構成処理部23により投影データが補間されると、再構成関数処理部27は、この補間された投影データと再構成関数FC4をコンボリューション処理する。 [0074] When the projection data by slicing direction reconstruction processor 23 is interpolated, reconstruction function processing section 27, the interpolated projection data and reconstruction function FC4 convolution process. そして、センタリング処理部31a Then, centering processing section 31a
により、予め決められたセンタリング軸に一度逆投影し、その後、逆投影部31bにより、画像データを構成する各ピクセルに逆投影し、画像データを再構成する(ステップS33)。 By inversely projecting once a predetermined centering axis, then, the back projection unit 31b, and back projection to each pixel constituting the image data to reconstruct the image data (step S33).

【0075】この再構成された画像データの内、頭蓋底領域の画像データは、スライス方向再構成フィルタ関数FLT21を用いて補間された投影データから再構成されるため、実効スライス厚5(mm)の画像データ相当で、S/N比も良く、さらにパーシャル効果も抑制された高画質なものとなる。 [0075] Among the reconstructed image data, the image data of the skull base region is to be reconstituted from the projection data interpolated by using the slice direction reconstruction filter function FLT21, effective slice thickness 5 (mm) image data equivalent condition, S / N ratio is good, also becomes a high image quality is suppressed further partial effect. また、前記再構成された画像データの内、頭頂部領域の画像データは、スライス方向再構成フィルタ関数FLT31を用いて補間された投影データから再構成されるため、実効スライス厚10(mm) Also, among the image data that the reconstructed image data in the parietal region, to be reconstituted from the projection data interpolated by using the slice direction reconstruction filter function FLT31, effective slice thickness 10 (mm)
の画像データ相当で、S/N比がさらに良くローコントラスト描出能に優れた画質となる。 Image data corresponding, the image quality S / N ratio is excellent in better low contrast capability of imaging.

【0076】再構成処理部19により再構成された画像データは、順次表示装置21に供給され、表示装置21 [0076] image data reconstructed by the reconstruction processor 19 is sequentially supplied to the display device 21, display device 21
のモニタ上に表示される(ステップS35)。 It is displayed on the monitor (step S35).

【0077】ここで表示されている画像データをモニタ上で医師が読影していたとき、頭頂部付近に異常な陰影を認めた場合、医師は、頭頂部領域だけ、再度薄い画像データで詳細に読影する準備を行う。 [0077] When the doctor had interpretation on the monitor image data displayed here, when observed abnormal shadow around the top portion, the physician, by parietal region, in detail again thin image data prepare to interpretation. 即ち、スキャノ像を表示して領域を設定し(ステップS37YES ,S3 That is, to set the region to display the scanogram (step S37YES, S3
9)、スライス方向再構成フィルタ関数をFLT31からFLT21に換えて再構成リトライを指示する(ステップS27YES ,S29)。 9), and instructs the reconstruction retry changing the slice direction reconstruction filter function from FLT31 to FLT21 (step S27YES, S29).

【0078】スライス方向再構成フィルタ関数が変更されて再構成リトライの指示がされると、再構成処理部1 [0078] When the slice direction reconstruction filter function is the change instruction has been reconstructed retry reconstruction processing unit 1
9は変更されたスライス方向再構成フィルタ関数FLT 9 modified slice direction reconstruction filter function FLT
01を用いて投影データを補間して再度画像データ再構成する(ステップS31,S33)。 01 to reconstruct the image data again by interpolating the projection data using a (step S31, S33). そして、この再構成された画像データは、順次表示装置21のモニタ上に表示される(ステップS35)。 Then, the reconstructed image data is displayed on a sequential display device 21 monitors (step S35). このモニタ上に表示される画像データは実効スライス厚5(mm)の画像データ相当に薄くなった画像データである。 Image data to be displayed on the monitor is the image data corresponding thin image data that is the effective slice thickness 5 (mm). これにより医師は詳細な読影を行うことができる。 This allows the doctor can perform a detailed interpretation. こうして、ヘリカルスキャンによって頭部撮影およびその読影が行われる。 Thus, the head shot and its interpretation is performed by a helical scan.

【0079】次に、第3の検査として肺野撮影を行う場合を図19を参照して説明する。 Next, with reference to FIG. 19 illustrating a case where a lung field photographed as a third test. 肺野を撮影する場合は、例えば呼吸困難な被検体である場合があり、息止め時間を最短にすることが望まれる。 When shooting a lung field, may for example, dyspnea analytes, it is desirable to the breath holding time to a minimum. 即ち、撮影モードとして撮影時間が最短となる高速モードで撮影する。 In other words, taking time to shoot in the high-speed mode, which is the shortest as the shooting mode. このとき、目的とする画像データは、実効スライス厚5(m At this time, the image data is effective slice thickness 5 of interest (m
m)の画像データ相当、ハイコントラスト描出能に優れた画質である。 Image data corresponding to the m), an excellent image quality in high-contrast depiction performance.

【0080】まず操作者は被検体を寝台5c上に載置し、図示しない入力装置を用いて患者ID、氏名等の患者情報を入力した後、スキャノ像を撮影して検査準備を行う(ステップS1)。 [0080] First the operator places the subject on the bed 5c, after entering the patient ID using an input device (not shown), the patient information such as name, inspected prepared by photographing the scanogram (step S1). このスキャノ像を基に体軸方向の撮影範囲を決定し、FOVサイズをMサイズ、管電流200(mA)、管電圧120(kV)、再構成関数をFC The scanogram determines the imaging range of the body axis direction based, M size FOV size, tube current 200 (mA), tube voltage 120 (kV), the reconstruction function FC
7と入力する。 7 to input. なお、ここまでの動作は従来のX線CT The operation so far is conventional X-ray CT
装置の動作と同様である。 It is similar to the operation of the device.

【0081】さらに、操作者は図示しない入力装置を用いてシステム制御部3に対し、収集モードを4列収集、 [0081] Further, to the system control unit 3 by using the input device the operator (not shown), four rows collecting collection mode,
ビーム厚を2(mm)、撮影モードを3.5列/回転=1 A beam thickness 2 (mm), the photographing mode 3.5 column / rotation = 1
4mm/rev (高速モード1)とそれぞれ入力する。 To enter each and 4mm / rev (high-speed mode 1). また、最終的な実効スライス厚を5(mm)とするためにスライス方向再構成フィルタ関数をFLT11とそれぞれ入力する(ステップS3)。 Further, the slice direction reconstruction filter function to the final effective slice thickness and 5 (mm) entering respectively FLT11 (step S3).

【0082】この状態で操作者により撮影開始命令が図示しない入力装置から入力されると、システム制御部3 [0082] When the imaging start instruction by the operator in this state is entered from an input device (not shown), the system controller 3
は、回転架台5aの回転、コリメータ5bの調整、寝台5cの送り速度を制御するための架台、寝台制御信号を架台、寝台制御部5に対して出力すると共に、X線ビーム発生を制御するためのX線ビーム発生制御信号をX線制御器7に対して出力する。 The rotation of the rotating gantry 5a, adjustment of the collimator 5b, gantry for controlling the feed rate of the bed 5c, the couch control signal gantry, with outputs to bed controller 5, for controlling the X-ray source outputting the X-ray beam generation control signal to the X-ray controller 7. この架台、寝台制御信号が出力されると架台、寝台制御部5は、架台、寝台制御信号を基に、回転架台5aを回転させ、また、コリメータ5bを調整させ、さらに、寝台5cの送り速度を調整させる。 The gantry, the couch control signal is outputted gantry, the bed controller 5, stand, based on a couch control signal to rotate the rotating gantry 5a, also to adjust the collimator 5b, further feed rate of the bed 5c to adjust. また、前記X線ビーム発生制御信号が出力されるとX線制御器7は、高圧発生器9から高電圧を発生させる。 Further, the X-ray source when the control signal is output X-ray controller 7 generates a high voltage from the high voltage generator 9. また、システム制御部3は、投影データを収集する検出器列を切換えるための検出器列切換え信号を切換え部15に対して出力すると共に、データ収集のタイミングを示すデータ収集制御信号をデータ収集部17に対して出力する。 The system control unit 3 outputs the detector row switching signal for switching the detector array for collecting projection data to switching unit 15, a data collecting unit collecting data control signal indicating the timing of data collection and outputs it to the 17. この検出器列切換え信号が出力されると、 When the detector row switching signal is outputted,
切換え部15は、第3列〜第10列の8列から検出信号を収集可能なように切換える。 Switching unit 15 switches to allow collecting detection signals from the eight rows of the third column to tenth columns.

【0083】これらにより、X線ビーム発生源11からX線ビームが曝射されると共に寝台5cが移動されてヘリカルスキャンによる撮影が開始される。 [0083] These, bed 5c is moved imaging by a helical scan is started with the X-ray beam is irradiation from the X-ray beam generation source 11. これにより、 As a result,
X線ビーム発生源11からX線ビームが曝射されると共に寝台5cが移動されてヘリカルスキャンによる撮影が開始される。 Bed 5c is moved imaging by a helical scan is initiated from the X-ray beam source 11 together with the X-ray beam is exposure. また、前記データ収集制御信号が出力されるとデータ収集部17は、検出器13により検出された検出信号をディジタル信号に変換し、投影データとして所定のタイミングで収集する。 Further, when the data collection control signal is output data acquisition unit 17 converts a detection signal detected by the detector 13 into a digital signal, collected at a predetermined timing as the projection data.

【0084】このとき、指定された条件で第3列から第10列までの8列にX線ビームがX線ビーム発生源11 [0084] At this time, X-rays beam X-ray beam generation source 8 columns from the third column under the specified conditions to the 10th row 11
により曝射され、データ収集部17によりデータが収集される。 Is exposure, the data is collected by the data collection unit 17.

【0085】ここでは、不均等な8列分のデータが収集されるので、データ収集部17は、第3列の検出信号を第1データ、第4,5,6列の検出信号をデータ処理(加算あるいは平均等)して第2データとし、第7, [0085] Here, since the uneven eight columns of data is collected, the data acquisition unit 17, a detection signal of the third row first data, a detection signal of the fourth, fifth and sixth row data processing (addition or the average or the like) and the second data, the seventh,
8,9列の検出信号をデータ処理(加算あるいは平均等)して第3データ、第10列の検出信号を第4データとして4列同時に収集する。 Third data by a detection signal of the 8,9-column data processing (addition or the average or the like), four rows at the same time to collect a detection signal of the column 10 as the fourth data. また、データ収集部17は収集した投影データに対し、X線強度補正、検出器感度補正等種々の補正を行う(ステップS5)。 The data collection unit 17 relative to the projection data collected, X-rays intensity correction, perform detector sensitivity correction, various corrections (step S5).

【0086】データ収集部17により投影データが収集され、種々の補正が行われると、再構成処理部19の制御部33はこの投影データを一時記憶する。 [0086] The data collecting unit 17 collects projection data, the various corrections are made, the control unit 33 of the reconstruction processing unit 19 temporarily stores the projection data. また、スライス方向再構成処理部23は、この4列複数回転のヘリカルスキャンの投影データを基に、設定されているスライス方向再構成フィルタ関数FLT11を用いてスライス方向にフィルタ処理を行い1列1回転分の投影データを補間する(ステップS7)。 Further, the slice direction reconstruction processor 23, based on projection data of the helical scan of the four columns multiple rotation, 1 to filter in the slice direction by using a slice direction reconstruction filter function FLT11 being set columns 1 interpolating projection data revolutions (step S7). ここでスライス方向再構成フィルタ関数FLT11を用いて補間された投影データは、元々X線ビームが持っていた厚み4(mm)からさそほど変わらない厚み5(mm)の投影データとなる。 Here with slice direction reconstruction filter function FLT11 interpolated projection data, the projection data of thickness 5 unchanged as stab from the thickness had originally X-ray beam 4 (mm) (mm).

【0087】スライス方向再構成処理部23により投影データが補間されると、再構成関数処理部27は、この補間された投影データと再構成関数FC7をコンボリューション処理する。 [0087] When the projection data by slicing direction reconstruction processor 23 is interpolated, reconstruction function processing section 27, the interpolated projection data and reconstruction function FC7 convolution process. そして、センタリング処理部31a Then, centering processing section 31a
により、予め決められたセンタリング軸に一度逆投影し、その後、逆投影部31bにより、画像データを構成する各ピクセルに逆投影し、画像データを再構成する(ステップS9)。 By inversely projecting once a predetermined centering axis, then, the back projection unit 31b, and back projection to each pixel constituting the image data to reconstruct the image data (step S9).

【0088】このとき、スライス方向再構成フィルタ関数FLT11で補間された投影データから再構成された画像データは、実効スライス厚5(mm)の画像データ相当である。 [0088] At this time, image data reconstructed from the interpolated projection data at the slice direction reconstruction filter function FLT11 is equivalent image data of the effective slice thickness 5 (mm). 高速(14mm/rev )に撮影したにも拘らず、スライス方向再構成フィルタ関数FLT11の効果で画質の良い実効スライス厚5(mm)の画像データ相当の画像データが得られる。 Fast despite were taken (14mm / rev), the image data equivalent to image data of the effective slice thickness good quality 5 (mm) is obtained by the effect of the slice direction reconstruction filter function FLT11.

【0089】再構成処理部19により再構成された画像データは、順次表示装置21に供給され、表示装置21 [0089] image data reconstructed by the reconstruction processor 19 is sequentially supplied to the display device 21, display device 21
のモニタ上に表示される(ステップS11)。 It is displayed on the monitor (step S11). 医師は、 The doctor,
表示装置21のモニタ上で読影を行う。 Performing interpretation on a monitor of the display device 21. こうして、ヘリカルスキャンによって肺野撮影およびその読影が行われる。 Thus, lung imaging and its interpretation is performed by a helical scan.

【0090】このように、第1実施形態では、形状の異なるスライス方向再構成フィルタ関数を複数スライス方向再構成フィルタ関数記憶部25に記憶させておき、検出器13により検出された検出信号を基に、前記スライス方向再構成フィルタ関数記憶部25に記憶されているスライス方向再構成フィルタ関数の中から所定の条件に対応するものを用いて目的のスライス位置の投影データ補間するようにしているので、高画質な画像データを適度な枚数で得ることが可能となる。 [0090] Thus, in the first embodiment, it may be stored with different slice direction reconstruction filter function shapes to multiple slice direction reconstruction filter function storage unit 25, based on a detection signal detected by the detector 13 to, since so as to projection data interpolated slice location of interest using those corresponding to a predetermined condition from the slice direction reconstruction filter function stored in the slice direction reconstruction filter function storage section 25 , it is possible to obtain a high-quality image data at a moderate number.

【0091】次に、本発明に係るX線CT装置の第2実施形態を説明する。 [0091] Next, a second embodiment of the X-ray CT apparatus according to the present invention. 尚、図1に示した第1実施形態のX Incidentally, X of the first embodiment shown in FIG. 1
線CT装置と再構成処理部19のみが変更されているため、この変更された再構成処理部19のみを図22に示す。 Since only line CT apparatus and reconstruction processing unit 19 is changed, only reconstruction processing unit 19, which is the change in FIG. 22.

【0092】第2実施形態のX線CT装置では、ビーム厚、FOVサイズ、撮影部位等から画像データのS/N [0092] In the X-ray CT apparatus of the second embodiment, the beam thickness, FOV size, the image data from the imaging site such as S / N
比やパーシャル効果の有無を予測し、実効スライス厚や画質等の目的とする画像条件等から、収集するX線ビームの厚さとスライス方向再構成フィルタ関数を自動的に設定するようにしたものである。 Predicting the presence or absence of specific and partial effect, but which is adapted from the image conditions for the purpose of effective slice thickness and image quality, automatically setting the thickness and the slice direction reconstruction filter function of the X-ray beam to be collected is there.

【0093】図22に示すように、第2実施形態の再構成処理部19は、図3に示す第1実施形態の再構成処理部19に加えて、スライス方向再構成フィルタ関数選択部35を設けたものである。 [0093] As shown in FIG. 22, the reconstruction processor 19 of the second embodiment, in addition to the reconstruction processing unit 19 of the first embodiment shown in FIG. 3, the slice direction reconstruction filter function selecting section 35 it is those provided.

【0094】スライス方向再構成フィルタ関数選択部3 [0094] slice direction reconstruction filter function selecting section 3
は、複数の画像条件に対応するスライス方向再構成フィルタ関数を示した複数のテーブルと、複数の検査条件に対応するスライス方向再構成フィルタ関数を示した複数のテーブルを予め記憶すると共に、標準的な処理、3次元処理等に対応させて前記テーブルの優先順位を示した優先順位テーブルを予め記憶し、画像条件、検査条件と、前記テーブル(1) 〜(8) 、前記優先順位テーブルとを対応させてスライス方向再構成フィルタ関数とビーム厚を選択する。 Includes a plurality of tables showing the slice direction reconstruction filter function corresponding to a plurality of image condition, as well as stores in advance a plurality of tables showing the slice direction reconstruction filter function corresponding to a plurality of inspection conditions, standard Do process, corresponding to the three-dimensional processing such as pre-stores the priority table showing the priority of said table, image conditions, and inspection condition, said table (1) to (8), and said priority table in correspondence to select the beam thickness and the slice direction reconstruction filter function.

【0095】画像条件に対応するスライス方向再構成フィルタ関数を示したテーブルとして例えば、図23に示すように、目的とする画像の実効スライス厚/ビーム厚に対応するスライス方向再構成フィルタ関数を示したテーブル(1) 、画質重視項目(ハイコントラスト分解能、 [0095] As the table shows the slice direction reconstruction filter function corresponding to the image condition for example, as shown in FIG. 23 shows the slice direction reconstruction filter function corresponding to the effective slice thickness / beam thickness of the image of interest table (1), image quality-oriented items (high contrast resolution,
時間分解能、ローコントラスト分解能、標準的画質)に対応するスライス方向再構成フィルタ関数を示したテーブル(2) 、画像目的(読影、3次元処理、PMC)に対応するスライス方向再構成フィルタ関数を示したテーブル(3) 、FOVサイズ(LL,L,M,S,SS)に対応するスライス方向再構成フィルタ関数を示したテーブル(4) を記憶する。 Time resolution, low contrast resolution, a table showing the slice direction reconstruction filter function corresponding to the standard image quality) (2), an image object (interpretation, 3-dimensional process, shows a slice direction reconstruction filter function corresponding to the PMC) table (3), FOV size stores (LL, L, M, S, SS) table showing the slice direction reconstruction filter function corresponding to the (4).

【0096】また、検査条件に対応するスライス方向再構成フィルタ関数を示したテーブルとして例えば、図2 [0096] Further, for example, as a table showing the slice direction reconstruction filter function corresponding to the inspection condition, FIG. 2
4に示すように、撮影及び観察部位(頭部、胸部、腹部、腰椎、骨等)に対応するスライス方向再構成フィルタ関数を示したテーブル(5) 、造影経過時間(直後、中期、後期)に対応するスライス方向再構成フィルタ関数を示したテーブル(6) 、X線条件(管電流)から計算されるSN(SN(mA.kV,FOV,ビーム厚))に対応するスライス方向再構成フィルタ関数を示したテーブル(7) 、 As shown in 4, imaging and observation site (head, chest, abdomen, lumbar, bone, etc.) table showing the slice direction reconstruction filter function corresponding to (5), the contrast elapsed time (just after, metaphase, late) SN (SN (mA.kV, FOV, the beam thickness)) slice direction reconstruction filter corresponding to the calculated from the table showing the slice direction reconstruction filter function corresponding (6), X-ray condition (tube current) to table showing the function (7),
スキャンモード(寝台移動速度/目的の画像の実効スライス厚)に対応するスライス方向再構成フィルタ関数を示したテーブル(8) を記憶する。 Storing scan mode table showing the slice direction reconstruction filter function corresponding to (effective slice thickness of the bed moving speed / target image) (8).

【0097】また、例えば図25に示すように、標準的な処理では、優先順位1がテーブル(1) 、以下優先順にテーブル(8) 、テーブル(3) 、テーブル(7) 、テーブル [0097] For example, as shown in FIG. 25, a standard process, priority 1 is a table (1), the table (8) in priority order below table (3), the table (7), the table
(2)、テーブル(5) 、テーブル(4) 、テーブル(6) 、3 (2), the table (5), the table (4), a table (6), 3
次元処理時は優先順位1をテーブル(3) とした優先順位テーブルを記憶する。 Time dimension processing stores a priority table in which the priority 1 and table (3). 尚、これらのテーブル(1) 〜(8) Incidentally, these tables (1) to (8)
、優先順位テーブルは操作者が図示しない入力装置を用いて変更することができる。 , Priority table can be changed using the input device the operator (not shown).

【0098】次に、第2実施形態の動作例として腹部撮影を行う場合を図26を参照して説明する。 [0098] Next, with reference to FIG. 26 illustrating a case of performing abdominal imaging as an operation example of the second embodiment. まず操作者は被検体を寝台5c上に載置し、図示しない入力装置を用いて患者ID、氏名等の患者情報を入力した後、スキャノ像を撮影して検査準備を行う(ステップS41)。 First placed the operator the subject on the bed 5c, after entering the patient ID, and patient information such as name, an inspection prepared by photographing the scanogram performed using an input device (not shown) (step S41).
このスキャノ像を基に体軸方向の撮影範囲を決定し、F The scanogram determines the imaging range of the body axis direction based on, F
OVサイズをLサイズ、管電流200(mA)、管電圧1 OV size L size, tube current 200 (mA), tube voltage 1
20(kV)、再構成関数をFC3と入力する。 20 (kV), a reconstruction function to enter FC3. なお、ここまでの動作は従来のX線CT装置の動作と同様である。 The operation up to this is similar to the operation of a conventional X-ray CT apparatus.

【0099】さらに、操作者は図示しない入力装置を用いてシステム制御部3に対し、撮影対象を腹部と入力し、目的とする画像の実効スライス厚を5(mm)、撮影モードを高画質モード(4列/回転=8(mm)/rev ) [0099] Further, to the system control unit 3 by using the input device the operator (not shown), the imaging target type abdomen, the effective slice thickness of the image of interest 5 (mm), high image quality mode shooting mode (4 rows / rotation = 8 (mm) / rev)
と入力する(ステップS43)。 To input (step S43). これら操作者により入力されたデータは、システム制御部3から再構成処理部19に送信される。 Data entered by these operator is transmitted from the system controller 3 to the reconstruction processing unit 19.

【0100】前記データが送信されると再構成処理部1 [0100] reconstruction processing and the data is transmitted portion 1
9のスライス方向再構成フィルタ関数選択部35は、前記テーブル(1) 〜(8) と前記優先順位テーブルを基にスライス方向再構成フィルタ関数とビーム厚を選択する(ステップS45)。 9 slice direction reconstruction filter function selecting section 35 of the said table (1) to the priority table to select the beam thickness and the slice direction reconstruction filter function based on the (8) (step S45). ここでは、スライス方向再構成フィルタ関数FLT21が選択され、ビーム厚2(mm)が選択される。 Here, the selected slice direction reconstruction filter function FLT21, beam thickness 2 (mm) is selected. また、システム制御部3は、撮影モードが高画質モード(4列/回転)であるため、収集モードを4列収集とする。 The system control unit 3, since the shooting mode is the high image quality mode (4 rows / rotation), and collection mode four rows collection. 再構成処理部19はこれらを表示装置21のモニタ上に表示する。 The reconstruction processing unit 19 displays on the monitor of the display device 21 of these. 操作者はこれを確認して実行キーもしくは「OK」とキーを押す。 The operator presses a key and the execution key or "OK" to confirm this.

【0101】この状態で操作者により撮影開始命令が図示しない入力装置から入力されると、システム制御部3 [0102] When the imaging start instruction by the operator in this state is entered from an input device (not shown), the system controller 3
は、回転架台5aの回転、コリメータ5bの調整、寝台5cの送り速度を制御するための架台、寝台制御信号を架台、寝台制御部5に対して出力すると共に、X線ビーム発生を制御するためのX線ビーム発生制御信号をX線制御器7に対して出力する。 The rotation of the rotating gantry 5a, adjustment of the collimator 5b, gantry for controlling the feed rate of the bed 5c, the couch control signal gantry, with outputs to bed controller 5, for controlling the X-ray source outputting the X-ray beam generation control signal to the X-ray controller 7. この架台、寝台制御信号が出力されると架台、寝台制御部5は、架台、寝台制御信号を基に、回転架台5aを回転させ、また、コリメータ5bを調整させ、さらに、寝台5cの送り速度を調整させる。 The gantry, the couch control signal is outputted gantry, the bed controller 5, stand, based on a couch control signal to rotate the rotating gantry 5a, also to adjust the collimator 5b, further feed rate of the bed 5c to adjust. また、前記X線ビーム発生制御信号が出力されるとX線制御器7は、高圧発生器9から高電圧を発生させる。 Further, the X-ray source when the control signal is output X-ray controller 7 generates a high voltage from the high voltage generator 9. また、システム制御部3は、投影データを収集する検出器列を切換えるための検出器列切換え信号を切換え部15に対して出力すると共に、データ収集のタイミングを示すデータ収集制御信号をデータ収集部17に対して出力する。 The system control unit 3 outputs the detector row switching signal for switching the detector array for collecting projection data to switching unit 15, a data collecting unit collecting data control signal indicating the timing of data collection and outputs it to the 17. この検出器列切換え信号が出力されると、 When the detector row switching signal is outputted,
切換え部15は、第3列〜第10列の8列から検出信号を収集可能なように切換える。 Switching unit 15 switches to allow collecting detection signals from the eight rows of the third column to tenth columns.

【0102】これらにより、X線ビーム発生源11からX線ビームが曝射されると共に寝台5cが移動されてヘリカルスキャンによる撮影が開始される。 [0102] These, bed 5c is moved imaging by a helical scan is started with the X-ray beam is irradiation from the X-ray beam generation source 11. これにより、 As a result,
X線ビーム発生源11からX線ビームが曝射されると共に寝台5cが移動されてヘリカルスキャンによる撮影が開始される。 Bed 5c is moved imaging by a helical scan is initiated from the X-ray beam source 11 together with the X-ray beam is exposure. また、前記データ収集制御信号が出力されるとデータ収集部17は、検出器13により検出された検出信号をディジタル信号に変換し、投影データとして所定のタイミングで収集する。 Further, when the data collection control signal is output data acquisition unit 17 converts a detection signal detected by the detector 13 into a digital signal, collected at a predetermined timing as the projection data.

【0103】このとき、指定された条件で第3列から第10列までの8列にX線ビームがX線ビーム発生源11 [0103] At this time, X-rays beam X-ray beam generation source 8 columns from the third column under the specified conditions to the 10th row 11
により曝射され、データ収集部17によりデータが収集される。 Is exposure, the data is collected by the data collection unit 17.

【0104】ここでは、不均等な8列分のデータが収集されるので、データ収集部17は、第3列の検出信号を第1データ、第4,5,6列の検出信号をデータ処理(加算あるいは平均等)して第2データとし、第7, [0104] Here, since the uneven eight columns of data is collected, the data acquisition unit 17, a detection signal of the third row first data, a detection signal of the fourth, fifth and sixth row data processing (addition or the average or the like) and the second data, the seventh,
8,9列の検出信号をデータ処理(加算あるいは平均等)して第3データ、第10列の検出信号を第4データとして4列同時に収集する。 Third data by a detection signal of the 8,9-column data processing (addition or the average or the like), four rows at the same time to collect a detection signal of the column 10 as the fourth data. また、データ収集部17は収集した投影データに対し、X線強度補正、検出器感度補正等種々の補正を行う(ステップS47)。 The data collection unit 17 relative to the projection data collected, X-rays intensity correction, perform detector sensitivity correction, various corrections (step S47).

【0105】データ収集部17により投影データが収集され、種々の補正が行われると、再構成処理部19の制御部33はこの投影データを一時記憶する。 [0105] The data collecting unit 17 collects projection data, the various corrections are made, the control unit 33 of the reconstruction processing unit 19 temporarily stores the projection data. また、スライス方向再構成処理部23は、この4列複数回転のヘリカルスキャンの投影データを基に、設定されているスライス方向再構成フィルタ関数FLT21を用いてスライス方向にフィルタ処理を行い1列1回転分の投影データを補間する(ステップS49)。 Further, the slice direction reconstruction processor 23, based on projection data of the helical scan of the four columns multiple rotation, 1 to filter in the slice direction by using a slice direction reconstruction filter function FLT21 being set columns 1 interpolating projection data revolutions (step S49).

【0106】スライス方向再構成処理部23により投影データが補間されると、再構成関数処理部27は、この補間された投影データと再構成関数FC3をコンボリューション処理する。 [0106] When the projection data by slicing direction reconstruction processor 23 is interpolated, reconstruction function processing section 27, the interpolated projection data and reconstruction function FC3 convolution process. そして、センタリング処理部31a Then, centering processing section 31a
により、予め決められたセンタリング軸に一度逆投影し、その後、逆投影部31bにより、画像データを構成する各ピクセルに逆投影し、画像データを再構成する(ステップS51)。 By inversely projecting once a predetermined centering axis, then, the back projection unit 31b, and back projection to each pixel constituting the image data to reconstruct the image data (step S51).

【0107】このとき、厚みを持った投影データから再構成するので、厚みを持った画像データが再構成され、 [0107] At this time, since the reconstruction from the projection data having a thickness, image data of a thickness is reconstructed,
目的とした実効スライス厚5(mm)の画像データが得られる。 Image data of the effective slice thickness 5 aimed (mm) is obtained. しかし、元々は2(mm)のビーム厚で収集された投影データを処理して補間データを作成したものであるため、この画像データのパーシャル効果は実効スライス厚2(mm)の画像データ相当のかなり良いものである。 However, because originally it was developed a process to interpolate data projection data collected by the beam thickness of 2 (mm), the partial effect of the image data of the image data equivalent to an effective slice thickness 2 (mm) it is quite good.
また、広い範囲で収集したフォトン数から成る画像データであるので、S/N比は、実効スライス厚5(mm)の画像データ相当である。 Further, since the image data consisting of the number of photons collected in a wide range, S / N ratio is equivalent image data of the effective slice thickness 5 (mm). 即ち、前記再構成された投影データは、実効スライス厚2(mm)の画像データ相当のパーシャル抑制効果と、実効スライス厚5(mm)の画像データ相当の高S/N比、ローコントラスト描出能を持っている。 That is, the projection data wherein the reconstructed, the image data corresponding to the partial suppression of the effective slice thickness 2 (mm), a high S / N ratio of the image data equivalent to an effective slice thickness 5 (mm), low contrast depiction performance have.

【0108】再構成処理部19により再構成された画像データは、順次表示装置21に供給され、表示装置21 [0108] image data reconstructed by the reconstruction processor 19 is sequentially supplied to the display device 21, display device 21
のモニタ上に表示される(ステップS53)。 It is displayed on the monitor (step S53).

【0109】ここで表示されている画像データをモニタ上で医師が読影していたとき、陰影を認めてより薄い画像データで詳細に読影したい場合、医師は、目的とする画像データの実効スライス厚を3(mm)として再構成リトライを指示する。 [0109] When the doctor had been interpretation on the monitor the image data that is displayed here, if you want to interpretation in more detail in a thinner image data allow the shadow, the doctor, the effective slice thickness of the image data for the purpose It instructs reconstitution retries as 3 (mm).

【0110】再構成リトライの指示が行われると、変更されたデータは、システム制御部3から再構成処理部1 [0110] When the instruction for reconstruction retry is performed, the modified data, reconstruction processing unit 1 from the system controller 3
9に送信される。 It is sent to the 9.

【0111】前記データが送信されると再構成処理部1 [0111] reconstruction processing and the data is transmitted portion 1
9のスライス方向再構成フィルタ関数選択部35は、前記テーブル(1) 〜(8) と前記優先順位テーブルを基にスライス方向再構成フィルタ関数を変更する(ステップS 9 slice direction reconstruction filter function selecting section 35 of the said table (1) to (8) to change the slice direction reconstruction filter function based on the priority table (step S
55YES ,S57)。 55YES, S57). ここでは、スライス方向再構成フィルタ関数選択部35は、スライス方向再構成フィルタ関数をFLT21からFLT11に変更する。 Here, the slice direction reconstruction filter function selecting section 35 changes the slice direction reconstruction filter function from FLT21 to FLT11. そして、 And,
再構成処理部19は、制御部33に記憶されている投影データを読み出し、変更されたスライス方向再構成フィルタ関数FLT01を用いて投影データを補間して再度画像データを再構成する(ステップS49,S51)。 Reconstruction processing unit 19 reads the projection data stored in the control unit 33 to reconstruct an image data again by interpolating the projection data using the slice direction reconstruction filter function FLT01 that have changed (step S49, the S51).
そして、この再構成された画像データは、順次表示装置21のモニタ上もしくは転送されて読影用のワークステーションのモニタ上に表示される(ステップS53)。 Then, the reconstructed image data is sequentially displayed on the display device on a monitor of 21 or transferred to the monitor of a work station for interpretation (step S53).
このモニタ上に表示される画像データは、比較的幅の薄いスライス方向再構成フィルタ関数FLT11を用いて補間された投影データから再構成されるため、実効スライス厚3(mm)の画像データ相当に薄くなったものである。 Image data to be displayed on the monitor, to be reconstituted from the projection data interpolated using a relatively thin slice direction reconstruction filter function width FLT11, the image data corresponding to an effective slice thickness 3 (mm) one in which thinned. これにより医師は詳細な読影を行うことができる。 This allows the doctor can perform a detailed interpretation.

【0112】次に、第2実施形態の動作例として3次元画像処理手段を有する場合の例を説図26を参照して説明する。 Next, it will be described with reference to theory diagram 26 an example of having a three-dimensional image processing unit as an operation example of the second embodiment. まず操作者は被検体を寝台5c上に載置し、図示しない入力装置を用いて患者ID、氏名等の患者情報を入力した後、スキャノ像を撮影して検査準備を行う(ステップS41)。 First placed the operator the subject on the bed 5c, after entering the patient ID, and patient information such as name, an inspection prepared by photographing the scanogram performed using an input device (not shown) (step S41). このスキャノ像を基に体軸方向の撮影範囲を決定し、FOVサイズをSサイズ、管電流3 The scanogram determines the imaging range of the body axis direction based on, S size FOV size, a tube current 3
00(mA)、管電圧120(kV)、再構成関数をFC5 00 (mA), tube voltage 120 (kV), the reconstruction function FC5
と入力する。 You enter. なお、ここまでの動作は従来のX線CT装置の動作と同様である。 The operation up to this is similar to the operation of a conventional X-ray CT apparatus.

【0113】さらに、操作者は図示しない入力装置を用いてシステム制御部3に対し、撮影対象を腹部と入力し、目的とする画像の実効スライス厚を5(mm)、3次元処理有りと入力する(ステップS43)。 [0113] Further, to the system control unit 3 by using the input device the operator (not shown), the imaging target type abdomen, the effective slice thickness of the image of interest 5 (mm), 3-dimensional process there and input (step S43). これら操作者により入力されたデータは、システム制御部3から再構成処理部19に送信される。 Data entered by these operator is transmitted from the system controller 3 to the reconstruction processing unit 19.

【0114】前記データが送信されると再構成処理部1 [0114] reconstruction processing and the data is transmitted portion 1
9のスライス方向再構成フィルタ関数選択部35は、前記テーブル(1) 〜(8) と前記優先順位テーブルを基にスライス方向再構成フィルタ関数とビーム厚を選択する(ステップS45)。 9 slice direction reconstruction filter function selecting section 35 of the said table (1) to the priority table to select the beam thickness and the slice direction reconstruction filter function based on the (8) (step S45). ここでは、スライス方向再構成フィルタ関数FLT21が選択され、ビーム厚2(mm)が選択される。 Here, the selected slice direction reconstruction filter function FLT21, beam thickness 2 (mm) is selected. また、システム制御部3は、撮影モードが高画質モード(4列/回転)であるため、収集モードを4列収集とする。 The system control unit 3, since the shooting mode is the high image quality mode (4 rows / rotation), and collection mode four rows collection.

【0115】この状態で操作者により撮影開始命令が図示しない入力装置から入力されると、システム制御部3 [0115] When the imaging start instruction by the operator in this state is entered from an input device (not shown), the system controller 3
は、回転架台5aの回転、コリメータ5bの調整、寝台5cの送り速度を制御するための架台、寝台制御信号を架台、寝台制御部5に対して出力すると共に、X線ビーム発生を制御するためのX線ビーム発生制御信号をX線制御器7に対して出力する。 The rotation of the rotating gantry 5a, adjustment of the collimator 5b, gantry for controlling the feed rate of the bed 5c, the couch control signal gantry, with outputs to bed controller 5, for controlling the X-ray source outputting the X-ray beam generation control signal to the X-ray controller 7. この架台、寝台制御信号が出力されると架台、寝台制御部5は、架台、寝台制御信号を基に、回転架台5aを回転させ、また、コリメータ5bを調整させ、さらに、寝台5cの送り速度を調整させる。 The gantry, the couch control signal is outputted gantry, the bed controller 5, stand, based on a couch control signal to rotate the rotating gantry 5a, also to adjust the collimator 5b, further feed rate of the bed 5c to adjust. また、前記X線ビーム発生制御信号が出力されるとX線制御器7は、高圧発生器9から高電圧を発生させる。 Further, the X-ray source when the control signal is output X-ray controller 7 generates a high voltage from the high voltage generator 9. また、システム制御部3は、投影データを収集する検出器列を切換えるための検出器列切換え信号を切換え部15に対して出力すると共に、データ収集のタイミングを示すデータ収集制御信号をデータ収集部17に対して出力する。 The system control unit 3 outputs the detector row switching signal for switching the detector array for collecting projection data to switching unit 15, a data collecting unit collecting data control signal indicating the timing of data collection and outputs it to the 17. この検出器列切換え信号が出力されると、 When the detector row switching signal is outputted,
切換え部15は、第3列〜第10列の8列から検出信号を収集可能なように切換える。 Switching unit 15 switches to allow collecting detection signals from the eight rows of the third column to tenth columns.

【0116】これらにより、X線ビーム発生源11からX線ビームが曝射されると共に寝台5cが移動されてヘリカルスキャンによる撮影が開始される。 [0116] These, bed 5c is moved imaging by a helical scan is started with the X-ray beam is irradiation from the X-ray beam generation source 11. これにより、 As a result,
X線ビーム発生源11からX線ビームが曝射されると共に寝台5cが移動されてヘリカルスキャンによる撮影が開始される。 Bed 5c is moved imaging by a helical scan is initiated from the X-ray beam source 11 together with the X-ray beam is exposure. また、前記データ収集制御信号が出力されるとデータ収集部17は、検出器13により検出された検出信号をディジタル信号に変換し、投影データとして所定のタイミングで収集する。 Further, when the data collection control signal is output data acquisition unit 17 converts a detection signal detected by the detector 13 into a digital signal, collected at a predetermined timing as the projection data.

【0117】このとき、指定された条件で第3列から第10列までの8列にX線ビームがX線ビーム発生源11 [0117] At this time, X-rays beam X-ray beam generation source 8 columns from the third column under the specified conditions to the 10th row 11
により曝射され、データ収集部17によりデータが収集される。 Is exposure, the data is collected by the data collection unit 17.

【0118】ここでは、不均等な8列分のデータが収集されるので、データ収集部17は、第3列の検出信号を第1データ、第4,5,6列の検出信号をデータ処理(加算あるいは平均等)して第2データとし、第7, [0118] Here, since the uneven eight columns of data is collected, the data acquisition unit 17, a detection signal of the third row first data, a detection signal of the fourth, fifth and sixth row data processing (addition or the average or the like) and the second data, the seventh,
8,9列の検出信号をデータ処理(加算あるいは平均等)して第3データ、第10列の検出信号を第4データとして4列同時に収集する。 Third data by a detection signal of the 8,9-column data processing (addition or the average or the like), four rows at the same time to collect a detection signal of the column 10 as the fourth data. また、データ収集部17は収集した投影データに対し、X線強度補正、検出器感度補正等種々の補正を行う(ステップS47)。 The data collection unit 17 relative to the projection data collected, X-rays intensity correction, perform detector sensitivity correction, various corrections (step S47).

【0119】データ収集部17により投影データが収集され、種々の補正が行われると、再構成処理部19の制御部33はこの投影データを一時記憶する。 [0119] The data collecting unit 17 collects projection data, the various corrections are made, the control unit 33 of the reconstruction processing unit 19 temporarily stores the projection data. また、スライス方向再構成処理部23は、この4列複数回転のヘリカルスキャンの投影データを基に、設定されているスライス方向再構成フィルタ関数FLT21を用いてスライス方向にフィルタ処理を行い1列1回転分の投影データを補間する(ステップS49)。 Further, the slice direction reconstruction processor 23, based on projection data of the helical scan of the four columns multiple rotation, 1 to filter in the slice direction by using a slice direction reconstruction filter function FLT21 being set columns 1 interpolating projection data revolutions (step S49).

【0120】スライス方向再構成処理部23により投影データが補間されると、再構成関数処理部27は、この補間された投影データと再構成関数FC5をコンボリューション処理する。 [0120] When the projection data by slicing direction reconstruction processor 23 is interpolated, reconstruction function processing section 27, the interpolated projection data and reconstruction function FC5 convolution process. そして、センタリング処理部31a Then, centering processing section 31a
により、予め決められたセンタリング軸に一度逆投影し、その後、逆投影部31bにより、画像データを構成する各ピクセルに逆投影し、画像データを再構成する(ステップS51)。 By inversely projecting once a predetermined centering axis, then, the back projection unit 31b, and back projection to each pixel constituting the image data to reconstruct the image data (step S51).

【0121】このとき、厚みを持った投影データから再構成するので、厚みを持った画像データが再構成され、 [0121] At this time, since the reconstruction from the projection data having a thickness, image data of a thickness is reconstructed,
目的とした実効スライス厚5(mm)の画像データが得られる。 Image data of the effective slice thickness 5 aimed (mm) is obtained. しかし、元々は2(mm)のビーム厚で収集された投影データを処理して補間データを作成したものであるため、この画像データのパーシャル効果は実効スライス厚2(mm)の画像データ相当のかなり良いものである。 However, because originally it was developed a process to interpolate data projection data collected by the beam thickness of 2 (mm), the partial effect of the image data of the image data equivalent to an effective slice thickness 2 (mm) it is quite good.
また、広い範囲で収集したフォトン数から成る画像データであるので、S/N比は、実効スライス厚5(mm)の画像データ相当である。 Further, since the image data consisting of the number of photons collected in a wide range, S / N ratio is equivalent image data of the effective slice thickness 5 (mm). 即ち、前記再構成された投影データは、実効スライス厚2(mm)の画像データ相当のパーシャル抑制効果と、実効スライス厚5(mm)の画像データ相当の高S/N比、ローコントラスト描出能を持っている。 That is, the projection data wherein the reconstructed, the image data corresponding to the partial suppression of the effective slice thickness 2 (mm), a high S / N ratio of the image data equivalent to an effective slice thickness 5 (mm), low contrast depiction performance have.

【0122】再構成処理部19により再構成された画像データは、順次表示装置21に供給され、表示装置21 [0122] image data reconstructed by the reconstruction processor 19 is sequentially supplied to the display device 21, display device 21
のモニタ上に表示される(ステップS53)。 It is displayed on the monitor (step S53).

【0123】医師は、表示装置21のモニタ上で画像データの確認を行い、フィルムあるいは図示しないハードディスク装置、光磁気ディスク装置等にその画像データを記憶させる。 [0123] physician confirms the image data on the monitor of the display device 21, a hard disk device not film or shown, and stores the image data to the magneto-optical disk device or the like. そして位置は確認終了後、図示しない入力装置を用いて3次元処理の指示を行う。 The position after the completion of verification, an instruction of three-dimensional processing using an input device (not shown).

【0124】3次元処理の指示が行われるとシステム制御部3は、スライス方向再構成フィルタ関数を三次元処理用のものに変更することを再構成処理部19に対して指示する。 [0124] 3-dimensional indication when is performed the system control unit 3 of the processing instructs the reconstruction processing unit 19 to change the slice direction reconstruction filter function to those for three-dimensional processing.

【0125】前記3次元処理用のスライス方向再構成フィルタ関数を変更することが指示されると再構成処理部のスライス方向再構成フィルタ関数選択部35は、スライス方向再構成フィルタ関数をFLT00に変更する(ステップS55YES ,S57)。 [0125] The three-dimensional processing slice direction reconstruction slice direction reconstruction of the reconstruction processing unit and it is instructed to change the filter function filter function selecting section 35 for the change slice direction reconstruction filter function FLT00 (step S55YES, S57). そして、再構成処理部19は、制御部33に一時記憶されている投影データを読み出し、変更されたスライス方向再構成フィルタ関数FLT00を用いて投影データを補間して再度画像データを再構成する(ステップS49,S51)。 The reconstruction processing unit 19 reads the projection data temporarily stored in the control unit 33 to reconstruct an image data again by interpolating the projection data using the slice direction reconstruction filter function FLT00 that have changed ( step S49, S51).

【0126】このスライス方向再構成フィルタ関数FL [0126] The slice direction reconstruction filter function FL
T00は図5に示すように極端に薄いものであり、補間された投影データは最も厚さが薄いものとなる。 T00 is intended extremely thin as shown in FIG. 5, the projection data interpolated becomes the most small thickness. 従って再構成される画像データも実効スライス厚が最も薄い画像データ(2(mm))となる。 Thus reconstructed image data also becomes thinnest image data is an effective slice thickness (2 (mm)). この画像データはアーチファクトがややあるので特殊な読影目的以外には何らかの処理をしないと津上の読影には適さない。 The image data is not suitable when the artifact is not any process other than the special interpretation purposes since little is the interpretation of the Tsu. 特殊な読影目的とは、例えば骨を観察するためウィンドウを広げるのでアーチファクトの許容範囲が広く、実効スライス厚の薄さを優先したい等である。 The special interpretation purposes, for example, because widening the window to observe the bone tolerance artifacts wide that such want to prioritize thinness of the effective slice thickness.

【0127】3次元処理の場合には、3次元画像作成のために、しきい値処理するので、多少のアーチファクトは影響がない。 [0127] In the case of a three-dimensional process, because of the three-dimensional image created, so that the threshold processing, is some of the artifacts is not affected. 実効スライス厚が厚いと、最終的な3次元画像の分解能が劣化するので、その薄さが優先される。 When the effective slice thickness is thick, the resolution of the final three-dimensional image so degraded, its thinness has priority.

【0128】次いで、図示しない3次元画像処理手段は、この実効スライス厚2(mm)の画像データを基にボクセルデータを作成する。 [0128] Then, the three-dimensional image processing means (not shown) creates voxel data on the basis of the image data of the effective slice thickness 2 (mm). 医師は、このボクセルデータをしきい値処理して色づけし、骨と腫瘍、血管等を表現した3次元画像を作成する。 Physician, the voxel data colored by thresholding to create a 3-dimensional image representing the bone and tumor, blood vessel or the like. この3次元画像は、実効スライス厚2(mm)の薄い画像データを基に作成されているので、滑らかでスライス方向分解能の高いものとなる。 The 3-dimensional image, because it is created on the basis of thin image data of the effective slice thickness 2 (mm), becomes highly smooth slice direction resolution.

【0129】次に、第2実施形態の動作例として造影剤を用いた場合の例を図27を参照して説明する。 [0129] Next, an example will be described with reference to FIG. 27 in the case of using a contrast agent as an operation example of the second embodiment. まず操作者は被検体を寝台5c上に載置し、図示しない入力装置を用いて患者ID、氏名等の患者情報を入力した後、 First, placing the operator subject on a bed 5c, after entering the patient ID using an input device (not shown), the patient information such as name,
スキャノ像を撮影して検査準備を行う(ステップS6 Photographed scanogram inspection preparations carried out (step S6
1)。 1). このスキャノ像を基に体軸方向の撮影範囲(15 The scanogram range shooting body axis direction based on the image (15
0(mm))を決定し、FOVサイズをMサイズ、管電流200(mA)、管電圧120(kV)、再構成関数をFC 0 determines (mm)), M size FOV size, tube current 200 (mA), tube voltage 120 (kV), the reconstruction function FC
2と入力する。 2 to input. なお、ここまでの動作は従来のX線CT The operation so far is conventional X-ray CT
装置の動作と同様である。 It is similar to the operation of the device.

【0130】さらに、操作者は図示しない入力装置を用いてシステム制御部3に対し、撮影対象を腹部造影と入力し、目的とする画像の実効スライス厚を5(mm)と入力する(ステップS63)。 [0130] Furthermore, the operator to the system control unit 3 by using the input device (not shown), the imaging target type Abdominal inputs the effective slice thickness of the image of interest and the 5 (mm) (step S63 ). これら操作者により入力されたデータは、システム制御部3から再構成処理部19 Data entered by these operators, reconstructed from the system controller 3 processor 19
に送信される。 It is sent to.

【0131】前記データが送信されると再構成処理部1 [0131] reconstruction processing and the data is transmitted portion 1
9のスライス方向再構成フィルタ関数選択部35は、前記テーブル(1) 〜(8) と前記優先順位テーブルを基にスライス方向再構成フィルタ関数とビーム厚を選択する(ステップS65)。 9 slice direction reconstruction filter function selecting section 35 of the said table (1) to the priority table to select the beam thickness and the slice direction reconstruction filter function based on the (8) (step S65). ここでは、スライス方向再構成フィルタ関数FLT01およびFLT21が選択され、ビーム厚2(mm)が選択される。 Here, the selected slice direction reconstruction filter function FLT01 and FLT21 is, the beam thickness 2 (mm) is selected. また、システム制御部3 The system control unit 3
は、撮影モードを4列/回転=8(mm)/rev 、収集モードを4列収集とする。 It is a shooting mode four columns / Rotation = 8 (mm) / rev, and collection mode four rows collection. 再構成処理部19はこれらを表示装置21のモニタ上に表示する。 The reconstruction processing unit 19 displays on the monitor of the display device 21 of these. 操作者はこれを確認して実行キーもしくは「OK」とキーを押す。 The operator presses a key and the execution key or "OK" to confirm this.

【0132】この状態で操作者により撮影開始命令が図示しない入力装置から入力されると、システム制御部3 [0132] When the imaging start instruction by the operator in this state is entered from an input device (not shown), the system controller 3
は、回転架台5aの回転、コリメータ5bの調整、寝台5cの送り速度を制御するための架台、寝台制御信号を架台、寝台制御部5に対して出力すると共に、X線ビーム発生を制御するためのX線ビーム発生制御信号をX線制御器7に対して出力する。 The rotation of the rotating gantry 5a, adjustment of the collimator 5b, gantry for controlling the feed rate of the bed 5c, the couch control signal gantry, with outputs to bed controller 5, for controlling the X-ray source outputting the X-ray beam generation control signal to the X-ray controller 7. この架台、寝台制御信号が出力されると架台、寝台制御部5は、架台、寝台制御信号を基に、回転架台5aを回転させ、また、コリメータ5bを調整させ、さらに、寝台5cの送り速度を調整させる。 The gantry, the couch control signal is outputted gantry, the bed controller 5, stand, based on a couch control signal to rotate the rotating gantry 5a, also to adjust the collimator 5b, further feed rate of the bed 5c to adjust. また、前記X線ビーム発生制御信号が出力されるとX線制御器7は、高圧発生器9から高電圧を発生させる。 Further, the X-ray source when the control signal is output X-ray controller 7 generates a high voltage from the high voltage generator 9. また、システム制御部3は、投影データを収集する検出器列を切換えるための検出器列切換え信号を切換え部15に対して出力すると共に、データ収集のタイミングを示すデータ収集制御信号をデータ収集部17に対して出力する。 The system control unit 3 outputs the detector row switching signal for switching the detector array for collecting projection data to switching unit 15, a data collecting unit collecting data control signal indicating the timing of data collection and outputs it to the 17. この検出器列切換え信号が出力されると、 When the detector row switching signal is outputted,
切換え部15は、第3列〜第10列の8列から検出信号を収集可能なように切換える。 Switching unit 15 switches to allow collecting detection signals from the eight rows of the third column to tenth columns.

【0133】これらにより、X線ビーム発生源11からX線ビームが曝射されると共に寝台5cが移動されてヘリカルスキャンによる撮影が開始される。 [0133] These, bed 5c is moved imaging by a helical scan is started with the X-ray beam is irradiation from the X-ray beam generation source 11. これにより、 As a result,
X線ビーム発生源11からX線ビームが曝射されると共に寝台5cが移動されてヘリカルスキャンによる撮影が開始される。 Bed 5c is moved imaging by a helical scan is initiated from the X-ray beam source 11 together with the X-ray beam is exposure. また、前記データ収集制御信号が出力されるとデータ収集部17は、検出器13により検出された検出信号をディジタル信号に変換し、投影データとして所定のタイミングで収集する。 Further, when the data collection control signal is output data acquisition unit 17 converts a detection signal detected by the detector 13 into a digital signal, collected at a predetermined timing as the projection data.

【0134】このとき、指定された条件で第3列から第10列までの8列にX線ビームがX線ビーム発生源11 [0134] At this time, X-rays beam X-ray beam generation source 8 columns from the third column under the specified conditions to the 10th row 11
により曝射され、データ収集部17によりデータが収集される。 Is exposure, the data is collected by the data collection unit 17.

【0135】ここでは、不均等な8列分のデータが収集されるので、データ収集部17は、第3列の検出信号を第1データ、第4,5,6列の検出信号をデータ処理(加算あるいは平均等)して第2データとし、第7, [0135] Here, since the uneven eight columns of data is collected, the data acquisition unit 17, a detection signal of the third row first data, a detection signal of the fourth, fifth and sixth row data processing (addition or the average or the like) and the second data, the seventh,
8,9列の検出信号をデータ処理(加算あるいは平均等)して第3データ、第10列の検出信号を第4データとして4列同時に収集する。 Third data by a detection signal of the 8,9-column data processing (addition or the average or the like), four rows at the same time to collect a detection signal of the column 10 as the fourth data. また、データ収集部17は収集した投影データに対し、X線強度補正、検出器感度補正等種々の補正を行う。 Further, with respect to the projection data data collection unit 17 that collects, perform X-ray intensity correction, detector sensitivity correction, various corrections. ここでは、規定の範囲を所定の間隔で繰り返しヘリカルスキャンする。 Here, helical scan repeatedly range defined by a predetermined interval. またこの例では造影経過時間に対応させてスライス方向再構成フィルタ関数を選択する。 The selecting slice direction reconstruction filter function in association with the imaging elapsed time in this example.

【0136】例えば造影初期では、造影剤の動きが体動に相当するので、アーチファクトが発生し、また、造影剤の染まり方の変化が重要であることと合わせ、スライス方向再構成処理部23は、時間分解能を優先して幅狭なスライス方向再構成フィルタ関数FLT01を用い、 [0136] In example imaging early, since the movement of the contrast medium corresponds to body motion, artifacts are generated, also, change in the dyed way of contrast agent combined with be important, slice direction reconstruction processor 23 , using a narrow slice direction reconstruction filter function FLT01 give priority to time resolution,
さらに180度+ファン角度の投影データだけ補間する(ステップS69,S71)。 Further 180 + interpolate only the projection data of the fan angle (step S69, S71).

【0137】スライス方向再構成処理部23により投影データが補間されると、再構成関数処理部27は、この補間された投影データと再構成関数FC2をコンボリューション処理する。 [0137] When the projection data by slicing direction reconstruction processor 23 is interpolated, reconstruction function processing unit 27, a reconstruction function FC2 and the interpolation projection data convolution processing. そして、センタリング処理部31a Then, centering processing section 31a
により、予め決められたセンタリング軸に一度逆投影し、その後、逆投影部31bにより、画像データを構成する各ピクセルに逆投影し、画像データを再構成する(ステップS73)。 By inversely projecting once a predetermined centering axis, then, the back projection unit 31b, and back projection to each pixel constituting the image data to reconstruct the image data (step S73).

【0138】ここで造影初期では180度+ファン角度の投影データを基に再構成するので、実効スキャン時間は1回転の半分程度であり、時間分解能の高い良好な画像データが得られる。 [0138] Here, since the reconstructing based on projection data of 180 degrees + fan angle in contrast initial, effective scan time is about half of a rotation, is highly satisfactory image data time resolution obtained. そして、再構成処理部19により再構成された画像データは順次表示装置21に供給され、表示装置21のモニタ上に表示される(ステップS Then, image data reconstructed by the reconstruction processor 19 is sequentially supplied to the display device 21, displayed on a monitor of the display device 21 (step S
75)。 75).

【0139】また、造影中期および後期では、造影剤はほぼ安定的に行き渡り、S/N比の良い画像データで染まり方を詳細に検討したいので、スライス方向再構成処理部23は、幅広なスライス方向再構成フィルタ関数F [0139] In the imaging middle and late, the contrast agent spreads almost stable, we want to consider the dyed how detail image data with good S / N ratio, the slice direction reconstruction processor 23, wide slices direction reconstruction filter function F
LT21を用いて投影データを補間する(ステップS6 Interpolating projection data using LT21 (step S6
9,S71)。 9, S71).

【0140】スライス方向再構成処理部23により投影データが補間されると、再構成関数処理部27は、この補間された投影データと再構成関数FC2をコンボリューション処理する。 [0140] When the projection data by slicing direction reconstruction processor 23 is interpolated, reconstruction function processing unit 27, a reconstruction function FC2 and the interpolation projection data convolution processing. そして、センタリング処理部31a Then, centering processing section 31a
により、予め決められたセンタリング軸に一度逆投影し、その後、逆投影部31bにより、画像データを構成する各ピクセルに逆投影し、画像データを再構成する(ステップS73)。 By inversely projecting once a predetermined centering axis, then, the back projection unit 31b, and back projection to each pixel constituting the image data to reconstruct the image data (step S73).

【0141】ここで造影中期および後期では通常の再構成を行うので、S/N比およびローコントラスト描出能の高い画像データが得られる。 [0141] since the conventional reconstructed here with contrast middle and late, high image data S / N ratio and low contrast rendering ability is obtained. そして、再構成処理部1 The reconstruction processing unit 1
9により再構成された画像データは順次表示装置21に供給され、表示装置21のモニタ上に表示される(ステップS75)。 Image data reconstructed by 9 is sequentially supplied to the display device 21, displayed on a monitor of the display device 21 (step S75). 医師は、表示装置21のモニタ上で読影を行う。 Physician performs interpretation on a monitor of the display device 21.

【0142】このように、第2実施形態のX線CT装置では、実効スライス厚、画質等の画像条件等に対応させて収集するビームの厚さとスライス方向再構成フィルタ関数を自動的に設定するようにしているので、第1実施形態の効果に加え、操作者に掛かる負担を軽減するができる。 [0142] Thus, the X-ray CT apparatus of the second embodiment, the effective slice thickness, to automatically set the thickness and the slice direction reconstruction filter function of the beam to be collected in association with the image conditions of image quality such as since the way, in addition to the effects of the first embodiment, it is to reduce the burden on the operator.

【0143】尚、第1実施形態、第2実施形態共に検出器13として、Z軸方向の高さが異なる複数の検出器列を有するものを用いていたが、本発明はこれに限定されること無く、図36(C)に示すようなZ軸方向の高さが等しい複数の検出器列(例えばZ軸方向の高さが1 [0143] The first embodiment, as the detector 13 in the second embodiment both, had used one having a detector array heights different in the Z-axis direction, the invention is not limited thereto no, is the show such Z-axis direction height equal plurality of detector rows (e.g. height of the Z-axis direction FIG 36 (C) 1 that
(mm)の検出器列を20列)を有する検出器13を用いるようにしても良い。 The detector array of (mm) may be used detector 13 having 20 rows).

【0144】この場合、例えば図28(a)〜(d)に示すように、フィルタ幅の異なるスライス方向再構成フィルタ関数の中から、目的とする画像データの実効スライス厚、画質等の画像条件に対応させてスライス方向再構成フィルタ関数を選択するようにする。 [0144] In this case, for example, as shown in FIG. 28 (a) ~ (d), from among different slice direction reconstruction filter function of the filter width, the effective slice thickness of the image data of interest, image conditions quality such as to correspond to so as to select a slice direction reconstruction filter function. このとき、予めスライス方向再構成フィルタ関数記憶部25にスライス方向再構成フィルタ関数として、図28(a)に示すように目的とする画像データの実効スライス厚が2(m At this time, as a slice direction reconstruction filter function previously in the slice direction reconstruction filter function storage unit 25, the effective slice thickness of the image data of interest as shown in FIG. 28 (a) is 2 (m
m)用のものと、図28(b)に示すように目的とする画像データの実効スライス厚が3(mm)用のものと、図28(c)に示すように目的とする画像データの実効スライス厚が5(mm)用のものと、図28(d)に示すように目的とする画像データの実効スライス厚が10(m And one for m), and those effective slice thickness of the image data of interest is for a 3 (mm), as shown in FIG. 28 (b), the image data of interest as shown in FIG. 28 (c) and that of the effective slice thickness for 5 (mm), the effective slice thickness of the image data of interest as shown in FIG. 28 (d) 10 (m
m)用のもの等を記憶させておき、この中から画像条件に対応したものを選択する。 m) advance the like to store the one for and selects the one corresponding to the image condition from this. また、前述した第2実施形態の場合と同様に、画像条件に対応させて自動的にスライス方向再構成フィルタ関数を選択させるようにしても良い。 Further, similarly to the second embodiment described above, automatically you may be allowed to select the slice direction reconstruction filter function in correspondence with the image condition.

【0145】また、第1実施形態、第2実施形態共に図5〜図18に示すようなスライス方向再構成フィルタ関数を用いていたが、本発明はこれに限定されること無く、他のスライス方向フィルタ関数を用いても良い。 [0145] The first embodiment has been using the slice direction reconstruction filter function as shown in FIGS. 5 18 to the second embodiment both, without the invention being limited thereto, other slices it may be used directional filter function.

【0146】例えば、スライス方向再構成フィルタ関数記憶部25にFLT0,FLT1,FLT2,FLT3 [0146] For example, in the slice direction reconstruction filter function storage unit 25 FLT0, FLT1, FLT2, FLT3
の4種類のフィルタ強度を持つものを予め記憶させる。 Advance for storage those with four types of filter strength.
このスライス方向再構成フィルタ関数FLT0,FLT The slice direction reconstruction filter function FLT0, FLT
1,FLT2,FLT3は、FLT0から番号が大きくなるにつれてスライス方向の分解能が劣化する。 1, FLT2, FLT3 is the resolution in the slice direction is degraded as the number increases from FLT0. 例えばスライス方向再構成フィルタ関数FLT3なら5枚分(5画像分)の画像データを加算し、FLT2なら3枚分の画像データを加算、FLT1なら1枚分の画像データを加算する。 For example by adding the image data of the 5 sheets if the slice direction reconstruction filter function FLT3 (5 image content), adds the image data of the 3 sheets if FLT2, adds the image data of one sheet if FLT1. また、FLT0なら同一画素でスライス方向にハイパスフィルタ処理をしたような、いわゆるデコンボリューション処理と同等となる。 Further, as a high-pass filtering the slice direction in the same pixel if FLT0, becomes equal to the so-called deconvolution processing.

【0147】ここで、例えば4列検出器で2(mm)×4 [0147] 2 Here, for example, in four rows detector (mm) × 4
列=8(mm)ビームで寝台送り速度8(mm/rev)でスキャンを行うものとする。 Column = 8 (mm) beam and performs scanning with the bed feed rate 8 (mm / rev). この場合、再構成処理19では、1(mm)間隔で画像データを再構成する。 In this case, the reconstruction process 19 reconstructs image data by 1 (mm) intervals. このとき、操作者から画像ピッチは2(mm)と指定されている場合、再構成処理部19は、スライス方向再構成フィルタ関数としてFLT2を用い、以下に示す式(1)により各スライス位置の画像データを作成する。 At this time, if the image pitch from the operator is specified as 2 (mm), reconstruction processing unit 19, using the FLT2 as slice direction reconstruction filter function, for each slice position by formula (1) shown below to create the image data.

【0148】 [0148]

【数1】 [Number 1] この再構成処理部19により再構成された画像データは順次表示装置21に供給され、表示装置21のモニタ上に表示され、医師の読影に供する。 The reconstruction processing unit image data reconstructed by 19 is sequentially supplied to the display device 21, displayed on a monitor of the display unit 21, subjected to interpretation doctor.

【0149】尚、基本的には、スライス方向の平滑化処理(束ね処理)を画像加算で行うことと、スライス方向の先鋭化処理を同一画素のスライス方向のハイパスフィルタ/デコンボリューション処理で行うことである。 [0149] Note that, basically, by performing smoothing processing in the slice direction (bundling processing) in the image addition and, by performing the sharpening process in the slice direction in the high-pass filter / de-convolution process in the slice direction of the same pixel it is. またこのため、シングルスライスCTでも適用することができる。 Further Therefore, it is possible to apply any single slice CT. また、隣接画像データ作成時には以下に示す式(2)の差分加算方式で画像データを作成するようにしても良い。 Also, when creating adjacent image data may be created image data in the difference addition system of the formula (2) shown below.

【0150】 [0150]

【数2】 [Number 2] 尚、前記の前数字はこれに限定されるものではない。 Incidentally, before the numbers of the are not limited thereto.

【0151】次に、本発明に係るX線CT装置の第3実施形態を説明する。 [0151] Next, a third embodiment of an X-ray CT apparatus according to the present invention. 尚、第3実施形態のX線CT装置は第2実施形態のX線CT装置と構成は同一であるため、 Since X-ray CT apparatus of the third embodiment configured as X-ray CT apparatus of the second embodiment are the same,
図示および詳細な説明は省略した。 Illustration and detailed description is omitted.

【0152】第3実施形態のX線CT装置は、図29に示すように、所定のスライス間隔で回転架台5aを36 [0152] X-ray CT apparatus of the third embodiment, as shown in FIG. 29, the rotating gantry 5a at a predetermined slice interval 36
0度回転させて投影データを得るスタティックスキャンを行う場合にも適用できるようにしたものである。 0 degrees is rotated is obtained as can be applied to a case of performing a static scan to obtain projection data. このため、スライス方向再構成フィルタ関数記憶部25に、 Therefore, in the slice direction reconstruction filter function storage unit 25,
第2実施形態でのスライス方向再構成フィルタ関数に加えて、図31に示すようなスライス方向再構成フィルタ関数FLT−A,FLT−B,FLT−C,FLT− In addition to the slice direction reconstruction filter function in the second embodiment, the slice direction reconstruction filter function as shown in FIG. 31 FLT-A, FLT-B, FLT-C, FLT-
D,FLT−Eを予め記憶させておく。 D, allowed to previously store FLT-E.

【0153】スライス方向再構成フィルタ関数FLT− [0153] slice direction reconstruction filter function FLT-
Aは、通常使用されるものであり(通常モード)、図3 A is what is normally used (normal mode), Figure 3
0と図31に示すように、第1データをデータ1、第2 0. As shown in FIG. 31, the data 1 to the first data, second
データをデータ2、第3データをデータ3、第4データをデータ4とする。 Data data 2, the third data Data 3, the fourth data and data 4. スライス方向再構成フィルタ関数F Slice direction reconstruction filter function F
LT−Bは、束ねモードであり図30と図32に示すように、第1データと第2データを加算処理してデータ1、第3データと第4データを加算処理してデータ2とする。 LT-B, as shown in bundled be Mode Figure 30 and Figure 32, the data 1 by adding processing first data and the second data, and data 2 by addition processing of the third data and the fourth data . スライス方向再構成フィルタ関数FLT−Cは、 Slice direction reconstruction filter function FLT-C is
束ねモードであり図30に示すように、第1データと第2データと第3データと第4データを加算処理してデータ1とする。 As shown in bundled be Mode Figure 30, the data 1 to the first data and the second data the third data and the fourth data and addition processing. スライス方向再構成フィルタ関数FLT− Slice direction reconstruction filter function FLT-
Dは、図30に示すように、第1データをデータ1、第2データと第3データを加算処理してデータ2、第4データをデータ3とする。 D, as shown in FIG. 30, the first data data 1, the second data and the third data addition processing data 2, the fourth data and the data 3. スライス方向再構成フィルタ関数FLT−Eは、図30に示すように、第2データと第3データを加算処理してデータ1とする(第1データと第2データは使用しない)。 Slice direction reconstruction filter function FLT-E, as shown in FIG. 30, the second data and the third data addition processing and data 1 (first data second data is not used).

【0154】次に、第3実施形態の動作を図31を参照して説明する。 [0154] Next, the operation of the third embodiment with reference to FIG. 31. まず操作者は被検体を寝台5c上に載置し、図示しない入力装置を用いて患者ID、氏名等の患者情報を入力した後、スキャノ像を撮影して検査準備を行う(ステップS81)。 First placed the operator the subject on the bed 5c, after entering the patient ID, and patient information such as name, an inspection prepared by photographing the scanogram performed using an input device (not shown) (step S81). このスキャノ像を基に体軸方向の撮影範囲(150(mm))を決定し、FOVサイズをSサイズ、管電流300(mA)、管電圧120(k The scanogram to determine the body axis direction of the imaging range based on (150 (mm)) and, S size FOV size, tube current 300 (mA), tube voltage 120 (k
V)、再構成関数を頭部用のFC4と入力する。 V), the reconstruction function to enter the FC4 for the head. 尚、ここまでの動作は従来のX線CT装置の動作と同様である。 The operation up to this is similar to the operation of a conventional X-ray CT apparatus.

【0155】さらに、操作者は図示しない入力装置を用いてシステム制御部3に対し、撮影対象を頭部造影と入力し、目的とする画像の実効スライス厚を4(mm)、撮影モードを頭蓋底領域ではスタティック高画質モード、 [0155] Further, to the system control unit 3 by using the input device the operator (not shown), the imaging target type head imaging, 4 the effective slice thickness of the image of interest (mm), the photographing mode cranium static high-quality mode is at the bottom area,
頭頂部ではスタティック高速モードと入力する(ステップS83)。 In the top of the head to enter a static high-speed mode (step S83). これら操作者により入力されたデータは、 Data entered by these operator,
システム制御部3から再構成処理部19に送信される。 It is transmitted from the system controller 3 to the reconstruction processing unit 19.

【0156】前記データが送信されると再構成処理部1 [0156] reconstruction processing and the data is transmitted portion 1
9では、収集モード等を領域毎に設定する。 In 9, it sets the collection mode, etc. for each region. 即ち、頭蓋底領域ではビーム厚を2(mm)、収集モードを4列収集、寝台送りを8(mm/ステップ)、スライス方向再構成フィルタ関数を束ねモードのFLT−Bとする。 That is, in the skull base region of the beam thickness 2 (mm), 4 rows collecting collection mode, the bed feed 8 (mm / step), and FLT-B mode bundling slice direction reconstruction filter function. また、頭頂部領域ではビーム厚を4(mm)、収集モードを4列収集、寝台送りを16(mm/ステップ)、スライス方向再構成フィルタ関数を通常モードのFLT−Aとする(ステップS85)。 Further, in the parietal region of the beam thickness 4 (mm), collection mode four rows collection, the bed feed 16 (mm / step), the slice direction reconstruction filter function and FLT-A in the normal mode (step S85) . 再構成処理部19はこれらを表示装置21のモニタ上に表示する。 The reconstruction processing unit 19 displays on the monitor of the display device 21 of these. 操作者はこれを確認して実行キーもしくは「OK」とキーを押す。 The operator presses a key and the execution key or "OK" to confirm this.

【0157】この状態で操作者により撮影開始命令が図示しない入力装置から入力されると、システム制御部3 [0157] When the imaging start instruction by the operator in this state is entered from an input device (not shown), the system controller 3
は、回転架台5aの回転、コリメータ5bの調整、寝台5cの送り速度を制御するための架台、寝台制御信号を架台、寝台制御部5に対して出力すると共に、X線ビーム発生を制御するためのX線ビーム発生制御信号をX線制御器7に対して出力する。 The rotation of the rotating gantry 5a, adjustment of the collimator 5b, gantry for controlling the feed rate of the bed 5c, the couch control signal gantry, with outputs to bed controller 5, for controlling the X-ray source outputting the X-ray beam generation control signal to the X-ray controller 7. この架台、寝台制御信号が出力されると架台、寝台制御部5は、架台、寝台制御信号を基に、回転架台5aを回転させ、また、コリメータ5bを調整させ、さらに、寝台5cのステップ移動の距離およびそのタイミングを調整させる。 The gantry, the couch control signal is outputted gantry, the bed controller 5, stand, based on a couch control signal to rotate the rotating gantry 5a, also a collimator 5b is adjusted, furthermore, the step movement of the bed 5c distance and to adjust its timing. また、前記X線ビーム発生制御信号が出力されるとX線制御器7は、高圧発生器9から高電圧を発生させる。 Further, the X-ray source when the control signal is output X-ray controller 7 generates a high voltage from the high voltage generator 9. これにより、スタティックスキャンによる撮影が開始される。 As a result, the shooting by the static scan is started.

【0158】ここで、システム制御部3は、頭蓋底領域では1スキャン毎に8(mm)、頭頂部領域では1スキャン毎に16(mm)寝台5cを移動させる。 [0158] Here, the system control unit 3, the skull base region 8 (mm) per scan, the parietal region move to 16 (mm) bed 5c each scan. また、コリメータ5bを必要な曝射幅に合わせて開口幅を制御して不要な被曝を低減させると共に、切換え部15を切り換えてデータ収集部17により必要なデータを収集させる。 Also, with controlling the aperture width to reduce unnecessary exposure combined collimator 5b to exposure width necessary, to collect the necessary data by the data collecting section 17 switches the switching portion 15.
また、データ収集部17は収集した投影データに対し、 In addition, relative to the projection data data collection unit 17 is collected,
X線強度補正、検出器感度補正等種々の補正を行う(ステップS87)。 X-ray intensity correction is performed detector sensitivity correction, etc. various correction (step S87).

【0159】データ収集部17により投影データが収集され、種々の補正が行われると、再構成処理部19のスライス方向再構成処理部23は、設定されているスライス方向再構成フィルタ関数に合わせて投影データ得る。 [0159] The data collecting section 17 projection data is collected, the various correction is performed, the slice direction reconstruction processor 23 of the reconstruction processing unit 19, in accordance with the slice direction reconstruction filter function that is set obtain projection data.

【0160】ここで、頭蓋底領域では図31に示すように、スライス方向再構成フィルタ関数FLT−Bを用いて第1データと第2データを加算処理してデータ1、第3データと第4データを加算処理してデータ2を得る。 [0160] Here, as shown in FIG. 31 is a skull base region, data 1, third data and the fourth by adding processing first data and the second data using the slice direction reconstruction filter function FLT-B obtaining data 2 data by addition processing.

【0161】また、頭頂部領域では図32に示すように、スライス方向再構成フィルタ関数FLT−Aを用いて第1データをデータ1、第2データをデータ2、第3 [0161] Further, as shown in FIG. 32 is a parietal region, the data 1 to the first data using the slice direction reconstruction filter function FLT-A, Data 2 second data, third
データをデータ3、第4データをデータ4とする(ステップS89)。 Data Data 3, the fourth data and the data 4 (step S89).

【0162】スライス方向再構成処理部23により投影データが補間されると、再構成関数処理部27は、この補間された投影データと再構成関数FC4をコンボリューション処理する。 [0162] When the projection data by slicing direction reconstruction processor 23 is interpolated, reconstruction function processing section 27, the interpolated projection data and reconstruction function FC4 convolution process. そして、センタリング処理部31a Then, centering processing section 31a
により、予め決められたセンタリング軸に一度逆投影し、その後、逆投影部31bにより、画像データを構成する各ピクセルに逆投影し、画像データを再構成する(ステップS91)。 By inversely projecting once a predetermined centering axis, then, the back projection unit 31b, and back projection to each pixel constituting the image data to reconstruct the image data (step S91).

【0163】このとき、頭蓋底領域では、2(mm)厚の画像データ相当のパーシャル効果による4(mm)厚の画像データが得られる。 [0163] In this case, the skull base region, 2 (mm) 4 by the image data corresponding partial effect of the thickness (mm) thick image data is obtained. また、頭頂部領域では、1回てんで4スライス得られるため、スキャン時間を短縮させることができる。 Further, in the parietal region, since the obtained 4 slices per rotation, it is possible to shorten the scan time.

【0164】再構成処理部19により再構成された画像データは、順次表示装置21に供給され、表示装置21 [0164] image data reconstructed by the reconstruction processor 19 is sequentially supplied to the display device 21, display device 21
のモニタ上に表示される(ステップS93)。 It is displayed on the monitor (step S93). 頭蓋底付近の画像データのスライス位置は図34の中央と右側に矢印で示すように第1データと第2データのスライス位置の間とする。 Slice position of the image data in the vicinity of the skull base to be between the slice position of the first data and the second data as indicated by the arrow in the middle and right side of FIG. 34. このときの画像の再構成ピッチは4(m Reconstruction pitch of the image in this case is 4 (m
m)である。 A m). そして医師は、表示装置21のモニタ上で読影を行う。 The doctor then interprets for on a monitor of the display device 21.

【0165】ここで、医師が頭蓋底の画像データ読影時に、異常な陰影を発見し、前回の検査により得られた画像データと比較読影するために、今回の画像ピッチを細かくして再構成したい場合、医師は画像再構成ピッチを2(mm)にして再構成リトライを指示する(ステップS [0165] Here, when the image data interpretation doctor skull base, found abnormal shadow, for comparative reading the image data obtained by the previous test, you reconstructed finely current image pitch If the physician instructs the reconstruction retry the image reconstruction pitch 2 (mm) (step S
95YES )。 95YES).

【0166】これにより再構成処理部19は、図34の右側に示すように投影データの加算処理の組み合わせを変更したスライス方向再構成フィルタ関数を用いてスライス方向にフィルタ処理を行い、図34の右側に矢印で示すスライス位置の4(mm)厚の画像データを得る(ステップS89,S91)。 [0166] Accordingly reconstruction processing unit 19 performs filter processing in the slice direction by using a slice direction reconstruction filter function changing the combination of the addition processing of the projection data as shown on the right side of FIG. 34, in FIG. 34 obtaining image data of 4 (mm) thick slices position indicated by the arrow on the right side (step S89, S91).

【0167】そして、今回再構成した画像データと前回再構成した画像データは組み合わされ、再構成ピッチ2 [0167] Then, image data obtained by the image data and the previous reconstructed reconstructed time are combined, reconstructed pitch 2
(mm)で順次表示装置21のモニタ上に表示される(ステップS93)。 It is displayed on the sequential monitor of the display device 21 in (mm) (step S93).

【0168】このように、第3実施形態のX線CT装置では、予めスライス方向再構成フィルタ関数記憶部25 [0168] Thus, the X-ray CT apparatus of the third embodiment, previously slice direction reconstruction filter function storage section 25
にスタティックスキャン用のスライス方向再構成フィルタ関数を記憶させ、撮影対象、ビーム厚と目的とする画像の特性に対応させてスライス方向再構成フィルタを選択するようにしているので、高画質な画像データを適度な枚数で得ることが可能となる。 Static scanning is stored slice direction reconstruction filter function, shooting target, since in correspondence with the characteristics of the image to the beam thickness and the object is to choose a slice direction reconstruction filters, high-quality image data it is possible to obtain at a moderate number.

【0169】尚、第1実施形態、第2実施形態、第3実施形態共に、再構成関数、スライス方向再構成フィルタ関数は、前記の例に限定されるものではなく、例えばスライス方向再構成フィルタ関数の形状(幅と重み)は、 [0169] The first embodiment, second embodiment, third embodiment both the reconstruction function, the slice direction reconstruction filter function, is not limited to the example above, for example, a slice direction reconstruction filter function of the shape (width and weight), the
いずれの形状でも良い。 It may be any shape.

【0170】また、第1実施形態、第2実施形態共に、 [0170] Further, the first embodiment, the second embodiment both,
フィルタ補間を用いたシングルスライスCTにも適用することができる。 It can be applied to single-slice CT using a filter interpolation. さらに、第1実施形態、第2実施形態共に、スライス厚は前述の例に限定されるものではなく、例えばスライス厚4(mm)の場合には、第2列から第11列までの10列にX線ビームを曝射してデータを収集する。 Further, the first embodiment, the second embodiment both, the slice thickness is not limited to the example above, if for example the slice thickness 4 (mm), the 10 rows of the second column to the 11 column and exposure to X-ray beam to collect the data to. 即ち、図20(c)に斜線で示した列だけデータを収集する。 That is, to collect data only sequence shown by hatching in FIG. 20 (c). ここでは、不均等な10列分のデータが収集されるので、第3,4,5,6列の4つのデータを処理(加算あるいは平均等)して第2データとする。 Here, since unequal 10 columns of data are collected, processed four data of the 3,4,5,6 column (addition or the average or the like) and the second data.
同様に、第7,8,9,10列のデータを処理して第3 Similarly, the third processing data of the 7, 8, 9, 10 column
データとする。 And data. 即ち、 第2列 …第1データ 第3,4,5,6列 …第2データ 第7,8,9,10列…第3データ 第11列 …第4データ とし、第1,2,3,4データを同時に収集する。 That is, the second column ... first data third, fourth, fifth and sixth column: second data 7, 8, 9, 10 column ... third data column 11 ... and the fourth data, first, second and third , at the same time to collect the 4 data. さらに、第1実施形態と第2実施形態では、補間方法として対向ビームを用いたフィルタ補間法を例に説明したが、 Furthermore, in the first embodiment and the second embodiment, the filter interpolation method using opposite beam as the interpolation method has been described as an example,
これに限定されるものではなく、例えば隣接補間法とフィルタ補間法の組み合わせ等でも良い。 Is not limited to this, for example, it may be a combination of adjacent interpolation filter interpolation method.

【0171】さらに、スライス方向再構成フィルタ関数の形状(幅と重み)は、限定されるものではなく、いずれの形状(幅と重み)でも良い。 [0171] In addition, the slice direction reconstruction filter function shape (width and weight) is not limited, it may be any shape (width and weight).

【0172】さらに、第1実施形態と第2実施形態では不均等12列検出器13を用いた場合を例にして説明したが、これに限定されるものではなく、例えば均等8列検出器による4列サンプリングでも良いし、例えば10 [0172] Further, according to the first embodiment and the second embodiment has been described as an example the case of using unequal column 12 detector 13 is not limited to this, for example, even eight columns detector may be a 4 columns sampling, for example, 10
0列検出器等、その他の形状による収集でも良い。 0 row detector and the like, may be collected by other shapes. また、直線マルチスライス検出器あるいは平面検出器でも良い。 Further, it may be a linear multi-slice detector or a flat detector.

【0173】さらに、第1実施形態と第2実施形態ではスライス方向再構成フィルタ関数を図5〜図18に示す関数の形を用いて説明したが、これに限定されるものではなく、他の表現方法でも良い。 [0173] Furthermore, although in the first embodiment and the second embodiment described with reference to the form of the function shown in FIGS. 5 18 slice direction reconstruction filter function, is not limited to this, other it may be a representation method. 例えば、目的のスライス位置(Z0)の補間データを以下に示す式(3)のように得るものと考え、目的のスライス位置前後の複数のスライス位置( Z=Z0+Δ k )の補間データの重み付け加算と考え、その複数スライス位置( Z=Z0+Δ k )の幅(Δ とk )と重みW(k)でスライス方向再構成フィルタ関数としても良い。 For example, it considered to obtain the equation (3) indicating the interpolation data slice position of interest (Z0) below, the interpolation data for a plurality of slice positions before and after the slice position of the object (Z = Z0 + Δ k) considered weighted addition, the plurality slice positions (Z = Z0 + Δ k) width (delta and k) the weight W (k) in or as a slice direction reconstruction filter function.

【0174】 [0174]

【数3】 [Number 3]

【0175】 [0175]

【発明の効果】以上説明したように請求項1記載の発明によれば、X線ビーム発生源からX線ビームを曝射させ、目的とするスライス上のデータを、検出手段により検出された検出信号を基に、スライス方向の分解能を可変とするスライス方向再構成フィルタ関数を用いて取得するようにしているので、高画質な画像データを適度な枚数で提供することが可能となる。 According to the invention of claim 1, wherein, as described in the foregoing, by exposure to X-ray beam from the X-ray beam source, detection data on the slice of interest was detected by the detection means based on the signal, since be acquired by using the slice direction reconstruction filter function for varying the resolution in the slice direction, it is possible to provide a high-quality image data at a moderate number.

【0176】また、請求項2記載の発明によれば、X線ビーム発生源を回転させながらX線ビームを発生させると共に、寝台移動手段により寝台を移動させ、目的とするスライス上のデータを、検出手段により検出された検出信号を基に、スライス方向の分解能を可変とするスライス方向再構成フィルタ関数を用いて補間するようにしているので、高画質な画像データを適度な枚数で提供することが可能となる。 [0176] According to the second aspect of the present invention, while rotating the X-ray beam generation source with generates an X-ray beam, to move the bed by bed moving means, the data on a slice of interest, based on the detection signal detected by the detecting means, so that so as to interpolate using the slice direction reconstruction filter function for varying the resolution in the slice direction, to provide a high-quality image data at a moderate number it is possible.

【0177】さらに、請求項3記載の発明によれば、寝台移動手段により寝台を被検体の対軸方向に断続的に移動させ、X線ビーム発生源を回転させながらX線ビームを発生させて検出手段により所定のスライス位置の検出信号を検出させ、目的とするスライス上のデータを、前記検出手段により検出された検出信号を基に、スライス方向の分解能を可変とするスライス方向再構成フィルタ関数を用いて取得するようにしているので、高画質な画像データを適度な枚数で提供することが可能となる。 [0177] Furthermore, according to the third aspect of the present invention, the bed by bed moving means intermittently moves the pair axis direction of the patient, to generate an X-ray beam while rotating the X-ray beam generation source to detect the detection signal of a predetermined slice position by the detection means, the data on a slice of interest, based on the detection signal detected by said detecting means, the slice direction reconstruction filter function for varying the resolution in the slice direction because be acquired using, it is possible to provide a high-quality image data at a moderate number.

【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS

【図1】本発明に係るX線CT装置の第1実施形態の概略の構成を示すブロック図である。 1 is a block diagram showing a schematic structure of a first embodiment of the X-ray CT apparatus according to the present invention.

【図2】検出器の一例を示す図である。 2 is a diagram showing an example of a detector.

【図3】再構成処理部の内部構成を示すブロック図である。 3 is a block diagram showing an internal configuration of a reconstruction processing unit.

【図4】スライス方向再構成フィルタ関数の特徴と示す図である。 4 is a diagram showing a characteristic of the slice direction reconstruction filter function.

【図5】スライス方向再構成フィルタ関数(FLT0 [5] the slice direction reconstruction filter function (FLT0
0)を示す図である。 0). FIG.

【図6】スライス方向再構成フィルタ関数(FLT0 [6] the slice direction reconstruction filter function (FLT0
1)を示す図である。 1). FIG.

【図7】スライス方向再構成フィルタ関数(FLT0 [7] the slice direction reconstruction filter function (FLT0
2)を示す図である。 2). FIG.

【図8】スライス方向再構成フィルタ関数(FLT0 [8] the slice direction reconstruction filter function (FLT0
3)を示す図である。 3). FIG.

【図9】スライス方向再構成フィルタ関数(FLT1 [9] the slice direction reconstruction filter function (FLT1
1)を示す図である。 1). FIG.

【図10】スライス方向再構成フィルタ関数(FLT1 [10] slice direction reconstruction filter function (FLT1
2)を示す図である。 2). FIG.

【図11】スライス方向再構成フィルタ関数(FLT1 [11] slice direction reconstruction filter function (FLT1
3)を示す図である。 3). FIG.

【図12】スライス方向再構成フィルタ関数(FLT2 [12] slice direction reconstruction filter function (FLT2
1)を示す図である。 1). FIG.

【図13】スライス方向再構成フィルタ関数(FLT2 [13] slice direction reconstruction filter function (FLT2
2)を示す図である。 2). FIG.

【図14】スライス方向再構成フィルタ関数(FLT2 [14] slice direction reconstruction filter function (FLT2
3)を示す図である。 3). FIG.

【図15】スライス方向再構成フィルタ関数(FLT3 [15] slice direction reconstruction filter function (FLT3
1)を示す図である。 1). FIG.

【図16】スライス方向再構成フィルタ関数(FLT3 [16] slice direction reconstruction filter function (FLT3
2)を示す図である。 2). FIG.

【図17】スライス方向再構成フィルタ関数(FLT3 [Figure 17] slice direction reconstruction filter function (FLT3
3)を示す図である。 3). FIG.

【図18】スライス方向再構成フィルタ関数(FLT4 [Figure 18] slice direction reconstruction filter function (FLT4
1)を示す図である。 1). FIG.

【図19】第1実施形態の動作(第1の検査と第3の検査)の流れを示すフローチャートである。 19 is a flowchart showing a flow of operations (first inspection and third test) of the first embodiment.

【図20】データを収集する検出機列を示す図である。 20 is a diagram showing a detector columns to collect data.

【図21】第1実施形態の動作(第2の検査)の流れを示すフローチャートである。 21 is a flowchart showing a flow of operations (second inspection) of the first embodiment.

【図22】本発明に係るX線CT装置の第2実施形態の再構成処理部の構成を示すブロック図である。 FIG. 22 is a block diagram showing the configuration of a reconstruction processing unit of the second embodiment of the X-ray CT apparatus according to the present invention.

【図23】複数の画像条件に対応するスライス方向再構成フィルタ関数を示すテーブルである。 23 is a table showing a slice direction reconstruction filter function corresponding to a plurality of image condition.

【図24】複数の検査条件に対応するスライス方向再構成フィルタ関数を示すテーブルである。 FIG. 24 is a table showing a slice direction reconstruction filter function corresponding to a plurality of inspection conditions.

【図25】画像条件と検査条件の優先順位を示すテーブルである。 Figure 25 is a table showing the priority of the image conditions and inspection conditions.

【図26】第2実施形態の動作の流れを示すフローチャートである。 26 is a flowchart showing a flow of operations of the second embodiment.

【図27】第2実施形態の動作の流れを示すフローチャートである。 27 is a flowchart showing a flow of operation of the second embodiment.

【図28】他のスライス方向再構成フィルタ関数を示す図である。 28 is a diagram showing another slice direction reconstruction filter function.

【図29】スタティックスキャンを説明するための図である。 FIG. 29 is a diagram for explaining the static scan.

【図30】スタティックスキャン用のスライス方向再構成フィルタ関数を示す図である。 30 is a diagram showing a slice direction reconstruction filter function for static scan.

【図31】第3実施形態の動作の流れを示すフローチャートである。 31 is a flowchart showing a flow of operations of the third embodiment.

【図32】スライス方向再構成フィルタ関数FLT−B [Figure 32] slice direction reconstruction filter function FLT-B
による処理を示す図である。 It is a diagram illustrating a process by.

【図33】スライス方向再構成フィルタ関数FLT−A [Figure 33] slice direction reconstruction filter function FLT-A
による処理を示す図である。 It is a diagram illustrating a process by.

【図34】スライス方向再構成フィルタ関数FLT−B [Figure 34] slice direction reconstruction filter function FLT-B
による処理とスライス位置を示す図である。 It is a diagram showing a processing and a slice position by.

【図35】従来例の概略の構成を示すブロック図である。 FIG. 35 is a block diagram showing a schematic configuration of a conventional example.

【図36】シングルスライスCTとダブルスライスCT FIG. 36 is a single-slice CT and double-slice CT
とマルチスライスCTを示す概略的な図である。 And is a schematic diagram illustrating a multi-slice CT.

【図37】図1に示した〜の内部構成を示した回路図である。 It is a circuit diagram showing the internal structure of a ~ shown in FIG. 37 FIG.

【図38】FCD,FOV,FDDを説明するための図である。 [Figure 38] FCD, FOV, is a diagram for explaining the FDD.

【図39】縦軸に回転位相、横軸にZ軸(体軸)方向を記すことによりヘリカルスキャンを示した図(スキャン図)である。 39 is a diagram illustrating a helical scan on the vertical axis rotation phase, the horizontal axis by mark the Z axis (body axis) direction (scanning Figure).

【図40】360度補間法と対向ビーム補間法を説明するための図である。 FIG. 40 is a diagram for explaining a 360-degree interpolation method and opposite beam interpolation.

【図41】スライスプロファイルを示す図である。 41 is a diagram showing a slice profile.

【図42】再構成関数を示す図である。 42 is a diagram showing a reconstruction function.

【図43】再構成関数(FC1,FC5)の特性を示す図である。 43 is a diagram showing the characteristics of the reconstruction function (FC1, FC5).

【符号の説明】 DESCRIPTION OF SYMBOLS

1 X線CT装置 3 システム制御部 5 架台、寝台制御部 5a 回転架台 5b コリメータ 5c 寝台 7 X線制御器 9 高電圧発生器 11 X線ビーム発生源 13 検出器 15 切換え部 17 データ収集部 19 再構成処理部 21 表示装置 23 スライス方向再構成フィルタ関数処理部 25 スライス方向再構成フィルタ関数記憶部 27 再構成関数処理部 29 再構成関数記憶部 31 画像再構成部 33 制御部 35 スライス方向再構成フィルタ関数選択部 1 X-ray CT apparatus 3 system control unit 5 gantry, re-bed controller 5a rotating gantry 5b collimator 5c bed 7 X-ray controller 9 high-voltage generator 11 X-ray beam source 13 detector 15 switching unit 17 data acquisition unit 19 configuration processing unit 21 display unit 23 slice direction reconstruction filter function unit 25 slice direction reconstruction filter function storage unit 27 to the reconstruction function processor 29 reconstruction function storage unit 31 an image reconstruction unit 33 control unit 35 slice direction reconstruction filter function selecting section

Claims (6)

    【特許請求の範囲】 [The claims]
  1. 【請求項1】 X線ビームを被検体に向けて曝射するX 1. A X-ray beam irradiates toward a subject X
    線ビーム発生源と、 このX線ビーム発生源から曝射されたX線ビームを検出信号として検出する検出手段と、 スライス方向の分解能を可変とするためのフィルタ関数をスライス方向再構成フィルタ関数として複数記憶するスライス方向再構成フィルタ関数記憶手段と、 前記X線ビーム発生源からX線ビームを曝射させ、目的とするスライス上のデータを、前記検出手段により検出された検出信号を基に、前記スライス方向再構成フィルタ関数記憶手段に記憶されているスライス方向再構成フィルタ関数を用いて取得する処理手段と、 を有することを特徴とするX線CT装置。 A line-beam generating source, a detector for detecting the detection signal X-ray beam irradiation from the X-ray beam source, the resolution in the slice direction as a slice direction reconstruction filter function a filter function for a variable the slice direction reconstruction filter function storage means for storing a plurality, the X-ray beam is exposure to X-ray beam from the source, the data on a slice of interest, based on the detection signal detected by said detecting means, X-ray CT apparatus characterized by having a processing means for obtaining by using the slice direction reconstruction filter function stored in the slice direction reconstruction filter function memory means.
  2. 【請求項2】 X線ビームを被検体に向けて曝射するX Wherein the X-ray beam irradiates toward a subject X
    線ビーム発生源と、 このX線ビーム発生源から曝射されたX線ビームを検出信号として検出する検出手段と、 スライス方向の分解能を可変とするため、形状の異なるフィルタ関数をスライス方向再構成フィルタ関数として複数記憶するスライス方向再構成フィルタ関数記憶手段と、 前記被検体が載置される寝台をこの被検体の体軸方向に移動させる寝台移動手段と、 前記X線ビーム発生源を回転させながらX線ビームを発生させると共に、前記寝台移動手段により寝台を移動させ、目的とするスライス上のデータを、前記検出手段により検出された検出信号を基に、前記スライス方向再構成フィルタ関数記憶手段に記憶されているスライス方向再構成フィルタ関数を用いて補間する処理手段と、 を有することを特徴とするX線CT装置。 A line-beam generating source, a detector for detecting the X-ray beam irradiation from the X-ray beam generation source as the detection signal, for varying the resolution in the slice direction, slice direction reconstruct the different filter function shapes the slice direction reconstruction filter function storage means for storing a plurality as a filter function, wherein the rotated and bed moving means for moving the bed on which the subject is placed on the body axis direction of the subject, the X-ray beam generation source while with generating an X-ray beam, the bed allowed to move by the bed moving means, the data on a slice of interest, based on the detection signal detected by said detecting means, said slice direction reconstruction filter function memory means X-ray CT apparatus characterized by having a processing means for interpolating using a slice direction reconstruction filter function stored in the.
  3. 【請求項3】 X線ビームを被検体に向けて曝射するX Wherein the X-ray beam irradiates toward a subject X
    線ビーム発生源と、 このX線ビーム発生源から曝射されたX線ビームを検出信号として検出する検出手段と、 スライス方向の分解能を可変とするため、形状の異なるフィルタ関数をスライス方向再構成フィルタ関数として複数記憶するスライス方向再構成フィルタ関数記憶手段と、 前記被検体が載置される寝台をこの被検体の体軸方向に移動させる寝台移動手段と、 この寝台移動手段により寝台を被検体の対軸方向に断続的に移動させ、前記X線ビーム発生源を回転させながらX線ビームを発生させて前記検出手段により所定のスライス位置の検出信号を検出させ、目的とするスライス上のデータを、前記検出手段により検出された検出信号を基に、前記スライス方向再構成フィルタ関数記憶手段に記憶されているスライス方向再構成フィ A line-beam generating source, a detector for detecting the X-ray beam irradiation from the X-ray beam generation source as the detection signal, for varying the resolution in the slice direction, slice direction reconstruct the different filter function shapes the slice direction reconstruction filter function storage means for storing a plurality as a filter function, wherein a bed moving means for moving the bed on which the subject is placed on the body axis direction of the subject, the subject the bed by the bed moving means the pair axis direction intermittently moved, the X-ray beam source is detected the detection signal of a predetermined slice position by said detecting means to generate an X-ray beam while rotating the data on the slice of interest , said on the basis of the detection signal detected by the detecting means, the slice direction reconstructed stored in the slice direction reconstruction filter function memory means Fi ルタ関数を用いて取得する処理手段と、 を有することを特徴とするX線CT装置。 X-ray CT apparatus characterized by having a processing means for obtaining by use of a filter function.
  4. 【請求項4】 前記スライス方向再構成フィルタ関数記憶手段に記憶されているスライス方向再構成フィルタ関数の中から、目的とする画像条件と検査条件に対応したスライス方向再構成フィルタ関数を選択する選択手段を有することを特徴とする請求項1乃至請求項3のいずれか1項記載のX線CT装置。 4. from the slice direction reconstruction filter function stored in the slice direction reconstruction filter function memory means, selection for selecting a slice direction reconstruction filter function corresponding to the inspection condition and image condition of interest X-ray CT apparatus according to any one of claims 1 to 3, characterized in that it has means.
  5. 【請求項5】 前記処理手段は、目的とするスライス上のデータを、前記検出手段により検出された検出信号を基に、前記スライス方向再構成フィルタ関数記憶手段に記憶されているスライス方向再構成フィルタ関数の中から所定のスライス方向再構成フィルタ関数を用いて取得し、その後、目的とする画像条件と検査条件に対応したスライス方向再構成フィルタ関数を用いて目的とするスライス上のデータを再度取得することを特徴とする請求項1乃至請求項3のいずれか1項記載のX線CT装置。 Wherein said processing means, the data on a slice of interest, the based on the detection signal detected by the detecting means, the slice direction reconstruction filter function slice direction reconstruction stored in the storage means get out of the filter function with a predetermined slice direction reconstruction filter function, then again the data on a slice of interest with the slice direction reconstruction filter function corresponding to the inspection condition and image condition of interest X-ray CT apparatus according to any one of claims 1 to 3, characterized in that to obtain.
  6. 【請求項6】 前記処理手段は、目的とするスライス上のデータを、前記検出手段により検出された検出信号を基に、前記スライス方向再構成フィルタ関数記憶手段に記憶されているスライス方向再構成フィルタ関数の中から、目的とする画像データのスライス厚と前記検出手段により検出した検出信号とに対応したスライス方向再構成フィルタ関数を用いて取得することを特徴とする請求項2記載のX線CT装置。 Wherein said processing means, the data on a slice of interest, the based on the detection signal detected by the detecting means, the slice direction reconstruction filter function slice direction reconstruction stored in the storage means from the filter function, X-rays according to claim 2, characterized in that obtained using a slice thickness of the image data and the slice direction reconstruction filter function corresponding to the detection signal detected by the detecting means of interest CT apparatus.
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