JPWO2006077815A1

JPWO2006077815A1 - Ｘ線ｃｔ装置

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Publication number: JPWO2006077815A1
Application number: JP2006553888A
Authority: JP
Inventors: 冬彦寺本
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2005-01-18
Filing date: 2006-01-17
Publication date: 2008-06-19
Anticipated expiration: 2026-01-17
Also published as: US20080089465A1; US7792240B2; WO2006077815A1; JP5209210B2

Abstract

本発明のX線CT装置は、周期的運動を行う被検体の運動部位の位相情報を外部から得、それらの位相情報のうちの所望の位相情報に対応する投影データを関連付けて記憶し、前記記憶された所望の位相情報に対応する投影データを用い、所望の位相情報に対応する被検体の断層像を再構成手段によって再構成を行い、その所望の位相情報に対応する被検体の断層像において不足する信号成分を、断層像記憶手段に記憶された被検体の断層像の信号成分により補うことによって目的断層像を作成し、前記作成された目的断層像を表示する。

Description

本発明はX線CT装置によって撮像される被検体の動く部位によるアーチファクト(以下、モーションアーチファクト、ともいう)による被検体の断層像への影響を軽減し、以って高画質な断層像を得る技術に関する。本出願は、日本国特許法に基づく特許出願特願2005-009732号に基づくパリ優先権主張を伴う出願であり、特願2005-009732号の利益を享受するために参照による援用を受ける出願である。

X線CT装置は、X線管を被検体の周囲に回転させながらX線管からのX線を被検体に照射し、被検体の周囲の様々な回転角度方向からの投影データをX線検出器によって検出し、それら検出された投影データを画像再構成演算して被検体の断層像が得られる。

X線CT装置では、画像再構成演算に必要な投影データを収集に際してX線管を被検体の周囲に半回転ないし一回転するため、その投影データ収集の間に被検体が動く場合がある。被検体が動いた時は、正確に断層像が再構成されない、所謂モーションアーチファクトが生じる。

モーションアーチファクトは、絶えず拡張又は収縮を繰り返す心臓などの運動臓器を計測部位とした場合、特に顕著に現れ、診断に供する断層像の取得に支障を来すおそれがあるため、種々の方法が研究されている。

一例として、モーションアーチファクトの回避技術は特許文献1に開示される。
この文献には、ECGゲート撮影を螺旋スキャンに適用し、その時に発生する投影データの不連続を、例えば180度対向関係の心拍時相のデータなどを用いて補間してモーションアーチファクトを低減することが記載されている。
特開2002−330961号公報

しかし、前記手法で得られる断層像は、通常の検査と比較して短い時間に得た少ない信号成分の投影データを用いる上に、その対向ビームデータを用いて再構成するから、再構成された断層像のノイズ成分が増えることとなり、得られる断層像の画質低下が懸念される。つまり、特許文献1の開示内容では得られる断層像の画質低下を解消するためのニーズに対応できない。

また、上記画質への影響を回避するための別の手法は、通常の検査よりX線のエネルギーを高めることがあるが、高いエネルギーのX線による被検体に対する被曝増大が懸念される。この手法では、被検体をX線被曝から保護するという配慮がない。

そこで、本発明の目的は、断層像への画質の影響と被検体へのX線被曝増大の双方に有益なX線CT装置を提供することにある。

本発明のX線CT装置は、被検体に照射するためのX線を発生するX線源と、前記被検体を透過したX線量を測定するX線検出器と、前記X線管と前記X線検出器とが対向配置されるように回転盤に搭載し、前記被検体の周囲に前記X線管と前記X線検出器と回転させるスキャナ手段と、前記スキャナ手段によって回転された回転角度において前記X線検出器によって測定されたX線量から前記被検体の投影データを算出する投影データ算出手段と、前記算出された投影データを用い前記被検体の断層像を再構成する再構成手段と、前記再構成された前記被検体の断層像を記憶する断層像記憶手段と、前記投影データ算出手段によって算出された投影データと周期的運動を行う被検体の運動部位の位相情報を外部から得、それらの位相情報のうちの所望の位相情報に対応する投影データを関連付けて記憶する関連付け記憶手段と、前記関連付け記憶手段に記憶された所望の位相情報に対応する投影データを用い、所望の位相情報に対応する被検体の断層像を前記再構成手段によって再構成を行い、その所望の位相情報に対応する被検体の断層像において不足する信号成分を、前記断層像記憶手段に記憶された被検体の断層像の信号成分により補うことによって目的断層像を作成する目的断層像作成手段と、前記作成された目的断層像を表示する画像表示手段と、を備える。

本発明によれば、断層像への画質の影響が抑制できかつ、被検体へのX線被曝増大を抑制できる。

本発明を採用するX線CT装置の構成例を示す図である。本発明に係る画像処理のフローチャートである。本発明に係る画像再構成の説明図である。本発明に係る心電同期撮影の投影データ収拾に関する説明図である。本発明に係る画像合成を説明する図である。図5と異なる画像合成を説明する図である。

符号の説明

101 操作卓、102 システムバス、103 寝台、104 被検体、105 寝台制御装置、106 X線管、107 検出器、108 スキャナ制御装置、120 回転盤、109 画像処理演算装置、110 画像表示装置、111 磁気ディスク、112 CPU、113 心電計、302 目的の特定心時相、401 全位相断層像、402 拡張期断層像、403 収縮期断層像、501 位相毎断層像、502 平均化断層像、503 ノイズ低減断層像、1091 断層像群作成手段、1092 動き度合取得手段、1093 目的画像作成手段。

本発明のX線CT装置の実施形態について図面を参照して説明する。
なお、本実施形態の説明で使用する図面は、全図において同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。

まず、本発明に係る実施例1を説明する。
図1は本発明を採用するX線CT装置の構成例を示す図である。

X線CT装置は、操作卓101とシステムデータ転送バス(以下、システムバス、という)102を介して接続されたスキャナ制御装置108、画像処理演算装置109、画像表示装置110、磁気ディスク111及びCPU112と、寝台103と接続される寝台制御装置105と、X線管106とX線検出器107とを有している。

操作卓101は、オペレータ(放射線技師等)によって計測条件設定などが入力操作される。寝台103は、被検体104がその撮影位置(以下、部位、ともいう)まで寝台制御装置105によって送り込まれる。寝台103は被検体104が横になった状態で乗っている。寝台制御装置105は、操作卓101により入力操作された計測条件によって制御量が設定される。X線管106は、操作卓101により入力操作された計測条件によって制御量が設定されたX線が発生され、被検体104に放射される。被検体104の透過X線は検出器107によって計測される。X線管106及びX線検出器107は、対向して回転盤120に配置される。回転盤120はスキャナ制御装置108によって回転制御される。これにより、被検体104の断層像を得るために必要な投影データは計測できる。X線検出器107によって計測された投影データは画像処理演算装置109に転送される。画像処理演算装置109は、画像再構成演算によって被検体104の断層像が作成される。また、画像処理演算装置109は、断層像群作成手段1091、動き度合取得手段1092、及び画像作成手段1093が含まれるが、これらについては追って説明する。

作成された断層像は、システムバス102を経由して画像表示装置110にデータ転送される。画像表示装置110は、データ転送された断層像がディスプレイ表示される。また、これら断層像は、磁気ディスク111に必要に応じて格納される。以上の各装置の一連の動作は、全体的にCPU112によって制御し管理される。

ところで、投影データは、例えば心臓など周期的運動をする部位が被検体の計測範囲にある場合、その部位の周期の位相を別途計測し、その位相と関連付けて記憶される。つまり、特定の心拍位相の断層像を作成する検査にあたっては、被検体に心電計113が接続され、計測と同時に心電波形などの計測データが画像処理演算装置109にデータ転送され、投影データに関連付けて周期の位相を磁気ディスク111のような記憶手段に記憶させておき、後に画像処理演算装置109での画像再構成演算に使用できるようにしておく。以下の説明は、被検体の周期的運動をする部位を心臓として説明をする。

次に、上記CPU112の制御下において、画像処理演算装置109で行われる画像処理の流れについて図2を参照して示す。
図2は本発明に係る画像処理のフローチャートである。

X線計測(CTスキャン)は、回転盤120によって、X線管106及びX線検出器107を回転しながらX線管106からのX線を被検体104へ照射し、被検体104の透過X線をX線検出器107が検出することで行われる。このようにして計測されたX線量のデータは、画像処理演算装置109に転送される。(ステップS201)
投影データの作成処理は、上記ステップで転送されたX線量データを変換画像処理演算装置109によって行われる。透過X線量のデータは、指数的な減衰特性を示すため、対数関数に変換して投影データとする。(ステップS202)

オペレータは、操作卓101の入力操作によって特定の心時相における断層像を作成するために必要な投影データを選択する。その選択された投影データ取得時の心時相は、撮影時に心電計113を用いて計測し磁気ディスク111に記憶しておく。このとき、投影データの選択は、次の2つの観点から行われる。まず、第1の観点は再構成しようとする心時相でのデータを選ぶことである。第2の観点は投影データが少なくとも180度連続していることである。(ステップS203)

投影データは、投影データをX線吸収率の分布により整形するフィルタリングが画像処理演算装置109によって行われる。投影データの整形は、図3に示すように行われる。図3は、本発明に係る画像再構成の説明図である。整形前の透過X線量のデータは、図3の221のように被検体の両端がなだらかなカーブとなっている。投影データは整形前の透過X線量のデータから変換されると、図3の222に示すように被検体の中心部ほど高い値になっているから、投影データがX線吸収率に反映されていない状態となっている。断層像が整形前の投影データから再構成されると被検体の両端部の画質に影響を及ぼしてしまう。そこで、投影データはX線吸収率の正確な分布に近くなるように、逆投影処理の前にフィルタリングで整形を行う。図3の223は、フィルタリング後のデータを示す。フィルタリング後には、X線吸収率の分布と同等のデータが得られる。(ステップS204)

フィルタリングされた投影データは逆投影処理が行われる。逆投影処理は、投影データをもとにその経路上の全ての画素に加算していく処理である。図3の224と225は、それぞれ直交する2方向からフィルタリング後の投影データ223を逆投影した図をあらわす。(ステップS205)

逆投影されたデータは、心拍位相を考慮した画像処理とノイズ低減された断層像の作成が画像処理演算装置109によって行われる。図3の逆投影されたデータが重ね合わせられることで最終的な再構成画像が完成する。なお、ステップS206の詳細な内容は後述する。(ステップS206)
ステップS206で再構成された断層像は画像表示装置110に出力される。ここで、断層像は、CT値と呼ばれるX線吸収の度合いを数値化したデータの配列が再構成されたものである。(ステップS207)

次に、図2のステップS203の「投影データ選択」について図4を参照し、その内容を詳細に説明する。図4は、特定の心拍位相を選択する投影データ選択の図を示す。心電計のデータ301は投影データ計測時の心拍の状態がリアルタイムで測定される。再構成しようとする目的の特定心時相302は周期的に鼓動する心臓の一周期内の位相をいう。特定心時相302はR−R波の間隔の中の何％であるかをいうような捉らえ方をする。ここで、投影データ303は計測時間軸に沿って特定心時相302に対応する特定位相投影データ304だけが取り出される。特定位相投影データ304は、複数回の心拍に亘り複数回取り出し、それらの複数回の取り出しが逆投影に必要な最低180度以上の連続した範囲のデータとなるまで繰り返される。こうして、得られた特定位相の投影データに、図2のステップS204からステップS207までのフィルタリング、逆投影、画像合成、及び画像出力等を行うことで特定位相の断層像が作成される。

次に、図2のステップS206の「画像処理と断層像の作成」について図5を参照して説明する。図5は本発明に係る画像合成を説明する図である。画像再構成は心時相を考慮せずに行われた場合、図5の401に示すように、心拍により動きの大きい部位にはアーチファクト411が発生する。従って、このアーチファクト411は診断したい断層像が正確に得られずに、診断に供しない。

一方、画像再構成は心時相を考慮した場合は、図4の特定位相の投影データ304を集めて断層像を作成すると、モーションアーチファクトが回避される。例えば、心臓が拡張している心時相では拡張期断層像402に示すように、心臓の拡張期のみの投影データを集め、また、心臓が収縮している心時相では収縮期のみの投影データを集めることで、断層像403のようにそれぞれの位相で心臓の状態をより的確に再現できる。
しかし、この場合、高画質な断層像を得るための入射X線量が十分でないので、画像ノイズ412が発生することが多い。

そこで、本実施例では、目的心時相における再構成画像の作成と同様に複数の位相に跨る断層像も併せて作成する。ここで、画像処理演算装置109は、特定位相の投影データ304で作成した断層像の1つまたはこれを2つ以上合算した断層像群を複数作成可能な断層像群作成手段1091と、最終的に表示すべき目的画像の画素毎に前記周期上の位相に応じた画素値の動きの度合を求める動き度合取得手段1092と、この動き度合取得手段1092によって求められた画素値の動きの度合により作成された複数の断層像群を用いて目的心時相の目的画像作成手段1093と、を有している。また、動き度合取得手段1092は画素毎に動きの度合いも判断する機能も有している。この判断の原理は、動きの少ない個所については心時相によってCT値が変化しないはずであるから、位相間のCT値の違いから動きの大小を判断できる。

具体的な画素毎に動きの度合いの取得は、例えば、目的位相を基準に心拍周期の10%刻みで10個の心時相分を作成した場合を考える。心時相i＝0，10，…，90(%)における断層像のCT値の配列がDi[x,y](x,yは画素を示す)とすると、画素x，yにおける動きの度合いM[x,y]は(数1)のように最大値―最小値で決定できる。
(数１)
M[x,y]＝max(D0[x,y],D10[x,y],…,D90[x,y])−min(D0[x,y],D10[x,y],…,D90[x,y])
また、動きの度合いは、(数2)(数3)のように分散値又は標準偏差値を使って決定することもできる。
(数２)
V[x,y]＝(D0[x,y]−m[x,y])^2＋(D10[x,y]−m[x,y])^2＋…＋(D90[x,y]−m[x,y])^2
ここで、m[x,y]＝(D0[x,y]＋D10[x,y]＋…＋D90[x,y])／10
(数３)
σ[x,y]＝√V[x,y]

このようにして求めた動きの度合いは別途設定する閾値と比較される。閾値は操作卓101を用いてオペレータが経験的に設定してもよいし、撮影部位などによって慣習的に設定される値をデータベース化し、そのデータベースによって設定してもよい。前記閾値より動きの度合いが小さい画素については、全ての位相に跨る再構成画像の画素(Da[x,y]とする)を使用する。逆に、前記閾値より動きの度合いが大きい画素については、目的の心時相での画像の画素を、合成画像を構成する画素として使用するに設定する。

換言すれば、各画素に動きの度合いは、優先的に目的の心時相での画像の画素Di[x,y]が用いられ、その各画素に動きの度合いが動き度合取得手段1092によって判断される。所定の閾値より小さい動きの度合いの画素は、全位相断層像中の対応する画素と置き換えることで、診断用画像が目的画像作成手段1093によって合成され、高画質な断層像が作成される。

具体的には、先に説明した全位相断層像401の動きの度合いの小さい領域と、拡張期断層像402または収縮期断層像403の動きの度合いの大きい領域とを合成することで、拡張期ノイズ低減断層像404または収縮期ノイズ低減断層像405が目的画像作成手段1093によって合成される。

なお、前記全位相画像401は、全ての心時相の投影データを目的画像作成手段1093によって合算し、作成してもよいし、また、前記動きの度合いは、それぞれ差の値、標準偏差値、及び分散値に応じたものであり、FOV、部位によるフィルタリングパラメータなど再構成しようとする条件や、被検体の年齢や傾向にあわせて設定してもよいし、経験的に蓄積された値を設定すればよりノイズの少ない画質が得られる。このため閾値は、オペレータが操作卓101などによって以上列挙したパラメータの少なくとも一つを任意に変更可能にしておくことが望ましい。

本発明に係る実施例2を説明する。なお、実施例2において図5の全位相断層像及び拡張期断層像402または収縮期断層像403の使用に至るまでの手順については、実施例1と同様であるので、記載を省略する。
実施例1では、合成に使用する画素の判断基準として、動きの度合を(数2)(数3)のような分散値や標準偏差値で行った。

実施例2では動きの度合に代わり(数4)のような評価基準を用いる点で実施例1と異なる。すなわち、実施例2 では(数4)は全ての位相を含んだ画像の画素Da[x,y]と心時相i＝0,10,…,90(%)における断層像のCT値の配列Di[x,y]とを、各画素の動きの度合に応じて重み付けして合算するものである。
ここでは場合分けのために閾値T1とT2の2つを使用して重み付けして合算の具合を変更している。しかし、これに限らず閾値を3つ以上としてもよいし、重みもそれにあわせて変更できる。
(数４)
σ[x,y]＜T1なら Di'[x,y]＝Da[x,y]
T1≦σ[x,y]＜T2なら Di'[x,y]＝w・Di[x,y]＋(1−w)・Da[x,y]
ここでw＝(σ[x,y]−T1)／(T2−T1)
T2≦σ[x,y]なら Di'[x,y]＝Di[x,y]

なお、本実施例の場合、複数以上の閾値で判定しているため、中間的な動きの部分について、さらにノイズの低減が可能である。

本発明に係る実施例3を説明する。実施例3は、実施例1や実施例2と基本的に同様の構成を有する。なお、特に断らない限り使用する参照番号は実施例1や実施例2のものと同様である。
実施例3の画像合成の手法は、図6を参照して説明する。図6は図5と異なる画像合成を説明する図である。図中、501は位相毎断層像を示す。502は、平均化断層像を示す。503は、ノイズ低減断層像を示す。

位相毎断層像501は、例えば、目的位相を基準として心時相の10%おきに10枚が目的画像作成手段1093によって作成される。本実施例では、全ての位相ではなく目的位相とその10%前後の断層像を平均化することで、位相の範囲を20%増やした平均化断層像502が目的画像作成手段1093によって作成される。
この平均化断層像502は図5で示した全位相を含んだ全位相断層像401と比較すればアーチファクトが少なく、位相毎断層像501よりノイズが少ない。

同様に平均化する枚数を増やしていけばアーチファクト及びノイズが段階的に変化する断層像群が作成される。また、平均化する際の重み係数をk[i]のように設けて(数5)のように加重平均することもできる。
(数５)
Da[x,y]＝Σk[i]・Di[x,y]

このようないずれかの断層像群から、(数1)〜(数3)のような動きの大きさの判定に適合したものを画素毎に選択もしくは(数4)のように補間して合成することにより、ノイズ低減断層像503が目的画像作成手段1093によって作成される。
このノイズ低減断層像503の作成に関し、複数位相の断層像が出力できるため、心臓の動きなどを観察するなどもともと多くの位相の断層像を必要とする場合は、すでに行った複数位相の断層像のデータが活用できるので、比較的に効率よく画像作成ができる。

また、本発明に係る画像合成の手法は、断層像完成後の画像表示に関するものであるので、多列や単列などの検出器の種類や、心時相に従った断層像作成の各種の手法によらず、さまざまな心電同期撮影に適用することが可能である。

本発明によれば、被検体の体表部分のノイズのみならず、大動脈や寝室などの部分で比較的動きの少ない部分ではあるが詳細な診断をしたい部位のノイズを減少させることができる。一言に動きのある部位といっても部位の中でも動きの大きいところと小さいところが混在している点が被検体の複雑性であり、局所的に動きの大小を判断して、モーションアーチファクト、被爆低減、そしてノイズ減少をまとめて最適化できる。

本発明は、心臓の心拍だけでなく、呼吸動など動きのある部位を診断する際に幅広く活用できる技術である。

Claims

被検体に照射するためのX線を発生するX線源と、
前記被検体を透過したX線量を測定するX線検出器と、
前記X線管と前記X線検出器とが対向配置されるように回転盤に搭載し、前記被検体の周囲に前記X線管と前記X線検出器と回転させるスキャナ手段と、
前記スキャナ手段によって回転された回転角度において前記X線検出器によって測定されたX線量から前記被検体の投影データを算出する投影データ算出手段と、
前記算出された投影データを用い前記被検体の断層像を再構成する再構成手段と、
前記再構成された前記被検体の断層像を記憶する断層像記憶手段と、
前記投影データ算出手段によって算出された投影データと周期的運動を行う被検体の運動部位の位相情報を外部から得、それらの位相情報のうちの所望の位相情報に対応する投影データを関連付けて記憶する関連付け記憶手段と、
前記関連付け記憶手段に記憶された所望の位相情報に対応する投影データを用い、所望の位相情報に対応する被検体の断層像を前記再構成手段によって再構成を行い、その所望の位相情報に対応する被検体の断層像において不足する信号成分を、前記断層像記憶手段に記憶された被検体の断層像の信号成分により補うことによって目的断層像を作成する目的断層像作成手段と、
前記作成された目的断層像を表示する画像表示手段と、
を備えたことを特徴とするX線CT装置。
前記目的断層像作成手段は、前記関連付け記憶手段に記憶された前記所望の位相情報に関連した少なくとも1つの断層像を合算して第1の断層像群を作成すると共に、前記第1の断層像群とは周期が異なる位相情報に関連した断層像の少なくとも1つの断層像を合算した第2の断層像群を作成する断層像群作成手段と、
作成されるべき前記目的断層像の画素毎に前記周期の位相情報に対応した画素値の動きの度合を求める動き度合取得手段と、を備え、
前記動き度合取得手段によって求められた画素値の動きの度合いに応じて前記第1と第2の断層像群を前記画素毎に重み付け加算して前記目的画像を作成することを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。
前記動き度合取得手段は前記運動部位の画素値の動き量によって画素毎に動きの度合いを判断することを特徴とする請求項2に記載のX線CT装置。
前記運動部位の画素値の動き量の度合いに対する閾値は、その動き量の差の値、最大値、最小値、分散値及び標準偏差値の少なくとも一つによって決定されることを特徴とする請求項3に記載のX線CT装置。
前記運動部位の画素値の動き量の度合いは、別途設定する閾値と比較した結果の大小によって各断層像群の重み付け加算量を設定することを特徴とする請求項4に記載のX線CT装置。
前記運動部位の画素値の動き量の度合いと比較する閾値は、複数個設定されること特徴とする請求項4に記載のX線CT装置。
前記目的断層像作成手段は、前記関連付け記憶手段に記憶された前記所望の位相情報に関連した少なくとも1つの断層像を合算して第1の断層像群を作成すると共に、前記第1の断層像群とは周期が異なる位相情報に関連した断層像の少なくとも1つの断層像を合算した第2の断層像群を作成する断層像群作成手段と、
作成されるべき前記目的断層像の画素毎に前記周期の位相情報に対応した画素値の動きの度合を求める動き度合取得手段と、を備え、
前記動き度合取得手段によって求められた画素値の動きの度合いに応じて前記第２断層像群の画素を第1の断層像群の画素に置き換えて前記目的画像を作成することを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。
前記動き度合取得手段は前記運動部位の画素値の動き量によって画素毎に動きの度合いを判断することを特徴とする請求項7に記載のX線CT装置。
前記運動部位の画素値の動き量の度合いに対する閾値は、その動き量の差の値、最大値、最小値、分散値及び標準偏差値の少なくとも一つによって決定されることを特徴とする請求項8に記載のX線CT装置。
前記運動部位の画素値の動き量の度合いは、別途設定する閾値と比較した結果の大小によって各断層像群の重み付け加算量又は各断層像群の置き換えを設定することを特徴とする請求項9に記載のX線CT装置。
前記運動部位の画素値の動き量の度合いと比較する閾値は、複数個設定されること特徴とする請求項9に記載のX線CT装置。
前記目的断層像作成手段は、前記関連付け記憶手段に記憶された前記所望の位相情報に関連した少なくとも1つの断層像を合算して第1の断層像群を求めると共に、前記第1の断層像群とは周期が異なる位相情報に関連した断層像の少なくとも1つの断層像を合算した第2の断層像群とを作成する断層像群作成手段と、
作成されるべき前記目的断層像と近傍の前記周期の位相情報に対応した断層像を断層像の平均画像を算出する平均画像算出手段と、を備え、
前記平均化した断層像に応じて前記画素毎に重み付け加算して前記目的画像を作成することを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。
前記平均画像算出手段によって平均化される断層像を任意数に設定する手段をさらに備えたことを特徴とする請求項12に記載のX線CT装置。
前記目的断層像作成手段は、前記関連付け記憶手段に記憶された前記所望の位相情報に関連した少なくとも1つの断層像を合算して第1の断層像群を求めると共に、前記第1の断層像群とは周期が異なる位相情報に関連した断層像の少なくとも1つの断層像を合算した第2の断層像群とを作成する断層像群作成手段と、
作成されるべき前記目的断層像と近傍の前記周期の位相情報に対応した断層像の平均画像を算出する平均画像算出手段と、を備え、
前記平均化した断層像に応じて前記第2断層像群の画素を第1の断層像群の画素に置き換えて前記目的画像を作成することを特徴とする請求項1に記載のX線CT装置。
前記平均画像算出手段によって平均化される断層像を任意数に設定する手段をさらに備えたことを特徴とする請求項14に記載のX線CT装置。