JP2001149365A - コンピュータ断層撮影システムおよび方法 - Google Patents
コンピュータ断層撮影システムおよび方法Info
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Abstract
(57)【要約】
【課題】本発明の目的は、コンピュータ断層撮影（Ｃ
Ｔ）の時間的解像度を改善する方法およびシステムを提
供することである。 【解決手段】本発明は、コンピュータ断層撮影方法であ
って、被検体をＸ線で螺旋状に走査し、被検体の画像に
対応するデータを収集し、同時に得られたデータの一部
を処理し、データ収集タイミングの関数として前記処理
したデータを重み付けし、重み付けしたデータに基づい
て被検体の前記画像を再構成する。
Ｔ）の時間的解像度を改善する方法およびシステムを提
供することである。 【解決手段】本発明は、コンピュータ断層撮影方法であ
って、被検体をＸ線で螺旋状に走査し、被検体の画像に
対応するデータを収集し、同時に得られたデータの一部
を処理し、データ収集タイミングの関数として前記処理
したデータを重み付けし、重み付けしたデータに基づい
て被検体の前記画像を再構成する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、ヘリカル（螺旋
形）のコンピューター断層撮影スキャンに係り、特に改
善された時間的解像度を有するヘリカル・コンピュータ
断層撮影スキャンに関する。なお、時間的解像度は、患
者から特別な信号を得る必要がないマルチスライス・ヘ
リカル・スキャンの画像再構成アルゴリズムを使用する
ことによって、各々のスライス・イメージにおいて、改
善可能である。
形）のコンピューター断層撮影スキャンに係り、特に改
善された時間的解像度を有するヘリカル・コンピュータ
断層撮影スキャンに関する。なお、時間的解像度は、患
者から特別な信号を得る必要がないマルチスライス・ヘ
リカル・スキャンの画像再構成アルゴリズムを使用する
ことによって、各々のスライス・イメージにおいて、改
善可能である。
【０００２】
【従来の技術】ヘリカル・コンピュータ断層撮影（Ｃ
Ｔ）スキャンは、例えば、米国特許第４，６３０，２０
２号に記載されている。ヘリカルＣＴスキャンは、米国
特許第４，９６５，７２６号において開示されるよう
に、マルチスライス位置でデータを収集するマルチロウ
検出器アレイを取り入れることができる。マルチスライ
ス・ヘリカルＣＴは、そのようなアレイを使用する。こ
れによって、長手方向の空間解像度を改善し、走査長さ
を延長し、さらに走査時間を短縮することが可能とな
る。その結果、時間的解像度とコントラスト解像度の両
方が大量に改善される。ヘリカル・スキャンが同じ量に
対して繰り返される場合、量の時間的変化を観測するこ
とが可能である。
Ｔ）スキャンは、例えば、米国特許第４，６３０，２０
２号に記載されている。ヘリカルＣＴスキャンは、米国
特許第４，９６５，７２６号において開示されるよう
に、マルチスライス位置でデータを収集するマルチロウ
検出器アレイを取り入れることができる。マルチスライ
ス・ヘリカルＣＴは、そのようなアレイを使用する。こ
れによって、長手方向の空間解像度を改善し、走査長さ
を延長し、さらに走査時間を短縮することが可能とな
る。その結果、時間的解像度とコントラスト解像度の両
方が大量に改善される。ヘリカル・スキャンが同じ量に
対して繰り返される場合、量の時間的変化を観測するこ
とが可能である。
【０００３】多様な画像再構成アルゴリズムが、マルチ
スライス・ヘリカルＣＴ、例えば「Algorithm for Imag
e Reconstruction in Multi-Slice Helical CT，Taguch
i etal.，Med．Phys．２５：５５０-５６１(１９９
８)」などで使用される。このアルゴリズムは、(１)ヘ
リカルピッチの慎重な選択が要求される最適化されたサ
ンプリング・スキャン、（２)長手方向に関するヘリカ
ル・フィルタ内挿補間（ＨＦＩ）、および(３)扇形ビー
ムフィルタバックプロジェクションによる再構成（通常
の扇形ビーム再構成技術は、第３の工程において、適用
可能である）の３つの部分からなる走査技術を含んでい
る。ＨＦＩは、１８０°、または、３６０°分離され
た、いずれかのデータ（すなわち線形内挿（または外
挿）中の異なる時間に得られるデータ）を使用して、ス
ライス位置でのデータを得るために長手方向のフィルタ
を使用する。
スライス・ヘリカルＣＴ、例えば「Algorithm for Imag
e Reconstruction in Multi-Slice Helical CT，Taguch
i etal.，Med．Phys．２５：５５０-５６１(１９９
８)」などで使用される。このアルゴリズムは、(１)ヘ
リカルピッチの慎重な選択が要求される最適化されたサ
ンプリング・スキャン、（２)長手方向に関するヘリカ
ル・フィルタ内挿補間（ＨＦＩ）、および(３)扇形ビー
ムフィルタバックプロジェクションによる再構成（通常
の扇形ビーム再構成技術は、第３の工程において、適用
可能である）の３つの部分からなる走査技術を含んでい
る。ＨＦＩは、１８０°、または、３６０°分離され
た、いずれかのデータ（すなわち線形内挿（または外
挿）中の異なる時間に得られるデータ）を使用して、ス
ライス位置でのデータを得るために長手方向のフィルタ
を使用する。
【０００４】中心光線での長手方向のデータサンプリン
グパターンは、そのようなヘリカル・ピッチではまばら
となり、追加の技術がなければ画像の品位を劣化させて
しまうため、最適化されたサンプリング走査において、
一部の特定のヘリカル・ピッチ（すなわち偶数の整数）
は、避けなければならない。
グパターンは、そのようなヘリカル・ピッチではまばら
となり、追加の技術がなければ画像の品位を劣化させて
しまうため、最適化されたサンプリング走査において、
一部の特定のヘリカル・ピッチ（すなわち偶数の整数）
は、避けなければならない。
【０００５】ヘリカル内挿（ＨＦＩ）は、以下の２つの
工程からなる。１）フィルタ幅内の位置で複数のリサン
プリングデータを得るために、２点線形内挿（または外
挿）を繰り返す、２）リサンプリングデータをフィルタ
する。したがって、フィルタ幅がゼロに等しいとき、デ
ータサンプリング位置によって、ＨＦＩは内挿または外
挿となる。フィルタ幅は、長手領域と実効的なスライス
厚との比率として定義される。
工程からなる。１）フィルタ幅内の位置で複数のリサン
プリングデータを得るために、２点線形内挿（または外
挿）を繰り返す、２）リサンプリングデータをフィルタ
する。したがって、フィルタ幅がゼロに等しいとき、デ
ータサンプリング位置によって、ＨＦＩは内挿または外
挿となる。フィルタ幅は、長手領域と実効的なスライス
厚との比率として定義される。
【０００６】マルチスライス・ヘリカルＣＴを用いて心
臓の撮像を行なって、実際的な時間的解像度を改良する
特別な方法が開発されたが、欠点がいくつかある。例え
ば、同じ心臓位相に対するデータを再分類するためにＥ
ＫＧ信号（心電図）を必要とし、周期的に動く被検体に
のみ適用可能である。
臓の撮像を行なって、実際的な時間的解像度を改良する
特別な方法が開発されたが、欠点がいくつかある。例え
ば、同じ心臓位相に対するデータを再分類するためにＥ
ＫＧ信号（心電図）を必要とし、周期的に動く被検体に
のみ適用可能である。
【０００７】平行ビーム形状において、画像再構成のた
めに必要な最小角度は、１８０°である。扇形ビーム形
状においては、１８０°＋扇形角度を走査する投影デー
タが、そのようなデータを含む。しかしながら、一部の
投影は投影データにおいて２度計測され、追加の処理が
なければアーチファクトを発生させてしまう場合があ
る。そのような冗長の影響を除去し、データ打切りを避
けるために、扇形ビーム画像再構成の前に投影データ組
に平滑化重み付けが行なわれる。ハーフスキャン（Ｈ
Ｓ)と呼ばれるこのアルゴリズムは、Computed Tomograp
hy Scanning with Simultaneous Patient Translatio
n，C．Crawford等、Med．Phys．，１７：９６７-９８２
(１９９０)中に説明されているように、ＣＴ画像の時間
的解像度を改善するために使用されてきた。
めに必要な最小角度は、１８０°である。扇形ビーム形
状においては、１８０°＋扇形角度を走査する投影デー
タが、そのようなデータを含む。しかしながら、一部の
投影は投影データにおいて２度計測され、追加の処理が
なければアーチファクトを発生させてしまう場合があ
る。そのような冗長の影響を除去し、データ打切りを避
けるために、扇形ビーム画像再構成の前に投影データ組
に平滑化重み付けが行なわれる。ハーフスキャン（Ｈ
Ｓ)と呼ばれるこのアルゴリズムは、Computed Tomograp
hy Scanning with Simultaneous Patient Translatio
n，C．Crawford等、Med．Phys．，１７：９６７-９８２
(１９９０)中に説明されているように、ＣＴ画像の時間
的解像度を改善するために使用されてきた。
【０００８】その他、Computed Tomography Scanning w
ith Simultaneous Patient Translation，C．Crawford
等、Med．Phys．，１７：９６７-９８２(１９９０)に記
載されているアンダー・スキャニング（ＵＳ)およびHig
h Temporal Resolution Reconstruction for Reducing
Motion Artifact Causedby Cardiac Motion，Sheneta
l，Jap．JofRad．Tech．，５４(１１)：１２８７-１２
９４(１９９８)に記載の高時間的解像度再構成（ＨＴＲ
Ｒ)という方法が使用されてきた。ＨＳ、ＵＳおよびＨ
ＴＲＲの中の違いは、図１に示すように、単に重み付け
関数である。修正ＵＳと呼ばれる他の方法は、捕捉タイ
ミングを考慮した「直接」データ(directdata)と、「対
向」データとの間の重み付け技術を指す。それを図２に
示す。
ith Simultaneous Patient Translation，C．Crawford
等、Med．Phys．，１７：９６７-９８２(１９９０)に記
載されているアンダー・スキャニング（ＵＳ)およびHig
h Temporal Resolution Reconstruction for Reducing
Motion Artifact Causedby Cardiac Motion，Sheneta
l，Jap．JofRad．Tech．，５４(１１)：１２８７-１２
９４(１９９８)に記載の高時間的解像度再構成（ＨＴＲ
Ｒ)という方法が使用されてきた。ＨＳ、ＵＳおよびＨ
ＴＲＲの中の違いは、図１に示すように、単に重み付け
関数である。修正ＵＳと呼ばれる他の方法は、捕捉タイ
ミングを考慮した「直接」データ(directdata)と、「対
向」データとの間の重み付け技術を指す。それを図２に
示す。
【０００９】汎用ＣＴの電子ビームＣＴ（ＥＢＣＴ）お
よびＥＫＧゲート制御再構成という他の技術は、時間的
解像度を改善するために使用される。ＥＢＣＴは、最短
走査時間０．０５秒で最良の時間的解像度を実現する。
しかし、ＥＢＣＴは、不十分な長手方向の空間的解像
度、システム・コストおよび限られたＸ線露光という欠
点を有している。このように、マルチスライス・ヘリカ
ルＣＴを用いた心臓の撮像は、そのような問題がなく、
心臓撮像において有効となる可能性がある。
よびＥＫＧゲート制御再構成という他の技術は、時間的
解像度を改善するために使用される。ＥＢＣＴは、最短
走査時間０．０５秒で最良の時間的解像度を実現する。
しかし、ＥＢＣＴは、不十分な長手方向の空間的解像
度、システム・コストおよび限られたＸ線露光という欠
点を有している。このように、マルチスライス・ヘリカ
ルＣＴを用いた心臓の撮像は、そのような問題がなく、
心臓撮像において有効となる可能性がある。
【００１０】最近、心臓の周期的位相にしたがってヘリ
カル・データを分類する、小ヘリカル・ピッチを用いた
ＥＫＧゲート制御再構成法が汎用ＣＴのために開発さ
れ、より良い時間的解像度を得ることにおいての可能性
を示した。この方法において、ヘリカル・マルチスライ
ス・ピッチが１．０の場合、ＦＷＴＭでまたはＦＷＴＡ
で０．０６秒が達成可能である。これらの専用の心臓再
構成法の最も大きい利点は、全心臓周期の間の動的体積
心臓撮像が可能なことである。空間的解像度および画像
ノイズは、それらの心臓位相が一致した場合にのみ、１
８０°または３６０°分離されたデータを使用して改善
可能である。この方法の２つの最も大きな問題は、ヘリ
カルピッチが小さい場合に高線量検査となる場合があ
り、コントラスト因子の調査の際に問題が発生する可能
性がある。それらが同じ心臓位相であるが異なる時間に
得られたデータを使用するため、コントラスト濃度な
ど、心臓の運動以外の変化が画像の品位を劣化させる場
合がある。
カル・データを分類する、小ヘリカル・ピッチを用いた
ＥＫＧゲート制御再構成法が汎用ＣＴのために開発さ
れ、より良い時間的解像度を得ることにおいての可能性
を示した。この方法において、ヘリカル・マルチスライ
ス・ピッチが１．０の場合、ＦＷＴＭでまたはＦＷＴＡ
で０．０６秒が達成可能である。これらの専用の心臓再
構成法の最も大きい利点は、全心臓周期の間の動的体積
心臓撮像が可能なことである。空間的解像度および画像
ノイズは、それらの心臓位相が一致した場合にのみ、１
８０°または３６０°分離されたデータを使用して改善
可能である。この方法の２つの最も大きな問題は、ヘリ
カルピッチが小さい場合に高線量検査となる場合があ
り、コントラスト因子の調査の際に問題が発生する可能
性がある。それらが同じ心臓位相であるが異なる時間に
得られたデータを使用するため、コントラスト濃度な
ど、心臓の運動以外の変化が画像の品位を劣化させる場
合がある。
【００１１】上述のような方法で得た個々の画像の時間
的解像度は、心臓および隣接した肺の気管などの高速運
動を行なう器官には不十分である。ヘリカルＣＴおよび
マルチスライス・ヘリカルＣＴにおいて、より良い時間
的解像度が必要である。
的解像度は、心臓および隣接した肺の気管などの高速運
動を行なう器官には不十分である。ヘリカルＣＴおよび
マルチスライス・ヘリカルＣＴにおいて、より良い時間
的解像度が必要である。
【００１２】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、コン
ピュータ断層撮影（ＣＴ）の時間的解像度を改善する方
法およびシステムを提供することである。
ピュータ断層撮影（ＣＴ）の時間的解像度を改善する方
法およびシステムを提供することである。
【００１３】
【課題を解決するための手段】本発明は、コンピュータ
断層撮影方法であって、被検体をＸ線で螺旋状に走査
し、前記被検体の画像に対応するデータを収集し、同時
に得られた前記データの一部を処理し、データ収集タイ
ミングの関数として前記処理したデータを重み付けし、
前記重み付けしたデータに基づいて前記被検体の前記画
像を再構成することを特徴とする。
断層撮影方法であって、被検体をＸ線で螺旋状に走査
し、前記被検体の画像に対応するデータを収集し、同時
に得られた前記データの一部を処理し、データ収集タイ
ミングの関数として前記処理したデータを重み付けし、
前記重み付けしたデータに基づいて前記被検体の前記画
像を再構成することを特徴とする。
【００１４】さらに、本発明は、前記同時に得られた前
記データの一部のみを処理することを特徴とする。
記データの一部のみを処理することを特徴とする。
【００１５】さらに、本発明は、前記データを複数の組
に分け、このデータの組数を加重平均処理により減らす
ことを特徴とする。
に分け、このデータの組数を加重平均処理により減らす
ことを特徴とする。
【００１６】さらに、本発明は、前記データの処理にお
いて、線形内挿と外挿の少なくとも１つを使用すること
を含む。
いて、線形内挿と外挿の少なくとも１つを使用すること
を含む。
【００１７】さらに、本発明は、前記データの処理にお
いて、非線形内挿と外挿の少なくとも一つを使用するこ
とを含む。
いて、非線形内挿と外挿の少なくとも一つを使用するこ
とを含む。
【００１８】さらに、本発明は、前記処理データに対応
する対向データを得、前記データ収集タイミングに基づ
いて前記処理データおよび前記対向データを重み付け加
算し、前記重み付け加算したデータに基づいて前記画像
を再構成する。
する対向データを得、前記データ収集タイミングに基づ
いて前記処理データおよび前記対向データを重み付け加
算し、前記重み付け加算したデータに基づいて前記画像
を再構成する。
【００１９】さらに、本発明は、前記処理データの重み
付けを時間的に変位する。
付けを時間的に変位する。
【００２０】さらに、本発明は、前記重み付けは、γ
ｍ が最大チャネル角度である場合、π+２γｍ の範
囲を除くゼロの値を有する重み付け関数を使用する。
ｍ が最大チャネル角度である場合、π+２γｍ の範
囲を除くゼロの値を有する重み付け関数を使用する。
【００２１】さらに、本発明は、前記関数は、 βｎｅｗ ＝β−βｃ ＋（（π＋２γｍ ）／２） βｎｅｗ ＝β−βｃ ＋π とのいずれか一方を含む。
【００２２】さらに、本発明は、前記被検体から得た信
号に基づいて前記画像を再構成するタイミングを変位す
る。
号に基づいて前記画像を再構成するタイミングを変位す
る。
【００２３】さらに、本発明は、前記被検体から得た信
号に基づいて前記Ｘ線の発生を制御する。
号に基づいて前記Ｘ線の発生を制御する。
【００２４】さらに、本発明は、重み付けは、２πの範
囲を除くゼロの値を有する重み付け関数を使用する。
囲を除くゼロの値を有する重み付け関数を使用する。
【００２５】さらに、本発明は、心臓画像に対応するデ
ータを収集し、前記被検体からＥＫＧ信号を測定し、前
記ＥＫＧ信号に基づいて前記画像を再構成するタイミン
グを変位する。
ータを収集し、前記被検体からＥＫＧ信号を測定し、前
記ＥＫＧ信号に基づいて前記画像を再構成するタイミン
グを変位する。
【００２６】さらに、本発明は、前記被検体の心拡張位
相にほぼ対応するデータを収集する。
相にほぼ対応するデータを収集する。
【００２７】さらに、本発明は、複数個の列のうち選択
された列のデータを処理する。
された列のデータを処理する。
【００２８】さらに、本発明は、複数個の列に対してデ
ータを同時に収集し、各部分に対して再構成されるスラ
イスの部分に最も近い列からデータを選択し、前記処理
データを生成するために、前記部分のそれぞれに対応す
る前記データを処理する。
ータを同時に収集し、各部分に対して再構成されるスラ
イスの部分に最も近い列からデータを選択し、前記処理
データを生成するために、前記部分のそれぞれに対応す
る前記データを処理する。
【００２９】さらに、本発明は、各部分に対して再構成
されるスライスの部分に最も近い列のうちの２つからデ
ータを選択する。
されるスライスの部分に最も近い列のうちの２つからデ
ータを選択する。
【００３０】さらに、本発明は、前記データを内挿補間
し、前記内挿データを重み付けする。
し、前記内挿データを重み付けする。
【００３１】さらに、本発明は、前記データから内挿お
よび外挿の少なくとも一方の補間を行なう。
よび外挿の少なくとも一方の補間を行なう。
【００３２】さらに、本発明は、補間データを得るため
に、前記データをフィルタし、重み付けは、前記補間デ
ータを重み付けする。
に、前記データをフィルタし、重み付けは、前記補間デ
ータを重み付けする。
【００３３】本発明は、Ｘ線源と、前記Ｘ線源から照射
され被検体を透過したＸ線を検出するための検出器と、
前記検出器により検出されたデータを処理する処理回路
と、前記処理回路で処理されたデータにデータ収集タイ
ミングに応じて重み付けをする重み付け回路と、前記重
み付けされたデータに基づいて画像を再構成する再構成
回路とを具備することを特徴とする。
され被検体を透過したＸ線を検出するための検出器と、
前記検出器により検出されたデータを処理する処理回路
と、前記処理回路で処理されたデータにデータ収集タイ
ミングに応じて重み付けをする重み付け回路と、前記重
み付けされたデータに基づいて画像を再構成する再構成
回路とを具備することを特徴とする。
【００３４】さらに、本発明は、前記Ｘ線源を前記被検
体から見て螺旋状に移動する機構を更に備える。
体から見て螺旋状に移動する機構を更に備える。
【００３５】さらに、本発明は、前記処理回路は、非線
型内挿回路および外挿回路のうちの少なくとも一方を含
む。
型内挿回路および外挿回路のうちの少なくとも一方を含
む。
【００３６】さらに、本発明は、前記処理回路は、線型
内挿回路および外挿回路のうちの少なくとも一方を含
む。
内挿回路および外挿回路のうちの少なくとも一方を含
む。
【００３７】さらに、本発明は、前記処理回路は、フィ
ルタ回路を含む。
ルタ回路を含む。
【００３８】さらに、本発明は、前記重み付け回路は、
重み付け関数を時間変位させる手段を有する。
重み付け関数を時間変位させる手段を有する。
【００３９】さらに、本発明は、前記重み付け回路は、
重み付け関数を選択的に時間変位させる手段を含む。
重み付け関数を選択的に時間変位させる手段を含む。
【００４０】さらに、本発明は、前記被検体の生体信号
を獲得する手段を含む。
を獲得する手段を含む。
【００４１】さらに、本発明は、前記生体信号を使用し
て前記被検体によって受けられた線量を減らす手段を含
む。
て前記被検体によって受けられた線量を減らす手段を含
む。
【００４２】さらに、本発明は、前記生体信号を使用し
て前記Ｘ線源による照射を選択的に制御する手段を含
む。
て前記Ｘ線源による照射を選択的に制御する手段を含
む。
【００４３】さらに、本発明は、前記Ｘ線源によって射
出された照射を視準するように配置された視準装置を含
む。
出された照射を視準するように配置された視準装置を含
む。
【００４４】さらに、本発明は、重み付け関数を自動的
に時間変位させる手段を含む。
に時間変位させる手段を含む。
【００４５】さらに、本発明は、前記被検体の心電波形
に従って前記重み付け関数を時間変位させる。
に従って前記重み付け関数を時間変位させる。
【００４６】さらに、本発明は、前記検出器は、被検体
のスライス方向に沿って複数の検出カラムを含み、複数
の検出素子列は同時にＸ線を検出する。
のスライス方向に沿って複数の検出カラムを含み、複数
の検出素子列は同時にＸ線を検出する。
【００４７】本発明は、Ｘ線ビーム発生源と、前記Ｘ線
ビーム発生源から被検体を介して到達するＸ線を検出す
るための複数の検出素子がチャンネル方向及びスライス
方向に配列されてなる２次元検出器とを有するガントリ
と、前記被検体を載置する寝台と、前記寝台と前記ガン
トリとの少なくとも一方を移動する移動ユニットと、前
記２次元検出器に接続され、前記２次元検出器によって
検出されたＸ線のデータを収集するデータ収集ユニット
と、前記データ収集ユニットに接続され、前記収集され
たデータから、スライス位置が同じであるが時間が異な
る複数の断層画像を再構成する断層画像再構成ユニット
とを具備することを特徴とする。
ビーム発生源から被検体を介して到達するＸ線を検出す
るための複数の検出素子がチャンネル方向及びスライス
方向に配列されてなる２次元検出器とを有するガントリ
と、前記被検体を載置する寝台と、前記寝台と前記ガン
トリとの少なくとも一方を移動する移動ユニットと、前
記２次元検出器に接続され、前記２次元検出器によって
検出されたＸ線のデータを収集するデータ収集ユニット
と、前記データ収集ユニットに接続され、前記収集され
たデータから、スライス位置が同じであるが時間が異な
る複数の断層画像を再構成する断層画像再構成ユニット
とを具備することを特徴とする。
【００４８】本発明は、Ｘ線ビーム発生源と、前記Ｘ線
ビーム発生源から被検体を介して到達するＸ線を検出す
るための複数の検出素子がチャンネル方向及びスライス
方向に配列されてなる２次元検出器とを有するガントリ
と、前記被検体を載置する寝台と、前記寝台と前記ガン
トリとの少なくとも一方を移動する移動ユニットと、前
記２次元検出器に接続され、前記２次元検出器によって
検出されたＸ線のデータを収集するデータ収集ユニット
と、前記データ収集ユニットに接続され、前記データ収
集ユニットによって収集されたデータを重み付けする重
み付け回路とを具備し、前記重み付け回路は、スライス
方向の少なくとも一部に対応するデータに対して異なる
重み付け関数を適用することを特徴とする。
ビーム発生源から被検体を介して到達するＸ線を検出す
るための複数の検出素子がチャンネル方向及びスライス
方向に配列されてなる２次元検出器とを有するガントリ
と、前記被検体を載置する寝台と、前記寝台と前記ガン
トリとの少なくとも一方を移動する移動ユニットと、前
記２次元検出器に接続され、前記２次元検出器によって
検出されたＸ線のデータを収集するデータ収集ユニット
と、前記データ収集ユニットに接続され、前記データ収
集ユニットによって収集されたデータを重み付けする重
み付け回路とを具備し、前記重み付け回路は、スライス
方向の少なくとも一部に対応するデータに対して異なる
重み付け関数を適用することを特徴とする。
【００４９】
【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明によ
る装置を好ましい実施形態により説明する。本発明は、
マルチスライス・ヘリカルＣＴに適用可能である。ここ
では、その代表例として、４スライス・ヘリカルＣＴと
して説明する。また、スライス厚は、等角点（回転軸）
で計測されるステップ・アンド・シュート（天板の断続
的な移動と同期した断続的なＸ線撮影）での走査中の各
スライス画像の有効スライス厚として定義される。ヘリ
カル・スキャンの場合の幾何学的スライス厚は、シング
ルスライスＣＴスキャナの場合の再構成画像の有効スラ
イス厚とは異なり、再構成アルゴリズムおよびパラメー
タの選択に応じて決まる。この適用において、ヘリカル
・スライス・ピッチ（Ｐ）は、スライス厚に対する、１
回転あたりの寝台移動量の比率として定義される。
る装置を好ましい実施形態により説明する。本発明は、
マルチスライス・ヘリカルＣＴに適用可能である。ここ
では、その代表例として、４スライス・ヘリカルＣＴと
して説明する。また、スライス厚は、等角点（回転軸）
で計測されるステップ・アンド・シュート（天板の断続
的な移動と同期した断続的なＸ線撮影）での走査中の各
スライス画像の有効スライス厚として定義される。ヘリ
カル・スキャンの場合の幾何学的スライス厚は、シング
ルスライスＣＴスキャナの場合の再構成画像の有効スラ
イス厚とは異なり、再構成アルゴリズムおよびパラメー
タの選択に応じて決まる。この適用において、ヘリカル
・スライス・ピッチ（Ｐ）は、スライス厚に対する、１
回転あたりの寝台移動量の比率として定義される。
【００５０】図３に本実施形態によるコンピュータ断層
撮影システムを示し、図４に図３のガントリの斜視図を
示し、図５に図３の２次元配列型検出器の斜視図であ
る。ガントリ１は、Ｘ線をほぼ円錐形で照射するＸ線源
３と、２次元に配列された複数個の検出素子５Ａ、すな
わち複数個の検出素子５Ａの１次元配列が複数並列され
た２次元配列型Ｘ線検出器５とを収容する。図５では、
複数個の検出素子５Ａの１次元配列が４列あり、それら
が並列されていることを示している。
撮影システムを示し、図４に図３のガントリの斜視図を
示し、図５に図３の２次元配列型検出器の斜視図であ
る。ガントリ１は、Ｘ線をほぼ円錐形で照射するＸ線源
３と、２次元に配列された複数個の検出素子５Ａ、すな
わち複数個の検出素子５Ａの１次元配列が複数並列され
た２次元配列型Ｘ線検出器５とを収容する。図５では、
複数個の検出素子５Ａの１次元配列が４列あり、それら
が並列されていることを示している。
【００５１】Ｘ線源３および２次元配列型Ｘ線検出器５
は、寝台６の天板に載置されている被検体を挟んで互い
に対向するように、回転リング２上に搭載される。２次
元配列型Ｘ線検出器５は、回転リング２上に取付けられ
る。通常、各検出素子５Ａは、１つのチャネルに対応し
ている。Ｘ線源３からのＸ線は、Ｘ線フィルタ４を介し
て被検体に照射される。被検体を通過したＸ線は、２次
元配列型Ｘ線検出器５によって、電気信号として検出さ
れる。
は、寝台６の天板に載置されている被検体を挟んで互い
に対向するように、回転リング２上に搭載される。２次
元配列型Ｘ線検出器５は、回転リング２上に取付けられ
る。通常、各検出素子５Ａは、１つのチャネルに対応し
ている。Ｘ線源３からのＸ線は、Ｘ線フィルタ４を介し
て被検体に照射される。被検体を通過したＸ線は、２次
元配列型Ｘ線検出器５によって、電気信号として検出さ
れる。
【００５２】Ｘ線制御装置８は、高電圧発生器７にトリ
ガ信号を供給する。高電圧発生器７は、トリガ信号が受
信されるタイミングで高電圧をＸ線源３に印加する。こ
れによって、Ｘ線がＸ線源３から放射される。ガントリ
/寝台制御装置９は、ガントリ１の回転リング２の回転
と寝台６の天板の移動とを同期をとって制御する。シス
テム制御装置１０は、システム全体の制御中枢を構成
し、被検体から見て、Ｘ線源３が、螺旋（ヘリカル）の
軌道を描いて、いわゆるヘリカル・スキャンを実行する
ようにＸ線制御装置８およびガントリ/寝台制御装置９
を制御する。具体的には、回転リング２は一定角速度で
連続的に回転させられ、天板が一定速度で移動させら
れ、Ｘ線はＸ線源３から一定角間隔で断続的に又は連続
的に照射される。
ガ信号を供給する。高電圧発生器７は、トリガ信号が受
信されるタイミングで高電圧をＸ線源３に印加する。こ
れによって、Ｘ線がＸ線源３から放射される。ガントリ
/寝台制御装置９は、ガントリ１の回転リング２の回転
と寝台６の天板の移動とを同期をとって制御する。シス
テム制御装置１０は、システム全体の制御中枢を構成
し、被検体から見て、Ｘ線源３が、螺旋（ヘリカル）の
軌道を描いて、いわゆるヘリカル・スキャンを実行する
ようにＸ線制御装置８およびガントリ/寝台制御装置９
を制御する。具体的には、回転リング２は一定角速度で
連続的に回転させられ、天板が一定速度で移動させら
れ、Ｘ線はＸ線源３から一定角間隔で断続的に又は連続
的に照射される。
【００５３】２次元配列型Ｘ線検出器５の出力信号は、
各チャネルごとにデータ収集ユニット１１によって増幅
され、投影データを生成するためにデジタル信号に変換
される。データ収集装置１１から出力される投影データ
は、信号処理ユニット１２に供給される。信号処理ユニ
ット１２はその投影データを使用して画像を再構成す
る。３次元画像データまたはユニット１２によって生成
された断層撮影画像データは、表示装置１４に送られ、
そこで３次元画像として、または断層撮影画像として可
視的に表示される。
各チャネルごとにデータ収集ユニット１１によって増幅
され、投影データを生成するためにデジタル信号に変換
される。データ収集装置１１から出力される投影データ
は、信号処理ユニット１２に供給される。信号処理ユニ
ット１２はその投影データを使用して画像を再構成す
る。３次元画像データまたはユニット１２によって生成
された断層撮影画像データは、表示装置１４に送られ、
そこで３次元画像として、または断層撮影画像として可
視的に表示される。
【００５４】図６（ａ）に処理ユニット１２の構成を示
す。信号処理ユニット１２は、投影データの全ての必要
な内挿または外挿補間を実行する処理回路２０を有す
る。データは、典型的には、長手方向に沿って補間され
る。処理回路２０のより詳細な図を、図６（ｂ）に示
す。データは、入力端子２６を介して入力され、その
後、必要に応じて、回路２３、２４および２５により、
フィルタ、内挿補間または外挿補間される。処理データ
は、出力端子２７を介して出力される。
す。信号処理ユニット１２は、投影データの全ての必要
な内挿または外挿補間を実行する処理回路２０を有す
る。データは、典型的には、長手方向に沿って補間され
る。処理回路２０のより詳細な図を、図６（ｂ）に示
す。データは、入力端子２６を介して入力され、その
後、必要に応じて、回路２３、２４および２５により、
フィルタ、内挿補間または外挿補間される。処理データ
は、出力端子２７を介して出力される。
【００５５】重み付け回路２１は、処理回路２０中で処
理されるデータを決定して重み付けを行なう。再構成回
路２２は、重み付けされたデータを使用して画像を再構
成する。回路の動作は、本発明による方法の説明と関連
して後述する。
理されるデータを決定して重み付けを行なう。再構成回
路２２は、重み付けされたデータを使用して画像を再構
成する。回路の動作は、本発明による方法の説明と関連
して後述する。
【００５６】図３のシステムの構成要素は、プログラム
されたコンピュータとして実装されることが可能であ
る。特に、システム制御装置１０および処理ユニット１
２は個別のコンピュータであってもよく、または、２つ
の素子の機能は単一のコンピュータ上に搭載されてもよ
い。また、本発明はソフトウェアの形で実現可能であ
り、コンピュータ・プログラム製品を生成する光ディス
クの磁気など、記録可能媒体上に格納されることが好ま
しい。
されたコンピュータとして実装されることが可能であ
る。特に、システム制御装置１０および処理ユニット１
２は個別のコンピュータであってもよく、または、２つ
の素子の機能は単一のコンピュータ上に搭載されてもよ
い。また、本発明はソフトウェアの形で実現可能であ
り、コンピュータ・プログラム製品を生成する光ディス
クの磁気など、記録可能媒体上に格納されることが好ま
しい。
【００５７】ＨＨＳ（ヘリカルハーフスキャン）と呼ば
れる、本発明による第１の再構成方法をここで説明す
る。第１に、修正内挿補間（修正ＨＦＩ）が投影データ
に対して施され、その後、その補間された投影データが
重み付けされ、その重み付けされたデータに基づいて再
構成が実行される。
れる、本発明による第１の再構成方法をここで説明す
る。第１に、修正内挿補間（修正ＨＦＩ）が投影データ
に対して施され、その後、その補間された投影データが
重み付けされ、その重み付けされたデータに基づいて再
構成が実行される。
【００５８】図７において、修正ＨＦＩ方法では、３０
で示すスライス位置ｚｓ に対するデータの長手方向の
フィルタにより、同時に収集された投影データどうしで
補間が行われる。この補間は、内挿（線形または非線
形）および／または外挿が使用される。なお、図７にお
いて、スライス位置は、実線で示す。斜めの太い黒線３
１は、スライス画像を再構成するために必要な一揃いの
データを得るために、内挿および／または外挿中で使用
される実際に収集された投影データ（直接データ（実デ
ータ））を示している。
で示すスライス位置ｚｓ に対するデータの長手方向の
フィルタにより、同時に収集された投影データどうしで
補間が行われる。この補間は、内挿（線形または非線
形）および／または外挿が使用される。なお、図７にお
いて、スライス位置は、実線で示す。斜めの太い黒線３
１は、スライス画像を再構成するために必要な一揃いの
データを得るために、内挿および／または外挿中で使用
される実際に収集された投影データ（直接データ（実デ
ータ））を示している。
【００５９】ｚ方向の内挿補間を決定するための（１）
式を以下に示す。なお、“Direct”は、仮想データ（対
向データ）ではなく、実際に収集された投影データ（直
接データ（実データ））を表し、“Data For Slice”
は、実データから生成された補間データを表している。
式を以下に示す。なお、“Direct”は、仮想データ（対
向データ）ではなく、実際に収集された投影データ（直
接データ（実データ））を表し、“Data For Slice”
は、実データから生成された補間データを表している。
【００６０】
【数１】
【００６１】ただし、ｚｉ は第ｉ番目のビューでのＸ
線源の位置である。ｚｊ およびｚｋ は、ｖ番目のビ
ュー、ビュー角度βおよびチャネル角度γで得られたヘ
リカルスライス位置に最も近いデータおよび次に最も近
いデータのサンプリング位置をそれぞれ示している。β
ｉ は、第ｉ番目のビューでのビュー角度である。ｐ
は、ヘリカル・スライス・ピッチである。ｎｖは、Ｘ線
源の１回転あたりのビューの数である。ｋｖは、内挿/
外挿/フィルタが可能な範囲である。
線源の位置である。ｚｊ およびｚｋ は、ｖ番目のビ
ュー、ビュー角度βおよびチャネル角度γで得られたヘ
リカルスライス位置に最も近いデータおよび次に最も近
いデータのサンプリング位置をそれぞれ示している。β
ｉ は、第ｉ番目のビューでのビュー角度である。ｐ
は、ヘリカル・スライス・ピッチである。ｎｖは、Ｘ線
源の１回転あたりのビューの数である。ｋｖは、内挿/
外挿/フィルタが可能な範囲である。
【００６２】同時に収集されたデータとは、同時に撮像
され、検出されたデータを意味する。この例では、４列
分のデータが同時に収集されて、図７の第１〜第４の列
として示される。スライスは、この例では、スライス位
置に２つの最も近い列において同時に得られるデータか
ら内挿および/または外挿される。例えば、図７におい
て、第１および第２の列は、第１の回転の後半のデータ
を内挿および/または外挿補間するために用いられる。
第２の回転の前半のデータが第２列、第３列及び第４列
のデータから内挿および/または外挿補間により得られ
る。同様にして、時間（Ｘ線源角度）ごとに、４列のう
ちスライス位置に最も近い２つの列のデータが選択され
る。なお、この方法において、１８０°まで到達したデ
ータ、または異なる回転のデータのいずれも使用されな
い。
され、検出されたデータを意味する。この例では、４列
分のデータが同時に収集されて、図７の第１〜第４の列
として示される。スライスは、この例では、スライス位
置に２つの最も近い列において同時に得られるデータか
ら内挿および/または外挿される。例えば、図７におい
て、第１および第２の列は、第１の回転の後半のデータ
を内挿および/または外挿補間するために用いられる。
第２の回転の前半のデータが第２列、第３列及び第４列
のデータから内挿および/または外挿補間により得られ
る。同様にして、時間（Ｘ線源角度）ごとに、４列のう
ちスライス位置に最も近い２つの列のデータが選択され
る。なお、この方法において、１８０°まで到達したデ
ータ、または異なる回転のデータのいずれも使用されな
い。
【００６３】次に、補間データは、データ収集時間に基
づいて重み付けされる。重み付け曲線３２を図７に示し
ている。ただし、ステップ・アンド・シュートのＨＳの
ための重み付け関数と、ＵＳのための重み付け関数との
いずれも適用可能である。それらの２つの重み付け関数
を、（２）式および（３）式として以下に示す。
づいて重み付けされる。重み付け曲線３２を図７に示し
ている。ただし、ステップ・アンド・シュートのＨＳの
ための重み付け関数と、ＵＳのための重み付け関数との
いずれも適用可能である。それらの２つの重み付け関数
を、（２）式および（３）式として以下に示す。
【００６４】
【数２】
【００６５】満足させる重みω（β，γ）が適用される
（これらの式は、参考として本文献に引用されるCrawfo
rd等のAppendixCに示される）。
（これらの式は、参考として本文献に引用されるCrawfo
rd等のAppendixCに示される）。
【００６６】
【数３】
【００６７】以下の重み付けが、適用可能である（これ
らの式は、参考として本文献に引用されるCrawford等の
AppendixBに示される）。
らの式は、参考として本文献に引用されるCrawford等の
AppendixBに示される）。
【００６８】 ω（β，γ）＋ω（β＋π＋２γ，−γ）＝２ 仮想データ（対向データ）が生成される場合、以下の
（４）式に示すような任意の重み付け関数が適用可能で
ある：
（４）式に示すような任意の重み付け関数が適用可能で
ある：
【数４】
【００６９】ただし、“Data For Slice Complementar
y”は、“Data For Slice”をビュー角再定義により得
られる対向データを表し、“Data For Recon”は、画像
再構成に必要な一揃いの投影データを表している。重み
付けのこの方法はより簡単に実行することも可能である
が、計算上、高価となる場合がある。
y”は、“Data For Slice”をビュー角再定義により得
られる対向データを表し、“Data For Recon”は、画像
再構成に必要な一揃いの投影データを表している。重み
付けのこの方法はより簡単に実行することも可能である
が、計算上、高価となる場合がある。
【００７０】次に、この方法は、共通の扇形ビーム再構
成の工程を含んでいる。また、扇形から平行への回帰
（rebinning）後、平行ビーム再構成を行なうなどの他
のアプローチも適用可能である。計算の数を減らすため
に、重み付け関数値がゼロでない範囲のみが、第１の工
程でのヘリカル解析中に算出可能である。
成の工程を含んでいる。また、扇形から平行への回帰
（rebinning）後、平行ビーム再構成を行なうなどの他
のアプローチも適用可能である。計算の数を減らすため
に、重み付け関数値がゼロでない範囲のみが、第１の工
程でのヘリカル解析中に算出可能である。
【００７１】図８は、上述の実施形態に任意で適用可能
であるチャネル倍増を図示したものである。対向データ
のサンプリング位置は、サンプリングピッチの半分だけ
直接データのサンプリング位置からｘ−ｙ面においてず
らされる。対向データのＸ線経路が直接データ（実際に
測定した投影データ（実データ））から変位されるた
め、軸平面の空間的解像度は増加可能である。チャネル
の数を同数に維持し、軸平面のデータのサンプリングピ
ッチ（チャネル方向）を減らすことによって、同様の結
果（対象が十分に小さい場合、空間的解像度を向上す
る）が得られる。そのスライスに対するデータは、以下
の（５）式で与えられる。
であるチャネル倍増を図示したものである。対向データ
のサンプリング位置は、サンプリングピッチの半分だけ
直接データのサンプリング位置からｘ−ｙ面においてず
らされる。対向データのＸ線経路が直接データ（実際に
測定した投影データ（実データ））から変位されるた
め、軸平面の空間的解像度は増加可能である。チャネル
の数を同数に維持し、軸平面のデータのサンプリングピ
ッチ（チャネル方向）を減らすことによって、同様の結
果（対象が十分に小さい場合、空間的解像度を向上す
る）が得られる。そのスライスに対するデータは、以下
の（５）式で与えられる。
【００７２】
【数５】
【００７３】チャネル倍増は、対向データの重み付けの
有無にかかわらず上記の実施形態に適用されることが可
能である。換言すれば、対向データを重み付けしない
（例えば、（２）式または（３）式を使用）場合、
（５）式が適用され、対向データが重み付けされる場
合、（５）式は、（４）式が適用される前に実行され
る。
有無にかかわらず上記の実施形態に適用されることが可
能である。換言すれば、対向データを重み付けしない
（例えば、（２）式または（３）式を使用）場合、
（５）式が適用され、対向データが重み付けされる場
合、（５）式は、（４）式が適用される前に実行され
る。
【００７４】第２の例では、画像は同じ天板位置である
が異なるタイミングで再構成される。また、本実施形態
は、上記の実施形態に関して説明されたものに任意に適
用可能であり、上記の実施形態はチャネル倍増を含む。
本実施形態である「タイミング・シフト」（ＴＳ）技術
は、図９（ａ）および図９（ｂ）に示すように、時間的
軸に沿って重み付け関数をずらす。ずらす時間量は、特
定の適用の要求または必要とされる再構成画像の品位に
より決定される。例えば、再構成画像品位を向上させる
ためには、短い時間をずらせばよいが、計算の費用が増
加する。再構成された画像の通常形状のみが必要な場合
は、長い（または最大の）時間をずらすことも可能であ
る。
が異なるタイミングで再構成される。また、本実施形態
は、上記の実施形態に関して説明されたものに任意に適
用可能であり、上記の実施形態はチャネル倍増を含む。
本実施形態である「タイミング・シフト」（ＴＳ）技術
は、図９（ａ）および図９（ｂ）に示すように、時間的
軸に沿って重み付け関数をずらす。ずらす時間量は、特
定の適用の要求または必要とされる再構成画像の品位に
より決定される。例えば、再構成画像品位を向上させる
ためには、短い時間をずらせばよいが、計算の費用が増
加する。再構成された画像の通常形状のみが必要な場合
は、長い（または最大の）時間をずらすことも可能であ
る。
【００７５】ここで、ｔc およびｔ０ （ｚs ）は、
それぞれ、その領域の中心と、Ｘ線焦点がスライス面
（ｚ＝ｚs ）全体を通過する時間とに対応する。標準
のデータ範囲は、ｔc ＝ｔ０ （ｚs ）の場合に定義
される。ｔ０ （ｚs ）から変位されたタイミング
と、変位されたタイミングの最大とは、それぞれ、ｔs
およびｔsmとして定義される。ｔs またはＰの大絶対
値のいずれも大幅な外挿の場合に画質の劣化を招き、ｔ
smは、図９（ａ）に示すようなスライス厚の半分内で外
挿補間を使用することに制限される場合がある。以下に
挙げる（６）式は、様々なＰにおけるｔsmと再構成アル
ゴリズムを与える。
それぞれ、その領域の中心と、Ｘ線焦点がスライス面
（ｚ＝ｚs ）全体を通過する時間とに対応する。標準
のデータ範囲は、ｔc ＝ｔ０ （ｚs ）の場合に定義
される。ｔ０ （ｚs ）から変位されたタイミング
と、変位されたタイミングの最大とは、それぞれ、ｔs
およびｔsmとして定義される。ｔs またはＰの大絶対
値のいずれも大幅な外挿の場合に画質の劣化を招き、ｔ
smは、図９（ａ）に示すようなスライス厚の半分内で外
挿補間を使用することに制限される場合がある。以下に
挙げる（６）式は、様々なＰにおけるｔsmと再構成アル
ゴリズムを与える。
【００７６】
【数６】
【００７７】ただし、ｋ＝０の場合、半スライス厚内の
最も近接したものの外挿補間 ｋ＝１の場合、内挿補間のみ ｋ＝１＋ｆｗの場合、フィルタ幅がｆｗの場合のｚフィ
ルタリング 上記の通りに各スライスを再構成することは、自動心臓
体積測定再構成を実現するための技術と関連して使用さ
れることが可能である。ヘリカル（螺旋形）データが得
られるとき、ＥＫＧ信号は保存される。各スライスに対
する中心タイミング（ｔc ）は、（１）心収縮位相を
避けるため、および／または(２)最少のテーパー角度に
よって、得られたデータ範囲を選ぶように調整される。
これを、図１０および図１１に図示する。
最も近接したものの外挿補間 ｋ＝１の場合、内挿補間のみ ｋ＝１＋ｆｗの場合、フィルタ幅がｆｗの場合のｚフィ
ルタリング 上記の通りに各スライスを再構成することは、自動心臓
体積測定再構成を実現するための技術と関連して使用さ
れることが可能である。ヘリカル（螺旋形）データが得
られるとき、ＥＫＧ信号は保存される。各スライスに対
する中心タイミング（ｔc ）は、（１）心収縮位相を
避けるため、および／または(２)最少のテーパー角度に
よって、得られたデータ範囲を選ぶように調整される。
これを、図１０および図１１に図示する。
【００７８】図１０の方法で、工程４０においてｚはｚ
０ に設定され、工程４１において中心タイミングＴ
c はＴ０ (ｚ）として算出される。その後における、
工程４２において、ｔc がＥＫＧ信号の許容範囲にあ
るか、すなわち、拡張位相にあるか否かが決定される。
そうである場合は、工程４６へ進み、画像がｔc の場
合のｚで再構成される。そうでない場合、工程４３へ進
み、ｔcmおよびｔcPが算出される。工程４４において、
ｔcmまたはｔcPがＥＫＧ信号中の許容範囲（拡張位相）
にあるか否かが決定される。そうである場合、tcはtcm
からtcPの範囲に設定され（工程４５）、画像はtcの場
合のzで再構成される。工程４４において、そうでない
場合には、ｔcmおよびｔcPは再度算出され、ｔcmまたは
ｔcPが許容範囲にあるか否かが再度調べられる。
０ に設定され、工程４１において中心タイミングＴ
c はＴ０ (ｚ）として算出される。その後における、
工程４２において、ｔc がＥＫＧ信号の許容範囲にあ
るか、すなわち、拡張位相にあるか否かが決定される。
そうである場合は、工程４６へ進み、画像がｔc の場
合のｚで再構成される。そうでない場合、工程４３へ進
み、ｔcmおよびｔcPが算出される。工程４４において、
ｔcmまたはｔcPがＥＫＧ信号中の許容範囲（拡張位相）
にあるか否かが決定される。そうである場合、tcはtcm
からtcPの範囲に設定され（工程４５）、画像はtcの場
合のzで再構成される。工程４４において、そうでない
場合には、ｔcmおよびｔcPは再度算出され、ｔcmまたは
ｔcPが許容範囲にあるか否かが再度調べられる。
【００７９】工程４７において、処理が終了したか否か
決定される。そうである場合、工程４８において処理は
終端し、そうでない場合、ｚはｄｚだけインクリメント
され（工程４９）、この処理は工程４１に戻って、ｚの
新しい値でｔc が再計算される。図１１は、拡張位相
において得られるデータを使用して再構成された画像を
示すものである。図１１において、参照番号５０は最少
のテーパー角度を有する再構成スライスを示し、５１は
内挿のみを使用して再構成されたスライスを示し、５２
は、内挿および／または外挿を使用して再構成されたス
ライスを示す。
決定される。そうである場合、工程４８において処理は
終端し、そうでない場合、ｚはｄｚだけインクリメント
され（工程４９）、この処理は工程４１に戻って、ｚの
新しい値でｔc が再計算される。図１１は、拡張位相
において得られるデータを使用して再構成された画像を
示すものである。図１１において、参照番号５０は最少
のテーパー角度を有する再構成スライスを示し、５１は
内挿のみを使用して再構成されたスライスを示し、５２
は、内挿および／または外挿を使用して再構成されたス
ライスを示す。
【００８０】また、全てのスライスがｔc がｔ
０ （Ｚｓ ）に等しい場合に再構成される方法を最初
に実行し、操作者がどのスライスをとるかを示すと、画
像は異なるタイミングで再構成される。これを、図１２
に図示する。参照番号６０は拡張位相においてとられる
データを示し、参照番号６１は内挿だけを使用して再構
成されたスライスを示す。
０ （Ｚｓ ）に等しい場合に再構成される方法を最初
に実行し、操作者がどのスライスをとるかを示すと、画
像は異なるタイミングで再構成される。これを、図１２
に図示する。参照番号６０は拡張位相においてとられる
データを示し、参照番号６１は内挿だけを使用して再構
成されたスライスを示す。
【００８１】この方法の流れ図を、図１３に示す。工程
７０において、全ての画像は、ｔc ＝ｔ０ （Ｚｓ ）
で再構成される。ｔcmおよびｔcPは、工程７１のように
して計算され、工程７２において、ｚにタイミング変位
があるか否か決定される。変位がない場合、この方法は
工程７９で終わる。工程７２において「はい」の場合、
ｔcmおよびｔcPは再計算される（工程７３）、全ての画
像はｔc ＝ｔcmおよびｔcPのｚで再構成される（工程
７４)。ｚでの画像のうちのいずれかを選択した表示が
あるか否かについて、別の確認が行なわれる（工程９
５)。表示がある場合、工程７６において、ｚでの画像
は選択画像として選択され、工程７２へ戻る。工程７５
において、表示がない場合、ｔcmおよびｔcPは再度計算
され（工程７７）、画像は工程７８において、ｔcmおよ
びｔcPの新しい値で再構成される。工程７８は、その
後、工程７５へ戻る。
７０において、全ての画像は、ｔc ＝ｔ０ （Ｚｓ ）
で再構成される。ｔcmおよびｔcPは、工程７１のように
して計算され、工程７２において、ｚにタイミング変位
があるか否か決定される。変位がない場合、この方法は
工程７９で終わる。工程７２において「はい」の場合、
ｔcmおよびｔcPは再計算される（工程７３）、全ての画
像はｔc ＝ｔcmおよびｔcPのｚで再構成される（工程
７４)。ｚでの画像のうちのいずれかを選択した表示が
あるか否かについて、別の確認が行なわれる（工程９
５)。表示がある場合、工程７６において、ｚでの画像
は選択画像として選択され、工程７２へ戻る。工程７５
において、表示がない場合、ｔcmおよびｔcPは再度計算
され（工程７７）、画像は工程７８において、ｔcmおよ
びｔcPの新しい値で再構成される。工程７８は、その
後、工程７５へ戻る。
【００８２】実例 本発明による方法の実例について説明する。方法の物理
的な評価は、時間および空間の（ｚ）解像度、画像ノイ
ズ、および運動する模型の平面上画像の正確度を評価す
るために、コンピューター・シミュレーションを使用し
て実行された。実行され、比較される方法は、ＴＳを使
用するＨＨＳおよびＴＳを使用しないＨＨＳ、マルチス
ライスＣＴに対するＨＦＩ、および単一スライスＣＴに
対する１８０ＬＩであった。形状およびＸ線管回転時間
は、０．５秒で９００の投影で全３６０°走査を実現す
る４-スライス・ヘリカルＣＴスキャナ（Aquilion;日
本、東京、ToshibaMedicalSystemsCompany）のものと同
一であった。
的な評価は、時間および空間の（ｚ）解像度、画像ノイ
ズ、および運動する模型の平面上画像の正確度を評価す
るために、コンピューター・シミュレーションを使用し
て実行された。実行され、比較される方法は、ＴＳを使
用するＨＨＳおよびＴＳを使用しないＨＨＳ、マルチス
ライスＣＴに対するＨＦＩ、および単一スライスＣＴに
対する１８０ＬＩであった。形状およびＸ線管回転時間
は、０．５秒で９００の投影で全３６０°走査を実現す
る４-スライス・ヘリカルＣＴスキャナ（Aquilion;日
本、東京、ToshibaMedicalSystemsCompany）のものと同
一であった。
【００８３】時間的および空間的（z）解像度および画
像ノイズは、ＨＨＳおよびＨＦＩに対するヘリカルピッ
チおよびフィルタ幅を変化させて評価された。他の評価
において、ヘリカル・マルチスライス・ピッチは、後述
するように、それぞれ、マルチスライスＣＴに対して
２．５で固定され、単一スライスＣＴに対して１．０に
固定された。公称スライス厚は、空間的解像度に対して
２．０ｍｍで、運動する人体模型に対して１．０であっ
た。
像ノイズは、ＨＨＳおよびＨＦＩに対するヘリカルピッ
チおよびフィルタ幅を変化させて評価された。他の評価
において、ヘリカル・マルチスライス・ピッチは、後述
するように、それぞれ、マルチスライスＣＴに対して
２．５で固定され、単一スライスＣＴに対して１．０に
固定された。公称スライス厚は、空間的解像度に対して
２．０ｍｍで、運動する人体模型に対して１．０であっ
た。
【００８４】最初に、時間的解像度は、図１４で示す５
つの円筒人体模型を使用することを決定することにより
評価された。
つの円筒人体模型を使用することを決定することにより
評価された。
【００８５】５つの円筒ディスクは、直径２０ｍｍ、高
さは無限で、１０００ＨＵのコントラストを有する。時
間的感度プロファイル（ＴＳＰ）が計測され、５円筒人
体模型に対して９つの投影（０．００５秒に相当す
る）、０．１ｍｍの再構成増分、２．５〜８．０のヘリ
カル・マルチスライス・ピッチ、０．０および１．０の
フィルタ幅というパラメータを使用した。部分感度プロ
ファイル（ＴＳＰ）の測定されたＦＷＨＭおよびＦＷＴ
Ｍは、軸状ＣＴ（０．５秒）のものに正規化された。
さは無限で、１０００ＨＵのコントラストを有する。時
間的感度プロファイル（ＴＳＰ）が計測され、５円筒人
体模型に対して９つの投影（０．００５秒に相当す
る）、０．１ｍｍの再構成増分、２．５〜８．０のヘリ
カル・マルチスライス・ピッチ、０．０および１．０の
フィルタ幅というパラメータを使用した。部分感度プロ
ファイル（ＴＳＰ）の測定されたＦＷＨＭおよびＦＷＴ
Ｍは、軸状ＣＴ（０．５秒）のものに正規化された。
【００８６】ＴＳＰを用いて時間的解像度を評価するこ
とについて説明する。極めて短い時間（０．００５秒）
に対応するいくつかの連続投影以外全てゼロである入力
投影データは、時間軸に沿ったインパルス信号とみなさ
れることが可能である。いくつかの投影は、空間的解像
度の影響を除去するために十分長くて厚い、ｚ軸に平行
な円筒人体模型並列を使用して得られる。軸画像のＴＳ
Ｐの空間的依存関係を評価するために、異なるｘｙ位置
でいくつかの円筒を有する人体模型が使用される（上述
の通り）。
とについて説明する。極めて短い時間（０．００５秒）
に対応するいくつかの連続投影以外全てゼロである入力
投影データは、時間軸に沿ったインパルス信号とみなさ
れることが可能である。いくつかの投影は、空間的解像
度の影響を除去するために十分長くて厚い、ｚ軸に平行
な円筒人体模型並列を使用して得られる。軸画像のＴＳ
Ｐの空間的依存関係を評価するために、異なるｘｙ位置
でいくつかの円筒を有する人体模型が使用される（上述
の通り）。
【００８７】画像は、短い時間（好ましくは約０．０３
秒未満）に対応するz-増分により再構成される。各場所
でのＴＳＰは、上記投影データを使用した以下の処理に
よって獲得可能である。(１)短い時間に対応するｚの増
分を用いて画像を再構成する、(２)再構成された画像の
全ての各円筒の位置での対象範囲（ＲＯＩ）の平均ピク
セル値を計測する、(３)最大値によって、それらを正規
化する、(４）時間軸に対してそれらをプロットする。
この例では、ＲＯＩは中心で選択されたが、他の位置も
可能である。
秒未満）に対応するz-増分により再構成される。各場所
でのＴＳＰは、上記投影データを使用した以下の処理に
よって獲得可能である。(１)短い時間に対応するｚの増
分を用いて画像を再構成する、(２)再構成された画像の
全ての各円筒の位置での対象範囲（ＲＯＩ）の平均ピク
セル値を計測する、(３)最大値によって、それらを正規
化する、(４）時間軸に対してそれらをプロットする。
この例では、ＲＯＩは中心で選択されたが、他の位置も
可能である。
【００８８】さて、ＴＳＰを使用してどのように時間的
解像度の量を定めるかを説明する。１５（ａ）および図
１５（ｂ）は２つのＴＳＰを示す。ＦＷＴＭ（full-wid
th-at-tenth-maximum）は、図１５（ａ）のような広い
プロファイルに対するＦＷＨＭ（full-width-at-half-m
aximum）よりも、時間的感度プロファイルの良い記述子
であって、矩形のプロファイル（例えば図１５（ｂ）に
対するＦＷＴＡ（full-width-at-tenth-area）より優先
されなければならない。したがって、ＴＳＰのＦＷＴＭ
は、時間的解像度の量を定めるための好適な記述子であ
る。
解像度の量を定めるかを説明する。１５（ａ）および図
１５（ｂ）は２つのＴＳＰを示す。ＦＷＴＭ（full-wid
th-at-tenth-maximum）は、図１５（ａ）のような広い
プロファイルに対するＦＷＨＭ（full-width-at-half-m
aximum）よりも、時間的感度プロファイルの良い記述子
であって、矩形のプロファイル（例えば図１５（ｂ）に
対するＦＷＴＡ（full-width-at-tenth-area）より優先
されなければならない。したがって、ＴＳＰのＦＷＴＭ
は、時間的解像度の量を定めるための好適な記述子であ
る。
【００８９】空間的解像度を評価するために、部分感度
プロファイル（ＳＳＰ）が使用されることが好ましい
（SpiralVolumetricＣＴwithSingle-Breath-HoldTechni
que，ContinuousTransportandContinuousScannerRotati
on，Kalenderetal．，Radiology１７６：１８１-１８３
(１９９０)参照）。ＳＳＰは、１つの軸の（ｘ−ｙ）面
中に５つのディスクを含むシミュレートされた人体模型
を使用して計測された（図１４参照）。このディスク
は、直径２０ｍｍおよび厚さ０．２ｍｍを有する。マル
チスライス・ヘリカルピッチは、２．５から４．５まで
変化させた。画像は、０．１ｍｍの再構成増分とともに
再構成された。ＳＳＰのＦＷＨＭおよびＦＷＴＭは計測
され、軸ＣＴのものに正規化された。ＴＳを使用しない
ＨＨＳ０ と、マルチスライス・ヘリカル・ピッチ２．
５でＴＳ-０．２０ を使用するＨＨＳ０ との２つの
ＳＳＰが比較され、ＴＳの影響が評価された。
プロファイル（ＳＳＰ）が使用されることが好ましい
（SpiralVolumetricＣＴwithSingle-Breath-HoldTechni
que，ContinuousTransportandContinuousScannerRotati
on，Kalenderetal．，Radiology１７６：１８１-１８３
(１９９０)参照）。ＳＳＰは、１つの軸の（ｘ−ｙ）面
中に５つのディスクを含むシミュレートされた人体模型
を使用して計測された（図１４参照）。このディスク
は、直径２０ｍｍおよび厚さ０．２ｍｍを有する。マル
チスライス・ヘリカルピッチは、２．５から４．５まで
変化させた。画像は、０．１ｍｍの再構成増分とともに
再構成された。ＳＳＰのＦＷＨＭおよびＦＷＴＭは計測
され、軸ＣＴのものに正規化された。ＴＳを使用しない
ＨＨＳ０ と、マルチスライス・ヘリカル・ピッチ２．
５でＴＳ-０．２０ を使用するＨＨＳ０ との２つの
ＳＳＰが比較され、ＴＳの影響が評価された。
【００９０】各再構成アルゴリズムの運動する被検体の
ための撮像性能は、動く人体模型を使用して評価され
た。シミュレートされた人体模型は、円筒の２つの組お
よび１０００ＨＵのコントラストを有するボールの３つ
の組を有し、各組は、１、２および３ｍｍの異なる直径
を有する３つのボールから成る（図１６）。円筒は無限
の長さを有し、それらが動かないときに、ボールの全て
は面ｚ＝０の中心に配置された。
ための撮像性能は、動く人体模型を使用して評価され
た。シミュレートされた人体模型は、円筒の２つの組お
よび１０００ＨＵのコントラストを有するボールの３つ
の組を有し、各組は、１、２および３ｍｍの異なる直径
を有する３つのボールから成る（図１６）。円筒は無限
の長さを有し、それらが動かないときに、ボールの全て
は面ｚ＝０の中心に配置された。
【００９１】運動パターンに関しては、Ａ組およびＣ組
は静止しており、他は毎分周波数６０または９０周期で
移動した。ＢとＤの組はｘ方向に移動し、Ｅ組はｚ方向
に移動する。１周期の運動パターンは、３つの部分から
成る。(１)元の位置（図１６）から、ｔ１ 秒のコサイ
ン曲線の半分に沿って−ｘまたは−ｚ方向に１０ｍｍ移
動する、(２)ｔ２ 秒のコサイン曲線の半分に沿って元
の位置に戻る、(３)元の位置で、ｔ３ 秒間静止する。
秒単位のパラメータ（ｔ１ ，ｔ２ ，ｔ３）は、それ
ぞれ、毎分６０周期で（０．０８、０．６２、０．３
０）、９０周期で（０．０５、０．４１、０．２０）で
あった。
は静止しており、他は毎分周波数６０または９０周期で
移動した。ＢとＤの組はｘ方向に移動し、Ｅ組はｚ方向
に移動する。１周期の運動パターンは、３つの部分から
成る。(１)元の位置（図１６）から、ｔ１ 秒のコサイ
ン曲線の半分に沿って−ｘまたは−ｚ方向に１０ｍｍ移
動する、(２)ｔ２ 秒のコサイン曲線の半分に沿って元
の位置に戻る、(３)元の位置で、ｔ３ 秒間静止する。
秒単位のパラメータ（ｔ１ ，ｔ２ ，ｔ３）は、それ
ぞれ、毎分６０周期で（０．０８、０．６２、０．３
０）、９０周期で（０．０５、０．４１、０．２０）で
あった。
【００９２】サイズ、形状および運動パターンは、心臓
の壁、心臓の近くの肺の気管、血管の脈動、冠状動脈お
よび冠状動脈石灰化の運動の一部をシミュレートして選
択された。選択された単純な運動パターンは、例えば縮
退、伸長、撚りおよび並行運動など、複雑な３次元運動
（またはひずみ）から成る特定の運動をシミュレートし
ないが、動く人体模型によって、通常の動く被検体を撮
像する機能の評価ができる。
の壁、心臓の近くの肺の気管、血管の脈動、冠状動脈お
よび冠状動脈石灰化の運動の一部をシミュレートして選
択された。選択された単純な運動パターンは、例えば縮
退、伸長、撚りおよび並行運動など、複雑な３次元運動
（またはひずみ）から成る特定の運動をシミュレートし
ないが、動く人体模型によって、通常の動く被検体を撮
像する機能の評価ができる。
【００９３】ヘリカル・スキャンは二回使用され、それ
ぞれ、Ｘ線焦点が面ｚ＝０を「静止位相」および「高速
運動位相」へ横断する時間（図１６、ｔｘ ）を調整し
た。静止位相に対して、時間は運動−３（ｔｘ がそれ
ぞれ６０周期で０．８５、９０周期で０．５６）の中央
にあった。高速運動位相に対して、時間は運動-２（両
方の周期においてｔｘ ＝０．１５秒）の間で、ＨＨＳ
に必要な全てのデータがオブジェクトの移動とともに得
られた。したがって、ＨＨＳは静止位相において利点が
あるが、高速運動位相において欠点があった。ヘリカル
・マルチスライス・ピッチは、マルチスライスＣＴに対
して２．５で固定され、シングルスライスＣＴに対して
１．０で固定された。
ぞれ、Ｘ線焦点が面ｚ＝０を「静止位相」および「高速
運動位相」へ横断する時間（図１６、ｔｘ ）を調整し
た。静止位相に対して、時間は運動−３（ｔｘ がそれ
ぞれ６０周期で０．８５、９０周期で０．５６）の中央
にあった。高速運動位相に対して、時間は運動-２（両
方の周期においてｔｘ ＝０．１５秒）の間で、ＨＨＳ
に必要な全てのデータがオブジェクトの移動とともに得
られた。したがって、ＨＨＳは静止位相において利点が
あるが、高速運動位相において欠点があった。ヘリカル
・マルチスライス・ピッチは、マルチスライスＣＴに対
して２．５で固定され、シングルスライスＣＴに対して
１．０で固定された。
【００９４】ｚ＝０での画像は、ＴＳがある場合のＨＨ
ＳO とＴＳがない場合のＨＨＳOと、ＨＦＩ０ 、ＨＦ
Ｉ１ および１８０ＬＩによって再構成された。結果の
量を定めるために、１つのボール（図１６の８０）を含
むように設定されたＲＯＩの最大および最小値が計測さ
れた。最大値は、動く被検体のコントラストの精度を表
し、最小値は、アーチファクトの強度を示す。
ＳO とＴＳがない場合のＨＨＳOと、ＨＦＩ０ 、ＨＦ
Ｉ１ および１８０ＬＩによって再構成された。結果の
量を定めるために、１つのボール（図１６の８０）を含
むように設定されたＲＯＩの最大および最小値が計測さ
れた。最大値は、動く被検体のコントラストの精度を表
し、最小値は、アーチファクトの強度を示す。
【００９５】物理的な評価および人体模型調査 (１)時間的解像度の評価 計測された時間的感度プロファイルのすべては、投影デ
ータ（図１８（ａ）〜図１８（ｄ））のために使用され
る重みを反映させた。図１８（ａ）〜図１８（ｄ）にお
いて、中央の人体模型は実線と対応し、右の人体模型
は、小破線、下および左の人体模型は大破線、上の人体
模型は大−小破線に対応する。なお、下と左の人体模型
の曲線は重なる。ＨＨＳは、ほぼ矩形で（図１８
（ａ））、最も狭いＴＳＰを与えた。ＨＨＳO および
ＨＨＳ１ は、同一のプロファイルが見られた。ＨＨＳ
のＴＳＰは基底で僅かに変化し、ピークで大幅に変化
し、１８０ＬＩおよびＨＦＩに対しては逆が見られる。
ＨＦＩ０ のＴＳＰ（図１８（ｂ））は比較的広い範囲
の複数三角形から成り、時間がゼロ近くでのレスポンス
はほぼ０であり、もう一方の時間では最高に達してい
る。ＨＦＩ１ のＴＳＰ（図１８（ｃ））は長手方向の
濾過がＨＦＩ０ のプロファイルを平滑化することを示
した。
ータ（図１８（ａ）〜図１８（ｄ））のために使用され
る重みを反映させた。図１８（ａ）〜図１８（ｄ）にお
いて、中央の人体模型は実線と対応し、右の人体模型
は、小破線、下および左の人体模型は大破線、上の人体
模型は大−小破線に対応する。なお、下と左の人体模型
の曲線は重なる。ＨＨＳは、ほぼ矩形で（図１８
（ａ））、最も狭いＴＳＰを与えた。ＨＨＳO および
ＨＨＳ１ は、同一のプロファイルが見られた。ＨＨＳ
のＴＳＰは基底で僅かに変化し、ピークで大幅に変化
し、１８０ＬＩおよびＨＦＩに対しては逆が見られる。
ＨＦＩ０ のＴＳＰ（図１８（ｂ））は比較的広い範囲
の複数三角形から成り、時間がゼロ近くでのレスポンス
はほぼ０であり、もう一方の時間では最高に達してい
る。ＨＦＩ１ のＴＳＰ（図１８（ｃ））は長手方向の
濾過がＨＦＩ０ のプロファイルを平滑化することを示
した。
【００９６】図１８（ａ）〜図１８（ｄ）の曲線におい
て、矩形の形状は理想的である（図１８（ａ）は、本発
明による方法において、理想に最も近い）。曲線の広が
りは劣化を表す。図１８（ｃ）は一部に広がりを示す
が、レスポンスは０．０の周辺で劣化している。時間と
ともにレスポンスが高速に変化すると、複雑な三角形の
形状の劣化が大きくなる。図１８（ｂ）は、著しい劣化
を示し、−０．４、０．０および０．４でのレスポンス
は、ゼロである。図１８（ｄ）のレスポンス曲線も、理
想的な形状からいくぶん劣化している。
て、矩形の形状は理想的である（図１８（ａ）は、本発
明による方法において、理想に最も近い）。曲線の広が
りは劣化を表す。図１８（ｃ）は一部に広がりを示す
が、レスポンスは０．０の周辺で劣化している。時間と
ともにレスポンスが高速に変化すると、複雑な三角形の
形状の劣化が大きくなる。図１８（ｂ）は、著しい劣化
を示し、−０．４、０．０および０．４でのレスポンス
は、ゼロである。図１８（ｄ）のレスポンス曲線も、理
想的な形状からいくぶん劣化している。
【００９７】ＨＨＳを有するＴＳＰのＦＷＨＭおよびＦ
ＷＴＭは、全てのヘリカルピッチ（後述の図１９（ａ）
および図１９（ｂ）、表１参照）を有する０．５０およ
び０．５８で固定された。表Iは、時間的解像度データ
を提供する。ＦＷＨＭおよびＦＷＴＭデータは、軸（ス
テップ・アンド・シュート）ＣＴのものに対して正規化
された。各々は、０．５秒の回転スキャナで、それぞ
れ、０．２５秒および０．２９秒に対応し、ヘリカル・
マルチスライス・ピッチが４．５（図１９（ａ）および
図１９（ｂ））未満である場合のＨＦＩより良い。ＴＳ
ＰのＦＷＴＭ（図１９（ｂ））によれば、ＨＦＩは時間
的解像度に関して好ましいヘリカルピッチを示さない。
ＨＦＩについては、ヘリカルピッチが高いまたは管回転
が速いと、走査時間が短縮するのに加えて軸の画像の時
間的解像度が向上する。ヘリカル・マルチスライス・ピ
ッチが４．５未満であるときシングルスライス・ヘリカ
ルＣＴ（１８０ＬＩ）より悪いが、ヘリカル・マルチス
ライス・ピッチが７．０より等しいか大きい場合、ＨＨ
Ｓとほぼ同じとなる。
ＷＴＭは、全てのヘリカルピッチ（後述の図１９（ａ）
および図１９（ｂ）、表１参照）を有する０．５０およ
び０．５８で固定された。表Iは、時間的解像度データ
を提供する。ＦＷＨＭおよびＦＷＴＭデータは、軸（ス
テップ・アンド・シュート）ＣＴのものに対して正規化
された。各々は、０．５秒の回転スキャナで、それぞ
れ、０．２５秒および０．２９秒に対応し、ヘリカル・
マルチスライス・ピッチが４．５（図１９（ａ）および
図１９（ｂ））未満である場合のＨＦＩより良い。ＴＳ
ＰのＦＷＴＭ（図１９（ｂ））によれば、ＨＦＩは時間
的解像度に関して好ましいヘリカルピッチを示さない。
ＨＦＩについては、ヘリカルピッチが高いまたは管回転
が速いと、走査時間が短縮するのに加えて軸の画像の時
間的解像度が向上する。ヘリカル・マルチスライス・ピ
ッチが４．５未満であるときシングルスライス・ヘリカ
ルＣＴ（１８０ＬＩ）より悪いが、ヘリカル・マルチス
ライス・ピッチが７．０より等しいか大きい場合、ＨＨ
Ｓとほぼ同じとなる。
【００９８】
【表１】
【００９９】(２)空間的解像度の評価 ヘリカルハーフスキャンにおいて、セクション感度プロ
ファイルのＦＷＨＭおよびＦＷＴＭは、単純にヘリカル
ピッチとともに増加した（下記の表２参照）。この傾向
は、単一スライス・ヘリカルＣＴと同様であったが、Ｈ
ＦＩのそれと全く異なった。
ファイルのＦＷＨＭおよびＦＷＴＭは、単純にヘリカル
ピッチとともに増加した（下記の表２参照）。この傾向
は、単一スライス・ヘリカルＣＴと同様であったが、Ｈ
ＦＩのそれと全く異なった。
【０１００】ＴＳは部分感度プロファイルのＦＷＨＭお
よびＦＷＴＭをあまり変化させなかったが、形状に影響
を及ぼし、空間的変化を増加させた。図２０（ａ）およ
び図２０（ｂ）は、それぞれ、ＴＳがないＨＨＳ０ と
ＴＳ-０．２０ を有するＨＨＳ０ に対するＦＷＨＭ
およびＦＷＴＭについて図示したものである。線の形状
は、図１８（ａ）〜図１８（ｄ）に対して上述した人体
模型と一致する。
よびＦＷＴＭをあまり変化させなかったが、形状に影響
を及ぼし、空間的変化を増加させた。図２０（ａ）およ
び図２０（ｂ）は、それぞれ、ＴＳがないＨＨＳ０ と
ＴＳ-０．２０ を有するＨＨＳ０ に対するＦＷＨＭ
およびＦＷＴＭについて図示したものである。線の形状
は、図１８（ａ）〜図１８（ｄ）に対して上述した人体
模型と一致する。
【０１０１】
【表２】
【０１０２】(３)ノイズの評価 画像ノイズは、ほぼ一定のままであった（表２）。この
傾向も、シングルスライス・ヘリカルＣＴのそれと同様
であるが、ＨＦＩのそれとは全く異なる。ノイズＳＤ
は、２．５のヘリカル・マルチスライス・ピッチで、Ｔ
Ｓの変化範囲が−０．２５〜０．２５秒である場合、
１．０８から１．２４まで変化した。
傾向も、シングルスライス・ヘリカルＣＴのそれと同様
であるが、ＨＦＩのそれとは全く異なる。ノイズＳＤ
は、２．５のヘリカル・マルチスライス・ピッチで、Ｔ
Ｓの変化範囲が−０．２５〜０．２５秒である場合、
１．０８から１．２４まで変化した。
【０１０３】(４)動く人体模型の評価 図２１（ａ−ｉの部分を有する）は、毎分６０周期で静
止位相の場合に、ボール（図１６の８０）の範囲内で、
およびその周辺で、最大および最小のＣＴの数を示す。
ＨＨＳは、アーチファクトがない画像（ａ）を示した。
被検体が高速に動く（ｅ）〜（ｇ）の場合、ＴＳ（ｅ）
のないＨＨＳは低品位の画像を生成した。ＨＦＩ
O （ｆ）は、被検体が静止しているときに得られたデ
ータを使用するので（図１８（ｂ）参照）、最良の画像
を生成した。ＴＳ技術はＨＨＳ（ｉ）の画像品位を改善
し、ＣＴの数（ｉ）の精度を徹底的に向上させ、最良の
画像を生成した。使用したヘリカル・ピッチは、マルチ
スライスＣＴに対して２．５、シングルスライスＣＴに
対して１．０であった。公称スライス厚は１．０９ｍｍ
で、人体模型コントラストは１０００ＨＵ、背景は０Ｈ
Ｕ、およびウィンドウ（幅、高さ）は（１０００，０）
であった。
止位相の場合に、ボール（図１６の８０）の範囲内で、
およびその周辺で、最大および最小のＣＴの数を示す。
ＨＨＳは、アーチファクトがない画像（ａ）を示した。
被検体が高速に動く（ｅ）〜（ｇ）の場合、ＴＳ（ｅ）
のないＨＨＳは低品位の画像を生成した。ＨＦＩ
O （ｆ）は、被検体が静止しているときに得られたデ
ータを使用するので（図１８（ｂ）参照）、最良の画像
を生成した。ＴＳ技術はＨＨＳ（ｉ）の画像品位を改善
し、ＣＴの数（ｉ）の精度を徹底的に向上させ、最良の
画像を生成した。使用したヘリカル・ピッチは、マルチ
スライスＣＴに対して２．５、シングルスライスＣＴに
対して１．０であった。公称スライス厚は１．０９ｍｍ
で、人体模型コントラストは１０００ＨＵ、背景は０Ｈ
Ｕ、およびウィンドウ（幅、高さ）は（１０００，０）
であった。
【０１０４】人体模型被検体が毎分９０周期で運動する
場合、この傾向は依然同じであった（図２２)。なお、
ＴＳは、ＨＨＳの高速運動位相中の劣化ＣＴ値を、ほぼ
静止位相のレベルまで回復可能である（図８）。この人
体模型検査によって、ＨＦＩ １ は画像の品位のレベル
を一定に保つが、ぼやけて、ＴＳ技術を用いたＨＨＳよ
りも決して良好ではない。ここでも、ＴＳを用いたＨＨ
Ｓは最良の撮像機能を示し、画像品位は、静止位相とほ
ぼ同じであった。９０周期のデータに対する条件は、６
０周期のデータに対するものと同じであった。
場合、この傾向は依然同じであった（図２２)。なお、
ＴＳは、ＨＨＳの高速運動位相中の劣化ＣＴ値を、ほぼ
静止位相のレベルまで回復可能である（図８）。この人
体模型検査によって、ＨＦＩ １ は画像の品位のレベル
を一定に保つが、ぼやけて、ＴＳ技術を用いたＨＨＳよ
りも決して良好ではない。ここでも、ＴＳを用いたＨＨ
Ｓは最良の撮像機能を示し、画像品位は、静止位相とほ
ぼ同じであった。９０周期のデータに対する条件は、６
０周期のデータに対するものと同じであった。
【０１０５】臨床評価 （１）心臓部撮像 図２３では、心収縮端と心拡張端との間で、異なるスラ
イス位置（列１〜３）と同じスライス位置（列４）とで
とられた画像を示す。これらの画像における心拍数は、
毎分７５であった。ＨＦＩ１ 画像は、左の心室および
心室中隔の輪郭がぼやけており（列２の第１および第３
の画像参照）、心筋層の厚みの変化を撮像できなかった
（列２参照）。ＨＦＩ１ は心筋層の輪郭をわずかに鮮
明にしているが、傾向は同じであった（列１参照）。Ｈ
ＨＳでは、心収縮端と心拡張端の両方で明確にそれらの
特徴を撮像するのに成功した（列３、第１および第３の
画像参照）。時間的解像度が向上したため、ＨＨＳ（列
３および４）は、心収縮端と心拡張端との間の全ての画
像に対して、ＨＦＩ（列１および２）よりも鮮明な心臓
の左の心室および心室中隔を撮像した。心収縮位相と心
拡張位相との間で、心臓の壁の運動は遅くなる。このた
め、大部分の必要なデータをこの期間内に入手可能であ
る場合、ＨＨＳは心拡張端でだけでなく心収縮端でで
も、鮮明な心臓境界線を有して画像を生成可能であっ
た。
イス位置（列１〜３）と同じスライス位置（列４）とで
とられた画像を示す。これらの画像における心拍数は、
毎分７５であった。ＨＦＩ１ 画像は、左の心室および
心室中隔の輪郭がぼやけており（列２の第１および第３
の画像参照）、心筋層の厚みの変化を撮像できなかった
（列２参照）。ＨＦＩ１ は心筋層の輪郭をわずかに鮮
明にしているが、傾向は同じであった（列１参照）。Ｈ
ＨＳでは、心収縮端と心拡張端の両方で明確にそれらの
特徴を撮像するのに成功した（列３、第１および第３の
画像参照）。時間的解像度が向上したため、ＨＨＳ（列
３および４）は、心収縮端と心拡張端との間の全ての画
像に対して、ＨＦＩ（列１および２）よりも鮮明な心臓
の左の心室および心室中隔を撮像した。心収縮位相と心
拡張位相との間で、心臓の壁の運動は遅くなる。このた
め、大部分の必要なデータをこの期間内に入手可能であ
る場合、ＨＨＳは心拡張端でだけでなく心収縮端でで
も、鮮明な心臓境界線を有して画像を生成可能であっ
た。
【０１０６】０．５秒のスキャナ回転、マルチスライス
・ヘリカル・ＣＴおよびヘリカルハーフスキャン再構成
が使用され、心収縮端および心拡張端（列３の第１およ
び第３の画像）で鮮明な心筋層画像が可能となった。ウ
ィンドウの幅および高さは、それぞれ、４００および４
０で、標準のボディ・カーネル（ＦＣ１０）が使用され
た。
・ヘリカル・ＣＴおよびヘリカルハーフスキャン再構成
が使用され、心収縮端および心拡張端（列３の第１およ
び第３の画像）で鮮明な心筋層画像が可能となった。ウ
ィンドウの幅および高さは、それぞれ、４００および４
０で、標準のボディ・カーネル（ＦＣ１０）が使用され
た。
【０１０７】Ｘ線焦点が心収縮端と心拡張端との間の画
像平面を横切るとき、ＨＨＳおよびＴＳの結合によっ
て、心収縮端近くと心拡張端近くで、異なる時間に同じ
スライス位置で画像が得られるようになり、それによっ
て、心臓の壁でみられたぼやけが低減する（列４および
列３の第２の画像参照）。ＨＨＳによる画像ノイズは、
ＨＦＩの場合より大きかった。
像平面を横切るとき、ＨＨＳおよびＴＳの結合によっ
て、心収縮端近くと心拡張端近くで、異なる時間に同じ
スライス位置で画像が得られるようになり、それによっ
て、心臓の壁でみられたぼやけが低減する（列４および
列３の第２の画像参照）。ＨＨＳによる画像ノイズは、
ＨＦＩの場合より大きかった。
【０１０８】(２)胸部撮像 図２４（ａ）〜図２４（ｄ）は、心拡張端と心収縮端と
の間で得られた肺画像を示すものである。心臓の運動に
起因して、ＨＦＩ０ は強いアーチファクトを示した
（図２４（ａ）の８１および８２）。心臓の輪郭は、Ｈ
ＦＩ１ の場合、二重線で図示され（図２４（ｂ）の８
３）、肺気管の縁はぼやけた（図２４（ｂ）の８４）。
ＴＳのないＨＨＳは運動アーチファクト（図２４（ｃ）
の８５）を示し、ＴＳ技術を使用した場合のＨＨＳは、
心臓の輪郭と肺気管の縁を鮮明にし、心臓の運動の影響
を低減した（図２４（ｄ））。これらの画像において、
心拍数は７５／分で、標準の胸部カーネルが使われた
（ＦＣ５０）。
の間で得られた肺画像を示すものである。心臓の運動に
起因して、ＨＦＩ０ は強いアーチファクトを示した
（図２４（ａ）の８１および８２）。心臓の輪郭は、Ｈ
ＦＩ１ の場合、二重線で図示され（図２４（ｂ）の８
３）、肺気管の縁はぼやけた（図２４（ｂ）の８４）。
ＴＳのないＨＨＳは運動アーチファクト（図２４（ｃ）
の８５）を示し、ＴＳ技術を使用した場合のＨＨＳは、
心臓の輪郭と肺気管の縁を鮮明にし、心臓の運動の影響
を低減した（図２４（ｄ））。これらの画像において、
心拍数は７５／分で、標準の胸部カーネルが使われた
（ＦＣ５０）。
【０１０９】(３)脈管の撮像 図２５（ａ）〜図２５（ｃ）は、コントラスト素子を使
用した胸の大動脈画像である。心拍数は、８．０／分
で、標準のボディ・カーネルが使用された（ＦＣ１
０）。ウィンドウの幅および高さは、それぞれ６００と
０であった。大動脈の画像は、ＨＨＳがＨＦＩより良好
な画質を提供したことを示し、運動する被検体の映像を
鮮明にすることが可能であることを示す。気管脈拍は解
剖フラップを発生させる。それをＨＦＩ画像中では二重
線で示すが、不十分な時間的解像度を示している（図２
５（ａ）および図２５（ｂ））。ＨＨＳ画像は、解剖図
を正確に描いている。
用した胸の大動脈画像である。心拍数は、８．０／分
で、標準のボディ・カーネルが使用された（ＦＣ１
０）。ウィンドウの幅および高さは、それぞれ６００と
０であった。大動脈の画像は、ＨＨＳがＨＦＩより良好
な画質を提供したことを示し、運動する被検体の映像を
鮮明にすることが可能であることを示す。気管脈拍は解
剖フラップを発生させる。それをＨＦＩ画像中では二重
線で示すが、不十分な時間的解像度を示している（図２
５（ａ）および図２５（ｂ））。ＨＨＳ画像は、解剖図
を正確に描いている。
【０１１０】本発明による方法において、ＨＨＳは心臓
撮像における利点が以下のようにいくつかある。(１)非
ゲート制御ＨＨＳは、患者スループットを増加させる、
(２)ヘリカルピッチが大きいＨＨＳ、またはいずれゲー
ト制御されるＨＨＳのいずれかも患者線量を削減可能と
する（３）ＨＨＳは、ＥＫＧゲート制御が使用されない
場合、拡張位相の過去の心臓の撮像を可能とする、
（４）ＨＨＳが連続したハーフスキャンデータをのみを
使用するため、ＨＨＳはコントラスト素子を使用した検
査においてより良好な画質を生成する可能性がある。例
えば拡張位相など、比較的静止した位相を撮像する際、
ＴＳを使用したＨＨＳは、ＥＫＧゲート制御再構成方法
に匹敵する画質が得られると予測される。
撮像における利点が以下のようにいくつかある。(１)非
ゲート制御ＨＨＳは、患者スループットを増加させる、
(２)ヘリカルピッチが大きいＨＨＳ、またはいずれゲー
ト制御されるＨＨＳのいずれかも患者線量を削減可能と
する（３）ＨＨＳは、ＥＫＧゲート制御が使用されない
場合、拡張位相の過去の心臓の撮像を可能とする、
（４）ＨＨＳが連続したハーフスキャンデータをのみを
使用するため、ＨＨＳはコントラスト素子を使用した検
査においてより良好な画質を生成する可能性がある。例
えば拡張位相など、比較的静止した位相を撮像する際、
ＴＳを使用したＨＨＳは、ＥＫＧゲート制御再構成方法
に匹敵する画質が得られると予測される。
【０１１１】また、本発明による方法は、ＥＫＧ信号の
ない拡張位相の３次元（３Ｄ）画像を得ることができ
る。心拡張位相中の各スライスに対して必要データ（１
８０°+扇形角度）を獲得するための、ヘリカルピッチ
が小さい（例えば１．５）走査と、各スライスに対する
ＴＳのタイミングを手動で調節することとが結合するこ
とによって、３Ｄ画像中の段階型アーチファクトを低減
するが、完全に除去するわけではない。このアーチファ
クトの原因は、異なるタイミングで得られたデータによ
り再構成された特定のスライス間の時間的間隙を含む。
その間隙、したがってアーチファクトを増加させるの
は、呼吸、患者の動き、コントラスト濃度の変化、また
はその他のエラーのいずれかである。原理上の問題でな
く実際的なものであるが、ＴＳの自動タイミング調整の
ために使われるＥＫＧ信号は、タスクの負荷を減らすこ
とができ、好ましい。
ない拡張位相の３次元（３Ｄ）画像を得ることができ
る。心拡張位相中の各スライスに対して必要データ（１
８０°+扇形角度）を獲得するための、ヘリカルピッチ
が小さい（例えば１．５）走査と、各スライスに対する
ＴＳのタイミングを手動で調節することとが結合するこ
とによって、３Ｄ画像中の段階型アーチファクトを低減
するが、完全に除去するわけではない。このアーチファ
クトの原因は、異なるタイミングで得られたデータによ
り再構成された特定のスライス間の時間的間隙を含む。
その間隙、したがってアーチファクトを増加させるの
は、呼吸、患者の動き、コントラスト濃度の変化、また
はその他のエラーのいずれかである。原理上の問題でな
く実際的なものであるが、ＴＳの自動タイミング調整の
ために使われるＥＫＧ信号は、タスクの負荷を減らすこ
とができ、好ましい。
【０１１２】なお、上述の説明では、ヘリカル補間、重
み付け、コンボリューション、そしてファンビーム再構
成の手順で処理を進めていたが、ファンビームに代え
て、コーンビームでもよく、つまり、重み付け、コンボ
リューション、そしてファンビーム再構成の手順で処理
を進める場合にも適用できる。
み付け、コンボリューション、そしてファンビーム再構
成の手順で処理を進めていたが、ファンビームに代え
て、コーンビームでもよく、つまり、重み付け、コンボ
リューション、そしてファンビーム再構成の手順で処理
を進める場合にも適用できる。
【０１１３】本発明による方法の更なる実施形態とし
て、患者線量を減らすことも可能である。一部のスライ
ス・データ組は、ヘリカル内挿の前に加算されるか、平
均化または重み付けされる（第１の例の第１の部分に記
載した通り）。スライス位置は、全てのスライスの中心
として定義される。また、平均算出過程での重み付けを
考慮して定義されることが可能である。例えば、４スラ
イス・データは、２スライス・データに平均化されるこ
とが可能である。この場合、４スライスからのデータの
全てがヘリカル内挿で使われ、その結果、ｚ方向の空間
的解像度の一部の犠牲にしてより良好な画像ノイズが得
られる。図２６に示すように、患者線量は、患者に到達
する前に、外側のスライスに対する不必要なＸ線ビーム
を視準することによって減少できる。大きいヘリカルピ
ッチ、ＴＳまたは長手方向の濾過は、外側のスライスか
らのデータを必要とする。その他の場合は外側のスライ
スからのデータが使用されず、不必要な患者線量とな
る。外側のスライスを除外し、二重スライスＣＴにする
ようにＸ線ビームを視準することによって、画質または
走査時間に影響を及ぼさずに、患者線量を減らすことが
できる。この結果、一部の場合において、２-スライス
・ヘリカルＣＴとなることが可能である。
て、患者線量を減らすことも可能である。一部のスライ
ス・データ組は、ヘリカル内挿の前に加算されるか、平
均化または重み付けされる（第１の例の第１の部分に記
載した通り）。スライス位置は、全てのスライスの中心
として定義される。また、平均算出過程での重み付けを
考慮して定義されることが可能である。例えば、４スラ
イス・データは、２スライス・データに平均化されるこ
とが可能である。この場合、４スライスからのデータの
全てがヘリカル内挿で使われ、その結果、ｚ方向の空間
的解像度の一部の犠牲にしてより良好な画像ノイズが得
られる。図２６に示すように、患者線量は、患者に到達
する前に、外側のスライスに対する不必要なＸ線ビーム
を視準することによって減少できる。大きいヘリカルピ
ッチ、ＴＳまたは長手方向の濾過は、外側のスライスか
らのデータを必要とする。その他の場合は外側のスライ
スからのデータが使用されず、不必要な患者線量とな
る。外側のスライスを除外し、二重スライスＣＴにする
ようにＸ線ビームを視準することによって、画質または
走査時間に影響を及ぼさずに、患者線量を減らすことが
できる。この結果、一部の場合において、２-スライス
・ヘリカルＣＴとなることが可能である。
【０１１４】患者線量を減らす更なる方法は、マルチス
ライス・ヘリカル・スキャンのゲート制御トリガーを使
用することである。上述のように、ＥＫＧ信号は、ヘリ
カル・スキャン中に格納される。このＥＫＧ信号は、Ｘ
線照射に対するトリガーとして使用される。所定量の走
査後、Ｘ線照射は、自動的に停止される。この処理は、
「擬似」マルチスライス・ヘリカル・スキャン（Ｘ線照
射のない連続した管回転および連続する台運動）中に繰
り返す。走査される範囲（心拡張位相）にのみ限定する
ため、患者線量が低減可能となる。
ライス・ヘリカル・スキャンのゲート制御トリガーを使
用することである。上述のように、ＥＫＧ信号は、ヘリ
カル・スキャン中に格納される。このＥＫＧ信号は、Ｘ
線照射に対するトリガーとして使用される。所定量の走
査後、Ｘ線照射は、自動的に停止される。この処理は、
「擬似」マルチスライス・ヘリカル・スキャン（Ｘ線照
射のない連続した管回転および連続する台運動）中に繰
り返す。走査される範囲（心拡張位相）にのみ限定する
ため、患者線量が低減可能となる。
【０１１５】この方法を、図２７に図示する。工程９０
において、ヘリカル・スキャンが開始される。ヘリカル
・スキャンが終了すると、工程９１において、チェック
が行なわれる。「はい（ｙｅｓ）」の場合、この処理は
工程９５で終端する。「いいえ（ｎｏ）」の場合、ＥＫ
Ｇ信号が閾値を超過するか否かが決定される（工程９
２）。「いいえ」の場合、処理は工程９１に戻る。「は
い」の場合、工程９４へ進み、処理は所定期間（例えば
１００ミリ秒）待つ。工程９４において、所定期間、Ｘ
線照射およびデータ・保存処理が実行される。この所定
期間は、例えば３００ミリ秒でもよい。次に、工程９４
は工程９２へ戻り、ヘリカル・スキャンが終了したか否
かを確認する。
において、ヘリカル・スキャンが開始される。ヘリカル
・スキャンが終了すると、工程９１において、チェック
が行なわれる。「はい（ｙｅｓ）」の場合、この処理は
工程９５で終端する。「いいえ（ｎｏ）」の場合、ＥＫ
Ｇ信号が閾値を超過するか否かが決定される（工程９
２）。「いいえ」の場合、処理は工程９１に戻る。「は
い」の場合、工程９４へ進み、処理は所定期間（例えば
１００ミリ秒）待つ。工程９４において、所定期間、Ｘ
線照射およびデータ・保存処理が実行される。この所定
期間は、例えば３００ミリ秒でもよい。次に、工程９４
は工程９２へ戻り、ヘリカル・スキャンが終了したか否
かを確認する。
【０１１６】本発明によるこの方法の別の実施形態にお
いて、３次元画像が、連続タイミングで再構成される。
ヘリカル・スキャンは、小さいヘリカルピッチで実行さ
れる。この修正において使用される再構成技術は、タイ
ミング変位技術に関連して上述したものの１つである。
時間変位を、ヘリカル・スキャンで可能となった全体積
を再構成する際の小さい増分として選択することによっ
て、その体積の一部の範囲は、小さいタイミング・ピッ
チで再構成可能となる。これを図２８に示す。同図にお
いて、１００は内挿（細線）のみを使用して再構成され
たスライスを表し、１０１は外挿（極太線）を使用して
再構成されたスライスを表す。
いて、３次元画像が、連続タイミングで再構成される。
ヘリカル・スキャンは、小さいヘリカルピッチで実行さ
れる。この修正において使用される再構成技術は、タイ
ミング変位技術に関連して上述したものの１つである。
時間変位を、ヘリカル・スキャンで可能となった全体積
を再構成する際の小さい増分として選択することによっ
て、その体積の一部の範囲は、小さいタイミング・ピッ
チで再構成可能となる。これを図２８に示す。同図にお
いて、１００は内挿（細線）のみを使用して再構成され
たスライスを表し、１０１は外挿（極太線）を使用して
再構成されたスライスを表す。
【０１１７】明らかに、本発明の多数の修正および変化
は、上記の教示を考慮して可能である。例えば、最も近
い近傍の、または非線形内挿のいずれでも、ヘリカル内
挿の提案された方法の工程は、その空間的解像度または
画質を改善するために適用されることが可能である。重
み付け工程において、全ての重み付けが異なる目的のた
めに適用可能である。したがって、添付の特許請求の範
囲の範囲内において、本明細書に具体的に述べた以外に
も、本発明は実践可能であることが理解されなければな
らない。
は、上記の教示を考慮して可能である。例えば、最も近
い近傍の、または非線形内挿のいずれでも、ヘリカル内
挿の提案された方法の工程は、その空間的解像度または
画質を改善するために適用されることが可能である。重
み付け工程において、全ての重み付けが異なる目的のた
めに適用可能である。したがって、添付の特許請求の範
囲の範囲内において、本明細書に具体的に述べた以外に
も、本発明は実践可能であることが理解されなければな
らない。
【０１１８】本発明は、上述した実施形態に限定される
ものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲
で種々変形して実施することが可能である。さらに、上
記実施形態には種々の段階が含まれており、開示される
複数の構成要件における適宜な組み合わせにより種々の
発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構
成要件から幾つかの構成要件が削除されてもよい。
ものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲
で種々変形して実施することが可能である。さらに、上
記実施形態には種々の段階が含まれており、開示される
複数の構成要件における適宜な組み合わせにより種々の
発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構
成要件から幾つかの構成要件が削除されてもよい。
【０１１９】
【発明の効果】本発明によれば、コンピュータ断層撮影
（ＣＴ）の時間的解像度を向上することができる。
（ＣＴ）の時間的解像度を向上することができる。
【図１】従来の重み付け関数を示す図。
【図２】従来において、修正されたアンダースキャン技
術のための重み付けを示す図。
術のための重み付けを示す図。
【図３】本発明の実施形態によるシステム構成図。
【図４】図３のガントリの斜視図。
【図５】本実施形態において、マルチスライス検出器を
示す図。
示す図。
【図６】図３の処理ユニット及び処理回路の構成を示す
ブロック図。
ブロック図。
【図７】本実施形態によるデータの修正ＨＦＩ処理と重
み付けとを示す図。
み付けとを示す図。
【図８】本実施形態によるチャネル倍増を示す図。
【図９】本実施形態において、時間変位を示す図。
【図１０】本実施形態によるＥＫＧゲート制御を用いた
画像の再構成を図示する流れ図。
画像の再構成を図示する流れ図。
【図１１】本実施形態による画像再構成を示す図。
【図１２】本実施形態による選択的タイミングを用いた
画像再構成を示す図。
画像再構成を示す図。
【図１３】図１２の方法の流れ図。
【図１４】本発明を評価する際に使用される人体模型を
示す図。
示す図。
【図１５】本実施形態において、時間的な感度プロファ
イルを示す図。
イルを示す図。
【図１６】運動する人体模型の図。
【図１７】図１６の人体模型の運動を示す図。
【図１８】本実施形態において、時間的な感度プロファ
イルを示す図。
イルを示す図。
【図１９】本実施形態において、ＦＷＨＭおよびＦＷＴ
Ｍに対するヘリカル・ピッチをそれぞれ有する時間的解
像度の変化を示す図。
Ｍに対するヘリカル・ピッチをそれぞれ有する時間的解
像度の変化を示す図。
【図２０】本実施形態において、部分感度プロファイル
を示す図。
を示す図。
【図２１】本実施形態において、毎秒６０周期でのシミ
ュレーション模型画像を示す中間調画像。
ュレーション模型画像を示す中間調画像。
【図２２】本実施形態において、毎秒９０周期でのシミ
ュレーション模型画像を示す中間調画像。
ュレーション模型画像を示す中間調画像。
【図２３】本実施形態において、ＨＦＩ、ＨＨＳおよび
ＨＨＳさらにＴＳを使用して生成された心臓部画像を示
す中間調画像。
ＨＨＳさらにＴＳを使用して生成された心臓部画像を示
す中間調画像。
【図２４】本実施形態において、ＨＦＩ、ＨＨＳおよび
ＨＨＳさらにＴＳを使用して生成された胸部画像を示す
中間調画像。
ＨＨＳさらにＴＳを使用して生成された胸部画像を示す
中間調画像。
【図２５】本実施形態において、ＨＦＩおよびＨＨＳを
使用して生成された脈管画像を示す中間調画像。
使用して生成された脈管画像を示す中間調画像。
【図２６】本実施形態において、患者線量を減らすため
の視準線を示す図。
の視準線を示す図。
【図２７】本実施形態によるＥＫＧゲート制御を示す流
れ図。
れ図。
【図２８】本実施形態による体積再構成を示す図。
１…ガントリ、 ２…回転リング、 ３…Ｘ線源、 ４…Ｘ線フィルタ、 ５…２次元配列型Ｘ線検出器、 ６…寝台、 ７…高電圧発生器、 ８…Ｘ線制御装置、 ９…ガントリ/寝台制御装置、 １０…システム制御装置、 １１…データ収集ユニット、 １２…信号処理ユニット、 １４…ディスプレイ。
Claims (10)
- 【請求項１】 コンピュータ断層撮影方法であって、 被検体をＸ線で螺旋状に走査し、 前記被検体の画像に対応するデータを収集し、 同時に得られた前記データの一部を処理し、 データ収集タイミングの関数として前記処理したデータ
を重み付けし、 前記重み付けしたデータに基づいて前記被検体の前記画
像を再構成することを特徴とするコンピュータ断層撮影
方法。 - 【請求項２】 前記同時に得られた前記データの一部の
みを処理することを特徴とする請求項１記載のコンピュ
ータ断層撮影方法。 - 【請求項３】 前記データを複数の組に分け、このデー
タの組数を加重平均処理により減らすことを特徴とする
請求項１記載のコンピュータ断層撮影方法。 - 【請求項４】 前記処理データに対応する対向データを
得、前記データ収集タイミングに基づいて前記処理デー
タおよび前記対向データを重み付け加算し、前記重み付
け加算したデータに基づいて前記画像を再構成すること
を特徴とする請求項１記載のコンピュータ断層撮影方
法。 - 【請求項５】 Ｘ線源と、 前記Ｘ線源から照射され被検体を透過したＸ線を検出す
るための検出器と、 前記検出器により検出されたデータを処理する処理回路
と、 前記処理回路で処理されたデータにデータ収集タイミン
グに応じて重み付けをする重み付け回路と、 前記重み付けされたデータに基づいて画像を再構成する
再構成回路とを具備することを特徴とするコンピュータ
断層撮影システム。 - 【請求項６】 前記Ｘ線源を前記被検体から見て螺旋状
に移動する機構を更に備えることを特徴とする請求項５
記載のコンピュータ断層撮影システム。 - 【請求項７】 前記重み付け回路は、重み付け関数を時
間変位させる手段を有することを特徴とする請求項５記
載のコンピュータ断層撮影システム。 - 【請求項８】 前記被検体の心電波形に従って前記重み
付け関数を時間変位させることを特徴とする請求項７記
載のコンピュータ断層撮影システム。 - 【請求項９】 Ｘ線ビーム発生源と、前記Ｘ線ビーム発
生源から被検体を介して到達するＸ線を検出するための
複数の検出素子がチャンネル方向及びスライス方向に配
列されてなる２次元検出器とを有するガントリと、 前記被検体を載置する寝台と、 前記寝台と前記ガントリとの少なくとも一方を移動する
移動ユニットと、 前記２次元検出器に接続され、前記２次元検出器によっ
て検出されたＸ線のデータを収集するデータ収集ユニッ
トと、 前記データ収集ユニットに接続され、前記収集されたデ
ータから、スライス位置が同じであるが時間が異なる複
数の断層画像を再構成する断層画像再構成ユニットとを
具備することを特徴とするコンピュータ断層撮影システ
ム。 - 【請求項１０】 Ｘ線ビーム発生源と、前記Ｘ線ビーム
発生源から被検体を介して到達するＸ線を検出するため
の複数の検出素子がチャンネル方向及びスライス方向に
配列されてなる２次元検出器とを有するガントリと、 前記被検体を載置する寝台と、 前記寝台と前記ガントリとの少なくとも一方を移動する
移動ユニットと、 前記２次元検出器に接続され、前記２次元検出器によっ
て検出されたＸ線のデータを収集するデータ収集ユニッ
トと、 前記データ収集ユニットに接続され、前記データ収集ユ
ニットによって収集されたデータを重み付けする重み付
け回路とを具備し、 前記重み付け回路は、スライス方向の少なくとも一部に
対応するデータに対して異なる重み付け関数を適用する
ことを特徴とするコンピュータ断層撮影システム。
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