JP2001170044A - 高ピッチのマルチスライス型ヘリカル心臓イメージングのためのハイブリッド再構成法 - Google Patents
高ピッチのマルチスライス型ヘリカル心臓イメージングのためのハイブリッド再構成法Info
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 各行がそれぞれのアイソセンタを有する複数
の検出器（１８）行を備えるマルチスライス型ＣＴイメ
ージング・システム（１０）によって、被検体（２２）
をスキャンする方法を提供する。 【解決手段】 マルチスライス型ＣＴイメージング・シ
ステムにより被検体をヘリカルスキャンして、周辺デー
タ・セグメント（５６、５８）を含むデータ・セグメン
ト（５０、５２、５４、５６、５８、６０、６２、６
４）を取得する。次いで、第１の周辺データ・セグメン
ト（５６）からのデータを反対側の第２の周辺セグメン
ト（５８）と合成して、１つの画像スライスを再構成す
るための１つのデータ組を形成する。この合成データを
画像スライスに再構成する。
の検出器（１８）行を備えるマルチスライス型ＣＴイメ
ージング・システム（１０）によって、被検体（２２）
をスキャンする方法を提供する。 【解決手段】 マルチスライス型ＣＴイメージング・シ
ステムにより被検体をヘリカルスキャンして、周辺デー
タ・セグメント（５６、５８）を含むデータ・セグメン
ト（５０、５２、５４、５６、５８、６０、６２、６
４）を取得する。次いで、第１の周辺データ・セグメン
ト（５６）からのデータを反対側の第２の周辺セグメン
ト（５８）と合成して、１つの画像スライスを再構成す
るための１つのデータ組を形成する。この合成データを
画像スライスに再構成する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、全体的には、コン
ピュータ断層撮影イメージングの方法及びシステムに関
し、さらに詳細には、周期性の運動をしている被検体に
対してマルチスライス型イメージングを行うためのコン
ピュータ断層撮影イメージング方法及びシステムに関す
る。
ピュータ断層撮影イメージングの方法及びシステムに関
し、さらに詳細には、周期性の運動をしている被検体に
対してマルチスライス型イメージングを行うためのコン
ピュータ断層撮影イメージング方法及びシステムに関す
る。
【０００２】
【発明の背景】周知のコンピュータ断層撮影（ＣＴ）イ
メージング・システムの少なくとも１つの構成では、Ｘ
線源は、デカルト座標系のＸ−Ｙ平面（一般に「画像作
成面」と呼ばれる）内に位置するようにコリメートされ
たファンビーム（扇形状ビーム）を放出する。Ｘ線ビー
ムは、例えば患者などの画像作成しようとする対象を透
過する。ビームは、この対象によって減衰を受けた後、
放射線検出器のアレイ上に入射する。検出器アレイで受
け取った減衰したビーム状放射線の強度は、対象による
Ｘ線ビームの減衰に依存する。このアレイの各検出器素
子は、それぞれの検出器位置でのビーム減衰の計測値に
相当する電気信号を別々に発生する。すべての検出器か
らの減衰量計測値を別々に収集し、透過プロフィールが
作成される。
メージング・システムの少なくとも１つの構成では、Ｘ
線源は、デカルト座標系のＸ−Ｙ平面（一般に「画像作
成面」と呼ばれる）内に位置するようにコリメートされ
たファンビーム（扇形状ビーム）を放出する。Ｘ線ビー
ムは、例えば患者などの画像作成しようとする対象を透
過する。ビームは、この対象によって減衰を受けた後、
放射線検出器のアレイ上に入射する。検出器アレイで受
け取った減衰したビーム状放射線の強度は、対象による
Ｘ線ビームの減衰に依存する。このアレイの各検出器素
子は、それぞれの検出器位置でのビーム減衰の計測値に
相当する電気信号を別々に発生する。すべての検出器か
らの減衰量計測値を別々に収集し、透過プロフィールが
作成される。
【０００３】周知の第３世代ＣＴシステムでは、Ｘ線源
及び検出器アレイは、Ｘ線ビームが画像を作成しようと
する対象を切る角度が一定に変化するようにして、画像
作成面内でこの画像作成対象の周りをガントリと共に回
転する。あるガントリ角度で検出器アレイより得られる
一群のＸ線減衰量計測値（すなわち、投影データ）のこ
とを「ビュー(view)」という。また、画像作成対象の
「スキャン・データ(scan)」は、Ｘ線源と検出器が１回
転する間に、様々なガントリ角度、すなわちビュー角度
で得られるビューの集合からなる。アキシャル・スキャ
ンでは、この投影データを処理し、画像作成対象を透過
させて得た２次元スライスに対応する画像を構成する。
投影データの組から画像を再構成するための一方法に、
当技術分野においてフィルタ補正逆投影法(filtered ba
ck projection)と呼ぶものがある。この処理方法では、
スキャンにより得た減衰量計測値を「ＣＴ値」、別名
「ハウンスフィールド値」という整数に変換し、これら
の整数値を用いて陰極線管ディスプレイ上の対応するピ
クセルの輝度を制御する。
及び検出器アレイは、Ｘ線ビームが画像を作成しようと
する対象を切る角度が一定に変化するようにして、画像
作成面内でこの画像作成対象の周りをガントリと共に回
転する。あるガントリ角度で検出器アレイより得られる
一群のＸ線減衰量計測値（すなわち、投影データ）のこ
とを「ビュー(view)」という。また、画像作成対象の
「スキャン・データ(scan)」は、Ｘ線源と検出器が１回
転する間に、様々なガントリ角度、すなわちビュー角度
で得られるビューの集合からなる。アキシャル・スキャ
ンでは、この投影データを処理し、画像作成対象を透過
させて得た２次元スライスに対応する画像を構成する。
投影データの組から画像を再構成するための一方法に、
当技術分野においてフィルタ補正逆投影法(filtered ba
ck projection)と呼ぶものがある。この処理方法では、
スキャンにより得た減衰量計測値を「ＣＴ値」、別名
「ハウンスフィールド値」という整数に変換し、これら
の整数値を用いて陰極線管ディスプレイ上の対応するピ
クセルの輝度を制御する。
【０００４】ヘリカルスキャンでは、Ｘ線源と検出器ア
レイが画像作成面内で被検体の周りをガントリと共に回
転し、一方この被検体を支持しているテーブルは画像作
成面を貫通するように移動する。Ｘ線源と検出器が１回
転する間にテーブルが前進する距離は、ヘリカルスキャ
ンのピッチ(pitch) により計測される。ピッチが大きい
ということは、Ｘ線源と検出器の１回転あたりのテーブ
ル移動が大きいことを意味する。
レイが画像作成面内で被検体の周りをガントリと共に回
転し、一方この被検体を支持しているテーブルは画像作
成面を貫通するように移動する。Ｘ線源と検出器が１回
転する間にテーブルが前進する距離は、ヘリカルスキャ
ンのピッチ(pitch) により計測される。ピッチが大きい
ということは、Ｘ線源と検出器の１回転あたりのテーブ
ル移動が大きいことを意味する。
【０００５】ハーフスキャン再構成では、Ｘ線源と検出
器を被検体の周りで１回の全回転させない間で収集した
投影データから画像を再構成している。典型的には、
「ハーフスキャン(half scan) 」再構成では１８０度に
１ファン角度を加えたビュー角度全体から取得したデー
タを利用している。「ファン角度」とは、画像作成面で
検出器により検出可能なＸ線ビームがつくる扇形(fan)
の角度のことである。この値は画像作成面での検出器の
角度範囲に等しいと考えることができる。その理由は、
周知のＣＴイメージング・システムの少なくとも１つに
おいては、Ｘ線源が放出するＸ線ビームの角度カバー範
囲が、検出器の角度範囲と同じであるか、より広いこと
による。
器を被検体の周りで１回の全回転させない間で収集した
投影データから画像を再構成している。典型的には、
「ハーフスキャン(half scan) 」再構成では１８０度に
１ファン角度を加えたビュー角度全体から取得したデー
タを利用している。「ファン角度」とは、画像作成面で
検出器により検出可能なＸ線ビームがつくる扇形(fan)
の角度のことである。この値は画像作成面での検出器の
角度範囲に等しいと考えることができる。その理由は、
周知のＣＴイメージング・システムの少なくとも１つに
おいては、Ｘ線源が放出するＸ線ビームの角度カバー範
囲が、検出器の角度範囲と同じであるか、より広いこと
による。
【０００６】ＣＴイメージング・システムを利用する少
なくとも１つの診断処置では、石灰化沈着を観察し計数
できるように、患者の心臓がスキャンされかつ画像化さ
れる。この処置の間、患者の心臓は周期的に拍動してい
る。運動誘発性アーチファクトを減少するため、患者の
心拍サイクルの同じ位相での心臓を表している画像のハ
ーフスキャン再構成を作成する。再構成のためには通
常、比較的静まった位相、例えば、心収縮期の直前の位
相が選択される。心臓の全容積、または心臓容積の少な
くとも大部分がこの方式により画像化される。したがっ
て、この処置に関する少なくとも周知の変形形態の１つ
では、マルチスライス型ＣＴスキャナを用いて石灰化計
数が実施される。マルチスライス型ＣＴスキャナは、フ
ァンビームの「面」と平行に複数の画像スライスを取得
するように構成されている複数行の検出器を有してい
る。ファンビームの厚さは、検出器の各行が患者身体の
本質的に平行なスライスを表す減衰計測値を取得できる
ようにして決める。
なくとも１つの診断処置では、石灰化沈着を観察し計数
できるように、患者の心臓がスキャンされかつ画像化さ
れる。この処置の間、患者の心臓は周期的に拍動してい
る。運動誘発性アーチファクトを減少するため、患者の
心拍サイクルの同じ位相での心臓を表している画像のハ
ーフスキャン再構成を作成する。再構成のためには通
常、比較的静まった位相、例えば、心収縮期の直前の位
相が選択される。心臓の全容積、または心臓容積の少な
くとも大部分がこの方式により画像化される。したがっ
て、この処置に関する少なくとも周知の変形形態の１つ
では、マルチスライス型ＣＴスキャナを用いて石灰化計
数が実施される。マルチスライス型ＣＴスキャナは、フ
ァンビームの「面」と平行に複数の画像スライスを取得
するように構成されている複数行の検出器を有してい
る。ファンビームの厚さは、検出器の各行が患者身体の
本質的に平行なスライスを表す減衰計測値を取得できる
ようにして決める。
【０００７】石灰化計数処置の幾つかでは、高ピッチの
ヘリカル心臓イメージングが利用されていることは周知
である。例えば、一度に４スライスを収集するように構
成された検出器を有するスキャナでは、３：１のピッチ
が使用される。「３：１のピッチ」とは、Ｘ線源と検出
器が患者身体の周りの１回転を完了すると、テーブルが
３検出器スライスの厚さに等しい量だけ前進することを
意味している。こうした高ピッチ型は、計数評価を正確
にするように十分な画像枚数を取得するのに要する時間
を短縮するために使用される。
ヘリカル心臓イメージングが利用されていることは周知
である。例えば、一度に４スライスを収集するように構
成された検出器を有するスキャナでは、３：１のピッチ
が使用される。「３：１のピッチ」とは、Ｘ線源と検出
器が患者身体の周りの１回転を完了すると、テーブルが
３検出器スライスの厚さに等しい量だけ前進することを
意味している。こうした高ピッチ型は、計数評価を正確
にするように十分な画像枚数を取得するのに要する時間
を短縮するために使用される。
【０００８】周知のヘリカルスキャン技法の少なくとも
１つでは、心臓石灰化計数のためにスキャンをした隣接
した心拍サイクルをもつ画像同士の間で、領域の抜けが
生じることが分かっている。こうした抜け領域により石
灰化計数値の算定が不正確になることがある。例えば、
周知のイメージング・システムの少なくとも１つにおい
ては、３：１のピッチでは、７５ｂｐｍ（拍動／分）未
満で拍動している心臓を０．８秒／ガントリ回転の速度
でスキャンすることができない。６０ｂｐｍ未満の心拍
に対しては、１．０秒／ガントリ回転の速度でスキャン
することができない。
１つでは、心臓石灰化計数のためにスキャンをした隣接
した心拍サイクルをもつ画像同士の間で、領域の抜けが
生じることが分かっている。こうした抜け領域により石
灰化計数値の算定が不正確になることがある。例えば、
周知のイメージング・システムの少なくとも１つにおい
ては、３：１のピッチでは、７５ｂｐｍ（拍動／分）未
満で拍動している心臓を０．８秒／ガントリ回転の速度
でスキャンすることができない。６０ｂｐｍ未満の心拍
に対しては、１．０秒／ガントリ回転の速度でスキャン
することができない。
【０００９】完全なカバー範囲を得ることができない理
由は、π＋γの角度範囲にわたるような有効データに対
する直線セグメントが、心拍サイクルの対応する各位相
での心臓を表しているスライスの全部に対して利用可能
とはならないことによる。（γは、少なくとも０度であ
り、かつファン角度の値未満であるかファン角度に等し
い。）例えば、図３は、従来技術による２回の連続する
心拍サイクルに対する４スライス型ヘリカルスキャンを
表したものである。各検出器行２Ａ、１Ａ、１Ｂ及び２
ＢのアイソセンタのＺ軸位置を、２回の連続する心拍サ
イクル中のガントリ回転の関数として表している。スキ
ャン速度が０．８秒／回転であり、心拍数が６０ｂｐｍ
である場合を表しており、したがって、ガントリの１．
２５回の回転で１回の心拍サイクルが完了する。ガント
リの各１回の回転は、Ｘ線源と検出器の角度２πに及ぶ
移動を意味する。
由は、π＋γの角度範囲にわたるような有効データに対
する直線セグメントが、心拍サイクルの対応する各位相
での心臓を表しているスライスの全部に対して利用可能
とはならないことによる。（γは、少なくとも０度であ
り、かつファン角度の値未満であるかファン角度に等し
い。）例えば、図３は、従来技術による２回の連続する
心拍サイクルに対する４スライス型ヘリカルスキャンを
表したものである。各検出器行２Ａ、１Ａ、１Ｂ及び２
ＢのアイソセンタのＺ軸位置を、２回の連続する心拍サ
イクル中のガントリ回転の関数として表している。スキ
ャン速度が０．８秒／回転であり、心拍数が６０ｂｐｍ
である場合を表しており、したがって、ガントリの１．
２５回の回転で１回の心拍サイクルが完了する。ガント
リの各１回の回転は、Ｘ線源と検出器の角度２πに及ぶ
移動を意味する。
【００１０】データ・セグメント５０、５２、５４、５
６、５８、６０、６２及び６４の各々は、４つの検出器
行２Ａ、１Ａ、１Ｂ及び２Ｂの組のうちの互いに隣接す
る１対においてデータの線形補間を使用して取得され
る。各セグメントのデータは、患者の心拍サイクルの一
定の（または概ね一定の）位相φの周りに来るように時
間的な中心を合わせる。検出器行１Ａに対するセグメン
ト５２及び６０では、隣接する検出器行２Ａ及び１Ｂが
存在するので、完全なハーフスキャン再構成として線形
補間することができる。同様に、検出器行１Ｂに対する
セグメント５４及び６２でも、隣接する検出器行１Ａ及
び２Ｂが存在するので、完全なハーフスキャン再構成と
して線形補間することができる。しかし、検出器行２Ａ
から再構成される周辺スライスのセグメント５０及び５
８に対しては、隣接する行が検出器行１Ａだけしかない
ため、利用可能であるのは（π＋γ）／２の角度範囲に
わたるデータのみである。同様に、検出器行２Ｂから再
構成される周辺スライスのセグメント５６及び６４に対
しても、隣接する行が検出器行１Ｂだけしかないため、
利用可能であるのは（π＋γ）／２の角度範囲にわたる
データのみである。ハーフスキャン再構成は、セグメン
ト５２、５４、６０及び６２からの中央のスライスに対
してのみ利用可能である。したがって、検出器行２Ａ及
び２Ｂは適切なスキャンをすることができず、２心拍サ
イクルからなる画像同士の間で抜け領域ができてしま
う。
６、５８、６０、６２及び６４の各々は、４つの検出器
行２Ａ、１Ａ、１Ｂ及び２Ｂの組のうちの互いに隣接す
る１対においてデータの線形補間を使用して取得され
る。各セグメントのデータは、患者の心拍サイクルの一
定の（または概ね一定の）位相φの周りに来るように時
間的な中心を合わせる。検出器行１Ａに対するセグメン
ト５２及び６０では、隣接する検出器行２Ａ及び１Ｂが
存在するので、完全なハーフスキャン再構成として線形
補間することができる。同様に、検出器行１Ｂに対する
セグメント５４及び６２でも、隣接する検出器行１Ａ及
び２Ｂが存在するので、完全なハーフスキャン再構成と
して線形補間することができる。しかし、検出器行２Ａ
から再構成される周辺スライスのセグメント５０及び５
８に対しては、隣接する行が検出器行１Ａだけしかない
ため、利用可能であるのは（π＋γ）／２の角度範囲に
わたるデータのみである。同様に、検出器行２Ｂから再
構成される周辺スライスのセグメント５６及び６４に対
しても、隣接する行が検出器行１Ｂだけしかないため、
利用可能であるのは（π＋γ）／２の角度範囲にわたる
データのみである。ハーフスキャン再構成は、セグメン
ト５２、５４、６０及び６２からの中央のスライスに対
してのみ利用可能である。したがって、検出器行２Ａ及
び２Ｂは適切なスキャンをすることができず、２心拍サ
イクルからなる画像同士の間で抜け領域ができてしま
う。
【００１１】したがって、２心拍サイクルからなる画像
同士の間で抜け領域を起こさせずに高ピッチのマルチス
ライス型ヘリカル心臓イメージングを再構成するための
方法及び装置を提供することが望ましい。
同士の間で抜け領域を起こさせずに高ピッチのマルチス
ライス型ヘリカル心臓イメージングを再構成するための
方法及び装置を提供することが望ましい。
【００１２】
【発明の概要】したがって、本発明の一態様では、その
各々がアイソセンタを有する複数の検出器行を備えるマ
ルチスライス型ＣＴイメージング・システムにより被検
体をスキャンするための方法が提供される。本方法は、
周辺データ・セグメントを含むデータ・セグメントを取
得するために、マルチスライス型ＣＴイメージング・シ
ステムにより被検体をヘリカルスキャンするステップ
と、第１の周辺データ・セグメントからのデータを反対
側の第２の周辺セグメントと合成して、１つの画像スラ
イスを再構成するための１つのデータ組を形成するステ
ップと、この合成データを画像スライスに再構成するス
テップとを含んでいる。
各々がアイソセンタを有する複数の検出器行を備えるマ
ルチスライス型ＣＴイメージング・システムにより被検
体をスキャンするための方法が提供される。本方法は、
周辺データ・セグメントを含むデータ・セグメントを取
得するために、マルチスライス型ＣＴイメージング・シ
ステムにより被検体をヘリカルスキャンするステップ
と、第１の周辺データ・セグメントからのデータを反対
側の第２の周辺セグメントと合成して、１つの画像スラ
イスを再構成するための１つのデータ組を形成するステ
ップと、この合成データを画像スライスに再構成するス
テップとを含んでいる。
【００１３】上述の方法及び対応する装置により、２心
拍サイクルからなる画像同士の間で抜け領域を起こさせ
ないような高ピッチのマルチスライス型ヘリカル心臓イ
メージングを提供できる。この結果、心臓石灰化計数が
より正確になる。さらに、本発明による方法及び対応す
る装置は、より一般的に、周期性の運動を有するその他
の被検体を画像化する際に有用である。
拍サイクルからなる画像同士の間で抜け領域を起こさせ
ないような高ピッチのマルチスライス型ヘリカル心臓イ
メージングを提供できる。この結果、心臓石灰化計数が
より正確になる。さらに、本発明による方法及び対応す
る装置は、より一般的に、周期性の運動を有するその他
の被検体を画像化する際に有用である。
【００１４】
【発明の実施の形態】図１及び図２を参照すると、「第
３世代」のＣＴスキャナに典型的なガントリ１２を含む
ものとして、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージン
グ・システム１０を示している。ガントリ１２は、この
ガントリ１２の対向面上に位置する検出器アレイ１８に
向けてＸ線ビーム１６を放出するＸ線源１４を有する。
検出器アレイ１８は、投射され被検体２２（例えば、患
者）を透過したＸ線を一体となって検知する検出器素子
２０により形成される。検出器アレイ１８は、単一スラ
イス構成で製作される場合とマルチ・スライス構成で製
作される場合がある。マルチスライス構成では、検出器
アレイ１８は素子２０からなる幾つかの平行な行を有す
る。各検出器素子２０は、入射したＸ線ビームの強度を
表す電気信号、すなわち患者２２を透過したＸ線ビーム
の減衰を表す電気信号を発生する。マルチスライス検出
器構成での素子２０の各列は、扇形状Ｘ線ビーム１６の
面と平行な画像スライスの１つに対応している。Ｘ線源
１４は、ビーム１６が選択した検出器行数（例えば、４
行）上に入射できるだけの十分な厚さを有するように構
成される。これらの検出器行は、スキャン中に患者２２
に対する平行なスライス（または概ね平行なスライス）
による減衰を同時に検出する動作が可能となるように構
成する。
３世代」のＣＴスキャナに典型的なガントリ１２を含む
ものとして、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージン
グ・システム１０を示している。ガントリ１２は、この
ガントリ１２の対向面上に位置する検出器アレイ１８に
向けてＸ線ビーム１６を放出するＸ線源１４を有する。
検出器アレイ１８は、投射され被検体２２（例えば、患
者）を透過したＸ線を一体となって検知する検出器素子
２０により形成される。検出器アレイ１８は、単一スラ
イス構成で製作される場合とマルチ・スライス構成で製
作される場合がある。マルチスライス構成では、検出器
アレイ１８は素子２０からなる幾つかの平行な行を有す
る。各検出器素子２０は、入射したＸ線ビームの強度を
表す電気信号、すなわち患者２２を透過したＸ線ビーム
の減衰を表す電気信号を発生する。マルチスライス検出
器構成での素子２０の各列は、扇形状Ｘ線ビーム１６の
面と平行な画像スライスの１つに対応している。Ｘ線源
１４は、ビーム１６が選択した検出器行数（例えば、４
行）上に入射できるだけの十分な厚さを有するように構
成される。これらの検出器行は、スキャン中に患者２２
に対する平行なスライス（または概ね平行なスライス）
による減衰を同時に検出する動作が可能となるように構
成する。
【００１５】Ｘ線投影データを収集するためのスキャン
の間に、ガントリ１２及びガントリ上に装着されたコン
ポーネントは回転中心２４の周りを回転する。ガントリ
１２の回転及びＸ線源１４の動作は、ＣＴシステム１０
の制御機構２６により制御される。制御機構２６は、Ｘ
線源１４に電力及びタイミング信号を供給するＸ線制御
装置２８と、ガントリ１２の回転速度及び位置を制御す
るガントリ・モータ制御装置３０とを含む。制御機構２
６内にはデータ収集システム（ＤＡＳ）３２があり、こ
れによって検出器素子２０からのアナログ・データをサ
ンプリングし、このデータを後続の処理のためにディジ
タル信号に変換する。画像再構成装置３４は、サンプリ
ングされディジタル化されたＸ線データをＤＡＳ３２か
ら受け取り、高速で画像再構成を行う。再構成された画
像はコンピュータ３６に入力として渡され、コンピュー
タにより大容量記憶装置３８内に格納される。
の間に、ガントリ１２及びガントリ上に装着されたコン
ポーネントは回転中心２４の周りを回転する。ガントリ
１２の回転及びＸ線源１４の動作は、ＣＴシステム１０
の制御機構２６により制御される。制御機構２６は、Ｘ
線源１４に電力及びタイミング信号を供給するＸ線制御
装置２８と、ガントリ１２の回転速度及び位置を制御す
るガントリ・モータ制御装置３０とを含む。制御機構２
６内にはデータ収集システム（ＤＡＳ）３２があり、こ
れによって検出器素子２０からのアナログ・データをサ
ンプリングし、このデータを後続の処理のためにディジ
タル信号に変換する。画像再構成装置３４は、サンプリ
ングされディジタル化されたＸ線データをＤＡＳ３２か
ら受け取り、高速で画像再構成を行う。再構成された画
像はコンピュータ３６に入力として渡され、コンピュー
タにより大容量記憶装置３８内に格納される。
【００１６】コンピュータ３６はまた、キーボードを有
するコンソール４０を介して、オペレータからのコマン
ド及びスキャン・パラメータを受け取る。付属の陰極線
管ディスプレイ４２により、オペレータはコンピュータ
３６からの再構成画像やその他のデータを観察すること
ができる。コンピュータ３６は、オペレータの発したコ
マンド及びパラメータを用いて、ＤＡＳ３２、Ｘ線制御
装置２８及びガントリ・モータ制御装置３０に対して制
御信号や制御情報を提供する。さらにコンピュータ３６
は、モータ式テーブル４６を制御してガントリ１２内で
の患者２２の位置決めをするためのテーブル・モータ制
御装置４４を操作する。詳細には、テーブル４６により
患者２２の各部分がガントリ開口４８を通過できる。
するコンソール４０を介して、オペレータからのコマン
ド及びスキャン・パラメータを受け取る。付属の陰極線
管ディスプレイ４２により、オペレータはコンピュータ
３６からの再構成画像やその他のデータを観察すること
ができる。コンピュータ３６は、オペレータの発したコ
マンド及びパラメータを用いて、ＤＡＳ３２、Ｘ線制御
装置２８及びガントリ・モータ制御装置３０に対して制
御信号や制御情報を提供する。さらにコンピュータ３６
は、モータ式テーブル４６を制御してガントリ１２内で
の患者２２の位置決めをするためのテーブル・モータ制
御装置４４を操作する。詳細には、テーブル４６により
患者２２の各部分がガントリ開口４８を通過できる。
【００１７】上記で説明したように、図３は、２回の連
続する心拍サイクルに対する従来技術による４スライス
型ヘリカルスキャンを表している。この従来技術による
実施形態では、周辺セグメント５０、５６、５８及び６
４に対して利用可能であるのは（π＋γ）／２の角度範
囲にわたるデータのみであるため、抜けが生じてしま
う。これと比べて、本発明の実施の一形態では、２回の
連続する心拍サイクルにおいてデータを合成し再構成の
ためのハーフスキャンのデータ組を形成することによ
り、これらのセグメント間での抜けを排除している。図
４は、本発明の実施の一形態によるヘリカルスキャンを
表したものである。図４では、７５拍動／分の心拍数を
表し、ガントリ１２の１回転あたり０．８秒のスキャン
速度での各検出器行のアイソセンタのＺ軸位置を、２回
の連続する心拍サイクル中のガントリの回転サイクルの
関数として表している。（Ｚ軸位置は、ヘリカルスキャ
ン中のテーブル４６の並進方向に対応させている。）
０．８秒／回転というスキャン速度は、１つの心拍サイ
クル中にスキャンを受けた第１の周辺セグメント５６
を、次の心拍サイクルの対応する位相φの間にスキャン
を受ける反対側の第２の周辺セグメント５８と少なくと
も概ね一致させるように選択したものである。「少なく
とも概ね一致させる」という表現は、互いに反対側の周
辺検出器行２Ａ及び２Ｂのアイソセンタが心拍サイクル
の実質的に同じ位相φにおいて実質的に同じＺ軸位置に
あり、セグメント５６及び５８を合成すると不一致に起
因するアーチファクトを実質的に伴なわない画像が作成
されることを意味している。周辺セグメント５６及び５
８の各々が、角度範囲（π＋γ）／２にわたる画像デー
タだけしか表していない図３の従来技術の方法と比べ
て、周辺セグメント５６及び５８を合成し角度範囲π＋
γにわたるハーフスキャンのデータ組とすることができ
る。同様に、セグメント５０は直前の心拍サイクルから
の別のセグメント（図示せず）と合成し、またセグメン
ト６４は後続の心拍サイクルからの別のセグメント（図
示せず）と合成する。次いで、得られたハーフスキャン
のデータ組を画像スライスに再構成し、心臓石灰化の計
数を行う。勿論、この実施形態では、中央の各セグメン
トについても画像スライスに再構成して計数を行う。
続する心拍サイクルに対する従来技術による４スライス
型ヘリカルスキャンを表している。この従来技術による
実施形態では、周辺セグメント５０、５６、５８及び６
４に対して利用可能であるのは（π＋γ）／２の角度範
囲にわたるデータのみであるため、抜けが生じてしま
う。これと比べて、本発明の実施の一形態では、２回の
連続する心拍サイクルにおいてデータを合成し再構成の
ためのハーフスキャンのデータ組を形成することによ
り、これらのセグメント間での抜けを排除している。図
４は、本発明の実施の一形態によるヘリカルスキャンを
表したものである。図４では、７５拍動／分の心拍数を
表し、ガントリ１２の１回転あたり０．８秒のスキャン
速度での各検出器行のアイソセンタのＺ軸位置を、２回
の連続する心拍サイクル中のガントリの回転サイクルの
関数として表している。（Ｚ軸位置は、ヘリカルスキャ
ン中のテーブル４６の並進方向に対応させている。）
０．８秒／回転というスキャン速度は、１つの心拍サイ
クル中にスキャンを受けた第１の周辺セグメント５６
を、次の心拍サイクルの対応する位相φの間にスキャン
を受ける反対側の第２の周辺セグメント５８と少なくと
も概ね一致させるように選択したものである。「少なく
とも概ね一致させる」という表現は、互いに反対側の周
辺検出器行２Ａ及び２Ｂのアイソセンタが心拍サイクル
の実質的に同じ位相φにおいて実質的に同じＺ軸位置に
あり、セグメント５６及び５８を合成すると不一致に起
因するアーチファクトを実質的に伴なわない画像が作成
されることを意味している。周辺セグメント５６及び５
８の各々が、角度範囲（π＋γ）／２にわたる画像デー
タだけしか表していない図３の従来技術の方法と比べ
て、周辺セグメント５６及び５８を合成し角度範囲π＋
γにわたるハーフスキャンのデータ組とすることができ
る。同様に、セグメント５０は直前の心拍サイクルから
の別のセグメント（図示せず）と合成し、またセグメン
ト６４は後続の心拍サイクルからの別のセグメント（図
示せず）と合成する。次いで、得られたハーフスキャン
のデータ組を画像スライスに再構成し、心臓石灰化の計
数を行う。勿論、この実施形態では、中央の各セグメン
トについても画像スライスに再構成して計数を行う。
【００１８】周辺セグメントをこの方式により合成する
ことにより、外側の画像スライスの時間分解能が、中央
のスライス５２、５４、６０及び６２の時間分解能より
も２倍改善される。さらに、角度範囲がπ＋γ未満にわ
たるセグメントのみからハーフスキャン・セグメントを
合成することは不可能であることは明白である。合成が
不可能なセグメントは、スキャン開始時点のセグメント
とスキャン終了時点のセグメントである。この数は、ヘ
リカルスキャン中にいくら多くのセグメントを収集しよ
うとも不変である。これと比べて図３に示す従来技術に
よる方法では、各心拍サイクル中で２つの周辺セグメン
トが無駄になっている。スキャンが非常に長ければ、そ
の間に無駄になる周辺セクタの数も多くなる。
ことにより、外側の画像スライスの時間分解能が、中央
のスライス５２、５４、６０及び６２の時間分解能より
も２倍改善される。さらに、角度範囲がπ＋γ未満にわ
たるセグメントのみからハーフスキャン・セグメントを
合成することは不可能であることは明白である。合成が
不可能なセグメントは、スキャン開始時点のセグメント
とスキャン終了時点のセグメントである。この数は、ヘ
リカルスキャン中にいくら多くのセグメントを収集しよ
うとも不変である。これと比べて図３に示す従来技術に
よる方法では、各心拍サイクル中で２つの周辺セグメン
トが無駄になっている。スキャンが非常に長ければ、そ
の間に無駄になる周辺セクタの数も多くなる。
【００１９】上で指摘したように、この実施形態では周
辺セグメント５６と５８の完全な一致は必要でない。し
かしながら、周辺セグメントの合成によりかなりのアー
チファクトが導入される場合には、一致の確度をより高
める必要があることが指摘されている。実施の一形態で
は、ガントリ１２の回転速度を調整することにより一致
が改善される。７５ｂｐｍを超え１１５ｂｐｍ未満の心
拍数では、４スライス式で３：１のピッチでの石灰化計
数に対して、０．８秒／回転のガントリ１２の回転速度
でのスキャンが適している。６０〜７５ｂｐｍの心拍数
では、４スライス式で３：１のピッチでの石灰化計数に
対して、０．８〜１．０秒／回転のガントリ１２の回転
速度でのスキャンが適している。ガントリ１２の回転速
度とは、Ｘ線源１４と検出器アレイ１８が患者２２の心
臓の周りを回転する速度であることを理解されたい。よ
り一般的には、厚さが等しくピッチがＰ：１であるＮ個
の隣接するスライスをもつ実施形態において、Ｂ拍動／
分の心拍数では、ガントリ回転速度（Ｒ秒／回転）がＲ
＝６０Ｐ÷［（Ｎ−１）Ｂ］である場合にセグメント５
６と５８は心拍サイクルの同じ位相φで互いに一致す
る。例えば、図４によって、｛Ｂ，Ｐ，Ｒ，Ｎ｝＝｛７
５，３，０．８，４｝、並びに｛Ｂ，Ｐ，Ｒ，Ｎ｝＝
｛６０，３，１．０，４｝であるような４スライス型の
各実施形態を等しく表すことができる。検出器アレイ１
８が１行しかなければ、すなわち、イメージング・シス
テム１０が単一スライス型イメージング・システムであ
れば、合成すべきスライスが存在しなくなるので、当然
Ｎは１を超える値となる。
辺セグメント５６と５８の完全な一致は必要でない。し
かしながら、周辺セグメントの合成によりかなりのアー
チファクトが導入される場合には、一致の確度をより高
める必要があることが指摘されている。実施の一形態で
は、ガントリ１２の回転速度を調整することにより一致
が改善される。７５ｂｐｍを超え１１５ｂｐｍ未満の心
拍数では、４スライス式で３：１のピッチでの石灰化計
数に対して、０．８秒／回転のガントリ１２の回転速度
でのスキャンが適している。６０〜７５ｂｐｍの心拍数
では、４スライス式で３：１のピッチでの石灰化計数に
対して、０．８〜１．０秒／回転のガントリ１２の回転
速度でのスキャンが適している。ガントリ１２の回転速
度とは、Ｘ線源１４と検出器アレイ１８が患者２２の心
臓の周りを回転する速度であることを理解されたい。よ
り一般的には、厚さが等しくピッチがＰ：１であるＮ個
の隣接するスライスをもつ実施形態において、Ｂ拍動／
分の心拍数では、ガントリ回転速度（Ｒ秒／回転）がＲ
＝６０Ｐ÷［（Ｎ−１）Ｂ］である場合にセグメント５
６と５８は心拍サイクルの同じ位相φで互いに一致す
る。例えば、図４によって、｛Ｂ，Ｐ，Ｒ，Ｎ｝＝｛７
５，３，０．８，４｝、並びに｛Ｂ，Ｐ，Ｒ，Ｎ｝＝
｛６０，３，１．０，４｝であるような４スライス型の
各実施形態を等しく表すことができる。検出器アレイ１
８が１行しかなければ、すなわち、イメージング・シス
テム１０が単一スライス型イメージング・システムであ
れば、合成すべきスライスが存在しなくなるので、当然
Ｎは１を超える値となる。
【００２０】図５で示す４スライス型の別の実施形態で
は、６０〜７５ｂｐｍの心拍数に対して、０．８秒／回
転のガントリ１２の回転速度及び３：１のピッチを使用
している。検出器行２Ｂの有効データ・セグメント５６
は、外挿により取得したデータ６６の別のセグメントに
より補完される。補完用データ、すなわちセグメント５
６をセグメント５６及び６６を備えるハーフスキャンの
少なくとも１つのデータ組に延長するためのデータは、
１つまたは複数の検出器行２Ａ、１Ａ、１Ｂ及び２Ｂの
うちのデータ・セグメントの単一心拍サイクル内で同時
に取得したデータから外挿することにより取得される。
この実施形態の変形形態の１つでは、一致するデータ・
セグメントが利用可能でないような場合であっても、直
後及び直前の心拍サイクルのうちの少なくとも１つの対
応する位相で取得した１つまたは複数のセグメント５
８、６０、６２、６４からの外挿により、セグメント５
６をハーフスキャンのデータ組５６、６６まで延長する
ことができる。これら２つの変形形態では、有効データ
・セグメント５８も同様の外挿により補完され、セグメ
ント６８が取得される。いずれの変形形態でも、この外
挿により、当該スキャンの周辺スライスの位置でのハー
フスキャン再構成を提供し、従来技術による方法で生じ
ているようなカバー範囲のギャップを防止している。ス
キャンされたセグメントは、ハーフスキャン再構成した
データ組を含め、心臓石灰化を計数するための画像に再
構成される。
は、６０〜７５ｂｐｍの心拍数に対して、０．８秒／回
転のガントリ１２の回転速度及び３：１のピッチを使用
している。検出器行２Ｂの有効データ・セグメント５６
は、外挿により取得したデータ６６の別のセグメントに
より補完される。補完用データ、すなわちセグメント５
６をセグメント５６及び６６を備えるハーフスキャンの
少なくとも１つのデータ組に延長するためのデータは、
１つまたは複数の検出器行２Ａ、１Ａ、１Ｂ及び２Ｂの
うちのデータ・セグメントの単一心拍サイクル内で同時
に取得したデータから外挿することにより取得される。
この実施形態の変形形態の１つでは、一致するデータ・
セグメントが利用可能でないような場合であっても、直
後及び直前の心拍サイクルのうちの少なくとも１つの対
応する位相で取得した１つまたは複数のセグメント５
８、６０、６２、６４からの外挿により、セグメント５
６をハーフスキャンのデータ組５６、６６まで延長する
ことができる。これら２つの変形形態では、有効データ
・セグメント５８も同様の外挿により補完され、セグメ
ント６８が取得される。いずれの変形形態でも、この外
挿により、当該スキャンの周辺スライスの位置でのハー
フスキャン再構成を提供し、従来技術による方法で生じ
ているようなカバー範囲のギャップを防止している。ス
キャンされたセグメントは、ハーフスキャン再構成した
データ組を含め、心臓石灰化を計数するための画像に再
構成される。
【００２１】実施の一形態では、本発明に関する１つま
たは複数の方法は、イメージング・システム１０のソフ
トウェア内（すなわち、ファームウェア内）で実現され
る。例えば、画像再構成装置３４は、これらの方法のう
ちの１つまたは複数を実現するためのソフトウェアまた
はファームウェアを備えている。パラメータＰ、Ｂ、Ｎ
及びＲのうちの少なくとも幾つかは、オペレータ・コン
ソール４０を介してコンピュータ３６に入力される。こ
れらのパラメータのうちの１つまたは複数（例えばＮ）
は、実施の一形態では固定されている。別の実施形態で
は、コンピュータ３６は、パラメータＰ、Ｂ、Ｎ及びＲ
のうちの１つを残りの３つのパラメータから算出する。
たは複数の方法は、イメージング・システム１０のソフ
トウェア内（すなわち、ファームウェア内）で実現され
る。例えば、画像再構成装置３４は、これらの方法のう
ちの１つまたは複数を実現するためのソフトウェアまた
はファームウェアを備えている。パラメータＰ、Ｂ、Ｎ
及びＲのうちの少なくとも幾つかは、オペレータ・コン
ソール４０を介してコンピュータ３６に入力される。こ
れらのパラメータのうちの１つまたは複数（例えばＮ）
は、実施の一形態では固定されている。別の実施形態で
は、コンピュータ３６は、パラメータＰ、Ｂ、Ｎ及びＲ
のうちの１つを残りの３つのパラメータから算出する。
【００２２】本発明の様々な実施形態に関する上記の説
明から、２心拍サイクルからなる画像間で抜け領域を起
こさせずに高ピッチのマルチスライス型ヘリカル心臓イ
メージングが達成されることは明らかである。本発明の
具体的な実施形態を詳細に記載し図示してきたが、これ
らは説明および例示のためのものに過ぎず、本発明を限
定する意図ではないことを明瞭に理解されたい。例え
ば、本発明の方法及び装置は心臓に対するイメージング
に限定されるものではなく、むしろ周期性の運動を有す
るあらゆる被検体に適用することができる。こうした心
臓以外の被検体に対しては、Ｂは拍動／分を単位とする
心拍数ではなく、サイクル／分を単位とするサイクル速
度となる。さらに、本明細書に記載したＣＴシステム
は、Ｘ線源と検出器の双方がガントリと共に回転する
「第３世代」システムである。検出器素子が個々に補正
され所与のＸ線ビームに対して実質的に均一のレスポン
スを提供できるならば、検出器が全周の静止した検出器
でありかつＸ線源のみがガントリと共に回転する「第４
世代」システムを含め、別の多くのＣＴシステムも使用
可能である。したがって、本発明の精神及び範囲は、添
付の特許請求の範囲の各項及びこれと法的に等価なもの
によってのみ限定されるべきである。
明から、２心拍サイクルからなる画像間で抜け領域を起
こさせずに高ピッチのマルチスライス型ヘリカル心臓イ
メージングが達成されることは明らかである。本発明の
具体的な実施形態を詳細に記載し図示してきたが、これ
らは説明および例示のためのものに過ぎず、本発明を限
定する意図ではないことを明瞭に理解されたい。例え
ば、本発明の方法及び装置は心臓に対するイメージング
に限定されるものではなく、むしろ周期性の運動を有す
るあらゆる被検体に適用することができる。こうした心
臓以外の被検体に対しては、Ｂは拍動／分を単位とする
心拍数ではなく、サイクル／分を単位とするサイクル速
度となる。さらに、本明細書に記載したＣＴシステム
は、Ｘ線源と検出器の双方がガントリと共に回転する
「第３世代」システムである。検出器素子が個々に補正
され所与のＸ線ビームに対して実質的に均一のレスポン
スを提供できるならば、検出器が全周の静止した検出器
でありかつＸ線源のみがガントリと共に回転する「第４
世代」システムを含め、別の多くのＣＴシステムも使用
可能である。したがって、本発明の精神及び範囲は、添
付の特許請求の範囲の各項及びこれと法的に等価なもの
によってのみ限定されるべきである。
【図１】ＣＴイメージング・システムの外観図である。
【図２】図１に示すシステムの概略ブロック図である。
【図３】従来技術によるヘリカルスキャンに関し、各検
出器行のアイソセンタのＺ軸位置を、２回の連続する心
拍サイクル中のガントリ回転サイクルの関数として表し
たグラフであり、スキャン速度が０．８秒／ガントリ回
転で、心拍数が６０拍動／分の場合を表している。
出器行のアイソセンタのＺ軸位置を、２回の連続する心
拍サイクル中のガントリ回転サイクルの関数として表し
たグラフであり、スキャン速度が０．８秒／ガントリ回
転で、心拍数が６０拍動／分の場合を表している。
【図４】２回の隣接するサイクルに対するデータを合成
してハーフスキャン再構成を得ている本発明の実施の一
形態についてのグラフであり、スキャン速度が０．８秒
／ガントリ回転で、心拍数が７５拍動／分の場合を表し
ていると共に、スキャン速度が１．０秒／回転で、心拍
数が６０拍動／分の場合も表している。
してハーフスキャン再構成を得ている本発明の実施の一
形態についてのグラフであり、スキャン速度が０．８秒
／ガントリ回転で、心拍数が７５拍動／分の場合を表し
ていると共に、スキャン速度が１．０秒／回転で、心拍
数が６０拍動／分の場合も表している。
【図５】同じ（１つの）隣接する心拍サイクルにおける
他の検出器行からデータを外挿した本発明の実施の一形
態についてのグラフであり、スキャン速度が０．８秒／
ガントリ回転で、心拍数が６０拍動／分の場合を表して
いる。
他の検出器行からデータを外挿した本発明の実施の一形
態についてのグラフであり、スキャン速度が０．８秒／
ガントリ回転で、心拍数が６０拍動／分の場合を表して
いる。
１０ コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージング・シ
ステム １２ ガントリ １４ Ｘ線源 １６ Ｘ線ビーム １８ 検出器アレイ ２０ 検出器素子 ２２ 被検体（患者） ２４ ガントリの回転中心 ２６ 制御機構 ２８ Ｘ線制御装置 ３０ ガントリ・モータ制御装置 ３２ データ収集システム（ＤＡＳ） ３４ 画像再構成装置 ３６ コンピュータ ３８ 大容量記憶装置 ４０ コンソール ４２ 陰極線管ディスプレイ ４４ テーブル・モータ制御装置 ４６ テーブル ４８ ガントリ開口 ５０ データ・セグメント ５２ 別のデータ・セグメント ５４ 別のデータ・セグメント ５６ 別のデータ・セグメント ５８ 別のデータ・セグメント ６０ 別のデータ・セグメント ６２ 別のデータ・セグメント ６４ 別のデータ・セグメント ６６ セグメント５６を補完するため外挿により取得し
たデータ・セグメント ６８ セグメント５８を補完するため外挿により取得し
たデータ・セグメント ２Ａ ４検出器行のうちの１行 １Ａ ４検出器行のうちの別の１行 １Ｂ ４検出器行のうちの別の１行 ２Ｂ ４検出器行のうちの別の１行 φ 患者の心拍サイクルの一定の位相
ステム １２ ガントリ １４ Ｘ線源 １６ Ｘ線ビーム １８ 検出器アレイ ２０ 検出器素子 ２２ 被検体（患者） ２４ ガントリの回転中心 ２６ 制御機構 ２８ Ｘ線制御装置 ３０ ガントリ・モータ制御装置 ３２ データ収集システム（ＤＡＳ） ３４ 画像再構成装置 ３６ コンピュータ ３８ 大容量記憶装置 ４０ コンソール ４２ 陰極線管ディスプレイ ４４ テーブル・モータ制御装置 ４６ テーブル ４８ ガントリ開口 ５０ データ・セグメント ５２ 別のデータ・セグメント ５４ 別のデータ・セグメント ５６ 別のデータ・セグメント ５８ 別のデータ・セグメント ６０ 別のデータ・セグメント ６２ 別のデータ・セグメント ６４ 別のデータ・セグメント ６６ セグメント５６を補完するため外挿により取得し
たデータ・セグメント ６８ セグメント５８を補完するため外挿により取得し
たデータ・セグメント ２Ａ ４検出器行のうちの１行 １Ａ ４検出器行のうちの別の１行 １Ｂ ４検出器行のうちの別の１行 ２Ｂ ４検出器行のうちの別の１行 φ 患者の心拍サイクルの一定の位相
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 マーク・ウッドフォード アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、ワー ケシャー、オックスフォード・ロード、 1029番 (72)発明者 ジャン・ヘシエー アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、ブル ックフィールド、ウエスト・ケズウィッ ク・コート、19970番 (72)発明者 ユン・シェン 東京都日野市旭が丘４丁目７番５号シティ ーハウス５−1403号室 (72)発明者 キショアー・アチャルヤ アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、ブル ックフィールド、リッジウェイ、1325番
Claims (25)
- 【請求項１】 各行がそれぞれのアイソセンタを有する
複数の検出器（１８）行を備えるマルチスライス型ＣＴ
イメージング・システム（１０）により、被検体（２
２）をスキャンする方法であって、 マルチスライス型ＣＴイメージング・システム（１０）
により被検体（２２）をヘリカルスキャンして、周辺デ
ータ・セグメント（５６、５８）を含むデータ・セグメ
ント（５０、５２、５４、５６、５８、６０、６２、６
４）を取得するステップと、 第１の周辺データ・セグメント（５６）からのデータを
反対側の第２の周辺セグメント（５８）と合成して、１
つの画像スライスを再構成するための１つのデータ組を
形成するステップと、 前記合成データを画像スライスに再構成するステップ
と、を含む方法。 - 【請求項２】 合成データを再構成する前記ステップ
が、ハーフスキャンのデータ組を再構成することを含む
請求項１に記載の方法。 - 【請求項３】 第１の周辺データ・セグメント（５６）
からのデータを反対側の第２の周辺セグメント（５８）
と合成して、１つの画像スライスを再構成するための１
つのデータ組を形成する前記ステップが、前記ヘリカル
スキャンの並進方向で概ね一致したアイソセンタを有す
る反対側の周辺検出器行（２Ａ、２Ｂ）に対するセグメ
ントに対応した周辺セグメントを選択することを含む請
求項１に記載の方法。 - 【請求項４】 前記被検体が周期性の運動をしており、
前記方法は、さらに、周期性の運動をしている前記被検
体のサイクルの位相が第１のセグメント（５６）と反対
側の第２のセグメント（５８）とにおいて実質的に同じ
となるように、前記ヘリカルスキャンに対するピッチ
Ｐ、スライス数Ｎ、及びＸ線源（１４）と検出器アレイ
（１８）の回転速度Ｒを選択するステップを含む請求項
３に記載の方法。 - 【請求項５】 スキャンを受ける被検体が患者（２２）
の心臓であり、かつ周期性の運動をしている被検体のサ
イクルが心拍サイクルである請求項４に記載の方法。 - 【請求項６】 Ｂを拍動／分を単位とした心拍数、Ｒを
回転／分を単位としたＸ線源（１４）と検出器（１８）
の被検体の周りでの回転速度としたときに、Ｐ、Ｎ及び
Ｒが、少なくとも概ね、Ｒ＝６０Ｐ÷［（Ｎ−１）Ｂ］
となるように選択される請求項５に記載の方法。 - 【請求項７】 さらに、再構成画像スライスに対して心
臓石灰化を計数するステップを含む請求項６に記載の方
法。 - 【請求項８】 Ｎが４スライスであり、Ｂが６０〜７５
拍動／分であり、かつＲが０．８〜１．０秒／回転であ
る請求項４に記載の方法。 - 【請求項９】 Ｐが３である請求項８に記載の方法。
- 【請求項１０】 Ｎが４スライスであり、Ｂが７５拍動
／分より大きく、Ｒが０．８秒／回転である請求項４に
記載の方法。 - 【請求項１１】 Ｐが３である請求項１０に記載の方
法。 - 【請求項１２】 各行がそれぞれのアイソセンタを有す
る複数の検出器（１８）行を備えるマルチスライス型Ｃ
Ｔイメージング・システム（１０）により、周期性の運
動を有する被検体（２２）をスキャンする方法であっ
て、 被検体（２２）をヘリカルスキャンした、そのスキャン
で互いに反対側の位置の周辺データ・セグメント（５
６、５８）を含むデータ・セグメント（５０、５２、５
４、５６、５８、６０、６２、６４）を取得するステッ
プと、 前記データ・セグメントよりデータ（６６、６８）を外
挿し、周辺データ・セグメントを少なくともハーフスキ
ャンのデータ組まで延長するステップと、 前記ハーフスキャンのデータ組からのものも含めて、前
記データ・セグメントから画像スライスを再構成するス
テップと、を含む方法。 - 【請求項１３】 データ・セグメントよりデータを外挿
して周辺データ・セグメントを延長する前記ステップ
が、前記外挿をするために複数の検出器行によって周期
性の運動をしている被検体の１サイクル中で同時に取得
したデータを利用することを含む請求項１２に記載の方
法。 - 【請求項１４】 前記被検体が患者の心臓であり、前記
方法は、さらに、再構成画像スライスに対して心臓石灰
化を計数するステップを含む請求項１３に記載の方法。 - 【請求項１５】 データ・セグメントよりデータを外挿
して周辺データ・セグメントを延長する前記ステップ
が、周期性の運動をしている被検体の次のサイクル及び
直前のサイクルのうちの少なくとも一方からの少なくと
も１つのデータ・セグメントから取得したデータを利用
して、前記少なくとも１つのデータ・セグメントと一致
していない周辺セグメントのうちの１つを延長すること
を含む請求項１２に記載の方法。 - 【請求項１６】 前記被検体が患者の心臓であり、前記
方法は、さらに、再構成画像スライスに対して心臓石灰
化を計数するステップを含む請求項１４に記載の方法。 - 【請求項１７】 各行がそれぞれのアイソセンタを有す
る複数の検出器（１８）行を備えるマルチスライス型Ｃ
Ｔイメージング・システム（１０）あって、被検体（２
２）をヘリカルスキャンして、周辺データ・セグメント
（５６、５８）を含むデータ・セグメント（５０、５
２、５４、５６、５８、６０、６２、６４）を取得し、 第１の周辺データ・セグメント（５６）からのデータを
反対側の第２の周辺セグメント（５８）と合成して、１
つの画像スライスを再構成するための１つのデータ組を
形成し、 前記合成データを画像スライスに再構成するように構成
されていること、を特徴とするマルチスライス型ＣＴイ
メージング・システム（１０）。 - 【請求項１８】 前記システムは、前記合成データを再
構成するために、ハーフスキャンのデータ組を再構成す
るように構成されている請求項１７に記載のシステム
（１０）。 - 【請求項１９】 前記システムは、第１の周辺データ・
セグメントからのデータを反対側の第２の周辺セグメン
トと合成して１つの画像スライスを再構成するための１
つのデータ組を形成するために、前記ヘリカルスキャン
の並進方向で概ね一致したアイソセンタを有する反対側
の周辺検出器行（２Ａ、２Ｂ）に対するセグメントに対
応した周辺セグメントを選択するように構成されている
請求項１７に記載のシステム（１０）。 - 【請求項２０】 前記システムはさらに、回転するＸ線
源（１４）及び検出器アレイ（１８）を備えており、前
記システムはさらに、周期性の運動をしている被検体の
サイクルの位相が第１のセグメントと反対側の第２のセ
グメントとにおいて実質的に同じとなるように、スライ
ス数Ｎ、並びに前記Ｘ線源と検出器アレイの回転速度Ｒ
を用いて、周期性の運動をしている被検体をスキャン・
ピッチＰでスキャンするように構成されている、請求項
１９に記載のシステム（１０）。 - 【請求項２１】 Ｂを周期性の運動をしている被検体の
サイクル速度（サイクル／分の単位）とし、Ｒを被検体
の周りでのＸ線源と検出器の回転速度（回転／分の単
位）としたときに、少なくとも概ね、Ｒ＝６０Ｐ÷
［（Ｎ−１）Ｂ］である請求項２０に記載のシステム。 - 【請求項２２】 Ｎが４スライスであり、Ｂが６０〜７
５サイクル／分であり、かつＲが０．８〜１．０秒／回
転である請求項２０に記載のシステム。 - 【請求項２３】 Ｐが３である請求項２２に記載のシス
テム。 - 【請求項２４】 Ｎが４スライスであり、Ｂが７５サイ
クル／分より大きく、Ｒが０．８秒／回転である請求項
２０に記載のシステム。 - 【請求項２５】 Ｐが３である請求項２４に記載のシス
テム。
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