JP2001187050A

JP2001187050A - 適応補間低減ビューｃｔスキャンのための方法及び装置

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Publication number: JP2001187050A
Application number: JP2000347436A
Authority: JP
Inventors: Jiang Hsieh; ジャン・ヘシエー
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1999-11-16
Filing date: 2000-11-15
Publication date: 2001-07-10
Anticipated expiration: 2020-11-15
Also published as: JP4646382B2; US6285732B1; CN1198537C; EP1104917A3; EP1104917B1; DE60043766D1; EP1104917A2; CN1295822A; IL139460A0

Abstract

(57)【要約】【課題】空間分解能を臨床上受け入れがたいレベルま
で低下させることなく、同時にビュー・エイリアシング
・アーチファクトを減少させるコンピュータ断層撮影
（ＣＴ）イメージング方法を提供する。【解決手段】被検体（２２）スキャンして被検体の投
影サンプルを含むビューを収集するステップと、選択し
たビュー領域内で該ビューを不均等に補間し、不均等補
間ビューを作成するステップと、収集したビュー及び不
均等補間ビューに対する重み付けを含む、該ビューに対
する重み付けを行って、不均等補間を補償するステップ
と、該ビューに対してフィルタ処理及び逆投影を行って
被検体の画像を生成するステップとを含む。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、断層撮影イメージ
ングに関し、さらに詳細には、コンピュータ式断層撮影
イメージングにおいてエイリアシング・アーチファクト
を減少させるための方法及び装置に関する。

【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させる。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（ｆ
ｉｌｔｅｒｅｄｂａｃｋｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）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】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、０．８ｓのガントリ回転速度と
１２３０Ｈｚのデータ収集システム（ＤＡＳ）サンプリ
ング速度との組み合わせが利用可能であり、これによ
り、１ガントリ回転あたり９８４ビューの投影サンプリ
ング速度が得られる。理論的、実験的及び臨床的研究に
より、このサンプリング速度は、エイリアシングの観点
からすると、下側限界に近いものであることが示されて
いる。スキャン速度を１ガントリ回転あたり少なくとも
０．５ｓまで上昇させ、運動アーチファクトを減少させ
かつ撮影時間を短縮させることが望ましいが、これを実
現するためには、サンプリング速度を高くする必要があ
る。しかし、ハードウェア限界により最大サンプリング
速度は制限される。例えば、ハードウェア及びソフトウ
ェアの限界により、ＤＡＳサンプリング速度が１４０８
Ｈｚに制限されることがある。このシステムにおける
０．５ｓスキャンでは１ガントリ回転あたり７０４ビュ
ーが得られ、１ガントリ回転あたり９８４ビューを提供
するシステムと比較して２８．５％の低下となる。適正
な補償を実行しないと、ストリーク（ｓｔｒｅａｋ）な
どのビュー・エイリアシング・アーチファクトが生じる
ことになる。こうしたエイリアシング・アーチファクト
は、放射線医にとって極めて好ましくないことが知られ
ている。

【０００５】ビューのサンプリングを減らすことにより
アーチファクトが生じるため、あるビュー方向での補間
を伴った再構成でビューの数を増加させる試みは妥当で
あると思われる。例えば、収集データ組の２：１のビュ
ー拡張により収集するビューの数を７０４から１４０８
にまで増加させる試みが可能である。しかし、ビュー補
間は典型的には低域通過フィルタ処理であるため、この
方式により空間分解能がかなり低下することになる。フ
ァントム実験により空間分解能の劣化が臨床上受容しが
たいレベルに到達する可能性があることが指摘されてい
る。

【０００６】したがって、空間分解能に臨床上受容しが
たい低下を生じさせることなくビュー・エイリアシング
・アーチファクトを減少させたＣＴイメージングのため
の方法及び装置を提供することが望ましい。

【０００７】

【発明の概要】したがって、本発明の実施の一形態で
は、被検体に対するコンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメ
ージングのための方法であって、ＣＴイメージング・シ
ステムで被検体をスキャンして被検体の投影サンプルを
含むビューを収集するステップと、選択したビュー領域
内で該ビューを不均等に補間して、不均等補間ビューを
作成するステップと、収集したビュー及び不均等補間ビ
ューに対する重み付けを含む、該ビューに対する重み付
けを行って、不均等補間を補償するステップと、該ビュ
ーに対してフィルタ処理及び逆投影を行って被検体の画
像を生成するステップと、を含む方法が提供される。

【０００８】したがって、この実施形態において空間分
解能を臨床上受け入れがたいレベルまで低下させること
なく、同時にビュー・エイリアシング・アーチファクト
を減少させることによって、改良型のＣＴイメージング
を提供できる。

【０００９】

【発明の詳しい説明】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。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させる。
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。

【００１０】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３
０とを含む。制御機構２６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。

【００１１】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。

【００１２】臨床上のエイリアシング・アーチファクト
の大部分は、高密度の物体を撮影域のうちの外側領域の
近傍に配置させた場合に生じている。その理由は、この
ビュー要件が物体のＣＴアイソセンタからの距離におお
よそ比例するからである。人体構造では、エイリアシン
グを生じさせる高密度の物体は、そのほとんどが水平方
向の向きにある。例えば、患者２２をスキャンする際に
通常は水平の方向を向いている患者２２の肩部の骨５０
は、エイリアシング・ストリークを生じさせることが多
い。エイリアシングを生じさせる頻度が最も高い方向で
エイリアシング減少が最大となり、エイリアシングを生
じさせる頻度がより低い方向でエイリアシング減少が最
小となることが望ましい。こうしたエイリアシング減少
構成により、エイリアシング・アーチファクトの減少と
空間分解能の低下との間で良好な折衷が得られる。

【００１３】したがって、本発明の実施の一形態では、
被検体２２、例えば患者は、ＣＴイメージング・システ
ム１０によりスキャンを受け被検体２２の投影サンプル
を含むビューが収集される。これらのビューはさらに、
画像再構成装置３４によって画像となるように処理され
て、この画像はＣＲＴディスプレイ４２上で観察するた
めコンピュータ３６により記憶装置３８内に格納され
る。（様々なＣＴイメージング・システム１０において
画像が分散処理されるような設計選択も利用可能である
ため、本発明は、すべての処理を１つの離散的な画像再
構成装置３４により実行するような実施形態に限定され
るものではないことを理解されたい。）この処理は、選
択したビュー領域内で被検体のビューを不均等に補間し
て不均等補間ビューを作成するステップと、収集したビ
ュー及び不均等補間ビューに対する重み付けを含む、該
ビューに対する重み付けを行って、不均等補間を補償す
るステップと、ビューに対してフィルタ処理及び逆投影
を行って被検体の画像を生成するステップと、を含む。

【００１４】ビュー補間は、β₀及びβ₁をパラメータ
として［０．５π−β₀−β₁，０．５π＋β₀＋
β₁］及び［１．５π−β₀−β₁，１．５π＋β₀＋
β₁］のビュー領域内で実行される。実施の一形態で
は、パラメータβ₀及びβ₁はいずれも０．３５７ラジ
アン（２０．４５度）に等しく、臨床ステージ中に修正
可能である。多くのビュー補間スキームを適用できる。
例えば実施の一形態では、一般ラグランジュ補間が使用
される。γを投影ファン角度として、投影サンプルの組
ｐ（γ，β_i）が、ビュー角度β_iの位置（ここで、ｉ
＝１，．．．，Ｎであり、Ｎはこの組におけるビュー角
度の数である）に相当する場合、位置βにおける推定投
影ｐ’（γ，β）は次式により表せる。

【００１５】

【数５】

【００１６】上式において、

【００１７】

【数６】

【００１８】例えば、実施の一形態で使用される４次ラ
グランジュ補間公式などのラグランジュ補間公式によ
り、β＝β_iのときの原始データ・サンプルが保全され
るので有利である。補間領域の辺縁近傍での急峻な遷移
に起因するストリーク・アーチファクトを回避するた
め、フィルタ補正逆投影に先だって、補間したビューに
対して次式で表される関数ｗ（γ，β）により重み付け
を行う。

【００１９】β_c−β₀−β₁≦β＜β_c−β₀のとき、ｗ（γ，β）＝α（３θ²−２θ³） β_c−β₀≦β≦β_c＋β₀のとき、ｗ（γ，β）＝α β_c＋β₀＜β＜β_c＋β₀＋β₁のとき、ｗ（γ，β）＝α−α（３ψ²−２ψ³）。

【００２０】上式において、β_cの値は補間する投影領
域により異なり、β_c＝０．５πまたはβ_c＝１．５π
であり、αは１つのパラメータであり、θ＝｛β−（β
_c−β₀−β₁）｝／β₁であり、ψ＝｛β−（β_c＋
β₀）｝／β₁である。

【００２１】投影サンプルが２πの範囲全体にわたって
均等に補間されていないため、線束サンプリング・パタ
ーンはもはや均一ではない。より具体的には、各線束経
路に対して、補間を実施する領域内ではサンプリング密
度が増加する。このため、シェーディング・アーチファ
クト（ｓｈａｄｉｎｇａｒｔｉｆａｃｔ）を減少させ
るために適正な補償を行う。

【００２２】不均一サンプリングを補償するためには、
ファンビームの幾何学構成において存在する共役サンプ
リングの対を利用する。投影角度２πでは、２つのサン
プル（γ，β）及び（−γ，β＋π−２γ）は、同一の
線束経路で取得されたサンプルを表すという点において
冗長である。補間したビューの共役サンプルに対して適
正な重みを与えることにより、すべてのサンプルからの
寄与を全体として一定に保つことができる。より具体的
には、共役サンプルからの寄与は同じ量だけ低下させて
全体的な均一性を確実に保持させる。収集した投影は、
フィルタ補正逆投影を行う前に、関数ｗ（γ，β）によ
り重み付けする。説明を簡略とするために、Γにより
ｗ’（γ，β）を適用する領域を表すことにする。領域
Γの外部では、ｗ’（γ，β）＝１であり、これ以外の
場合には、ｗ’（γ，β）は次式で表される。

【００２３】β_c−β₀−β₁±π−２γ≦β＜β_c−β₀
±π−２γのとき、ｗ’（γ，β）＝１−α（３θ’²−２θ’³） β_c−β₀±π−２γ≦β＜β_c＋β₀±π−２γのと
き、ｗ’（γ，β）＝１−α β_c＋β₀±π−２γ＜β≦β_c＋β₀＋β₁±π−２γの
とき、ｗ’（γ，β）＝１＋α（３ψ’²−２ψ’³−１）。

【００２４】上式において、β_cの値は補間する投影領
域により異なり、β_c＝０．５πまたはβ_c＝０．５π
であり、θ’＝｛β−（β_c−β₀−β₁±π−２γ）｝
／β₁であり、ψ’＝｛β−（β_c＋β₀±π−２γ）｝
／β₁である。

【００２５】多くの臨床用途では、追加の重み関数を投
影に対して適用し投影データの不整合を補償している。
例えば、患者の動きを補償するため、アンダー・スキャ
ン（ｕｎｄｅｒ−ｓｃａｎ）重みを適用する。ヘリカル
用途では、ヘリカル用重み関数を適用しヘリカル・アー
チファクトを減少させている。したがって、実施の一形
態では、少なくとも別の１つの重み関数と組み合わせて
上記の適応補間を使用する。補間したビューは式（２）
に従って重み付けし、さらに適当な追加のヘリカル重み
またはアンダー・スキャン重みを適用する。この結果、
補間したビューは、ｗ（γ，β）μ（γ，β）によって
重み付けされる、ここでμ（γ，β）は適当なヘリカル
重みまたはアンダー・スキャン重みである。別の実施形
態では、ヘリカル重み付けした投影に対して補間を実施
する。次いで、補間したデータに対して重みｗ（γ，
β）を適用する。Γにより規定される領域において、こ
の実施形態の重み関数は、μ（γ，β）−［１−μ
（γ，β）］［１−ｗ’（γ，β）］で表される。Γの
外部の領域においては、ヘリカル重み関数μ（γ，β）
が適用される。この実施形態では、追加のフィルタ処理
及び逆投影を必要としないため、再構成速度に重大な影
響を及ぼさない。

【００２６】本発明の様々な実施形態に関する上記の説
明から、本発明の方法及び装置が、空間分解能を臨床上
受け入れがたいレベルまで低下させることなしに同時に
エイリアシング・アーチファクトを減少させることによ
り、改良型のＣＴイメージングを提供できることは明ら
かである。

【００２７】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。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。さらに、本明細書に記載したシステムはア
キシャル・スキャンを実行するが、本発明はヘリカルス
キャンで使用することもできる。したがって、本発明の
精神及び範囲は、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限定されるべきである。

【図面の簡単な説明】

【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線図であ
る。

【符号の説明】

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１４Ｘ線源１６Ｘ線ビーム１８検出器アレイ２０検出器素子２２被検体２４回転中心２６制御機構２８Ｘ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モータ式テーブル４８ガントリ開口５０肩部の骨

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】被検体（２２）に対するコンピュータ断
層撮影（ＣＴ）イメージング方法であって、ＣＴイメージング・システム（１０）で被検体をスキャ
ンして被検体の投影サンプルを含むビューを収集するス
テップと、選択したビュー領域内で前記ビューを不均等に補間し、
不均等補間ビューを作成するステップと、収集したビュー及び不均等補間ビューに対する重み付け
を含む、前記ビューに対する重み付けを行って、不均等
補間を補償するステップと、前記ビューに対してフィルタ処理及び逆投影を行って、
被検体の画像を生成するステップと、を含む方法。
【請求項２】選択した領域内でビューを不均等に補間
する前記ステップが、β₀及びβ₁をパラメータとして
［０．５π−β₀−β₁，０．５π＋β₀＋β ₁］及び
［１．５π−β₀−β₁，１．５π＋β₀＋β₁］のビ
ュー領域内でビューを不均等に補間するステップを含む
請求項１に記載の方法。
【請求項３】 β₀＝β₁＝０．３５７ラジアンであ
る、請求項２に記載の方法。
【請求項４】前記被検体（２２）が患者であり、さら
に、前記患者の臨床ステージ中にパラメータβ₀及びβ
₁を修正するステップを含む請求項２に記載の方法。
【請求項５】選択したビュー領域内でビューを不均等
に補間する前記ステップが、前記被検体（２２）の投影
サンプルにラグランジュ補間公式を適用するステップを
含む請求項２に記載の方法。
【請求項６】被検体（２２）の投影サンプルにラグラ
ンジュ補間公式を適用する前記ステップが、被検体の投
影サンプルに４次ラグランジュ補間公式を適用するステ
ップを含む請求項５に記載の方法。
【請求項７】被検体（２２）の投影サンプルにラグラ
ンジュ補間公式を適用する前記ステップが、次式により
推定投影ｐ’（γ，β）を決定するステップを含む請求
項５に記載の方法。【数１】上式において、【数２】ｐ（γ，β_i）は、ビュー角度β_iの位置での投影サン
プルの組であり（ここで、ｉ＝１，．．．，Ｎであり、
Ｎはこの組におけるビュー角度の数である）、γは投影
ファン角度である。
【請求項８】さらに、ラグランジュ補間したビューに
重み付けしてストリーク・アーチファクトを除去するス
テップを含む請求項２に記載の方法。
【請求項９】ラグランジュ補間したビューに重み付け
してストリーク・アーチファクトを除去する前記ステッ
プが、次の関数によりラグランジュ補間したビューに重
み付けするステップを含む請求項８に記載の方法。 β_c−β₀−β₁≦β＜β_c−β₀のとき、ｗ（γ，β）＝α（３θ²−２θ³） β_c−β₀≦β≦β_c＋β₀のとき、ｗ（γ，β）＝α β_c＋β₀＜β＜β_c＋β₀＋β₁のとき、ｗ（γ，β）＝α−α（３ψ²−２ψ³）上式において、β_cの値は補間する投影領域により異な
り、β_c＝０．５πまたはβ_c＝１．５πであり、 αは１つのパラメータであり、 θ＝｛β−（β_c−β₀−β₁）｝／β₁であり、 ψ＝｛β−（β_c＋β₀）｝／β₁である。
【請求項１０】 α＝０．２５である請求項９に記載の
方法。
【請求項１１】ビューに重み付けする前記ステップ
が、領域Γにおいてフィルタ処理及び逆投影を行う前
に、領域Γの外部ではｗ’（γ，β）＝１、また領域Γ
の内部では次の関数ｗ’（γ，β）により収集した投影
に重み付けをするステップを含む請求項２に記載の方
法。 β_c−β₀−β₁±π−２γ≦β＜β_c−β₀±π−２γの
とき、ｗ’（γ，β）＝１−α（３θ’²−２θ’³） β_c−β₀±π−２γ≦β＜β_c＋β₀±π−２γのと
き、ｗ’（γ，β）＝１−α β_c＋β₀±π−２γ＜β≦β_c＋β₀＋β₁±π−２γの
とき、ｗ’（γ，β）＝１＋α（３ψ’²−２ψ’³−１）上式において、β_cの値は補間する投影領域により異な
り、β_c＝０．５πまたはβ_c＝０．５πであり、 θ’＝｛β−（β_c−β₀−β₁±π−２γ）｝／β₁で
あり、 ψ’＝｛β−（β_c＋β₀±π−２γ）｝／β₁である。
【請求項１２】被検体（２２）をスキャンして被検体
の投影サンプルを含むビューを収集することと、選択したビュー領域内で前記ビューを不均等に補間し
て、不均等補間ビューを取得することと、不均等補間ビュー及び収集したビューに対する重み付け
を含む、前記ビューに対する重み付けを行って、不均等
補間を補償することと、前記ビューに対してフィルタ処理及び逆投影を行って、
被検体の画像を生成することと、を行うように構成されているコンピュータ断層撮影（Ｃ
Ｔ）イメージング・システム（１０）。
【請求項１３】前記システムを、選択した領域内でビ
ューを不均等に補間させるように構成することが、前記
システムを、β₀及びβ₁をパラメータとして［０．５
π−β₀−β₁，０．５π＋β₀＋β₁］及び［１．５
π−β₀−β ₁，１．５π＋β₀＋β₁］のビュー領域
内でビューを不均等に補間させるように構成することを
含む請求項１２に記載のＣＴイメージング・システム
（１０）。
【請求項１４】 β₀＝β₁＝０．３５７ラジアンであ
る請求項１３に記載のＣＴイメージング・システム（１
０）。
【請求項１５】さらに、患者（２２）を画像化するこ
と、及び前記患者の臨床ステージ中にパラメータβ₀及
びβ₁を修正することを行うように構成された請求項１
３に記載のＣＴイメージング・システム（１０）。
【請求項１６】前記システムを、選択したビュー領域
内でビューを不均等に補間させるように構成すること
が、前記システムを、被検体（２２）の投影サンプルに
ラグランジュ補間公式を適用させるように構成すること
を含む請求項１３に記載のＣＴイメージング・システム
（１０）。
【請求項１７】前記システムを、被検体（２２）の投
影サンプルにラグランジュ補間公式を適用させるように
構成することが、前記システムを、被検体の投影サンプ
ルに４次ラグランジュ補間公式を適用させるように構成
することを含む請求項１６に記載のＣＴイメージング・
システム（１０）。
【請求項１８】前記システムを、被検体（２２）の投
影サンプルにラグランジュ補間公式を適用させるように
構成することが、前記システムを、次式により推定投影
ｐ’（γ，β）を決定させるように構成することを含む
請求項１６に記載のＣＴイメージング・システム（１
０）。【数３】上式において、【数４】ｐ（γ，β_i）は、ビュー角度β_iの位置での投影サン
プルの組であり（ここで、ｉ＝１，．．．，Ｎであり、
Ｎはこの組におけるビュー角度の数である）、γは投影
ファン角度である。
【請求項１９】さらに、ラグランジュ補間したビュー
に重み付けしてストリーク・アーチファクトを除去する
ように構成された請求項１３に記載のＣＴイメージング
・システム（２２）。
【請求項２０】前記システムを、ラグランジュ補間し
たビューに重み付けしてストリーク・アーチファクトを
除去させるように構成することが、前記システムを、次
の関数によりラグランジュ補間したビューに重み付けさ
せるように構成することを含む請求項１９に記載のＣＴ
イメージング・システム（２２）。 β_c−β₀−β₁≦β＜β_c−β₀のとき、ｗ（γ，β）＝α（３θ²−２θ³） β_c−β₀≦β≦β_c＋β₀のとき、ｗ（γ，β）＝α β_c＋β₀＜β＜β_c＋β₀＋β₁のとき、ｗ（γ，β）＝α−α（３ψ²−２ψ³）上式において、β_cの値は補間する投影領域により異な
り、β_c＝０．５πまたはβ_c＝１．５πであり、 αは１つのパラメータであり、 θ＝｛β−（β_c−β₀−β₁）｝／β₁であり、 ψ＝｛β−（β_c＋β₀）｝／β₁である。
【請求項２１】 α＝０．２５である請求項２０に記載
のＣＴイメージング・システム（１０）。
【請求項２２】前記システムを、ビューに重み付けさ
せるように構成することが、前記システムを、領域Γに
おいてフィルタ処理及び逆投影を行う前に、領域Γの外
部ではｗ’（γ，β）＝１、また領域Γの内部では次の
関数ｗ’（γ，β）により収集した投影に重み付けをさ
せるように構成することを含む請求項１３に記載のＣＴ
イメージング・システム（１０）。 β_c−β₀−β₁±π−２γ≦β＜β_c−β₀±π−２γの
とき、ｗ’（γ，β）＝１−α（３θ’²−２θ’³） β_c−β₀±π−２γ≦β＜β_c＋β₀±π−２γのと
き、ｗ’（γ，β）＝１−α β_c＋β₀±π−２γ＜β≦β_c＋β₀＋β₁±π−２γの
とき、ｗ’（γ，β）＝１＋α（３ψ’²−２ψ’³−１）上式において、β_cの値は補間する投影領域により異な
り、β_c＝０．５πまたはβ_c＝０．５πであり、 θ’＝｛β−（β_c−β₀−β₁±π−２γ）｝／β₁で
あり、 ψ’＝｛β−（β_c＋β₀±π−２γ）｝／β₁である。