JP2001204723A - 任意のピッチをもつマルチスライスｃｔ撮像のための部分的スキャン重み付け - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 対象物のコンピュータ断層撮影（ＣＴ）スキ
ャンで獲得された投影図のデータのセットから画像を再
構成する方法を提供する。 【解決手段】 ゼロ・ピッチと高速（ＨＳ）ピッチの間
の範囲にあるピッチを選択するステップと、投影データ
を獲得するために、選択したピッチで、マルチスライス
検出器と移動する放射ソースを有するＣＴ撮影システム
で対象物をヘリカルにスキャンするステップと、獲得し
た投影データをヘリカルに補間するステップと、部分的
スキャン角度をスパンするソース角度βに対する再構成
平面で投影図を生成または合成するステップと、γがフ
ァン角度、βがソース角度、Ａ（〜）が最大ファン角度
である下式で与えられる部分的スキャン重みＷ_PSを、再
構成平面で生成または合成された投影図に適用するステ
ップと、重み付けした投影図をフィルタリングおよびバ
ックプロジェクション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、一般にコンピュー
タ断層撮影（ＣＴ）像形成方法および装置に関し、より
詳細には、部分的スキャンから対象物の画像を再構成す
る方法および装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】少なくともある既知のコンピュータ断層
撮影（ＣＴ）像形成システムの構成では、Ｘ線ソース
（源）は、一般に「撮像平面」と呼ばれるデカルト座標
システムのＸ−Ｙ平面内にあるようにコリメートされた
ファンビームを投射する。Ｘ線ビームは、患者など撮像
されている対象物を通過する。ビームは、対象物によっ
て減衰された後、放射検出器アレイを照射する。検出器
アレイで受け取られる減衰したビーム放射の強度は、対
象物によるＸ線ビームの減衰に依存する。アレイの各検
出素子は、検出器の位置でのビーム減衰の測定である別
々の電子信号を生成する。すべての検出器からの減衰測
定は別々に獲得され、伝送プロファイルを形成する。

【０００３】既知の第３世代ＣＴシステムでは、Ｘ線ソ
ースおよび検出器アレイは、Ｘ線ビームが対象物と交差
する角度がコンスタントに変化するように、撮像平面内
で撮像されることになる対象物の周りにガントリと共に
回転する。あるガントリ角度にある検出器アレイからの
Ｘ線減衰測定のグループ、すなわち投影データは、「ビ
ュー」と呼ばれる。対象物の「スキャン」は、Ｘ線ソー
スおよび検出器が１回転する間、異なるガントリ角度ま
たはビュー角度で作成されるビューのセットを備える。
軸スキャンでは、投影データは、対象物を通して取り入
れられた二次元スライスに対応する画像を構成するため
に処理される。投影データのセットから画像を再構成す
る一方法は、当技術分野ではフィルタリングされるバッ
クプロジェクション技術と呼ばれる。この方法は、減衰
測定をスキャンから「ＣＴ値」または「ハウンスフィー
ルド・ユニット」と呼ばれる整数に転換する。これは、
陰極線管ディスプレイ上の対応する画素の明るさを制御
するために使用されるものである。

【０００４】

【発明が解決しようとする課題】心臓ＣＴ再構成では、
スキャナの速度は、患者の心拍数と一致することが理想
的であり、それにより、撮影システムにある測定してい
る列と同数の隣接する（またはわずかに重なる）セクタ
が獲得される。４スライス・システムでは、組み合わせ
たときに、本質的に同じ心臓のフェーズで獲得されたデ
ータからの画像再構成となる４つのセクタに、ソース角
度の範囲をさらに再分割することが望ましい。１８０＋
ファン角度（π＋２Γ）という最小のソース角度スパン
は、適切な時間解像度のために追求されるが、スキャナ
の速度が限定されており、患者の心拍数の範囲が広範な
ため、この最小値を達成することはいつも可能というわ
けではない。したがって、患者のドースを完全に利用し
て所与の時間解像度に対し像質を最適化する手段および
装置を提供することが望ましい。

【０００５】患者の心臓の動きに隣接する範囲と、固定
されているスキャナの回転速度のために、心臓セクタ再
構成は、実際にはハーフ・スキャン再構成で必要とされ
る最小の数よりも多いビューを含む使用可能なデータの
セットとなる。患者のドースと画像の雑音を考慮する
と、高品質（ＨＱ）モードよりも高速なあらゆるヘリカ
ル・ピッチを直接再構成することができる部分的スキャ
ン再構成用の手段および装置を提供することが望ましい
ことが示唆される。

【０００６】

【課題を解決するための手段】したがって一実施態様で
は、対象物のコンピュータ断層撮影（ＣＴ）スキャンで
獲得された投影データのセットから画像を再構成する方
法が提供される。この方法は、ゼロ・ピッチと高速（Ｈ
Ｓ）ピッチの間の範囲でピッチを選択するステップと、
投影データを獲得するために、選択したピッチで、マル
チスライス検出器と移動する放射ソースを有するＣＴ撮
影システムで対象物をヘリカルにスキャンするステップ
と、獲得した投影データをヘリカルに補間するステップ
と、部分的なスキャン角度をスパンするソース角度βに
対し再構成平面で投影図を生成または合成するステップ
と、γがファン角度、βがソース角度、Ａ（〜）が最大
のファン角度である次式

【数３】 で与えられる部分的スキャン重みＷ_psを、再構成平面に
ある生成または合成された投影図に適用するステップ
と、重み付けした投影図をフィルタリングし、かつバッ
クプロジェクションするステップとを含む。なを本明細
書においてＡ（〜）とは〜がＡの上に付けられている記
号を表している。

【０００７】前述の実施態様では、異なるピッチでスキ
ャンされる心臓スキャンなどのスキャンにおいて、患者
のドースを完全に利用し、その一方で所与の時間解像度
に対し像質を最適化することが可能である。再構成は、
完全な回転まで、ハーフ・スキャン再構成で必要とされ
る最小限度より多いまたは最小限度に等しい投影データ
のあらゆるセットから達成することができる。さらに、
部分的なスキャンの重み付けにより、ＨＱモードより高
速なあらゆるヘリカル・ピッチで直接再構成することが
可能となり、したがって（おそらく幾何形状に依存す
る）所与の間隔で隣接するピッチを選択することが可能
となる。

【０００８】

【発明の実施の形態】図１および２を参照すると、「第
３世代」ＣＴスキャナを代表するガントリ１２を含むコ
ンピュータ断層撮影（ＣＴ）像形成システム１０が示さ
れている。ガントリ１２は、Ｘ線１６のビームをガント
リ１２の反対側にある検出器アレイ１８に投影するＸ線
ソース１４を有する。検出器アレイ１８は、医療患者な
どの対象物２２を通過する投影されたＸ線を共に感知す
る検出器素子２０によって形成される。検出器アレイ１
８は、単一スライスまたはマルチスライスの構成にする
ことが可能である。各検出素子２０は、照射するＸ線ビ
ームの強度と、したがって患者２２を通過する際のビー
ムの減衰を表す電気信号を生成する。Ｘ線投影データを
獲得するスキャンの間、ガントリ１２およびそれに取り
付けられた構成要素は、回転の中心２４の周りを回転す
る。

【０００９】ガントリ１２の回転とＸ線ソース１４の操
作は、ＣＴシステム１０の制御メカニズム２６によって
管理される。制御メカニズム２６は、Ｘ線ソース１４に
電力とタイミング信号を提供するＸ線コントローラ２８
と、ガントリ１２の回転速度と位置を制御するガントリ
・モータ・コントローラ３０を含む。制御メカニズム２
６にあるデータ獲得システム（ＤＡＳ）３２は、検出器
素子２０からアナログ・データをサンプリングし、連続
処理用にデータをデジタル信号に転換する。画像再構成
装置３４は、ＤＡＳ３２からサンプリングされ、デジタ
ル化されたＸ線データを受け取り、高速画像再構成を実
施する。再構成された画像は、入力として、大容量記憶
装置３８に画像を記憶するコンピュータ３６に加えられ
る。

【００１０】またコンピュータ３６は、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コマンドと
スキャン・パラメータを受け取る。関連付けられた陰極
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からの再構成された画像と他のデータを観測す
ることが可能となる。オペレータが供給したコマンドと
パラメータは、コンピュータ３６によって、制御信号と
情報をＤＡＳ３２と、Ｘ線コントローラ２８と、ガント
リ・モータ・コントローラ３０に提供するために使用さ
れる。さらにコンピュータ３６は、電動化したテーブル
４６を制御するテーブル・モータ・コントローラ４４を
動作させ、患者２２をガントリ１２内に配置する。特
に、テーブル４６は、ガントリ開口４８を通して患者２
２の部位を移動させる。

【００１１】図３は、ＣＴ撮影システム１０のスキャン
する幾何形状を表す図である。スキャンの間、ソース１
４は外円５０が示す軌跡を追跡する。対象物すなわち患
者２２は、円５２によって境界を定められたビューのス
キャン・フィールド（ＳＦＯＶ）内に位置する。ファン
角度Γは、最大ファン角度であり、Γ＝π／２は、ソー
ス軌跡５０の上に重ね合わされているＳＦＯＶの円５２
に対応する。本発明の一実施形態では、ハーフ・スキャ
ン（セグメント）重みは、［π＋２Γ、２π］のソース
角度スパンに対するソースデータを備えるあらゆる投影
図のセット用に、部分的スキャン重みまたはヘリカル重
みに変換される。このソース角度スパンでは、π＋２Γ
は、ビューのスキャン・フィールド（ＳＦＯＶ）全体を
再構成するために必要な最小のデータのセットであり、
２πは（単一スライスに対し）既知のヘリカルアルゴリ
ズムまで減少させる。以下で説明する方法は、［π＋２
Ａ（〜）、２π］の範囲にあるあらゆるソース角度スパ
ンに対し、新しいマルチスライス部分的スキャンの軸ア
ルゴリズムまたはヘリカルアルゴリズムを導入する。最
大ファン角度Γは、本発明のこの実施形態で使用する重
みを得るために、（所与のスキャナに対する幾何形状に
よって与えられる）Γ₀からπ／２まで変化する変数と
して取り入れられる。点線の円５４は、任意のＡ（〜）
に対し代表的なＳＦＯＶの境界を定める。

【００１２】ハーフ・スキャンの公式の導出を考慮する
と、Γを最大ファン角度として、ソース角度βが［０、
２π］であり、πを中心とする獲得されたスキャン・デ
ータの部分に対する部分的スキャン重みは、下式で与え
られる。

【数４】

【００１３】特にΓ＝Γ₀を上式に代入し、下式の重み
なめらか変換を使用すると、

【数５】 ソース角度β＝πを中心とするハーフ・スキャン重みを
得る。したがって変換ｆ（ｘ）は、重みまたは重みの一
次導関数を平滑化するあらゆる部分的スキャン・アルゴ
リズムと共に使用することができる平滑関数である。他
の平滑関数は他の実施形態で使用される。

【００１４】本発明の一実施形態では、（２）によって
与えられるような変換を使用するまたは使用しない式
（１）は、また［Γ₀、π／２］にあるΓのあらゆる値
に対し、部分的スキャン・重み付け・アルゴリズムを提
供する。図４は、ソース角度スパニング［０、２π］に
対する投影データ（シノグラム）を表す図である。実際
のファン・ビーム１６のデータは、［−Γ₀、Γ₀］の範
囲にあるファン角度をカバーする。このファン角度の範
囲外にある点に対するデータは、ゼロとする。部分的ス
キャン重みの３つのセットを図４に示す。内側の実線の
矩形５６で表された第１セットは、Ａ（〜）＝Ａ
₀（〜）の場合に対するものである。内側の点線の矩形
５８で表された重みの第２セットは、［Ａ₀（〜）、π
／２］の範囲にあるＡ（〜）に対するものである。外側
の実線の矩形６０によって表される重みの第３セット
は、Ａ（〜）＝π／２の場合に対するものである。１．
０に等しい重みのエリアは、β_inf＝π／２−Ａ
（〜）、β_sup＝３π／２＋Ａ（〜）、β−、およびβ
＋の線によって境界を定められている平行四辺形の内部
によって表され、第１エリア６２からβ＝π−２γによ
って記述される単一線まで減少することになる第２エリ
ア６４まで減少することがわかる。部分的スキャン重み
が式（１）によって記述されるとき、Γがπ／２に近づ
くにつれ、部分的スキャン重みはエリア６４のヘリカル
重みとなる。エリア６６によって表される中間の場合
は、本発明の一実施形態での部分的スキャン重みの領域
を定義する。

【００１５】限度をΓ＝π／２とすると、下式のヘリカ
ル重みＷ_HI（β、γ）を得る。

【数６】

【００１６】一実施形態では、式（１）は、高品質（Ｈ
Ｑ）ピッチと高速（ＨＳ）ピッチの間の範囲にあるあら
ゆる選択されたピッチで獲得されるマルチスライス・ヘ
リカル・データを再構成するために使用される。本明細
書で使用するように、「ＨＱピッチ」は、撮影システム
１０が、再構成されることになる平面を通過するあらゆ
る投影線に対し、異なるソースの位置で少なくとも２つ
のサンプルを獲得することが可能であるピッチである。
「ＨＳピッチ」は、再構成されることになる平面を通過
するあらゆる投影線に対し、少なくとも１つのサンプル
が獲得される撮影システム１０に対するピッチである
（集められたデータの量は、ハーフ・スキャン再構成を
実施するのに必要な量に極めて近いか等しい）。典型的
な撮影システム１０に対し、「ＨＳピッチ」は、そのピ
ッチでは、ハーフ・スキャン再構成を形成するために集
められたデータの量が、１８０°プラス放射ビーム１６
の１つのファン角度であるピッチである。（「ファン角
度」は、撮像平面での放射ビーム１６の効果的な撮像角
度である。典型的な撮影システム１０では、ファン角度
は、ガントリ１２の回転軸に対し垂直な平面にある検出
器１８のスライスによってインターセプトされる放射ビ
ーム１６の角度に等しい。検出器１８全体が画像再構成
のために使用されなければ、たとえば放射ビーム１６が
コリメートにより検出器全体を照射しないように限定さ
れているならば、「ファン角度」はもちろん低減される
ことになる。この場合、再構成のためのデータの最低量
はπ＋２Ａ₀（〜）未満となる。）あるＨＱピッチおよ
び／またはＨＳピッチを超えるピッチを有する撮影シス
テム１０の実施形態では、本明細書で参照される範囲
は、最高のＨＱピッチと最低のＨＳピッチによって拘束
されている。たとえば、４スライス・スキャナの一実施
形態では、対応するピッチの範囲は３：１から６：１で
ある。８スライス・スキャナの一実施形態では、７：１
から約１１：１である。より高いＨＳモード（ピッチ）
は、いくつかのデータの外挿があれば可能である。Ｎス
ライス（またはＮ列）システムの一実施形態では、ＨＱ
ピッチからＨＳピッチまでの対応するピッチの範囲は、
通常約Ｎ−１：１から２Ｎ：１であるが、他の範囲も可
能である。撮影システム１０の心臓への応用、すなわち
患者２２の心臓をスキャンする応用を意図する実施形態
では、本発明はゼロ・ピッチまで有用である。

【００１７】一実施形態では、ピッチは、ＨＱピッチと
ＨＳピッチの間の範囲にあるように選択される。図１の
患者２２のような対象物は、マルチスライス検出器１８
と移動する放射ソース１４を有するＣＴ撮影システム１
０でヘリカルにスキャンされる。（図１のガントリ１２
の回転は、テーブル４６がガントリ開口４８を通過して
移動するにつれ、患者２２の周りのヘリカル軌跡上にあ
る放射ソース１４と検出器１８を移動させる。）ヘリカ
ル補間は、１つのソースの位置のみが考えている線とし
て利用可能であるときの列毎の補間や、共役ソースの位
置が利用可能なときの列ごとの共役線での補間などによ
って獲得された投影データ上で実施される。この手順
は、部分的スキャン角度（たとえば、２３５度から３６
０度）をスパンしているソース角度βに対する再構成平
面で投影図を生成または合成する。次に、式（１）の部
分的スキャン重みを適用し、重み付けしたデータをフィ
ルタリングおよびバックプロジェクションすることによ
り画像を再構成する。この実施形態は、患者のドースを
完全に利用する時間的高解像度を達成するために１８０
°プラス・ファン角度（π＋２Ａ（〜））の最小ソース
角度を達成することが必ずしも可能でない場合に、心臓
ＣＴ再構成において特に有用である。４スライス・スキ
ャナに対し［３、８］または８スライス・スキャナに対
し［７、１６］など、あらゆる所与の範囲で、「連続ピ
ッチ」をユーザに提供することも特に有用である。

【００１８】各線がサンプリングされる場合、ハーフ・
スキャン（たとえばπを中心とする）は、平行投影図で
平行投影角度のスパンが［π／２、３π／２］の範囲で
あるとき、正確に１度獲得される。図５は、ファン・ビ
ームと平行座標の関係を示す。平行方向角θは、θ＝β
＋γで与えられ、θ＝０はｘ軸上、β＝０はｙ軸上にあ
り、すべての角度は正の時計回りである。ハーフ・スキ
ャン再構成に対する完全なデータのセットは、θがπ／
２と３π／２の間を変化するとき獲得される。

【００１９】したがって、ハーフ・スキャンに対する重
みは下式のようになる。

【数７】 または同様に下式でも表される。

【数８】

【００２０】これらの重みのシノグラム分布を図６に示
す。これは、式（４）にあるように平行投影図から直接
得られるファン・ビームのハーフ・スキャン重みを表す
図である。重みは、線６８および７０、すなわちそれぞ
れβ−（γ）、β＋（γ）によって境界を定められたエ
リアで１．０である。ファン・ビームで使用するため
に、これらの平行重みは、許容可能な再構成された像質
を達成するように、一実施形態でなめらかにされる。

【００２１】実施形態のあるファミリでは、ファン・ビ
ーム・ヘリカル再構成アルゴリズムは、患者のドースの
浪費またはスライス感受性プロファイルのゆがみなしに
ＨＱとＨＳモードの間のあらゆるピッチに対しファン・
ビーム・ヘリカル再構成を提供する。ヘリカル重み付け
Ｗ_HIと「平行投影図」のハーフ・スキャン・重み付けＷ
_PHSの数学的関連は、有利になるように使用される。こ
の関連を、式（３）を参照し、Γ＝π／２のとき、式
（１）の部分的スキャン重みの限度として得られたヘリ
カル重み付けを使用することにより図示する。次いで重
みＷ_HIは、重み平滑関数ｆ_nに対する入力として使用さ
れる。 ｆ_n（ｘ）＝ｆ［ｆ_n-1（ｘ）］ において ｆ（ｘ）＝３ｘ²−２ｘ³ である。これから次のようになる。

【数９】 ｆは連続なので ０≦ｆ（ｘ）≦１， ０≦ｘ≦１ および ｆ（ｘ）＜ｘ， ０＜ｘ＜１／２ ｆ（ｘ）＞ｘ， １／２＜ｘ＜１ したがって、下式のようになる。

【数１０】

【００２２】したがって各中間の結果ｆ_nは、Ｗ_HIがヘ
リカル重み付けなので、ヘリカル重み付けを定義する。
したがって、 ｗ₁＋ｗ₂＝１， ０≦ｗ₁≦１ ０≦ｗ₂≦１ であれば、 ｆ（ｗ₁）＋ｆ（ｗ₂）＝１ （６） および ｆ_n（ｗ₁）＋ｆ_n（ｗ₂）＝１， ∀ｎ となる。

【００２３】したがって、共役線のあらゆる対に対する
ヘリカル重み正規化条件は、図７に示すように、維持さ
れる。図７は、ヘリカル重みと「平行ハーフ・スキャ
ン」重みの限度関係を示す。線７２と７４は、ハーフ・
スキャン重みが１．０に等しいエリアを限定する。線７
２と７４は、ヘリカル重みＷ_HIが１／２に等しい線であ
る。したがって、実施形態のこのファミリでは、部分的
スキャン重みＷ_PSは、選択したｎの値、∞≧ｎ≧０に対
し、ｆ_n（ｘ）＝ｆ（ｆ_n-1（ｘ））、ｆ（ｘ）＝ｆ
₁（ｘ）＝３ｘ²−２ｘ³、およびｆ₀（ｘ）＝１である関
数ｆ_nによって平滑にされる。したがって、ｎ＝１、ｎ
＝２、ｎ＝３などで一実施形態がある。（ｎ＝０であり
その場合にはｆ_n（ｘ）＝１で一実施形態もある。）

【００２４】図８では、ハーフ・スキャン重みと「平行
ハーフ・スキャン」重みの限度関係を、平行ハーフ・ス
キャン重みが１．０に等しい場合のシノグラムのエリア
を限定し、ハーフ・スキャン重みが１／２に等しい線に
対応する２つの点線７８および８０によって図示してい
る。したがって、ハーフ・スキャン重みに対するｆ
（ｘ）の応用は、ハーフ・スキャン重みの無限のクラス
を定義する。

【００２５】他の実施形態では、他の平滑関数が、他の
ヘリカル重み付け、部分的重み付け、およびハーフ・ス
キャン・重み付けを定義するために利用可能である。た
とえば、関数ｆ（ｘ）は下式のようになる。

【数１１】 これは本発明の実施形態の重みを決定するために使用さ
れる限度に対し（６）で表される必要条件を満たす。し
たがって一実施形態では、部分的スキャン重みＷ_PSは、
選択したｎの値に対し、関数ｆ_nを用いてなめらかにさ
れる。ｆ_nはｆ_n＝ｆ（ｆ_n-1（ｘ））と表される関係に
よって定義され、ｆ（ｘ）は下式のようになる。

【数１２】

【００２６】また本発明の実施形態は、ガントリ１２が
複数回まで回転する間テーブル４６が静止したままであ
るシネ・スキャンまたは動的スキャンに応用可能であ
り、さらにＣＴ透視検査にも応用可能である。

【００２７】本発明の様々な実施形態のこれまでの説明
から、上記の実施形態により、ＣＴ画像スキャンにおい
て患者のドースを完全に利用し、その一方で所与の時間
解像度に対し像質を最適化することが可能であることは
明白である。再構成は、完全な回転まで、ハーフ・スキ
ャン再構成に必要な最小限度より多いまたは最小限度に
等しい投影データのあらゆるセットから達成され、直接
再構成することは、ＨＱモードより速いあらゆるヘリカ
ル・ピッチに対して可能である。

【００２８】本発明の特定の実施形態について詳細に説
明し図示してきたが、本発明の特定の実施形態は、例証
および例としてのみを意図しており、限定するために取
り入れているのではないことをはっきりと理解された
い。さらに、本明細書で説明したＣＴシステムは、Ｘ線
ソースおよび検出器がガントリと共に回転する「第３世
代」のシステムである。検出器が完全な環状で静止して
いる検出器であり、Ｘ線ソースのみがガントリと共に回
転する「第４世代」のシステムを含む他の多くのＣＴシ
ステムは、個々の検出器素子が、所与のＸ線ビームに対
しほぼ均一な応答を提供するように修正されていれば、
使用することが可能である。したがって、本発明の精神
および範囲は、添付の請求項および法的な同等物の観点
からのみ限定されるものである。

【図面の簡単な説明】

【図１】ＣＴ撮影システムの絵画図である。

【図２】図１に示すシステムのブロック概略図である。

【図３】ＣＴ撮影システム１０のスキャンの幾何形状を
示す図である。

【図４】部分的スキャン重みの３つのセットを示す図で
ある。

【図５】ファン・ビームと平行な座標の間の関係を示す
図である。

【図６】平行な投影から直接得られるファン・ビーム・
スキャン重みを示す図である。

【図７】ヘリカル重みと「平行なハーフ・スキャン」重
みの限度関係を示す図である。

【図８】ハーフ・スキャン重みと平行なハーフ・スキャ
ン重みの限度関係を示す図である。

【符号の説明】

１０ コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮影システム １２ ガントリ １４ Ｘ線ソース １６ Ｘ線 １８ 検出器アレイ ２０ 検出器素子 ２２ 対象物 ２４ 回転の中心 ２６ 制御メカニズム ２８ Ｘ線コントローラ ３０ ガントリ・モータ・コントローラ ３２ データ獲得システム 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・コントローラ ４６ テーブル ４８ ガントリ開口

Claims (24)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 対象物のコンピュータ断層撮影（ＣＴ）
   スキャンで獲得された投影図のデータのセットから画像
   を再構成する方法であって、 ゼロ・ピッチとＨＳピッチの間の範囲にあるピッチを選
   択するステップと、 投影データを獲得するために、選択したピッチで、マル
   チスライス検出器と移動する放射ソースを有するＣＴ撮
   影システムで対象物をヘリカルにスキャンするステップ
   と、 部分的スキャン角度をスパンしているソース角度βに対
   し再構成する平面内で投影図を生成または合成するため
   に、獲得した投影データをヘリカルに補間するステップ
   と、 下式で与えられる部分的スキャン重みＷ_PSを、再構成す
   る平面内で生成または合成された投影図に適用し、γは
   ファン角度、βはソース角度、Ａ（〜）は最大のファン
   角度であるステップと、 【数１】 重み付けされた投影をフィルタリングおよびバックプロ
   ジェクションするステップとを含む方法。
2. 【請求項２】 ＣＴ撮影システムが、同時に４つのスラ
   イスを獲得し、選択されたピッチが３：１と６：１の間
   にある請求項１に記載の方法。
3. 【請求項３】 ＣＴ撮影システムが、同時に８つのスラ
   イスを獲得し、選択されたピッチが７：１と１１：１の
   間にある請求項１に記載の方法。
4. 【請求項４】 ＣＴ撮影システムが、Ｎ個のスライスを
   獲得し、選択されたピッチがＮ−１：１と２Ｎ：１の間
   にある請求項１に記載の方法。
5. 【請求項５】 選択されたｎの値に対し、ｆ_n（ｘ）＝
   ｆ（ｆ_n-1（ｘ））、ｆ（ｘ）＝ｆ₁（ｘ）＝３ｘ²−２
   ｘ³、およびｆ₀（ｘ）＝１で与えられる関係によって定
   義される関数ｆ_nを用いて部分的スキャン重みＷ_PSを平
   滑化するステップをさらに含む請求項１に記載の方法。
6. 【請求項６】 ＣＴ撮影システムが、４つのスライスを
   同時に獲得し、選択されたピッチが３：１と６：１の間
   にある請求項５に記載の方法。
7. 【請求項７】 ＣＴ撮影システムが、８つのスライスを
   同時に獲得し、選択されたピッチが７：１と１１：１の
   間にある請求項５に記載の方法。
8. 【請求項８】 ＣＴ撮影システムが、Ｎ個のスライスを
   獲得し、選択されたピッチがＮ−１：１と２Ｎ：１の間
   にある請求項５に記載の方法。
9. 【請求項９】 選択されたｎの値に対し、ｆ_n（ｘ）＝
   ｆ（ｆ_n-1（ｘ））、ｆ（ｘ）＝ｆ₁（ｘ）＝ｓｉｎ
   ²（（π／２）［ｘ］）；０≦ｘ≦１、およびｆ₀（ｘ）
   ＝１で与えられる関係によって定義される関数ｆ_nを用
   いて、部分的スキャン重みＷ_PSを平滑化するステップを
   さらに含む請求項１に記載の方法。
10. 【請求項１０】 ＣＴ撮影システムが、同時に４つのス
    ライスを獲得し、選択されたピッチが３：１と６：１の
    間にある請求項９に記載の方法。
11. 【請求項１１】 ＣＴ撮影システムが、同時に８つのス
    ライスを獲得し、選択されたピッチが７：１と１１：１
    の間にある請求項９に記載の方法。
12. 【請求項１２】 ＣＴ撮影システムが、Ｎ個のスライス
    を獲得し、選択されたピッチがＮ−１：１と２Ｎ：１の
    間にある請求項９に記載の方法。
13. 【請求項１３】 マルチスライス検出器と移動する放射
    ソースを有するコンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮影シス
    テムであって、前記撮影システムが、 ゼロ・ピッチとＨＳピッチの間の範囲にあるピッチを選
    択し、 投影データを獲得するために、選択したピッチで、マル
    チスライス検出器と移動する放射ソースを有するＣＴ撮
    影システムで対象物をヘリカルにスキャンし、 部分的なスキャン角度でスパンしているソース角度βに
    対し再構成する平面内で投影図を生成または合成するた
    めに、獲得した投影データをヘリカルに補間し、 γはファン角度、βはソース角度、Ａ（〜）は最大のフ
    ァン角度である下式で与えられる部分的スキャン重みＷ
    _PSを、再構成する平面内で生成または合成された投影図
    に適用し、 【数２】 重み付けされた投影図をフィルタリングおよびバックプ
    ロジェクションするように構成されている撮影システ
    ム。
14. 【請求項１４】 ＣＴ撮影システムが、同時に４つのス
    ライスを獲得し、選択されたピッチが３：１と６：１の
    間にある請求項１３に記載のＣＴ撮影システム。
15. 【請求項１５】 ＣＴ撮影システムが、同時に８つのス
    ライスを獲得し、選択されたピッチが７：１と１１：１
    の間にある請求項１３に記載のＣＴ撮影システム。
16. 【請求項１６】 ＣＴ撮影システムが、Ｎ個のスライス
    を獲得し、選択されたピッチがＮ−１：１と２Ｎ：１の
    間にある請求項１３に記載のＣＴ撮影システム。
17. 【請求項１７】 選択されたｎの値に対し、ｆ_n（ｘ）
    ＝ｆ（ｆ_n-1（ｘ））、ｆ（ｘ）＝ｆ₁（ｘ）＝３ｘ²−
    ２ｘ³、およびｆ₀（ｘ）＝１で与えられる関係によって
    定義される関数ｆ_nを用いて部分的スキャン重みＷ_PSを
    平滑化するようにさらに構成されている請求項１３に記
    載のＣＴ撮影システム。
18. 【請求項１８】 ＣＴ撮影システムが、同時に４つのス
    ライスを獲得し、選択されたピッチが３：１と６：１の
    間にある請求項１７に記載のＣＴ撮影システム。
19. 【請求項１９】 ＣＴ撮影システムが、同時に８つのス
    ライスを獲得し、選択されたピッチが７：１と１１：１
    の間にある請求項１７に記載のＣＴ撮影システム。
20. 【請求項２０】 ＣＴ撮影システムが、Ｎ個のスライス
    を獲得し、選択されたピッチがＮ−１：１と２Ｎ：１の
    間にある請求項１７に記載のＣＴ撮影システム。
21. 【請求項２１】 選択されたｎの値に対し、ｆ_n（ｘ）
    ＝ｆ（ｆ_n-1（ｘ））、ｆ（ｘ）＝ｆ₁（ｘ）＝ｓｉｎ²
    （π／２［ｘ］）；０≦ｘ≦１、およびｆ₀（ｘ）＝１
    で与えられる関係によって定義される関数ｆ_nを用い
    て、部分的スキャン重みＷ_PSを平滑化するようにさらに
    構成されている請求項１３に記載のＣＴ撮影システム。
22. 【請求項２２】 ＣＴ撮影システムが、同時に４つのス
    ライスを獲得し、選択されたピッチが３：１と６：１の
    間にある請求項２１に記載のＣＴ撮影システム。
23. 【請求項２３】 ＣＴ撮影システムが、同時に８つのス
    ライスを獲得し、選択されたピッチが７：１と１１：１
    の間にある請求項２１に記載のＣＴ撮影システム。
24. 【請求項２４】 ＣＴ撮影システムが、Ｎ個のスライス
    を獲得し、選択されたピッチがＮ−１：１と２Ｎ：１の
    間にある請求項２１に記載のＣＴ撮影システム。