JP2001218763A - 高速多数行型ファン・ビーム螺旋式検出器に用いられるハーフ・スキャン・アルゴリズム - Google Patents
高速多数行型ファン・ビーム螺旋式検出器に用いられるハーフ・スキャン・アルゴリズムInfo
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- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computed tomography [CT]
- A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
-
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 １つ又はこれよりも多い画像平面における画
像を形成するために、高速モードでデータを収集すると
共にハーフ・スキャンに対応するデータを用いる多数行
型ＣＴファン・ビーム・システムと共に用いられる方法
及び装置を提供する。 【解決手段】 この方法及び装置においては、画像平面
に対応する各々のビーム角度について、同時収集された
データを補間する及び／又は補外することによりデータ
が生成される。ここで、同時収集されたデータは、画像
平面に関して単一の線源位置に対応するデータを含んで
いる。
像を形成するために、高速モードでデータを収集すると
共にハーフ・スキャンに対応するデータを用いる多数行
型ＣＴファン・ビーム・システムと共に用いられる方法
及び装置を提供する。 【解決手段】 この方法及び装置においては、画像平面
に対応する各々のビーム角度について、同時収集された
データを補間する及び／又は補外することによりデータ
が生成される。ここで、同時収集されたデータは、画像
平面に関して単一の線源位置に対応するデータを含んで
いる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、マルチ・スライス
型螺旋式コンピュータ断層撮影に関し、より具体的に
は、コンピュータ断層撮影を用いて画像を形成するのに
必要とされるデータ取得時間及びデータ処理時間を短縮
するアルゴリズム、方法及び装置に関する。
型螺旋式コンピュータ断層撮影に関し、より具体的に
は、コンピュータ断層撮影を用いて画像を形成するのに
必要とされるデータ取得時間及びデータ処理時間を短縮
するアルゴリズム、方法及び装置に関する。
【０００２】
【発明の背景】コンピュータ断層撮影（ＣＴ）において
は、Ｘ線の光子線が患者を通して検出器へ向かって投射
される。減弱した射線が検出器によって検出されて、減
弱の量は射線が横断通過した患者の構造（例えば、骨、
筋肉、空洞等）の指標となる。次いで、再構成アルゴリ
ズムに従って減弱データを処理すると共に逆投影して、
患者の体内の解剖学的構造の画像を形成する。一般的に
は、「逆投影」はソフトウェアで実行されるが、その名
称が示唆しているように、画像平面内の多くの異なる角
度から当該画像平面を通過する射線を物理的に投射する
ことに類似しており、同じ画像ボクセルを通過した射線
の値を何らかの態様で結合して、得られる画像のボクセ
ルに及ぼされる影響の合計を得る。以下では、逆投影さ
れた射線に対応するデータを逆投影射線と呼ぶものとす
る。
は、Ｘ線の光子線が患者を通して検出器へ向かって投射
される。減弱した射線が検出器によって検出されて、減
弱の量は射線が横断通過した患者の構造（例えば、骨、
筋肉、空洞等）の指標となる。次いで、再構成アルゴリ
ズムに従って減弱データを処理すると共に逆投影して、
患者の体内の解剖学的構造の画像を形成する。一般的に
は、「逆投影」はソフトウェアで実行されるが、その名
称が示唆しているように、画像平面内の多くの異なる角
度から当該画像平面を通過する射線を物理的に投射する
ことに類似しており、同じ画像ボクセルを通過した射線
の値を何らかの態様で結合して、得られる画像のボクセ
ルに及ぼされる影響の合計を得る。以下では、逆投影さ
れた射線に対応するデータを逆投影射線と呼ぶものとす
る。
【０００３】データ取得時に患者が運動すると、得られ
る画像にアーティファクトが生ずる可能性があり、これ
らのアーティファクトはしばしば、画像を診断目的には
役立たなくしたり又は診断目的に利用することを難しく
したりする。この理由及びその他の理由から、他の撮像
手法と同様に、ＣＴ業界は、取得されるデータの品質を
損なわずに取得時間を短縮する方法を識別することを絶
えず試みている。
る画像にアーティファクトが生ずる可能性があり、これ
らのアーティファクトはしばしば、画像を診断目的には
役立たなくしたり又は診断目的に利用することを難しく
したりする。この理由及びその他の理由から、他の撮像
手法と同様に、ＣＴ業界は、取得されるデータの品質を
損なわずに取得時間を短縮する方法を識別することを絶
えず試みている。
【０００４】加えて、取得時間中には膨大な量のデータ
が取得され、且つ収集されたデータからの画像再構成の
ための処理方法が比較的複雑であるため、データを処理
して画像を再構成するために膨大な数の計算が必要とな
る。必要とされる計算の数が膨大であるため、収集され
たデータを処理して画像を再構成するのに必要な時間は
かなりの長さになる。この理由から、ＣＴ業界はまた、
再構成処理を高速化し得る新規の処理方法及び処理アル
ゴリズムを絶えず模索している。
が取得され、且つ収集されたデータからの画像再構成の
ための処理方法が比較的複雑であるため、データを処理
して画像を再構成するために膨大な数の計算が必要とな
る。必要とされる計算の数が膨大であるため、収集され
たデータを処理して画像を再構成するのに必要な時間は
かなりの長さになる。この理由から、ＣＴ業界はまた、
再構成処理を高速化し得る新規の処理方法及び処理アル
ゴリズムを絶えず模索している。
【０００５】データ取得速度を上げると共に再構成処理
を高速化するＣＴシステムの様々な特徴及び手順が開発
されている。比較的一般的な特徴及び手順として、ファ
ン・ビーム取得、同時多数スライス取得、螺旋走査（ヘ
リカル・スキャン）及びハーフ・スキャンがある。ファ
ン・ビーム取得の場合には、線源をコリメートして薄い
ファン・ビームとし、ファン・ビームを患者の対向する
側に設けられている検出器に向けて投射する。この態様
で、線源ファン・ビームの中心射線によって画定される
ビーム角度について完全ファン・ビーム投影データ集合
が即座に形成される。線源及び検出器は画像平面の周り
を回転して、全て（例えば、典型的には３６０°）のビ
ーム角度からデータを収集する。この後に、収集された
データを用いて画像平面における画像を再構成する。こ
のようにして、ファン・ビーム取得は取得時間を短縮す
る。
を高速化するＣＴシステムの様々な特徴及び手順が開発
されている。比較的一般的な特徴及び手順として、ファ
ン・ビーム取得、同時多数スライス取得、螺旋走査（ヘ
リカル・スキャン）及びハーフ・スキャンがある。ファ
ン・ビーム取得の場合には、線源をコリメートして薄い
ファン・ビームとし、ファン・ビームを患者の対向する
側に設けられている検出器に向けて投射する。この態様
で、線源ファン・ビームの中心射線によって画定される
ビーム角度について完全ファン・ビーム投影データ集合
が即座に形成される。線源及び検出器は画像平面の周り
を回転して、全て（例えば、典型的には３６０°）のビ
ーム角度からデータを収集する。この後に、収集された
データを用いて画像平面における画像を再構成する。こ
のようにして、ファン・ビーム取得は取得時間を短縮す
る。
【０００６】ハーフ・スキャンに関して述べると、患者
がデータ取得時間にわたって静止した状態にあると仮定
すると、共役のデータ取得（すなわち、同じ経路に沿っ
て相対向する方向から取得されたデータ）は同一である
筈である。加えて、ファン・ビームを用いると、患者の
周りで完全に１回転を行なわずとも、あらゆる可能なビ
ーム角度から少なくとも１つの射線を画像平面を通過さ
せて投射することができる。
がデータ取得時間にわたって静止した状態にあると仮定
すると、共役のデータ取得（すなわち、同じ経路に沿っ
て相対向する方向から取得されたデータ）は同一である
筈である。加えて、ファン・ビームを用いると、患者の
周りで完全に１回転を行なわずとも、あらゆる可能なビ
ーム角度から少なくとも１つの射線を画像平面を通過さ
せて投射することができる。
【０００７】例えば、図３を参照して述べると、円環状
のガントリ開口７０が、内部に患者スライス４２を配置
した状態で（支持テーブルは図示されていない）、Ｚ軸
が図平面に垂直に伸びており搬送軸を定義しているよう
なデカルト座標系に関して図示されている。線源１０
が、第１、第２、第３及び第４の位置においてそれぞれ
参照番号９０、９０′、９０″及び９０″′として示さ
れている。第１の位置にあるときに、線源１０はファン
・ビーム４０を発生し、ファン・ビーム４０は、中心射
線Ｒｃと、最大ファン角度をΓとしたファン角度に沿っ
て中心射線から散開している追加射線とを含んでいる。
ビーム角度Βは、中心射線Ｒｃが垂直方向のＹ軸に対し
てなす角度として定義される。
のガントリ開口７０が、内部に患者スライス４２を配置
した状態で（支持テーブルは図示されていない）、Ｚ軸
が図平面に垂直に伸びており搬送軸を定義しているよう
なデカルト座標系に関して図示されている。線源１０
が、第１、第２、第３及び第４の位置においてそれぞれ
参照番号９０、９０′、９０″及び９０″′として示さ
れている。第１の位置にあるときに、線源１０はファン
・ビーム４０を発生し、ファン・ビーム４０は、中心射
線Ｒｃと、最大ファン角度をΓとしたファン角度に沿っ
て中心射線から散開している追加射線とを含んでいる。
ビーム角度Βは、中心射線Ｒｃが垂直方向のＹ軸に対し
てなす角度として定義される。
【０００８】第４の位置にあるときには、線源１０はフ
ァン・ビーム４０″′を発生し、ファン・ビーム４
０″′もまた、中心射線（図示されていない）と、中心
射線から散開している射線とを含んで、ファン・ビーム
を形成している。線源を第１の位置から第４の位置へ時
計回り方向に回転させることにより、スライス４２（す
なわち画像平面）を通過するあらゆる可能なビーム角度
から少なくとも１回ずつデータが収集される。当業界で
公知のように、単一の画像平面に対応するあらゆるビー
ム角度に対応するデータは、患者の周りでの（π＋２
Γ）／２π回の回転の後に収集され得る。撮像データを
取得するために画像平面の周りでの完全な１回転よりも
少ない回転しか必要とされないので、これらの取得方法
及びシステムは一般的には、ハーフ・スキャン方法及び
システムと呼ばれる。このように、単一行型検出器と組
み合わせてハーフ・スキャン取得を用いて、取得時間を
短縮している。
ァン・ビーム４０″′を発生し、ファン・ビーム４
０″′もまた、中心射線（図示されていない）と、中心
射線から散開している射線とを含んで、ファン・ビーム
を形成している。線源を第１の位置から第４の位置へ時
計回り方向に回転させることにより、スライス４２（す
なわち画像平面）を通過するあらゆる可能なビーム角度
から少なくとも１回ずつデータが収集される。当業界で
公知のように、単一の画像平面に対応するあらゆるビー
ム角度に対応するデータは、患者の周りでの（π＋２
Γ）／２π回の回転の後に収集され得る。撮像データを
取得するために画像平面の周りでの完全な１回転よりも
少ない回転しか必要とされないので、これらの取得方法
及びシステムは一般的には、ハーフ・スキャン方法及び
システムと呼ばれる。このように、単一行型検出器と組
み合わせてハーフ・スキャン取得を用いて、取得時間を
短縮している。
【０００９】加えて、ハーフ・スキャン撮像方法及びシ
ステムの場合には画像を形成するのに比較的少ないデー
タを処理する必要しかないので、ハーフ・スキャン方法
及びシステムはまた、データの処理時間及び再構成時間
を潜在的に短縮するという利点をも有している。
ステムの場合には画像を形成するのに比較的少ないデー
タを処理する必要しかないので、ハーフ・スキャン方法
及びシステムはまた、データの処理時間及び再構成時間
を潜在的に短縮するという利点をも有している。
【００１０】ファン・ビーム及びハーフ・スキャンは様
々な利点を有しているが、しばしば、診断実行時には、
システムの利用者は典型的には、撮像したい患者の体内
の関心のある物体及び空洞等の正確な位置を知らない。
この理由から、システムの利用者が異なる画像平面又は
再構成平面を選択することにより高速で連続して様々な
断面画像を形成することができると有利である。これら
の場合には、画像ビューの間で利用者が思考経路を見失
わないように画像形成と画像形成との間での遅延を最短
にするために、高速でのデータ処理が極めて重要にな
る。
々な利点を有しているが、しばしば、診断実行時には、
システムの利用者は典型的には、撮像したい患者の体内
の関心のある物体及び空洞等の正確な位置を知らない。
この理由から、システムの利用者が異なる画像平面又は
再構成平面を選択することにより高速で連続して様々な
断面画像を形成することができると有利である。これら
の場合には、画像ビューの間で利用者が思考経路を見失
わないように画像形成と画像形成との間での遅延を最短
にするために、高速でのデータ処理が極めて重要にな
る。
【００１１】シングル・スライス式検出器、ファン・ビ
ーム及びハーフ・スキャンを用いて、様々な異なる平行
な画像平面においてデータを生成することができ、デー
タ取得の後にこれらのデータをプロセッサによって用い
て、当業界で公知の補間又は補外手順を介して画像平面
と画像平面との間の任意の位置での画像を形成すること
ができる。例えば、２つのデータ取得時間中に、第１及
び第２の平行な取得平面に対応する第１及び第２のデー
タ集合がそれぞれ取得され、これらの平面が０．２５イ
ンチだけ離隔していたと仮定する。利用者が第１の取得
平面と第２の取得平面との間に位置する画像を再構成す
るために１つの画像平面を選択すると、第１のデータ集
合のデータと第２のデータ集合のデータとの間での補間
を用いて、選択された画像平面に対応するデータの値を
推定することができる。例えば、他の射線の中で、取得
時間中に第１の射線と第２の射線とを用いて第１の集合
及び第２の集合のデータをそれぞれ形成しており、且つ
第１の射線と第２の射線とが平行であった（すなわち、
同じビーム角度及びファン角度を有する）と仮定する。
この場合には、第１の射線から取得されたデータと第２
の射線から取得されたデータとの間を補間することによ
り、第１及び第２の射線に平行であり且つ上述の画像平
面内に位置している仮想的な逆投影射線に対応する推定
値を生成する。画像平面を通過するあらゆるビーム角度
及びファン角度についてこのような補間を実行して逆投
影射線を生成することにより、画像平面に対応する完全
データ集合が形成される。
ーム及びハーフ・スキャンを用いて、様々な異なる平行
な画像平面においてデータを生成することができ、デー
タ取得の後にこれらのデータをプロセッサによって用い
て、当業界で公知の補間又は補外手順を介して画像平面
と画像平面との間の任意の位置での画像を形成すること
ができる。例えば、２つのデータ取得時間中に、第１及
び第２の平行な取得平面に対応する第１及び第２のデー
タ集合がそれぞれ取得され、これらの平面が０．２５イ
ンチだけ離隔していたと仮定する。利用者が第１の取得
平面と第２の取得平面との間に位置する画像を再構成す
るために１つの画像平面を選択すると、第１のデータ集
合のデータと第２のデータ集合のデータとの間での補間
を用いて、選択された画像平面に対応するデータの値を
推定することができる。例えば、他の射線の中で、取得
時間中に第１の射線と第２の射線とを用いて第１の集合
及び第２の集合のデータをそれぞれ形成しており、且つ
第１の射線と第２の射線とが平行であった（すなわち、
同じビーム角度及びファン角度を有する）と仮定する。
この場合には、第１の射線から取得されたデータと第２
の射線から取得されたデータとの間を補間することによ
り、第１及び第２の射線に平行であり且つ上述の画像平
面内に位置している仮想的な逆投影射線に対応する推定
値を生成する。画像平面を通過するあらゆるビーム角度
及びファン角度についてこのような補間を実行して逆投
影射線を生成することにより、画像平面に対応する完全
データ集合が形成される。
【００１２】これらのようなシステムは有用であるが、
残念なことに、多くの画像平面に対応するデータを生成
するのに必要とされる取得時間が過度に長く、また、不
可避的に患者が運動するので画像アーティファクトをし
ばしば生ずる。
残念なことに、多くの画像平面に対応するデータを生成
するのに必要とされる取得時間が過度に長く、また、不
可避的に患者が運動するので画像アーティファクトをし
ばしば生ずる。
【００１３】幾つかの画像平面に対応するデータ取得を
高速化する一方法に、ファン・ビームと共に多数行型検
出器を用いることによるものがある。多数行型検出器シ
ステムにおいては、比較的厚いファン・ビームをコリメ
ートして、患者を間に挟んだ状態で多数行型検出器に向
かって投射すると、各々の検出器の行は実質的に、Ｚ軸
又は並進軸に沿って、ファン・ビーム幅に垂直な厚いフ
ァン・ビームの別個のスライスのデータを収集する。各
々の検出器行は一定の厚みを有しているが、これらのシ
ステムにおいては、各々の行において検出される信号
は、行内の中心に位置する平面をイソセンタＺに対して
投影した平面に対応していると仮定されている。以下で
は、ある行を通る中心平面を行中心と呼ぶものとする。
高速化する一方法に、ファン・ビームと共に多数行型検
出器を用いることによるものがある。多数行型検出器シ
ステムにおいては、比較的厚いファン・ビームをコリメ
ートして、患者を間に挟んだ状態で多数行型検出器に向
かって投射すると、各々の検出器の行は実質的に、Ｚ軸
又は並進軸に沿って、ファン・ビーム幅に垂直な厚いフ
ァン・ビームの別個のスライスのデータを収集する。各
々の検出器行は一定の厚みを有しているが、これらのシ
ステムにおいては、各々の行において検出される信号
は、行内の中心に位置する平面をイソセンタＺに対して
投影した平面に対応していると仮定されている。以下で
は、ある行を通る中心平面を行中心と呼ぶものとする。
【００１４】データ取得の後に、インタフェイスは、シ
ステムの利用者が、収集されたデータに対応する区域内
から１つの画像平面を選択することを可能にする。選択
される画像平面は、少なくとも２行の隣接した検出器の
行の行中心と行中心との間に位置する。画像平面の選択
の後に、プロセッサが、隣接する行に対応するデータの
間を補間して、選択された画像平面に対応する逆投影射
線を生成する。異なる画像平面に対応するもう一つの画
像が望まれる場合には、平面を選択した後に、プロセッ
サは取得されたデータの部分集合をあらためて識別し
て、補間、追加処理及び逆投影を行なう。このようにし
て、多数行型検出器システムは、幾つかの画像平面が再
構成のために選択され得る場合にデータ取得時間を更に
短縮する。
ステムの利用者が、収集されたデータに対応する区域内
から１つの画像平面を選択することを可能にする。選択
される画像平面は、少なくとも２行の隣接した検出器の
行の行中心と行中心との間に位置する。画像平面の選択
の後に、プロセッサが、隣接する行に対応するデータの
間を補間して、選択された画像平面に対応する逆投影射
線を生成する。異なる画像平面に対応するもう一つの画
像が望まれる場合には、平面を選択した後に、プロセッ
サは取得されたデータの部分集合をあらためて識別し
て、補間、追加処理及び逆投影を行なう。このようにし
て、多数行型検出器システムは、幾つかの画像平面が再
構成のために選択され得る場合にデータ取得時間を更に
短縮する。
【００１５】多数行型検出器に関する一つの制限は、単
一の取得時間中に、検出器の厚みに対応するデータしか
収集し得ないことである。より大きい患者空間に対応す
る追加のデータを収集するためには、第１の空間に対応
する１つの取得時間の後に、第１の空間に隣接する第２
の空間が線源と検出器との間に位置するまで患者を並進
軸に沿って移動させなければならない。この後に、２回
目の取得処理を実行しなければならない。同様に、第３
の空間に対応する追加のデータを収集するためには、線
源及び検出器に関してもう一つの相対的な位置まで患者
を搬送しなければならない。取得を行なわない状態で必
要とされる並進によって、取得時間が必然的に長くな
り、また、追加の取得時間及び整列過程によって、相対
的な不快感、付加的な患者の運動及び望ましくない画像
アーティファクトが不可避的に生ずる。
一の取得時間中に、検出器の厚みに対応するデータしか
収集し得ないことである。より大きい患者空間に対応す
る追加のデータを収集するためには、第１の空間に対応
する１つの取得時間の後に、第１の空間に隣接する第２
の空間が線源と検出器との間に位置するまで患者を並進
軸に沿って移動させなければならない。この後に、２回
目の取得処理を実行しなければならない。同様に、第３
の空間に対応する追加のデータを収集するためには、線
源及び検出器に関してもう一つの相対的な位置まで患者
を搬送しなければならない。取得を行なわない状態で必
要とされる並進によって、取得時間が必然的に長くな
り、また、追加の取得時間及び整列過程によって、相対
的な不快感、付加的な患者の運動及び望ましくない画像
アーティファクトが不可避的に生ずる。
【００１６】取得時間中の患者の並進を中断せずに単一
の取得時間中にデータを収集し得るように、ヘリカル・
スキャン・システムが開発された。ヘリカル・スキャン
・システムにおいては、線源及び検出器アレイは円環状
のガントリの相対向する表面に装着されて、患者がガン
トリを通過して一定の速度で搬送されるのと同時に回転
する。Ｘ線ビームは患者の全体にわたって螺旋軌道を掃
引し、これにより、「ヘリカル・スキャン・システム」
との術語が用いられている。データ取得は、動作ピッチ
（すなわちガントリの回転速度に対するテーブルの並進
速度）を増大させることにより高速化することができ
る。データが取得された後に、データを処理して、逆投
影射線の推定値を生成すると共に、螺旋取得によって生
ずるデータの微妙な差異（nuance）を考慮に入れる。
の取得時間中にデータを収集し得るように、ヘリカル・
スキャン・システムが開発された。ヘリカル・スキャン
・システムにおいては、線源及び検出器アレイは円環状
のガントリの相対向する表面に装着されて、患者がガン
トリを通過して一定の速度で搬送されるのと同時に回転
する。Ｘ線ビームは患者の全体にわたって螺旋軌道を掃
引し、これにより、「ヘリカル・スキャン・システム」
との術語が用いられている。データ取得は、動作ピッチ
（すなわちガントリの回転速度に対するテーブルの並進
速度）を増大させることにより高速化することができ
る。データが取得された後に、データを処理して、逆投
影射線の推定値を生成すると共に、螺旋取得によって生
ずるデータの微妙な差異（nuance）を考慮に入れる。
【００１７】ファン・ビーム、マルチ・スライス、ハー
フ・スキャン及びヘリカル・スキャンの各特徴の様々な
組み合わせが結合されて相乗効果を挙げており、これら
の組み合わせは幾分かは良好に作用している。例えば、
１つのシステムは、多数行型ファン・ビーム検出器及び
ファン・ビーム線源をヘリカル・スキャン手順と組み合
わせて、高ピッチ及び高速モードを用いて撮像データを
高速で取得している。例えば、４行型検出器を含んでい
る例示的システムは６：１のピッチをサポートすること
ができ、この場合には検出器は０．６７回転で再構成平
面を横断する。８スライス型スキャナは、検出器が０．
７３回転で再構成平面を横断するように１１：１ピッチ
をサポートし得ると考えられる。
フ・スキャン及びヘリカル・スキャンの各特徴の様々な
組み合わせが結合されて相乗効果を挙げており、これら
の組み合わせは幾分かは良好に作用している。例えば、
１つのシステムは、多数行型ファン・ビーム検出器及び
ファン・ビーム線源をヘリカル・スキャン手順と組み合
わせて、高ピッチ及び高速モードを用いて撮像データを
高速で取得している。例えば、４行型検出器を含んでい
る例示的システムは６：１のピッチをサポートすること
ができ、この場合には検出器は０．６７回転で再構成平
面を横断する。８スライス型スキャナは、検出器が０．
７３回転で再構成平面を横断するように１１：１ピッチ
をサポートし得ると考えられる。
【００１８】再び図３を参照して述べると、これらの高
速ヘリカル・スキャン・システムにおいては、取得時
に、データは位置９０にある線源１０によって取得され
て、線源及び検出器は、患者４２がガントリ開口７０を
通過して搬送されると同時にガントリ開口７０の周りを
回転する（データを収集しながら）。搬送及び回転中
に、プロセッサが、多くの異なるビーム角度及びファン
角度からデータを収集する。線源１０が完全な１回転を
回転して再び位置９０に到達した後に、この位置で更な
るデータが収集される。患者４２は取得中にはＺ軸に沿
って搬送されているので、線源１０は開口７０に対して
回転の開始時と終了時とで同じ位置９０にあるが、線源
及び収集されるデータは、患者４２に対して異なるＺ位
置にある。以下では、同じビーム角度及びファン角度に
ついて収集されているが異なるＺ位置において収集され
ているデータを連続収集されたデータと呼ぶものとす
る。
速ヘリカル・スキャン・システムにおいては、取得時
に、データは位置９０にある線源１０によって取得され
て、線源及び検出器は、患者４２がガントリ開口７０を
通過して搬送されると同時にガントリ開口７０の周りを
回転する（データを収集しながら）。搬送及び回転中
に、プロセッサが、多くの異なるビーム角度及びファン
角度からデータを収集する。線源１０が完全な１回転を
回転して再び位置９０に到達した後に、この位置で更な
るデータが収集される。患者４２は取得中にはＺ軸に沿
って搬送されているので、線源１０は開口７０に対して
回転の開始時と終了時とで同じ位置９０にあるが、線源
及び収集されるデータは、患者４２に対して異なるＺ位
置にある。以下では、同じビーム角度及びファン角度に
ついて収集されているが異なるＺ位置において収集され
ているデータを連続収集されたデータと呼ぶものとす
る。
【００１９】現在の補間手法は、連続収集されたデータ
（すなわち、同じビーム角度（例えば図３の位置９０）
及び同じファン角度にあるが異なるＺ（すなわち並進
軸）位置にある線源１０からのデータ）の間を補間す
る。換言すれば、現在の補間手法は、画像を形成するの
に単一回よりも多い線源の回転からのデータを必要とす
る。加えて、１回よりも多い回転からのデータが補間に
必要とされるので、データ収集は相対的に多くなり、処
理時間及び再構成時間は過度に長くなる。更に、補間は
連続収集されたデータの間で行なわれるので、得られる
画像は、相対的に厚い患者の空間に対応する「厚み」特
性を有するものとなり、多くの診断目的のためには不適
当であるか又は少なくとも最適ではない。
（すなわち、同じビーム角度（例えば図３の位置９０）
及び同じファン角度にあるが異なるＺ（すなわち並進
軸）位置にある線源１０からのデータ）の間を補間す
る。換言すれば、現在の補間手法は、画像を形成するの
に単一回よりも多い線源の回転からのデータを必要とす
る。加えて、１回よりも多い回転からのデータが補間に
必要とされるので、データ収集は相対的に多くなり、処
理時間及び再構成時間は過度に長くなる。更に、補間は
連続収集されたデータの間で行なわれるので、得られる
画像は、相対的に厚い患者の空間に対応する「厚み」特
性を有するものとなり、多くの診断目的のためには不適
当であるか又は少なくとも最適ではない。
【００２０】
【発明の詳しい説明】［Ａ．ハードウェア］ここで、図
１を参照して述べると、本発明と共に用いられるＣＴス
キャナが、開口（図３の参照番号７０）を有してＸ線源
１０を支持しているガントリ２０を含んでおり、Ｘ線源
１０は、支持されて対向して設けられている検出器アレ
イ４４に向かって、ビーム軸４１に沿って患者４２を通
してＸ線のファン・ビーム４０を投射するように配向し
ている。ガントリ２０は、デカルト座標系のｘｙ平面を
画定しているガントリ平面３８内でビーム軸を回転させ
るようにして回転する。ガントリ２０の回転は、ガント
リ平面３８内の任意の基準位置からのビーム角度βによ
って測定される。
１を参照して述べると、本発明と共に用いられるＣＴス
キャナが、開口（図３の参照番号７０）を有してＸ線源
１０を支持しているガントリ２０を含んでおり、Ｘ線源
１０は、支持されて対向して設けられている検出器アレ
イ４４に向かって、ビーム軸４１に沿って患者４２を通
してＸ線のファン・ビーム４０を投射するように配向し
ている。ガントリ２０は、デカルト座標系のｘｙ平面を
画定しているガントリ平面３８内でビーム軸を回転させ
るようにして回転する。ガントリ２０の回転は、ガント
リ平面３８内の任意の基準位置からのビーム角度βによ
って測定される。
【００２１】患者４２がテーブル４６上に初期載置され
て、デカルト座標系のＺ軸に整列した並進軸４８に沿っ
てテーブル４６を移動させることができる。テーブル４
６はガントリ平面３８に交差しているので、撮像過程に
干渉しないように放射線透過性とする。
て、デカルト座標系のＺ軸に整列した並進軸４８に沿っ
てテーブル４６を移動させることができる。テーブル４
６はガントリ平面３８に交差しているので、撮像過程に
干渉しないように放射線透過性とする。
【００２２】Ｘ線のファン・ビーム４０はガントリ平面
３８内でビーム軸４１から散開して、ビーム軸４１及び
並進軸４８の両方に全体的に直交する横方向軸５０に沿
ってファン・ビーム角度γで散開する。Ｘ線ビーム４０
はまた、ビーム軸４１及びガントリ平面３８から並進軸
４８に沿って僅かに散開している。図３を併せて参照す
ると、最大ビーム角度γが参照符号Γを付されている。
３８内でビーム軸４１から散開して、ビーム軸４１及び
並進軸４８の両方に全体的に直交する横方向軸５０に沿
ってファン・ビーム角度γで散開する。Ｘ線ビーム４０
はまた、ビーム軸４１及びガントリ平面３８から並進軸
４８に沿って僅かに散開している。図３を併せて参照す
ると、最大ビーム角度γが参照符号Γを付されている。
【００２３】患者４２を通過した後に、Ｘ線のファン・
ビーム４０は、検出器素子１８′から成る多数の列を有
する検出器アレイ４４によって受け取られる。検出器素
子１８′は、横方向軸５０に沿って延在する行と、並進
軸４８に沿って延在する列とを成して配列されている。
検出器アレイ４４の表面は平面状であってもよいし、又
は焦点２６若しくは代替的にはシステム・イソセンタに
中心を有する球又は円筒の部分面に従っていてもよい。
ビーム４０は、検出器素子１８′から成る多数の列を有
する検出器アレイ４４によって受け取られる。検出器素
子１８′は、横方向軸５０に沿って延在する行と、並進
軸４８に沿って延在する列とを成して配列されている。
検出器アレイ４４の表面は平面状であってもよいし、又
は焦点２６若しくは代替的にはシステム・イソセンタに
中心を有する球又は円筒の部分面に従っていてもよい。
【００２４】検出器素子１８′の各々がＸ線を受け取っ
て、ファン・ビーム４０の別個の射線に沿った強度測定
値を供給する。各々の強度測定値は、患者４２の部分空
間４２を通過する１つのファン・ビーム射線の線積分に
よって減弱量を記述している。好適実施例では、空間４
３は、従来のシングル・スライス式ファン・ビームＣＴ
システムによって測定されるスライス空間よりも大き
く、検出器アレイ４４の幅はその列に沿って測定される
ものとする。
て、ファン・ビーム４０の別個の射線に沿った強度測定
値を供給する。各々の強度測定値は、患者４２の部分空
間４２を通過する１つのファン・ビーム射線の線積分に
よって減弱量を記述している。好適実施例では、空間４
３は、従来のシングル・スライス式ファン・ビームＣＴ
システムによって測定されるスライス空間よりも大き
く、検出器アレイ４４の幅はその列に沿って測定される
ものとする。
【００２５】好適実施例では、空間４３は典型的には、
従来のファン・ビームＣＴシステムによって測定される
スライス空間よりも大きく、列に沿って測定した場合の
検出器アレイ４４の幅は典型的には、シングル・スライ
ス式検出器の幅よりも大きい。検出器素子１８′の行
は、Ｚ軸に沿ってファン・ビーム式検出器アレイを更に
分割している。
従来のファン・ビームＣＴシステムによって測定される
スライス空間よりも大きく、列に沿って測定した場合の
検出器アレイ４４の幅は典型的には、シングル・スライ
ス式検出器の幅よりも大きい。検出器素子１８′の行
は、Ｚ軸に沿ってファン・ビーム式検出器アレイを更に
分割している。
【００２６】ここで図２を参照して述べると、図１のＣ
Ｔイメージング・システムを制御する例示的な制御シス
テムが、ガントリに付設されている制御モジュール５２
を有しており、制御モジュール５２は、Ｘ線制御５４
と、ガントリ・モータ制御５６と、データ取得システム
６２と、画像再構成器６８とを含んでいる。Ｘ線制御５
４はＸ線源１０へ電力信号及びタイミング信号を供給し
て、コンピュータ６０の制御の下での要求に応じてＸ線
源１０をオンにしたりオフにしたりする。ガントリ・モ
ータ制御５６はガントリ２０の回転速度及び回転位置を
制御すると共に、ガントリ位置に関する情報をコンピュ
ータ６０へ供給する。データ取得システム６２は検出器
アレイ４４の検出器素子１８′からの強度信号をサンプ
リングしてディジタル化し、画像再構成器６８は、検出
器アレイ４４の検出器素子の列及び行についてそれぞれ
識別されているサンプリングされディジタル化された強
度信号をデータ取得システム６２から受け取り、本発明
に従って検出器素子１８′からの強度信号を結合して、
当業界で公知の方法に従って高速画像再構成を実行す
る。
Ｔイメージング・システムを制御する例示的な制御シス
テムが、ガントリに付設されている制御モジュール５２
を有しており、制御モジュール５２は、Ｘ線制御５４
と、ガントリ・モータ制御５６と、データ取得システム
６２と、画像再構成器６８とを含んでいる。Ｘ線制御５
４はＸ線源１０へ電力信号及びタイミング信号を供給し
て、コンピュータ６０の制御の下での要求に応じてＸ線
源１０をオンにしたりオフにしたりする。ガントリ・モ
ータ制御５６はガントリ２０の回転速度及び回転位置を
制御すると共に、ガントリ位置に関する情報をコンピュ
ータ６０へ供給する。データ取得システム６２は検出器
アレイ４４の検出器素子１８′からの強度信号をサンプ
リングしてディジタル化し、画像再構成器６８は、検出
器アレイ４４の検出器素子の列及び行についてそれぞれ
識別されているサンプリングされディジタル化された強
度信号をデータ取得システム６２から受け取り、本発明
に従って検出器素子１８′からの強度信号を結合して、
当業界で公知の方法に従って高速画像再構成を実行す
る。
【００２７】上述のモジュールの各々が、各々に関連す
るガントリ２０上の要素にスリップ・リング６４を介し
て接続されており、様々なガントリ作用を実行するプロ
セッサ又はコンピュータ６０とのインタフェイスとして
の役割を果たしている。スリップ・リング６４は、ガン
トリ２０が３６０°を超える角度にわたって連続的に回
転して投影データを取得することを可能にしている。
るガントリ２０上の要素にスリップ・リング６４を介し
て接続されており、様々なガントリ作用を実行するプロ
セッサ又はコンピュータ６０とのインタフェイスとして
の役割を果たしている。スリップ・リング６４は、ガン
トリ２０が３６０°を超える角度にわたって連続的に回
転して投影データを取得することを可能にしている。
【００２８】テーブル４６の並進軸４８に沿った速度及
び位置は、テーブル・モータ制御５８によってコンピュ
ータ６０に連絡されると共にコンピュータ６０によって
制御される。加えて、コンピュータ又はプロセッサ６０
は、後に詳述する本発明のデータ処理方法を実行するた
めのパルス系列化プログラムを実行する。コンピュータ
６０は、操作者コンソール６５を介して命令（コマン
ド）及び走査パラメータを受け取る。操作者コンソール
６５は一般的には、ＣＲＴ表示器及びキーボードであ
る。コンソール６５によって、操作者は、データ取得走
査を制御するパラメータを入力したり、再構成された画
像及びコンピュータ６０からのその他の情報を表示した
りすることができる。大容量記憶装置又はメモリ６６
が、ＣＴイメージング・システム用の動作プログラム、
及び操作者が後に参照するための画像データを記憶する
手段を提供している。コンピュータ６０及び画像構成器
の両方が、データを記憶するために付設されている電子
メモリ（図示されていない）を有している。
び位置は、テーブル・モータ制御５８によってコンピュ
ータ６０に連絡されると共にコンピュータ６０によって
制御される。加えて、コンピュータ又はプロセッサ６０
は、後に詳述する本発明のデータ処理方法を実行するた
めのパルス系列化プログラムを実行する。コンピュータ
６０は、操作者コンソール６５を介して命令（コマン
ド）及び走査パラメータを受け取る。操作者コンソール
６５は一般的には、ＣＲＴ表示器及びキーボードであ
る。コンソール６５によって、操作者は、データ取得走
査を制御するパラメータを入力したり、再構成された画
像及びコンピュータ６０からのその他の情報を表示した
りすることができる。大容量記憶装置又はメモリ６６
が、ＣＴイメージング・システム用の動作プログラム、
及び操作者が後に参照するための画像データを記憶する
手段を提供している。コンピュータ６０及び画像構成器
の両方が、データを記憶するために付設されている電子
メモリ（図示されていない）を有している。
【００２９】動作時には、ガントリ・モータ制御５６が
一定の回転速度までガントリ２０を導いて、テーブル・
モータ制御がテーブル４６の並進を開始する。Ｘ線制御
５４がＸ線源１０をオンにして、連続的な方式で投影デ
ータが取得される。各々のビーム角度βにおいて取得さ
れた投影データは、アレイ４４の各々の特定の列及び行
に位置する各々の検出器素子１８′に対応する強度信号
を含んでいる。
一定の回転速度までガントリ２０を導いて、テーブル・
モータ制御がテーブル４６の並進を開始する。Ｘ線制御
５４がＸ線源１０をオンにして、連続的な方式で投影デ
ータが取得される。各々のビーム角度βにおいて取得さ
れた投影データは、アレイ４４の各々の特定の列及び行
に位置する各々の検出器素子１８′に対応する強度信号
を含んでいる。
【００３０】［Ｂ．理論］高速で稼働する多数行型デー
タ取得システム（例えば図１及び図２を参照）の場合に
は、連続収集されたデータの間を補間して画像平面内で
の逆投影射線を推定する代わりに、単一の位置にある線
源及び検出器によって生成された多数行データの間で補
間を実行して、取得時間の短縮及び取得の後のデータ処
理時間の短縮を含めた幾つかの利点を達成し得ることが
分かっている。以下では、ガントリに関して単一の位置
にある検出器及び線源によって検出器の異なる行によっ
て取得されたデータを同時収集されたデータと呼ぶもの
とする。
タ取得システム（例えば図１及び図２を参照）の場合に
は、連続収集されたデータの間を補間して画像平面内で
の逆投影射線を推定する代わりに、単一の位置にある線
源及び検出器によって生成された多数行データの間で補
間を実行して、取得時間の短縮及び取得の後のデータ処
理時間の短縮を含めた幾つかの利点を達成し得ることが
分かっている。以下では、ガントリに関して単一の位置
にある検出器及び線源によって検出器の異なる行によっ
て取得されたデータを同時収集されたデータと呼ぶもの
とする。
【００３１】取得時間を短縮することに関して述べる
と、同時収集されたデータの間の補間によって、「ハー
フ・スキャン」（例えば、線源の完全な１回転よりも少
ない回転）に対応するデータを用いた画像再構成が可能
になる。ここで、「ハーフ・スキャン」という用語は、
線源の完全な１回転よりも少ない回転を含めた任意の走
査を指すのに用いられており、例えば、０．６０回転、
０．８０回転及び０．７４回転等を含み得る。ハーフ・
スキャン回転は、完全な１回転を実行するのに必要とさ
れる時間の分数時間しか必要としないので、取得時間が
かなり短縮される。取得時間が短縮されるので、患者の
運動する可能性、延いては画像アーティファクトもまた
かなり減少する。
と、同時収集されたデータの間の補間によって、「ハー
フ・スキャン」（例えば、線源の完全な１回転よりも少
ない回転）に対応するデータを用いた画像再構成が可能
になる。ここで、「ハーフ・スキャン」という用語は、
線源の完全な１回転よりも少ない回転を含めた任意の走
査を指すのに用いられており、例えば、０．６０回転、
０．８０回転及び０．７４回転等を含み得る。ハーフ・
スキャン回転は、完全な１回転を実行するのに必要とさ
れる時間の分数時間しか必要としないので、取得時間が
かなり短縮される。取得時間が短縮されるので、患者の
運動する可能性、延いては画像アーティファクトもまた
かなり減少する。
【００３２】データ処理時間を短縮することに関して述
べると、処理時間は少なくとも部分的には、画像を形成
するために処理しなければならないデータの量に依存し
ている。前述のように、本発明によれば、患者の周りで
の線源の完全な１回転よりも多い回転に対応するデータ
を要求していた従来の高速螺旋システムに対して、患者
の周りでの線源の完全な１回転の分数回の回転に対応す
るデータを用いて画像を再構成することができる。明ら
かに、画像処理時間はかなり短縮される（例えば、処理
時間は場合によっては殆ど半減する。）。処理時間を短
縮することにより、より迅速に画像を処理して表示する
更にユーザ・フレンドリなインタフェイスを構成するこ
とができる。
べると、処理時間は少なくとも部分的には、画像を形成
するために処理しなければならないデータの量に依存し
ている。前述のように、本発明によれば、患者の周りで
の線源の完全な１回転よりも多い回転に対応するデータ
を要求していた従来の高速螺旋システムに対して、患者
の周りでの線源の完全な１回転の分数回の回転に対応す
るデータを用いて画像を再構成することができる。明ら
かに、画像処理時間はかなり短縮される（例えば、処理
時間は場合によっては殆ど半減する。）。処理時間を短
縮することにより、より迅速に画像を処理して表示する
更にユーザ・フレンドリなインタフェイスを構成するこ
とができる。
【００３３】また、回転速度に対して幾つかのピッチ又
は並進速度しかサポートしていないシステムの場合に
は、高速ハーフ・スキャン中に生成されるデータでは、
同時収集されたデータの補間による画像処理（すなわ
ち、患者に対して単一の位置にある線源によって収集さ
れたデータからの画像処理）の目的には不十分であるこ
とが分かっている。このために、検出器アレイ（例え
ば、図１の参照番号４４）が画像平面の両側のデータを
同時収集する場合には、特定の画像平面及びビーム角度
に対応するデータ集合は「完全データ集合」であると言
われる。同様に、検出器アレイが画像平面の両側のデー
タを同時収集しない場合には、特定の画像平面及びビー
ム角度に対応するデータ集合は「不完全データ集合」で
あると言われる（すなわち、当該平面及び角度について
はアレイは画像平面の一方の側のデータしか収集しな
い。）。
は並進速度しかサポートしていないシステムの場合に
は、高速ハーフ・スキャン中に生成されるデータでは、
同時収集されたデータの補間による画像処理（すなわ
ち、患者に対して単一の位置にある線源によって収集さ
れたデータからの画像処理）の目的には不十分であるこ
とが分かっている。このために、検出器アレイ（例え
ば、図１の参照番号４４）が画像平面の両側のデータを
同時収集する場合には、特定の画像平面及びビーム角度
に対応するデータ集合は「完全データ集合」であると言
われる。同様に、検出器アレイが画像平面の両側のデー
タを同時収集しない場合には、特定の画像平面及びビー
ム角度に対応するデータ集合は「不完全データ集合」で
あると言われる（すなわち、当該平面及び角度について
はアレイは画像平面の一方の側のデータしか収集しな
い。）。
【００３４】例えば、最大ファン・ビーム角度Γが与え
られた場合に、ハーフ・スキャン画像再構成のために患
者の周りでの少なくとも０．６５回転についてデータを
収集しなければならず、０．６５回転は、画像平面の両
側での０．３２５回転ずつに対応していると仮定する。
また、システムがサポートしている高速ピッチにおい
て、４行型検出器の幅（ここで、幅は両エッジの検出器
の行中心の間である）が、患者の周りでの線源の０．６
０回転で再構成平面を横断すると仮定する。この場合に
は、画像平面の前での０．３１２５回転乃至０．３２５
回転、及び画像平面の後での０．３１２５回転乃至０．
３２５回転についての取得から不完全データ集合が形成
される（すなわち、画像平面の両側に位置する点に対応
する同時収集されたデータを生成しない）ので、同時収
集されたデータの間の補間を実行することができない。
その代わりに、画像平面の前後での０．３１２５回転乃
至０．３２５回転については、同時収集されたデータを
補外して逆投影値を推定する。
られた場合に、ハーフ・スキャン画像再構成のために患
者の周りでの少なくとも０．６５回転についてデータを
収集しなければならず、０．６５回転は、画像平面の両
側での０．３２５回転ずつに対応していると仮定する。
また、システムがサポートしている高速ピッチにおい
て、４行型検出器の幅（ここで、幅は両エッジの検出器
の行中心の間である）が、患者の周りでの線源の０．６
０回転で再構成平面を横断すると仮定する。この場合に
は、画像平面の前での０．３１２５回転乃至０．３２５
回転、及び画像平面の後での０．３１２５回転乃至０．
３２５回転についての取得から不完全データ集合が形成
される（すなわち、画像平面の両側に位置する点に対応
する同時収集されたデータを生成しない）ので、同時収
集されたデータの間の補間を実行することができない。
その代わりに、画像平面の前後での０．３１２５回転乃
至０．３２５回転については、同時収集されたデータを
補外して逆投影値を推定する。
【００３５】ここで図４を参照して述べると、例示的な
４行型検出器４４を示した概略図が示されており、同図
では各行が図平面に垂直に伸びている。４つの行はそれ
ぞれ参照番号７２、７４、７６及び７８によって示され
ており、４つの行が合わせて検出器の端部１００と端部
１０２との間の厚みを画定している。検出器７２及び７
８は、検出器４４の両端に位置しているのでエッジ検出
器となっている。各々の行７２、７４、７６及び７８が
それぞれ行中心８０、８２、８４及び８６を有してい
る。
４行型検出器４４を示した概略図が示されており、同図
では各行が図平面に垂直に伸びている。４つの行はそれ
ぞれ参照番号７２、７４、７６及び７８によって示され
ており、４つの行が合わせて検出器の端部１００と端部
１０２との間の厚みを画定している。検出器７２及び７
８は、検出器４４の両端に位置しているのでエッジ検出
器となっている。各々の行７２、７４、７６及び７８が
それぞれ行中心８０、８２、８４及び８６を有してい
る。
【００３６】１行の検出器行によってデータが収集され
たときに、プロセッサ６０（図２を参照）は、データは
全て、当該行の厚み全体にわたるものとするのとは異な
り、対応する行中心において収集されたものと想定す
る。例えば、行７２に関して述べると、プロセッサ６０
は、全てのデータが行中心８０において収集されたもの
と想定し、行７４については、プロセッサ６０は全ての
データが行中心８２において収集されたものと想定し、
以下同様である。図１及び図４を参照して述べると、検
出器４４は、行７２乃至行７８が並進軸４８に直交して
おり横方向軸５０に沿って延在するようにガントリ２０
に配置されている。
たときに、プロセッサ６０（図２を参照）は、データは
全て、当該行の厚み全体にわたるものとするのとは異な
り、対応する行中心において収集されたものと想定す
る。例えば、行７２に関して述べると、プロセッサ６０
は、全てのデータが行中心８０において収集されたもの
と想定し、行７４については、プロセッサ６０は全ての
データが行中心８２において収集されたものと想定し、
以下同様である。図１及び図４を参照して述べると、検
出器４４は、行７２乃至行７８が並進軸４８に直交して
おり横方向軸５０に沿って延在するようにガントリ２０
に配置されている。
【００３７】場合によっては、データ取得の前に、シス
テム利用者は何らかの暫定的な予備撮像を行なってお
り、これにより、患者の解剖学的構造に関する所望の画
像平面の位置を全体的に知っている。この場合には、利
用者はデータ取得を、所望の平面に対応する画像を再構
成するのに丁度十分なデータ（例えば、ハーフ・スキャ
ンに対応するデータ）を含むデータ集合までに限定する
ことができる。他の場合には、利用者は所望の正確な画
像平面を知っていない可能性があり、従って、患者空間
（例えば、図１の参照番号４３）に対応するデータを取
得して、このデータから特定の画像平面における画像を
再構成するためのデータの部分集合を抽出し得るように
することを望む可能性がある。
テム利用者は何らかの暫定的な予備撮像を行なってお
り、これにより、患者の解剖学的構造に関する所望の画
像平面の位置を全体的に知っている。この場合には、利
用者はデータ取得を、所望の平面に対応する画像を再構
成するのに丁度十分なデータ（例えば、ハーフ・スキャ
ンに対応するデータ）を含むデータ集合までに限定する
ことができる。他の場合には、利用者は所望の正確な画
像平面を知っていない可能性があり、従って、患者空間
（例えば、図１の参照番号４３）に対応するデータを取
得して、このデータから特定の画像平面における画像を
再構成するためのデータの部分集合を抽出し得るように
することを望む可能性がある。
【００３８】この点においては、撮像データを取得する
前には、撮像の目的のために選択される空間４３を通る
実際の平面は未知であるものと想定される。この例で
は、空間４３を通る画像平面は、コンソール６５を介し
たデータ取得の後に選択されて、この後に、取得された
データの特定の集合が画像処理のために選択される。但
し、ここでの説明を単純化する目的で、データ取得中に
特定の画像平面の位置は既知であるものと仮定する。こ
の仮定によって、特定の画像平面の検出器７２乃至検出
器７８に対する空間関係を容易に視覚化することができ
る。
前には、撮像の目的のために選択される空間４３を通る
実際の平面は未知であるものと想定される。この例で
は、空間４３を通る画像平面は、コンソール６５を介し
たデータ取得の後に選択されて、この後に、取得された
データの特定の集合が画像処理のために選択される。但
し、ここでの説明を単純化する目的で、データ取得中に
特定の画像平面の位置は既知であるものと仮定する。こ
の仮定によって、特定の画像平面の検出器７２乃至検出
器７８に対する空間関係を容易に視覚化することができ
る。
【００３９】続けて図１、図３及び図４を参照すると、
データ取得中に、患者４２がガントリ開口７０を通して
搬入されるのと同時に、画像平面に対応する患者のスラ
イスはＺ軸に沿って検出器４４に対して移動する。図４
には、例示的な画像平面Ｐｉが検出器４４に対して４つ
の別個の位置として示されており、これら４つの別個の
位置を参照番号９０、９０′、９０″及び９０″′とし
て示している。検出器４４はガントリ開口７０（図３も
参照）の周りを回転し、且つ患者４２は画像平面Ｐｉに
対応する患者スライスを含めて開口７０を通して並進さ
せられるので、４つの位置９０、９０′等は単一のデー
タ取得時間における時間に関する４つの別個のスナップ
ショットに相関している。この例では、図４の画像平面
位置９０、９０′、９０″及び９０″′は、図３の同様
に参照番号を付した線源位置に対応している。
データ取得中に、患者４２がガントリ開口７０を通して
搬入されるのと同時に、画像平面に対応する患者のスラ
イスはＺ軸に沿って検出器４４に対して移動する。図４
には、例示的な画像平面Ｐｉが検出器４４に対して４つ
の別個の位置として示されており、これら４つの別個の
位置を参照番号９０、９０′、９０″及び９０″′とし
て示している。検出器４４はガントリ開口７０（図３も
参照）の周りを回転し、且つ患者４２は画像平面Ｐｉに
対応する患者スライスを含めて開口７０を通して並進さ
せられるので、４つの位置９０、９０′等は単一のデー
タ取得時間における時間に関する４つの別個のスナップ
ショットに相関している。この例では、図４の画像平面
位置９０、９０′、９０″及び９０″′は、図３の同様
に参照番号を付した線源位置に対応している。
【００４０】続けて図３及び図４を参照すると、明らか
に、データ取得中に画像平面Ｐｉが検出器の厚み（すな
わちエッジ１００とエッジ１０２との間）を横断するに
つれて、幾つかの瞬間及び対応するビーム角度にある間
には画像平面Ｐｉは隣接する検出器の行中心の間に位置
しており、他の瞬間及び対応するビーム角度にある間に
は画像平面Ｐｉは隣接する検出器の行中心の間に位置し
ていない。例えば、一方で、線源１０及び画像平面Ｐｉ
が位置９０にあるときには、平面Ｐｉは２つの検出器の
行中心の間に位置していない。他方、位置９０′におい
ては、平面Ｐｉは行中心８４と行中心８６との間に位置
している。同様に、位置９０″においては、平面Ｐｉは
行中心８０と行中心８２との間に位置しており、位置９
０″′においては、平面Ｐｉは隣接した検出器の行中心
の間に位置していない。このように、位置９０′及び位
置９０″に対応するデータについては、画像平面Ｐｉ並
びに線源位置９０′及び９０″（図３を参照）について
の逆投影射線を推定するためにプロセッサ６０が隣接す
る検出器行データの間を補間するのに十分なデータが存
在しているが、位置９０及び９０″′においては、同時
収集されたデータの間の補間は可能でなく、従って、補
外が必要になる。
に、データ取得中に画像平面Ｐｉが検出器の厚み（すな
わちエッジ１００とエッジ１０２との間）を横断するに
つれて、幾つかの瞬間及び対応するビーム角度にある間
には画像平面Ｐｉは隣接する検出器の行中心の間に位置
しており、他の瞬間及び対応するビーム角度にある間に
は画像平面Ｐｉは隣接する検出器の行中心の間に位置し
ていない。例えば、一方で、線源１０及び画像平面Ｐｉ
が位置９０にあるときには、平面Ｐｉは２つの検出器の
行中心の間に位置していない。他方、位置９０′におい
ては、平面Ｐｉは行中心８４と行中心８６との間に位置
している。同様に、位置９０″においては、平面Ｐｉは
行中心８０と行中心８２との間に位置しており、位置９
０″′においては、平面Ｐｉは隣接した検出器の行中心
の間に位置していない。このように、位置９０′及び位
置９０″に対応するデータについては、画像平面Ｐｉ並
びに線源位置９０′及び９０″（図３を参照）について
の逆投影射線を推定するためにプロセッサ６０が隣接す
る検出器行データの間を補間するのに十分なデータが存
在しているが、位置９０及び９０″′においては、同時
収集されたデータの間の補間は可能でなく、従って、補
外が必要になる。
【００４１】図２を参照して述べると、画像平面Ｐｉ内
での画像を形成するのに要求される撮像データが取得さ
れて記憶された後に、画像を形成するために、プロセッ
サ６０は平面Ｐｉに対応するハーフ・スキャン・データ
集合に対して補間処理及び／又は補外処理を実行して、
前述のような推定された逆投影データを生成する。この
後に、推定された逆投影データに対してハーフ・スキャ
ン加重を適用して加重された逆投影データを生成し、次
いで、加重されたデータを様々な周知の逆投影手法の任
意のものによって結合して画像を形成する。ハーフ・ス
キャン加重は、様々な異なるハーフ・スキャン・アルゴ
リズムを用いて導出することができる。この目的のため
に、１９８２年３月に刊行されたMed. Physics誌、第９
巻（２）のD. L. Parkerによる論文「ファンビームＣＴ
に最適な短時間走査畳み込み（Optimal Short Scan Con
volution for Fanbeam CT） 」を参照されたい。但し、
本発明は、線源角度が０と２πとの間にありπを中心と
した状態で取得された走査データのためのハーフ・スキ
ャン加重ＷHSが次の式を解くことにより与えられるよう
な少なくとも１つの好ましいアルゴリズムを想定してい
る。すなわち、βinf ＝（π／２）−Γ≦β≦β- ＝
（π／２）＋Γ−２γの場合には、 ＷHS（β，γ）＝［β−（π／２）＋Γ］／［２（Γ−
γ）］ β- ≦β≦β+ ＝（３π／２）−Γ−２γの場合には、 ＷHS（β，γ）＝１．０ β± ≦β- ≦βsup＝（３π／２）＋Γの場合には、 ＷHS（β，γ）＝［（３π／２）＋Γ−β］／［２（Γ＋γ）］ （１） 。
での画像を形成するのに要求される撮像データが取得さ
れて記憶された後に、画像を形成するために、プロセッ
サ６０は平面Ｐｉに対応するハーフ・スキャン・データ
集合に対して補間処理及び／又は補外処理を実行して、
前述のような推定された逆投影データを生成する。この
後に、推定された逆投影データに対してハーフ・スキャ
ン加重を適用して加重された逆投影データを生成し、次
いで、加重されたデータを様々な周知の逆投影手法の任
意のものによって結合して画像を形成する。ハーフ・ス
キャン加重は、様々な異なるハーフ・スキャン・アルゴ
リズムを用いて導出することができる。この目的のため
に、１９８２年３月に刊行されたMed. Physics誌、第９
巻（２）のD. L. Parkerによる論文「ファンビームＣＴ
に最適な短時間走査畳み込み（Optimal Short Scan Con
volution for Fanbeam CT） 」を参照されたい。但し、
本発明は、線源角度が０と２πとの間にありπを中心と
した状態で取得された走査データのためのハーフ・スキ
ャン加重ＷHSが次の式を解くことにより与えられるよう
な少なくとも１つの好ましいアルゴリズムを想定してい
る。すなわち、βinf ＝（π／２）−Γ≦β≦β- ＝
（π／２）＋Γ−２γの場合には、 ＷHS（β，γ）＝［β−（π／２）＋Γ］／［２（Γ−
γ）］ β- ≦β≦β+ ＝（３π／２）−Γ−２γの場合には、 ＷHS（β，γ）＝１．０ β± ≦β- ≦βsup＝（３π／２）＋Γの場合には、 ＷHS（β，γ）＝［（３π／２）＋Γ−β］／［２（Γ＋γ）］ （１） 。
【００４２】この場合には、次の式に従ってデータに対
して加重平滑化変換を適用してもよい。すなわち、 ｘ＝ＷHS（β，γ）として、 ｆ（ｘ）＝３ｘ2−２ｘ3 （２） 。
して加重平滑化変換を適用してもよい。すなわち、 ｘ＝ＷHS（β，γ）として、 ｆ（ｘ）＝３ｘ2−２ｘ3 （２） 。
【００４３】代替的なハーフ・スキャン加重アルゴリズ
ムも想到される。
ムも想到される。
【００４４】［Ｃ．本発明の方法］ここで図５を参照す
ると、本発明による例示的で且つ好ましい方法が図示さ
れている。図２も併せて参照して述べると、処理ブロッ
ク１５０において、プロセッサ６０は、プロセッサ６０
と共に用いられている特定のシステム構成についてハー
フ・スキャン再構成に必要な回転数（＃rhsr）と、シス
テムがサポートする特定のピッチが与えられた場合に検
出器４４が単一の画像平面を横断するのに必要な回転数
（＃rcr ）とを含む２つの別個の数で予めプログラムさ
れているものとする。ハーフ・スキャン再構成に必要な
回転数＃rhsrに関して述べると、この数は次の方程式を
解くことにより決定される。
ると、本発明による例示的で且つ好ましい方法が図示さ
れている。図２も併せて参照して述べると、処理ブロッ
ク１５０において、プロセッサ６０は、プロセッサ６０
と共に用いられている特定のシステム構成についてハー
フ・スキャン再構成に必要な回転数（＃rhsr）と、シス
テムがサポートする特定のピッチが与えられた場合に検
出器４４が単一の画像平面を横断するのに必要な回転数
（＃rcr ）とを含む２つの別個の数で予めプログラムさ
れているものとする。ハーフ・スキャン再構成に必要な
回転数＃rhsrに関して述べると、この数は次の方程式を
解くことにより決定される。
【００４５】 ＃rhsr＝（π＋２Γ）／（２π） （３） ここで、Γは最大ファン・ビーム角度である（図３を参
照）。
照）。
【００４６】続けると、処理ブロック１５２において、
プロセッサ６０は図１及び図２のシステムを制御して、
数回の螺旋回転について患者４２の空間４３に対応する
高速／高ピッチ・データを取得する。取得されたデータ
は記憶ユニット６６に記憶される。処理ブロック１５４
において、システム操作者がコンソール６５を用いて、
画像を形成すべき空間４３を通過する複数の異なる画像
平面の１つを指示する。
プロセッサ６０は図１及び図２のシステムを制御して、
数回の螺旋回転について患者４２の空間４３に対応する
高速／高ピッチ・データを取得する。取得されたデータ
は記憶ユニット６６に記憶される。処理ブロック１５４
において、システム操作者がコンソール６５を用いて、
画像を形成すべき空間４３を通過する複数の異なる画像
平面の１つを指示する。
【００４７】次に、ブロック１５６において、プロセッ
サ６０は、画像平面Ｐｉの両側での＃rhsr／２回転ずつ
に対応する（すなわち、画像平面Ｐｉの両側でのハーフ
・スキャン再構成に必要なデータの半分ずつに対応す
る）データを大容量記憶ユニット６６から入手する。判
定ブロック１５８において、プロセッサ６０は、ハーフ
・スキャン再構成に必要な回転数＃rhsrが、検出器が画
像平面Ｐｉを横断するのに必要な回転数＃rcr よりも大
きいか否かを決定する。ハーフ・スキャン再構成に必要
な回転数＃rhsrが、検出器４４が画像平面を横断するの
に必要な回転数＃ rcr よりも大きくなければ、制御はブ
ロック１６０へ移る。例えば、ハーフ・スキャン再構成
に必要な回転数が０．６５回転であり、検出器４４が画
像平面Ｐｉを横断するのに必要な回転数０．７３回転で
あるならば、指定された画像平面において画像を形成す
るのに必要な全てのデータを補間によって決定すること
ができ、制御はブロック１６０へ移る。ブロック１６０
において、プロセッサ６０は、Ｐｉの両側での＃rhsr／
２回転ずつに対応する全てのデータについて、各々のフ
ァン・ビーム角度β及び射線角度γについて、同時収集
されたデータの間を補間する。ブロック１６０での補間
の後に、制御はブロック１６２へ移る。
サ６０は、画像平面Ｐｉの両側での＃rhsr／２回転ずつ
に対応する（すなわち、画像平面Ｐｉの両側でのハーフ
・スキャン再構成に必要なデータの半分ずつに対応す
る）データを大容量記憶ユニット６６から入手する。判
定ブロック１５８において、プロセッサ６０は、ハーフ
・スキャン再構成に必要な回転数＃rhsrが、検出器が画
像平面Ｐｉを横断するのに必要な回転数＃rcr よりも大
きいか否かを決定する。ハーフ・スキャン再構成に必要
な回転数＃rhsrが、検出器４４が画像平面を横断するの
に必要な回転数＃ rcr よりも大きくなければ、制御はブ
ロック１６０へ移る。例えば、ハーフ・スキャン再構成
に必要な回転数が０．６５回転であり、検出器４４が画
像平面Ｐｉを横断するのに必要な回転数０．７３回転で
あるならば、指定された画像平面において画像を形成す
るのに必要な全てのデータを補間によって決定すること
ができ、制御はブロック１６０へ移る。ブロック１６０
において、プロセッサ６０は、Ｐｉの両側での＃rhsr／
２回転ずつに対応する全てのデータについて、各々のフ
ァン・ビーム角度β及び射線角度γについて、同時収集
されたデータの間を補間する。ブロック１６０での補間
の後に、制御はブロック１６２へ移る。
【００４８】判定ブロック１５８を再び参照して述べる
と、ハーフ・スキャン再構成に必要な回転数＃rhsrが、
検出器が画像平面Ｐｉを横断するのに必要な回転数＃
rcr よりも大きければ、制御はブロック１６８へ移る。
この場合には、画像平面における画像を形成するために
幾つかのビーム角度に対応するデータを識別するのには
補間を用いることができるが、その他のビーム角度から
画像を形成するデータを生成するためには補外を用いな
ければならない。このために、処理ブロック１６８にお
いて、プロセッサ６０は、画像平面Ｐｉの両側での＃
rhsr／２回転に対応する全てのデータについては、同時
収集されたデータの間を補間する。次いで、ブロック１
７０において、プロセッサ６０は、画像平面Ｐｉの両側
での＃rhsr／２回転の範囲内で且つ画像平面の両側での
＃rcr ／２回転の外部に位置する全てのデータについて
は、同時収集されたデータの間を補外する。換言する
と、補間が不可能である場合にのみ画像平面内での投影
値を推定するために補外を用いる。ブロック１７０にお
ける補外の後に、制御はブロック１６２へ移る。
と、ハーフ・スキャン再構成に必要な回転数＃rhsrが、
検出器が画像平面Ｐｉを横断するのに必要な回転数＃
rcr よりも大きければ、制御はブロック１６８へ移る。
この場合には、画像平面における画像を形成するために
幾つかのビーム角度に対応するデータを識別するのには
補間を用いることができるが、その他のビーム角度から
画像を形成するデータを生成するためには補外を用いな
ければならない。このために、処理ブロック１６８にお
いて、プロセッサ６０は、画像平面Ｐｉの両側での＃
rhsr／２回転に対応する全てのデータについては、同時
収集されたデータの間を補間する。次いで、ブロック１
７０において、プロセッサ６０は、画像平面Ｐｉの両側
での＃rhsr／２回転の範囲内で且つ画像平面の両側での
＃rcr ／２回転の外部に位置する全てのデータについて
は、同時収集されたデータの間を補外する。換言する
と、補間が不可能である場合にのみ画像平面内での投影
値を推定するために補外を用いる。ブロック１７０にお
ける補外の後に、制御はブロック１６２へ移る。
【００４９】ブロック１６０における補間工程、又はブ
ロック１６８及びブロック１７０における補間工程及び
補外工程の後に、ブロック１６２において、プロセッサ
１６０は、前述の式（１）及び式（２）を解くことによ
り、各々の推定された逆投影値のためのハーフ・スキャ
ン加重を算出して加重された値を生成する。代替的に
は、他のハーフ・スキャン加重アルゴリズムも想到され
る。加重された値が生成された後に、ブロック１６４に
おいて、プロセッサ１６０は加重された値のデータを逆
投影して画像を形成し、操作者コンソール６５に画像を
表示する。ブロック１６６においてシステム操作者から
他の命令が受け取られるまで、制御はブロック１６４に
戻ってループし続けて画像を表示する。ブロック１６６
において、システム操作者がコンソール６５を用いて他
の画像平面Ｐｉを選択したら、制御はブロック１５４へ
移って、新たに選択された画像平面Ｐｉに対応する画像
がブロック１６４において形成され表示されるまで、処
理は図５の下部を通って再度ループする。
ロック１６８及びブロック１７０における補間工程及び
補外工程の後に、ブロック１６２において、プロセッサ
１６０は、前述の式（１）及び式（２）を解くことによ
り、各々の推定された逆投影値のためのハーフ・スキャ
ン加重を算出して加重された値を生成する。代替的に
は、他のハーフ・スキャン加重アルゴリズムも想到され
る。加重された値が生成された後に、ブロック１６４に
おいて、プロセッサ１６０は加重された値のデータを逆
投影して画像を形成し、操作者コンソール６５に画像を
表示する。ブロック１６６においてシステム操作者から
他の命令が受け取られるまで、制御はブロック１６４に
戻ってループし続けて画像を表示する。ブロック１６６
において、システム操作者がコンソール６５を用いて他
の画像平面Ｐｉを選択したら、制御はブロック１５４へ
移って、新たに選択された画像平面Ｐｉに対応する画像
がブロック１６４において形成され表示されるまで、処
理は図５の下部を通って再度ループする。
【００５０】以上に述べた方法及び装置は例示的なもの
であるに留まり、本発明の範囲を制限するものではな
く、また、本発明の範囲内に含まれる様々な改変が当業
者によって施され得ることを理解されたい。例えば、前
述のように、場合によっては、システムは患者の解剖学
的構造に関して所望の画像平面の正確な位置を知ってい
る。この場合には、所望の画像平面内で画像を形成する
のに必要なデータのみが取得されればよく、画像平面を
選択する工程（すなわち図５のブロック１５４）及び再
構成のための特定のデータを選択する工程（すなわち図
５のブロック１５６）は省かれる。加えて、再び図５を
参照して述べると、本発明の方法は、ブロック１５８に
おける回転数の比較を含むものとして記載されている
が、補間に加えて補外を用いるか否かを決定するその他
の方法も想到される。例えば、この判定をＺ位置に基づ
いて行なうシステムが想到される。
であるに留まり、本発明の範囲を制限するものではな
く、また、本発明の範囲内に含まれる様々な改変が当業
者によって施され得ることを理解されたい。例えば、前
述のように、場合によっては、システムは患者の解剖学
的構造に関して所望の画像平面の正確な位置を知ってい
る。この場合には、所望の画像平面内で画像を形成する
のに必要なデータのみが取得されればよく、画像平面を
選択する工程（すなわち図５のブロック１５４）及び再
構成のための特定のデータを選択する工程（すなわち図
５のブロック１５６）は省かれる。加えて、再び図５を
参照して述べると、本発明の方法は、ブロック１５８に
おける回転数の比較を含むものとして記載されている
が、補間に加えて補外を用いるか否かを決定するその他
の方法も想到される。例えば、この判定をＺ位置に基づ
いて行なうシステムが想到される。
【００５１】本発明の範囲を公衆に報知するために特許
請求の範囲を掲げる。
請求の範囲を掲げる。
【図１】本発明を実施するのに用いられ、検出器素子の
行及び列を有する検出器アレイと、ファン・ビーム線源
とを含んでいるＣＴ装置の遠近図である。
行及び列を有する検出器アレイと、ファン・ビーム線源
とを含んでいるＣＴ装置の遠近図である。
【図２】図１のＣＴ装置を制御するのに用いることがで
き、本発明を実施する目的に有用なＣＴ制御システムの
ブロック図である。
き、本発明を実施する目的に有用なＣＴ制御システムの
ブロック図である。
【図３】放射線源がガントリ開口に関して異なる位置に
位置している状態でのガントリ開口を示すと共に、例示
的なハーフ・スキャンの開始時及び終了時の線源位置に
対応するファン・ビームをも示す概略図である。
位置している状態でのガントリ開口を示すと共に、例示
的なハーフ・スキャンの開始時及び終了時の線源位置に
対応するファン・ビームをも示す概略図である。
【図４】４行型検出器と、検出器に対して４つの異なる
位置に示されている単一の画像平面とを示す概略端部図
である。
位置に示されている単一の画像平面とを示す概略端部図
である。
【図５】本発明の実施例を示す流れ図である。
１０ Ｘ線源 １８′ 検出器素子 ２０ ガントリ ２６ 焦点 ３８ ガントリ平面 ４０、４０″′ ファン・ビーム ４１ ビーム軸 ４２ 患者スライス ４３ 部分空間 ４４ 検出器アレイ ４６ テーブル ４８ 並進軸 ５０ 横方向軸 ５２ 制御モジュール ７０ ガントリ開口 ７２、７４、７６、７８ 検出器行 ８０、８２、８４、８６ 行中心 ９０、９０′、９０″、９０″′ 線源位置 １００、１０２ 検出器端部
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ティン−スー・パン アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、ブル ックフィールド、フィールドサイド・コー ト、2710番
Claims (22)
- 【請求項１】 ファン・ビーム線源と多数行型検出器と
を含んでいるコンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムと
共に用いられる方法であって、前記線源及び前記検出器
は搬送軸の相対向する側に配置されており、前記検出器
は前記搬送軸に沿って離隔した第１のエッジ及び第２の
エッジを有すると共に該両エッジに平行に別個の検出器
行を有しており、前記線源は中心射線を含んでいるファ
ン・ビームを前記検出器に投射し、各々の検出器行が別
個のビーム・スライスの拡がりに挟まれており、前記ス
ライスは前記中心射線から散開していると共に、前記搬
送軸に直交するビームのエッジを画定しており最大ファ
ン角度Γに沿って前記中心射線から散開している第１及
び第２のエッジ・スライスを含んでおり、当該方法は画
像平面に沿って物体の断面画像を形成する方法であっ
て、前記線源が前記ファン・ビームを発生している状態
で、以下の工程、すなわち、 一定の回転速度で前記搬送軸の周りに前記線源及び前記
検出器を回転させる工程と、 前記線源の前記搬送軸の周りでの部分回転の後に前記画
像平面が前記第１及び第２の検出器エッジを横断するよ
うにして、前記回転速度に対する一定の搬送速度で前記
ファン・ビームに対して前記物体を搬送する工程と、 回転及び搬送と同時に、前記画像平面の両側での少なく
とも（π＋２Γ）／４π回ずつの回転且つ２分の１回未
満ずつの回転に対応するデータを収集する工程と、 前記断面画像を形成するように前記収集されたデータを
処理する工程と、を備えている方法。 - 【請求項２】 前記中心射線はデータ収集中に前記物体
を通してビーム角度を掃引し、前記収集されるデータは
少なくともビーム角度の部分集合について完全データ集
合を含んでおり、各々の完全データ集合が、隣接する検
出器行に対応している前記画像平面の両側での検出器行
データを含んでおり、前記処理する工程は、各々の完全
データ集合について、前記画像平面内の前記ビーム角度
に沿った射線の推定値を生成するように前記集合内のデ
ータの間を補間する工程を含んでいる請求項１に記載の
方法。 - 【請求項３】 前記補間する工程は、前記画像平面の両
側に位置する少なくとも１行ずつの検出器行に対応する
前記データの間を線形補間する工程を含んでいる請求項
２に記載の方法。 - 【請求項４】 前記補間する工程は、前記画像平面の両
側に位置する少なくとも１行ずつの検出器行に対応する
前記データに螺旋加重する工程を含んでいる請求項２に
記載の方法。 - 【請求項５】 前記補間する工程は、前記画像平面の各
々の側に位置する前記検出器行の全てに対応する前記デ
ータにｓｉｎｃ型螺旋加重を適用する工程を含んでいる
請求項２に記載の方法。 - 【請求項６】 前記搬送する工程は、前記部分が少なく
とも（π＋２Γ）／２πとなるような速度で搬送する工
程を含んでおり、前記収集されるデータは、前記（π＋
２Γ）／２π回の回転の範囲内でのあらゆるビーム角度
について完全データ集合を含んでいる請求項２に記載の
方法。 - 【請求項７】 前記処理する工程は、補間の後に、加重
された値を生成するように前記推定値に対してハーフ・
スキャン加重を適用して、前記画像を形成するように前
記加重された値を逆投影する工程を更に含んでいる請求
項２に記載の方法。 - 【請求項８】 前記ハーフ・スキャン加重は、次の方程
式、 βinf ＝（π／２）−Γ≦β≦β- ＝（π／２）＋Γ−
２γの場合には、 ＷHS（β，γ）＝［β−（π／２）＋Γ］／［２（Γ−
γ）］ β- ≦β≦β+ ＝（３π／２）−Γ−２γの場合には、 ＷHS（β，γ）＝１．０ β± ≦β- ≦βsup ＝（３π／２）＋Γの場合には、 ＷHS（β，γ）＝［（３π／２）＋Γ−β］／［２（Γ
＋γ）］ を解き、次いで、次の加重平滑化変換、 ｘ＝ＷHS（β，γ）として、 ｆ（ｘ）＝３ｘ2−２ｘ3 を適用することにより決定される請求項７に記載の方
法。 - 【請求項９】 前記部分は、前記収集されるデータが少
なくとも幾つかの不完全データ集合を含んでいるように
（π＋２Γ）／２π未満とされ、不完全データ集合は、
特定のビーム角度について前記画像平面の一方のみの側
での検出器行データを含んでおり、前記処理する工程
は、各々の不完全データ集合について、前記画像平面内
の前記ビーム角度に沿った射線の推定値を生成するよう
に前記集合内のデータを用いて補外する工程を更に含ん
でいる請求項２に記載の方法。 - 【請求項１０】 前記処理する工程は、補間の後に、加
重された値を生成するように前記推定値に対してハーフ
・スキャン加重を適用して、前記画像を形成するように
前記加重された値を逆投影する工程を更に含んでいる請
求項９に記載の方法。 - 【請求項１１】 前記ハーフ・スキャン加重は、次の方
程式、 βinf ＝（π／２）−Γ≦β≦β- ＝（π／２）＋Γ−
２γの場合には、 ＷHS（β，γ）＝［β−（π／２）＋Γ］／［２（Γ−
γ）］ β- ≦β≦β+ ＝（３π／２）−Γ−２γの場合には、 ＷHS（β，γ）＝１．０ β± ≦β- ≦βsup ＝（３π／２）＋Γの場合には、 ＷHS（β，γ）＝［（３π／２）＋Γ−β］／［２（Γ
＋γ）］ を解き、次いで、次の加重平滑化変換、 ｘ＝ＷHS（β，γ）として、 ｆ（ｘ）＝３ｘ2−２ｘ3 を適用することにより決定される請求項１０に記載の方
法。 - 【請求項１２】 ファン・ビーム線源と多数行型検出器
とを含んでいるコンピュータ断層撮影（ＣＴ）システム
と共に用いられる装置であって、前記線源及び前記検出
器は搬送軸の相対向する側に配置されており、前記検出
器は前記搬送軸に沿って離隔した第１のエッジ及び第２
のエッジを有すると共に該両エッジに平行に別個の検出
器行を有しており、前記線源は中心射線を含んでいるフ
ァン・ビームを前記検出器に投射し、各々の検出器行が
別個のビーム・スライスの拡がりに挟まれており、前記
スライスは前記中心射線から散開していると共に、前記
搬送軸に直交するビームのエッジを画定しており最大フ
ァン角度Γに沿って前記中心射線から散開している第１
及び第２のエッジ・スライスを含んでおり、当該装置は
画像平面に沿って物体の断面画像を形成する装置であっ
て、前記線源が前記ファン・ビームを発生している状態
で、 （イ）一定の回転速度で前記搬送軸の周りに前記線源及
び前記検出器を回転させる工程と、 （ロ）前記線源の前記搬送軸の周りでの部分回転の後に
前記画像平面が前記第１及び第２の検出器エッジを横断
するようにして、前記回転速度に対する一定の搬送速度
で前記ファン・ビームに対して前記物体を搬送する工程
と、 （ハ）回転及び搬送と同時に、前記画像平面の両側での
少なくとも（π＋２Γ）／４π回ずつの回転且つ２分の
１回未満ずつの回転に対応するデータを収集する工程
と、 （ニ）前記断面画像を形成するように前記収集されたデ
ータを処理する工程と、を実行するパルス系列化プログ
ラムを走行させるプロセッサを備えた装置。 - 【請求項１３】 前記中心射線はデータ収集中に前記物
体を通してビーム角度を掃引し、前記収集されるデータ
は少なくともビーム角度の部分集合について完全データ
集合を含んでおり、各々の完全データ集合が、隣接する
検出器行に対応している前記画像平面の両側での検出器
行データを含んでおり、前記プロセッサは、各々の完全
データ集合について、前記画像平面内の前記ビーム角度
に沿った射線の推定値を生成するように前記集合内のデ
ータの間を補間することにより前記処理する工程を実行
する前記プログラムを走行させる請求項１２に記載の装
置。 - 【請求項１４】 前記プロセッサは、前記画像平面の両
側に位置する少なくとも１行ずつの検出器行に対応する
前記データの間を線形補間することにより前記補間する
工程を実行する前記プログラムを走行させる請求項１３
に記載の装置。 - 【請求項１５】 前記プロセッサは、前記画像平面の両
側に位置する少なくとも１行ずつの検出器行に対応する
前記データに螺旋加重することにより前記補間する工程
を実行する前記プログラムを走行させる請求項１３に記
載の装置。 - 【請求項１６】 前記プロセッサは、前記画像平面の各
々の側に位置する前記検出器行の全てに対応する前記デ
ータに修正ｓｉｎｃ型螺旋加重を適用することにより前
記補間する工程を実行する前記プログラムを走行させる
請求項１３に記載の装置。 - 【請求項１７】 前記プロセッサは、前記部分が少なく
とも（π＋２Γ）／２πとなるような速度で搬送するこ
とにより前記搬送する工程を実行するように前記プログ
ラムを走行させ、前記収集されるデータは、前記（π＋
２Γ）／２π回の回転の範囲内でのあらゆるビーム角度
について完全データ集合を含んでいる請求項１３に記載
の装置。 - 【請求項１８】 前記プロセッサは、補間の後に、加重
された値を生成するように前記推定値に対してハーフ・
スキャン加重を適用して、前記画像を形成するように前
記加重された値を逆投影する工程を実行する前記プログ
ラムを更に走行させる請求項１３に記載の装置。 - 【請求項１９】 前記ハーフ・スキャン加重は、次の方
程式、 βinf ＝（π／２）−Γ≦β≦β- ＝（π／２）＋Γ−
２γの場合には、 ＷHS（β，γ）＝［β−（π／２）＋Γ］／［２（Γ−
γ）］ β- ≦β≦β+ ＝（３π／２）−Γ−２γの場合には、 ＷHS（β，γ）＝１．０ β± ≦β- ≦βsup ＝（３π／２）＋Γの場合には、 ＷHS（β，γ）＝［（３π／２）＋Γ−β］／［２（Γ
＋γ）］ を解き、次いで、次の加重平滑化変換、 ｘ＝ＷHS（β，γ）として、 ｆ（ｘ）＝３ｘ2−２ｘ3 を適用することにより決定される請求項１８に記載の装
置。 - 【請求項２０】 前記部分は、前記収集されるデータが
少なくとも幾つかの不完全データ集合を含んでいるよう
に（π＋２Γ）／２π未満とされ、不完全データ集合
は、特定のビーム角度について前記画像平面の一方のみ
の側での検出器行データを含んでおり、前記プロセッサ
はまた、各々の不完全データ集合について、前記画像平
面内の前記ビーム角度に沿った射線の推定値を生成する
ように前記集合内のデータを用いて補外することにより
前記処理する工程を実行する前記プログラムを走行させ
る請求項１３に記載の装置。 - 【請求項２１】 前記プロセッサはまた、補間の後に、
加重された値を生成するように前記推定値に対してハー
フ・スキャン加重を適用して、前記画像を形成するよう
に前記加重された値を逆投影することにより前記処理す
る工程を実行する前記プログラムを走行させる請求項２
０に記載の装置。 - 【請求項２２】 前記ハーフ・スキャン加重は、次の方
程式、 βinf ＝（π／２）−Γ≦β≦β- ＝（π／２）＋Γ−
２γの場合には、 ＷHS（β，γ）＝［β−（π／２）＋Γ］／［２（Γ−
γ）］ β-≦β≦β+＝（３π／２）−Γ−２γの場合には、 ＷHS（β，γ）＝１．０ β± ≦β- ≦βsup ＝（３π／２）＋Γの場合には、 ＷHS（β，γ）＝［（３π／２）＋Γ−β］／［２（Γ
＋γ）］ を解き、次いで、次の加重平滑化変換、 ｘ＝ＷHS（β，γ）として、 ｆ（ｘ）＝３ｘ2−２ｘ3 を適用することにより決定される請求項２１に記載の装
置。
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