JP2001511385A - 非対称検出器によるハーフスキャンｃｔ復元 - Google Patents
非対称検出器によるハーフスキャンｃｔ復元Info
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
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Abstract
(57)【要約】
非対称検出器系（２００）を利用するＣＴ走査システムにおけるハーフスキャン復元のための方法および装置を説明する。ハーフスキャン非対称（ＨＳＡ）復元において、ヘリカル復元方法がアレイの対称部によって取得されたデータに利用され、フルスキャン復元方法がアレイの非対称部によって取得されたデータに利用される。アレイの対称視野範囲を越えたサイズオーバーの対象を走査する場合、ハーフスキャン復元方法を利用し、アレイの非対称部によって取得されたデータにゼロ重量を加えて、アレイの非対称部によって取得されたそのデータをゼロに向けて傾斜させる。
Description
【０００１】
本出願は、１９９６年１１月２７日付けで出願された同時係属中の米国特許出
願０８／７５９，３６８号の継続であり、１９９７年３月３１日に出願された同
時係属中の米国出願０８／８２９，０６２号の一部継続出願である。
願０８／７５９，３６８号の継続であり、１９９７年３月３１日に出願された同
時係属中の米国出願０８／８２９，０６２号の一部継続出願である。
【０００２】
図１は代表的な第三世代コンピュータ断層撮影（ＣＴ）スキャナ１０の軸方向
の図を示す。該スキャナ１０は、Ｘ線ソース１２と、環状ディスク１６の直径方
向対向面に固定されたＸ線検出器系１４とを備える。ディスクはガントリ支柱（
図示せず）内で回転可能に据えつけられるので、スキャン時、図１の頁平面に対
して垂直のＺ軸のまわりを絶えずディスクが回転し、復元画像の「アイソセンタ
（等中心）」に相当するディスクの物理的な回転中心１８で走査平面と交差する
。走査時、Ｘ線はソース１２から出て、ディスク開口内の患者台５６上に位置す
る患者２０等の物体（オブジェクト）を通過し、検出器系１４に達する。
の図を示す。該スキャナ１０は、Ｘ線ソース１２と、環状ディスク１６の直径方
向対向面に固定されたＸ線検出器系１４とを備える。ディスクはガントリ支柱（
図示せず）内で回転可能に据えつけられるので、スキャン時、図１の頁平面に対
して垂直のＺ軸のまわりを絶えずディスクが回転し、復元画像の「アイソセンタ
（等中心）」に相当するディスクの物理的な回転中心１８で走査平面と交差する
。走査時、Ｘ線はソース１２から出て、ディスク開口内の患者台５６上に位置す
る患者２０等の物体（オブジェクト）を通過し、検出器系１４に達する。
【０００３】 検出器系１４は、通常、「実焦点」と称されるポイント２４に湾曲中心を有す
る円弧状単一列として配列された一列の個々検出器を備え、放射線はＸ線ソース
１２から放射される。Ｘ線ソースおよび一列の検出器は、ソースおよび各検出器
間のＸ線パスが全てＺ軸と垂直の「走査平面」に位置するように配列されている
。Ｘ線パスはほぼ一点の元から発し、それぞれ異なる角度で検出器へと伸びてい
るので、これらＸ線パスが検出器アレイ１４に入射する「扇形ビーム」を形成す
る。一スキャン時の計測瞬間に単一検出器に入射する各Ｘ線は、通常「放射線」
と称され、各検出器がその対応放射線の輝度を示す出力信号を生成する。各放射
線はそのパスにおける全物体量によって部分的に減衰されるので、各検出器によ
って生成された出力信号はその検出器とＸ線ソースとの間の全物体量の密度、す
なわち検出器の対応放射線パスに位置する塊の密度を表す。
る円弧状単一列として配列された一列の個々検出器を備え、放射線はＸ線ソース
１２から放射される。Ｘ線ソースおよび一列の検出器は、ソースおよび各検出器
間のＸ線パスが全てＺ軸と垂直の「走査平面」に位置するように配列されている
。Ｘ線パスはほぼ一点の元から発し、それぞれ異なる角度で検出器へと伸びてい
るので、これらＸ線パスが検出器アレイ１４に入射する「扇形ビーム」を形成す
る。一スキャン時の計測瞬間に単一検出器に入射する各Ｘ線は、通常「放射線」
と称され、各検出器がその対応放射線の輝度を示す出力信号を生成する。各放射
線はそのパスにおける全物体量によって部分的に減衰されるので、各検出器によ
って生成された出力信号はその検出器とＸ線ソースとの間の全物体量の密度、す
なわち検出器の対応放射線パスに位置する塊の密度を表す。
【０００４】 Ｘ線検出器によって生成された出力信号は、通常ＣＴシステムの信号処理部（
図示せず）によって処理される。一般的に、信号処理部はデータ取得システム（
ＤＡＳ）を備え、Ｘ線検出器によって生じた出力信号にフィルタ処理を施し、信
号対雑音比を向上させる。このようなＤＡＳは、例えば米国特許４，５４７，８
９３号に述べられている。計測間隔の間にＤＡＳによって生じた出力信号は、通
常「投影」または「ビュー（視野図）」と称され、ディスク１６、ソース１２お
よびディスク１６上に搭載された検出器系１４の特定投影に対応する角度配向は
「投影角」と称される。
図示せず）によって処理される。一般的に、信号処理部はデータ取得システム（
ＤＡＳ）を備え、Ｘ線検出器によって生じた出力信号にフィルタ処理を施し、信
号対雑音比を向上させる。このようなＤＡＳは、例えば米国特許４，５４７，８
９３号に述べられている。計測間隔の間にＤＡＳによって生じた出力信号は、通
常「投影」または「ビュー（視野図）」と称され、ディスク１６、ソース１２お
よびディスク１６上に搭載された検出器系１４の特定投影に対応する角度配向は
「投影角」と称される。
【０００５】 図２は、投影角βおよび検出器角γの扇形ビームデータポイントＰf（β，γ ）生成に向けたディスク１６、Ｘ線ソース１２およびディスクに取り付けられた
検出器系１４の配向を示す。基準方位の範囲を定める中心線４０は、Ｘ線ソース
１２の実焦点から伸びて物理的な回転中心１８でＺ軸を通る。また、投影角βは
、垂直軸および中心線４０間の角度として定義される。そして、システム１４の
各個別検出器は、中心線４０に対して定められる関連検出器角γを有する。定義
上、中心線４０は０°の基準検出器角γで検出器系１４と交差する。図２に示す
ように、非対称検出器系１４は−γm から＋γm の検出器角度にまたがる。以下
詳細に検討するように、非対称検出器系は−γm ＋αから＋γm の検出器角度範
囲に広がると言うことができる。そして、対称検出器系１４によって生じる扇形
ビーム投影Ｐf（β，γ）は、投影角βに対して−γm から＋γm の検出器角度 で全検出器によって生成される一セットのデータポイントＰf（β，γ）を有す る。
検出器系１４の配向を示す。基準方位の範囲を定める中心線４０は、Ｘ線ソース
１２の実焦点から伸びて物理的な回転中心１８でＺ軸を通る。また、投影角βは
、垂直軸および中心線４０間の角度として定義される。そして、システム１４の
各個別検出器は、中心線４０に対して定められる関連検出器角γを有する。定義
上、中心線４０は０°の基準検出器角γで検出器系１４と交差する。図２に示す
ように、非対称検出器系１４は−γm から＋γm の検出器角度にまたがる。以下
詳細に検討するように、非対称検出器系は−γm ＋αから＋γm の検出器角度範
囲に広がると言うことができる。そして、対称検出器系１４によって生じる扇形
ビーム投影Ｐf（β，γ）は、投影角βに対して−γm から＋γm の検出器角度 で全検出器によって生成される一セットのデータポイントＰf（β，γ）を有す る。
【０００６】 スキャン時、ディスク１６は走査されるオブジェクトのまわりをスムースに絶
え間なく回転し、スキャナ１０が対応する一セットの投影角βで一セットの投影
Ｐf（β，γ）を生成できるようにする。従来のスキャンにおいて、患者はその スキャンの間一定Ｚ軸位置に保持されるが、ヘリカル（あるいはスパイラル）Ｃ
Ｔスキャンでは、ディスクが患者のまわりを回転している間、その患者をＺ軸に
沿って並進させる。その代わりとして、患者を静止状態におくと共に、その患者
のまわりを回転しているディスクをＺ軸に沿って並進させることもできる。図３
Ａは従来型スキャン時に収集されたデータを示し、図３Ｂはヘリカルスキャン時
に収集されたデータを示す。図３Ａに示すように、オブジェクト２０が固定Ｚ軸
位置にとどまっている間にＸ線ソース１２および検出器系１４がオブジェクト２
０のまわりを回転している場合、検出器系１４が収集した全ての投影に付随する
走査平面はみな共通「スライス平面」５０内に位置する。また、図３Ｂに示すよ
うに、ディスクがオブジェクト２０のまわりを回転している間にオブジェクト２
０が絶え間なくＺ軸の方向に並進している場合、走査平面はいずれも同一平面に
ないので、共通スライス平面に位置していない。より正確に言うならば、各投影
に付随する走査平面は一セットのヘリカル軌道上の軌道点でＺ軸に沿った唯一の
位置にある。図３Ｂは間隔（０，）のヘリカル投影角に対応する走査平面のＺ軸
座標を示す。各投影値は患者のＺ軸位置によって決定されるので、各投影を二変
数βおよびγの関数とみなすことができる。
え間なく回転し、スキャナ１０が対応する一セットの投影角βで一セットの投影
Ｐf（β，γ）を生成できるようにする。従来のスキャンにおいて、患者はその スキャンの間一定Ｚ軸位置に保持されるが、ヘリカル（あるいはスパイラル）Ｃ
Ｔスキャンでは、ディスクが患者のまわりを回転している間、その患者をＺ軸に
沿って並進させる。その代わりとして、患者を静止状態におくと共に、その患者
のまわりを回転しているディスクをＺ軸に沿って並進させることもできる。図３
Ａは従来型スキャン時に収集されたデータを示し、図３Ｂはヘリカルスキャン時
に収集されたデータを示す。図３Ａに示すように、オブジェクト２０が固定Ｚ軸
位置にとどまっている間にＸ線ソース１２および検出器系１４がオブジェクト２
０のまわりを回転している場合、検出器系１４が収集した全ての投影に付随する
走査平面はみな共通「スライス平面」５０内に位置する。また、図３Ｂに示すよ
うに、ディスクがオブジェクト２０のまわりを回転している間にオブジェクト２
０が絶え間なくＺ軸の方向に並進している場合、走査平面はいずれも同一平面に
ないので、共通スライス平面に位置していない。より正確に言うならば、各投影
に付随する走査平面は一セットのヘリカル軌道上の軌道点でＺ軸に沿った唯一の
位置にある。図３Ｂは間隔（０，）のヘリカル投影角に対応する走査平面のＺ軸
座標を示す。各投影値は患者のＺ軸位置によって決定されるので、各投影を二変
数βおよびγの関数とみなすことができる。
【０００７】 従来型スキャン時に患者は一定Ｚ軸位置に存在するので、この種の走査は一般
的に「一定Ｚ軸位置走査」またはＣＺＡ走査と称される。一方、ヘリカルスキャ
ンでは、通常、定数ｃに対してｚ（β）＝ｃβとなるようｚをビュー角βと直線
的に関係づけるようにして投影Ｐf（β，γ）を取得する。この種のヘリカル走 査はしばしば一定速度ヘリカル（ＣＳＨ）走査と称される。 逆ランダム変換等公知のアルゴリズムを利用し、全て同一走査平面を共有する一
セットの投影から一枚の断層Ｘ線写真が生成され、この上述した共通走査平面が
「スライス平面」と称される。断層Ｘ線写真は、オブジェクトが走査されている
スライス平面に沿った二枚の次元「スライス」の密度を表す。断層Ｘ線写真を投
影から生成するプロセスは、断層Ｘ線写真が投影データから復元されると考える
こともできるので、通常「濾過背景映写」または「復元」と称される。ＣＴスキ
ャナの信号処理部は、通常、投影から断層Ｘ線写真を生成する背景プロジェクタ
を備える。
的に「一定Ｚ軸位置走査」またはＣＺＡ走査と称される。一方、ヘリカルスキャ
ンでは、通常、定数ｃに対してｚ（β）＝ｃβとなるようｚをビュー角βと直線
的に関係づけるようにして投影Ｐf（β，γ）を取得する。この種のヘリカル走 査はしばしば一定速度ヘリカル（ＣＳＨ）走査と称される。 逆ランダム変換等公知のアルゴリズムを利用し、全て同一走査平面を共有する一
セットの投影から一枚の断層Ｘ線写真が生成され、この上述した共通走査平面が
「スライス平面」と称される。断層Ｘ線写真は、オブジェクトが走査されている
スライス平面に沿った二枚の次元「スライス」の密度を表す。断層Ｘ線写真を投
影から生成するプロセスは、断層Ｘ線写真が投影データから復元されると考える
こともできるので、通常「濾過背景映写」または「復元」と称される。ＣＴスキ
ャナの信号処理部は、通常、投影から断層Ｘ線写真を生成する背景プロジェクタ
を備える。
【０００８】 ＣＺＡ走査において、投影全てが共通走査平面を共有しているので、これら投
影を直接背景プロジェクタに加えて断層Ｘ線写真を生成してもよい。ＣＳＨ走査
の場合は、各投影が各自別々のＺ軸座標にあるそれぞれ唯一の走査平面を有して
いるので、ＣＳＨ投影は背景プロジェクタに直接加えるわけにもいかない。しか
しながら、よく知られているように、ＣＳＨ走査時に収集されたデータを各種方
法で補間し、Ｚ軸に対して垂直に伸びる共通走査平面を全てが共有する一セット
の補間投影を作成することができる。各補間投影は、例えば、等価投影角にある
が異なるＺ軸位置で採取された二つの投影を組み合わせることによって生成され
る。これら補間投影をＣＺＡデータとして取り扱い、背景プロジェクタに加えて
一枚の断層レントゲン撮影を生成することができる。
影を直接背景プロジェクタに加えて断層Ｘ線写真を生成してもよい。ＣＳＨ走査
の場合は、各投影が各自別々のＺ軸座標にあるそれぞれ唯一の走査平面を有して
いるので、ＣＳＨ投影は背景プロジェクタに直接加えるわけにもいかない。しか
しながら、よく知られているように、ＣＳＨ走査時に収集されたデータを各種方
法で補間し、Ｚ軸に対して垂直に伸びる共通走査平面を全てが共有する一セット
の補間投影を作成することができる。各補間投影は、例えば、等価投影角にある
が異なるＺ軸位置で採取された二つの投影を組み合わせることによって生成され
る。これら補間投影をＣＺＡデータとして取り扱い、背景プロジェクタに加えて
一枚の断層レントゲン撮影を生成することができる。
【０００９】 しかし、不都合なことに、断層Ｘ線写真を生成するのにＣＳＨ走査は何らかの
補間処理を要するので、ＣＳＨ走査で生成した断層Ｘ線写真は画像アーティファ
クトによって特徴づけられる傾向にある。また、Ｚ軸ロケーションのある間隔に
わたって収集されたＣＳＨスキャン投影データを組み合わせて補間ＣＺＡスキャ
ンデータを生成するので、ＣＳＨ走査時に生成される断層Ｘ線写真は、ＣＺＡ走
査によって生じた断層Ｘ線写真より広い有効「スライス平面幅」を持つことにな
る。しかし、利点とすれば、ＣＳＨ走査は、患者の広範な体積部分を素早く走査
するのを可能にする。例えば、ＣＳＨスキャンでは、患者が自身の呼吸を止めて
比較的静止した状態のままでいても問題ない程度の短い時間で、腎臓等器官全体
を完全に走査して十分なデータを収集することができる。実際には、例えば、一
ヘリカルスキャン時、ディスクは約４０ラジアン回転（すなわち２０全回転）し
、収集したデータを用いて複数のスライス平面で複数のレントゲン写真を生成す
る。
補間処理を要するので、ＣＳＨ走査で生成した断層Ｘ線写真は画像アーティファ
クトによって特徴づけられる傾向にある。また、Ｚ軸ロケーションのある間隔に
わたって収集されたＣＳＨスキャン投影データを組み合わせて補間ＣＺＡスキャ
ンデータを生成するので、ＣＳＨ走査時に生成される断層Ｘ線写真は、ＣＺＡ走
査によって生じた断層Ｘ線写真より広い有効「スライス平面幅」を持つことにな
る。しかし、利点とすれば、ＣＳＨ走査は、患者の広範な体積部分を素早く走査
するのを可能にする。例えば、ＣＳＨスキャンでは、患者が自身の呼吸を止めて
比較的静止した状態のままでいても問題ない程度の短い時間で、腎臓等器官全体
を完全に走査して十分なデータを収集することができる。実際には、例えば、一
ヘリカルスキャン時、ディスクは約４０ラジアン回転（すなわち２０全回転）し
、収集したデータを用いて複数のスライス平面で複数のレントゲン写真を生成す
る。
【００１０】 また、一枚の断層Ｘ線写真を一セットの扇形ビーム投影Ｐf（β，γ）から復 元してもよい。ここで、βは（０，βmax）の範囲にある。βmaxの選択は、一部
には断層Ｘ線写真の所望の信号対雑音比に左右され、一部には断層Ｘ線写真の所
望のスライス平面幅に左右される。ＣＴスキャナの回転性質により、データポイ
ントＰf（β，γ）の測定に利用される放射線は、データポイントＰf（β＋２，
γ）の測定に利用される放射線と一致する。そこで、Ｚ軸に平行方向の患者の動
きがなければ、投影データは周期２で断続し、データポイントＰf（β，γ）が データポイントＰf（β＋２π，γ）と等しくなる。ＣＺＡスキャンデータから 断層Ｘ線写真を生成する方法のなかには、βmax＝２πを利用するものがある。 ディスク１６は患者のまわりを完全に回るので、この種の走査はしばしば「フル
スキャン」と称される。投影データの周期性により、冗長データを収集すること
になるので、βmaxは２πより大きく設定する必要はないが、このような冗長デ ータを収集するようにして、それを断層Ｘ線写真の信号対雑音比の向上に用いて
もよい。
には断層Ｘ線写真の所望の信号対雑音比に左右され、一部には断層Ｘ線写真の所
望のスライス平面幅に左右される。ＣＴスキャナの回転性質により、データポイ
ントＰf（β，γ）の測定に利用される放射線は、データポイントＰf（β＋２，
γ）の測定に利用される放射線と一致する。そこで、Ｚ軸に平行方向の患者の動
きがなければ、投影データは周期２で断続し、データポイントＰf（β，γ）が データポイントＰf（β＋２π，γ）と等しくなる。ＣＺＡスキャンデータから 断層Ｘ線写真を生成する方法のなかには、βmax＝２πを利用するものがある。 ディスク１６は患者のまわりを完全に回るので、この種の走査はしばしば「フル
スキャン」と称される。投影データの周期性により、冗長データを収集すること
になるので、βmaxは２πより大きく設定する必要はないが、このような冗長デ ータを収集するようにして、それを断層Ｘ線写真の信号対雑音比の向上に用いて
もよい。
【００１１】 上述したフルスキャンの周期性または冗長性に加え、ＣＴスキャナは下記式（
１）で記述される関連「ハーフスキャン」冗長性も持つ。
１）で記述される関連「ハーフスキャン」冗長性も持つ。
【数１】 データポイントＰf（β，γ）の測定に利用される放射線は、データポイントＰf （β＋π−２γ，−γ）の測定に利用される放射線と一致するが逆平行であるの
で、式（１）は患者が動かないとすると真となる。これら放射線が互いに逆平行
となるのは、Ｘ線ソースおよび検出器の相対位置が反転しているためだ。公知の
ＣＴ「ハーフスキャン」法は式（１）を利用し、βmax ＝π＋２γm で収集した
一セットのＣＺＡ扇形ビーム投影から一枚の断層Ｘ線写真の生成を可能にする。
しかしながら、このようなハーフスキャン断層Ｘ線写真は、βmax ＝２πのフル
スキャン断層Ｘ線写真よりも信号対雑音比が低くなる。
で、式（１）は患者が動かないとすると真となる。これら放射線が互いに逆平行
となるのは、Ｘ線ソースおよび検出器の相対位置が反転しているためだ。公知の
ＣＴ「ハーフスキャン」法は式（１）を利用し、βmax ＝π＋２γm で収集した
一セットのＣＺＡ扇形ビーム投影から一枚の断層Ｘ線写真の生成を可能にする。
しかしながら、このようなハーフスキャン断層Ｘ線写真は、βmax ＝２πのフル
スキャン断層Ｘ線写真よりも信号対雑音比が低くなる。
【００１２】 ヘリカル補間、またはＨＩ走査は、上述したフルスキャン法をＣＳＨ走査に適
用した走査法である。ＨＩ走査においては、投影を（０，４π）の範囲のβに対
して取得する一方で、患者をＺ軸に沿って絶え間なく並進される。そしてこのデ
ータを利用し、ヘリカル投影角２πに対応するＺ軸位置にあるスライス平面の対
向面の各々のデータを直線的に補間することにより、（０，２π）の範囲のβに
対する一セットのＣＺＡスキャンデータに近似する。そして、フルスキャン濾過
背景映写アルゴリズムが、この近似ＣＺＡスキャンデータから断層Ｘ線写真を生
成する。
用した走査法である。ＨＩ走査においては、投影を（０，４π）の範囲のβに対
して取得する一方で、患者をＺ軸に沿って絶え間なく並進される。そしてこのデ
ータを利用し、ヘリカル投影角２πに対応するＺ軸位置にあるスライス平面の対
向面の各々のデータを直線的に補間することにより、（０，２π）の範囲のβに
対する一セットのＣＺＡスキャンデータに近似する。そして、フルスキャン濾過
背景映写アルゴリズムが、この近似ＣＺＡスキャンデータから断層Ｘ線写真を生
成する。
【００１３】 ＨＩ走査において、Ｚ軸ロケーションＺspでのＣＺＡ走査に由来するデータポ
イントであるデータポイントＰf（β1，γ1）は、下記式（２）に従う線形補間 により推計される。
イントであるデータポイントＰf（β1，γ1）は、下記式（２）に従う線形補間 により推計される。
【数２】 ここで、β2＝β1＋２π、およびγ1＝γ2である。式（２）の重み関数値ｗ1お よびｗ2は下記式（３）によって定められる。
【数３】
【００１４】 実行可能な復元法の一つに、データの濾過背景映写に先立ち式（２）の補間を
実行し、ｚ＝ｚspでβが（０，２π）の間隔であるデータセットを生じるものが
ある。濾過背景映写は線形なので、その代替法として、ＣＳＨスキャンデータに
補間重量ｗ（β，γ）を乗算し、（０，４π）ＣＳＨスキャンデータセット全体
に濾過背景映写を実行するものがある。後者の方法は演算上の利点がある。なぜ
ならば、復元プロセスを次々と送り込むことができると共に、この方法は後に順
次示すヘリカルアルゴリズム全てに対して想定されたものであるからだ。この方
法の場合、重量ｗ（β，γ）はβ2＝β1＋２π、およびγ1＝γ2の関係を上記式
（３）に代入することによって導き出され、下記式（４）によって定められる。
実行し、ｚ＝ｚspでβが（０，２π）の間隔であるデータセットを生じるものが
ある。濾過背景映写は線形なので、その代替法として、ＣＳＨスキャンデータに
補間重量ｗ（β，γ）を乗算し、（０，４π）ＣＳＨスキャンデータセット全体
に濾過背景映写を実行するものがある。後者の方法は演算上の利点がある。なぜ
ならば、復元プロセスを次々と送り込むことができると共に、この方法は後に順
次示すヘリカルアルゴリズム全てに対して想定されたものであるからだ。この方
法の場合、重量ｗ（β，γ）はβ2＝β1＋２π、およびγ1＝γ2の関係を上記式
（３）に代入することによって導き出され、下記式（４）によって定められる。
【数４】 重量（β，γ）は断続することなく続き、β＝０およびβ＝４πで０となり、β
＝２πで一つになる。
＝２πで一つになる。
【００１５】 ＨＩ走査に加え、一枚の断層Ｘ線写真を生成させるのに４のヘリカル投影デー
タを要する他の方法も知られている。これらの方法をここでは「ヘリカル・フル
スキャン法」と称する。ヘリカル・フルスキャン法の利点は、比較的取り扱いや
すく実用化も簡単なことである。しかしながら、都合の悪い点として、ヘリカル
・フルスキャン法は、一枚の断層Ｘ線写真を生じるのに４πのヘリカル投影デー
タが必要となるので、比較的幅広いスライス平面によって特徴づけられる。 ヘリカル・ハーフスキャン、もしくはＨＨ走査法は、上述のハーフスキャン法を
ＣＳＨ走査に適用した走査法である。ＨＨ走査の利点は、４πの投影データより
少ない数で一枚の断層Ｘ線写真を生成できる点にある。ＨＨ走査において、ＣＳ
Ｈスキャンデータは、（０，２π＋４γm）の範囲βに対して取得される。そし て、ＣＳＨスキャン投影角βsp＝π＋２γmに対応するＺ軸位置にあるスライス 平面の対向面各々のデータを直線的に補間することにより、（０，２π＋２γm ）の範囲のβに対するＣＺＡスキャンデータに近似される。そして、公知のハー
フスキャン濾過背景映写アルゴリズムがこの近似ＣＺＡスキャンデータから断層
Ｘ線写真を生成する。上述したヘリカル・フルスキャン法に対するＨＨ走査の利
点は、ＨＨ走査では各断層Ｘ線写真の復元に用いるビューの数が少ないので患者
の動きも少なくなる。そこで、ＨＨスキャン断層Ｘ線写真の有効スライス幅がヘ
リカル・フルスキャン断層Ｘ線写真のものより小さくなる。
タを要する他の方法も知られている。これらの方法をここでは「ヘリカル・フル
スキャン法」と称する。ヘリカル・フルスキャン法の利点は、比較的取り扱いや
すく実用化も簡単なことである。しかしながら、都合の悪い点として、ヘリカル
・フルスキャン法は、一枚の断層Ｘ線写真を生じるのに４πのヘリカル投影デー
タが必要となるので、比較的幅広いスライス平面によって特徴づけられる。 ヘリカル・ハーフスキャン、もしくはＨＨ走査法は、上述のハーフスキャン法を
ＣＳＨ走査に適用した走査法である。ＨＨ走査の利点は、４πの投影データより
少ない数で一枚の断層Ｘ線写真を生成できる点にある。ＨＨ走査において、ＣＳ
Ｈスキャンデータは、（０，２π＋４γm）の範囲βに対して取得される。そし て、ＣＳＨスキャン投影角βsp＝π＋２γmに対応するＺ軸位置にあるスライス 平面の対向面各々のデータを直線的に補間することにより、（０，２π＋２γm ）の範囲のβに対するＣＺＡスキャンデータに近似される。そして、公知のハー
フスキャン濾過背景映写アルゴリズムがこの近似ＣＺＡスキャンデータから断層
Ｘ線写真を生成する。上述したヘリカル・フルスキャン法に対するＨＨ走査の利
点は、ＨＨ走査では各断層Ｘ線写真の復元に用いるビューの数が少ないので患者
の動きも少なくなる。そこで、ＨＨスキャン断層Ｘ線写真の有効スライス幅がヘ
リカル・フルスキャン断層Ｘ線写真のものより小さくなる。
【００１６】 図４は一枚の断層Ｘ線写真を生じるのにＨＨスキャンで利用するデータのラド
ン空間（β対γ）を示す。また、図４は（垂直軸に沿った）各投影角βに対応す
るＺ軸ロケーションも図解する。図４に示すデータを用い、ＣＳＨ投影角βsp＝
π＋２γmに対応する一スライス平面、すなわちＺ軸ロケーションを有する単一 断層Ｘ線写真が生成される。患者を並進させない場合（すなわち、ＣＺＡスキャ
ンにおいて）、図４に示すラドン空間の領域１−４は、公知のハーフスキャン法
で単一断層Ｘ線写真を復元するのに十分なデータを与える。同様に、患者を並進
させない場合、領域５−８も単一断層Ｘ線写真を復元するのに十分なデータを与
える。ＨＨにおいて、スライス平面下（すなわち領域１−４）のデータがスライ
ス平面より上（すなわち領域５−８）のデータと組み合わされ、スライス平面で
領域１−４に対するＣＺＡデータに近似する。
ン空間（β対γ）を示す。また、図４は（垂直軸に沿った）各投影角βに対応す
るＺ軸ロケーションも図解する。図４に示すデータを用い、ＣＳＨ投影角βsp＝
π＋２γmに対応する一スライス平面、すなわちＺ軸ロケーションを有する単一 断層Ｘ線写真が生成される。患者を並進させない場合（すなわち、ＣＺＡスキャ
ンにおいて）、図４に示すラドン空間の領域１−４は、公知のハーフスキャン法
で単一断層Ｘ線写真を復元するのに十分なデータを与える。同様に、患者を並進
させない場合、領域５−８も単一断層Ｘ線写真を復元するのに十分なデータを与
える。ＨＨにおいて、スライス平面下（すなわち領域１−４）のデータがスライ
ス平面より上（すなわち領域５−８）のデータと組み合わされ、スライス平面で
領域１−４に対するＣＺＡデータに近似する。
【００１７】 図４において、冗長データを含む領域は同様に縞模様がつけられており、ここ
で冗長データは（平行または逆平行のいずれかで）一致する放射線に沿って取得
されたデータとして定義されるので、患者の動きがない状態と同じになる。その
ような状態で、領域１，４および７が冗長で、領域２，５および８が冗長で、３
および６が冗長である。ＨＨでは、同じような縞模様のつけられた領域を組み合
わせて領域１乃至４の領域で一セットのＣＺＡデータに近似する。データの結合
法については、カール Ｒ．クロフォードおよびケビン Ｆ．キング共著の「患
者を同時並進させるコンピュータ断層撮影法（Computed Tomography Scanning w
ith Simultaneous Patient Translation）」、Med. Phys., １７（６）、１９９
０年１１／１２月号で詳細に説明されている。ＨＨ走査の場合の復元重量は下記
式（５）で定められる。
で冗長データは（平行または逆平行のいずれかで）一致する放射線に沿って取得
されたデータとして定義されるので、患者の動きがない状態と同じになる。その
ような状態で、領域１，４および７が冗長で、領域２，５および８が冗長で、３
および６が冗長である。ＨＨでは、同じような縞模様のつけられた領域を組み合
わせて領域１乃至４の領域で一セットのＣＺＡデータに近似する。データの結合
法については、カール Ｒ．クロフォードおよびケビン Ｆ．キング共著の「患
者を同時並進させるコンピュータ断層撮影法（Computed Tomography Scanning w
ith Simultaneous Patient Translation）」、Med. Phys., １７（６）、１９９
０年１１／１２月号で詳細に説明されている。ＨＨ走査の場合の復元重量は下記
式（５）で定められる。
【数５】
【００１８】 ヘリカル外挿、またはＨＥ走査は、ハーフスキャン法をＣＳＨ走査に適用した
他の走査法である。ＨＥ走査においては、ＣＳＨ走査データが（０，２π）の範
囲のβに対して収集される。このＣＳＨ走査データから（０，π＋２γm）の範 囲のβに対してＣＺＡ走査データが補間、外挿され、その後公知のハーフスキャ
ン法を用いてこの近似ＣＺＡ走査データから一枚の断層Ｘ線写真が生成される。
図５は、ＣＳＨ投影角βsp＝πに対応するスライス平面で単一断層Ｘ線写真を生
じるのにＨＥスキャンで利用するデータのラドン空間を示す。患者が動いていな
い場合（すなわち、ＣＺＡスキャンにおいて）、図５に示す領域１，２および３
は、公知のハーフスキャン法で単一断層Ｘ線写真を復元するのに十分なデータを
与える。同様に、患者が動いていない場合、領域４，５および６も単一断層Ｘ線
写真を復元するのに十分なデータを与える。ＨＥスキャンにおいて、領域１−３
のデータが領域４−６のデータと組み合わされ、スライス平面で領域１−３に対
するＣＺＡデータに近似する。
他の走査法である。ＨＥ走査においては、ＣＳＨ走査データが（０，２π）の範
囲のβに対して収集される。このＣＳＨ走査データから（０，π＋２γm）の範 囲のβに対してＣＺＡ走査データが補間、外挿され、その後公知のハーフスキャ
ン法を用いてこの近似ＣＺＡ走査データから一枚の断層Ｘ線写真が生成される。
図５は、ＣＳＨ投影角βsp＝πに対応するスライス平面で単一断層Ｘ線写真を生
じるのにＨＥスキャンで利用するデータのラドン空間を示す。患者が動いていな
い場合（すなわち、ＣＺＡスキャンにおいて）、図５に示す領域１，２および３
は、公知のハーフスキャン法で単一断層Ｘ線写真を復元するのに十分なデータを
与える。同様に、患者が動いていない場合、領域４，５および６も単一断層Ｘ線
写真を復元するのに十分なデータを与える。ＨＥスキャンにおいて、領域１−３
のデータが領域４−６のデータと組み合わされ、スライス平面で領域１−３に対
するＣＺＡデータに近似する。
【００１９】 図５に示す領域２および５が冗長で、これら領域のデータが補間され領域２に
対するＣＺＡデータに近似する。また、領域１および４の領域も冗長である。領
域１および４は共にスライス平面の同一面にあるので、領域１および４のＣＳＨ
走査データを（補間するのではなく）外挿することによって領域１に対するＣＺ
Ａ走査データを生成する。同様に領域３および６のデータも冗長であり、スライ
ス平面の同一面にあるので、領域３および６のＣＳＨ走査データを外挿すること
によって領域３に対するＣＺＡ走査データを生成する。上述のＨＨ走査に対する
ＨＥ走査の利点は、ＨＥ走査では各断層Ｘ線写真の復元に用いるビューの数が少
ないので患者をＺ軸方向に並進させる必要も少なくなる。そこで、ＨＥスキャン
断層Ｘ線写真の有効スライス幅がＨＨスキャン断層Ｘ線写真のものより小さくな
る。しかしながら、ＨＥ走査は、領域１および３に対するＣＺＡ走査データを生
じるのに何らかの外挿処理を要するのに対して、ＨＨ走査は全面的に補間処理に
基づいている。そのような状態で、外挿よりも補間のほうがより正確であるので
、ＨＨスキャンのほうがより正確な断層Ｘ線写真を生成すると考えられる。
対するＣＺＡデータに近似する。また、領域１および４の領域も冗長である。領
域１および４は共にスライス平面の同一面にあるので、領域１および４のＣＳＨ
走査データを（補間するのではなく）外挿することによって領域１に対するＣＺ
Ａ走査データを生成する。同様に領域３および６のデータも冗長であり、スライ
ス平面の同一面にあるので、領域３および６のＣＳＨ走査データを外挿すること
によって領域３に対するＣＺＡ走査データを生成する。上述のＨＨ走査に対する
ＨＥ走査の利点は、ＨＥ走査では各断層Ｘ線写真の復元に用いるビューの数が少
ないので患者をＺ軸方向に並進させる必要も少なくなる。そこで、ＨＥスキャン
断層Ｘ線写真の有効スライス幅がＨＨスキャン断層Ｘ線写真のものより小さくな
る。しかしながら、ＨＥ走査は、領域１および３に対するＣＺＡ走査データを生
じるのに何らかの外挿処理を要するのに対して、ＨＨ走査は全面的に補間処理に
基づいている。そのような状態で、外挿よりも補間のほうがより正確であるので
、ＨＨスキャンのほうがより正確な断層Ｘ線写真を生成すると考えられる。
【００２０】 「患者を同時並進させるコンピュータ断層撮影法（Computed Tomography Scan
ning with Simultaneous Patient Translation）」と題する前出記事はＨＥ走査
について詳細に説明している。ＨＥ走査法の重量は下記式（６）で定められる。
ning with Simultaneous Patient Translation）」と題する前出記事はＨＥ走査
について詳細に説明している。ＨＥ走査法の重量は下記式（６）で定められる。
【数６】
【００２１】 重み付け関数ＷHE（β，γ）は、γ＝０をのぞき、ラインβ＝π−２γに沿っ
てγで断続し、個々にサンプリングされ、一番目のビューに由来して条痕をつく
る重み付けされた投影データ中に不調和がみられ、アイソセンタから離れるほど
に深くなる。この断続性は、ラインβ＝π−２γにまたがりＷHE（β，γ）をフ
ェザリングすることにより取り除くことができる。
てγで断続し、個々にサンプリングされ、一番目のビューに由来して条痕をつく
る重み付けされた投影データ中に不調和がみられ、アイソセンタから離れるほど
に深くなる。この断続性は、ラインβ＝π−２γにまたがりＷHE（β，γ）をフ
ェザリングすることにより取り除くことができる。
【００２２】 フェザリング手順は、ロケーションｘ0 における関数ｗ（ｘ）で断続性を平滑
にする一般的な手順として考えることができる。ここで、ｗ（ｘ）は下記式（７
）で定められる。
にする一般的な手順として考えることができる。ここで、ｗ（ｘ）は下記式（７
）で定められる。
【数７】 また、ここで、ｗ1（ｘ0）≠ｗ2（ｘ0）なので、ｗ（ｘ）はｘ＝ｘ0で不連続と なる。フェザリング・アルゴリズムは、ｗ1（ｘ）およびｗ2（ｘ）をｘ＝ｘ0の いずれかの側でｄ／２の距離だけ延長し、下記式（８）に従ってｗ（ｘ）を再定
義することによって断続性を平滑化する。
義することによって断続性を平滑化する。
【数８】 ここで、関数ｆ（ｘ）は０より小さいｘに対して０となり、１より大きなｘに対
しては１となり、０＜ｘ＜１の間隔に対しては平滑で連続したものとなる。この
フェザーリング・アルゴリズムに使用する関数ｆ（ｘ）の一例が下記式（９）で
定められる。
しては１となり、０＜ｘ＜１の間隔に対しては平滑で連続したものとなる。この
フェザーリング・アルゴリズムに使用する関数ｆ（ｘ）の一例が下記式（９）で
定められる。
【数９】 「患者を同時並進させるコンピュータ断層撮影法（Computed Tomography Scanni
ng with Simultaneous Patient Translation）」と題する前出記事では、１０チ
ャネル、すなわち単一検出器の長さの１０倍に等しいフェザリング距離ｄがＨＥ
走査法の動作に見合うと報告されている。
ng with Simultaneous Patient Translation）」と題する前出記事では、１０チ
ャネル、すなわち単一検出器の長さの１０倍に等しいフェザリング距離ｄがＨＥ
走査法の動作に見合うと報告されている。
【００２３】 ＨＨおよびＨＥ走査に加え、４より少ないヘリカル投影データから一枚の断層
Ｘ線写真を生成するものとして知られる他の方法も、ここでは「ヘリカル・ハー
フスキャン法」と称する。ヘリカル・ハーフスキャン法の例は、例えば、チャン
・シェー（Jiang Hsieh）著の「Ｘ線ヘリカル・コンピュータ断層撮影の復元処 理の一般的な方法（A General Approach to the Reconstruction of X-ray Heli
cal Computed Tomography）」Med. Phys., ２３（２）、１９９６年２月号に開 示されている。
Ｘ線写真を生成するものとして知られる他の方法も、ここでは「ヘリカル・ハー
フスキャン法」と称する。ヘリカル・ハーフスキャン法の例は、例えば、チャン
・シェー（Jiang Hsieh）著の「Ｘ線ヘリカル・コンピュータ断層撮影の復元処 理の一般的な方法（A General Approach to the Reconstruction of X-ray Heli
cal Computed Tomography）」Med. Phys., ２３（２）、１９９６年２月号に開 示されている。
【００２４】 図６は非対称検出器系１４を有するＣＴスキャンの幾何学配列を示す。この検
出器系は、−γm＋αからγm−αの検出器角度から広がる対称部１４ａと、γm
−α−γm の範囲の検出器角度から広がる非対称部１４ｂとを含む。ここで、α
は非対称部（α＞０）の角度限度である。また、検出器系１４は、−γm−γm＋
αの検出器角度から広がる部分１４ｃを含まないものとして考えることができる
。検出器系１４がこの欠落部分１４ｃを含んでいたとすると、検出器系は対称形
となる。非対称検出器系１４が生じる一つの扇形ビーム投影には、−γm＋α− γmの検出器角度範囲で全検出器が生じる一セットのデータポイントＰf(β，γ ）が含まれる。
出器系は、−γm＋αからγm−αの検出器角度から広がる対称部１４ａと、γm
−α−γm の範囲の検出器角度から広がる非対称部１４ｂとを含む。ここで、α
は非対称部（α＞０）の角度限度である。また、検出器系１４は、−γm−γm＋
αの検出器角度から広がる部分１４ｃを含まないものとして考えることができる
。検出器系１４がこの欠落部分１４ｃを含んでいたとすると、検出器系は対称形
となる。非対称検出器系１４が生じる一つの扇形ビーム投影には、−γm＋α− γmの検出器角度範囲で全検出器が生じる一セットのデータポイントＰf(β，γ ）が含まれる。
【００２５】 このような非対称検出器系は、検出器系および関連ＤＡＳのコストを著しく上
げることなく、スキャナの視野（ＦＯＶ）を広げるべく、しばしばＣＴスキャナ
に使用される。スキャナのＦＯＶは検出器系の角度限度によって求められる。例
えば、図２に示す対称検出器系を利用するスキャナのＦＯＶは２γm と等しく、
図６に示す非対称検出器系を利用するスキャナのＦＯＶは２γm −αと等しい。
これは、非対称検出器系のＦＯＶが比較可能な対称検出器系のＦＯＶ（２γm ）
より小さいことを示唆している。しかしながら、二者択一の対称および非対称検
出器系は、非対称検出器の対称部の角度限度が代わりの対称検出器系の角度限度
と等しいか、あるいはほぼ等しいことを考慮して初めて適切な比較が可能となる
。すなわち、非対称検出器系のγm −α部分が代わりの対称検出器系のγm と等
しいか、あるいはほぼ等しいことを考慮しなければならない。そのような状態で
、非対称検出器系はスキャナのＦＯＶを効果的にαだけ増大させる。
げることなく、スキャナの視野（ＦＯＶ）を広げるべく、しばしばＣＴスキャナ
に使用される。スキャナのＦＯＶは検出器系の角度限度によって求められる。例
えば、図２に示す対称検出器系を利用するスキャナのＦＯＶは２γm と等しく、
図６に示す非対称検出器系を利用するスキャナのＦＯＶは２γm −αと等しい。
これは、非対称検出器系のＦＯＶが比較可能な対称検出器系のＦＯＶ（２γm ）
より小さいことを示唆している。しかしながら、二者択一の対称および非対称検
出器系は、非対称検出器の対称部の角度限度が代わりの対称検出器系の角度限度
と等しいか、あるいはほぼ等しいことを考慮して初めて適切な比較が可能となる
。すなわち、非対称検出器系のγm −α部分が代わりの対称検出器系のγm と等
しいか、あるいはほぼ等しいことを考慮しなければならない。そのような状態で
、非対称検出器系はスキャナのＦＯＶを効果的にαだけ増大させる。
【００２６】 非対称検出器システムの他の効果は各々個別の検出器が一枚の断層Ｘ線写真に
対する貢献に関係する。よく知られているように、断層Ｘ線写真に対する貢献の
点から見た各検出器の重要性は検出器角度が拡大するにつれて減少する。そこで
、絶対値が所定の閾値より大きい検出器角度を有する検出器の半分を削除するの
が妥当である。例として、マサチューセッツ州ピーボディにあるアナロジック社
によって製造されているアナトム・スキャナをあげると、このスキャナは３８４
個の個別検出器を備えた検出器系を使用している。この検出器系で、各個別検出
器は０．１２５°の検出器角度に対するものであり、γm は２８．８４３°でα
は９．６８７°である。このような非対称検出器系は一般的なものであるが、そ
れらの使用はヘリカルスキャン像生成過程を複雑にする。
対する貢献に関係する。よく知られているように、断層Ｘ線写真に対する貢献の
点から見た各検出器の重要性は検出器角度が拡大するにつれて減少する。そこで
、絶対値が所定の閾値より大きい検出器角度を有する検出器の半分を削除するの
が妥当である。例として、マサチューセッツ州ピーボディにあるアナロジック社
によって製造されているアナトム・スキャナをあげると、このスキャナは３８４
個の個別検出器を備えた検出器系を使用している。この検出器系で、各個別検出
器は０．１２５°の検出器角度に対するものであり、γm は２８．８４３°でα
は９．６８７°である。このような非対称検出器系は一般的なものであるが、そ
れらの使用はヘリカルスキャン像生成過程を複雑にする。
【００２７】 ハーフスキャン冗長性を示す上記式（１）は、検出器アレイの非対称部に対し
て真ではなく、これがＨＨおよびＨＥ走査等ヘリカル・ハーフスキャン法を非対
称検出器アレイで利用する際の妨げとなっている。そこで、従来技術のＣＴスキ
ャナが非対称検出器アレイを含んでいる場合は、ヘリカル走査がヘリカル・フル
スキャン法（ＨＩ走査等）およびアレイ全体から収集されたデータを利用して実
行されるか、あるいはその代わりに、非対称部からのデータを無視し、ヘリカル
走査がＨＨまたはＨＥ走査等ヘリカル・ハーフスキャン法を利用して実行される
。しかしながら、ＨＨまたはＨＥ走査等ヘリカル・ハーフスキャン法と共に、非
対称検出器アレイが収集したデータ全てを利用してヘリカル走査を実行できれば
有利である。
て真ではなく、これがＨＨおよびＨＥ走査等ヘリカル・ハーフスキャン法を非対
称検出器アレイで利用する際の妨げとなっている。そこで、従来技術のＣＴスキ
ャナが非対称検出器アレイを含んでいる場合は、ヘリカル走査がヘリカル・フル
スキャン法（ＨＩ走査等）およびアレイ全体から収集されたデータを利用して実
行されるか、あるいはその代わりに、非対称部からのデータを無視し、ヘリカル
走査がＨＨまたはＨＥ走査等ヘリカル・ハーフスキャン法を利用して実行される
。しかしながら、ＨＨまたはＨＥ走査等ヘリカル・ハーフスキャン法と共に、非
対称検出器アレイが収集したデータ全てを利用してヘリカル走査を実行できれば
有利である。
【００２８】 従来技術のヘリカル走査法に関する他の問題は、多くのＣＴスキャナで利用さ
れている「４分の１検出器オフセット」に関する。４分の１検出器オフセットを
利用するＣＴスキャナについては、例えば、「スキャン画像の品質を向上させる
ためのＸ線断層撮影システムおよび方法（X-RAY TOMOGRAPHY SYSTEM FOR AND ME
THOD OF IMPROVING THE QUALITY OF A SCANNED IMAGE）」と題し、１９９４年２
月３日に出願された米国特許出願０８／１９１，４２８号（整理番号ＡＮＡ−０
４４）に記載されている。一般的に、４分の１検出器オフセットを利用するＣＴ
スキャナにおいて、図２に示す中心線４０はＸ線ソース１２およびＺ軸の実焦点
を通るが、検出器系１４の検出器の一つの中心とは交差しない。というよりも、
ここで「中央検出器」と称する検出器の一つと交差するが、中央検出器の中心か
ら若干片寄った（オフセットの）ロケーションで交差する。これは、投影角βで
中央検出器が測定した放射線と投影角β＋πで同検出器が測定したものとは一致
しないことを保証するものである。より正確に言えば、二つの放射線は互いに片
寄っている（オフセットの状態にある）。よく知られているように、このような
４分の１検出器オフセットを利用すると、個々独自のサンプリングポイント数が
増加し、ディスクが３６０°一回転する間にスキャナが収集するデータ量は増大
する。しかしながら、４分の１検出器オフセットの利用は、使用する検出器系が
対称形か非対称形かにかかわらず、ＣＳＨ走査プロセスを複雑、困難にする。
れている「４分の１検出器オフセット」に関する。４分の１検出器オフセットを
利用するＣＴスキャナについては、例えば、「スキャン画像の品質を向上させる
ためのＸ線断層撮影システムおよび方法（X-RAY TOMOGRAPHY SYSTEM FOR AND ME
THOD OF IMPROVING THE QUALITY OF A SCANNED IMAGE）」と題し、１９９４年２
月３日に出願された米国特許出願０８／１９１，４２８号（整理番号ＡＮＡ−０
４４）に記載されている。一般的に、４分の１検出器オフセットを利用するＣＴ
スキャナにおいて、図２に示す中心線４０はＸ線ソース１２およびＺ軸の実焦点
を通るが、検出器系１４の検出器の一つの中心とは交差しない。というよりも、
ここで「中央検出器」と称する検出器の一つと交差するが、中央検出器の中心か
ら若干片寄った（オフセットの）ロケーションで交差する。これは、投影角βで
中央検出器が測定した放射線と投影角β＋πで同検出器が測定したものとは一致
しないことを保証するものである。より正確に言えば、二つの放射線は互いに片
寄っている（オフセットの状態にある）。よく知られているように、このような
４分の１検出器オフセットを利用すると、個々独自のサンプリングポイント数が
増加し、ディスクが３６０°一回転する間にスキャナが収集するデータ量は増大
する。しかしながら、４分の１検出器オフセットの利用は、使用する検出器系が
対称形か非対称形かにかかわらず、ＣＳＨ走査プロセスを複雑、困難にする。
【００２９】 よく知られているように、ＣＴスキャン時に収集される扇形ビーム投影データ
はしばしば「リビン（再仕分け）」または「リオーダ」され、リオーダ投影デー
タを形成する。ここで、一つのリオーダ投影を生成するのに利用される放射線は
全て互いに平行である。４分の１検出器オフセットを利用するシステムでは、通
常リオーダ投影が「インターリーブ」されて平行ビーム投影データを生成する。
図７Ａは、０°の扇形ビーム投影角で採取された扇形ビーム投影１００の個々の
放射線のいくつかを例示し、図７Ｂは、０°の平行ビーム投影角で採取された平
行ビーム投影１０２の個々の放射線のいくつかを例示するものである。図示する
ように、扇形ビーム投影１００では互いに平行な放射線はなく、平行ビーム投影
１０２では全てのものが互いに平行となっている。全ての放射線はＸ線ソース１
２の実焦点から放射されて扇形ビームを形成するので、ＣＴスキャナが同時に平
行ビーム投影の放射線全てを生じることはないが、よく知られているように、扇
形ビーム投影データをリオーダ、インターリーブして平行ビーム投影を生じるこ
とができる。公知のフルスキャンおよびハーフスキャン平行ビーム復元アルゴリ
ズムは、それぞれ（０，２π）および（０，π）の範囲のβに対するＣＺＡ平行
ビーム投影Ｐp（β，γ）から一枚の断層Ｘ線写真の生成を可能にするものであ る。
はしばしば「リビン（再仕分け）」または「リオーダ」され、リオーダ投影デー
タを形成する。ここで、一つのリオーダ投影を生成するのに利用される放射線は
全て互いに平行である。４分の１検出器オフセットを利用するシステムでは、通
常リオーダ投影が「インターリーブ」されて平行ビーム投影データを生成する。
図７Ａは、０°の扇形ビーム投影角で採取された扇形ビーム投影１００の個々の
放射線のいくつかを例示し、図７Ｂは、０°の平行ビーム投影角で採取された平
行ビーム投影１０２の個々の放射線のいくつかを例示するものである。図示する
ように、扇形ビーム投影１００では互いに平行な放射線はなく、平行ビーム投影
１０２では全てのものが互いに平行となっている。全ての放射線はＸ線ソース１
２の実焦点から放射されて扇形ビームを形成するので、ＣＴスキャナが同時に平
行ビーム投影の放射線全てを生じることはないが、よく知られているように、扇
形ビーム投影データをリオーダ、インターリーブして平行ビーム投影を生じるこ
とができる。公知のフルスキャンおよびハーフスキャン平行ビーム復元アルゴリ
ズムは、それぞれ（０，２π）および（０，π）の範囲のβに対するＣＺＡ平行
ビーム投影Ｐp（β，γ）から一枚の断層Ｘ線写真の生成を可能にするものであ る。
【００３０】 図８Ａおよび８Ｂはリオーダ投影の生成方法を説明する図である。図８Ａおよ
び８Ｂは、二つの連続扇形ビーム投影を生成する間のＸ線ソース１２および検出
器系１４の位置を示す。図８Ａおよび８Ｂでは、検出器系１４が８つの個別検出
器を備えるものとして表され、その内４つが２２：１、２２：２、２２：３およ
び２２：４として示されている。ほとんどの検出器系は何百もの検出器を含むも
ので、上述したように、アナトム・スキャナは実際３８４個の検出器を有してい
るが、ここでは説明上、８個の検出器を有する検出器系として論じることにする
。スキャン時、図８Ａおよび８Ｂに示すように、Ｘ線ソース１２および検出器系
１４はＸ軸のまわりを反時計回り方向に回転する。ここで、後者は図面の紙面に
対して垂直に広がっている。図８Ａに示す最初の投影時、放射線１１４が検出器
２２：４（すなわち、検出器系１４の第四チャネルの検出器）に入射する。そし
て、図８Ｂに示す次の投影時には、放射線１１６が２２：３（すなわち、検出器
系１４の第三チャネルの検出器）に入射する。個々の検出器間の間隔が連続する
扇形ビーム投影生成間のディスク回転量と一致する場合、放射線１１４は放射線
１１６と平行になるが、若干オフセットとなる（放射線１１６の中心からずれて
いる）。この基本的な関係が全ての検出器と全ての扇形ビーム投影で真となるな
ら、連続扇形ビーム投影時に隣接検出器に入射する二つの放射線はいずれも平行
でありオフセット（心ずれ）している。アナトム・スキャナにおいて上述したよ
うに、個々の検出器は０．１２５°だけ間隔があけられているため、そのスキャ
ナでは、連続投影も０．１２５°の投影角分だけ離される。このことが、そのス
キャナによって収集された扇形ビームデータのリオーダを可能にしてリオーダ投
影を生成する。
び８Ｂは、二つの連続扇形ビーム投影を生成する間のＸ線ソース１２および検出
器系１４の位置を示す。図８Ａおよび８Ｂでは、検出器系１４が８つの個別検出
器を備えるものとして表され、その内４つが２２：１、２２：２、２２：３およ
び２２：４として示されている。ほとんどの検出器系は何百もの検出器を含むも
ので、上述したように、アナトム・スキャナは実際３８４個の検出器を有してい
るが、ここでは説明上、８個の検出器を有する検出器系として論じることにする
。スキャン時、図８Ａおよび８Ｂに示すように、Ｘ線ソース１２および検出器系
１４はＸ軸のまわりを反時計回り方向に回転する。ここで、後者は図面の紙面に
対して垂直に広がっている。図８Ａに示す最初の投影時、放射線１１４が検出器
２２：４（すなわち、検出器系１４の第四チャネルの検出器）に入射する。そし
て、図８Ｂに示す次の投影時には、放射線１１６が２２：３（すなわち、検出器
系１４の第三チャネルの検出器）に入射する。個々の検出器間の間隔が連続する
扇形ビーム投影生成間のディスク回転量と一致する場合、放射線１１４は放射線
１１６と平行になるが、若干オフセットとなる（放射線１１６の中心からずれて
いる）。この基本的な関係が全ての検出器と全ての扇形ビーム投影で真となるな
ら、連続扇形ビーム投影時に隣接検出器に入射する二つの放射線はいずれも平行
でありオフセット（心ずれ）している。アナトム・スキャナにおいて上述したよ
うに、個々の検出器は０．１２５°だけ間隔があけられているため、そのスキャ
ナでは、連続投影も０．１２５°の投影角分だけ離される。このことが、そのス
キャナによって収集された扇形ビームデータのリオーダを可能にしてリオーダ投
影を生成する。
【００３１】 対称検出器系１４が４分の１検出器オフセットを伴う場合、リオーダ平行ビー
ム投影は次いでインターリーブされ、インターリーブ平行ビーム投影を生成する
。各インターリーブ平行ビーム投影は、１８０°離れたリオーダ投影角で採取さ
れた二つのリオーダ投影からのデータを組み合わせて一つのより密な投影を形成
することによって生成される。図９Ａおよび９Ｂは、Ｘ線ソース１２、患者２０
の断面、および対称検出器系１４の空間関係を、それぞれ０°および１８０°の
投影角の場合で図解するものである。図９Ａおよび９Ｂにおいても、説明上、対
称検出器系１４が７つの個別検出器を持っているように表されている。この図示
された検出器系１４は４分の１検出器オフセットを有しており、Ｘ線ソース１２
の実焦点からＺ軸を通って伸びる中心ライナー４０は中央検出器２２：４の中心
と交差しない。というよりも、中心線４０は中央検出器２２：４と交差するが、
その検出器幅の１／４だけ中心からオフセットした（ずれた）点で交差する。
ム投影は次いでインターリーブされ、インターリーブ平行ビーム投影を生成する
。各インターリーブ平行ビーム投影は、１８０°離れたリオーダ投影角で採取さ
れた二つのリオーダ投影からのデータを組み合わせて一つのより密な投影を形成
することによって生成される。図９Ａおよび９Ｂは、Ｘ線ソース１２、患者２０
の断面、および対称検出器系１４の空間関係を、それぞれ０°および１８０°の
投影角の場合で図解するものである。図９Ａおよび９Ｂにおいても、説明上、対
称検出器系１４が７つの個別検出器を持っているように表されている。この図示
された検出器系１４は４分の１検出器オフセットを有しており、Ｘ線ソース１２
の実焦点からＺ軸を通って伸びる中心ライナー４０は中央検出器２２：４の中心
と交差しない。というよりも、中心線４０は中央検出器２２：４と交差するが、
その検出器幅の１／４だけ中心からオフセットした（ずれた）点で交差する。
【００３２】 図１０は、０および１８０°の投影角の対称検出器系１４と、検出器の内３つ
に入射する放射線１２０，１２２および１２４の空間関係を示す。対称検出器系
１４と中心線４０との間には４分の１の検出器オフセットがあるので、０°の投
影角における検出器系１４は１８０°の検出器系１４からオフセット（心ずれ）
している。このため、１８０°の投影角で第六チャネルの検出器２２：６に入射
する放射線１２０は、０°の投影角でそれぞれ検出器２２：２と２２：３とに入
射する放射線１２２と１２４との間に正確に注がれる。このように、１８０°の
検出器系が供給する一セットのインターリーブデータは、０°の検出器系が供給
する一セットのデータに対して検出器幅１／２分だけ位置がずれる。この例では
、検出器２２：６を「中央」検出器としてみなし、検出器２２：２および２２：
３を「対向隣接」検出器としてみなしている。各投影角で、各検出器が特定放射
線パスに沿った塊の積算密度を測定し、通常、対向隣接検出器間で使用する放射
線パスは、その他の検出器間で使用する放射線パスよりも、中央検出器が使用す
る放射線パスに接近したものになる。例えば、ここでは、検出器２２：２および
２２：３が０°の投影角で使用する放射線パスは、検出器２２：５および２２：
７が１８０°の投影角で使用する放射線パスよりも、検出器２２：６が１８０°
の投影角で使用する放射線パスにより近いものとなる。１８０°離れた二つのリ
オーダ投影のいずれもが、中央検出器および対向隣接検出器間のこの関係を利用
してインターリーブされ、一つのより密な平行ビーム投影を生成することができ
る。
に入射する放射線１２０，１２２および１２４の空間関係を示す。対称検出器系
１４と中心線４０との間には４分の１の検出器オフセットがあるので、０°の投
影角における検出器系１４は１８０°の検出器系１４からオフセット（心ずれ）
している。このため、１８０°の投影角で第六チャネルの検出器２２：６に入射
する放射線１２０は、０°の投影角でそれぞれ検出器２２：２と２２：３とに入
射する放射線１２２と１２４との間に正確に注がれる。このように、１８０°の
検出器系が供給する一セットのインターリーブデータは、０°の検出器系が供給
する一セットのデータに対して検出器幅１／２分だけ位置がずれる。この例では
、検出器２２：６を「中央」検出器としてみなし、検出器２２：２および２２：
３を「対向隣接」検出器としてみなしている。各投影角で、各検出器が特定放射
線パスに沿った塊の積算密度を測定し、通常、対向隣接検出器間で使用する放射
線パスは、その他の検出器間で使用する放射線パスよりも、中央検出器が使用す
る放射線パスに接近したものになる。例えば、ここでは、検出器２２：２および
２２：３が０°の投影角で使用する放射線パスは、検出器２２：５および２２：
７が１８０°の投影角で使用する放射線パスよりも、検出器２２：６が１８０°
の投影角で使用する放射線パスにより近いものとなる。１８０°離れた二つのリ
オーダ投影のいずれもが、中央検出器および対向隣接検出器間のこの関係を利用
してインターリーブされ、一つのより密な平行ビーム投影を生成することができ
る。
【００３３】 対称検出器系が生じた単一インターリーブ平行ビーム投影は、一セットのデー
タポイント、例えばＤ：１，Ｄ：２，Ｄ：３，．．．，Ｄ：Ｎというように表さ
れ、この表示において、全ての奇数のデータポイント、例えばＤ：１やＤ：３は
、リオーダ角βで採取されたリオーダ投影によって与えられ、全ての偶数のデー
タポイント、例えばＤ：２やＤ：４は、リオーダ投影角β＋で採取されたリオー
ダ投影によって与えられる。
タポイント、例えばＤ：１，Ｄ：２，Ｄ：３，．．．，Ｄ：Ｎというように表さ
れ、この表示において、全ての奇数のデータポイント、例えばＤ：１やＤ：３は
、リオーダ角βで採取されたリオーダ投影によって与えられ、全ての偶数のデー
タポイント、例えばＤ：２やＤ：４は、リオーダ投影角β＋で採取されたリオー
ダ投影によって与えられる。
【００３４】 図６に示すような、βおよびβ＋πのリオーダ投影角で非対称検出器系１４が
生じる二つのリオーダ投影もインターリーブされて単一インターリーブ平行ビー
ム投影を生成することができる。しかしながら、非対称検出器系が収集したデー
タをインターリーブする手順は、対称検出器系の収集データに用いられる手順と
異なる。なぜならば、非対称部１４ｂをインターリーブするのに必要なデータが
図６に示す欠落部１４ｃによってのみ収集可能なためである。そこで、非対称検
出器系１４を使用する場合、結果として得られるインターリーブ平行ビーム投影
には中央領域と二つの外部領域とが含まれる。中央領域には、対称検出器系によ
って生じる投影と全く同じにデータポイントが構成され、一つおきのデータポイ
ントが異なるリオーダ投影によって与えられる。一方の外部領域では、リオーダ
投影角βで生じたリオーダ投影が全てのデータポイントに寄与し、他方の外部領
域では、リオーダ投影角β＋πで生じたリオーダ投影が全てのデータポイントに
寄与している。外部領域におけるデータポイントはインターリーブされないので
、隣接データポイント間の角度間隔は中央領域における隣接データポイント間の
ものの二倍となる。
生じる二つのリオーダ投影もインターリーブされて単一インターリーブ平行ビー
ム投影を生成することができる。しかしながら、非対称検出器系が収集したデー
タをインターリーブする手順は、対称検出器系の収集データに用いられる手順と
異なる。なぜならば、非対称部１４ｂをインターリーブするのに必要なデータが
図６に示す欠落部１４ｃによってのみ収集可能なためである。そこで、非対称検
出器系１４を使用する場合、結果として得られるインターリーブ平行ビーム投影
には中央領域と二つの外部領域とが含まれる。中央領域には、対称検出器系によ
って生じる投影と全く同じにデータポイントが構成され、一つおきのデータポイ
ントが異なるリオーダ投影によって与えられる。一方の外部領域では、リオーダ
投影角βで生じたリオーダ投影が全てのデータポイントに寄与し、他方の外部領
域では、リオーダ投影角β＋πで生じたリオーダ投影が全てのデータポイントに
寄与している。外部領域におけるデータポイントはインターリーブされないので
、隣接データポイント間の角度間隔は中央領域における隣接データポイント間の
ものの二倍となる。
【００３５】 非対称検出器系によって生じた単一インターリーブ平行ビーム投影を一セット
のデータポイントＤ：ｉとして表すとする。ここでｉは１−Ｎm の全ての整数で
あり、Ｎm は２Ｎ5＋２Ｎaと等しく、Ｎ5 は検出器系の対称部１４ａにおける検
出器の数に対応し、Ｎa は検出器系の非対称部１４ｂにおける検出器の数に対応
する。この表示において、全てのデータポイントＤ：ｉは、ｊを０≦ｊ≦Ｎa −
１の範囲の全ての整数とすると、ｉ＝２ｊ＋１およびｉ＝Ｎm−２ｊに対して未 定義となる。これら未定義データポイントは、一方の外部領域では奇数のデータ
ポイントであり、他方の外部領域では偶数のデータポイントであり、検出器系の
欠落部分１４ｃでのみ収集されたはずのものである。この表示において、全ての
（定義された）奇数データポイントに寄与するのはリオーダ投影角βで生じたリ
オーダ投影であり、全ての（定義された）偶数データポイントに寄与するのがリ
オーダ投影角β＋πで生じたリオーダ投影である。
のデータポイントＤ：ｉとして表すとする。ここでｉは１−Ｎm の全ての整数で
あり、Ｎm は２Ｎ5＋２Ｎaと等しく、Ｎ5 は検出器系の対称部１４ａにおける検
出器の数に対応し、Ｎa は検出器系の非対称部１４ｂにおける検出器の数に対応
する。この表示において、全てのデータポイントＤ：ｉは、ｊを０≦ｊ≦Ｎa −
１の範囲の全ての整数とすると、ｉ＝２ｊ＋１およびｉ＝Ｎm−２ｊに対して未 定義となる。これら未定義データポイントは、一方の外部領域では奇数のデータ
ポイントであり、他方の外部領域では偶数のデータポイントであり、検出器系の
欠落部分１４ｃでのみ収集されたはずのものである。この表示において、全ての
（定義された）奇数データポイントに寄与するのはリオーダ投影角βで生じたリ
オーダ投影であり、全ての（定義された）偶数データポイントに寄与するのがリ
オーダ投影角β＋πで生じたリオーダ投影である。
【００３６】 以下、平行ビーム投影角βで採取された平行ビーム投影について、一セットの
「奇数データポイント」と一セットの「偶数データポイント」とを含むものとし
て言及し、用語「奇数データポイント」はリオーダ投影角βで測定されたデータ
ポイントのことを称し、用語「偶数データポイント」はリオーダ角β＋で測定さ
れたデータポイントのことを称す。さらに、用語「奇数データポイント」は、リ
オーダおよびインターリーブされて一つの平行ビーム投影の奇数データポイント
を形成する扇形ビーム投影のデータポイントのことも示し、用語「偶数データポ
イント」は、リオーダおよびインターリーブされて一つの平行ビーム投影の偶数
データポイントを形成する扇形ビーム投影のデータポイントのことも示す。
「奇数データポイント」と一セットの「偶数データポイント」とを含むものとし
て言及し、用語「奇数データポイント」はリオーダ投影角βで測定されたデータ
ポイントのことを称し、用語「偶数データポイント」はリオーダ角β＋で測定さ
れたデータポイントのことを称す。さらに、用語「奇数データポイント」は、リ
オーダおよびインターリーブされて一つの平行ビーム投影の奇数データポイント
を形成する扇形ビーム投影のデータポイントのことも示し、用語「偶数データポ
イント」は、リオーダおよびインターリーブされて一つの平行ビーム投影の偶数
データポイントを形成する扇形ビーム投影のデータポイントのことも示す。
【００３７】 一つのインターリーブ平行ビーム投影の中央領域において、ｉ番目のデータポ
イントＤ：ｉを生じるのに使用される放射線パスは、その他の放射線パスと比べ
て、隣接データポイントＤ：ｉ−１およびＤ：ｉ＋１を生じるのに使用される放
射線パスにより近接する。しかしながら、隣接データポイント（例えば、Ｄ：ｉ
およびＤ：ｉ−１）の測定時間の差は、一つおきのデータポイント（例えば、Ｄ
：ｉおよびＤｉ−２）の測定時間の差よりもかなり大きくなる。例えば、Ｔ：ｉ
をデータポイントＤ：ｉを測定する時間とすると、Ｔ：ｉ−Ｔ：ｉ−１はＴ：ｉ
−Ｔ：ｉ−２よりもかなり大きくなる。これは以下の理由で真である。すなわち
、単一平行ビーム投影の偶数ポイント全てが単一のリオーダ投影によって与えら
れ（一つのリオーダ投影の全てのデータポイントが一セットの扇形ビーム投影に
よって生成される）が、一つの平行ビーム投影の中央領域における隣接データポ
イントは、互いに約１８０°離れて生成された異なる二つのリオーダ投影によっ
て与えられるためである。そこで、このような隣接データポイントの測定時間は
、ディスクが約１８０°回転するのに要する時間によって分離される。
イントＤ：ｉを生じるのに使用される放射線パスは、その他の放射線パスと比べ
て、隣接データポイントＤ：ｉ−１およびＤ：ｉ＋１を生じるのに使用される放
射線パスにより近接する。しかしながら、隣接データポイント（例えば、Ｄ：ｉ
およびＤ：ｉ−１）の測定時間の差は、一つおきのデータポイント（例えば、Ｄ
：ｉおよびＤｉ−２）の測定時間の差よりもかなり大きくなる。例えば、Ｔ：ｉ
をデータポイントＤ：ｉを測定する時間とすると、Ｔ：ｉ−Ｔ：ｉ−１はＴ：ｉ
−Ｔ：ｉ−２よりもかなり大きくなる。これは以下の理由で真である。すなわち
、単一平行ビーム投影の偶数ポイント全てが単一のリオーダ投影によって与えら
れ（一つのリオーダ投影の全てのデータポイントが一セットの扇形ビーム投影に
よって生成される）が、一つの平行ビーム投影の中央領域における隣接データポ
イントは、互いに約１８０°離れて生成された異なる二つのリオーダ投影によっ
て与えられるためである。そこで、このような隣接データポイントの測定時間は
、ディスクが約１８０°回転するのに要する時間によって分離される。
【００３８】 患者の並進動作がない場合、すなわち、患者の移動のないＣＺＡスキャンにお
いて、一つの平行ビーム投影の中央領域の隣接データポイントによって測定され
た患者の各部は互いに物理的に近接したものとなる。しかしながら、ＣＳＨスキ
ャンデータから生じた一つの平行ビーム投影の中央領域では、隣接データポイン
トによって測定された患者の各部は比較的大きな距離軸方向に分離されたものと
なる。これは、ディスクが約１８０°回転するのに要する時間の間患者がＺ軸方
向にかなりの距離移動させられているためである。このため、ＣＳＨスキャン時
に生じる平行ビーム投影一つおきに偶数データポイントと奇数データポイントの
間の食い違いを生じることになる。さらに、偶数および奇数データポイントにか
かるヘリカル重み関数値においてもさらに大きな食い違いがある。これはハーフ
スキャン加重についても真である。これら食い違いは投影データの高周波雑音と
して現れ、オフセット検出器系で収集するＣＳＨデータから断層Ｘ線写真を生成
するプロセスを複雑、困難にする。
いて、一つの平行ビーム投影の中央領域の隣接データポイントによって測定され
た患者の各部は互いに物理的に近接したものとなる。しかしながら、ＣＳＨスキ
ャンデータから生じた一つの平行ビーム投影の中央領域では、隣接データポイン
トによって測定された患者の各部は比較的大きな距離軸方向に分離されたものと
なる。これは、ディスクが約１８０°回転するのに要する時間の間患者がＺ軸方
向にかなりの距離移動させられているためである。このため、ＣＳＨスキャン時
に生じる平行ビーム投影一つおきに偶数データポイントと奇数データポイントの
間の食い違いを生じることになる。さらに、偶数および奇数データポイントにか
かるヘリカル重み関数値においてもさらに大きな食い違いがある。これはハーフ
スキャン加重についても真である。これら食い違いは投影データの高周波雑音と
して現れ、オフセット検出器系で収集するＣＳＨデータから断層Ｘ線写真を生成
するプロセスを複雑、困難にする。
【００３９】 特に、この高周波雑音は、「アイソセンタ補間」を実行するプロセスを困難に
すると共に、ＣＳＨスキャンから生じる断層Ｘ線写真から条痕アーティファクト
を抑制するプロセスも困難にする。よく知られているように、アイソセンタ補間
は、一つの平行ビーム投影のデータポイント間の直線間隔を均等化するのに利用
される補間プロセスに関連する。アイソセンタ補間および／または条痕抑制を実
行する従来技術方法は、ＣＳＨスキャンデータに適用する場合あまり機能せず、
比較的大量の画像アーティファクトによって特徴づけられる断層Ｘ線写真を生成
する傾向にある。これらアーティファクトを減少させる従来技術方法の一つに、
ローパスフィルタを備え４分の１検出器オフセットによって生じる高周波情報を
抑える濾過背景映写用の合成核を選択するものがある。このような合成核は効果
的にある程度のアーティファクトを抑えるが、結果として生じる断層Ｘ線写真の
解像度を低めるという好ましくない結果も伴う。
すると共に、ＣＳＨスキャンから生じる断層Ｘ線写真から条痕アーティファクト
を抑制するプロセスも困難にする。よく知られているように、アイソセンタ補間
は、一つの平行ビーム投影のデータポイント間の直線間隔を均等化するのに利用
される補間プロセスに関連する。アイソセンタ補間および／または条痕抑制を実
行する従来技術方法は、ＣＳＨスキャンデータに適用する場合あまり機能せず、
比較的大量の画像アーティファクトによって特徴づけられる断層Ｘ線写真を生成
する傾向にある。これらアーティファクトを減少させる従来技術方法の一つに、
ローパスフィルタを備え４分の１検出器オフセットによって生じる高周波情報を
抑える濾過背景映写用の合成核を選択するものがある。このような合成核は効果
的にある程度のアーティファクトを抑えるが、結果として生じる断層Ｘ線写真の
解像度を低めるという好ましくない結果も伴う。
【００４０】 ＣＺＡ走査において、フルスキャンによる収集処理は、ガントリが２ラジアン
回転する間に投影を収集する過程を伴う。そして、扇形ビーム投影をパラレルに
リビンし、オフセット投影をインターリーブすることで、インターリーブ処理な
しで取得されるものの二倍に匹敵するサンプリング間隔を手にできる。ハーフス
キャンによる収集処理は、ＣＴ製造業界では部分または断片走査として知られて
いるが、ラジアンに対して一セットの平行投影を生成するのに要する扇形ビーム
投影の数を最小限にとどめて実行されるものである。
回転する間に投影を収集する過程を伴う。そして、扇形ビーム投影をパラレルに
リビンし、オフセット投影をインターリーブすることで、インターリーブ処理な
しで取得されるものの二倍に匹敵するサンプリング間隔を手にできる。ハーフス
キャンによる収集処理は、ＣＴ製造業界では部分または断片走査として知られて
いるが、ラジアンに対して一セットの平行投影を生成するのに要する扇形ビーム
投影の数を最小限にとどめて実行されるものである。
【００４１】 非対称アレイの対称部において、扇形ビーム投影はπラジアンプラス対称扇形
角に相当する角度に対して取得される。このため、取得された投影は、全データ
セットに対してインターリーブ処理を施すのに不十分なため、折返誤差によるア
ーティファクトのレベルはフルスキャン復元で見出されるものより高くなる。復
元に供される投影数も少なくなるので、画像の雑音レベルも増大する。ただし、
ハーフスキャン復元は走査時間と放射線量を減少させるという利点がある。また
、ハーフスキャン復元は、走査中に患者が動いたり等の原因により変質したフル
スキャンデータを復元するのにも利用できる。実際に、フルスキャン復元では役
に立たない画像を生じるデータセットから使用に適したハーフスキャン画像を回
収することが可能である。
角に相当する角度に対して取得される。このため、取得された投影は、全データ
セットに対してインターリーブ処理を施すのに不十分なため、折返誤差によるア
ーティファクトのレベルはフルスキャン復元で見出されるものより高くなる。復
元に供される投影数も少なくなるので、画像の雑音レベルも増大する。ただし、
ハーフスキャン復元は走査時間と放射線量を減少させるという利点がある。また
、ハーフスキャン復元は、走査中に患者が動いたり等の原因により変質したフル
スキャンデータを復元するのにも利用できる。実際に、フルスキャン復元では役
に立たない画像を生じるデータセットから使用に適したハーフスキャン画像を回
収することが可能である。
【００４２】 ガントリの複数回転間に取得されたビューからなる動的スキャンデータは、フ
ルスキャンかハーフスキャンいずれかの復元法を用いても復元可能である。後に
収集されるデータを復元することにより一時的な画像列を生じる。フルスキャン
復元を利用して得られたものに対して画像列の解像度を一時的に上げるような場
合、ハーフスキャン復元法を動的スキャンデータに適用するのが望ましい。
ルスキャンかハーフスキャンいずれかの復元法を用いても復元可能である。後に
収集されるデータを復元することにより一時的な画像列を生じる。フルスキャン
復元を利用して得られたものに対して画像列の解像度を一時的に上げるような場
合、ハーフスキャン復元法を動的スキャンデータに適用するのが望ましい。
【００４３】 ハーフスキャンによる収集処理を使用する場合、走査される患者が大きすぎる
、すなわち、スキャナの視野の範囲を越えるようなら、画像品質はさらに譲歩を
せまられる。この場合、スキャナの対称視野範囲外の患者の部位がアレイの非対
称部で走査される画像にアーティファクトが付加される。
、すなわち、スキャナの視野の範囲を越えるようなら、画像品質はさらに譲歩を
せまられる。この場合、スキャナの対称視野範囲外の患者の部位がアレイの非対
称部で走査される画像にアーティファクトが付加される。
【００４４】
本発明は、上記従来技術の問題を実質削減または克服することを目的とする。
また本発明は、ハーフスキャン法を利用して非対称検出器系が収集したデータか
ら一枚の断層Ｘ線写真を生成することのできる一定Ｚ軸走査のための方法および
装置を提供することを目的とする。
また本発明は、ハーフスキャン法を利用して非対称検出器系が収集したデータか
ら一枚の断層Ｘ線写真を生成することのできる一定Ｚ軸走査のための方法および
装置を提供することを目的とする。
【００４５】 さらに、本発明は、走査対称物がスキャナの視野範囲外に広がっている状況に
対し、非対称検出器系が収集したハーフスキャン取得データから一枚の断層Ｘ線
写真を生成することのできる一定Ｚ軸走査のための方法および装置を提供するこ
とを目的とする。
対し、非対称検出器系が収集したハーフスキャン取得データから一枚の断層Ｘ線
写真を生成することのできる一定Ｚ軸走査のための方法および装置を提供するこ
とを目的とする。
【００４６】 さらにまた、本発明は、検出器オフセットを利用する非対称検出器アレイで使
用される一定Ｚ軸走査のための方法および装置を提供することを目的とする。 さらにまた、本発明は、一定Ｚ軸スキャン時に収集されたデータに対してアイソ
センタ補間を実行する方法および装置を提供することを目的とする。
用される一定Ｚ軸走査のための方法および装置を提供することを目的とする。 さらにまた、本発明は、一定Ｚ軸スキャン時に収集されたデータに対してアイソ
センタ補間を実行する方法および装置を提供することを目的とする。
【００４７】 さらにまた、本発明は、一定Ｚ軸スキャン時に収集されたデータに対して条痕
アーティファクトの抑制処理を実行する方法および装置を提供することを目的と
する。
アーティファクトの抑制処理を実行する方法および装置を提供することを目的と
する。
【００４８】
これら、および他の目的は、物体に対する断層Ｘ線撮影画像データを生成する
本発明の方法および装置によって与えられる。本発明は、放射線を発して物体に
通す放射線源と、物体から放射線を受け、画像データの生成に利用される扇形ビ
ーム投影データを取得する一列の検出器とを備える。一列の検出器および放射線
源は、扇形ビーム投影データを取得するための複数の投影角度のいたるところで
物体の回転中心を軸として回転可能であるのが好ましい。一列の検出器の端部が
扇形角度の範囲を限定し、放射線源がその扇形角度の頂点定める。そして、放射
線源および物体の回転中心をつなぐラインが、扇形角度を等しくない二つの部分
扇形角度に分割する。すなわち、この一列の検出器は非対称形となる。見方を変
えれば、アレイ中の各検出器がその検出器および放射線源をつなぐラインを規定
しているともいえる。このような各ラインは、放射線源および物体の回転中心を
つなぐラインと検出器角度φを規定する。また、部分扇形角度の内小さい方をφ MIN 、大きい方をφMAX と称することができる。本発明において、画像データの
各スライスは、該スライス用扇形ビーム投影の完全セットのサブセットから作成
される。ここで、本発明の目的から、扇形ビーム投影の完全セットは、放射線源
および一列の検出器が物体の回転中心まわりを３６０°一回転する間に得られる
全ての扇形ビーム投影を含む。また、本発明において、一スライスを生じるのに
利用されるデータのサブセットは入手可能なデータの完全セットよりも保持デー
タが少ない。
本発明の方法および装置によって与えられる。本発明は、放射線を発して物体に
通す放射線源と、物体から放射線を受け、画像データの生成に利用される扇形ビ
ーム投影データを取得する一列の検出器とを備える。一列の検出器および放射線
源は、扇形ビーム投影データを取得するための複数の投影角度のいたるところで
物体の回転中心を軸として回転可能であるのが好ましい。一列の検出器の端部が
扇形角度の範囲を限定し、放射線源がその扇形角度の頂点定める。そして、放射
線源および物体の回転中心をつなぐラインが、扇形角度を等しくない二つの部分
扇形角度に分割する。すなわち、この一列の検出器は非対称形となる。見方を変
えれば、アレイ中の各検出器がその検出器および放射線源をつなぐラインを規定
しているともいえる。このような各ラインは、放射線源および物体の回転中心を
つなぐラインと検出器角度φを規定する。また、部分扇形角度の内小さい方をφ MIN 、大きい方をφMAX と称することができる。本発明において、画像データの
各スライスは、該スライス用扇形ビーム投影の完全セットのサブセットから作成
される。ここで、本発明の目的から、扇形ビーム投影の完全セットは、放射線源
および一列の検出器が物体の回転中心まわりを３６０°一回転する間に得られる
全ての扇形ビーム投影を含む。また、本発明において、一スライスを生じるのに
利用されるデータのサブセットは入手可能なデータの完全セットよりも保持デー
タが少ない。
【００４９】 一実施形態において、本発明は、フルスキャン取得法を利用する一定Ｚ軸走査
におけるハーフスキャン復元の処理方法を提供する。また、他の実施形態におい
て、本発明は、サイズオーバーの患者に対して、すなわち、患者が検出器アレイ
の視野の範囲を越え、検出器アレイの非対称部で患者のある部位を捕らえ損なう
ような場合に、ＣＺＡハーフスキャン収集を利用したハーフスキャン復元法を提
供する。いずれの方法においても、データ重み付け法を利用してデータを操作お
よび／または除外（０に設定）する。一実施形態においては、二つの異なる重み
付けスキームが投影データに適用される。アレイの非対称部の検出器が取得した
データに対して第一の重み付けスキームが適用され、アレイの対称部の検出器が
取得したデータに対して第二の重み付けスキームが適用される。一般的に、いず
れの重み付けスキームにおいても、完全セットには未使用部分が特定され、その
未使用部分を０に設定し、事実上除外するように加重値がそのデータに設定され
る。
におけるハーフスキャン復元の処理方法を提供する。また、他の実施形態におい
て、本発明は、サイズオーバーの患者に対して、すなわち、患者が検出器アレイ
の視野の範囲を越え、検出器アレイの非対称部で患者のある部位を捕らえ損なう
ような場合に、ＣＺＡハーフスキャン収集を利用したハーフスキャン復元法を提
供する。いずれの方法においても、データ重み付け法を利用してデータを操作お
よび／または除外（０に設定）する。一実施形態においては、二つの異なる重み
付けスキームが投影データに適用される。アレイの非対称部の検出器が取得した
データに対して第一の重み付けスキームが適用され、アレイの対称部の検出器が
取得したデータに対して第二の重み付けスキームが適用される。一般的に、いず
れの重み付けスキームにおいても、完全セットには未使用部分が特定され、その
未使用部分を０に設定し、事実上除外するように加重値がそのデータに設定され
る。
【００５０】 サイズをオーバーした患者に対してＣＺＡハーフスキャン収集処理を利用する
ハーフスキャン復元において、データの未使用部分は、アレイの非対称部によっ
て取得されたデータ部分として規定される。この場合、アレイデータの非対称部
分に適用される重み付けスキームは、アレイの非対称部によって取得されたデー
タを０に設定して事実上除外する。それゆえ、サイズオーバーの患者の場合、扇
形ビーム投影の未使用部分を特定する工程は、未使用検出器、すなわちアレイの
非対称部の検出器を特定する工程が含まれる。この場合、サイズオーバーの患者
データを処理する公知方法を適用することができる。例えば直線ランプ関数をデ
ータの非対称部分に用い、対称部と非対称部端部との間のシャープエッジを平滑
ランプ関数によって取り除くことができる。
ハーフスキャン復元において、データの未使用部分は、アレイの非対称部によっ
て取得されたデータ部分として規定される。この場合、アレイデータの非対称部
分に適用される重み付けスキームは、アレイの非対称部によって取得されたデー
タを０に設定して事実上除外する。それゆえ、サイズオーバーの患者の場合、扇
形ビーム投影の未使用部分を特定する工程は、未使用検出器、すなわちアレイの
非対称部の検出器を特定する工程が含まれる。この場合、サイズオーバーの患者
データを処理する公知方法を適用することができる。例えば直線ランプ関数をデ
ータの非対称部分に用い、対称部と非対称部端部との間のシャープエッジを平滑
ランプ関数によって取り除くことができる。
【００５１】 フルスキャンで取得したＣＺＡデータにハーフスキャン復元を適用する場合、
ハーフスキャン復元がアレイの対称部によって取得された投影データに利用され
、フルスキャン復元がアレイの非対称部によって取得されたデータに利用される
ように重み付けスキームが適用される。この場合、データの未使用部を特定する
工程は、データの対称部において、データの重み付けがなされ０に設定され間隔
である、一全回転よりも少ない投影角度の一セットを特定する工程を含む。事実
上、未使用データの特定は、データの対称部に対する未使用投影角度の特定を伴
う。一実施形態において、未使用投影角度は、ラジアン（一全回転の半分）の角
度プラス対称部分扇形角度φMIN に及ぶ範囲の外に存在すると考えられる。
ハーフスキャン復元がアレイの対称部によって取得された投影データに利用され
、フルスキャン復元がアレイの非対称部によって取得されたデータに利用される
ように重み付けスキームが適用される。この場合、データの未使用部を特定する
工程は、データの対称部において、データの重み付けがなされ０に設定され間隔
である、一全回転よりも少ない投影角度の一セットを特定する工程を含む。事実
上、未使用データの特定は、データの対称部に対する未使用投影角度の特定を伴
う。一実施形態において、未使用投影角度は、ラジアン（一全回転の半分）の角
度プラス対称部分扇形角度φMIN に及ぶ範囲の外に存在すると考えられる。
【００５２】 また、一実施形態において、第一および第二の重み付けスキームを混合するの
にフェザーリング法が用いられる。これは平滑画像データを提供するためになさ
れる。線形ブレンディングおよび／または二次ブレンディング関数を用いること
ができ、１０個の検出器によって境界が示された角度に対してそのブレンディン
グスキームが実行可能となる。第一および第二の重み付けスキーム両方に対する
重量は、データのハーフスキャン復元およびデータのフルスキャン復元に対応す
る。
にフェザーリング法が用いられる。これは平滑画像データを提供するためになさ
れる。線形ブレンディングおよび／または二次ブレンディング関数を用いること
ができ、１０個の検出器によって境界が示された角度に対してそのブレンディン
グスキームが実行可能となる。第一および第二の重み付けスキーム両方に対する
重量は、データのハーフスキャン復元およびデータのフルスキャン復元に対応す
る。
【００５３】 また、本発明のハーフスキャン復元法は、非対称アレイによって取得された動
的スキャンデータにも適用できる。すなわち、フルスキャンデータが動的スキャ
ンデータから抽出されるので、本発明の方法が適用可能となる。この方法によれ
ば、患者の人体がアレイの非対称部にまで広がっていても画像に重大な劣化を引
き起こすことがないという利点がある。
的スキャンデータにも適用できる。すなわち、フルスキャンデータが動的スキャ
ンデータから抽出されるので、本発明の方法が適用可能となる。この方法によれ
ば、患者の人体がアレイの非対称部にまで広がっていても画像に重大な劣化を引
き起こすことがないという利点がある。
【００５４】 なお、当業者にとっては、以下の詳細説明から本発明のその他目的および効果
が明らかになるものと考える。詳細説明では各種実施形態を示し説明するが、そ
れらは本発明の最適形態を例示したものであり、当業者にとっては、本発明の範
囲を逸脱することなく、他の異なる実施形態が可能であり、その個別詳細も様々
な点で変更可能なことがわかる。従って、図面および説明は、特許請求の範囲に
示される本願の範囲に関して、限定的な意味ではなく、現実に説明するためのも
のと見なされるべきものである。
が明らかになるものと考える。詳細説明では各種実施形態を示し説明するが、そ
れらは本発明の最適形態を例示したものであり、当業者にとっては、本発明の範
囲を逸脱することなく、他の異なる実施形態が可能であり、その個別詳細も様々
な点で変更可能なことがわかる。従って、図面および説明は、特許請求の範囲に
示される本願の範囲に関して、限定的な意味ではなく、現実に説明するためのも
のと見なされるべきものである。
【００５５】
本発明は、ＣＳＨスキャン時に収集されるデータから断層Ｘ線写真を生成する
ための改良方法および装置を提供する。本発明によって提供される一改良方法は
、ここでは「ヘリカル非対称」またはＨＡ走査と称される。ＨＡ走査では、非対
称検出器アレイ（例えば、図６に示すもの等）が投影データ収集に使用されてい
ることを想定する。ＨＡ走査において、ＣＳＨデータＰf（β，γ）は、（０， ４π）の範囲のβおよび（−γm＋α，γm）の範囲のγに対して取得される。Ｈ
Ａ走査はヘリカル・フルスキャン法（ＨＩまたはその他のヘリカル・フルスキャ
ン法等）を利用し、検出器アレイの非対称部によって収集されたＣＳＨスキャン
データを処理すると共に、ヘリカル・ハーフスキャン法（ＨＨスキャン、ＨＥス
キャン、またはその他のヘリカル・ハーフスキャン法）を利用し、検出器アレイ
の対称部によって収集されたＣＳＨスキャンデータを処理する。より具体的には
、ＨＡ走査はヘリカル・フルスキャン法を利用し、（γm−α，γm）の範囲（す
なわち非対称部）のγおよび（０，４π）の範囲のβに対して扇形ビーム投影の
データポイントＰf（β，γ）を処理し、（０，２π）の範囲のβおよび（γm−
α，γm）の範囲のγに対するＣＺＡスキャンデータに近似するようにする。ま た、ＨＡ走査はヘリカル・フルスキャン法を利用し、（−γm＋α，γm−α）の
範囲（すなわち対称部）のγおよび（２π−ψ／２，２π＋ψ／２）の範囲のβ
に対して扇形ビーム投影のデータポイントＰf（β，γ）を処理し、（２π−ψ ／２，２π）の範囲のβおよび（−γm＋α，γm−α）の範囲のγに対するＣＺ
Ａスキャンデータに近似するようにする（ここで、ψはハーフスキャン・ヘリカ
ル法に要する扇形ビーム投影の範囲であり、例えば、ＨＨスキャンの場合ψは２
π＋４γm と等しくＨＥスキャンの場合は２πと等しい）。次いで、ＨＡ走査は
二セットの近似ＣＺＡスキャンデータ（すなわち、検出器系の非対称部によって
収集されたデータから生じた一セット、および検出器系の対称部によって収集さ
れたデータから生じたもう一セット）を利用し、ＣＳＨ投影角２πに対応するス
ライス平面に単一の断層Ｘ線写真を生成する。
ための改良方法および装置を提供する。本発明によって提供される一改良方法は
、ここでは「ヘリカル非対称」またはＨＡ走査と称される。ＨＡ走査では、非対
称検出器アレイ（例えば、図６に示すもの等）が投影データ収集に使用されてい
ることを想定する。ＨＡ走査において、ＣＳＨデータＰf（β，γ）は、（０， ４π）の範囲のβおよび（−γm＋α，γm）の範囲のγに対して取得される。Ｈ
Ａ走査はヘリカル・フルスキャン法（ＨＩまたはその他のヘリカル・フルスキャ
ン法等）を利用し、検出器アレイの非対称部によって収集されたＣＳＨスキャン
データを処理すると共に、ヘリカル・ハーフスキャン法（ＨＨスキャン、ＨＥス
キャン、またはその他のヘリカル・ハーフスキャン法）を利用し、検出器アレイ
の対称部によって収集されたＣＳＨスキャンデータを処理する。より具体的には
、ＨＡ走査はヘリカル・フルスキャン法を利用し、（γm−α，γm）の範囲（す
なわち非対称部）のγおよび（０，４π）の範囲のβに対して扇形ビーム投影の
データポイントＰf（β，γ）を処理し、（０，２π）の範囲のβおよび（γm−
α，γm）の範囲のγに対するＣＺＡスキャンデータに近似するようにする。ま た、ＨＡ走査はヘリカル・フルスキャン法を利用し、（−γm＋α，γm−α）の
範囲（すなわち対称部）のγおよび（２π−ψ／２，２π＋ψ／２）の範囲のβ
に対して扇形ビーム投影のデータポイントＰf（β，γ）を処理し、（２π−ψ ／２，２π）の範囲のβおよび（−γm＋α，γm−α）の範囲のγに対するＣＺ
Ａスキャンデータに近似するようにする（ここで、ψはハーフスキャン・ヘリカ
ル法に要する扇形ビーム投影の範囲であり、例えば、ＨＨスキャンの場合ψは２
π＋４γm と等しくＨＥスキャンの場合は２πと等しい）。次いで、ＨＡ走査は
二セットの近似ＣＺＡスキャンデータ（すなわち、検出器系の非対称部によって
収集されたデータから生じた一セット、および検出器系の対称部によって収集さ
れたデータから生じたもう一セット）を利用し、ＣＳＨ投影角２πに対応するス
ライス平面に単一の断層Ｘ線写真を生成する。
【００５６】 当業者には明らかなように、一枚の断層Ｘ線写真は、ヘリカル・ハーフスキャ
ン法を利用して検出器系の対称部によって収集されたデータから生成することが
できる。同様に、もう一つの断層Ｘ線写真も、ヘリカル・フルスキャン法を利用
して検出器系の非対称部によって収集されたデータから生成することができる。
各断層Ｘ線写真が検出器系の限定された部分によって収集されたデータだけを使
って生成されるため、これら断層Ｘ線写真の信号対雑音比は事実上制限される。
ＨＡ走査はこれら二つの部分のデータ（すなわち、検出器系の対称および非対称
部によって生じた部分）を有益に利用し、信号対雑音比を改善した単一断層Ｘ線
写真を生成する。ヘリカル・ハーフスキャン法は検出器系の対称部によって収集
されたデータに適用されるので、このデータから生じた断層Ｘ線写真部分は、ヘ
リカル・ハーフスキャン法によって決められた関連スライス平面幅を有している
。同様に、ヘリカル・フルスキャン法が検出器系の非対称部によって収集された
データに適用されるので、このデータから生じた断層写真部分は、ヘリカル・フ
ルスキャン法によって決められた関連スライス平面幅を有している。そこで、Ｈ
Ａ走査は、（１）断層Ｘ線写真の少なくとも一部のスライス平面幅を効果的に最
小限度にとどめ、（２）非対称検出器系によって収集された全てのデータを使用
して効果的に一枚の断層Ｘ線写真を復元でき、（３）復元断層Ｘ線写真の信号対
雑音比を改善する。
ン法を利用して検出器系の対称部によって収集されたデータから生成することが
できる。同様に、もう一つの断層Ｘ線写真も、ヘリカル・フルスキャン法を利用
して検出器系の非対称部によって収集されたデータから生成することができる。
各断層Ｘ線写真が検出器系の限定された部分によって収集されたデータだけを使
って生成されるため、これら断層Ｘ線写真の信号対雑音比は事実上制限される。
ＨＡ走査はこれら二つの部分のデータ（すなわち、検出器系の対称および非対称
部によって生じた部分）を有益に利用し、信号対雑音比を改善した単一断層Ｘ線
写真を生成する。ヘリカル・ハーフスキャン法は検出器系の対称部によって収集
されたデータに適用されるので、このデータから生じた断層Ｘ線写真部分は、ヘ
リカル・ハーフスキャン法によって決められた関連スライス平面幅を有している
。同様に、ヘリカル・フルスキャン法が検出器系の非対称部によって収集された
データに適用されるので、このデータから生じた断層写真部分は、ヘリカル・フ
ルスキャン法によって決められた関連スライス平面幅を有している。そこで、Ｈ
Ａ走査は、（１）断層Ｘ線写真の少なくとも一部のスライス平面幅を効果的に最
小限度にとどめ、（２）非対称検出器系によって収集された全てのデータを使用
して効果的に一枚の断層Ｘ線写真を復元でき、（３）復元断層Ｘ線写真の信号対
雑音比を改善する。
【００５７】 図１１はＨＡスキャンによって使用されるデータのラドン空間を示す。図１１
に示すデータが図６に示すタイプの非対称検出器系で収集される場合、領域２，
４および５は検出器系の対称部１４ａによって収集されたデータを表す。領域３
は検出器系の非対称部１４ｂによって収集されたデータを表す。最後に、領域１
は、検出器系に欠落部１４ｃが存在するとしたらそこから収集されると考えられ
るデータを表す。ＨＡスキャンにおいて、ヘリカル・ハーフスキャン法（例えば
ＨＨスキャンやＨＥスキャン）は検出器系の対称部によって収集されたデータ（
すなわち領域２，４および５）に適用され、ヘリカル・フルスキャン法（例えば
ＨＩスキャン）は検出器系の非対称部によって収集されたデータ（すなわち領域
３）に適用される。ヘリカル・ハーフスキャン法は、βが（２π−ψ／２，２π
＋ψ／２）の範囲のＣＳＨ扇形ビーム投影だけを必要とするので、領域２のデー
タは一枚の断層Ｘ線写真を生成するのに十分であり、領域４および５のデータを
除外してもよい。領域４および５のデータを除外することにより、検出器アレイ
の対称部によって作成される断層Ｘ線写真の一部のスライス平面幅が効果的に削
減される。
に示すデータが図６に示すタイプの非対称検出器系で収集される場合、領域２，
４および５は検出器系の対称部１４ａによって収集されたデータを表す。領域３
は検出器系の非対称部１４ｂによって収集されたデータを表す。最後に、領域１
は、検出器系に欠落部１４ｃが存在するとしたらそこから収集されると考えられ
るデータを表す。ＨＡスキャンにおいて、ヘリカル・ハーフスキャン法（例えば
ＨＨスキャンやＨＥスキャン）は検出器系の対称部によって収集されたデータ（
すなわち領域２，４および５）に適用され、ヘリカル・フルスキャン法（例えば
ＨＩスキャン）は検出器系の非対称部によって収集されたデータ（すなわち領域
３）に適用される。ヘリカル・ハーフスキャン法は、βが（２π−ψ／２，２π
＋ψ／２）の範囲のＣＳＨ扇形ビーム投影だけを必要とするので、領域２のデー
タは一枚の断層Ｘ線写真を生成するのに十分であり、領域４および５のデータを
除外してもよい。領域４および５のデータを除外することにより、検出器アレイ
の対称部によって作成される断層Ｘ線写真の一部のスライス平面幅が効果的に削
減される。
【００５８】 ＨＡスキャンを実現する一方法として、濾過背景映写を実行する前に、（図１
１に示すような）ラドン空間のデータに一セットの重量を乗算するものがある。
領域１は実際には非対称検出器系によって収集されないデータを表すので、領域
１に対する加重値は０である。領域４および５のデータは、断層Ｘ線写真の少な
くとも一部のスライス平面幅を削減するために除外されるのが望ましいので、こ
れら領域の加重値も０である。領域２のデータの加重値はヘリカル・ハーフスキ
ャン法によって決められ、領域３のデータの加重値はヘリカル・フルスキャン法
によって決められる。ヘリカル・フルスキャン法として走査法ＨＩを用いるなら
、領域３の加重値は上記式（４）で定められる。また、ヘリカル・ハーフスキャ
ン法としてＨＨまたはＨＥ走査法を用いるなら、領域２の加重値はそれぞれ上記
式（５）または（６）である程度求められる。式（５）および（６）は、ＨＨお
よびＨＥ走査法に対し、それぞれ範囲（０，）のβに対する加重値ＷHH（β，γ
）およびＷHE（β，γ）を記述しているが、領域２においては、βが（２π−ψ
／２，２π＋ψ／２）の間隔に広がっている。それゆえ、これら加重値は、領域
２のデータで利用されるＨＨおよびＨＥ加重値がそれぞれＷHH（β−ψ／２，γ
）およびＷHE（β−ψ／２，γ）によって与えられるようにβをオフセットする
ことによって領域３での利用に適化され得る。
１に示すような）ラドン空間のデータに一セットの重量を乗算するものがある。
領域１は実際には非対称検出器系によって収集されないデータを表すので、領域
１に対する加重値は０である。領域４および５のデータは、断層Ｘ線写真の少な
くとも一部のスライス平面幅を削減するために除外されるのが望ましいので、こ
れら領域の加重値も０である。領域２のデータの加重値はヘリカル・ハーフスキ
ャン法によって決められ、領域３のデータの加重値はヘリカル・フルスキャン法
によって決められる。ヘリカル・フルスキャン法として走査法ＨＩを用いるなら
、領域３の加重値は上記式（４）で定められる。また、ヘリカル・ハーフスキャ
ン法としてＨＨまたはＨＥ走査法を用いるなら、領域２の加重値はそれぞれ上記
式（５）または（６）である程度求められる。式（５）および（６）は、ＨＨお
よびＨＥ走査法に対し、それぞれ範囲（０，）のβに対する加重値ＷHH（β，γ
）およびＷHE（β，γ）を記述しているが、領域２においては、βが（２π−ψ
／２，２π＋ψ／２）の間隔に広がっている。それゆえ、これら加重値は、領域
２のデータで利用されるＨＨおよびＨＥ加重値がそれぞれＷHH（β−ψ／２，γ
）およびＷHE（β−ψ／２，γ）によって与えられるようにβをオフセットする
ことによって領域３での利用に適化され得る。
【００５９】 ＨＡスキャンでの潜在的な問題の一つは、図１１に示すように、ラドン空間に
加えられる重量が垂直線γ＝γm＋αおよびγ＝γm−αに沿って不連続なことで
ある。これら加重の断続性は、断層Ｘ線写真において、中心からそれた物体に由
来する筋または条痕をまねく可能性がある。条痕は、これら二つの断続ラインに
沿って、ハーフスキャン加重（すなわち、領域２のデータにかかる重量）とフル
スキャン加重（すなわち、領域３のデータにかかる重量）、あるいはゼロ加重（
すなわち、領域１に関する重量）に対してフェザリングまたはブレンディング処
理を施すことによって取り除くことができる。好ましくは、−γm＋α＜γ＜− γm＋α＋およびγm−α−＜γ＜γm−αの領域でフェザリングを行うとよい。 ここで、はフェザリング領域の角度範囲を表す。フェザリング領域の境界は、γ
＝−γm＋α，γ＝−γm＋α＋，γ＝γm−α−およびγ＝γm−αに位置する図
１１の垂直線のように示される。このフェザリングは、上述したように、上記式
（８）に関連して行われてもよい。好適な一実施形態において、フェザリング領
域は約２０個の検出器の領域にまたがるようなとして選択する。
加えられる重量が垂直線γ＝γm＋αおよびγ＝γm−αに沿って不連続なことで
ある。これら加重の断続性は、断層Ｘ線写真において、中心からそれた物体に由
来する筋または条痕をまねく可能性がある。条痕は、これら二つの断続ラインに
沿って、ハーフスキャン加重（すなわち、領域２のデータにかかる重量）とフル
スキャン加重（すなわち、領域３のデータにかかる重量）、あるいはゼロ加重（
すなわち、領域１に関する重量）に対してフェザリングまたはブレンディング処
理を施すことによって取り除くことができる。好ましくは、−γm＋α＜γ＜− γm＋α＋およびγm−α−＜γ＜γm−αの領域でフェザリングを行うとよい。 ここで、はフェザリング領域の角度範囲を表す。フェザリング領域の境界は、γ
＝−γm＋α，γ＝−γm＋α＋，γ＝γm−α−およびγ＝γm−αに位置する図
１１の垂直線のように示される。このフェザリングは、上述したように、上記式
（８）に関連して行われてもよい。好適な一実施形態において、フェザリング領
域は約２０個の検出器の領域にまたがるようなとして選択する。
【００６０】 上述したように、ディスク（およびＸ線ソースおよび検出器系）は、例えば、
一回のＣＳＨスキャンの間に患者のまわりを２０回の全回転（すなわち４０）で
回転する。そして、このスキャン時に収集されるデータを用い、対応する複数の
スライス平面で複数の断層Ｘ線写真を生成する。これまでに説明したように、Ｈ
Ａ走査は、ｘを任意の開始角度とする範囲（ｘ，ｘ＋４π）のβに対する扇形ビ
ーム投影データが、ｘ＋２πの投影角に対応する一スライス平面で一断層Ｘ線写
真を生成するのに必要となる。（間隔（０，１０π）の投影角に対するヘリカル
スキャンの各投影角に対応するＺ軸位置を示す）図３Ｂを参照して説明すれば、
これまでに説明したように、ＨＡ走査を利用すると、範囲（２π，８π）の投影
角に対応する任意のスライス平面（すなわちＺ軸位置）で一枚の断層Ｘ線写真を
生成することができる。しかしながら、今までにも説明したように、ＨＡ走査は
、範囲（０，２π）（すなわち、スキャンの最初の部分）および範囲（８π，１
０π）(すなわち、スキャンの最終部分)の投影角に対応するスライス平面で断層
Ｘ線写真を生成するのには使用できない。
一回のＣＳＨスキャンの間に患者のまわりを２０回の全回転（すなわち４０）で
回転する。そして、このスキャン時に収集されるデータを用い、対応する複数の
スライス平面で複数の断層Ｘ線写真を生成する。これまでに説明したように、Ｈ
Ａ走査は、ｘを任意の開始角度とする範囲（ｘ，ｘ＋４π）のβに対する扇形ビ
ーム投影データが、ｘ＋２πの投影角に対応する一スライス平面で一断層Ｘ線写
真を生成するのに必要となる。（間隔（０，１０π）の投影角に対するヘリカル
スキャンの各投影角に対応するＺ軸位置を示す）図３Ｂを参照して説明すれば、
これまでに説明したように、ＨＡ走査を利用すると、範囲（２π，８π）の投影
角に対応する任意のスライス平面（すなわちＺ軸位置）で一枚の断層Ｘ線写真を
生成することができる。しかしながら、今までにも説明したように、ＨＡ走査は
、範囲（０，２π）（すなわち、スキャンの最初の部分）および範囲（８π，１
０π）(すなわち、スキャンの最終部分)の投影角に対応するスライス平面で断層
Ｘ線写真を生成するのには使用できない。
【００６１】 にもかかわらず、図３Ｂを参照して説明すれば、範囲（π，２π）（すなわち
、スキャンの最初の部分）および範囲（８π，９π）(すなわち、スキャンの最 終部分)の投影角に対応するスライス平面で断層Ｘ線写真を生成するようＨＡス キャンを変更することができる。図１２はラドン空間の変更版を示し、これを利
用すると、範囲（π，２π）の投影角に対応するスライス平面で断層Ｘ線写真を
生成することが可能となる。図１１と比べて、図１２では、領域２が移動量だけ
下方に移動されているので、領域５の範囲を縮めて領域４の範囲を広げることが
できる。しかしながら、領域２は依然投影角範囲にまたがっているので、ヘリカ
ル・ハーフスキャン法を用い、２π−φの投影角に対応する一スライス平面で領
域２のデータから一枚の断層Ｘ線写真を復元するのがよい。同様に、その断層Ｘ
線写真に貢献すべく領域３の４πの投影データも利用できる。ここで、領域２お
よび３にかかる重量もφの量だけオフセット（心ずれ）している。そこで、ＨＨ
またはＨＥ走査法をヘリカル・ハーフスキャン法に利用するなら、領域２の加重
値は、それぞれＷHH（β−π−２γm＋φ，γ）またはＷHE（β−π＋φ，γ） で定められる。同様に、ＨＩ走査法をヘリカル・フルスキャン法に利用するなら
、領域３の加重値は下記式（１０）で定められる。
、スキャンの最初の部分）および範囲（８π，９π）(すなわち、スキャンの最 終部分)の投影角に対応するスライス平面で断層Ｘ線写真を生成するようＨＡス キャンを変更することができる。図１２はラドン空間の変更版を示し、これを利
用すると、範囲（π，２π）の投影角に対応するスライス平面で断層Ｘ線写真を
生成することが可能となる。図１１と比べて、図１２では、領域２が移動量だけ
下方に移動されているので、領域５の範囲を縮めて領域４の範囲を広げることが
できる。しかしながら、領域２は依然投影角範囲にまたがっているので、ヘリカ
ル・ハーフスキャン法を用い、２π−φの投影角に対応する一スライス平面で領
域２のデータから一枚の断層Ｘ線写真を復元するのがよい。同様に、その断層Ｘ
線写真に貢献すべく領域３の４πの投影データも利用できる。ここで、領域２お
よび３にかかる重量もφの量だけオフセット（心ずれ）している。そこで、ＨＨ
またはＨＥ走査法をヘリカル・ハーフスキャン法に利用するなら、領域２の加重
値は、それぞれＷHH（β−π−２γm＋φ，γ）またはＷHE（β−π＋φ，γ） で定められる。同様に、ＨＩ走査法をヘリカル・フルスキャン法に利用するなら
、領域３の加重値は下記式（１０）で定められる。
【数１０】 πと等しいφを選択することにより、投影角に対応する一スライス平面で一枚の
断層Ｘ線写真の復元が可能となる。そこで、この手順をスキャンの最初の部分で
使用し、間隔（π，２π）の投影角に対応するスライス平面で断層Ｘ線写真を生
成してもよい。当業者にとっては、同様の手順（ラドン空間の領域２を低めるの
ではなく持ち上げる過程を含む）を使用してスキャンの最終部分で断層Ｘ線写真
を生成してもよいことがわかる。
断層Ｘ線写真の復元が可能となる。そこで、この手順をスキャンの最初の部分で
使用し、間隔（π，２π）の投影角に対応するスライス平面で断層Ｘ線写真を生
成してもよい。当業者にとっては、同様の手順（ラドン空間の領域２を低めるの
ではなく持ち上げる過程を含む）を使用してスキャンの最終部分で断層Ｘ線写真
を生成してもよいことがわかる。
【００６２】 今までのところ、扇形ビーム投影データから断層Ｘ線写真を生成する濾過背景
映写アルゴリズムに関連して本発明を説明してきた。そして、扇形ビームＣＴシ
ステムに関連してＨＡスキャンを論じてきたが、当業者にとっては、ＨＡ走査は
平行ビームＣＴシステムでも使用できることがわかる。ＨＡスキャンの動作は、
平行ビーム復元アルゴリズムの観点から直感的に理解されるかもしれない。すな
わち、図１１の領域２のデータをリビンおよびインターリーブし、範囲（０，π
）のβに対してＣＺＡ平行ビーム投影Ｐp（β，γ）を生成すると共に、図１１ の領域３のデータをリビンおよびインターリーブし、範囲（０，２π）のβに対
してＣＺＡ平行ビーム投影Ｐp（β，γ）を生成することができる。最初に、二 セットの加重値の一つから二の係数が欠落しているように思うかもしれなが、扇
形ビームデータは領域１に対して収集されず、二倍のセットのデータが領域３で
利用されて領域１の欠落データを補う。図１３Ａおよび１３Ｂはこの関係を説明
するものである。
映写アルゴリズムに関連して本発明を説明してきた。そして、扇形ビームＣＴシ
ステムに関連してＨＡスキャンを論じてきたが、当業者にとっては、ＨＡ走査は
平行ビームＣＴシステムでも使用できることがわかる。ＨＡスキャンの動作は、
平行ビーム復元アルゴリズムの観点から直感的に理解されるかもしれない。すな
わち、図１１の領域２のデータをリビンおよびインターリーブし、範囲（０，π
）のβに対してＣＺＡ平行ビーム投影Ｐp（β，γ）を生成すると共に、図１１ の領域３のデータをリビンおよびインターリーブし、範囲（０，２π）のβに対
してＣＺＡ平行ビーム投影Ｐp（β，γ）を生成することができる。最初に、二 セットの加重値の一つから二の係数が欠落しているように思うかもしれなが、扇
形ビームデータは領域１に対して収集されず、二倍のセットのデータが領域３で
利用されて領域１の欠落データを補う。図１３Ａおよび１３Ｂはこの関係を説明
するものである。
【００６３】 図１３Ａは、検出器系１４の非対称部ｂによって測定される平行ビーム投影部
分の放射線パスＲ１を示す。この放射線パスＲ１に加え、図１３Ｂは、検出器系
１４の欠落部１４ｃが存在したならばその部分によって測定されると考えられる
平行ビーム投影部分の放射線パスＲ２を示す。当業者にとっては、患者を並進さ
せていない場合、範囲（０，２π）の平行ビーム投影角に対して非対称部１４ｂ
が収集するデータは、範囲（０，π）の平行ビーム投影角に対して検出器部分１
４ｂおよび１４ｃが収集するデータと等価になる。そこで、非対称部１４ｂに対
して収集されたπだけ余分の投影データが、欠落部分１４ｃによって収集されな
いデータを補う。
分の放射線パスＲ１を示す。この放射線パスＲ１に加え、図１３Ｂは、検出器系
１４の欠落部１４ｃが存在したならばその部分によって測定されると考えられる
平行ビーム投影部分の放射線パスＲ２を示す。当業者にとっては、患者を並進さ
せていない場合、範囲（０，２π）の平行ビーム投影角に対して非対称部１４ｂ
が収集するデータは、範囲（０，π）の平行ビーム投影角に対して検出器部分１
４ｂおよび１４ｃが収集するデータと等価になる。そこで、非対称部１４ｂに対
して収集されたπだけ余分の投影データが、欠落部分１４ｃによって収集されな
いデータを補う。
【００６４】 ＨＡ走査を平行ビーム濾過背景映写アルゴリズムに関連して利用する場合、リ
ビンおよび／またはインターリーブ処理の前後に、（図１１に示すような）ラド
ン空間重量をかけてを重み付けしてもよい。リビン処理の前に重量をかける場合
、加えられる重量は、βが２π＋ψ／２と等しくなる水平線付近の領域２および
４の間と、βが２π−ψ／２と等しくなる水平線付近の領域２および５の間でフ
ェザリングされるのが望ましい。このフェザリング処理は、ＣＺＡ走査で利用さ
れる公知のオーバースキャン手順に類似する。ここで、オーバースキャンがＣＺ
Ａスキャン時に生じる患者の並進動作を補償し、開始投影角の投影データが終了
角の投影データと異なるようにする（例えば、終了角が開始角プラス２πに等し
くなる場合等）。オーバースキャンは、例えば、Ｄ．Ｌ．パーカー（Parker），
Ｖ．スミス（Smith）およびＪ．Ｈ．スタンリー（Stanley）共著の「コンピュー
タ断層撮影オーバースキャニングにおける放射線線量の最小化（Dose Minimizat
ion in Computed Tomography Overscanning）」Medical Physics、８巻、７０６
から７１１頁（１９８１）に詳細に記載されている。
ビンおよび／またはインターリーブ処理の前後に、（図１１に示すような）ラド
ン空間重量をかけてを重み付けしてもよい。リビン処理の前に重量をかける場合
、加えられる重量は、βが２π＋ψ／２と等しくなる水平線付近の領域２および
４の間と、βが２π−ψ／２と等しくなる水平線付近の領域２および５の間でフ
ェザリングされるのが望ましい。このフェザリング処理は、ＣＺＡ走査で利用さ
れる公知のオーバースキャン手順に類似する。ここで、オーバースキャンがＣＺ
Ａスキャン時に生じる患者の並進動作を補償し、開始投影角の投影データが終了
角の投影データと異なるようにする（例えば、終了角が開始角プラス２πに等し
くなる場合等）。オーバースキャンは、例えば、Ｄ．Ｌ．パーカー（Parker），
Ｖ．スミス（Smith）およびＪ．Ｈ．スタンリー（Stanley）共著の「コンピュー
タ断層撮影オーバースキャニングにおける放射線線量の最小化（Dose Minimizat
ion in Computed Tomography Overscanning）」Medical Physics、８巻、７０６
から７１１頁（１９８１）に詳細に記載されている。
【００６５】 図１４は、本発明に従って構成され、ＣＳＨスキャンデータから断層Ｘ線写真
を生成する好適なＣＴスキャナ２００の一部のブロック図を示す。スキャナ２０
０は非対称検出器系１４、ヘリカル加重系２１０、平行ビーム変換器２１２、従
来の等角補間回路２１４、従来のアイソセンタ補間回路２１６および背景プロジ
ェクタ２２０を備えている。非対称検出器系１４は扇形ビーム投影データを収集
し、それをヘリカル加重系２１０に与える。後者は、ＨＡスキャン用にフェザリ
ングされた重量を、図１１および１２に関連して論じたように、扇形ビーム投影
データに付加する。そして、重み付けされた投影データが平行ビーム変換器２１
２に与えられ、該扇形ビーム投影データがリオーダおよびインターリーブされて
平行ビーム投影データを生じる。等角補間回路２１４はその平行ビーム投影を受
け、未定義のデータポイントを平行ビーム投影の外部領域に満たすことにより、
そこから等角投影を生成する。アイソセンタ補間回路２１６は等角投影を受けそ
こからアイソセンタ投影を生成する。次いで、背景プロジェクタ２２０がアイソ
センタ投影を受けこのデータから平行ビーム復元アルゴリズムを利用して一枚の
断層Ｘ線写真を生成する。スキャナ２００の他の実験形態においては、平行ビー
ム変換器２１２、等角補間回路２１４およびアイソセンタ補間回路２１６が取り
除かれ、背景プロジェクタ２１４が扇形ビーム復元アルゴリズムを利用して断層
Ｘ線写真を生成する。
を生成する好適なＣＴスキャナ２００の一部のブロック図を示す。スキャナ２０
０は非対称検出器系１４、ヘリカル加重系２１０、平行ビーム変換器２１２、従
来の等角補間回路２１４、従来のアイソセンタ補間回路２１６および背景プロジ
ェクタ２２０を備えている。非対称検出器系１４は扇形ビーム投影データを収集
し、それをヘリカル加重系２１０に与える。後者は、ＨＡスキャン用にフェザリ
ングされた重量を、図１１および１２に関連して論じたように、扇形ビーム投影
データに付加する。そして、重み付けされた投影データが平行ビーム変換器２１
２に与えられ、該扇形ビーム投影データがリオーダおよびインターリーブされて
平行ビーム投影データを生じる。等角補間回路２１４はその平行ビーム投影を受
け、未定義のデータポイントを平行ビーム投影の外部領域に満たすことにより、
そこから等角投影を生成する。アイソセンタ補間回路２１６は等角投影を受けそ
こからアイソセンタ投影を生成する。次いで、背景プロジェクタ２２０がアイソ
センタ投影を受けこのデータから平行ビーム復元アルゴリズムを利用して一枚の
断層Ｘ線写真を生成する。スキャナ２００の他の実験形態においては、平行ビー
ム変換器２１２、等角補間回路２１４およびアイソセンタ補間回路２１６が取り
除かれ、背景プロジェクタ２１４が扇形ビーム復元アルゴリズムを利用して断層
Ｘ線写真を生成する。
【００６６】 スキャナ２００は非対称検出器系を備えるので、変換器２１２によって生成さ
れる各平行ビーム投影は中央領域と二つの外部領域を含む。さらに、前述したよ
うに、外部領域のデータポイントが一つおきに未定義である。等角補間回路２１
４は、平行ビーム投影の各未定義データポイントを補間されたポイントと取り替
えることにより、平行ビーム投影から等角投影を生成する。よく知られているよ
うに、補間回路２１４は、近傍データポイントの重み付け平均に従ってこれら補
間データポイントを生成することができる。例えば、補間回路２１４は、定義さ
れた隣接データポイントＤ：ｉ−１およびＤ：ｉ＋１の重み付け平均に従って未
定義データポイントＤ：１の値を生成する。未定義データポイントを補間データ
ポイントで置き換えることにより、等角投影の全ての隣接データポイント間の角
度間隔が等しくなることを補間回路２１４が保証する。
れる各平行ビーム投影は中央領域と二つの外部領域を含む。さらに、前述したよ
うに、外部領域のデータポイントが一つおきに未定義である。等角補間回路２１
４は、平行ビーム投影の各未定義データポイントを補間されたポイントと取り替
えることにより、平行ビーム投影から等角投影を生成する。よく知られているよ
うに、補間回路２１４は、近傍データポイントの重み付け平均に従ってこれら補
間データポイントを生成することができる。例えば、補間回路２１４は、定義さ
れた隣接データポイントＤ：ｉ−１およびＤ：ｉ＋１の重み付け平均に従って未
定義データポイントＤ：１の値を生成する。未定義データポイントを補間データ
ポイントで置き換えることにより、等角投影の全ての隣接データポイント間の角
度間隔が等しくなることを補間回路２１４が保証する。
【００６７】 アイソセンタ補間回路２１６は、アイソセンタ投影の全ての隣接データポイン
ト間の直線距離が等しくなるように、等角投影からアイソセンタ投影を生成する
。図１５は、ｉが全部で１から１７の場合のデータポイントＤ：ｉを含む等角投
影２５０を示す。ここで、投影２５０は等角投影なので、全てのデータポイント
Ｄ：ｉが定義される。ほとんどの等角投影は何百ものデータポイントを含んでい
るが、説明上、ここでは１７個のデータポイントの投影２５０について論じるこ
とにする。図１５は、投影２５０の各データポイントＤ：ｉ間の直線間隔（すな
わち、データポイントの生成に使用される放射線間の直線間隔）を説明するため
のものである。図示するように、投影２５０の中心付近のデータポイント間の間
隔は、投影の端部付近のデータポイント間の間隔よりかなり大きい。この不均一
な間隔は、扇形ビーム投影を平行ビーム投影に変換した結果としてよく知られて
いる。その等角投影２５０から、アイソセンタ補間回路２１６がデータポイント
Ｃ：ｉのアイソセンタ投影２６０を生成する。図示するように、投影２６０の全
てのデータポイントは互いに等しく間隔が置かれている。従来技術において知ら
れているように、アイソセンタ補間回路２１６は、投影２５の近傍データポイン
トの重み付け平均に従って、下記式（１１）に応じて各データポイントＣ：ｉを
生成することができる。
ト間の直線距離が等しくなるように、等角投影からアイソセンタ投影を生成する
。図１５は、ｉが全部で１から１７の場合のデータポイントＤ：ｉを含む等角投
影２５０を示す。ここで、投影２５０は等角投影なので、全てのデータポイント
Ｄ：ｉが定義される。ほとんどの等角投影は何百ものデータポイントを含んでい
るが、説明上、ここでは１７個のデータポイントの投影２５０について論じるこ
とにする。図１５は、投影２５０の各データポイントＤ：ｉ間の直線間隔（すな
わち、データポイントの生成に使用される放射線間の直線間隔）を説明するため
のものである。図示するように、投影２５０の中心付近のデータポイント間の間
隔は、投影の端部付近のデータポイント間の間隔よりかなり大きい。この不均一
な間隔は、扇形ビーム投影を平行ビーム投影に変換した結果としてよく知られて
いる。その等角投影２５０から、アイソセンタ補間回路２１６がデータポイント
Ｃ：ｉのアイソセンタ投影２６０を生成する。図示するように、投影２６０の全
てのデータポイントは互いに等しく間隔が置かれている。従来技術において知ら
れているように、アイソセンタ補間回路２１６は、投影２５の近傍データポイン
トの重み付け平均に従って、下記式（１１）に応じて各データポイントＣ：ｉを
生成することができる。
【数１１】
【００６８】 背景プロジェクタ２２０はアイソセンタ投影から一枚の断層Ｘ線写真を生成す
る。ヘリカル加重系２１０の動作により、スキャナ２００は改善した断層Ｘ線写
真を生成することができる。スキャナ２００は、非対称検出器系１４が検出器オ
フセット（例えば、４分の１検出器オフセット）を利用しない場合によく機能す
る。しかしながら、本発明は、検出器オフセットを使用する非対称検出器系で収
集したＣＳＨスキャンデータから断層Ｘ線写真を生成するための方法および装置
も提供する。図１６は本発明に従って構成され、４分の１検出器オフセットを有
する非対称検出器系で収集したＣＳＨスキャンデータから断層Ｘ線写真を生成す
るために好適なスキャナ３００のブロック図を示す。改良スキャナ３００は非対
称検出器系１４、ヘリカル加重系２１０、平行ビーム変換器２１２、改良型ヘリ
カル等角補間回路３１４、改良型ヘリカル条痕抑制フィルタ３１８、改良型ヘリ
カルアイソセンタ補間回路３１６および背景プロジェクタ２２０を備える。
る。ヘリカル加重系２１０の動作により、スキャナ２００は改善した断層Ｘ線写
真を生成することができる。スキャナ２００は、非対称検出器系１４が検出器オ
フセット（例えば、４分の１検出器オフセット）を利用しない場合によく機能す
る。しかしながら、本発明は、検出器オフセットを使用する非対称検出器系で収
集したＣＳＨスキャンデータから断層Ｘ線写真を生成するための方法および装置
も提供する。図１６は本発明に従って構成され、４分の１検出器オフセットを有
する非対称検出器系で収集したＣＳＨスキャンデータから断層Ｘ線写真を生成す
るために好適なスキャナ３００のブロック図を示す。改良スキャナ３００は非対
称検出器系１４、ヘリカル加重系２１０、平行ビーム変換器２１２、改良型ヘリ
カル等角補間回路３１４、改良型ヘリカル条痕抑制フィルタ３１８、改良型ヘリ
カルアイソセンタ補間回路３１６および背景プロジェクタ２２０を備える。
【００６９】 スキャナ３００において、非対称検出器系１４は扇形ビーム投影データを収集
し、それをヘリカル加重系２１０に与える。後者は、ＨＡ用にフェザリングされ
た重量を扇形ビーム投影データに付加し、その後、重み付けされた投影データを
平行ビーム変換器２１２に与える。変換器２１２は該扇形ビーム投影データをリ
オーダおよびインターリーブし、各々が中心領域と二つの外部領域とによって特
徴づけられる平行ビーム投影データを生じる。改良型等角補間回路３１６は、外
部領域の全てのデータポイントの値を倍加すると共に、全ての未定義データポイ
ントをゼロ値を有するデータポイントと取り替えることによって等角投影を生成
する。補間回路３１４によって生成された等角投影は条痕抑制フィルタ３１８に
与えられ、そこで、投影データの高振幅、高空間周波成分を抑制し、結果として
生じる断層Ｘ線写真の筋または条痕を抑止する。条痕抑制フィルタ３１８によっ
て生じたフィルタ投影は改良型アイソセンタ補間回路３１６に供給され、アイソ
センタ投影を生じる。そして、背景プロジェクタ２１４がアイソセンタ補間回路
３１６によって生じたアイソセンタ投影を受け、このデータから断層Ｘ線写真を
生成する。
し、それをヘリカル加重系２１０に与える。後者は、ＨＡ用にフェザリングされ
た重量を扇形ビーム投影データに付加し、その後、重み付けされた投影データを
平行ビーム変換器２１２に与える。変換器２１２は該扇形ビーム投影データをリ
オーダおよびインターリーブし、各々が中心領域と二つの外部領域とによって特
徴づけられる平行ビーム投影データを生じる。改良型等角補間回路３１６は、外
部領域の全てのデータポイントの値を倍加すると共に、全ての未定義データポイ
ントをゼロ値を有するデータポイントと取り替えることによって等角投影を生成
する。補間回路３１４によって生成された等角投影は条痕抑制フィルタ３１８に
与えられ、そこで、投影データの高振幅、高空間周波成分を抑制し、結果として
生じる断層Ｘ線写真の筋または条痕を抑止する。条痕抑制フィルタ３１８によっ
て生じたフィルタ投影は改良型アイソセンタ補間回路３１６に供給され、アイソ
センタ投影を生じる。そして、背景プロジェクタ２１４がアイソセンタ補間回路
３１６によって生じたアイソセンタ投影を受け、このデータから断層Ｘ線写真を
生成する。
【００７０】 スキャナ３００において、変換器２１２によって生成された平行ビーム投影は
改良型ヘリカル等角補間回路３１４に与えられる。従来技術において、等角補間
は、外部領域各々の各隣接データ対間に新規データポイントを補間することによ
り通常行われる。しかしながら、従来技術の等角補間を実行するのではなく、改
良型等角補間回路３１４は未定義データポイントを０値のデータポイントに置き
換え、外部領域のデータポイント全ての値を倍加する。従来の等角補間法は、本
質的に、一外部領域の偶数データポイントを用いその領域の奇数データポイント
の補間セットを生成すると共に、他方の外部領域の奇数データポイントを用いそ
の領域の偶数データポイントの補間セットを生成するものである。また、改良型
等角補間回路３１４によって実行される演算は補間回路２１４の実行するものよ
り単純である（すなわち、演算上高度ではない）。
改良型ヘリカル等角補間回路３１４に与えられる。従来技術において、等角補間
は、外部領域各々の各隣接データ対間に新規データポイントを補間することによ
り通常行われる。しかしながら、従来技術の等角補間を実行するのではなく、改
良型等角補間回路３１４は未定義データポイントを０値のデータポイントに置き
換え、外部領域のデータポイント全ての値を倍加する。従来の等角補間法は、本
質的に、一外部領域の偶数データポイントを用いその領域の奇数データポイント
の補間セットを生成すると共に、他方の外部領域の奇数データポイントを用いそ
の領域の偶数データポイントの補間セットを生成するものである。また、改良型
等角補間回路３１４によって実行される演算は補間回路２１４の実行するものよ
り単純である（すなわち、演算上高度ではない）。
【００７１】 条痕抑制フィルタ３１８は等角補間回路３１４によって生成された等角投影を
受け、そこから筋または条痕部分の修正された投影を生成する。次いで、その修
正投影がアイソセンタ補間回路３１６に与えられる。条痕抑制フィルタ３１８は
その投影から高振幅、高空間周波成分を抑制し、結果として生じる断層Ｘ線写真
の筋状アーティファクトを削減する。ＣＺＡ走査に有効な条痕抑制フィルタ３１
８の変形版として、「コンピュータ断層撮影システムに利用される条痕抑制フィ
ルタ（Streak Suppression Filter for Use with Computed Tomography System ）」と題し、１９９６年１月１７日に出願された米国特許出願０８／５８７，４
６８号（整理番号ＡＮＡ−０８１）に記載されたものがあり、これにより参照と
して援用する。
受け、そこから筋または条痕部分の修正された投影を生成する。次いで、その修
正投影がアイソセンタ補間回路３１６に与えられる。条痕抑制フィルタ３１８は
その投影から高振幅、高空間周波成分を抑制し、結果として生じる断層Ｘ線写真
の筋状アーティファクトを削減する。ＣＺＡ走査に有効な条痕抑制フィルタ３１
８の変形版として、「コンピュータ断層撮影システムに利用される条痕抑制フィ
ルタ（Streak Suppression Filter for Use with Computed Tomography System ）」と題し、１９９６年１月１７日に出願された米国特許出願０８／５８７，４
６８号（整理番号ＡＮＡ−０８１）に記載されたものがあり、これにより参照と
して援用する。
【００７２】 図１７は、本発明に従って構成された条痕抑制フィルタ３１８のブロック図を
示す。フィルタ３１８は等角補間回路３１６によって生成された投影を受信する
。これら投影の各々はＮ個のデータポイントＤ：１−Ｄ：Ｎを含んでいる。これ
らデータポイントから、条痕抑制フィルタ３１８は、条痕の補正された一セット
のデータポイントＳＣ：１−ＳＣ：Ｎを生成し、これらデータポイントがアイソ
センタ補間回路３１６に与えられる。フィルタ３１８は空間フィルタ４１０、Ｎ
個で一セットの閾値装置４２０：１−４２０：ＮおよびＮ個で一セットの加算器
４３０：１−４３０：Ｎを備える。空間フィルタ４１０は、ｉが全部で１からＮ
の場合のデータポイントＤ：ｉ全てを受信する。そして、各データポイントＤ：
ｉに対して、空間フィルタは高周波データポイントＨＦ：ｉおよび低周波データ
ポイントＬＦ：ｉを生成する。高周波および低周波データポイントＨＦ：ｉおよ
びＬＦ：ｉは、そのデータポイントＤ：ｉまわりの近傍データポイントＤ：ｉ−
ｘ／２からＤ：ｉ＋ｘ／２のそれぞれ空間的高・低周波コンテンツを表す。ここ
で、ｘは近傍のサイズを定める。各高周波データポイントＨＦ：ｉは、ｉが全部
で１からＮの対応する閾値装置４２０：ｉに加えられる。閾値装置４２０：ｉは
短縮データポイントを生成し、ｉが全部で１からＮの加算器４３０：ｉの一方の
入力端子にこのデータポイントを加える。また、低周波データポイントＬＦ：ｉ
は、ｉが全部で１からＮの加算器４３０：ｉの他方入力端子に加えられる。加算
器４３０：ｉは、その二つの入力端子に存在するこれらデータポイントを加算し
、１からＮのｉ全てに対して条痕の補正されたデータポイントＳＣ：ｉを生成す
る。
示す。フィルタ３１８は等角補間回路３１６によって生成された投影を受信する
。これら投影の各々はＮ個のデータポイントＤ：１−Ｄ：Ｎを含んでいる。これ
らデータポイントから、条痕抑制フィルタ３１８は、条痕の補正された一セット
のデータポイントＳＣ：１−ＳＣ：Ｎを生成し、これらデータポイントがアイソ
センタ補間回路３１６に与えられる。フィルタ３１８は空間フィルタ４１０、Ｎ
個で一セットの閾値装置４２０：１−４２０：ＮおよびＮ個で一セットの加算器
４３０：１−４３０：Ｎを備える。空間フィルタ４１０は、ｉが全部で１からＮ
の場合のデータポイントＤ：ｉ全てを受信する。そして、各データポイントＤ：
ｉに対して、空間フィルタは高周波データポイントＨＦ：ｉおよび低周波データ
ポイントＬＦ：ｉを生成する。高周波および低周波データポイントＨＦ：ｉおよ
びＬＦ：ｉは、そのデータポイントＤ：ｉまわりの近傍データポイントＤ：ｉ−
ｘ／２からＤ：ｉ＋ｘ／２のそれぞれ空間的高・低周波コンテンツを表す。ここ
で、ｘは近傍のサイズを定める。各高周波データポイントＨＦ：ｉは、ｉが全部
で１からＮの対応する閾値装置４２０：ｉに加えられる。閾値装置４２０：ｉは
短縮データポイントを生成し、ｉが全部で１からＮの加算器４３０：ｉの一方の
入力端子にこのデータポイントを加える。また、低周波データポイントＬＦ：ｉ
は、ｉが全部で１からＮの加算器４３０：ｉの他方入力端子に加えられる。加算
器４３０：ｉは、その二つの入力端子に存在するこれらデータポイントを加算し
、１からＮのｉ全てに対して条痕の補正されたデータポイントＳＣ：ｉを生成す
る。
【００７３】 空間フィルタ４１０は、通常、ローパスフィルタを該当データポイントＤ：ｉ
まわりのデータポイント近傍に適用して低周波データポイントＬＦ：ｉを生成す
ると共に、低周波データポイントＬＦ：ｉをデータポイントＤ：ｉから差し引い
て高周波データポイントＨＦ：ｉを生成する。高周波および低周波データポイン
トがこのようにして生成される場合、高周波および低周波データポイントＨＦ：
ｉおよびＬＦ：ｉを合計することによって、データポイントＤ：ｉを正確に回復
させることができる。
まわりのデータポイント近傍に適用して低周波データポイントＬＦ：ｉを生成す
ると共に、低周波データポイントＬＦ：ｉをデータポイントＤ：ｉから差し引い
て高周波データポイントＨＦ：ｉを生成する。高周波および低周波データポイン
トがこのようにして生成される場合、高周波および低周波データポイントＨＦ：
ｉおよびＬＦ：ｉを合計することによって、データポイントＤ：ｉを正確に回復
させることができる。
【００７４】 閾値装置４２０：ｉは、高周波データポイントを閾値化、すなわち高周波デー
タポイントを圧縮することによって短縮データポイントを生成し、条痕補正投影
の高振幅、高空間周波部分を削減する。高周波データポイントＨＦ：ｉが比較的
低振幅の場合、閾値装置４２０：ｉは、高周波データポイントＨＦ：ｉとまった
く等しいものとしてその短縮データポイントを生成する。この場合、加算器４３
０：ｉは、元のデータポイントＤ：ｉと同一の条痕補正データＳＣ：ｉを生成す
る（なぜなら、加算器４３０：ｉは低周波データポイントＬＦ：ｉと閾値装置４
２０：ｉが生じた短縮データポイントを合計するが、ここでは短縮データポイン
トが高周波データポイントＨＦ：ｉと等しいためである）。しかしながら、高周
波データポイントＨＦ：ｉの振幅が比較的大きい場合、閾値装置４２０：ｉは、
高周波データポイントＨＦ：ｉのものより低い振幅になるような短縮データポイ
ントを生成する。この場合、加算器４３０：ｉはデータポイントＤ：ｉと同一で
はない条痕補正データポイントＳＣ：ｉを生成する。より正確に言えば、データ
ポイントＤ：ｉまわりの近傍データポイントにおける高振幅、高空間周波成分が
抑圧されて条痕補正データポイントＳＣ：ｉが生じる。このように、一般的には
、条痕抑制フィルタが高振幅、高周波成分を抑圧する。
タポイントを圧縮することによって短縮データポイントを生成し、条痕補正投影
の高振幅、高空間周波部分を削減する。高周波データポイントＨＦ：ｉが比較的
低振幅の場合、閾値装置４２０：ｉは、高周波データポイントＨＦ：ｉとまった
く等しいものとしてその短縮データポイントを生成する。この場合、加算器４３
０：ｉは、元のデータポイントＤ：ｉと同一の条痕補正データＳＣ：ｉを生成す
る（なぜなら、加算器４３０：ｉは低周波データポイントＬＦ：ｉと閾値装置４
２０：ｉが生じた短縮データポイントを合計するが、ここでは短縮データポイン
トが高周波データポイントＨＦ：ｉと等しいためである）。しかしながら、高周
波データポイントＨＦ：ｉの振幅が比較的大きい場合、閾値装置４２０：ｉは、
高周波データポイントＨＦ：ｉのものより低い振幅になるような短縮データポイ
ントを生成する。この場合、加算器４３０：ｉはデータポイントＤ：ｉと同一で
はない条痕補正データポイントＳＣ：ｉを生成する。より正確に言えば、データ
ポイントＤ：ｉまわりの近傍データポイントにおける高振幅、高空間周波成分が
抑圧されて条痕補正データポイントＳＣ：ｉが生じる。このように、一般的には
、条痕抑制フィルタが高振幅、高周波成分を抑圧する。
【００７５】 上記米国特許出願０８／５８７，４６８号の実質的な記述において、空間フィ
ルタ４１０は、下記式に（１２）に従い、データポイントＤ：ｉまわりの近傍デ
ータポイントの重み付け平均として低周波データポイントＬＦ：ｉを生成する。
ルタ４１０は、下記式に（１２）に従い、データポイントＤ：ｉまわりの近傍デ
ータポイントの重み付け平均として低周波データポイントＬＦ：ｉを生成する。
【数１２】 条痕抑制フィルタ３１８は、式（１２）を利用する場合、ＣＺＡスキャンデータ
の条痕を抑制するのによく作用する。しかしながら、フィルタ３１８がこのよう
に働く時、ＣＳＨスキャンデータから生じた断層Ｘ線写真に望ましくないアーテ
ィファクトを加えがちである。上述したように、ヘリカルスキャン時に生じるど
のような単一平行ビーム投影においても奇数データポイントと偶数データポイン
トとの間に食い違いが起こりやすく、この食い違いが高周波雑音として現れる。
この高周波雑音により、条痕抑制フィルタ３１８が上述したように働く時、ほぼ
全ての高周波データポイントが閾値を越え、閾値装置４２０：ｉによって圧縮さ
れるが、この圧縮は、患者の高コントラスト（条痕アーティファクト生成）特徴
の結果としてではなく、ヘリカルスキャン時に生じる患者の動きによって加えら
れるものである。
の条痕を抑制するのによく作用する。しかしながら、フィルタ３１８がこのよう
に働く時、ＣＳＨスキャンデータから生じた断層Ｘ線写真に望ましくないアーテ
ィファクトを加えがちである。上述したように、ヘリカルスキャン時に生じるど
のような単一平行ビーム投影においても奇数データポイントと偶数データポイン
トとの間に食い違いが起こりやすく、この食い違いが高周波雑音として現れる。
この高周波雑音により、条痕抑制フィルタ３１８が上述したように働く時、ほぼ
全ての高周波データポイントが閾値を越え、閾値装置４２０：ｉによって圧縮さ
れるが、この圧縮は、患者の高コントラスト（条痕アーティファクト生成）特徴
の結果としてではなく、ヘリカルスキャン時に生じる患者の動きによって加えら
れるものである。
【００７６】 そこで、改良型ヘリカル条痕抑制フィルタ３１８の好適実施形態において、空
間フィルタ４１０は、奇数データポイントのみを利用して、奇数の低周波および
高周波データポイントＬＦ：２ｉ＋１およびＨＦ：２ｉ＋１をそれぞれ生成する
と共に、偶数データポイントのみを利用して、偶数の低周波および高周波データ
ポイントＬＦ：２ｉおよびＨＦ：２ｉをそれぞれ生成する。例えば、空間フィル
タ４１０は、下記式（１３）に従って低周波データポイントＬＦ：ｉを生成する
。
間フィルタ４１０は、奇数データポイントのみを利用して、奇数の低周波および
高周波データポイントＬＦ：２ｉ＋１およびＨＦ：２ｉ＋１をそれぞれ生成する
と共に、偶数データポイントのみを利用して、偶数の低周波および高周波データ
ポイントＬＦ：２ｉおよびＨＦ：２ｉをそれぞれ生成する。例えば、空間フィル
タ４１０は、下記式（１３）に従って低周波データポイントＬＦ：ｉを生成する
。
【数１３】
【００７７】 このように、改良型ヘリカル条痕抑制フィルタ３１８は、単一投影において偶
数と奇数のデータポイントからのデータが一緒になるのを回避するので、ヘリカ
ルスキャンがどのように行われるかにかかわらず、本来備わって避けるこのでき
ない患者の動作がフィルタ３１８の作用を劣化させるのを防ぐ。条痕抑制フィル
タ３１８がこのように働くと、条痕抑制フィルタは患者の動作にではなく、患者
において条痕を生じるような構成物（すなわち、高コントラスト特徴）に反応す
るので、ＣＳＨスキャンデータから生じた断層Ｘ線写真のアーティファクトを減
らすのに役立つ。
数と奇数のデータポイントからのデータが一緒になるのを回避するので、ヘリカ
ルスキャンがどのように行われるかにかかわらず、本来備わって避けるこのでき
ない患者の動作がフィルタ３１８の作用を劣化させるのを防ぐ。条痕抑制フィル
タ３１８がこのように働くと、条痕抑制フィルタは患者の動作にではなく、患者
において条痕を生じるような構成物（すなわち、高コントラスト特徴）に反応す
るので、ＣＳＨスキャンデータから生じた断層Ｘ線写真のアーティファクトを減
らすのに役立つ。
【００７８】 フィルタ３１８によって生成された条痕補正データポイントは、その後（図１
６に示す）改良型ヘリカル・アイソセンタ補間回路３１６に加えられる。アイソ
センタ補間回路３１６は条痕補正データポイントからアイソセンタ投影を生成す
る。図１５に図示するように、補間回路３１６によって生成されたアイソセンタ
投影２６０の各々が一セットのデータポイントＣｉを含む。しかしながら、改良
型アイソセンタ補間回路３１６は、補間回路２１６のように式（１１）に従って
データポイントＣｉを生成しない。すなわち、補間回路３１６は下記式（１４）
に従ってデータポイントＣｉを作成する。
６に示す）改良型ヘリカル・アイソセンタ補間回路３１６に加えられる。アイソ
センタ補間回路３１６は条痕補正データポイントからアイソセンタ投影を生成す
る。図１５に図示するように、補間回路３１６によって生成されたアイソセンタ
投影２６０の各々が一セットのデータポイントＣｉを含む。しかしながら、改良
型アイソセンタ補間回路３１６は、補間回路２１６のように式（１１）に従って
データポイントＣｉを生成しない。すなわち、補間回路３１６は下記式（１４）
に従ってデータポイントＣｉを作成する。
【数１４】
【００７９】 基本的に式（１１）は不十分である。なぜらなば、奇数および偶数のデータポ
イントの重み付け平均として各データポイントＣ：ｉが生成させるからだ。上述
したように、こうして、奇数および偶数のデータポイントからの情報を一緒にす
ると、断層Ｘ線写真にアーティファクトを加える要因になる。それゆえ、改良型
アイソセンタ補間回路３１６は、上記式（１４）に従い、近傍奇数データポイン
トの重み付け平均としてか、もしくは近傍偶数データポイントの重み付け平均と
して各データポイントを作成するのが好ましい。アイソセンタ補間のこのような
様態がＣＳＨ走査によって生じた断層Ｘ線写真のアーティファクトを削減する。
一実施形態においては、データポイントＣ：ｉが６点ラグランジュ補間（もしく
はエバレット補間として知られる）に従って生成されるような重量ｂ：ｉが選択
される。６点ラグランジュ補間については、例えば、Ｍ．アブラモウィッツ(Abr
amowitz)およびＩ．Ａ．スタガン（Stegun）編、１９７０年ドーバー・パブリケ
ーションズ（ニューヨーク）刊の「数学関数ハンドブック（Handbook of Mathem
atical Functions）」で詳細に論じられている。
イントの重み付け平均として各データポイントＣ：ｉが生成させるからだ。上述
したように、こうして、奇数および偶数のデータポイントからの情報を一緒にす
ると、断層Ｘ線写真にアーティファクトを加える要因になる。それゆえ、改良型
アイソセンタ補間回路３１６は、上記式（１４）に従い、近傍奇数データポイン
トの重み付け平均としてか、もしくは近傍偶数データポイントの重み付け平均と
して各データポイントを作成するのが好ましい。アイソセンタ補間のこのような
様態がＣＳＨ走査によって生じた断層Ｘ線写真のアーティファクトを削減する。
一実施形態においては、データポイントＣ：ｉが６点ラグランジュ補間（もしく
はエバレット補間として知られる）に従って生成されるような重量ｂ：ｉが選択
される。６点ラグランジュ補間については、例えば、Ｍ．アブラモウィッツ(Abr
amowitz)およびＩ．Ａ．スタガン（Stegun）編、１９７０年ドーバー・パブリケ
ーションズ（ニューヨーク）刊の「数学関数ハンドブック（Handbook of Mathem
atical Functions）」で詳細に論じられている。
【００８０】 （図１６に示す）スキャナ３００が本発明の一好適実施形態であるが、当業者
にとっては、本発明の範囲内にスキャナ３００の多くの変形も含まれていること
がわかる。例えば、多くの他のタイプのフィルタおよび装置が通常ＣＴスキャン
には含まれている。一例として、スキャナは検出器系およびヘリカル加重系間に
配列されたＤＡＳを通常備える。その他タイプのフィルタも多数備えられている
が、例えば、温度補償や残像補償等を実行するフィルタ等がある。また、本好適
スキャナはヘリカル加重系２１０を備え、ＨＡスキャン重量を投影データにかけ
るが、従来技術の加重系等、他のタイプの加重系も使用できると共に、等角補間
回路３１４および条痕抑制フィルタ３１８およびアイソセンタ補間回路３１６も
各々結果の断層Ｘ線写真の品質を向上させるのに使用可能である。また、４分の
１検出器オフセット付き検出器系を主として論じてきたが、当業者にとっては、
他のタイプのオフセットによって特徴づけられた検出器系での利用にも本発明が
容易に適応可能なことがわかる。さらに、本発明をＣＳＨ走査に関連して論じて
きたが、当業者にとっては、非接触型迅速ヘリカル走査での利用にも本発明が容
易に適応可能なことがわかる。
にとっては、本発明の範囲内にスキャナ３００の多くの変形も含まれていること
がわかる。例えば、多くの他のタイプのフィルタおよび装置が通常ＣＴスキャン
には含まれている。一例として、スキャナは検出器系およびヘリカル加重系間に
配列されたＤＡＳを通常備える。その他タイプのフィルタも多数備えられている
が、例えば、温度補償や残像補償等を実行するフィルタ等がある。また、本好適
スキャナはヘリカル加重系２１０を備え、ＨＡスキャン重量を投影データにかけ
るが、従来技術の加重系等、他のタイプの加重系も使用できると共に、等角補間
回路３１４および条痕抑制フィルタ３１８およびアイソセンタ補間回路３１６も
各々結果の断層Ｘ線写真の品質を向上させるのに使用可能である。また、４分の
１検出器オフセット付き検出器系を主として論じてきたが、当業者にとっては、
他のタイプのオフセットによって特徴づけられた検出器系での利用にも本発明が
容易に適応可能なことがわかる。さらに、本発明をＣＳＨ走査に関連して論じて
きたが、当業者にとっては、非接触型迅速ヘリカル走査での利用にも本発明が容
易に適応可能なことがわかる。
【００８１】 一般的に、ハーフスキャン復元画像は、最小完全セットの扇形ビーム投影デー
タ、すなわち、πラジアンプラス扇形角の範囲の投影角に対して得られた扇形ビ
ーム投影データを復元することにより得られる。非対称検出器アレイで取得した
ハーフスキャンデータを復元する際にも、ヘリカル復元が直面したのと同様な問
題がある。すなわち、欠落データおよび該データに加えられる重み関数により、
インターリーブされたデータは、一つおきの検出器間で変調される。この変調に
対処する有効手段として、ヘリカル非対称用に開発された改良型条痕除去および
アイソセンタ補間の利用がある。また、この変調問題に対処する他の方法、例え
ば欠落データサンプルを補間する等も利用できる。
タ、すなわち、πラジアンプラス扇形角の範囲の投影角に対して得られた扇形ビ
ーム投影データを復元することにより得られる。非対称検出器アレイで取得した
ハーフスキャンデータを復元する際にも、ヘリカル復元が直面したのと同様な問
題がある。すなわち、欠落データおよび該データに加えられる重み関数により、
インターリーブされたデータは、一つおきの検出器間で変調される。この変調に
対処する有効手段として、ヘリカル非対称用に開発された改良型条痕除去および
アイソセンタ補間の利用がある。また、この変調問題に対処する他の方法、例え
ば欠落データサンプルを補間する等も利用できる。
【００８２】 以下、非対称検出器アレイを利用すると共に、一定Ｚ軸（ＣＺＡ）走査を利用
してデータを取得する二種類のハーフスキャン復元法を詳細に説明する。両方法
とも非対称検出器アレイおよび４分の１検出器オフセットでの利用に適している
。第一の方法はここでハーフスキャン・オーバーサイズ（ＨＳＯ）と称し、πラ
ジアンプラス対称扇形角の投影角度に対してハーフスキャンで取得されたデータ
セットのハーフスキャン復元を行うものである。サイズオーバーした対象、すな
わち、スキャナの対称視野の範囲を越えて広がる対象の画像データを復元するの
に利用される方法である。この対象は検出器アレイの対称部内の適所に置かれる
ものと想定される。ここで、検出器アレイの対称部外にある人体によって生じる
アーティファクトは、アレイの対称部外にある投影を０に向けて傾斜させること
により相殺される。
してデータを取得する二種類のハーフスキャン復元法を詳細に説明する。両方法
とも非対称検出器アレイおよび４分の１検出器オフセットでの利用に適している
。第一の方法はここでハーフスキャン・オーバーサイズ（ＨＳＯ）と称し、πラ
ジアンプラス対称扇形角の投影角度に対してハーフスキャンで取得されたデータ
セットのハーフスキャン復元を行うものである。サイズオーバーした対象、すな
わち、スキャナの対称視野の範囲を越えて広がる対象の画像データを復元するの
に利用される方法である。この対象は検出器アレイの対称部内の適所に置かれる
ものと想定される。ここで、検出器アレイの対称部外にある人体によって生じる
アーティファクトは、アレイの対称部外にある投影を０に向けて傾斜させること
により相殺される。
【００８３】 ＨＳＯ方法において、復元視野は検出器アレイの対称部の半径に制限される。
この半径の範囲外では補正がなされ、アレイの非対称部外の人体によって加えら
れるアーティファクトを補う。患者が最大画像範囲を越える場合、すなわち、ガ
ントリの物理的視野を越える時、ビュー（視野）角によっては検出器アレイの端
部付近の基準線に投影輪郭が落ちなくなる。これらデータが補正されないと、物
体が最大視野を越える領域付近の復元画像にアーティファクトが起こる。
この半径の範囲外では補正がなされ、アレイの非対称部外の人体によって加えら
れるアーティファクトを補う。患者が最大画像範囲を越える場合、すなわち、ガ
ントリの物理的視野を越える時、ビュー（視野）角によっては検出器アレイの端
部付近の基準線に投影輪郭が落ちなくなる。これらデータが補正されないと、物
体が最大視野を越える領域付近の復元画像にアーティファクトが起こる。
【００８４】 一実施形態においては、投影データに対する一次補正を利用してアーティファ
クトを満足いくレベルまで削減する。例えば、一特定実施形態では、アイソセン
タ補間により、それらから等間隔の８８４個のデータポイントを生成する。これ
ら８８４個の値が、１０２４ポイントデータアレイ中ポイント７１から９５４に
置かれる。このデータアレイの両端の残り、すなわちポイント１から７０、およ
びポイント９５５から１０２４で、データが畳み込み用の値０で満たされる。 この一次補正は、データアレイの内２１８ポイントの前端および後端をそれぞれ
ランプ関数および逆ランプ関数に置き換え、データ値が両端に向けて徐々に０へ
と目減りし続けるようにするものである。
クトを満足いくレベルまで削減する。例えば、一特定実施形態では、アイソセン
タ補間により、それらから等間隔の８８４個のデータポイントを生成する。これ
ら８８４個の値が、１０２４ポイントデータアレイ中ポイント７１から９５４に
置かれる。このデータアレイの両端の残り、すなわちポイント１から７０、およ
びポイント９５５から１０２４で、データが畳み込み用の値０で満たされる。 この一次補正は、データアレイの内２１８ポイントの前端および後端をそれぞれ
ランプ関数および逆ランプ関数に置き換え、データ値が両端に向けて徐々に０へ
と目減りし続けるようにするものである。
【００８５】 ハーフスキャン復元に対して入力されるのが、πラジアンプラス対称扇形角に
わたって収集された扇形ビームデータである。図１８はＨＳＯ復元方法のための
ラドン空間を示す。領域Ｉのデータは検出器アレイの非対称部を利用して収集さ
れる。領域IIのデータは検出器アレイの対称部を利用して収集される。領域III
およびIVのデータは、それぞれ非対称検出器アレイおよびハーフスキャン取得法
により収集されず、０であるとみなされる。γm はアレイの非対称部が対する半
扇形角、（γm−α）はアレイの対称部が対する半扇形角である。図１８に示す ように、補正データのπ＋２（γm−α）のビューは、フルスキャン取得法で収 集される２πのビューを格納するのに十分な大きさのバッファに配置されものと
想定される（ここで、収集されないデータは０であるとみなされる）。
わたって収集された扇形ビームデータである。図１８はＨＳＯ復元方法のための
ラドン空間を示す。領域Ｉのデータは検出器アレイの非対称部を利用して収集さ
れる。領域IIのデータは検出器アレイの対称部を利用して収集される。領域III
およびIVのデータは、それぞれ非対称検出器アレイおよびハーフスキャン取得法
により収集されず、０であるとみなされる。γm はアレイの非対称部が対する半
扇形角、（γm−α）はアレイの対称部が対する半扇形角である。図１８に示す ように、補正データのπ＋２（γm−α）のビューは、フルスキャン取得法で収 集される２πのビューを格納するのに十分な大きさのバッファに配置されものと
想定される（ここで、収集されないデータは０であるとみなされる）。
【００８６】 復元手順の第一ステップは扇形ビームデータに重量をかける（重み付けする）
工程を含む。これに続いて、上述したように、重み付けされたデータの入力は改
良型条痕除去およびアイソセンタ補間アルゴリズムを利用するヘリカル・リビン
手順へと回すことができる。そして、データは畳み込み処理に回され、改良型合
成核を用いてインターリーブ投影にローパスフィルタ処理を施すことができる。
画像データの背景映写および後処理はフルスキャン復元の場合と同様に行うこと
ができる。
工程を含む。これに続いて、上述したように、重み付けされたデータの入力は改
良型条痕除去およびアイソセンタ補間アルゴリズムを利用するヘリカル・リビン
手順へと回すことができる。そして、データは畳み込み処理に回され、改良型合
成核を用いてインターリーブ投影にローパスフィルタ処理を施すことができる。
画像データの背景映写および後処理はフルスキャン復元の場合と同様に行うこと
ができる。
【００８７】 扇形ビームデータの重み付けは、欠落データの補償のみならず、一重および二
重サンプリング領域を混合するためにもなされる。ここで、同一線積分に対応す
る任意の二つの重量の合計が１となるよう重量値が指定される。検出器アレイの
対称部内に連続する第一の導関数を有し連続する重み付け関数を選ぶことにより
、領域間の変わり目がならされてアーティファクトの可能性を減少させる。 重み付け関数の値はビュー角および検出器角に左右される。ハーフスキャンの重
み付け関数は全てのビュー角β（０≦β≦２π）に対して以下のように定められ
る。
重サンプリング領域を混合するためにもなされる。ここで、同一線積分に対応す
る任意の二つの重量の合計が１となるよう重量値が指定される。検出器アレイの
対称部内に連続する第一の導関数を有し連続する重み付け関数を選ぶことにより
、領域間の変わり目がならされてアーティファクトの可能性を減少させる。 重み付け関数の値はビュー角および検出器角に左右される。ハーフスキャンの重
み付け関数は全てのビュー角β（０≦β≦２π）に対して以下のように定められ
る。
【数１５】 ここでフェザリング関数ｆ（ｘ）は以下に規定される。
【数１６】 ｘhsの値は以下のように定められる。
【数１７】 なお、重み付け関数をスキャンの幾何学配列ごとに固定し、ルックアップ・テー
ブルに格納することもできる。
ブルに格納することもできる。
【００８８】 重み付けされたハーフスキャンデータの入力は、上述したようにヘリカル・リ
ビン手順に回すことができる。リビン手順に入力されるのは２の扇形ビームデー
タである。また、リビン・プロセスの出力は、インターリーブされ、復元の畳み
込み段階での入力に適したた一セットの平行投影である。リビン・プロセスの概
要を以下に示す。
ビン手順に回すことができる。リビン手順に入力されるのは２の扇形ビームデー
タである。また、リビン・プロセスの出力は、インターリーブされ、復元の畳み
込み段階での入力に適したた一セットの平行投影である。リビン・プロセスの概
要を以下に示す。
【００８９】 平行ビューは、ヘリカル復元で前述したのと同じ方法を利用し、扇形ビーム投
影から補間することができる。非対称領域の欠落データサンプルを求めるのに使
用される補間手順は行われない。フルスキャン復元に使用された条痕除去アルゴ
リズムは、上述したヘリカル復元で使用されたのと同じになるように変更するこ
とができる。また、投影データは、フルスキャン取得の場合と同様にインターリ
ーブすることができる。データが欠落しているデータ部（すなわち、収集されて
いない角度範囲π＋２（γm−α）＜β≦２π のビュー）ではゼロ値がインター
リブされる。そして、アイソセンタ補間によって、アイソセンタで検出器間隔の
半分の間隔で等しく間をおいた平行サンプルを生じる。ヘリカル復元の場合のよ
うに、アイソセンタ補間は二サンプル分間隔をおいたサンプルを利用して実行さ
れる。
影から補間することができる。非対称領域の欠落データサンプルを求めるのに使
用される補間手順は行われない。フルスキャン復元に使用された条痕除去アルゴ
リズムは、上述したヘリカル復元で使用されたのと同じになるように変更するこ
とができる。また、投影データは、フルスキャン取得の場合と同様にインターリ
ーブすることができる。データが欠落しているデータ部（すなわち、収集されて
いない角度範囲π＋２（γm−α）＜β≦２π のビュー）ではゼロ値がインター
リブされる。そして、アイソセンタ補間によって、アイソセンタで検出器間隔の
半分の間隔で等しく間をおいた平行サンプルを生じる。ヘリカル復元の場合のよ
うに、アイソセンタ補間は二サンプル分間隔をおいたサンプルを利用して実行さ
れる。
【００９０】 また、視野の対称部分の範囲を越えて広がる対象には補償処理が必要となる。
すなわち、対称領域の境界直前のサンプルがインターリーブされたデータセット
の端部を０に向けて傾斜させて補正を行う。一般的に、スキャナのサンプリング
の半分の速度で０に向かうよう変更された核を用いて畳み込み（合成）が実行さ
れる。また、折返誤差によるアーティファクトを増加させるという犠牲を払った
としても、より急峻な核を用いて若干解像度の高い画像を生じることもできる。
ハーフスキャン画像はフルスキャンデータと同様に背景映写によって生じること
ができる。データに加えられる重み付け関数の大きさにより、出力画像は二倍に
増加することになる。
すなわち、対称領域の境界直前のサンプルがインターリーブされたデータセット
の端部を０に向けて傾斜させて補正を行う。一般的に、スキャナのサンプリング
の半分の速度で０に向かうよう変更された核を用いて畳み込み（合成）が実行さ
れる。また、折返誤差によるアーティファクトを増加させるという犠牲を払った
としても、より急峻な核を用いて若干解像度の高い画像を生じることもできる。
ハーフスキャン画像はフルスキャンデータと同様に背景映写によって生じること
ができる。データに加えられる重み付け関数の大きさにより、出力画像は二倍に
増加することになる。
【００９１】 次に、第二の方法はここでハーフスキャン非対称（ＨＳＡ）と称し、フルスキ
ャンデータおよび動的スキャンデータのハーフスキャン復元のために意図された
ものである。そのアルゴリズムは、ハーフスキャン復元を用いて検出器アレイの
中央または対称部を復元すると共に、フルスキャン復元を用いて非対称領域を復
元するものである。すなわち、アレイの対称部ではπラジアンプラス対称扇形角
にわたる投影角が用いられ、非対称部では２πラジアンのデータが用いられる。
ＨＳＡ復元に対して入力されるのが、２πラジアンに渡って収集された扇形ビー
ムデータである。図１９はＨＳＡ方法のためのラドン空間を示す。領域Ｉは検出
器アレイの非対称部に対応する。領域II，IVおよびＶのデータは検出器アレイの
対称部を利用して収集される。ハーフスキャン重み関数値がアレイの対称部に加
えられるため、領域IVおよびＶはゼロに合わせられる。また、領域III のデータ
は非対称検出器アレイにより収集されず、０であるとみなされる。γm はアレイ
の非対称部が対する半扇形角、（γm−α） はアレイの対称部が対する半扇形角
、またζはフェザリングされた領域の対する角度である。また、角度βs はハー
フスキャン重み付け領域の重み関数値の始まりに対応するビュー角である。図１
９に示すように、この方法は、検出器アレイの非対称部ではフルスキャン復元を
利用し、中央部ではハーフスキャン復元を利用する。これら二つの領域の不連続
性はフェザーリング関数を用いてならされる。
ャンデータおよび動的スキャンデータのハーフスキャン復元のために意図された
ものである。そのアルゴリズムは、ハーフスキャン復元を用いて検出器アレイの
中央または対称部を復元すると共に、フルスキャン復元を用いて非対称領域を復
元するものである。すなわち、アレイの対称部ではπラジアンプラス対称扇形角
にわたる投影角が用いられ、非対称部では２πラジアンのデータが用いられる。
ＨＳＡ復元に対して入力されるのが、２πラジアンに渡って収集された扇形ビー
ムデータである。図１９はＨＳＡ方法のためのラドン空間を示す。領域Ｉは検出
器アレイの非対称部に対応する。領域II，IVおよびＶのデータは検出器アレイの
対称部を利用して収集される。ハーフスキャン重み関数値がアレイの対称部に加
えられるため、領域IVおよびＶはゼロに合わせられる。また、領域III のデータ
は非対称検出器アレイにより収集されず、０であるとみなされる。γm はアレイ
の非対称部が対する半扇形角、（γm−α） はアレイの対称部が対する半扇形角
、またζはフェザリングされた領域の対する角度である。また、角度βs はハー
フスキャン重み付け領域の重み関数値の始まりに対応するビュー角である。図１
９に示すように、この方法は、検出器アレイの非対称部ではフルスキャン復元を
利用し、中央部ではハーフスキャン復元を利用する。これら二つの領域の不連続
性はフェザーリング関数を用いてならされる。
【００９２】 この復元手順はＨＳＡ重み関数値を扇形ビームデータに加える工程を含む。動
的復元では、２πラジアンの角度に広がる一セットのビューが、多数回の回転デ
ータのセットから抽出され、一セットの重み関数値がデータバッファを中心とし
たハーフスキャン領域で加えられる。フルスキャンデータのＨＳＡ復元に対して
も、２πに広がるビューが通用する。この場合、ハーフスキャン領域の位置がビ
ュー方向に移動可能となり、異なるデータセグメントのハーフスキャン復元を可
能にする。
的復元では、２πラジアンの角度に広がる一セットのビューが、多数回の回転デ
ータのセットから抽出され、一セットの重み関数値がデータバッファを中心とし
たハーフスキャン領域で加えられる。フルスキャンデータのＨＳＡ復元に対して
も、２πに広がるビューが通用する。この場合、ハーフスキャン領域の位置がビ
ュー方向に移動可能となり、異なるデータセグメントのハーフスキャン復元を可
能にする。
【００９３】 この手順に続いて、上述したように、重み付けされたビューの入力は改良型条
痕除去およびアイソセンタ補間アルゴリズムを利用するヘリカル・リビン手順へ
と回すことができる。そして、データは畳み込み処理に回され、改良型合成核を
用いてインターリーブ投影にローパスフィルタ処理を施すことができる。画像デ
ータの背景映写および後処理はフルスキャン復元の場合と同様に行うことができ
る。
痕除去およびアイソセンタ補間アルゴリズムを利用するヘリカル・リビン手順へ
と回すことができる。そして、データは畳み込み処理に回され、改良型合成核を
用いてインターリーブ投影にローパスフィルタ処理を施すことができる。画像デ
ータの背景映写および後処理はフルスキャン復元の場合と同様に行うことができ
る。
【００９４】 ＨＳＡの重み付け関数Ｗhsa（β，γ） は、式（１５）−（１７）で定められ
たハーフスキャン重み付け関数ｗhs（β，γ）およびフルスキャン重み付け関数
ｗfs（γ）に換算して定めることができる。フルスキャン重み付け関数ｗfs（γ
）は以下のように定められる。
たハーフスキャン重み付け関数ｗhs（β，γ）およびフルスキャン重み付け関数
ｗfs（γ）に換算して定めることができる。フルスキャン重み付け関数ｗfs（γ
）は以下のように定められる。
【数１８】
【００９５】 アレイの対称および非対称部間の不連続性は、ハーフスキャンおよびフルスキ
ャン重み付け関数にフェザリング処理を施すことによってならされる。このフェ
ザリング重み付け関数ｗf（γ） はビュー角に依存せず、以下のように定められ
る。
ャン重み付け関数にフェザリング処理を施すことによってならされる。このフェ
ザリング重み付け関数ｗf（γ） はビュー角に依存せず、以下のように定められ
る。
【数１９】 ここでαはフェザリング領域の角度幅であり、フェザリング関数は以下のように
なる。
なる。
【数２０】 最終的なＨＳＡ重み付け関数は下記式で作成される。
【数２１】 ここで、βs がフルスキャン領域に対するハーフスキャン領域の開始角度を決め
る。動的スキャンデータのＨＳＡ復元において、多数回の回転データセットから
抽出された角度２のビューは、ハーフスキャン領域がビュー方向に中心化される
ように重み付けされる。この要件は下記式のように設定することで満たされる。
る。動的スキャンデータのＨＳＡ復元において、多数回の回転データセットから
抽出された角度２のビューは、ハーフスキャン領域がビュー方向に中心化される
ように重み付けされる。この要件は下記式のように設定することで満たされる。
【数２２】 フルスキャンのＨＳＡ復元において、ハーフスキャン領域は、復元されるべきデ
ータ部分次第で、そのデータセット（すなわち、０≦β≦π−γs ）にわたって
変化可能となる。
ータ部分次第で、そのデータセット（すなわち、０≦β≦π−γs ）にわたって
変化可能となる。
【００９６】 重み付けされたハーフスキャンデータの入力は、上述したようにリビニング手
順に回すことができる。この手順はハーフスキャンデータの復元に適するように
変更することができる。
順に回すことができる。この手順はハーフスキャンデータの復元に適するように
変更することができる。
【００９７】 投影データはフルスキャン取得の場合と同様にインターリーブ処理を施すこと
ができる。また、非対称領域の欠落データサンプルを求めるのに使用される補間
手順は、ヘリカル等角補間手順を利用して行うことができる。さらに、アイソセ
ンタ補間手順もＨＳＯ復元に使用されたのと同じでよい。サイズオーバーした対
象の補正に関して、視野の非対象部の範囲外に広がる対象の補償は、フルスキャ
ン復元の場合と同様に０に向けて減少させるランプ関数を利用してアレイの非対
象部分の範囲外に投影データを広げることにより行うことができる。畳み込み背
景映写および後処理はＨＳＯの場合と同様に行うことができる。また、ＨＳＯ復
元によるのと同様、出力画像は二倍に増加することになる。 上記装置では、ここに含まれる本発明の範囲から逸脱することなく、ある程度の
変更が可能であるから、上記説明に含まれ、あるいは添付図面に示される全ての
技術は説明に供された実例として解されるもので、意味を限定するものではない
。
ができる。また、非対称領域の欠落データサンプルを求めるのに使用される補間
手順は、ヘリカル等角補間手順を利用して行うことができる。さらに、アイソセ
ンタ補間手順もＨＳＯ復元に使用されたのと同じでよい。サイズオーバーした対
象の補正に関して、視野の非対象部の範囲外に広がる対象の補償は、フルスキャ
ン復元の場合と同様に０に向けて減少させるランプ関数を利用してアレイの非対
象部分の範囲外に投影データを広げることにより行うことができる。畳み込み背
景映写および後処理はＨＳＯの場合と同様に行うことができる。また、ＨＳＯ復
元によるのと同様、出力画像は二倍に増加することになる。 上記装置では、ここに含まれる本発明の範囲から逸脱することなく、ある程度の
変更が可能であるから、上記説明に含まれ、あるいは添付図面に示される全ての
技術は説明に供された実例として解されるもので、意味を限定するものではない
。
本発明の特徴および目的をより完全に理解するため、添付図面に関連してなされ
た詳細説明に対して参照がもたれる。該図面において、同一または類似部分を示
すのに同一参照符号を用いる。該図面は以下のものを含む。
た詳細説明に対して参照がもたれる。該図面において、同一または類似部分を示
すのに同一参照符号を用いる。該図面は以下のものを含む。
【図１】 従来技術ＣＴスキャナの軸方向の図を示す。
【図２】 図１のＣＴスキャナの軸方向の概略図であり、投影角βで一投影を生成する際
のディスク、Ｘ線ソースおよび検出器系の配向を示す。
のディスク、Ｘ線ソースおよび検出器系の配向を示す。
【図３】 図３Ａは、ＣＺＡスキャン時に収集されるデータのスライス平面のアイソメを
示す。 図３Ｂは、範囲（０，１０π）の扇形ビーム投影に対するＣＳＨスキャン時に
生成される各扇形ビーム投影のＺ軸位置の一セットの軌道のアイソメを示す。
示す。 図３Ｂは、範囲（０，１０π）の扇形ビーム投影に対するＣＳＨスキャン時に
生成される各扇形ビーム投影のＺ軸位置の一セットの軌道のアイソメを示す。
【図４】 π＋２γmの扇形ビーム投影角に対応するスライス平面で一枚の断層Ｘ線写真 を生成するためにＨＨスキャンによって使用されるラドン空間のグラフである。
【図５】 πの扇形ビーム投影角に対応するスライス平面で一枚の断層Ｘ線写真を生成す
るためにＨＥスキャンによって使用されるラドン空間のグラフである。
るためにＨＥスキャンによって使用されるラドン空間のグラフである。
【図６】 非対称検出器系を有するＣＴスキャナの軸方向の概略図である。
【図７】 図７Ａ及び図７Ｂは、従来技術のＣＴスキャナの軸方向の概略図であり、単一
扇形ビーム投影を形成する放射線のいくつかを示す。
扇形ビーム投影を形成する放射線のいくつかを示す。
【図８】 図８Ａ及び図８Ｂは、扇形ビーム投影データをリオーダ投影データにリビンす
る方法を示す。
る方法を示す。
【図９】 図９Ａは、０°の投影角にある従来技術の検出器系の軸方向の概略図であり、
図９Ｂは、１８０°の投影角にある従来技術の検出器系の軸方向の概略図である
。
図９Ｂは、１８０°の投影角にある従来技術の検出器系の軸方向の概略図である
。
【図１０】 ０°および１８０°の投影角にある図９Ａおよび９Ｂの検出器系間の空間関係
を示す。
を示す。
【図１１】 ２πの投影角に対応するスライス平面で一枚の断層Ｘ線写真を生成するために
、本発明の「ヘリカル非対称（ＨＡ）」スキャンによって使用されるラドン空間
のグラフである。
、本発明の「ヘリカル非対称（ＨＡ）」スキャンによって使用されるラドン空間
のグラフである。
【図１２】 ２π−φの投影角に対応するスライス平面で一枚の断層Ｘ線写真を生成するた
めに、本発明のＨＡによって使用されるラドン空間のグラフである。
めに、本発明のＨＡによって使用されるラドン空間のグラフである。
【図１３】 図１３Ａは、検出器系の非対称部によって収集された投影の一部の概略図であ
る。 図１３Ｂは、検出器系の非対称部によって収集された投影の一部を示すと共に
、検出器系の欠落部が存在していたとするとその部分で収集される考えられる投
影の一部を示す概略図である。
る。 図１３Ｂは、検出器系の非対称部によって収集された投影の一部を示すと共に
、検出器系の欠落部が存在していたとするとその部分で収集される考えられる投
影の一部を示す概略図である。
【図１４】 本発明に従って構成され、非対称検出器系を備えて使用されるＣＴスキャナの
好適例の一部を示すブロック図である。
好適例の一部を示すブロック図である。
【図１５】 平行ビーム投影の不規則な直線間隔およびアイソセンタ・補間回路によって生
成される投影の均一な間隔を示す。
成される投影の均一な間隔を示す。
【図１６】 本発明に従って構成され、４分の１検出器オフセットを有する非対称検出器系
を備えて使用されるＣＴスキャナの他の好適例の一部を示すブロック図である。
を備えて使用されるＣＴスキャナの他の好適例の一部を示すブロック図である。
【図１７】 本発明に従って構成され、ＣＳＨ操作で使用される条痕アーティファクト抑制
フィルタを示すブロック図である。
フィルタを示すブロック図である。
【図１８】 本発明のハーフスキャン・オーバーサイズ（ＨＳＯ）復元によって利用される
ラドン空間のグラフである。
ラドン空間のグラフである。
【図１９】 本発明のハーフスキャン非対称（ＨＳＡ）復元によって利用されるラドン空間
のグラフである。
のグラフである。
【手続補正書】
【提出日】平成１２年８月１１日（２０００．８．１１）
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】請求項１１
【補正方法】変更
【補正内容】
【手続補正２】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】請求項２７
【補正方法】変更
【補正内容】
【手続補正３】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００５８
【補正方法】変更
【補正内容】
【００５８】 ＨＡスキャンを実現する一方法として、濾過背景映写を実行する前に、（図１
１に示すような）ラドン空間のデータに一セットの重量を乗算するものがある。
領域１は実際には非対称検出器系によって収集されないデータを表すので、領域
１に対する加重値は０である。領域４および５のデータは、断層Ｘ線写真の少な
くとも一部のスライス平面幅を削減するために除外されるのが望ましいので、こ
れら領域の加重値も０である。領域２のデータの加重値はヘリカル・ハーフスキ
ャン法によって決められ、領域３のデータの加重値はヘリカル・フルスキャン法
によって決められる。ヘリカル・フルスキャン法として走査法ＨＩを用いるなら
、領域３の加重値は上記式（４）で定められる。また、ヘリカル・ハーフスキャ
ン法としてＨＨまたはＨＥ走査法を用いるなら、領域２の加重値はそれぞれ上記
式（５）または（６）である程度求められる。式（５）および（６）は、ＨＨお
よびＨＥ走査法に対し、それぞれ範囲（０，ψ）のβに対する加重値ＷHH（β，
γ）およびＷHE（β，γ）を記述しているが、領域２においては、βが（２π−
ψ／２，２π＋ψ／２）の間隔に広がっている。それゆえ、これら加重値は、領
域２のデータで利用されるＨＨおよびＨＥ加重値がそれぞれＷHH（β−ψ／２，
γ）およびＷHE（β−ψ／２，γ）によって与えられるようにβをオフセットす
ることによって領域３での利用に適化され得る。
１に示すような）ラドン空間のデータに一セットの重量を乗算するものがある。
領域１は実際には非対称検出器系によって収集されないデータを表すので、領域
１に対する加重値は０である。領域４および５のデータは、断層Ｘ線写真の少な
くとも一部のスライス平面幅を削減するために除外されるのが望ましいので、こ
れら領域の加重値も０である。領域２のデータの加重値はヘリカル・ハーフスキ
ャン法によって決められ、領域３のデータの加重値はヘリカル・フルスキャン法
によって決められる。ヘリカル・フルスキャン法として走査法ＨＩを用いるなら
、領域３の加重値は上記式（４）で定められる。また、ヘリカル・ハーフスキャ
ン法としてＨＨまたはＨＥ走査法を用いるなら、領域２の加重値はそれぞれ上記
式（５）または（６）である程度求められる。式（５）および（６）は、ＨＨお
よびＨＥ走査法に対し、それぞれ範囲（０，ψ）のβに対する加重値ＷHH（β，
γ）およびＷHE（β，γ）を記述しているが、領域２においては、βが（２π−
ψ／２，２π＋ψ／２）の間隔に広がっている。それゆえ、これら加重値は、領
域２のデータで利用されるＨＨおよびＨＥ加重値がそれぞれＷHH（β−ψ／２，
γ）およびＷHE（β−ψ／２，γ）によって与えられるようにβをオフセットす
ることによって領域３での利用に適化され得る。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ， ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，ＫＥ，Ｌ Ｓ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＬ ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ， ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，Ｅ Ｅ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＧＷ，ＨＵ ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ， ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，Ｍ Ｄ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ， ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，Ｖ Ｎ，ＹＵ，ＺＷ (72)発明者 ルース，クリストファー，シー. アメリカ合衆国．01923 マサチューセッ ツ，ダンヴァーズ，スクール ストリート 23 (72)発明者 クロウフォード，カール，アール. アメリカ合衆国．02146 マサチューセッ ツ，ブルックリン，ウェブスター ストリ ート 20，アパートメント 207 Ｆターム(参考） 4C093 AA22 BA03 BA10 CA13 CA37 FE14 FE15 FE24
Claims (32)
- 【請求項１】 物体に対して断層Ｘ線写真画像を生成するための方法におい
て、 放射線を発して物体に通す放射線源を設けるステップと、 物体から放射線を受け、その物体に対する画像データ生成に利用される扇形ビ
ーム投影データを取得する一列の検出器であって、一列の検出器および放射線源
が扇形ビーム投影データを取得するための複数の投影角度のいたるところで物体
の回転中心まわりを回転でき、一列の検出器の端部が扇形角度の範囲を限定し、
放射線源がその扇形角度の頂点定め、放射線源および物体の回転中心をつなぐラ
インが扇形角を互いに等しくない第一の部分扇形角および第二の部分扇形角に分
割し、一列の検出器の各検出器と放射線源をつなぐ各ラインと放射線源と回転中
心とをつなぐラインとで検出器角を規定し、第一および第二の部分扇形角の小さ
い方をφMIN とし、第一および第二の部分扇形角の大きい方をφMAX とするよう
に該一列の検出器を設けるステップと、 放射線源および一列の検出器が回転中心まわりを完全に一回転する間に入手で
きる全ての扇形ビーム投影データからなるスライス用の扇形ビーム投影データの
完全セットから、一部のサブセットを利用して画像データのスライスを生成する
ステップとからなることを特徴とする方法。 - 【請求項２】 請求項１記載の方法において、物体の少なくとも一部が前記
一列の検出器の視野の範囲外にあることを特徴とする方法。 - 【請求項３】 請求項１記載の方法において、画像データのスライスは、前
記一列の検出器中で一サブセットの検出器が取得した扇形ビーム投影データから
生成されることを特徴とする方法。 - 【請求項４】 請求項１記載の方法において、画像データのスライスは、前
記放射線源と前記一列の検出器とが回転中心まわりを完全に一回転する間の全て
の扇形ビーム投影角よりも少ない角度数で取得された扇形ビーム投影データから
生成されることを特徴とする方法。 - 【請求項５】 請求項１記載の方法において、画像データのスライスを生成
する前に、扇形ビーム投影データを重み付けするステップをさらに備えることを
特徴とする方法。 - 【請求項６】 請求項５記載の方法において、第一の重み付けスキームを利
用し、｜φ｜＜φMIN で検出器が取得したデータに重みを加えると共に、第二の
重み付けスキームを利用し、φMIN ＜｜φ｜＜φMAX で検出器が取得したデータ
に重みを加えるステップをさらに備えることを特徴とする方法。 - 【請求項７】 請求項６記載の方法において、第一の重み付けスキームを利
用する前記ステップは、 扇形ビーム投影データの完全セットから未使用部分を特定するステップと、 扇形ビーム投影データの完全セットの未使用部分を０に設定するステップとか
らなることを特徴とする方法。 - 【請求項８】 請求項７記載の方法において、扇形ビーム投影データの完全
セットの前記未使用部分が、該完全セット扇形ビーム投影データの複数投影角の
未使用部分の範囲を限定することを特徴とする方法。 - 【請求項９】 請求項６記載の方法において、第二の重み付けスキームを利
用する前記ステップは、 扇形ビーム投影データの完全セットから未使用部分を特定するステップと、 扇形ビーム投影データの完全セットの未使用部分を０に設定するステップとから
なることを特徴とする方法。 - 【請求項１０】 請求項９記載の方法において、扇形ビーム投影データの完
全セットの前記未使用部分が前記一列の検出器の未使用検出器の範囲を限定し、
該未使用検出器によって取得された扇形ビーム投影データを０に設定することを
特徴とする方法。 - 【請求項１１】 請求項１０記載の方法において、前記未使用検出器はφMI N ＜｜φ｜＜φMAX の範囲の検出器角度にあることを特徴とする方法。
- 【請求項１２】 請求項６記載の方法において、｜φ｜＜φMIN に対して第
一および第二の重み付けスキームをフェザリングするステップをさらに備えるこ
とを特徴とする方法。 - 【請求項１３】 請求項１２記載の方法において、前記フェザリングステッ
プが線形フェザリング関数を用いるステップを備えることを特徴とする方法。 - 【請求項１４】 請求項１２記載の方法において、前記フェザリングステッ
プが４分の１フェザリング関数を用いるステップを備えることを特徴とする方法
。 - 【請求項１５】 請求項１２記載の方法において、１０個の検出器が対する
一角度に対して前記フェザリングステップが行われることを特徴とする方法。 - 【請求項１６】 請求項１記載の方法において、扇形ビーム投影データを平
行ビーム投影データに変換するステップをさらに備えることを特徴とする方法。 - 【請求項１７】 物体に対して断層Ｘ線写真画像を生成するための装置にお
いて、 放射線を発して物体に通す放射線源と、 物体から放射線を受け、その物体に対する画像データ生成に利用される扇形ビ
ーム投影データを取得する一列の検出器と、 扇形ビーム投影データを取得するための複数の投影角度のいたるところで物体
の回転中心を軸として前記一列の検出器および前記放射線源を回転させる手段で
あって、ここで、前記一列の検出器の端部が扇形角度の範囲を限定し、前記放射
線源がその扇形角度の頂点定め、前記放射線源および前記物体の回転中心をつな
ぐラインが扇形角を互いに等しくない第一の部分扇形角および第二の部分扇形角
に分割し、前記一列の検出器の各検出器と前記放射線源をつなぐ各ラインと前記
放射線源と前記回転中心とをつなぐラインとで検出器角を規定し、前記第一およ
び第二の部分扇形角の小さい方をφMIN とし、前記第一および第二の部分扇形角
の大きい方をφMAX とするようにした手段と、 前記放射線源および前記一列の検出器が回転中心まわりを完全に一回転する間
に入手できる全ての扇形ビーム投影データからなるスライス用の扇形ビーム投影
データの完全セットから、一部のサブセットを利用して画像データのスライスを
生成する手段とからなることを特徴とする装置。 - 【請求項１８】 請求項１７記載の装置において、前記物体の少なくとも一
部が前記一列の検出器の視野の範囲外にあることを特徴とする装置。 - 【請求項１９】 請求項１７記載の装置において、画像データのスライスを
生成する前記手段が前記一列の検出器中で一サブセットの検出器の取得した扇形
ビーム投影データを使用することを特徴とする装置。 - 【請求項２０】 請求項１７記載の装置において、画像データのスライスを
生成する前記手段は、前記放射線源と前記一列の検出器とが回転中心まわりを完
全に一回転する間の全ての扇形ビーム投影角よりも少ない角度数で取得された扇
形ビーム投影データを使用することを特徴とする装置。 - 【請求項２１】 請求項１７記載の装置において、扇形ビーム投影データを
重み付けする手段をさらに備えることを特徴とする装置。 - 【請求項２２】 請求項２１記載の装置において、扇形ビーム投影データを
重み付けする前記手段は、 第一の重み付けスキームを適用し、｜φ｜＜φMIN で検出器が取得したデータ
に重みを加える手段と、 第二の重み付けスキームを適用し、φMIN ＜｜φ｜＜φMAX で検出器が取得し
たデータに重みを加える手段とを備えることを特徴とする装置。 - 【請求項２３】 請求項２２記載の装置において、第一の重み付けスキーム
を適用する前記手段は、 扇形ビーム投影データの完全セットから未使用部分を特定する手段と、 扇形ビーム投影データの完全セットの未使用部分を０に設定する手段とからな
ることを特徴とする装置。 - 【請求項２４】 請求項２３記載の装置において、扇形ビーム投影データの
完全セットの未使用部分を特定する前記手段が、該完全セット扇形ビーム投影デ
ータの複数投影角の未使用部分の範囲を限定することを特徴とする装置。 - 【請求項２５】 請求項２２記載の装置において、第二の重み付けスキーム
を適用する前記手段は、 扇形ビーム投影データの完全セットから未使用部分を特定する手段と、 扇形ビーム投影データの完全セットの未使用部分を０に設定する手段とからな
ることを特徴とする装置。 - 【請求項２６】 請求項２５記載の装置において、扇形ビーム投影データの
完全セットの未使用部分を特定する手段が、前記一列の検出器の未使用検出器の
範囲を限定し、該未使用検出器によって取得された扇形ビーム投影データを０に
設定することを特徴とする装置。 - 【請求項２７】 請求項２６記載の装置において、前記未使用検出器はφMI N ＜｜φ｜＜φMAX の範囲の検出器角度にあることを特徴とする装置。
- 【請求項２８】 請求項２２記載の装置において、｜φ｜＜φMIN に対して
第一および第二の重み付けスキームをフェザリングする手段をさらに備えること
を特徴とする装置。 - 【請求項２９】 請求項２８記載の装置において、前記フェザリング手段が
線形フェザリング関数を用いることを特徴とする装置。 - 【請求項３０】 請求項２８記載の装置において、前記フェザリング手段が
４分の１フェザリング関数を用いることを特徴とする装置。 - 【請求項３１】 請求項２８記載の装置において、１０個の検出器が対する
一角度に対して前記フェザリング手段が作用することを特徴とする装置。 - 【請求項３２】 請求項１７記載の装置において、扇形ビーム投影データを
平行ビーム投影データに変換する手段をさらに備えることを特徴とする装置。
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