JP2003144428A - Ｘ線透視コンピュータ断層撮影方法 - Google Patents
Ｘ線透視コンピュータ断層撮影方法Info
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N23/00—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 ＣＴ画像が検査されるべき対象の出来るだけ
広い領域を表わし、動きアーティファクトが出来るだけ
少ないようなコンピュータ断層撮影方法を提供すること
を目的とする。 【解決手段】 本発明は、リビニング及びフィルタリン
グを受けるよう測定値が連続的に捕捉され、その後に時
間的に密度の高いシーケンスで測定値からＣＴ画像が再
構成される透視コンピュータ断層撮影方法に関連する。
逆投影は、直径方向に反対側に位置するゾーンからのデ
ータを考慮に入れつつちょうど１８０°の全体投影角度
範囲を網羅するファンビームのフィルタリングされたデ
ータを含む。
広い領域を表わし、動きアーティファクトが出来るだけ
少ないようなコンピュータ断層撮影方法を提供すること
を目的とする。 【解決手段】 本発明は、リビニング及びフィルタリン
グを受けるよう測定値が連続的に捕捉され、その後に時
間的に密度の高いシーケンスで測定値からＣＴ画像が再
構成される透視コンピュータ断層撮影方法に関連する。
逆投影は、直径方向に反対側に位置するゾーンからのデ
ータを考慮に入れつつちょうど１８０°の全体投影角度
範囲を網羅するファンビームのフィルタリングされたデ
ータを含む。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、Ｘ線透視コンピュ
ータ断層撮影方法、かかる方法を実行するコンピュータ
断層撮影装置、及びかかる断層撮影装置によって生成さ
れる測定値の処理のためのコンピュータプログラムに関
連する。
ータ断層撮影方法、かかる方法を実行するコンピュータ
断層撮影装置、及びかかる断層撮影装置によって生成さ
れる測定値の処理のためのコンピュータプログラムに関
連する。
【０００２】
【従来の技術】３次元ＣＴ画像（ボリュームＣＴ）を形
成するために使用されうるＣＴ（ＣＴ＝コンピュータ断
層撮影）システムとしても使用されうるＸ線透視システ
ムが公知である（例えば特許文献１参照）。Ｘ線透視シ
ステムは、放射線源及び平面検出器を具備し５乃至９０
秒間で回転軸回りに１回転するガントリーを含み、それ
により、３次元ＣＴ画像を再構成するのに使用されうる
３００乃至５００の２次元Ｘ線透視画像を生成する。
成するために使用されうるＣＴ（ＣＴ＝コンピュータ断
層撮影）システムとしても使用されうるＸ線透視システ
ムが公知である（例えば特許文献１参照）。Ｘ線透視シ
ステムは、放射線源及び平面検出器を具備し５乃至９０
秒間で回転軸回りに１回転するガントリーを含み、それ
により、３次元ＣＴ画像を再構成するのに使用されうる
３００乃至５００の２次元Ｘ線透視画像を生成する。
【０００３】しかしながら、本願発明では、Ｘ線透視コ
ンピュータ断層撮影法は、単一の３次元ＣＴ画像だけで
なく、検査されるべき対象の連続的な撮像時点における
３次元表現であるＣＴ画像を連続的に形成する方法とし
て理解されるべきである。ここで、２つの連続する時点
の間の時間上の距離は、回転軸回りの検査されるべき対
象（産業目的の場合）又は放射線源（医用検査の場合）
が１回転するのに必要な期間よりも小さい。
ンピュータ断層撮影法は、単一の３次元ＣＴ画像だけで
なく、検査されるべき対象の連続的な撮像時点における
３次元表現であるＣＴ画像を連続的に形成する方法とし
て理解されるべきである。ここで、２つの連続する時点
の間の時間上の距離は、回転軸回りの検査されるべき対
象（産業目的の場合）又は放射線源（医用検査の場合）
が１回転するのに必要な期間よりも小さい。
【０００４】この種類の方法は、例えば、生検針が検査
されるべき対象の中に入れられこの生検針の進行が一連
の３次元ＣＴ画像に基づいて連続的に調べられるＣＴ誘
導生検のために必要である。かかる検査のためには、Ｃ
Ｔ画像が検査されるべき対象の出来るだけ広い領域を表
わし、動きアーティファクトが出来るだけ少ないことが
重要である。動きアーティファクトは、異なる時点に捕
捉された測定値を用いて再構成が行われることによって
生ずる。
されるべき対象の中に入れられこの生検針の進行が一連
の３次元ＣＴ画像に基づいて連続的に調べられるＣＴ誘
導生検のために必要である。かかる検査のためには、Ｃ
Ｔ画像が検査されるべき対象の出来るだけ広い領域を表
わし、動きアーティファクトが出来るだけ少ないことが
重要である。動きアーティファクトは、異なる時点に捕
捉された測定値を用いて再構成が行われることによって
生ずる。
【０００５】
【特許文献１】欧州特許第９４８９３０号明細書
【発明が解決しようとする課題】従って、本発明は、Ｃ
Ｔ画像が検査されるべき対象の出来るだけ広い領域を表
わし、動きアーティファクトが出来るだけ少ないような
コンピュータ断層撮影方法を提供することを目的とす
る。
Ｔ画像が検査されるべき対象の出来るだけ広い領域を表
わし、動きアーティファクトが出来るだけ少ないような
コンピュータ断層撮影方法を提供することを目的とす
る。
【０００６】
【課題を解決するための手段】この目的は、本発明によ
れば、検査されるべき対象又は放射線源が回転軸回りに
回転する間に放射線源によって発せられる円錐状放射線
ビームによって検査されるべき対象を連続的に照射する
段階と、検出器ユニットを用いて、検査されるべき対象
の向こうの放射線ビーム中の強度に依存する測定値を連
続的に捕捉する段階と、検査されるべき対象又は放射線
源の回転軸回りの回転に必要な時間よりも短い時間を隔
てて互いに位置する撮像時点において、検査されるべき
対象を表わすＣＴ画像を連続的に再構成する段階とを含
み、再構成段階は、（ａ）各群が照射中に形成され互い
に平行に且つ回転軸に平行に延びる平面上に配置される
ファンビームの測定値を含む多数の群を形成するよう測
定値をリビニングする段階と、（ｂ）フィルタリングさ
れたデータを生成するようリビニングによって生成され
る各群のデータを１次元フィルタリングする段階と、
（ｃ）複数の群のフィルタリングされたデータを逆投影
する段階とを含み、再構成されるべき各ボクセルに対し
て、当該の撮像時点の前に形成されちょうど１８０°の
全体投影角度範囲から当該のボクセルを照射した最後の
ファンビームからのフィルタリングされたデータが使用
される、Ｘ線透視コンピュータ断層撮影方法によって達
成される。
れば、検査されるべき対象又は放射線源が回転軸回りに
回転する間に放射線源によって発せられる円錐状放射線
ビームによって検査されるべき対象を連続的に照射する
段階と、検出器ユニットを用いて、検査されるべき対象
の向こうの放射線ビーム中の強度に依存する測定値を連
続的に捕捉する段階と、検査されるべき対象又は放射線
源の回転軸回りの回転に必要な時間よりも短い時間を隔
てて互いに位置する撮像時点において、検査されるべき
対象を表わすＣＴ画像を連続的に再構成する段階とを含
み、再構成段階は、（ａ）各群が照射中に形成され互い
に平行に且つ回転軸に平行に延びる平面上に配置される
ファンビームの測定値を含む多数の群を形成するよう測
定値をリビニングする段階と、（ｂ）フィルタリングさ
れたデータを生成するようリビニングによって生成され
る各群のデータを１次元フィルタリングする段階と、
（ｃ）複数の群のフィルタリングされたデータを逆投影
する段階とを含み、再構成されるべき各ボクセルに対し
て、当該の撮像時点の前に形成されちょうど１８０°の
全体投影角度範囲から当該のボクセルを照射した最後の
ファンビームからのフィルタリングされたデータが使用
される、Ｘ線透視コンピュータ断層撮影方法によって達
成される。
【０００７】上記段階（ａ）及び（ｂ）を含むコンピュ
ータ断層撮影方法は、例えば、Phys. Med. Biol. ４５
（第２３２９〜３４７頁）のグラス（Grass）外による
文献又は欧州特許出願第９９０８９２号明細書から知ら
れている。これらの文献では、回転軸に対して垂直に延
びる平坦な側面を有する中央の円筒状の領域があり、そ
の中で各ボクセルが少なくとも１８０°の角度範囲から
放射線源によって照射されることが記載されている。放
射線の減衰は、このゾーンの外側では適当な品質では再
構成することができない。従って、中央ゾーンはＣＴ画
像が再構成されうる平坦な側面を有するできるだけ大き
いゾーンである。このことは、本発明に用いられる。
ータ断層撮影方法は、例えば、Phys. Med. Biol. ４５
（第２３２９〜３４７頁）のグラス（Grass）外による
文献又は欧州特許出願第９９０８９２号明細書から知ら
れている。これらの文献では、回転軸に対して垂直に延
びる平坦な側面を有する中央の円筒状の領域があり、そ
の中で各ボクセルが少なくとも１８０°の角度範囲から
放射線源によって照射されることが記載されている。放
射線の減衰は、このゾーンの外側では適当な品質では再
構成することができない。従って、中央ゾーンはＣＴ画
像が再構成されうる平坦な側面を有するできるだけ大き
いゾーンである。このことは、本発明に用いられる。
【０００８】上記の文献は、中央ゾーンは、回転軸に対
して垂直に延び側面に向かって円錐状に先細りとされる
第１のサブ体積を含み、その中にあるボクセルは放射線
源の全ての位置から放射線に曝されること、また、全て
の放射線位置からは放射線に曝されない第２のサブ体積
を含むことを説明している。公知の方法によれば、３６
０°の全体投影角度範囲から当該ボクセルを照射したフ
ァンビームのフィルタリングされたデータは、第１のサ
ブ体積中の再構成されるべき各ボクセルのために使用さ
れる。しかしながら、本発明によれば、ちょうど１８０
°の全体投影角度範囲から当該ボクセルを最後に照射し
たファンビームのフィルタリングされたデータのみが、
各ボクセルについて、中央ゾーンの２つのサブゾーンの
ために使用される。再構成のために使用されるファンビ
ームの捕捉のために必要な時間は、公知の方法による時
間よりも短いため、ファンビームの捕捉中に動きによっ
て生じたアーティファクトはあまり目立たない。
して垂直に延び側面に向かって円錐状に先細りとされる
第１のサブ体積を含み、その中にあるボクセルは放射線
源の全ての位置から放射線に曝されること、また、全て
の放射線位置からは放射線に曝されない第２のサブ体積
を含むことを説明している。公知の方法によれば、３６
０°の全体投影角度範囲から当該ボクセルを照射したフ
ァンビームのフィルタリングされたデータは、第１のサ
ブ体積中の再構成されるべき各ボクセルのために使用さ
れる。しかしながら、本発明によれば、ちょうど１８０
°の全体投影角度範囲から当該ボクセルを最後に照射し
たファンビームのフィルタリングされたデータのみが、
各ボクセルについて、中央ゾーンの２つのサブゾーンの
ために使用される。再構成のために使用されるファンビ
ームの捕捉のために必要な時間は、公知の方法による時
間よりも短いため、ファンビームの捕捉中に動きによっ
て生じたアーティファクトはあまり目立たない。
【０００９】上述のように、再構成されうるゾーンは、
ファンビームに連続的には曝されないボクセルを有する
サブ体積を含む。このサブ体積中のボクセルの一部は、
撮像時点の前の最後のファンビームとして１８０°の角
度範囲で全てのファンビームに曝される。これらのボク
セルについての再構成は、ファンビームに連続的に曝さ
れるボクセルについての再構成と同様である。この第２
のサブ体積の他のボクセルは、撮像時点の前の最後のフ
ァンビームとして１８０°の角度範囲で捕捉された全て
のファンビームにさらされる。従って、これらのボクセ
ルを再構成するには、これらのボクセルの再構成に使用
されるファンビームについて１８０°の全体投影角度範
囲が得られるよう、更に後方に配置されるファンビーム
を使用することが必要である。
ファンビームに連続的には曝されないボクセルを有する
サブ体積を含む。このサブ体積中のボクセルの一部は、
撮像時点の前の最後のファンビームとして１８０°の角
度範囲で全てのファンビームに曝される。これらのボク
セルについての再構成は、ファンビームに連続的に曝さ
れるボクセルについての再構成と同様である。この第２
のサブ体積の他のボクセルは、撮像時点の前の最後のフ
ァンビームとして１８０°の角度範囲で捕捉された全て
のファンビームにさらされる。従って、これらのボクセ
ルを再構成するには、これらのボクセルの再構成に使用
されるファンビームについて１８０°の全体投影角度範
囲が得られるよう、更に後方に配置されるファンビーム
を使用することが必要である。
【００１０】これらの場合、互いに直径方向上に反対側
に位置するファンビームの群が存在しうる。請求項２及
び３には、これらの円錐状ビームのフィルタリングされ
たデータの処理のための他の解決策が記載されている。
請求項２による解決策では、両方のファンビームが使用
されるため、潜在的によりよい信号対雑音比が与えられ
るが、請求項３による解決策では、早くに捕捉されたフ
ァンビームのフィルタリングされたデータは考慮に入れ
られないため、潜在的により少ない動きアーティファク
トを含む。
に位置するファンビームの群が存在しうる。請求項２及
び３には、これらの円錐状ビームのフィルタリングされ
たデータの処理のための他の解決策が記載されている。
請求項２による解決策では、両方のファンビームが使用
されるため、潜在的によりよい信号対雑音比が与えられ
るが、請求項３による解決策では、早くに捕捉されたフ
ァンビームのフィルタリングされたデータは考慮に入れ
られないため、潜在的により少ない動きアーティファク
トを含む。
【００１１】請求項４は、請求項１に記載の方法を実行
するためのコンピュータ断層撮影装置を開示し、請求項
５は、請求項４に記載のコンピュータ断層撮影装置の測
定値の処理のためのコンピュータプログラムを定義す
る。
するためのコンピュータ断層撮影装置を開示し、請求項
５は、請求項４に記載のコンピュータ断層撮影装置の測
定値の処理のためのコンピュータプログラムを定義す
る。
【００１２】
【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明につ
いて説明する。図１に示すコンピュータ断層撮影装置
は、図１に示す座標系のｚ方向に平行に延びる回転軸１
４回りに回転可能なガントリー１を含む。このために、
モータ２は、ガントリー１を望ましくは一定であるが調
整可能な角速度で駆動する。例えばＸ線源である放射線
源Ｓは、ガントリー１に接続される。源には、放射線源
Ｓによって生成される放射線から円錐状の（conical）
放射線ビーム４、即ちｚ方向とそれに対して垂直な方向
に（即ち回転軸に垂直な平面上に）ゼロ以外の有限の大
きさを有する放射線ビームを形成するコリメータ装置３
が設けられる。
いて説明する。図１に示すコンピュータ断層撮影装置
は、図１に示す座標系のｚ方向に平行に延びる回転軸１
４回りに回転可能なガントリー１を含む。このために、
モータ２は、ガントリー１を望ましくは一定であるが調
整可能な角速度で駆動する。例えばＸ線源である放射線
源Ｓは、ガントリー１に接続される。源には、放射線源
Ｓによって生成される放射線から円錐状の（conical）
放射線ビーム４、即ちｚ方向とそれに対して垂直な方向
に（即ち回転軸に垂直な平面上に）ゼロ以外の有限の大
きさを有する放射線ビームを形成するコリメータ装置３
が設けられる。
【００１３】放射線ビーム４は、例えば患者台に載せら
れた患者（いずれも図示せず）といった検査されるべき
対象が配置されうる検査領域１３を横切る。検査領域１
３は、円筒状の形状である。検査領域１３を横切った
後、Ｘ線ビーム４はガントリー１に接続された２次元検
出器ユニット１６に入射する。検出器ユニットは、ｚ方
向上に互いに隣接して配置され、夫々が複数の検出器素
子を含む多数の検出器の行を含む。検出器の行は回転軸
に対して垂直な平面上に放射線源Ｓを中心とする円の円
弧上に配置されるが、これらは回転軸１４を中心とする
円の円弧を描くか、直線に沿って配置されてもよい。各
検出器素子は、放射線源の各位置での放射線ビーム４の
光線についての測定値を与える。
れた患者（いずれも図示せず）といった検査されるべき
対象が配置されうる検査領域１３を横切る。検査領域１
３は、円筒状の形状である。検査領域１３を横切った
後、Ｘ線ビーム４はガントリー１に接続された２次元検
出器ユニット１６に入射する。検出器ユニットは、ｚ方
向上に互いに隣接して配置され、夫々が複数の検出器素
子を含む多数の検出器の行を含む。検出器の行は回転軸
に対して垂直な平面上に放射線源Ｓを中心とする円の円
弧上に配置されるが、これらは回転軸１４を中心とする
円の円弧を描くか、直線に沿って配置されてもよい。各
検出器素子は、放射線源の各位置での放射線ビーム４の
光線についての測定値を与える。
【００１４】参照符号αmaxで示される放射線ビームの
開口角（開口角は、放射線源Ｓ及び回転軸１４によって
決められる中央光線の平面に対して、回転軸に対して垂
直な平面上の放射線ビーム４の縁に配置される光線が成
す角度として定義される）は、測定値の捕捉中に検査さ
れるべき対象がその中に配置される円筒の直径を決め
る。検査領域１３、又は、検査されるべき対象或いは患
者台は、モータ５によって回転軸４に対して平行に変位
されうる。モータ２及び５が同時に作動されると、放射
線源Ｓ及び検出器ユニット１６は検査ゾーン１３の回り
にヘリカルスキャン運動を行う。しかしながら、ｚ方向
の動きのためのモータ５が静止しており、モータ２がガ
ントリーを別に回転させるとき、放射線源Ｓ及び検出器
ユニット１６は、検査領域１３に対して円形のスキャン
運動を行う。
開口角（開口角は、放射線源Ｓ及び回転軸１４によって
決められる中央光線の平面に対して、回転軸に対して垂
直な平面上の放射線ビーム４の縁に配置される光線が成
す角度として定義される）は、測定値の捕捉中に検査さ
れるべき対象がその中に配置される円筒の直径を決め
る。検査領域１３、又は、検査されるべき対象或いは患
者台は、モータ５によって回転軸４に対して平行に変位
されうる。モータ２及び５が同時に作動されると、放射
線源Ｓ及び検出器ユニット１６は検査ゾーン１３の回り
にヘリカルスキャン運動を行う。しかしながら、ｚ方向
の動きのためのモータ５が静止しており、モータ２がガ
ントリーを別に回転させるとき、放射線源Ｓ及び検出器
ユニット１６は、検査領域１３に対して円形のスキャン
運動を行う。
【００１５】検出器ユニット１６によって捕捉される測
定データは、そこから検査領域１３の一部の中の吸収分
布を再構成し、例えばこれをモニタ上に表示する画像処
理コンピュータ１０に与えられる。２つのモータ２及び
５、画像処理コンピュータ１０、放射線源Ｓ、及び検出
器ユニット１６から画像処理コンピュータ１０への測定
値の転送は、適当な制御ユニット７によって制御され
る。
定データは、そこから検査領域１３の一部の中の吸収分
布を再構成し、例えばこれをモニタ上に表示する画像処
理コンピュータ１０に与えられる。２つのモータ２及び
５、画像処理コンピュータ１０、放射線源Ｓ、及び検出
器ユニット１６から画像処理コンピュータ１０への測定
値の転送は、適当な制御ユニット７によって制御され
る。
【００１６】図２は、図１に示すコンピュータ断層撮影
装置によって実行されうる測定及び再構成方法の実行に
ついて示す図である。
装置によって実行されうる測定及び再構成方法の実行に
ついて示す図である。
【００１７】ブロック１０１における初期化の後、ガン
トリーは一定の速度で回転し、１秒以下の回転時間を生
じさせる。放射線源Ｓは、検査領域を横切る円錐上の放
射線ビームを発し、検出器ユニット１６の検出器素子に
よって捕捉される測定値はバッファリングされ、画像処
理コンピュータ１０において更に処理される。
トリーは一定の速度で回転し、１秒以下の回転時間を生
じさせる。放射線源Ｓは、検査領域を横切る円錐上の放
射線ビームを発し、検出器ユニット１６の検出器素子に
よって捕捉される測定値はバッファリングされ、画像処
理コンピュータ１０において更に処理される。
【００１８】図３は、放射線源Ｓ及び検出器ユニット１
６が回転軸１４回りを動く円形経路１７を示す図であ
る。放射線ビーム４は、所与の放射線源位置Ｓ0につい
て示されている。この円錐状の放射線ビームは、図３中
のファン（扇形）ビーム４０１、４０２、４０３のよう
に回転軸に平行な平面上に配置される複数の平坦なファ
ンビームへ分解されうる。ファンビームは、同じ放射線
源から発せられ、検出器ユニット１６の各検出器素子列
によって検出され、各列は回転の方向に平行に向けられ
ている。
６が回転軸１４回りを動く円形経路１７を示す図であ
る。放射線ビーム４は、所与の放射線源位置Ｓ0につい
て示されている。この円錐状の放射線ビームは、図３中
のファン（扇形）ビーム４０１、４０２、４０３のよう
に回転軸に平行な平面上に配置される複数の平坦なファ
ンビームへ分解されうる。ファンビームは、同じ放射線
源から発せられ、検出器ユニット１６の各検出器素子列
によって検出され、各列は回転の方向に平行に向けられ
ている。
【００１９】図３は、発せられた円錐状の放射線ビーム
が例えばＳ-2、Ｓ-1、Ｓ1、又はＳ2といった放射線源の
他の位置でも測定されることを示す。これらの放射線源
の位置、又は、そこで発せられる放射線ビーム（４）
は、回転軸を含む基準平面に対して放射線源の位置から
回転軸１４への垂線によって挟まれる角度に対応するパ
ラメータβによって特徴付けられうる（回転軸回りの放
射線源の回転数に応じて、βは２πよりも大きくともよ
い）。放射線ビーム中の各ファンビームの位置は、ファ
ンビームに曝される検出器ユニット１６内の検出器素子
列の位置を示すパラメータｓによって特徴付けられう
る。このようなファンビーム自体の中の各光線は、当該
の光線に曝される検出器素子列内の検出器素子の位置を
示すか、この検出器素子と円形経路１７を含む中央平面
との間の距離を示すパラメータｔによって特徴付けられ
うる。
が例えばＳ-2、Ｓ-1、Ｓ1、又はＳ2といった放射線源の
他の位置でも測定されることを示す。これらの放射線源
の位置、又は、そこで発せられる放射線ビーム（４）
は、回転軸を含む基準平面に対して放射線源の位置から
回転軸１４への垂線によって挟まれる角度に対応するパ
ラメータβによって特徴付けられうる（回転軸回りの放
射線源の回転数に応じて、βは２πよりも大きくともよ
い）。放射線ビーム中の各ファンビームの位置は、ファ
ンビームに曝される検出器ユニット１６内の検出器素子
列の位置を示すパラメータｓによって特徴付けられう
る。このようなファンビーム自体の中の各光線は、当該
の光線に曝される検出器素子列内の検出器素子の位置を
示すか、この検出器素子と円形経路１７を含む中央平面
との間の距離を示すパラメータｔによって特徴付けられ
うる。
【００２０】捕捉される測定値は、このように３次元デ
ータセットＭ0（β，ｓ，ｔ）を構成し、各測定値は３
次元（β，ｓ，ｔ）パラメータ空間中の正則デカルト格
子の格子点に対応する。測定値の捕捉は、このように
（β，ｓ，ｔ）パラメータ空間中に正則に分布される多
数の点においていわゆる目的関数（この場合は放射線の
減衰の線積分）のスキャンを構成する。
ータセットＭ0（β，ｓ，ｔ）を構成し、各測定値は３
次元（β，ｓ，ｔ）パラメータ空間中の正則デカルト格
子の格子点に対応する。測定値の捕捉は、このように
（β，ｓ，ｔ）パラメータ空間中に正則に分布される多
数の点においていわゆる目的関数（この場合は放射線の
減衰の線積分）のスキャンを構成する。
【００２１】ステップ１０２における測定値の捕捉と、
続くステップ１０３におけるこれらの測定値の処理等
は、更なる測定値がまだ捕捉されている間に現在の測定
値が既に処理されるよう、時間的に並列に行われる。
続くステップ１０３におけるこれらの測定値の処理等
は、更なる測定値がまだ捕捉されている間に現在の測定
値が既に処理されるよう、時間的に並列に行われる。
【００２２】ステップ１０３において、測定値は、測定
値が捕捉された光線と回転軸に垂直な平面とによって挟
まれる角度の余弦で乗算される。検出器ユニットの寸法
がｚ方向上に小さい場合は、角度があまりにも小さく角
度の余弦は常に約１であるため、この段階を省くことが
できる。
値が捕捉された光線と回転軸に垂直な平面とによって挟
まれる角度の余弦で乗算される。検出器ユニットの寸法
がｚ方向上に小さい場合は、角度があまりにも小さく角
度の余弦は常に約１であるため、この段階を省くことが
できる。
【００２３】ステップ１０２において捕捉されステップ
１０３において変更される可能性のあるデータセットＭ
0（β，ｓ，ｔ）は、まだ更なる処理のために最適では
ない。従って、ステップ１０４及び１０５において測定
値のいわゆるリビニング（rebinning）が行われる。次
に、あたかも他の放射線源（平行なファンビームを発す
る円形の放射線源）を用い、異なる検出器（回転軸を含
む平坦な矩形の検出器）を用いて測定されたかのよう
に、データは再びソートされ、再び補間される。このた
めに、ステップ１０４において、まず、異なる放射線源
の位置からの、互いに平行な平面上に配置されるファン
ビームが、夫々の群を形成するよう組み合わされる。
１０３において変更される可能性のあるデータセットＭ
0（β，ｓ，ｔ）は、まだ更なる処理のために最適では
ない。従って、ステップ１０４及び１０５において測定
値のいわゆるリビニング（rebinning）が行われる。次
に、あたかも他の放射線源（平行なファンビームを発す
る円形の放射線源）を用い、異なる検出器（回転軸を含
む平坦な矩形の検出器）を用いて測定されたかのよう
に、データは再びソートされ、再び補間される。このた
めに、ステップ１０４において、まず、異なる放射線源
の位置からの、互いに平行な平面上に配置されるファン
ビームが、夫々の群を形成するよう組み合わされる。
【００２４】図４は、このようにして形成されるファン
ビームの群を示す図である。各放射線源位置Ｓ-2．．．
Ｓ0．．．Ｓ2の１つのファンビームが夫々この群に属す
る。
ビームの群を示す図である。各放射線源位置Ｓ-2．．．
Ｓ0．．．Ｓ2の１つのファンビームが夫々この群に属す
る。
【００２５】群に関連する円錐ビームは、以下の条件、
φ＝α＋β （１）
を満たす。式中、φは、一群のファンビームが検査領域
を横切り、この群の各ファンビームが回転軸を含む他の
基準平面に対して成す投影角度である。αは、元の放射
線ビーム中の当該のファンビーム（図３参照）と回転軸
及び放射線源位置（例えばそれ自体は角度βによって決
まるＳ2）によって決まる中央平面とが挟む角度を示
す。この種類のファンビームの群は、一定の投影角度ｄ
φずつ互いにずれた異なる投影角度φに対して形成され
る。放射線ビームのファンビームが式１を正確に満たさ
ないとき、放射線ビームの隣接するファンビームの光線
（図３）からの補間によって対応するファンビームが決
定されねばならない。
を横切り、この群の各ファンビームが回転軸を含む他の
基準平面に対して成す投影角度である。αは、元の放射
線ビーム中の当該のファンビーム（図３参照）と回転軸
及び放射線源位置（例えばそれ自体は角度βによって決
まるＳ2）によって決まる中央平面とが挟む角度を示
す。この種類のファンビームの群は、一定の投影角度ｄ
φずつ互いにずれた異なる投影角度φに対して形成され
る。放射線ビームのファンビームが式１を正確に満たさ
ないとき、放射線ビームの隣接するファンビームの光線
（図３）からの補間によって対応するファンビームが決
定されねばならない。
【００２６】図４に示すファンビーム４１１．．．４１
５を含む群のファンビームは、テント状の形状を有し互
いに平行に延びるとともに回転軸に平行に延びる平面上
に置かれるファンビームから構成される放射線ビーム４
１０を画成する。図４はまた、放射線ビーム４１０が、
回転軸１４を含みファンビーム４１１．．．４１５の平
面に対直に延びる平面によって交差されるときに得られ
る交差面積４２０を示す。中心の放射線源の位置は縁に
おける放射線源の位置よりも交差平面から遠くに配置さ
れるため、上縁及び下縁は外向きにクッション状に湾曲
する。
５を含む群のファンビームは、テント状の形状を有し互
いに平行に延びるとともに回転軸に平行に延びる平面上
に置かれるファンビームから構成される放射線ビーム４
１０を画成する。図４はまた、放射線ビーム４１０が、
回転軸１４を含みファンビーム４１１．．．４１５の平
面に対直に延びる平面によって交差されるときに得られ
る交差面積４２０を示す。中心の放射線源の位置は縁に
おける放射線源の位置よりも交差平面から遠くに配置さ
れるため、上縁及び下縁は外向きにクッション状に湾曲
する。
【００２７】ステップ１０５において、交差面積４２０
の湾曲した上縁及び下縁を省いて矩形の領域が画成さ
れ、群のファンビームの光線は再び補間によって計算さ
れ、即ちこれらが座標ｕ（回転軸に対して垂直）及び座
標ｖ（回転軸に対して平行）によって特徴付けられる正
則デカルト格子の格子点において交差面積４２０中のこ
の矩形に突き刺さるように計算される。リビニングは、
このように（β，ｓ，ｔ）パラメータ空間中で正則格子
によって決められる測定値Ｍ0（β，ｓ，ｔ）を、３次
元（φ，ｕ，ｖ）パラメータ空間中の正則格子によって
決められる測定値Ｍ1（φ，ｕ，ｖ）へ変換する。
の湾曲した上縁及び下縁を省いて矩形の領域が画成さ
れ、群のファンビームの光線は再び補間によって計算さ
れ、即ちこれらが座標ｕ（回転軸に対して垂直）及び座
標ｖ（回転軸に対して平行）によって特徴付けられる正
則デカルト格子の格子点において交差面積４２０中のこ
の矩形に突き刺さるように計算される。リビニングは、
このように（β，ｓ，ｔ）パラメータ空間中で正則格子
によって決められる測定値Ｍ0（β，ｓ，ｔ）を、３次
元（φ，ｕ，ｖ）パラメータ空間中の正則格子によって
決められる測定値Ｍ1（φ，ｕ，ｖ）へ変換する。
【００２８】交差面積４２０の湾曲した上領域又は下領
域に位置する元の放射線ビームの光線の部分（即ちＭ1
（φ，ｕ，ｖ）が画成される矩形の外側）はもはや方法
を行うためには使用されないため、円錐状の放射線ビー
ムがこれらの光線を含まないようコリメータ装置３を設
計することが有利である。コリメータ装置３は、このた
めに、回転軸に対して垂直に延びるまっすぐな縁ではな
く、内向きに湾曲した縁を有するべきである。このよう
にして、患者が曝される放射線量は減少される。
域に位置する元の放射線ビームの光線の部分（即ちＭ1
（φ，ｕ，ｖ）が画成される矩形の外側）はもはや方法
を行うためには使用されないため、円錐状の放射線ビー
ムがこれらの光線を含まないようコリメータ装置３を設
計することが有利である。コリメータ装置３は、このた
めに、回転軸に対して垂直に延びるまっすぐな縁ではな
く、内向きに湾曲した縁を有するべきである。このよう
にして、患者が曝される放射線量は減少される。
【００２９】ステップ１０６において、測定値Ｍ
1（φ，ｕ，ｖ）の一次元のランプ（ramp）状のフィル
タリングが行われた。次に、同じ投影角度φと同じパラ
メータｖを有する全ての測定値は、透過率が周波数の関
数としてランプ状に増加するフィルタリングを受ける。
1（φ，ｕ，ｖ）の一次元のランプ（ramp）状のフィル
タリングが行われた。次に、同じ投影角度φと同じパラ
メータｖを有する全ての測定値は、透過率が周波数の関
数としてランプ状に増加するフィルタリングを受ける。
【００３０】このようにフィルタリングされたデータＦ
（φ，ｕ，ｖ）は、逆投影による検査領域中の吸収分布
の再構成のために続いて使用され、これは最初にバッフ
ァメモリに格納される。続く再構成ステップ１０７の間
と更に、ステップ１０３乃至１０６は（ステップ１０２
において）まだ捕捉されている測定値に対して連続的に
行われ、このようにフィルタリングされたデータＦ
（φ，ｕ，ｖ）の一定のストリームが得られる。このフ
ィルタリングされたデータのストリームから、異なるス
キャン時点における対象を表わすＣＴ画像が夫々の逆投
影によって形成される。このようにして形成された測定
値が再構成のために必要とされることなく患者が放射線
負荷に曝されることを防止するために、連続する撮像時
点の間の時間上の距離は、放射線源が回転軸１４回りに
完全に回転するのに必要な時間よりも短くなくてはなら
ない。
（φ，ｕ，ｖ）は、逆投影による検査領域中の吸収分布
の再構成のために続いて使用され、これは最初にバッフ
ァメモリに格納される。続く再構成ステップ１０７の間
と更に、ステップ１０３乃至１０６は（ステップ１０２
において）まだ捕捉されている測定値に対して連続的に
行われ、このようにフィルタリングされたデータＦ
（φ，ｕ，ｖ）の一定のストリームが得られる。このフ
ィルタリングされたデータのストリームから、異なるス
キャン時点における対象を表わすＣＴ画像が夫々の逆投
影によって形成される。このようにして形成された測定
値が再構成のために必要とされることなく患者が放射線
負荷に曝されることを防止するために、連続する撮像時
点の間の時間上の距離は、放射線源が回転軸１４回りに
完全に回転するのに必要な時間よりも短くなくてはなら
ない。
【００３１】このように、ステップ１０７において、対
応する時点ｔAが選択される。この撮像時点は、所与の
放射線源位置（β）に関連付けられる。しかしながら、
測定値の捕捉とステップ１０６におけるこれらの測定値
からのフィルタリングされたデータの形成との間には一
定の遅延が必ず生ずるため、放射線源はその間にすでに
この位置を通過している。逆投影は、ステップ１０８に
おけるボクセルＰ（ｘ，ｙ，ｚ）の選択と、ステップ１
０９乃至１１１における以前に当該のボクセルに当たっ
た光線からのフィルタリングされたデータの寄与の加算
を含む。
応する時点ｔAが選択される。この撮像時点は、所与の
放射線源位置（β）に関連付けられる。しかしながら、
測定値の捕捉とステップ１０６におけるこれらの測定値
からのフィルタリングされたデータの形成との間には一
定の遅延が必ず生ずるため、放射線源はその間にすでに
この位置を通過している。逆投影は、ステップ１０８に
おけるボクセルＰ（ｘ，ｙ，ｚ）の選択と、ステップ１
０９乃至１１１における以前に当該のボクセルに当たっ
た光線からのフィルタリングされたデータの寄与の加算
を含む。
【００３２】逆投影の説明のため、放射線源が１回転す
るたびに６つのＣＴ画像が再構成され、ＣＴ画像は夫々
が円１７に沿って規則的に分布される６つの放射線源位
置に関連付けられる６つの撮像時点における対象を表わ
すと想定する。また、撮像時点の前に、フィルタリング
されたデータは３６０°の投影角度範囲に亘って存在
し、このデータはメモリに記憶されると想定する。この
メモリは、図７に示され、撮像時点の数（本例では６）
に対応するセグメントＳ1乃至Ｓ6の数を有する。これら
のセグメントは、夫々が６０°の投影角度範囲に亘るデ
ータを記憶することが可能であり、新しく到着するデー
タＦ（φ，ｕ，ｖ）が以前のデータを置き換えるシフト
レジスタの形に構成される。従って、ステップ１０７の
後、φA−６０°からφAの投影角度範囲に亘る最も新し
いデータＦ（φ，ｕ，ｖ）は、撮像時点ｔAに対する最
初のセクションＳ1の中に存在し、ただし、φAは入力さ
れた最後のフィルタリングされたデータＦ（φA，ｕ，
ｖ）の投影角度である。第２のセグメントＳ2はφA−１
２０°からφ−６０°までの投影角度範囲に亘るデータ
を含み、第３のセグメントＳ3はφA−１８０°からφ−
１２０°までの投影角度範囲に亘るデータを含み、以下
同様である。
るたびに６つのＣＴ画像が再構成され、ＣＴ画像は夫々
が円１７に沿って規則的に分布される６つの放射線源位
置に関連付けられる６つの撮像時点における対象を表わ
すと想定する。また、撮像時点の前に、フィルタリング
されたデータは３６０°の投影角度範囲に亘って存在
し、このデータはメモリに記憶されると想定する。この
メモリは、図７に示され、撮像時点の数（本例では６）
に対応するセグメントＳ1乃至Ｓ6の数を有する。これら
のセグメントは、夫々が６０°の投影角度範囲に亘るデ
ータを記憶することが可能であり、新しく到着するデー
タＦ（φ，ｕ，ｖ）が以前のデータを置き換えるシフト
レジスタの形に構成される。従って、ステップ１０７の
後、φA−６０°からφAの投影角度範囲に亘る最も新し
いデータＦ（φ，ｕ，ｖ）は、撮像時点ｔAに対する最
初のセクションＳ1の中に存在し、ただし、φAは入力さ
れた最後のフィルタリングされたデータＦ（φA，ｕ，
ｖ）の投影角度である。第２のセグメントＳ2はφA−１
２０°からφ−６０°までの投影角度範囲に亘るデータ
を含み、第３のセグメントＳ3はφA−１８０°からφ−
１２０°までの投影角度範囲に亘るデータを含み、以下
同様である。
【００３３】ステップ１０９では、セグメントＳ1乃至
Ｓ3に記憶されφA乃至φA−１８０°の投影角度範囲か
らボクセルを照射した光線に関連付けられるフィルタリ
ングされたデータによって、寄与ｄＦ（φ，Ｓ1−Ｓ3）
の加算が行われる。続いて、ステップ１１０において、
各投影角度φ（φ＜φA−１８０°）について、ボクセ
ルが投影方向φ＋１８０°から照射されたかどうか（従
ってステップ１０９においてボクセルについての寄与が
加算されたかどうか）について調べる。その場合、次の
ステップ１１２は飛ばされる。ステップ１０９におい
て、セグメントＳ4乃至Ｓ6に記憶されφA−１８０°乃
至φA−３６０°の投影角度範囲からボクセルを照射し
た光線に関連付けられるフィルタリングされたデータに
よる寄与ｄＦ（φ，Ｓ4−Ｓ6）の加算が行われる。
Ｓ3に記憶されφA乃至φA−１８０°の投影角度範囲か
らボクセルを照射した光線に関連付けられるフィルタリ
ングされたデータによって、寄与ｄＦ（φ，Ｓ1−Ｓ3）
の加算が行われる。続いて、ステップ１１０において、
各投影角度φ（φ＜φA−１８０°）について、ボクセ
ルが投影方向φ＋１８０°から照射されたかどうか（従
ってステップ１０９においてボクセルについての寄与が
加算されたかどうか）について調べる。その場合、次の
ステップ１１２は飛ばされる。ステップ１０９におい
て、セグメントＳ4乃至Ｓ6に記憶されφA−１８０°乃
至φA−３６０°の投影角度範囲からボクセルを照射し
た光線に関連付けられるフィルタリングされたデータに
よる寄与ｄＦ（φ，Ｓ4−Ｓ6）の加算が行われる。
【００３４】加算の結果は、検査領域中のボクセルＰ
（ｘ，ｙ，ｚ）の位置に依存する。これについては図５
及び図６を参照のこと。
（ｘ，ｙ，ｚ）の位置に依存する。これについては図５
及び図６を参照のこと。
【００３５】図５は、破線によって、リビニングによっ
て形成され回転軸１４を通るファンビーム４１のうちの
１つを示す。放射線源Ｓは回転軸の垂直方向に上方に配
置される。また、回転軸１４の垂直方向に下方の放射線
源位置Ｓ’から発せられるファンビーム４１’が示され
る。装置の対称性により２つのファンビームの縁の光線
は回転軸１４において交差し、これらの交点は吸収分布
が完全に再構成されうる円筒状の体積Ｖ0の幅を画成す
ることが示されうる。検査されるべき対象１３中の吸収
分布は、この体積Ｖ0の外側では再構成されることがで
きない。
て形成され回転軸１４を通るファンビーム４１のうちの
１つを示す。放射線源Ｓは回転軸の垂直方向に上方に配
置される。また、回転軸１４の垂直方向に下方の放射線
源位置Ｓ’から発せられるファンビーム４１’が示され
る。装置の対称性により２つのファンビームの縁の光線
は回転軸１４において交差し、これらの交点は吸収分布
が完全に再構成されうる円筒状の体積Ｖ0の幅を画成す
ることが示されうる。検査されるべき対象１３中の吸収
分布は、この体積Ｖ0の外側では再構成されることがで
きない。
【００３６】体積Ｖ0は、ファンビーム４１、４１’の
縁の光線によって互いに分けられる第１のサブ体積Ｖ1
と第２のサブ体積Ｖ2へ分割されうる。中央の第１のサ
ブ体積Ｖ1は回転対称であり円盤状の領域であるのに対
して、第２のサブ体積Ｖ2は体積Ｖ0内の第１のサブ体積
Ｖ1の両側の全ての残る領域を含む。第１のサブ体積Ｖ1
中の全てのボクセルは連続的に放射線に曝される。しか
しながら、第２のサブ体積Ｖ2中のボクセルは連続的に
は放射線に曝されない。例えば、回転軸１４の上方に位
置するボクセルＰ1はファンビーム４１に当たらない
（が、ファンビーム４１’には当たる）のに対して、丁
度その下方に位置し回転軸１４に関して対称なボクセル
Ｐ2はファンビーム４１に当たるがファンビーム４１'に
は当たらない。
縁の光線によって互いに分けられる第１のサブ体積Ｖ1
と第２のサブ体積Ｖ2へ分割されうる。中央の第１のサ
ブ体積Ｖ1は回転対称であり円盤状の領域であるのに対
して、第２のサブ体積Ｖ2は体積Ｖ0内の第１のサブ体積
Ｖ1の両側の全ての残る領域を含む。第１のサブ体積Ｖ1
中の全てのボクセルは連続的に放射線に曝される。しか
しながら、第２のサブ体積Ｖ2中のボクセルは連続的に
は放射線に曝されない。例えば、回転軸１４の上方に位
置するボクセルＰ1はファンビーム４１に当たらない
（が、ファンビーム４１’には当たる）のに対して、丁
度その下方に位置し回転軸１４に関して対称なボクセル
Ｐ2はファンビーム４１に当たるがファンビーム４１'に
は当たらない。
【００３７】このように、体積Ｖ0中のボクセルの位置
はどの投影角度φにおいてステップ１０９における当該
のボクセルについての寄与ｄＦ（φ，Ｓ1−Ｓ3）が得ら
れるかを決定する。
はどの投影角度φにおいてステップ１０９における当該
のボクセルについての寄与ｄＦ（φ，Ｓ1−Ｓ3）が得ら
れるかを決定する。
【００３８】更なる説明のために、図６を参照する。図
６は、回転軸１４に垂直な断面図で検査領域１３を示す
図である。円弧φ1はボクセルＰ1がどこからの放射線に
当たりうるかの投影角度範囲を示す（この表現は、放射
線源がこの円弧からの距離よりもかなり大きい回転軸か
らの距離に配置されるという点で条件を単純なものとす
る）。第２のサブ体積中の全てのボクセルは、少なくと
も１８０°であり３６０°未満の投影角度範囲を有し、
回転軸に関して異なる位置に配置されうる。
６は、回転軸１４に垂直な断面図で検査領域１３を示す
図である。円弧φ1はボクセルＰ1がどこからの放射線に
当たりうるかの投影角度範囲を示す（この表現は、放射
線源がこの円弧からの距離よりもかなり大きい回転軸か
らの距離に配置されるという点で条件を単純なものとす
る）。第２のサブ体積中の全てのボクセルは、少なくと
も１８０°であり３６０°未満の投影角度範囲を有し、
回転軸に関して異なる位置に配置されうる。
【００３９】図６はまた、破線によって部分的に示され
る更なる円を示す。撮像時点ｔAにおける放射線源の位
置は、符号Ｓによって示される。位置Ａは、位置Ｓに対
して角度２αmaxに亘って、即ち矢印３０に従った回転
の方向とは反対にずらされるものとして示される。この
位置は、撮像時点ｔAまでのリビニングから得られる測
定値が、ちょうど、完全な扇形の群（即ち検査領域の断
面全体を横切った群）を形成するのになお適当である投
影角度φAを決める。位置Ｂ，Ｃ，Ｄ，Ｅ及びＦは、以
前に捕捉された測定値のリビニングによって得られる投
影角度φB，φC，φD，φE，及びφFを示す。
る更なる円を示す。撮像時点ｔAにおける放射線源の位
置は、符号Ｓによって示される。位置Ａは、位置Ｓに対
して角度２αmaxに亘って、即ち矢印３０に従った回転
の方向とは反対にずらされるものとして示される。この
位置は、撮像時点ｔAまでのリビニングから得られる測
定値が、ちょうど、完全な扇形の群（即ち検査領域の断
面全体を横切った群）を形成するのになお適当である投
影角度φAを決める。位置Ｂ，Ｃ，Ｄ，Ｅ及びＦは、以
前に捕捉された測定値のリビニングによって得られる投
影角度φB，φC，φD，φE，及びφFを示す。
【００４０】第１のサブ体積中のボクセルの再構成は、
φA乃至φDの投影角度範囲に、即ち１８０°の投影角度
範囲に配置された光線のフィルタリングされたデータを
必要とする。第２のサブ体積2Ｖについて、これらが例
えばボクセルＰ2といった対応する投影角度におけるフ
ァンビームによって全ての角度位置φA...φDで捕捉さ
れている場合に同じことがいえる。ステップ１１０及び
１１１において、これらのボクセルはメモリのセグメン
トＳ4乃至Ｓ6からの以前に捕捉されたデータからの寄与
をもはや受け取らない。
φA乃至φDの投影角度範囲に、即ち１８０°の投影角度
範囲に配置された光線のフィルタリングされたデータを
必要とする。第２のサブ体積2Ｖについて、これらが例
えばボクセルＰ2といった対応する投影角度におけるフ
ァンビームによって全ての角度位置φA...φDで捕捉さ
れている場合に同じことがいえる。ステップ１１０及び
１１１において、これらのボクセルはメモリのセグメン
トＳ4乃至Ｓ6からの以前に捕捉されたデータからの寄与
をもはや受け取らない。
【００４１】しかしながら、ボクセルＰ1は、φB乃至φ
Cからの範囲のどのファンビームも当たらないため、こ
の投影角度範囲は、ボクセルＰ1には十分でない。この
ボクセルに対しては、（メモリのセグメントＳ4乃至Ｓ6
から）それよりも以前に捕捉された測定値のフィルタリ
ングされたデータが使用されねばならない。１８０°ず
れた方向からの測定はコンピュータ断層撮影では等しい
ため、範囲φB乃至φCからのファンビームの失われたデ
ータは、投影角度範囲φB乃至φCに対して直径方向上に
反対側に配置される投影角度範囲φE乃至φFからのファ
ンビームのフィルタリングされたデータによって置き換
えられうる。この例は、当該のボクセル（Ｐ1）につい
て全部で１８０°となる投影角度のコヒーレントな範囲
（この場合はφC乃至φF）が利用可能となるには、非常
に多くの以前に捕捉された測定データが使用されねばな
らないことを示す。その場合にのみ、その場合にこのボ
クセルに対してちょうど１８０°の全体的な投影角度範
囲からのファンビームの寄与を割り当てることができ
る。
Cからの範囲のどのファンビームも当たらないため、こ
の投影角度範囲は、ボクセルＰ1には十分でない。この
ボクセルに対しては、（メモリのセグメントＳ4乃至Ｓ6
から）それよりも以前に捕捉された測定値のフィルタリ
ングされたデータが使用されねばならない。１８０°ず
れた方向からの測定はコンピュータ断層撮影では等しい
ため、範囲φB乃至φCからのファンビームの失われたデ
ータは、投影角度範囲φB乃至φCに対して直径方向上に
反対側に配置される投影角度範囲φE乃至φFからのファ
ンビームのフィルタリングされたデータによって置き換
えられうる。この例は、当該のボクセル（Ｐ1）につい
て全部で１８０°となる投影角度のコヒーレントな範囲
（この場合はφC乃至φF）が利用可能となるには、非常
に多くの以前に捕捉された測定データが使用されねばな
らないことを示す。その場合にのみ、その場合にこのボ
クセルに対してちょうど１８０°の全体的な投影角度範
囲からのファンビームの寄与を割り当てることができ
る。
【００４２】その場合、ボクセルＰ1に対して直径方向
上に反対側に位置する２つの投影角度範囲、即ち、φA
−φB及びφD−φEがある。このことは、ステップ１１
０において認識され、従って、このボクセルはメモリの
セグメントＳ4乃至Ｓ6からの投影角度範囲φD−φEに対
する寄与を受け取らない。しかしながら、ボクセルは範
囲φB−φCからの寄与を受け取っていないため、範囲φ
E−φFに対するセグメントＳ4乃至Ｓ6からの寄与があ
る。
上に反対側に位置する２つの投影角度範囲、即ち、φA
−φB及びφD−φEがある。このことは、ステップ１１
０において認識され、従って、このボクセルはメモリの
セグメントＳ4乃至Ｓ6からの投影角度範囲φD−φEに対
する寄与を受け取らない。しかしながら、ボクセルは範
囲φB−φCからの寄与を受け取っていないため、範囲φ
E−φFに対するセグメントＳ4乃至Ｓ6からの寄与があ
る。
【００４３】しかしながら、これらの範囲からフィルタ
リングされたデータの処理を行う他の可能性がある。こ
れは、投影角度範囲φA−φBからの寄与だけでなく範囲
φD−φEからの寄与が画素Ｐ1に対する２つの重み係数
（例えば０．５）で加算されえ、これらの係数の和は、
逆投影中に範囲φC−φD又はφE−φFからのファンビー
ムのフィルタリングされたデータが考慮される重みに丁
度等しいためである。
リングされたデータの処理を行う他の可能性がある。こ
れは、投影角度範囲φA−φBからの寄与だけでなく範囲
φD−φEからの寄与が画素Ｐ1に対する２つの重み係数
（例えば０．５）で加算されえ、これらの係数の和は、
逆投影中に範囲φC−φD又はφE−φFからのファンビー
ムのフィルタリングされたデータが考慮される重みに丁
度等しいためである。
【００４４】体積Ｖ0中で放射線の吸収についてこのよ
うに再構成されたＣＴ画像は、モニタ１１上に適当に表
示される（ステップ１１２）。その間、（ステップ１０
２において）まだ捕捉中である測定値に対して、ステッ
プ１０３乃至１０６が連続的に適用される。後の撮像時
点のために、フィルタリングされたデータの結果として
得られるストリームから更なるＣＴ画像が再構成され、
このＣＴ画像は、例えば、回転方向に例えば６０°に亘
って前方にシフトされた放射線源位置に関連付けられ
る。
うに再構成されたＣＴ画像は、モニタ１１上に適当に表
示される（ステップ１１２）。その間、（ステップ１０
２において）まだ捕捉中である測定値に対して、ステッ
プ１０３乃至１０６が連続的に適用される。後の撮像時
点のために、フィルタリングされたデータの結果として
得られるストリームから更なるＣＴ画像が再構成され、
このＣＴ画像は、例えば、回転方向に例えば６０°に亘
って前方にシフトされた放射線源位置に関連付けられ
る。
【００４５】最後のデータについて形成されたフィルタ
リングされたデータＦ（φ，ｕ，ｖ）はメモリの最初の
セグメントＳ1中の６０°の投影角度範囲について格納
され、以前に格納されたデータは次のセグメントへ動か
される。以前は最後のセグメントＳ6に格納されていた
古いデータは消去される。続いて、ステップ１０７乃至
１１２からなるループが、ステップ１１３においてユー
ザによってＣＴＸ線透視法が終了されるまで繰り返され
る。
リングされたデータＦ（φ，ｕ，ｖ）はメモリの最初の
セグメントＳ1中の６０°の投影角度範囲について格納
され、以前に格納されたデータは次のセグメントへ動か
される。以前は最後のセグメントＳ6に格納されていた
古いデータは消去される。続いて、ステップ１０７乃至
１１２からなるループが、ステップ１１３においてユー
ザによってＣＴＸ線透視法が終了されるまで繰り返され
る。
【００４６】上述の説明では、放射線源及び検出器ユニ
ットが回転軸１４回りを回転し、検査領域又はその中に
位置する検査されるべき対象は静止していると想定し
た。これは、医用検査の場合に重要である。産業上の検
査、例えば加工中の製品の検査の場合、検査されるべき
対象が回転し放射線源及び検出器ユニットは静止したま
まであってもよい。本発明は、このような場合にも実行
されうる。投影角度φ及び放射線源βは、検査されるべ
き対象の角度的な位置によって決められる。
ットが回転軸１４回りを回転し、検査領域又はその中に
位置する検査されるべき対象は静止していると想定し
た。これは、医用検査の場合に重要である。産業上の検
査、例えば加工中の製品の検査の場合、検査されるべき
対象が回転し放射線源及び検出器ユニットは静止したま
まであってもよい。本発明は、このような場合にも実行
されうる。投影角度φ及び放射線源βは、検査されるべ
き対象の角度的な位置によって決められる。
【図１】本発明による方法を実行するためのコンピュー
タ断層撮影装置を示す図である。
タ断層撮影装置を示す図である。
【図２】本発明の方法を示すフローチャートである。
【図３】放射線源の位置に生成される円錐放射線ビーム
を示す図である。
を示す図である。
【図４】平行な平面上のリビニング（rebinning）によ
って形成されるファンビームの群を示す図である。
って形成されるファンビームの群を示す図である。
【図５】回転軸を含む表現中の検査領域中の幾何学的な
条件を示す図である。
条件を示す図である。
【図６】回転軸に対して垂直方向の表現中の検査領域中
の幾何学的な条件を示す図である。
の幾何学的な条件を示す図である。
【図７】逆投影のために使用されるメモリを示す図であ
る。
る。
１ ガントリー
２ モータ
３ コリメータ装置
４ 放射線ビーム
５ モータ
７ 制御ユニット
１０ 画像処理コンピュータ
１３ 検査領域
１４ 回転軸
１６ 検出器ユニット
フロントページの続き
(72)発明者 ミヒャエル グラス
ドイツ連邦共和国，22457 ハンブルク,
アルベルティーネ‐アソール‐シュトラー
セ ８エー
(72)発明者 トーマス ケーラー
ドイツ連邦共和国，22851 ノルダーシュ
テット，シュテーアカンプ 23
Ｆターム(参考） 4C093 AA22 BA10 CA13 FE12 FE16
FE24
Claims (5)
- 【請求項１】 検査されるべき対象又は放射線源が回転
軸回りに回転する間に上記放射線源によって発せられる
円錐状放射線ビームによって上記検査されるべき対象を
連続的に照射する段階と、 検出器ユニットを用いて、上記検査されるべき対象の向
こうの放射線ビーム中の強度に依存する測定値を連続的
に捕捉する段階と、 上記検査されるべき対象又は上記放射線源の回転軸回り
の回転に必要な時間よりも短い時間を隔てて互いに位置
する撮像時点において、検査されるべき対象を表わすＣ
Ｔ画像を連続的に再構成する段階とを含み、 上記再構成段階は、 （ａ）各群が照射中に形成され互いに平行に且つ回転軸
に平行に延びる平面上に配置されるファンビームの測定
値を含む多数の群を形成するよう測定値をリビニングす
る段階と、 （ｂ）フィルタリングされたデータを生成するようリビ
ニングによって生成される各群のデータを１次元フィル
タリングする段階と、 （ｃ）複数の群のフィルタリングされたデータを逆投影
する段階とを含み、再構成されるべき各ボクセルに対し
て、当該の撮像時点の前に形成されちょうど１８０°の
全体投影角度範囲から当該のボクセルを照射した最後の
ファンビームからのフィルタリングされたデータが使用
される、Ｘ線透視コンピュータ断層撮影方法。 - 【請求項２】 互いに１８０°ずらされた投影角度範囲
（φA−φB及びφD−φE）から当該のボクセルを照射し
１８０°の全体投影角度範囲内に配置されるファンビー
ムのフィルタリングされたデータは、ファンビーム中に
一時的にのみ存在するボクセルの吸収を再構成するため
に重み付けされて加算される、請求項１記載のＸ線透視
コンピュータ断層撮影方法。 - 【請求項３】 ファンビーム中に一時的にのみ存在する
ボクセルの吸収の再構成は、互いに１８０°ずらされた
方向から当該のボクセルを照射し１８０°の全体投影角
度範囲内に配置されるファンビームのフィルタリングさ
れたデータのうち、形成された最後のファンビームのデ
ータ（φA−φB）のみを使用する、請求項１記載のＸ線
透視コンピュータ断層撮影方法。 - 【請求項４】 請求項１記載の方法を実行するためのコ
ンピュータ断層撮影装置であって、 円錐状の放射線ビームを連続的に発生する放射線源と、 放射線源と検査されるべき対象との間の円形の相対的な
動きを実現する駆動装置と、 検査領域中の光線の減衰に依存する測定値の連続的な捕
捉のための検出器ユニットと、 上記検査されるべき対象又は上記放射線源の回転軸回り
の回転に必要な時間よりも短い時間を隔てて互いに位置
する撮像時点において、検査されるべき対象を表わすＣ
Ｔ画像を連続的に再構成する再構成ユニットとを含み、 上記再構成ユニットは測定値の処理を以下のように行
い、即ち、 （ａ）照射中に形成され互いに平行に及び回転軸に平行
に延びる平面上に配置されるファンビームの測定値を各
群が含む多数の群を形成するよう測定値をリビニング
し、 （ｂ）フィルタリングされたデータを生成するようリビ
ニングによって生成される各群のデータを１次元フィル
タリングし、 （ｃ）再構成されるべき各ボクセルに対して当該の撮像
時点の前に形成されちょうど１８０°の全体投影角度範
囲から当該のボクセルを照射した最後のファンビームか
らのフィルタリングされたデータが使用され、複数の群
のフィルタリングされたデータを逆投影する、Ｘ線透視
コンピュータ断層撮影方法。 - 【請求項５】 （ａ）各群が照射中に形成され互いに平
行に及び回転軸に平行に延びる平面上に配置されるファ
ンビームの測定値を含む多数の群を形成するよう測定値
をリビニングする段階と、 （ｂ）フィルタリングされたデータを生成するよう各群
のデータをリビニングによって生成されるように１次元
フィルタリングする段階と、 （ｃ）複数の群のフィルタリングされたデータを逆投影
する段階とを含み、再構成されるべき各ボクセルに対し
て、当該の撮像時点の前に形成されちょうど１８０°の
全体投影角度範囲から当該のボクセルを照射した最後の
ファンビームからのフィルタリングされたデータが使用
される、請求項４記載のコンピュータ断層撮影装置の測
定値を処理するコンピュータプログラム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE10155590A DE10155590A1 (de) | 2001-11-13 | 2001-11-13 | Fluoroskopisches Computertomographie-Verfahren |
| DE10155590.3 | 2001-11-13 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2003144428A true JP2003144428A (ja) | 2003-05-20 |
Family
ID=7705519
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2002326608A Ceased JP2003144428A (ja) | 2001-11-13 | 2002-11-11 | Ｘ線透視コンピュータ断層撮影方法 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6785356B2 (ja) |
| EP (1) | EP1310785B8 (ja) |
| JP (1) | JP2003144428A (ja) |
| CN (1) | CN1315436C (ja) |
| DE (1) | DE10155590A1 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2010510833A (ja) * | 2006-11-24 | 2010-04-08 | 株式会社東芝 | 円状及び直線状軌道を用いた医用撮像における断層撮影法の再構成のための方法及びシステム |
Families Citing this family (16)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE10215890A1 (de) * | 2002-04-11 | 2003-10-23 | Philips Intellectual Property | Computertomographieverfahren mit kegelförmigen Strahlenbündeln |
| CN1658796A (zh) * | 2002-06-03 | 2005-08-24 | 株式会社日立医药 | 多层面x线ct装置 |
| US7424088B2 (en) * | 2004-09-29 | 2008-09-09 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Image reconstruction method using Hilbert transform |
| US7646842B2 (en) * | 2005-09-23 | 2010-01-12 | General Electric Company | Methods and apparatus for reconstructing thick image slices |
| WO2009101677A1 (ja) * | 2008-02-13 | 2009-08-20 | Shimadzu Corporation | 放射線検出器、およびそれを備えた断層撮影装置 |
| DE102011076855B4 (de) * | 2011-06-01 | 2017-12-07 | Siemens Healthcare Gmbh | Verfahren zur funktionalen Darstellung und Lokalisierung einer arteriovenösen Fehlbildung, rotierbares Bildgebungssystem und Kombination aus einem rotierbaren Bildgebungssystem und einer Bestrahlungseinheit |
| US9277894B2 (en) | 2014-02-13 | 2016-03-08 | General Electric Company | Method and system for integrated patient table digital X-ray dosimeter |
| US9986983B2 (en) | 2014-10-31 | 2018-06-05 | Covidien Lp | Computed tomography enhanced fluoroscopic system, device, and method of utilizing the same |
| US10702226B2 (en) | 2015-08-06 | 2020-07-07 | Covidien Lp | System and method for local three dimensional volume reconstruction using a standard fluoroscope |
| US10716525B2 (en) | 2015-08-06 | 2020-07-21 | Covidien Lp | System and method for navigating to target and performing procedure on target utilizing fluoroscopic-based local three dimensional volume reconstruction |
| US10674982B2 (en) | 2015-08-06 | 2020-06-09 | Covidien Lp | System and method for local three dimensional volume reconstruction using a standard fluoroscope |
| US11172895B2 (en) | 2015-12-07 | 2021-11-16 | Covidien Lp | Visualization, navigation, and planning with electromagnetic navigation bronchoscopy and cone beam computed tomography integrated |
| US11051886B2 (en) | 2016-09-27 | 2021-07-06 | Covidien Lp | Systems and methods for performing a surgical navigation procedure |
| US10699448B2 (en) | 2017-06-29 | 2020-06-30 | Covidien Lp | System and method for identifying, marking and navigating to a target using real time two dimensional fluoroscopic data |
| US10893843B2 (en) | 2017-10-10 | 2021-01-19 | Covidien Lp | System and method for identifying and marking a target in a fluoroscopic three-dimensional reconstruction |
| US10905498B2 (en) | 2018-02-08 | 2021-02-02 | Covidien Lp | System and method for catheter detection in fluoroscopic images and updating displayed position of catheter |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6078639A (en) * | 1997-11-26 | 2000-06-20 | Picker International, Inc. | Real time continuous CT imaging |
| US6041097A (en) | 1998-04-06 | 2000-03-21 | Picker International, Inc. | Method and apparatus for acquiring volumetric image data using flat panel matrix image receptor |
| DE19843812A1 (de) * | 1998-09-24 | 2000-03-30 | Philips Corp Intellectual Pty | Computertomographie-Verfahren mit kegelförmigem Strahlenbündel |
| DE19845133A1 (de) * | 1998-10-01 | 2000-04-06 | Philips Corp Intellectual Pty | Computertomographie-Verfahren mit kegelförmigem Strahlenbündel |
-
2001
- 2001-11-13 DE DE10155590A patent/DE10155590A1/de not_active Withdrawn
-
2002
- 2002-11-11 CN CNB021503869A patent/CN1315436C/zh not_active Expired - Fee Related
- 2002-11-11 EP EP02102555A patent/EP1310785B8/de not_active Expired - Lifetime
- 2002-11-11 JP JP2002326608A patent/JP2003144428A/ja not_active Ceased
- 2002-11-13 US US10/293,671 patent/US6785356B2/en not_active Expired - Lifetime
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2010510833A (ja) * | 2006-11-24 | 2010-04-08 | 株式会社東芝 | 円状及び直線状軌道を用いた医用撮像における断層撮影法の再構成のための方法及びシステム |
| US8270559B2 (en) | 2006-11-24 | 2012-09-18 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Method and system for tomographic reconstruction in medical imaging using the circle and line trajectory |
Also Published As
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|---|---|
| CN1418599A (zh) | 2003-05-21 |
| EP1310785A3 (de) | 2004-10-20 |
| DE10155590A1 (de) | 2003-05-15 |
| EP1310785A2 (de) | 2003-05-14 |
| EP1310785B1 (de) | 2013-02-27 |
| US6785356B2 (en) | 2004-08-31 |
| EP1310785B8 (de) | 2013-04-03 |
| US20030091143A1 (en) | 2003-05-15 |
| CN1315436C (zh) | 2007-05-16 |
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