JP2003530928A

JP2003530928A - 投影ビューの間の補間を用いた計算機式断層画像の再構成

Info

Publication number: JP2003530928A
Application number: JP2001577306A
Authority: JP
Inventors: ヤブズ，メフメト; アードガン，セスメリ
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 2000-04-14
Filing date: 2001-01-11
Publication date: 2003-10-21
Anticipated expiration: 2021-01-11
Also published as: JP4773667B2; IL147000A0; EP1277175A1; ATE467876T1; WO2001080184A1; EP1277175B1; DE60142115D1

Abstract

(57)【要約】【課題】欠落した投影ビューの影響を克服する或いは最小限に留めるようにＣＴ投影データを処理する。【解決手段】画像再構成に対する本アプローチは、特に断層像投影データ収集の過程中に被撮像体（又は関心のある部分）が運動している場合に、限定された投影データから向上した画質を提供する。既存の投影ビューから補間投影ビューを生成するが、既存の投影ビューの間には、異なるデータ取得サイクルにおいて収集されたデータにそれぞれ基づくことにより付加的な関係が存在している。既存の投影ビューは、連続したデータ取得サイクル、別個のデータ取得サイクル又はこれらの両方のいずれにおける被撮像体を表わしていてもよい。本発明は、時間的な補間によって、既存の投影ビューを補間投影ビューに組み合わせる手法を提供する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【関連出願へのクロス・レファレンス】

本出願は、米国特許商標庁における１９９９年１１月１９日出願の米国特許仮
出願第６０／１６６，４９９号及び２０００年４月１９日出願の米国特許仮出願
第６０／１９７，２０８号に関連する。これらの仮出願の内容はここに参照され
るべきものであり、これらの出願に対する優先権の利益が米国法３５の第１１９
条（ｅ）項の下に請求される。

【０００２】

【発明の背景】

本発明は、計算機式断層画像の形成に関する。さらに具体的には、本発明は、
既存の投影ビューの間を補間することにより生成される補間投影ビューの利用を
通じた計算機式断層画像の再構成に関する。

【０００３】計算機式断層写真法（ＣＴ）は、被撮像体を透過した又は被撮像体から放出さ
れたエネルギ線から検出器のアレイがデータを生成するという撮像技術である。
例えば、透過型医用ＣＴイメージング・システムは、Ｘ線検出器のアレイを用い
て人間又は動物の被撮像体の体内を通過したＸ線ビームを検出する。被撮像体に
よってビームが減弱すると、減弱の影響を含む収集データは被撮像体の内部構造
に関する情報を含むものとなる。検出器データをコンピュータ・システムによっ
て処理して、この内部構造の認知可能な像を表わす画像データを生成する。

【０００４】ＣＴ技術は、内部構造の非侵襲的で且つ非破壊的な検査が必要とされる広範な
応用分野に有用である。医療応用としては、Ｘ線透過型ＣＴ以外にも、被撮像体
内に導入された放射性物質からの放射の撮像（シングル・フォトン・エミッショ
ンＣＴ、ポジトロン・エミッションＣＴ等）がある。非医療的な応用としては、
例えば非破壊試験及び検査、鉱床地図作成（地殻脈動ＣＴ撮像）、並びに電子鏡
検法における３次元画像形成がある。

【０００５】ＣＴシステムは、一定範囲の方向で被撮像体を透過した又は被撮像体から放出
されたエネルギ信号の測定値を表わすデータから表示画像を形成する。この方法
は、被撮像体の詳細構造が被撮像体を通る所与の平面に沿った断面像として表わ
される点で「断層式（tomograhic）」である。また、この方法は、生の検出器デ
ータが被撮像体の像を間接的に表わしているので「計算機式（computerized）」
である。生のデータを被撮像体の内部特徴の認知可能な像へ変換するためには集
約的なデータ処理が必要とされる。

【０００６】収集されたデータのコンピュータ処理は、データが様々な異なる経路に沿った
被撮像体の構造の投影に対応しているに過ぎないことから行なわれる。本書では
、ＣＴ撮像手順が用いられる応用分野に拘わらず、かかるＣＴデータについて「
投影データ」という用語を用いる。被撮像体を通る異なる経路の投影データの間
の差は、経路の空間的離隔に関連して、物体の内部構造に関する情報を間接的に
含んでいる。

【０００７】表示されるべき画像を指定する画像データを形成するために、投影データに対
してＣＴ再構成アルゴリズムが適用される。画像データは、投影によって間接的
に表わされている構造情報から生成される。この処理は、被撮像体の投影像（ビ
ュー）がフーリエ変換によって被撮像体の空間的構造に関連付けられることを一
般的に述べているフーリエ切断定理（Fourier Slice Theorem）を考慮すると可
能になる。さらに明確に、平行ビーム投影データについてのフーリエ切断定理の
標準形を参照して述べると、所与のビュー角度θでの平行投影のフーリエ変換は
、周波数領域において同じ角度θで得た被撮像体の２次元フーリエ変換の１次元
「スライス」に等しい。

【０００８】フーリエ変換切断定理から、投影ビューをフーリエ変換し、変換されたものを
２次元フーリエ変換として組み立てて、この結果に対して逆フーリエ変換を施す
ことにより画像を再構成することが可能になる。言うまでもなく、実際の応用で
は、この過程は何らかの形態のフィルタ補正逆投影又は（回折性光源の場合には
）フィルタ補正逆伝播によって具現化してよい。注目すべき点は、この再構成過
程が利用可能な投影ビューに頼っているということである。形成される画像の分
解能が投影ビューのθの間隔に依存していることは周知の事実である。取得され
る投影ビューが多いほど、得られる画像の分解能は高くなる。

【０００９】

【発明が解決しようとする課題】

ＣＴ撮像において、θ（角度方向）におけるデータ分解能に対するこの依存性
は根強い問題の原因となっている。本書ではこの問題を「欠落した投影ビュー」
問題と呼ぶものとする。所望の水準の画像分解能に対して不十分な数の投影ビュ
ーしか得られないことは多くの状況で起こり得る。例えば、幾つかの投影ビュー
のデータが破損されている可能性もあるし、或いは所望の分解能の水準が、θに
おける所与の離散度を用いた場合に可能な最大分解能を上回っている可能性もあ
る。

【００１０】データの破損の典型的な解決法は、データ取得過程全体を繰り返す、すなわち
投影データの集合全体を破棄するものである。さらに、θの離散度が過度に粗い
場合には、最も単純な解決法はさらなる投影ビューを収集することとなっている
。θにおいてさらに微細な分解能水準を与えるためにデータをさらに多くすると
、さらに集約的な計算が必要となり、またさらに長いデータ取得サイクルが必要
となる。状況によっては、被撮像体、撮像環境又は再構成エンジンの計算資源に
よって課される制約から、θにおけるより稠密なデータ収集（すなわちθにおけ
るより微細な分解能）は、最良の場合でも魅力のない解決法、また多くの場合に
は実用的に不可能な解決法となる。

【００１１】欠落した投影ビュー問題は、被撮像体又はその関連する部分が運動している場
合には特に尖鋭化する。例えば、ＣＴＸ線撮像は現状で、冠状動脈疾患の指標と
することのできる動脈の石灰沈着を検出するために心臓撮像に用いられている。
Ｘ線ＣＴは、患者の搏動する心臓の画像を形成する様々な非侵襲的手法の中の一
つの選択肢である。他のモダリティとしては、ドプラ超音波、フルオロスコピー
、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）及び電子ビーム断層写真法（ＥＢＴ）がある。各々の
モダリティが所与の応用状況について固有の長所と短所とを有している。

【００１２】心臓撮像の場合には、Ｘ線ＣＴは、３次元においてＭＲＩよりも微細な空間分
解能を提供する潜在能力を有している（特にマルチ（multi-row）型スパイラル
ＣＴの場合）。しかしながら、現状の第三世代ＣＴスキャナ及び第四世代ＣＴス
キャナは、ガントリ速度が限定されているため粗い時間分解能を呈するのが欠点
である。この時間分解能に対する制限は、得られる心臓画像の利用可能な空間分
解能に直接的な影響を及ぼす。さらに明確に述べると、実用的な長さのデータ取
得セッションにおいて、搏動する心臓の各々の時相又は明確に識別される構成は
、少数の投影ビューにしか対応しない。従って、任意の所与の時相について、θ
の離散度は過度に粗くなり、得られる画像の分解能が許容できないほど粗いレベ
ルに制限されてしまう。

【００１３】画像再構成アルゴリズムの近年の発展から、ＣＴ技術が標準的な動作モードの
場合よりも遥かに良好な時間分解能を達成できるようになったことにより、この
状況が幾分か改善されている。これらの改善された手法の基本的なアプローチは
、多数回の心搏サイクルから収集された整合的な投影データを用いて、遡行的な
データのリビニング（rebinning、並べ換え）を行なうものとなっている。かか
るデータ・リビニング法は、収集されたデータの時間分解能を大幅に改善するこ
とが証明されている。しかしながら、実用では、既存のリビニング法は、データ
の不整合による若干の画像アーティファクトを導入することが判明している。

【００１４】従って、欠落した投影ビュー問題は、心臓撮像及びＣＴ撮像技術のその他の応
用において、ＣＴ撮像のさらに広範な利用を妨げる根強い障害であり続けている
ことは明らかである。心臓撮像という具体的な状況では、医師は、医用イメージ
ング・システムに「フレームをフリーズさせる」能力を求める。かかる能力によ
って、心臓のポンプ運動サイクルの選択された部分での患者の心臓を表現するよ
うに画像を正確に再構成することが可能になる。

【００１５】さらに一般的には、欠落した投影ビューの影響を克服する或いは最小限に留め
るようにＣＴ投影データを処理する方法及びシステムが必要とされている。かか
る方法が、大掛かりな追加のデータ取得を必要とせずに、得られる画像に許容可
能な空間分解能を提供できると望ましい。心臓撮像の場合のように被撮像体が運
動している撮像状況では、この方法が、現状のデータ・リビニング法に存在する
アーティファクトの問題を克服できると望ましい。また、この手法が、広範なＣ
Ｔ撮像状況に柔軟に応用可能なものであると好ましい。

【００１６】

【課題を解決するための手段】

本発明は、既存の投影データ、及び既存のデータの間の間接的な関係に基づい
て追加の投影ビューを生成する方法、装置、ソフトウェア及びシステムを提供す
る。例えば、かかる間接的な関係は、所望の状態にある被撮像体と、近い状態に
ある被撮像体を表わす投影データとの間のタイミング関係に存在し得る。

【００１７】第一の特定的な観点では、本発明は、断層画像形成方法並びに対応する装置、
システム及びソフトウェアを提供する。この観点の発明の例示的な具現化形態は
、それぞれの異なるデータ取得サイクルにおいて収集された初期投影データに基
づいて、選択されたビュー角度での物体の複数の作業用投影ビューを決定する工
程を含む方法である。この例示的な方法はさらに、作業用投影ビューの間を補間
して、選択されたビュー角度での物体の補間投影ビューを生成する工程を含んで
いる。

【００１８】第二の観点では、本発明は、周期的な運動をしている物体の断層画像を形成す
る方法、装置、システム及びソフトウェアに関するものでもある。この第二の観
点の例示的な方法は、物体から収集された初期投影データに基づいて、周期的な
運動をしている物体の複数の作業用投影ビューを決定する工程を含んでいる。作
業用投影ビューは、それぞれの異なるデータ取得サイクルにおいて収集された選
択された初期投影データに基づいている。この例示的な方法はさらに、作業用投
影ビューの間を補間して、選択されたビュー角度及び周期的な運動の所定の時相
にある物体を表わす補間投影ビューを生成する。

【００１９】第三の観点では、本発明は、断層画像形成のための方法、装置及びソフトウェ
アを提供する。この第三の観点の発明の例示的な方法は、対応する再構成範囲を
網羅しており複数のデータ取得サイクルにわたる被撮像体を表わしている投影デ
ータについて離隔尺度を決定する工程を含み得る。かかる例示的な方法はさらに
、対応する離隔尺度が所定の選択基準を満たしているとの判定に応じて選択され
た再構成範囲を網羅する投影データの部分に基づいて物体の断層画像を再構成す
る工程を含んでいる。

【００２０】

【発明の実施の形態】

本発明の上述の観点及び長所並びに他の観点及び長所は、添付の図面と共に以
下の好適実施形態の詳細な説明を参照することにより明らかになり、またさらに
容易に理解されよう。

【００２１】本発明は、投影データに含まれるさらに広範な情報を認知し利用するというＣ
Ｔ投影データの異なる見方を具現化するものである。前述のデータ・リビニング
法のような投影データの処理に対する従来のアプローチは、データ置換を用いて
、欠落した投影ビューに起因する問題を部分的に克服してきた。他の状況では、
投影データに補間法を適用して、サンプリング格子の変化に適応させていた。

【００２２】しかしながら、投影データを処理するための従来の方法は、同じデータ取得セ
ッションからの別個の投影ビューが画像分解能を高め得る付加的情報を含んでい
る場合があるとの認識に欠けていた。かかる付加的情報は、それぞれの投影ビュ
ーの対応する投影データ値の間の差に含まれている可能性がある。本発明は、異
なる投影ビューの選択的な結合によってこの付加的情報を抽出し、形成される画
像の分解能を高めることに用いることができるとの認識を具現化するものである
。

【００２３】好適実施形態では、本発明は、多数回の心搏サイクルから収集されたＣＴ投影
データについての従来のデータ・リビニング・アプローチの課題を、かかる従来
のアプローチに付随していた画像アーティファクトの多くを回避しつつ達成する
改善された処理方法を提供する。本発明の帰結は、任意の心搏時相において再構
成される画像についての画質の向上及びアーティファクトの減少である。

【００２４】図１は、本発明を具現化する或いは組み入れることのできるＸ線ＣＴイメージ
ング・システム１００の主要な構成部品を示す概略図である。被撮像体１０２は
典型的には患者であって、患者は冠状動脈疾患又は他の疾患の経過の診断評価を
受けることができる。代替的には、被撮像体１０２は、患畜（すなわち人間以外
の動物）であってもよいし、又は非破壊試験若しくは評価を受ける無生物（機械
部品、材料標本等）のような動物以外の被撮像体であってもよい。

【００２５】周知のように、かかるイメージング・システム１００によるＸ線断層撮像は典
型的には、被撮像体１０２を通過する軸（十字線で図示している）を実質的に横
断するＸ線ビーム１０４で被撮像体１０２を照射することにより行なわれる。典
型的には、軸は器官又は他の組織構造のような関心のある物体１０６の中心に位
置している。被撮像体１０２は、軸の方向に沿って並進するテーブル１０８の上
に載置されることができ、これにより、被撮像体１０２の立体的な部分のＸ線ビ
ーム１０４による照射が可能になる。典型例では、照射される立体的な部分は、
被撮像体１０２の体内の関心のある物体１０６のすべて又は関連する部分を含ん
でいる。

【００２６】ＣＴシステム１００は望ましくは、線源−検出器アセンブリ１１０を含んでお
り、アセンブリ１１０は例示的な実施形態では、軸の周りに回転可能なガントリ
１１２を含んでいてよい。典型的なＸ線管のようなＸ線源１１４をガントリ１１
２に装着することができ、ガントリ１１２の回転と共に回転させることができる
。線源１１４は、コリメート要素（図示されていない）を含んでいてもよく、ガ
ントリ１１２に対して線源１１４の反対側に配設されている検出器アレイ１１６
に向かってＸ線ビーム１０４を投射する。

【００２７】検出器アレイ１１６は典型的には、多数の個別の検出器素子１１８で構成され
ている。検出器アレイ１１８のようなアレイについて当技術分野で用いられてい
る代替的な用語は「マルチ・チャネル検出器」である。いずれの用語も、計算機
式断層写真法システムに用いることの可能な多数のチャネルを含む検出装置を意
味しているものと理解されたい。

【００２８】検出器素子１１８は一括で、物体１０６のような被撮像体１０２の内部構造に
関する情報を供給する。上述のように、被撮像体１０２は患者であってもよいし
患畜であってもよい。いずれの場合にも、物体１０６は、被撮像体１０２の器官
又は身体部分であってよく、従って、断層画像の目的のための「対象（＝物体）
」である。さらなる代替的な応用では、被撮像体１０２は、それ自体が例えば非
破壊試験又は検査を受ける物体１０６であってもよい。

【００２９】典型例では、各々の検出器素子１１８が、検出器素子１１８に入射したＸ線ビ
ーム１０４の部分の強度を指示する電気信号を発生する。線源−検出器アセンブ
リ１１０のこの特定的な構成の様々な代替的構成について、図２〜図３並びに図
２１を参照して後述する。

【００３０】検出器素子１１８からの信号は、Ｘ線が被撮像体１０２の実質又は物質を横断
するのに伴うビーム１０４の減衰度を指示することができる。典型的には、線源
１１４は被撮像体１０２の周りを回転して所謂「走査」動作を実行し、これによ
りシステム１００はＸ線データを取得する。ガントリ１１２は、ガントリ１１２
の側部に取り付けられた線源１１４と共に、典型的には、被撮像体１０２の軸の
周りを回転して、多数の異なる照射角度又は「ビュー角度」からのＸ線データを
取得する。

【００３１】線源１１４の回転動作は、制御／インタフェイス・システム１２０によって制
御される。制御／インタフェイス・システム１２０の制御部１２２は、軸の周り
の回転速度の制御及びテーブル１０８とガントリ１１２との相対的な位置の制御
のような被撮像体１０２に対するガントリ１１２の配置の制御を行なう。制御部
１２２はまた典型的には、線源１１４のＸ線発生（パワー又はタイミング）に対
する制御を行なう。制御／インタフェイス・システム１２０はまた、データ取得
システム（ＤＡＳ）１２４を含んでおり、ＤＡＳ１２４は、検出器素子１２０か
ら発生した検出器信号をサンプリングして、サンプリングした信号をさらなる処
理のためにディジタル・データへ変換する。

【００３２】再構成エンジン１３０が、ＤＡＳ１１２４からサンプリングされディジタル化
されたデータ（以下「投影データ」と呼ぶ）を受け取って、高速画像再構成を実
行する。再構成エンジン１３０は、独立したプロセッサ１３２とメモリ１３４と
を含んでいてよい。複数の投影ビューを含む投影データからスライス画像を再構
成する様々なアルゴリズムが当技術分野で公知である。

【００３３】再構成エンジン１３０は再構成された画像を、例えばシステム管理コンピュー
タ１４０へ送って、記憶、表示又はさらなる処理を行なう。コンピュータ１４０
は典型的には、ＣＰＵ（プロセッサ）１４２とメモリ１４４とを含んでいる。メ
モリ１４４は、本発明の方法を実行する命令を含んでいるプログラム１４６を記
憶することができる。代替的には、かかるプログラム１４６は、再構成エンジン
１３０によって、又はイメージング・システム１００に含まれている若しくはイ
メージング・システム１００に結合されている他のコンピュータ・システム（図
示されていない）によって実行されてもよい（全体として又は部分的に）。

【００３４】コンピュータ１４０は、操作者コンソール１５４からの命令に応答して、表示
器１５２に再構成された画像を表示することができる。コンピュータ１４０はま
た、操作者コンソール１５４からの命令及び走査パラメータを制御／インタフェ
イス部１２０へ伝送してもよい。代替的には、画像を、フィルム・レコーダのよ
うな記録装置１５６に出力してもよいし、或いは大容量記憶装置１５８に記憶さ
せてもよい。代替的には、他の部署に配置するために画像を画像データとしてネ
ットワーク（図示されていない）を介して伝達してもよい。コンピュータ１４０
が記憶装置１５８に画像を記憶させる場合には、データ配列、リンク付きリスト
又は当技術分野で周知の任意の他の公知のデータ記憶構成として画像データを記
憶させることができる。

【００３５】本発明の一つの観点は、運動している物体の正確な断層画像を形成する能力を
具備した断層像イメージング・システムを提供する。従って、かかるイメージン
グ・システムは、システムによって収集される投影データを被撮像体の運動に時
間的に相関させ得るようなタイミング・データを取得するシステム又は装置を含
んでいる。例えば、システム１００を用いて、心臓が搏動している間の患者の心
臓の断層画像を形成することができる。従って、イメージング・システム１００
のためのタイミング・データ取得システムは、図１に示すＥＫＧユニット１６０
のような心電計を含んでいてよい。ＥＫＧユニット１６０は、患者の心臓の電気
的活動を検出して、検出した電気的活動に基づくタイミング情報をコンピュータ
１４０へ供給する。例えば、タイミング情報は、ディジタル心電図データであっ
てよい。心電計の構造及び用法は当業者には周知であるのでここでは立ち入らな
い。

【００３６】制御／インタフェイス・システム１２０、再構成エンジン１３０及びコンピュ
ータ１４０の様々な機能は望ましくは、上述のように専用のモジュール形式のプ
ラットフォームで具現化される。しかしながら、本書に記載する機能の分割は例
示を目的とするものであって限定するものではない。かかる機能は代替的には、
ソフトウェア、単一の計算プラットフォーム又は様々な構成の多数のハードウェ
ア・プラットフォームのいずれで具現化してもよい。

【００３７】図２は、図１に概略図示した線源−検出器アセンブリ１１０の特定の実施形態
としての線源−検出器アセンブリ２００を示している。被撮像体２０２は図１の
被撮像体１０２に対応している。アセンブリ２００は、被撮像体２０２がモータ
式テーブル２０８に載置されている間にビーム２０４で照射されるという所謂第
三世代「ファン・ビーム」ＣＴシステムの具体例を示している。ビーム２０４は
、後述するように「ファン・ビーム」であってよい。

【００３８】ガントリ・アセンブリ２１２は図１のガントリ１１２に対応している。Ｘ線源
２１４は、やはりガントリ・アセンブリ２１２に装着されている検出器アレイ２
１６に向かってＸ線のファン・ビーム２０４を発生する。アレイ２１６は、線源
２１４によって放出されたＸ線を検出する個別の検出器素子２１８を含んでいる
。ファン・ビーム型アセンブリ２００のアレイ２１６、線源２１４、ガントリ２
１２及びテーブル２０８は、図１に示すアレイ１１６、線源１１４、ガントリ１
１４及びテーブル１０８のそれぞれの実例である。

【００３９】動作時には、アセンブリ２１２は、典型的には被撮像体２０２を通りＸＹ平面
に垂直であるＺ軸の周りを回転する。これにより、線源２１４を、円形経路に沿
って被撮像体２０２の周りで全回転で搬送することができる。検出器アレイ２１
６は、線源２１４に関して固定されており、検出器アレイ２１６もまた、被撮像
体２０２の周りで搬送されるので線源２１４の反対側に留まり続ける。

【００４０】ガントリ・アセンブリ２１２の被撮像体２０２の周りの回転によって、一定範
囲のビュー角度θについてのＸ線データが検出器素子２１８によって生成される
。典型的な検出器アレイ２１２は、数百、例えば８８８の個別の検出器素子２１
８を含み得る。アレイ２１６は、線源２１４から例えば０．９４９メートル（ｍ
）の距離でガントリ２１２に配置され得る。線源２１４の円形経路は、例えば半
径０．５４１ｍである。これらのパラメータの具体的な値は本発明にとっては重
要でなく、ＣＴシステム設計の周知の原理に従って変えてよい。

【００４１】ガントリ２１２の一回の完全なガントリ回転は、例えば９８４の増分を含み得
る。これにより、線源２１４は９８４の異なる方向θから連続して被撮像体２０
２を照射するように配置される。検出器アレイ２１６は、各々の位置増分θにお
けるＸ線データを生成し、このデータから、９８４の投影ビューについての投影
データを生成することができる。

【００４２】図３は、所謂第四世代ＣＴシステムの線源−検出器アセンブリ３００を示す。
ここでも、被撮像体３０８は、モータ式テーブル３０８に載置されている間にフ
ァン・ビーム３０４で照射される。Ｘ線源３１４は、線源２１４と同様に線源１
１４のさらなる実例として、検出器アレイ３１６に向かってＸ線のファン・ビー
ム３０４を発生する。アレイ３１６は、被撮像体３０２に関する内部構造情報を
指示するＸ線データを生成する検出器素子３１８を含んでいる。

【００４３】図３の第四世代の例は、検出器アレイ３１６が回転に関して固定されている点
で第三世代の例と異なっている。線源３１４は、適当なガイド機構（図示されて
いない）によって支持されており、典型的には、被撮像体３０２の周りの円形経
路を横断する。検出器アレイ３１６は、軸方向（Ｚ方向）に並進して、特定の軸
方向位置についてのＸ線データを供給することができる。代替的には、アレイ３
１６は、回転方向ばかりでなく軸方向についても固定されていてよく、被撮像体
３０２の検出器アレイ３１６及び線源３１４に関する配置が、テーブル３０８の
軸方向の並進によって全面的に達成されてもよい。

【００４４】図２に示すように、典型的な第三世代ＣＴ走査システムは、被撮像体の周りの
ガントリの回転によって軸方向（アキシャル）ＣＴ走査を実行する。検出器のデ
ータは、ガントリが線源及び検出器アレイを共に回転させるのと同時に収集され
る。これにより、ガントリの異なる角度位置（すなわちビュー角度）についての
投影データが生成される。図３に示すアセンブリ３００のような構成を含む第四
世代システムは、検出器アレイが通常被撮像体に関して静止している（少なくと
も回転方向について）点で異なっている。そして、線源が被撮像体の周りの経路
を横断し、これにより、異なる検出角度において撮像射線を投射して、固定され
たアレイの異なる部分によって検出する。

【００４５】一方、アセンブリ３００及びアセンブリ２００の両方ともファン・ビーム（２
０４又は３０４）を利用することができる。「ファン・ビーム」は、扇形の放射
線ビームすなわち所与の平面内で有限の角度をなすセクタ（扇形）に拡がったビ
ームである。通常、ファンは薄く、ここで「薄い」とは、ファン平面を横断する
方向、例えばＺ軸に全体的に平行な方向について言う。ファン・ビームが実際に
拡がっている角度セクタのＸ線のすべてが検出器データの生成に利用されなくて
もよい。従って、ファン・ビームの実効的な部分が相対的に小さい角度セクタに
拡がっていてもよく、この角度範囲をファン・ビームの「ファン角度」と呼ぶ。
図２及び図３の構成では、ファン・ビームの平面は、固定した軸方向位置におい
てＺ軸を横断している（典型的にはＺ軸に垂直）。

【００４６】固定した軸方向位置において実行される回転走査動作を「アキシャル・スキャ
ン」とも呼ぶ。アキシャル・スキャンは、固定した軸方向位置ｚ０での被撮像体
の周りの線源（又は線源及び検出器の両方）の回転によって実行される。従って
、アキシャル・スキャンからの投影データはすべて、同じ軸方向位置ｚ₀での被
撮像体を表わすものとなる。

【００４７】本発明は、追加の検出器又は追加のデータ取得を必要とせずにＣＴ画像の分解
能及び画質を高めるアプローチを提供するものであり、一般的には、アキシャル
ＣＴシステム（例えば第三世代システム及び第四世代システム）に適用すること
ができる。本発明はまた、比較的先進的でない（例えば第一世代又は第二世代の
）線源−検出器構成と共に用いることもできる。さらに、後述するように、本発
明は、スパイラル（すなわちヘリカル）ＣＴイメージング・システムにおいて又
は該イメージング・システムと共に具現化することもできる。本発明の基本的な
特徴を先ずアキシャルＣＴの状況で説明し、次いで、妥当な強化を施してヘリカ
ルの例に拡張する。

【００４８】線源−検出器アセンブリの完全な１サイクルの間での検出器データの取得につ
いて、第三世代システム及び第四世代システムの両方に対して同様の回転動作を
適用してよいことを特記しておく。軸方向の走査の場合には、データ取得サイク
ルをアキシャル・スキャンと呼ぶ。さらに一般的には、データ取得の回転サイク
ルの原理は、かかるＸ線ＣＴ走査システムのすべてに一般的に適用可能である。
従って、本書では「走査回転」という用語を用いて、回転軸の周りの各々の角度
位置θにＸ線源（例えば線源２１４又は線源３１４）を配置して対応するデータ
を収集する回転動作を意味するものとする。「走査回転集合」は、１回の走査回
転から生成される投影データの集合を指すものとする。混乱が生じない場合には
、「走査回転」という用語は、データ取得動作、又はデータ取得動作の結果とし
て生成される投影データ集合のいずれをも指すように様々に用いるものとする。

【００４９】典型的なＸ線ＣＴシステム（例えば第三世代システム及び第四世代システム）
は、断層像イメージング・システムの例示的な分類である。例えば、磁気共鳴イ
メージング（ＭＲＩ）システムもまた、（一般化された意味で）計算機式断層写
真法と呼んでもよいようなデータ収集及び画像再構成過程によって断層画像を形
成するのに用いられる。

【００５０】心臓撮像は、幾つかのＭＲＩシステムによれば、様々な形式のゲート手法を用
いた一連の磁気エコー・データ系列を処理することにより実行することができる
。例えば、先行的スピン・エコー・ゲート法では、システムは一連の心搏サイク
ルにわたって撮像データを取得する。各回のサイクル毎に追加のスピン・エコー
・データ系列が取得される。各々のスピン・エコー・データ系列は、異なる空間
的位置での心臓を表わしているが、同じ心搏サイクル中に同じｋ空間エンコード
値によって取得されている。このように、かかるスピン・エコー・データ系列を
取得するデータ収集動作は、Ｘ線断層写真撮像における走査回転動作と類似して
いる。いずれの場合にも、この動作は、サイクル区間にわたって連続したデータ
・サンプルの系列を取得するデータ・サンプリング・サイクルとなっている。

【００５１】また、心搏サイクルの多数の時間フレームでの「シネ」画像を取得するために
、ＭＲシステムにおいてはグラディエント・エコー・パルス・シーケンスの遡行
的ゲート法が用いられる。この場合にも、データ取得は数回の心搏サイクルにわ
たって行なわれ、各々の取得サイクルにおいて、データ・サンプルは同じ位相（
すなわちｋ空間）エンコード値を有する。このようにして、位相エンコード値は
、各々の連続したＲ波トリガにおいて次の値へ段階的に変化する。励起パルスは
心搏サイクルと非同期に実行されるので、各々のサンプリング・サイクルにおい
て取得されるエコー・パルス・データは改めて並べ換えされて、心搏サイクル内
で等間隔に分布した時間フレームになるように補間される。しかしながら尚、Ｘ
線システムの回転走査と同様に、サンプル・データはここでも、サンプリング・
サイクル区間にわたって連続的に取得されるデータ・サンプルの一連の系列とし
て取得される。

【００５２】以上の実例は、断層像イメージング・システムにおけるデータ取得の一般的な
原理、すなわち撮像データがデータ・サンプルの１以上の系列として取得される
という原理を例示している。本書では、「データ取得サイクル」という用語は、
連続したサンプリング時刻の系列での上述のようなデータ・サンプルの系列を得
るためのデータ取得動作を指すものとする。このように、Ｘ線断層写真法に対す
る既存のアプローチでは、データ取得サイクルは走査回転（例えばガントリ回転
又は線源回転によって実行することができる）である。ＭＲＩシステムの場合に
は、データ取得サイクルは、用いられている特定の局在化方法に従って磁場勾配
が変化するような一連の測定動作であり得る。後に詳述するように、本発明は、
異なるデータ取得サイクルからのデータを結合することに関して異なる見方を採
用する。

【００５３】アキシャル・スキャンからのデータは、「サイノグラム（sinogram）」と呼ば
れる２次元アレイに記憶させることができる。サイノグラムの一方の次元は、デ
ータ取得サイクルの開始時のビームの初期回転配向に対するファン・ビームの角
度位置（例えば走査回転角又は「ビュー角度」）に対応している。他方の次元は
、検出器アレイの検出器素子（参照番号２１８又は３１８）の位置に対応してい
る。ファン・ビームＣＴシステムの検出器アレイ（アレイ２１６又はアレイ３１
６等）は典型的には、単一の行（row）を成す検出器素子を含んでいる。従って
、このような場合には、サイノグラムの各々の行が、離散的なビュー角度θ及び
単一の軸方向位置ｚ０に対応するものとなる。

【００５４】ファン・ビームの場合には、サイノグラムは、位置ｚ₀での被撮像体の投影ビ
ューの集合と考えることができる。ここでは、「投影ビュー」という用語は、所
与のビュー角度θに対応しており単一の軸方向位置ｚ₀での被撮像体を表わす上
述のような一行分の投影データを指す。周知の再構成手順は主要な入力として、
かかる投影ビューの完全集合（θにおいて離散化されているが、すべての投影ビ
ューが同じ軸方向位置ｚ₀についてのデータ値から成る）を利用する。これらの
投影ビューを処理して、位置ｚ₀での被撮像体の内部特徴を描写するスライス画
像を形成する。通常、投影ビューの完全集合は、少なくとも数ラジアン（すなわ
ち１８０°）＋ファン角度を網羅するビュー角度での投影ビューを含んでいる。

【００５５】図４は、線源の特定のビュー角度θ₀と、投影データの十分に定義された（wel
l-defined）行Ｒの生成との間の対応を示している。ファン・ビームの場合には
、前述のように、検出器アレイからの検出器データは、ビュー角度θ₀における
投影ビューについての単一行の投影データに直接的に変換することができる。こ
の対応は、検出器アレイが、検出器素子に入射したＸ線の強度を表わす単一行の
検出器データを与えることから生ずる。これらの強度値は、軸方向位置ｚ₀での
被撮像体についての減衰情報を指示している。

【００５６】図５は、特定のビュー角度θ₀についての投影データが、サイノグラムの対応
する行にどのように記憶されるかを示している。このように、サイノグラムの各
々の行が、別個のビュー角度θであるが同じ軸方向位置ｚ₀についての減衰情報
を指示する投影ビューを構成している。一旦、サイノグラムが被撮像体の周りの
すべての離散的なビュー角度θについての投影ビュー（行）で充填されたら、適
当なＣＴ画像再構成アルゴリズムを適用して、被撮像体の断面の画像を再構成す
る。

【００５７】図６は、サイノグラムに記憶されている投影データの時間依存性の特徴を示し
ている。固定した方向に対する線源のビュー角度θは、 θ（ｔ）＝ωｔと書くことができる。ここで、ωは秒当たりのガントリの角速度をラジアン単位
で表わし、ｔは時間を表わす。従って、サイノグラムの各々の行Ｒは、異なる時
刻ｔにおける（軸方向位置ｚ₀での）被撮像体に関する情報を表わすものとなる
。

【００５８】通常、サイノグラムの各行が時間依存性であるという事実は、走査過程中に被
撮像体が不動であるため重要ではない。この静止に関する仮定は、生きた患者に
ついてでも妥当である。というのは、患者は、すべての投影ビューを収集するの
にかかる時間（０．５秒〜０．８秒）の間には十分に拘束され得るからである。
例えば、関心のある区域が患者の頭部、腹部等である場合には、関心のある身体
部分は走査中に静止しているものと仮定することができる。

【００５９】しかしながら、心臓撮像の場合には、静止に関する仮定は、少なくとも生きた
患者については明らかに適用できない。患者の心臓の搏動は持続しており中断さ
せることはできない。さらに、例えば分当たり７２拍（ｂｐｍ）の心搏数は、拍
当たり０．８３秒（ｓ）に対応する。従って、心臓は、すべてのビュー角度θに
おいて投影ビューを収集するのに必要な時間に匹敵する時間スパンで完全な１回
の心搏サイクルを完了する。このように、搏動する心臓は、１つのスライス画像
の投影データが取得されている間に完全な１回の心搏サイクルの実質的な部分を
経る。

【００６０】心臓ＣＴ撮像に影響を及ぼす特定的な運動は大部分において、心搏サイクル全
体にわたる心臓の形状の周期的な変化である。しかしながら、同じ撮像の問題は
、関心のある物体がＣＴ走査過程（データ取得サイクル）中に運動している様々
な状況で出現する。スキャナは、特定の位置（例えば心搏サイクルの特定の時相
）において撮像された物体の明瞭な画像を形成することはできない。なぜなら、
物体は非常に速く運動するので、被撮像体が所望の位置又は構成にある間に投影
データの完全集合を収集することができないからである。

【００６１】この問題は、運動している被写体をフリーズさせる従来の写真技術の問題に類
似しているとも言える。カメラのシャッター速度が遅過ぎると、シャッターが開
いている（すなわち画像データを収集している）間に被写体は相当な量の運動を
経る。すると、得られる被写体の画像はボケる。同様に、ＣＴ走査システムも、
走査データが収集されている間に被撮像体が運動している場合には、明瞭なスラ
イス画像を形成することができない可能性がある。実際に、ＣＴスキャナは、被
撮像体の殆どの運動速度よりも遅いシャッター速度を有している。

【００６２】このように、図６は、ガントリ又は線源が回転している間に投影データの収集
が時間の関数として進行することを強調している。投影データ集合は、再構成時
に有用性のある断層画像を形成するように完全なものでなければならない（最大
３６０°を網羅するものであるが、少なくとも１８０°＋ファン角度を網羅する
）。しかしながら、投影データ集合が単一回の走査回転からの投影ビューから成
っている場合には、これらの投影ビューは、心搏サイクルの多数の異なる時相で
の心臓をそれぞれ表わすものとなる。各々の投影ビューは、サイノグラムの特定
の行に対応するが、異なる時間的瞬間に収集されている。厳密に言うと、心臓の
任意の特定の時相の画像の再構成には、この特定の時間的瞬間におけるすべての
投影ビュー（サイノグラムのすべての行）を収集する必要がある。このことは、
極めて高速のデータ取得サイクル（すなわちＣＴシステムについて極めて高速の
シャッター速度）を必要とする。

【００６３】この問題に対する可能な解決法は、心搏サイクルの周期的性質（さらに一般的
には、関心のある物体の運動の任意の反復性の特徴）を利用することにより達成
することができる。サイクルが繰り返すのに伴って、搏動する心臓は、同じ形状
サイクルを通じて運動し、順序のある時間系列で連続した形状を呈する。多数回
の走査回転をデータ・ゲート法と共に用いると、多数回の心搏サイクルから同じ
時相に対応する幾つかの投影ビューを収集することができる。これにより、ＣＴ
走査システムは、特定の心搏時相における搏動する心臓の画像を再構成するのに
用いられる投影ビューを形成することができる。

【００６４】残念ながら、すべての所望の投影データをそれぞれのデータ取得サイクルを通
じて直接的に取得するのには、対応する投影ビューについて過大な回数の走査回
転を必要とする。ここで「シャッター速度」の問題が異なる形態で生ずる。すな
わち、心臓は規則的に心搏サイクルを繰り返すが、それ以外の点では被撮像体は
、データ収集過程の全体にわたって静止した状態に留まっている方が望ましい。
被撮像体が全体的に静止した状態に留まっていると期待され得る妥当な回数の走
査回転では、所与の時相における心臓の少数の投影ビューしか得られない。

【００６５】図７は、所望の心搏時相ｔ＝φ₀において３つの投影ビューが収集されるとい
う単純化した実例を通じてこの問題を示している。時相φは時間ｔと等しい単位
で測定されることを特記しておく。ここでは、周期性は、動的な現象には一般的
には存在しない動的な特徴であるため、心搏運動の周期性を強調するために時相
を明確に示す記号（φ）を用いている。３つのビューは、図示のように心搏サイ
クル３、１及び２に逐次的に対応しており、例えば３回の走査回転で収集するこ
とができる。走査回転当たり０．５ｓの場合には、この水準のデータ収集であっ
ても、患者（被撮像体）が少なくとも１．５ｓにわたって静止した状態にあるこ
とを要求する。

【００６６】以下の体系的方法は、心臓撮像の状況で欠落した投影ビューの根強い問題を克
服するのに部分的に成功してきたものである。心搏サイクルの少なくとも幾つか
の時相ｔｏについては、心搏運動はｔ＝φ₀の近傍において比較的僅かであり得
るとの仮定を設ける。図７に示すように、心搏サイクルを幾つかの時相セクタに
分割し、セクタの各々（又は少なくとも一部）においては心臓は静止した状態に
近いものと仮定する。

【００６７】ＣＴシステムの各回の走査回転について、心搏サイクルの時相セクタを回転の
角度セクタに関連付けることができる。各回の走査回転において、多数の異なる
ビュー角度での投影ビューのデータが収集される。上述の仮定が有効である場合
には、すべての走査回転から、所望の時相の時相セクタに対応するデータを用い
て所望のｔｏ時相での心臓の画像を再構成することができる。

【００６８】以上に述べたアプローチは、データ「セクタ分割（sectoring）」又は「デー
タ・セグメント分割」と呼ばれており、様々な状況での具現化に成功している。
例えば、１９９９年１２月７日にEpstein等に付与されており本出願と共通の譲
受人に譲渡されている米国特許第５，９９７，８８３号が、セグメント分割した
ＭＲＩ心臓データを用いた心臓撮像法を開示している。データ・セグメント分割
は、多くの目的に満足される画質を備えたＸ線ＣＴ画像を与えることが示されて
いる。一方、かかるＣＴ画像は、縞のような若干の顕著なアーティファクトを呈
するのが欠点である。これらの画像のアーティファクトは、特に異なるセクタ間
の移行領域における投影データの不整合に起因するものと考えられている。なぜ
なら、異なる投影ビューが実際には幾分か異なる心搏時相での心臓を表わしてい
るためである。

【００６９】図８〜図９は、本発明の一観点を構成する異なる見方を通じたサイノグラム・
データの解析を示す。図８の斜方向の軌跡１、２及び３は、前に図６に示したサ
イノグラム・データの時間依存性を示している。このように、各々の軌跡（１、
２又は３）が、θが時間的に進展するのに伴うサイノグラム行の系列を表わして
いる。図８〜図９は、説明の目的のために軌跡を連続した斜方向の線として表現
している。しかしながら、これらの軌跡が表わすサイノグラムと同様に、軌跡は
実際には、ビュー角度θの離散的な系列に対応する投影ビューを含むものとして
サイノグラム・データを表わしている。

【００７０】心搏サイクルの周期とデータ取得サイクルの周期とが異なっている場合には、
投影ビューを各回の回転中に心臓の異なる時相に対応して収集することができる
。ここでは、Ｔ_gantry及びＴ_heartがそれぞれ走査回転周期及び心搏サイクル周
期に対応している。説明の目的のために、図８の具体例は、Ｔ_gantryがＴ_heart
よりも小さい場合を示している。但し、本発明は、Ｔ_gantryがＴ_heartよりも大
きい場合にも容易に適用できる。

【００７１】データ軌跡は、図８では矢印付きの斜方向の線によって示されており、θ−ｔ
領域における投影データを表わしている。θ＝０°及びθ＝３６０°は実際には
同じ角度位置を表わしていることを特記しておく。従って、図８の各々の軌跡は
、θが３６０°に達したときには常に０°に折り返す。さらに、図示の例ではＴ_gantry ＜Ｔ_heartであるので、領域の順序範囲（ordinal extent）は［０，Ｔ_hea _rt ）となり、各々の軌跡は、軌跡がｔ＝Ｔ_heartに達したときには常にｔ＝０に
折り返す。ｔ＝０の各回の循環は、次回の心搏サイクルに対応しており、図８で
はこの循環を別の軌跡によって表わしている。

【００７２】前述の体系的方法は、ｔ＝φ₀の垂線に最も近い軌跡から所与のビュー角度θ
についての投影データを割り当てる。前述のように、このアプローチはデータ・
セクタ分割又はデータ・セグメント分割として広く知られている。しかしながら
、図８によって与えられる見方を考慮すると、さらに説明的な用語は「最近接置
換」と言えよう。この考え方は、所望の時相について欠落した投影ビューの代わ
りに所望のビューからのものであるが近い時相からのデータを置換するものであ
る。

【００７３】図９は、データ・セクタ分割アプローチと図８に示す見方との間の関係を示す
。心搏時相の範囲が、Ｉ、II及びIIIと示すように「セグメント分割」されてお
り、すなわちセグメント（又は「セクタ」）に分割されている。各セクタは、心
搏サイクルの所定の部分に対応している。軌跡１、２及び３の各々において、時
相セクタはそれぞれのθにおける角度範囲に対応している。従って、軌跡１、２
及び３の各々が、時相セクタＩ、II及びIIIに対応する角度セグメントに分割さ
れる。図９はまた、時相ｔｏの時相セクタ（セクタＩ）が、異なる軌跡について
は異なる角度セグメントに一致して生じていることを示している。前述のように
、セクタ分割アプローチは、欠落した投影ビューの代わりの置換用投影データを
、所望のビュー角度θ_mにある時相ｔｏの時相セクタに従って割り当てる。

【００７４】例えば、図９のビュー角度θ_mは、時相φ₀については欠落した投影ビュー９０
０に対応している。なぜなら、軌跡１、２及び３のいずれも、ビュー９００が求
められている点（θ及びｔにおける）を通っていないからである。セクタ・アプ
ローチは、所望のビュー角度に位置する目標時相の時相セクタの範囲内にある軌
跡を決定して、このビュー角度に位置し、且つ時相ｔｏに時間的に最も近い軌跡
上に位置する利用可能な投影ビューを識別する。

【００７５】図９では、投影ビュー９１０が所望の時相に最も近い投影ビューである。従っ
て、この最近接投影ビューの投影データを欠落した投影ビューの代わりに置換す
る。図９の次に近い投影ビュー９２０のような他の投影ビューに関連する情報は
、セクタ・アプローチでは完全に無視されることを特記しておく。

【００７６】本発明は、投影データ及び欠落した投影ビュー問題の異なる見方を利用する。
ガントリが絶えず回転する走査では、図８の軌跡は、ビュー角度対時間（θ対ｔ
）という２次元の領域で収集されるデータを表わす。この見方から、本発明が、
投影データを処理する異なるアプローチを採用することが可能になる。異なる時
相セクタに対してデータをブロック式で割り当てる代わりに、本発明は、投影デ
ータを軌跡として表わすことにより明らかになる追加の情報を活用する。実際に
、これらの軌跡は、利用可能なデータと所望のデータとの間の定量的な関係を発
見し利用することを可能にしている。

【００７７】本発明が採用する見方によって、図９の第二の投影ビュー９２０のような追加
の投影ビューに含まれている付加的情報を欠落した投影ビューの投影データに組
み入れることが可能になる。欠落した投影ビューの投影データへの多数の作業用
投影ビューのこのような組み入れは、サイノグラムの時相領域での補間すなわち
ｔ軸に沿った補間を通じて達成される。所与のビュー角度にある既存の投影ビュ
ー（２つ以上）の集合について、投影ビューの対応するデータ値を補間して、所
与のビュー角度及び所望の時相にある補間投影ビューの対応するデータ値を生成
する。従って、ここでは、投影ビューの間の補間は、補間される投影ビュー集合
のすべての行位置のデータ値について同じ相対的な結合を実行することを意味し
ている。

【００７８】図１０は、本発明の補間手順１０００を説明する流れ図を示す。動作１０１０
が、利用可能な初期投影データを決定する。この初期データは、例えば、図８に
示すような時間にわたって蓄積した投影ビューの複数の軌跡を与える投影データ
のサイノグラムを含んでいてよい。かかる初期投影データは、図１のＤＡＳ１２
４のようなＤＡＳによって直接的に生成することができる。代替的には、後述す
るように、初期投影データは、当技術分野で周知のように、リビニング動作又は
他の前処理動作によってディジタル化された検出器データから決定されてもよい
。

【００７９】動作１０２０は、補間を通じて投影ビューを合成すべきビュー角度を選択する
。動作１０３０において、選択されたビュー角度での初期投影データの既存の投
影ビューから、作業用投影ビューが決定される。作業用投影ビューは、選択され
たビュー角度に位置しているが異なるデータ取得サイクルにある被撮像体を表わ
している。例えば、本発明の特定的な実施形態では、補間は、図９に示すビュー
９１０及びビュー９２０のような２つの投影ビューの間で行なうことができる。
次いで、かかる具体例では、作業用投影ビューが、初期投影データにおいて所望
のビュー角度に位置する投影ビューの中で所望の時相φ₀に時間的に最も近い２
つの投影ビューとして決定される。

【００８０】動作１０４０において、作業用投影ビューの対応するデータ値の間での補間が
実行される。当業者に周知のように様々な補間法があり、その任意のものをこの
目的のために用いてよい。例えば、近接したデータ軌跡の間の加重付き線形補間
は、実効的に用いられている具体的な補間法である。加重は、選択された作業用
投影ビューのタイミングと所望の投影ビューの対応するタイミングとの間のそれ
ぞれのタイミング差に基づいて算出することができる。例えば、心臓撮像につい
ての本発明の具現化形態では、作業用投影ビュー及び所望の投影ビューのタイミ
ングは、心搏サイクルの対応する時相において具現化され得る。

【００８１】初期投影データが心臓撮像のデータ・サイノグラムを含んでいる場合には、サ
イノグラムは好ましくは、図１のＥＫＧユニット１６０によって生成される心電
図（ＥＫＧ）データのような同時収集されるタイミング・データと相関付けされ
る。この相関付けは、各々の検出器データ行に時刻スタンプを与える。投影デー
タ行の時刻スタンプは、データ行が収集された時刻でのデータ行と心臓の形状構
成（ＥＫＧデータによって決定される）との間の明示的な相互参照（クロス・レ
ファレンス）を可能にする。

【００８２】図１１は、投影データと同時発生の心電図データとを相関付けするかかる時刻
スタンプを用いるアプローチを示している。ＥＫＧデータは、断層像走査手順中
の患者の心臓の心電図１１１０を表わす。投影データは、心搏サイクルの様々な
時相での心臓を表わし、既知のサンプリング周波数（例えばガントリ回転の各々
の周期毎に９８４の投影ビュー）で収集されており、投影ビューがそれぞれの時
間位置で時刻スタンプを付されることを可能にする。

【００８３】一方、投影データは、明示的な時相情報を含まない。ＥＫＧデータの収集が投
影データの収集と同期している場合には、同時収集されたＥＫＧ波形１１１０を
用いてかかる時相情報を決定することができる。また、投影データは軸方向位置
（Ｚ位置）の情報を明示的には含まないが、かかる位置データは、各回のアキシ
ャル・スキャンが実行されるのに伴って逐次的に記録することができる。

【００８４】例えば、特定的な具現化形態では、波形１１１０のＥＫＧデータをＥＫＧユニ
ット１６０によって走査手順中に収集することができ、所定のサンプリング周波
数（例えば秒当たり２４０サンプル）でディジタル化することができる。具体的
なサンプリング周波数は本発明にとっては重要でない。適当なサンプリング周波
数の選択基準は当業者には周知であり、かかる基準についてはここでは説明しな
い。

【００８５】波形１１１０のＲ波ピークの時間位置は、周知の様々な波形解析法の任意のも
のを用いて識別することができる。識別されたピーク位置を用いて、各々の連続
したＲ波ピークの対の間で０．０から１．０まで増加する線形時相関数１１２０
を定義することができる。

【００８６】関数１１２０を用いると、心搏サイクルの時相を投影ビューの時刻スタンプ付
きの時間位置に写像する（すなわち相関付けする）ことができる。これにより、
各々の投影ビューに心搏時相_ij（）が割り当てられる。ここで、指標ｉ及びｊは
それぞれ、心搏サイクル及び走査手順のガントリ回転を識別するものである。心
搏時相の割り当て_ijをさらに、図２４を参照して後述するように特定の軸方向位
置に関連付けてもよいことを特記しておく。これにより、時相関数１１２０（波
形１１１０の連続したすべてのＲ波ピークの間で定義されている）によって、投
影データのすべての投影ビューを関連する心搏時相_ijに相関付けする（タグ付け
する）ことが可能になる。

【００８７】最も単純な例では、走査データが収集されている間に心搏数が一定であると仮
定することができる。すると、所望の時相（心搏時相の場合には、患者の心臓の
一定の形状構成に対応する）は、各回の心搏サイクルにおいて、前回のＲ波から
心搏周期Ｔ_hの固定した部分の後に生ずるものとなる。規則的な心搏というこの
仮定によって、投影データとＥＫＧデータとを相互参照する過程が単純化される
。具体的には、各回のＲ−Ｒ心搏サイクルについて、心臓の所望の時相が図８の
垂線φ₀で生ずるものとなる。

【００８８】以上に述べた具現化形態の利点は、線形時相関数１１２０のような時相関数に
よって、被撮像体の心搏数が不規則である場合でも、心搏時相と行データとの間
の相関付けを実行し得ることである。いずれの場合にも、ＥＫＧデータと収集さ
れた走査データとの間の時間相関付けは、オフ・ラインですなわち投影データが
最初に収集され、並べ換えされて時刻スタンプを付された後に実行することがで
きる。

【００８９】図１１に示す線形時相関数１１２０は、ＥＫＧデータのための実現可能な時相
写像関数の一例に過ぎない。可能性としては他の非線形の時相写像関数を本発明
と共に用いることも可能である。かかる代替的な写像によって、Ｒ−Ｒサイクル
の心電図挙動をさらに正確に且つさらに詳細にモデル化することが可能になる。
そして、心臓の電気的サイクルのさらに正確で且つさらに詳細なモデル化によっ
て、心搏時相のさらに正確な時間相関付けが可能になる。

【００９０】〈適応型（アダプティブ）投影データ処理〉図１０に示す手順の特定的な実施形態では、初期投影データは患者の搏動する
心臓を表わしていてよく、２つの再近接の投影ビューは、収集された投影データ
とＥＫＧデータとの間の時間相関に基づいて識別することができる。投影データ
の時刻スタンプによって、ガントリ回転と心搏サイクルとの間の相関に基づいて
動作１０３０において作業用投影ビューを決定することができる。例えば、図９
の軌跡１上の投影ビュー９１０は、欠落したビュー角度θ_m及び割り当てられた
時相_ijにガントリ回転が一致したタイミングから識別することができる。投影ビ
ューの時相_ijをＥＫＧデータと共に用いると時相差を決定することができ、この
ことについて以下に説明する。

【００９１】図１２〜図１３は、本発明の特定的な実施形態において利用することのできる
データの関係を示している。図１２では、初期軌跡１及び２は、所望の時相φ₀
及び対応するビュー角度においてそれぞれ投影ビュー１２１０及び１２２０を含
んでいる。ここでも点９００は心搏時相φ₀についての欠落した投影ビューを表
わしている。なぜなら、利用可能な軌跡のいずれも、ビュー角度θ_mに投影ビュ
ーを含んでいないからである。２つの最近接投影ビュー９１０及び９２０は、時
刻スタンプ相関を用いてそれぞれ軌跡１及び２から識別することができる。

【００９２】図１３は、投影ビュー９１０及び９２０にそれぞれ関連付けられる時相差ｄ₁
及びｄ₂（タイミング差として表わす）を示している。かかるタイミング差を用
いて、加重付き線形補間法のような所定の補間法（図１０の動作１０４０）を通
じて９１０及び９２０のデータ値を結合することができる。ビュー９００のデー
タ値は、かかる補間法において、下記のような補間式を用いてビュー９１０及び
ビュー９２０の対応するデータ値から決定することができる。

【００９３】

【数１】

【００９４】ここで、ΔＴ＝Ｔ₁−Ｔ₂、ｄ₁＝Ｔ₁−φ₀、及びｄ₂＝φ₀−Ｔ₂である。また、こ
こで、Ｐ′及びＰ″は、投影ビューにおけるそれぞれの検出器位置でのビュー９
１０及びビュー９２０のデータ値である。

【００９５】上述の実例では、心搏数が一定であるものと仮定した場合には、差ｄ₁及びｄ₂ は、投影ビュー９１０及び９２０の時刻スタンプ・データから直接的に決定する
ことができる。かかる仮定によって、例えばφ₀及びＴ₁における心臓構成の差が
時間差ｄ₁に直接的に対応することが確実になる。他方、前述のように、本発明
はまた、心搏周期Ｔ_hが各々の軌跡で異なっている可能性があるような不規則な
心搏数にも適応する。

【００９６】図１４は、スライス画像を再構成する投影ビューの完全集合を含む投影データ
集合を生成するために本発明を具現化した手順の主な動作を説明する流れ図を示
す。図８の動作１０１０と同様に、動作１４１０が初期投影データ（すなわち複
数回の走査回転についてのサイノグラム・データ）を決定する。動作１４２０に
おいて、ｔ＝φ₀のような心搏サイクルの特定の時相が選択される。

【００９７】動作１４３０において、初期ビュー角度が選択される。初期ビュー角度、及び
投影ビューの間の角度間隔の両方が典型的には、サイノグラム・データのθの離
散度（２４０Ｈｚ等のサンプリング周波数）に依存している。初期試験動作１４
４０が、選択されたビュー角度及び選択された時相についての投影ビューを初期
投影データが含んでいるか否かを判定することができる。

【００９８】動作１４４０において、選択されたビュー角度が欠落した投影ビューに対応し
ている場合には、この手順は、動作１４５０において作業用投影ビューを決定す
る。動作１４６０において、補間投影ビューが生成される。これらの動作は図１
５〜図１６を参照して後に詳細に述べる。サイノグラム・データが、選択された
時相及びビュー角度についての投影ビューを含んでいる場合には、所望のビュー
角度は欠落したビュー角度ではない。すると、図１４の手順は、動作１４５０〜
１４６０を飛ばして動作１４７０へ進み、ここで、選択されたビュー角度が、所
望の再構成に必要な最後のビュー角度であるか否かを判定する。最後のビュー角
度でない場合には、動作１４８０において次のビュー角度を選択して、手順は試
験動作１４４０に戻る。

【００９９】図１５は、判定動作１４５０の一形態を説明する流れ図を示す。動作１５１０
において、選択されたビュー角度の投影ビューが初期投影データから選択される
。特定の投影ビューを、選択されたビュー角度、及び心搏Ｒ−Ｒサイクルの選択
された時相φ₀の前の時相に対応する初期投影データの両方に基づいて選択する
ことができる。

【０１００】図１２〜図１３について述べたように、選択されたビュー角度は、初期投影デ
ータのデータ軌跡の各々において特定のタイミングで生じている。この観点での
本発明の好適実施形態は、選択されたビュー角度に位置しており、所望の心搏時
相φ₀のタイミングの前で時間的に最も近い軌跡２に生じている投影ビュー９２
０を選択する。尚、各回の心搏の関連する瞬間での心臓の物理的な構成の相を意
味するために、「構成相」という用語を用いる。

【０１０１】動作１５２０は、類似の選択結果を生ずるが、選択された時相（時刻）の後の
投影データから投影ビュー９１０が選択される。これら二つの動作（１５１０及
び１５２０）は、図１４に示す手順の残りの部分で作業用投影ビューとして用い
ることのできる二つの投影ビューを決定する。

【０１０２】図１５は、作業用投影ビューを対として選択する特定の実施形態を示す。当業
者であれば、本発明が、作業用投影ビューを選択するその他の構成をも包含して
いることは明らかであろう。実際に、本発明の重要な観点は、全く異なる初期投
影ビューの間に本質的な関係が存在し得るとの発見にある。かかる関係は、再構
成される画像の品質を高める付加的情報を与えることができる。従って、以降で
分かるように、本発明は、その間にかかる本質的な関係が存在するような初期投
影ビューを識別する様々な異なるアプローチを包含する。本発明の様々な実施形
態は、初期投影ビューを結合して、関係によって与えられる付加的情報を利用す
ることを可能にする。

【０１０３】図１６は、図１４の補間動作１４６０の特定的な実施形態を示す流れ図である
。図４〜図５に示すように、各々の投影ビューは例えば、検出器アレイ（例えば
アレイ２１６又は３１６）の検出器素子の出力に各々対応する８８８のデータ値
を含んでいてよい。動作１６１０は、作業用投影ビューからそれぞれの初期デー
タ要素を選択する。この選択は、データ要素を生成する検出器素子の位置に基づ
いて行なうことができる。代替的には、サイノグラム行のそれぞれのデータ要素
を識別する任意の他の同等の番号付けシステムを用いてもよい。

【０１０４】動作１６２０は、作業用投影ビューの選択されたデータ要素値の間を補間する
計算手順を実行する。後述するように、様々な補間手順の任意のものを用いてよ
い。結果は、選択されたデータ要素位置、選択された時相及び選択されたビュー
角度に対応する補間されたデータ値となる。動作１６３０は、作業用投影ビュー
の間で補間すべきデータ要素の集合がさらに残っているか否かを判定する。残っ
ている場合には、動作１６４０において次のデータ要素値を選択する（次の検出
器素子位置を選択する等により）。次いで、図１６の手順は、補間計算をもう一
度繰り返すために動作１６２０に戻る。

【０１０５】本発明のアプローチによって、得られる投影データ（所望の時相についてのあ
らゆる初期投影データに補間投影データを組み合わせたもの）が、特にセクタ・
アプローチでは異なるセクタを結合していたような角度に近いビュー角度におい
てもさらに整合的となる。本発明が提供するこれらの結果は、心搏サイクル中の
運動の一般的なプロファイルが時間の関数として既知であるとの事実によってさ
らに向上する。このプロファイルを用いて、補間動作１４６０に用いられる加重
を計算することができる。具体的には、運動プロファイルに基づいて補間加重を
慎重に選択すると、画質をさらに高め得ることが判明した。

【０１０６】本発明の特定的な具現化形態では、加重は、作業用投影ビューにおいて心臓の
運動から生ずる画像の歪みを最小限にするように選択することができる。このア
プローチでは、補間法は、特定の作業用投影ビュー（及び軌跡）からのデータに
、作業用投影ビューが対応している心搏サイクルの時相での心臓の運動量に基づ
いた加重を施す。補間に用いられる他の軌跡（又は複数の軌跡）に施される加重
も、それぞれの時相での相対的な心臓位置（又は構成）に基づいて同様に変化さ
せてよい。

【０１０７】所与の投影ビューでの相対的な心臓位置は、同時発生するＥＫＧデータのオフ
・ライン解析を通じて決定することができる。異なる構成相での心臓の運動量は
、心臓生理学に通じた当業者には周知であり、ＥＫＧデータを介して投影ビュー
Ｐ′及びＰ″に相関付けすることができる。

【０１０８】代替的には、他の様々な補間法の任意のものを用いてもよい。もう一つの特定
的な具現化形態では、加重付き逆二次補間を実行する。この場合には、各々の加
重を、補間される時刻と、加重される投影データ値の時刻との間の時間差の平方
に比例するように算出すればよい。例えば、投影ビュー９００のデータ値を下記
の式に従って算出することができる。

【０１０９】

【数２】

【０１１０】式（１）及び式（２）は、｜Ｔ₁−φ₀｜及び｜φ₀−Ｔ₂｜がＴ_h／２よりも小
さいという単純な例において本実施形態の特徴を示していることを特記しておく
。多くの場合には、この条件は、連続したガントリ回転（連続したデータ取得サ
イクル）からの既存の投影ビュー９１０及び９２０を用いることにより自動的に
満たされ得る。しかしながら、本発明のこの観点はまた、これらの単純化する仮
定の１以上が成り立たない他の多くの状況にも適用することができる。本発明の
この観点の原理はまた、直接的な時相差（例えばＴ₁−φ₀）が実際にはＴ_h／２
よりも大きい場合にも適用することができる。このような場合は、後に式（５）
を参照して述べるようにして取り扱うことができる。

【０１１１】本発明の多くの利点の中でも、本発明は、投影データを収集すべき時刻（特定
の構成相での心臓の画像を再構成するための）を先行的に決定することを可能に
する。従って、本発明の方法では、常にＸ線管をオンにしておく必要はない。そ
の代わりに、本発明の方法は心臓の特定の時相又はその近くで収集されるデータ
によって動作する。かかる方法を利用する時間相関付けは、先行的ゲート法によ
って達成することができる。

【０１１２】通例、医用撮像手順では、データ取得過程中の心搏数は一様でない。図１０に
関して上で行なった議論と同様に、ここでの好ましい手順は、投影データと共に
心電図データ集合を収集する。次いで、前述したような時刻スタンプを用いてＥ
ＫＧデータ集合をオフ・ラインでＣＴ走査データと相関付けすることができる。
この後に、時刻スタンプ及びＥＫＧデータに対する相関付けを用いて、選択され
た心臓構成相に対応する特定の投影データを識別することができる。

【０１１３】心搏数変動に対するこのような適応化は当技術分野で周知であり、例えば、図
７に関して上述したセクタ・アプローチに用いられている。当業者は、心搏数の
変動の存在を補償するために本発明と共に用いられる適当な対策を容易に理解さ
れよう。例えば、前述したEpstein等への米国特許第５，９９７，８８３号の手
法には補償モデルが用いられている。

【０１１４】一方、本発明のさらなる実施形態は、心搏数の変動が存在している場合に特に
有用である。この場合にも前述の基本的なアプローチを用いるが、補間過程にお
いて心搏数の変動に適応するようにする。

【０１１５】図１７は、心搏数が変動しているときの軌跡に対する典型的な影響を示す。軌
跡１及び２はここでも、ＣＴ投影データの連続した部分を表わす。走査回転も続
けて、固定した周期Ｔ_gを有している。但し、図１２〜図１３とは異なり、ここ
では心搏数は周期と共に変動し、何らかのノミナルの周期Ｔ_hの付近で変動して
いる。図１７のグラフの最も右側の領域は、心臓のＲ−Ｒサイクルの継続的な完
了を表わしていない。しかしながら、図１２〜図１３と同様に、図１７の軌跡も
ｔ＝Ｔ_hに達するとｔ＝０に折り返す。

【０１１６】図１２とは異なり、例えば図１７では、異なる心搏サイクルのＲ波はグラフの
異なる時間位置で生じている。軌道１のＲ−Ｒサイクルを開始するＲ波Ｒ₁は、
グラフの時間位置ｔ＝０において生ずるものとして図示されている。しかしなが
ら、Ｒ波Ｒ₂は、相対的に遅い時間位置ｔ＝Δｔにおいて生じている。Ｒ₂におけ
るＲ波ピークは、Ｒ₁から時間Ｔ_h＋Δｔの後に生じているが、グラフ上の時間位
置は、グラフがＴ_hの間隔でｔ＝０に折り返す事実を反映したものとなっている
。このように、時間差Δｔを、Ｒ₁で開始するサイクルとＲ₂で開始するサイクル
との間の時相遅延と見ることができる。

【０１１７】図１８は、ＣＴ投影データと心臓の構成相との間の時間相関に心搏数の変動が
及ぼす影響を、同時収集されているＥＫＧデータによって指示されるものとして
示している。Ｒ波Ｒ₂及びＲ波Ｒ₁のそれぞれに伴う軌跡１及び２を図１７に示す
。ここでも、所定の構成相にある心臓の有用な画像を再構成する投影ビューの集
合が求められている。軌跡１の心搏サイクルでは、所定の構成相は時間位置ｔ₁
で生ずるものと想定される。ここでも、軌跡１は、時間位置ｔ₁に相関付けされ
た時刻スタンプを有する投影ビュー９１０を含んでいる。時間位置ｔ₁に数値的
に等しくなるように、固定した時間遅延ＴＤが定義されている。

【０１１８】固定した時間遅延ＴＤは、上述の固定した心搏サイクル比（図１２のφ₀によ
って表わされる）と同様の機能を果たすが、心搏数が変動する場合のためのもの
である。各々の連続した心搏サイクルにおいて、所定の構成相のタイミングは、
サイクルのＲ波から時間遅延ＴＤの後に生ずる。従って、図１８は、所定の相が
軌跡２ではグラフ上の時間位置ｔ₂において生じていることを示している。

【０１１９】軌跡２は、時間位置ｔ₂に対応するように時刻スタンプを付された投影ビュー
１８２０を含んでいる。ビュー１８２０の時間位置ｔ₂は、軌跡１からの投影ビ
ュー９１０に対応する時間位置ｔ₂から同等にずれている（時相遅延Δｔだけ）
。しかしながら尚、ビュー１８２０は、軌跡２のサイクルがＲ波Ｒ₂で開始して
いるので所定の時相での心臓を表わしている。従って、この所定の構成にある心
臓の画像再構成は、投影ビュー９１０及び投影ビュー１８２０の両方を利用する
ことになる。

【０１２０】図１２〜図１３を参照して前述した本発明の実施形態は、時相を揃えてデータ
を並べ換えするゲート式再構成を通じて、このような欠落した投影ビューのデー
タを与えることができる。図１２に示すように心搏数が一様である場合には、こ
れらの時相は時間的に規則的な区間Ｔ_heartにおいて生ずる。図１２の水平軸は
、時間ｔ及び心搏時相_ijの両方を整合的に表わしている。この対応によって、投
影ビュー９００、９１０及び９２０での心臓の時相差を、これらのビューのグラ
フ上での時間位置から直接的に決定することが可能となる。

【０１２１】しかしながら、心搏数の不規則性は、心臓の治療を受けている患者の間では特
に通例のことであり、このことから、ゲート式再構成にＥＫＧデータを用いるこ
とについて問題が生ずる。図１２〜図１３の場合と同様に、本発明のこの実施形
態は、画像を再構成する際にビュー９１０及び１８２０と組み合わされるべき追
加の合成投影ビュー９００を与える。しかしながら、心搏サイクルが不規則であ
る場合には、時間位置と心搏時相との間の直接的な対応が破壊される。

【０１２２】図１８は、投影ビュー１８２０の時間位置ｔ₂が投影ビュー９１０の時間位置
よりも遅延していることを示している。この遅延は、時相遅延Δｔすなわちｔ₂
−ｔ₁＝Δｔだけ誘起されており、Δｔに数値的に等しい。従って、心搏数が不
規則である場合には、所与の構成相がφ₀のような規則的に繰り返す時間位置に
生じないことになる。その代わりに、所望の時相は各回の心搏サイクルにおいて
、サイクルのＲ波及び固定した時間遅延ＴＤによって決定される時間位置で生ず
る。

【０１２３】図１９は、心搏時相の間の差の決定時に時相遅延Δｔを考慮に入れるアプロー
チを示す。このアプローチによって、本発明は、心搏数の不規則性が存在してい
る状態でも整合した投影ビュー補間を行なうことができる。基本的なアプローチ
は図１３に示したものと同じである。すなわち、補間によって作業用投影ビュー
９１０及び９２０を結合して、補間投影ビュー９００を形成する。さらに、一定
の心搏数の場合と同様に、補間式は一般的には、異なる時相の間の差に基づいて
初期投影ビュー９１０及び９２０からの対応するデータ値を配合する。

【０１２４】図１９のタイミング差δ₁及びδ₂は、図１３のｄ₁及びｄ₂に対応しており、こ
こでも投影ビュー９１０及び９２０に関連付けられる。しかしながら、所望の時
相は軌跡２では時間位置ｔ₂において生じているので、ｄ₂はｔ₁とｔ₂との間の差
すなわちｔ₂−ｔ₁＝Δｔを含むものとなる。このように、不規則な心搏数の場合
には、補間式は望ましくは、下記の式に基づいて初期投影ビュー９１０及び９２
０を配合する。

【０１２５】 δ₁＝Ｔ₁−ｔ₁ δ₂＝ｔ₂−Ｔ₂＝ｔ₁−Ｔ₂＋（ｔ₂−ｔ₁）＝ｔ₁−Ｔ₂＋Δｔ（３）図１９の９１０と９２０との間の補間には、δ₁及びδ₂のような時相差の適当
な尺度を用いて、当技術分野で公知の様々な補間法の任意のものを利用すること
ができる。例えば、ｄ₁及びｄ₂の代わりにそれぞれδ₁及びδ₂を置換することに
より、前述の式（１）及び式（２）のいずれでも直接的に用いることができる。
固定した遅延ＴＤの利用によって、作業用投影ビューが、トリガ時相に続く心搏
サイクルの同じ時相に対応するものとなるのを確実にする。次いで、図１４〜図
１６に示す手順を用いて、補間投影ビュー９００を生成することができる。

【０１２６】一連のスライス位置ｚ₀での画像再構成のための投影ビューを形成するのにも
同じ時間遅延ＴＤを用いることができる。選択された遅延ＴＤによって指定され
る構成相にある心臓の３次元再構成画像を形成するだけの数のスライス画像を形
成することができる。心臓が静止に近い状態にあるときの心搏時相に対応する遅
延時間ＴＤを用いると望ましい。代替的には、一連の遅延時間ＴＤの各々につい
て前述の３次元画像再構成を実行することにより、本発明のアプローチをさらに
拡張することもできる。この代替構成は、かかる３次元画像の時間系列の形成を
可能にして、心臓の動的（４次元）モデルを与えることができる。

【０１２７】図１０を参照して説明した本発明の観点は、様々な異なる実施形態として具現
化することができ、これらの実施形態の幾つかは、心臓撮像のような動的撮像状
況に特に適している。用いられるべき具体的なイメージング・システム・ハード
ウェア、撮像されるべき物体の特徴及び強調されるべき画像パラメータ等に応じ
て、所与の撮像状況に適した実施形態を選択することができる。以下で本発明の
二つの特定的な実施形態をさらに詳細に説明する。当業者は、以上に述べた一般
的な記載と以下に述べる具体的な記載とを併せて考察することにより、他の代替
的な実施形態の詳細及び望ましい特徴を理解されよう。

【０１２８】〈幾つかの投影ビューの間の補間〉図２０は、図１２〜図１３のグラフと類似しているが本発明の代替的な観点を
示す軌跡のグラフである。図１２〜図１３に示す実施形態は、連続した異なるデ
ータ取得サイクルから選択されており、従ってグラフの隣接した軌跡に位置する
２つの投影ビューの間の時相補間を与えていた。ここでは、説明をさらに明瞭に
するために、各軌跡に、それぞれのガントリ回転及び心搏サイクルの両方を指示
するラベルを付す。従って、ラベル「Ｍ_N」は、軌跡が第Ｍの心搏サイクル及び
第Ｎのガントリ回転からの一連の投影ビューを表わしていることを指示する。

【０１２９】図２０の代替的な実施形態は、幾つかの作業用投影ビュー２０１０、２０２０
、２０３０及び２０４０の間での時相補間により、補間投影ビュー２０００を形
成することを提供する。４つの作業用投影ビュー２０１０〜２０４０を示してい
るが、本発明のこの観点が４よりも多い数及び４よりも少ない数の両方のその他
の数の投影ビューを包含していることは明らかであろう。さらに、ゼロの補間加
重を割り当てることにより、特定の実施形態の時相補間から幾つかの作業用投影
ビューを実効的に除外し得ることも分かるであろう。例えば、投影ビュー２０３
０及び２０４０にゼロの加重を割り当てると、本発明のこの代替的な観点は、時
相補間が２つの隣接した投影ビューに適用される前述の観点に実効的に簡略化さ
れる。

【０１３０】さらに一般的に述べると、この代替的な観点は、幾つかの（例えば３以上の）
作業用投影ビューの間での時相補間を通じて具現化することができる。この場合
にも、結果は補間投影ビューを得ることであり、ここでは下記の補間式に基づい
ている。

【０１３１】

【数３】

【０１３２】ここで、ｉは心搏サイクルの指標であり、ｊはガントリ回転（すなわちデータ取
得サイクル）の指標である。式（４）はアキシャル・スキャンの場合に完全に適
用できるが、後述するようにかかる状況に限定されている訳ではない。

【０１３３】式（４）の加重ｗ_ij（，φ）は、その幾つかがゼロであってもよく、様々な適
当な加重方式の任意のものに基づいて選択され得る。例えば、下記の加重式

【０１３４】

【数４】

【０１３５】は、前述の式（１）及び式（２）におけるＰ′及びＰ″の係数と同様の加重ｗ_ij （θ，φ）を定義する。

【０１３６】例えば指数がｐ＝２である場合には、所望の時相からの作業用投影ビューの時
相距離が増大するにつれて急速な減衰が達成される。急速な減衰条件によって、
所望の時相に近いビューから得られる補間結果への寄与に対して、相対的に離隔
した作業用投影ビューからの影響が減少する。

【０１３７】 Δ（Φ_ij（θ）−φ）の上述の定義は、距離｜（Φ_ij（θ）−φ）｜がＴ_h／
２すなわち心搏サイクルの周期の２分の１よりも大きい場合を考慮していること
を特記しておく。かかる差関数を、差φ₀−Ｔ₂又は差Ｔ₁−φ₀が心搏サイクルの
周期Ｔ_hの２分の１を上回っているような任意の場合に、前述の式（１）及び式
（２）において適用することができる（当業者には明らかである変更を施して）
。

【０１３８】当業者は、前述の逆多項式加重［・］^-pは、本発明によって提供される時相補
間について適用され得る加重関数の一例に過ぎないことを理解されよう。例えば
、所与のθ及びφについての加重の和が単位となるすなわちΣｗ_ij（θ，φ）＝
１となるように、距離Δ（Φ_ij（θ）−φ）の任意の負でない単調減少関数によ
って加重ｗ_ij（θ，φ）を定義してもよい。例えば、加重関数ｗ_ij（θ，φ）が
、最近接時相Φ_ij（θ）では値１を有し、相対的に離隔した時相では値０を有す
る単位階段関数に簡略化されたものであってもよい。式（４）でのこの加重の選
択肢の結果は、本発明の補間アプローチを前述の最近接置換アプローチに簡略化
するものとなる。

【０１３９】本発明によって提供されるもう一つの具現化形態では、ノン・ゼロの加重を対
を成す作業用投影ビューに割り当てて、各々の対が、所望の時相の前の一つのビ
ューと後の一つのビューとを含む（すなわち、各々の対の各時相が所望の時相を
「サンドイッチ」する）ようにする。かかる代替的な具現化形態では、連続した
軌跡からの作業用投影ビューによるサンドイッチを用いると特に望ましかろう。
すなわち、サンドイッチ対の各々について、対の投影ビューを連続したデータ取
得サイクルから選択して、これらの投影ビューの間の所望の時相をサンドイッチ
するようにすることができる。

【０１４０】〈螺旋走査（ヘリカル・スキャン）〉心臓撮像の具現化形態では、前述のように、本発明は、時間的に高分解能での
心臓を通る単一のスライスの再構成を可能にする。再構成が、立体的部分の場合
のように１よりも多いスライスについて望まれる（例えば心臓全体の立体画像）
場合には、さらなる処理を実行する。

【０１４１】このさらなる目標を達成する一つの方法は、心臓を通る幾つかのスライスの各
々について前述の方法を実行することである。しかしながら、各々のスライスに
用いられるべき走査データの収集は多数回のガントリ回転を必要とする。図８に
示した例では、各々のスライスについて３回の完全な走査回転が必要である。

【０１４２】多数のスライスのためのかかる多数回の回転動作は、望ましくないほど長いデ
ータ収集時間を必要とする。具体的には、心臓を通るすべてのスライスのデータ
の収集は、少なくとも現状のＣＴ技術では１回の保息（２０秒〜６０秒）で行な
うのは難しい。かかるアプローチはまた、患者に対して望ましくないほど多量の
Ｘ線量を照射する。従って、少なくとも心臓撮像のような動的な状況では、図２
〜図３に示したアキシャル・スキャン構成は欠点を有し得る。

【０１４３】図２１は、ヘリカル・スキャンと呼ばれるアキシャル・スキャンの望ましい代
替構成の線源−検出器アセンブリ２１００を示す。アセンブリ２１００の主要な
特徴は、図２及び図３のそれぞれのアセンブリ２００及び３００の構成部品と類
似している。被撮像体２１０２（ここでは患者として図示されている）が（可能
性としては可動式の）テーブル２１０８に載置されている間にＸ線ビーム２１０
４で照射される。ガントリ２１１２は、撮像用のＸ線ビーム２１０４を発生する
Ｘ線源２１１４を支持している。しかしながら、前述のファン・ビーム２０４及
び３０４とは異なり、ビーム２１０４は、ビームが線源２１１４から遠ざかる方
向に投射されるにつれて全体的に直交する２つの方向に拡散する（すなわち「扇
形に拡がる」）所謂コーン・ビームとなっている。

【０１４４】図２１の特定のアセンブリ２１００は、図２の第三世代軸方向式アセンブリ２
００に対応している。明確に述べると、ガントリ２１１２もまた、多数の検出器
素子２１１８を含む検出器アレイ２１１６を支持しており、ガントリ２１１２が
回転するのに伴って、線源２１１４及び検出器アレイ２１１６の両方がそれぞれ
の円形経路に沿って被撮像体２１０２の周りで搬送される。検出器アレイ２１１
６及び線源２１１４は両方ともガントリ２１１２に固定されている。これにより
、検出器２１１６は、回転中に被撮像体２１０２に対して線源２１１４の反対側
に留まっている。

【０１４５】しかしながら、検出器アレイ２１６とは異なり、アレイ２１１６は、幾つかの
行を成す検出器素子を含む所謂マルチ検出器（multi-row detector）である。こ
れにより、アレイ２１１６は、２つの方向においてコーン・ビーム２１０４の拡
がりに対応している２次元の検出区域を設ける。従って、単一行型検出器アレイ
（図２のアレイ２１６のような）の各々の（横方向の）検出器位置において、ア
レイ２１１６は、軸方向ｚに全体的に平行な列を成して配列されている検出器素
子の全体集合を含んでいる。

【０１４６】図２２は、検出器アレイ２１１６のようなマルチ検出器の検出器素子の概略図
を示す。図示の例では、アレイ２１１６の各々の列が４行の検出器行を含んでい
る。各々の検出器は厚みΔ_dを有する。

【０１４７】ヘリカル・スキャンは、ガントリの軸方向位置がデータ収集サイクルの全体に
わたって単一の点に固定されているというアキシャル・スキャン・システムの必
要条件を緩和する。その代わりに、ガントリ全体（線源及び検出器アレイ）が患
者に対して軸方向に（ｚ方向に）並進する。この動作モードによって、検査され
ている器官又は構造の全体を単一の走査で網羅することが可能になる。このよう
にして、ガントリの動きは個々の検出器素子と共に螺旋を辿る。ガントリの回転
当たりのｚ方向の並進の範囲は（検出器の厚みΔ_dの部分として）「ピッチ」と
呼ばれて図２１では「ｐ」と表わされている。従って、第ｋ行の検出器行の軸方
向位置は下記のように書くことができる。

【０１４８】ｚ_k（ｔ）＝ｐΔ_d（ωｔ／２π）＋ｋΔ_d 螺旋式／コーン・ビームＣＴ走査システムは、心臓の立体再構成を実行するた
めの利点を提供する。例えば、検出器アレイ２１１６のようなマルチ検出器は、
各回の走査回転から数倍多いＸ線データを収集することができる。コーン・ビー
ム２１０４の軸方向位置は、走査動作中に連続して前進するので、各々の検出器
素子２１１８が被撮像体２１０２の周りの螺旋経路を辿る。この態様で、データ
収集は、次の並進動作のために繰り返し中断されるのではなく、コーン・ビーム
２１０４が軸方向に進むのに伴って連続的に進行する。

【０１４９】図２３は、ヘリカル・スキャンによって生ずる複雑性を示す。回転１、２及び
３は、図２１〜図２２に示すアレイ２１１６のような４行型検出器アレイの螺旋
の進行の連続したループを表わしている。時間ｔが進展するにつれて、各回の走
査回転は０°のビュー角度から３６０°のビュー角度まで進行する。さらに、所
与の回転についての角度３６０°は後続の回転のビュー角度０°と一致している
。

【０１５０】しかしながら、走査過程中にガントリは螺旋式で前進するので、マルチ検出器
の検出器素子が各回の回転中に軸方向に変位することになる。３行型検出器の各
検出器行のｚ方向での位置をｚ−ｔ領域において図２３に示す。従って、各々の
検出器行の軸方向位置は、回転と回転との間でも、各回の回転内でも変化する。
依然として、マルチ検出器の検出器行の各々は、適正な投影ビューすなわち単一
の軸方向位置についての減衰データを表わす投影ビューに対応するデータを定義
する。

【０１５１】ヘリカル・スキャンにおける検出器位置の軸方向変位は、標準的な画像再構成
法に従うように投影ビューを組み立てるために、収集される投影データの追加の
処理（リビニング）を必要とする。一つのアプローチは先ず、マルチ検出器から
得られた螺旋状に歪んだデータを再編成して、単一の軸方向位置ｚに各々対応し
ている一連のサイノグラムとするものである。このリビニング手順は典型的には
、隣接した検出器行の検出器素子値の間での補間手順を必要とする。本発明の時
相補間手順もまた追加で実行されて、各々の軸方向位置での欠落した投影ビュー
についての投影データを得る。

【０１５２】図２４は、３次元螺旋投影データの各々のデータ行に、対応する時相情報でタ
グを付す代替的なアプローチを示している。このように、図１１に従うと、ビュ
ー角度、心搏サイクルｉ、ガントリ回転ｊ及び検出器行ｋでの投影の時相はΦ_ij _k と表現される。投影データはまた、検出器行の幾何形状、ガントリと患者との
相対的速度及びガントリの回転速度に基づいたＺ軸位置情報Ｚ_ijk（）でもタグ
付けされる。図２４では、斜方向の線が、時間が進展するのに伴ってｚにおいて
各々の検出器行が辿る共通の軌跡を表わす。縦軸の値ｎｐ＊Δ_dは、対応する数
のガントリ回転周期（Ｔ_g、２Ｔ_g、３Ｔ_g等）の後に得られるデータ行の累積数
を表わす。斜方向の線の傾きはテーブル速度によって決定される。

【０１５３】図２５は、ヘリカル・スキャンの状況で本発明を具現化する手順を説明する流
れ図を示す。動作２５１０が、螺旋投影データのビュー角度と心搏サイクルのタ
イミングとを相互参照する。この動作は、各々のビュー角度の投影データ集合に
タイミング情報でタグ付けすることを必要とし得る。これにより、動作２５１０
は、投影データ集合と、それぞれのデータ集合が対応している心搏サイクルの時
相とを相関付けする。マルチ検出器の場合には、各々の投影データ集合が各々の
ビュー角度について数行分の投影データを含むものとなる。

【０１５４】動作２５２０において、再構成のために特定の心搏時相が選択される。ヘリカ
ル・スキャン法は一定範囲の軸方向位置にわたって走査データを収集するので、
動作２５３０において、再構成されるスライスの軸方向位置ｚ₀もまた選択され
る。動作２５４０において、螺旋データの処理のための初期ビュー角度が選択さ
れる。

【０１５５】動作２５５０は、選択された心搏時相及び選択されたビュー角度について、隣
接した走査回転集合を選択する。この動作は後に図２６〜図２８を参照して詳述
する。簡単に述べておくと、動作２５５０は、ガントリの軸方向位置が多数回の
回転を通じて前進するのに伴ってヘリカル・スキャン・データが収集されるとい
う事実に関連している。作業用投影ビューを決定することに向けての第一段階は
、投影データが欠落している投影ビューに最も強く関連しているような走査回転
を螺旋投影データから識別することである。

【０１５６】動作２５６０は、動作２５５０において選択された走査回転についての作業用
投影ビューを決定する。この決定動作は後に図２９〜図３０を参照して詳述する
。動作２５６０は、マルチ検出器からのヘリカル・スキャン・データが望ましく
は、選択されたスライス位置の投影ビューになるように適合化されるという事実
に関連している。

【０１５７】動作２５６０において作業用投影ビューが決定された場合には、図２５の手順
は動作２５７０へ進む。この動作では、動作２５６０において決定された作業用
投影ビューから補間投影ビューが生成される。動作２５７０は、図１４及び図１
６の動作１４６０に関して前述したものと同じ時相補間（すなわち時間について
の補間）であってよい。動作２５８０は、カレントのビュー角度が、選択された
スライスの再構成のために投影ビューが必要とされている最後のビュー角度であ
るか否かを判定する。ビュー角度がさらに残っている場合には、手順は動作２５
９０に進んで、ここで次のビュー角度を選択する。次いで、手順は動作２５５０
に戻る。

【０１５８】図２６は、図２５の動作２５５０を実行する例示的な一連の動作を説明する流
れ図を示す。この手順の状況は、螺旋投影データが、選択されたビュー角度を各
々含む一連の走査回転についてのデータを含んでいるというものである。但し、
心搏サイクルは走査回転とは同期しないので、異なる走査回転からの選択された
ビュー角度のデータは一般的には、異なる心搏時相での心臓を表わすものとなる
。

【０１５９】動作２６１０及び２６２０は、選択されたビュー角度が選択された時相の近く
のそれぞれの心搏時相に対応しているような特定の螺旋投影データを決定する（
特定の走査回転を選択する等により）。動作２６１０は、選択された時相のタイ
ミングの前の近い時相タイミングについて上述のようなデータを決定し、動作２
６２０は選択された時相の後の近くの時相についてのデータを決定する。

【０１６０】例えば、図８の軌跡を参照して述べると、０°と６０°との間のすべてのビュ
ー角度について、選択された時相ｔ_oに（すなわち時相ｔ_oの前後に）隣接するも
のとして軌跡３及び軌跡２が選択される。６０°と１８０°との間のθについて
は軌跡１及び軌跡３が選択され、１８０°と３００°との間のθについては軌跡
２及び軌跡１が選択され、３００°と３６０°との間のθについては軌跡３及び
軌跡２が選択される。この手順は、選択されたビュー角度が選択された心搏時相
に最も近い心搏時相において生じているような走査回転を選択することが望まし
い。

【０１６１】図２７〜図２８は、動作２６１０及び２６２０の決定を示している。図２７で
は、走査回転１、２及び４の各々について、選択された時相のタイミングをφ₀
と表わしている。走査回転３では、図示の例では心搏サイクル周期Ｔ_hが走査回
転周期Ｔ_gよりも長いという事実を反映して、選択された時相の発生が欠落して
いる。選択されたビュー角度をθ_vと表わしており、このビュー角度は回転３を
含めてすべての回転で生じている。

【０１６２】図２８は、動作２６１０及び２６２０についての走査回転集合の決定を示して
いる。好適実施形態では、各回転は、選択されたビュー角度が選択された時相の
発生に近い心搏時相において生じているような回転となる。図２８は、選択され
たビュー角度θ_vでの時相と選択された時相φ₀との間の時相差が時相差Δφと表
わされているのを示している。

【０１６３】時相差Δφという命名は、本発明が、作業用投影ビューでの心臓の時相と所望
の時相との間の差に基づいて作業用投影ビューを決定し得ることを強調している
。本発明において用いられる補間規則は、２つの作業用投影ビューの相対的な時
相差を考慮に入れて、時相について離隔した作業用ビューよりも、近い作業用ビ
ューに対して相対的に大きい加重を与えることができる。図１７〜図１９を参照
して前に示したように、実際の時相差は、図１２のタイミングφ₀のような一様
な時相タイミングではなく、ＥＫＧの最新のトリガ波（例えばＲ波）に続く遅延
によって決定したほうがよい。

【０１６４】図２８に戻ると、回転１のビュー角度θ_vは、時相φ₀の発生から時相遅延Δφ₁ だけ離隔した位置で生じている。回転２では、ビュー角度θ_vは、回転１のφ₀
からΔφ₂だけ離隔し、且つ回転２のφ₀からΔφ₃だけ離隔した位置で生じてい
る。同様に、回転３では、θ_vは、回転２のφ₀からΔφ₄だけ離隔し、且つ回転
４のφ₀からΔφ₅だけ離隔した位置で生じている。回転４のθ_vは、同じ走査回
転のφ₀からΔφ₆だけ離隔した位置で生じている。言うまでもなく、さらなる走
査回転は一般に、φ₀から対応する時相差Δφだけ離隔した位置でθ_vをさらに発
生させる。

【０１６５】図２６の動作２６１０及び２６２０で実行される動作２５５０（図２５参照）
における隣接した走査回転の選択によって、選択されたビュー角度θ_vが所望の
時相φ₀と時相について近接したタイミングで生じているような一対の回転を選
択することができる。具体例としては、θ_vは、選択された回転においては、収
集された投影データの中でそれぞれ時相φ₀の前後の最も近い時相で生じ得る。
従って、利用可能な回転のうち、θ_vがφ₀に対して時相において最も近くで生じ
ていることから回転４が選択される。回転３におけるθ_vの発生は、利用可能な
回転の中でφ₀の発生の後の最も近い発生となる。この時点で、選択される回転
３及び４が時間的に連続したデータ取得となっていることが理解されよう。この
ことは、所望の時相の前後で最も近い軌道を選択することからの自然の帰結であ
る。

【０１６６】従って、図２８に示す例示的な実施形態は、動作２６１０における螺旋投影デ
ータを回転４のθ_vのデータとして決定する。動作２６２０において決定される
データは、同様の態様で、回転３のθ_vのデータである。

【０１６７】つまり、この手順の図示の実施形態は、選択された時相の前後での最近接の走
査回転を選択する。図２０を参照して前述したことと同様に、他の走査回転に対
応するビュー角度の間で補間する可能性も存在している。かかる代替構成につい
ては後に図３１〜図３６を参照して詳述する。

【０１６８】図２９は、図２５の動作２５６０を実行するための例示的な一連の動作を説明
する流れ図を示す。これらの動作の結果は、選択された軸方向位置での被撮像体
を表わす投影ビューを各回の選択された走査回転について決定することである。
前述のように、ヘリカル・スキャン・データは通常、マルチ検出器及びコーン・
ビームを用いて収集されている。

【０１６９】動作２９１０は、選択された走査回転から、作業用投影ビューを決定すべき初
期走査回転を選択する。選択される軸方向位置は一般的には、選択されたビュー
角度にある選択された走査回転の２行の検出器行の軸方向位置の間に位置する。
図２７は、回転のビュー角度が０°から３６０°に増加するにつれて各々の検出
器行の軸方向位置が前進することを示している。選択されたビュー角度について
、動作２９２０が、選択された走査回転から、選択された位置ｚ₀に最も近い２
つの行を決定する。

【０１７０】図３０は、図２７〜図２８と同様の時間展開図であって、図２６の手順で決定
される螺旋投影データを示している。図３０に示すように、螺旋投影データは通
常、軸方向に連続して配列している検出器素子の各行に対応して幾つかのデータ
行を含んでいる。典型例では、図３０に示すように、いずれの選択されたデータ
行も、選択された軸方向位置ｚ₀においては投影ビューを与えない。これはヘリ
カル・スキャン・データには一般的に起こることであって、走査回転中の検出器
アレイの軸方向の並進に起因している。従って、選択された位置ｚ₀の投影ビュ
ーは、既存の螺旋投影データから構築される。

【０１７１】図３０はまた、動作２９１０及び２９２０において選択され得る走査回転及び
データ行を示している。この説明の目的のために、走査回転３が選択された初期
走査回転であるものと仮定する。軸方向Ｚにおいてｚ₀のそれぞれ下方及び上方
に位置する２つのデータ行３０１０及び３０２０が、動作２９２０において選択
される隣接した検出器行データを含んでいる。

【０１７２】図２９に戻ると、次いで、動作２９３０において、選択された位置ｚ₀におけ
る補間投影ビューのための投影データが算出される。ここでは、補間投影データ
は、選択された行に沿った各々の検出器位置における隣接した行データの間をｚ
（軸方向）において補間することにより生成される。幾つかの観点で、この計算
は、利用可能なデータが異なる格子の投影データへ変換される格子変換演算に類
似している。かかる変換は当技術分野で周知であり、対応する計算を実行する様
々な利用可能な代替法についてはここでは立ち入らない。かかる代替法の典型的
なものでは、ｚ補間投影ビューのデータ値は、下記のような式に従って得られる
。

【０１７３】

【数５】

【０１７４】ここで、ｋはマルチ検出器アレイの各行の指標であり、Ｚ_ijk（θ）は投影ビュ
ーＰ_ijk（θ）のｚ位置であり、Δ_dはコリメーション（前述のように行間距離）
である。また、所与のθ、ｉ及びｊについての投影ビューＰ_ijk（θ）はすべて
の行ｋについて同じ時相Φ_ij（θ）を有することを特記しておく。この共通性は
、このような場合にはすべての行の投影が同じ時間的瞬間に収集されていること
に起因している。

【０１７５】加重ω_k（ｚ₀）は距離｜Ｚ_ijk（θ）−ｚ₀｜の関数Ｇ（・）によって定義する
ことができる。ここで、Ｇはその引数の負でない単調減少関数である。例えば、
Ｇは距離｜Ｚ_ijk（θ）−ｚ₀｜の線形関数であってよい。このｚ補間の背後にあ
る考え方は、前述の時相補間と同様に、投影ビューがｚ₀（又はφ₀）に近いほど
、補間投影ビューに対する当該投影ビューの寄与が大きいというものである。時
相補間のための加重についての前述の議論と同様に、当業者は、本発明によって
ｚ補間を実行するのに多くの加重方式を用い得ることを理解されよう。

【０１７６】動作２９４０は、さらなる走査回転について作業用投影ビューを決定すべきか
否かを判定する。決定すべき場合には、手順は動作２９５０に進んで、補間のた
めに次の選択された走査回転を選択する。例えば、図３０では、次の走査回転は
走査回転４となる。次いで、図２９の手順は動作２９２０に戻る。ｚ₀のそれぞ
れ下方及び上方に位置する２つのデータ行３０３０及び３０４０が、動作２９２
０において選択される隣接した検出器行データを含んでいる。次いで、動作２９
３０は、行３０３０と行３０４０との間を補間して、選択された軸方向位置ｚ₀
における第二の作業用投影ビューを生成する。

【０１７７】図２６の手順では、動作２６１０及び２６２０は２回実行される。図２９に示
す手順の完了時には、２つ（又は２以上）の別個の作業用投影ビューが決定され
ており、これらの作業用投影ビューは、それぞれの走査回転データの隣接した検
出器行の間をｚにおいて補間することにより各々算出されている。この時点で、
図２５の手順が前述のようにして続く。

【０１７８】〈柔軟性のある投影データ処理〉以下、図３１〜図３５を参照して本発明のさらなる代替的な実施形態を説明す
る。この代替法の手順は、前述の図１４の手順に幾分か類似している。得られる
結果は、所望の心搏時相φ₀での患者の心臓の３Ｄ画像である。被撮像体の心臓
の３次元画像（幾つかのスライス画像に基づく立体的表現）を、この代替的な実
施形態を通じて一定範囲のｚ位置（ｚ₀）について２Ｄスライスを再構成するこ
とにより得ることができる。各々の２次元スライスについて、本システムは、ス
ライスの軸方向位置ばかりでなく所与の時相φ₀に対応するスライス画像を得る
ことができる。

【０１７９】図３１は、ヘリカル・スキャン・データの場合についての本発明のこの代替的
な実施形態の手順３１００を示す流れ図である。動作３１１０において、３次元
投影データに、時相及びｚ位置の情報でタグを付す。識別されたＲ波ピークの時
間位置に基づいて、図１１を参照して前述したように、各々の投影ビューに心搏
時相Φ_ijkを割り当てる。この動作において、ガントリ周期Ｔ_gも用いられて、投
影ビューのガントリ回転を決定する。同様に、図２４を参照して前に示したよう
に、投影ビューのｚ位置が、ガントリ周期Ｔ_gとテーブル速度との間の関係に基
づいて決定される。時相及びｚ位置のタグは、手順３１００の後続の動作に用い
られる。

【０１８０】動作３１２０は、患者の心臓のスライス画像を再構成すべき心搏時相を選択す
る。動作３１３０において、スライス画像の対応する軸方向位置ｚ₀が選択され
る。これらの動作によってスライス画像が指定されて、時相及び位置のタグを参
照することにより適当な投影データを識別することが可能になる。

【０１８１】動作３１４０は、螺旋投影データの中から、スライス画像のための補間投影ビ
ューを形成することのできる投影ビュー集合を決定する。選択されたｚ位置ｚ₀
が与えられると、投影ビューは式（４）の補間結果に可能性としては寄与するこ
とができる。前述のように、所与の軸方向位置について、１行又は２行いずれか
のデータ行を成す螺旋投影データが、選択された軸方向位置ｚ₀に最も近い行位
置に対応している。投影データは、動作３１１０において位置情報のタグを付さ
れているので、ｚ₀の１行又は２行の最近接行についてデータ行を探索すること
ができる。

【０１８２】動作３１５０は、選択されたスライス画像について投影ビューの完全集合を得
るべき再構成範囲を決定する。動作３１７０は、位置タグＺ_ijk（θ）によって
決定される隣接した投影ビューの間をｚ方向で補間することにより、選択された
ビュー角度についての作業用投影ビューを決定する。この動作は、全範囲［０°
，３６０°）の中から再構成範囲すなわち一定範囲のビュー角度（１８０°＋フ
ァン角度の拡がりを有する範囲）を決定する。本書では、「再構成範囲」は、投
影データが離散的なサンプリング間隔でサンプリングされているので複数の離散
的なビュー角度を含んでいる。投影データ集合が所与の再構成範囲の離散的なビ
ュー角度の各々における投影ビューを含んでいる場合には、この投影データ集合
はこの再構成範囲を「網羅している」と表現される。

【０１８３】再構成範囲は、選択された軸方向位置（動作３１４０を参照）を網羅している
投影ビューのうち、選択された時相φ₀からの合計時相距離が最短となっている
ような部分集合として選択される。動作３１５０については図３３を参照して詳
述する。動作３１６０は、補間投影ビューを生成する初期ビュー角度を選択する
。

【０１８４】動作３１７０及び３１８０は、選択された再構成範囲内の各々のビュー角度に
ついて繰り返される。この補間は、図２９を参照して前述したものと実質的に同
様にして実行することができる。

【０１８５】動作３１８０は、上の式形態（４）の選択された補間規則を用いて、動作３１
７０から得られるｚ₀補間投影ビューの間の時相補間を実行する。代替的には、
動作３１７０及び３１８０の補間は、下記のような補間規則を用いて統合型計算
として実行してもよい。

【０１８６】

【数６】

【０１８７】さらに、分離した加重ｗ_ijω_kに代えて統合型加重Ω_ijkを置き換えてもよいこと
を特記しておく。

【０１８８】手順３１００は、動作３１７０から動作３１８０へ進む。動作３１８０では、
選択された再構成範囲に補間投影ビューを生成すべきさらなるビュー角度が残っ
ているか否かを判定する。残っている場合には、動作３１９０が次のビュー角度
を選択して、手順は動作３１５０へループする。残っていない場合には、手順３
１００は戻る。

【０１８９】図３２は、図３１の動作３１４０を実行する例示的な手順の詳細を示す流れ図
である。動作３２１０が、（３次元）螺旋投影データの初期サンプリング区間に
対応する初期時刻スタンプを選択する。これにより、螺旋データの中で時間的に
最初に生成された投影データ行が識別される。

【０１９０】動作３２１０から図３２の手順は繰り返しループに入り、ループでは、選択さ
れた投影ビュー集合に包含されている可能性についてデータ行を検査する。動作
３２２０は、選択された軸方向位置ｚ₀からコリメーション距離Δ_dの範囲内のｚ
位置でタグを付されているカレントの時刻スタンプに対応するデータ行が存在す
るか否かを判定する。かかる行が識別された場合には、動作３２３０において、
当該投影ビュー集合についてこの行を選択する。

【０１９１】図３２の手順は、選択動作３２３０から動作３２４０へ進む。動作３２４０で
は、投影データが、ｚ位置ｚ₀からのコリメーション距離Δ_dの範囲内に第二の行
を含んでいるか否かを判定する。含んでいる場合には、当該投影ビュー集合につ
いて第二の行を選択する。前述のように、任意の所与のデータ・サンプリング区
間（すなわち任意の所与の時刻スタンプ）について、選択された軸方向位置から
コリメーション距離の範囲内にあるｚ位置でタグ付けされた最大で２行のデータ
行に対応する。

【０１９２】動作３２２０での判定又は動作３２４０での判定のいずれかが否定的である場
合には、手順は動作３２６０へ直接進む。動作３２６０は、収集された投影デー
タについてすべての時刻スタンプが考察されたか否かを判定する。されていない
場合には、手順は動作３２７０へ進み、次の時刻スタンプが選択される。動作３
２７０から、手順は動作３２２０での判定へループする。動作３２６０での判定
が肯定的である場合には、手順は戻る。代替的には、動作３２６０の判定に基づ
いてループする代わりに、図３２の手順は、ある時刻スタンプではデータの行が
選択されており次の時刻スタンプではデータの行が選択されない状態、又はすべ
ての時刻スタンプが考察され終わった状態のいずれが先に生ずるにせよ、かかる
状態になるまで続けてもよい。この代替法は、選択可能な行を含んでいない最後
の行ブロックを探索しないので比較的効率的と言える。

【０１９３】図３３は、図３１の動作３１５０を説明するための図２０のグラフに類似した
軌跡グラフである。黒丸３３１０は各々、それぞれのデータ・サンプリング区間
に対応する投影データを表わしている。イメージング・システム１００のデータ
取得サイクルは、投影データの幾つかの軌跡１、２及び３を与える。各々の軌跡
は時間的に離散化されており従ってまたビュー角度についても離散化されている
が、依然として全範囲［０°，３６０°）のビュー角度を網羅している。さらに
、範囲［０°，３６０°）の各々の離散的なビュー角度について、投影データは
、所与のビュー角度に対応する時刻スタンプを有する幾つかの投影データ集合３
３１０を含んでいる。このように、図２０の場合と同様に、各々の離散的なビュ
ー角度について、当該ビュー角度に位置する既存の投影データ集合から補間投影
ビューを生成することができる。

【０１９４】一方、前述のように、現状の再構成アルゴリズムは一般的には、全範囲［０°
，３６０°）に満たない範囲を網羅する投影データによって高品質の画像再構成
を行なうことができる。投影ビューは、少なくとも１８０°＋ファン角度の角度
セクタを網羅しているべきである。図３３は、この条件が、異なるビュー角度の
セクタを網羅する幾つかの異なる投影ビュー集合によって満たされ得ることを示
している。従って、幾つかの軌跡１、２、３等は、所望の画像再構成に必要とさ
れるよりも多い投影データを含んでいる。

【０１９５】この余剰の投影データは、所望の画像について再構成範囲を慎重に選択するこ
とにより画質を最適化する機会の可能性を与える。本書では、再構成範囲Θ_rは
単純に、スライス画像を再構成する投影ビューのビュー角度範囲である。図３３
の軌跡グラフによって与えられる投影データの見方からは、異なる再構成範囲が
、異なる特徴を有する再構成画像を形成し得る可能性を生んでいる。

【０１９６】本発明のさらに他の観点は、画質に影響を及ぼす何らかのデータ・パラメータ
を最適化する再構成範囲を決定するアプローチを提供する。この観点の発明の一
つの具現化形態では、所望の時相から最短の合計時相距離を有する再構成範囲が
選択される。本書では、「最短合計時相距離」は、下記の式によって定義される
最短距離の値を指す。

【０１９７】

【数７】

【０１９８】ここで、再構成範囲Ｒ_rは、それぞれ開始ビュー角度θ₁と終了ビュー角度θ₂と
の間に拡がっている。合計時相距離は再構成範囲の既存の投影ビューと理想的な
投影ビュー集合（例えばすべて所望の時相に位置するもの）との間の（時相にお
ける）離隔を測るものであるので、合計時相距離は再構成範囲の「離隔尺度」と
なる。カレントの投影ビューの時相と所望の時相との間の最短時相距離として、
下記の式のようにして値ｄ（θ，φ）が選択される。

【０１９９】

【数８】

【０２００】当業者は、再構成範囲Ｒ_rが、θ₁の周期性により、実際には終了角度θ₂より
も大きい角度θ₁で開始する可能性があることが理解されよう。このような場合
には、上の式（２）の再構成範囲Ｒ_rについての表現［θ₁，θ₂］を対応する表
現Ｒ_r＝［θ₁，２π）∪［０，θ₂］で置き換えることができる。

【０２０１】以上の具体例では、検出器アレイは４行の検出器を有している。この例の場合
には、単純な幾何形状であることから、所与のｚ位置の投影ビューに寄与するガ
ントリの回転数は４／ｐによって決定される。ここで、ｐはここでもヘリカル・
スキャンのピッチである。ピッチｐは、同じビュー角度について、但し異なるガ
ントリ回転及び異なる心搏サイクルから、多数の投影ビューが生成されるように
十分に小さいものとして選択することができる。心搏数に応じて、これらの投影
ビューは、心搏時相の分布における心臓を表わすものとなる。

【０２０２】従って、第一の手順では、各々の投影の再構成（目標）時相φ₀までの時間的
（時相）距離ｄ_ijが決定される。これらの時相距離の各々が、投影ビューと理想
的な投影ビュー（所望の時相にある）との間の離隔（時相における）を指示して
おり、従って、各々がそれぞれの投影ビューの「離隔値」となっている。次いで
、各々のビュー角度について、最短時間距離を求めて式（８）及び式（９）と共
に用い、最短距離再構成範囲の開始角度θ_s及び終了角度θ_eを決定する。この結
果は、再構成時相φ₀に時相において最も近い投影ビューの部分集合を備えた再
構成範囲となる。

【０２０３】図３４は、かかる再構成範囲を決定する本発明のこのさらなる観点での手順を
示す流れ図である。動作３４１０は、選択された投影データ集合の各々の投影ビ
ューについて時相差ｄ_ijを算出する。次いで、動作３４２０は、各々のビュー角
度について所望の時相φ₀に時相において最も近い投影ビューを選択する。動作
３４３０において、全セクタ［０°，３６０°）の各々の可能性のある再構成範
囲についてこれらの最短距離の合計Ｄ_Rを算出する。動作３４４０において、合
計距離Ｄ_Rが他の再構成範囲に対して最短となっている特定の再構成範囲が選択
されて、図３４の手順は戻る。

【０２０４】図３５は、選択された再構成範囲について補間投影ビューを決定する本発明の
例示的な手順を示す流れ図である。動作３５１０は、選択された範囲において初
期ビュー角度を選択する。再構成範囲は、角度区間［θ_s，θ_e］によって表わす
ことができるので、初期ビュー角度はθ_sとすることができる。動作３５２０は
、このビュー角度について選択された投影ビューの行データの間を補間する。動
作３５３０は、補間投影ビューを生成すべきビュー角度がさらに残っているか否
かを判定する。ビュー角度がさらに残っている場合には、動作３５４０が次のビ
ュー角度を選択して、手順は動作３５２０にループする。

【０２０５】図３６は、軸方向位置ｚの対応する範囲についてスライス画像の集合を形成す
る本発明の全体的な手順を概略的に示す流れ図である。スライス画像の集合が複
数の画像を含んでいる場合には、この手順は、関心のある物体の立体画像を形成
することを実効的に可能にする。図示のこの特定的な手順の直接的な結果は、心
搏サイクルの選択された時相での患者の心臓の３次元表現となる。当業者は、こ
の基本的な手順を一定範囲の選択された時相について用いて、ダイナミック・フ
ァンクショナル評価のような目的のために患者の心臓の動的なモデルを形成し得
ることを理解されよう。

【０２０６】動作３６１０は、所望の心搏時相φ₀を選択する。同様に、動作３６２０は、
生成されるべきスライス画像について軸方向（ｚ軸）位置の範囲を選択する。動
作３６３０は、図１１及び図２４を参照して前述したようにして、投影データに
時相識別情報及びｚ位置情報でタグ付けする。動作３６４０は、初期スライス位
置（ｚ₀）を選択する。

【０２０７】動作３６５０は、本発明の様々な観点によって与えられたような時相補間によ
って、選択されたスライスについて補間投影ビューを生成する。これにより、お
そらくは投影データの既存のビューからの補足を加えて、選択されたスライスに
ついての投影ビューの完全集合が形成される。動作３６６０は、断層画像再構成
について周知の様々な方法の任意のものを用いて、この投影ビューの完全集合に
対して再構成を実行する。動作３６７０は、形成されるべきスライス画像がさら
に残っているか否かを判定する。残っている場合には、手順は動作３６８０に進
んで次のスライス位置を選択し、次いで、手順は動作３６５０及び３６６０に戻
る。

【０２０８】〈時相領域でのデータの再順序付けの手法〉以上に述べた例示的な実施形態は、運動している物体の断層像撮像に利点を与
える本発明の観点を説明している。本発明のこの観点は、投影データ［θ（ｎ）
，Ｚ（ｍ）］の収集中の被撮像体の動的な挙動を考慮に入れて処理された投影ビ
ューからの断層画像の再構成を提供する。

【０２０９】上述の実例はさらに、動的な挙動を考慮に入れるかかる処理が様々な代替的な
方法で実行され得ることを示している。例えば、前述の第一の実施形態の適応型
処理アプローチは、独立した投影データ集合に向けられており、この場合には各
々の集合が単一の軸方向位置ｚに対応している。この意味で、第一の実施形態は
「位置駆動型」であるとも言える。生データ［θ（ｎ），Ｚ（ｍ）］が螺旋／コ
ーン・ビーム走査によって得られている場合には、螺旋状に歪んだデータを、連
続した軸方向位置についてのかかる独立した集合の系列に組み立てるためにさら
なる処理（リビニング）を実行すればよい。このリビニング手順は典型的には、
前述のｚ補間のような隣接した検出器行の検出器素子値の間での補間手順を必要
とする。

【０２１０】以下に、生の投影データを前処理する追加手法について説明する。かかる前処
理を本発明と共に用いることができ、特に、前述の「位置駆動型」の実施形態と
共に用いることができる。

【０２１１】この追加手法は、空間及び時間の両方におけるヘリカル・スキャン・データの
間の関係に有用な情報が潜在的に存在しているとのさらなる観察から始まってい
る。前述のリビニング手順は、隣接した検出器行の空間的な近接性を利用して、
特定の軸方向位置に対応する投影データを合成していたことを説明している。以
下に説明する手法は、３次元投影データの適当な部分集合を選択すると、異なる
ガントリ回転において収集された生データの間の関係から付加的情報を抽出する
ことができるとのさらなる発見を利用している。

【０２１２】この付加的情報の一つの源泉は、マルチ検出器アレイにおける様々な検出器素
子のヘリカル・スキャン経路の間の重なりの可能性である。しかしながらまた、
異なるガントリ回転の生データの間には他の関係も存在し得ることが分かってい
る。以下、立体心臓撮像という具体的な状況での本追加手法の例示的な実施形態
と共に、かかる関係の具体例を説明する。

【０２１３】図３７は、本追加手法によって提供される一般的な手順を示す流れ図である。
動作３７１０は、３次元投影データを取得する基本的なデータ収集動作である。
アセンブリ２１００のような線源−検出器アセンブリを含む又は有するヘリカル
・スキャン・システムによって投影データを生成する場合には、この動作は、多
数回のデータ取得サイクルを実行するためのガントリ２１１２の数回の回転を含
み得る。いずれの場合にも、動作３７１０は、複数回のデータ取得サイクルにわ
たって被撮像体を表わす立体投影データを取得する。

【０２１４】動作３７２０では、３次元投影データを解析して、各回のデータ取得サイクル
について選択されたビュー角度での特定の投影ビュー集合を決定（例えば選択）
する。被撮像体の時間依存性の特徴（すなわち「動的挙動」）に従ってこの動作
３７２０のためのビュー角度を選択すると望ましい。次いで、異なる集合の間の
時間依存性の特徴の所定の関係を満たすように、特定の投影ビュー集合を選択す
ることができる。この決定動作の具体例については後に図４０〜図４２を参照し
て説明する。

【０２１５】動作３７３０は、所与の投影ビュー集合が物体を表わしている軸方向位置と、
スタック（積み重ね）したスライス画像で物体を表わすようにしたい軸方向位置
との間の調整を行なう。この調整は典型的には、螺旋投影データが各々の回転デ
ータ集合内では軸方向に歪んでいるので有用である。このように、図２３を参照
して述べると、少なくともビュー角度θが何らかの他の基準に従って選択されて
いる場合には、いずれの検出器行も所定の位置と軸方向位置が一致していない可
能性が高い。従って、この所定の軸方向位置での物体を表わす投影ビューを生成
するために、動作３７３０において、空間補間（前述のｚ補間のような）が典型
的には実行される。

【０２１６】動作３７４０は一般的には、それぞれの所定の軸方向位置にある一定数のスラ
イス画像（通常数枚であるが、可能性としては１枚のみ又は２枚の場合もある）
を再構成することにより手順を完了する。各々のスライス画像について、この動
作は投影ビュー集合のそれぞれのものから（又は調整済の投影ビュー集合から）
投影ビューを選択することを必要とする。このようにして、異なるビュー角度で
あるが同じ所定の軸方向位置に位置する物体を表わす幾つかの投影ビューから各
々のスライス画像を再構成することができる。

【０２１７】以下、本追加手法の特定的な実施形態を心臓撮像の状況で説明する。しかしな
がら、当業者であれば、３次元投影データの時間依存性の特徴が被撮像体に関す
る付加的情報を暗黙に担っているようなその他の医用撮像状況及び非医用撮像状
況にも本手法を適用し得ることを理解されよう。

【０２１８】前述のように、心臓撮像の最も単純な例では、走査データが収集されている間
に心搏数が一定であるものと仮定することができる。すると、心搏サイクルの所
望の構成相は、各回の心搏サイクルにおいて前回のＲ波から心搏周期Ｔ_hの固定
した部分の後に生ずる。所与の心搏サイクルについて、この固定した部分と、心
搏サイクルを開始する心搏Ｒ波に相関している時刻スタンプとを参照することに
より、所望の心臓時相に対応する投影ビューを識別することができる。

【０２１９】規則的な心搏という仮定によって、投影データ及びＥＫＧデータを相互参照す
る過程が単純になる。具体的には、各回のＲ−Ｒ心搏サイクルについて、所望の
心搏時相は、サイクルのＲ波から同じ時間ｔ₀の後に生ずる。このように、規則
的な心搏数というこの単純化する仮定から、行データの時刻スタンプと心搏サイ
クルのそれぞれの時相との間に想定される相関が形成される。

【０２２０】しかしながら、通例はデータ取得過程中の心搏数は一様ではない。すると、好
ましい手順は、ヘリカル・スキャン・データと共に心電図（ＥＫＧ）データ集合
を収集することになる。次いで、生の立体投影データに関連付けられた時刻スタ
ンプを用いて、ＥＫＧデータ集合をＣＴ走査データとオフ・ラインで相関付けす
ることができる。この後に、前述の実施形態と同様に、時刻スタンプ及びＥＫＧ
データに対する相関を用いて、選択された心臓構成相に対応する特定の投影デー
タを識別することができる。

【０２２１】心搏数の変動に対するこのような適応化は当技術分野で周知であり、例えば、
図６に関して前に述べたセクタ・アプローチに用いられている。当業者であれば
、心搏数の変動の存在を補償するように本追加手法と共に用いられる適当な対策
を容易に理解されよう。例えば、前述のEpstein等に付与された米国特許第５，
９９７，８８３号の手法で補償モデルが採用されている。

【０２２２】一方、本追加手法の実施形態は、心搏数の変動が存在している場合に特に有用
である。心搏サイクル時間が変動する殆どの例で、心搏サイクルの心収縮期が比
較的安定であることが知られている。換言すると、心搏サイクルのうち最も一般
的に持続時間の変動する部分は、心臓が弛緩した状態にある心拡張期である。こ
の事実を利用して、図３７の動作３７２０のように投影ビュー集合を選択する選
択基準を開発することができる。

【０２２３】図３８は、投影データ集合を選択すべきときに用いられるトリガ遅延ＴＤの決
定を説明しているタイミング図を示す。図３８のトレースＡでは、連続した心搏
サイクルのＲ波が、心搏数の変動のため不規則な時刻に生じている。図３８のト
レースＢは、撮像される冠状動脈の対応する変位を示している。

【０２２４】心収縮期には、この変位は相当なものとなり、投影データに運動による不整合
を生じ易い。しかしながら、各々のＲ波の後の固定した時間ＴＤが測定されれば
、心臓が静止性の心拡張期に入ったことが分かる。図３８のトレースＢが示すよ
うに、心拡張期の持続時間は、心搏サイクル間で実質的に異なっている可能性が
ある。しかしながら、心拡張期に入る部分は高い信頼性で、Ｒ波から遅延時間Ｔ
Ｄの後に生じている。

【０２２５】図３８のトレースＣは、３次元投影データから投影ビュー集合を選択すべきと
きに用いられるトリガ信号のタイミングを示している。各々のＲ波から固定した
トリガ遅延ＴＤの後にトリガ信号を発生させることにより、心搏サイクルの同じ
時相にある心臓を表わす投影ビュー集合を立体データから選択することができる
。トリガ遅延は、特定の時相が心臓が静止した状態に近い時相となるように選択
することができ、これにより、選択された投影データ集合の整合性を強化する。

【０２２６】心臓の４次元モデルを形成するためには異なるトリガ遅延を用いることができ
る。前述の第一の実施形態のような本発明の前述の観点を用いて、この目的のた
めの補間投影ビューを生成することができる。所望の４次元モデルの所与の時相
について、選択されたビュー角度及び選択された軸方向位置にある投影ビューを
、近傍の時相の投影ビューの間を補間することにより合成することができる。

【０２２７】図３９は、前述の心臓撮像の状況に適用される本手法の手順を示す流れ図であ
る。動作３９１０において、トリガ遅延ＴＤを特定の値に設定し、これにより、
３次元画像再構成のための心臓の特定の時相を決定する。

【０２２８】図２３から分かるように、トリガ遅延ＴＤは典型的には、走査回転（データ取
得サイクル「回転１」、「回転２」等）の各々について異なるビュー角度θに対
応している。従って、動作３９２０は、対応する回転データ集合についてのトリ
ガ角度θ_iを識別する。動作３９３０は、ＥＫＧデータと投影データとの間の時
刻スタンプ相関を利用して、対応するトリガ角度θ_iでの生データ［θ（ｎ），
Ｚ（ｍ）］を収集する。

【０２２９】動作３９４０は、１以上のスライス画像を再構成すべき軸方向位置ｚ_iを選択
する。位置ｚ_iは、選択された投影データ集合のうち一集合についての連続した
軸方向位置に一致するように選択すればよいが、立体投影データの螺旋歪みから
、一般的には他の集合についてはかかる一致が阻まれる。従って、動作３９５０
は、収集された投影データ集合をｚにおいて補間することにより、選択された投
影データ集合の軸方向位置と、スライス画像についての所定の軸方向位置との調
整を完遂する。次いで、調整された投影データ集合を再構成過程に入力して所望
のスライス画像を形成することができる。

【０２３０】図４０は、図２３の線図と同様の時間展開図を示すが、Ｒ波Ｒ₁、Ｒ₂及びＲ₃
の後にトリガ遅延ＴＤが示されている。図示の実例では、ガントリ回転の周期Ｔ_gantry は心搏サイクルのノミナルの周期よりも短い。従って、回転１及び回転２
においてはそれぞれトリガｔ₁及びｔ₂が生じているが、トリガｔ₃は回転４まで
生じない。ＴＤの選択を異なるものにすると、各トリガｔ_iの位置も異なるもの
となる。。

【０２３１】図４１は、トリガｔ_iが回転１、２及び４においてトリガ角度θ_iを決定してい
ることを示している。各々の選択されたトリガ角度θ_iが、時刻スタンプを付さ
れた投影データにおける対応する投影ビュー集合を決定している。例えば、θ₁
は投影ビュー４１１２、４１１４、４１１６及び４１１８を決定しており、これ
らの投影ビューは、マルチ検出器アレイの第一行〜第四行の検出器行に対応して
生じている。トリガ角度θ₂は、回転２からの投影ビュー４１２２、４１２４、
４１２６及び４１２８を決定している。トリガ角度θ₃は、回転４からの投影ビ
ュー４１３２、４１３４、４１３６及び４１３８を決定している。

【０２３２】注目すべき点は、投影ビュー４１１２〜４１３８のすべてが心搏サイクルの同
じ時相において撮像された心臓に表わしていることである。このことは、所望の
画像の所定の軸方向位置を選択した後に生データにおいて適当な投影ビューを探
索するのではなく、生データから投影ビュー集合を決定することにより達成され
る。

【０２３３】図４２は、それぞれのビュー角度にある選択された投影ビュー集合を単一回の
サイクルのビュー角度θに対して示している。生の投影データの軸方向歪みのた
め、これら幾つかの投影ビュー４１１２〜４１３８は異なる軸方向位置ｚに対応
するものとなっている。従って、所定の軸方向位置でのスライス画像の再構成は
典型的には、選択された投影ビュー集合の調整を必要とする。これにより、調整
済の投影ビュー集合を選択して、同じビュー角度θ₁〜θ₃であるが単一の所定の
軸方向位置ｚにおける心臓を表わすようにする。

【０２３４】本書に記載した本発明の様々な具現化形態は、臨床的な心搏データを用いて試
験されている。これらの結果から、本発明は、セクタ・アプローチが適用されて
いる場合に生じる縞及び他のアーティファクトを顕著に減少させ得ることが実証
される。

【０２３５】本発明は、本発明の意図又は主要な特徴から逸脱せずに様々な形態で具現化さ
れ得るので、各実施形態は説明のためのものであって限定のためのものではない
。当業者であれば、本発明の原理及び意図から逸脱せずにこれらの実施形態に対
して変形を施し得ることが理解されよう。従って、本発明の範囲は、発明の詳細
な説明の記載内容によるのではなく特許請求の範囲によって画定され、従って、
特許請求の範囲内に属するすべての変形又は均等構成は特許請求の範囲によって
包含されているものとする。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明を具現化し得る一般的なＸ線ＣＴ走査システムのブロック図である。

【図２】図１に示すＣＴ走査システム用の第三世代の線源−検出器アセンブリの線図で
ある。

【図３】図１に示すＣＴ走査システム用の第四世代の線源−検出器アセンブリの線図で
ある。

【図４】特定のビュー角度と１行分の投影データの生成との間の対応を示す線図である
。

【図５】図４の１行分の投影データを含む投影データのサイノグラムの図である。

【図６】サイノグラム・データの時間依存性の特徴を示す線図である。

【図７】心臓撮像応用においてデータをリビニングするセクタ・アプローチを示す概略
図である。

【図８】本発明によって提供されるサイノグラム・データの時間依存性の特徴の異なる
見方を示す線図である。

【図９】図７のセクタ・アプローチの特徴と図８によって与えられる見方とを対比する
図である。

【図１０】本発明の手順を示す流れ図である。

【図１１】投影データと被撮像体の心搏サイクルの対応する時相との相関付けのためのタ
グ付け機能を示すタイミング図である。

【図１２】心臓撮像での本発明の応用を示す線図である。

【図１３】心臓撮像での本発明の応用を示す線図である。

【図１４】図１２〜図１３に示す動作を実行する手順を示す流れ図である。

【図１５】図１２〜図１３に示す動作を実行する手順を示す流れ図である。

【図１６】図１２〜図１３に示す動作を実行する手順を示す流れ図である。

【図１７】不規則な心搏の例での本発明の応用を示す線図である。

【図１８】不規則な心搏の例での本発明の応用を示す線図である。

【図１９】不規則な心搏の例での本発明の応用を示す線図である。

【図２０】幾つかの投影ビューの間の時相補間のための本発明のもう一つの実施形態を示
す軌跡図である。

【図２１】マルチ検出器アレイを用いた螺旋式Ｘ線ＣＴ走査システム用の線源−検出器ア
センブリの線図である。

【図２２】マルチ検出器アレイの概略図である。

【図２３】ヘリカル・スキャンにおけるマルチ検出器の検出器行の位置の時間展開図であ
る。

【図２４】マルチ検出器アレイの行についてのタグ付けを示すグラフである。

【図２５】心臓撮像におけるマルチ型ヘリカル・スキャンに応用される本発明の実施形態
の手順を示す流れ図である。

【図２６】図２５に示すような隣接した走査回転を選択する動作の詳細を示す流れ図であ
る。

【図２７】図２６に示す手順の動作を示す線図である。

【図２８】図２６に示す手順の動作を示す線図である。

【図２９】図２５に示す作業用投影ビューを決定する動作の詳細を示す流れ図である。

【図３０】図２９の手順の応用を示す線図である。

【図３１】心臓撮像のためのマルチ型ヘリカル・スキャンという具体的な状況に応用され
る本発明のもう一つの側面の手順を示す流れ図である。

【図３２】選択された軸位置についての投影ビュー集合を決定する手順を示す流れ図であ
る。

【図３３】選択された軸位置についての投影ビュー集合における多数の再構成範囲を示す
軌跡図である。

【図３４】投影ビューの間の時相補間が実行される特定の再構成範囲の選択の手順を示す
流れ図である。

【図３５】選択された再構成範囲にあるビュー角度についての投影ビューの間の時相補間
を示す流れ図である。

【図３６】投影ビューの間の時相補間を用いて断層スライス画像の集合を形成する手順を
示す流れ図である。

【図３７】

【図３８】

【図３９】

【図４０】

【図４１】

【図４２】

【符号の説明】

１００Ｘ線ＣＴイメージング・システム１０２被撮像体１０４Ｘ線ビーム１０６関心のある物体１１０線源−検出器アセンブリ１１２ガントリ１１４Ｘ線源１１６検出器アレイ１１８検出器素子１２０制御／インタフェイス・システム１５２表示器２００、３００線源−検出器アセンブリ２０２、３０２被撮像体２０４、３０４ファン・ビーム２０８、３０８モータ式テーブル２１２ガントリ・アセンブリ２１４、３１４Ｘ線源２１６、３１６検出器アレイ２１８、３１８検出器素子６０２、６０４、６０６、６０８、６１０、６１２、６１４時間依存性の投
影ビューの行９００欠落した投影ビュー９１０欠落した投影ビューに最も近い投影ビュー９２０欠落した投影ビューに次に近い投影ビュー１０００補間手順１１１０心電図１１２０線形時相関数１２１０、１２２０欠落した投影ビューと同時相の投影ビュー１８２０心搏数が変動している場合の所定時相の投影ビュー２０００補間投影ビュー２０１０、２０２０、２０３０、２０４０作業用投影ビュー２１００線源−検出器アセンブリ２１０２被撮像体２１０４Ｘ線ビーム２１０８可動式テーブル２１１２ガントリ２１１４Ｘ線源２１１６検出器アレイ２１１８検出器素子３０１０、３０２０、３０３０、３０４０ヘリカル・スキャン・データ行３１００３次元画像形成の手順３３１０投影データ４１１２、４１１４、４１１６、４１１８トリガ角度θ₁における投影ビュ
ー４１２２、４１２４、４１２６、４１２８トリガ角度θ₂における投影ビュ
ー４１３２、４１３４、４１３６、４１３８トリガ角度θ₃における投影ビュ
ー

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (31)優先権主張番号０９／６５６，９７７ (32)優先日平成12年９月７日(2000．9．7) (33)優先権主張国米国（ＵＳ） (81)指定国ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ，ＴＲ)，ＩＬ，ＪＰ (72)発明者アードガン，セスメリアメリカ合衆国、12065、ニューヨーク州、クリフトン・パーク、ソロモン・アベニュー、412番Ｆターム(参考） 4C093 AA22 BA03 BA10 BA16 CA13 DA02 EA02 EB18 FA19 FA47 FA52 FA55 FD07 FD12 FE12 5B057 AA09 BA03 BA26 CA08 CA12 CA16 CB08 CB13 CB16 CC03 CD06 CE11 CH02 CH08 CH11 CH12 DA08 DA16 DB03 DB09 DC08 DC09

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】それぞれの異なるデータ取得サイクルにおいて収集された初
期投影データに基づいて、選択されたビュー角度での物体（１０６）の複数の作
業用投影ビュー（９１０、９２０）を決定する工程と、前記選択されたビュー角度での前記物体（１０６）の補間投影ビュー（９００
）を生成するように前記作業用投影ビュー（９１０、９２０）の間を補間する工
程とを備えた断層画像形成方法。
【請求項２】前記複数の作業用投影ビューは３つの投影ビューを含んでい
る請求項１に記載の方法。
【請求項３】前記３つの投影ビューは、連続したデータ取得サイクルにお
いて収集された初期投影データにそれぞれ基づいている請求項２に記載の方法。
【請求項４】前記複数の作業用投影ビューは４つの投影ビューを含んでい
る請求項１に記載の方法。
【請求項５】前記複数の作業用投影ビュー（９１０、９２０）は２つの投
影ビューから成っている請求項１に記載の方法。
【請求項６】前記物体（１０６）は前記初期投影データの収集中に運動し
ている請求項１に記載の方法。
【請求項７】前記物体（１０６）の前記運動は周期的な運動である請求項
６に記載の方法。
【請求項８】前記周期的な運動の連続したサイクルは同じサイクル周期を
有している請求項７に記載の方法。
【請求項９】前記周期的な運動の連続したサイクルの各々が、ノミナルの
サイクル周期の付近の一定の変動範囲内にあるサイクル持続時間を有している請
求項７に記載の方法。
【請求項１０】前記物体（１０６）は前記初期投影データの収集中に周期
的な運動をしており、前記決定する動作は、前記選択されたビュー角度及び前記周期的な運動の所定
の時相に基づいて前記初期投影データの投影ビューから前記作業用投影ビュー（
９１０、９２０）を選択する工程を含んでおり、これにより、前記補間投影ビュ
ー（９００）が、前記選択されたビュー角度及び前記周期的な運動の前記所定の
時相にある前記物体を表わすものとなる請求項１に記載の方法。
【請求項１１】前記周期的な運動は、前記物体（１０６）の並進、回転及
び弾性変形の１以上の連続したサイクルを含んでおり、前記所定の時相は、前記連続したサイクルの各回において前記物体（１０６）
が呈する選択された並進、回転及び弾性変形の状態に対応している請求項１０に
記載の方法。
【請求項１２】前記複数の作業用投影ビュー（９１０、９２０）は、２回
の連続したデータ取得サイクルにおいて収集された初期投影データにそれぞれ基
づく２つの投影ビュー（９１０、９２０）から成っている請求項１に記載の方法
。
【請求項１３】前記所定の時相は、形状構成の周期的な変化中に前記物体
（１０６）が繰り返し呈する選択された形状構成により決定される請求項１２に
記載の方法。
【請求項１４】前記初期投影データは、前記物体（１０６）を透過し検出
器アレイ（１１６）により検出されるエネルギ線の強度を表わしている請求項１
に記載の方法。
【請求項１５】前記エネルギ線はＸ線（１０４）を含んでいる請求項１１
３４に記載の方法。
【請求項１６】前記検出器アレイ（１１６）はマルチ検出器アレイ（２１
１６）であり、コーン・ビーム（１１０４）が前記検出器アレイの反対側の前記物体の側面に
入射し、前記エネルギ線は、前記物体（１０６）を通って前記検出器アレイ（２
１１６）へ透過した前記コーン・ビーム（１１０４）の射線を含んでいる請求項
１４に記載の方法。
【請求項１７】前記エネルギ線は前記物体（１０６）により減衰され、前
記初期投影データは、前記減衰の後の前記エネルギ線の強度を表わしている請求
項１４に記載の方法。
【請求項１８】前記作業用投影ビュー（９１０、９２０）は、同時収集さ
れたタイミング・データに基づいて前記初期投影データから選択される投影ビュ
ーを含んでいる請求項１に記載の方法。
【請求項１９】前記初期投影データは、複数回の回転データ取得サイクル
を含む周期的な走査において前記検出器アレイ（１１６）により収集されており
、前記初期投影データは、複数回の連続した回転データ取得サイクルにおいて収
集された前記物体（１０６）の初期投影ビューを含んでいる請求項１に記載の方
法。
【請求項２０】前記物体（１０６）は、前記初期投影データの収集中に周
期的な運動をしており、前記複数回の回転データ取得サイクルの回転周期は、前記周期的な運動の連続
したサイクルのサイクル持続時間と異なっている請求項１９に記載の方法。
【請求項２１】前記物体（１０６）は被撮像体（１０２）の器官である請
求項１に記載の方法。
【請求項２２】前記器官（１０６）は心臓である請求項２１に記載の方法
。
【請求項２３】前記物体（１０６）は人体の心臓である請求項１２に記載
の方法。
【請求項２４】前記補間する動作は、前記作業用投影ビュー（９１０、９
２０）のうち第一及び第二の投影ビューのそれぞれの投影データの間で加重付き
線形補間を実行する工程を含んでいる請求項１に記載の方法。
【請求項２５】前記補間する動作は、前記作業用投影ビュー（９１０、９
２０）のうち第一及び第二の投影ビューのそれぞれの投影データの間で加重付き
非線形補間を実行する工程を含んでいる請求項１に記載の方法。
【請求項２６】前記加重付き非線形補間は加重付き二次補間である請求項
２５に記載の方法。
【請求項２７】前記決定する動作は、前記作業用投影ビュー（９１０、９
２０）として前記初期投影データから、第一のデータ取得サイクルにおいて収集
された投影データを含んでいる第一の投影ビュー（７１０）と、前記第一のデー
タ取得サイクルの後の第二のデータ取得サイクルにおいて収集された投影データ
を含んでいる第二の投影ビュー（７２０）とを選択する工程を含んでおり、前記補間する動作は、前記第一及び第二の投影ビュー（９１０、９２０）のそ
れぞれの投影データの間で加重付き二次補間を実行する工程を含んでいる請求項
１２に記載の方法。
【請求項２８】断層画像形成のためのプログラムで符号化されたコンピュ
ータ読み取り可能な媒体であって、前記プログラムは、それぞれの異なるデータ取得サイクルにおいて収集された初期投影データに基
づいて、選択されたビュー角度での物体（１０６）の複数の作業用投影ビュー（
９１０、９２０）を決定する命令と、選択されたビュー角度での前記物体の補間投影ビュー（９００）を生成するよ
うに前記作業用投影ビュー（９１０、９２０）の間を補間する命令とを含んでい
るコンピュータ読み取り可能な媒体。
【請求項２９】前記物体（１０６）は前記初期投影データの収集中に周期
的な運動しており、前記決定する手順のための命令は、前記選択されたビュー角度及び前記周期的
な運動の所定の時相に基づいて前記初期投影データの投影ビューから各々の作業
用投影ビュー（９１０、９２０）を選択する命令を含んでおり、これにより、前
記補間投影ビュー（９００）が、前記選択されたビュー角度及び前記周期的な運
動の前記所定の時相にある前記物体（１０６）を表わすものとなる請求項２８に
記載のコンピュータ読み取り可能な媒体。
【請求項３０】前記複数の作業用投影ビュー（９１０、９２０）は、２回
の連続したデータ取得サイクルにおいて収集された初期投影データにそれぞれ基
づく２つの投影ビューから成っている請求項２８に記載のコンピュータ読み取り
可能な媒体。
【請求項３１】前記初期投影データは、前記物体（１０６）を透過したエ
ネルギ線の強度を表わしている請求項２８に記載のコンピュータ読み取り可能な
媒体。
【請求項３２】前記作業用投影ビュー（９１０、９２０）は、同時収集さ
れたタイミング・データに基づいて前記初期投影データから選択される投影ビュ
ーを含んでいる請求項２８に記載のコンピュータ読み取り可能な媒体。
【請求項３３】検出器アレイにより物体から収集された初期投影データを
記憶する記憶装置（１３４、１４４）と、それぞれの異なるデータ取得サイクルにおいて収集された初期投影データに基
づいて、選択されたビュー角度での物体（１０６）の複数の作業用投影ビュー（
９１０、９２０）を決定し、前記選択されたビュー角度での前記物体（１０６）
の補間投影ビュー（９００）を生成するように前記作業用投影ビュー（９１０、
９２０）の間を補間するプロセッサ（１３２、１４２）とを備えた断層画像形成
装置（１３０、１４０）。
【請求項３４】前記物体（１０６）は前記初期投影データの収集中に周期
的な運動をしており、前記プロセッサ（１３２）は、前記選択されたビュー角度及び前記周期的な運
動の所定の時相に基づいて前記初期投影データの投影ビューから各々の作業用投
影ビューを選択することにより前記作業用投影ビュー（９１０、９２０）を決定
し、これにより、前記補間投影ビュー（９００）が、前記選択されたビュー角度
及び前記周期的な運動の前記所定の時相にある前記物体（１０６）を表わすもの
となる請求項３３に記載の装置（１３０、１４０）。
【請求項３５】前記物体（１０６）は前記初期投影データの収集中に周期
的な運動をしており、前記複数の作業用投影ビュー（９１０、９２０）は、２回の連続したデータ取
得サイクルにおいて収集された初期投影データにそれぞれ基づく２つの投影ビュ
ーから成っている請求項３３に記載の装置（１３０、１４０）。
【請求項３６】前記投影データは、前記物体（１０６）を透過したエネル
ギ線から収集される請求項３３に記載の装置（１３０、１４０）。
【請求項３７】前記作業用投影ビュー（９１０、９２０）は、同時収集さ
れたタイミング・データに基づいて前記初期投影データから選択される投影ビュ
ーを含んでいる請求項３３に記載の装置（１３０、１４０）。
【請求項３８】物体（１０６）の初期投影データを生成する検出器アレイ
（１１６）と、それぞれの異なるデータ取得サイクルにおいて収集された初期投影データに基
づいて、選択されたビュー角度での物体（１０６）の複数の作業用投影ビュー（
９１０、９２０）を決定し、前記選択されたビュー角度での前記物体（１０６）
の補間投影ビュー（９００）を生成するように前記作業用投影ビュー（９１０、
９２０）の間を補間するプロセッサ（１３２、１４２）を含むコンピュータ（１
３０、１４０）とを備えた断層画像形成システム（１００）。
【請求項３９】前記物体（１０６）は前記初期投影データの収集中に周期
的な運動をしており、前記プロセッサ（１３２、１４２）は、前記選択されたビュー角度及び前記周
期的な運動の所定の時相に基づいて前記初期投影データの投影ビューから各々の
作業用投影ビューを選択することにより前記作業用投影ビュー（９１０、９２０
）を決定し、これにより、前記補間投影ビュー（９００）が、前記選択されたビ
ュー角度及び前記周期的な運動の前記所定の時相にある前記物体（１０６）を表
わすものとなる請求項３８に記載のシステム（１００）。
【請求項４０】前記複数の作業用投影ビュー（９１０、９２０）は、２回
の連続したデータ取得サイクルにおいて収集された初期投影データにそれぞれ基
づく２つの投影ビューから成っている請求項３８に記載のシステム（１００）。
【請求項４１】前記初期投影データは、前記物体（１０６）を透過したエ
ネルギ線の強度を表わしている請求項３８に記載のシステム（１００）。
【請求項４２】前記作業用投影ビューは、同時収集されたタイミング・デ
ータに基づいて前記初期投影データから選択される投影ビューを含んでいる請求
項３８に記載のシステム（１００）。
【請求項４３】運動している物体（１０６）を表わす投影ビュー（９１０
、９２０）に、該投影ビュー（９１０、９２０）のそれぞれの前記運動の時相及
びそれぞれの軸方向位置を指示するタグを付す工程と、選択された軸方向位置から一定のコリメーション距離の範囲内にあるそれぞれ
の軸方向位置での前記物体を表わす前記タグ付き投影ビュー（９１０、９２０）
を決定する工程と、該決定された投影ビュー（９１０、９２０）の前記時相と、前記運動の選択さ
れた時相との間の時相離隔を表わす離隔値を決定する工程と、前記決定された投影ビューから投影ビューの部分集合を決定する工程であって
、各々の投影ビューの部分集合が、対応する再構成範囲を網羅する複数のビュー
角度の各々におけるそれぞれの異なる前記運動の時相でタグ付けされた複数の投
影ビューを含んでいる、投影ビューの部分集合を決定する工程と、各々の投影ビューの部分集合の各々のビュー角度について、該ビュー角度にお
ける前記部分集合の前記投影ビューの前記離隔値の最小値を決定する工程と、前記投影ビューの部分集合の前記最小離隔値を加算することにより、各々の投
影ビューの部分集合についての離隔尺度を算出する工程と、前記決定された投影ビューの部分集合から、前記算出された離隔尺度のうち最
小の離隔尺度を有する部分集合を選択する工程と、該選択された投影ビューの部分集合の前記ビュー角度を連続して選択する工程
と、前記選択された軸方向位置及び前記選択されたビュー角度にある前記物体（１
０６）の補間投影ビュー（９００）を生成するように、各々の選択されたビュー
角度にある前記選択された投影ビューの部分集合の前記複数の投影ビューの間を
補間する工程とを備えた投影データ処理方法。
【請求項４４】前記物体（１０６）の前記運動は周期的な運動である請求
項４３に記載の方法。
【請求項４５】前記選択された投影ビューの部分集合は、該部分集合の各
々のビュー角度について、前記運動のそれぞれの異なる時相にある３以上の投影
ビューを含んでいる請求項４３に記載の方法。
【請求項４６】前記選択された投影ビューの部分集合は、該部分集合の各
々のビュー角度及び前記運動の所定の数の異なる時相の各々について、前記選択
された軸方向位置から前記コリメーション距離の範囲内にあるそれぞれの軸方向
位置での前記物体を表わす複数の投影ビューを含んでおり、前記補間する動作は、前記ビュー角度の各々及び前記所定の数の異なる時相の
各々について、それぞれの軸方向位置での前記物体を表わす前記複数の投影ビュ
ーの間を補間する工程を含んでいる請求項４４に記載の方法。
【請求項４７】当該物体（１０６）から収集される初期投影データに基づ
いて、周期的な運動をしている物体（１０６）の複数の作業用投影ビュー（９１
０、９２０）を決定する工程であって、該作業用投影ビュー（９１０、９２０）
は、それぞれの異なるデータ取得サイクルにおいて収集された選択された初期投
影データに基づいている、決定する工程と、前記選択されたビュー角度及び前記周期的な運動の所定の時相にある前記物体
（１０６）を表わす補間投影ビュー（９００）を生成するように前記投影ビュー
（９１０、９２０）の間を補間する工程とを備えた断層画像形成方法。
【請求項４８】前記複数の作業用投影ビュー（９１０、９２０）は２つの
投影ビューから成っている請求項４７に記載の方法。
【請求項４９】前記周期的な運動は、ノミナルのサイクル持続時間の付近
の一定の変動範囲内にあるサイクル持続時間を各々有する運動の連続したサイク
ルを含んでいる請求項４７に記載の方法。
【請求項５０】前記周期的な運動は、周期的な運動の連続したサイクルを
含んでいる請求項４７に記載の方法。
【請求項５１】前記物体（１０６）は生きた被撮像体（１０２）の体内の
心臓である請求項４７に記載の方法。
【請求項５２】前記周期的な運動は、前記心臓（１０６）の心搏サイクル
の連続した繰り返しから成っており、前記所定の時相は、前記心搏サイクルの所
定の時相である請求項５１に記載の方法。
【請求項５３】前記作業用投影ビュー（９１０、９２０）は、同時収集さ
れたタイミング・データに基づいて前記初期投影データから選択される投影ビュ
ーを含んでいる請求項４７に記載の方法。
【請求項５４】前記周期的な運動は、前記物体（１０６）の周期的な弾性
変形を含んでおり、前記所定の時相は、前記周期的な弾性変形中に前記物体（１０６）が繰り返し
呈する選択された形状に対応している請求項４７に記載の方法。
【請求項５５】前記周期的な運動の複数回の連続したサイクルにわたって
定量的なデータを収集する工程をさらに含んでおり、該定量的なデータは、前記
物体（１０６）の前記周期的な運動と時間的に同期して変動する前記物体（１０
６）の物理的な特性を表わしている請求項４７に記載の方法。
【請求項５６】前記物体（１０６）は生きた被撮像体（１０２）の体内の
心臓であり、前記周期的な運動は、前記心臓（１０６）の心搏サイクルの連続し
た繰り返しを含んでおり、前記定量的なデータは、前記心臓（１０６）の電気的なサイクルを表わす心電
図データを含んでおり、前記周期的な運動の前記所定の時相は、前記電気的なサ
イクルの選択された波に一致して生じている請求項５５に記載の方法。
【請求項５７】前記選択された波は、前記心電図データのＲ波であり、前
記所定の時相は、前記Ｒ波から、選択された時間遅延の後に生ずる請求項５６に
記載の方法。
【請求項５８】前記初期投影データは、前記物体（１０６）を透過したエ
ネルギ線（１０４）から決定される請求項４７に記載の方法。
【請求項５９】前記初期投影データは、前記物体（１０６）による前記エ
ネルギ線（１０４）の減衰を表わしている請求項５８に記載の方法。
【請求項６０】前記決定する動作は、前記初期投影データの複数の第一の
投影ビューから前記作業用投影ビュー（９１０、９２０）を選択する工程を含ん
でいる請求項４７に記載の方法。
【請求項６１】前記初期投影データは、マルチ検出器アレイ（２１１６）
により前記物体（１０６）の断層像ヘリカル・スキャンにおいて収集されており
、該断層像ヘリカル・スキャンの複数回の回転データ取得サイクルの各回につい
て複数の行を成す投影データを含んでおり、前記決定する動作は、前記初期投影データに基づいて各々の作業用投影ビュー
（９１０、９２０）について作業用投影ビューを算出する工程を含んでいる請求
項４７に記載の方法。
【請求項６２】前記補間投影ビュー（９００）についての前記ヘリカル・
スキャンの軸方向位置を選択する工程をさらに含んでおり、各々の作業用投影ビ
ュー（９１０、９２０）について、前記決定する動作は、前記周期的な運動の前記所定の時相に対応する前記断層像ヘリカル・スキャン
の回転データ取得サイクルを選択する工程と、該選択された回転データ取得サイクルについての前記投影データの複数の行か
ら、前記選択された回転データ取得サイクル中の前記選択された軸方向位置に最
も近い前記マルチ検出器アレイ（２１１６）の第一及び第二の行に対応するデー
タの第一及び第二の行を選択する工程と、前記作業用投影ビュー（９００）のための前記作業用投影データを生成するよ
うに、前記データの第一及び第二の行の前記それぞれの投影データの間を補間す
る工程とを含んでいる請求項６１に記載の方法。
【請求項６３】前記初期投影データは、前記周期的な運動のサイクルにつ
いてのサイクル持続時間と異なる回転周期を用いた複数回の回転データ取得サイ
クルにわたって前記物体（１０６）について収集されており、前記作業用投影ビュー（９１０、９２０）の第一及び第二の投影ビューは、２
回の連続した回転データ取得サイクルにおける前記物体（１０６）を表わしてい
る請求項４７に記載の方法。
【請求項６４】前記物体（１０６）は生きた被撮像体（１０２）の器官で
ある請求項６３に記載の方法。
【請求項６５】一連の複数の作業用投影ビュー（９１０、９２０）を決定
するように連続して前記決定する動作を実行する工程と、一連の補間投影ビュー（９００）を生成するように前記一連の複数の作業用投
影ビュー（９１０、９２０）について連続して前記補間する動作を実行す工程と
、前記一連の複数の作業用投影ビュー（９１０、９２０）の前記投影ビューと前
記一連の補間投影ビュー（９００）の前記投影ビューとを用いた画像再構成によ
り前記物体（１０６）の断層画像を形成する工程とをさらに含んでいる請求項４
７に記載の方法。
【請求項６６】周期的な運動をしている物体について、前記周期的な運動
の所定の時相及び選択されたビュー角度に関連する初期投影データを記憶する記
憶装置（１３４、１４４）と、当該物体（１０６）から収集された初期投影データに基づいて、周期的な運動
をしている物体（１０６）について、それぞれの異なるデータ取得サイクルにお
いて収集された選択された初期投影データに基づいている複数の作業用投影ビュ
ー（９１０、９２０）を決定すると共に、前記選択されたビュー角度及び前記周
期的な運動の所定の時相にある前記物体（１０６）を表わす補間投影ビュー（９
００）を生成するように前記作業用投影ビュー（９１０、９２０）の間を補間す
るプロセッサ（１３２、１４２）とを備えた断層画像形成装置。
【請求項６７】被撮像体（１１２２）に照射されるＸ線のコーン・ビーム
（１１０４）を発生するＸ線源（１１１４）と、該Ｘ線源（１１１４）から前記被撮像体（１１２２）を透過したＸ線を受光し
て、該受光したＸ線から初期投影データを生成するマルチ検出器アレイ（２１１
６）であって、前記被撮像体（１１２２）の少なくとも一部が周期的な運動をし
ており、前記初期投影データは前記周期的な運動の所定の時相及び選択されたビ
ュー角度に対応している、マルチ検出器アレイ（２１１６）と、前記被撮像体（１１２２）から収集された初期投影データに基づいて、周期的
な運動をしている前記少なくとも一部について、それぞれの異なるデータ取得サ
イクルにおいて収集された選択された初期投影データに基づいている複数の作業
用投影ビュー（９１０、９２０）を決定すると共に、前記選択されたビュー角度
及び前記周期的な運動の所定の時相にある前記被撮像体（１１２２）の前記少な
くとも一部を表わす補間投影ビュー（９００）を生成するように前記作業用投影
ビュー（９１０、９２０）の間を補間するコンピュータ（１３０、１４０）とを
備えた断層画像形成システム（１００）。
【請求項６８】対応する再構成範囲を網羅しており複数回のデータ取得サ
イクルにわたる被撮像体を表わしている投影データについて離隔尺度を決定する
工程と、前記対応する離隔尺度が所定の選択基準を満たしているとの判定に応じて選択
された再構成範囲を網羅する前記投影データの部分に基づいて前記物体の断層画
像を再構成する工程とを備えた断層画像形成方法。
【請求項６９】前記離隔尺度を決定する工程は、前記投影データに含まれている各々の投影ビューについて離隔値を算出する工
程と、前記対応する再構成範囲内にビュー角度を有している前記投影ビューの前記離
隔値に基づいて各々の離隔尺度を算出する工程とを含んでいる請求項６８に記載
の方法。
【請求項７０】前記再構成範囲の前記離隔尺度から最小離隔尺度を決定す
る工程と、前記選択された再構成範囲として前記最小離隔尺度に対応する前記再構成範囲
を選択する工程とをさらに含んでいる請求項６８に記載の方法。
【請求項７１】前記複数回のデータ取得サイクルにわたって前記投影デー
タを収集する工程と、前記投影データを収集するのと同時に、前記投影データの収集中の前記物体の
動的な挙動の時間系列を表わすタイミング情報を収集する工程とをさらに含んで
おり、前記離隔尺度は前記同時的なタイミング情報に基づいて決定される請求項６８
に記載の方法。