JP2004121853A - トランケーション補償の方法及び装置 - Google Patents

Abstract

【課題】計算機式断層写真法（ＣＴ）システムにおいて、ＦＯＶを超えて延在する患者の部分を推定して撮像する。
【解決手段】イメージング装置は、放射線源及び検出器に結合されているコンピュータを含んでいる。コンピュータは、完全にサンプリングされている視野データを用いて、受け取った部分的にサンプリングされている視野データを増強し、完全にサンプリングされている視野データ及び増強した部分的にサンプリングされている視野データを用いて対象の画像を再構成する。
【選択図】　　　　図１

Description

　本発明は一般的には、計算機式断層写真法（ＣＴ）画像再構成の方法及び装置に関し、さらに具体的には、トランケーション補償法の方法及び装置に関する。

　幾つかの走査条件下では、患者の一部が検出器によって測定される領域を超えて延在することにより、画像アーティファクト及び撮像対象の不完全な表現を招く場合がある。

　アーティファクト低減を扱った幾つかの公知の方法が発表されているが、視野（ＦＯＶ）の外部に位置する患者の部分の撮像については扱われていない。しかしながら、ＦＯＶを超えて延在する患者の部分を撮像することが望ましい。

　一観点では、一つの方法を提供する。この方法は、完全にサンプリングされている視野データを用いて部分的にサンプリングされている視野データを増強する工程を含んでいる。

　他の観点では、イメージング装置を提供する。このイメージング装置は、放射線源と、線源から放出された放射線を受光するように配置されている放射線に応答する検出器と、放射線源及び検出器に動作に関して結合されているコンピュータとを含んでいる。コンピュータは、対象の計算機式断層写真法（ＣＴ）走査からデータを受け取るように構成されており、このデータは完全にサンプリングされている視野データと部分的にサンプリングされている視野データとを含んでいる。コンピュータはさらに、完全にサンプリングされている視野データを用いて、受け取った部分的にサンプリングされている視野データを増強し、完全にサンプリングされている視野データ及び増強した部分的にサンプリングされている視野データを用いて対象の画像を再構成するように構成されている。

　さらにもう一つの観点では、部分的にサンプリングされている視野データを増強し、完全にサンプリングされている視野データ及び増強した部分的にサンプリングされている視野データを用いて画像を再構成すべくコンピュータに指令するように構成されているプログラムで符号化されているコンピュータ読み取り可能な媒体を提供する。

　本書では、計算機式断層写真法システムの拡張型視野のためのトランケーション補償方法及び装置を提供する。以下で詳しく説明するように、一観点では、本発明の方法は、パラレル・サンプリングの幾何学的構成の場合には、全チャネルにわたって積算した合計減弱量が投影角度に独立であるという特性に少なくとも部分的に基づいている。本発明の装置及び方法を図面を参照して説明するが、図面では類似の参照番号は全図面で同一の要素を示している。これらの図面は、限定ではなく説明のために掲げられており、本発明の装置及び方法の例示的な実施形態の説明を容易にするために本書に含められている。

　幾つかの公知のＣＴイメージング・システム構成においては、放射線源がファン（扇形）形状のビームを投射し、このビームは、デカルト座標系のＸＹ平面であって、一般に「イメージング（撮像）平面」と呼ばれる平面内に位置するようにコリメートされる。放射線ビームは患者等の撮像対象を透過する。ビームは対象によって減弱された後に放射線検出器のアレイに入射する。検出器アレイで受光される減弱した放射線ビームの強度は、対象による放射線ビームの減弱量に依存している。アレイ内の各々の検出器素子が、検出器の位置でのビーム減弱の測定値である別個の電気信号を発生する。すべての検出器からの減弱測定値を別個に取得して透過プロファイル（断面）を形成する。

　第三世代ＣＴシステムでは、放射線源及び検出器アレイは、放射線ビームが撮像対象と交差する角度が定常的に変化するように撮像平面内で撮像対象の周りをガントリと共に回転する。一つのガントリ角度での検出器アレイからの一群の放射線減弱測定値すなわち投影データを「ビュー」と呼ぶ。対象の「走査（スキャン）」は、放射線源及び検出器が一回転する間に様々なガントリ角度すなわちビュー角度において形成される一組のビューを含んでいる。

　アキシャル・スキャン（軸方向走査）では、投影データを処理して、対象を通して得られる二次元スライスに対応する画像を構築する。一組の投影データから画像を再構成する一方法に、当業界でフィルタ補正逆投影法と呼ばれるものがある。この方法は、走査からの減弱測定値を「ＣＴ数」又は「ハンスフィールド（Hounsfield）単位」と呼ばれる整数へ変換し、これらの整数を用いて表示装置上の対応するピクセルの輝度を制御する。

　全走査時間を短縮するために、「ヘリカル」・スキャン（螺旋走査）を行なうこともできる。「ヘリカル」・スキャンを行なうためには、所定の数のスライスのデータが取得されている最中に患者を移動させる。このようなシステムは、一回のファン・ビーム・ヘリカル・スキャンから単一の螺旋を生成する。ファン・ビームによって悉く写像された螺旋から投影データが得られ、投影データから各々の所定のスライスにおける画像を再構成することができる。

　本書で用いる場合には、単数形で記載されており単数不定冠詞を冠した要素又は工程という用語は、排除を明記していない限りかかる要素又は工程を複数備えることを排除しないものと理解されたい。さらに、本発明の「一実施形態」に対する参照は、所載の特徴を同様に組み入れている他の実施形態の存在を排除しないものと解釈されたい。

　また、本書で用いられる「画像を再構成する」という文言は、画像を表わすデータが生成されるが可視画像は形成されないような本発明の実施形態を排除するものではない。従って、本書で用いられる「画像」という用語は、可視画像及び可視画像を表わすデータの両方を広く指すものとする。但し、多くの実施形態は１以上の可視画像を形成する（か又は形成するように構成されている）。

　図１はＣＴイメージング・システム１０の見取り図である。図２は図１に示すシステム１０のブロック模式図である。実施形態の一例では、計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム１０は、「第三世代」ＣＴイメージング・システムに典型的なガントリ１２を含むものとして示されている。ガントリ１２は放射線源１４を有しており、放射線源１４は、Ｘ線コーン・ビーム１６をガントリ１２の反対側に設けられている検出器アレイ１８に向かって投射する。

　検出器アレイ１８は、複数の検出器素子２０を含む複数の検出器横列（row、図示されていない）によって形成されており、検出器素子２０は一括で、患者２２のような対象を透過した投射Ｘ線ビームを感知する。各々の検出器素子２０は、入射放射線ビームの強度を表わし従って対象又は患者２２を透過する際のビームの減弱を表わす電気信号を発生する。マルチ・スライス検出器１８を有するイメージング・システム１０は、対象２２の空間を表わす複数の画像を形成することが可能である。これら複数の画像の各々が空間の別個の「スライス」に対応する。スライスの「厚み」又はアパーチャは検出器横列の厚みに依存している。

　放射線投影データを取得するための一回の走査の間に、ガントリ１２及びガントリ１２に装着されている構成部品は回転中心２４の周りを回転する。図２は、検出器素子２０の単一の横列（すなわち検出器横列一列）のみを示している。しかしながら、マルチ・スライス検出器アレイ１８は、一回の走査中に複数の準平行スライス又は平行スライスに対応する投影データが同時に取得され得るように検出器素子２０の複数の平行な検出器横列を含んでいる。

　ガントリ１２の回転及び放射線源１４の動作は、ＣＴシステム１０の制御機構２６によって制御される。制御機構２６は放射線制御器２８とガントリ・モータ制御器３０とを含んでおり、放射線制御器２８は放射線源１４に電力信号及びタイミング信号を供給し、ガントリ・モータ制御器３０はガントリ１２の回転速度及び位置を制御する。制御機構２６内に設けられているデータ取得システム（ＤＡＳ）３２が検出器素子２０からのアナログ・データをサンプリングして、後続の処理のためにこのデータをディジタル信号へ変換する。画像再構成器３４が、サンプリングされてディジタル化された放射線データをＤＡＳ３２から受け取って高速画像再構成を実行する。再構成された画像はコンピュータ３６への入力として印加され、コンピュータ３６は大容量記憶装置３８に画像を記憶させる。

　コンピュータ３６はまた、キーボードを有するコンソール４０を介して操作者から指令及び走査用パラメータを受け取る。付設されている陰極線管表示器４２によって、操作者は、再構成された画像及びコンピュータ３６からのその他のデータを観測することができる。操作者が供給した指令及びパラメータはコンピュータ３６によって用いられて、ＤＡＳ３２、放射線制御器２８及びガントリ・モータ制御器３０に制御信号及び情報を供給する。加えて、コンピュータ３６は、モータ式テーブル４６を制御するテーブル・モータ制御器４４を動作させて、患者２２をガントリ１２内で配置する。具体的には、テーブル４６は患者２２の各部分をガントリ開口４８を通して移動させる。

　一実施形態では、コンピュータ３６は、フレキシブル・ディスク又はＣＤ−ＲＯＭ等のコンピュータ読み取り可能な媒体５２から命令及び／又はデータを読み取る装置５０、例えばフレキシブル・ディスク・ドライブ又はＣＤ−ＲＯＭドライブを含んでいる。他の実施形態では、コンピュータ３６はファームウェア（図示されていない）に記憶されている命令を実行する。一般的には、図２に示すＤＡＳ３２、再構成器３４及びコンピュータ３６の１以上に設けられているプロセッサが、後述する処理を実行するようにプログラムされている。言うまでもなく、本方法はＣＴシステム１０での実施に限定されているわけではなく、イメージング・システムのその他多くの形式及び変形と組み合わせて利用することができる。一実施形態では、コンピュータ３６は、本書に記載する機能を実行するようにプログラムされており、従って、本書で用いられるコンピュータという用語は当技術分野でコンピュータと呼ばれている集積回路のみに限定されている訳ではなく、コンピュータ、プロセッサ、マイクロコントローラ、マイクロコンピュータ、プログラマブル論理コントローラ、特定応用向け集積回路、及び他のプログラム可能な回路を広範に指している。本書に記載する方法は医療環境で記載されているが、本発明の利点は、産業環境、又は限定しないが例えば空港若しくは他の輸送拠点での手荷物走査用ＣＴシステムのような輸送環境で典型的に用いられるシステムのような非医療イメージング・システムでも有用となるものと想到される。

　幾つかの走査条件下では、患者２２の一部が検出器１８によって測定される領域を超えて延在することにより、画像アーティファクト及び撮像対象の不完全な表現を招く場合がある。Ｘ線管及び検出器１８は、患者アパーチャ４８の周りを回転するフレームに共に堅固に保持されている。回転の過程で、「完全にサンプリングされている視野」６０の内部では測定値が連続的に形成される。完全にサンプリングされている視野７６の外部に配置されている対象２２の任意の区域を横断するＸ線の減弱は、限られた範囲の回転角度で測定され、この領域を「部分的にサンプリングされている視野」領域と呼ぶ。換言すると、完全にサンプリングされている視野６０の内部の部分は、測定値がすべてのガントリ角度で取得可能となるようにファン１６の内部に配置されており、収集されるデータは完全にサンプリングされている視野データと定義される。しかしながら、角度によってはファン１６の内部となるが他の角度ではファン１６の外部となる部分もあり、これらの部分について収集されるデータは部分的にサンプリングされている視野データと定義される。

　アーティファクト低減を扱った幾つかの公知の方法が発表されているが、視野（ＦＯＶ）の外部に位置する患者の部分の撮像については扱われていない。しかしながら、ＦＯＶを超えて延在する患者の部分を撮像することが望ましい。このことは、腫瘍学、スピン・アンジオグラフィ法、融合型イメージング・システム、及びイン・エコノミー（In Economy）ＣＴスキャナを含めた多くの分野で有用である。公知のマルチ・スライスＣＴスキャナの現在のハードウェアは、再構成視野（ＦＯＶ）を約５０センチメートル（ｃｍ）に制限している。殆どの臨床応用ではこれで十分であるが、このＦＯＶの外部に位置する対象を撮像するようにＦＯＶを拡張できると望ましい。すると、腫瘍学又はＣＴ／ＰＥＴのような応用で特に有利になる場合がある。腫瘍学応用では、ＦＯＶは大きい方が望ましい。その主な理由は、放射線処置計画の場合には、腫瘍をより適切に配置しようとすると患者の四肢がしばしば走査ＦＯＶの外部に配置されるという事実があるからである。公知のＣＴ再構成アルゴリズムはトランケートされた投影を無視しており、アーティファクトの強い画像を形成する。これらのアーティファクトは処置計画のための減弱経路の正確な推定に影響を及ぼす可能性がある。図３に、ファントムの一例を示す。ＣＴ／ＰＥＴ（計算機式断層写真法／陽電子放出断層写真法）のような融合型イメージング・システムでは、ＰＥＴシステムのＦＯＶが既存のＣＴ設計と一致しない可能性がある。ＣＴシステム及び他のイメージング・システムすなわちＣＴ／ＰＥＴ、ＣＴ／ＮＵＣ（ＣＴ／核医学）又はＣＴ／ＭＲ（ＣＴ／磁気共鳴）の間でＦＯＶを一致させることが望ましい。本補正を用いて、ＦＯＶを一致させるように調節することができる。ＰＥＴの場合には、本方法によって減弱補正が良好になる。本書に記載するのは、検出器ハードウェアによって制限されているＦＯＶを超えて再構成ＦＯＶを拡大するアルゴリズムによるアプローチである。この補正アルゴリズムを、限定しないがフル・スキャン、ハーフ・スキャン／セグメント、ヘリカル・スキャン及び心臓セクタ式の各アルゴリズムを含めた様々な再構成アルゴリズムに応用することができる。加えて、システム１０は所載のアルゴリズムを採用するように構成される。

　図４は、胸部ファントム走査についてパラレル・ビーム・サンプリングの幾何学的構成による合計減弱量を投影角度の関数としてプロットした図を示している。曲線が水平線に近いことに留意されたい。しかしながら、ファン・ビーム・サンプリングの幾何学的構成にはこの特性は存在しない。また、走査対象が走査視野（ＦＯＶ）の外部に位置しているときには、この特性は最早有効でない。欠損量は、対象のうち投影ＦＯＶの外部に位置している部分に等しい。殆どすべての臨床例において、図５に示すように、投影トランケーションは投影角度の一部で生じているに過ぎない。この例では、３時の位置で取得されている投影にはトランケーションは存在せず、１２時の位置で取得されている投影は強くトランケートされている。従って、トランケートされていない投影（すなわち例えば図５では３時の付近の位置）に頼って、トランケートされたビュー（例えば図５の例では１２時の付近の位置）についてのトランケーションの量を推定することができる。この補正方法の一つの初期工程は、前処理済み投影に対してソフトウェアによるファン・ビームからパラレル・ビームへのリビニングを実行するものである。一実施形態では、この初期工程が第一工程となる。この方法は当技術分野では周知であり、格別のデータ収集は不要である。一旦、リビニングが完了したら、図６に示すように、全検出器チャネルにわたって投影を積算して合計減弱曲線を得る。合計減弱曲線の沈下部はトランケーションのあるビューに対応していることに留意されたい。曲線の平坦な部分は、対象トランケーションが生じていないビューに対応している。一旦、ＦＯＶの外部に位置する対象の合計量が推定されたら、次の工程は欠落投影の分布を推定することである。この目的を達成するために、一実施形態では、先ず、図７に示すように、トランケートされた投影において、下記の式１に示すようにして境界読み取り値ｐ_l及びｐ_rを算出する。雑音を減少させるために、一実施形態では、ｍ個のサンプルの平均を用いる。雑音を減少させる際にはｍ＝３とすると有用であることが経験的に判明している。他の実施形態では、ｍは１よりも大きく５よりも小さい。

　（式１）

式中、Ｎは検出器チャネル数であり、ｋは投影ビュー番号である。加えて、一実施形態では、両端の近くの勾配ｓ_l及びｓ_rを推定する。勾配の推定は、一次多項式で両端の近くのｎ個のサンプルをフィッティングすることにより行なわれる。ｎ＝５であると有用であることが経験的に判明している。一実施形態では、ｎは２よりも大きく８よりも小さい。他の実施形態では、ｎは３よりも大きく７よりも小さい。

　推定の信頼性をさらに高めるために、互いに隣接する検出器横列から取得される投影を用いる。人体の解剖学的構造は典型的には、僅かな距離（数ミリメートル）では急激に変化しないので、互いに隣接する横列から推定される境界サンプル及び勾配は典型的には大きく変化しない。従って、推定されるパラメータ（ｐ_l、ｐ_r、ｓ_l及びｓ_r）を幾列かの検出器横列から算出された値の加重平均とすることができる。境界及び勾配情報に基づいて、トランケートされた投影に最もよくフィットさせることのできる円筒形水対象の位置及び寸法を推定する。水の減弱係数をμ_wとし、円筒の半径をＲとし、円筒の中心からの距離をＸと表わすと、投影値ｐ（ｘ）及び勾配ｐ′（ｘ）を次式によって表わすことができる。

　（式２）

　トランケートされた投影の境界でのｐ（ｘ）及びｐ′（ｘ）の両方を算出するので、目標は欠落した投影に付加されるべき円筒の寸法及び位置を得るようにＲ及びｘを推定することである。これらのパラメータを推定する式を次式によって表わすことができる。

　（式３）

　（式４）

　各変数は、トランケートされた対象から延長させる必要のある円筒形対象の位置及び寸法の推定値を表わしている。一旦、これらのパラメータが決定されたら、式（２）を用いて拡張した投影を算出することができる。この工程を図８に示す。

　本例では、単純化のために円筒形水ファントムを用いた。実際には、柔軟性を高めるために他の対象形状、例えば楕円円筒を用いてもよい。走査対象の特性についての先験的情報が入手可能である場合には、付加対象の形状及び材料選択にこの情報を用いてよいことは言うまでもない。繰り返し法を用いて欠落した投影データを推定することもできる。

　投影の両端に位置する推定された円筒が、必ずしも投影全体の合計減弱量を復元するとは限らない。なぜなら、これらの対象は勾配及び境界サンプルのみから決定されているからである。合計減弱曲線（図６）から導き出される情報は用いられていない。合計減弱損失についての適正な補償を確保するためには、ｐ_l及びｐ_rの大きさに基づいて、左側の減弱分布Ｔ_l対右側の減弱分布Ｔ_rを決定する。

　（式５）

ここで、Ｔは図６から決定される減弱の合計損失量である。加えて、拡張された曲線の下方の減弱量が減弱損失を補うには不十分である場合には、図９に示すように、減弱欠損を満たすように推定投影を伸張させる。他方、拡張された曲線の下方の減弱量が減弱損失を上回る場合には、推定投影を同様の態様で圧縮する。一実施形態では、この計算法は次のとおりである。先ず、拡張された投影曲線の下方面積（図９の影付き領域によって示す）に対する予測合計減弱量（式（５）に示す）の比を算出する。比が１単位よりも大きいならば、ｘ軸をこの比でスケーリングして、初期推定投影（図９の点線によって示す）をさらに拡張する（図９の太い実線によって示す）。同様に、比が１単位よりも大幅に小さいならば、拡張された投影をｘについて圧縮すればよい。

　図１０は、補正を行なわない場合及び行なった場合での再構成されたファントム画像の実例を示している。４×１．２５ｍｍの検出器構成でアキシャル・スキャン・モードでショルダ・ファントムを走査した。１５ｃｍのプラスチック製ファントムを、このプラスチック製ファントムの辺縁が６５ｃｍＦＯＶの境界の近くに位置するようにショルダ・ファントムに取り付けた。トランケートされた対象が近似的に完全に復元している。図１０（Ａ）は、トランケーション補正を行なわずに５０ｃｍＦＯＶで再構成されており（現在の製品の制限）、図１０（Ｂ）は、本書に記載した補正を行なって６５ｃｍＦＯＶで再構成されていることに留意されたい。参考のために、部分的にトランケートされているファントムを図１０（Ｃ）に示す。

　以上に記載したシステム及び方法は、合計減弱量、大きさ及び境界サンプルの勾配の保存のみを利用して欠落した投影分布を推定しているが、推定に追加情報を利用してもよい。例えば、断層写真法についてのHelgason−Ludwig条件（ＨＬ条件）を用いて上述の手法をさらに精密化することができる。加えて、異なる閾値を設定して、不正な測定条件下でもアルゴリズムが適正に動作するように保証することができる。例えば、図９で説明した伸張比に上限及び下限を設定して、信頼性の低い測定値による誤差増大の状態を防ぐことができる。加えて、ｓ_l及びｓ_rの勾配計算は、計算が妥当な範囲内に納まるように設定することができる。また、走査対象の物性が水と大幅に異なることが分かっている場合には、既知の物質（水の代わりとなるもの）の減弱係数を利用して式（３）及び式（４）に示す寸法及び位置計算を行なうことができる。

　補間したデータは完全にサンプリングされているＦＯＶの内部のデータと同じ画質を有しないので、ＦＯＶを補外した画像に目印を付けると有用である。一実施形態では、再構成画像において完全にサンプリングされている視野データを表わす区域と部分的にサンプリングされている視野データを表す区域との間に線図形を設ける。図１０（Ｄ）は、境界に点線で目印を付けたものを示している。この目印付けは、色符号又はＣＴ数のシフトで行なうこともできる。目印が画像データを観察する能力に影響を及ぼす可能性があるので、目印をオン及びオフにする簡単な方法を設ける。すると、システム１０の利用者は、目印をオン又はオフにすることができる。

　様々な特定の実施形態について本発明を説明したが、当業者であれば、特許請求の範囲の要旨及び範囲内で本発明に改変を施し得ることを理解されよう。

ＣＴイメージング・システムの実施形態の見取り図である。 図１に示すシステムのブロック模式図である。 トランケーション・アーティファクトを示す図である。 胸部ファントムについて全チャネルにわたって積算した合計減弱量を投影角度の関数として示すグラフである。 臨床環境におけるトランケーションの図である。 合計減弱量に対してトランケートされた投影が及ぼす影響を示すグラフである。 勾配及び境界推定の図である。 トランケートされた投影にフィットさせた水円筒の図である。 予測合計減弱量によってスケーリングした投影拡張の図である。 複数の画像を示す図である。

符号の説明

　１０　ＣＴシステム
　１２　ガントリ
　１４　放射線源
　１６　放射線コーン・ビーム
　１８　検出器アレイ
　２０　検出器素子
　２２　患者
　２４　回転中心
　２６　制御機構
　４２　表示器
　４６　モータ式テーブル
　４８　ガントリ開口
　５０　媒体読み取り装置
　５２　媒体
　６０　完全にサンプリングされている視野

Claims (10)

1. 　放射線源（１４）と、
   　該線源から放出された放射線を受光するように配置されている放射線に応答する検出器（１８）と、
   　前記放射線源及び前記検出器に動作に関して結合されているコンピュータ（３６）であって、
   　　対象の計算機式断層写真法（ＣＴ）走査から、完全にサンプリングされている視野（６０）データ及び部分的にサンプリングされている視野（７６）データを含むデータを受け取り、
   　　前記完全にサンプリングされている視野データを用いて前記受け取った部分的にサンプリングされている視野データを増強して、
   　　前記完全にサンプリングされている視野データ及び前記増強した部分的にサンプリングされている視野データを用いて前記対象の画像を再構成するように構成されているコンピュータと、を備えたイメージング装置（１０）。
2. 　前記コンピュータ（３６）はさらに、欠落した投影データの分布を推定するように構成されている、請求項１に記載の装置（１０）。
3. 　前記コンピュータ（３６）はさらに、互いに隣接する検出器横列から取得された投影データを用いて欠落した投影データの分布を推定するように構成されている、請求項２に記載の装置（１０）。
4. 　前記コンピュータ（３６）はさらに、前記部分的にサンプリングされている視野（７６）データについて、下記の式に従って境界パラメータｐ_l及びｐ_rを算出するように構成されており、
   ここで、ｍは用いられるサンプル数であり、Ｎは検出器チャネル数であり、ｋは投影ビュー番号である、請求項２に記載の装置（１０）。
5. 　前記コンピュータ（３６）はさらに、トランケーションの複数の点の近傍のｎ個のサンプルを一次多項式でフィッティングすることにより勾配ｓ_l及びｓ_rを算出するように構成されている、請求項２に記載の装置（１０）。
6. 　前記コンピュータ（３６）はさらに、複数の検出器横列から算出された値の加重平均として勾配ｓ_l及びｓ_rを推定するように構成されている、請求項５に記載の装置（１０）。
7. 　前記コンピュータ（３６）はさらに、対象の周りの複数の回転角度からファン・ビーム検出器データを得るように前記対象を走査し、前記ファン・ビーム検出器データを、前記視野を横断する平行透過経路のデータ集合に再配列するように構成されている、請求項１に記載の装置（１０）。
8. 　前記コンピュータ（３６）はさらに、各々の経路についての経路減弱値を得るように、各々の平行経路データ集合を加算するように構成されている、請求項７に記載の装置（１０）。
9. 　前記コンピュータ（３６）はさらに、最大減弱経路を用いて前記対象の合計積算減弱を推定するように構成されている、請求項８に記載の装置（１０）。
10. 　前記コンピュータ（３６）はさらに、再構成画像において前記完全にサンプリングされている視野（６０）データを表わす区域と前記部分的にサンプリングされている視野（７６）データを表わす区域との間に線図形を設けるように構成されている、請求項１に記載の装置（１０）。