JP2006503619A - コーンビーム・コンピュータ断層撮影法 - Google Patents

Abstract

コーン又はウェッジビーム・コンピュータ断層撮影投影データを再構成する画像再構成方法であって、同様の角度的な向きを有する投影データを関連づけるよう投影データをリビニングする段階と、検出器開口内でのその角度的な向き又はその位置のうちの少なくとも一方に基づいて投影データを重み付けする段階と、体積画像表現を形成するよう前記重み付けされた投影データを再構成する段階とを含む。１つの望ましい実施例では、重み付けする段階は、（ａ）同じ角度的な向きを有するか、（ｂ）選択された１つ又はそれ以上の複数の平行な処理パイプラインへと１８０°の整数倍だけ角度的に離されているかのいずれかである、選択された画像要素に関連づけられるリビニングされた投影データを分配する段階と、重み付けされた投影データを生成するよう、選択された１つ又はそれ以上の並列処理パイプラインの出力を結合する段階とを含む。

Description

本発明は、コンピュータ断層撮影法及び医用撮像技術に関連する。本発明は特に、円錐状ビームを生成し、撮像対象に対して螺旋状の軌跡を旋回する、Ｘ線源を用いたコンピュータ断層撮影法（ＣＴ）（コーンビームＣＴ）に関連し、これについて特に説明する。しかしながら、本発明は、マルチスライス撮像法、扇形（ファン）ビームＣＴ等の他の種類のＣＴに関する、また、他の撮像技術に関する用途がある。

コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像法は、対象の内部特徴の非侵襲的な検査を含む多くの領域に用途がある。例えば、ＣＴは、手荷物検査や、臨床及び診断医用撮像に適用可能である。医療用途では、ＣＴは、心臓撮像、肺などの動的に動く器官の機能撮像、血流撮像、及び他の種類の医用撮像に使用されてきた。ＣＴは、有利には、注入される放射性医薬品なしに３次元臨床撮像法を与える。しかしながら、ＣＴは、限られた収集速度による影響を受けることがある。例えば、近年のＣＴでは、Ｘ線源は、一般的には約１２０ｒｐｍで対象の周りを周回し、これは１８０°に亘るデータ収集のときは０．２５秒に対応する。完全な心周期期間は約１秒以下であるため、ＣＴ収集時間は心臓撮像中の動きによるぼけを生じさせうる。

ＣＴ撮像では、Ｘ線源は、撮像されている対象によってＸ線が部分的に吸収される検査領域へＸ線を伝える。Ｘ線源からみて検査領域の向こう側に配置された検出器は、検査領域を通過した後のＸ線を検出する。検出されたＸ線強度は検査領域を通過したＸ線として経験される吸収の特性であり、出力データは一般的には投影データ形式とされる。適切な数学的な技術を用いて、投影データは、対象又はその一部の画像表現特性へと再構成される。

初期のＣＴ撮像では、Ｘ線源は、ビーム又は薄いくさび形のスライスへと狭くコリメートされていた。Ｘ線源は、円形軌道で検査領域の周りを回転し、結果として得られる投影データはスライス画像へ再構成される。対象は、複数のかかる画像スライスを収集するよう、スライス平面に対して垂直方向に検査領域を通って反復的に通された。スタックとされたスライスは、一緒にされ、対象の３次元特徴付けを与える。このＣＴ形態は、画像再構成の多くの数学的な面を簡単化したが、速度が遅かった。更に、Ｘ線をコリメートすることは、Ｘ線パワーをかなり減少させ、より低い信号対雑音比を与える。

近年、コーンビームＸ線源が、対象を前進させている間にＸ線源を同時に周回させることによって得られる螺旋経路に沿ってコーンビームＸ線源が移動するＣＴ撮像システムが開発された。コーンビームＸ線源は、コーンビームの領域を横切ってコーンビーム伝送を記録するＸ線検出器の２次元アレイに結合される。螺旋状コーンビームＣＴは、走査速度を大きく改善させる発散する２次元投影データを取得し、あまり積極的でなくコリメートを行うことにより、Ｘ線源の出力の使用がより効率的となる。

しかしながら、再構成された螺旋コーンビームＣＴ画質は、これまでは、あまりよく定義されていないＸ線経路幾何学形状から生ずる画像アーティファクト及び他の低下モダリティによって低下されていた。これまでの再構成方法はまた、一般的には、再構成速度が螺旋状のコーンビーム幾何学形状の高速なデータ取得に遅れをとらないことを可能とするよう組み入れられた画像低下近似法を含むものであった。

例えば、薄いくさび形のＸ線ビーム（一般的には４つのスライスに亘る）は、平行なＸ線経路として扱うことができ、より幅広いコーンビームＣＴデータを用いたこの近似法は、円錐状Ｘ線ビームの３次元的な広がりによって複雑なものとされる。螺旋状の源の経路では、検査領域中で選択されたボクセル又は画像平面と交差するすべての投影データを含む単一の平面はない。むしろ、コーンビーム光線は、無数の異なった角度及び方向で各ボクセルを通過し、Ｘ線が様々な角度的位置及び長手方向上の位置にあるときに生ずる。正確な再構成のために、計算的に強い３次元再構成が必要である。かかる再構成プロセッサは、関与する計算が多いため速度が遅いという不利点がある。更に、所与のボクセルを通って完全な一組の光線を取得するために多数の回転が必要である。従って、多くのこれまでのコーンビーム再構成プロセッサは、多くの３次元効果を考慮に入れることを無視し、従って、特に大きい円錐角度に対して、低下した画質を犠牲としてより高速な画像再構成を与える。

本発明は、上述の制限及び他のものを克服する改善されたＣＴ撮像装置を提供することを目的とする。

本発明の１つの面によれば、コーンビーム又はウェッジビーム・コンピュータ断層撮影投影データを再構成する画像再構成方法が開示される。投影データは検出器開口内におけるその角度的な向き及びその位置のうちの少なくとも一方に基づいて重み付けされる。重み付けされた投影データは、体積画像表現を形成するよう再構成される。

本発明の他の面によれば、コーン又はウェッジビーム投影データを再構成するコンピュータ断層撮影装置が開示される。重み付けする手段は、コーン又はウェッジビーム投影データを、検出器開口内におけるその角度的な向き及びその位置のうちの少なくとも一方に基づいて与える。再構成手段は、体積画像表現を形成するよう重み付けされた投影データを再構成する。

本発明の１つの利点は、アキシアル、スパイラル、及び連続的なＣＴ画像の時間的及び空間的解像度を改善することである。これらの改善の１つの格別の利点は、動きアーティファクトが減少されていることである。

本発明の他の利点は、心臓撮影等の用途に対してスパイラル・コーンビーム・データを再構成するときに検出器開口及び角度的な重み関数を選択的に適用することである。

本発明の他の利点は、１つ又はそれ以上の半サイクル離れた補完的な又は冗長なコーンビーム投影データを効率的且つ柔軟に結合することである（即ち、合同モジュロ１８０°であるデータの組合せ）。データの組み合わせは、有利には、アキシアル、スパイラル、及びコーンビーム撮像において適用可能である。結合は、利用可能な再構成パイプラインを別個に又は重み付けされた結合として最大に使用するのを可能とするよう柔軟である。

本発明の他の利点は、コーンビーム幾何学形状に特に適した非線形のリカーシブ・モデルを用いてアキシアル又はＺ次元で投影データを逆投影行列へ効率的に写像することにある。写像処理は、任意に、平面的な、体積的な、又は他の画像部分行列を組み込む。

本発明の更なる他の利点は、適切な角度的な及び開口重み付け値を選択することにより、フルピッチのコーンビーム、半ピッチのコーンビーム、心臓螺旋コーンビーム、及び連続的なコーンビームＣＴといった変化するＣＴ収集幾何学形状のデータを調整することにある。本発明は、ｎ−ＰＩ幾何学形状、ウェッジ幾何学形状等を含む幅広い範囲のコーンビーム再構成幾何学形状と互換性がある。

本発明の更なる他の利点は、ゲーテッド又は線量変調されたＣＴ撮像と互換性があることである。

本発明の様々な更なる利点及び利益は、望ましい実施例の以下の説明を読むことにより当業者により明らかとなろう。

本発明は、様々な構成要素及び構成要素の配置と、様々な段階及び段階の配置の形をとりうる。図面は、望ましい実施例の目的を示すためだけのものであって、本発明を制限するものと理解されるべきではない。

図１を参照するに、典型的なコーンビーム・コンピュータ断層撮影（ＣＴ）スキャナ１０は、検査領域１４内でｚ方向に沿って線形に移動可能な寝台等の撮像対象支持台１２を含む。回転ガントリに取り付けられたＸ線管組立体１６は、検査領域１４を通してＸ線を投影する。コリメータ１８は、放射線を２次元にコリメートする。典型的なＣＴスキャナ１０では、２次元Ｘ線検出器アレイ２０は、Ｘ線管からみて検査領域の向こう側に回転ガントリ上に配置される。他の実施例（図示せず）では、検出器アレイは、回転ガントリの周りの固定ガントリに取り付けられた２次元検出器リングのアレイを含む。

Ｘ線管組立体１６は、検査領域１４を通るにつれて円錐状に広がる円錐状（コーン）又はくさび（ウェッジ）形のビーム２２（コーンビーム）を生成する。コーンビームは、最小のオーバスキャンで２次元検出器アレイ２０に略一致する断面へと整形される。断面は、矩形、円形等である。ここではコーンビーム幾何学形状について説明したが、本発明はこれに限られるものではなく、検査領域１４を通過するにつれて平面へと広がるファンビーム幾何学形状にも適用可能である。

コーンビーム２２は、適切な実施例では１乃至１０ｍｍ検出器素子の１６行を含む検出器アレイ２０を略網羅する。コーンビーム幾何学形状では、検出器アレイ２０の様々な素子へのＸ線経路は、一般的には平行ではなく、一般的には単一平面上にあるものでもない。平面ファンビーム幾何学形状（図示せず）では、Ｘ線は平行ではないが、実質的には単一平面上又は複数の検出器行に対応する複数の平面上にある。

Ｘ線ビーム２２及び検出器アレイ２０の詳細な幾何学形状とは関係なく、Ｘ線検出器２０は、検査領域１４を横切ったＸ線２２を、公知の方法で、Ｘ線管１６と検出器２０の間のＸ線吸収を示す電気信号へ変換するよう動作する。Ｘ線吸収信号は、回転ガントリの角度的な位置、撮像対象支持台１２の長手方向位置、及び検出器アレイ２０の検出器素子に関する情報とともに、ＣＴ収集バッファメモリ２４へ通信される。データは、一般的には従来技術で知られている投影データ形式へと編成されるが、当業者は、特定のＣＴ実施例に対して適当な記憶形式を選択しうる。

収集制御器２６は、例えばセキュリティ検査を受けている手荷物や、臨床コンピュータ断層撮影検査を受ける患者等の撮像対象２８のＣＴ走査を制御するようＣＴスキャナ１０と通信する。適切な実施例では、関連するユーザは、一般的にはパーソナルコンピュータ、ワークステーション等であり、望ましくはグラフィック表示能力及びグラフィック・ユーザ・インタフェース（ＧＵＩ）を含むユーザインタフェース３２を用いて、適切なＣＴ走査パラメータ又は走査方法を選択する。典型的なヘリカルＣＴスキャンは、角度的な方向θのガントリ回転とＺ方向の撮像対象２８の線形の動きが協働することによって行われる撮像対象２８の周りのＸ線源１６の螺旋状の周回を含む。螺旋のピッチは、少なくとも１８０°に、各体積素子即ちボクセルに対する角度的なデータのファンビーム角度を加えたものを与えるよう選択される。多くの状況では、冗長な又は補完的なデータを与えるよう各ボクセルに対して３６０°以上の角度データを収集することが望ましい。コーンビーム幾何学形状では、源がθの角度的な向きからθ＋ｎ（１８０°）の角度的な向き（但し、ｎは整数）まで回転されると、選択されたボクセルをサンプリングする収集された投影データは、螺旋状の軌跡及びＺ方向のビームの円錐状の広がりにより、一般的には同一平面上にはない。

ＣＴ撮像装置は、任意に、特殊臨床用途に他の要素を含む。例えば、心電図機器（ＥＣＧ）３６は、心臓ＣＴ撮像中の心臓の周期運動を観察するために含まれうる。ＥＣＧ３６は、任意に、心臓ゲーテッドＣＴ撮像のためのトリガ動作を与えるよう、又は選択された心臓位相を後処理するための心臓位相情報を与えるよう、収集制御器２６と通信する。例えばボーラス注射器等の造影剤投与手段もまた、任意には、Ｘ線吸収造影剤３８を用いてコントラスト強調されたＣＴ撮像を行うために与えられる。ＥＣＧ３６及び造影剤３８は、典型的な補助構成要素であり、より多くの、又は、より少ない、又は、他の補助装置が臨床ＣＴシステムに組み込まれうる。

引き続き図１を参照するに、収集バッファ２４内に格納された投影データは、有利には、同様の角度的な向きを有するデータを関連づけるために角度的な向きθに対してリビニングされる（５０）。適切な実施例では、リビニング（５０）は、Ｚ方向の角度的な逸脱をソートすることを含まない。リビニングされたデータは、リビニングされた投影データ用のメモリ５２に格納される。

画像表現を形成するためのコーンビーム投影データの再構成は、一般的には膨大な数の計算を含む。これらの計算的な要求を調整するために、画像表現のエリアは、有利には続く処理のための複数の部分行列へ分割される（５４）。

更なる計算効率は、投影データを、並列コンピュータ処理のための複数の並列パイプライン６０へ分配すること（５６）によって得られる。再構成幾何学形状、螺旋ピッチ、及び他の要因に依存して、Ｘ線源１６の１つ又はそれ以上の半回転だけ角度的に離されている補完的な又は冗長なデータを結合することが望まれうる。かかるデータは、１つ又はそれ以上の半サイクルだけ離され、換言すれば、データは、角度的に合同のモジュロ１８０°である。一般的には、かかるデータは、有利には、１つ又はそれ以上の半サイクルだけ離された補完的な又は冗長な投影データの加重和により結合される。

補完的な又は冗長な投影データの選択的な結合を支援するために、複数の再構成パイプラインは、夫々が４つのパイプラインを含むグループへとグループ分けされる。図１中、制御語５８は、典型的な４つのパイプラインのグループ６０の結合を制御する。一般的には、再構成装置は、夫々が関連する制御語５８を有する、４つのパイプラインの多数のかかるグループ６０を含む。制御語５８の値に基づいて、各パイプライン６０は、投影データを個々に処理し、又は、２つ、３つ、又は４つのパイプライン６０が近傍の半サイクルからの補完的な又は冗長な投影データを協働的に処理し結合する。制御語５８の内容は、選択されたパイプラインが結合されるべきか否か、また、どの選択されたパイプラインが結合されるべきかを決定する。各パイプライン６０は、適切なフィルタリング、Ｗ（θ）で表わされる角度的な重み付けＷ、及びＧ（Ｚ）で与えられる検出器開口重み付けＧを適用する。

制御語５８が２つ又はそれ以上のパイプライン６０を処理することにより協働的な再構成を命令する再構成では、グループ化されたパイプラインの組み合わされた重みＷＧは、重み付けされた投影データを与えるよう、投影データに適用される。並列パイプライン６０中で処理される近傍の半サイクルに対する重み付けされた投影データは、重み付けされた部分行列投影データＰ_out６４を生成するよう、要素ＷＧを重み付けすることにより加法的に結合され正規化される（６２）。

独立に動作するパイプライン６０は、一般的には重み付けを用いず、即ち、Ｗ＝１、Ｇ＝１、及び結合された重みＷＧ＝１である。パイプライン６０のグループは、４つのパイプラインが独立に動作しているときに、４つの明確な並列投影データ出力Ｐ_out６４を生成する。２つのパイプラインが協働して作用しているとき、３つの明確な並列投影データ出力Ｐ_out６４が生成される。３つのパイプラインが協働して作用していれば、２つの明確な並列投影データＰ_out６４が生成される。４つの全てのパイプラインが協働して作用していれば、単一の明確な投影データＰ_out６４が生成される。制御語５８は、どのようにしてパイプライン６０が結合されるかを決定する。

望ましい実施例では、パイプライン６０の最適なグループ分けは各グループに４つのパイプラインを入れるものであり、これは、結合されたデータのＺ方向の角度的な変化を制限するよう４つの隣接する半サイクルへ結合されるデータを制限しつつ、隣接する半サイクルを組み合わせるときにかなりの計算上の利得及び自由度を与える。もちろん、パイプラインは、各グループ中に４つのパイプラインよりも多くの又は少ない数で配置されうる。また、典型的には多数のグループがあることが認識されるべきである。例えば、６４個のパイプラインが、夫々４つのパイプラインを有する１６個のグループへと適切に配置され、図１では、４つのパイプラインを有する典型的な１個のグループのみを示す。各サブマトリックスについての重み付けされた投影データは、部分行列に格納される部分行列画像表現を生成するよう逆投影され（６６）又は他の方法で再構成される。このようにして得られた複数の部分行列画像表現は、体積画像メモリ７０内に格納される完全な画像表現を形成するよう結合される。

当業者は、選択された部分行列５４は、全てが単一平面上にある必要はないことを認めるであろう。例えば、部分行列は、各部分行列が検出器開口内で非常によく中心に置かれているよう螺旋データ収集に伴って「螺旋」とされてもよい。更に、部分行列は、Ｚ方向に対して垂直方向にある必要はない。部分行列は、最適化されたスライスの向きを与えるよう、又は、非標準ＣＴデータ収集幾何学形状と整列するよう選択されうる。また、例えば臨床上の関心となる選択されたエリアを最適に再構成するよう、平行でない部分行列を選択することも考えられる。部分行列は、矩形の部分行列、薄い立方体の部分行列、六角形の部分行列等でありうる。

選択された実空間又は体積部分行列は、投影空間中に対応する部分行列を有する。これは、有利に再構成処理データフローを改善し、なぜならば、選択された体積部分行列の再構成中、体積部分行列に寄与する投影を含む投影データの部分集合のみがメモリへロードされる必要があるためである。

得られた画像表現は、望ましくは、グラフィック・レンダリング・プロセッサ７２により、選択された２次元画像スライスの最大強度投影（ＭＩＰ）、３次元レンダリング、又は、グレースケール又は色分けされた画像等の適当な臨床画像へと描出される。結果として得られる画像は、ＣＴ操作者による検査のためにグラフィック・ユーザ・インタフェース３２上に表示され、任意に印刷され、磁気又は光記録媒体上に記録され、関連するコンピュータネットワークにより転送等される。

図１に示す実施例は、例示のためだけのものである。当業者は、個々の状況に当てはまるよう適切な変更をなしうる。例えば、１つの適切な装置では、部分行列割当て５４、データ分配５６、パイプライン６０、加算器／正規化器６２、及び逆投影器６６は、１つ又はそれ以上のデータメモリユニットと通信する特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）によって具現化される。他の適切な装置では、ユーザインタフェース３２は、データメモリ５２、６４、６８、７０を具現化するデータ記憶装置及び１つ又はそれ以上の処理要素５０、５４、５６、６０、６２、６６を具現化するソフトウエアを有する、ワークステーション、パーソナルコンピュータ、又は同様の汎用計算装置を含む。他の適切な実施例では、１つ又はそれ以上の処理要素５０、５４、５６、６０、６２、６６は、磁気ディスク、光ディスク、又は他の記憶要素に格納されたソフトウエアプログラムの一組のコンピュータ命令として具現化される。

引き続き図１を参照し、更に図２を参照するに、再構成のための適切な座標系について示されている。図２は、源１６の後方から見た検出器アレイ２０のビューを示す。ボクセルＶ（ｘ，ｙ，ｚ）から形成される部分行列を見る所与の投影に対して、選択されたボクセルと関係のある検出器は、Ｘ線源１６から始まり、選択されたボクセルの座標（ｘ，ｙ，ｚ）を通過する線の上に配置される。図２に示すように、検出器素子は、（Ｕ，Ｚ）座標系によってインデックス付けされる。Ｕは検出器画素に対応し、Ｚは検出器行に対応する。（Ｕ，Ｖ，Ｚ）座標系は、回転するＸ線源１６に関連する回転座標系である。Ｖ座標は、Ｕ座標及びＺ座標の両方に対して直交し、従って（Ｕ，Ｖ，Ｚ）座標系は回転する正規直交座標系を形成する。

各ボクセルＶ（ｘ，ｙ，ｚ）は、ある範囲の角度的な向き及び対応する検出器座標を有する複数の投影に関連づけられる。従って、再構成アルゴリズムが部分行列のボクセルを順次に逆投影するにつれて、（Ｕ，Ｚ）と（ｘ，ｙ，ｚ）の間の関係が用いられる。

引き続き図２を参照するに、ボクセルＶ（ｘ，ｙ，ｚ）の検出器座標Ｕ（ｘ，ｙ）は、以下の式、
Ｕ＝Ｕ₀＋Ｕ₁₀ｘ （１）
但し、
Ｕ₀＝Ｕ₀₀＋Ｕ₀₁ｙ （２）
に従って線形に推定され、式中、Ｕ₀₀，Ｕ₀₁及びＵ₁₀は定数である。式（１）と（２）の線形関係は、均一なガントリ回転速度及びＺ方向に対して垂直に向けられた部分行列に対して非常によく成り立つ。より複雑な関係は、より複雑な幾何学形状及び源の軌道に対して使用されうる。

検出器行Ｚの変化は、回転の螺旋状の性質により、対象１６の均一な回転及び均一な線形の動きに対してでさえも、非線形である。望ましい実施例では、放物線近似Ｚ（ｘ，ｙ）が用いられ、即ち、
Ｚ＝Ｚ₀＋Ｚ₁ｘ＋Ｚ₂ｘ² （３）
但し、
Ｚ₀＝Ｚ₀₀＋Ｚ₀₁ｙ＋Ｚ₀₂ｙ² （４）
Ｚ₁＝Ｚ₁₀＋Ｚ₁₁ｙ＋Ｚ₁₂ｙ² （５）
Ｚ₂＝Ｚ₂₀＋Ｚ₂₁ｙ＋Ｚ₂₂ｙ² （６）
であり、Ｚ₀₀，Ｚ₀₁，Ｚ₀₂，Ｚ₁₀，Ｚ₁₁，Ｚ₁₂，Ｚ₂₀，Ｚ₂₁，Ｚ₂₂は定数である。Ｚ検出器行インデックスに対する非線形の関係の使用は、より大きい円錐角度で収集され、線形Ｚ検出器列インデックス計算と比較して大きい部分行列を用いた画像のより正確な再構成を可能とする。より精密なＺ近似は、より長い計算時間を犠牲にして使用されうる。

選択された部分行列の適切な画像再構成は、以下の式、

によって表わされ、式中、１からＭまでのインデックスｍ，ｍ’は、データ半サイクルに対応するパイプライン識別子を参照し、１からＮまでのインデックスｎはリビニングされた投影視野角θを参照し、Ｐ_n,mはｎによって参照される角度におけるｍ番目のリビニングされた投影であり、Ｗ_nは角度θ_nに対応する角度的な向きの重みＷであり、Ｇ_mはｍ番目の半サイクルに対応する検出器列に対して重み付けする検出器開口Ｇであり、Ｐ_outは図１に示す重み付けされた部分行列投影データＰ_out６４であり、Ｖ（ｘ，ｙ，ｚ）は計算されている（ｘ，ｙ，ｚ）における体積要素即ちボクセルの逆投影された値である。

Ｗ（θ）及びＧ（Ｚ）によって与えられる重み関数Ｗ，Ｇは、再構成されている投影データの撮像モダリティ及び撮像幾何学形状に関連する様々なアーティファクト又は他の画像劣化メカニズムについて補正するよう選択可能である。例えば、螺旋ファンビーム・ウェッジ画像再構成では、角度的な重みＷ（θ）は、望ましくは、１つの検出器開口重みのみが適用されるよう、Ｗ（θ）＝１に設定される。検出器開口重みＧ（Ｚ）は、Ｚ方向のビームの開きから生ずるアーティファクトを減少させるよう選択され、検出器アレイ２０のより多くの使用を可能とする。半分のピッチの螺旋状ファンビーム・ウェッジ再構成では、低ノイズ撮像を達成するために、検出器全体を使用することが特に有利である。パイプライン６０を用いたいくつかの半サイクルの組合せも、信号対雑音比を改善させる。

アキシアル再構成では、改善された時間的分解能を達成するよう角度的な重みＷ（θ）が選択される。Ｗ（θ）に対して３６０°のコサイン角度重みを用いることが、この種類の再構成のために有利である。同様に、心臓撮像では、高い時間的分解能を得るよう、適切な角度的な重みＷ（θ）がゲーテッド・データセット部分に適用されうる。

連続的な体積ＣＴ撮像では、データは、必要に応じて検出器開口を越えて外挿される。当業者は、他の撮像幾何学形状及びモダリティの下で画像特性を改善するよう、重み関数Ｗ（θ）及びＧ（Ｚ）を選択することが可能となる。

Ｇ（Ｚ）重み関数の利点は、検出器アレイの範囲によって定義される「物理的な」開口２０と一致しない「仮想」開口を定義する機構を与えることである。開口関数Ｇ（Ｚ）は、任意に、改善された平滑化を与えるか選択されたＣＴ撮像モードを適応させる仮想開口を定義するのに使用される。

引き続き図２を参照し、更に図３を参照するに、開口重み関数Ｇ（Ｚ）は、開口２０のエッジの付近でゼロに向かって減少する。制御語５８の方向で２つ又はそれ以上のパイプライン６０を用いて角度的に冗長なデータが結合される再構成では、この開口重み関数Ｇ（Ｚ）の緩やかな減少は、冗長なデータについての平滑な遷移を与えるよう、開口のエッジの近くで収集されたデータの振幅を有利に減少させる。Ｇ（Ｚ）のエッジの５０％低下点は、急速なカットオフによるアーティファクトを均衡させ、Ｇ（Ｚ）のより緩やかな低下から生ずる仮想開口寸法が減少するよう選択される。

図４を参照するに、重み関数Ｇ（Ｚ）は、任意には物理的な開口２０の寸法よりも大きいよう選択される。開口関数Ｇ（Ｚ）の５０％低下点は、望ましくは同じＺ位置にとどまり、開口重み関数Ｇ（Ｚ）は広がる。広がった重み関数Ｇ（Ｚ）は、対応する測定された投影データを有さない物理的な開口の外にある部分８０を含む。仮想開口の外側部分８０では、物理開口２０の最も近いエッジにある投影データが外挿される。

図４の重み関数Ｇ（Ｚ）は、外挿された領域８０による物理的な開口２０よりも大きい下層開口を定義することがわかる。図４の重み関数は、物理的な開口２０と比較して拡大された視野を与える。拡大された視野のエッジは、外挿された部分８０によるアーティファクトを含みうるが、かかるアーティファクトは、一般的には鋭い開口カットオフによって生ずる切り捨てアーティファクトよりも重大なものではない。

図５を参照するに、更なる他の開口関数Ｇが示されており、開口関数では、関数Ｚ従属がＺ＋ｋＵ従属で置き換えられ、即ち、重み関数Ｇ（Ｚ）は重み関数Ｇ（Ｚ＋ｋＵ）で置き換えられ、但しｋは定数であり、従って開口重みはＺ座標及びＵ座標の両方に従属する。図５に示すように、開口関数の線形Ｕ従属Ｇ（Ｚ＋ｋＵ）は、傾いたエッジ８２を有する仮想開口を生成する。開口関数Ｇ（Ｚ＋ｋＵ）によって定義される傾いたエッジの仮想開口は、ヘリカルＣＴ撮像に特に適しており、傾斜したエッジ８２の傾きは、Ｘ線源１６の螺旋状の周回のピッチに対応するよう選択される。もちろん、他のＵ従属もまた、関心となる投影データの放物線状の、接線の、又は他の形状のエッジに適切に一致するよう使用されうる。適切な構造では、図５の傾いた仮想開口は、リビニング・プロセッサ５０を用いたＵ従属アドレッシングのリビニングによって得られる。

仮想開口はまた、選択されたＸ線ビームのコリメーションに一致するよう選択されうる。例えば、ビームを矩形の又は他の断面形状へコリメートするコリメーション・システムを使用することが考えられる。仮想開口は、望ましくは、物理的な開口２０上の整形されたＸ線ビームの分配に一致するよう選択される。

図１に戻って参照し、更に図６Ａを参照すると、重み付けされて（即ち、式（７）のＰ_out項を計算するよう）補完的な又は冗長な投影データを選択的に結合する方法１００が記載される。図６Ａは、図１の適切なボクセル分配処理（５６）及び加算／正規化ブロック（６２）とともに、パイプライン６０から選択された典型的なパイプライン６０₁（パイプラインのインデックスがｍ＝１）を示す。図６Ａを参照するに、選択された部分行列５４（図１）及び角度的な向きに対して定数Ｕ₀，Ｕ₁，Ｖ₀，Ｖ₁，Ｚ₀，Ｚ₁，及びＺ₂が得られる。分配プロセッサ５６は、部分行列の空間座標を通じて循環的に動作する。加算器１０２は、式（１）及び（２）に従ってＵ座標を反復的に計算し、加算器１０４、１０６は、式（３）乃至（６）に従ってＺ座標を反復的に計算する。（Ｕ，Ｚ）座標を用いて、適切な投影値が補間され、リビニングされた投影メモリ５２から検索される（１０８）。好適な実施例では、投影データの２次元線形補間が用いられる。ステップ１０８における線形補間は、データが、例えばフィルタリングによって、又は事前補間によって前処理されていれば適切である。

線形オフセット１１０及び／又はスケーリングファクタ１１２によって任意に調節されたＺ座標の値に基づいて、ステップ１１４において開口重みＧが選択される。線形オフセット及びスケーリング１１０、１１２は、２次元投影データの追加的なリビニングを必要とすることなく、開口が一組の傾いたエッジ又はπ線を追うことを許す。図２乃至図５に、典型的な検出器開口重み付け関数を示す。好適な実施例では、開口重み値は、ルックアップテーブル１１４ａから得られる。

選択された開口重みＧ１１４は、ステップ１１６において、結合された重み係数ＷＧを生成するよう角度的な重みＷ_n（θ）と乗算される。角度的な重みＷ_n（θ）は、任意にルックアップテーブルから得られる。組み合わされた重み係数ＷＧは、重み付けされた投影値ＷＧＰを生成するよう投影値に乗算して適用される（１１８）。しかしながら、この重み付けされた投影値ＷＧＰは、結合が制御語５８に基づいて呼び出されれば、他のパイプラインの出力と選択的に正規化及び結合されていない。

正規化係数は、各パイプライン６０_mの重み係数Ｗ_nＧ_mを選択的に加算し、和を反転段階１２２において反転させる加算段階（１２０）によって計算される。選択的な加算は、制御語５８の内容に基づいて３つの追加的なパイプラインｍ＝２、ｍ＝３、及びｍ＝４の重み係数Ｗ_nＧ_mを選択的にゲーティングする選択回路１２４を通じて制御語５８によって制御される。

図７を参照するに、４つのパイプラインのグループ分けでは、適切な制御語５８は、各パイプラインｍに対して３つの制御ビットを含む１２ビット値である。各パイプラインに対応する３つの制御ビットは、存在するのであれば、どの他のパイプラインが当該パイプラインと組み合わされるべきかを識別する。図示されたｍ＝１パイプライン６０₁では、制御語は、近傍のパイプラインｍ＝２、ｍ＝３、及びｍ＝４に対応する３つの制御ビット（図７中の一番左の３つの制御ビット）を有する。近傍のパイプラインに対応する２進の１（「１」）は、パイプラインをｍ＝１パイプラインと組み合わせる。従って、制御語５８がパイプライン６０₁に対する制御ビット「１１１」を含む場合、全ての３つの近傍のパイプライン６０₂，６０₃，６０₄は、パイプライン６０₁の出力と結合される。しかしながら、制御語５８がパイプライン６０₁に対する制御ビット「０００」を含む場合、他のいずれのパイプライン出力もパイプライン６０₁の出力と組み合わされない。１つの更なる例を与えるため、制御語５８がパイプライン６０₁に対する制御ビット「０１０」を含む場合、ｍ＝３パイプライン出力のみがパイプライン６０₁の出力と組み合わされる。

図７に示すように、パイプラインｍ＝２は同様に、近傍のパイプラインｍ＝１，ｍ＝３，及びｍ＝４に対応する３つの制御ビットを有する。パイプラインｍ＝３は、近傍のパイプラインｍ＝１，ｍ＝２，及びｍ＝４に対応する３つの制御ビットを有する。パイプラインｍ＝４は、近傍のパイプラインｍ＝１，ｍ＝２，及びｍ＝３に対応する３つの制御ビットを有する。

図６に戻って参照するに、制御語５８の最初の３つの制御ビット「２３４」を用いてゼロ個、１つ、２つ、又は３つの他のパイプライン６０_mをパイプライン６０₁と選択的に結合するために、典型的な選択回路１２４は、３つの更なるパイプラインｍ＝２，ｍ＝３，ｍ＝４に対応する３つの入力ゲートを含む。制御語５８が当該パイプラインに対してビット値１を含む場合、各入力ゲートは、対応する重み係数Ｗ_nＧ_mを加算ブロック１２０へ渡す。

４つのパイプライン６０_mの間の対称性は、ｍ＝２パイプラインに対する加算ブロックがｍ＝１，ｍ＝３，及びｍ＝４のパイプライン重み係数Ｗ_nＧ_mを選択的にゲーティングし、ｍ＝３パイプラインに対する加算ブロックがｍ＝１，ｍ＝２，及びｍ＝４のパイプライン重み係数Ｗ_nＧ_mを選択的にゲーティングし、ｍ＝４パイプラインに対する加算ブロックがｍ＝１，ｍ＝２，及びｍ＝３のパイプライン重み係数Ｗ_nＧ_mを選択的にゲーティングすることで維持される。

正規化係数は、乗法的な段階１２６において重み付けされた投影値ＷＧＰに適用される。加算ブロック１２８において、制御語５８によって選択されたパイプラインの正規化された出力は、選択回路１２４と機能的に似ている第２の選択回路１３０を通じて結合される。加算ブロック１２８の出力は、ｍ＝１パイプライン及び任意の追加的な選択され結合されたパイプラインからの重み付けされ正規化された寄与を加算するＰ_out６４である。

制御語５８及び対応する選択回路１２４、１３０は、例示的なものにすぎない。当業者は、ゲート、記憶レジスタ等の様々な組合せを用いて他の選択制御要素を容易に構築しうる。更に、選択的組合せ機構５８、１２４、１３０は、４つよりも多い又は少ないパイプラインに対応するために容易に適合されうる。

図６Ｂを参照し、更に図８を参照するに、方法１００は、Ｚ方向に空間的に均一な投影補間を含むよう変更される。図６Ｂは、図６Ａの方法１００と略同様の方法１００’であるが、Ｚ座標方向に空間的に均一な投影補間を含むものを示す。図６Ｂ中、方法１００中に対応するステップを有する方法１００’の構成要素は、「’」が付された対応する参照番号で示されている。

角度的なリビニングでも、投影は完全に平行ではなく、むしろＵ−Ｖ平面（図３参照）に対する角度的な変化を含むことが認識される。角度的な開きは、左側が補正されていなければ、Ｖ座標とともに変化する、即ちＸ線源に対する距離又は検出器に対する距離、とともに変化する不均一な投影補間を生じさせる。望ましくは、Ｕ−Ｖ平面に対する角度的な開きについて補正するためにルックアップテーブルＨ［］が用いられる。望ましい実施例では、投影メモリ１０８から、以下の式、

を用いてＰ（Ｕ，Ｚ）投影値が得られ、式中、Ｈ［］は、その空間的な幅が一般的にはＺ方向の検出器の幅の約1.3倍のルックアップテーブルであり、Ｚ_jはＺに最も近い投影データ行位置であり、Ｓは源の半径であり、

であり、Ｖは回転する平面の垂直次元でのボクセルのアドレスであり、Ｒ₀［Ｕ］＝ｓｑｒｔ（１−（Ｕ／Ｓ）²）であり、しかしながら式（９）の近似では消えるものである。

引き続き図６及び図８を参照するに、式（８）及び式（９）に示すＺ方向に沿った空間的に均一な投影補間は、図６Ｂの方法１００’において、加算器１４０、乗算器１４２、及び式（９）に従ってＳ／Ｒを計算する第２の加算器１４４、及び式（８）に従ってアクセスされるルックアップテーブルＨ［］１４６を計算する。補間は、Ｈ［］の幅のうちのいくつかのＺ_j座標に亘って行われ、これは一般的には検出器アレイ２０の物理的な開口のＺ方向の幅の約1.3倍である。ルックアップテーブルＨ［］１４６から抽出され、適用される重み係数は、加算ブロック１４８において累積され、累積重みは、乗算ブロック１５０において正規化係数へ乗法的に組み入れられる。

ファンビームＣＴでは、ファンビームの角度的な開きについて補正するためにデータをリビニングするのではなく、任意に、距離重み付けが適用される。図６Ｂのパイプライン１００’は、Ｓ／Ｒの係数だけファンビーム距離重みを調整するよう容易に変更され、なぜならばこの重み係数は加算器１４４の出力として利用可能だからである。

当業者は、パイプライン１００、１００’の多くの利点を認識するであろう。制御語５８に対して適切な値を選択することにより、４つのパイプライン６０_mは投影データを独立に処理することができ、又は任意の方法で選択的に結合されうる。例えば、パイプライン６０₁及び６０₂は２つの隣接する半サイクルを結合するのに使用されうると同時に、パイプライン６０₃及び６０₄は２つの他の隣接する半サイクルを独立に組み合わせるのに使用されうる。制御語５８の値を変化させることにより、４つの全てのパイプライン６０_mが結合されるか、４つの全てのパイプライン６０_mが独立に動作されるか、他の選択されたパイプラインの１つ又は複数の組合せが実施されうる。しかしながら、パイプライン１００、１００’は、制御語５８のサイズを拡張し、選択回路１２４、１３０又は選択回路１２４’、１３０’に夫々入力ゲートを加えることにより、より多い又はより少ないグループ分けに容易に適合されうる。

開示された３次元再構成は、重み係数Ｗ（θ）及びＧ（Ｚ）を正しく選択すること、及び、制御語５８の命令の下での隣接するパイプラインの正しい選択的な組合せにより、ＣＴ撮像モードの幅広い範囲に適用可能な拡張可能なアーキテクチャを与える。かかる組み合わせは、制御語５８の内容を変更することにより画像再構成中に動的に変更されうる。

方法はまた、例えば、オーバスキャン領域に適用された対称的な正規化された角度重みを用いることにより、オーバスキャン領域を適切に組み合わせるよう、収集された半サイクルを組み合わせることを容易とする。部分行列を用いることにより、ランダムアクセスメモリ内に記憶される必要のある行が少ないこと、計算付加が低いこと、式（３）乃至（６）の非線形近似が適用されるＺ方向上の範囲がより小さいことという更なる利点が与えられる。

これらの特徴はまた、ゲーテッド撮像又は変調線量撮像中に収集されるデータを最適に重み付けし結合する利点がある。適切な重み値Ｗ（θ）は、角度的に隣接する投影データ部分の連結を容易とするようデータ収集の角度的な境界の付近でデータのフェザリングを与えるよう選択される。

図１及び図６Ａを特に参照し、更に図９を参照するに、「（２ｋ−１）πプラス」角度的範囲の典型的なｋ−π再構成（但し、ｋは整数のインデックス）を扱うのに適した方法について説明する。この例では、任意の再構成されたボクセルに対する正の角度的な範囲は、±ｐビューよりも少ない。Ｇ（Ｚ）は、ルックアップテーブルに示され、端部を除き平坦な領域（Ｇ（Ｚ）＝１）を含み、これはいかなるボクセルに対しても±ｐビューよりも少ない正の範囲に対応する。定量的な例を与えるため、一回転当たり１１６０ビューのときに［５８０（２ｋ−１）＋２ｐ］に等しいビュー全体の逆投影について説明する。

最初の２ｐ個のビュー及び最後の２ｐ個のビューは、正規化１２０を共用する２つの半サイクルパイプライン６０を用いて逆投影される。例えば、パイプライン６０₁、６０₂は、制御語５８による選択を結合させるために使用されうる。これらの逆投影に対して、角度的な重み係数Ｗ（θ）は、いずれのパイプに対しても１に設定される。しかしながら、全てのボクセルに対して同数のビューが逆投影されているため、同じビューは「検出器開口から外れる」。これは、重み付け（１１８）において、これらの開口外のビューに対してはゼロとなる開口重み成分Ｇ（Ｚ）によって調整される。

例えばウェッジ再構成のときのように、ｋ＝１であるとき、（２ｋ−１）πは１８０°の角度範囲に対応し、ｐ≧２９０であれば再構成は終了し、従ってｐ個のビューは少なくとも９０°の角度的な範囲を網羅する。ｋ≧１又はｐ≦２９０のとき、残る［５８０（２ｋ−１）−２ｐ］のビューは、Ｗ（θ）＝１及びＧ（Ｚ）＝１の重み値で独立したパイプラインを用いて再構成される。これらの独立した再構成は、他のパイプラインとは独立に動作する残る２つのパイプライン６０₃，６０₄の一方又は両方を用いることにより、パイプライン６０₁，６０₂の組み合わされた再構成と同時に処理されうる。

最後に、ここでデータの（２ｋ−１）の半サイクルが効果的に逆投影されているため、画像又は投影は、正しい全体の正規化結果を得るよう、１／（２ｋ−１）でスケーリングされる。これは、当然ながら、全ての（２ｋ−１）ビューに対してＷＧ＝１であるため、図６Ａの正規化ブロック１２０、１２２から流れる。

図１０Ａ及び図１０Ｂを参照するに、３次元「肋骨−肺」ファントムに対する典型的な結果を示す。ファントムの「肋骨」は、コーンビーム画質の厳密な試験を与えるよう３次元に向けられる。図１０Ａは、３２×0.75ｍｍのシミュレーションされたアキシアルスキャンを示す。ｚ位置が９ｍｍであるのは、検出器行のエッジに対する最大１２ｍｍの７５％である。検出器開口関数Ｇ（Ｚ）に基づく可変角度重み付けの使用は、この大きいｚ位置での正確な再構成を可能とする。図１０Ｂ中、最大で7.2ｍｍまでのｚ位置に対してのみ可能な従来技術による３６０°の再構成が比較のために示されている。

本発明の実施例を適切に実施するコンピュータ断層撮影システムを示す図である。 Ｘ線源の後ろから見た図１のＣＴシステムの２次元検出器アレイを、検出器アレイの広がりに対する位置が概略的に表わされた状態で示す図である。 源、検出器、検出器開口関数Ｇ（Ｚ）、及び回転（Ｕ，Ｖ，Ｚ）座標に関するＣＴ幾何学形状を概略的に示す図である。 検出器アレイよりも広い仮想開口を定義するよう物理的開口を越えて延びる開口関数Ｇ（Ｚ）を示す図である。 ヘリカルＣＴ画像データ取得との改善された対応性について、傾いたエッジで仮想開口を定義する開口関数Ｇ（Ｚ＋ｋＵ）を示す図である。 本発明の実施例を適切に実施する重み付けされ組み合わされた投影データについてのパイプラインを処理する典型的な部分を示す図である。 図６Ａのパイプラインをアキシアル方向又はＺ方向に沿って空間的に均一な投影補間を行う追加的な構成要素とともに示す図である。 補完的な又は冗長な投影データの選択的な並列な組合せについての４つのパイプラインのグループのパイプラインの選択的な組み合わせを制御する適切な１２ビット制御語を示す図である。 Ｚ方向に沿って空間的に均一な投影データの補間を行うための幾何学形状及び座標を示す図である。 ｋを整数のインデックスとしたときの「（２ｋ−１）πプラス」角度範囲の典型的なｋ−π再構成を示す図である。 検出器開口関数に基づいて可変角度重み付けを用いて本発明の適切な実施例によりｚ＝９ｍｍで３次元「肋骨−肺」ファントムを撮像したときの典型的な結果を示す図である。 図５Ａの画像との比較のためにｚ＝７．２ｍｍでの従来技術の３６０°再構成を示す図である（従来技術の３６０°再構成は最大で７．２ｍｍまでのｚ位置に対してのみ可能である）。

Claims (32)

1. コーンビーム又はウェッジビーム・コンピュータ断層撮影投影データを再構成する画像再構成方法であって、
   投影データを検出器開口内におけるその角度的な向き及びその位置のうちの少なくとも一方に基づいて重み付けする段階と、
   体積画像表現を形成するよう前記重み付けされた投影データを再構成する段階とを有する、方法。
2. 前記重み付けする段階の前に、同様の角度的な向きを有する投影データを関連づけるよう前記投影データをリビニングする段階を更に有する、請求項１記載の画像再構成方法。
3. 前記重み付けする段階は、
   （ａ）同じ角度的な向きを有するか、
   （ｂ）選択された１つ又はそれ以上の複数の平行な処理パイプラインへと１８０°の整数倍だけ角度的に離されているかのいずれかである、
   選択された画像要素に関連づけられるリビニングされた投影データを分配する段階と、
   重み付けされた投影データを生成するよう、前記選択された１つ又はそれ以上の並列処理パイプラインの出力を結合する段階とを含む、請求項２記載の画像再構成方法。
4. 前記結合する段階は、
   前記選択された１つ又はそれ以上の並列処理パイプラインの出力を加算する段階と、
   前記選択された１つ又はそれ以上の並列処理パイプラインの重みから計算された正規化係数を適用する段階とを含む、請求項３記載の画像再構成方法。
5. 前記分配する段階は、
   リビニングされたデータを選択された１つ、２つ、３つ又は４つのパイプラインへと分配する段階を含む、請求項３又は４記載の画像再構成方法。
6. 前記重み付けする段階と、前記再構成する段階は、以下の式、
   

   

   に従って、選択された画像素子に対応する体積素子値Ｖ（ｘ，ｙ，ｚ）を計算するよう協働し、式中、ｍ及びｍ’は１８０°の角度的な倍数だけ離された対応するデータを有するインデックスデータ集合であり、ｎは投影角度の向きにインデックスを付し、Ｐ_n,mは投影データに対応し、Ｗ_n及びＧ_mは夫々、重み付け段階において適用された角度的な及び検出器開口の重みに対応する、請求項１乃至５のうちいずれか一項記載の画像再構成方法。
7. 選択された体積素子に関連づけられる選択された数の投影データセットからの重み付けされた投影データを結合し、前記投影データセットは、前記重み付けされた投影データを生成するよう角度的に合同のモジュロ１８０°である、段階を更に含む、請求項１乃至６のうちいずれか一項記載の画像再構成方法。
8. 前記再構成する段階は、前記重み付けされた投影データを逆投影する段階を含む、請求項７記載の画像再構成方法。
9. 前記逆投影する段階は、以下の式、
   

   

   に従って、各選択された画像素子に対応する体積素子値Ｖ（ｘ，ｙ，ｚ）を計算する段階を含み、ｎはリビニングされた投影ビュー角度をインデックス付けし、Ｐ_outは重み付けされた投影データである、請求項８記載の画像再構成方法。
10. 前記画像表現に対応する画像エリアを複数の部分行列へ分割する段階と、
    部分行列画像表現を形成するよう、前記重み付けする段階及び前記再構成する段階を、選択された部分行列に関連づけられる投影データに適用する段階と、
    複数の部分行列画像表現を形成するよう、前記適用する段階を各部分行列について繰り返す段階と、
    前記画像表現を形成するよう前記部分行列画像表現を組み合わせる段階とを更に含む、請求項１乃至９のうちいずれか一項記載の画像再構成方法。
11. 前記重み付けする段階は、開口重み付けルックアップテーブルを用いて、投影データをその検出器開口内における位置に基づいて重み付けする段階を含む、請求項１乃至１０のうちいずれか一項記載の画像再構成方法。
12. 前記重み付けする段階は、前記投影データを検出器開口内における位置に基づいて重み付けする段階を含み、前記検出器開口内における位置は放物線近似を用いて推定される、請求項１乃至１１のうちいずれか一項記載の画像再構成方法。
13. 前記重み付けする段階は、前記物理的な開口のエッジを越えて延びる検出器開口重みを適用する段階を含み、前記画像再構成方法は更に、
    投影データを前記検出器開口を越えて外挿し、前記外挿された投影データは、前記物理的な開口のエッジを越えて延びる前記検出器開口重みの部分に従って重み付けする段階を更に含む、請求項１乃至１２のうちいずれか一項記載の画像再構成方法。
14. 前記投影データは、１８０°の角度的な範囲に広がる角度的な向きと、１８０°の角度的な範囲の外側のオーバスキャン範囲とを含み、前記重み付け段階は、
    前記１８０°の角度的範囲よりも上及び下にあるオーバスキャン範囲内に角度的な向きを有する投影データに補完的な角度的な重み付けを適用する段階を含む、請求項１乃至１３のうちいずれか一項記載の画像再構成方法。
15. 前記重み付け段階は、傾いたエッジを有する仮想開口を定義する開口重み付け関数Ｇ（Ｚ＋ｋＵ）を用いて検出器開口内におけるその位置に基づき投影データを重み付けする段階を含む、請求項１乃至１４のうちいずれか一項記載の画像再構成方法。
16. 前記重み付け段階は、選択された角度的なウィンドウの外側で収集された投影データの大きさを減少させる角度的な重みを適用する段階を含む、請求項１乃至１５のうちいずれか一項記載の画像再構成方法。
17. 投影データをＺ方向に均一に補間する段階を更に含み、前記補間する段階は少なくともＶ方向で角度的な変化を補正することを含む、請求項１乃至１６のうちいずれか一項記載の画像再構成方法。
18. ウェッジビームの角度的な開きについて補正するよう投影データを距離重み付けする段階を更に含む、請求項１乃至１７のうちいずれか一項記載の画像再構成方法。
19. コーン又はウェッジビーム投影データを再構成するコンピュータ断層撮影装置であって、
    コーン又はウェッジビーム投影データを、検出器開口内におけるその角度的な向き及びその位置のうちの少なくとも一方に基づいて重み付けする手段と、
    体積画像表現を形成するよう前記重み付けされた投影データを再構成する再構成手段とを有する、コンピュータ断層撮影装置。
20. 放射線の前記コーン又はウェッジビームを検査領域へと投影する放射線源と、
    前記投影された放射線の少なくとも一部分を受信するようにされた検出器開口を定義する２次元検出器アレイとを含み、前記検出器アレイは、前記受信された放射線を前記放射線源と前記検出器アレイの間の吸収を示す投影データへ変換する、
    請求項１９記載の装置。
21. 少なくとも前記放射線源を前記検査領域の周りで回転させる回転ガントリと、
    前記検査領域内で対象を支持する支持要素とを含み、前記支持要素は前記対象を線形方向に移動させるよう配置され、前記回転ガントリ及び前記支持要素は前記対象の周りに前記放射線源の螺旋状の軌道を達成するよう協働する、請求項２０記載の装置。
22. 前記重み付け手段は、
    投影データを並列に処理する複数の並列重み付けパイプラインを含み、各パイプラインは、選択された投影データを角度的な重み及び検出器開口重みのうちの少なくとも一方で重み付けすることを含む、請求項１９乃至２１のうちいずれか一項記載の装置。
23. 前記重み付け手段は、
    ゼロ又は１８０°の整数倍だけ異なる角度座標を有する補完的な又は冗長な投影データを重み付け及び結合させるよう２つ又はそれ以上の並列重み付けパイプラインを選択的に結合させる選択回路を更に含む、請求項２２記載の装置。
24. 前記選択回路は、その内容が前記選択回路の動作を制御する制御語を含む、請求項２３記載の装置。
25. 前記選択回路は、前記選択的な結合に含まれていないパイプラインによって他の投影データの並列処理を行う、請求項２３又は２４記載の装置。
26. 前記選択的な結合に含まれていないパイプラインによる他の投影データの並列処理は、
    ゼロ又は１８０°の整数倍だけ異なる角度的な座標を有する他の補完的な又は冗長な投影データを重み付け及び結合するよう２つ又はそれ以上の並列重み付けパイプラインの第２の選択的な結合を含む、請求項２５記載の装置。
27. 各パイプラインは、
    角度的な座標に基づいて角度的な重みの値を適用する角度的重みプロセッサと、
    検出器開口座標に基づいて開口重み値を適用する開口重みプロセッサとを含む、請求項２２乃至２６のうちいずれか一項記載の装置。
28. 前記開口重み値を前記開口重み付けプロセッサへ供給するよう前記重み付けプロセッサと通信する開口重み付けルックアップテーブルを更に含む、請求項２７記載の装置。
29. 選択された画像行列の要素に関連づけられる前記投影データの補完的な又は冗長な部分を選択し、前記要素の座標を前記重み付け手段と通信する分配プロセッサを更に含む、請求項１９乃至２８のうちいずれか一項記載の装置。
30. 前記分配プロセッサは、前記検出器開口座標と画像行列座標の間の非線形関係を用いて検出器開口座標を計算する検出器座標計算器を含む、請求項２９記載の装置。
31. 前記分配プロセッサは、
    前記画像行列の前記要素に対応する検出器座標を計算する検出器座標計算器と、
    前記検出器座標計算器によって計算される検出器座標に近い検出器座標を有する投影データを補間することにより前記投影データの補完的な部分を計算する補間器とを含む、請求項２９又は３０記載の装置。
32. アキシアル方向での空間的に均一な補間のために投影データを選択するルックアップテーブルを更に含む、請求項１９乃至３１のうちいずれか一項記載の装置。

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