JP2006503629A - ４次元の螺旋断層撮影スキャナ - Google Patents

Abstract

【課題】完全なデータ・セットを容易に形成することができないなどの従来技術の限界事項などを解決する、改良された4次元螺旋断層撮影スキャナ装置と方法を提供すること。
【解決手段】 コンピュータ断層撮影画像化スキャナ (10) は、少なくとも2つの供給源の螺旋軌道を用いて、螺旋円錐ビームによる投影データを利得体積 (46) に対して取得する。再構築プロセッサ (62) は、螺旋毎に投影データを再構築して、対応する時間非対称な画像表現物を生成する。ボクセル時間プロセッサ (66) は、各時間非対称な画像表現物内のボクセル毎に取得時間を算出する。ボクセル補間器 (68) は、時間非対称な画像表現物内のボクセルの値と、対応するボクセル取得時間とに基づいて、補間されたボクセル値をボクセル毎に算出する。電子的な一実施例の場合、コンピュータ断層撮影スキャナ (10) には、軸方向に定められた円筒状陽極 (92) を有するX線供給源 (12) と、円筒状陽極 (92) に輻射してX線ビーム (120, 122, 124, 126) を作り出す電子供給源 (96₁, 96₂) と、電子ビームを陽極 (92) に沿って偏向させてX線ビームを軸方向に掃引する電子ビーム偏向器 (98, 100) と、が含まれている。

Description

本発明は、医療用画像化技術に関する。本発明は、特に、高速かつ時間依存型の、螺旋形またはマルチスライスの体積測定用の心臓コンピュータ断層撮影 (CT) 画像化に関し、特にこれを参照しながら説明する。しかしながら、本発明は、他の動的に動く器官の体積測定用のコンピュータ断層撮影画像化、高解像度の造影剤摂取による血液灌流調査などにも適用可能である。

心臓のコンピュータ断層撮影画像化では、患者の心臓が中に配置されている検査領域を横断するX線の扇形ビーム、くさび形ビーム、円錐形ビーム、または他の形状のビームの生成するX線供給源が通常用いられる。心臓組織、冠状動脈、および血液は、横断するX線の一部と相互作用して、この部分を吸収する。血液のコントラストを向上させるために、通常は造影剤が患者に投与される。X線供給源の対向側にアレンジされた一次元または二次元の放射線検出器は、伝送されたX線の強度を検出して測定する。

スキャニング時には、軸周りのスキャン間に患者を線形に進めてマルチスライスのコンピュータ断層撮影画像化を行ったり、X線供給源の回転時に患者を連続的に線形に進めて螺旋形コンピュータ断層撮影画像化を行う。画像化データをフィルタリングされた後方投影、PI再構築などを用いて再構築すると、体積測定用の画像表現物が生成される。心周期を心電計または他のデバイスによりモニタして、画像化データを心位相ビンにビン化して、複数の位相で心臓を再構築することが好ましい。

コンピュータ断層撮影により心臓を画像化することを用いて、広範囲の心臓調査が行われている。コンピュータ断層撮影による心臓画像を熟達した医学スタッフが質的に再調査することにより、先天的な心臓の欠陥、主冠状動脈内の大きな動脈瘤または狭窄、および他の著しい解剖組織上の異常が検出される。心臓ポンピング容量測定、冠状組織内の血液灌流調査、および冠状血管追跡などの分析により、補足的な量的診断情報が得られる。

心臓画像化では、X線供給源の回転レートにより制御されるためにコンピュータ断層撮影の時間分解能に限界があることにより、諸問題が生じてしまう。画像アーチファクトを低減させるためには、X線供給源の少なくとも半回転に渡る画像化データ（つまり180°のデータ）をボクセル毎に取得することが好ましい。現在達成可能なガントリの回転レートは、X線の光束、機械的安定性、および他の要因による限界があるので、半回転分の投影データを取得するためには約10分の1秒以上の長さが必要である。心周期の範囲は約1秒なので、通常は運動ぼけがかなり観察されてしまう。

心周期ゲーティングでは、各ボクセルが2回以上の心周期に渡って視野内に残るように、放射源の円形または低ピッチの螺旋軌道を用いて画像化データが取得される。同時に取得された心電計データを用いて、選択された心位相にほぼ対応する2回以上の心周期から、コンピュータ断面撮影による投影データが選択される。この選択されたデータを組み合わせると、約180°以上の完全なデータ・セットがボクセル毎に形成され、この組み合わされたデータ・セットを再構築すると、この心位相の画像表現物が作り出される。

しかしながら、隣接した心周期から組み合わされたデータは、角度が重複しているので、完全なデータ・セットを容易に形成することができない。ガントリの回転を心周期に同期化させて、角度的な補足性を有するデータを確保すると、例えばガントリ回転レートが低減してしまって、コンピュータ断層撮影画像化のパラメータが最適状態ではなくなってしまう。更には、特に被験者が冠状動脈疾患または他の心臓機能不全を有している場合、画像を取得している間に心周期が変動してしまう場合がある。

心拍ゲーティングの別のエラー原因は、心電計データが心周期へ不正確に関連付けられてしまうことである。本技術分野では、心臓運動が単に近似的にしか心電計信号に関係付けられないこと、および心臓の構成要素の物理的な運動周期が心周期期間の変化に対して非線形に変動し、更に被験者ごとに変動してしまうことが周知である。特に、隣接する2, 3回の心拍に渡って心周期期間が変動してしまう可能性がある心臓不整脈の場合には、心周期の特徴を心周期期間に対して単純に線形スケーリングさせると、精度が限定されてしまう。

心拍ゲーティングの更なる別の問題は、視野の体積を大きくする場合に、螺旋が低ピッチなので利得体積を広げるのにかなりの時間がかかってしまうことである。このことにより、被験者の運動が軸方向に沿った未知の態様で変動してしまうために、アーチファクトが作り出されてしまう。これに代えて、広エリアのビームとこれに対応する広エリアの検出器を用いて、より大きな螺旋ピッチの利用可能にできる。しかしながら、このことによりシステム費用が増加してしまい、かつ広エリアのビームまたは検出器の空間的な不均一性により、画像アーチファクトが発生してしまう可能性がある。

本発明は、前述した限界事項などを解決する改善された装置と方法を考案したものである。

本発明の一態様によると、螺旋円錐ビームによるコンピュータ断層撮影画像化方法が提供される。螺旋円錐ビームによるコンピュータ断層撮影投影データは、複数の供給源軌道螺旋を用いて利得体積に対して取得される。螺旋毎に取得された螺旋円錐ビームによるコンピュータ断層撮影投影データが再構築されると、対応する利得体積の時間非対称な体積画像の表現物が生成される。時間非対称な体積画像の各表現物に対して、ボクセル取得時間がボクセル毎に算出される。複数の画像表現物内のボクセル値と、対応するボクセル取得時間とに基づいて、補間されたボクセル値がボクセル毎に算出される。

本発明の別の態様によると、螺旋円錐ビームによるコンピュータ断層撮影画像化を行うための装置が開示されている。複数の供給源軌道螺旋を用いて、螺旋円錐ビームによるコンピュータ断層撮影投影データを利得体積に対して取得するための手段が設けられている。螺旋毎に取得された螺旋形円錐ビーム・コンピュータ断層撮影投影データを再構築して、対応する利得体積の時間非対称な体積画像表現物を生成するための手段が設けられている。時間非対称な各画像表現物のボクセル毎のボクセル取得時間を算出するための手段が設けられている。時間非対称な複数の画像表現物のボクセル値と、これに対応するボクセル取得時間とに基づいて、補間されたボクセル値をボクセル毎に算出するための手段が設けられている。

本発明の更に別の態様によると、円筒軸が軸方向に方向付けられた円筒状陽極を含んだX線管が開示されている。電子供給源は電子ビームを作り出し、この電子ビームは概して円筒状陽極の方向に向けられる。電子ビームは、円筒状陽極と相互作用してX線を作り出す。電子ビーム偏向器は、電子ビームを円筒状陽極全体の軸方向に掃引する。

本発明の利点の1つは、円形または低ピッチの螺旋軌道を用いた従来の心拍ゲーティングと比べて、再構築精度が増加することである。精度がこのように改善されることは、利得体積が大きい場合に特に明らかとなる。

本発明の別の利点は、ボクセル・レベルでの時間分解能が向上することにある。

本発明の更なる別の利点は、利得体積の実質的な広がりが心周期期間の約1回分以下である大きなピッチの螺旋供給源軌道を用いることにより、心臓不整脈に対する感度が低減することにある。

好ましい実施例に関する以下の詳細説明を読めば直ちに、本発明の更なる利点と長所が幾つも当業者には明らかとなるであろう。

本発明は、様々な構成要素および構成要素のアレンジメント、ならびに様々な処理動作および処理動作のアレンジメントの形態を取ることができる。図面は、好ましい実施例を例示することだけを目的としており、本発明を限定するものと解釈してはならない。

図1を参照すると、コンピュータ断層撮影 (CT) 画像化スキャナ10は、被験者支持部16上にアレンジされた画像化される被験者（図示せず）を含んだ検査領域14に向けられる扇形、円錐形、くさび形、または他の形状のX線ビームを作り出すX線供給源12を含んでいる。心臓画像化の場合、患者は、対象である心臓が実質的に検査領域14内にセンタリングされた状態で位置付けられている。被験者支持部16はＺ方向に線形に移動可能であり、X線供給源12は、Ｚ軸周りを回転する回動ガントリ18上にマウントされている。

機械的なコンピュータ断層撮影画像化の一実施例の場合、回動ガントリ18は被験者支持部16が線形に前進することと同時に回転して、X線供給源12の全体的に螺旋軌道を検査領域14の周りに作り出す。電子的に動作する一実施例の場合、ガントリ回転時、被験者支持部16は固定されたままで、X線供給源12は、検査領域14全体に渡りX線ビームを電子的に軸方向に掃引させる。X線供給源12は、画像化平面内とＺ方向に発散するくさび形または円錐形のX線ビームを作り出すことが好ましい。

X線検出器20は、X線供給源12と対向するようにガントリ18上に配置されている。X線検出器20は、各投影ビュー内のＺ方向部分に沿った画像化データを同時に取得するための、Ｚ方向に沿った数行の検出器を含んでいることが好ましい。X線検出器20は、X線供給源12と対向するように回動ガントリ18上にアレンジされており、回動ガントリ18と共に回転するので、X線検出器20は、回転ガントリ18が回転すると検査領域14を横切るX線を受信する。図1に示すアレンジメントの代わりに、X線供給源の回転時に、放射線検出器の連続的にシフトする角度部分にX線が連続的に突き当たるように、回動ガントリを取り囲む固定ガントリ上にX線検出器をアレンジすることも考案されている。

コンピュータ断層撮影画像化データ取得制御器22はスキャナ10を制御して、被験者に対して螺旋形のX線供給源12の軌道を用いて選択的な画像化動作を行う。この螺旋軌道は、ガントリの回転が、X線管12と被験者支持部16との軸方向の機械的な相対運動と協働すること、またはガントリの回転が、X線ビームの電子的な軸方向の運動と協働することにより達成可能である。ユーザ・インタフェース・デバイス24は、通常はパーソナル・コンピュータ、ワークステーション、または他のコンピュータ・デバイスであり、取得制御器22と通信することにより、ユーザは選択された画像化セッションを構築、選択、始動、モニタ、または他の方法で管理することができるようになる。ユーザ・インタフェース・デバイス24には、グラフィカル表示装置26が含まれていることが好ましい。

心臓コンピュータ断層撮影画像化の場合、血液のX線コントラストを選択的に向上させるために、造影剤を患者に投与することが好ましい。定常状態調査を行う場合は、定常状態レートで造影剤を静脈内点滴として投与して、X線コントラストを概して定常した状態にして心臓コンピュータ断層撮影画像化を行うことが好ましい。灌流調査または造影剤摂取調査の場合、造影剤のボーラス注射が施され、かなりの量の造影剤が静脈内に急速に注入される。造影剤がオプションで省略されるタイプの心臓画像化もある。

心臓コンピュータ断層撮影画像化では、通常、心周期をモニタするためのデバイスも用いられる。通常、このデバイスは、心電計 (ECG) 30であるが、超音波画像化デバイス、または他のデバイスも使用可能である。本技術分野で公知のように、心電計30には、被験者の胸に接触して心周期に関連付けられた電気信号を探知する複数の電気リード線32が含まれている。

本願明細書では、特に心臓画像化について説明されているが、画像化は、患者または他の被験者内の他のタイプの周期的な時間変動に関連させることができることは認識されるべきである。更に造影剤摂取調査などの、被験者内の非周期的な時間変動に画像化を関連させることもできる。

図1を引き続き参照しながら図2を更に参照する。4次元の螺旋形コンピュータ断層撮影画像化の機械的な一実施例の場合、取得制御器22は、心臓などの画像化対象により定められる利得体積46を迅速にカバーする、複数の大きなピッチの螺旋形スキャン、つまり供給源軌道40, 42, 44を実行する。様々な画像化パラメータを算出する際の便利を図るために、中心の円筒軸48を持つ円筒状の利得体積46が示されている。適切な機械的な一実施例の場合、ガントリ18とX線供給源12が回転している間に、対象の利得体積46を軸方向つまりＺ方向の選択された距離Dだけ被験者支持部16上で往復移動させることにより、複数の供給源軌道40, 42, 44が取得される。心臓画像化の場合、各供給源軌道の螺旋40, 42, 44は、1回の心周期よりも短い長さの時間間隔で心臓の利得体積46をカバーすることが好ましい。

第一螺旋40は、供給源12と利得体積46との+Z方向の相対運動により生成される。供給源軌道の螺旋40は、出発点50で始動し点52で終わる。

第二螺旋42は、第一軌道螺旋40が終わるのと同じ角座標の点52で始まる。しかしながら第二螺旋42は、供給源12と利得体積46との-Ｚ方向の相対運動により生成される。第二螺旋42は点54で終わる。

第三螺旋44は、第二軌道螺旋42が終わるのと同じ角座標の点54で始まる。第三螺旋44は、供給源12と利得体積46との+Z方向の相対運動により生成される。第三軌道44は点56で終わる。

オプションで、供給源12と利得体積46の往復する軸方向の相対運動を継続することにより、追加の軌道を生成することができる。軌道を2つしか用いることができない点も認識されるべきである。更に、代替の一実施例の場合、+Z方向の各スキャンを行う前に被験者支持部16をその初期位置に戻すことにより、スキャンを全て同方向（例えば、+Z方向）で行うことが可能なことが理解されるであろう。

更に螺旋40, 42, 44は、時間的に連続している（つまり、各螺旋軌道は、直前の軌道が終わると実質的に直ちに開始する）が、螺旋間に遅延を含めることも考案されている。例えば、複数の螺旋が心周期に広がるように、各軌道螺旋の始動をオプションで心電計30からの選択信号により起動する。

各螺旋40, 42, 44は、1回の心周期期間以下で取得することが好ましい。軸方向つまりＺ方向に沿って通常は約12センチメートルある心臓などの心臓利得体積46の場合、螺旋軌道40, 42, 44は大きなピッチの螺旋軌道となる。X線供給源12は、円錐形またはくさび形のビームを作り出す。このビームは、軌道40, 42, 44毎に利得体積46内の各ボクセルが供給源12の約180°以上の回転角度の視野内に残るように、軸方向つまりＺ方向の発散および螺旋形の供給源軌道のピッチを持つようにコリメートされる。このことにより、ボクセルを正確に再構築するために十分な角度データが得られる。

特に図1を再度参照すると、螺旋インデックス・プロセッサ58は、取得制御器22と通信して、幾つかの螺旋40, 42, 44を特定しかつインデックス化する。投影データ・メモリ60は、第一螺旋40、第二螺旋42、および第三螺旋44の投影データを、対応するデータビンで格納する。再構築プロセッサ62は、螺旋40, 42, 44の各々の投影データを再構築して、対応する画像表現物を作り出す。これらの画像表現物は画像メモリ64内に格納される。後述するように、螺旋40, 42, 44の内の1つから再構築された画像表現物の各々は、時間非対称である。なぜならば、螺旋の終わり近くで軸周りに位置するボクセルの投影データは、螺旋の始まり近くで軸周りに位置するボクセルの投影データよりも後に取得されるからである。

各画像表現物の各画像ボクセルは、これらのボクセルが視野内に残る角度間隔で取得された、角度的に切れ目のない投影データから取得される。中心の円筒軸48上に位置するボクセルが、180°の角度間隔に渡って視野内に残るように選択された螺旋ピッチの場合、中央軸線48から距離Rだけ離れているボクセルに対する角度ビューイング間隔は、下式により取り囲まれる角度間隔レンジ内にある。
式中、Sは、放射源12と検査領域14のアイソセンタSとの間の距離であり、△θ_r,q,z は、Rでのボクセルが視野内に残ったままとなる角度間隔の最大値と最小値（各々、「±」演算子の「＋」オプションおよび「−」オプションの場合）である。例えば、R=15 cmとS=57 cmの場合、△θ_r,q,zは164°〜195°のレンジ内にある。

角度間隔の境界△θ_r,q,z は、下式により与えられる時間ビューイングの間隔境界、つまり時間分解能の境界に対応している。
式中、T_rot は、X線供給源12が360°回転する場合の時間期間である。R=15 cmおよびS=57 cm、ならびにT_rot=0.4秒（回転レート=150 rpm）の場合、各ボクセルの時間分解能は、0.183秒〜0.217秒のレンジ内にある。

式(2)は、画像メモリ64内に格納されている画像表現物の各ボクセルの時間分解能に対して境界を与えるが、画像全体は、実質的により長い期間を通じて取得される。例えば、図2では、各軌道40, 42, 44は約850°広がっているので、（Trot=0.4秒の場合）約0.95秒で取得される。3回のスキャンは合わせて、約2.8秒で取得される。この結果、画像表現物を占めるボクセルはかなり時間非対称となる。

図1と図2を引き続き参照する。ボクセル時間プロセッサ66は、時間非対称性の原因を解明するために、ボクセル毎のボクセル取得時間を算出する。好ましい一実施例の場合、この算出は、各ボクセルに対応するPIラインに基づいている。本技術分野では公知のように、PIラインはボクセルと、対応する螺旋軌道40, 42, 44に沿った最も近い2つの点と交差する。これらの最も近い2つの点は、角度θ₁とθ₂として示される（ここで、スキャンの始まりはθ=0として取られており、スキャンは正の角度方向に進行する）。ボクセルは、切れ目のない時間間隔に対応する切れ目のない角度間隔 [θ₁, θ₂] の間で取得される投影データから再構築されるので、ボクセルに対する投影データが取得される平均角度θ_avgは、下式により与えられる。
この平均角度θ_avgは、下式により与えられるボクセル平均取得時間に対応する。
式中、T₀ はθ=0の時間、つまり螺旋軌道が始動した時間である。式(3)と式(4)により与えられるボクセル取得時間は、ボクセル時間プロセッサ66により算出されることが好ましい。

軸方向つまりＺ方向に沿ったスライス間には、時間非対称性がかなり存在する。しかしながら、軸周りのスライス内部でさえ、ボクセルは時間非対称となり、かつ対応するPIラインの切れ目のない角度間隔[θ₁, θ₂]が異なっていることにより、ボクセル取得時間が異なるであろう。これらのボクセルの切れ目のない角度ビューイング間隔[θ₁, θ₂]は、再構築プロセッサ62により、通常の円錐ビーム画像再構成プロセスの一部として決定されることが認識されるであろう。

各ボクセルは、時間非対称な画像表現物の各々の中に、ボクセル取得時間に加えて、グレー・スケール強度値などの値も持っている。このような各ボクセル値は、ほぼ対応するボクセル取得時間で得られたものなので、ボクセル補間器68が補間、曲線のあてはめ、または別の方法を用いることにより、時間依存型ボクセルの値が容易に算出される。利得体積46を有するボクセルの時間依存型ボクセルの値により、利得体積46全体の4次元画像表現物と、幾つかの軌道40, 42, 44の取得間隔とが定められる。この4次元画像表現物は、4次元画像メモリ70内に格納される。

これに代えて、選択された時間における利得体積46の画像は、この選択された時間に対応するボクセル取得時間を有するボクセルを選択することにより生成される。この選択された時間に近いボクセル取得時間を有する2つ以上のボクセル値を、ボクセル補間器68により補間したり、曲線あてはめを行ったり、または他の方法で組み合わせて、選択された時間におけるボクセル値を評価することが好ましい。利得体積46内の各ボクセルに対してこのような補間を行うことにより、この選択された時間に対応する画像表現物の、時間分解能が向上したものが得られる。

4次元画像表現物、つまり、選択された時間での画像表現物をレンダリング・プロセッサ72により処理することにより、選択された時間に対する3次元レンダリング、選択された時間での投影画像またはスライス、時間的にシーケンス状の投影画像またはスライス画像、画像化された体積を画像化間隔に渡って映画的な (CINE) シーケンス状で作り出したりして、これをユーザ・インタフェース・デバイス24のグラフィカル表示装置26上に表示させることが好ましい。

心臓画像化を行う場合、螺旋軌道つまり螺旋スキャンの各々を、心電計30により提供された心周期情報に基づいてゲート化して、心周期の利得位相を全てサンプリングすることが好ましい。各螺旋が、例えば各軌道の始動をゲート化することによって心周期の異なる位相で始動した場合には、N回のスキャンに対しては、対応するN個の心位相を再構築することができる。値Nは下式により与えられる。
式中、T_rotは、X線供給源12が360°回転した場合の秒単位での時間期間であり、T_ccは、秒単位での心周期期間であり、HRは毎分の脈拍を単位とした心拍レートである。

例えば、HR=60拍／分でT_rot=0.4秒の場合（放射源回転レート= 150回転／分）、N=10となる。つまり、異なる心位相で各々開始する10個の軌道つまりスキャンが取得された場合、10個の心位相を解明することができる。

図2を引き続き参照する。螺旋軌道40, 42, 44は、被験者支持部と放射源の一方の周期的な軸方向の機械的な運動を用いて取得される。この機械的な実施例の場合、および現在達成可能な視野および供給源回転レートの場合、心臓など軸方向に約12センチメートル拡張する利得体積46を画像化するには、通常は約1秒以上必要となる。同様に、解剖学的な運動を追跡する場合、1秒を超えるはずである。

しかしながら、心拍ゲーティングを用いることによって、解明すべき心位相の数に対応する螺旋スキャンの数を取得することによる、周期的な心臓運動の追跡が可能となる。胸壁などの名目上は固定した画像特徴を用いて、幾つかの螺旋スキャンに対応する画像をオプションで相対的に空間的に登録して、患者の運動または他の運動アーチファクトに対する修正を、ほぼ螺旋スキャン時間の時間スケールで行う。

心位相または運動状態が選択され、かつこの選択された心位相または運動状態の発生に取得時間が近い、時間非対称な画像表現物のボクセルが、心電計30により提供された心周期の情報に基づいて識別される。オプションで、心臓運動の生理モデルを用いて、心臓運動の選択された状態が発生する時間が、この心電計データからより精密に識別される。識別されたボクセルは、時間的に補間され、平均化され、または他の方法で組み合わされて、利得体積に広がる選択された心位相または運動状態の画像表現物を算出する。このような画像表現物は、時間非対称な画像表現物から、解明可能な心位相毎に算出可能である。

例えば、図3Aを参照すると、均等に間隔を置いたパーセンテージの心位相間隔で始動する10個の螺旋を用いて取得された投影データの心位相−軸方向の位置マップが、シミュレーションされている。各螺旋は、心周期の0%、10%、20%、30%、40%、50%、60%、70%、80%、および90%の各々の心拍ゲーティングを介して、軸方向の位置z=0で逐次始動される。各スキャンの始動は、黒丸により各々表されている。

取得された投影データは、始動時間から延在している斜線により表されている。これらの斜線は、螺旋軌道が軸方向つまりz方向に沿って同時に進行している、心位相の進行を表している。時間非対称な画像表現物は、10個の各螺旋の間に取得された投影データを用いて再構築され、補間されたボクセルは、0%、10%、20%、30%、40%、50%、60%、70%、80%、および90%という10種類のパーセンテージでの心位相毎に選択的に算出される。このような補間は利得体積全体に渡って行われ、0%（100%と等価）、10%、20%、30%、40%、50%、60%、70%、80%、および90%の心位相で得られた補間された画像は、図3Aの水平な破線により表されている。

図3Aで分かるように、各選択された心位相で利用可能なデータ内には、10個の螺旋の取得時間の間に発生する心拍数の変化に起因する、ある程度の不均一性が存在する。例えば、領域80は広い間隔のサンプリングを持っている。図3Aでは、心拍数の変化は、取得された投影データを表している斜線の傾斜の変化として現れている。

図3Bを参照すると、（z=50での黒い垂直線により表されている）z=50での軸方向のスライスに対して均一な心臓パーセンテージ位相間隔で画像化データを得るために、心電計30により検出された心拍レートの変化を補償するように、心拍ゲーティングが調整されている。図3Bでは、z=50での投影ビューのサンプルは、心位相が実質的に均一な間隔を置いていることが分かるであろう。

図3Cを参照すると、70%の心位相に近い心臓状態で空間的に均一なサンプリングを得るために、心拍数の変化を補償するように心拍ゲーティングは調整されている。心臓の利得状態は、概して水平な実線曲線82により表されている。心臓状態82は、例えば、心臓運動の最小限の状態にすることができる。この最小限の状態は、軸方向つまりＺ方向に沿ったやや異なる心位相で発生する。隣接した類似の位相は、概して水平な破線の曲線84により示されており、再構築することも可能である。

図3Dを参照すると、[z_low, z_high] レンジに渡る70%の心位相の近くで、心臓状態86の画像化が行われている。各螺旋は、40%というパーセンテージの心位相で開始しており、40%と100%の心位相間で投影データが取得される。0%〜40%の心位相間隔の間ではX線ビームを閉じて、患者に送出される放射線量を低減することが好ましい。そのような線量が変調された螺旋は、[z_low, z_high]レンジ全体に渡って空間的に実質的に均一なサンプリングを行うためには、5つだけで十分である。更にこれらの5つの螺旋により、心位相は異なるものの、（z=0からz=120まで）利得体積全体に渡って延在する画像化データが得られる。この空間的に拡張された画像化データを用いて、例えば、胸壁など相対的に固定した画像化された特徴を用いて画像登録を行うことができる。

図3Eを参照すると、+Z方向に6回と-Ｚ方向に6回の12回の螺旋スキャンを用いて、ダイヤモンド形領域88上の高解像度画像化データと、利得体積全体に渡る低分解能とを得るために、双方向、つまり、往復する軸方向の周期が利用されている。各スキャンは40%〜100%の心位相レンジに広がっており、この場合も0%〜40%の心位相レンジ内ではX線ビームを閉じることにより線量を変調することが好ましい。図3Eの双方向画像化により、+Z方向スキャンと-Ｚ方向スキャンとの交差ポイントにおける冗長な投影画像化データが得られる。図の3Eの概して水平な破線は、取得された投影ビューから補間された適切な心臓状態の画像を示している。

図1を引き続き参照しながら図4を更に参照すると、2つの軸方向位置に位置するX線供給源を使用することにより、別の例示的な4次元コンピュータ断層撮影画像化の実施例での増加したスキャニング速度が得られる。図4の特定のアレンジメントの場合、軸方向つまりZ方向の方向に平行な線に沿って軸方向に間隔を置いた2つの供給源S1, S2から生じるX線ビームが使用される。X線供給源S1, S2は、複数の従来のX線管、複数陽極X線管の陽極、軸方向に延在する陽極上の軸方向に間隔を置いたX線生成位置などにすることができる。角度ビューイング・ビン毎に、供給源S1, S2の各々により生成されたX線ビームの投影データが収集される。

図4は、X線供給源S1とS2により作り出される投影データを同時に取得することによる、ガントリを360°だけ１回転させて取得された2回旋回する螺旋軌道を示している。供給源S1を使用して取得された螺旋部分は、太い実線の螺旋部分として示されており、供給源S2を使用して取得された螺旋部分は、太い点線の螺旋部分として示されている。

X線供給源S1, S2は、供給源が360°を1回転して被験者支持部16が移動する線形距離に対応する距離だけ、軸方向に間隔を置いている。したがって、ガントリが360°回転した後、供給源S1は利得体積46に対する供給源S2の初期位置に位置付けられ、供給源S1とS2を各々用いて取得された螺旋形の旋回が組み合わされると、利得体積46全体に広がる2回旋回する単一の螺旋が形成される。2つのX線供給源S1とS2を使用してデータが同時に取得されるので、ガントリが一回転すると、2回旋回する螺旋に対して2×360°=720°の投影データが得られる。

この2回旋回する螺旋は、ガントリが一回転する場合における720°の投影データに対応するので、取得レートが効果的に2倍となる。360°離れた追加的な供給源を加えることによって、協働する供給源を3個、4個という風に用いることにより、取得レートを同様に3倍、4倍などとすることができる。例えば、4つの供給源が360°間隔で間隔を置いている場合、ガントリが一回転すると、4×360°=1440°の角度データが取得される。

図4のアプローチでは、X線供給源とカウチとの間の相対的な機械運動が保持されるので、各スキャン後に供給源を速く引き返すことが困難となる。更に、螺旋を360°間隔で接合させた場合、各結合点に時間の不連続点があるので、イメージの再構成が幾らか複雑になってしまう。このことにより、組み合わされた螺旋の時間非対称性が不連続となってしまう。

図5Aと5Bを参照すると、電子的な一実施例の場合、X線供給源12には、回転94する軸方向、つまり、Ｚ方向に沿って位置合わせされた円筒状陽極92を含めることが好ましい。軸方向に延在させた他の陽極の構成を用いることもできる。１つ以上の電子加速器96₁, 96₂により、静電ビーム偏向器を通過する全体的にコリメートされた１つ以上の電子ビームが作り出される。このビーム偏向器には、電子加速器96₁, 96₂に各々結合された静電電極素子98, 100が含まれている。静電電極素子98, 100は、電子ビームを軸方向に選択的に偏向させる。静電ビーム偏向器の代わりに、電磁ビーム偏向器が使用可能である。

スイッチ／掃引電子制御器102は、幾つかの選択された電子ビーム軌道110, 112, 114, 116間を選択的にスイッチする。電子ビーム軌道110, 112, 114, 116の各々は、既定の軸方向場所で円筒状陽極92に当たって、軸方向に間隔を置いた幾つかの円錐形またはくさび形のX線ビーム120, 122, 124, 126の内1つを選択的に作り出す。スイッチ／掃引電子制御器102は、電子ビーム軌道110, 112, 114, 116を陽極全体の軸方向に追加的に掃引またはシフトする（図5Aと5Bでは水平な実線矢印により示されている）。この軸方向の掃引は、従来のコンピュータ断層撮影画像化で使用されている被験者支持部16の軸方向の運動の代わりとなる。この掃引は、双方向にする（つまり、往復させる）ことができる。これに代えて、（水平な実線矢印により示されている）一方向への掃引に続いて、引き返しが速く行われる（図5Aと5Bでは水平な点線矢印で示されている）。

回転94により、陽極92の表面全体に熱生成が分布する。水または別の冷却流体を用いて円筒状陽極92を積極的に冷やすことが好ましい。冷却流体を円筒状陽極92内に送出したり（この内部が冷却されるアレンジメントは中空である）、または中空の冷却剤の線、構造体、または近くに配置された他の覆いにより、円筒状陽極92に熱結合させる。例えば、冷却剤を受ける覆い128は、電子ビームが当たる側の反対側の陽極に隣接してはいるがこの陽極から変位された状態で配置され、円筒状陽極周りに部分的に延在している。電子ビーム110, 112, 114, 116は、陽極92の表面垂線に対して約45°の角度で円筒状陽極92に当たることが好ましい。ビーム110, 112, 114, 116で陽極92全体を掃引することにより、熱管理は更に高められる。

勿論、電子ビームのスポット・サイズ、円筒状陽極92の軸長などが限定された、4本よりも多いまたは少ないX線ビームを円筒状陽極92に沿って生成することもできる。くさび形のX線ビーム120, 122, 124, 126は、X線検出器20で重なり合わないような幅を持つ必要があるが、このことはビーム数を更に限定してしまう。X線管12は、スイッチ／掃引電子制御器102を選択的に構成することにより、数と軸方向間隔が異なるX線ビーム、および異なるビーム掃引レートを作り出せることが好ましい。好ましい一実施例の場合、円筒状陽極92の軸長は約15センチメートルで、これは、典型的な心臓の軸方向に円錐ビーム扇を加えた長さに対応する。

適切な例示的なアレンジメントの１つの場合、図5Aと図5Bに示す4つのX線ビーム120, 122, 124, 126が生成される。X線ビーム120, 122は、第一電子加速器96₁により生成される。X線ビーム124、126は、第二電子加速器96₂により生成される。X線ビーム120, 124は、図5Bに示すように共に生成される。コリメータ130は、X線ビーム120, 124を制限して検出器20で重なり合わないようにする。同様に、X線ビーム122, 126は、図5Bの幻像で示すように共に生成される。コリメータ130はX線ビーム122, 126を制限して、検出器20で重なり合わないようにする。したがって、X線管12はコリメータ130と協働してX線ビーム120, 124とX線ビーム122, 126を交互させて交互の投影ビューを得ることができるので、インターレースされた2つの螺旋に沿った投影データをガントリ回転時に取得することが可能となる。

図1、図5A、および図5Bを引き続き参照しながら、図6A、図6B、および図7を更に参照すると、X線管12により、2つの螺旋（つまり、螺旋Ｉと螺旋II）が得られている。図6Aと図6Bでは、利得領域46の前にある螺旋部分は実線により表されており、利得領域46の後ろを通る螺旋部分は破線により表されている。図6Aには、ガントリ18が0°と180°の間を回転するときのX線ビーム120, 122, 124, 126の軌道が示されている。図6Bには、ガントリ18が180°と360°の間を回転するときのX線ビーム120, 122, 124, 126の軌道が示されている。図6Aと図6Bには、陽極92、および陽極92上のX線ビーム120, 122, 124, 126の各々の放出開始位置が、薄い点線を用いた幻像で示されている（放出開始位置は、図6Aと図6Bの開いた円により示されている）。X線ビーム120, 122, 124, 126は、陽極92全体を共に掃引する。

図7は、（放出開始位置に対する）X線ビームの位置とガントリ角度位置との図表を示している。更に、ラベルが付された各ガントリ位置0°、90°、180°、270°、360°毎に、X線ビーム生成位置を有する陽極92の、利得体積46に対する位置を概略的に表したものが、ガントリの角度ラベルの下に示されている。

前の各実施例とは異なり、図6A、図6B、および図7の電子的な実施例では、画像化時に用被験者支持部16の線形運動は用いられない。そうではなく、ガントリ18の回転時に、X線を生成する電子ビーム経路110, 112, 114, 116を陽極92に沿って軸方向にスキャニングすることにより、螺旋形の供給源軌道が達成される。各電子ビーム経路110, 112, 114, 116は、（開いた円により示されている）放出開始位置から0°と180°の間を距離P/2だけ移動する。ここでPは、螺旋が360°完全に旋回した場合の軸長である。これに対応して、各X線ビーム120, 122, 124, 126は、最初の180°回転時に、軸長Pの螺旋の半旋回140に沿って移動する。X線ビーム120、124は、螺旋Iに対応する半旋回140を2つ作り出す。X線ビーム122, 126は、螺旋IIに対応する半旋回140を2つ作り出す。

第一角度ビュー内では、X線ビーム120, 124は、螺旋Ｉに対する投影データを生成するために適切なタイミング・シーケンスで動作しており、X線ビーム122, 126はオフになっている。次の隣接する角度ビュー内では、螺旋IIに対する投影データを生成するようにX線ビーム122, 126は動作しており、X線ビーム120, 124はオフになっている。図5Aで分かるように、このタイミングは、電子加速器96₁, 96₂とビーム偏向器98, 100との協働を利用して最適に実施されている。更に図5Bで分かるように、動作中のX線ビームが重なり合ってしまうことが、このタイミング・シーケンスによりなくなることは、コリメータ30により確実となる。

180°では、速い引き返し部分142によって、電子ビーム110, 112, 114, 116は、開いた円が示す放出開始位置に戻される。各電子ビーム110, 112, 114, 116は再び180°から360°の間の距離P/2を放出開始位置から移動し、これに対応して、各X線ビーム120, 122, 124, 126は、螺旋の第二の半旋回144に沿って移動して半旋回140と組み合わされて、旋回を完全に完了する。X線ビーム122, 126は、螺旋Iに対応する半旋回144を2つ作り出す。X線ビーム120, 124は、螺旋IIに対応する半旋回144を2つ作り出す。360°で、第二の速い引き返し部分146により、電子ビーム110, 112, 114, 116は放出開始位置に戻される。このプロセスは、画像化時にガントリが360°回転する毎に繰り返される。

この速い引き返しにより、異なるX線ビームにより生成された、螺旋部分の接合点における時間の不連続性が除去される。しかしながらオプションでオーバースキャンを幾度か行えば、結合点における円錐ビーム投影データのフェザリングが容易化される。

図6〜7に示すインターレースされた2つの螺旋Ｉ, IIを用いれば、ガントリを一回転させるだけで利得体積46の全体が走査される。T_rot/Mの利得体積46の画像表現物を取得する間のサンプリング間隔が低減される。ここでT_rotは、ガントリ18とX線供給源12が一回転するための時間であり、MはX線ビームの数である。したがって図6〜7のアレンジメントの場合、利得体積46のスキャン間の時間間隔はT_rot/4である。この結果、利得体積46の各画像表現物内の時間非対称性が低減される。

図5〜7を特に参照して説明した電子的な実施例のサンプリング・レートは、図2〜4の機械的な実施例を用いて達成されるサンプリング・レートよりもかなり高い。しかしながら螺旋Ｉと螺旋IIは各々、時間非対称性をある程度持つであろう。したがって、図5〜7の電子的な実施例を用いる場合には、式(3)と式(4)に与えられたボクセル取得時間平均値は、再構築された各画像のボクセル毎にボクセル時間プロセッサ66により算出されることが好ましい。ボクセル補間器68は、補間、曲線あてはめなどを適切に適用して、利得領域46内のボクセル毎に時間依存値を決定する。

各ボクセルは、ガントリが一回転する毎に2回（螺旋Ｉによる1回と螺旋IIによる1回）サンプリングされる。このことは、例えば回転レートが150回転／分の場合は、各ボクセルが200ミリセカンド毎にサンプリングされるということを意味する。心拍数が75拍／分の場合、心周期期間は800ミリ秒なので、各ボクセルは、心周期毎に4回サンプリングされる。

図8Aを参照すると、利得体積46の中心の円筒軸48上にあるボクセルのボクセル取得時間が示されている。X線ビーム120を用いて取得されたデータは、実線で示されており、X線ビーム122を用いて取得されたデータは長い点線で示されており、X線ビーム124を用いて取得されたデータは、短い点線で示されており、X線ビーム126を用いて取得されたデータは、破線で示されている。ガントリが150回転／分で回転する場合、図8Aの取得シーケンスでは、各ボクセルは200ミリセカンド毎にサンプリングされる。データ処理アプローチの1つの場合、ボクセル値は、薄い水平な破線により示されている100ミリセカンドずつ増加する時間で補間される。このことにより、心拍数が75拍／分の場合には、心周期毎に8個のサンプルが得られる。補間されたデータは4次元データ・セットを提供する。この4次元データ・セットからは、心臓の選択された状態または位相での、解剖学的部分を抽出することができる。

タイミングが、300 rpmの回転以外は図8Aに示すものと同じ場合、各ボクセルは100ミリセカンド毎にサンプリングされるので、増分を50ミリセカンドにして補間を行うことが可能となり、75心拍／分の場合、心周期につき16個の補間されたサンプルが得られる。心周期毎のサンプル数がこのように多いので、図8Aに例示する画像化はオプションで、心電計30を介した心拍ゲーティングなしで行われる。この方がむしろ、心周期の情報を直接抽出可能な補間された心位相分解能を得るのに十分な速さで、コンピュータ断層撮影画像が取得される。この直接的なアプローチは、心周期が心拍毎に急速に変動する非律動的な心臓を診断する場合には、特に有益である。

図8Bを参照すると、別の画像化セッションがシミュレートされている。これには、心拍ゲーティングと300 rpmのガントリ回転とを用いた図5〜7の電子的な実施例が利用されている。4つのX線ビーム120, 122, 124, 126は、例示的な図8Bの200ミリ秒辺りで、（例えば心収縮の終わりに）1つの位相に対して前方に二回掃引される。心拍数が約75拍／分の場合、4つのX線ビーム120, 122, 124, 126は、例示的な図8Bの600ミリ秒辺りで、対応する心拍静止期の位相に対して後方に二回掃引される。

図5Aと図5Bを再度参照すると、細長い円筒状陽極92を含むX線管12は、図6〜図8を参照して説明したようなスイッチされた／掃引するビームによる画像化モードに特に適している。しかしながら、図5Aと図5BのX線管12は、電子ビームを円筒状陽極92に沿ってスイッチングすることを省略することにより、従来の単一スポットのコンピュータ断層撮影を行うこともできる。したがって例えば、単一のスイッチングされていないX線ビームを作り出すように制御器102を構成することにより、図2に示す単一スポットの画像化軌道を図5のX線管12を使用して取得することが可能となる。しかしながら、このような単一ビーム・モードの場合、固定されたX線生成スポットで陽極92がかなり加熱してしまう場合がある。したがって、図2に示す単一スポットの画像化軌道の場合、従来のX線管が好ましいかも知れない。

同様に、図5のX線管12を使用すれば、単一電子ビームを陽極92全体の軸方向に掃引することにより、1回の螺旋スキャンでガントリを1回転以上させることが可能となる。したがって、被験者支持部16の線形運動がなくても、X線管12を使用して従来の螺旋円錐ビームによるコンピュータ断層撮影画像化を行うことが可能である。

4次元心臓画像化を行うための例示的な4次元の螺旋コンピュータ断層撮影画像化装置を示す。 X線管の周期的な相対軸方向の運動により生成されたインターレースされた3つの例示的な螺旋形軌道、および利得体積を示す。 均等間隔を置いたパーセンテージでの心位相間隔で始動された10個の螺旋を用いて取得された投影データ、およびこのデータから補間的に構築された10個の心位相画像表現物の、心位相と軸方向との位置マップを示す。 z=50で構築されたスライスが実質的に均一間隔を置いた心位相でサンプリングされるように、心臓レートの変動が補償されるように調整されたパーセンテージでの心位相間隔で始動された10個の螺旋を用いて取得された、投影データの心位相軸の位置マップを示す。 心拍数の変動を補償して、構築された70%での心位相が改善されるように調整された心臓パーセンテージ位相間隔で始められた10個の螺旋を用いて取得された、投影データの心位相と軸方向との位置マップを示す。 40%のパーセンテージでの心臓位相で各々始められた5つの螺旋を用いて取得された、投影データの心位相と軸方向との位置マップを示しており、軸方向の開始位置は、画像化を軸方向間隔 [z_low, z_high] に渡って70%の心位相で行うことを特に目標として選択されている。 40%のパーセンテージでの心位相で各々始められた12個の（双方向つまり往復する）螺旋を用いて取得された投影データの心位相と軸方向との位置マップを示す。 複数のX線管、複数の陽極を有するX線管、または軸方向に延在する陽極のX線管を用いて生成された例示的な螺旋軌道であって、360°離れて間隔を置いた2つのX線ビームにより作り出されたものを示す。 X線ビームを電子的に軸方向に掃引すること、および／または、軸方向に間隔を置いた複数のX線ビーム間で軸方向のスイッチングを行うための、X線管の好ましい一実施例を示す。 図5AのX線管により作り出された軸方向に間隔を置いた4つのX線ビーム用の、適切なX線ビーム・コリメーション・アレンジメントを示す。 ガントリの一回目の180°回転時に、X線ビームをスイッチングして図5Aと図5BのX線管の円筒状陽極の全体を軸方向に掃引させることを用いて取得された第一螺旋半旋回を示す。 図6Aでのガントリの一回目の180°回転に続く、ガントリの二回目の180°回転時に取得された第二螺旋半旋回を示す。 図6Aと図6Bの電子ビームの内の任意の電子ビーム用の陽極上のX線の位置を、このビームの初期位置に対して図表化したものであり、ラベルが付されたガントリ角度に対応する陽極と利得体積のアレンジメントが、ガントリ角度の各ラベルの下に略図的に例示されている。 図5〜7の電子的にスイッチング／掃引されるX線ビームの実施例を用いてサンプリングを行った場合の、投影データ取得時間と軸方向位置とのマップを示す。 図5〜7の電子的にスイッチング／掃引されるX線ビームの実施例を用いてサンプリングを軸方向に交互に行った場合の、投影データ取得時間と軸方向の位置とのマップを示す。

符号の説明

10…コンピュータ断層撮影画像化スキャナ
12… X線供給源
16…支持構造体
18…回転ガントリ
20…放射線検出器
46…利得体積
62…再構築プロセッサ
66…ボクセル時間プロセッサ
68…ボクセル補間器
92…円筒状陽極
96₁, 96₂…電子供給源
98, 100…電子ビーム偏向器
102…ビーム・スイッチング手段
120, 122, 124, 126…X線円錐ビーム

Claims (30)

1. 螺旋円錐ビームによるコンピュータ断層撮影画像化方法であって、
   複数の供給源の軌道螺旋を用いて、螺旋円錐ビームによるコンピュータ断層撮影投影データを利得体積に対して取得することと、
   前記取得された螺旋円錐ビームによるコンピュータ断層撮影投影データを螺旋毎に再構築して、対応する前記利得体積の時間非対称な体積画像表現物を生成することと、
   時間非対称な体積画像表現物毎に、ボクセル毎のボクセル取得時間を算出することと、
   前記複数の画像表現物内の前記ボクセルの値と、対応するボクセル取得時間とに基づいて、補間されたボクセル値をボクセル毎に算出することと、
   を含む、螺旋円錐ビームによるコンピュータ断層撮影画像化方法。
2. 前記時間非対称な体積画像表現物が時間的に重なり合う、請求項１に記載の画像化方法。
3. 少なくとも幾つかのボクセルのボクセル取得時間の間の時間間隔が、螺旋が取得される時間間隔よりも短い、請求項1と請求項2の何れかに記載の画像化方法。
4. 前記利得体積が、周期的な時間変動を経て、かつ供給源軌道螺旋の各々が、前記利得体積の前記周期的な時間変動の一周期期間よりも短い時間間隔に渡って前記利得体積に広がる、請求項1〜3の何れかに記載の画像化方法。
5. 前記の取得された螺旋円錐ビームによるコンピュータ断層撮影投影データを螺旋毎に再構築して、対応する前記利得体積の時間非対称な体積画像表現物を生成することが、
   前記ボクセルに対応する、時間的に切れ目のない投影データ・セットを、ボクセル毎に再構築することであって、前記時間的に切れ目のない投影データ・セットが、前記対応する供給源の軌道螺旋内の単一の切れ目のない取得時間間隔に渡って取得されたものであること、
   を含む、請求項1〜4の何れかに記載の画像化方法。
6. 前記の各時間非対称な体積画像表現物のボクセル毎に前記ボクセル取得時間を算出することが、前記ボクセル取得時間を、前記ボクセルに対応する前記切れ目のない取得時間間隔の時間平均として算出すること、を含む、請求項5に記載の画像化方法。
7. 前記の各時間非対称な各体積画像表現物のボクセル毎にボクセル取得時間を算出することが、
   前記ボクセルに関連付けられているPIラインを識別することと、
   前記PIラインに対応するPIライン時間間隔を決定することと、
   前記ボクセル取得時間を、前記PIライン時間間隔の統計的に特徴のある時間値として算出することと、
   含む、請求項5と請求項6の何れかに記載の画像化方法。
8. 前記の複数の供給源軌道螺旋を用いて、螺旋円錐ビームによるコンピュータ断層撮影投影データを利得体積に対して取得することが、
   隣接した螺旋旋回の間に、概して重なり合っていない投影ビューを螺旋毎に取得すること、
   を含む、請求項1〜7の何れかに記載の画像化方法。
9. 前記複数の供給源軌道螺旋の少なくとも幾つかの広がりが、前記利得体積の全体よりも小さい、請求項1〜8の何れかに記載の画像化方法。
10. 前記の、複数の供給源軌道螺旋を用いて螺旋円錐ビームによるコンピュータ断層撮影投影データを利得体積に対して取得することが、
    前記利得体積の周りに放射源を回転させることと、
    前記回転と同時に、前記利得体積と前記放射源とを周期的に相対軸方向に移動させることを含む、
    請求項1〜9の何れかに記載の画像化方法。
11. 前記の複数の供給源軌道螺旋を用いて螺旋円錐ビームによるコンピュータ断層撮影投影データを利得体積に対して取得することが、
    前記同時回転と前記相対軸方向の移動との間に、軸方向に間隔を置いた放射円錐ビームの供給源の複数の位置を用いて投影データを取得すること、
    を含む、請求項10に記載の画像化方法。
12. 前記の複数の供給源軌道螺旋を用いて螺旋円錐ビームによるコンピュータ断層撮影投影データを利得体積に対して取得することが、
    円錐ビーム放射源を前記利得体積の周りに回転させることと、
    前記回転と同時に前記放射源の軸方向に細長い陽極全体に渡って電子ビームを軸方向に掃引させ、前記電子ビームがX線円錐ビーム生成位置を前記陽極上に定め、前記回転と前記軸方向の掃引とが協働して前記供給源軌道螺旋を生成すること、
    を含む、請求項1〜9の何れかに記載の画像化方法。
13. 前記の、複数の供給源軌道螺旋を用いて、螺旋円錐ビームによるコンピュータ断層撮影投影データを利得体積に対して取得することが、
    前記軸方向の掃引を供給源軌道螺旋間に速く引き返すこと、
    を更に含む、請求項12に記載の画像化方法。
14. 前記軸方向の掃引が、
    少なくとも2つのX線円錐ビーム生成位置を、前記軸方向に細長い陽極全体に渡って軸方向に同時に掃引すること、
    を含む、請求項12と請求項13の何れかに記載の画像化方法。
15. 前記利得体積が、心臓領域を含み、かつ、
    前記の、複数の供給源軌道螺旋を用いて螺旋円錐ビームによるコンピュータ断層撮影投影データを前記利得体積に対して取得することが、選択された心位相の検出に基づいて各供給源軌道螺旋を起動することを含む、
    請求項1〜14の何れかに記載の画像化方法。
16. 前記起動させる選択された心位相が、螺旋毎に異なる、請求項15に記載の画像化方法。
17. 少なくとも2つの供給源軌道螺旋が、単一の心周期内で起動される、請求項15と請求項16の何れかに記載の画像化方法。
18. 前記利得体積が、周期的に時間的に変動する器官を含み、かつ補間されたボクセル値の前記算出が、
    前記時間非対称な体積画像表現物のボクセルであって、前記周期的に時間的に変動する器官の選択された状態に対応するボクセル取得時間を持つボクセルを補間すること、
    を含む、請求項1〜17の何れかに記載の画像化方法。
19. 補間されたボクセル値の前記算出が、
    前記複数の時間非対称な体積画像表現物内の前記ボクセルの値と、対応するボクセル取得時間とに基づいて、時間依存型のボクセル値をボクセル毎に算出すること、
    を含む、請求項1〜18の何れかに記載の画像化方法。
20. 螺旋円錐ビームによるコンピュータ断層撮影画像化を行うための装置であって、
    複数の供給源軌道螺旋を用いて、螺旋円錐ビームによるコンピュータ断層撮影投影データを利得体積に対して取得するための手段と、
    前記取得された螺旋円錐ビームによるコンピュータ断層撮影投影データを螺旋毎に再構築して、前記利得体積の対応する時間非対称な体積画像表現物を生成するための手段と、
    各時間非対称な画像表現物のボクセル毎にボクセル取得時間を算出するための手段と、
    前記複数の時間非対称な画像表現物内の前記ボクセルの値と、対応するボクセル取得時間とに基づいて、補間されたボクセル値をボクセル毎に算出するための手段と、
    を有する装置。
21. 前記利得体積が、前記心臓の少なくとも一部を含み、かつ複数の供給源軌道螺旋を用いて、螺旋円錐ビームによるコンピュータ断層撮影投影データを利得体積に対して取得するための前記手段が、前記供給源軌道螺旋を起動する心電計を含む、請求項20に記載の装置。
22. 補間されたボクセル値を算出するための前記手段が、
    前記時間非対称な体積画像表現物であって、その対応するボクセル取得時間が、選択された心位相と心臓運動の選択された状態との一方の発生に対応する前記時間非対称な体積画像表現物からボクセル値を選択するための手段と、
    前記選択されたボクセル値を組み合わせて、前記選択された心位相または前記心臓運動の選択された状態の画像表現物を生成するための手段と、
    を含む、請求項21に記載の装置。
23. 補間されたボクセル値をボクセル毎に演算するための前記手段が、
    前記複数の時間非対称な体積画像表現物内の前記ボクセルの値と、対応するボクセル取得時間とに基づいて、時間依存型のボクセル値を算出するための手段、
    を含む、請求項20〜22の何れかに記載の装置。
24. 螺旋円錐ビームによるコンピュータ断層撮影投影データを取得するための前記手段が、
    回転ガントリと、
    軸方向に拡張された陽極と、電子ビームを前記陽極に沿って軸方向に掃引させて、軸方向に掃引するX線円錐ビームを作り出す電子供給源と、を含む前記回転ガントリ上にアレンジされたX線供給源であって、前記軸方向の掃引が前記ガントリの回転と協働して前記供給源軌道螺旋を作り出すX線供給源と、
    前記利得体積を通過後の、前記X線供給源により作り出されたX線を検出するようにアレンジされた放射線検出器と、
    画像化される被験者を支持する支持構造体であって、この画像化される被験者の少なくとも一部が前記利得体積を定める、支持構造体と、
    を含む、請求項20〜23の何れかに記載の装置。
25. 前記掃引する電子ビームを前記陽極上の軸方向に間隔を置いた複数位置間でスイッチングして、軸方向に間隔を置いた複数の掃引するX線円錐ビームを作り出すビーム・スイッチング手段を更に含む、請求項24に記載の装置。
26. 螺旋円錐ビームによるコンピュータ断層撮影投影データを取得するための前記手段が、
    回転ガントリと、
    前記回転ガントリ上にアレンジされたX線供給源であって、前記回転ガントリと共に回転して、前記利得体積を通過するX線円錐ビームを作り出すX線供給源と、
    前記利得体積を通過後の、前記X線供給源により作り出されたX線を検出するようにアレンジされた放射線検出器と、
    画像化される被験者を支持するための支持構造体であって、画像化される被験者の少なくとも一部が前記利得体積を定める支持構造体と、
    前記支持構造体と前記X線円錐ビームを相対軸方向に移動させるための手段であって、前記軸方向の移動が前記ガントリの回転と協働して前記供給源軌道螺旋を作り出す手段と、
    を含む、請求項20〜23の何れかに記載の装置。
27. 螺旋円錐ビームによるコンピュータ断層撮影投影データを取得するための前記手段が、
    回転ガントリと、
    前記回転ガントリ上に配置されて、前記回転ガントリと共に回転するX線供給源であって、
    軸方向に方向付けられた円筒状陽極と、
    前記円筒状陽極に輻射して、利得体積を横断するX線ビームを作り出す電子供給源と、
    前記電子ビームを前記円筒状陽極に沿って軸方向に偏向させて、前記X線ビームを軸方向に掃引する電子ビーム偏向器であって、前記回転ガントリと協働して、前記X線ビームの螺旋軌道を前記利得体積の周りに作り出す電子ビーム偏向器と、
    を含むX線供給源と、
    前記利得体積を通過後の前記X線ビームを測定するようにアレンジされた放射線検出器と、
    を含む、請求項20〜23の何れかに記載の装置。
28. 前記電子ビーム偏向器が、前記陽極上の軸方向に間隔を置いた少なくとも2つの位置間で前記電子ビームをスイッチングさせ、
    前記軸方向に間隔を置いた少なくとも2つの位置が、
    前記利得体積の一部に各々が広がり、かつ前記利得体積に広がる螺旋軌道を協働して定めるようにアレンジされた少なくとも2つの螺旋軌道、
    を定めるように選択されている、
    請求項27に記載の装置。
29. 前記電子ビーム偏向器が、前記陽極上の軸方向に間隔を置いた少なくとも2つの位置間で前記電子ビームをスイッチングさせ、
    前記軸方向に間隔を置いた少なくとも2つの位置が、少なくとも2つのインターレースされた螺旋軌道を定めるように選択されている、
    請求項27に記載の装置。
30. その円筒軸が軸方向に方向付けられた円筒状陽極と、
    概して前記円筒状陽極の方向に向けられる電子ビームを作り出す電子供給源であって、前記円筒状陽極と相互作用してX線を作り出す電子供給源と、
    前記電子ビームを前記円筒状陽極全体に渡って軸方向に掃引する電子ビーム偏向器と、
    を有するX線管。