JP2011136219A - コンピュータ断層撮影システムおよび方法 - Google Patents

コンピュータ断層撮影システムおよび方法 Download PDF

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Abstract

【課題】本発明の目的は、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）の時間的解像度を改善する方法およびシステムを提供することである。
【解決手段】本発明は、コンピュータ断層撮影方法であって、被検体をＸ線で螺旋状に走査し、被検体の画像に対応するデータを収集し、同時に得られたデータの一部を処理し、データ収集タイミングの関数として前記処理したデータを重み付けし、重み付けしたデータに基づいて被検体の前記画像を再構成する。
【選択図】 図７

Description

本発明は、ヘリカル（螺旋形）のコンピュータ断層撮影スキャンに係り、特に改善された時間的解像度を有するヘリカル・コンピュータ断層撮影スキャンに関する。なお、時間的解像度は、患者から特別な信号を得る必要がないマルチスライス・ヘリカル・スキャンの画像再構成アルゴリズムを使用することによって、各々のスライス・イメージにおいて、改善可能である。
ヘリカル・コンピュータ断層撮影（ＣＴ）スキャンは、例えば、米国特許第４，６３０，２０２号に記載されている。ヘリカルＣＴスキャンは、米国特許第４，９６５，７２６号において開示されるように、マルチスライス位置でデータを収集するマルチロウ検出器アレイを取り入れることができる。マルチスライス・ヘリカルＣＴは、そのようなアレイを使用する。これによって、長手方向の空間解像度を改善し、走査長さを延長し、さらに走査時間を短縮することが可能となる。その結果、時間的解像度とコントラスト解像度の両方が大量に改善される。ヘリカル・スキャンが同じ量に対して繰り返される場合、量の時間的変化を観測することが可能である。
多様な画像再構成アルゴリズムが、マルチスライス・ヘリカルＣＴ、例えば「Algorithm for Image Reconstruction in Multi-Slice Helical CT，Taguchi et al.，Med．Phys．２５：５５０-５６１(１９９８)」などで使用される。このアルゴリズムは、(１)ヘリカルピッチの慎重な選択が要求される最適化されたサンプリング・スキャン、（２)長手方向に関するヘリカル・フィルタ内挿補間（ＨＦＩ）、および(３)扇形ビームフィルタバックプロジェクションによる再構成（通常の扇形ビーム再構成技術は、第３の工程において、適用可能である）の３つの部分からなる走査技術を含んでいる。ＨＦＩは、１８０°、または、３６０°分離された、いずれかのデータ（すなわち線形内挿（または外挿）中の異なる時間に得られるデータ）を使用して、スライス位置でのデータを得るために長手方向のフィルタを使用する。
中心光線での長手方向のデータサンプリングパターンは、そのようなヘリカル・ピッチではまばらとなり、追加の技術がなければ画像の品位を劣化させてしまうため、最適化されたサンプリング走査において、一部の特定のヘリカル・ピッチ（すなわち偶数の整数）は、避けなければならない。
ヘリカル内挿（ＨＦＩ）は、以下の２つの工程からなる。１）フィルタ幅内の位置で複数のリサンプリングデータを得るために、２点線形内挿（または外挿）を繰り返す、２）リサンプリングデータをフィルタする。したがって、フィルタ幅がゼロに等しいとき、データサンプリング位置によって、ＨＦＩは内挿または外挿となる。フィルタ幅は、長手領域と実効的なスライス厚との比率として定義される。
マルチスライス・ヘリカルＣＴを用いて心臓の撮像を行なって、実際的な時間的解像度を改良する特別な方法が開発されたが、欠点がいくつかある。例えば、同じ心臓位相に対するデータを再分類するためにＥＫＧ信号（心電図）を必要とし、周期的に動く被検体にのみ適用可能である。
平行ビーム形状において、画像再構成のために必要な最小角度は、１８０°である。扇形ビーム形状においては、１８０°＋扇形角度を走査する投影データが、そのようなデータを含む。しかしながら、一部の投影は投影データにおいて２度計測され、追加の処理がなければアーチファクトを発生させてしまう場合がある。そのような冗長の影響を除去し、データ打切りを避けるために、扇形ビーム画像再構成の前に投影データ組に平滑化重み付けが行なわれる。ハーフスキャン（ＨＳ)と呼ばれるこのアルゴリズムは、Computed Tomography Scanning with Simultaneous Patient Translation，C．Crawford等、Med．Phys．，１７：９６７-９８２(１９９０)中に説明されているように、ＣＴ画像の時間的解像度を改善するために使用されてきた。
その他、Computed Tomography Scanning with Simultaneous Patient Translation，C．Crawford等、Med．Phys．，１７：９６７-９８２(１９９０)に記載されているアンダー・スキャニング（ＵＳ)およびHigh Temporal Resolution Reconstruction for Reducing Motion Artifact Causedby Cardiac Motion，Shenetal，Jap．JofRad．Tech．，５４(１１)：１２８７-１２９４(１９９８)に記載の高時間的解像度再構成（ＨＴＲＲ)という方法が使用されてきた。ＨＳ、ＵＳおよびＨＴＲＲの中の違いは、図１に示すように、単に重み付け関数である。修正ＵＳと呼ばれる他の方法は、捕捉タイミングを考慮した「直接」データ(direct data)と、「対向」データとの間の重み付け技術を指す。それを図２に示す。
汎用ＣＴの電子ビームＣＴ（ＥＢＣＴ）およびＥＫＧゲート制御再構成という他の技術は、時間的解像度を改善するために使用される。ＥＢＣＴは、最短走査時間０．０５秒で最良の時間的解像度を実現する。しかし、ＥＢＣＴは、不十分な長手方向の空間的解像度、システム・コストおよび限られたＸ線露光という欠点を有している。このように、マルチスライス・ヘリカルＣＴを用いた心臓の撮像は、そのような問題がなく、心臓撮像において有効となる可能性がある。
最近、心臓の周期的位相にしたがってヘリカル・データを分類する、小ヘリカル・ピッチを用いたＥＫＧゲート制御再構成法が汎用ＣＴのために開発され、より良い時間的解像度を得ることにおいての可能性を示した。この方法において、ヘリカル・マルチスライス・ピッチが１．０の場合、ＦＷＴＭでまたはＦＷＴＡで０．０６秒が達成可能である。これらの専用の心臓再構成法の最も大きい利点は、全心臓周期の間の動的体積心臓撮像が可能なことである。空間的解像度および画像ノイズは、それらの心臓位相が一致した場合にのみ、１８０°または３６０°分離されたデータを使用して改善可能である。この方法の２つの最も大きな問題は、ヘリカルピッチが小さい場合に高線量検査となる場合があり、コントラスト因子の調査の際に問題が発生する可能性がある。それらが同じ心臓位相であるが異なる時間に得られたデータを使用するため、コントラスト濃度など、心臓の運動以外の変化が画像の品位を劣化させる場合がある。
上述のような方法で得た個々の画像の時間的解像度は、心臓および隣接した肺の気管などの高速運動を行なう器官には不十分である。ヘリカルＣＴおよびマルチスライス・ヘリカルＣＴにおいて、より良い時間的解像度が必要である。
米国特許第４，６３０，２０２号明細書 米国特許第４，９６５，７２６号明細書
Algorithm for Image Reconstruction in Multi-Slice Helical CT，Taguchi et al.，Med．Phys．２５：５５０-５６１(１９９８) Computed Tomography Scanning with Simultaneous Patient Translation，C．Crawford等、Med．Phys．，１７：９６７-９８２(１９９０) Computed Tomography Scanning with Simultaneous Patient Translation，C．Crawford等、Med．Phys．，１７：９６７-９８２(１９９０)に記載されているアンダー・スキャニング（ＵＳ) High Temporal Resolution Reconstruction for Reducing Motion Artifact Causedby Cardiac Motion，Shenetal，Jap．JofRad．Tech．，５４(１１)：１２８７-１２９４(１９９８)
本発明の目的は、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）の時間的解像度を改善する方法およびシステムを提供することである。
本発明は、コンピュータ断層撮影方法であって、被検体をＸ線で螺旋状に走査し、前記被検体の画像に対応するデータを収集し、同時に得られた前記データの一部を処理し、データ収集タイミングの関数として前記処理したデータを重み付けし、前記重み付けしたデータに基づいて前記被検体の前記画像を再構成することを特徴とする。
さらに、本発明は、前記同時に得られた前記データの一部のみを処理することを特徴とする。
さらに、本発明は、前記データを複数の組に分け、このデータの組数を加重平均処理により減らすことを特徴とする。
さらに、本発明は、前記データの処理において、線形内挿と外挿の少なくとも１つを使用することを含む。
さらに、本発明は、前記データの処理において、非線形内挿と外挿の少なくとも一つを使用することを含む。
さらに、本発明は、前記処理データに対応する対向データを得、前記データ収集タイミングに基づいて前記処理データおよび前記対向データを重み付け加算し、前記重み付け加算したデータに基づいて前記画像を再構成する。
さらに、本発明は、前記処理データの重み付けを時間的に変位する。
さらに、本発明は、前記重み付けは、γｍ が最大チャネル角度である場合、π+２γｍ の範囲を除くゼロの値を有する重み付け関数を使用する。
さらに、本発明は、前記関数は、
βｎｅｗ ＝β−βｃ ＋（（π＋２γｍ ）／２）
βｎｅｗ ＝β−βｃ ＋π
とのいずれか一方を含む。
さらに、本発明は、前記被検体から得た信号に基づいて前記画像を再構成するタイミングを変位する。
さらに、本発明は、前記被検体から得た信号に基づいて前記Ｘ線の発生を制御する。
さらに、本発明は、重み付けは、２πの範囲を除くゼロの値を有する重み付け関数を使用する。
さらに、本発明は、心臓画像に対応するデータを収集し、前記被検体からＥＫＧ信号を測定し、前記ＥＫＧ信号に基づいて前記画像を再構成するタイミングを変位する。
さらに、本発明は、前記被検体の心拡張位相にほぼ対応するデータを収集する。
さらに、本発明は、複数個の列のうち選択された列のデータを処理する。
さらに、本発明は、複数個の列に対してデータを同時に収集し、各部分に対して再構成されるスライスの部分に最も近い列からデータを選択し、前記処理データを生成するために、前記部分のそれぞれに対応する前記データを処理する。
さらに、本発明は、各部分に対して再構成されるスライスの部分に最も近い列のうちの２つからデータを選択する。
さらに、本発明は、前記データを内挿補間し、前記内挿データを重み付けする。
さらに、本発明は、前記データから内挿および外挿の少なくとも一方の補間を行なう。
さらに、本発明は、補間データを得るために、前記データをフィルタし、重み付けは、前記補間データを重み付けする。
本発明は、Ｘ線源と、前記Ｘ線源から照射され被検体を透過したＸ線を検出するための検出器と、前記検出器により検出されたデータを処理する処理回路と、前記処理回路で処理されたデータにデータ収集タイミングに応じて重み付けをする重み付け回路と、前記重み付けされたデータに基づいて画像を再構成する再構成回路とを具備することを特徴とする。
さらに、本発明は、前記Ｘ線源を前記被検体から見て螺旋状に移動する機構を更に備える。
さらに、本発明は、前記処理回路は、非線型内挿回路および外挿回路のうちの少なくとも一方を含む。
さらに、本発明は、前記処理回路は、線型内挿回路および外挿回路のうちの少なくとも一方を含む。
さらに、本発明は、前記処理回路は、フィルタ回路を含む。
さらに、本発明は、前記重み付け回路は、重み付け関数を時間変位させる手段を有する。
さらに、本発明は、前記重み付け回路は、重み付け関数を選択的に時間変位させる手段を含む。
さらに、本発明は、前記被検体の生体信号を獲得する手段を含む。
さらに、本発明は、前記生体信号を使用して前記被検体によって受けられた線量を減らす手段を含む。
さらに、本発明は、前記生体信号を使用して前記Ｘ線源による照射を選択的に制御する手段を含む。
さらに、本発明は、前記Ｘ線源によって射出された照射を視準するように配置された視準装置を含む。
さらに、本発明は、重み付け関数を自動的に時間変位させる手段を含む。
さらに、本発明は、前記被検体の心電波形に従って前記重み付け関数を時間変位させる。
さらに、本発明は、前記検出器は、被検体のスライス方向に沿って複数の検出カラムを含み、複数の検出素子列は同時にＸ線を検出する。
本発明は、Ｘ線ビーム発生源と、前記Ｘ線ビーム発生源から被検体を介して到達するＸ線を検出するための複数の検出素子がチャンネル方向及びスライス方向に配列されてなる２次元検出器とを有するガントリと、前記被検体を載置する寝台と、前記寝台と前記ガントリとの少なくとも一方を移動する移動ユニットと、前記２次元検出器に接続され、前記２次元検出器によって検出されたＸ線のデータを収集するデータ収集ユニットと、前記データ収集ユニットに接続され、前記収集されたデータから、スライス位置が同じであるが時間が異なる複数の断層画像を再構成する断層画像再構成ユニットとを具備することを特徴とする。
本発明は、Ｘ線ビーム発生源と、前記Ｘ線ビーム発生源から被検体を介して到達するＸ線を検出するための複数の検出素子がチャンネル方向及びスライス方向に配列されてなる２次元検出器とを有するガントリと、前記被検体を載置する寝台と、前記寝台と前記ガントリとの少なくとも一方を移動する移動ユニットと、前記２次元検出器に接続され、前記２次元検出器によって検出されたＸ線のデータを収集するデータ収集ユニットと、前記データ収集ユニットに接続され、前記データ収集ユニットによって収集されたデータを重み付けする重み付け回路とを具備し、前記重み付け回路は、スライス方向の少なくとも一部に対応するデータに対して異なる重み付け関数を適用することを特徴とする。
従来の重み付け関数を示す図。 従来において、修正されたアンダースキャン技術のための重み付けを示す図。 本発明の実施形態によるシステム構成図。 図３のガントリの斜視図。 本実施形態において、マルチスライス検出器を示す図。 図３の処理ユニット及び処理回路の構成を示すブロック図。 本実施形態によるデータの修正ＨＦＩ処理と重み付けとを示す図。 本実施形態によるチャネル倍増を示す図。 本実施形態において、時間変位を示す図。 本実施形態によるＥＫＧゲート制御を用いた画像の再構成を図示する流れ図。 本実施形態による画像再構成を示す図。 本実施形態による選択的タイミングを用いた画像再構成を示す図。 図１２の方法の流れ図。 本発明を評価する際に使用される人体模型を示す図。 本実施形態において、時間的な感度プロファイルを示す図。 運動する人体模型の図。 図１６の人体模型の運動を示す図。 本実施形態において、時間的な感度プロファイルを示す図。 本実施形態において、ＦＷＨＭおよびＦＷＴＭに対するヘリカル・ピッチをそれぞれ有する時間的解像度の変化を示す図。 本実施形態において、部分感度プロファイルを示す図。 本実施形態において、毎秒６０周期でのシミュレーション模型画像を示す中間調画像。 本実施形態において、毎秒９０周期でのシミュレーション模型画像を示す中間調画像。 本実施形態において、ＨＦＩ、ＨＨＳおよびＨＨＳさらにＴＳを使用して生成された心臓部画像を示す中間調画像。 本実施形態において、ＨＦＩ、ＨＨＳおよびＨＨＳさらにＴＳを使用して生成された胸部画像を示す中間調画像。 本実施形態において、ＨＦＩおよびＨＨＳを使用して生成された脈管画像を示す中間調画像。 本実施形態において、患者線量を減らすための視準線を示す図。 本実施形態によるＥＫＧゲート制御を示す流れ図。 本実施形態による体積再構成を示す図。
以下、図面を参照して本発明による装置を好ましい実施形態により説明する。
本発明は、マルチスライス・ヘリカルＣＴに適用可能である。ここでは、その代表例として、４スライス・ヘリカルＣＴとして説明する。また、スライス厚は、等角点（回転軸）で計測されるステップ・アンド・シュート（天板の断続的な移動と同期した断続的なＸ線撮影）での走査中の各スライス画像の有効スライス厚として定義される。ヘリカル・スキャンの場合の幾何学的スライス厚は、シングルスライスＣＴスキャナの場合の再構成画像の有効スライス厚とは異なり、再構成アルゴリズムおよびパラメータの選択に応じて決まる。この適用において、ヘリカル・スライス・ピッチ（Ｐ）は、スライス厚に対する、１回転あたりの寝台移動量の比率として定義される。
図３に本実施形態によるコンピュータ断層撮影システムを示し、図４に図３のガントリの斜視図を示し、図５に図３の２次元配列型検出器の斜視図である。ガントリ１は、Ｘ線をほぼ円錐形で照射するＸ線源３と、２次元に配列された複数個の検出素子５Ａ、すなわち複数個の検出素子５Ａの１次元配列が複数並列された２次元配列型Ｘ線検出器５とを収容する。図５では、複数個の検出素子５Ａの１次元配列が４列あり、それらが並列されていることを示している。
Ｘ線源３および２次元配列型Ｘ線検出器５は、寝台６の天板に載置されている被検体を挟んで互いに対向するように、回転リング２上に搭載される。２次元配列型Ｘ線検出器５は、回転リング２上に取付けられる。通常、各検出素子５Ａは、１つのチャネルに対応している。Ｘ線源３からのＸ線は、Ｘ線フィルタ４を介して被検体に照射される。被検体を通過したＸ線は、２次元配列型Ｘ線検出器５によって、電気信号として検出される。
Ｘ線制御装置８は、高電圧発生器７にトリガ信号を供給する。高電圧発生器７は、トリガ信号が受信されるタイミングで高電圧をＸ線源３に印加する。これによって、Ｘ線がＸ線源３から放射される。ガントリ/寝台制御装置９は、ガントリ１の回転リング２の回転と寝台６の天板の移動とを同期をとって制御する。システム制御装置１０は、システム全体の制御中枢を構成し、被検体から見て、Ｘ線源３が、螺旋（ヘリカル）の軌道を描いて、いわゆるヘリカル・スキャンを実行するようにＸ線制御装置８およびガントリ/寝台制御装置９を制御する。具体的には、回転リング２は一定角速度で連続的に回転させられ、天板が一定速度で移動させられ、Ｘ線はＸ線源３から一定角間隔で断続的に又は連続的に照射される。
２次元配列型Ｘ線検出器５の出力信号は、各チャネルごとにデータ収集ユニット１１によって増幅され、投影データを生成するためにデジタル信号に変換される。データ収集装置１１から出力される投影データは、信号処理ユニット１２に供給される。信号処理ユニット１２はその投影データを使用して画像を再構成する。３次元画像データまたはユニット１２によって生成された断層撮影画像データは、表示装置１４に送られ、そこで３次元画像として、または断層撮影画像として可視的に表示される。
図６（ａ）に処理ユニット１２の構成を示す。信号処理ユニット１２は、投影データの全ての必要な内挿または外挿補間を実行する処理回路２０を有する。データは、典型的には、長手方向に沿って補間される。処理回路２０のより詳細な図を、図６（ｂ）に示す。データは、入力端子２６を介して入力され、その後、必要に応じて、回路２３、２４および２５により、フィルタ、内挿補間または外挿補間される。処理データは、出力端子２７を介して出力される。
重み付け回路２１は、処理回路２０中で処理されるデータを決定して重み付けを行なう。再構成回路２２は、重み付けされたデータを使用して画像を再構成する。回路の動作は、本発明による方法の説明と関連して後述する。
図３のシステムの構成要素は、プログラムされたコンピュータとして実装されることが可能である。特に、システム制御装置１０および処理ユニット１２は個別のコンピュータであってもよく、または、２つの素子の機能は単一のコンピュータ上に搭載されてもよい。また、本発明はソフトウェアの形で実現可能であり、コンピュータ・プログラム製品を生成する光ディスクの磁気など、記録可能媒体上に格納されることが好ましい。
ＨＨＳ（ヘリカルハーフスキャン）と呼ばれる、本発明による第１の再構成方法をここで説明する。第１に、修正内挿補間（修正ＨＦＩ）が投影データに対して施され、その後、その補間された投影データが重み付けされ、その重み付けされたデータに基づいて再構成が実行される。
図７において、修正ＨＦＩ方法では、３０で示すスライス位置ｚｓ に対するデータの長手方向のフィルタにより、同時に収集された投影データどうしで補間が行われる。この補間は、内挿（線形または非線形）および／または外挿が使用される。なお、図７において、スライス位置は、実線で示す。斜めの太い黒線３１は、スライス画像を再構成するために必要な一揃いのデータを得るために、内挿および／または外挿中で使用される実際に収集された投影データ（直接データ（実データ））を示している。
ｚ方向の内挿補間を決定するための（１）式を以下に示す。なお、“Direct”は、仮想データ（対向データ）ではなく、実際に収集された投影データ（直接データ（実データ））を表し、“Data For Slice”は、実データから生成された補間データを表している。
Figure 2011136219
ただし、ｚｉ は第ｉ番目のビューでのＸ線源の位置である。
ｚｊ およびｚｋ は、ｖ番目のビュー、ビュー角度βおよびチャネル角度γで得られたヘリカルスライス位置に最も近いデータおよび次に最も近いデータのサンプリング位置をそれぞれ示している。
βｉ は、第ｉ番目のビューでのビュー角度である。
ｐは、ヘリカル・スライス・ピッチである。
ｎｖは、Ｘ線源の１回転あたりのビューの数である。
ｋｖは、内挿/外挿/フィルタが可能な範囲である。
同時に収集されたデータとは、同時に撮像され、検出されたデータを意味する。この例では、４列分のデータが同時に収集されて、図７の第１〜第４の列として示される。スライスは、この例では、スライス位置に２つの最も近い列において同時に得られるデータから内挿および/または外挿される。例えば、図７において、第１および第２の列は、第１の回転の後半のデータを内挿および/または外挿補間するために用いられる。第２の回転の前半のデータが第２列、第３列及び第４列のデータから内挿および/または外挿補間により得られる。同様にして、時間（Ｘ線源角度）ごとに、４列のうちスライス位置に最も近い２つの列のデータが選択される。なお、この方法において、１８０°まで到達したデータ、または異なる回転のデータのいずれも使用されない。
次に、補間データは、データ収集時間に基づいて重み付けされる。重み付け曲線３２を図７に示している。ただし、ステップ・アンド・シュートのＨＳのための重み付け関数と、ＵＳのための重み付け関数とのいずれも適用可能である。それらの２つの重み付け関数を、（２）式および（３）式として以下に示す。
Figure 2011136219
満足させる重みω（β，γ）が適用される（これらの式は、参考として本文献に引用されるCrawford等のAppendixCに示される）。
Figure 2011136219
以下の重み付けが、適用可能である（これらの式は、参考として本文献に引用されるCrawford等のAppendixBに示される）。
ω（β，γ）＋ω（β＋π＋２γ，−γ）＝２
仮想データ（対向データ）が生成される場合、以下の（４）式に示すような任意の重み付け関数が適用可能である：
Figure 2011136219
ただし、“Data For Slice Complementary”は、“Data For Slice”をビュー角再定義により得られる対向データを表し、“Data For Recon”は、画像再構成に必要な一揃いの投影データを表している。重み付けのこの方法はより簡単に実行することも可能であるが、計算上、高価となる場合がある。
次に、この方法は、共通の扇形ビーム再構成の工程を含んでいる。また、扇形から平行への回帰（rebinning）後、平行ビーム再構成を行なうなどの他のアプローチも適用可能である。計算の数を減らすために、重み付け関数値がゼロでない範囲のみが、第１の工程でのヘリカル解析中に算出可能である。
図８は、上述の実施形態に任意で適用可能であるチャネル倍増を図示したものである。対向データのサンプリング位置は、サンプリングピッチの半分だけ直接データのサンプリング位置からｘ−ｙ面においてずらされる。対向データのＸ線経路が直接データ（実際に測定した投影データ（実データ））から変位されるため、軸平面の空間的解像度は増加可能である。チャネルの数を同数に維持し、軸平面のデータのサンプリングピッチ（チャネル方向）を減らすことによって、同様の結果（対象が十分に小さい場合、空間的解像度を向上する）が得られる。そのスライスに対するデータは、以下の（５）式で与えられる。
Figure 2011136219
チャネル倍増は、対向データの重み付けの有無にかかわらず上記の実施形態に適用されることが可能である。換言すれば、対向データを重み付けしない（例えば、（２）式または（３）式を使用）場合、（５）式が適用され、対向データが重み付けされる場合、（５）式は、（４）式が適用される前に実行される。
第２の例では、画像は同じ天板位置であるが異なるタイミングで再構成される。また、本実施形態は、上記の実施形態に関して説明されたものに任意に適用可能であり、上記の実施形態はチャネル倍増を含む。本実施形態である「タイミング・シフト」（ＴＳ）技術は、図９（ａ）および図９（ｂ）に示すように、時間的軸に沿って重み付け関数をずらす。ずらす時間量は、特定の適用の要求または必要とされる再構成画像の品位により決定される。例えば、再構成画像品位を向上させるためには、短い時間をずらせばよいが、計算の費用が増加する。再構成された画像の通常形状のみが必要な場合は、長い（または最大の）時間をずらすことも可能である。
ここで、ｔc およびｔ０ （ｚs ）は、それぞれ、その領域の中心と、Ｘ線焦点がスライス面（ｚ＝ｚs ）全体を通過する時間とに対応する。標準のデータ範囲は、ｔc ＝ｔ０ （ｚs ）の場合に定義される。ｔ０ （ｚs ）から変位されたタイミングと、変位されたタイミングの最大とは、それぞれ、ｔs およびｔsmとして定義される。ｔs またはＰの大絶対値のいずれも大幅な外挿の場合に画質の劣化を招き、ｔsmは、図９（ａ）に示すようなスライス厚の半分内で外挿補間を使用することに制限される場合がある。以下に挙げる（６）式は、様々なＰにおけるｔsmと再構成アルゴリズムを与える。
Figure 2011136219
ただし、ｋ＝０の場合、半スライス厚内の最も近接したものの外挿補間
ｋ＝１の場合、内挿補間のみ
ｋ＝１＋ｆｗの場合、フィルタ幅がｆｗの場合のｚフィルタリング
上記の通りに各スライスを再構成することは、自動心臓体積測定再構成を実現するための技術と関連して使用されることが可能である。ヘリカル（螺旋形）データが得られるとき、ＥＫＧ信号は保存される。各スライスに対する中心タイミング（ｔc ）は、（１）心収縮位相を避けるため、および／または(２)最少のテーパー角度によって、得られたデータ範囲を選ぶように調整される。これを、図１０および図１１に図示する。
図１０の方法で、工程４０においてｚはｚ０ に設定され、工程４１において中心タイミングＴc はＴ０ (ｚ）として算出される。その後における、工程４２において、ｔc がＥＫＧ信号の許容範囲にあるか、すなわち、拡張位相にあるか否かが決定される。そうである場合は、工程４６へ進み、画像がｔc の場合のｚで再構成される。そうでない場合、工程４３へ進み、ｔcmおよびｔcPが算出される。工程４４において、ｔcmまたはｔcPがＥＫＧ信号中の許容範囲（拡張位相）にあるか否かが決定される。そうである場合、tcはtcmからtcPの範囲に設定され（工程４５）、画像はtcの場合のzで再構成される。工程４４において、そうでない場合には、ｔcmおよびｔcPは再度算出され、ｔcmまたはｔcPが許容範囲にあるか否かが再度調べられる。
工程４７において、処理が終了したか否か決定される。そうである場合、工程４８において処理は終端し、そうでない場合、ｚはｄｚだけインクリメントされ（工程４９）、この処理は工程４１に戻って、ｚの新しい値でｔc が再計算される。図１１は、拡張位相において得られるデータを使用して再構成された画像を示すものである。図１１において、参照番号５０は最少のテーパー角度を有する再構成スライスを示し、５１は内挿のみを使用して再構成されたスライスを示し、５２は、内挿および／または外挿を使用して再構成されたスライスを示す。
また、全てのスライスがｔc がｔ０ （Ｚｓ ）に等しい場合に再構成される方法を最初に実行し、操作者がどのスライスをとるかを示すと、画像は異なるタイミングで再構成される。これを、図１２に図示する。参照番号６０は拡張位相においてとられるデータを示し、参照番号６１は内挿だけを使用して再構成されたスライスを示す。
この方法の流れ図を、図１３に示す。工程７０において、全ての画像は、ｔc ＝ｔ０ （Ｚｓ ）で再構成される。ｔcmおよびｔcPは、工程７１のようにして計算され、工程７２において、ｚにタイミング変位があるか否か決定される。変位がない場合、この方法は工程７９で終わる。工程７２において「はい」の場合、ｔcmおよびｔcPは再計算される（工程７３）、全ての画像はｔc ＝ｔcmおよびｔcPのｚで再構成される（工程７４)。ｚでの画像のうちのいずれかを選択した表示があるか否かについて、別の確認が行なわれる（工程９５)。表示がある場合、工程７６において、ｚでの画像は選択画像として選択され、工程７２へ戻る。工程７５において、表示がない場合、ｔcmおよびｔcPは再度計算され（工程７７）、画像は工程７８において、ｔcmおよびｔcPの新しい値で再構成される。工程７８は、その後、工程７５へ戻る。
実例
本発明による方法の実例について説明する。方法の物理的な評価は、時間および空間の（ｚ）解像度、画像ノイズ、および運動する模型の平面上画像の正確度を評価するために、コンピューター・シミュレーションを使用して実行された。実行され、比較される方法は、ＴＳを使用するＨＨＳおよびＴＳを使用しないＨＨＳ、マルチスライスＣＴに対するＨＦＩ、および単一スライスＣＴに対する１８０ＬＩであった。形状およびＸ線管回転時間は、０．５秒で９００の投影で全３６０°走査を実現する４-スライス・ヘリカルＣＴスキャナ（Aquilion;日本、東京、ToshibaMedicalSystemsCompany）のものと同一であった。
時間的および空間的（z）解像度および画像ノイズは、ＨＨＳおよびＨＦＩに対するヘリカルピッチおよびフィルタ幅を変化させて評価された。他の評価において、ヘリカル・マルチスライス・ピッチは、後述するように、それぞれ、マルチスライスＣＴに対して２．５で固定され、単一スライスＣＴに対して１．０に固定された。公称スライス厚は、空間的解像度に対して２．０ｍｍで、運動する人体模型に対して１．０であった。
最初に、時間的解像度は、図１４で示す５つの円筒人体模型を使用することを決定することにより評価された。
５つの円筒ディスクは、直径２０ｍｍ、高さは無限で、１０００ＨＵのコントラストを有する。時間的感度プロファイル（ＴＳＰ）が計測され、５円筒人体模型に対して９つの投影（０．００５秒に相当する）、０．１ｍｍの再構成増分、２．５〜８．０のヘリカル・マルチスライス・ピッチ、０．０および１．０のフィルタ幅というパラメータを使用した。部分感度プロファイル（ＴＳＰ）の測定されたＦＷＨＭおよびＦＷＴＭは、軸状ＣＴ（０．５秒）のものに正規化された。
ＴＳＰを用いて時間的解像度を評価することについて説明する。極めて短い時間（０．００５秒）に対応するいくつかの連続投影以外全てゼロである入力投影データは、時間軸に沿ったインパルス信号とみなされることが可能である。いくつかの投影は、空間的解像度の影響を除去するために十分長くて厚い、ｚ軸に平行な円筒人体模型並列を使用して得られる。軸画像のＴＳＰの空間的依存関係を評価するために、異なるｘｙ位置でいくつかの円筒を有する人体模型が使用される（上述の通り）。
画像は、短い時間（好ましくは約０．０３秒未満）に対応するz-増分により再構成される。各場所でのＴＳＰは、上記投影データを使用した以下の処理によって獲得可能である。(１)短い時間に対応するｚの増分を用いて画像を再構成する、(２)再構成された画像の全ての各円筒の位置での対象範囲（ＲＯＩ）の平均ピクセル値を計測する、(３)最大値によって、それらを正規化する、(４）時間軸に対してそれらをプロットする。この例では、ＲＯＩは中心で選択されたが、他の位置も可能である。
さて、ＴＳＰを使用してどのように時間的解像度の量を定めるかを説明する。１５（ａ）および図１５（ｂ）は２つのＴＳＰを示す。ＦＷＴＭ（full-width-at-tenth-maximum）は、図１５（ａ）のような広いプロファイルに対するＦＷＨＭ（full-width-at-half-maximum）よりも、時間的感度プロファイルの良い記述子であって、矩形のプロファイル（例えば図１５（ｂ）に対するＦＷＴＡ（full-width-at-tenth-area）より優先されなければならない。したがって、ＴＳＰのＦＷＴＭは、時間的解像度の量を定めるための好適な記述子である。
空間的解像度を評価するために、部分感度プロファイル（ＳＳＰ）が使用されることが好ましい（SpiralVolumetricＣＴwithSingle-Breath-HoldTechnique，ContinuousTransportandContinuousScannerRotation，Kalenderetal．，Radiology１７６：１８１-１８３(１９９０)参照）。ＳＳＰは、１つの軸の（ｘ−ｙ）面中に５つのディスクを含むシミュレートされた人体模型を使用して計測された（図１４参照）。このディスクは、直径２０ｍｍおよび厚さ０．２ｍｍを有する。マルチスライス・ヘリカルピッチは、２．５から４．５まで変化させた。画像は、０．１ｍｍの再構成増分とともに再構成された。ＳＳＰのＦＷＨＭおよびＦＷＴＭは計測され、軸ＣＴのものに正規化された。ＴＳを使用しないＨＨＳ０ と、マルチスライス・ヘリカル・ピッチ２．５でＴＳ-０．２０ を使用するＨＨＳ０ との２つのＳＳＰが比較され、ＴＳの影響が評価された。
各再構成アルゴリズムの運動する被検体のための撮像性能は、動く人体模型を使用して評価された。シミュレートされた人体模型は、円筒の２つの組および１０００ＨＵのコントラストを有するボールの３つの組を有し、各組は、１、２および３ｍｍの異なる直径を有する３つのボールから成る（図１６）。円筒は無限の長さを有し、それらが動かないときに、ボールの全ては面ｚ＝０の中心に配置された。
運動パターンに関しては、Ａ組およびＣ組は静止しており、他は毎分周波数６０または９０周期で移動した。ＢとＤの組はｘ方向に移動し、Ｅ組はｚ方向に移動する。１周期の運動パターンは、３つの部分から成る。(１)元の位置（図１６）から、ｔ１ 秒のコサイン曲線の半分に沿って−ｘまたは−ｚ方向に１０ｍｍ移動する、(２)ｔ２ 秒のコサイン曲線の半分に沿って元の位置に戻る、(３)元の位置で、ｔ３ 秒間静止する。秒単位のパラメータ（ｔ１ ，ｔ２ ，ｔ３ ）は、それぞれ、毎分６０周期で（０．０８、０．６２、０．３０）、９０周期で（０．０５、０．４１、０．２０）であった。
サイズ、形状および運動パターンは、心臓の壁、心臓の近くの肺の気管、血管の脈動、冠状動脈および冠状動脈石灰化の運動の一部をシミュレートして選択された。選択された単純な運動パターンは、例えば縮退、伸長、撚りおよび並行運動など、複雑な３次元運動（またはひずみ）から成る特定の運動をシミュレートしないが、動く人体模型によって、通常の動く被検体を撮像する機能の評価ができる。
ヘリカル・スキャンは二回使用され、それぞれ、Ｘ線焦点が面ｚ＝０を「静止位相」および「高速運動位相」へ横断する時間（図１６、ｔｘ ）を調整した。静止位相に対して、時間は運動−３（ｔｘ がそれぞれ６０周期で０．８５、９０周期で０．５６）の中央にあった。高速運動位相に対して、時間は運動-２（両方の周期においてｔｘ ＝０．１５秒）の間で、ＨＨＳに必要な全てのデータがオブジェクトの移動とともに得られた。したがって、ＨＨＳは静止位相において利点があるが、高速運動位相において欠点があった。ヘリカル・マルチスライス・ピッチは、マルチスライスＣＴに対して２．５で固定され、シングルスライスＣＴに対して１．０で固定された。
ｚ＝０での画像は、ＴＳがある場合のＨＨＳO とＴＳがない場合のＨＨＳO と、ＨＦＩ０ 、ＨＦＩ１ および１８０ＬＩによって再構成された。結果の量を定めるために、１つのボール（図１６の８０）を含むように設定されたＲＯＩの最大および最小値が計測された。最大値は、動く被検体のコントラストの精度を表し、最小値は、アーチファクトの強度を示す。
物理的な評価および人体模型調査
(１)時間的解像度の評価
計測された時間的感度プロファイルのすべては、投影データ（図１８（ａ）〜図１８（ｄ））のために使用される重みを反映させた。図１８（ａ）〜図１８（ｄ）において、中央の人体模型は実線と対応し、右の人体模型は、小破線、下および左の人体模型は大破線、上の人体模型は大−小破線に対応する。なお、下と左の人体模型の曲線は重なる。ＨＨＳは、ほぼ矩形で（図１８（ａ））、最も狭いＴＳＰを与えた。ＨＨＳO およびＨＨＳ１ は、同一のプロファイルが見られた。ＨＨＳのＴＳＰは基底で僅かに変化し、ピークで大幅に変化し、１８０ＬＩおよびＨＦＩに対しては逆が見られる。ＨＦＩ０ のＴＳＰ（図１８（ｂ））は比較的広い範囲の複数三角形から成り、時間がゼロ近くでのレスポンスはほぼ０であり、もう一方の時間では最高に達している。ＨＦＩ１ のＴＳＰ（図１８（ｃ））は長手方向の濾過がＨＦＩ０ のプロファイルを平滑化することを示した。
図１８（ａ）〜図１８（ｄ）の曲線において、矩形の形状は理想的である（図１８（ａ）は、本発明による方法において、理想に最も近い）。曲線の広がりは劣化を表す。図１８（ｃ）は一部に広がりを示すが、レスポンスは０．０の周辺で劣化している。時間とともにレスポンスが高速に変化すると、複雑な三角形の形状の劣化が大きくなる。図１８（ｂ）は、著しい劣化を示し、−０．４、０．０および０．４でのレスポンスは、ゼロである。図１８（ｄ）のレスポンス曲線も、理想的な形状からいくぶん劣化している。
ＨＨＳを有するＴＳＰのＦＷＨＭおよびＦＷＴＭは、全てのヘリカルピッチ（後述の図１９（ａ）および図１９（ｂ）、表１参照）を有する０．５０および０．５８で固定された。表Iは、時間的解像度データを提供する。ＦＷＨＭおよびＦＷＴＭデータは、軸（ステップ・アンド・シュート）ＣＴのものに対して正規化された。各々は、０．５秒の回転スキャナで、それぞれ、０．２５秒および０．２９秒に対応し、ヘリカル・マルチスライス・ピッチが４．５（図１９（ａ）および図１９（ｂ））未満である場合のＨＦＩより良い。ＴＳＰのＦＷＴＭ（図１９（ｂ））によれば、ＨＦＩは時間的解像度に関して好ましいヘリカルピッチを示さない。ＨＦＩについては、ヘリカルピッチが高いまたは管回転が速いと、走査時間が短縮するのに加えて軸の画像の時間的解像度が向上する。ヘリカル・マルチスライス・ピッチが４．５未満であるときシングルスライス・ヘリカルＣＴ（１８０ＬＩ）より悪いが、ヘリカル・マルチスライス・ピッチが７．０より等しいか大きい場合、ＨＨＳとほぼ同じとなる。
Figure 2011136219
(２)空間的解像度の評価
ヘリカルハーフスキャンにおいて、セクション感度プロファイルのＦＷＨＭおよびＦＷＴＭは、単純にヘリカルピッチとともに増加した（下記の表２参照）。この傾向は、単一スライス・ヘリカルＣＴと同様であったが、ＨＦＩのそれと全く異なった。
ＴＳは部分感度プロファイルのＦＷＨＭおよびＦＷＴＭをあまり変化させなかったが、形状に影響を及ぼし、空間的変化を増加させた。図２０（ａ）および図２０（ｂ）は、それぞれ、ＴＳがないＨＨＳ０ とＴＳ-０．２０ を有するＨＨＳ０ に対するＦＷＨＭおよびＦＷＴＭについて図示したものである。線の形状は、図１８（ａ）〜図１８（ｄ）に対して上述した人体模型と一致する。
Figure 2011136219
(３)ノイズの評価
画像ノイズは、ほぼ一定のままであった（表２）。この傾向も、シングルスライス・ヘリカルＣＴのそれと同様であるが、ＨＦＩのそれとは全く異なる。ノイズＳＤは、２．５のヘリカル・マルチスライス・ピッチで、ＴＳの変化範囲が−０．２５〜０．２５秒である場合、１．０８から１．２４まで変化した。
(４)動く人体模型の評価
図２１（ａ−ｉの部分を有する）は、毎分６０周期で静止位相の場合に、ボール（図１６の８０）の範囲内で、およびその周辺で、最大および最小のＣＴの数を示す。ＨＨＳは、アーチファクトがない画像（ａ）を示した。被検体が高速に動く（ｅ）〜（ｇ）の場合、ＴＳ（ｅ）のないＨＨＳは低品位の画像を生成した。ＨＦＩO （ｆ）は、被検体が静止しているときに得られたデータを使用するので（図１８（ｂ）参照）、最良の画像を生成した。ＴＳ技術はＨＨＳ（ｉ）の画像品位を改善し、ＣＴの数（ｉ）の精度を徹底的に向上させ、最良の画像を生成した。使用したヘリカル・ピッチは、マルチスライスＣＴに対して２．５、シングルスライスＣＴに対して１．０であった。公称スライス厚は１．０９ｍｍで、人体模型コントラストは１０００ＨＵ、背景は０ＨＵ、およびウィンドウ（幅、高さ）は（１０００，０）であった。
人体模型被検体が毎分９０周期で運動する場合、この傾向は依然同じであった（図２２)。なお、ＴＳは、ＨＨＳの高速運動位相中の劣化ＣＴ値を、ほぼ静止位相のレベルまで回復可能である（図８）。この人体模型検査によって、ＨＦＩ１ は画像の品位のレベルを一定に保つが、ぼやけて、ＴＳ技術を用いたＨＨＳよりも決して良好ではない。ここでも、ＴＳを用いたＨＨＳは最良の撮像機能を示し、画像品位は、静止位相とほぼ同じであった。９０周期のデータに対する条件は、６０周期のデータに対するものと同じであった。
臨床評価
（１）心臓部撮像
図２３では、心収縮端と心拡張端との間で、異なるスライス位置（列１〜３）と同じスライス位置（列４）とでとられた画像を示す。これらの画像における心拍数は、毎分７５であった。ＨＦＩ１ 画像は、左の心室および心室中隔の輪郭がぼやけており（列２の第１および第３の画像参照）、心筋層の厚みの変化を撮像できなかった（列２参照）。ＨＦＩ１ は心筋層の輪郭をわずかに鮮明にしているが、傾向は同じであった（列１参照）。ＨＨＳでは、心収縮端と心拡張端の両方で明確にそれらの特徴を撮像するのに成功した（列３、第１および第３の画像参照）。時間的解像度が向上したため、ＨＨＳ（列３および４）は、心収縮端と心拡張端との間の全ての画像に対して、ＨＦＩ（列１および２）よりも鮮明な心臓の左の心室および心室中隔を撮像した。心収縮位相と心拡張位相との間で、心臓の壁の運動は遅くなる。このため、大部分の必要なデータをこの期間内に入手可能である場合、ＨＨＳは心拡張端でだけでなく心収縮端ででも、鮮明な心臓境界線を有して画像を生成可能であった。
０．５秒のスキャナ回転、マルチスライス・ヘリカル・ＣＴおよびヘリカルハーフスキャン再構成が使用され、心収縮端および心拡張端（列３の第１および第３の画像）で鮮明な心筋層画像が可能となった。ウィンドウの幅および高さは、それぞれ、４００および４０で、標準のボディ・カーネル（ＦＣ１０）が使用された。
Ｘ線焦点が心収縮端と心拡張端との間の画像平面を横切るとき、ＨＨＳおよびＴＳの結合によって、心収縮端近くと心拡張端近くで、異なる時間に同じスライス位置で画像が得られるようになり、それによって、心臓の壁でみられたぼやけが低減する（列４および列３の第２の画像参照）。ＨＨＳによる画像ノイズは、ＨＦＩの場合より大きかった。
(２)胸部撮像
図２４（ａ）〜図２４（ｄ）は、心拡張端と心収縮端との間で得られた肺画像を示すものである。心臓の運動に起因して、ＨＦＩ０ は強いアーチファクトを示した（図２４（ａ）の８１および８２）。心臓の輪郭は、ＨＦＩ１ の場合、二重線で図示され（図２４（ｂ）の８３）、肺気管の縁はぼやけた（図２４（ｂ）の８４）。ＴＳのないＨＨＳは運動アーチファクト（図２４（ｃ）の８５）を示し、ＴＳ技術を使用した場合のＨＨＳは、心臓の輪郭と肺気管の縁を鮮明にし、心臓の運動の影響を低減した（図２４（ｄ））。これらの画像において、心拍数は７５／分で、標準の胸部カーネルが使われた（ＦＣ５０）。
(３)脈管の撮像
図２５（ａ）〜図２５（ｃ）は、コントラスト素子を使用した胸の大動脈画像である。心拍数は、８．０／分で、標準のボディ・カーネルが使用された（ＦＣ１０）。ウィンドウの幅および高さは、それぞれ６００と０であった。大動脈の画像は、ＨＨＳがＨＦＩより良好な画質を提供したことを示し、運動する被検体の映像を鮮明にすることが可能であることを示す。気管脈拍は解剖フラップを発生させる。それをＨＦＩ画像中では二重線で示すが、不十分な時間的解像度を示している（図２５（ａ）および図２５（ｂ））。ＨＨＳ画像は、解剖図を正確に描いている。
本発明による方法において、ＨＨＳは心臓撮像における利点が以下のようにいくつかある。(１)非ゲート制御ＨＨＳは、患者スループットを増加させる、(２)ヘリカルピッチが大きいＨＨＳ、またはいずれゲート制御されるＨＨＳのいずれかも患者線量を削減可能とする（３）ＨＨＳは、ＥＫＧゲート制御が使用されない場合、拡張位相の過去の心臓の撮像を可能とする、（４）ＨＨＳが連続したハーフスキャンデータをのみを使用するため、ＨＨＳはコントラスト素子を使用した検査においてより良好な画質を生成する可能性がある。例えば拡張位相など、比較的静止した位相を撮像する際、ＴＳを使用したＨＨＳは、ＥＫＧゲート制御再構成方法に匹敵する画質が得られると予測される。
また、本発明による方法は、ＥＫＧ信号のない拡張位相の３次元（３Ｄ）画像を得ることができる。心拡張位相中の各スライスに対して必要データ（１８０°+扇形角度）を獲得するための、ヘリカルピッチが小さい（例えば１．５）走査と、各スライスに対するＴＳのタイミングを手動で調節することとが結合することによって、３Ｄ画像中の段階型アーチファクトを低減するが、完全に除去するわけではない。このアーチファクトの原因は、異なるタイミングで得られたデータにより再構成された特定のスライス間の時間的間隙を含む。その間隙、したがってアーチファクトを増加させるのは、呼吸、患者の動き、コントラスト濃度の変化、またはその他のエラーのいずれかである。原理上の問題でなく実際的なものであるが、ＴＳの自動タイミング調整のために使われるＥＫＧ信号は、タスクの負荷を減らすことができ、好ましい。
なお、上述の説明では、ヘリカル補間、重み付け、コンボリューション、そしてファンビーム再構成の手順で処理を進めていたが、ファンビームに代えて、コーンビームでもよく、つまり、重み付け、コンボリューション、そしてファンビーム再構成の手順で処理を進める場合にも適用できる。
本発明による方法の更なる実施形態として、患者線量を減らすことも可能である。一部のスライス・データ組は、ヘリカル内挿の前に加算されるか、平均化または重み付けされる（第１の例の第１の部分に記載した通り）。スライス位置は、全てのスライスの中心として定義される。また、平均算出過程での重み付けを考慮して定義されることが可能である。例えば、４スライス・データは、２スライス・データに平均化されることが可能である。この場合、４スライスからのデータの全てがヘリカル内挿で使われ、その結果、ｚ方向の空間的解像度の一部の犠牲にしてより良好な画像ノイズが得られる。図２６に示すように、患者線量は、患者に到達する前に、外側のスライスに対する不必要なＸ線ビームを視準することによって減少できる。大きいヘリカルピッチ、ＴＳまたは長手方向の濾過は、外側のスライスからのデータを必要とする。その他の場合は外側のスライスからのデータが使用されず、不必要な患者線量となる。外側のスライスを除外し、二重スライスＣＴにするようにＸ線ビームを視準することによって、画質または走査時間に影響を及ぼさずに、患者線量を減らすことができる。この結果、一部の場合において、２-スライス・ヘリカルＣＴとなることが可能である。
患者線量を減らす更なる方法は、マルチスライス・ヘリカル・スキャンのゲート制御トリガーを使用することである。上述のように、ＥＫＧ信号は、ヘリカル・スキャン中に格納される。このＥＫＧ信号は、Ｘ線照射に対するトリガーとして使用される。所定量の走査後、Ｘ線照射は、自動的に停止される。この処理は、「擬似」マルチスライス・ヘリカル・スキャン（Ｘ線照射のない連続した管回転および連続する台運動）中に繰り返す。走査される範囲（心拡張位相）にのみ限定するため、患者線量が低減可能となる。
この方法を、図２７に図示する。工程９０において、ヘリカル・スキャンが開始される。ヘリカル・スキャンが終了すると、工程９１において、チェックが行なわれる。「はい（ｙｅｓ）」の場合、この処理は工程９５で終端する。「いいえ（ｎｏ）」の場合、ＥＫＧ信号が閾値を超過するか否かが決定される（工程９２）。「いいえ」の場合、処理は工程９１に戻る。「はい」の場合、工程９４へ進み、処理は所定期間（例えば１００ミリ秒）待つ。工程９４において、所定期間、Ｘ線照射およびデータ・保存処理が実行される。この所定期間は、例えば３００ミリ秒でもよい。次に、工程９４は工程９２へ戻り、ヘリカル・スキャンが終了したか否かを確認する。
本発明によるこの方法の別の実施形態において、３次元画像が、連続タイミングで再構成される。ヘリカル・スキャンは、小さいヘリカルピッチで実行される。この修正において使用される再構成技術は、タイミング変位技術に関連して上述したものの１つである。時間変位を、ヘリカル・スキャンで可能となった全体積を再構成する際の小さい増分として選択することによって、その体積の一部の範囲は、小さいタイミング・ピッチで再構成可能となる。これを図２８に示す。同図において、１００は内挿（細線）のみを使用して再構成されたスライスを表し、１０１は外挿（極太線）を使用して再構成されたスライスを表す。
明らかに、本発明の多数の修正および変化は、上記の教示を考慮して可能である。例えば、最も近い近傍の、または非線形内挿のいずれでも、ヘリカル内挿の提案された方法の工程は、その空間的解像度または画質を改善するために適用されることが可能である。重み付け工程において、全ての重み付けが異なる目的のために適用可能である。したがって、添付の特許請求の範囲の範囲内において、本明細書に具体的に述べた以外にも、本発明は実践可能であることが理解されなければならない。
本発明は、上述した実施形態に限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で種々変形して実施することが可能である。さらに、上記実施形態には種々の段階が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜な組み合わせにより種々の発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されてもよい。
１…ガントリ、２…回転リング、３…Ｘ線源、４…Ｘ線フィルタ、５…２次元配列型Ｘ線検出器、６…寝台、７…高電圧発生器、８…Ｘ線制御装置、９…ガントリ/寝台制御装置、１０…システム制御装置、１１…データ収集ユニット、１２…信号処理ユニット、１４…ディスプレイ。

Claims (10)

  1. コンピュータ断層撮影方法であって、
    被検体をＸ線で螺旋状に走査し、
    前記被検体の画像に対応するデータを収集し、
    同時に得られた前記データの一部を処理し、
    データ収集タイミングの関数として前記処理したデータを重み付けし、
    前記重み付けしたデータに基づいて前記被検体の前記画像を再構成することを特徴とするコンピュータ断層撮影方法。
  2. 前記同時に得られた前記データの一部のみを処理することを特徴とする請求項１記載のコンピュータ断層撮影方法。
  3. 前記データを複数の組に分け、このデータの組数を加重平均処理により減らすことを特徴とする請求項１記載のコンピュータ断層撮影方法。
  4. 前記処理データに対応する対向データを得、前記データ収集タイミングに基づいて前記処理データおよび前記対向データを重み付け加算し、前記重み付け加算したデータに基づいて前記画像を再構成することを特徴とする請求項１記載のコンピュータ断層撮影方法。
  5. Ｘ線源と、
    前記Ｘ線源から照射され被検体を透過したＸ線を検出するための検出器と、
    前記検出器により検出されたデータを処理する処理回路と、
    前記処理回路で処理されたデータにデータ収集タイミングに応じて重み付けをする重み付け回路と、
    前記重み付けされたデータに基づいて画像を再構成する再構成回路とを具備することを特徴とするコンピュータ断層撮影システム。
  6. 前記Ｘ線源を前記被検体から見て螺旋状に移動する機構を更に備えることを特徴とする請求項５記載のコンピュータ断層撮影システム。
  7. 前記重み付け回路は、重み付け関数を時間変位させる手段を有することを特徴とする請求項５記載のコンピュータ断層撮影システム。
  8. 前記被検体の心電波形に従って前記重み付け関数を時間変位させることを特徴とする請求項７記載のコンピュータ断層撮影システム。
  9. Ｘ線ビーム発生源と、前記Ｘ線ビーム発生源から被検体を介して到達するＸ線を検出するための複数の検出素子がチャンネル方向及びスライス方向に配列されてなる２次元検出器とを有するガントリと、
    前記被検体を載置する寝台と、
    前記寝台と前記ガントリとの少なくとも一方を移動する移動ユニットと、
    前記２次元検出器に接続され、前記２次元検出器によって検出されたＸ線のデータを収集するデータ収集ユニットと、
    前記データ収集ユニットに接続され、前記収集されたデータから、スライス位置が同じであるが時間が異なる複数の断層画像を再構成する断層画像再構成ユニットとを具備することを特徴とするコンピュータ断層撮影システム。
  10. Ｘ線ビーム発生源と、前記Ｘ線ビーム発生源から被検体を介して到達するＸ線を検出するための複数の検出素子がチャンネル方向及びスライス方向に配列されてなる２次元検出器とを有するガントリと、
    前記被検体を載置する寝台と、
    前記寝台と前記ガントリとの少なくとも一方を移動する移動ユニットと、
    前記２次元検出器に接続され、前記２次元検出器によって検出されたＸ線のデータを収集するデータ収集ユニットと、
    前記データ収集ユニットに接続され、前記データ収集ユニットによって収集されたデータを重み付けする重み付け回路とを具備し、
    前記重み付け回路は、スライス方向の少なくとも一部に対応するデータに対して異なる重み付け関数を適用することを特徴とするコンピュータ断層撮影システム。
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