JP4773667B2 - 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 - Google Patents

Description

【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ＣＴ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ＣＴ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１１２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２１６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２１２及びテーブル２０８は、図１に示すアレイ１１６、線源１１４、ガントリ１１４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２１６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２１８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２０２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１１４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３１６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（２０４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３１６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（well-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_heart）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９００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ＤＡＳ１２４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９１０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１４４０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１５〜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９２０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ＥＫＧ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９２０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２０３０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２１０４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２００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２１１６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_ijk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１６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２５９０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２６２０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。次いで、動作２９３０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３１７０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３１００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３２７０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３３１０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ＴＤ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】
１００ Ｘ線ＣＴイメージング・システム
１０２ 被撮像体
１０４ Ｘ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
１１４ Ｘ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、３１４ Ｘ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
２１０４ Ｘ線ビーム
２１０８ 可動式テーブル
２１１２ ガントリ
２１１４ Ｘ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
３１００ ３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

Claims (4)

1. 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（１０６）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。
2. 前記物体（１０６）の前記運動は周期的な運動である請求項１に記載の方法。
3. 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１に記載の方法。
4. 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３に記載の方法。

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