JP5199081B2 - 心臓ｃｔ撮影のバンドアーチファクトの抑制 - Google Patents

Description

本発明は診断用の撮影技術に関する。本発明は、特に被検体の心臓のコンピュータ断層撮影に適用されるものであり、特にそれを参照して説明される。しかしながら、本発明はまた、その他の種類のコンピュータ断層撮影、単一光子放出型コンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）、陽電子放出型断層撮影（ＰＥＴ）、及び３次元ｘ線撮影などにも適用可能なものである。

一般に、コンピュータ断層撮影システムは、検査されるべき対象物の周りを回転するｘ線源及びｘ線検出器を有している。対象物は複数の方向から、ｘ線源からのｘ線ビームで照射される。ｘ線検出器はそれぞれの方向で対象物を通過したｘ線を受け取り、問題としている方向に関する減衰プロファイルを形成する。減衰プロファイルは、問題としている方向で対象物を貫通するｘ線形路に沿ってｘ線が吸収又は散乱されることに起因する、入射ｘ線の減衰を表す。

ヘリカル心臓円錐ビーム画像は、位相選択アルゴリズムを用いて再構成される。一般的に、心臓画像の生成には特定の心位相が選択される。選択された位相、すなわち、相異なる心サイクルではあるが同一の心位相に対応する時点、に時間的に近接して収集されたデータのみが、マルチスライス再構成処理で同時に使用される。スキャンパラメータ、患者の心拍とその変動性、及び心臓ゲーティングのウィンドウ幅と位置に応じて、各々のボクセルの再構成に使用されるサイクル数は異なる。ボクセルは、一般的に、所与のボクセルすなわち照射ウィンドウを通過した全ての心サイクルにわたる全ての利用可能な光線から再構成される。

ＣＴ画像の品質は、しばしば、互いに空間的に近接するが異なる軸方向位置すなわちＺ座標を有するボクセルが、異なる心サイクルの位相点付近からの投影を用いて再構成されることにより生じるバンドアーチファクトによって低下されてしまう。相異なるＺ座標にあるボクセル群は、相異なるグループの心サイクル群又は照射ウィンドウ群で照射され得る。第１のボクセルは或る１つの照射ウィンドウで収集されたデータを用いて再構成され、その一方で、第２のボクセルは異なる１つの照射ウィンドウで収集されたデータを用いて再構成される。心サイクル数は照射ウィンドウが異なると変わってくる。このことは、これら２つのボクセルに関して計算されるＣＴ数の間に相違を生じさせ得るものである。

例えばサジタル（矢状）断像又はコロナル（冠状）断像などのＺ方向に細長い断像は、例えば非周期的な心臓運動、各心サイクル内での位相点の決定の一貫性の欠如、様々なボクセルに寄与する心サイクル数の相違、及びその他などの幾つかの原因に帰せられ得るストリーク（streak）やアーチファクトを含んでいることがある。

バンドアーチファクトの発生源を是正することに依存しない、心臓の円錐ビーム撮影におけるバンドアーチファクトを抑制する技術が望まれる。

本発明は、心臓の円錐ビーム撮影におけるバンドアーチファクトを抑制する方法及び装置を提供することを目的とする。

本発明の一態様に従って、被検体が検査領域内で動くときに１つ又は複数の連続する心サイクル内に現れる予め選択された位相点で撮影を行う診断用撮影システムが開示される。照射ウィンドウが、予め選択された位相点を取り囲む位相点ウィンドウ内で被検体の再構成されるボクセルの各々を照射する。時間ウィンドウ決定プロセッサ又はアルゴリズムが、Ｎを整数として、位相点ウィンドウが照射ウィンドウ内に完全に含まれるＮ個の連続する心サイクルを含む時間ウィンドウを決定し、且つ決定された時間ウィンドウに従って前記照射ウィンドウを短く切り詰める。Ｚ領域分割プロセッサ又はアルゴリズムが、軸方向に沿って第１及び第２の領域を決定する。第１及び第２の領域は互いに交互にされる。重み付けプロセッサが、時間ウィンドウの第１及び第２の領域にある再構成されるボクセルの測定値に、正規化された加重を適用する。逆投影プロセッサ又はアルゴリズムが、重み付けされた測定値を立体的な画像表現へと３次元的に逆投影する。

本発明の他の一態様に従って撮影方法が開示される。予め選択された位相点を取り囲む位相点ウィンドウ内で被検体の再構成されるボクセルの各々が照射される。この位相点の各々は被検体が検査領域内で動くときに１つ又は複数の連続する心サイクル内に現れるものである。Ｎを整数として、位相点ウィンドウが照射ウィンドウ内に完全に含まれるＮ個の連続する心サイクルを含む時間ウィンドウが決定される。決定された時間ウィンドウに従って照射ウィンドウが短く切り詰められる。軸方向に沿って時間ウィンドウ内で第１及び第２の領域が決定される。この第１及び第２の領域は互いに交互にされる。時間ウィンドウの第１及び第２の領域にある再構成されるボクセルの測定値に重み付けが適用される。重み付けを適用された測定値は立体的な画像表現へと３次元的に逆投影される。

本発明の１つの利点は、バンドアーチファクトが抑制されることにある。他の１つの利点は、バンドアーチファクトの発生源を決定することを回避する技術にある。他の１つの利点は、心臓及びその他のゲーティング撮影技術による画像が改善されることにある。

以下の好適な実施形態についての詳細な説明を読むことにより、数多くの更なる効果が当業者に明らかになるであろう。

本発明は様々な構成要素とその配置、及び様々な処理段階及びその編成の形態を取り得る。図面は、好適な実施形態を例示するためだけのものであり、本発明を限定するものとして解釈されるべきではない。

図１を参照するに、撮像システム10は、放射線源14を有するコンピュータ断層撮影スキャナ12を含んでおり、放射線源14は検査領域16に向けて、好ましくは円錐ビーム又はウェッジビームである放射線ビームを生成する。放射線ビームは、検査領域16に配置された撮影対象の関心領域を横切るとき相互作用して部分的に吸収され、放射線ビームが検査領域を通過すると、空間的に変化する放射線吸収が生成される。放射線ビームが検査領域16を通過した後、好ましくは２次元検出器である放射線検出器18が、吸収により減衰された放射線を検出する。放射線源14と検出器18の各放射線検出素子との間の経路は光線と呼ばれる。

好ましくは、放射線源14は円錐ビーム状のｘ線を生成する。放射線源14及び検出器18は、検出器18が放射線源14からのｘ線を継続して受光するように、回転式ガントリー20上の反対側で対向し合うようにして取り付けられる。放射線源14及び検出器18が回転式ガントリー20上で検査領域16の周りを回転するとき、複数回の回転にまたがって視界（view）群が収集される。各視界すなわちデータの２次元配列は、検出器18の検出素子の同時サンプリングによって収集された、放射線源14の位置に頂点を有する円錐状の光線群を表す。ヘリカル円錐ビームによるコンピュータ断層撮影においては、被検体支持台又は寝台26はモータ駆動28によって軸方向すなわちＺ方向に直線的に移動される。

選択的に、円錐ビームによるコンピュータ断層撮影の投影データは、（i）被検体支持台26を、各軸方向スキャンの最中は静止させ且つ軸方向スキャン同士の間に線形に一段進めるか、（ii）螺旋軌道を規定するように被検体支持台26を連続的に移動させるか、の何れかで複数の回転にまたがって収集される。放射線検出器18の検出素子の出力は、電気的な収集・積分された減衰投影値μｄ_ｏに変換されて、データメモリ30に記録される。各投影データμｄ_ｏは、放射線源14から検出器18の検出素子群のうちの対応する１つへの直線に沿っての減衰の線積分に相当する。

典型的な円錐ビームの幾何学構成では、一般的に、この線積分の添字はその測定値を測定するのに使用された検出素子に対応する。しかしながら、この線積分の添字が検出素子の番号との直接的な対応関係を欠いている場合も意図される。このような直接的な対応関係の欠如は、例えば、リビニングされた（re-binned）投影間の補間によって生じ得る。

マルチスライス式スキャナにおける放射線源を焦点とする収集の幾何学構成では、データメモリ30に記録された減衰の線積分の測定値群、すなわち、投影データセットの投影値群は、Ｐ（α，β，ｎ）とパラメータ化されることができる。ただし、αは回転式ガントリー20の位置によって決定される放射線源14の光源角、βは扇内の角度（Φを扇角としてβ∈［−Φ／２，Φ／２］）、ｎは検出器の行番号である。

心臓モニタ32は患者の心サイクルを監視し、典型的に各サイクルのＲ波、すなわち、各Ｒ−Ｒ間隔におけるＲ波に対する位相点34を検出する。位相点34の位置は、心臓運動の特徴及び要求される診断情報に従って臨床医によって選択される。減衰データは、ソート手段38によって、選択された心位相の各々の間に収集されたデータセット、すなわち、心位相特定データセットに仕分けされる。円錐から平行ビーム配置への心位相特定データは、リビニングプロセッサ40によって一組の平行な視界へとリビニングされる。この平行な視界は、回転軸に垂直な平面である軸平面に投影される。各視界は等間隔のπライン群を含んでいる。πラインとは、スキャン視野（ＦＯＶ）と交差する軸平面内に含まれ、且つ正準座標θ_π，ｌによって特徴付けられる線積分として定義されるものである。ただし、θ_πは伝播角∈［０，π）、ｌは治療中心からの距離である。特に、短い時間ウィンドウによって定められる心位相では、１つの心位相でのデータは、複数の回転及び心サイクルの各々における短い円弧部分で収集されたデータに相当する。この円弧部分のデータは単独では少なすぎ、完全なデータセットとはなり得ない。完全なデータセットを生成するため、データは幾つかの心サイクルにわたって収集され、必要であれば補間される。心位相特定データセットは対応する位相メモリ42に記録される。再構成プロセッサ44は、各々の選択された心位相に関するデータから、画像メモリ46に記録される対応する３次元画像へと視界データを処理する。或る1つの再構成技術においては、並列な投影の各々内の測定値がフィルタ48を用いてフィルタリングされる。コンボルバ（convolver）50は、例えば１次元ヤコビアンカーネル（Jacobian kernel）等のランプカーネルを用いた１次元コンボリューションを実行する。このコンボリューションは平行な測定値セットに沿って実行される。データは角度によって畳み込まれ、角度範囲θ∈［０，π）をカバーする２次元データセットが完成される。完全なデータセットのために補間が必要とされることがあり得る。逆投影プロセッサ52は、詳細に後述されるように、畳み込まれたデータの３次元画像表現への正規化重み付け逆投影を実行する。ビデオプロセッサ54は、画像メモリ46の内容物の一部又は全てを処理し、例えば３次元レンダリング、選択画像スライス、最大強度投影、ＣＩＮＥアニメーション、又はこれらに類するもの等の、人間が視認可能な画像表現を作り出す。この人間が視認可能な画像表現はユーザインターフェース58のディスプレー56上に表示される。ユーザインターフェース58は好ましくは、パーソナルコンピュータ、ワークステーション、ノート型コンピュータ、又はこれらに類するものである。必要に応じて、画像メモリ46に含まれる選択された内容物は、紙面にプリントされ、不揮発性の電子又は磁気記憶媒体に記憶され、ローカルエリアネットワーク又はインターネット上で伝送され、あるいはその他の方法で処理される。好ましくは、放射線医又はその他の操作者が入力手段60を介してコンピュータ断層撮影スキャナ12を制御し、それにより、撮影セッションを設定し、撮影セッションを変更し、撮影セッションを実行し、撮影セッションを監視し、あるいはその他の方法でスキャナ12を制御するように、スキャン制御器62をプログラムする。

図１に加えて図２をも参照するに、時間的重み付けプロファイルプロセッサ又はアルゴリズム64は、ボクセルに依存せず且つ投影に依存する時間的重み付けプロファイル66を計算する。この時間的重み付けプロファイル66は位相点ウィンドウの複製から成る。すなわち、これは各心サイクル内で予め特定された位相点34に中心を有する関数：
ｗ^ｔ（ｃ）＝Λ（ｃ／ｃ’）
から成る。ただし、Λは１をピーク値とする三角形の形状をした関数であり、ｃは測定点と該測定点に最も近い位相点との間の時間的なずれであり、ｃ’は再構成に寄与する位相点ウィンドウの半値幅である。

最高の分解能は、完全なデータセットを実現するｃ’の最小幅を求めることによって得られる。位相点ウィンドウは全ボクセルの再構成に十分なデータを提供する幅を用いて計算される。

図１に加えて図３をも参照するに、Ｚ領域分割（若しくはＺ領域重み付け関数決定）手段、プロセッサ又はアルゴリズム68は、Ｚプロファイル70を軸方向Ｚに、交互になった第１領域及び第２の領域、すなわち固定加重領域及び可変加重領域72、74に分割する。各々の２つの隣接する第１及び第２の領域72、74を合わせた軸方向の長さは：
Ｌ_１＝ν・ＲＲ
と定義される。ただし、νは寝台の速度、ＲＲは患者のＥＣＧから抽出された心周期である。

第２の領域74の各々は対応する位相点34を囲むように定められる。一実施形態において、縦線で図示される各位相点34は関連する第２の領域74の実質的に中心に位置している。第２の領域74の軸方向の長さＬ_２は：
Ｌ_２＝γ・ν・ＲＲ
と定義される。ただし、νは寝台の速度、ＲＲは患者のＥＣＧから抽出された心周期、γは心周期内の第２の領域の長さを規定するパラメータである。

上述のように選択されるパラメータαはパラメータγ：
γ＝α＋ｍｏｄ（（ＷＷ_min−ＲＴ／２）／ＲＲ_max−α，１）
の最小値を設定する。ただし、ＷＷ_minは再構成される全ボクセルを照射するウィンドウの組からの最小の照射ウィンドウ幅、ＲＴはガントリーの回転時間、ＲＲ_maxはスキャン中の最大心周期である。

図１及び３に加えて再び図２を参照するに、時間ウィンドウ決定アルゴリズム又はプロセッサ88は、対応する再構成されるボクセルＡ、Ｂ、Ｃ、・・・の各々に関する時間ウィンドウ90を決定する。より具体的には、時間ウィンドウ90は、Ｎを整数として、所与のボクセルの照射ウィンドウ94内に完全に含まれるＮ個の連続する位相点34の位相点ウィンドウ92から収集された投影のみを再構成において含むように選定される。所与のボクセルの照射ウィンドウ94に完全には含まれない位相点ウィンドウは、直線96にて図示されるように切り捨てられる。各位相点34の周りの狭い位相点ウィンドウは一層良好な分解能をもたらすが、少ない数のデータ点は再構成画質を低下させることになる。

連続する位相点34の数Ｎは：
Ｎ＝ｆｌｏｏｒ（（ＷＷ_min−ＲＴ／２）／ＲＲ_max−α）
によって決定される。ただし、ＷＷ_minは再構成される全ボクセルを照射するウィンドウの組からの最小の照射ウィンドウ幅、ＲＴはガントリーの回転時間、ＲＲ_maxはスキャン中の最大心周期、αは前もって選定され、０．３−０．５の典型値を想定するパラメータである。

図３の例においては、連続する位相点の数Ｎは２であり、例えば、照射ウィンドウ94は２つの位相点ウィンドウへと短く切り詰められている。斯くして、第１の領域72内の各々の関連するボクセルが放射線を受ける動きの範囲を表す照射ウィンドウ94の各々は、正確な数の心サイクルに対応する一定の時間ウィンドウ90に置き換えられる。時間照射ウィンドウ90の何れかの側への時間的重み付けプロファイルは切り捨てられる。

重み付けプロセッサ100は、Ｚ座標に関して全ボクセルに、滑らかに変化する加重を適用する。より具体的には、固定重み付け（又は時間ウィンドウ）プロセッサ又はアルゴリズム102が、例えばボクセルＡ、Ｃ等の第１の領域72内に位置するボクセルのために、正規化された逆投影加重を計算する。固定重み付けプロセッサ102は、時間的重み付けプロファイル66のうちのボクセルに依存する時間ウィンドウ90に入る区画を選定する。選定された区画は、同一のθ∈［０，π）に折り畳まれる全投影に与えられる加重の合計が１に等しくなるように正規化される。各測定値に与えられる正規化された加重の総和は：
Ｗ＝Ｗ^ｔ（ｃ）
である。

可変加重プロセッサ110は、例えばボクセルＢ等の第２の領域74内に位置する全ボクセルに、滑らかに変化する重み付けを適用する。第２の領域74内のボクセルＢに適用される正規化された逆投影加重が、隣接する第１の領域の正規化された重み付けプロファイルの間への線形補間によって計算される。この補間の加重は、第２の領域74とそれに隣接する先導及び後続の第１の領域116、118との第１及び第２の境界線112、114と、ボクセルＢのＺ座標との間の距離ｄ１、ｄ２に従って計算される。

逆投影器120（又は逆投影プロセッサ又はアルゴリズム）は正規化された投影を画像メモリに逆投影する。

斯くして、ボクセルに寄与する位相点の数を、第１の領域内のボクセルの位相点の正確な一定数に丸めること、及び第２の領域内のボクセルの位置に関する連続した滑らかに変化する正規化された逆投影重み付けを提供することにより、Ｚ方向での或る１つのボクセルから別の１つのボクセルへと急激にＣＴ数が変化する現象が平滑化され、あるいは実質的に排除され、それにより、アーチファクトが抑制される。

好適な実施形態を参照しながら本発明を説明してきた。以上の詳細な説明を読み、理解した者によって改良及び改変が想到されることは明らかである。本発明は、添付の請求項又はその均等物の範囲内に入る限りにおいて、そのような全ての改良及び改変を含むとして解釈されるものである。

コンピュータ断層撮影システムを示す図である。 ボクセルに依存しない重み付けプロファイルを示す図である。 交互にされた重み付けプロファイル領域に分割されるＺ区間の一部を示す図である。

Claims (20)

1. 被検体が検査領域内で動くときに１つ又は複数の連続する心サイクル内に現れる予め選択された位相点で撮影を行う診断用撮影システムであって：
   前記予め選択された位相点を取り囲む位相点ウィンドウ内で前記被検体の再構成されるボクセルの各々を照射する照射ウィンドウ；
   Ｎを整数として、前記位相点ウィンドウが前記照射ウィンドウ内に完全に含まれるＮ個の連続する心サイクルを含む時間ウィンドウを決定し、且つ決定された時間ウィンドウに従って前記照射ウィンドウを短く切り詰める、時間ウィンドウ決定プロセッサ又はアルゴリズム；
   軸方向に沿って互いに交互にされた第１及び第２の領域を決定するＺ領域分割プロセッサ又はアルゴリズム；
   前記時間ウィンドウの前記第１及び第２の領域にある前記再構成されるボクセルの測定値に、正規化された加重を適用する重み付けプロセッサ；及び
   正規化された加重を適用された測定値を立体的な画像表現へと３次元的に逆投影する逆投影プロセッサ又はアルゴリズム；
   を有するシステム。
2. 投影に依存する時間的重み付けプロファイルを決定する時間的重み付けプロファイルプロセッサ；
   を更に有し、且つ
   前記重み付けプロセッサは：
   前記時間的重み付けプロファイルのうちの前記時間ウィンドウに対応する区画を選定し、且つ関連する第１の領域内にある各ボクセルに、選定された区画の正規化された一定の加重を適用する、時間ウィンドウプロセッサ
   を含む、
   請求項１に記載のシステム。
3. 前記重み付けプロセッサは更に：
   関連する第２の領域内にある各ボクセルの測定値に、連続的且つ滑らかな重み付けを施す可変加重プロセッサ
   を含む、請求項２に記載のシステム。
4. 前記関連する第２の領域内にある前記ボクセルに与えられる加重は、該第２の領域に隣接する先導及び後続の第１の領域内にあるボクセルに与えられる前記一定の加重の間で補間される、請求項３に記載のシステム。
5. 回転式ガントリー；
   前記回転式ガントリーに配置された、前記検査領域を横切る円錐ビーム放射線の放射線源；及び
   前記放射線源に対向するように前記回転式ガントリーに配置され、前記放射線が前記検査領域を通過した後で該放射線を検出し、且つ検出された放射線を電子的な投影データ様式に変換する、放射線検出器；
   を更に有する請求項１に記載のシステム。
6. 前記時間ウィンドウの大きさを決定する連続する心サイクルの数Ｎは：
   ＷＷ_minは前記再構成される全ボクセルを照射する照射ウィンドウの組からの最小の照射ウィンドウ幅、ＲＴはガントリーの回転時間、ＲＲ_maxはスキャン中の最大心周期、αは前もって選定されたパラメータであるとして、
   Ｎ＝ｆｌｏｏｒ（（ＷＷ_min−ＲＴ／２）／ＲＲ_max−α）
   である、請求項５に記載のシステム。
7. 各々の隣接し合う前記第１及び第２の領域を合わせた長さＬ_１は：
   νは前記軸方向での前記被検体の速度、ＲＲは前記心サイクルの周期であるとして、
   Ｌ_１＝ν・ＲＲ
   である、請求項１に記載のシステム。
8. 前記第２の領域の長さＬ_２は：
   νは前記軸方向での前記被検体の速度、ＲＲは前記心サイクルの周期、γは前記心サイクル内の該第２の領域の長さＬ_２を規定するパラメータであるとして、
   Ｌ_２＝γ・ν・ＲＲ
   である、請求項１に記載のシステム。
9. 少なくとも複数の照射ウィンドウ内で投影データを収集するＣＴスキャナであり：
   回転式ガントリー；
   前記検査領域を横切る円錐ビーム放射線の放射線源；
   前記放射線が前記検査領域を通過した後で該放射線を検出し、それを投影データ様式に変換する放射線検出器であり、前記放射線源及び該放射線検出器は、前記検査領域の周りを連続的に回転するように前記回転式ガントリー上に対向し合うように配置されている、放射線検出器；及び
   前記立体的な画像表現を表示するディスプレー；
   を有するＣＴスキャナ；
   を更に有する請求項１に記載のシステム。
10. 予め選択された位相点を取り囲む位相点ウィンドウ内で被検体の再構成されるボクセルの各々を照射する照射段階であり、該位相点の各々は前記被検体が検査領域内で動くときに１つ又は複数の連続する心サイクル内に現れる、照射段階；
    Ｎを整数として、前記位相点ウィンドウが照射ウィンドウ内に完全に含まれるＮ個の連続する心サイクルを含む時間ウィンドウを決定し、且つ決定された時間ウィンドウに従って前記照射ウィンドウを短く切り詰める段階；
    軸方向に沿って前記時間ウィンドウ内で第１及び第２の領域を決定する決定段階であり、該第１及び第２の領域は互いに交互にされる、決定段階；
    前記時間ウィンドウの前記第１及び第２の領域にある前記再構成されるボクセルの測定値に、正規化された加重を適用する段階；及び
    正規化された加重を適用された測定値を立体的な画像表現へと３次元的に逆投影する段階；
    を有する撮影方法。
11. 投影に依存する時間的重み付けプロファイルを決定する段階；
    前記時間的重み付けプロファイルのうちの前記時間ウィンドウに対応する区画を選定する段階；及び
    関連する第１の領域内にある各ボクセルに、選定された区画の正規化された共通の加重を適用する段階；
    を更に有する請求項１０に記載の方法。
12. 前記加重を適用する段階は更に：
    関連する第２の領域内にある各ボクセルの測定値に、連続的且つ滑らかな加重を適用する段階、
    を含む、請求項１１に記載の方法。
13. 前記関連する第２の領域内にある前記ボクセルに与えられる加重は、該第２の領域に隣接する第１の領域群にあるボクセルに与えられる加重の間で補間される、請求項１２に記載の方法。
14. 前記検査領域の周りで円錐ビーム放射線を回転させる段階；及び
    前記被検体を横切った放射線を検出する段階；
    を更に有する請求項１０に記載の方法。
15. 前記時間ウィンドウに対応する連続する心サイクルの数Ｎは：
    ＷＷ_minは前記再構成される全ボクセルを照射する照射ウィンドウの組からの最小の照射ウィンドウ幅、ＲＴはガントリーの回転時間、ＲＲ_maxはスキャン中の最大心周期、αは前もって選定されたパラメータであるとして、
    Ｎ＝ｆｌｏｏｒ（（ＷＷ_min−ＲＴ／２）／ＲＲ_max−α）
    である、請求項１４に記載の方法。
16. 隣接し合う前記第１及び第２の領域を合わせた長さＬ_１は：
    νは前記被検体の速度、ＲＲは前記心サイクルの周期であるとして、
    Ｌ_１＝ν・ＲＲ
    である、請求項１０に記載の方法。
17. 前記第２の領域の長さＬ_２は：
    νは前記被検体の速度、ＲＲは前記心サイクルの周期、γは前記心サイクル内の該第２の領域の長さＬ_２を規定するパラメータであるとして、
    Ｌ_２＝γ・ν・ＲＲ
    である、請求項１０に記載の方法。
18. 請求項１０に記載の段階群を実行するＣＴスキャナ。
19. 検査領域を横切る円錐ビーム放射線の放射線源；
    前記放射線が前記検査領域を通過した後で該放射線を検出し、それを投影データ様式に変換する放射線検出器；
    円錐ビーム投影データを３次元再構成画像に再構成する画像プロセッサであり：
    前記投影データを、選択された心サイクルの各々の間に収集されたデータセットに仕分けする段階；
    収集されたデータを平行な光線の様式にリビニングする段階；
    前記平行な光線の様式のデータをフィルタリングする段階；
    フィルタリングされたデータを畳み込む段階；
    連続した心サイクルを整数個含む時間ウィンドウを決定する段階；
    投影に依存する時間的重み付けプロファイルを決定する段階；
    軸方向に沿って前記時間ウィンドウ内で第１及び第２の領域を決定する段階であり、該第１及び第２の領域は交互にされる、決定する段階；
    前記時間的重み付けプロファイルのうちの前記時間ウィンドウに対応する区画を選定する段階；
    関連する第１の領域内にある各ボクセルの測定値に、前記時間的重み付けプロファイルのうちの選定された区画の正規化された共通の加重を適用する段階；及び
    関連する第２の領域内にある各ボクセルの測定値に、連続的且つ滑らかな重み付けを施す段階；
    を実行するようにプログラムされた画像プロセッサ；並びに
    畳み込まれ、正規化され、重み付けられた逆投影データを人が視認可能な画像様式で表示するディスプレー；
    を有する診断用撮影システム。
20. 円錐ビーム放射線の放射線源を用いて検査領域を横切らせる段階；
    前記放射線が前記検査領域を通過した後で前記放射線を検出し、該放射線を電子的な投影データ様式に変換する段階；
    前記円錐ビームの投影データを３次元再構成画像へと再構成する段階であり：
    前記投影データを、選択された複数の心サイクルの各々の間に収集されたデータセットに仕分けし；
    前記収集されたデータを平行な光線の様式にリビニングし；
    前記平行な光線の様式のデータをフィルタリングし；
    フィルタリングされたデータを畳み込み；
    整数個の連続した心サイクルを含む時間ウィンドウを決定し；且つ
    投影に依存する時間的重み付けプロファイルを決定する；
    ことを含む再構成する段階；
    軸方向に沿って前記時間ウィンドウ内で第１及び第２の領域を決定する段階であり、該第１及び第２の領域は互いに交互にされる、決定する段階；
    前記時間的重み付けプロファイルのうちの前記時間ウィンドウに対応する区画を選定する段階；
    関連する第１の領域内にある各ボクセルの測定値に、前記時間的重み付けプロファイルのうちの選定された区画の正規化された共通の加重を適用する段階；
    関連する第２の領域内にある各ボクセルの測定値に連続的な重み付けを施す段階；及び
    畳み込まれ、正規化され、加み付けられた逆投影データを、人が視認可能な画像様式で表示する段階；
    を有する心臓撮影方法。

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