JPH0647039A - ３次元ｃｔ用３次元データ取得方法及びシステム - Google Patents

３次元ｃｔ用３次元データ取得方法及びシステム

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JPH0647039A
JPH0647039A JP5073660A JP7366093A JPH0647039A JP H0647039 A JPH0647039 A JP H0647039A JP 5073660 A JP5073660 A JP 5073660A JP 7366093 A JP7366093 A JP 7366093A JP H0647039 A JPH0647039 A JP H0647039A
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dimensional
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JP5073660A
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Gioietta Kuo-Petravic
クウォー−ペトラヴィク ジョイエッタ
Rolf Hupke
ハプク ロルフ
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Siemens Medical Systems Inc
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Abstract

(57)【要約】 【目的】 大きな有効体積に対して高解像度の容量を有
する３次元ＣＴ手法を提供することが本発明の目的であ
る。 【構成】 スキャン平面内での各回転位置に対して、そ
して、各スキャン平面に対して、２次元検出器表面上で
投影データが得られるように複数の直交する平面内にて
スキャンすることにより身体の内部部分の３次元イメー
ジを生成するＣＴシステムが提供される。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は一般にＸ−線イメージン
グ（画像生成）方法及び装置（システム）、特には被検
体、例えば人体の体積イメージングを得るためのＣＴ方
法及び装置（システム）に関する。
【０００２】
【従来の技術】発明の背景に就いて以下説明する。医療
分野及び産業の双方において種々の被検体、例えば人
体、鋳物、等のような被検体対象物の内部部分のイメー
ジ（画像）を非破壊的に生成することが重要である。殊
に医療分野においてＣＴを行なわせるための方法及び装
置としてほぼ１９７４年以降比較的複雑な２次元イメー
ジングシステム（画像生成システム）が開発されてい
る。斯様な２次元システムは２次元イメージのコンピュ
ータ再構成のためのファンビーム（扇状ビーム）スキャ
ンモードを利用している。現在のところ、最も進んだＣ
Ｔ装置、例えば、シーメンス社ＳＯ ＭＡＴＲＯＮはス
パイラルソースを使用しており、検出器アセンブリ及び
再構成は一連の２次元スライスから達成される。一般に
認められるところではＣＴ装置の次の世代は試験検査、
例えば心臓の心悸亢進の検査を可能にするための体積リ
アルタイムイメージングに基づくものにならなければな
らないことである。このことを達成するため、データ収
集時間と再構成時間のスピードアップが必要である。コ
ーン（円錐）ビームを発生するＸ線ソースの完全な規
模、レインジを用いることにより、そして、表面検出
器、例えばシーメンス社ＭＵＬＴＩＳＫＯＰにおけるイ
メージインテンシファイアのようなものを用いることに
より、データ収集が顕著にスピードアップされ得る。然
し乍ら大型の使用可能な体積による適当な高分解能（解
像度）高速３次元再構成方法が工夫考案されねばならな
い。良好な逐次的（ｉｔｅｒａｔｉｖｅ）代数学的再構
成方法（これは極めて精確なものであり得る）は存在す
るものの、収束を得るのに通常極めて大きなコンピュー
タ時間を必要とする。
【０００３】近代的な診断的（診療）放射線技術システ
ムによっては放射線技術者にとって上述のような人体の
内臓器官のシャドウイメージを生じさせ解釈することが
可能となっている。そのようなシステムでは５０〜２０
０ｋｅＶのレインジに亘るエネルギスペクトルを典型的
に有するＸ線が用いられるが、産業上の応用分野では著
しく高いエネルギレインジが使用され得る。また、典型
的な診断Ｘ線システムでは当該Ｘ線を人体の断面部を通
って通過させるようにして比較的広幅のＸ線ビームが用
いられ、それにより身体の断面部から出る線が検出器に
照射される。検出器は典型的には写真フィルム又はＸ線
検出管から成り得る。Ｘ線は身体を通過するとき例えば
関係式
【０００４】
【数１】
【０００５】に従って減弱（減衰）される。その場合Ｉ
oはＸ線ビームの強度であり、μは減弱係数であり、Ｘ
は身体の厚さである。減弱係数μは当該身体に亘る物質
の密度及びそれの原子番号の関数であるので、身体の種
々の成分によっては夫々当該ビームが身体を通るときの
種々の点（個所）でビームが異って減弱（減衰）され
る。身体を出て行くＸ線ビームのそのような種々の減弱
成分は異なった放射線量として検出される。その結果検
出されたビームによっては身体全体に亘っての減弱の２
次元表示が生ぜしめられる。写真フィルムの検出器によ
っては身体の高分解能の永久的レコード（記録）又は記
録されたイメージ（画像）が得られる。当該分解能は
０．１ｍｍに近いものになり得る。
【０００６】そのような公知システムの欠点は３次元の
身体について２次元表示しか得られないことがである。
【０００７】回転軸に対して垂直な平面内で身体を通っ
て比較的狭幅の（細い）Ｘ線を送信するためコンピュー
タ化されたトモグラフィまたはトモグラフィシステムが
開発されている。検出器は異なる放射線を以て、典型的
には数１０００回ビームの全減弱減衰量を繰返して測定
するため用いられ、その際それらの異なった放射線は同
じ平面内で身体を通して送信される。回転軸に対して垂
直な平面内で身体の狭いスライスに亘って数１０００回
の減弱（減衰）量測定が行わなれ得る。ビーム路に沿っ
てのセグメントの各々による減弱（減衰）量の和は当該
ビーム路に沿っての狭幅ビームの減弱（減衰）量を表わ
す。総合減弱（減衰）量は各セグメントの減衰量の和で
ある。
【０００８】実際上研究検討される所定の身体スライス
に対して、当該スライスは複数のパイクセル又は表面要
素（エレメント）に分割される。典型的グリッドサイズ
又はパイクセルのメッシュは５１２×５１２のマトリク
スであり、所定のスライスを再現、再生するには数１０
万の測定が必要とされる。
【０００９】データ処理は典型的には各パイクセル要素
に対して減弱係数を計数することを含む。減弱係数は典
型的には水を１．０とする規準値に対する相対的な正規
化値であり、すなわち、例えば骨、カルシウムにおいて
見出されるような密度の高い物質に対しては高い数値と
なる。水に対する正規化数は例えば、１０００Ｈ．Ｕ．
（Ｈｏｕｎｓｆｉｅｌｄ）単位である。正規化された係
数は所定のパターン（スキーマ）に従って大きさの点で
ランク（階位）付けされ、その後、グレイスケールラン
キング（階位付け）に対して相対的にビュー（可視）ス
クリーン上にスライスを表示するため種々のコンピュー
タ化減弱係数にグレイスケールが割当てられている。そ
の結果身体全体に亘っての組織特性において小さな差異
を示す高分解能イメージが得られる。同様に、ＣＴの産
業上の応用に対しては他の正規化標準が適用される。そ
れらのシステムの或ものによっては順次の平行（パラレ
ル）の平面にてとられた複数の２次元スライスから３次
元イメージが生成される。他のシステムは第１の軸線に
沿ってとられる複数の平行（パラレル）平面から得られ
た複数の２次元スライスを用いることにより、そして、
第１軸線に対して垂直な軸線に沿ってとられた平行（パ
ラレル）平面からの別の複数のスライスを用いることに
よりデータのギャップを埋めることを試みる。それにも
拘らず、そのような公知システムは、ピントの合った焦
点から離れて動くと、得られたデータにおけるギャップ
に基づき分解能が悪くなる。写真フィルムとは異なる検
出器はそのような最新のシステムにて用いられる。それ
らの検出器は例えば高密度ガスで充填されたイオン化
室、ソリッドステートデバイス、又はイメージインテン
シフイヤを含み得る。
【００１０】典型的にはＣＴ装置ではＸ線源(ソース)は
コニカル（円錐状）であり、一般に、扇状ビームを形成
するためスリットが前部（前方）に設けられる。３次元
ＣＴに対して、Ｘ線ソースの完全な規模、範囲が用いて
コンピュームが生ぜしめられる。Ｘ線ソースから投影さ
れるビームパターンは被検体の周りに回転される。
【００１１】本発明の認識によれば３次元イメージング
を改善する上で高い分解能及び高速再構成時間（特性）
を生じさせる真の３次元再構成アルゴリズムを開発する
ことが重要である。或公知の３次元再構成アルゴリズム
はＦｅｌｄｋａｍｐ ｅｔ ａｌ．によって開発されてい
る（Ｌ．Ａ． Ｆｅｌｄｋａｍｐ，Ｌ．Ｃ． Ｄａｖｉｓ
ａｎｄ Ｊ．Ｗ．Ｋｒｅｓｓ，“ＰＲＡＣＴＩＣＡＬ
ＣＯＮＥ ＢＥＡＭ ＡＬＧＯＲＩＴＨＭ”，Ｊ． Ｏｐ
ｔ．Ｓｏｃ．Ａｍ ,６ Ｊｕｎｅ １９８４）。Ｆｅｌｄ
ｋａｍｐ ｅｔ ａｌ，アルゴリズムは基本的に２次元扇
状ビーム逆投影アルゴリズムの拡張であって、一般的に
研究者によって極めて有効であると認められている。然
し乍ら、本発明により得られた知見によれば、上記アル
ゴリズムは中央平面にスキャンするのみであるので、損
なわれたイメージは中央平面から大きな垂直方向距離を
おいて生ぜしめられるものであり、そして当該欠点はス
キャン方法に固有のものである。
【００１２】３次元トモグラフィを形成するため従来多
くの試みがなされている。例えば、Ｆｅｎｃｉｌ ｅｔ
ａｌの米国特許第４，８７５，１６５号においてバイプ
レイン（ｂｉｐｌａｎｅ）のアンギオグラフィーにおけ
る３次元構造の決定のための方法が記載されている。
【００１３】一般に考えられていたところによれば２つ
の大きな円からスキャンデータを加え合せるとしたら、
夫々のデータが“ファジイ度”が加えられて、なお一層
大きなファジイ度が生ぜしめられることとなるであろう
ということである。本発明の方法は上記の誤った考えに
対して反証を行ない、すなわち、被検体の複数の大きな
円（サークル）スキャンからの処理されたスキャンデー
タを加え合せることにより、ファジイ度が実際に低減さ
れるとの知見が得られた。
【００１４】
【発明の目的】本発明の目的ないし課題とするところは
大きな有効体積に対して高解像度（分解能を）の容量を
具備する３次元ＣＴ手法を提供することにある。
【００１５】本発明の別の目的ないし課題とするところ
は実質的に損なわれたイメージングを実質的に除去する
ように直交平面内でマルチスキャンの容量能力を３次元
ＣＴシステムが具備することにすることにある。
【００１６】本発明のさらに別の目的ないし課題とする
ところはＣＴ体積再構成のための改善された方法を提供
することにある。
【００１７】
【発明の構成】本発明の課題ないし目的は請求範囲に記
載の構成要件により解決される。
【００１８】１つの実施例において、２つのＦｅｌｄｋ
ａｍｐ再構成を用いて２つの実質的に垂直な円にてスキ
ャンすることにより、そして、それから得られたデータ
を相加えることにより、ＣＴシステムにて上記目的及び
他の目的が達成される。そのようなスキャンによっては
公知システムに対しての解像度の実質的改善が得られ
る。本発明の他の実施例では第３のスキャンが、他の２
つのスキャンに対して垂直方向になされ、ここにおい
て、空間的及びコントラスト解像度において一層大きな
改善度が得られるように、対称的及び完全なサンプリン
グがなされる。
【００１９】次に本発明の種々の実施例を図を用いて説
明し、ここにおいて、同種の内容については同じ参照番
号、符号で示してある。
【００２０】
【実施例】図１の簡単化された概念図には基本的な３次
元コーンビームコンピュータ化ＣＴシステム１を示し、
このシステム１は半円又は“Ｃ”状のアーム３（これは
その一端にＸ線管又は送信装置５を有している）及びＸ
線検出装置７（これは当該他端に取付けられている）を
有する。Ｘ線管又は送信装置５はＸ線検出器７に直接的
に対向しかつそれにアラインメントされて位置付けられ
ており、それにより、当該例において患者９を通るＸ線
が、Ｘ線検出器７により検出され得るようになる。アー
ム３は水平自在継手１１により保持され、例えば、当該
アーム３は回転平面内の任意の位置で位置付けられ得、
そして、Ｘ線管５からのＸ線ビームがそれらの平面の任
意のものを通して送信され得る。また、水平自在継手１
１の使用により、本例では任意の所定の平面内にてアー
ム３は約３６０°回転され得る。コンピュータ化された
コントローラ１２は検出器７から受取ったスキャンデー
タを処理するためと、Ｘ−線管５の動作を制御するため
に設けられている。
【００２１】図２に示すように、典型的にＸ−線管５か
ら送信されたＸ線は円錐（コーン）ビームの形で円錐状
（コニカル）体積１３内にてセンタリングされ、該体積
１３を介して送信される。本例ではコーンビームが患者
９の頭部１５を透過するところが示されており、その後
ビームはコーン（円錐体）の軸線に対して垂直な平面内
の検出器７により検出される。患者９の放射線技術上の
研究検討を行なう場合、図１のアーム３は大きな円形平
面内でＸ線管５及び検出器７を回転させるため動かさ
れ、例えば検出器７の平面内にて患者９の頭部１５の投
影されたイメージが得られる。このことは新たな回転平
面１３′へのＸ線管５及び検出器７の再位置付けを示す
所定スキャン動作中の終期運動を指示することにより明
示されており、その際に、夫々図解のためそのＸ線管及
び検出器５′及び７′として示されている。円形経路に
よって描かれる回転平面内でのそれらの異なった位置に
よっては本事例において患者の頭部１５の３次元イメー
ジ（画像）が生ぜしめられる。
【００２２】上記の標準的構成状況においてさらにＺ軸
に沿って、例えば被検体センタ（中心）から外れて当該
の動きが起こると分解能が低下してイメージング劣化を
惹起する。そのようにし、当該有効体積は座標系の周り
の小さな領域に低減される。
【００２３】本発明において得られた知見によればＸ線
管５及び検出器７のスキャン又は運動のための少なくと
も２つの、有利には３つの直交サークル（円）の使用に
より３次元トモグラフィーに対する分解能における著し
い改善が得られることである。以下さらに詳述するよう
に、重要な着眼点は３次元イメージを再構成するために
得られるデータを処理するために必要とされるコンピュ
ータ時間を低減するための高速アルゴリズムを作成する
ことである。
【００２４】図３中、３つの垂直又は直交する大きなサ
ークル（円）Ｇ１，Ｇ２，Ｇ３が簡単化されたダイヤグ
ラムで示されており、ここではそれらの円が、Ｘ線管５
から投影された典型的なコーン（円錐状）ビームの頂点
によって描かれる様子が窺われる。図示のように、被検
の患者９のような３次元被検体１７が、夫々円Ｇ１〜Ｇ
３の中心内に位置付けられる。
【００２５】３つの垂直な大きな円Ｇ１〜Ｇ３内に含ま
れるソース（源）及び検出器によるスキャンは図１に示
すようなトモグラフィメカニズムを用いて、次のように
して行なわれ得る、即ち、当該大円Ｇ１〜Ｇ３のうちの
所望の１つの平面にてＸ線管５及び検出器７を位置付け
ることにより行なわれ得る。然し乍ら、実際のコンピュ
ータ化されたＣＴシステムにて、そのことは時間を要す
るものであり得る。最小時間で所要のスキャンを行なわ
せるには３つのアーム３，３′３″及び所属のＸ線管
５，５′，５″並びに所属のＸ線検出器７，７′，７″
（図４）を有するＣＴシステムを設け得る。患者９は当
該機器に対して相対的な図４に示す所定の位置におかれ
ているが、患者をソース及び検出器アセンブリ５，
５′，５″及び７，７′７″に対して４５°の位置関係
にあるような他の位置におき得る。検出器７，７′，
７″は夫々例えば２次元検出器、又は個別検出器の２次
アレイにより形成され得るが、それに限られない。この
実施例では患者９は台４により支持されたテーブル頂部
上に仰向けにおかれている。但し、いずれにしろ、その
ような体位に限られるものでなく、患者９は他の体位、
例えば立位置で位置付けられ、または検査され得る。さ
らに注目すべきはまた、３つの直交スキャンシステムは
本例では夫々自在水平継手１１，１１′，１１″を有し
得、中央制御部はコンピュータ化コントローラ１２によ
り形成され得る。当該の又は何等かの他のＣＴシステム
メカニズムにより、３つの直交スキャンのうちの２つの
使用を介して、対称的及び完全なるサンプリングは、著
しく高い空間的及びコントラスト分解能を生じさせるた
め行なわれ得る。前述のように、単一の平面スキャンシ
ステムに対して相対的な分解能の点で著しく改善が行な
われ得る。
【００２６】次に、３つのＧ１〜Ｇ３スキャンから得ら
れるデータの比較的高速の処理のためのアルゴリズムの
開発に対しての種々の解析及びコンピュータ研究の成果
について説明する。本願発明者の認識によれば、“ｃｏ
ｎｖｏｌｕｔｉｏｎ ｆｉｌｔｅｒｅｄ ｂａｃｋ ｐｒ
ｏｊｅｃｔｉｏｎ”（重畳積分−フィルタ補正−逆投
影）に部分的に基づくデータを処理するための方法が実
際的であるような様子を呈したのである。また、別の研
究により示されたところによれば、Ｆｅｌｄｋａｍｐ
ｅｔ ａｌ （Ｌ．Ａ．Ｆｅｌｄｋａｍｐ，Ｌ．Ｃ．Ｄａ
ｖｉｓ ａｎｄ Ｊ．Ｗ．Ｋｒｅｓｓ，“ｐｒａｃｔｉｃ
ａｌ Ｃｏｎｅ Ｂｅａｍ Ａｌｇｏｒｉｔｈｍ”，Ｊ．
Ｏｐｔ．Ｓｏｃ．Ａｍ，１，Ｊｕｎｅ６，１９８４）に
より提案されたアルゴリズム（これは図１の単一のスキ
ャンサークル（円）構成に適用可能である）が、コンピ
ュータ実行のためのアルゴリズムのうち最も高速のもの
であるように思われる。
【００２７】本発明を一層良好に理解するため以下体積
再構成の研究検討について説明する。この説明につい
て、本発明における有利な実施例における３つのスキャ
ンから得られたデータを処理するために必要な単数又は
複数のアルゴリズムの説明を行なう。
【００２８】図５中、例えば体積再構成の幾何学的特性
が示されている。仮定されることはソース５と２次元検
出器７はＺ軸の周りにＸ−Ｙ平面にて回転され、上記Ｚ
軸は回転軸である。ソース５と回転軸Ｚとの間の距離間
隔は本例では７０ｃｍであると仮定され、しかるに、Ｚ
軸と検出器平面１９との間の距離間隔ｄ2は３０ｃｍで
あると仮定される。本例において検出器は４０ｃｍの直
径ｄ3を有するイメージインテンシファイヤであると仮
定してある。従って、再構成の有効体積は変形ｄ1ｓｉ
ｎθの球であり、その場合θはコーンビーム２１の角度
の１／２である。また、θはほぼ１１°であり、それに
より、ｄ1ｓｉｎθは例えばほぼ１３．７ｃｍである。
【００２９】Ｆｅｌｄｋａｍｐアルゴリズムは傾いた平
面１セットにおけるファンビームアルゴリズムを用い、
上記の傾いた平面の法平面２３は図６に示すようにＺ方
向から外れて傾斜されている。ソース５と検出器アセン
ブリが回転すると、傾いた平面の中央を下って走る線２
５によっては図７に示すように浅いコーン２７がトレー
スして描かれる。そのような浅いコーン２７の最も高い
ところは（π／２−θ）の半角Ｆを有する。比較的に低
いＺ値でＺ軸と交わる傾いた平面２９に対して、コーン
角度は中央平面にてπ／２に等してなるまで段々と大き
くなっていて。その結果、そのような単一スキャンに対
して、多量のデータが失なわれたり、サンプルされなか
ったりする。所定のメッシュポイント（サンプリンググ
リッド上のポイント）はソース５が回転されるとき同一
のコーン上には位置しないが、幾らかのコーンに亘って
上下に振動し、該振動は比較的高いＺ値に対して比較的
大になる。その結果逆投影さるべき値はＹ−Ｚ投影平面
内で補間により得られなければならない。中央平面３１
上で、Ｆｅｌｄｋａｍｐアルゴリズムは通常のファンビ
ームアルゴリズムに帰せられ、補間を要せず、それによ
り、良好な成果が挙げられる。然し乍ら大きなＺ値での
平面に対して、イメージデータは精確には再現されな
い。適度の精確性を維持するにはコーンビーム半角θは
１０°より小であるべきである。本例において挙げられ
ている距離測定の使用により、少なくとも１３ｃｍの半
径の球に対して良好な又は精確な再構成領域が達成され
ることが予期される。
【００３０】図８に関連して、有効（アクティブ）再構
成体積の誘導について説明する。本事例においてイメー
ジインテンシファイア又は検出器７に対する直径が４０
ｃｍであると仮定すると、当該半径は２０ｃｍであり、
これは２２０パイクセルに分割される。この半径は回転
軸Ｚを含む平面３３に逆投影されると１４ｃｍに低減さ
れる。図８に対してさらなる計算を行なうと明らかにな
ったところでは再構成の有効半径Ｓは１３．７ｃｍであ
る。パイクロルの数はゼロ（０）〜（２５６）であり、
（高度フーリエ変換に必要とされるように）、それによ
り、回転軸Ｚを含む平面３３上の逆投影される際０．１
３ｃｍの間隔を以て（２５６×２５６の）検出器平面メ
ッシュが有効に生ぜしめられる。３次元被検体１７又は
被検患者９に対して、０．１９ｃｍの間隔を有する（１
４０×１４０×１４０の）メッシュが使用され、これは
座標系Ｃの周りにセンタリングされる。斯くして当該有
効体積は丁度３次元メッシュ中に含まれる。その場合、
再構成プロセデニア（手順、手続）は次の過程から成
る、即ち、各々の投影をフーリエ空間に変換し、ランプ
関数とハミング窓関数で乗算し、逆フーリエ変換を行な
い、次いで、フィルタ補正重畳積分値（ｆｉｌｔｅｒｅ
ｄ ｃｏｎｖｏｌｕｔｉｏｎ ｖａｌｕｅｓ）の２次元メ
ッシュにおける双１次補間を用いて逆投影を行なう過程
からなる。
【００３１】本発明の動作の説明はＦｅｌｄｋａｍｐア
ルゴリズムに基いて行なうのではない。数学的表現が以
降用いられているが、考慮下の物理的現象が強調され、
数学的解明との関連で言及される。当該説明は所定の主
題の項目の見出しを付してなされる。
【００３２】Ｉ Ｆｅｌｄｋａｍｐ再構成アルゴリズム
ファンビーム再構成のための基本的方程式は当業者にと
って公知の方程式（１）のように書き表わすことができ
る。これは１９８８年ＩＥＥ Ｐｒｅｓｓ，１９８８年
（ＩＥＥＥ Ｏｒｄｅｒ Ｎｏ．ＰＣ０２０７１）、に
よって刊行された、Ｋａｋ ａｎｄ Ｓｌａｎｅｙ、著述
“Ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ ｏｆ Ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅ
ｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｉｃ Ｉｍａｇｉｎｇ”第１０４
頁、関係式１６３、中に示されている。
【００３３】
【数２】
【００３４】コーンビーム関係式（特性方程式） Ｆｅｌｄｋａｍｐアルゴリズムは中央平面（水平平面）
の上方及び下方に傾けられた平面へファンビーム方程式
（関係式）を適用して、検出平面内の投影一組（１セッ
ト）を生ぜしめ、上記検出平面は被検体１７の周りにソ
ース５と共に回転する。先行するセクション（断面）の
円筒座標（γ，φ）は、直交（デカルト）座標、（ｔ，
ｓ）により置換され、この直交座標はＺ軸の周りにソー
スと共に回転し（Ｘ，Ｙ）とはソース角度でβ（図１７
参照）だけ異なる。従って、下記の関係式が成立つ。
【００３５】
【数３】
【００３６】
【外１】
【００３７】
【数４】
【００３８】
【外２】
【００３９】
【数５】
【００４０】
【外３】
【００４１】
【数６】
【００４２】
【外４】
【００４３】
【数７】
【００４４】上記関係式は（ｔ，ｓ）の形で書き表わさ
れなけれなならず、これは次の関係式（図２０−Ａ，Ｂ
参照）の充足が要求される。
【００４５】
【数８】
【００４６】従ってコーンビーム再構成に対する関係式
は次のようになる。
【００４７】
【数９】
【００４８】
【外５】
【００４９】
【数１０】
【００５０】
【外６】
【００５１】
【数１１】
【００５２】
【外７】
【００５３】
【数１２】
【００５４】そして、すべてのソース角βにて寄与（関
与）成分を加算してまとめる、 ２． コンボリューション（重畳積分）及びフィルタリ
ング 先行セクション（断面）に対するステップｉｉ）は２つ
の理由でフーリエ空間にて実行される。第１に、コンボ
リューションはフーリエ空間における簡単な乗算を含
む、それ故にプログラミングが簡単であり、実行が高速
である。第２に、データにおける高周波ノズルを抑圧す
るには当該ポイントにて周波数依存のフィルタを導入す
ると好適である。本発明により具現化された多数のウイ
ンドウは図２１及び図２２−Ａにフーリエ空間で示され
ており、図２２−Ｂでは物理的空間に示されている。こ
れらのウインドウ関数は図２１に示すように矩形４４、
パルツエン（Ｐａｒｚｅｎ）４６、ハミング（Ｈａｍｍ
ｉｎｇ）４８、ハニング（ハン）（Ｈａｎｎ）５０を含
む。ウインドウ関数とランプフィルタの積から生じるウ
インドウフィルタレスポンス特性カーブは図２２−Ａに
示すフールエ空間で、そして、図２２−Ｂに示す物理空
間でランプ５２、パルツエン５４、ハニング（ハン）５
８を夫々含んでいる。
【００５５】
【外８】
【００５６】
【数１３】
【００５７】
【外９】
【００５８】
【数１４】
【００５９】
【外１０】
【００６０】３． Ｇ１ファントムシミンレーション ＣＴ再構成のシミンレーションにおける良好なファント
ムを形成することはコンピュータプロセスの重要部分及
び積分部分である。放射（Ｘ）線経路に沿っての減弱
（減衰）量の線積分から計算される投影は再構成の最終
エラーに関与すべきではない。換言すれば線積分を計算
する上で関与するエラーはＣＴ再構成のエラーより遥か
に小にすべきである。このことが殊に重要であるのは繰
返し（反復性）パターン（スキーマ）を使用する場合で
あり、上記の繰返しパターンでは観測された投影と、計
算の当該の階段での解から計算された線積分とも差から
コンバーゼンス（収束性）規準が形成されるのである。
また、当該投影を計算することはコンピュータ時間を要
し、よって、スピードと精度の双方を達成するのは容易
ではない。
【００６１】本願発明者が確定したところによれば代数
関係を簡単化するには楕円面体）のみを使用すべきであ
るということである。更にわかり易くするためいずれの
付加的なパラメータをも除去することが選ばれたのであ
る。それというのは、外径及び内径の半径が解析の目的
のため必要とされる唯１の変量であるからである。この
ことにより、代数特性関係が簡単化され、計算スピード
が増加される。直交座標（ｘ，ｙ，ｚ）における楕円面
（体）は次のように書き表わされる。
【００６２】
【数１５】
【００６３】ここにおいて、（ｘ0，ｙ0，ｚ0）は楕円
体のセンタ（中心）の座標であり、Ａ，Ｂ，Ｃは座標軸
に沿っての長軸及び短軸を与える。水に対して相対的な
減弱（減衰）量の大きな楕円体μ＝２．０及びμ＝−．
９８の別の幾らか小さい楕円面（体）を以てスタートす
るとよい。斯くて、その結果μ＝２．０の頭蓋骨のよう
なシエル（外殻体）（この内部にはμ＝１．０２の軟性
の組織の領域が存在する）となる。頭蓋骨内の異なった
部位における異なる減弱減衰量を１揃い（セット）の楕
円体を重畳することにより分解能及びアーチファクトを
検討研究できる。任意の角度で楕円体（面）の群を横切
っての線積分を計算することは煩鎖なことであり得る
（動作をすべき最良の座標を見出すことにより計算を最
適化するのに十分な配慮を行なわない場合には）ソース
を常にＸ軸上におき、即ちＵ（−ｄ，ｏ，ｏ）におき、
そして検出器平面を（ｙ，ｚ）平面におくのが最も適す
る。検出器平面における１つのポイント（個所）はＶ
（Ｏ，Ｙｄ，Ｚｄ）に位置することとなる。スキャンを
シミュレートするため楕円体は角度−βだけ回転され、
その際βは例えばソース５に対するソース角度である。
所定の投影線への所定の楕円面（体）の関与のためＵと
Ｖを結ぶ線が引かれ、当該線と楕円面（体）との交点が
定ばれる。２つの点（Ｘ1,Ｙ1，Ｚ1）及び（Ｘ2,Ｙ2，
Ｚ2）を通る線に対するパラメータ表示は次のようにな
る。
【００６４】
【数１６】
【００６５】これをＵとＶに適用すると下記の関係式が
得られる。
【００６６】
【数１７】
【００６７】（ｘ，ｙ，ｚ）系からのＺ軸のまわりに−
βだけ回転される座標系（ｘ′，ｙ′，ｚ′）を仮定す
る。′の付してある系において楕円面（体）は次のよう
に書き表わされる。
【００６８】
【数１８】
【００６９】何故ならば、
【００７０】
【数１９】
【００７１】であるからである。
【００７２】そして次のような関係式が生ぜしめられ
る。
【００７３】
【数２０】
【００７４】当該線に対して関係式（３３）及び関係式
（２８）〜（３０）への置換代入によりｔの２乗特性が
得られる。さらに当該線上のすべての楕円面（体）から
の切片はソーティングされねばならない（経路全体に沿
っての順次の減弱（減衰）量を計算する前に）。
【００７５】４． 逆投影 任意の所定のメッシュポイントに対して、すべてのソー
ス角度に亘っての検出器平面からの補間により取出され
る寄与（関与）成分を合計しなければならない。従っ
て、ソースをメッシュポイントに結ぶ線を決定し、そし
て、どこで該線が検出器平面を切るかを見出すことが必
要である。また、ソースを（−ｄ，ｏ，ｏ）にとり、そ
して、検出器平面をｘ＝０における（ｙ，ｚ）平面内に
とるのが一層好適である。
【００７６】所定のメッシュポイント（ｘ，ｙ，ｚ）は
βだけ回転され当該系（ここではソースはＸ軸上にあ
る）内にあるようにしなければならない。それ故、
【００７７】
【数２１】
【００７８】（−ｄ，ｏ，ｏ）と（ｘr，ｙr，ｚ）を結
ぶ線は下記の関係式により与えられる。
【００７９】
【数２２】
【００８０】検出器平面と当該線との交わりは下記関係
式で行なわれる ｘ＝０＝−ｄ＋ａｔ （４２） 従って、
【００８１】
【数２３】
【００８２】当該値（ｙ，ｚ）は検出器グリッドにおけ
る双１次の補間により、逆投影された値を決定するため
用いられる。
【００８３】５． Ｇ２つファントムシミュレーション ファントムによる図解の目的のため、ソース検出器アセ
ンブリをＸ軸上に固定しておき、そして、代わりに、フ
ァントムの角度を変化させＧ２及びＧ３平面における回
転をシミュレートするのがより簡単である。ｘ−ｙ平面
内でソース検出器アセンブリ１でスキャンを行なうと、
次に、ｙ−ｚ平面内で同じ動作を行なわなければならな
い（図２３参照）。被検体１７を固定しておいて、座標
系（ｘ′，ｙ′，ｚ′）に対してｚ軸の周りにπ／２だ
け座標を回転させることができる（ここにおいてｚ＝
ｚ′）。次に、新たな座標系（ｘ″，ｙ″，ｚ″）を得
るためＸ′軸のまわりにπ／２だけ回転するとよい。図
２４−Ａから明らかなように今やスキャン幾何特性をＧ
１として有し、今やソース５と検出器７は（ｘ″，
ｙ″）平面内で移動する。そこで次のステップを実施し
なければならない。
【００８４】（ｘ，ｙ，ｚ）系における楕円体でスター
トすると（図２３及び図２４−Ａ）、次の関係式が成立
つ。
【００８５】
【数２４】
【００８６】その際ｚの周りのπ／２だけの座標の回転
を伴なう。
【００８７】
【数２５】
【００８８】（ｘ′，ｙ′，ｚ′）系における楕円体は
次のようになる。
【００８９】
【数２６】
【００９０】・ｘ′軸のまわりにπ／２だけ回転する
（下記関係式を用いて）。
【００９１】
【数２７】
【００９２】（ｘ″，ｙ″，ｚ″）系における楕円面
（体）は次のようななる。
【００９３】
【数２８】
【００９４】・最後に、ソースの回転を許容するため−
βだけ楕円面（体）を回転させねばならない。このこと
は次のように達成される。
【００９５】
【数２９】
【００９６】そこで、関係式（２５）は次のようにな
る。
【００９７】
【数３０】
【００９８】当該楕円面（体）と１つの線との交わり合
いを見出すプロセデュア（手順）を繰返さなければなら
ず、残りのものは以前のように後続する。
【００９９】６． Ｇ３ファントムシミュレーション Ｇ３スキャンを実行するにはｘ−ｚ平面内でスキャンし
なければならない。従って、ｘ軸のまわりにπ／２だけ
座標（ｘ，ｙ，ｚ）を回転することが必要である（図２
３及び図２４−Ｂ）。（ｘ′，ｙ′，ｚ′）における楕
円体に対する関係式は次のようになる：
【０１００】
【数３１】
【０１０１】次に、ｚ′軸のまわりに−βだけ楕円体を
回転させなければならず、当該系における楕円体の関係
式（上記系においては本例ではソース５及び検出器７が
Ｘ軸に沿ってアラインメントされる）は次のようにす
る：
【０１０２】
【数３２】
【０１０３】本発明に対するコンピュータシミュレーシ
ョンの結果について以下述べる。
【０１０４】図２５からは身体を通してとられる直交ス
ライスに対する従来の放射線技術上の定義が明らかであ
る。図示のように、横軸断面（ｔｒａｎｓａｘｉａｌ）
平面ＴＳは大円Ｇ１の平面内にある。冠状（コロナル）
断面スライスＣＳは大円Ｇ２の平面内にあり、矢状（サ
ジタル）断面スライスは大円Ｇ３内にある。横軸断面ス
ライスは水平の空間的及びコントラスト分解能に対して
の情報を与える。一方、冠状断面スライスによっては再
構成の垂直分解能がディスプレイされる。ｘ−ｙ平面は
水平平面として規定されている。ｚの小さな値に対して
再構成はファンビーム再構成に類似する。それ故水平分
解能を類似であるものと予期し得る。相対的な減弱係数
μ＝２．０を有するファントム球状頭蓋管及びμ＝１．
０２を有する内部の一様な組織のシミュレーションにお
いて有用性が得られた、内部の当該組織上に、０．０１
〜０．００３で変化するμを有する被検体が選択的に重
畳された。このグラフにおいて水に対して相対的な減弱
（減衰）量はｘ＝ｙ＝０．１ｃｍにてファントム被検体
の冠状断面平面内の線に沿ってのｚの関数としてプロッ
トされている。ファントム被検体６０の薄厚ディスクは
回転軸にて２ｖｏｘｅｌの厚さであると規定され、３つ
のメッシュポイントに亘って現われる。
【０１０５】然し乍ら、冠状断面スライスがシミュレー
トされると、Ｆｅｌｄｋａｍｐアルゴリズムにおけるデ
ータ逸失の問題の全面的範囲が明白になる。ｚ軸に沿っ
て規則的間隔をおいておかれた１セットの扁平の楕円面
（これら楕円面はｚ方向で２ｖｏｘｅｌ（最小単位体
積）の厚さである）から成る解像（分解能）ファントム
を含む（冠状（コロナル）断面をｘ＝ｙ＝０．１ｃｍの
ところに示す試験結果が得られた。Ｆｅｌｄｋａｍｐア
ルゴリズムを用いる相応の再構成が得られた（図２６、
図２７及び図２８）。空間及びコントラスト分解能にお
ける退化ないし劣化の量により示されたところによれ
ば、Ｆｅｌｄｋａｍｐアルゴリズムそれ自体は現実的ス
キャナのため使用され得ない。当該アーチファクトは
“データ逸失問題”と称されるものの故に生じる。もっ
ぱらｚ方向にある投影線はデータから逸失する。
【０１０６】図解のため、ソース５は被検体１７のまわ
りの半径ｄの２つの大きな円（Ｇ１及びＧ２）を横切る
ものと仮定する。この方法は各スキャン後の基本的手法
としてＦｅｌｄｋａｍｐアルゴリズムにより具現化され
る。上述のコンボリューション逆投影方法の利点とする
ところは逆投影が、次の大円へ移るとき同じメッシュポ
イント上にて継続されさえすればないということであ
る。プログラミング的には一連の右側の座標変換を実行
することにより、たんに、最初のスキャンと同じコード
セクションを用いて後続のスキャンが計算される。直観
的にはＧ２が有用な働きをする、それというのはＧ１に
対する最初のスキャンにおいてデータが失なわれている
後そのところでＧ２に対する第２スキャンにおけるデー
タを埋めるからである。図２９、図３０及び図３１はＧ
２スキャンでの分解における改善度を示す（２つの直交
円形面、即ち、Ｇ１とＧ２におけるスキャン）。
【０１０７】本発明にて得た知見によれば、完璧のた
め、Ｇ３に対する第３及び最終スキャンは前述のように
先行する２つのスキャンに対して垂直に加えられ得る。
付加的スキャンによる改善は実質的なものである。この
改善は図２６図２７及び図２８に示されている。これら
の図では再構成はもっと定量的に表示されている。カー
ブ６０はシミュレートされるイメージスキャニングを介
して再構成さるべき“ファントム”を示す。カーブ６
２，６４，６６は夫々、単一スキャン（Ｇ１）、二重ス
キャン（Ｇ１，Ｇ２）、三重スキャン（Ｇ１，Ｇ２，Ｇ
３）を用いたファントム６０の再度構成を示す。６４及
び６６に対する再構成ピークも３つより多くのメッシュ
ポイントに亘って及んでいないということにより示され
ているのはアルゴリズムの本質的空間的分解能が≦０．
２ｖｏｘｅｌ（これ≦．４ｃｍ）でなければならないと
いうことである。コントラスト分解能に関しては３ＨＵ
の差が容易に認められ得ることが測定された。注目すべ
きことにはＺが増大するとき空間的又はコントラス分解
能ないし、絶対値において殆ど退化ないし劣化がないと
いうこである。このことは特に再構成カーブ６６（Ｇ
１，Ｇ２，Ｇ３からのもの）について当嵌まり、これは
極めて高い分解能でほとんど任意の有効体積をも加え合
せ得るという観が差せられる。この効果は図２８（ここ
では最大ｚ値はほぼ１５ｃｍにまで拡大されている）に
おいて明瞭に着取され得る。
【０１０８】図３２に示すフローチャートは上述の本発
明の方法を簡単化して示す。典型的には“スライス”及
び“平面”が相互に入れ替えて使用して構わない概念で
ある。図示のように、回転軸ｚ，ｘ，ｙの周りの横軸断
面スライスＴＳ、冠状断面スライスＣＳ、矢状断面スラ
イスＳＳは所属の順次のステップ７０〜７４によって個
別に処理される。次いで処理されたデータは相加えられ
再構成されるイメージポイントの３次元メッシュ（Ｍ×
Ｍ×Ｍ）が形成され、それらは標準ビデオシステム上に
表示され得、又は公知手法でプリントアウトされ得る。
【０１０９】もっと特定的には図示のようにラインごと
に処理さるべき１セットの投影データに対して、第１ス
テップ７０は標準離散的フーリエ変換（ＦＦＴ）を行な
うことであり、それのＮの要素は次のように規定され
る。
【０１１０】
【数３３】
【０１１１】
【外１１】
【０１１２】ＦＦＴ−出力はランプフィルタ及びウィン
ドウ乗算器７１を通過せしめられ、数学的処理は関係式
（１６），（１８），（１９）に示されたようなもので
ある。
【０１１３】次いでステップ７１からのフィルタリング
されたデータはステップ７２において処理されて、逆Ｆ
ＦＴがとられこれは関係式（６２）に示すようにｈkに
ついて解が得られるように式が立てられている。
【０１１４】
【数３４】
【０１１５】次に逆ＦＦＴデータは関係式（３４）〜
（４５）に示すように逆投影ステップ７３のため用いら
れて、当該平面が回転されるときソース５及び検出器７
のすべての角度に亘って所属の検出器平面１９から補間
により導出される関与成分が加算される。注目すべきは
当該補間によっては各メッシュポイントに対して、ソー
スとメッシュポイントとの間の線と、検出器平面との交
わり合いのポイントが発生形成される。
【０１１６】ステップ８０において、３つの直交平面か
らのメッシュポイントにおける処理されたデータが相加
えられる。その結果人体９の３次元ディスプレイのよう
なディスプレイのため被検体の再構成を生じさせる３次
元メッシュが得られる。
【０１１７】上述のように、ＣＴシステムにおけるより
良好な解像度を達成するため、単一のスキャン動作モー
ドは機械的にもっと複雑な多重スキャン動作モードによ
り置換されねばならない。然し乍ら、これは高過ぎる代
償ではない、それというのは多重スキャンにより達成さ
れる解像度は何オーダの規模でより一層良好となるから
である。このことの意味するところは当該性能が再構成
アルゴリズムにより何等制限されないＣＴスキャナを設
計し得るということである。
【０１１８】Ｇ２についてはソース及び検出器アセンブ
リ１を含む平面は患者９（この患者はスキャン中に亘っ
て静止状態におかれる（図２参照）のいずれの側でも４
５°になる。注目すべきは患者９は横方向で照射を受け
るべきであり、即ち、紙平面に対して垂直な方向に照射
を受けるべきである。そうしないと、有効球の外側にあ
る身体９の部分を通してのコーンビーム２１の照明、照
射が最小化されることとなるからである。すなわちそれ
らの部分はアーチファクトを惹起し得るすべての角度に
おいて均一に照明されなくなるからある。ソース及び検
出器アセンブリ１の装着取付部１１は第１スキャンの後
９０°だけ回転軸の周りに旋回されねばならない。Ｃ３
スキャンに関して患者の入口は３つの垂直な大円Ｇ１，
Ｇ２，Ｇ３により切分けられる８分円のうちの１つの中
央に存在しなければならないので、球の半径、即ちシス
テムの焦点長さは寧ろ長くなければならない。然し乍
ら、Ｇ１及びＧ２スキャンに加えられるＧ３スキャンに
よってはおそらく他の何もの（恐らく完全な球状損失を
例外として）にもまさる最大の解像度及び有効体積が与
えられる。
【０１１９】本発明の種々の実施例が示されているが、
本発明はこれに限られるものでない。当業者ならばそれ
らの実施例に対する変形を想列し得るのであり、それら
は本発明の請求項により規定される範囲に包括されるも
のである。例えば、回転軸又はｚ軸に近くない平面を再
構成することも選び得る。また、検査される又は再検査
される有効体積が、コーンビーム半角θを増大すること
により、また、焦点長さ（距離）を増大させることによ
り、拡大され得る。また、Ｆｅｌｄｋａｍｐアルゴリズ
ムは双１次補間を非１次補間と置換することにより改善
され得る。また、Ｆｅｌｄｋａｍｐより大きな精度を与
えるコンピューター有効３−Ｄ（３次元）アルゴリズム
を導出し得る。さらに、Ｘ線をベースとしてシステムと
は別のソース及び検出器アセンブリも可能であり、例え
ばＭＲＩ型システムとか、超音波システムも可能であ
る。更に、注目すべきは本発明によれば平面間の角度が
９０°であることが好ましいが、本発明の方法及び装置
により９０°より大又は小の角度によても改善された解
像力（度）が得られる。
【０１２０】本発明の好適な実施例では被検体の周りに
回転するソース及び検出器アセンブリが設けられるが、
それに代る選択的実施例によれば、静止したソース／検
出器アセンブリ及びそれらの間で回転される被検体が設
けられ得る。また、本発明の様々の実施例は人体のスキ
ャニング（スキャン）に用いる場合について示されてい
るが、本発明は非生物の被検体のスキャンの場合に就い
ても適用可能である。さらに、本発明は電子ビーム偏向
ＣＴシステム、例えばカルフォルニア、南サンフランシ
スコにおけるＩｍａｔｒｏｎ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ
にて利用可能なシステムにて有用である。
【０１２１】
【発明の効果】本発明によれば大きな有効体積に対して
高分解能（解像度）の容量を有する３次元ＣＴ手法を実
現し、実質的に損なわれたイメージングを実質的に除去
するように、直交平面内でマルチスキャンの容量能力を
有する３次元ＣＴシステムを実現でき、ＣＴ体積再構成
のための体積再構成のための改善された方法を実現し得
る効果が奏される。
【図面の簡単な説明】
【図１】公知の回転ソース及び検出器アセンブリの簡単
化された構成の概念図である。
【図２】患者とスキャナアセンブリとの位置関係を図１
におけるような位置関係で当該アセンブリが２つの直交
するサークル（円）において回転される状態で示す構成
の概念図である。
【図３】本発明の１実施例のスキャンを説明するため、
中央に位置付けされた被検体を中心としての、３つの直
交する大きなサークル（円）Ｇ１〜Ｇ３におけるソース
又は検出器の経路を示す概念図である。
【図４】本発明の１実施例におけるスキャンのＧ１〜Ｇ
３モードを生じさせるため３つのソース検出器を有する
ＣＴシステムの概念図である。
【図５】実験ＣＴシステムの幾何学的関係を示す概念図
である。
【図６】本発明の種々の実施例に関連づけられたＦｅｌ
ｄｋａｍｐ再構成にて使用される幾何学的特性（関係）
を示す概念図である。
【図７】ソース及び検出器が被検体の周りと回転される
とき傾いた平面の中央線によりトレースして描かれるコ
ーンを本発明の実施例に対して相対的に示す概念図であ
る。
【図８】有効再構成体積の誘導の様子を示す概念図であ
る。
【図９】ＣＴ再構成法の基本原理を示す概念図である。
【図１０】ラドンパラメータの規定を図解するための概
念図である。
【図１１】本発明の実施例における被検体のスキャンに
より生ぜしめられる投影、該被検体の投影の基本的なフ
ーリエ変換特性、及び上記被検体のフーリエ変換の２次
元処理におけるスライスを示す特性図ないし概念図であ
る。
【図１２】フーリエ空間におけるエリヤ（領域）の要素
を示す特性図である。
【図１３】投影線の沿ってのｔ＝ｘ ｃｏｓθ ＋ ｙ ｓ
ｉｎθ＝一定の幾何学的証明を示す特性図である。
【図１４】円筒座標における投影線上の点（ポイント）
のラドンパラメータを示す特性図である。
【図１５】ファンビーム再構成の幾何学的関係（特性）
を示す特性図である。
【図１６】ファンビーム再構成のパラメータを示す概念
図である。
【図１７】オリジナル（初期）座標（ｘ，ｙ）に対する
回転された座標（ｔ，ｓ）の関係を示す説明図である。
【図１８】傾けられた（チルトされた）平面の幾何学的
関係を示す説明図である。
【図１９】中央平面と傾いた平面における検出器に対す
る角度間での関係を示す特性図である。
【図２０】中央面−傾斜平面変量間の関係を示す特性図
である。
【図２１】フーリエ空間におけるウインドウ関数につい
ての特性図である。
【図２２】フーリエ空間ないし物理的空間におけるウイ
ンドウ関数についての特性図である。
【図２３】コーンビーム可頂点によりトレースされる３
つの垂直な大円Ｇ１〜Ｇ３の定義を図解するための、図
３の概念図をもっと詳しく示す詳細概念図である。
【図２４】夫々大きな円Ｇ２及び大きな円Ｇ３に対する
座標変換を示す特性図である。
【図２５】本発明における種々の実施例について被検体
における横軸−、冠状−、矢状−スライスの定義を図解
する概念図である。
【図２６】１０ＨＵ及び３ＨＵに対するコントラスト解
像を示すためのコンピュータシミュレーションの結果か
ら得られるグラフを示す図である。
【図２７】図２６と同様の図であるが別の結果から得ら
れたグラフを示す図である。
【図２８】大きなメッシュに対して、ｘ＝ｙ＝０．１ｃ
ｍにおける冠状平面内の線を、１０ＨＵ（Ｈｏｕｎｓｆ
ｉｅｌｄ Ｕｎｉｔｓ）のシミュートされた薄いディス
クの減弱（減数）と共に示すグラフの図である。
【図２９】ファントム及び再構成される平面に対冠状平
面を通してのシミュレートされたセクション（断面）の
グラフを示す図である。
【図３０】冠状平面を横切ってのシミュレートされたセ
クション（断面）を示すグラフの図である。
【図３１】図３０と同様であるが別のセクションを示す
グラフの図である。
【図３２】本発明の１実施例のアルゴリズムを用いてデ
ータを処理するための過程を示すフローチャートの図で
ある。
【符号の説明】
１ ＣＴシステム ２ Ｘ線管 ３ アーム ５ 送信装置（Ｘ線管） ７ 検出装置
フロントページの続き (72)発明者 ロルフ ハプク アメリカ合衆国 ニュー ジャージー リ トル シルヴァー スタンディッシュ ロ ード 59

Claims (17)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 Ｘ線源（ソース）及び対向するＸ線検出
    器を有する少なくとも１つのアセンブリを有するＣＴシ
    ステムにて３次元データセットを取得する方法であっ
    て、上記３次元データからは２次元又は３次元イメージ
    （像）が前記被検体（対象物）の一部分について得られ
    るようにし、上記システムは前記アセンブリと該アセン
    ブリ内の被検体（対象物）との間の相対的対称的回転の
    ため作動可能であるようにした方法において、前記デー
    タ取得方法は下記のステップを有する、即ち当該の２次
    元投影データが得られるようにスキャンのため第１平面
    にて前記アセンブリと前記被検体との間の相対的回転を
    行なわせ、当該の投影データを得るため前記第１平面に
    対して実質的に垂直な第２平面にて前記アセンブリと前
    記被検体との間の相対的回転を行なわせ、当該の投影デ
    ータを得るため前記第１、第２平面と実質的に直交す
    る、第３平面内で前記アセンブリと、前記被検体（対称
    物）との間の相対的回転を行なわせ、前記被検体（対称
    物）の一部を表わす３次元データメッシュを得るため第
    １〜第３の実質的に直交な平面の各々から前記データを
    処理するようにしたことを特徴とする３次元ＣＴ用３次
    元データ取得方法。
  2. 【請求項２】 前記の回転ステップは下記の手段を有す
    る、即ち前記第１平面は横軸断面平面であり、前記第２
    平面は冠状断面平面であり、前記第３平面は矢状断面平
    面であるようにした手段を有する請求項１記載の方法。
  3. 【請求項３】 前記処理ステップは下記のステップを有
    する、即ち、夫々線ごとに投影データに対して、そし
    て、回転スキャンにおける各ソース（源）位置に対して
    １次元高速フーリエ変換（ＦＦＴ）値を個別に計算し、 当該ＦＦＴ値をランプ関数で乗算し、 前記投影からフーリエ空間のデータをフィルタリング
    （補正）し、 前記フィルタリングされたデータからの被ろ波（フィル
    タ補正）ＦＦＴに対する逆ＦＦＴ値を個別に計算し、 各メッシュポイントに対して、ソースと当該メッシュポ
    イントとの間の線の、当該検出器平面との交わりのポイ
    ントを生成し、 重畳積分されたデータに対する補間された処理データを
    個別に逆投影し、 ソース検出器アセンブリを次の角度位置へ個別に回転
    し、 前記第１〜第３平面をスキャンするための先行の６つの
    ステップを繰返し、 前記被検体の一部を表わす前記データの３次元メッシュ
    を得るため回転されたデータを共に相加える各ステップ
    を有するようにした請求項１記載の方法。
  4. 【請求項４】 前記フィルタリングステップは各々下記
    のステップを有する、即ち所定のランプ及びウインドウ
    関数により前記第１〜第３平面からのデータの前記ＦＦ
    Ｔを乗算するステップを有する請求項３記載の方法。
  5. 【請求項５】 前記回転ステップはさらに下記のステッ
    プを有する、即ち、 前記第１平面は横軸断面平面であり、 前記第２平面は冠状断面（コロナル断面）平面であり、 前記第３平面は矢状断面（サジタル断面）平面である請
    求項３記載の方法。
  6. 【請求項６】 ３次元ＣＴシステムにて３次元データを
    取得する方法において、各平面に対して当該の２次元イ
    メージデータを得るため被検体に関連する実質的に直交
    する複数の平面内のメッシュポイントをスキャンし、 シーケンシャルステップを介して各平面から得られたイ
    メージデータを処理するようにし、当該シーケンシャル
    ステップは下記ステップを有する、即ち、 高速フーリエ変換（ＦＦＴ）値を計算し、 当該ＦＦＴ値をフィルタリングするためランプ及びウイ
    ンド関数で乗算し、 逆ＦＦＴ値を計算し、 該逆ＦＦＴ値を補間し逆投影し、 次のスキャン平面へ回転させ、 前記イメージデータの３次元メッシュを生じさせるため
    各平面からの処理された逆投影された値を加え合せるス
    テップを有することは特徴とする方法。
  7. 【請求項７】 前記の複数の実質的に直交する平面は横
    軸断面平面、冠状（コロナル断面）平面、矢状断面（サ
    ジタル断面）平面から成る請求項６記載の方法。
  8. 【請求項８】 前記の複数の実質的に直交する平面は３
    つの大きな円Ｇ１，Ｇ２，Ｇ３を夫々有し、該円では前
    記スキャンステップを行なわせるため１つのソースと、
    検出器アセンブリが前記被検体の周りに回転するように
    して請求項６記載の方法。
  9. 【請求項９】 Ｘ線源（ソース）及び対向するＸ線検出
    器を有する少なくとも１つのアセンブリを有するＣＴシ
    ステムにて前記被検体（対象物）の一部分の３次元イメ
    ージを得られるようにした方法であって、上記システム
    は前記アセンブリと該アセンブリ内の被検体（対象物）
    との間の対称的回転のため作動可能であるようにした方
    法において、前記データ取得方法は下記のステップを有
    する、即ち当該の２次元投影データが得られるようにス
    キャンのため第１平面にて当該被検体の周りにソース
    （源）と検出器アセンブリとの間の相対的回転を行なわ
    せ、当該の投影データを得るため前記第１平面に対して
    実質的に垂直な第２平面にてソース（源）及び前記アセ
    ンブリと前記被検体の間の相対的回転を行なわせ前記被
    検体（対称物）の一部を表わす３次元（３Ｄ）データメ
    ッシュを得るため第１及び第２の実質的に直交な平面の
    各々からの前記投影データを相加えるようにしたことを
    特徴とする３次元ＣＴ用３次元データ取得方法。
  10. 【請求項１０】 前記処理ステップは下記のステップを
    有する、即ち、 投影データに対して、各回転スキャン内での固有の（な
    いし角度）位置に対しての投影に対する高速フーリエ変
    換（ＦＦＴ）値を個別に計算しランプ関数でＦＦＴ値を
    乗算し、各々の角度位置にて前記投影からフーリエ空間
    のデータをフィルタリング（補正）し、 前記フィルタリング（補正）されたデータからの被ろ波
    （フィルタ補正）ＦＦＴに対する逆ＦＦＴを個別に計算
    し、 コンボリューション（重畳、重ね合せ）積分されたデー
    タに対するフーリエ処理されたデータを補間し逆投影
    し、 ソース検出器アセンブリを次の角度位置へ個別に回転
    し、 前記第２平面をスキャンするための先行の６つのステッ
    プを繰返し、 前記被検体の一部を表わす前記データの３次元メッシュ
    を得るため回転されたデータを共に相加える各ステップ
    を有するようにした請求項９記載の方法。
  11. 【請求項１１】 前記のフィルタリングのステップは第
    １、第２平面からのデータの前記のＦＦＴ値を、所定の
    ランプ関数及び所定のウインドウ関数で乗算する過程を
    含む請求項１０記載の方法。
  12. 【請求項１２】 ３次元ＣＴシステムにおいて、第１〜
    第３の２次元Ｘ線検出器を有し、 第１〜第３のＸ線スキャンアセンブリ手段を有し、該手
    段は夫々、第１〜第３の実質的に直交する平面内で被検
    体の周りを回転するようにして動作して、夫々第１〜第
    ３の２次元Ｘ線検出器上にイメージデータを得るように
    構成されており、更に、前記被検体の一部を表わすデー
    タの３次元メッシュを得るため、前記第１〜第３の実質
    的に直交する平面の各々からの前記データを処理するた
    めの処理手段を有することを特徴とする３次元ＣＴシス
    テム。
  13. 【請求項１３】 前記の第１〜第３の２次元イメージ検
    出器の各々が、１つのイメージインテンシファイアから
    成る請求項９記載のシステム。
  14. 【請求項１４】 前記の第１〜第３の２次元イメージ検
    出器の各々が、個別の検出器の２次元アレイから成る請
    求項９記載のシステム。
  15. 【請求項１５】 前記の第１〜第３の平面は横軸断面平
    面、冠状断面平面、矢状断面平面から成る請求項９記載
    のシステム。
  16. 【請求項１６】 各平面からのデータを同時に処理する
    ようにプログラミングされたコンピュータ化されたコン
    トローラを有し、ここにおいて、当該の高速フーリエ変
    換（ＦＦＴ）値を計算し、該ＦＦＴ値をフィルタリング
    （補正）し逆ＦＦＴを計算し、逆投影されたデータを回
    転させ、しかる後、各平面からの回転されたデータが相
    加えられて前記被検体の一部を表わす３次元のデータメ
    ッシュを生じさせるように構成されている請求項９記載
    のシステム。
  17. 【請求項１７】 前記のコンピュータ化されたコントロ
    ーラは所定のランプ及びウインドウの両関数により当該
    ＦＦＴ値を乗算することにより、当該ＦＦＴ値のフィル
    タリング（フィルタ補正）を行なわせるようにプログラ
    ミングされている請求項９記載のシステム。
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