JPH11505462A

JPH11505462A - コンピュータ断層撮影システムで使用するための運動アーティファクト抑制フィルタ

Info

Publication number: JPH11505462A
Application number: JP9532629A
Authority: JP
Inventors: ライ，チン−ミン
Original assignee: アナロジックコーポレーション
Priority date: 1996-03-13
Filing date: 1997-02-25
Publication date: 1999-05-21
Also published as: US5671263A; NL1005515A1; DE19780211T1; KR19990014762A; NL1005515C2; WO1997033516A1; BR9702090A

Abstract

(57)【要約】ＣＴ画像の運動アーティファクトを補償するために、投影データ信号から運動修正信号を発生する運動アーティファクト・フィルタの開示。投影データ信号の各測定値は、特定の投影角度でのＸ線源と検出装置との間の空間を占めるすべての質量の密度を表す。運動アーティファクト・フィルタは、患者の動きを表す高周波信号を発生するための高域フィルタを含む。上記高周波信号の各測定値は、相互に隣接している空間に対応する投影データ信号の測定値のグループを組み合わせて作られる。運動修正信号の各測定値は、投影データ信号のその関連測定値から、高周波信号の測定値の一部を差し引くことにより作られる。この部分は、投影角度が開始角度に近づくにつれて増大し、投影角度が中間角度に近づくにつれて減少する。

Description

【発明の詳細な説明】コンピュータ断層撮影システムで使用するための運動アーティファクト抑制フィルタ関連出願との相互参照本出願は、引用によって本明細書の記載に援用する、１９９６年１月１７日付けの、本発明の譲受人に譲渡された「コンピュータ断層撮影システムで使用するための縞模様抑制フィルタ」という名称の米国特許出願第０８／５８７，４６８号、および引用によって本明細書の記載に援用する、１９９６年３月１３日付けの、本発明の譲受人に譲渡された「コンピュータ断層撮影システムで使用するためのリング抑制フィルタ」という名称の米国特許出願第０８／６１４，５４１号、および引用によって本明細書の記載に援用する、１９９６年３月１３日付けの、本発明の譲受人に譲渡された「コンピュータ断層撮影システムで使用するための自己校正リング抑制フィルタ」という名称の米国特許出願第０８／６１４，６６０号に関連する。発明の分野本発明は、概して、例えば、人間の患者のＣＴ画像を作るための、医学で使用されるコンピュータ断層撮影（ＣＴ）システム、特に走査中に患者が体を動かしたために起こるアーティファクトを低減するための改良型フィルタに関する。発明の背景第三世代タイプのコンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムは、環状のディスクの直径方向の対向側面にそれぞれ固定されている、Ｘ線源およびＸ線検出装置システムを含む。このディスクは、走査中、Ｘ線がＸ線源から、ディスクの開口部内に置かれている対象物を通して、検出装置システムへ送られる間に、ディスクが回転軸を中心にして連続して回転するように、ガントリ・サポート内に回転自在に装着されている。検出装置システムは、通常、Ｘ線源からＸ線が放射される「焦点」と呼ばれる点に、曲率中心を持つ円弧の形で、一列に配列されている検出装置アレイを含む。Ｘ線源および検出装置のアレイは、Ｘ線源と各検出装置との間のＸ線が通る経路がすべて、ディスクの回転軸に垂直な同一面（以後、「スライス面」または「走査面」と呼ぶ）に含まれるように配列されている。Ｘ線の経路がほぼ一点から出て、検出装置に対して異なる角度で延びているので、Ｘ線の経路は、扇の形に似ている。そのため、Ｘ線の経路すべてを表す場合、いつでも「扇形ビーム」という用語が頻繁に使用される。走査中のある測定の瞬間に、一つの検出装置に入射するＸ線は、通常「レイ」と呼ばれ、各検出装置は、その対応するレイの強度を示す出力信号を発生する。各レイは、その経路に存在するすべての質量により減衰するので、各検出装置が発生する出力信号は、検出装置とＸ線源との間に存在するすべての質量の密度（すなわち、検出装置の対応するレイの経路に存在する質量の密度）を表す。Ｘ線検出装置が発生した出力信号は、通常、ＣＴシステムの信号処理部により処理される。上記信号処理部は、一般に、その信号雑音比を改善するために、Ｘ線検出装置が発生した出力信号をろ過するデータ取得システム（ＤＡＳ）を含む。ＤＡＳで処理されたろ過出力信号は、通常「生のデータ信号」と呼ばれる。信号処理部は、通常、各投影データ信号が、対応するレイ経路に存在する質量の密度を表すように、一組の投影データ信号を発生するために、生のデータ信号を対数的に処理する投影フィルタを含む。ある測定の瞬間のすべての投影データ信号全体は、通常、「投影」または「投影図」と呼ばれる。一回の走査中、ディスクが回転すると、各投影がディスクの異なる角度部分に発生するように、複数の投影が発生する。特定の投影に対応するディスク上のＸ線源および検出装置システムの角度の向きは、「投影角」と呼ばれる。ラドン・アルゴリズムのような周知のアルゴリズムを使用して、各投影角で集めたすべての投影データ信号から、一つのＣＴ画像を形成することができる。ＣＴ画像は、走査が行われている対象物の走査面に沿った、二次元「スライス」の密度を表す。投影データ信号からＣＴ画像を形成するプロセスは、通常、「ろ過投影」、または「再構成」と呼ばれる。何故なら、ＣＴ画像は、投影データから再構成されたものと考えることができるからである。信号処理部は、通常、投影データ信号から再構成されたＣＴ画像を形成するための、バック・プロジェクタを含む。ＣＴシステムの一つの問題は、種々のノイズおよびエラー源が、潜在的に再構成されたＣＴ画像に対して、ノイズまたはアーティファクトを発生することである。それ故、ＣＴシステムは、通常、信号対雑音（ＳＮ）比を改善し、再構成されたＣＴ画像のアーティファクトを減らすために、多くの信号処理技術を使用する。再構成されたＣＴ画像に、不必要なアーティファクトを発生する恐れのある一つの重要な要因は、走査が行われている最中の走査対象物の動きである。写真技術の当業者にとっては周知のように、カメラのアパーチャが開いている時に対象物が移動すると、撮影した写真にブレが起きる。同様に、ＣＴ走査中に対象物が移動すると、撮影したＣＴ画像にアーティファクトが生じる。それ故、理想としては、走査中の対象物は走査が行われている間、動かないでいることが望ましい。しかし、通常、ＣＴ走査の対象物は人間の患者であり、また、一般に、絶対に動かないでいることは、たとえ短時間の間でも、人間にとって難しいことであるので、多くの場合、患者の動きによるアーティファクトにより、ＣＴ画像の質が低下する。さらに、写真の場合には、その再構成のプロセスの性質からいって、カメラの視野の一部が動いても、その動いた部分にブレが生じるだけであるが（例えば、被写体の手が動いた場合には、被写体の手がブレるが、被写体の頭はブレることはまず起こらない）、走査中の患者の一部が動くと、動いた部分以外のＣＴ画像の部分にもアーティファクトが生じる。それ故、例えば、心臓およびその周辺部を走査している間に心臓が鼓動すると、心臓以外のＣＴ画像の周囲の部分にもアーティファクトが生じる場合がある。図１は、患者の動きよるアーティファクトに関連するいくつかの問題を示す、人間の胸廓および心臓の再構成した画像の一例である。当業者なら理解できると思うが、図１のＣＴ画像は、画像の診断に悪影響を与えるアーティファクトを含んでいるが、このアーティファクトは走査中に心臓の運動により生じたものである。運動アーティファクトは二つのタイプの分けることができる。第一のタイプは、１８０度離れた投影角を持つ投影の違いに関連するものであり、第二のタイプは、「開始」および「終了」の投影角での投影の違い（すなわち、「開始」投影角は通常ゼロ度、「終了」投影角は通常３６０度と見なされる。）に関連している。走査中に患者が全然動かなければ、１８０度の違いで発生した任意の二つの投影は、通常、非常に類似している。何故なら、両方の投影は本質的には、（中央のレイ、すなわち、ディスクの共通の中心を通るレイ、に対する検出装置のアレイの位置によって）患者の同じ映像または同じ映像に近いものを表すからである。（しかし、Ｘ線源および検出装置の相対的な位置は反対になっている。）しかし、投影角θで撮影した第一の投影と投影角θ＋１８０度で撮影した第二の投影との間に、患者が動いた場合には、これら投影は、異なる姿勢の患者の映像を表す。この違いにより、第一のタイプのアーティファクトが発生する。同様に、開始および終了投影角で撮影した投影の間で患者が動いた場合には、Ｘ線源および検出装置が、開始および終了投影角で同じ位置に位置していた場合でも、投影は患者の異なる画像を表す。この違いにより、第二のタイプのアーティファクトが生じる。第一のタイプの運動アーティファクトは、普通、再構成されたＣＴ画像に曲線の縞模様の形で現れ、場合によってモザイク模様になる場合もある。第二のタイプの運動アーティファクトは、多くの場合、再構成されたＣＴ画像の開始角投影に沿って影を生じる。一般的にいって、運動アーティファクトの正確な形は、動いた部分の大きさ、位置および密度、並びに動きの速度および振幅により異なる。運動アーティファクトの従来技術による抑制方法は、通常、患者の動きにより生じた高周波成分を除去するために、投影データ信号の低域ろ過を使用する。このようなろ過は、第一のタイプのある種の運動アーティファクトを効果的に抑制するが、ＣＴ画像の全体の解像度も低下させる傾向がある。上記ろ過は、また第二のタイプの運動アーティファクトの抑制には効果がない。第二のタイプの運動アーティファクトの従来技術による抑制方法は、一般に、データぼかしと呼ばれ、普通、「過走査」または「不足走査」手順を含むが、このような方法では、運動アーティファクトを十分に抑制することができず、追加の投影を必要としたり、空間解像度が低下したり、またＳＮ比が低下したりするという別な欠点を持っている。それ故、ＣＴ画像の運動アーティファクトを減少させるための改良された方法および装置が求められている。発明の目的本発明の一つの目的は、従来技術の上記問題を実質的に軽減または解決することである。本発明のもう一つの目的は、改良型運動アーティファクト抑制フィルタを提供することである。本発明のさらにもう一つの目的は、第一および第二のタイプの運動アーティファクトを抑制するための、運動アーティファクト・フィルタを提供することである。本発明のさらにもう一つの目的は、第二のタイプの運動アーティファクトを、第一のタイプの運動アーティファクトの一般化されたケースとして処理する、運動アーティファクト・フィルタを提供することである。本発明のさらにもう一つの目的は、患者の動きを示す高周波信号を発生するための高域フィルタを含む、運動アーティファクト・フィルタを提供することである。本発明のさらにもう一つの目的は、患者の動きをもっと正確に表す高周波信号から、低周波信号を発生するための低域フィルタを含む、運動アーティファクト・フィルタを提供することである。本発明のさらにもう一つの目的は、低周波信号としきい値とを比較し、その関連低周波信号の大きさがしきい値より低いか、または等しい場合には、過剰信号をゼロに設定し、そうでない場合は、過剰信号を、関連低周波信号がしきい値を超える数値を表すように設定することにより、低周波信号から過剰信号を発生するためのしきい値装置を提供することである。本発明のさらにもう一つの目的は、エラー信号に対応する一組の加重係数を発生するための信号加重関数発生装置を含み、上記加重係数が、その関連投影角度が、開始および終了投影角度に近づくにつれて増大し、その関連投影角度が、開始および終了投影角度の中間の投影角度に近づくにつれて減少する、運動アーティファクト・フィルタを提供することである。本発明のさらにもう一つの目的は、エラー信号を発生するための乗算装置を含み、各エラー信号を、その関連過剰信号と加重係数を掛け合わせることにより発生する、運動アーティファクト・フィルタを提供することである。本発明のさらにもう一つの目的は、その対応する投影データ信号からエラー信号を差し引くことのより、運動修正信号を発生するための減算装置を含む、運動アーティファクト・フィルタを提供することである。本発明のさらにもう一つの目的は、対向する投影角度、すなわち、１８０度離れた投影角度で発生した投影データ信号間の修正を分割する、運動アーティファクト・フィルタを提供することである。本発明のさらにもう一つの目的は、扇形ビーム投影を平行ビーム投影に変換するための平行ビーム変換装置を含む、運動アーティファクト・フィルタを提供することである。発明の概要改良型アーティファクト抑制フィルタにより、上記および他の目的を達成することができる。このフィルタは、１８０Ｎ度離れている投影角度を含む複数の各投影角度を発生する、ＣＴシステムと一緒に使用することができる。上記Ｎは、対向する投影のペアを示すための１またはそれ以上の整数である。各投影は、複数の投影データ信号の測定値を含み、各測定値は、投影角度の中の一つのＣＴシステムの検出装置とＸ線源との間の体積を占めるすべての質量の密度を表す。通常、上記体積は、円錐形または「円柱に似た」形をしている。運動アーティファクト・フィルタは、アーティファクト・エラーが投影間に存在しているかどうかを決定するための、投影の対向ペアを比較するための装置を含む。対向投影から得た測定値間の違いが、予め定めたしきい値を超える場合には、フィルタはアーティファクト・エラーを補償するために、上記測定値を調整する。本発明の他の特徴は、フィルタが投影角度の関数であるある数値により、測定値を調整することができることである。上記関数は、投影角度が、開始角度に近づくにつれ、また投影角度が終了角度に近づくにつれて増大し、投影角度が開始および終了投影角度の中間の角度に近づくにつれて減少する。当業者であれば、いくつかの実施形態が図示、記載されている以下の詳細な説明を読めば、本発明の他の目的および利点を容易に理解することができるだろう。上記実施形態は、本発明の最適の実施方法を説明するための、単に例示としてのものに過ぎない。ご理解いただけると思うが、本発明は他の異なる実施形態で実行することができ、それら実施形態を本発明から逸脱しないで種々の点で修正することができる。従って、図面および説明は例示としてのものに過ぎず、本発明を制限したり限定するものではなく、本出願の範囲は、請求の範囲に記載してあるものである。図面の簡単な説明本発明の性質および目標をさらによく理解するには、添付の図面を参照しながら以下の詳細な説明を読んでほしい。図面中、同一または類似の部品には同じ参照番号がつけてある。図１は、運動アーティファクトに関連するいくつかの問題を示すＣＴ画像である。図２は、本発明の好適なＣＴシステムを、軸方向に見た図である。図３は、図２の好適な運動アーティファクト抑制フィルタの詳細なブロック図である。図４Ａ−Ｂは、それぞれ扇形ビームおよび平行ビームの発生を示す。図５Ａ−Ｂは、平行ビーム投影を発生するための、本発明による平行ビーム変換装置が使用することができる一つの方法である。図６Ａ−Ｂは、１８０度離れている投影角度に対する、Ｘ線源および検出装置間の空間関係を示す。上記角度は、説明の便宜上、それぞれ０度および１８０度になっている。図７は、図６Ａ−Ｂの０度および１８０度の投影角度での検出装置アレイ間の空間関係を示す。図８Ａは、患者が動かなかった場合に収集した、平行ビーム投影のいくつかのチャネルの、例示としての信号レベルのグラフである。図８Ｂは、患者が少し動いた場合に収集した、平行ビーム投影のいくつかのチャネルの、例示としての信号レベルのグラフである。図９は、本発明が使用した扇形ビーム加重係数の一つの好適な形式を示す、強度対扇形ビーム投影角度のグラフである。図１０は、図８Ｂの同じデータのグラフであり、運動修正信号の測定値を発生するために、本発明のアーティファクト抑制フィルタが、投影データ信号の測定値から差し引くことができる数値を示す。図１１は、図１の画像を形成するために使用したデータを使用して形成した、ＣＴ画像の一例であるが、本発明の運動アーティファクト抑制フィルタにより修正されている。図１２は、米国特許出願第０８／５８７，４６８号に開示されているタイプのリング抑制フィルタおよび縞模様抑制フィルタを含む、本発明の好適なＣＴシステムの信号処理部のブロック図である。図面の詳細な説明図２は、例示としてのコンピュータ断層撮影（ＣＴ）システム、または本発明の原理によるスキャナ４０である。この少スキャナ４０は、Ｘ線源４２と、ディスク４６に装着された検出装置のアレイを含む検出装置組立４４を含む。Ｘ線源４２および検出装置組立４４は、ＣＴ走査が行われている間、ディスク４６の中央開口部を通って延びる対象物５０の周囲を回転できるように、また走査中、Ｘ線が通り、任意の質量の密度が測定される、参照番号６０で示す、画像形成領域を形成することができるように、（図２の視野に垂直に延びる）回転軸４８を中心に回転する。この画像形成領域は、通常、回転軸４８とＸ線が通る画像形成面との交点にある、共通の中心に中心を持つ円（１）と、Ｘ線源４２のＸ線焦点が描く円周（２）により形成される。対象物５０は、頭部または胴のような人間の患者の一部であってもいい。Ｘ線源４２は、（回転軸４８に垂直な）走査面内で、Ｘ線の連続した扇形ビーム５２を放射し、この扇形ビームは、対象物５０を通過した後で、組立４４の検出装置により検出される。散乱防止面５４のアレイは、好適には、散乱したレイが検出装置によって検出されるのを実質的に防止するために、対象物５０と組立４４の検出装置との間に位置していることが好ましい。好適な実施形熊の場合には、検出装置の数は３８４であり、４８度の円弧をカバーしている。しかし、この数および角度は変えることができる。アルミニウムのような軽量の材料で作ったほうが有利であるディスク４６は、軸４８を中心にして急速に、滑らかに回転する。ディスク４６はオープン・フレーム構造になっていて、そのため対象物５０をディスクの開口部を通して設置することができる。対象物５０は、例えば、Ｘ線の場合によく使用される、好適には透明であることが好ましいテーブル５６上に支持することができる。検出装置組立４４が発生した出力信号は、（ブロック図で示す）ＤＡＳ７０へ送られ、ＤＡＳは一組の生のデータ信号を発生する。上記生のデータ信号は投影フィルタ７２に送られ、このフィルタは一組の投影データ信号を発生する。ディスク４６が回転すると、投影データ信号は、多くの投影角度からの投影データを供給するために使用される。投影データ信号は、運動アーティファクト抑制フィルタ７４に送られ、このフィルタは再構成されたＣＴ画像の運動アーティファクトを減少させる方法で、本発明により投影データ信号をろ過する。「運動修正投影データ信号」、または単に「運動修正信号」と呼ばれる運動アーティファクト抑制フィルタ７４が発生した出力信号は、バック・プロジェクタ７６に送られ、このプロジェクタは運動修正信号からＣＴ画像を発生する。バック・プロジェクタ７６は、上記データを後方投影用の周知のコンボルーション・カーネルとコンボルブするための（図示せず）コンボルーション・フィルタを含む。スキャナ４０は、多重チャネル装置であり、各チャネルのデータは、一つの検出装置出力信号と対応する生データ、投影データおよび運動修正信号を含む。各チャネルにおいては、これら各信号が各投影角度で発生する。本明細書で使用する「チャネル」という用語は、検出装置から発生し、上記種々の構成部分を通して処理される信号経路である。この場合、いくつかのチャネルは、何時でもというわけではないが、共通の信号経路の少なくとも一部を共有し、この場合、これらチャネルは共通の素子を共有していることを理解されたい。例えば、検出装置組立を構成している検出装置の、数個の各サブセットの出力を処理するために、一つまたは複数の共通素子が使用されている場合には、一つまたは複数の共通素子を通しての、各サブセットの信号を処理するために、マルチプレクサを使用することができる。後で詳細に説明するように、投影フィルタ７２が発生した投影データ信号ではなく、運動アーティファクト抑制フィルタ７４が発生した運動修正信号を使用することにより、バック・プロジェクタ７６は、運動アーティファクトがより少なく、そのためもっとハッキリした改善されたＣＴ画像を発生することができる。好適には、運動アーティファクト抑制フィルタ７４は、非直線フィルタであり、その解像度を有意に低下させないで、ＣＴ画像の、第一および第二のタイプの両方のアーティファクトを抑制することが好ましい。図３は、本発明の運動アーティファクト抑制フィルタ７４の一実施形態のブロック図である。好適には、このフィルタ７４は、投影フィルタ７２が発生した投影データ信号を受信し、そこからバック・プロジェクタ７６向けの運動修正信号を発生することが好ましい。運動アーティファクト抑制フィルタ７４は、平行ビーム変換装置３１０、運動補償フィルタ３２０、および補間フィルタ３４０を含む。平行ビーム変換装置３１０は、投影フィルタ７２が発生した投影データ信号を受信し、そこから一組の平行ビーム信号を発生する。この平行ビーム信号は、運動補償フィルタ３２０に送られ、このフィルタ３２０は運動修正信号を発生し、この信号は補間フィルタ３４０によりバック・プロジェクタ７６に送られる。平行ビーム変換装置３１０は、再構成コンバータ３１２およびインターリーブ・コンバータ３１４を含む。再構成コンバータ３１２は投影データ信号を受信し、そこから必要な場合には再構成信号を発生する。再構成信号はインターリーブ・コンバータ３１４に送られ、このコンバータはそこから平行ビーム信号を発生する。投影フィルタ７２が発生した投影は、「扇形ビーム」データと見なすことができる。何故なら、すべての投影は、（図２に示す）扇形ビーム５２を使用して発生するからである。平行ビーム・コンバータ３１０は、平行ビーム投影を形成するために、投影を再構成する。一回の３６０度走査中（すなわち、ディスクの一回転中）に、投影フィルタ７２により発生した投影データ信号の測定値は、下記式（１）で示すマトリックスＰＤＳの形に配列される。ＰＤＳマトリックスの各素子ＰＤＳ（ｉ、θ）は、θに等しい扇形ビーム投影角度に対する、ｉ番目のチャネルの投影データ信号の測定値を表す。式（１）中、Ｎはスキャナ４０のチャネルの数であり、一回の走査は３６０度の回転を含むものと見なされる。すでに説明したように、好適な実施形態の場合には、アレイ４４には３８４の検出装置が設置されていて、そのため、この好適な実施形態の場合には、スキャナ４０に３８４のチャネルがあり、Ｎは３８４に等しい。Δθは、連続している投影の間のディスク４６の回転量を表す。（すなわち、Δθは連続している投影に間の投影角度の角度増大である。）好適な実施形態の場合には、ディスク４６は、各投影の間に１度の１／８だけ回転し、スキャナ４０は一回の３６０度の走査中に２８８０の投影を発生する。（すなわち、３６０度に対して、１度当たり８回の投影である。）それ故、好適には実施形態の場合には、Δ θは０．１２５度に等しい。ＰＤＳマトリックスの各列は、一つの投影角度で収集した投影データ信号のすべての測定値を表し、好適な実施形態の場合には、ＰＤＳマトリックスに２８８０の横列が存在する。ＰＤＳマトリックスの各縦列は、一回の走査中に、一つのチャネルで収集した投影データ信号の、すべての測定値を表し、この好適な実施形態の場合には、ＰＤＳマトリックスには３８４の縦列が存在する。ＰＤＳマトリックスは、最初の横列が最後の横列につながっているという循環的な性質を持っている。すなわち、ＰＤＳ（ｉ、０）およびＰＤＳ（ｉ、３６０）は、同じ角位置で発生した信号である。一回３６０度の走査のところで説明したけれども、本発明は、「走査画像の品質を改善するためのＸ線断層撮影システムおよび方法」という名称の米国特許出願第０８／１９１，４２８号に開示されている二解像度走査線のような、３６０度以外の走査と一緒に使用することができる。図４Ａは、患者５０の断面の、一回の投影図の一部を形成する一組のレイ４１０である。各レイは、本質的には点源であるＸ線源４２から放射されるので、すべてのレイ４１０は平行ではなく、結果としてて得られる投影は扇形ビーム投影である。ＰＤＳマトリックスの各横列は、一回の扇形ビーム投影中に発生したデータ信号に対応する。再構成コンバータ３１２は、再構成された各投影データ信号が、図４Ｂに示すレイ４２０のような一組の平行なレイによって形成されるように、投影データ信号を再構成する。図５Ａ−Ｂは、再構成された投影を発生するために、再構成コンバータ３１２が使用することができる一つの好適な方法である。図５Ａ−Ｂは、二つの連続投影図の発生中の、Ｘ線源４２および検出装置アレイ４４の位置を示す。走査中、Ｘ線源４２および検出装置アレイ４４は、円５２０の中心５１０を中心に反時計方向に回転する。図５Ａに示す最初の投影中、レイ５３０は、検出装置４４：４（すなわち、図に示す左の端部から四番目のアレイ４４の検出装置）に入射する。図５Ｂに示す次の投影中、レイ５３２は、検出装置４４：３（すなわち、図に示す左の端部から三番目のアレイ４４の検出装置）に入射する。好適な実施形態の場合、検出装置間の間隔は、連続投影の発生間の回転量にマッチしている。その結果、レイ５３０は平行になり、レイ５３２から少しずれる。好適な実施形態の場合には、この基本的な関係はすべての検出装置に対して同じであり、その結果、連続投影の間に隣接する検出装置上に入射する任意の二本のレイは、平行で、相互に少しずれている。しかし、平行なレイの間の間隔は変化する。すでに説明したように、好適実施形態の場合には、Δθは０．１２５度に等しく、そのため、好適な実施形態の場合には、アレイ４４の各検出装置は隣接する検出装置から０．１２５度離れている。図３の再構成コンバータ３１２は、データを再構成し、再構成した投影を発生するのにこの基本的な関係を使用する。再構成コンバータ３１２は、好適には、ＲＥマトリックスの各横列が、平行ビームにより形成された投影と等しくなるように、再構成した信号のマトリックスＲＥを構成するために、ＰＤＳマトリックスを再構成することが好ましい。再構成コンバータ３１２は、好適には、ＲＥマトリックスの各素子ＲＥ（ｉ、θ）が、ｉおよびθのすべての数値に対して、下記の式（２）に従って選択されるようにＲＥマトリックスを発生することが好ましい。ＲＥ(ｉ，θ) ＝ＰＤＳ(ｉ，[ｉ−ｊ][Δθ]＋θ) (２) 但し、ｊ番目のチャネルは、回転ディスクの共通の中心を通る中央のレイに最も近い検出装置を含むチャネルである。ＲＥマトリックスの各素子ＲＥ（ｉ、θ）は、平行ビーム投影角度θに対する、ｉ番目のチャネルの再構成された信号の測定値を示す。図３の再構成フィルタ３１２は、また各チャネルに対する隣接平行ビーム投影角度の投影データ信号を平均化するために、低域フィルタを含むことができる。これにより、各横列の間により大きい角度間隔ｄθを持つ、もっと少ない数の横列を含む、平均化または十分の一の平行ビーム・マトリックスＲＥ（ｉ、θ）ができる。このようにＲＥマトリックスを十分の一にする目的は、以降の動作の計算を減らすためであるが、しかし、その結果、最終的な再構成画像を生成するための情報が少なくなる。インターリーブ・コンバータ３１４（図３）は、再構成信号を受信し、そこから平行ビーム信号を発生する。インターリーブ・コンバータ３１４は、好適には、より充実したデータ値を形成するために、１８０度離れている平行ビーム投影のペアを結合することが好ましい。図６Ａおよび図６Ｂは、Ｘ線源４２、患者５０の断面およびそれぞれ０度および１８０度の投影角度に対する検出装置アレイ４４との空間関係を示す。説明のための図６Ａ−Ｂ中、検出装置アレイ４４は、七つの検出装置を含み、四番目のチャネル４４：４の検出装置が、アレイ４４の中央の検出装置である。すでに説明したように、好適な実施形態の場合には、検出装置アレイ４４は３８４の検出装置を含んでいるが、しかし、図面を簡単にするために、七つの検出装置を含む実施形態について説明することにする。好適な実施形態の場合には、検出装置アレイ４４は、Ｘ線源４２の焦点と交差する線６３４および共通の中心６１０が、ディスクの共通の中心を通る中央のレイに最も近い検出装置である、検出装置４４：４の中心と交差しないように、ディスク４６の共通の中心６１０から少しずれている。実際は、もっと大きなデータ値を供給するために、一回目の回転中に入手したデータの追加データであって、そのデータとは異なるデータを入手するために、二回目の回転のためにＸ線源および検出装置が完全一回転した後で、アレイを移動させることができる。上記検出装置システムの配置については、引用によって本明細書の記載に援用する、本発明の譲受人に譲渡された１９９４年２月３日付けの（弁理士文書番号ＡＮＡ−０４４）「走査画像の品質を改善するためのＸ線断層撮影システムおよび方法」という名称の米国特許出願第０８／１９１，４２８号により詳細に開示されている。図７は、０度および１８０度の投影角度における検出装置アレイ４４と、三つの検出装置上に入射したレイ７１０、７１２、７１４との間の空間での関係を示す。アレイ４４とディスク４６の共通の中心６１０との間がずれているために、０度の投影角度における検出装置アレイ４４は、１８０度における検出装置アレイ４４からずれている。従って、１８０度の投影角度に対する六番目のチャネル検出装置４４：６上に入射するレイ７１０は、０度の投影角度に対する検出装置４４：２および４４：３上に入射するレイ７１２および７１４の間を照射する。この例の場合、検出装置４４：６は、「中心」レイを定義する「中央の」検出装置と見なすことができ、検出装置４４：２および４４：３は、対応する中央のレイと一緒に位置する「対向隣接」レイを定義する「対向隣接」検出装置と見なすことができる。各投影角度において、各検出装置は、患者の一部分の密度を測定し、一般的にいって、対向隣接検出装置によって測定された部分は、任意の他の検出装置によって測定された部分より、中央の検出装置により測定された部分により近い。（例えば、０度の投影角度で検出装置４４：２、４４：３により測定された部分は、１８０度の投影角度で検出装置４４：５および４４：７により測定された部分より、１８０度の投影角度で検出装置４４：６により測定された部分のほうに近い。）１８０度離れている任意の二つの投影は、一組のより大きな投影データを形成するための、中央の検出装置および対向隣接検出装置との間のこの関係を使用して、インターリーブすることができる。実際は、上記引用文献の係属中の米国特許出願第０８／１９１，４２８号に開示されているタイプの二回転走査のようなある走査中、１８０Ｎ度だけ離れている任意の二つの投影は、この関係を使用してインターリーブすることができる。この場合、Ｎは１以上の整数である。最初の３６０度に対する検出装置のずれ、および二回目の回転に対するシフトの場合に、１８０度に対して一つずつ、四組の平行レイを入手することができる。これらすべてのレイは、相互にインターリーブしている。例えば、図７に示す配置の場合の上記の一つのインターリーブした投影は、数値［ＲＥ（１、０）、ＲＥ（７、１８０）、ＲＥ（２、０）、ＲＥ（６、１８０）、ＲＥ（３、０）、ＲＥ（５、１８０）、ＲＥ（４、０）、ＲＥ（４、１８０）、ＲＥ（５、０）、ＲＥ（３、１８０）、ＲＥ（６、０）、ＲＥ（２、１８０）、ＲＥ（７、０）、ＲＥ（１、１８０）］からなる。この中、ＲＥ（ｉ、θ）は投影角度 θで、ｉ番目のチャネルで検出装置から発生した再構成信号である。インターリーブ・コンバータ３１４は、一組のもっと大きな投影データを形成するために、この方法で再構成した信号をインターリーブする。インターリーブ・コンバータ３１４（図３）は、好適には、平行ビーム信号の測定値のマトリックスＰＡＲを発生することが好ましい。ＰＡＲマトリックスの各素子ＰＡＲ（ｉ、θ）は、θに等しい平行ビーム投影に対するｉ番目のチャネルの平行ビーム信号の測定値である。ＰＡＲマトリックスの構造は、下記式（３）で表される。式（３）に示すように、ＰＡＲマトリックスは、ＰＤＳマトリックスの二倍の縦列を持ち、半分の横列を持つ。それ故、ＰＡＲマトリックスの各横列は、ＰＳＤマトリックスの一つの横列の二倍のデータを含む平行ビーム投影を表す。それ故、各平行ビーム投影は、扇形ビーム投影の二倍のチャネルを持っていると見なすことができる。ＰＤＳマトリックスとは少し違って、ＰＡＲマトリックスは、逆の順序で、最後の横列が最初の横列に連続しているという循環的性質を持っている。すなわち、ＰＡＲ（０、１８０）およびＰＡＲ（２Ｎ−１、０）は、ＰＡＲ（１、１８０）およびＰＡＲ（２Ｎ−２、０）と同じ角度位置から発生した信号である。以下同じ。好適な実施形態の場合には、インターリーブ・コンバータ３１４は、ｉおよびθのすべてに対して式（４）の下記の組に従って、ＰＡＲマトリックスの素子を発生する。ＰＡＲ(２ｉ,θ)＝ＲＥ(ｉ,θ) ＰＡＲ(２ｉ+１,θ)＝ＲＥ(Ｎ-１-ｉ,θ+１８０) (４) （但し、０≦ｉ＜Ｎ）周知のように、扇形ビーム・データを平行ビーム・データに変換するためのコンバータ３１０のような平行ビーム・コンバータは、通常、（図３に示す）フィルタ３４０のような補間フィルタに接続している。しかし、補間フィルタは、通常、インターリーブ・コンバータ３１４の直後に配置されている。すでに説明したように、検出装置は、通常、Ｘ線源に対して、各検出装置の角度のずれがすべての検出装置について等しくなるような寸法を持ち、配置されているので、変換された平行ビームの幅は、相互作用に等しくない。それ故、ＰＡＲマトリックス（すなわち、各平行ビーム投影）に各列は、相互に異なる距離の間隔を持つデータ点を含む。むしろ、各投影の共通中心の中間に近い数値を持つ素子は、各投影の縁部に近い数値を持つ素子より間隔があいている。補間フィルタは、各投影の数値を表すすべての素子の間隔が等しくなるように、データを補間し、平行ビーム・データの新しいマトリックスを発生する。好適な実施形態の場合には、補間フィルタ３４０は、データを補間し、間隔の等しい素子を含む投影を発生するために周知の技術を使用している。しかし、フィルタ３４０は、好適には、インターリーブ・フィルタ３１４の直後ではなく、図３に示す通り、運動補償フィルタ３２０の後ろに配置するのが好ましい。しかし、本発明は、補間フィルタ３４０がインターリーブ・フィルタ３１４の直後に配置され、フィルタ３４０の出力が運動補償フィルタ３２０の入力に接続している場合には、内部の結果なしでも、機能する。運動補償フィルタについては、後で詳細に説明する。また、周知のように、扇形ビーム・データを平行ビーム・データに変換すると、一般的に、少し回転が起こり、その結果、０度の平行ビーム投影角度が、０度の扇形ビーム投影角度に正確に一致しなくなる。これを修正しないと、上記回転の結果、水平方向から少し回転した再構成画像が形成されることになる。この回転は、一般的に、式（２）で使用されている中央の検出装置「ｊ」が、通常、共通の中心を通る焦点からの線の中心に正確に重ならないために起こる。回転の大きさは、一般に、Δθ／２より小さく、バック・プロジェクタ７２による周知の技術を使用して修正することができるし、単に無視することもできる。図８Ａ−Ｂは、患者が動いた場合の問題を示す、ＰＡＲマトリックスの一つの横列の一部補間の相対データ値を示すグラフである。図８Ａは、患者が動かなかった場合に集めたデータであり、図８Ｂは、走査中に少し動いた場合に集めたデータである。図８Ａ−Ｂの場合、０度、１８０度および３６０度に近い扇形ビーム投影角度に対応するインターリーブしたデータ点が、三角、丸およびｘでそれぞれ表示されている。インターリーブされたチャネルは、例えば、これらのデータ値を検出するのに使用した実際の検出装置が、対向隣接チャネルでなくとも（例えば、チャネル１５および１７は、チャネル１６からみて対向隣接チャネルである）、連続番号がつけてある。図８Ａ−Ｂの場合、チャネル番号２１（すなわち、ｉ＝２１）に対するデータ点は、正確に１８０度の扇形ビーム投影角度に対応する。チャネル２１の左の丸がついているデータ点は、１８０度より少し大きな扇形ビーム投影角度に対応し、（例えば、チャネル１９は１８０度プラスｄθ 、チャネル１７は１８０度プラス２ｄθに対応し、）チャネルの右の丸がついいているデータ点は、１８０度より少し小さな扇形ビーム投影角度に対応する。チャネル番号２０に対するデータ点は、正確な３６０度からｄθ度を引いた扇形ビーム投影角度に対応し、チャネル２０の左のｘで示すデータ点は、３６０度から次第に小さくなる扇形ビーム投影角度に対応する。同様に、チャネル番号２２に対するデータ点は、正確な０度の扇形ビーム投影角度に対応し、チャネル２２の右の三角がついているデータ点は、０度から次第に大きくなる扇形ビーム投影角度に対応する。図８Ａは、走査中患者が動かなかった場合に集めた投影データの一例である。図８Ａのデータは、患者のゆっくり変化する密度のプロファイルを表す。図８Ｂは、走査中、患者がすこし動いた場合に集めた投影データの一例である。一般的にいって、０度付近の扇形ビーム投影角度に対応するデータ点は、１８０度付近の扇形ビーム投影角度に対応するデータ点からずれている。同様に、１８０度付近の扇形ビーム投影角度に対応するデータ点は、３６０度付近の扇形ビーム投影角度に対応するデータ点からずれている。最後に、０度付近の扇形ビーム投影角度に対応するデータ点は、３６０度付近の扇形ビーム投影角度に対応するデータ点からさらに有意にずれていることが多い。図８Ｂのデータを見れば、二つの異なるタイプのアーティファクトを容易に理解することができる。第一のタイプは、１８０度離れれている、任意の二つの扇形ビーム投影角度で集めた、データ間のずれに関連している。図８Ｂは、このタイプのずれの一例を、チャネル３４および３５補間のデータ点間のずれで示す。第二のタイプは、開始および終了角度で集めたデータ間のずれに関連している。図８Ｂは、このタイプのずれの一例をチャネル２０および２２のデータ点間のずれで示す。後で詳細に説明するように、（図３に示す）運動補償フィルタ・ブロック３２０は、ＣＴ画像の解像度を有意に低下させないで、効果的に両方のタイプのアーティファクトを低減する。図３について再び説明すると、運動補償フィルタ３２０は、平行ビーム・コンバータ３１０から平行ビーム信号を受信し、運動修正信号を発生するが、この運動修正信号は補間フィルタ３４０の入力に供給される。運動補償フィルタ３２０は、好適には、高域フィルタ３２２、低域フィルタ３２４、しきい値コンバータ３２６、加重係数発生装置３２８、信号マルチプライヤ３３０および信号除算装置３３２を含んでいることが好ましい。後で非常に詳細に説明するように、平行ビーム信号は、高域フィルタ３２２および除算装置３３２のプラスの入力に供給される。高域フィルタ３２２は、平行ビーム信号から、また平行ビーム信号に応えて一組の高周波信号を発生する。上記高調波信号は、低域フィルタ３２４に供給され、この低域フィルタはこの高周波信号から一組の低周波信号を発生する。この低周波信号は、しきい値コンバータ３２６に供給され、このしきい値コンバータは、この低周波信号から一組の過剰信号を発生する。この過剰信号は、信号マルチプライヤ３３０の一つの入力に供給され、加重発生装置３２８は、平行ビーム加重係数を発生し、この係数は信号マルチプライヤ３３０の他方の入力に送られる。信号マルチプライヤ３３０は、一組のエラー信号を発生するために、平行ビーム加重係数に対応する過剰信号を掛け、上記エラー信号は、除算装置３３２の負の入力に送られる。除算装置３３２は、運動修正信号を発生するために、対応する平行ビーム信号からエラー信号を差し引く。高域フィルタ３２２は、好適には、中央および対向隣接検出装置のグループからの平行ビーム信号を比較（または高域をろ過）することによって、高調波信号を発生することが好ましい。例えば、図８Ｂについて説明すると、中央チャネル１６（すなわち、３６０度近くの扇形ビーム投影角度）の平行ビーム信号の一つの測定値を、対向隣接チャネル１５および１７（すなわち、１８０度近くの扇形ビーム投影角度）の平行ビーム信号の測定値と比較することによって、高周波信号の一つの測定値を発生することができる。一般的にいって、走査中に患者が動かない場合には、中央検出装置および対向隣接検出装置により測定した患者の一部は、隣接していて、一部重なっている。それ故、走査中患者が動かない場合には、一つの高周波信号を発生するために、高域フィルタ３２２により比較された信号は、通常非常によく似ている。しかし、走査中患者が動くと、中央の検出装置により測定した上記部分は、患者の動きによってきまる量だけ、対向隣接検出装置により測定した部分からずれる。それ故、走査中患者が動いた場合には、高域フィルタ３２２により比較された信号は有意に異なる。それ故、高域フィルタ３２２は、好適には、中央検出装置および対向隣接検出装置からの信号の間の違いを感知でき、その結果、高周波信号が患者の動きを表すことができるようなものであることが好ましい。図８Ａ−Ｂの三つの隣接データ点の各グループは、一つの中央検出装置および二つの対向隣接検出装置を含む一つのグループからの測定値を表す。高域フィルタ３２２は、好適には、少なくとも三つの隣接データ点のグループを比較し、その結果、高域フィルタ３２２が患者の動きを感知することが好ましい。高域フィルタ３２２は、好適には、高周波信号の測定値のマトリックスＨＦを発生し、ＨＦマトリックスの各素子ＨＦ（ｉ、θ）が、θに等しい平行ビーム投影角度に対する、ｉ番目のチャネルの高周波信号の測定値であることが好ましい。ある好適な実施形態の場合には、高域フィルタ３２２は、ｉおよびθのすべての数値に対する下記の式（５）に示す公式に従って、マトリックスＨＦの各素子ＨＦ（ｉ，θ）を発生する。しかし、当業者なら他のフィルタも使用することができることを理解することができるだろう。当業者なら理解できると思うが、高域フィルタ３２２の構造は簡単である。何故なら、インターリーブ・コンバータ３１４が、ＰＡＲマトリックスのすべての横列の任意の三つの隣接素子が、一つの中央検出装置および二つの対向隣接検出装置からの測定値を含む一つのグループを形成するように、ＰＡＲマトリックスを配置しているからである。（図３に示す）低域フィルタ３２４は高周波信号を受信し、この高周波信号から低周波信号を発生する。低域フィルタ３２４は、好適には、いくつかのチャネルにまたがる高周波信号の低域をろ過することにより、低周波信号を発生することが好ましい。平行ビーム信号に対する患者の動きの影響は、いくつかのチャネルにまたがって比較的ゆっくりと変化するので、高周波信号の低域をろ過することにより、患者の動きの測定値が改善される。図３の低域フィルタ３２４は、好適には、低周波信号の測定値のマトリックスＬＦを発生し、ＬＦマトリックスの各素子ＬＦ（ｉ、θ）が、θに等しい平行ビーム投影角度に対する、ｉ番目のチャネルの低周波信号の測定値であることが好ましい。ある好適な実施形態の場合には、低域フィルタ３２４は、ｉおよびθのすべての数値に対する下記の式（６）に示す公式に従って、マトリックスＬＦの各素子ＬＦ（ｉ、θ）を発生する。ＬＦ(ｉ,θ)＝Ａ₀ＨＦ(ｉ,θ)＋Ａ₁[ＨＦ(ｉ-１,θ)＋ＨＦ(ｉ+１,θ)]＋Ａ₂[ＨＦ(ｉ-２,θ)＋ＨＦ(ｉ+２,θ)] (６) 但し、Ａ₀は加重係数０．３に等しく、Ａ₁は加重係数−０．２５に等しく、Ａ２は加重係数０．１に等しい。しかし、当業者なら理解できると思うが、加重係数Ａ₀、Ａ₁およびＡ₂として他の数値も使用することができるし、他のフィルタも使用することができる。好適な実施形態の場合には、Ａ₁は負の数であり、Ａ₀およびＡ₂は正の数である。その理由は、式（５）および図８Ｂの例示としてのデータを考慮すれば理解することができる。図８Ｂに示すデータを式（５）に使用すると、例えば、チャネル１３の高周波信号の測定値は正の数値になり、チャネル１２および１４の高周波信号の対応する測定値は、両方とも負の数になる。一般的にいって、素子ＨＦ（ｉ、θ）は、ｉの増分毎に符号が反対になり、そのため、いくつかのチャネルにわたって高周波信号を正しく平均するには、定数Ａ₁ の符号は、定数Ａ₀およびＡ₂の符号と反対でなければならない。低周波信号は、（図３に示す）しきい値コンバータ３２６に送られ、このコンバータは上記低周波信号から過剰信号を発生する。しきい値コンバータ３２６は、好適には、各過剰信号が、その対応する低周波信号が予め定めたしきい値と比べてどのくらい大きいかまたは小さいかを表すことができるように、過剰信号を発生することが好ましい。しきい値コンバータ３２６は、好適には、過剰信号の測定値のマトリックスＥＸを発生し、上記ＥＸマトリックスの各素子ＥＸ（ｉ、 θ）が、θに等しい平行ビーム投影角度に対する、ｉ番目のチャネルの過剰信号の測定値であることが好ましい。ある好適な実施形態の場合には、しきい値コンバータ３２６は、ｉおよびθのすべての数値に対する下記の式（７）の下記の組に示す公式に従って、マトリックスＥＸの各素子ＥＸ（ｉ、θ）を発生する。ＬＦ(ｉ,θ)−ＴＨＲ (但し、ＬＦ(ｉ,θ)＞ＴＨＲ) ＥＸ(ｉ,θ)＝ＬＦ(ｉ,θ)＋ＴＨＲ (但し、ＬＦ(ｉ,θ)＜-ＴＨＲ) (７) ０ (上記以外の場合) 但し、ＴＨＲは選択された正の一定の正のしきい値である。ＬＦ（ｉ、θ）は正でも負でもいいし、ＥＸ（ｉ、θ）は、何時でもＬＦ（ｉ、θ）の極性の後ろに続き、ＥＸ（ｉ、θ）の大きさはしきい値ＴＨＲだけ、ＬＦ（ｉ、θ）より小さい。対応する低周波信号の大きさがしきい値以下であるとき、過剰信号を０に等しく設定すると、運動補償フィルタ３２０が、低周波信号の小さな数値を、患者の動きを表すものと判断するのを防止することができる。低周波信号の上記の小さな数値は、いくつかのチャネルにわたる患者の正常の密度の変化に対応する。それ故、しきい値ＴＨＲは、好適には、患者が動かない時に通常発生する低周波信号より大きく、ＣＴ画像から運動アーティファクトを、効果的に除去するのに十分なだけ小さく選択することが好ましい。患者の相対的最大投影値（すなわち、投影データ信号の最大値）が通常５−１０の範囲内にある場合の、しきい値ＴＨＲの好適な数値の一例としては、０．０１がある。低周波信号の大きさがしきい値ＴＨＲの大きさを超えると、対応する過剰信号の大きさが、低周波信号がしきい値を超えた数値と等しく設定される。その後、過剰信号は、マルチプライヤ３３０の一方の入力に送られ、加重発生装置３２８が発生した平行ビーム加重係数は、マルチプライヤ３３０の他方の入力に送られる。マルチプライヤ３３０は、各過剰信号に、対応する平行ビーム加重係数を掛けて、エラー信号を発生する。加重発生装置３２８は、好適には、平行ビーム加重係数のマトリックスＷ_pbを発生することが好ましく、Ｗ_pbの各素子Ｗｐｂ（ｉ、θ）は、ｉ番目のチャネルおよびθに等しい平行ビーム投影角度に対する加重係数である。マルチプライヤ３３０は、好適には、エラー信号の測定値のマトリックスＥＲＲを発生することが好ましく、ＥＲＲマトリックスの各素子ＥＲＲ（ｉ、θ）は、θに等しい平行ビーム投影角度に対するｉ番目のチャネルのエラー信号の測定値である。マルチプライヤ３３０は、好適には、ｉおよび θのすべての数値に対する下記式（８）の公式に従って、素子ＥＲＲ（ｉ、θ）を発生することが好ましい。ＥＲＲ(ｉ,θ)＝[Ｗ_pb(ｉ,θ)][ＥＸ(ｉ,θ)] (８) その後、除算装置３３２は、対応する平行ビーム信号からエラー信号を差し引くことによって、運動修正信号を発生する。除算装置３３２は、好適には、運動修正信号の測定値のマトリックスＭＣＳを発生することが好ましく、ＭＣＳマトリックスの各素子ＭＣＳ（ｉ、θ）は、θに等しい平行ビーム投影角度に対する、ｉ番目のチャネルの運動修正信号の測定値である。除算装置３３２は、好適には、下記式（９）の公式に従って、ｉおよびθのすべての数値に対する素子ＭＣＳ（ｉ、θ）を発生することが好ましい。ＭＣＳ(ｉ,θ)＝ＰＡＲ(ｉ,θ)−ＥＲＲ(ｉ,θ) (９) 加重係数発生装置３２８は、各素子Ｗ_fbが扇形ビーム投影角度θに対する加重係数であり、その後扇形ビーム・マトリックスＷ_fbを、平行ビームマトリックスＷ_pbに変換するように、「扇形ビーム」加重係数のマトリックスＷｆｂを発生する装置と見なすことができる。平行ビーム加重係数Ｗ_pbの数値は、チャネルによって異なるが、扇形ビーム加重係数Ｗ_fbはチャネルによって変化せず、θによってのみ変化する。加重係数発生装置３２８は、好適には、下記式（１０）の公式がθのすべての数値に対して成り立つように、扇形ビーム加重を発生することが好ましい。１＝Ｗ_fb(θ)＋Ｗ_fb(θ+１８０) (１０) 但し、θは扇形ビーム投影角度を表す。さらに、扇形ビーム加重係数は、好適には、扇形ビーム投影角度が０度および３６０度に近づくにつれて、１に近づくことが好ましく、扇形ビーム加重は、好適には、扇形ビーム投影角度が１８０度に近づくにつれて、０に近づくことが好ましい。扇形ビーム加重係数は、また好適には、０度から１８０度および１８０度から３６０度の間の大部分の投影角度に対して、１／２（０．５）に等しいことが好ましい。図９は、０度から３６０度の範囲内の扇形ビーム投影角度に対する、加重係数の数値を示す扇形ビーム加重係数の、一つの好適な形のグラフである。好適には、扇形ビーム加重係数は、扇形ビーム投影角度が０度から「幅」度に増大するにつれて、１から１／２（０．５）に直線的に減少することが好ましい。その後、扇形ビーム加重係数は、扇形ビーム投影角度が「幅」度から「１８０度マイナス幅」度に増大しても、１／２（０．５）の数値のまま変化しない。その後、扇形ビーム加重係数は、扇形ビーム投影角度が「１８０度マイナス幅」度から１８０度に増大するにつれて、１／２（０．５）から直線的に増加する。その後、扇形ビーム加重係数は、扇形ビーム投影角度が「１８０度プラス幅」度から「３６０度マイナス幅」度に増大しても、１／２のまま変化しない。その後、扇形ビーム加重係数は、扇形ビーム投影角度が「３６０度マイナス幅」度から３６０度に増大するにつれて、１／２から直線的に増加する。パラメータ「幅」が、扇形ビーム投影角度および扇形ビーム加重が、１／２から離れる場所を決定する。このパラメータの許容範囲は、どちらかというと広い。「幅」の一つの好適な数値は３５度である。しかし、当業者なら「幅」の他の数値および扇形ビーム加重係数の他の関数も本発明と一緒に使用することができることを理解することができるであろう。当業者なら理解できると思うが、平行ビーム加重係数は、平行ビーム・コンバータ３１０類似のコンバータに、扇形ビーム加重係数を適用することによって発生することができる。他の方法としては、例えば、平行ビーム加重をメモリに記憶することによって、加重係数発生装置３２８により、直接平行ビーム加重を発生することができる。扇形ビーム加重係Ｗ_fbを、関数Ｆ（θ）に従って発生した場合には、Ｆ（θ）が図９に示すグラフにより関数として表される場合に、（すなわち、Ｗ_fb（θ）＝Ｆ（θ））であれば、偶数チャネルに対する平行ビーム加重を、下記式（１１）に従って、ｉおよびθのすべての数値に対して、平行ビーム角度θに対して発生させることができる。Ｗ_pb(２ｉ,θ)＝Ｆ([ｉ-ｊ]Δθ+θ) (１１) 但し、ｊは共通中心を通る焦点からの中央レイと交差する検出装置に対応するチャネル番号である。偶数チャネルに対する平行ビーム加重係数は、その後、下記式（１２）に従って、任意の平行ビーム角度に対して発生させることができる。Ｗ_pb(２ｉ,θ+ｋΔθ)＝Ｆ([ｉ-ｊ)Δθ+θ+ｋΔθ) (１２) ＝Ｆ([ｉ+ｋ-ｊ]Δθ+θ) ＝Ｗ_pb(２[ｉ+ｋ],θ) 同様に、奇数チャネルに対する平行ビーム加重係数を、下記式（１３）に従って、発生させることができる。Ｗ_pb(２ｉ+１,θ)＝Ｆ([Ｎ-１-ｉ-ｊ]Δθ+θ+１８０) (１３) 式（１３）は、下記式（１４）に示すＦ（θ）のような、他の関数Ｇ（θ）を定義することにより簡単にすることができる。Ｇ(θ)＝Ｆ([Ｎ-１]Δθ+１８０-θ) 上式より、Ｇ([i+j]Δθ-θ)＝Ｆ([Ｎ-１]Δθ+１８０-[i+j]Δθ+θ) (１４) Ｇ（θ）を式（１３）に代入すると、下記式（１５）に示すように、奇数チャネルに対する平行ビーム加重係数を簡単にすることができる。Ｗ_pb(２ｉ+１,θ)＝Ｇ([ｉ+ｊ]Δθ+θ) (１５) 奇数チャネルに対する平行ビーム加重係数を、下記式（１６）に従って、任意の平行ビーム角度に対して発生させることができる。Ｗ_pb(２ｉ+１,θ+ｋΔθ)＝Ｇ([ｉ+ｊ)Δθ+θ+ｋΔθ) (１６) ＝Ｇ([ｉ+ｋ+ｊ]Δθ+θ) ＝Ｗ_pb(２[ｉ+ｋ]+１,θ) 式（１２）および式（１６）は、関数Ｆ（θ）およびＧ（θ）によるすべての角度に対する、平行ビーム加重係数を発生するための簡単な式である。加重係数発生装置３２８は、関数Ｆ（θ）およびＧ（θ）を記憶することにより、平行ビーム加重係数を発生させることができる。式（１２）および（１６）で示すとおり、任意のチャネルに対するすべての加重を、適当なスタート・アドレスから開始し、メモリを順次スクロールすることにより発生させることができる。例えば、チャネル２に対する加重係数を、最初に、１に等しいパラメータｉおよび（Ｗ_pb （２、０）に対する）ゼロに等しいパラメータｋを持つ関数Ｆを計算し、その後ですべての他の角度に対する加重係数を発生するためにｋを増分ずつ増大することにより、（２は偶数であるから）式（１２）を使用して発生することができる。図１０は、運動修正信号の発生を示すグラフである。図１０の場合には、ｘ、円および三角は、図８Ｂに示したデータ点と同じデータ点を表し、１８０度付近の（すなわち、円で表す）扇形ビーム投影角度を持つすべてのデータ点は、線１０００により接続している。図１０の場合には、矢印は運動修正信号を発生するために、平行ビーム信号から差し引かれるエラー信号の大きさおよび符号を表す。それ故、各平行ビーム投影内の大部分のデータに対して示すように、加重は１／２（すなわち、開始および終了投影角度から「遠く」、また１８０度の中間投影角度からも遠いすべての扇形ビーム投影角度に対して）に等しい。式（８）および式（９）を見れば分かるように、加重係数が１／２に等しい場合には、修正量は、１８０度離れている扇形ビーム投影角度からのデータ点の間で均等に分割される。図１０のチャネル３４および３５により、このことを示す。チャネル３４に対する運動修正信号の測定値の発生は、チャネル３４に対する平行ビーム信号の測定値を減らすことにより行われ、チャネル３５に対する運動修正信号の測定値の発生は、チャネル３５に対する平行ビーム信号の測定値を増大することにより行われる。すなわち、チャネル３４および３５に対する運動修正信号の測定値の発生は、これらのチャネルに対する投影データ信号の測定値の矢印１０１０および１０１２により示すように、相互にシフトすることによって行われる。チャネル３４および３５に対する加重係数は、（０．５）に等しいので、矢印１０１０および１０１２の長さはほぼ等しく、これらデータ点に適用される修正量はチャネル間で均等に分割される。逆に、扇形ビーム投影角度が０度、１８０度および３６０度に近い場合には、加重係数は１／２に等しくなく、修正量も隣接チャネル間で均等に分割されない。図１０にチャネル２４および２５によりこのことを示す。チャネル２４に対する平行ビーム加重係数は１に近く、チャネル２５に対する平行ビーム加重係数は０に近く、そのため、これらチャネルでは、修正の大部分は（比較的長い矢印１０１４で示すように）チャネル２４のデータに適用され、比較的少ない修正量だけが（比較的短い矢印１０１６で示すように）チャネル２５のデータに適用される。扇形ビーム投影角度が１８０度に近づくと、対応する加重係数は、０に向かって直線的に減少し、その結果、１８０度からのデータには修正が全然行われない。同様に、扇形ビーム投影角度が０度または３６０度に近づくと、対応する加重係数は、１に向かって直線的に減少し、その結果、これら角度からののデータにすべての修正が適用される。このように加重係数を変化させることによって、運動補償フィルタ３２０は、両方のタイプの運動アーティファクトを補償し、第二のタイプの運動アーティファクトを第一のタイプのアーティファクトの一般化されたケースとして処理する。当業者なら理解できると思うが、図１０は正確に縮尺されたものではなく、単に本発明を説明するためだけの図面である。例えば、図１０の場合には、加重係数は、チャネル２２の１から、チャネル３４の０．５へと減少している。この好適な実施形態の場合には、１から０．５へ減少させるためには、加重用のチャネルがもっと多数必要であり、加重がチャネル２２の１である場合、約チャネル８０までは、加重は０．５まで減少しない。加重を１から０．５に変化させるためのチャネルの数についても同じことがいえる。それ故、（図３に示す）運動補償フィルタ３２０は、（図１０に示す）隣接チャネルでの平行ビーム信号間のずれを減少させることによって、運動アーティファクトを補償する。扇形ビーム投影角度が０度、１８０度および３６０度に近づくと、大部分またはすべての修正は一つのチャネルに適用される。（すなわち、０度のデータを１８０度のデータの方向にシフトし、３６０度のデータを１８０度のデータの方向にシフトし、１８０度のデータをシフトしないか、または少しだけシフトさせることにより、ずれを少なくする。）他の扇形ビーム投影角度の場合には、フィルタ３２０は、修正を隣接チャネル間で分割する。（すなわち、フィルタ３２０は、対向扇形ビーム投影角度からのデータを相互の方向にシフトさせることによって、ずれを少なくする。）好適には、図９に示すような、チャネル位置の関数としての、扇形ビーム加重係数が好ましいが、本発明により他の加重係数も使用することができる。加重係数が式（１０）の公式を満足する限り、第一のタイプの運動アーティファクトを修正することができる。扇形ビーム投影角度θに対する加重係数が１に等しく、扇形ビーム投影角度θプラス１８０度に対する加重係数が０に等しい極端な場合であっても、運動アーティファクトを修正することができる。しかし、再構成したＣＴ画像は、加重係数０を持つ投影内に位置している患者に非常によく似ている。第二のタイプの運動アーティファクトは、扇形ビーム投影角度が０−１８０度の範囲内にある場合に、加重係数を１から０に滑らかに変化させ、扇形ビーム投影角度が１８０−３６０度の範囲内にある場合に、加重係数を０から１に滑らかに変化させることによって、修正することができる。図９は区分的な一次関数としての加重係数を示しているが、当業者であれば一次関数でない他の関数も加重係数として使用することができることを理解できるだろう。開始投影角度が０度に等しく（すなわち、第一の投影が扇形ビーム投影角度が０度の時に発生する場合）、また最終投影角度が３６０度に等しい場合に関連して、運動アーティファクト・フィルタ７４について説明してきた。当業者なら０度の向きは任意の申し合わせであり、第一の投影を０度で発生させることができないことを理解できるだろう。この場合、開始投影角度は、第一の投影が発生する角度であり、最終投影角度は、３６０度走査の場合、開始角度から３６０度離れた角度であり、扇形ビーム投影角度が開始および最終投影角度に近づくにつれて、加重係数が１に近づくように、また扇形ビーム投影角度が開始角度から１８０度離れている中間の角度に近づくにつれて、加重係数が０に近づくように、加重係数の発生が行われる。さらに、当業者なら３６０度走査の場合、開始投影角度と最終投影角度は３６０度離れているので、最終投影角度に近づくということは、開始投影角度に近づくのと同じことであることを理解できるだろう。開始投影角度が０でない場合、図９の曲線を開始投影角度に等しい量だけ、シフトさせることによって、扇形ビーム加重を発生することができる。運動アーティファクト・フィルタ７４の特性が非直線的であるので、特定のしきい値コンバータ３２６において、フィルタ７４はＣＴ画像の解像度を低下させないで、運動アーティファクトを減少させる。解像度は患者が動いた部位で低下するが、しかし、他の部位の解像度は変わらない。（それ故、例えば、胸廓のＣＴ画像の場合には、鼓動している心臓の解像度は心臓の鼓動により低下する恐れがあるが、ＣＴ画像の他の部位の解像度は変化しない。）さらに、しきい値コンバータ３２６は、低周波信号の振幅がしきい値を超えない時で、走査中患者が動かない場合には、過剰信号を０に設定する。それ故、走査中に患者が動かない場合には、フィルタ３２０はＣＴ画像に影響を与えない。この点が、走査中に患者が動いても動かなくても、投影データの低域をろ過することにより、ＣＴ画像の解像度を低下させる従来技術による運動アーティファクト・フィルタと異なっている。今まで、運動アーティファクト・フィルタ７４は、運動アーティファクトを抑制するのに効果があると説明してきた。しかし、実際に、運動アーティファクト・フィルタ７４は、二つの対向投影像（すなわち、１８０度離れている二つの投影）の間に、振幅の違いを生じさせる傾向がある任意のソースにより生じたアーティファクトを抑制するのに効果がある。例えば、（図２に示す）扇形ビーム５２の強度が一定でない場合には、二つの対向投影角度からの二つの投影は、患者が身動きしなくても振幅が一致していない場合がある。このような振幅の不一致は、ＣＴ画像にアーティファクトを発生する傾向があり、フィルタ７４はそのようなアーティファクトを効果的に抑制する。図１１は、図１のＣＴ画像を再構成するのに使用したのと同じデータを使用して、再構成したＣＴ画像である。しかし、図１１の場合には、投影データ信号は最初、運動アーティファクト・フィルタ７４により処理された。この画像を形成するために、運動アーティファクト・フィルタ７４は、しきい値０．０１を使用した。図１１の画像は、図１の画像と比較すると遥かに運動アーティファクトが少なく、鮮明度が優れている。投影フィルタ７２から供給された投影データ信号から、運動修正信号を発生するためのＣＴシステムの使用に関連して、運動アーティファクト・フィルタ７４を説明してきた。しかし、本発明のＣＴシステムは、ＣＴ画像を再構成する前に、投影データ信号に多くの異なるタイプのろ過を行うことができる。図１２は、本発明の好適なＣＴシステム１２００の信号処理部のブロック図である。システム１２００は、運動補償フィルタ３２０の他に、リング抑制フィルタ１２１０、および縞模様抑制フィルタ１２１２を含み、補間フィルタ３４０が、図３の運動アーティファクト・フィルタの一部としてではなく、縞模様抑制フィルタ１２１２およびバック・プロジェクタ７２との間に配置されている。リング抑制フィルタ１２１０および縞模様抑制フィルタ１２１２については、それぞれ「コンピュータ断層撮影システムで使用するためのリング抑制フィルタ」および「コンピュータ断層撮影システムで使用するための自己校正リング抑制フィルタ」という名称の、上記米国特許出願第０８／６１４，５４１号および第０８／６１４，６６０号、並びにコンピュータ断層撮影システムで使用するための縞模様抑制フィルタ」という名称の米国特許出願第０８／５８７，４６８号がさらに詳細に開示している。これらの特許出願に開示されているように、それぞれのフィルタは、形成されたＣＴ画像から他のタイプのアーティファクトを抑制する。システム１２００の好適な実施形態の場合には、投影フィルタ７２が発生した投影データ信号は、平行ビーム・コンバータ３１０に送られ、このコンバータは平行ビーム信号を発生する。上記平行ビーム信号は、リング抑制フィルタ１２１０に送られ、このフィルタは一組のリング補償信号を発生する。上記リング補償信号は運動補償フィルタ３２０に送られ、このフィルタはこの信号から運動修正信号を発生するその後、運動修正信号は、縞模様抑制フィルタ１２１２に送られ、このフィルタは一組の縞模様補償信号を発生する。その後、上記縞模様補償信号は、補間フィルタ３４０を通して、バック・プロジェクタ７６に送られ、この補間フィルタはこの信号から再構成したＣＴ画像を生成する。システム１２００の他の実施形態の場合には、リング抑制フィルタ、運動補償フィルタおよび縞模様抑制フィルタの中の任意の一つまたは二つを除去することができる。しかし、システム１２００の好適な実施形態は、三つのフィルタ１２１０、３２０、１２１２のすべてを含む。さらに他の実施形態の場合には、リング抑制フィルタ１２１０および／または縞模様抑制フィルタ１２１２を、平行ビーム・コンバータ３１０およびバック・プロジェクタ７６との間にではなく、投影フィルタ７２と平行ビーム・コンバータ３１０の間に接続することができる。当業者なら理解できると思うが、運動アーティファクト・フィルタ７４は、多くの異なる方法で実行することができる。例えば、運動アーティファクト・フィルタ７４の各構成部分は、個々の構成部分を使用して実行することもできるし、他の方法としては、フィルタ７４の一つまたはそれ以上の構成部分を、アレイ・プロセッサのような、ディジタル・コンピュータ上で実行されるソフトウェアとして実行することもできる。さらに、今までフィルタ７４を、各信号が標本化される（例えば、投影データ信号が、マトリックスＰＤＳを形成するために標本化される）ディジタル・システムとして説明してきたが、当業者ならフィルタ７４を信号を標本化しないで、連続信号として処理する構成部分を使用するアナログ・フィルタとして、実行することができることも理解できるだろう。さらに、平行ビーム・コンバータ３１０は、実際に、平行ビーム信号を発生し、記憶することができ、他の実施形態の場合には、平行ビーム・コンバータ３１０をフィルタ７４から除去することができる。このような実施形態の場合には、フィルタ７４は、平行ビーム・コンバータ３１０が投影データ信号を供給したように、上記の投影データ信号にアクセスすることによって、あたかも平行ビーム・コンバータ３１０が内蔵されているかのように機能することができる。それ故、上記運動アーティファクト・フィルタは、再構成されたＣＴ画像から、すでに説明した、第一および第二のタイプの運動アーティファクト、およびＣＴ走査中に起こる強度の変動によるある種のアーティファクトを抑制するのに効果がある。本明細書に記載した本発明の範囲から逸脱しないで、上記装置に変更を行うことができるので、上記説明および添付の図面に示したすべてのものは、例示としてのものであって、本発明を制限するものでないことを理解されたい。

Claims

【特許請求の範囲】１．少なくとも幾組みかの対向投影を供給するために、Ｎが一つまたはそれ以上の整数である場合に、１８０Ｎ度離れている投影角度を含む、走査の対応する複数の投影角度での複数の投影から、データを生成するための走査手段を含む、画像形成領域内に位置している一つの対象物の一部の画像を生成するためのコンピュータ断層撮影システムにおいて、上記各組の対向投影に対して、各組の二つの投影の間にアーティファクト・エラーが存在するかどうかを決定するために、対向投影からのデータを比較し、上記比較により上記データ間の差が予め定めた数値より大きいことが発見されたかどうかを表示するための比較手段と、比較手段が、上記のアーティファクト・エラーを補償するよう、データ間の違いが上記の予め定めた数値より大きいことを表示した場合に、対向投影の少なくとも一方に対するデータを調整するための手段とを含むアーティファクト抑制フィルタ。２．請求項１に記載のシステムにおいて、データ間の違いが予め定めた数値以下である場合には、データを調整するための上記手段がデータを調整しないシステム。３．請求項１に記載のシステムにおいて、上記走査手段が、上記の各投影に対する、上記画像形成領域を通して投影された、対応する複数の平行レイを表す複数の信号を発生するための手段を含み、対向投影の平行レイが相互に重なっているか、ずれている経路に沿って配置されているシステム。４．請求項３に記載のシステムにおいて、対向投影の平行レイが相互にずれている経路に沿って設置されていて、その結果、各中央のレイに隣接する対向投影の対応する対向隣接レイにより、各投影に対する複数の中央レイを作るために、上記平行レイがインターリーブし、上記比較手段が、各投影の各中央のレイに対する信号を、対向投影の対向隣接レイに対する対応信号と比較するための手段と、上記比較が上記信号間の差が予め定めた数値より大きいことを表示した場合、表示を行うための手段を含むシステム。５．請求項３に記載のシステムにおいて、比較手段が、各投影に対する各中央レイに対する信号を、対向投影の対向隣接レイに対する対応信号と比較するための手段と、各投影に対する各中央レイに対する信号と対向隣接レイに対する対応信号との間の差を決定するための手段とを含み、対向投影の少なくとも一方のデータを調整するための上記手段が、上記差が予め定めたしきい値より大きいかどうかを決定するための手段を含むシステム。６．請求項５に記載のシステムにおいて、対向投影の少なくとも一方のデータを調整するための上記手段が、上記差が予め定めたしきい値より大きい場合に、対向投影の上記データを修正するための手段を含むシステム。７．請求項１に記載のシステムにおいて、上記比較手段が、データ間の差が上記アーティファクト・エラーを修正する必要があるほど、予め定めた数値より大きいことを示している場合に、対向投影の少なくとも一方に対するデータを調整するための上記手段が、走査の開始および終了投影角度に対する走査の投影角度の関数としての数値によって、データを調整するための手段を含み、走査が開始投影角度および終了投影角度を特徴とするシステム。８．請求項７に記載のシステムにおいて、開始投影角度時間および終了投影角度時間の間に、対象物の動きを補償するために、その間の投影角度に対するものよりも、開始および終了投影角度に近いまたはこれらの角度での投影角度の上記データをもっと大きく調整するために、上記アーティファクト・エラーを補償する目的で、比較手段がデータ間の差が予め定めた数値より大きいことを表示した場合に、対向投影の少なくとも一方に対するデータを調整するための上記手段が走査の開始および終了投影角度に対する走査の投影角度の関数としての数値によって、データを調整するための手段を含むシステム。９．請求項８に記載のシステムにおいて、上記投影角度での補償を最も少なくするために、開始投影角度および終了投影角度の間のほぼ半分の投影角度に対する、上記データの調整をより少なくする目的で、上記アーティファクト・エラーを補償するため、比較手段がデータ間の差が予め定めた数値より大きいことを表示した場合に、対向投影の少なくとも一方に対するデータを調整するための上記手段が、走査の開始および終了投影角度に対する走査の投影角度の関数としての数値によって、データを調整するための手段を含むシステム。１０．請求項７に記載のシステムにおいて、比較手段が、データ間上記アーティファクト・エラーの補償を必要とするほど、予め定めた数値より大きいことを表示した場合に、走査の開始および終了投影角度の関数としての数値だけデータを調整するための上記手段が、開始および終了投影角度でのデータ間の差の加重をさらに大きくし、その間の投影角度でのデータ間の差の加重をさらに小さくするために、非直線加重関数を含むシステム。１１．請求項１０に記載のシステムにおいて、非直線加重関数が、１＝Ｗ（θ）＋Ｗ（θ＋１８０°）（但し、θは投影角度）で定義されるシステム。１２．請求項１１に記載のシステムにおいて、θが開始角度に等しく、θが終了角度に等しい場合に、Ｗ（θ）が１に等しいシステム。１３．請求項１２に記載のシステムにおいて、θが開始角度プラス１８０度に等しい場合に、Ｗ（θ）が０に等しいシステム。１４．請求項１３に記載のシステムにおいて、Ｗ（θ）が開始および終了角度間のθの大多数の数値に対して１／２であるシステム。１５．請求項１に記載のシステムにおいて、走査手段が、（ａ）上記の各投影角度に対する扇形ビーム投影データを生成するために、扇形ビームで対象物を走査するための手段と、（ｂ）上記の扇形ビーム投影を、上記各投影角度に対する平行投影データに変換するための手段とを含み、上記比較手段が、上記各組の対向投影に対して、各組の二つの投影の間にアーティファクト・エラーが存在するかどうかを決定するために、対向投影からの平行投影データを比較し、上記の比較により上記平行投影データ間の差が、予め定めた数値より大きいことが発見されたかどうかを表示するための手段と、上記比較手段が上記のアーティファクト・エラーを補償するよう、平行投影データ間の違いが上記の予め定めた数値より大きいことを表示した場合に、対向投影の少なくとも一方に対する平行投影データを調整するための手段とを含むシステム。１６．請求項１５に記載のシステムにおいて、上記比較手段が、平行投影データ間の差が、上記アーティファクト・エラーを修正する必要があるほど、予め定めた数値より大きいことを示している場合に、対向投影の少なくとも一方に対する平行投影データを調整するための上記手段が、走査の開始および終了投影角度に対する走査の投影角度の関数としての数値によって、データを調整するための手段を含み、走査が開始投影角度および終了投影角度を特徴とするシステム。１７．請求項１６に記載のシステムにおいて、開始投影角度時間および終了投影角度時間の間の対象物の動きを補償するために、その間の投影角度に対するものよりも、開始および終了投影角度に近いまたはこれらの角度での投影角度の上記平行投影データをもっと大きく調整するために、上記アーティファクト・エラーを補償する目的で、比較手段が平行投影データ間の差が、予め定めた数値より大きいことを表示した場合に、対向投影の少なくとも一方に対する平行投影データを調整するための上記手段が、走査の開始および終了投影角度に対する走査の投影角度の関数としての数値によって、平行投影データを調整するための手段を含むシステム。１８．請求項１７に記載のシステムにおいて、上記投影角度での補償を最も少なくするために、開始投影角度および終了投影角度の間のほぼ半分の投影角度に対する上記平行投影データの調整をより少なくする目的で、上記アーティファクト・エラーを補償するため、比較手段がデータ間の差が予め定めた数値より大きいことを表示した場合に、対向投影の少なくとも一方に対する平行投影データを調整するための上記手段が、走査の開始および終了投影角度に対する走査の投影角度の関数としての数値によって、平行投影データを調整するための手段を含むシステム。１９．請求項１８に記載のシステムにおいて、上記比較手段が、データ間の差が、上記アーティファクト・エラーを保守する必要があるほど、予め定めた数値より大きいことを表示した場合に、走査の開始および終了投影角度の関数としての数値だけデータを調整するための上記手段が、開始および終了投影角度でのデータ間の差の加重をさらに大きくし、その間の投影角度でのデータ間の差の加重をさらに小さくするために、非直線加重関数を含むシステム。２０．請求項１９に記載のシステムにおいて、非直線加重関数が、１＝Ｗ（θ）＋Ｗ（θ＋１８０°）（但し、θは投影角度）で定義されるシステム。２１．複数の投影データ信号測定値を含むそれぞれの投影が、投影に関連する測定時間中に、対応する空間を占める質量の密度をそれぞれ表す、対応する複数の投影角度での複数の投影を生成するための走査手段を含む、対象物の画像を生成するためのコンピュータ断層撮影システムにおいて、（Ａ）各高周波信号測定値が、投影データ信号測定値のグループの関数である複数の高周波信号測定値を発生するための、上記複数の投影データ信号測定値に応答する高域フィルタにおいて、上記投影データ信号測定値の各グループが、第一の測定値および第二の測定値を含み、第一の測定値に関連する空間が第二の測定値に関連する空間に隣接していて、第一の測定値が第一の統計角度で発生し、第二の測定値が第二の投影角度で発生する高域フィルタと、（Ｂ）それぞれの修正信号測定値が、投影データ信号測定値の一つの関連測定値と、高周波信号測定値の一つの関連測定値を持つ、複数の修正信号測定値を発生するための修正手段であって、各修正信号測定値が、その関連高周波信号測定値の一部だけ、一つの関連投影データ信号測定値をシフトすることによって発生し、その部分が、一つの関連投影データ信号測定値に対応する投影角度が開始角度に近づくにつれて増大し、またその部分が、対応する投影角度が中間角度に近づくにつれて減少する修正手段とを含むアーティファクト抑制フィルタ。２２．請求項２１に記載のアーティファクト・フィルタにおいて、開始角度がほぼ１８０度だけ中間角度から離れているアーティファクト・フィルタ。２３．請求項２１に記載のアーティファクト・フィルタにおいて、開始角度がほぼ０度であり、中間角度がほぼ１８０度であるアーティファクト・フィルタ。２４．請求項２１に記載のアーティファクト・フィルタにおいて、投影データ信号測定値が、さらに第三の測定値を含み、第三の測定値に関連する空間が、第一の測定値に関連する空間に隣接していて、第一の測定値に関連する空間が、第二および第三の測定値に関連する空間の間に存在するアーティファクト・フィルタ。２５．請求項２４に記載のアーティファクト・フィルタにおいて、高周波信号測定値が、そのグループの第一の測定値から、そのグループの第二および第三の測定値の平均を引いたものに等しくなるように、各高域フィルタ手段が各高周波信号測定値を発生するアーティファクト・フィルタ。２６．請求項２４に記載のアーティファクト・フィルタにおいて、投影データ信号測定値の各グループにおいて、第一の測定値に対応する投影角度が、第二および第三の測定値に対応する投影角度から、ほぼ１８０度離れているアーティファクト・フィルタ。２７．請求項２１に記載のアーティファクト・フィルタにおいて、さらに各低周波信号測定値が、高周波信号測定値の一つのグループの低域をろ過することにより発生する、複数の低周波信号測定値を発生するための低域フィルタ手段を含むアーティファクト・フィルタ。２８．請求項２７に記載のアーティファクト・フィルタにおいて、各過剰信号測定値が、低周波信号測定値の一つと関連している、複数の過剰信号を発生するための、低周波信号測定値に応答するしきい値手段をさらに含み、各過剰信号測定値がその関連低周波信号測定値としきい値との間の差を表すアーティファクト・フイルタ。２９．請求項２８に記載のアーティファクト・フィルタにおいて、その関連する低周波信号測定値がしきい値の数値より低い場合に、各過剰信号測定値が０であるアーティファクト・フィルタ。３０．請求項２９に記載のアーティファクト・フィルタにおいて、その関連する低周波信号測定値がしきい値の数値より高い場合に、各過剰信号測定値がその関連低周波信号測定値からしきい値を引いたものであるアーティファクト・フィルタ。３１．請求項２８に記載のアーティファクト・フィルタにおいて、さらに各加重係数が投影データ信号の一つと関連している、複数の加重係数を発生する手段を含み、その関連投影データ信号測定値に対応する投影角度として増大する加重係数が、開始角度に近づき、その関連する投影データ信号測定値に対応する投影角度として減少する加重係数が、中間角度に近づくアーティファクト・フィルタ。３２．請求項３１に記載のアーティファクト・フィルタにおいて、各エラー信号測定値が投影データ信号測定値に対応している、複数のエラー信号測定値を発生させるための乗算手段をさらに含み、各エラー信号測定値が過剰信号のひとつに、その対応する投影データ信号測定値を掛けることにより発生するアーティファクト・フィルタ。３３．請求項３２に記載のアーティファクト・フィルタにおいて、各運動修正信号測定値がその対応する投影データ信号測定値から、エラー信号測定値の一つを差し引くことにより発生するアーティファクト・フィルタ。３４．請求項２１に記載のアーティファクト・フィルタにおいて、各投影が平行ビーム投影であるアーティファクト・フィルタ。