JP2001299738A - Ｘ線コンピュータ断層撮影装置 - Google Patents
Ｘ線コンピュータ断層撮影装置Info
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-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 本発明の目的は、１８０°＋ファン角度の範
囲の投影データ、特にこのファン角度を、検出器の素子
配列長により決まる最大ファン角度以外の角度に、簡易
に設定することのできる。 【解決手段】本発明のＸ線コンピュータ断層撮影装置
は、Ｘ線を曝射するＸ線源及びこのＸ線源Ｓから照射さ
れたＸ線を検出するＸ線検出器Ｄを用いて被検体をスキ
ャンして収集された１８０°＋ファン角度の範囲の投影
データに基づいてハーフスキャン再構成法により画像を
再構成する再構成装置ＣＰを具備し、検出器Ｄの素子配
列長により決まる最大ファン角度γｍ以外の仮想ファン
角度２Γ又は２Γ´をファン角度として設定し、１８０
°＋ファン角度の範囲の投影データを、仮想ファン角度
を使って決定した重み係数に基づいて重み付けし、この
重み付けした投影データに基づいて画像を再構成するこ
とを特徴とする。
囲の投影データ、特にこのファン角度を、検出器の素子
配列長により決まる最大ファン角度以外の角度に、簡易
に設定することのできる。 【解決手段】本発明のＸ線コンピュータ断層撮影装置
は、Ｘ線を曝射するＸ線源及びこのＸ線源Ｓから照射さ
れたＸ線を検出するＸ線検出器Ｄを用いて被検体をスキ
ャンして収集された１８０°＋ファン角度の範囲の投影
データに基づいてハーフスキャン再構成法により画像を
再構成する再構成装置ＣＰを具備し、検出器Ｄの素子配
列長により決まる最大ファン角度γｍ以外の仮想ファン
角度２Γ又は２Γ´をファン角度として設定し、１８０
°＋ファン角度の範囲の投影データを、仮想ファン角度
を使って決定した重み係数に基づいて重み付けし、この
重み付けした投影データに基づいて画像を再構成するこ
とを特徴とする。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、ファンビームまた
はコーンビームＸ線コンピュータ断層撮影に係り、特に
１８０°＋ファン角分の投影データから画像を再構成す
るＸ線コンピュータ断層撮影に関する。
はコーンビームＸ線コンピュータ断層撮影に係り、特に
１８０°＋ファン角分の投影データから画像を再構成す
るＸ線コンピュータ断層撮影に関する。
【０００２】
【従来の技術】ファンビームおよびコーンビームコンピ
ュータ断層撮影（ＣＴ）は、被検体または患者を透過し
たＸ線のそれぞれ一次元および二次元投影から被検体ま
たは患者の内部を再構成する。被検体を透過したＸ線が
検出器で受光されるように、Ｘ線源およびＸ線検出器が
多様な位置に配設される。検出器は、単独または他の装
置と連係して、Ｘ線源および／または検出器の個々の位
置について画像データを生成する。画像データはその
後、被検体の内部を再構成するために、記憶、操作およ
び／または解析される。ファンビームシステムにおい
て、検出器はＸ線検出素子の線状配列を形成するのに対
し、コーンビームシステムでは、検出器はＸ線検出素子
のアレイを形成する。
ュータ断層撮影（ＣＴ）は、被検体または患者を透過し
たＸ線のそれぞれ一次元および二次元投影から被検体ま
たは患者の内部を再構成する。被検体を透過したＸ線が
検出器で受光されるように、Ｘ線源およびＸ線検出器が
多様な位置に配設される。検出器は、単独または他の装
置と連係して、Ｘ線源および／または検出器の個々の位
置について画像データを生成する。画像データはその
後、被検体の内部を再構成するために、記憶、操作およ
び／または解析される。ファンビームシステムにおい
て、検出器はＸ線検出素子の線状配列を形成するのに対
し、コーンビームシステムでは、検出器はＸ線検出素子
のアレイを形成する。
【０００３】Ｘ線源および検出器の旧来の経路は、被検
体のまわりの完全な円軌道、すなわち３６０°に沿って
いる。線源および検出器は、相互に対する一定の分離距
離および位置を維持するように機械的に結合され、そし
て被検体の周囲を回転させられる。
体のまわりの完全な円軌道、すなわち３６０°に沿って
いる。線源および検出器は、相互に対する一定の分離距
離および位置を維持するように機械的に結合され、そし
て被検体の周囲を回転させられる。
【０００４】図１に示す通り、Ｘ線源Ｓは、検出器Ｄに
向けてＸ線のコーンビームまたはファンビームを放射す
る。線源Ｓによって放射されたＸ線は、校正用ファント
ム、患者、被検体、他の対象物といった三次元被検体
（図示せず）に入射する。点源Ｓにおいて生成されたＸ
線の少なくとも一部は、被検体の内部または周囲を通
り、検出器Ｄにおいて受光される。線源Ｓおよび検出器
Ｄは、相互に対して固定されており、例えばＣアームガ
ントリーまたはリングガントリー装置の軸Ａに関してほ
ぼ円軌道で回転する。Ｘ線源Ｓの角位置は、この図で、
回転軸Ａで終端する任意の半直線Ｌに対する角度βとし
て例示されている。
向けてＸ線のコーンビームまたはファンビームを放射す
る。線源Ｓによって放射されたＸ線は、校正用ファント
ム、患者、被検体、他の対象物といった三次元被検体
（図示せず）に入射する。点源Ｓにおいて生成されたＸ
線の少なくとも一部は、被検体の内部または周囲を通
り、検出器Ｄにおいて受光される。線源Ｓおよび検出器
Ｄは、相互に対して固定されており、例えばＣアームガ
ントリーまたはリングガントリー装置の軸Ａに関してほ
ぼ円軌道で回転する。Ｘ線源Ｓの角位置は、この図で、
回転軸Ａで終端する任意の半直線Ｌに対する角度βとし
て例示されている。
【０００５】被検体に関する線源および検出器の完全な
円軌道のいくつかの不利益が、完全軌道自体の性質によ
って生じる。電気リード線は、被検体のまわりに１回以
上の完全な回転を描くことができなければならない。医
用ＣＴでは、患者は周回する検出器および線源の内部に
入れられなければならないので、医療従事者による患者
へのアクセスが妨げられる。さらに、多くの患者は、有
意な再構成に十分な画像データを収集するために必要な
長い時間ＣＴ機構内に取り囲まれていることを嫌がる。
円軌道のいくつかの不利益が、完全軌道自体の性質によ
って生じる。電気リード線は、被検体のまわりに１回以
上の完全な回転を描くことができなければならない。医
用ＣＴでは、患者は周回する検出器および線源の内部に
入れられなければならないので、医療従事者による患者
へのアクセスが妨げられる。さらに、多くの患者は、有
意な再構成に十分な画像データを収集するために必要な
長い時間ＣＴ機構内に取り囲まれていることを嫌がる。
【０００６】ファンビームＣＴでは、検出器Ｄは、一般
に円弧状に配列された検出素子を有する。コーンビーム
ＣＴでは、検出器Ｄは一般に多少湾曲した曲面に沿って
２次元的に配列された検出素子を有する。また、検出素
子の曲線および曲面アレイは、検出素子Ｄとしての使用
に適する。これらのすべての場合において、検出素子Ｄ
は、回転軸Ａに直交する平面で幅Ｗの断面積を有するは
ずである。この特定の実施の形態において、リニアアレ
イ検出器Ｄの幅の中点は、線源Ｓの中心と軸Ａを通る線
Ｎにほぼ位置する。
に円弧状に配列された検出素子を有する。コーンビーム
ＣＴでは、検出器Ｄは一般に多少湾曲した曲面に沿って
２次元的に配列された検出素子を有する。また、検出素
子の曲線および曲面アレイは、検出素子Ｄとしての使用
に適する。これらのすべての場合において、検出素子Ｄ
は、回転軸Ａに直交する平面で幅Ｗの断面積を有するは
ずである。この特定の実施の形態において、リニアアレ
イ検出器Ｄの幅の中点は、線源Ｓの中心と軸Ａを通る線
Ｎにほぼ位置する。
【０００７】図１に例示された角γは、線源Ｓと、検出
器Ｄを構成している検出素子のマトリックスから選択さ
れた１個の検出素子とを結ぶ射線Ｏの中心線Ｎに対する
角度を示す。ファンビームＣＴにおいて、角γｍは、中
心線Ｎに対して最も大きい（最大）角度の射線Ｍを示し
ており、この時、射線Ｍに沿って線源Ｓにより放射され
たＸ線は検出器Ｄの最端の素子により受光される。射線
Ｍの角γｍの物理的限界は、例えば、（例示の通り）検
出器Ｄの有限の長さ、線源放射のコリメーション（図示
せず）、または線源Ｓによる非全方向性Ｘ線放射（やは
り図示せず）によって生じ得る。検出器Ｄの断面積の中
点が線Ｎに位置する図１において、軸の一方の側の角γ
ｍは軸の他方の側の角γｍと等しくかつ相対する。線Ｎ
に対して検出器Ｄを移動させることにより２つのγｍ間
のこの関係は変化し、伝統的な幾何学的規則の使用を見
込むことができる。
器Ｄを構成している検出素子のマトリックスから選択さ
れた１個の検出素子とを結ぶ射線Ｏの中心線Ｎに対する
角度を示す。ファンビームＣＴにおいて、角γｍは、中
心線Ｎに対して最も大きい（最大）角度の射線Ｍを示し
ており、この時、射線Ｍに沿って線源Ｓにより放射され
たＸ線は検出器Ｄの最端の素子により受光される。射線
Ｍの角γｍの物理的限界は、例えば、（例示の通り）検
出器Ｄの有限の長さ、線源放射のコリメーション（図示
せず）、または線源Ｓによる非全方向性Ｘ線放射（やは
り図示せず）によって生じ得る。検出器Ｄの断面積の中
点が線Ｎに位置する図１において、軸の一方の側の角γ
ｍは軸の他方の側の角γｍと等しくかつ相対する。線Ｎ
に対して検出器Ｄを移動させることにより２つのγｍ間
のこの関係は変化し、伝統的な幾何学的規則の使用を見
込むことができる。
【０００８】図２（ａ）乃至図２（ｃ）は、任意の半直
線Ｌに対する線源の２つの異なる角位置βおよびファン
ビーム角度γで同一のＸ線透過率が測定される、３個の
例示的射線Ｏａ、ＯｂおよびＯｃを例示している。例示
のために、線源の第１の角位置βは、３例全部において
ゼロに等しい。図２（ａ）において、射線Ｏａは２回サ
ンプリングされた第１の射線であるのに対し、図２
（ｂ）および図２（ｃ）は、他の位置で２回サンプリン
グされるそれぞれの射線ＯｂおよびＯｃを示している。
線Ｌに対する線源の２つの異なる角位置βおよびファン
ビーム角度γで同一のＸ線透過率が測定される、３個の
例示的射線Ｏａ、ＯｂおよびＯｃを例示している。例示
のために、線源の第１の角位置βは、３例全部において
ゼロに等しい。図２（ａ）において、射線Ｏａは２回サ
ンプリングされた第１の射線であるのに対し、図２
（ｂ）および図２（ｃ）は、他の位置で２回サンプリン
グされるそれぞれの射線ＯｂおよびＯｃを示している。
【０００９】近年、ファンビームおよびコーンビームＣ
Ｔで、ガントリーが被検体または患者の一部の周囲、つ
まり３６０°未満を回転する部分軌道分の投影データだ
けで画像再構成を実現しようとする試みがなされてい
る。そのような部分軌道は、完全な円軌道における多く
のビューが冗長である、すなわちそれらの画像データは
ほとんどまたはまったく新しい情報を付与しないことか
ら、被検体の内部の再構成のための完全な画像データを
提供することができる。例えば、被検体が不動であり、
システムが理想的、すなわち無雑音である場合、線源お
よび検出器の位置を１８０°シフトした位置に切り換え
ることにより、たとえ第２のビューからの画像データが
収集されたとしても、軸を通る射線に沿って新しい情報
はいっさい得られないであろう。
Ｔで、ガントリーが被検体または患者の一部の周囲、つ
まり３６０°未満を回転する部分軌道分の投影データだ
けで画像再構成を実現しようとする試みがなされてい
る。そのような部分軌道は、完全な円軌道における多く
のビューが冗長である、すなわちそれらの画像データは
ほとんどまたはまったく新しい情報を付与しないことか
ら、被検体の内部の再構成のための完全な画像データを
提供することができる。例えば、被検体が不動であり、
システムが理想的、すなわち無雑音である場合、線源お
よび検出器の位置を１８０°シフトした位置に切り換え
ることにより、たとえ第２のビューからの画像データが
収集されたとしても、軸を通る射線に沿って新しい情報
はいっさい得られないであろう。
【００１０】そうした部分軌道の利点は、より容易かつ
安価な機械的実現を包含し、医療イメージングの間の患
者へのアクセスを可能にし、患者の完全な包囲を必要と
しない線源および検出器の支持機構を可能にする。それ
はまた、Ｘ線イメージングの使用を、主に非ＣＴイメー
ジング用途に設計されたそれを、特殊な要請のためのＣ
Ｔ画像を得るためにも使用可能にする。
安価な機械的実現を包含し、医療イメージングの間の患
者へのアクセスを可能にし、患者の完全な包囲を必要と
しない線源および検出器の支持機構を可能にする。それ
はまた、Ｘ線イメージングの使用を、主に非ＣＴイメー
ジング用途に設計されたそれを、特殊な要請のためのＣ
Ｔ画像を得るためにも使用可能にする。
【００１１】ある特定の部分軌道、すなわち「最小完全
データセット」をカバーする軌道の再構成の方法は、デ
ニス・パーカー（Ｄｅｎｎｉｓ Ｐａｒｋｅｒ）により
記載されており（「ファンビームＣＴのための最適ショ
ートスキャン畳込み再構成」（”Ｏｐｔｉｍａｌ Ｓｈ
ｏｒｔ Ｓｃａｎ Ｃｏｎｖｏｌｕｔｉｏｎ Ｒｅｃｏ
ｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ ｆｏｒ Ｆａｎｂｅａｍ Ｃ
Ｔ”）、Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ．９．２５４−２５７，１９
８２）、これは参照により本願に採り入れられる。「最
小完全データセット」は、従来のコンボリューション形
再構成方法において使用できる、等間隔の投影画像デー
タの集合である。「最小完全データセット」は、完全軌
道の半分より大きい範囲に及ぶ。すなわち、それは１８
０°＋最大ファン角度２γｍの範囲に及び、ここで最大
ファン角度２γｍは、Ｘ線源および検出器の回転軸を通
る線源から放射された射線に対する（本質的に２次元ま
たは３次元の）Ｘ線検出器で受光されるＸ線源により放
射された射線の最大角度である。図１は、このことおよ
び、本発明を説明するために使用する他の用語を略示し
ている。
データセット」をカバーする軌道の再構成の方法は、デ
ニス・パーカー（Ｄｅｎｎｉｓ Ｐａｒｋｅｒ）により
記載されており（「ファンビームＣＴのための最適ショ
ートスキャン畳込み再構成」（”Ｏｐｔｉｍａｌ Ｓｈ
ｏｒｔ Ｓｃａｎ Ｃｏｎｖｏｌｕｔｉｏｎ Ｒｅｃｏ
ｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ ｆｏｒ Ｆａｎｂｅａｍ Ｃ
Ｔ”）、Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ．９．２５４−２５７，１９
８２）、これは参照により本願に採り入れられる。「最
小完全データセット」は、従来のコンボリューション形
再構成方法において使用できる、等間隔の投影画像デー
タの集合である。「最小完全データセット」は、完全軌
道の半分より大きい範囲に及ぶ。すなわち、それは１８
０°＋最大ファン角度２γｍの範囲に及び、ここで最大
ファン角度２γｍは、Ｘ線源および検出器の回転軸を通
る線源から放射された射線に対する（本質的に２次元ま
たは３次元の）Ｘ線検出器で受光されるＸ線源により放
射された射線の最大角度である。図１は、このことおよ
び、本発明を説明するために使用する他の用語を略示し
ている。
【００１２】そのような「最小完全データセット」軌道
の使用による１つの不利益は、ある射線が他の射線と同
様に２回サンプリングされるということにある。すなわ
ち、ある画像データが、他の画像データと同様に２回収
集され、冗長となる。例示的な実例は図２（ａ）乃至図
２（ｃ）において図示されている。これは図３において
より良好に例示することができ、ここでは画像データが
ラドン空間において表現されている。図３の横軸はチャ
ネル角度γに対応し、縦軸はＸ線源の角位置βに対応し
ており、そして、Ｘ線画像データの集合の実際のラドン
空間表現において、ラドン空間の各点のグレーレベル
は、ファン角度γおよび線源の角位置βによって規定さ
れるその射線に沿ったＸ線透過率の線積分に対応する。
図３は、（図２（ａ）乃至図２（ｃ）に例示したそれら
の射線を含む「最小完全データセット」部分軌道の収集
において影付き領域により図示されたサンプリングされ
る射線に関する線源の角位置およびチャネル角度を示し
ている。画像データのそのようなラドン空間表現は公知
であり、これらの表現のより完全な解説は、その内容全
体が参照により本願と一体となる、ガーバー・ティー・
ハーマン（ＧａｂｏｒＴ．Ｈｅｒｍａｎ）著「投影によ
る画像再構成：Ｘ線断層撮影の基礎」（”Ｉｍａｇｅ
Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ Ｆｒｏｍ Ｐｒｏｊｅ
ｃｔｉｏｎｓ： Ｔｈｅ Ｆｕｎｄａｍｅｎｔａｌｓ
ｏｆ Ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈ
ｙ”、Ａｃａｄｅｍｉｃ Ｐｒｅｓｓ、 Ｎｅｗ Ｙｏ
ｒｋ、１９８０、３６〜３９頁および１６１〜１６５
頁）を含め、いくつかの教科書に見ることができよう。
一般に、射線ｐ（β，γ）およびｐ（π＋β＋２γ，−
γ）に沿った線積分は等価である。画像データの全体の
集合が被検体の内部を再構成するために使用される場
合、２回収集された画像データは、最終画像の外観を歪
ませ、低品質の画像をもたらす。
の使用による１つの不利益は、ある射線が他の射線と同
様に２回サンプリングされるということにある。すなわ
ち、ある画像データが、他の画像データと同様に２回収
集され、冗長となる。例示的な実例は図２（ａ）乃至図
２（ｃ）において図示されている。これは図３において
より良好に例示することができ、ここでは画像データが
ラドン空間において表現されている。図３の横軸はチャ
ネル角度γに対応し、縦軸はＸ線源の角位置βに対応し
ており、そして、Ｘ線画像データの集合の実際のラドン
空間表現において、ラドン空間の各点のグレーレベル
は、ファン角度γおよび線源の角位置βによって規定さ
れるその射線に沿ったＸ線透過率の線積分に対応する。
図３は、（図２（ａ）乃至図２（ｃ）に例示したそれら
の射線を含む「最小完全データセット」部分軌道の収集
において影付き領域により図示されたサンプリングされ
る射線に関する線源の角位置およびチャネル角度を示し
ている。画像データのそのようなラドン空間表現は公知
であり、これらの表現のより完全な解説は、その内容全
体が参照により本願と一体となる、ガーバー・ティー・
ハーマン（ＧａｂｏｒＴ．Ｈｅｒｍａｎ）著「投影によ
る画像再構成：Ｘ線断層撮影の基礎」（”Ｉｍａｇｅ
Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ Ｆｒｏｍ Ｐｒｏｊｅ
ｃｔｉｏｎｓ： Ｔｈｅ Ｆｕｎｄａｍｅｎｔａｌｓ
ｏｆ Ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈ
ｙ”、Ａｃａｄｅｍｉｃ Ｐｒｅｓｓ、 Ｎｅｗ Ｙｏ
ｒｋ、１９８０、３６〜３９頁および１６１〜１６５
頁）を含め、いくつかの教科書に見ることができよう。
一般に、射線ｐ（β，γ）およびｐ（π＋β＋２γ，−
γ）に沿った線積分は等価である。画像データの全体の
集合が被検体の内部を再構成するために使用される場
合、２回収集された画像データは、最終画像の外観を歪
ませ、低品質の画像をもたらす。
【００１３】最小完全データセットによりこの問題を解
決するための各種方法および装置が提起され実施されて
いる。画像データは、平行射線データセットに組み換え
られ（ｒｅｂｉｎｎｅｄ）、その後解析できるが、それ
はさらなるコンピュータによる努力および時間を必要と
する。ナパーステック（Ｎａｐａｒｓｔｅｋ）はいくつ
かの代替的方法（ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ．Ｎｕｃｌ．Ｓ
ｃｉ．ＮＳ−２７，１１１２頁以降，１９８０。これは
参照によって本願に採り入れられる。）を記載したが、
それらは不適当な結果をもたらした。
決するための各種方法および装置が提起され実施されて
いる。画像データは、平行射線データセットに組み換え
られ（ｒｅｂｉｎｎｅｄ）、その後解析できるが、それ
はさらなるコンピュータによる努力および時間を必要と
する。ナパーステック（Ｎａｐａｒｓｔｅｋ）はいくつ
かの代替的方法（ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ．Ｎｕｃｌ．Ｓ
ｃｉ．ＮＳ−２７，１１１２頁以降，１９８０。これは
参照によって本願に採り入れられる。）を記載したが、
それらは不適当な結果をもたらした。
【００１４】パーカーは、発散ビームジオメトリを有す
るファンビームＣＴにおける最小データ再構成において
一定の射線ラインをオーバサンプリングする問題を、オ
ーバサンプリングされたデータについて、重みを与える
ことによって解決する方法を記載した。これらの重み
は、式（１）、すなわち、 ｗ（β，γ）＋ｗ（π＋β＋２γ，−γ）＝１ （１） を満たすことが要求される。パーカーまたは、クローフ
ォード（Ｃｒａｗｆｏｒｄ）とキング（Ｋｉｎｇ）
（「同時的な患者の並進によるコンピュータ断層撮影ス
キャニング」（”Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐ
ｈｙ Ｓｃａｎｎｉｎｇ ｗｉｔｈ Ｓｉｍｕｌｔａｎ
ｅｏｕｓ Ｐａｔｉｅｎｔ Ｔｒａｎｓｌａｔｉｏ
ｎ”），Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ．１７，９６７−９８２、１
９９０。参照により本願に採り入れられる。）は、それ
らの重みに関する明示的な公式を与えている。
るファンビームＣＴにおける最小データ再構成において
一定の射線ラインをオーバサンプリングする問題を、オ
ーバサンプリングされたデータについて、重みを与える
ことによって解決する方法を記載した。これらの重み
は、式（１）、すなわち、 ｗ（β，γ）＋ｗ（π＋β＋２γ，−γ）＝１ （１） を満たすことが要求される。パーカーまたは、クローフ
ォード（Ｃｒａｗｆｏｒｄ）とキング（Ｋｉｎｇ）
（「同時的な患者の並進によるコンピュータ断層撮影ス
キャニング」（”Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐ
ｈｙ Ｓｃａｎｎｉｎｇ ｗｉｔｈ Ｓｉｍｕｌｔａｎ
ｅｏｕｓ Ｐａｔｉｅｎｔ Ｔｒａｎｓｌａｔｉｏ
ｎ”），Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ．１７，９６７−９８２、１
９９０。参照により本願に採り入れられる。）は、それ
らの重みに関する明示的な公式を与えている。
【００１５】残念ながら、最小完全データセット（１８
０°＋最大ファン角）と完全軌道（３６０°）以外の中
間的な部分軌道のデータを用いて画像を再構成する単純
かつ明快な方法および装置は、いまだ開発される余地が
ある。
０°＋最大ファン角）と完全軌道（３６０°）以外の中
間的な部分軌道のデータを用いて画像を再構成する単純
かつ明快な方法および装置は、いまだ開発される余地が
ある。
【００１６】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、１８
０°＋ファン角度の範囲の投影データ、特にこのファン
角度を、検出器の素子配列長により決まる最大ファン角
度以外の角度に、簡易に設定することのできる。
０°＋ファン角度の範囲の投影データ、特にこのファン
角度を、検出器の素子配列長により決まる最大ファン角
度以外の角度に、簡易に設定することのできる。
【００１７】本発明の他の目的は、ファン角度の高度に
精確な知識を必要としないＣＴイメージングを実行する
方法およびシステムを提供することである。本発明の別
の目的は、ガントリー回転とＸ線放射との精密な同期を
必要としないＣＴイメージングを実行する方法およびシ
ステムを提供することである。本発明のさらなる目的
は、スパン角度が最小完全データセット軌道のスパン角
度と完全軌道のスパン角度との中間的な部分軌道を用い
る画像再構成のための方法およびシステムを提供するこ
とである。本発明のまた別の目的は、Ｓ／Ｎ比の抑制と
画像分解能と間の相殺を付与する方法およびシステムを
提供することである。本発明のさらに別の目的は、ヘリ
カルコーンビームＣＴにおいて最小完全データセットに
関するパーカーの方法を上回る付加的な複雑さをいっさ
い要求しない、スパン角度が最小完全データセット軌道
のスパン角度と完全軌道のスパン角度との中間的な部分
軌道を使用する方法およびシステムを提供することであ
る。
精確な知識を必要としないＣＴイメージングを実行する
方法およびシステムを提供することである。本発明の別
の目的は、ガントリー回転とＸ線放射との精密な同期を
必要としないＣＴイメージングを実行する方法およびシ
ステムを提供することである。本発明のさらなる目的
は、スパン角度が最小完全データセット軌道のスパン角
度と完全軌道のスパン角度との中間的な部分軌道を用い
る画像再構成のための方法およびシステムを提供するこ
とである。本発明のまた別の目的は、Ｓ／Ｎ比の抑制と
画像分解能と間の相殺を付与する方法およびシステムを
提供することである。本発明のさらに別の目的は、ヘリ
カルコーンビームＣＴにおいて最小完全データセットに
関するパーカーの方法を上回る付加的な複雑さをいっさ
い要求しない、スパン角度が最小完全データセット軌道
のスパン角度と完全軌道のスパン角度との中間的な部分
軌道を使用する方法およびシステムを提供することであ
る。
【００１８】本発明のさらなる目的は、ヘリカルコーン
ビームＣＴにおいてデータ外挿の程度を削除または最小
限にしつつ、可能な限り多数のデータを再構成に使用す
ることである。本発明のさらに別の目的は、完全軌道の
使用に匹敵する方法およびシステムを提供することであ
る。
ビームＣＴにおいてデータ外挿の程度を削除または最小
限にしつつ、可能な限り多数のデータを再構成に使用す
ることである。本発明のさらに別の目的は、完全軌道の
使用に匹敵する方法およびシステムを提供することであ
る。
【００１９】
【課題を解決するための手段】本発明のＸ線コンピュー
タ断層撮影装置は、Ｘ線を曝射するＸ線源及びこのＸ線
源から照射されたＸ線を検出するＸ線検出器を用いて被
検体をスキャンし、投影データを得るデータ収集装置
と、前記データ収集装置により収集された１８０°＋フ
ァン角度の範囲の投影データに基づいてハーフスキャン
再構成法により画像を再構成する再構成装置とを具備
し、前記検出器の素子配列長により決まる最大ファン角
度以外の仮想ファン角度を前記ファン角度として設定
し、前記１８０°＋ファン角度の範囲の投影データを、
前記仮想ファン角度を使って決定した重み係数に基づい
て重み付けし、この重み付けした投影データに基づいて
前記画像を再構成することを特徴とする。
タ断層撮影装置は、Ｘ線を曝射するＸ線源及びこのＸ線
源から照射されたＸ線を検出するＸ線検出器を用いて被
検体をスキャンし、投影データを得るデータ収集装置
と、前記データ収集装置により収集された１８０°＋フ
ァン角度の範囲の投影データに基づいてハーフスキャン
再構成法により画像を再構成する再構成装置とを具備
し、前記検出器の素子配列長により決まる最大ファン角
度以外の仮想ファン角度を前記ファン角度として設定
し、前記１８０°＋ファン角度の範囲の投影データを、
前記仮想ファン角度を使って決定した重み係数に基づい
て重み付けし、この重み付けした投影データに基づいて
前記画像を再構成することを特徴とする。
【００２０】
【発明の実施の形態】本発明の目的は、実際の物理的な
最大ファン角度に依存しない「仮想」のファン角度を設
定することによって実現され得る。「仮想」ファン角度
は、物理的な最大ファン角とは異なる角度に任意に設定
可能である。仮想ファン角度を使用して、被検体の内部
の再構成において使用されるオーバサンプリングされた
射線の重みが計算される。詳細には、そのような仮想フ
ァン角度を使用することにより、１８０°超且つ３６０
°以下ではあるが、１８０°＋最大ファン角度より大き
い又は小さいスキャン範囲（投影角度範囲）の投影デー
タから画像再構成を実現する。ファン角度を仮想的に設
定することで、その仮想ファン角度を従来のハーフスキ
ャン再構成法で採られていた重み係数決定法にそのまま
適用することで重み係数を簡易に決定し、投影データに
ついて非一様な重みを好適に且つ簡易に与えることがで
きる。重み付けされたデータは、様々な再構成方法のい
ずれかに従って画像を再構成するために使用することが
できる。
最大ファン角度に依存しない「仮想」のファン角度を設
定することによって実現され得る。「仮想」ファン角度
は、物理的な最大ファン角とは異なる角度に任意に設定
可能である。仮想ファン角度を使用して、被検体の内部
の再構成において使用されるオーバサンプリングされた
射線の重みが計算される。詳細には、そのような仮想フ
ァン角度を使用することにより、１８０°超且つ３６０
°以下ではあるが、１８０°＋最大ファン角度より大き
い又は小さいスキャン範囲（投影角度範囲）の投影デー
タから画像再構成を実現する。ファン角度を仮想的に設
定することで、その仮想ファン角度を従来のハーフスキ
ャン再構成法で採られていた重み係数決定法にそのまま
適用することで重み係数を簡易に決定し、投影データに
ついて非一様な重みを好適に且つ簡易に与えることがで
きる。重み付けされたデータは、様々な再構成方法のい
ずれかに従って画像を再構成するために使用することが
できる。
【００２１】図６には、診断用ＣＴガントリーにファン
ビームＣＴを使用する本発明に従ったシステムの第１の
実施の形態を示している。なお、複数の図面にわたって
同じ参照番号は同一または対応する部分を示している。
本発明を説明するために使用される座標系は図１にしめ
すそれと共通である。投影データ測定システム、いわゆ
るガントリー装置は、ほぼ扇形のＸ線束ビームを発生さ
せるＸ線源Ｓと、一列に配列された検出素子よりなるリ
ニアアレイＸ線検出器Ｄとを収容している。Ｘ線源Ｓお
よび検出器Ｄは、相互に対向する位置関係で、回転リン
グガントリーＧに設置されている。被検体ＯＢは、リン
グガントリーＧ内で滑動可能に支持された寝台Ｂ上に配
置される。線源Ｓ（実際にはその焦点）から照射された
Ｘ線が被検体ＯＢを通過し検出器Ｄに入射すると、検出
器ＤはそれらのＸ線の強度に応じた電気信号を発生し、
検出器Ｄに含まれるデータ収集部ＤＣによる増幅および
符号化の後、制御／処理装置ＣＰに供給される。
ビームＣＴを使用する本発明に従ったシステムの第１の
実施の形態を示している。なお、複数の図面にわたって
同じ参照番号は同一または対応する部分を示している。
本発明を説明するために使用される座標系は図１にしめ
すそれと共通である。投影データ測定システム、いわゆ
るガントリー装置は、ほぼ扇形のＸ線束ビームを発生さ
せるＸ線源Ｓと、一列に配列された検出素子よりなるリ
ニアアレイＸ線検出器Ｄとを収容している。Ｘ線源Ｓお
よび検出器Ｄは、相互に対向する位置関係で、回転リン
グガントリーＧに設置されている。被検体ＯＢは、リン
グガントリーＧ内で滑動可能に支持された寝台Ｂ上に配
置される。線源Ｓ（実際にはその焦点）から照射された
Ｘ線が被検体ＯＢを通過し検出器Ｄに入射すると、検出
器ＤはそれらのＸ線の強度に応じた電気信号を発生し、
検出器Ｄに含まれるデータ収集部ＤＣによる増幅および
符号化の後、制御／処理装置ＣＰに供給される。
【００２２】図６の実施の形態は、図５とは対照的に、
制御／処理装置ＣＰの外部にあるシステム制御装置ＣＳ
を備える。このシステム制御装置は、ガントリー／寝台
制御装置ＣＧＢによる寝台Ｂの並進およびガントリーＧ
の移動、線源Ｓの（Ｘ線制御装置ＸＲＣおよびＸ線発生
装置ＸＲＧと連係した）励起、および、リングガントリ
ーＧの軸まわりの寝台Ｂの回転またはリングガントリー
Ｇが描く軌道に沿った線源Ｓおよび検出器Ｄの回転のい
ずれか一方を制御する責務を担っている。データは、制
御／処理装置ＣＰによって収集、記憶および操作（重み
および再構成を含む）される。ＣＰからのデータは表示
装置ＤＡで表示することができる。
制御／処理装置ＣＰの外部にあるシステム制御装置ＣＳ
を備える。このシステム制御装置は、ガントリー／寝台
制御装置ＣＧＢによる寝台Ｂの並進およびガントリーＧ
の移動、線源Ｓの（Ｘ線制御装置ＸＲＣおよびＸ線発生
装置ＸＲＧと連係した）励起、および、リングガントリ
ーＧの軸まわりの寝台Ｂの回転またはリングガントリー
Ｇが描く軌道に沿った線源Ｓおよび検出器Ｄの回転のい
ずれか一方を制御する責務を担っている。データは、制
御／処理装置ＣＰによって収集、記憶および操作（重み
および再構成を含む）される。ＣＰからのデータは表示
装置ＤＡで表示することができる。
【００２３】ここで第１の実施の形態の動作について説
明する。図７に示すように、仮想ファン角度は、０°超
で、かつ１８０°以下であって、検出器Ｄの素子配列長
によって物理的に決まる最大ファン角度２γｍより大き
い角度２Γ、または同様に０°超で、かつ１８０°以下
であって、最大ファン角度２γｍより小さい角度２Γ´
に設定される。従って、スキャンは、少なくとも、１８
０°超且つ３６０°以下ではあるが、１８０°＋２Γ、
または１８０°＋２Γ´のスキャン範囲（画像再構成に
要する投影データを収集するためにＸ線源Ｓが回転する
角度範囲）、実際には図８（ａ）の工程７０１に示すよ
うに、そのスキャン範囲（１８０°＋２Γ、または１８
０°＋２Γ´）以上の例えば１８０°＋２γｍの範囲、
ガントリーＧを回転させることによって実行され、その
投影角度範囲の投影データが検出器Ｄによって収集さ
れ、ファンビームデータが記憶される。
明する。図７に示すように、仮想ファン角度は、０°超
で、かつ１８０°以下であって、検出器Ｄの素子配列長
によって物理的に決まる最大ファン角度２γｍより大き
い角度２Γ、または同様に０°超で、かつ１８０°以下
であって、最大ファン角度２γｍより小さい角度２Γ´
に設定される。従って、スキャンは、少なくとも、１８
０°超且つ３６０°以下ではあるが、１８０°＋２Γ、
または１８０°＋２Γ´のスキャン範囲（画像再構成に
要する投影データを収集するためにＸ線源Ｓが回転する
角度範囲）、実際には図８（ａ）の工程７０１に示すよ
うに、そのスキャン範囲（１８０°＋２Γ、または１８
０°＋２Γ´）以上の例えば１８０°＋２γｍの範囲、
ガントリーＧを回転させることによって実行され、その
投影角度範囲の投影データが検出器Ｄによって収集さ
れ、ファンビームデータが記憶される。
【００２４】収集された投影データは、工程７０３にお
いてそれぞれ対応する射線に対して決定された重み係数
に従って、重み付けされ（工程７０４）、そして重み付
けされたデータに基づいて工程７０５において画像が再
構成される。装置Ｃは重み係数の決定および畳込み演算
を実行する。
いてそれぞれ対応する射線に対して決定された重み係数
に従って、重み付けされ（工程７０４）、そして重み付
けされたデータに基づいて工程７０５において画像が再
構成される。装置Ｃは重み係数の決定および畳込み演算
を実行する。
【００２５】工程７０２では、「仮想」ファン角度Γ
（又はΓ´）が決定される。なお、以下の説明では主に
仮想ファン角度がΓであるとして説明するが、Γ´に設
定する場合には、ΓをΓ´に読み替えればそのままΓ´
に設定する場合の説明として理解できる。この仮想ファ
ン角度は、線源のスパンを制御するための入力データか
ら決定されるか、または、スキャンピッチといった他の
パラメータにもとづき処理装置ＣＰまたは制御装置ＣＳ
によって選択される。仮想ファン角度２Γは、当該の中
間的な部分軌道を記述するために使用できる。この仮想
ファン角度２Γは重み係数を決定するために使用され、
それらの係数はさらに、投影データをサンプリング数に
関わらず一様なデータレベルに揃えるために使用され
る。重み付けされたデータはさらにそれ自体、多くの再
構成方法のいずれかに従って被検体の内部を再構成する
ために使用される。仮想ファン角度２Γは、スキャン範
囲と１８０°との差の２分の１、すなわち、 ２Γ＝Δβ （２） として与えられる。または、仮想ファン角度２Γは、１
８０°＋２Γが、１８０°より大きく、しかも収集した
投影データのスキャン範囲より小さいが、最小完全デー
タセットの収集のための角度１８０°＋２γｍより大き
くなる、または最小完全データセットの収集のための角
度１８０°＋２γｍより小さくなるという条件のもと
で、任意に選択された角度によって定義することもでき
る。
（又はΓ´）が決定される。なお、以下の説明では主に
仮想ファン角度がΓであるとして説明するが、Γ´に設
定する場合には、ΓをΓ´に読み替えればそのままΓ´
に設定する場合の説明として理解できる。この仮想ファ
ン角度は、線源のスパンを制御するための入力データか
ら決定されるか、または、スキャンピッチといった他の
パラメータにもとづき処理装置ＣＰまたは制御装置ＣＳ
によって選択される。仮想ファン角度２Γは、当該の中
間的な部分軌道を記述するために使用できる。この仮想
ファン角度２Γは重み係数を決定するために使用され、
それらの係数はさらに、投影データをサンプリング数に
関わらず一様なデータレベルに揃えるために使用され
る。重み付けされたデータはさらにそれ自体、多くの再
構成方法のいずれかに従って被検体の内部を再構成する
ために使用される。仮想ファン角度２Γは、スキャン範
囲と１８０°との差の２分の１、すなわち、 ２Γ＝Δβ （２） として与えられる。または、仮想ファン角度２Γは、１
８０°＋２Γが、１８０°より大きく、しかも収集した
投影データのスキャン範囲より小さいが、最小完全デー
タセットの収集のための角度１８０°＋２γｍより大き
くなる、または最小完全データセットの収集のための角
度１８０°＋２γｍより小さくなるという条件のもと
で、任意に選択された角度によって定義することもでき
る。
【００２６】仮想ファン角度を使用して決定された重み
を使用することにより、図９に示すようにスキャン範囲
０＜β＜π＋２Γおよび、−Γ≦γ≦Γの仮想ファン角
度で定義される仮想サイノグラムが規定される。これは
２Γの仮想ファン角度によるショートスキャンサイノグ
ラムを形成している。全部のβについての新しいラドン
空間領域−Γ≦γ≦−γｍおよびγｍ≦γ≦Γは、ゼロ
の仮想データ値より成る。実際のビーム和値がγ＝γｍ
時にゼロになる限り、仮想ファン角度に従って決定され
た重み係数を冗長投影を有する仮想サイノグラムに適用
することにより、適正に再構成することができる。実際
の実施では、重み係数がγｍではなくΓにより決定され
る限り、領域−Γ≦γ＜−γｍおよびγｍ＜γ≦Γは無
視できる。選択された重みは式（１）の関係を満たさな
ければならない。なお、図１０には、仮想ファン角度が
２Γ´（Γ´＜γｍ）に設定された場合の仮想サイノグ
ラムを示しており、空間領域−γｍ≦γ≦−Γ´および
Γ´≦γ≦γｍでは、実測した投影データは使用しな
い。
を使用することにより、図９に示すようにスキャン範囲
０＜β＜π＋２Γおよび、−Γ≦γ≦Γの仮想ファン角
度で定義される仮想サイノグラムが規定される。これは
２Γの仮想ファン角度によるショートスキャンサイノグ
ラムを形成している。全部のβについての新しいラドン
空間領域−Γ≦γ≦−γｍおよびγｍ≦γ≦Γは、ゼロ
の仮想データ値より成る。実際のビーム和値がγ＝γｍ
時にゼロになる限り、仮想ファン角度に従って決定され
た重み係数を冗長投影を有する仮想サイノグラムに適用
することにより、適正に再構成することができる。実際
の実施では、重み係数がγｍではなくΓにより決定され
る限り、領域−Γ≦γ＜−γｍおよびγｍ＜γ≦Γは無
視できる。選択された重みは式（１）の関係を満たさな
ければならない。なお、図１０には、仮想ファン角度が
２Γ´（Γ´＜γｍ）に設定された場合の仮想サイノグ
ラムを示しており、空間領域−γｍ≦γ≦−Γ´および
Γ´≦γ≦γｍでは、実測した投影データは使用しな
い。
【００２７】このアプローチには２つの興味深い限定が
ある。Δβ＝２γｍの時、仮想サイノグラムは通常のパ
ーカーのショートスキャンサイノグラムに等価である。
Δβ＝πの時、それは３６０°（完全軌道）スキャンで
あるが、全部の等しく式（１）により）重み付けされた
ビーム和に代わり、反射および重み公式が当てはまる。
図９において、点（０，−Γ）、（４Γ，−Γ）および
（０，Γ）によって規定されるＲ３および、点（π＋２
Γ，−Γ）、（π＋２Γ，Γ）および（π−２Γ，Γ）
によって規定されるＲ４の２個の三角領域は一致してお
り、すべてのビーム和は不均一な重みを受ける。
ある。Δβ＝２γｍの時、仮想サイノグラムは通常のパ
ーカーのショートスキャンサイノグラムに等価である。
Δβ＝πの時、それは３６０°（完全軌道）スキャンで
あるが、全部の等しく式（１）により）重み付けされた
ビーム和に代わり、反射および重み公式が当てはまる。
図９において、点（０，−Γ）、（４Γ，−Γ）および
（０，Γ）によって規定されるＲ３および、点（π＋２
Γ，−Γ）、（π＋２Γ，Γ）および（π−２Γ，Γ）
によって規定されるＲ４の２個の三角領域は一致してお
り、すべてのビーム和は不均一な重みを受ける。
【００２８】比較のために、図４は、「最小完全データ
セット」部分軌道のスパン角度と完全軌道のスパン角度
との中間のスパン角度を有する部分軌道によって、画像
データのセットの収集において２回サンプリングされる
射線に関する線源の角位置およびファン角度を示すラド
ン空間のサイノグラムである。２回サンプリングされた
射線の断片が、線源βの角位置における増大したレンジ
Δβ−２γｍおよび、その増大したレンジΔβ−２γｍ
における以前にサンプリングされた射線の冗長サンプリ
ングの両者に起因して、増大することが明白になる。
セット」部分軌道のスパン角度と完全軌道のスパン角度
との中間のスパン角度を有する部分軌道によって、画像
データのセットの収集において２回サンプリングされる
射線に関する線源の角位置およびファン角度を示すラド
ン空間のサイノグラムである。２回サンプリングされた
射線の断片が、線源βの角位置における増大したレンジ
Δβ−２γｍおよび、その増大したレンジΔβ−２γｍ
における以前にサンプリングされた射線の冗長サンプリ
ングの両者に起因して、増大することが明白になる。
【００２９】式（１）を満足させるあらゆる重み方式を
使用することができる。特定の例は以下の通りである。
使用することができる。特定の例は以下の通りである。
【００３０】
【数１】
【００３１】再構成処理を実行するための多数の従来の
方法および装置が存在し、そうした方法を第１の実施の
形態において使用することができる。
方法および装置が存在し、そうした方法を第１の実施の
形態において使用することができる。
【００３２】上述の方法の変更例では、図８（ｂ）に示
すように、まず、仮想ファン角度２Γを選択し（工程７
０６）、必要最小限のスキャン範囲１８０°＋２Γにつ
いてスキャンを実行する（工程７０７）。図８（ａ）に
関して上述した通り、重みは工程７０８において決定さ
れ、工程７０９においてデータは重みされる。画像は、
同じく上述の通り、重み付けされたデータによって再構
成される（工程７１０）。
すように、まず、仮想ファン角度２Γを選択し（工程７
０６）、必要最小限のスキャン範囲１８０°＋２Γにつ
いてスキャンを実行する（工程７０７）。図８（ａ）に
関して上述した通り、重みは工程７０８において決定さ
れ、工程７０９においてデータは重みされる。画像は、
同じく上述の通り、重み付けされたデータによって再構
成される（工程７１０）。
【００３３】本発明は、従来のシングルスライスファン
ビームＣＴシステムに適用することができる。本発明
は、画像の信号対雑音比（ＳＮＲ）と時間分解能との間
における相殺を与えるために使用できる。βにより定義
されるビューは時間上順次的であり、所与のビューに関
する全部のビーム和（投影データ）は同時であるので、
β軸および時間軸は等価である。従って、画像が、例え
ば呼吸や心拍による、または造影剤や生検針などの介入
医療器具といったスキャンフィールドに導入される外的
な動きによって生じた“ぼけ”または他の患者モーショ
ンアーチファクトを有する場合、それらのぼけおよびア
ーチファクト内容は、ビューの数（時間レンジ）を制御
することにより再構成において制御することができる。
ビームＣＴシステムに適用することができる。本発明
は、画像の信号対雑音比（ＳＮＲ）と時間分解能との間
における相殺を与えるために使用できる。βにより定義
されるビューは時間上順次的であり、所与のビューに関
する全部のビーム和（投影データ）は同時であるので、
β軸および時間軸は等価である。従って、画像が、例え
ば呼吸や心拍による、または造影剤や生検針などの介入
医療器具といったスキャンフィールドに導入される外的
な動きによって生じた“ぼけ”または他の患者モーショ
ンアーチファクトを有する場合、それらのぼけおよびア
ーチファクト内容は、ビューの数（時間レンジ）を制御
することにより再構成において制御することができる。
【００３４】本発明は、２γｍとπとの間で、すなわち
下位の好ましい時間分解能と上位の好ましいＳＮＲとの
間における仮想ファン角度を許容することによって、Ｓ
ＮＲと時間分解能との間の相殺を可能にする。この実施
例に適用される同じ推論は、以下の２つの実施例にも適
用できる。
下位の好ましい時間分解能と上位の好ましいＳＮＲとの
間における仮想ファン角度を許容することによって、Ｓ
ＮＲと時間分解能との間の相殺を可能にする。この実施
例に適用される同じ推論は、以下の２つの実施例にも適
用できる。
【００３５】図５を参照すれば、本発明に従ったＣ形ア
ームＸ線撮影装置の第２の実施の形態が例示されてい
る。Ｃ形ガントリーＧには、Ｘ線源ＳおよびＸ線検出器
Ｄが相互に対面して設置されている。Ｃアームガントリ
ーシステムは、良好に決定されたファン角度を持たず、
ガントリー移動の角度レンジは、測定されるが、制御が
難しい。線源の角位置のレンジは、収集される最初のフ
レームと最後のフレームにおける線源βの角位置の差か
ら計算できる。線源Ｓから放射されたＸ線は寝台Ｂの被
検体ＯＢを透過し、検出器Ｄによって検出される。本発
明の１つの実施の形態において、寝台Ｂは可動式に支持
されており、動きは制御／処理装置Ｃによって制御され
る。別の実施の形態では、寝台Ｂは、制御／処理装置Ｃ
によって指示される動き命令の実行の制御および確認の
ために、位置検出器および／または加速度計（どちらも
図示せず）を備えている。
ームＸ線撮影装置の第２の実施の形態が例示されてい
る。Ｃ形ガントリーＧには、Ｘ線源ＳおよびＸ線検出器
Ｄが相互に対面して設置されている。Ｃアームガントリ
ーシステムは、良好に決定されたファン角度を持たず、
ガントリー移動の角度レンジは、測定されるが、制御が
難しい。線源の角位置のレンジは、収集される最初のフ
レームと最後のフレームにおける線源βの角位置の差か
ら計算できる。線源Ｓから放射されたＸ線は寝台Ｂの被
検体ＯＢを透過し、検出器Ｄによって検出される。本発
明の１つの実施の形態において、寝台Ｂは可動式に支持
されており、動きは制御／処理装置Ｃによって制御され
る。別の実施の形態では、寝台Ｂは、制御／処理装置Ｃ
によって指示される動き命令の実行の制御および確認の
ために、位置検出器および／または加速度計（どちらも
図示せず）を備えている。
【００３６】検出器Ｄは照射データを生成し、それらは
制御／処理装置Ｃに送信される。ここに例示する通り、
ガントリーＧは、ガントリーの角位置および、制御／処
理装置Ｃによって指示される動き命令の実行の制御およ
び確認を判断するための内部位置検出器ＰＤを含む、指
示・回転機構ＳＭに回転可能に設置されている。あるい
はまた、ガントリーＧは、天井取付具から懸下すること
もでき、Ｃアーム回転、Ｃアーム滑動およびサポートコ
ラムの回転を組み合わせることにより３軸に沿って移動
させることもできる。天井設置または床設置のいずれの
場合も、支持・回転機構ＳＭは側方および縦方向に移動
され得る。Ｃアーム回転は線源の角位置（図１における
β）を変化させるために使用され、それらの位置はさら
に位置検出器ＰＤによって判定される。ここに例示した
実施の形態では、位置検出器ＰＤはＣ形ガントリーの内
部にあるが、後述するように、外部にあっても、または
制御／処理装置Ｃ内に実施してもよい。
制御／処理装置Ｃに送信される。ここに例示する通り、
ガントリーＧは、ガントリーの角位置および、制御／処
理装置Ｃによって指示される動き命令の実行の制御およ
び確認を判断するための内部位置検出器ＰＤを含む、指
示・回転機構ＳＭに回転可能に設置されている。あるい
はまた、ガントリーＧは、天井取付具から懸下すること
もでき、Ｃアーム回転、Ｃアーム滑動およびサポートコ
ラムの回転を組み合わせることにより３軸に沿って移動
させることもできる。天井設置または床設置のいずれの
場合も、支持・回転機構ＳＭは側方および縦方向に移動
され得る。Ｃアーム回転は線源の角位置（図１における
β）を変化させるために使用され、それらの位置はさら
に位置検出器ＰＤによって判定される。ここに例示した
実施の形態では、位置検出器ＰＤはＣ形ガントリーの内
部にあるが、後述するように、外部にあっても、または
制御／処理装置Ｃ内に実施してもよい。
【００３７】システムの動作は、制御／処理装置Ｃおよ
びデータ入力装置ＩＡによって制御される。装置Ｃは一
般に、データ処理に必要な関数および計算を実行するた
めにプログラムされたコンピュータまたはワークステー
ションを備え、装置Ｄからの照射データの記憶および処
理および、検出器Ｄからの照射データの重みを取り扱
い、Ｃアームの移動、画像取得、データ記憶および、位
置検出器Ｄからの線源の角位置（図１におけるβ）を確
認するために使用される位置データの受信を含む、シス
テムの動作を制御および監視する。制御／処理装置Ｃは
さらに、再構成処理装置ＲＰによって照射データから画
像を再構成するために、再構成処理を実行する。制御／
処理装置Ｃは、特に検出器Ｄにより供給されるデータを
記憶するための記憶装置ＭＳを備える。制御／処理装置
Ｃはまた、各種計算を実行し、データ重みといった関数
を実行するための処理装置ＣＰも含む。
びデータ入力装置ＩＡによって制御される。装置Ｃは一
般に、データ処理に必要な関数および計算を実行するた
めにプログラムされたコンピュータまたはワークステー
ションを備え、装置Ｄからの照射データの記憶および処
理および、検出器Ｄからの照射データの重みを取り扱
い、Ｃアームの移動、画像取得、データ記憶および、位
置検出器Ｄからの線源の角位置（図１におけるβ）を確
認するために使用される位置データの受信を含む、シス
テムの動作を制御および監視する。制御／処理装置Ｃは
さらに、再構成処理装置ＲＰによって照射データから画
像を再構成するために、再構成処理を実行する。制御／
処理装置Ｃは、特に検出器Ｄにより供給されるデータを
記憶するための記憶装置ＭＳを備える。制御／処理装置
Ｃはまた、各種計算を実行し、データ重みといった関数
を実行するための処理装置ＣＰも含む。
【００３８】入力装置ＩＡは、システムを動作または監
視するためにオペレータがデータまたはコマンドを入力
できるようにする。装置ＩＡは一般に、モニタ、キーボ
ードおよびポインティングデバイスを備えるグラフィカ
ルインタフェースとしてよい。また、再構成された画像
は、例えばモニタおよび／またはプリンタを含むものと
してよい、表示装置ＤＡに表示され得る。
視するためにオペレータがデータまたはコマンドを入力
できるようにする。装置ＩＡは一般に、モニタ、キーボ
ードおよびポインティングデバイスを備えるグラフィカ
ルインタフェースとしてよい。また、再構成された画像
は、例えばモニタおよび／またはプリンタを含むものと
してよい、表示装置ＤＡに表示され得る。
【００３９】線源の角位置を決定するための最も普通の
部類の装置は、支持・回転機構ＳＭに内部設置される
か、または線源Ｓを保持するＣアームガントリーＧを作
動させる他の装置である。図５には、内部位置検出器Ｐ
Ｄとして例示されている。回転角度を測定するための好
ましい装置は、回転エンコーダである。
部類の装置は、支持・回転機構ＳＭに内部設置される
か、または線源Ｓを保持するＣアームガントリーＧを作
動させる他の装置である。図５には、内部位置検出器Ｐ
Ｄとして例示されている。回転角度を測定するための好
ましい装置は、回転エンコーダである。
【００４０】図５のシステムは、概ね図８（ａ）および
図８（ｂ）に図示するようにして動作する。図１によっ
て指示された通り、多数の射線に関するデータ収集は、
ファンビームまたはコーンビームＣＴによって同時に実
行できる。仮想ファン角度２Γはスキャン前に選択され
るか、またはΓを選択した後に、スキャンをスキャン範
囲（１８０°＋２Γ）を最小範囲として実行するように
してもよい。再構成処理を実行するための多数の方法お
よび装置が存在する。例えば、フェルドカンプ（Ｆｅｌ
ｄｋａｍｐ）とデイビス（Ｄａｖｉｓ）およびクレス
（Ｋｒｅｓｓ）が記載した方法（「実用コーンビームア
ルゴリズム」（”Ｐｒａｃｔｉｃａｌ Ｃｏｎｅ−Ｂｅ
ａｍ Ａｌｇｏｒｉｔｈｍ”），Ｊ．Ｏｐｔ．Ｓｏｃ．
Ａｍ．Ａ１，６１２〜６１９，１９８４）は、被検体の
内部の再構成のための仮想コーンビーム角度重み射線に
より使用できる。
図８（ｂ）に図示するようにして動作する。図１によっ
て指示された通り、多数の射線に関するデータ収集は、
ファンビームまたはコーンビームＣＴによって同時に実
行できる。仮想ファン角度２Γはスキャン前に選択され
るか、またはΓを選択した後に、スキャンをスキャン範
囲（１８０°＋２Γ）を最小範囲として実行するように
してもよい。再構成処理を実行するための多数の方法お
よび装置が存在する。例えば、フェルドカンプ（Ｆｅｌ
ｄｋａｍｐ）とデイビス（Ｄａｖｉｓ）およびクレス
（Ｋｒｅｓｓ）が記載した方法（「実用コーンビームア
ルゴリズム」（”Ｐｒａｃｔｉｃａｌ Ｃｏｎｅ−Ｂｅ
ａｍ Ａｌｇｏｒｉｔｈｍ”），Ｊ．Ｏｐｔ．Ｓｏｃ．
Ａｍ．Ａ１，６１２〜６１９，１９８４）は、被検体の
内部の再構成のための仮想コーンビーム角度重み射線に
より使用できる。
【００４１】本発明は、回転型ＣＴだけでなく、回転角
が制限されているＣアームガントリーシステムに適用す
ることができる。両者とも、デジタルサブトラクション
アンジオグラフィ（ＤＳＡ）撮像装置であり、前者は天
井設置型であり、後者は床設置型である。これらの両方
のガントリーは、収集される各フレーム（デジタル化さ
れる患者のテレビ状スナップショット）について角度
（直近１０分の１度まで）を記録する。従って、再構成
が開始される時、収集された最初のフレームおよび最後
のフレームの角度は既知である。この差がレンジであ
り、２Γ＋πである。上記の東芝のシステムでは、実際
上３台のコンピュータが使用される。１台はデータ取得
を扱い、１台はＣＴ再構成を扱い、第３のものは表示を
扱う。
が制限されているＣアームガントリーシステムに適用す
ることができる。両者とも、デジタルサブトラクション
アンジオグラフィ（ＤＳＡ）撮像装置であり、前者は天
井設置型であり、後者は床設置型である。これらの両方
のガントリーは、収集される各フレーム（デジタル化さ
れる患者のテレビ状スナップショット）について角度
（直近１０分の１度まで）を記録する。従って、再構成
が開始される時、収集された最初のフレームおよび最後
のフレームの角度は既知である。この差がレンジであ
り、２Γ＋πである。上記の東芝のシステムでは、実際
上３台のコンピュータが使用される。１台はデータ取得
を扱い、１台はＣＴ再構成を扱い、第３のものは表示を
扱う。
【００４２】本発明に従った方法は、パーカーが記載し
たような方法に付加的な複雑さを導入することなく、フ
ァンビームおよびコーンビームデータのＣＴ再構成に冗
長データを包含できるようにする。上記の検討はファン
ビーム照射を説明するために簡略化したが、コーンビー
ム照射にも等しく適用可能であることに留意しなければ
ならない。コーンビーム照射では、ビームは、図１にお
いて定義されたようなファン角度で検出素子の本質的に
二次元アレイを照射するために矩形断面を有するように
コリメートされる。
たような方法に付加的な複雑さを導入することなく、フ
ァンビームおよびコーンビームデータのＣＴ再構成に冗
長データを包含できるようにする。上記の検討はファン
ビーム照射を説明するために簡略化したが、コーンビー
ム照射にも等しく適用可能であることに留意しなければ
ならない。コーンビーム照射では、ビームは、図１にお
いて定義されたようなファン角度で検出素子の本質的に
二次元アレイを照射するために矩形断面を有するように
コリメートされる。
【００４３】診断用ＣＴガントリーにヘリカルコーンビ
ームＣＴを使用する本発明に従ったシステムの第３の実
施の形態が図６に示されている。この場合、投影データ
測定システムは、Ｘ線束のほぼ円錐形ビームを発生させ
るＸ線源Ｓおよび、一般に４列の検出素子である検出素
子のエリアアレイより成る二次元アレイＸ線検出器Ｄを
収容している。
ームＣＴを使用する本発明に従ったシステムの第３の実
施の形態が図６に示されている。この場合、投影データ
測定システムは、Ｘ線束のほぼ円錐形ビームを発生させ
るＸ線源Ｓおよび、一般に４列の検出素子である検出素
子のエリアアレイより成る二次元アレイＸ線検出器Ｄを
収容している。
【００４４】図６のコーンビームシステムもまた、概ね
図８（ａ）および図８（ｂ）に図示するようにして動作
する。図１によって指示された通り、多数の射線に関す
るデータ収集は、コーンビームＣＴによって同時に実行
できる。仮想ファン角度２Γは事前に選択され、スキャ
ンはこの角度レンジを収める（または超える）か、また
はスキャンを実行した後に仮想ファン角度を選択するこ
ともできる。
図８（ａ）および図８（ｂ）に図示するようにして動作
する。図１によって指示された通り、多数の射線に関す
るデータ収集は、コーンビームＣＴによって同時に実行
できる。仮想ファン角度２Γは事前に選択され、スキャ
ンはこの角度レンジを収める（または超える）か、また
はスキャンを実行した後に仮想ファン角度を選択するこ
ともできる。
【００４５】診断用ＣＴガントリーのヘリカルコーンビ
ームの場合、本発明は、データがまったく存在しない場
合に外挿することなくより多くのデータを使用可能にす
る。例えば、ボクセルが小体積の被検体を表現すると考
える。多くの従来のアルゴリズムは、Ｘ線源位置の焦点
からボクセルを経て検出器までのビーム和の逆投影を必
要とする。異なるボクセルはコーンビームにおいて各様
にある。１つの線源位置から（所与のスライスの）ボク
セルの全部を通り逆投影しようと試みるアルゴリズム
は、検出器に当たるビーム和および外れるビーム和を含
んでおり、当たり外れの位置は、ヘリカルピッチ（１回
転あたりの天板移動距離）および撮像領域ＦＯＶに依存
する。ＦＯＶは「視野」を表す。本発明では、より多く
の線量データが使用され、結果的に外挿を最小限に維持
するか、またはそれを完全に排除する。
ームの場合、本発明は、データがまったく存在しない場
合に外挿することなくより多くのデータを使用可能にす
る。例えば、ボクセルが小体積の被検体を表現すると考
える。多くの従来のアルゴリズムは、Ｘ線源位置の焦点
からボクセルを経て検出器までのビーム和の逆投影を必
要とする。異なるボクセルはコーンビームにおいて各様
にある。１つの線源位置から（所与のスライスの）ボク
セルの全部を通り逆投影しようと試みるアルゴリズム
は、検出器に当たるビーム和および外れるビーム和を含
んでおり、当たり外れの位置は、ヘリカルピッチ（１回
転あたりの天板移動距離）および撮像領域ＦＯＶに依存
する。ＦＯＶは「視野」を表す。本発明では、より多く
の線量データが使用され、結果的に外挿を最小限に維持
するか、またはそれを完全に排除する。
【００４６】本発明は、４９．２°の最大ファン角度を
有するコーンビームマルチスライスＣＴ装置に適用され
る。ヘリカルピッチは、仮想ファン角度２Γの選択のた
めの１つのパラメータとして使われる。β１（ｘ，ｙ）
をｘ，ｙのピクセルがコーンビームに入る時のガントリ
ー角度とし、β２（ｘ，ｙ）をｘ，ｙのピクセルがコー
ンビームを出る時のガントリー角度とする。β＝０をス
ライスが焦点と整列する時のガントリー角度と定義すれ
ば、全部のβ１は０より小さく、全部のβ２は０より大
きい。画像の円対称のため、最大のβ１の大きさは最小
のβ２と同じであり、同一のピクセルｘ，ｙにおいてで
はないが、逆もまたそうである。
有するコーンビームマルチスライスＣＴ装置に適用され
る。ヘリカルピッチは、仮想ファン角度２Γの選択のた
めの１つのパラメータとして使われる。β１（ｘ，ｙ）
をｘ，ｙのピクセルがコーンビームに入る時のガントリ
ー角度とし、β２（ｘ，ｙ）をｘ，ｙのピクセルがコー
ンビームを出る時のガントリー角度とする。β＝０をス
ライスが焦点と整列する時のガントリー角度と定義すれ
ば、全部のβ１は０より小さく、全部のβ２は０より大
きい。画像の円対称のため、最大のβ１の大きさは最小
のβ２と同じであり、同一のピクセルｘ，ｙにおいてで
はないが、逆もまたそうである。
【００４７】仮想ファン角度（２Γ又は２Γ´）は、ア
イソセンタピクセル（ｘ，ｙ＝０，０）がコーンビーム
内にある角度レンジにもとづくことができる。アーチフ
ァクトは、データ外挿のためにアイソセンタより小さい
ガントリー角度レンジのコーンビームにあるような領域
のスライスを生じ得る。その場合、ファン角度は、デー
タ外挿が必要ではないように選択しなければならない。
このことは、通常のスライス方向およびヘリカルピッチ
における各視野ＦＯＶに関して、２Γについて以下の条
件を与える。
イソセンタピクセル（ｘ，ｙ＝０，０）がコーンビーム
内にある角度レンジにもとづくことができる。アーチフ
ァクトは、データ外挿のためにアイソセンタより小さい
ガントリー角度レンジのコーンビームにあるような領域
のスライスを生じ得る。その場合、ファン角度は、デー
タ外挿が必要ではないように選択しなければならない。
このことは、通常のスライス方向およびヘリカルピッチ
における各視野ＦＯＶに関して、２Γについて以下の条
件を与える。
【００４８】
【数２】
【００４９】１１４．６°が４９．２°＝２×１１４．
６°−１８０°を満たしていることに留意されたい（こ
こで、４９．２°はスキャナの実際のファン角度であ
る）。データ外挿を行わないようにするために、２Γは
４９．２°より大きくなければならない。以下の表は、
スキャナの５個のＦＯＶおよび３個のあり得るヘリカル
ピッチに関するそれらの知見の要約である。斜字体の項
目は、再構成された画像の数ピクセルについてデータ外
挿を有するはずである。
６°−１８０°を満たしていることに留意されたい（こ
こで、４９．２°はスキャナの実際のファン角度であ
る）。データ外挿を行わないようにするために、２Γは
４９．２°より大きくなければならない。以下の表は、
スキャナの５個のＦＯＶおよび３個のあり得るヘリカル
ピッチに関するそれらの知見の要約である。斜字体の項
目は、再構成された画像の数ピクセルについてデータ外
挿を有するはずである。
【００５０】
【表１】
【００５１】ヘリカルピッチは、線源の１回転の間にお
ける台の行程を、アイソセンタとして投影された際の検
出器の全幅で割ったものとして決定される。
ける台の行程を、アイソセンタとして投影された際の検
出器の全幅で割ったものとして決定される。
【００５２】ヘリカルピッチ１でスキャンされる５００
ｍｍの被検体を再構成する場合、アイソセンタから２０
０ｍｍ未満のあらゆるピクセルにはいかなるデータ外挿
も存在しない（ＦＯＶが４００ｍｍ、ヘリカルピッチ１
の場合の２Γの項目は４９．２°より大きいので）。同
様に、１．２５のピッチでは、１２０ｍｍ未満のあらゆ
るピクセルにはいかなるデータ外挿も存在しないが、ア
イソセンタから１２０ｍｍ超の一部のピクセルはデータ
外挿を使用するであろう。
ｍｍの被検体を再構成する場合、アイソセンタから２０
０ｍｍ未満のあらゆるピクセルにはいかなるデータ外挿
も存在しない（ＦＯＶが４００ｍｍ、ヘリカルピッチ１
の場合の２Γの項目は４９．２°より大きいので）。同
様に、１．２５のピッチでは、１２０ｍｍ未満のあらゆ
るピクセルにはいかなるデータ外挿も存在しないが、ア
イソセンタから１２０ｍｍ超の一部のピクセルはデータ
外挿を使用するであろう。
【００５３】この場合、本発明に従った方法は雑音が少
なくなるはずである。ハーフスキャニング（ＨＳ）に比
べて、改善は以下により与えられる。
なくなるはずである。ハーフスキャニング（ＨＳ）に比
べて、改善は以下により与えられる。
【００５４】ＨＳによる雑音／ＭＨＳによる雑音は、 （１８０＋２Γ／１８０＋４９．２）１／２ （６） で与えられる。
【００５５】しかし、再構成時間は、逆投影する付加的
なビューのため、以下の分だけ長くなる。 ３６０／１８０＋２Γ （７） スケーリングを一定に維持するために、最終画像は以下
の付加的なスケールファクタを必要とするかもしれな
い。 １８０＋２Γ／１８０＋４９．２ （８） 本発明は、画像における微妙な輪郭の像コントラストと
いった所要の画像特性を提供するヘリカルピッチにもと
づく仮想角度を選択することを設ける。
なビューのため、以下の分だけ長くなる。 ３６０／１８０＋２Γ （７） スケーリングを一定に維持するために、最終画像は以下
の付加的なスケールファクタを必要とするかもしれな
い。 １８０＋２Γ／１８０＋４９．２ （８） 本発明は、画像における微妙な輪郭の像コントラストと
いった所要の画像特性を提供するヘリカルピッチにもと
づく仮想角度を選択することを設ける。
【００５６】本発明はまた、上述の各種関数および計算
を実行するためのソフトウエアとしても実施できる。ソ
フトウエアは、図５の処理装置Ｃまたは図６のシステム
制御装置ＣＳもしくは処理装置ＣＰに記憶される。ソフ
トウエアは、コンピュータプログラム製造物として本発
明を実施するためにディスクにインストールすることも
できる。
を実行するためのソフトウエアとしても実施できる。ソ
フトウエアは、図５の処理装置Ｃまたは図６のシステム
制御装置ＣＳもしくは処理装置ＣＰに記憶される。ソフ
トウエアは、コンピュータプログラム製造物として本発
明を実施するためにディスクにインストールすることも
できる。
【００５７】明らかに、本発明の多数の修正および変更
が上記の教示に照らして可能である。例えば、本発明
は、記録媒体に記憶されたソフトウエアという形態で、
すなわちコンピュータプログラム製造物として実施され
得る。従って、添付特許請求の範囲内において、本発明
はここに特定的に記載したものと別様に実施し得ること
を理解しなければならない。
が上記の教示に照らして可能である。例えば、本発明
は、記録媒体に記憶されたソフトウエアという形態で、
すなわちコンピュータプログラム製造物として実施され
得る。従って、添付特許請求の範囲内において、本発明
はここに特定的に記載したものと別様に実施し得ること
を理解しなければならない。
【００５８】例えば、上述した仮想ファン角度を適用し
たハーフスキャン再構成法は、特開平８−１８７２４０
号公報に記述されているＡＳＳＲにも適用可能である。
ＡＳＳＲは、マルチヘリカルＣＴにおいて、実際に収集
した投影データから任意に設定した仮想平面に対応する
Ｘ線パス（射線）の投影データを近似的に求め、この近
似した投影データから画像を再構成するもので、例えば
仮想平面をＸ線源のヘリカル軌道に沿って斜めに設定す
ることでその斜断面の画像を再構成することを実現する
再構成方法であり、この再構成にも、上記仮想ファン角
度を適用したハーフスキャン再構成法を適用することが
できる。
たハーフスキャン再構成法は、特開平８−１８７２４０
号公報に記述されているＡＳＳＲにも適用可能である。
ＡＳＳＲは、マルチヘリカルＣＴにおいて、実際に収集
した投影データから任意に設定した仮想平面に対応する
Ｘ線パス（射線）の投影データを近似的に求め、この近
似した投影データから画像を再構成するもので、例えば
仮想平面をＸ線源のヘリカル軌道に沿って斜めに設定す
ることでその斜断面の画像を再構成することを実現する
再構成方法であり、この再構成にも、上記仮想ファン角
度を適用したハーフスキャン再構成法を適用することが
できる。
【００５９】また、上述した仮想ファン角度を適用した
ハーフスキャン再構成法は、ダイナミックＣＴにも適用
可能である。ダイナミックＣＴは、Ｘ線源を複数回転し
ながら、１枚の画像再構成に必要なスキャン範囲を、３
０°あるいは６０°といった１８０°未満の所定角度ず
つシフトしながら移動させ、その各々のスキャン範囲内
の投影データから、回転角速度にほとんど依存しない
で、１８０°未満の所定角度の回転に要する短時間の間
隔だけ時間が少しずつ移動した、つまり非常に時間分解
能の高い連続的な画像を再構成する手法であり、この手
法にも、上記仮想ファン角度を適用したハーフスキャン
再構成法を適用することができる。
ハーフスキャン再構成法は、ダイナミックＣＴにも適用
可能である。ダイナミックＣＴは、Ｘ線源を複数回転し
ながら、１枚の画像再構成に必要なスキャン範囲を、３
０°あるいは６０°といった１８０°未満の所定角度ず
つシフトしながら移動させ、その各々のスキャン範囲内
の投影データから、回転角速度にほとんど依存しない
で、１８０°未満の所定角度の回転に要する短時間の間
隔だけ時間が少しずつ移動した、つまり非常に時間分解
能の高い連続的な画像を再構成する手法であり、この手
法にも、上記仮想ファン角度を適用したハーフスキャン
再構成法を適用することができる。
【００６０】
【発明の効果】本発明によれば、１８０°＋ファン角度
の範囲の投影データ、特にこのファン角度を、検出器の
素子配列長により決まる最大ファン角度以外の角度に、
簡易に設定することができる。
の範囲の投影データ、特にこのファン角度を、検出器の
素子配列長により決まる最大ファン角度以外の角度に、
簡易に設定することができる。
【図１】本発明を説明するために使用される座標系を例
示する図。
示する図。
【図２】（ａ）は「最小完全データセット」部分軌道の
収集のための範囲とする角度に等しいかまたはそれより
大きい角度を範囲とする軌道に沿って２回サンプリング
される線源の各種角位置βにおける例示的射線の略図、
（ｂ）は「最小完全データセット」部分軌道の収集のた
めの範囲とする角度に等しいかまたはそれより大きい角
度を範囲とする軌道に沿って２回サンプリングされる線
源の各種角位置βにおける例示的射線の略図、（ｃ）は
「最小完全データセット」部分軌道の収集のための範囲
とする角度に等しいかまたはそれより大きい角度を範囲
とする軌道に沿って２回サンプリングされる線源の各種
角位置βにおける例示的射線の略図。
収集のための範囲とする角度に等しいかまたはそれより
大きい角度を範囲とする軌道に沿って２回サンプリング
される線源の各種角位置βにおける例示的射線の略図、
（ｂ）は「最小完全データセット」部分軌道の収集のた
めの範囲とする角度に等しいかまたはそれより大きい角
度を範囲とする軌道に沿って２回サンプリングされる線
源の各種角位置βにおける例示的射線の略図、（ｃ）は
「最小完全データセット」部分軌道の収集のための範囲
とする角度に等しいかまたはそれより大きい角度を範囲
とする軌道に沿って２回サンプリングされる線源の各種
角位置βにおける例示的射線の略図。
【図３】「最小完全データセット」部分軌道の収集にお
いて２回サンプリングされる射線に関する線源の角位置
およびファン角度を示すラドン空間のサイノグラムを示
す図。
いて２回サンプリングされる射線に関する線源の角位置
およびファン角度を示すラドン空間のサイノグラムを示
す図。
【図４】「最小完全データセット」部分軌道のスパン角
度と完全軌道のスパン角度との中間のスパン角度を有す
る部分軌道によって画像データセットの収集において２
回サンプリングされる射線に関する線源の角位置および
ファン角度を示すラドン空間のサイノグラムを示す図。
度と完全軌道のスパン角度との中間のスパン角度を有す
る部分軌道によって画像データセットの収集において２
回サンプリングされる射線に関する線源の角位置および
ファン角度を示すラドン空間のサイノグラムを示す図。
【図５】本発明の１つの実施の形態に従ったＣアームガ
ントリー装置を示す図。
ントリー装置を示す図。
【図６】本発明の別の実施の形態に従ったヘリカルコー
ンビーム装置を示す図。
ンビーム装置を示す図。
【図７】本発明により設定される２種の仮想ファン角度
を示す図。
を示す図。
【図８】本発明によるスキャンから画像再構成までの手
順を示す図。
順を示す図。
【図９】スキャン範囲０＜β＜π＋Δβおよび、−Γ≦
γ≦Γ（この時、２Γは本発明の仮想ファン角度であ
る）の仮想サイノグラム（ラドン空間におけるグラフ）
を示す図。
γ≦Γ（この時、２Γは本発明の仮想ファン角度であ
る）の仮想サイノグラム（ラドン空間におけるグラフ）
を示す図。
【図１０】スキャン範囲０＜β＜π＋Δβおよび、−Γ
´≦γ≦Γ´（この時、２Γ´は本発明の仮想ファン角
度である）の仮想サイノグラム（ラドン空間におけるグ
ラフ）を示す図。
´≦γ≦Γ´（この時、２Γ´は本発明の仮想ファン角
度である）の仮想サイノグラム（ラドン空間におけるグ
ラフ）を示す図。
Ｓ…Ｘ線源、 Ｄ…リニアアレイＸ線検出器、 Ｇ…回転リングガントリー、 Ｂ…寝台、 ＯＢ…被検体、 ＤＣ…データ収集部、 ＣＰ…制御／処理装置。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.7 識別記号 ＦＩ テーマコート゛(参考） Ｇ０６Ｔ 1/00 ２９０ Ｇ０６Ｔ 1/00 ２９０Ａ
Claims (15)
- 【請求項１】 Ｘ線を曝射するＸ線源及びこのＸ線源か
ら照射されたＸ線を検出するＸ線検出器を用いて被検体
をスキャンし、投影データを得るデータ収集装置と、 前記データ収集装置により収集された１８０°＋ファン
角度の範囲の投影データに基づいてハーフスキャン再構
成法により画像を再構成する再構成装置とを具備し、 前記検出器の素子配列長により決まる最大ファン角度以
外の仮想ファン角度を前記ファン角度として設定し、前
記１８０°＋ファン角度の範囲の投影データを、前記仮
想ファン角度を使って決定した重み係数に基づいて重み
付けし、この重み付けした投影データに基づいて前記画
像を再構成することを特徴とするＸ線コンピュータ断層
撮影装置。 - 【請求項２】 前記仮想ファン角度は、前記最大ファン
角度を超え、かつ１８０°以下の範囲のいずれかの角度
に設定されることを特徴とする請求項１記載のＸ線コン
ピュータ断層撮影装置。 - 【請求項３】 前記仮想ファン角度は、０°を超え、か
つ前記最大ファン角度未満の範囲のいずれかの角度に設
定されることを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュ
ータ断層撮影装置。 - 【請求項４】 Ｘ線を曝射するＸ線源及びこのＸ線源か
ら照射されたＸ線を検出するＸ線検出器を用いて被検体
をスキャンし、投影データを得るデータ収集装置と、 前記データ収集装置により収集された１８０°＋前記検
出器の素子配列長により決まる最大ファン角度を超え、
かつ３６０°以下のスキャン範囲の投影データに基づい
てハーフスキャン再構成法により画像を再構成する再構
成装置と、を具備することを特徴とするＸ線コンピュー
タ断層撮影装置。 - 【請求項５】 Ｘ線を曝射するＸ線源及びこのＸ線源か
ら照射されたＸ線を検出するＸ線検出器を用いて被検体
をスキャンし、投影データを得るデータ収集装置と、 前記データ収集装置により収集された１８０°を超え、
１８０°＋前記検出器の素子配列長により決まる最大フ
ァン角度未満のスキャン範囲の投影データに基づいてハ
ーフスキャン再構成法により画像を再構成する再構成装
置と、を具備することを特徴とするＸ線コンピュータ断
層撮影装置。 - 【請求項６】 前記スキャン範囲を決定する決定装置
と、 この決定装置によって決定されたスキャン範囲に基づい
て、前記データ収集装置より得られた投影データに重み
付けを行う重み付け装置とをさらに備えることを特徴と
する請求項４又は５記載のＸ線コンピュータ断層撮影装
置。 - 【請求項７】 前記決定装置は、撮像視野ＦＯＶの大き
さに応じて仮想ファン角度を設定し、この仮想ファン角
度＋１８０°に前記スキャン範囲を設定することを特徴
とする請求項４又は５記載のＸ線コンピュータ断層撮影
装置。 - 【請求項８】 前記データ収集装置は、ヘリカルスキャ
ンに対応していることを特徴とする請求項７記載のＸ線
コンピュータ断層撮影装置。 - 【請求項９】 前記仮想ファン角度は、前記ヘリカルス
キャンのピッチに基づいて設定されることを特徴とする
請求項８記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。 - 【請求項１０】 前記スキャン範囲は、前記投影データ
の収集時間幅に対応し、前記データ収集装置は、前記ス
キャン範囲に従って前記投影データの収集時間幅を変更
することを特徴とする請求項４又は５記載のＸ線コンピ
ュータ断層撮影装置。 - 【請求項１１】 前記スキャン範囲は、前記投影データ
の収集時間幅に対応し、前記データ収集装置は、前記投
影データの収集時間幅を時間軸に関してシフトすること
を特徴とする請求項４又は５記載のＸ線コンピュータ断
層撮影装置。 - 【請求項１２】 前記再構成装置は、前記投影データの
収集時間幅がシフトされる毎に、前記画像を再構成する
ことを特徴とする請求項１１記載のＸ線コンピュータ断
層撮影装置。 - 【請求項１３】 Ｘ線を曝射するＸ線源及びこのＸ線源
から照射されたＸ線を検出するＸ線検出器を用いて被検
体をスキャンし、投影データを得るデータ収集装置と、 前記データ収集装置により収集された１８０°＋前記検
出器の素子配列長により決まる最大ファン角度を超え、
かつ３６０°以下のスキャン範囲の投影データに基づい
て画像を再構成するハーフスキャン再構成法と、３６０
°のスキャン範囲の投影データに基づいて画像を再構成
するフルスキャン再構成法とを選択的に実行可能な再構
成装置と、を具備することを特徴とするＸ線コンピュー
タ断層撮影装置。 - 【請求項１４】 Ｘ線を曝射するＸ線源及びこのＸ線源
から照射されたＸ線を検出するＸ線検出器とをＣ形アー
ムに保持するＣ形アームガントリー装置と、 前記Ｃ形アームガントリー装置により収集された１８０
°＋ファン角度の範囲の投影データに基づいてハーフス
キャン再構成法により画像を再構成する再構成装置とを
具備し、 前記検出器の素子配列長により決まる最大ファン角度以
外の仮想ファン角度を前記ファン角度として設定し、前
記１８０°＋ファン角度の範囲の投影データを、前記仮
想ファン角度を使って決定した重み係数に基づいて重み
付けし、この重み付けした投影データに基づいて前記画
像を再構成することを特徴とするＸ線撮影装置。 - 【請求項１５】 Ｘ線を曝射するＸ線源及びこのＸ線源
から照射されたＸ線を検出するＸ線検出器を用いて被検
体をスキャンし、投影データを得るデータ収集装置と、 前記データ収集装置により収集された１８０°を越え、
且つ３６０°未満であって、１８０°＋ファン角度の範
囲以外の角度範囲の投影データに基づいて画像を再構成
する再構成装置とを具備することを特徴とするＸ線コン
ピュータ断層撮影装置。
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|---|---|---|---|
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| US09/549,562 US6542570B1 (en) | 2000-04-14 | 2000-04-14 | Method and system for reconstructing computed tomography images using redundant data |
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