JP2002541896A - 半撮影域のみをカバーする縮小サイズ検出器を利用するコンピュータ断層撮影システムに用いる装置及び方法 - Google Patents

半撮影域のみをカバーする縮小サイズ検出器を利用するコンピュータ断層撮影システムに用いる装置及び方法

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Abstract

(57)【要約】 【課題】 アイソセンタを基準にしてその幅の半分だけシフトさせた検出器を備えるコンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムで、被検体の投影データを取得する。 【解決手段】 各投影ビューごとに、ＣＴシステムのアイソセンタの最も近傍にある検出器素子から１つの検出器素子の値Ｖａを選定し、この選定した検出器素子に対して、反対方向からまたは同じ方向の順方向投影から、その検出器素子の値Ｖｂを推定する。次いで、ＶａとＶｂの間の違いを除去できる平滑化関数を選択する。次いで、この平滑化関数を適用してＶａとＶｂの間の違いを除去する。次いで、重み関数を適用して、真の投影データと推定した投影データを組み合わせたときの段差をなだらかにして、平滑な移行領域を生成する。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、撮影域(field of view) の半分のみを覆うようにし、これによりア
ーチファクトを増加させずに（あるいは、実質的に増加させずに）面積型検出器
(area detector) のサイズ及びコストを低減することを可能とした縮小サイズの
面積型検出器を利用する立体的コンピュータ断層撮影（volumetric computed to
mography：ＶＣＴ）システムで用いられる方法及び装置に関するものである。
【０００２】
【発明の背景】
コンピュータ断層撮影（ＣＴ）では、一般に、患者にＸ線を当てること、患者
身体の一部分のディジタルＸ線投影データを収集すること、並びにこのディジタ
ルＸ線投影データを処理及び逆投影し、次いでＣＴシステムの表示モニタ上に画
像を表示することが必要である。ＣＴシステムは、典型的には、ガントリと、テ
ーブルと、Ｘ線管と、Ｘ線検出器アレイと、コンピュータと、表示モニタとを備
えている。コンピュータはガントリの制御装置に指令を送り、ガントリによりＸ
線管及び／または検出器アレイをある特定の回転速度で回転させる。
【０００３】 第３世代のＣＴシステムでは、その一部が検出器アレイ及びＸ線管により構成
されているガントリと患者身体との間の相対的な回転運動が生じる。この相対的
回転運動が生じるに伴い、コンピュータはＸ線管及び検出器アレイにより実行さ
れるデータ収集プロセスを制御してディジタルＸ線写真を収集する。次いで、コ
ンピュータは、再構成アルゴリズムを実行することによりディジタルＸ線写真デ
ータを処理し逆投影させ、さらに再構成されたＣＴ画像を表示モニタ上に表示す
る。
【０００４】 現在使用されている多くのＣＴシステムでは、ガントリ内で単一行の検出器を
利用しており、通常、この単一行検出器のことを、検出器素子の線形アレイと呼
んでいる。さらに改良されたＣＴシステムでは、検出器からなる２〜４行の線形
アレイを使用して複数行検出器を製作している。この両検出器配置は共にヘリカ
ル・スキャン・プロトコルで使用可能である。しかし、複数行検出器では、検出
器アレイのヘリカル・ピッチを大きくすることにより患者に対する指定した軸方
向カバー範囲をより短時間でスキャンできるので、患者のスキャンが容易になる
。ヘリカル・ピッチは、典型的には、患者を支持しているテーブルのガントリ１
回転中の変位の、検出器ピッチに対する比として定義される。例えば、ヘリカル
・ピッチが１であるとは、ＣＴシステムのＣＴガントリの１回転中に、患者テー
ブルが検出器ピッチに等しい量だけ並進することを意味する。
【０００５】 通常は、線形検出器または複数行検出器のアレイにより、Ｘ線源が放出するＸ
線ファンビームに対する全撮影域がカバーされる。換言すると、スキャンを受け
ている被検体（患者である場合と患者でない場合がある）を透過した、あるいは
被検体のその領域を照射したＸ線は、検出器アレイにより吸収される。
【０００６】 ＣＴイメージング・システムの幾つかでは、検出器アレイのサイズを小さくす
ることが望ましく、また場合によっては、検出器アレイのサイズを小さくするこ
とが必要である。例えば、ＣＴ技術の最近の発展においては、ＣＴデータ収集の
ために、多数行の線形検出器アレイにより構成されている面積型検出器アレイが
使用されている。現在のところ、全撮影域、すなわち画像化している患者の全範
囲をカバーする検出器パネルは、未だ利用可能ではない。さらに、線形検出器ア
レイを使用するシステムの幾つかでは、スキャンを受けている患者に比して極め
て広い撮影域を提供している。この状況の場合でもまた、その検出器アレイのサ
イズ及びコストを低減することが望ましい。
【０００７】 これらの限界を克服するために利用されてきた１つの技法は、そのサイズをよ
り小さくしその幅の半分とした検出器アレイを並進させることである。例えば、
患者の所望の撮影域をカバーするために必要となる検出器アレイの本来のサイズ
が８０ｃｍであるとする。本来の検出器幅の半分に等しい幅（この場合では４０
ｃｍ）を有するような、より小さな検出器を使用することができる。この検出器
は、ＣＴイメージング・システムの撮影域の概ね半分をカバーするようにして、
検出器幅の半分（この例では２０ｃｍ）だけ偏位させる。この例によれば、患者
の同じ撮影域を、本来の値の半分に等しい幅を有する検出器により収集すること
ができる。
【０００８】 さらに、固定した幅をもつ検出器を備えるシステムで撮影域を拡大することが
可能である。通常は、ＣＴイメージング・システムの回転中心の投影は、検出器
パネルの中心に一致している。ＣＴイメージングの回転中心とは、その周りでＸ
線源及び検出器アレイを回転させている点の物理的位置のことである。しかし、
その検出器を本来の位置を基準にして検出器幅の半分だけ偏位させることにより
、システムの撮影域（ＦＯＶ）を拡大することができる。イメージング・システ
ムの回転中心の投影は、シフトさせた線形または複数行の検出器のエッジの近傍
にある。しかしながら、この検出器によりイメージング・システムの物理的回転
中心（すなわち、アイソセンタの位置）を通過するＸ線からの投影データを依然
として測定できている。一方、この配置により、イメージング・システムの撮影
域は本来の構成の事実上２倍となり、これにより、イメージング・システムの撮
影域を大幅に拡大することができる。検出器をその幅の半分だけシフトさせるシ
ステム構成のことを、典型的には、半検出器シフトと呼んでいる。
【０００９】 そのＸ線源が点であり検出器パネルのみを照射すると共に扇形（ｆａｎ）に似
た形状をしたＸ線をある角度アパーチャで放出するＣＴシステムであるファンビ
ームＣＴシステムでは、ＣＴガントリの全回転の一部分に対する投影データを収
集する必要がある。具体的には、１８０度にファン角度を加えた値に等しいある
角度領域だけガントリが患者の周りを回転する間、投影データを収集する必要が
ある。繰り返すと、ファン角度は、イメージング・システムのアキシャル面内で
検出器アレイのみを照射するようなＸ線の角度アパーチャの尺度である。投影の
測定は、必ずしもガントリを患者の周りを３６０度の全回転させている間中行う
必要がないため、投影データのうちのあるものが冗長であることは明らかである
。
【００１０】 ＣＴシステムの半検出器シフト構成では、ガントリの３６０度の全回転に対し
てデータが収集される。ガントリの各ビュー角度において、投影データの半分の
みが測定される。ガントリの他のビューからのデータは、所与のビュー角度に対
する投影データを完成させるために使用される。このプロセスを実施するための
方式は、当技術分野においては周知である。しかし、イメージング・システムの
撮影域の半分をカバーしている測定投影データをガントリの他のビューがもたら
したデータと組み合わせる場合、得られる投影データは投影データの中心の近傍
では十分にマッチングしないことがある。これらのミスマッチングは、低減させ
たり除去したりしないと、望ましくないアーチファクトを再構成画像内に生じさ
せることがある。
【００１１】 現在、撮影域内での投影データの不連続により生じるアーチファクトを軽減す
るために使用されている技法の１つでは、重み関数を利用して移行領域内でのデ
ータの不連続を平滑化している。この技法では、検出器は、その検出器上へのイ
メージング・システムの回転中心の投影を越えて延びる幾らかの追加の検出器素
子を有している必要がある。ガントリが患者の周りを３６０度回転する際に、シ
フトさせた検出器パネルのうち、検出器上への回転中心の投影を若干越えて両方
向に延びている領域を、移行領域と呼んでいる。実際のデータは、検出器により
移行領域の半分において測定される。また移行領域の第２の半分内においては、
ガントリの別のビューからデータを作成することができる。移行領域内のデータ
は不連続を平滑化するための重み係数と乗算される。一般に、移行領域が大きい
と画質が良くなるが、このシステム構成の撮影域は半検出器シフト構成でもたら
される領域と比べて若干小さくなるためシステムのコストの増加にもつながる。
【００１２】 この検出器アレイで全撮影域を実現できるように、測定データと移行領域内で
作成されたデータとの積算を改良する必要がある。
【００１３】 半検出器シフト構成を利用する立体的ＣＴシステムでは、イメージング・シス
テムの撮影域の半分内で投影データを測定する一方、投影放射線写真の残りの半
分を反対方向の射線(ray) から作成する必要がある。しかしながら、ＣＴガント
リの別の投影角度で測定された投影データは、本来の幅の２倍であり且つ偏位（
オフセット）をもたせていない検出器で測定する場合の射線と同じ方位を有して
いない。したがって、半検出器シフト構成で面積型検出器を利用し、かつその恩
恵を実現させると共に、上記の問題点を克服させたＶＣＴシステムが必要である
。
【００１４】
【発明の概要】
被検体の投影データを取得するための、Ｘ線源及び検出器を備えるコンピュー
タ断層撮影（ＣＴ）システムである。検出器は、検出器上へのＣＴシステムの回
転中心の投影に対応する中心位置に対してその幅の半分だけシフトされている。
本発明の方法によれば、各投影ビューごとに、ＣＴシステムのアイソセンタの最
も近傍にある検出器素子から１つの検出器素子の値Ｖａが選定される。次いで、
この選定した検出器素子に対して、反対方向からまたは同じ方向の順方向投影か
ら、その検出器素子の値Ｖｂを推定する。次いで、ＶａとＶｂの間の違いを除去
できる平滑化関数を選択する。次いで、この平滑化関数を適用してＶａとＶｂの
間の違いを除去する。次いで、重み関数を適用し、真の投影データと推定した投
影データを組み合わせときの段差をなだらかにして、平滑な移行領域を生成する
。
【００１５】
【発明の実施の形態】
本発明の方法及び装置を記載するに先立ち、図１を参照しながら本発明のＶＣ
Ｔシステムについての概括的考察を示すことにする。図１は、本発明の方法及び
装置を実現させるのに適した立体的ＣＴスキャン・システムのブロック図である
。この立体的ＣＴスキャン・システムは、患者の解剖学的特徴に対する画像の再
構成に使用することに関して検討することにするが、本発明は任意の特定の対象
を画像化することに限定されるものではないことを理解されたい。さらに、当業
者であれば理解するように、本発明は工業用プロセスのために使用することもで
きる。さらに、本発明は、医用ＣＴ装置に限定されるものではなく、Ｘ線源及び
検出器の幾何学構成が固定しており、被検体の方がスキャン時間の間に回転する
ような工業用システムも包含している。
【００１６】 立体的ＣＴスキャン・システムでは、そのガントリは患者などの被検体の周り
を回転し、投影データが収集される。コンピュータ１は、この立体的ＣＴスキャ
ン・システムの動作を制御している。本明細書において、ガントリの回転という
場合、この語句によりＸ線管２の回転及び／または検出器３（好ましくは、高分
解能の面積型検出器）の回転を表すことを意図したものである。Ｘ線管２及び面
積型検出器３はガントリに含まれている。制御装置４Ａ及び４Ｂは、立体的ＣＴ
スキャン・システムのコンピュータ１により制御されると共に、それぞれＸ線管
２と検出器３に結合されている。制御装置４Ａ及び４Ｂにより、Ｘ線管２及び／
または検出器３に対して適切な相対的回転運動が与えられる。制御装置は必ずし
も個々に必要ではない。単一の制御装置コンポーネントを使用してガントリを回
転させることもできる。またコンピュータ１は、本発明の方法を実現するために
、画像スキャン時間の変動、画像分解能及び／または軸方向カバー範囲を制御し
ていることにも留意されたい。
【００１７】 コンピュータ１は、データ収集システム６に検出器３をサンプリングする時点
を指示し、かつガントリの速度を制御することによって、そのデータ収集プロセ
スを制御する。その上、コンピュータ１は、データ収集システム６に指示して面
積型検出器３により得られる放射線写真の分解能を設定させ、これによりシステ
ムの分解能を変更することが可能となる。データ収集システム６は、図示するよ
うに読み出し電子回路を備えている。
【００１８】 面積型検出器３は検出器素子からなるアレイ（図示せず）により構成されてい
る。各検出器素子は、その検出器素子上に入射するＸ線エネルギーの量に関連す
る、それぞれの素子に対応した強度値を測定する。本発明の装置及び方法を立体
的ＣＴスキャン・システムに取り入れることにより、新規の立体的ＣＴスキャン
・システムが創り出される。したがって、本発明により新規の立体的ＣＴスキャ
ン・システムを提供することができる。
【００１９】 データ収集を実行して本発明による処理を実施するためには、本発明が任意の
特定のコンピュータに限定されるものではないことに留意されたい。本明細書で
使用する場合において、この「コンピュータ」という用語によって、本発明によ
る処理を実行するために必要な算出(calculation) や計算(computation) を実行
する能力がある任意の装置を表そうとする意図である。したがって、本発明によ
る制御アルゴリズム１０を実行するために利用するコンピュータは、必要な処理
を実行する能力がある任意の装置とすることができる。
【００２０】 本発明に関して、代替的なデータ平滑化スキームによれば移行領域をカバーす
るために追加の検出器素子を使用する必要はないことが分かっている。さらに、
代替方法の１つでは反復アルゴリズムを利用して、全撮影域をカバーするような
大きな検出器アレイを使用してデータを収集したと仮定した場合に測定されるは
ずの投影データを推定している。移行領域内の誤差は同様の方式で取り扱われる
ため、この２つの方式は同じコンテクストの範囲内で以下に考察することにする
。
【００２１】 この技法では、先行する繰り返しステップより取得した再構成データを順方向
投影すること、または１組の反対方向の射線から取得した冗長検出器データを補
間することのいずれかにより、１組のＸ線投影｛Ｐa ｝を形成する。ここで反対
方向の射線では｛Ｐa ｝と逆方向の投影データの別の１組が形成される。順方向
投影する技法は、射線を仮想のＸ線源から放出するプロセスであり、これらの射
線は個々の検出器素子に向かって再構成されたボリュームを横切る。この射線に
沿って再構成された値の線減衰値は射線に沿って合算され、これを線減衰係数の
線積分という。
【００２２】 再構成データを順方向投影する技法（ＦＰＴという）は一般に、より大きな円
錐角に対応する（すなわち、ＶＣＴシステムで使用するような）投影データを作
成するのに適しており、一方、冗長投影データを補間する技法（ＰＤＴという）
は、中間面により近い位置（すなわち、アイソセンタにより近い位置）の投影デ
ータに対してより適している。ファン角度と同様に、円錐角も、Ｘ線源からファ
ン角度方向と直角の方向に放出されるＸ線の角度範囲を指している。ＦＰＴまた
はＰＤＴのいずれかを用いて取得される検出器の推定値と、データを実際に測定
した場合に得られるはずの本来の値との間の違いのために、アイソセンタの近傍
の画像で歪みを生じることがある。
【００２３】 こうした歪みを軽減するために、平滑化関数を利用した技法が開発されている
。平滑化関数については、図３を参照しながら、以下のように記載することがで
きる。
【００２４】 １．各投影ビューごとに、アイソセンタの最も近くにある既知の検出器素子を を選定する（２１）。以下においてこれをＶａで表す。 ２．同じ検出器素子に対して、推定値を（すなわち、代替のビューからの補間 投影データ（ＰＤＴ）を介して、あるいは再構成データの順方向投影（Ｆ ＰＴ）により）取得する（２２）。以下においてこれをＶｂで表す。 ３．適切な平滑化関数を生成する（２３）。 ４．平滑化関数によってＶａとＶｂの間の違いを低減させて、これをイメージ ング・システムの撮影域の中心の近傍の領域内で段階的に平滑化する（２ ４）。
【００２５】 このことは以下の考察から理解することができる。すなわち、撮影域の中心に
おける投影データの不連続性の量を、ｄ＝Ｖａ−Ｖｂとする。一例として、この
違いを段階的に平滑化するために使用できる平滑化関数の１つは、次式で規定さ
れる指数関数とすることが可能である。
【００２６】 Ｖ＝０．５ｄｅ-ax 0 （式１） 上式において、ｘ0 は検出器素子の値Ｖａに対応する検出器位置からの距離の絶
対値であり、ａはこの平滑化関数に関する曲線の傾きを制御するための係数であ
る。この指数関数は、中心射線位置（検出器上へのイメージング・システムの回
転中心の投影に対応する検出器位置）の一方の側に位置する投影値に対して加算
（減算）されてより低い（高い）推定値を上昇（低下）させると共に、この指数
関数は中心射線位置の別の側の投影値に対して加算（減算）されてより高い（低
い）本来の値を低下（上昇）させている。換言すると、真の投影データと推定し
た投影データを組み合わせることにより、中心射線の位置での投影データの不一
致を低減する方法を提供できる。したがって、このプロセスにより、アーチファ
クトを低減または除去させた平滑なデータ移行領域を提供することができる（２
５）。
【００２７】 現在のところ、従来の技術では、立体的ＣＴ（ＶＣＴ）システム内で面積型検
出器を半検出器シフト構成で使用する方法は知られていない。ＶＣＴシステム、
並びに移行領域を作成することによりイメージング・システムの撮影域内で投影
データの不連続を除去するための様々な既知の技法について上記において説明し
たので、ここで、本発明の別の面を説明することにする。
【００２８】 変数ｆθ 及びｆθ ′を用いて、線源角度θにおいて取得され、順方向の射線
及び反対方向の射線（角度方位が同じで横切る方向が反対の射線）の信号強度を
それぞれ表している２つの関数を表現することにする。
【００２９】 ｆθ（ｎ）＝０ （Ｎ2＜ｎ＜Ｎの場合） （式２） ｆθ′（ｎ）＝０ （１＜ｎ＜Ｎ2の場合） （式３） この双方は被検体の同じ位置を横切っているので、理想的には、ｆθ （Ｎ2 ）
はｆθ ′（Ｎ2 ）と全く同じであるはずである。しかし、以下の理由によりこ
うしたことは起こり得ない。
【００３０】 （ａ）各射線の実際の形状は、線源を始点とし検出器素子を終点とする浅い四 面体であり、被検体が全体に均質であって回転対称である以外はその被 検体の正確に同じ位置を横切る同一の射線は存在しないこと。 （ｂ）スキャン・サイクル中の被検体／患者の動きにより各順方向／反対方向 射線の対に付加的な誤差が導入されること。 （ｃ）これまでに、効率のよい完全な補間スキームが開発されていないこと。 すなわち、補間のプロセスにより誤差が導入されること。
【００３１】 線源角度位置θにおけるｆθ （Ｎ2 ）とｆθ ′（Ｎ2 ）の差をｄ（θ）と仮
定すると、ｄ（θ）が完全にランダムである場合には、再構成画像に導入される
誤差は、恐らくＣＴのその他のランダム誤差に関連する量子ノイズにより覆い隠
されてしまうはずである。しかし、その誤差がある程度体系的である場合には、
再構成画像内に明らかなアーチファクトが導入されることになる。この理由によ
り、移行領域において平滑化プロセスを利用する必要がある。換言すると、この
平滑化関数は、ｆθ 及びｆθ ′のステップ状誤差を検出器素子Ｎ2 で表される
中心射線位置の周りでより小さくするように開発されている。
【００３２】 ｆθ 及びｆθ ′のそれぞれに対する平滑化関数を、Ｗ及びＷ’を用いて表す
ことにする。Ｗ及びＷ’を導き出す際には、当業者は理解するようなある種の基
準を考慮する必要がある。さらに、この目的のためには、本明細書に具体的に掲
げたもの以外に、以下の例のような多様な平滑化関数が適していることは、当業
者であれば理解するであろう。
【００３３】 Ｗ（ｎ）＋Ｗ’（ｎ）＝１ （すべてのｎに対して） （式４） δＷ／δｎ＝δＷ’／δｎ＝０ （ｎ＝Ｎ2±Δｎの位置で） （式５）
【００３４】 上式において、ΔｎはＷ及びＷ’の平滑さの程度を設定しており、δは微分演
算子である。さらに、この種の用途に関する従来の平滑化関数は、一般にフェザ
リング関数(feathering function) としても知られていることに留意されたい。
Ｗ及びＷ’を用いて順方向と反対方向の射線の間の移行領域を発見している。平
滑化関数を正しく作用させるためには、Δｎはゼロを超える整数でなければなら
ないことに留意されたい。実際に、Δｎが大きいほど、その平滑化関数はより良
好に作用する。しかし、Δｎを大きくし過ぎると中心射線位置の検出器素子であ
るＮ2 を超えて延びるように追加の検出器素子を用いることが必要となる。した
がって、Δｎの選択では、Δｎが十分に大きいが、移行領域に対して追加の検出
器素子の付加を要する程に大きくはないようにする必要がある。こうしたことか
ら、ｆθ 及びｆθ ′は次式の限界を有している。
【００３５】 ｆθ（ｎ）＝０ （Ｎ2＋Δｎ＜ｎ＜Ｎの場合） （式６
） ｆθ ′（ｎ）＝０ （１＜ｎ＜Ｎ2−Δｎの場合） （式７
）
【００３６】 逆投影プロセスで使用されている実際の検出器信号は、Ｗｆθ 及びＷ’ｆθ ′である。移行領域をより広くすると順方向と反対方向の射線の間のミスマッチ
ング誤差の多くが除去される傾向があるため、各半撮影域（ＦＯＶ）投影データ
に対して反対方向の射線を構成する必要がないことにさらに留意されたい。換言
すると、各半ＦＯＶデータ（及び追加のΔｎの検出器の各値）にゼロを埋め込み
長さがＮの検出器データを取得し、続いて従来のフィルタ補正投影手順を実行す
る。補間は必要でない。
【００３７】 ＣＴシステム内、すなわち面積型検出器内の検出器の行数を増加させると、追
加の検出器素子が（行数のΔｎ倍）より多くなることが動機付けとなって、Δｎ
を最小にすることができる方法及び装置を考案することにより従来の方式を改良
することが必要である。
【００３８】 本発明による方式ではΔｎを１まで減少させている。一方、コンピュータによ
るシミュレーションによれば、これと同等のアーチファクト・レベルを達成する
には、従来の平滑化方法ではΔｎを概ね２０とする必要があることが示されてい
る。面積型検出器の移行領域で必要となる検出器素子数が、線形アレイで必要と
なる素子数と比べオーダーにして３桁多いＶＣＴ用途では、この利点はさらに重
要となる。
【００３９】 順方向の射線、並びに補間または順方向投影により取得される反対方向の射線
には、体系的誤差が存在する可能性がある。ｆθ （Ｎ2 ）とｆθ ′（Ｎ2 ）の
間の差を検出することによりステップ状誤差を測定することができる。ここで、
ｄ（θ）＝ｆθ （Ｎ2 ）−ｆθ ′（Ｎ2 ）すると、ｄ（θ）は、ｆθ （Ｎ2
）とｆθ ′（Ｎ2 ）の間のステップ状誤差（ここで、θはＸ線源の角度位置で
ある）として観測される。
【００４０】 本方式では、（式１）に記載した指数関数（ここでａは指数関数の平滑化を制
御するための制御係数である）を用いてステップ状誤差を平滑化する。順方向の
射線及び反対方向の射線の関数、ｆθ （ｎ）及びｆθ ′（ｎ）は、次式で示す
それぞれ別の２つの関数、ｇθ （ｎ）及びｇθ ′（ｎ）に変換される。
【００４１】 ｇθ（ｎ）＝ｆθ（ｎ）−ｐθ（Ｎ2−ｎ） （式
８） ｇθ′（ｎ）＝ｆθ′（ｎ）＋ｐθ（ｎ−Ｎ2） （式
９） （式８）及び（式９）からｇθ （Ｎ2 ）＝ｇθ ′（Ｎ2 ）となる。
【００４２】 各投影画像に対して、次の手順を実行する。 １．（式２）に従ってゼロを埋め込んで、ｆθ （ｎ）と呼ぶ、本来の半ＦＯ
Ｖ投影データを取得する。 ２．反対方向の射線の組ｆθ ′（ｎ）を取得し、（式３）に従ってゼロを埋
め込む。 ３．（式８）及び（式９）に従い、ステップ状誤差ｄ（θ）に基づいて平滑化
関数を適用する（ここでｄ（θ）＝ｆθ（Ｎ2）−ｆθ ′（Ｎ2））。 ４．ｇθ （ｎ）及びｇθ ′（ｎ）を積算しＮ個の検出器データからなる１つ
の組、すなわち、ｈθ （ｎ）を形成する。ここで、Ｎ2 ＜ｎ＜Ｎのときは、 ｈθ（ｎ）＝ｇθ（ｎ）であり、１＜ｎ＜Ｎ2 のときは、ｈθ（ｎ）＝ｇ
θ ′（ｎ）である。 ５．ｈθ（ｎ）に対して従来のフィルタ補正逆投影を適用する。 ６．すべての投影角度に対してステップ１〜５を繰り返す。
【００４３】 上記の手順は、様々な角度からのその他の投影データを補間することにより反
対方向の射線を取得することができるような任意のＣＴスキャナに対して有効で
ある。別の半ＦＯＶのデータを常に冗長ファンビーム投影データから概ね算出す
ることができるような２Ｄファンビームの場合は、その完全な場合となる。この
技法を３Ｄ−ＶＣＴに拡張する場合には、円軌道を使用している場合の中間面上
でのみ完全な補間を生じさせることができる。
【００４４】 発明者らのシミュレーションにより、円軌道を使用するＶＣＴに対して同じ技
法を適用する場合、この技法は、±１．５度の範囲内の円錐角に対して（中心射
線の位置を超えて２０個の追加の検出器を使用している）従来の平滑化技法と比
べて動作がより優れていることが示されている。しかし、このことは大きな円錐
角度に関しては当てはまらない。反対方向の射線のもつ角度方位が完全な検出器
を使用する場合に測定されるばすのデータと相当に違っているためである。この
状況に対処するため、画質を改善するような繰り返し手法を利用することができ
る。その手順を以下に示す。
【００４５】 １．上記のステップ１〜６に従って初期３次元画像を取得する。 ２．本手法の第２回目の繰り返しで、順方向投影法を使用して半ＦＯＶ投影デ ータの各組に対する「反対方向の射線」を取得し、これらを上記に概説し たステップ３〜６に従って投影データの完全な組になるように結合させる 。 ３．このプロセスが収斂するまで、すなわちその画像の品質が改善されなくな るまで、ステップ２を継続する。
【００４６】 本発明を特定の実施形態に関して検討してきたことに留意されたい。したがっ
て、本発明はこれらの実施形態に限定されるものではない。例えば、検討した３
つの事例により、上記のパラメータのトレードオフ関係を利用してＶＣＴシステ
ムの適正な動作モードを取得することができるような方式のすべてを網羅してい
ることを意味するものではない。これらの事例は、本発明の概念、並びに適正な
スキャン・プロトコルを達成するためにはこれらの基礎的パラメータがトレード
オフの関係にあるような方式を例証するために検討したものである。さらに、こ
のトレードオフ関係は１つのスキャン・プロトコルに限定されるものではない、
すなわちトレードオフ関係は（スキャン中に患者テーブルを移動させない）アキ
シャル・スキャン・プロトコルとヘリカル・スキャン・プロトコルとの双方に適
用することができる。これらの概念を利用し拡張して、特定の用途に対して有用
な別の面積型検出器スキャン・プロトコルを実現することを可能とする方式につ
いては、当業者であれば理解するであろう。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明のＣＴシステムのブロック図である。
【図２】 本発明の方法に従って利用される検出器の偏位を表した図である。
【図３】 好ましい実施形態に従って本発明の方法を表したブロック図である。
【手続補正書】
【提出日】平成１３年９月２７日（２００１．９．２７）
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【発明の名称】 半撮影域のみをカバーする縮小サイズ検出器を利用するコンピ ュータ断層撮影システムに用いる装置及び方法
【特許請求の範囲】
【請求項２】 前記検出器が複数の検出器素子を含んでおり、複数の投影ビ ューの各々に対して、一検出器素子に関連する検出器素子値Ｖａがコンピュータ によって選択され、該検出器素子値Ｖａは、被検体を通して線源と該関連する検 出器素子とを結ぶ射線の線減衰係数の線積分を表す値であり、コンピュータはま た前記検出器素子値に関連する検出器素子について別の検出器素子値Ｖｂを推定 し、各々の投影ビューにおいて、検出器素子値Ｖａは測定投影データに対応し、 且つ検出器素子値Ｖｂは推定投影データに対応しており、コンピュータはまた、 各々の投影ビューに対して、検出器素子値Ｖａ及びＶｂが得られた後に、平滑化 関数を適用して検出器素子値Ｖａ及びＶｂの間の違いを除去するように働く請求 項１記載の立体的コンピュータ断層撮影システム。
【請求項３】 前記検出器が高分解能の面積型検出器である請求項２記載の 立体的コンピュータ断層撮影システム。
【請求項４】 平滑化関数を適用する前に、平滑化関数に重み付けし、この 重み付けした平滑化関数を測定投影データ及び推定投影データに適用して、検出 器の中心射線の位置における検出器素子値Ｖａ及びＶｂの間の違いを低減し、Ｖ ＣＴシステムの撮影域の中心の近傍の領域内で検出器素子値Ｖａ及びＶｂの間の 違いを平滑化する請求項３記載の立体的コンピュータ断層撮影システム。
【請求項５】 平滑化関数は、検出器素子値Ｖａ及びＶｂの間の差の半分を 測定投影データ及び推定投影データに加算することによって重み付けされる請求 項４記載の立体的コンピュータ断層撮影システム。
【請求項６】 平滑化関数は、検出器素子値Ｖａ及びＶｂの間の差の半分を 測定投影データ及び推定投影データから減算することによって重み付けされる請 求項４記載の立体的コンピュータ断層撮影システム。
【請求項７】 コンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムを使用して被検体の
投影データを取得するための方法であって、 Ｘ線源からＸ線を被検体に投射するステップと、 検出器の各投影ビューにおいて投射されたＸ線をＣＴシステムの検出器で受け
取るステップであって、前記検出器は複数の検出器素子より構成されると共に、
検出器上に入射するＸ線に応答して電気信号を発生する、ステップと、 前記電気信号をディジタル化するステップと、 各投影ビューごとに、ＣＴシステムの検出器上の中心射線の位置に最も近い検 出器素子の検出器素子値Ｖａ を選定するステップと、 前記選定した検出器素子値Ｖａに関連した検出器素子に対して、反対方向から 収集した投影データの補間によって、または同じ方向での再構成データの順方向 投影によって、該検出器素子に対する検出器素子値Ｖｂを推定するステップと 、 ＶａとＶｂの間の違いを除去することができる平滑化関数を選択するステップ であって、各々の投影ビューにおいて、検出器素子値Ｖａは測定投影データに対 応し、且つ検出器素子値Ｖｂは推定投影データに対応している、ステップと、 平滑化関数に重み付けするステップと、 この重み付けした平滑化関数を利用して、測定投影データと推定投影データと を組み合わせたときの差を低減して、平滑な移行領域を生成するステップと 、 を含む方法。
【請求項８】 前記選定した検出器素子値Ｖａは、被検体を通して線源と該 関連する検出器素子とを結ぶ射線の線減衰係数の線積分を表す値であり、各々の 投影ビューに対して検出器素子値Ｖａ及びＶｂが得られた後に、前記の重み付け した平滑化関数を利用するステップが実行される請求項７記載の方法。
【請求項９】 平滑化関数は、検出器素子値Ｖａ及びＶｂの間の差の半分を 測定投影データ及び推定投影データに加算することによって重み付けされる請求 項８記載の方法。
【請求項１０】 平滑化関数は、検出器素子値Ｖａ及びＶｂの間の差の半分 を測定投影データ及び推定投影データから減算することによって重み付けされる 請求項８記載の方法。
【請求項１１】 被検体にＸ線を投射するＸ線源と、複数の検出器素子を含 み、Ｘ線源から投射されたＸ線を受け取って、入射するＸ線に応答して電気信号 を発生する検出器と、前記検出器から前記電気信号を読み出して、これをディジ タル信号に変換するデータ収集コンポーネントとを備えた、被検体の投影データ を取得するための立体的コンピュータ断層撮影（ＶＣＴ）システムに用いられる 装置であって、前記検出器が、該検出器上へのＶＣＴシステムの回転中心の投影 に対応する中心位置を基準として、当該検出器の幅の半分だけシフトされている 、前記装置において、 データ収集コンポーネントから前記ディジタル信号を受け取り、再構成アルゴ リズムを実行することができるコンピュータであって、再構成アルゴリズムを実 行して前記ディジタル信号を処理するときに画像を再構成するコンピュータを有 している装置。
【請求項１２】 複数の投影ビューの各々に対して、前記コンピュータは、 一検出器素子に関連する検出器素子値Ｖａを選択し、該検出器素子値Ｖａは、被 検体を通して線源と該関連する検出器素子とを結ぶ射線の線減衰係数の線積分を 表す値であり、コンピュータはまた前記検出器素子値に関連する検出器素子につ いて別の検出器素子値Ｖｂを推定し、各々の投影ビューにおいて、検出器素子値 Ｖａは測定投影データに対応し、且つ検出器素子値Ｖｂは推定投影データに対応 しており、コンピュータはまた、各々の投影ビューに対して、検出器素子値Ｖａ 及びＶｂが得られた後に、平滑化関数を適用して検出器素子値Ｖａ及びＶｂの間 の違いを除去する請求項１１記載の装置。
【請求項１３】 前記検出器が高分解能の面積型検出器である請求項１２記 載の装置。
【請求項１４】 前記コンピュータは、平滑化関数を適用する前に、平滑化 関数に重み付けし、この重み付けした平滑化関数を測定投影データ及び推定投影 データに適用して、検出器の中心射線の位置における検出器素子値Ｖａ及びＶｂ の間の違いを低減し、ＶＣＴシステムの撮影域の中心の近傍の領域内で検出器素 子値Ｖａ及びＶｂの間の違いを平滑化する請求項１３記載の装置。
【請求項１５】 平滑化関数は、検出器素子値Ｖａ及びＶｂの間の差の半分 を測定投影データ及び推定投影データに加算することによって重み付けされる請 求項１４記載の装置。
【請求項１６】 平滑化関数は、検出器素子値Ｖａ及びＶｂの間の差の半分 を測定投影データ及び推定投影データから減算することによって重み付けされる 請求項１４記載の装置。
【請求項１７】 コンピュータ読み出し可能な媒体上で具現化され、且つコ ンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムを使用して被検体の投影データを取得する ためのコンピュータ・プログラムであって、 ＣＴシステムの検出器上の中心射線の位置に最も近い検出器素子の検出器素子 値Ｖａを選定する第１のコード・セグメントと、 前記選定した検出器素子値Ｖａに関連した検出器素子に対して、反対方向から 収集した投影データの補間によって、または同じ方向での再構成データの順方向 投影によって、該検出器素子に対する検出器素子値Ｖｂを推定する第２のコード ・セグメントと、 ＶａとＶｂの間の違いを除去することができる平滑化関数を選択する第３のコ ード・セグメントであって、各々の投影ビューにおいて、検出器素子値Ｖａは測 定投影データに対応し、且つ検出器素子値Ｖｂは推定投影データに対応している 、第３のコード・セグメントと、 平滑化関数に重み付けする第４のコード・セグメントと、 前記重み付けした平滑化関数を利用して、測定投影データと推定投影データと を組み合わせたときの差を低減して、平滑な移行領域を生成する第５のコード・ セグメントと、 を含んでいるコンピュータ・プログラム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】 本発明は、撮影域(field of view) の半分のみを覆うようにし、これによりア
ーチファクトを増加させずに（あるいは、実質的に増加させずに）面積型検出器
(area detector) のサイズ及びコストを低減することを可能とした縮小サイズの
面積型検出器を利用する立体的コンピュータ断層撮影（volumetric computed to
mography：ＶＣＴ）システムで用いられる方法及び装置に関するものである。
【０００２】
【発明の背景】 コンピュータ断層撮影（ＣＴ）では、一般に、患者にＸ線を当てること、患者
身体の一部分のディジタルＸ線投影データを収集すること、並びにこのディジタ
ルＸ線投影データを処理及び逆投影し、次いでＣＴシステムの表示モニタ上に画
像を表示することが必要である。ＣＴシステムは、典型的には、ガントリと、テ
ーブルと、Ｘ線管と、Ｘ線検出器アレイと、コンピュータと、表示モニタとを備
えている。コンピュータはガントリの制御装置に指令を送り、ガントリによりＸ
線管及び／または検出器アレイをある特定の回転速度で回転させる。
【０００３】 第３世代のＣＴシステムでは、その一部が検出器アレイ及びＸ線管により構成
されているガントリと患者身体との間の相対的な回転運動が生じる。この相対的
回転運動が生じるに伴い、コンピュータはＸ線管及び検出器アレイにより実行さ
れるデータ収集プロセスを制御してディジタルＸ線写真を収集する。次いで、コ
ンピュータは、再構成アルゴリズムを実行することによりディジタルＸ線写真デ
ータを処理し逆投影させ、さらに再構成されたＣＴ画像を表示モニタ上に表示す
る。
【０００４】 現在使用されている多くのＣＴシステムでは、ガントリ内で単一行の検出器を
利用しており、通常、この単一行検出器のことを、検出器素子の線形アレイと呼
んでいる。さらに改良されたＣＴシステムでは、検出器からなる２〜４行の線形
アレイを使用して複数行検出器を製作している。この両検出器配置は共にヘリカ
ル・スキャン・プロトコルで使用可能である。しかし、複数行検出器では、ＣＴ システム のヘリカル・ピッチを大きくすることにより患者に対する指定した軸方
向カバー範囲をより短時間でスキャンできるので、患者のスキャンが容易になる
。ヘリカル・ピッチは、典型的には、患者を支持しているテーブルのガントリ１
回転中の変位の、検出器ピッチに対する比として定義される。例えば、ヘリカル
・ピッチが１であるとは、ＣＴシステムのＣＴガントリの１回転中に、患者テー
ブルが検出器ピッチに等しい量だけ並進することを意味する。
【０００５】 通常は、線形検出器または複数行検出器のアレイにより、Ｘ線源が放出するＸ
線ファンビームに対する全撮影域がカバーされる。換言すると、スキャンを受け
ている被検体（患者である場合と患者でない場合がある）を透過した、あるいは
被検体のその領域を照射したＸ線は、検出器アレイにより吸収される。
【０００６】 ＣＴイメージング・システムの幾つかでは、検出器アレイのサイズを小さくす
ることが望ましく、また場合によっては、検出器アレイのサイズを小さくするこ
とが必要である。例えば、ＣＴ技術の最近の発展においては、ＣＴデータ収集の
ために、多数行の線形検出器アレイにより構成されている面積型検出器アレイが
使用されている。現在のところ、全撮影域、すなわち画像化している患者の全範
囲をカバーする検出器パネルは、未だ利用可能ではない。さらに、線形検出器ア
レイを使用するシステムの幾つかでは、スキャンを受けている患者に比して極め
て広い撮影域を提供している。この状況の場合でもまた、その検出器アレイのサ
イズ及びコストを低減することが望ましい。
【０００７】 これらの限界を克服するために利用されてきた１つの技法は、そのサイズをよ
り小さくしその幅の半分とした検出器アレイを並進させることである。例えば、 検出器アレイの本来のサイズが、患者の所望の撮影域をカバーするために８０ｃ ｍに等しい幅を有しているとする。 本来の検出器幅の半分に等しい幅（この場合
では４０ｃｍ）を有するような、より小さな検出器を使用することができる。こ
の検出器は、ＣＴイメージング・システムの撮影域の概ね半分をカバーするよう
にして、検出器幅の半分（この例では２０ｃｍ）だけ偏位させる。この例によれ
ば、患者の同じ撮影域を、本来の値の半分に等しい幅を有する検出器により収集
することができる。
【０００８】 さらに、固定した幅をもつ検出器を備えるシステムで撮影域を拡大することが
可能である。通常は、ＣＴイメージング・システムの回転中心の投影は、検出器
パネルの中心に一致している。ＣＴイメージングの回転中心とは、その周りでＸ
線源及び検出器アレイを回転させている点の物理的位置のことである。しかし、
その検出器を本来の位置を基準にして検出器幅の半分だけ偏位させることにより
、システムの撮影域（ＦＯＶ）を拡大することができる。イメージング・システ
ムの回転中心の検出器への投影が、シフトさせた線形、複数行または面積型検出 器 のエッジの近傍にある。しかしながら、この検出器によりイメージング・シス
テムの物理的回転中心（すなわち、アイソセンタの位置）を通過するＸ線からの
投影データを依然として測定できている。一方、この配置により、イメージング
・システムの撮影域は本来の構成の事実上２倍となり、これにより、イメージン
グ・システムの撮影域を大幅に拡大することができる。検出器をその幅の半分だ
けシフトさせるシステム構成のことを、典型的には、半検出器シフトと呼んでい
る。
【０００９】 そのＸ線源が点であり検出器パネルのみを照射すると共に扇形（ｆａｎ）に似
た形状をしたＸ線をある角度アパーチャで放出するＣＴシステムであるファンビ
ームＣＴシステムでは、ＣＴガントリの全回転の一部分に対する投影データを収
集する必要がある。具体的には、ガントリが１８０度にファン角度を加えた値に 等しい角度間隔にわたって患者の周りの円形軌道で回転している間の、投影デー タを収集する必要がある。 繰り返すと、ファン角度は、イメージング・システム
のアキシャル面内で検出器アレイのみを照射するようなＸ線の角度アパーチャの
尺度である。投影の測定は、必ずしもガントリを患者の周りを３６０度の全回転
させている間中行う必要がないため、投影データのうちのあるものが冗長である
ことは明らかである。
【００１０】 ＣＴシステムの半検出器シフト構成では、ガントリの３６０度の全回転に対し
てデータが収集される。ガントリの各ビュー角度において、投影データの半分の
みが測定される。ガントリの他のビューからのデータは、所与のビュー角度に対
する投影データを完成させるために使用される。このプロセスを線形検出器アレ イに対して実施するための方式は、当技術分野においては周知である。 しかし、
イメージング・システムの撮影域の半分をカバーしている測定投影データをガン
トリの他のビューがもたらしたデータと組み合わせる場合、得られる投影データ
は投影データの中心の近傍では十分にマッチングしないことがある。これらのミ
スマッチングは、低減させたり除去したりしないと、望ましくないアーチファク
トを再構成画像内に生じさせることがある。
【００１１】 現在、撮影域内での投影データの不連続により生じるアーチファクトを軽減す
るために使用されている技法の１つでは、重み関数を利用して移行領域内でのデ
ータの不連続を平滑化している。この技法では、検出器は、その検出器上へのイ
メージング・システムの回転中心の投影を越えて延びる幾らかの追加の検出器素
子を有している必要がある。ガントリが患者の周りを３６０度回転する際に、シ
フトさせた検出器パネルのうち、検出器上への回転中心の投影を若干越えて両方
向に延びている領域を「移行領域」と呼んでいる。実際のデータは、検出器によ
り移行領域の半分において測定される。また移行領域の第２の半分内においては
、ガントリの別のビューからデータを作成することができる。移行領域内の測定 されて合成されたデータが、データ相互間の 不連続を平滑化するための重み係数
と乗算される。一般に、移行領域が大きいと画質が良くなるが、このシステム構
成の撮影域は半検出器シフト構成でもたらされる撮影域と比べて若干小さくなる
ためシステムのコストの増加にもつながる。この代替では、検出器上へのイメー ジング・システムの回転中心の投影を越えて延びる幾らかの追加の検出器素子を 有している必要があり、これはシステムのコストを一層高くする。
【００１２】 この検出器アレイで全撮影域を実現できるように、或いはその代わりに個々の 検出器素子の数を減らすことが出来るように、 測定データと移行領域内で作成さ
れたデータとの積算を改良する必要がある。
【００１３】 半検出器シフト構成を利用する複数行又は立体的ＣＴシステムでは、イメージ
ング・システムの撮影域の半分内で投影データを測定する一方、投影データの残 りの半分を反対方向の射線（すなわち、撮影している物体の線減衰係数の同様な 線積分データを提供するガントリの角度位置から取得される射線(ray) ）から作 成又は合成する必要がある。 しかしながら、ＣＴガントリの別の投影角度で測定
された投影データは、本来の幅の２倍であり且つ偏位（オフセット）をもたせて
いない検出器で測定する場合の射線と同じ方位を有していない。これは、線源か ら放出されるＸ線が半径方向角度（すなわち、軸方向の平面内の射線の方位）及 び仰角（すなわち、軸方向の平面の外の射線の方位）の両方を有するためである 。 したがって、半検出器シフト構成で面積型検出器を利用し、かつその恩恵を実
現させると共に、上記の問題点を克服させたＶＣＴシステムが必要である。
【００１４】
【発明の概要】 本発明は、被検体の投影データを取得するためのコンピュータ断層撮影（ＣＴ ）システムを提供する。該ＣＴシステムは、Ｘ線源及び検出器を備える。 検出器
は、検出器上へのＣＴシステムの回転中心の投影に対応する中心位置に対してそ
の幅の半分だけシフトされている。本発明の方法によれば、各投影ビューごとに
、被検体を通して線源と検出器素子とを結ぶ射線の線減衰値の線積分を表す処理 済みの検出器素子値であって、この信号の位置として、検出器上へのイメージン グ・システム（ＣＴシステム）の回転中心の投影位置に最も近い検出器素子から の信号であることを表している処理済みの検出器素子値Ｖａが選定される。 次い
で、この選定した検出器素子に対して、反対方向から、または同じ方向の順方向
投影から、検出器素子値Ｖｂを推定する。次いで、ＶａとＶｂの間の違いを除去
できる平滑化関数を選択する。次いで、この平滑化関数を適用することにより、 ＶａとＶｂの間の違いを除去する。
【００１５】
【発明の実施の形態】 本発明の方法及び装置を記載するに先立ち、図１を参照しながら本発明のＶＣ
Ｔシステムについての概括的考察を示すことにする。図１は、本発明の方法及び
装置を実現させるのに適した立体的ＣＴスキャン・システムのブロック図である
。この立体的ＣＴスキャン・システムは、患者の解剖学的特徴に対する画像の再
構成に使用することに関して検討することにするが、本発明は任意の特定の対象
を画像化することに限定されるものではないことを理解されたい。さらに、当業
者であれば理解するように、本発明は工業用プロセスのために使用することもで
きる。さらに、本発明は、医用ＣＴ装置に限定されるものではなく、Ｘ線源及び
検出器の幾何学構成が固定しており、被検体の方がスキャン時間の間に回転する
ような工業用システムも包含している。
【００１６】 立体的ＣＴスキャン・システムでは、そのガントリは患者などの被検体の周り
を回転し、投影データが収集される。コンピュータ１は、この立体的ＣＴスキャ
ン・システムの動作を制御している。本明細書において、ガントリの回転という
場合、この語句によりＸ線管２の回転及び／または検出器３（好ましくは、高分
解能の面積型検出器）の回転を表すことを意図したものである。Ｘ線管２及び面
積型検出器３はガントリに含まれている。制御装置４Ａ及び４Ｂは、立体的ＣＴ
スキャン・システムのコンピュータ１により制御されると共に、それぞれＸ線管
２と検出器３に結合されている。制御装置４Ａ及び４Ｂにより、Ｘ線管２及び／
または検出器３に対して適切な相対的回転運動が与えられる。制御装置は必ずし
も個々に必要ではない。単一の制御装置コンポーネントを使用してガントリを回
転させることもできる。またコンピュータ１は、本発明の方法を実現するために
、画像スキャン時間の変動、画像分解能及び／または軸方向カバー範囲を制御し
ていることにも留意されたい。
【００１７】 コンピュータ１は、データ収集システム６に検出器３をサンプリングする時点
を指示し、かつガントリの速度を制御することによって、そのデータ収集プロセ
スを制御する。その上、コンピュータ１は、データ収集システム６に指示して面
積型検出器３により得られる放射線写真の分解能を設定させ、これによりシステ
ムの分解能を変更することが可能となる。データ収集システム６は、図示するよ
うに読み出し電子回路を備えている。
【００１８】 面積型検出器３は検出器素子からなるアレイ（図示せず）により構成されてい
る。各検出器素子は、その検出器素子上に入射するＸ線エネルギーの量に関連す
る、それぞれの素子に対応した強度値を測定する。本発明の装置及び方法を立体
的ＣＴスキャン・システムに取り入れることにより、新規の立体的ＣＴスキャン
・システムが創り出される。したがって、本発明により新規の立体的ＣＴスキャ
ン・システムを提供することができる。
【００１９】 データ収集を実行して本発明による処理を実施するためには、本発明が任意の
特定のコンピュータに限定されるものではないことに留意されたい。本明細書で
使用する場合において、この「コンピュータ」という用語によって、本発明によ
る処理を実行するために必要な算出(calculation) や計算(computation) を実行
する能力がある任意の装置を表そうとする意図である。したがって、本発明によ
る制御アルゴリズム１０を実行するために利用するコンピュータは、必要な処理
を実行する能力がある任意の装置とすることができる。
【００２０】 本発明に関して、一方法によって、代替的なデータ平滑化スキームによって移 行領域をカバーするために追加の検出器素子を使用する必要性をなくす。さらに 、代替方法の１つでは反復アルゴリズムを利用して、全撮影域をカバーするよう な大きな検出器アレイを使用してデータを収集したと仮定した場合に測定される はずの投影データを推定する。反復アルゴリズムは、ＣＴデータを再構成するス テップと、測定した投影データと順方向投影ルーチンにより作成されたデータと の間の誤差を推定するステップと、誤差を平滑化及び／又は低減するステップと 、停止要件が満たされるまでは上記処理を繰り返すステップとを有する。この停 止要件は、この方法の２回の繰り返しの間での再構成データの差を測定する計量 上の閾値であってよい。このような計量の一例は、周知の最小自乗計量法である 。順方向投影ルーチンは、Ｘ線源の位置から検出器へ結ぶ射線に沿った被検体又 は患者のＣＴ再構成における線減衰係数の線積分を計算することによって、実験 的データ収集を模擬する方法である。 移行領域内の誤差は同様の方式で取り扱われるため、この２つの方式は同じコ
ンテクストの範囲内で以下に考察することにする。
【００２１】 本発明の技法では、先行する繰り返しステップより取得した再構成データを順
方向投影すること、または１組の反対方向の射線から取得した冗長検出器データ
を補間することのいずれかにより、１組のＸ線投影｛Ｐa ｝を形成する。ここで
反対方向の射線では｛Ｐa ｝と逆方向の投影データの別の１組が形成される。前 に述べたように、順方向投影の技法は、 射線を仮想のＸ線源から放出するプロセ
スであり、これらの射線は個々の検出器素子に向かって再構成されたボリューム
を横切る。この射線に沿って再構成された値の線減衰値は射線に沿って合算され
、これを線減衰係数の線積分という。順方向投影処理を実現するために周知のい くつかの技法を利用しうる。
【００２２】 再構成データを順方向投影する反復技法（ＩＦＰＴという）は一般に、より大
きな円錐角に対応する（すなわち、ＶＣＴシステムで使用するような）投影デー
タを作成するのに適しており、一方、冗長投影データを補間する技法（ＲＰＤＴ という）は、中間面（すなわち、ゼロ度の円錐角を持つ平面）により近い位置の 投影データ に対してより適している。ファン角度と同様に、円錐角も、Ｘ線源か
らファン角度方向と直角の方向に放出されるＸ線の角度範囲を指している。これ はＸ線の仰角と呼ぶことが出来る。ＩＦＰＴまたはＲＰＤＴ のいずれかを用いて
取得される検出器の推定値と、データを実際に測定した場合に得られるはずの本
来の値との間の違いのために、検出器上へのＣＴシステムの回転中心の投影（位 置）に近い画像内に歪みを生じることがある。説明を簡潔にするために、検出器 上へのＣＴシステムの回転中心の投影の位置を、中心射線位置と称する。 ＲＰＤＴ技法は面積型検出器又は複数行型検出器の中心行に対して有用であり 、またＩＦＰＴ技法はＲＰＤＴ技法が有効でない円錐角において面積型検出器又 は複数行型検出器内の各行に対して有用である。
【００２３】 再構成画像における歪み又はアーティファクトを軽減するために、本発明の技 法は平滑化関数を利用する。 平滑化関数については、図３を参照しながら、以下
のように記載することができる。
【００２４】 １．各投影ビューごとに、中心射線位置に最も近い既知の検出器素子を選定す る（２１）。以下においてこれをＶａで表す。 ２．同じ検出器素子に対して、（代替のビューからの補間投影データ（ＲＰＤ Ｔ）を介して、あるいは再構成データの順方向投影（ＩＦＰＴ）により） 推定値を取得する（２２）。以下においてこれをＶｂで表す。 ３．適切な平滑化関数を生成する（２３）。 ４．平滑化関数をＶａとＶｂの間の差の半分で重み付けし、必要とされるとき 測定データ及び合成データに該関数を加算（又は減算）する。平滑化関数 によって中心射線位置でのＶａとＶｂの間の違いを低減させて、この違い をイメージング・システムの撮影域の中心の近傍の領域内で段階的に平滑 化する（２４）。
【００２５】 このことは以下の考察から理解することができる。すなわち、撮影域の中心に
おける投影データの不連続性の量を、ｄ＝Ｖａ−Ｖｂとする。一例として、この
違いを段階的に平滑化するために使用できる平滑化関数の１つは、次式で規定さ
れる指数関数とすることが可能である。
【００２６】 Ｖ＝０．５ｄｅ-ax 0 （式１） 上式において、ｘ0 は検出器素子の値Ｖａに対応する検出器位置からの距離の絶
対値であり、ａはこの平滑化関数に関する曲線の傾きを制御するための係数であ
る。重み付けした指数関数は、中心射線位置（検出器上へのイメージング・シス
テムの回転中心の投影に対応する検出器位置）の一方の側に位置する投影値に対
して加算（減算）されてより低い（高い）推定値を上昇（低下）させると共に、
この指数関数は中心射線位置の別の側の投影値に対して加算（減算）されてより
高い（低い）本来の値を低下（上昇）させている。換言すると、真の投影データ
と推定した投影データを組み合わせることにより、中心射線の位置での投影デー
タの不一致を低減する方法を提供できる。したがって、このプロセスにより、ア
ーチファクトを低減または除去させた平滑なデータ移行領域を提供することがで
きる（２５）。 上述した方法を用いて、中心射線位置での検出器のオーバーラップの量を最小 限にして、コスト効率の良い設計を提供することが出来る。
【００２７】 現在のところ、従来の技術では、立体的ＣＴ（ＶＣＴ）システム内で面積型検
出器を半検出器シフト構成で使用する方法は知られていない。ＶＣＴシステム、
並びに移行領域を作成することによりイメージング・システムの撮影域内で投影
データの不連続を除去するための様々な既知の技法について上記において説明し
たので、ここで、本発明の別の面を説明することにする。従って、上述した記載 は抽象化して一般的な態様に作成できる。
【００２８】 変数ｆθ 及びｆθ ′を用いて、線源角度θにおいて取得され、順方向の射線
及び反対方向の射線（角度方位が同じで横切る方向が反対の射線）の信号強度を
それぞれ表している２つの関数を表現することにする。
【００２９】 ｆθ（ｎ）＝０ （Ｎ2＜ｎ＜Ｎの場合） （式２） ｆθ′（ｎ）＝０ （１＜ｎ＜Ｎ2の場合） （式３）ここで、変数ｎは検出器アレイ内の位置を指すために用いられる。例えば、検出 器アレイが１０００個の検出器を有する場合、１＜ｎ＜１０００である。Ｎは水 平な検出器素子の数であり、Ｎ2 は検出器内の中心射線の位置である。上記の両 者 は被検体の同じ部分を横切っているので、理想的には、ｆθ （Ｎ2 ）はｆθ ′（Ｎ2 ）と全く同じであるはずである。しかし、以下の理由によりこうしたこ
とは起こり得ない。
【００３０】 （ａ）各射線の実際の形状は、線源を始点とし検出器素子を終点とする浅い四 面体であり、被検体が全体に均質であって回転対称である以外はその被 検体の正確に同じ位置を横切る同一の射線は存在しないこと。 （ｂ）スキャン・サイクル中の被検体／患者の動きにより各順方向／反対方向 射線の対に付加的な誤差が導入されること。 （ｃ）これまでに、効率のよい完全な補間スキームが開発されていないこと。 すなわち、補間のプロセスにより誤差が導入されること。
【００３１】 線源角度位置θにおけるｆθ （Ｎ2 ）とｆθ ′（Ｎ2 ）の差をｄ（θ）と仮
定すると、ｄ（θ）が完全にランダムである場合には、再構成画像に導入される
誤差は、恐らくＣＴのその他のランダム誤差に関連する量子ノイズにより覆い隠
されてしまうはずである。しかし、その誤差がある程度体系的である場合には、
再構成画像内に明らかなアーチファクトが導入されることになる。この理由によ
り、移行領域において平滑化プロセスを利用する必要がある。換言すると、この
平滑化関数は、ｆθ 及びｆθ ′のステップ状誤差を検出器素子Ｎ2 で表される
中心射線位置の周りでより小さくするように開発されている。
【００３２】 ｆθ 及びｆθ ′のそれぞれに対する平滑化関数を、Ｗ及びＷ’を用いて表す
ことにする。Ｗ及びＷ’を導き出す際には、当業者は理解するようなある種の基
準を考慮する必要がある。さらに、この目的のためには、本明細書に具体的に掲
げたもの以外に、以下の例のような多様な平滑化関数が適していることは、当業
者であれば理解するであろう。
【００３３】 Ｗ（ｎ）＋Ｗ’（ｎ）＝１ （すべてのｎに対して） （式４） δＷ／δｎ＝δＷ’／δｎ＝０ （ｎ＝Ｎ2±Δｎの位置で） （式５）
【００３４】 上式において、ΔｎはＷ及びＷ’の平滑さの程度を設定しており、δは微分演
算子である。さらに、この種の用途に関する従来の平滑化関数は、一般にフェザ
リング関数(feathering function) としても知られていることに留意されたい。
Ｗ及びＷ’を用いて順方向と反対方向の射線の間の移行領域を発見している。平
滑化関数を正しく作用させるためには、Δｎはゼロを超える整数でなければなら
ないことに留意されたい。実際に、Δｎが大きいほど、その平滑化関数はより良
好に作用する。しかし、Δｎを大きくし過ぎると中心射線位置の検出器素子であ
るＮ2 を超えて延びるように追加の検出器素子を用いることが必要となる。した
がって、Δｎの選択では、Δｎが十分に大きいが、移行領域に対して追加の検出
器素子の付加を要する程に大きくはないようにする必要がある。こうしたことか
ら、ｆθ 及びｆθ ′は次式の限界を有している。
【００３５】 ｆθ（ｎ）＝０ （Ｎ2＋Δｎ＜ｎ＜Ｎの場合） （式６
） ｆθ ′（ｎ）＝０ （１＜ｎ＜Ｎ2−Δｎの場合） （式７
）
【００３６】 逆投影プロセスで使用されている実際の検出器信号は、Ｗｆθ 及びＷ’ｆθ ′である。移行領域をより広くすると順方向と反対方向の射線の間のミスマッチ
ング誤差の多くが除去される傾向があるため、各半撮影域（ＦＯＶ）投影データ
に対して反対方向の射線を構成する必要がないことにさらに留意されたい。換言
すると、各半ＦＯＶデータ（及び追加のΔｎの検出器の各値）にゼロを埋め込み
長さがＮの検出器データを取得し、続いて従来のフィルタ補正投影手順を実行す
る。補間は必要でない。
【００３７】 ＣＴシステム内、すなわち面積型検出器内の検出器の行数を増加させると、追
加の検出器素子が（行数のΔｎ倍）より多くなることが動機付けとなって、Δｎ
を最小にすることができる方法及び装置を考案することにより従来の方式を改良
することが必要である。
【００３８】 本発明による方式ではΔｎを１まで減少させている。一方、コンピュータによ
るシミュレーションによれば、これと同等のアーチファクト・レベルを達成する
には、従来の平滑化方法ではΔｎを概ね２０とする必要があることが示されてい
る。面積型検出器の移行領域で必要となる検出器素子数が、線形アレイで必要と
なる素子数と比べオーダーにして３桁多いＶＣＴ用途では、この利点はさらに重
要となる。
【００３９】 順方向の射線、並びに補間または順方向投影により取得される反対方向の射線
には、体系的誤差が存在する可能性がある。ｆθ （Ｎ2 ）とｆθ ′（Ｎ2 ）の
間の差を検出することによりステップ状誤差を測定することができる。ここで、
ｄ（θ）＝ｆθ （Ｎ2 ）−ｆθ ′（Ｎ2 ）すると、ｄ（θ）は、ｆθ （Ｎ2
）とｆθ ′（Ｎ2 ）の間のステップ状誤差（ここで、θはＸ線源の角度位置で
ある）として観測される。
【００４０】 本方式では、例えば、（式１）に記載した指数関数（ここでａは指数関数の平
滑化を制御するための制御係数である）を用いてステップ状誤差を平滑化する。
順方向の射線及び反対方向の射線の関数、ｆθ （ｎ）及びｆθ ′（ｎ）は、次
式で示す投影データｇθ （ｎ）に変換される。ここで、１＜ｎ＜Ｎである。
【００４１】 １＜ｎ＜Ｎ2の場合 ｇθ（ｎ）＝ｆθ（ｎ）−ｐθ（Ｎ2−ｎ） （式
８） Ｎ2＜ｎ＜Ｎの場合 ｇθ（ｎ）＝ｆθ′（ｎ）＋ｐθ（ｎ−Ｎ2） （式
９） （式８）及び（式９）からｎ＝Ｎ2 において、ｇθ （ｎ）は等しくなる。
【００４２】 各投影画像に対して、次の手順を実行する。 １．（式２）に従ってゼロを埋め込んで、ｆθ （ｎ）と呼ぶ、本来の半ＦＯ
Ｖ投影データを測定する。 ２．反対方向の射線の組ｆθ ′（ｎ）を取得し、（式３）に従ってゼロを埋
め込む。 ３．（式８）及び（式９）に従い、ステップ状誤差ｄ（θ）に基づいて平滑化
関数を適用する（ここでｄ（θ）＝ｆθ（Ｎ2）−ｆθ ′（Ｎ2））。 ４．ｇθ （ｎ）を作成して、一組のＮ個の検出器データを形成する。 ５．ｇθ （ｎ）に対して従来のフィルタ補正逆投影を適用する。 ６．すべての投影角度に対してステップ１〜５を繰り返す。
【００４３】 本発明の一方法として、上記の手順は、様々な角度からのその他の投影データ
を補間することにより反対方向の射線を取得することができるような任意のＣＴ
スキャナに対して有効である。別の半ＦＯＶのデータを常に冗長ファンビーム投
影データから概ね算出することができるような２次元ファンビームの場合は、そ
の完全な場合となる。この技法を３Ｄ−ＶＣＴに拡張する場合には、円軌道を使
用している場合の中間面（すなわち、仰角がゼロであるＸ線平面）上でのみ完全
な補間を生じさせることができる。
【００４４】 本発明の結果によれば、円軌道を使用するＶＣＴに対して同じ技法を適用する
場合、この技法は、±１．５度の範囲内の円錐角または本書で用いる仰角に対し
て（中心射線の位置を超えて２０個の追加の検出器を使用している）従来の平滑
化技法と比べて動作がより優れていることが示される。しかし、このことは大き
な円錐角度に関しては当てはまらない。反対方向の射線のもつ角度方位が完全な
検出器を使用する場合に測定されるばすのデータと相当に違っているためである
。このことを理解するために、ＣＴスキャナの回転中心を通り且つ検出器の中間 面からはずれている射線、従って仰角がゼロでない射線を想定する。そこで、線 源と検出器の点を１８０度回転させる。明らかに、その場合の射線は、仮想の患 者の同じ領域を通過しない。 この状況に対処するため、画質を改善するような繰
り返し手法を利用することができる。その手順を以下に示す。
【００４５】 １．上記のステップ１〜６に従って初期３次元画像を取得する。すぐ上に記載 したことから、再構成画像にアーティファクトが生じる可能性が高い。 ２．本手法の第２回目の繰り返しで、順方向投影法を使用して半ＦＯＶ投影デ ータの各組に対する「反対方向の射線」を取得し、これらを上記に概説し たステップ３〜６に従って他の半ＦＯＶ投影による測定データと組み合わ せて完全な投影データの組を作成する。平滑化関数は投影データの組内の 行毎に実現することが出来る。 ３．再構成が収斂するまで、すなわちその画像の品質が変化しなくなるまで又 は改善されなくなるまで、このプロセスのステップ２へ継続する。
【００４６】 本発明を特定の実施形態に関して検討してきたことに留意されたい。したがっ
て、本発明はこれらの実施形態に限定されるものではない。例えば、検討した平 滑化関数は、この目的に利用しうる種類の他の関数を排除することを意味してい るものではない。さらに、本方法は走査プロトコルに限定されない。すなわち、 本方法はアキシャル（軸方向）スキャン・プロトコル（患者テーブルがスキャン 期間中に移動しない）及びヘリカル（螺旋）スキャン・プロトコルの両方に適用 し得る。 これらの概念を利用し拡張して、特定の用途に対して有用な別の面積型
検出器スキャン・プロトコルを実現することを可能とする方式については、当業
者であれば理解するであろう。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明のＣＴシステムのブロック図である。
【図２】 本発明の方法に従って利用される検出器の偏位を表した図である。
【図３】 好ましい実施形態に従って本発明の方法を表したブロック図である。
【符号の説明】 １ コンピュータ ２ Ｘ線管 ３ 検出器 ４Ａ 制御装置 ４Ｂ 制御装置 ６ データ収集システム １０ 制御アルゴリズム
【手続補正２】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図３
【補正方法】変更
【補正の内容】
【図３】
───────────────────────────────────────────────────── 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 1/00 ４２０ Ｇ０６Ｔ 1/00 ４２０Ａ 5/20 5/20 Ｃ Ｈ０４Ｎ 1/04 Ｇ０１Ｔ 1/161 Ｃ // Ｇ０１Ｔ 1/161 Ｈ０４Ｎ 1/04 Ｅ (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ，ＵＧ，ＺＷ )，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ， ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ， ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，Ｃ Ｒ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＤＭ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ， ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，Ｋ Ｚ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＡ ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ， ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，Ｓ Ｋ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＴＺ，ＵＡ，ＵＧ ，ＵＳ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＡ，ＺＷ (72)発明者 アフマド，イシャーク・エヌ アメリカ合衆国、12065、ニューヨーク州、 クリフトン・パーク、キンス・ロード、 629番 (72)発明者 エディク，ピーター・エム アメリカ合衆国、12203、ニューヨーク州、 オールバニ、マニング・ビーエルブイディ ー、55番 Ｆターム(参考） 2G088 EE02 FF02 GG19 GG20 JJ05 KK33 LL12 LL13 4C093 AA22 CA13 CA32 EB16 EB19 FD01 FD07 FD12 FE14 FE26 FF41 5B047 AA11 AA17 AB02 BA02 BB10 BC23 CA04 CB22 DC13 5B057 AA09 BA03 BA11 CD06 CE05 CH01 CH11 DA16 5C072 AA01 BA17 CA20 EA10 UA20 VA01 XA10

Claims (2)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 被検体の投影データを取得するための立体的コンピュータ断
    層撮影（ＶＣＴ）システムであって、 被検体にＸ線を投射するＸ線源と、 Ｘ線源から投射されたＸ線を受け取って、入射するＸ線に応答して電気信号を
    発生する検出器であって、当該検出器上へのＣＴシステムの回転中心の投影に対
    応する中心位置を基準として、当該検出器の幅の半分だけシフトさせた検出器と
    、 前記検出器から前記電気信号を読み出し、これをディジタル信号に変換するデ
    ータ収集システムと、 データ収集コンポーネントから前記ディジタル信号を受け取り、再構成アルゴ
    リズムを実行することができるコンピュータであって、該コンピュータは、デー
    タ収集コンポーネントに前記ディジタル信号を処理させているときに、画像を再
    構成する、コンピュータと、 を備える立体的コンピュータ断層撮影システム。
  2. 【請求項２】 コンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムを使用して被検体の
    投影データを取得するための方法であって、 Ｘ線源からＸ線を被検体に投射するステップと、 検出器の各投影ビューにおいて投射されたＸ線をＣＴシステムの検出器で受け
    取るステップであって、前記検出器は複数の検出器素子より構成されると共に、
    検出器上に入射するＸ線に応答して電気信号を発生する、ステップと、 前記電気信号をディジタル化するステップと、 各投影ビューごとに、ＣＴシステムのアイソセンタの最も近くにある検出器素
    子に対する検出器素子の値Ｖａを選定するステップと、 前記選定した検出器素子に対して、反対方向からの補間、または同じ方向の順
    方向投影によって、該検出器素子に対する値Ｖｂを推定するステップと、 ＶａとＶｂの間の違いを除去することができる平滑化関数を選択するステップ
    と、 平滑化関数を適用してＶａとＶｂの間の違いを除去するステップと、 重み関数を利用して、真の投影データと推定した投影データを組み合わせたと
    きの段差をなだらかにして、平滑な移行領域を生成するステップと、 を含む方法。
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Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2006250842A (ja) * 2005-03-14 2006-09-21 Toshiba Corp 核医学診断装置
JP2018501062A (ja) * 2014-12-30 2018-01-18 上海▲優▼医基医▲療▼▲器▼械有限公司 コンピュータ断層撮影方法及び装置
JP2020501795A (ja) * 2016-12-21 2020-01-23 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． スケーリングラジオグラフィ再構成

Families Citing this family (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR2820045A1 (fr) 2001-01-29 2002-08-02 Chabunda Christophe Mwanza Dispositif bilina-imatron de stereoradiotherapie par acceleration et collision des particules des 2 faisceaux d'irriadiation synchrones associe a un dispositif de verification instantannee de delivrance des radiations
US7099428B2 (en) * 2002-06-25 2006-08-29 The Regents Of The University Of Michigan High spatial resolution X-ray computed tomography (CT) system
GB2422759B (en) 2004-08-05 2008-07-16 Elekta Ab Rotatable X-ray scan apparatus with cone beam offset
WO2007020318A2 (en) * 2005-08-17 2007-02-22 Palodex Group Oy X-ray imaging apparatus and x-ray imaging method for eccentric ct scanning
CN100435733C (zh) * 2005-12-31 2008-11-26 清华大学 X-ct扫描***
EP2053972B1 (en) 2006-08-17 2013-09-11 Koninklijke Philips Electronics N.V. Computed tomography image acquisition
EP2119326B1 (en) 2007-01-24 2017-03-15 Dental Imaging Technologies Corporation Adjustable scanner
CN101681521B (zh) 2007-06-11 2012-06-27 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于对感兴趣区域成像的成像***和成像方法
US8478014B2 (en) * 2008-05-09 2013-07-02 Koninklijke Philips Electronics N.V. Apparatus for generating an image of moving object
CN102325499B (zh) 2009-01-21 2014-07-16 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于大视场成像及运动伪影的探测和补偿的方法和装置
CN107714072B (zh) * 2017-11-20 2019-09-20 中国科学院高能物理研究所 缺失数据的补偿方法、计算机断层扫描成像方法及***
US10426424B2 (en) 2017-11-21 2019-10-01 General Electric Company System and method for generating and performing imaging protocol simulations
CN117257340A (zh) * 2023-11-21 2023-12-22 北京朗视仪器股份有限公司 一种异形探测器、医疗影像设备以及图像补全方法

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0614912A (ja) * 1992-05-08 1994-01-25 General Electric Co <Ge> コンピュータ断層撮影システムで画像を作成する方法と装置
JPH06209927A (ja) * 1992-12-15 1994-08-02 Toshiba Corp ヘリカルスキャン方式のコンピュータ断層撮影装置
US5400379A (en) * 1994-02-25 1995-03-21 General Electric Company Multi-slice x-ray CT using a detector mask
JPH0824674B2 (ja) * 1986-03-31 1996-03-13 株式会社東芝 Ｘ線ｃｔ装置
JPH10290798A (ja) * 1997-04-17 1998-11-04 Ge Yokogawa Medical Syst Ltd 投影データ測定方法および装置並びにｘ線ｃｔ装置
JPH1128204A (ja) * 1997-05-22 1999-02-02 Siemens Ag Ｘ線ｃｔ装置
WO1999005967A1 (en) * 1997-08-01 1999-02-11 Analogic Corporation Asymmetric detector halfscan ct reconstruction

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0824674B2 (ja) * 1986-03-31 1996-03-13 株式会社東芝 Ｘ線ｃｔ装置
JPH0614912A (ja) * 1992-05-08 1994-01-25 General Electric Co <Ge> コンピュータ断層撮影システムで画像を作成する方法と装置
JPH06209927A (ja) * 1992-12-15 1994-08-02 Toshiba Corp ヘリカルスキャン方式のコンピュータ断層撮影装置
US5400379A (en) * 1994-02-25 1995-03-21 General Electric Company Multi-slice x-ray CT using a detector mask
JPH10290798A (ja) * 1997-04-17 1998-11-04 Ge Yokogawa Medical Syst Ltd 投影データ測定方法および装置並びにｘ線ｃｔ装置
JPH1128204A (ja) * 1997-05-22 1999-02-02 Siemens Ag Ｘ線ｃｔ装置
WO1999005967A1 (en) * 1997-08-01 1999-02-11 Analogic Corporation Asymmetric detector halfscan ct reconstruction

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2006250842A (ja) * 2005-03-14 2006-09-21 Toshiba Corp 核医学診断装置
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