JP2010501271A - マルチ管ｘ線検出 - Google Patents

Abstract

コンピュータ断層撮影システム（100）は、検査領域（112）の周囲のほぼ同一の角度位置に、異なるｚ軸配置で配置され、前記検査領域（112）を横断する放射線ビームを放射する第1および第2の放射源（108₁、108_N）を有する。前記第1の放射源（108₁）は、第1の外側投射（204）を有する第1の放射線ビーム（114₁）を放射し、前記第2の放射源（108_N）は、第1の外側投射（216）を有する第2の放射線ビーム（114_N）を放射する。両前記第1の外側投射（204、216）は、回転軸に対して垂直な平面を通り、両前記第1の外側投射（204、216）は、容積（400）の幅を定め、記放射された放射線ビーム（114）は、前記容積の幅内に拘束される。共通の検出器（124）は、x線ビーム（114）から、容積（400）を通過した放射線を検出し、容積を表すデータを形成する。再構成器（132）は、前記データを再構成し、容積（400）の画像を形成する。

Description

本出願は、医療用画像化システム、手荷物検査システム、非破壊検査システム等を含む画像化システムに関する。本出願は、特に、コンピュータ断層撮影（CT）法、およびマルチ管CT画像化法に関する。

従来の円錐ビームCTシステムは、大面積2次元またはマルチスライス検出器を有する。そのような検出器は、軸方向の走査方式を使用する場合、1次元または単一スライス検出器に比べて、比較的大容量の走査に使用される。しかしながら、円錐ビーム軸方向データの取得には限界があり、これらの方法では、走査されまたは画像化される容積部を正確に抽出することはできない。その結果、走査された容積のサブセットのみしか、再構成することができなくなる。

これは、図7に示されており、この図には、検査領域712の周囲の軌道708に沿って動く円錐ビーム放射源704、円錐ビーム716、該円錐ビーム716により照射される、検査領域712内の容積720、および容積720を横断する放射線を検出する検出器724が示されている。図に示すように、円錐ビーム716の幾何形状は、ビーム716が、z軸において、検出器724の幅に実質的に照射されるように構成される。この構成では、放射源704が軌道708に沿って移動すると、各角度サンプル位置において、ビーム716が容積720の一部に照射されなくなる。

例えば、領域720を、領域728、732、736、740および744に分割して考える。領域728は、放射源704が軌道708に沿って移動する際、常に円錐ビーム716で照射される容積を表す。その結果、領域728を表す検出データは、360゜のデータを含む。再構成のために必要な180゜＋扇角のデータがあるため、そのようなデータは、再構成することができる。また360゜データから、任意の180゜のデータを読み出すことができるため、このデータは、遡及的な心臓CT用途に適する。これにより、ユーザは、所望の心臓周期を含む適当な180゜のデータを、選択的に再構成することができる。

領域732および736は、放射源704が軌道708に沿って移動する際、各角度サンプル位置で、円錐ビーム716により、部分的に照射される容積を表している。これらの領域の検出データは、180゜から360゜の間のデータを有し、従って、再構成することができる。しかしながら、このデータは、これが所望のデータを含んでいない可能性があるため、遡及的な心臓CT用途に適していない場合がある。例えば、対象を走査する前、個々に実施される走査では、360゜のうち、どの180゜が所望の心臓フェーズを含むか、不明な場合がある。その結果、検出データが所望の心臓フェーズを含む場合と含まない場合が生じる。

また領域740および744は、放射源704が軌道708に沿って移動した際、円錐ビーム716により、部分的に照射される容積を表している。しかしながら、これらの領域は、180゜未満のデータを含む。その結果、このデータは、再構成することができない。

従来の円錐ビーム軸方向CTの別の問題は、例えば、反復再構成技術を介して、円錐ビーム偽像、ビーム硬化偽像、金属偽像等のような画像の偽像を抑制し、画質を改善する際に、再構成容積のサブセット（領域728、732および736を表す容積）しか、適正に補正しまたは補完することができないことである。これは、図8に示されており、この図には、第1の位置から、円錐ビーム716を放射する放射源704と、第1の位置からz軸に対して約180゜離れた、第2の位置から円錐ビーム716を放射する放射源704とが、重ねて示されている。この図において、再構成容積804は、領域728、732、および736を示す。再構成容積804内では、サブ容積808のみが更新され、不完全データまたは制限されたデータの取得により、偽像が抑制される。

前述のような軸方向円錐ビームCTの不足は、立体管（stereo tube）構成において、2つのｘ線源を使用することにより軽減される。図9に示すように、従来の立体管構成では、異なるz軸位置に沿って、ほぼ同じ角度位置に、2つのx線源904および908が配置され、データ取得用の共通の検出器912が共有される。x線源904および908は、軌道916および920に沿って移動し、容積720を横断するビーム924、928を交互に放射する。

そのような構成では、放射源904および908が軌道916および920を介して回転する際に、ビーム924と928の組み合わせにより、容積720全体が照射される。その結果、放射源904および908が360゜回転すると、容積720の少なくとも360゜のデータが検出され、全容積720（または必要な場合、そのサブセット）が再構成される。図10には、立体管CTを用いた場合、前方投射を使用する反復補正技術により、完全なデータ組が利用可能となるため、全容積720が補正される様子を示す。明確化のため、図10では、ビーム924および928は、一つの角度位置においてのみ示されている。

残念ながら、この構成では、ビーム924および928は、再構成すべき容積720の外側の領域も照射してしまう。これは、図9および10に、932および934で示されており、以下、図6と合わせて説明する。ビーム904および908は、領域932および934も照射し、これらの領域は、再構成容積720の外側にある。領域932および934を横断するｘ線は、対応する検出領域が再構成されない場合も、これらの領域内にある患者の組織を照射する。この結果、線量の利用が非効率的になる。また、放射源904および908のうちの一つのみが、容積720の外側の領域を照射する。その結果、そのような領域（領域932および934を含む）は、従来の軸方向円錐ビームCTを用いて走査され、立体管CTの利点が利用できなくなる。それどころか、これらの領域は、円錐軸方向走査に影響され、データの適切な補正または再構成ができなくなってしまう。

前述の点から、改良された線量利用による立体管CTシステムに対して、未解決の要望がある。

本出願の態様では、前述の問題等に対処することができる。

ある態様では、コンピュータ断層撮影システムは、検査領域の周囲のほぼ同一の角度位置に、異なるｚ軸配置で配置され、前記検査領域を横断する放射線ビームを交互に放射する、第1および第2の放射源を有する。前記第1の放射源は、前記回転軸に対して垂直な平面を通る第1の外側投射を有する第1の放射線ビームを放射し、前記第2の放射源は、前記回転軸に対して垂直な平面を通る第1の外側投射を有する第2の放射線ビームを放射する。両前記第1の外側投射は、容積の幅を定め、両前記放射された放射線ビームは、前記容積の幅内に拘束される。共通の検出器は、前記容積を通る前記x線ビームからの放射線を検出し、前記容積を表すデータを形成する。再構成器は、前記データを再構成し、前記容積の3次元画像データを形成する。

別の態様では、立体管コンピュータ断層撮像システムは、検査領域の周囲のほぼ同一の角度位置に、異なるｚ軸配置で配置された、少なくとも2つの放射源を有する。第1の放射源は、前記回転軸に対して垂直な平面を通る第1の外側投射を有する第1の放射線ビームを放射する。第2の放射源は、前記回転軸に対して垂直な平面を通る第1の外側投射を有する第2の放射線ビームを放射する。検出器は、前記容積を通る前記x線ビームからの放射線を検出する。再構成器は、データを再構成し、前記容積に対応する3次元（容積）画像データを形成する。

別の態様では、コンピュータ断層撮影法が開示される。当該方法は、検査領域の周囲のほぼ同一の角度位置の、異なるz軸配置から放射された、放射線ビームの形状を構成するステップを有する。第1のビームは、第1の外側投射を有し、この投射は、検査領域内で、回転軸に対して垂直に進行し、共通の検出器に照射される。第2のビームは、第1の外側投射を有し、この投射は、検査領域内で、回転軸に対して垂直に進行し、共通の検出器に照射される。両第1の外側投射は、各ビームによって照射される容積を定める。さらに、当該方法は、前記放射線により照射された領域を横断した、前記x線ビームからの放射線を検出するステップと、前記データを再構成し、3次元画像データを形成するステップとを有する。

本発明は、各種部材および部材配置を有しても良く、各種ステップおよびステップの配置を有しても良い。図面は、単に好適実施例を示すために使用され、本発明を限定するものと解してはならない。

線量効率が改善されるビーム形状を用いた、一例としての立体管CTシステムを示す図である。 図1の立体管CTシステムの第1のビームの一例としてのビーム形状を示した図である。 図1の立体管CTの第2のビームの一例としてのビーム形状を示した図である。 図2および図3に関連して示した第1および第2のビームの重ね合わせを介して、ビーム形状により定められる走査容積を示した図である。 図1に示したシステムを使用した方法の一例を示した図である。 従来の立体管CTビーム形状を示す図である。 従来の円錐ビームCTビーム形状を示した図である。 従来の円錐ビームCTビーム形状を示した図である。 従来の立体管CTビーム形状を示した図である。 従来の立体管CTビーム形状を示した図である。

医療用画像化システム100は、スキャナ104を有し、このスキャナは、N個のx線源108₁、108_N（本願では、まとめてx線源108と称する）を有し、Nは、1よりも大きな整数である。図に示すように、少なくとも2つのx線源108は、画像化領域112の周囲に、ほぼ等しい角度位置で、回転ガントリ120上に配置され、z軸116に沿って相互にずれている。x線源108は、交互に活性化され、所与の時間で、線源108の一つのみが放射線を放射する。この例では、x線源108は、異なるx線管を起源としている。

x線源108は、円錐ビーム形状を有する放射線ビーム114₁、114_N（本願では、合わせてビーム114と称する）を発生するように配置される。本願では、他のビーム形状、例えば扇状のビームも適用可能である。ある実施例では、円錐ビーム114の形状は、検査領域112内の容積を定め、それを表す検出データが、再構成用の十分なサンプルを有する場合、この容積が再構成される。例えば、360゜の軸方向走査では、ビーム114の組み合わせにより、再構成容積全体が、実質的に360゜にわたって照射され、容積全体にわたって、少なくとも360゜のデータが検出される。以下により詳しく示すように、このビーム形状により、患者への線量が抑制されまたは最適化され、再構成容積の外側の患者組織の照射は、従来の立体管CT技術に比べて、抑制される。

さらにスキャナ104は、少なくとも一つの検出器124を有する。検出器124は、大面積検出器であり、複数の検出器素子を有し、該複数の検出器素子は、軸方向および横断方向に延在する。そのような構成では、システム100により、1次元または単一スライスの検出器システムに比べて、より大きな容積の画像化を行うことが可能となる。必要な場合、そのような機能を利用して、単一の軸方向走査で、臓器（例えば心臓）全体あるいはより大きな部分を表すデータを、迅速に取得することができる。これにより、短い時間において、広い被覆率で、高時間解像度データを取得することが容易となる。

図に示すように、検出器124は、x線源108の反対側で、角度円弧を定める。両者の間には、画像化領域112が定形される。ある例では、例えば第3世代のCTシステムを用いた場合、検出器124は、x線源108とともに回転する。別の例では、システム100は、複数の検出器124を有し、各検出器は、静止ガントリの周囲に、ある静止角度位置で配置される。そのような例では、例えば、第4世代または電子ビームCTシステムを使用した場合、いずれかの時間において放射線を検出する検出器124は、x線源108の角度位置により、定められる。

サポート128は、人のような画像化領域112内の対象を支持する。サポート128は、可動式であっても良く、この場合、サポート128をz軸116に沿って、および／または1もしくは2以上の軸に沿って、動かすことにより、らせん状、軸方向および／または他の走査を実施する前、間、および／または実施後、対象を画像化領域112内の適当な場所に誘導することができる。

再構成器132は、検出器124により生じた信号を再構成し、画像の発生に利用される3次元（容積）画像データを形成する。任意で、画像増強システム136が使用され、画像データが補完または補正され、偽像が抑制される。ある例では、画像増強システム136を用いて、反復再構成が行われ、そのような偽像が抑制される。この方法では、画像は、前方投射され、投射データが取得される。次に、投射データは、測定された投射データと比較される。ある例では、この比較には、計算データと測定データの間の差異を定めるステップが含まれる。次に、比較結果に基づいて、画像が更新される。望ましい場合または必要な場合、偽像が適正に抑制されるまで、複数の反復処理が実施される。

オペレータコンソール148により、ユーザは、スキャナ104と相互作用し、および／またはこれを制御することが容易となる。オペレータコンソール148により実行されるソフトウェアアプリケーションにより、ユーザは、スキャナ104を構成し、および／または制御することができる。例えば、ユーザは、オペレータコンソール148と相互作用し、走査プロトコルを選定し、走査処理を初期化し、中断し、中止し、画像を視認し、容積画像データを操作し、各種データ特性（例えば、CT数、ノイズ等）を測定する。

制御器144は、x線源108を制御する。そのような制御には、これに限られるものではないが、x線源108を活性化し、不活性化することが含まれる。また、制御器144は、調整可能な場合、ビーム形状を適当に調整する。

示された実施例は、遡及的な心臓CT用に構成され、患者を走査したまま、心臓電気活性を測定しおよび／または記録するECG152を有する。心臓電気活性は、得られたデータにマップ化される。システムが、本願に示すビーム形状を有するように構成されている場合、360゜の軸方向走査により、走査容積全体にわたって、または関心容積にわたって、360゜のデータが検出される。これにより、ユーザは、記録された心臓電気活性に基づいて、所望の心臓フェーズを含む360゜のデータから、遡及的に、任意のデータのサブセットを選定することが可能となる。このサブセットは、所望の心臓フェーズの間、再構成され、心臓の1または2以上の画像の形成に利用される。代わりにまたはこれに組み合わせて、他の生理学的なモニタリング装置を使用し、走査組織の動的状態に関する情報を取得しても良いことは明らかである。

図2、3、4には、効率的な線量利用のための、一例としてのビーム形状を示す。図9、10、11に関する前述の記載のように、従来の立体管CTビーム形状では、再構成される容積720の外側の領域を照射することになり、線量利用が非効率となる。患者の組織には、照射されるが、これらの領域は、再構成されないためである。

図2において、x線ビーム114₁の形状は、第1の外側投射204が、z軸または回転軸に対して垂直な平面に沿って進行するように構成され、第1の外側投射204は、検出表面の端部から離れた位置で、検出器124に照射される。x線ビーム114₁の第2の外側投射208は、第1の外側投射204に対して角度212で進行し、検出器124に照射される。この例では、第1の外側投射204および第2の外側投射208は、ビーム114₁の輪郭もしくは周囲を定め、またはこれに従い、ビーム114₁の残りのx線は、第1および第2の外側投射204および208の中、または間に限定され、実質的にまたは大きく拘束される。ビーム114₁の幅は、角度212を介して定められ、この例では、第2の外側投射208が、検出器表面の端部近傍で、検出器124に照射されるように構成される。その結果、ビーム114₁は、検出器124の長手方向または軸方向の中間点に対して非対称な状態で、検出器124に照射される。

図3では、同様に、x線ビーム114_Nの形状は、第1の外側投射216が、回転軸に対して垂直な平面に沿って進行し、検出表面の端部から離れた位置で、検出器124に照射されるように構成される。x線ビーム114_Nの第2の外側投射220は、第1の外側投射216に対して角度224で進行し、検出器124に照射される。同様に、第1の外側投射216および第2の外側投射220は、ビーム114_Nの輪郭もしくは周囲を定め、またはこれに従い、ビーム114_Nの残りのx線は、第1および第2の外側投射216および220内、またはこの間に限定されることにより、実質的にまたは大きく拘束される。ビーム114_Nの幅は、第2の外側投射220が、検出表面の端部近傍で検出器124に照射されるように、角度224を介して定められる。外側投射216および220は、ビーム114_Nが、検出器124の中間点に対して、検出器124に非対称に照射されるように、検出器124に照射される。

図4には、検出器124に対するビーム114₁と114_Nの重ね合わせを示す。図に示すように、ビーム114の第1の外側投射204および216により、検査領域112内の再構成容積400のz軸の範囲が定められ、これが照射領域となる。第2の外側投射208および220は、容積400の放射源108近傍の側の、容積400の周囲もしくは中間点404で交わり、または交差する。第1のビーム114₁の第1の外側投射204、および第2のビーム114_Nの第2の外側投射216は、容積400の第1のコーナー部408で交わり、または交差し、第1のビーム114₁の第2の外側投射208、および第2のビーム114_Nの第1の外側投射216は、容積400の第2のコーナー部412で交わり、または交差する。

この形状では、軸方向走査にわたって、ビーム114の両方により、容積400のz軸範囲が照射され、容積400の外側の領域は、実質的にビーム114では照射されない。その結果、容積400を表すデータは、少なくとも360゜のデータを有する。しかしながら、図9、10、11における従来の立体管CTビーム形状とは異なり、ビーム114の形状は、該ビーム114によって、容積400の外側の領域が照射されないように構成される。前述のように、これにより、従来の立体管CTビーム形状に比べて、患者への線量が抑制される。

検出器124に非対称で照査することにより、示されたビーム形状で、検出器124が効率的に利用される。ビーム114は、検出器124の幅全体を任意に網羅するのではなく、再構成される容積400の幅に対応する検出器124の位置に照射されるように構成されるからである。

次に、一例としての別の実施例について説明する。

別の実施例において、x線源108が、画像化領域112の周囲において、z軸116に沿ってずれた、異なる角度位置で、ガントリ120上に配置されることは、明らかである。この実施例では、別個の検出器を用いて、所与の時間で、各放射源108から放射される放射線が検出される。そのような実施例の一つの利点は、放射源108が同時に活性化され、放射線が放射されるため、これにより、同じ時間で、より多くのデータが検出され、空間的または時間的な解像度が改善されることである。

別の実施例では、各x線源108は、z軸に沿って可動である。例えば、x線源108は、z軸に沿って、機械的にまたは電子的に動かすことができる。そのような実施例では、放射源108およびそれらの形状（例えばビーム角度または幅）は、異なる容積または関心領域に適合されるように、調整することができる。

示されたシステム100では、x線源108は、ガントリ120に取り付けられた、別個のx線管に帰属する。しかしながら、別の実施例では、x線源108は、同一のx線管内の異なる焦点から生じても良い。さらに別の実施例では、システム100は、複数のｘ線源108を有し、単一のおよび複数の焦点管が組み合わされて使用される。さらに別の実施例では、x線源108は、電子ビーム発生器またはガンにより生じ、電子偏向器等により、電子ビームの位置が制御される。

示された実施例では、円錐ビームの形状は、再構成される検査領域112内の容積を定める。別の実施例では、ビーム角度212、224および／または形状が調整され、ビーム114が所望の関心容積に適合され、例えばこれらのビームは、所望の容積の輪郭または周囲に従って照射される。ある実施例では、ビームコリメータ416等により、ビーム形状および角度212、224が制御される。

別の実施例では、x線源108は、同時に活性化され、x線が同時に放射される。そのような実施例では、システム100には、関与する放射源の中からデータを分離する部材または技術が使用され、あるいは複数の放射源を考慮した、再構成技術が使用される。

また、本願では、例えば180゜の走査のような、360゜未満の走査も考慮され得ることが理解される。そのような走査により、180゜＋扇角度のデータが得られても良く、この場合、180゜の再構成技術を用いて、再構成が行われる。

図5には、立体管CTシステムの線量を改善する、一例としての方法500を示す。参照符号504のステップでは、各ビームの形状が前述のように定められる。ステップ508では、ビーム形状に基づいて、検査領域内の走査容積が定められる。あるいは、所望の走査容積が定められても良く、この場合、所望の関心容積と実質的に適合するように、ビーム形状が選定される。ステップ512では、ビーム形状の結果として、x線により、走査容積が実質的に完全に照射される。ビーム形状は、走査容積の境界内にx線を維持し、再構成されない領域の照射が軽減され、患者の線量が抑制される。ステップ516では、走査容積を横断するx線が検出される。ステップ520では、検出x線を表す信号が再構成される。ステップ524では、再構成されたデータが使用され、走査容積の画像が形成される。必要な場合、ステップ528で、画像データが補完され、反復再構成技術により、画質が向上する。

システム100が、心臓CT、潅流画像処理、機能画像処理、代謝画像処理等の用途に適していることは、明らかである。

好適実施例を参照して、本発明について説明した。前述の詳細な記載を読み、理解することにより、他の修正および変更を行っても良い。添付の特許請求の範囲およびその均等物内に属する限り、本発明は、そのような全ての修正および変更を含むものである。

Claims (23)

1. 検査領域の周囲のほぼ同一の角度位置に、異なるｚ軸配置で配置され、前記検査領域内で、回転軸を横断する放射線ビームを放射する第1および第2の放射源であって、
   前記第1の放射源は、前記回転軸に対して垂直な平面を通る第1の外側投射を有する第1の放射線ビームを放射し、前記第2の放射源は、前記回転軸に対して垂直な平面を通る第1の外側投射を有する第2の放射線ビームを放射し、
   両前記第1の外側投射は、容積の幅を定め、
   両前記放射された放射線ビームは、前記容積の幅内に実質的に拘束される、
   第1および第2の放射源と、
   前記容積を通る前記x線ビームからの放射線を検出し、前記容積を表すデータを形成する共通の検出器と、
   前記データを再構成し、前記容積の3次元画像データを形成する再構成器と、
   を有するコンピュータ断層撮影システム。
2. 両放射線ビームは、前記放射源が前記検査領域の周囲を回転した際に、実質的に前記容積の幅全体を通ることを特徴とする請求項1に記載のシステム。
3. 前記第1の放射線ビームおよび前記第2の放射線ビームの各々は、前記検出器の長手方向の中間点に対して、前記検出器に非対称に照射されることを特徴とする請求項1に記載のシステム。
4. ビーム角度は、前記検査領域の検出器側において、前記容積の周囲で、前記容積の前記z軸の幅を取り囲む幅を有するビームが定められるように構成されることを特徴とする請求項1に記載のシステム。
5. 前記第1のビームの第2の外側投射、および前記第2のビームの第2の外側投射は、前記検査領域の前記放射源の近傍の側において、前記容積の周囲のほぼ中心で交差する経路を通ることを特徴とする請求項1に記載のシステム。
6. 前記第1のビームの前記第1の外側投射および前記第2の外側投射は、前記第1のビームの周囲を定め、
   前記第2のビームの前記第1の外側投射および前記第2の外側投射は、前記第2のビームの周囲を定めることを特徴とする請求項5に記載のシステム。
7. 前記容積を表す前記データは、少なくとも180゜＋扇角のデータを有することを特徴とする請求項1に記載のシステム。
8. 前記容積を表す前記データは、少なくとも360゜のデータを有することを特徴とする請求項1に記載のシステム。
9. さらに、患者の走査の際に、心臓電気活性を記録するECG装置を有し、
   前記心臓電気活性は、検出された前記データにマップ化され、所望の心臓フェーズを含む前記データのサブセットを選択する際に利用されることを特徴とする請求項1に記載のシステム。
10. さらに、前記3次元画像データから画像を形成する装置を有し、
    さらに、反復再構成技術を利用する画像増強システムを有し、前記画像の偽像が抑制されることを特徴とする請求項1に記載のシステム。
11. 前記画像増強システムは、前記画像を前方投射し、
    前記前方投射されたデータと測定データが比較され、
    前記比較の結果に基づいて、前記画像が更新され、画像の偽像が抑制されることを特徴とする請求項9に記載のシステム。
12. 前記第1および第2の放射源は、交互に活性化されることを特徴とする請求項1に記載のシステム。
13. 検査領域の周囲のほぼ同一の角度位置に、異なるｚ軸配置で配置され、前記検査領域内で、回転軸を横断する放射線ビームを放射する第1および第2の放射源を使用するステップであって、
    前記第1の放射源は、前記回転軸に対して垂直な平面を通る第1の外側投射を有する第1の放射線ビームを放射し、前記第2の放射源は、前記回転軸に対して垂直な平面を通る第1の外側投射を有する第2の放射線ビームを放射し、
    両前記第1の外側投射は、容積の幅を定め、
    両前記放射された放射線ビームは、前記容積の幅内に実質的に拘束される、ステップと、
    共通の検出器を用いて、前記容積を通る前記放射線を検出し、前記容積を表すデータを形成するステップと、
    再構成器を用いて前記データを再構成し、前記容積の3次元画像データを形成するステップと、
    を有するコンピュータ断層撮像法。
14. 検査領域の周囲の異なる角度位置に、異なるｚ軸配置で配置され、前記検査領域内で、回転軸を横断する放射線ビームを放射する、少なくとも2つの放射源であって、
    第1の放射源は、前記回転軸に対して垂直な平面を通る第1の外側投射を有する第1の放射線ビームを放射し、第2の放射源は、前記回転軸に対して垂直な平面を通る第1の外側投射を有する第2の放射線ビームを放射し、
    両前記第1の外側投射は、容積の幅を定め、
    両前記放射された放射線ビームは、前記容積の幅内に実質的に拘束される、
    少なくとも2つの放射源と、
    少なくとも2つの検出器であって、該検出器の一つは、前記第1の放射源からの放射線を検出し、前記検出器の他方は、前記第2の放射源からの放射線を検出する、少なくとも2つの検出器と、
    前記放射線を再構成し、前記容積の3次元画像データを形成する再構成器と、
    を有するコンピュータ断層撮影システム。
15. 検査領域の周囲のほぼ同一の角度位置に、異なるｚ軸配置で配置された、少なくとも2つの放射源であって、
    第1の放射源は、前記回転軸に対して垂直な平面を通る第1の外側投射を有する第1の放射線ビームを放射し、第2の放射源は、前記回転軸に対して垂直な平面を通る第1の外側投射を有する第2の放射線ビームを放射し、
    前記第1の外側投射は、照射された容積の輪郭に従う、
    少なくとも2つの放射源と、
    前記容積を通る前記x線ビームからの放射線を検出する検出器と、
    データを再構成し、前記容積に対応する3次元画像データを形成する再構成器と、
    を有する立体管コンピュータ断層撮像システム。
16. 両前記第1の外側投射は、前記容積のz軸の幅を定めることを特徴とする請求項15に記載のシステム。
17. 前記第1のビームの前記第1の外側投射は、前記容積の第1のz軸境界に従うように構成され、
    前記第2のビームの前記第1の外側投射は、前記容積の第2のz軸境界に従うように構成されることを特徴とする請求項15に記載のシステム。
18. 前記放射源が前記検査領域の周囲を回転した際に、前記第1の放射線ビームおよび前記第2の放射線ビームの各々は、組み合わされて、前記容積全体に照射されることを特徴とする請求項15に記載のシステム。
19. 前記第1のビームの第2の外側投射、および前記第2のビームの第2の外側投射は、前記容積の第1の側で交差し、
    前記第1のビームの前記第1の外側投射、および前記第2のビームの前記第2の外側投射は、前記容積の第1のコーナー部で交差し、
    前記第1のビームの前記第2の外側投射、および前記第2のビームの前記第1の外側投射は、前記容積の第2のコーナー部で交差することを特徴とする請求項15に記載のシステム。
20. さらに、
    少なくとも2つのx線管、または少なくとも2つの焦点を有する一つのx線管を有し、
    前記少なくとも2つの放射源の各々は、異なるx線管により生じ、または異なる焦点スポットで生じることを特徴とする請求項15に記載のシステム。
21. 検査領域内に、回転軸に対して垂直に進行する、第1のビームの第1の外側投射を構成するステップと、
    前記検査領域内に、前記回転軸に対して垂直に進行する、第2のビームの第1の外側投射を構成するステップであって、両前記第1の外側投射は、照射されるz軸の領域を定めるステップと、
    両前記ビームが局在化されるようにビーム角度を構成し、軸方向の走査の間、前記z軸領域の範囲が実質的に照射されるステップであって、前記放射線ビームは、検査領域の周囲のほぼ同一の角度位置に、異なるz軸配置で配置される、ステップと、
    を有する立体管コンピュータ撮像法。
22. さらに、生理学的モニタリング装置からの情報を使用して、開閉の動きの検査を実施するステップを有することを特徴とする請求項21に記載の方法。
23. さらに、反復再構成を利用して、画像データを調整するステップを有し、これにより、円錐ビーム偽像、ビーム硬化偽像、および金属偽像のうちの1または2以上が抑制されることを特徴とする請求項21に記載の方法。
    

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