JP5539719B2 - 画像形成システム - Google Patents

画像形成システム Download PDF

Info

Publication number
JP5539719B2
JP5539719B2 JP2009526238A JP2009526238A JP5539719B2 JP 5539719 B2 JP5539719 B2 JP 5539719B2 JP 2009526238 A JP2009526238 A JP 2009526238A JP 2009526238 A JP2009526238 A JP 2009526238A JP 5539719 B2 JP5539719 B2 JP 5539719B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
trajectory
interest
region
image
detection data
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
JP2009526238A
Other languages
English (en)
Other versions
JP2010502256A (ja
Inventor
ボンツス，クラース
グラス，ミヒャエル
ケーラー，トーマス
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Koninklijke Philips NV
Original Assignee
Koninklijke Philips NV
Koninklijke Philips Electronics NV
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Koninklijke Philips NV, Koninklijke Philips Electronics NV filed Critical Koninklijke Philips NV
Publication of JP2010502256A publication Critical patent/JP2010502256A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP5539719B2 publication Critical patent/JP5539719B2/ja
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • 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
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • 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
    • A61B6/027—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis characterised by the use of a particular data acquisition trajectory, e.g. helical or spiral

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)

Description

本発明は、画像形成システム、画像形成方法、及び関心のある領域を画像形成するコンピュータプログラムに関する。
さらに、本発明は、画像生成装置、画像生成方法、及び関心のある領域の画像形成を生成するコンピュータプログラムに関する。
WO2006/038145A1は、回転軸に関して検査ゾーンに相対的に環状に移動する放射線源を有するコンピュータ断層撮影方法及び装置を開示している。この放射線源は、ｘ線の円錐ビームを生成し、この円錐ビームの焦点ポイントは、互いに離れて配置される少なくとも２つの位置であって、回転軸に平行な再構成可能な検査ゾーンを拡大するため、回転軸に平行なライン上に配置される少なくとも２つの位置の間で切り換えられる。実施の形態では、検査ゾーンの画像は、反復的な再構成方法、特に代数的な再構成方法又は最大尤度方法を使用して再構成される。
US2006/0182216A1は、検査対象から取得されるデータからＣＴ画像を再構成する方法を開示しており、理想的なショートスキャンの円及び線の軌道に基づいた再構成アルゴリズムが採用される。「リアルワールド」の走査軌道に再構成アルゴリズムを適合するため、ＣアームＣＴ装置でデータが取得され、実際のショートスキャンの円及び線の軌道を通して焦点が移動される。実際の軌道における焦点のそれぞれの位置について、投影マトリクスが電子的に生成され、投影マトリクスを使用して理想的な軌道により再構成アルゴリズムが実際の軌道に適合される。
WO2005/104038A1は、対象物の３Ｄ画像を再構成する方法を開示しており、３Ｄ画像は、不完全にされた円錐ビームから計算され、ｘ線装置及び先のＣＴ画像により取得された投影データは、対象物の大きな領域を表す。不完全にされた投影データは、検出器外の投影方向に関連付けされた擬似投影データを導出するために外挿され、中間のＣＴ画像は、擬似データで完成された不完全にされた投影データに基づいて再構成される。先のＣＴ画像は、中間のＣＴ画像と共に登録される。検出器外の投影方向に関連される前方投影データは、不完全にされた投影データ及び登録された先のＣＴ画像から計算される。３Ｄ画像は、前方投影データで完成された不完全にされた投影データに基づいて最終的に再構成される。
画像形成システムは、たとえば第一の軌道に沿って及び第二の軌道に沿って関心のある領域に対して相対的に移動されるＸ線管のような照射ユニットの放射線で関心のある領域を照射するために適合されるコンピュータ断層撮影システム（ＣＴシステム）から知られている。放射線源が第一及び第二の軌道にそれぞれ沿って進行する間に、関心のある領域を通過後の放射線に依存して、検出ユニットにより、第一の検出データ及び第二の検出データが取得される。関心のある領域の画像を再構成するため、第一及び第二の検出データが使用される。係る画像形成システムは、たとえば、F. Dennerlein等による“Exact and efficient cone-beam reconstruction algorithm for a short-scan circle combined with various lines” Medical Imaging 2005, J. Michael Fitzpatrick, Joseph M. Reinhardtにより編集された“Image Processing” Proceedings of the SPIE, Vol.5747 (SPIE, Bellingham, WA, 2005) に開示されている。
WO2006/038145A1 US2006/0182216A1 WO2005/104038A1
F. Dennerlein等著"Exact and efficient cone-beam reconstruction algorithm for a short-scan circle combined with various lines"、J. Michael Fitzpatrick, Joseph M. Reinhardt編集 Medical Imaging 2005: Image Processing, Proceedings of the SPIE, Vol.5747 (SPIE, Bellingham, WA, 2005)
これら公知の画像形成システムは、第一及び第二の軌道の実行により再構成プロセスが制限されるという問題点を有する。たとえば、第一及び第二の検出データを取得した後に再構成プロセスが所定の軌道に沿って進行する照射ユニットで取得される検出されていないデータを必要とする場合、たとえば患者である関心のある領域に印加される放射線量が増加するように、欠けているデータを検出するために取得が繰り返される必要がある。この問題点を克服するため、取得プロセス、特に第一及び第二の軌道の実行は、慎重に計画される必要があり、これにより、公知の画像形成システムの取得プロトコルが複雑になる。
本発明の目的は、上述されたように第一及び第二の軌道の実行により再構成プロセスが制限されない画像形成システムを提供することにある。
本発明の第一の態様では、関心のある領域を画像形成する画像形成システムは、以下を有する。照射ユニットは、関心のある領域を照射する放射線を放出する。移動ユニットは、第一の軌道に沿って関心のある領域と相対的に照射ユニットを移動し、第二の軌道に沿って関心のある領域と相対的に照射ユニットを移動する。検出ユニットは、照射ユニットが第一の軌道に沿って移動されるとき、関心のある領域を通過後の放射線に依存する第一の検出データを検出し、関心のある領域が第二の軌道に沿って照射されるとき、関心のある領域を通過後の放射線に依存する第二の検出データを検出する。再構成ユニットは、少なくとも第二の検出データから関心のある領域の中間画像を再構成し、第一の軌道上の１又は複数のセクションに対応する第一の検出データと仮想的な検出データとから関心のある領域の画像を再構成する。前方投影（forward-projection）ユニットは、中間画像の前方投影により仮想的な検出データを決定する。第一の軌道は、関心のある領域に交差する平面内に配置され、第二の軌道は、少なくとも部分的に前記平面の外に配置される。前方投影ユニットは、関心のある領域の画像を再構成する完全なデータを取得するように、関心のある領域の画像を再構成するために使用される第一の検出データに整合するように配置される仮想的な軌道に沿って前方投影が行なわれるように適合される。前方投影ユニットは、第一の軌道上の１又は複数のセクションで平面に交差するように仮想的な軌道が配置されるように適合される。
本発明は、画像を再構成するために使用される仮想的な検出データは、中間画像の前方投影により決定することができるという考えに基づいている。前方投影は、前方投影の間に関心のある領域と相対的に仮想的な照射ユニットが移動する仮想的な所望の軌道を有する取得の形状を使用することで実行される場合がある。この仮想的な軌道は、任意の軌道である場合がある。仮想的な検出データは、仮想的な取得の形状、特に仮想的な軌道に対応しており、関心のある領域の画像を再構成するために使用される。したがって、再構成のために使用される所望の仮想的な検出データを画像形成システムが決定するため、再構成プロセスは、第一及び第二の軌道により制限されない。
第一の軌道が関心のある領域に交差する平面内に設けられ、第二の軌道が前記平面の少なくとも部分的に外側に設けられる。両方の軌道が同じ平面に位置される場合、この平面に位置される関心のある領域の一部のみが正確に、すなわち高い品質で再構成される。第二の軌道はこの実施の形態では平面の少なくとも部分的に外側に設けられるので、平面に位置されない関心のある領域の一部もまた正確に再構成される。
移動ユニットは、第一の軌道が円形の軌道であるように適合されることが好ましい。移動ユニットは、第二の軌道が螺旋形の軌道であるように適合されることが更に好ましい。これらの軌道は、画像形成装置により容易に行なわれ、照射ユニット及び関心のある領域は、互いに相対的に回転される。これらの軌道が、関心のある領域に関して照射ユニットの回転の動きを停止することなしに実行することができるため、これらの軌道は、たとえばＣＴシステムにより容易に行なわれる。
本発明によれば、螺旋形の軌道は、螺旋形の軌道の一部である場合があり、円形の軌道は、円形の軌道の一部である場合がある。
実施の形態では、再構成ユニットは、第一の軌道の１又は複数のセクションに対応する第一の検出データのみが関心のある領域の画像を再構成するために使用されるように適合される。これは、これら第一の検出データ及び仮想的な検出データが関心のある領域の画像を再構成するために使用されることを意味する。これら第一の検出データのみを使用することにより、少ないアーチファクトを有する、すなわち高い品質を有する再構成された画像をもたらす検出データを選択することができる。たとえば、移動エレメントが関心のある領域内で存在する場合、第一の検出データのみが再構成のために使用され、このデータは、これら移動エレメントの移動が比較的に低速である間、又はこれら移動エレメントが全く移動しない間に取得される。さらに、移動エレメントがたとえば周期的に移動する場合、これら第一の検出データが取得されている間に移動エレメントが常に同じ移動の位相にあるように、再構成のために使用される第一の検出データが選択される場合がある。移動エレメントは、心臓の動く部分であることが好ましい。
関心のある領域の画像を再構成するために完全なデータを取得するように、関心のある領域の画像を再構成するために使用される第一の検出データに整合するように構成される仮想的な軌道に沿って前方予測が行なわれるように、前方予測ユニットは適合される。この実施の形態では完全なデータが取得されるので、関心のあるフィールドの画像は正確に再構成することができ、これにより、高品質の画像の再構成につながる。
第一の軌道上の１又は複数のセクションにある平面に交差するように仮想的な軌道が設けられるように、前方予測ユニットは適合される。さらに、第一の軌道上の１又は複数のセクションのエンドポイントで平面に交差するように仮想的な軌道が設けられるように前方予測ユニットが適合されることが好ましい。また、仮想的な軌道が平面に垂直なラインであるように前方予測ユニットは適合されることが好ましい。これらの仮想的な軌道は、再構成された画像の品質を更に改善する。
さらに、関心のある領域の画像を再構成するために使用される第一の検出データがショートスキャンデータ（short-scan data）であるように、再構成ユニットが適合されることが更に好ましい。ショートスキャンデータは、ガントリの完全な回転以下の回転をカバーするデータである。たとえば、第一の軌道が円形の軌道であって、画像形成システムがＣＴシステムである場合、ショートスキャンデータは、再構成されるべきそれぞれの対象物のポイントから見て、これら対象物のポイントのそれぞれが円形の軌道に沿って１８０°と３６０°の間の角度レンジをカバーする放射線により照射されるようなデータを有しており、すなわち、ショートスキャンデータは、たとえば１８０°＋ファンの角度からなる角度の幅を有する円形の軌道のセクションに沿って照射ユニットの動きに対応する。ショートスキャンデータの使用は、移動エレメントが再構成される必要がある場合に特に有効である。これは、小さな時間窓のデータが使用されるためであり、すなわち時間解像度が向上するからである。
また、関心のある領域の画像を再構成するために使用される第一の検出データが幾つかのショートスキャンデータのセットを含むように、再構成ユニットが適合されることが好ましく、異なるショートスキャンデータのセットは、第一の軌道の異なるセクションに対応する。これにより、画像を再構成するためにオーバスキャンデータ（over-scan data）を使用して、改善された信号対雑音比をもたらし、したがって更に改善された画質を齎すことができる。
また、中間画像の再構成が以下のステップを含むように再構成ユニットが適合されることが好ましい。第二の検出データを使用することで第一の軌道に沿って３６０°の角度レンジを通して照射されていない中間画像のボクセルを再構成するステップ。第一の検出データ及び第二の検出データを使用することで第一の軌道に沿って３６０°の角度レンジを通して照射された中間画像のボクセルを再構成するステップ。
第一の軌道に沿って３６０°の角度レンジを通して照射された中間画像のボクセルは、第二の検出データだけでなく第一の検出データから再構成されるので、再構成された中間画像の品質は更に改善され、最終的に再構成された画像の更なる改善となる。別の実施の形態では、中間画像を再構成するために第二の検出データのみを使用することができる。
また、第一の検出データ及び仮想的な検出データから再構成された関心のある領域の画像及び中間画像の少なくとも１つを正確に再構成するため、再構成ユニットが適合されることが好ましい。中間画像及び／又は最終画像は正確に再構成されるので、これらの画像の品質が更に改善される。
本発明の更なる態様によれば、関心のある領域の画像を生成する画像生成装置が提供され、関心のある領域を照射する放射線を放出する照射ユニットが第一の軌道に沿って関心のある領域と相対的に移動するとき、検出ユニットにより検出される第一の検出データが画像生成装置に供給され、第一の検出データは、関心のある領域を通過後の放射線に依存する。照射ユニットが第二の軌道に沿って関心のある領域と相対的に移動されるときに検出ユニットにより検出される第二の検出データが画像生成装置に供給され、第二の検出データは、関心のある領域を通過後の放射線に依存する。第一の軌道は、関心のある領域に交差する平面内に配置され、第二の軌道は、少なくとも前記平面の外に配置される。画像生成装置は、以下を有する。再構成ユニットは、少なくとも第二の検出データから関心のある領域の中間画像を再構成し、第一の軌道の１又は複数のセクションに対応する第一の検出データ及び仮想的な検出データから関心のある領域の画像を再構成する。前方投影ユニットは、中間画像を通した前方予測により仮想的な検出データを決定する。前方投影ユニットは、関心のある領域の画像を再構成する完全なデータを取得するように、関心のある領域の画像を再構成するために使用される第一の検出データに整合するように配置される仮想的な軌道に沿って前方投影が行なわれるように適合される。前方投影ユニットは、第一の軌道上の１又は複数のセクションで平面に交差するように仮想的な軌道が配置されるように適合される。
本発明の更なる態様では、関心のある領域を画像形成する画像形成方法が提供され、以下のステップを含む。放射線を放出する照射ユニットにより関心のある領域を照射するステップ。移動ユニットにより第一の軌道に沿って及び第二の軌道に沿って関心のある領域と相対的に照射ユニットを移動するステップ。第一の軌道は、関心のある領域に交差する平面内に配置され、第二の軌道は、少なくとも部分的に前記平面の外に配置される。検出ユニットにより、第一の軌道に沿って照射ユニットが移動されるとき、関心のある領域を通過後の放射線に依存する第一の検出データを検出し、関心のある領域が第二の軌道に沿って照射されるとき、関心のある領域を通過後の放射線に依存する第二の検出データを検出するステップ。再構成ユニットにより少なくとも第二の検出データから関心のある領域の中間画像を再構成するステップ。前方投影ユニットにより、中間画像を通した前方投影することで仮想的な検出データを決定するステップ。前方投影は、関心のある領域の画像を再構成する完全なデータを取得するように、関心のある領域の画像を再構成するために使用される第一の検出データに整合するように配置される仮想的な軌道に沿って行なわれる。再構成ユニットにより、第一の軌道の１又は複数のセクションに対応する第一の検出データと仮想的な検出データから関心のある領域の画像を再構成するステップ。
本発明の更なる態様では、関心のある領域の画像を生成する画像生成方法が提供され、画像生成方法は、関心のある領域を照射する放射線を放出する照射ユニットが第一の軌道に沿って関心のある領域と相対的に移動されるとき、検出ユニットにより検出された第一の検出データを使用する。第一の検出データは、関心のある領域を通過後の放射線に依存し、画像生成方法は、照射ユニットが第二の軌道に沿って関心のある領域と相対的に移動されるとき、検出ユニットにより検出される第二の検出データを使用する。第二の検出データは、関心のある領域を通過後の放射線に依存する。第一の軌道は、関心のある領域に交差する平面内に配置され、第二の軌道は、少なくとも部分的に前記平面の外に配置される。画像生成方法は、以下のステップを含む。再構成ユニットにより少なくとも第二の検出データから関心のある領域の中間画像を再構成するステップ。前方投影ユニットにより中間画像を通した前方投影により仮想的な検出データを決定するステップ。前方投影は、関心のある領域の画像を再構成する完全なデータを取得するように、関心のある領域の画像を再構成するために使用される第一の検出データに整合するように配置される仮想的な軌道に沿って行なわれる。仮想的な軌道は、第一の軌道の１又は複数のセクションで平面に交差するように配置される。再構成ユニットから、第一の軌道の１又は複数のセクションに対応する第一の検出データ及び仮想的な検出データから関心のある領域の画像を再構成するステップ。
本発明の更なる態様では、関心のある領域を画像形成するコンピュータプログラムが提供され、請求項１記載の画像形成システムを制御するコンピュータ上でコンピュータプログラムが実行されるとき、請求項１１記載の方法のステップを画像形成システムに実行させるプログラムコード手段を含む。
本発明の更なる態様では、関心のある領域の画像を生成するコンピュータプログラムが提供され、請求項１０記載の画像生成装置を制御するコンピュータ上でコンピュータプログラムが実行されるとき、請求項１２記載の方法のステップをコンピュータに実行させるプログラムコード手段を有する。
本発明のこれらの態様及び他の態様は、以下に記載される実行の形態を参照して明らかにされるであろう。
本発明に係る画像形成システムの実施の形態を概念的に示す図である。 本発明に係る関心のある領域を画像形成する画像形成方法の実施の形態を例示するフローチャートである。 画像形成システムの照射ユニットが進行する第一の軌道と第二の軌道を概念的に示す図である。 本発明に係る中間画像の再構成を例示するフローチャートである。 平面検出器の軌道の投影を示す図である。 平面検出器の軌道の投影を示す図である。 平面検出器の軌道の投影を示す図である。 平面検出器の軌道の投影を示す図である。 平面検出器のフィルタラインを示す図である。 平面検出器のフィルタラインを示す図である。 平面検出器のフィルタラインを示す図である。 平面検出器のフィルタラインを示す図である。 第一の軌道と仮想的な軌道を示す図である。 本発明に係るフィルタリングされた後方投影方法の焦点検出器を示す図である。 本発明に係るフィルタリングされた後方投影方法の中央検出器を示す図である。 本発明に係る、フィルタリングされた後方投影方法の焦点検出器の座標によりパラメータ化される平行な線を概念的に示す図である。 本発明に係る、フィルタリングされた後方投影方法の焦点検出器の座標によりパラメータ化される平行な線を概念的に示す図である。 本発明に係る、フィルタリングされた後方投影方法の中央検出器の座標によりパラメータ化される平行な線を概念的に示す図である。 本発明に係る、フィルタリングされた後方投影方法の中央検出器の座標によりパラメータ化される平行な線を概念的に示す図である。 平面検出器の円形の軌道である、第一の軌道の投影を示す図である。 平面検出器の円形の軌道の投影を示す図である。 本発明に係るフィルタリングされた後方投影方法の左から右へのフィルタ方向によるフィルタラインを示す図である。 本発明に係るフィルタリングされた後方投影方法の左から右へのフィルタ方向によるフィルタラインを示す図である。 本発明に係るフィルタリングされた後方投影方法の右から左へのフィルタ方向によるフィルタラインを示す図である。 本発明に係るフィルタリングされた後方投影方法の右から左へのフィルタ方向によるフィルタラインを示す図である。
図１は、本実施の形態におけるＣＴシステムである画像形成システムを示す。ＣＴシステムは、ｚ方向に平行に延びる回転軸Ｒに関して回転可能なガントリ１を含む。本実施の形態では、照射ユニット２、Ｘ線管２は、ガントリ１に搭載される。Ｘ線管は、コリメータ装置３に設けられ、このコリメータ装置は、Ｘ線管２により生成される放射線から円錐型の放射線ビーム４を形成する。放射線は、シリンダー型の検査ゾーン５において関心のある領域における、患者のような対象物（図示せず）を進行する。検査ゾーン５を進行した後、Ｘ線ビーム４は、Ｘ線検出ユニット６に入射する。Ｘ線検出ユニットは、本実施の形態では、ガントリ１に搭載される２次元検出器である。
ガントリ１は、一定に駆動されることが好ましいが、モータ７により調節可能な角速度で駆動される。更なるモータ８は、回転軸Ｒの方向又はｚ軸方向に平行に、検査ゾーン５における患者のテーブルに配置されるたとえば患者といった対象物を移動させるために設けられる。これらのモータ７，８は、照射ユニット２及び検査ゾーン５が螺旋形の軌道に沿って互いに相対的に移動するように、制御ユニット９により制御される。しかし、対象物又は検査ゾーン５が移動されないが、Ｘ線管２のみが回転されることも可能であり、すなわち照射ユニット２及び検査ゾーン５が、円形の軌道に沿って互いに相対的に移動することも可能である。この実施の形態では、Ｘ線管２は、第一の、円形の軌道に沿って、及び、第二の、螺旋形の軌道に沿って移動される。
モータ７，８、ガントリ１、及び好ましくは患者のテーブルは、この実施の形態では移動ユニットを形成する。
第一の検出データは、第一の軌道に沿ってＸ線管２が進行するときに取得され、第二の検出データは、Ｘ線管２が第二の軌道に沿って進行するときに取得される。これらの検出データは、検出ユニット６により取得される。
検出ユニット６により取得されたデータは、画像処理のため、特に関心のある領域の画像を再構成するため、画像生成装置１０に供給される。再構成された画像は、画像表示するためにディスプレイ１１に最終的に供給される。また、画像生成装置１０は、制御ユニット９により制御されることが好ましい。代替的に又は付加的に、画像生成装置１０は、画像生成装置１０のみを制御する制御ユニットを有する場合がある。
画像生成装置１０は、前方投影ユニット１２及び再構成ユニット１３を有する。再構成ユニット１３は、少なくとも第二の検出データを使用して関心のある領域の中間画像を再構成する。前方投影ユニット１２は、中間画像を前方投影することで仮想的な検出データを決定する。Ｘ線源２が仮想的に進行する仮想的な軌道は、前方投影の間に使用される場合がある。再構成ユニット１３は、第一の検出データ及び仮想的な検出データから関心のある領域の最終的な画像を再構成する。
この実施の形態では、画像形成システムは、関心のある領域内の動きを判定するユニット１４を更に有する。関心のある領域が移動エレメントを有する場合、ユニット１４は、関心のある領域内の移動エレメントの動きに対応する動きの値を生成する。ユニット１４は、たとえば、心電計であり、関心のある領域に存在する患者に接続され、特に、患者の心臓は、関心のある領域に存在する。ユニット１４により生成された動きの値は、画像生成装置１０に転送され、この画像生成装置は、再構成された画像の品質を向上するために動きの値を使用する。このことは、以下に更に詳細に説明される。
関心のある領域内の動きを判定するユニット１４は、制御ユニット９により制御されることが好ましい。動きの値は、画像生成装置１０に直接的に転送されるか、制御ユニット９を介して画像生成装置に転送される。
本発明に係る関心のある領域を画像形成する方法の実施の形態は、図２に示されるフローチャートを参照して更に詳細に記載される。
ステップ１０１における画像形成システムの初期化の後、第一の検出データ及び第二の検出データは、ステップ１０２で取得される、第一の検出データを取得するため、Ｘ線管２は関心のある領域の周りを回転し、関心のある領域又は対象物は移動せず、すなわち、Ｘ線管２は、関心のある領域のまわりの円形の軌道に沿って進行する。第二の検出データを取得するため、Ｘ線管２は関心のある領域の周りを回転し、関心のある領域又は対象物はｚ方向に平行に移動され、すなわちＸ線管２は、螺旋形の軌道に沿って進行する。これら２つの軌道は、回転軸Ｒの周りでＸ線間２を一定に回転し、ｚ方向に平行に関心のある領域又は対象物の移動を変更することで、画像形成システムにより実行される。関心のある領域又は対象物は、たとえば患者である対象物が位置される患者テーブルを移動させることで移動される。Ｘ線管２の回転は変更されておらず、すなわちＸ線管２が一定の角速度で回転する間に、両方の軌道を実行することができる。
図３は、この実施の形態では円形の軌道である第一の軌道５０１、この実施の形態では螺旋形の軌道である第二の軌道５０３を概念的に示す。照射ユニット２は、これら軌道５０１，５０３に沿って進行する。
ステップ１０２で、関心のある領域内の動きを決定するため、ユニット１４により動きの値もまた取得されることが好ましい。動きの値は、たとえば、ユニット１４から画像生成装置１０に転送される心電図である。第一の検出データ及び第二の検出データは、画像生成装置１０に転送される。
ステップ１０３では、画像生成装置１０の再構成ユニット１３は、少なくとも第二の検出データから関心のある領域の中間画像を再構成する。特に、Ｘ線再構成アルゴリズムが使用され、中間画像が再構成される。たとえば、第二の軌道が螺旋形の軌道である場合、中間画像は、C. Bontus等による“EnPiT: Filtered Back-projection Algorithm for Helical CT Using an n-Pi Acquisition”, IEEE Trans.Med.Imaging24, 977-986 (2005)に記載される方法により再構成されることが好ましい。他の公知の再構成アルゴリズムは、たとえば、中間画像を再構成するために使用される場合があり、たとえばフィルタリングされた後方投影アルゴリズム（filtered back-projection algorithm）が使用され、中間画像が再構成される。
中間画像を再構成するステップ１０３では、第二の軌道が螺旋形の軌道である場合であって、第一の軌道が円形の軌道である場合、たとえばC.Bontus等による引用文献に記載されるような、正確な螺旋の方法による螺旋形又は第二の検出データの再構成は、円形又は第一の軌道に沿って３６０°の角度インターバルにわたり照射されない対象物のポイントにのみ適用されることが好ましい。円形又は第一の軌道に沿って３６０°の角度インターバルにわたり照射される対象物のポイントは、フルスキャンの円形及び螺旋形の再構成を使用して、ステップ１０３で再構成されることが好ましい。好適なフルスキャンの円形及び螺旋形の再構成は、図４に示されるフローチャートを参照して以下に記載される。
ステップ２０１では、検出されたデータが微分される。この微分を説明するため、好適な取得プロセスが数学的に記載される。
測定された投影データＤfは、第一又は第二の軌道のそれぞれの位置ｙについて以下の式により記載される。
Figure 0005539719
 言い換えれば、第一又は第二の軌道のそれぞれの位置ｙから、関心のある領域ｆ（ｘ）を横断する放射線であって、検出ユニット６により検出される放射線に沿った線積分が考慮され、単位ベクトルΘは、それぞれの放射線の方向を示す。
ステップ２０１における第一及び第二の検出データの微分は、以下の式に従って実行されることが好ましい。
Figure 0005539719
 変数ｓは、第一の軌道と第二の軌道の異なる位置をパラメータ化する。
したがって、異なる焦点スポットの位置から放出される平行なＸ線に対応する検出されたデータ値が微分される。この微分ステップは、フーリエフィルタを使用して実行される場合がある。この微分は、円形の軌道、及び螺旋形の軌道の一部である場合がある螺旋形の軌道について個別に実行され、C. Bontus等による“A quasiexact reconstruction algorithm for helical CT using a 3-Pi acquisition” Med.Phys. 30, 2493-2502 (2003)で更に詳細に説明される。
ステップ２０２で、仮想的な平面検出器６０５が定義され、C. Bontus等による上述された引用文献“A quasiexact reconstruction algorithm for helical CT using a 3-Pi acquisition” Med.Phys. 30, 2493-2502 (2003)で記載される。仮想的な平面検出器は、回転軸Ｒを含む。この検出器上の座標は、ｕPL及びｖPLで示され、ｖPL軸はｚ軸に平行である。ソースを含むラインであって、仮想的な平面検出器に垂直なラインが考慮される。ポイント（ｕPL及びｖPL）は、このラインが平面検出器に交差するポイントに対応する。
さらに、円の軌道５０１及び螺旋の軌道５０３は、仮想的な平面検出器上の対応するＸ線５０５に沿って投影され、４つの最も外側のＸ線のみが図３に例示されており、焦点中央検出器（focus centered detector）を示す。
円形の軌道５０１の投影６０３、及び螺旋形の軌道５０３の投影６０１ａ，６０１ｂは、螺旋形の軌道５０３上の焦点スポットの位置から見て、図５〜図７に示される。図５〜図７から、焦点スポットは、螺旋形の軌道５０３で移動し、すなわち投影６０３，６０１ａ，６０１ｂは、異なる焦点スポットの位置から見られ、焦点スポットは、図５における円の位置の一方のサイドに位置され、焦点スポットは、図６における円の位置に近い同じサイドに位置され、焦点スポットは、図７における円の位置の他のサイドに位置される。
螺旋形の軌道５０３のうちの２つの回転は、平面検出器６０５に投影される。したがって、図５〜図７は、螺旋形の軌道５０３のうちの回転の２つの投影６０１ａ，６０１ｂを示す。ライン６０３は、円形の軌道５０１の投影である。
円形の軌道５０１の投影６０３は、以下の式に従ってパラメータ化される。
Figure 0005539719
 式（３）は、ｚ＝ｚ0でのソースから見た投影を示す。Ｒは、たとえばＸ線管２の焦点スポットであるソースから回転軸への距離に対応する。
平面検出器６０５上の螺旋形の軌道５０３のうちの回転の投影６０１ａ，６０１ｂは、以下の式に従ってパラメータ化される。
Figure 0005539719
 ｖPl up（ｕPl）は、螺旋形の軌道５０３のうちの回転の上側の投影６０１ａを定義し、ｖPl down（ｕPl）は、螺旋形の軌道５０３のうちの回転の下側の投影６０１ｂを定義する。代数の符号“＋”は、ｖpl up（ｕPl）に対応し、代数の符号“−”は、ｖpl low（ｕPl）に対応する。
実線６０７は、平面検出器６０５の中央を通過し、螺旋形の軌道５０３の投影６０１ａ，６０１ｂに対する漸近線であって、これは正の勾配を有する。実線６０９ａ，ｂは、円の位置に相対的な焦点スポットの位置に依存して、円形の軌道の投影６０３、上側の投影６０１ａ、螺旋形の軌道５０３の下側の投影６０１ｂのそれぞれに対する接線である。すなわち、円形の軌道の投影６０３が平面検出器６０５の上側の部分に位置される場合（図５及び６、ｚ0＜０）、実線６０９ａは、円形の軌道の投影６０３、螺旋形の軌道５０３の上側の投影６０１ａに対する接線であり、円形の軌道の投影６０３が平面検出器６０５の下側の部分に位置される場合（図７、ｚ0＞０）、実線６０９ｂは、円形の軌道の投影６０３、螺旋形の軌道５０３の一部の下側の投影６０１ｂに対する接線であり、この実施の形態では、円形の軌道はｚ＝０で位置される。
図８は、拡大されたスケールで図５の上側部分を示す。
螺旋形の検出されたデータ値（helically detected data value）及び円形の検出されたデータ値（circularly detected data value）、すなわち第二の検出データ及び第一の検出データは、対応するＸ線に沿って平面検出器６０５に投影される。
ステップ２０３では、螺旋形の検出されたデータと円形の検出されたデータは、１／ｓｉｎγのフィルタを使用したフィルタラインに沿ってフィルタリングされる。このため、フィルタラインは、はじめに決定される。これらは、焦点スポットの位置及び再構成されるべき対象物のポイントに依存する。対象物のポイントの位置をｘとして示し、ソースの位置をｙ（ｓ）として示し、ｓは角度パラメータであり、以下の式は、単位ベクトルｂを定義する。
Figure 0005539719
 すなわち、ｂはソースから対象物のポイントを示す。フィルタラインに沿う方向として定義されるフィルタの方向は、ｂに垂直である単位ベクトルｅにより特徴づけされる。ｅベクトル、フィルタライン、及びフィルタラインに沿う方向の間の関係は、C. Bontus等による上述された引用文献“A quasiexact reconstruction algorithm for helical CT using a 3-Pi acquisition” Med.Phys. 30, 2493-2502 (2003)で記載され、引用により本明細書に盛り込まれる。それぞれのｓ及びそれぞれのｘについて、使用される必要がある１以上のフィルタ方向が存在する場合がある。
ｂ及びｅを使用して、この実施の形態に於ける以下の式により、フィルタリングステップが記載される。
Figure 0005539719
 １を超えるフィルタ方向が存在する場合があるため、すなわち１を超えるフィルタライン及びそれぞれ検出されたデータ値についてフィルタラインに沿って対応する方向が存在する場合があるため、式（６）におけるｑを通して総和が実行される。それぞれ検出されたデータ値は、ｓ及びｂの組み合わせに対応する。ベクトルｅの定義は、記載された実施の形態について重要である。フィルタリングされたデータがひとたび取得されると、後方投影ステップを実行することができる。
確かに、記載される手順は、円形の軌道５０１及び螺旋形の軌道５０３に個別に適用される必要がある。特に、ｙ（ｓ）は、この実施の形態では、円形の軌道又は螺旋形の軌道の何れかに対応する。最終的に、以下に更に記載される後方投影ステップ２０５の結果が追加される。
円形で検出されるデータのフィルタラインは、以下の式に従って定義される。
Figure 0005539719
 したがって、フィルタラインは、平面検出器上の直線に対応する。一般に、勾配σは、異なるフィルタラインについて異なるが、この実施の形態では、勾配σは、円形の検出されたデータの全てのフィルタラインについて同じであり、すなわちこれらのフィルタラインは互いに平行である。さらに、ｕpl軸、すなわちこの実施の形態ではｖpl（ｕpl）＝ｖ0に平行なフィルタラインに沿って、円形の検出されたデータはフィルタリングされる。異なるフィルタラインは、ｖ0によりパラメータ化される。
フィルタ方向は、図９〜図１２で示される方向におけるそれぞれのフィルタラインに沿って左から右に向かう。方向は、ｕpl軸が第一の軸であり、ｖpl軸が第二の軸であり、第三の軸が平面検出器の中央からＸ線源に向かう方向を示す右回りの座標系を示す。ｕpl軸が左から右を示す。ｖpl軸は、下から上を示す。この説明では、用語「左」、「右」、「上」、「下」、「正の勾配」、「負の勾配」等は、この右回りの座標系を示す。
フィルタライン及び螺旋形の検出されたデータは、この実施の形態では中間画像の再構成の間に無視されるものであり、はじめに、図５、図６、図８により例示されるように、すなわち円形の軌道の投影６０３が仮想的な平面検出器の上側の部分に位置されるように、円形の軌道のサイドに焦点スポットが位置される状況を参照して説明される。円形の位置がｚ0＝０で位置される場合、図５、図６、図８に例示されるこれらの状況は、ｚ0＜０に対応する。
平面検出器上の所定の領域に投影される螺旋形の検出されたデータは、再構成のために使用されず、したがってフィルタリングされない。これらの領域は、円の投影６０３の上にある平面検出器上の全てのポイントであって、螺旋形の軌道の一部５０１の上側の投影６０１の上にある全てのポイントと、接線６０９ａの上に位置される、円形の軌道５０１の投影６０３及び螺旋形の軌道５０３の上側の軌道６０１ａの接線である接線６０９ａの接点６１１、６１３（図８参照）の２つのポイント間でｕpl座標をもつ全てのポイントを含む。
２つのフィルタラインのセットは、螺旋状に検出されたデータについて定義され、すなわち式（６）において螺旋形の検出されたデータについて、Ｎfは、この実施の形態では２に等しい。
螺旋形の検出されたデータの第一のフィルタラインのセットは、以下のように決定される。その平面検出器６０５上の投影が漸近線６０７以下に位置される螺旋形の検出されたデータ値について、対応するフィルタラインは、漸近線６０７に平行であり、すなわち螺旋形の軌道５０３の導関数
Figure 0005539719
 に平行であり、螺旋形の軌道はｙh（ｓ）で示される。螺旋形の検出されたデータ値の投影が漸近線６０７上に位置される場合、対応するフィルタラインは、円形の軌道５０１の投影６０３に対する接線であるか、又は螺旋形の軌道５０３の上側の投影６０１の何れかであり、接点は、平面検出器６０５上の対応する螺旋形の検出された値の投影の位置の右手側に位置される。フィルタラインが円形の軌道５０１の投影６０３の接線であるか、又は螺旋形の軌道５０１の投影６０３の接線であるかに関する判定は、対応する接線の勾配に依存する。円形の軌道５０１の投影６０３の対応する接線の勾配が螺旋形の軌道５０３の上側の投影６０１ａの接線の勾配よりも小さい場合、フィルタラインは、円形の軌道５０１の投影６０３に対する接線である。円形の軌道５０１の投影６０３の対応する接線の勾配が螺旋形の軌道５０３の上側の投影６０１ａの接線の勾配よりも大きい場合、フィルタラインは、螺旋形の軌道５０３の上側の投影６０１ａに対する接線である。
それぞれの接線は、フィルタラインが決定される必要があるそれぞれの検出された値を通過する。したがって、それぞれの接線の勾配は、平面検出器の投影された螺旋形の検出されたデータ値の位置により定義される。
代数の符号は、勾配の比較において考慮される。したがって、より大きな絶対値をもつ負の勾配は、より小さい絶対値を有する負の勾配よりも小さい。
螺旋形の検出されたデータは、第一のフィルタラインのセットのフィルタラインに沿って左から右にフィルタリングされる。
第一のフィルタライン６０８，６１０のセットは、螺旋形の軌道上の２つの異なる焦点スポットの位置について図９及び図１０に示されており、ここでｚ0は負である。仮想的な平面検出器に投影される螺旋形の検出された値は、左から右に、すなわち矢印６１２により示される方向において、フィルタライン６０８，６１０に沿ってフィルタリングされる。
第二のフィルタラインのセットは、以下のように決定される。平面検出器６０５に投影されている螺旋形の検出されたデータ値について、対応するフィルタラインは、円形の軌道５０１の投影６０３に対する接線であるか、螺旋形の軌道５０３の上側の投影６０１ａに対する接線であり、接点は、平面検出器６０５上の対応する螺旋形の検出された値の投影の位置の左手側に位置される。フィルタラインが円形の軌道６０３に対する接線であるか、又は螺旋形の軌道５０３の上側の投影６０１に対する接線であるかに関する判定は、対応する接線の勾配に依存する。円形の軌道５０１の投影６０３の対応する接線の勾配が螺旋形の軌道５０３の上側の投影６０１ａの接線の勾配よりも小さい場合、フィルタラインは、螺旋形の軌道５０３の上側の投影６０１ａに対する接線である。円形の軌道５０１の投影６０３の対応する接線の勾配が螺旋形の軌道５０３の上側の投影６０１ａの接線の勾配よりも大きい場合、フィルタラインは、円形の軌道５０１の投影６０３に対する接線である。
螺旋形の検出されたデータは、第二のフィルタラインのセットのうちのフィルタラインに沿って右から左にフィルタリングされる。
第二のフィルタライン６１４，６１６のセットは、螺旋形の軌道の一部上に２つの異なる焦点スポットの位置について図１１及び図１２に示されており、ここでｚ0は負である。仮想的な平面検出器に投影される螺旋形の検出された値は、右から左に、すなわち矢印６１８により示される方向でフィルタライン６１４，６１６に沿ってフィルタリングされる。
先のフィルタライン及び無視される螺旋形の検出されるデータ、すなわち更に以下で後方投影されない、フィルタリングされない螺旋形の検出されたデータは、その対応する焦点スポットの位置が図５、図６及び図８で例示される状況、すなわちｚ0＜０に対応する円形の位置のあるサイドに配置される螺旋形の検出されたデータについて記載される。先のフィルタラインの記載は、焦点スポットが円形の位置の反対のサイトに位置される状況、すなわちｚ0＞０について同様に適用され、ここで、用語「螺旋形の軌道５０３の上側の投影６０１」等は、「螺旋形の軌道５０３の下側の投影６０１ｂ」により置き換えられる必要がある。さらに、用語「上側」、「上」等は、「下側」、「下」等に置き換えられ、逆も然りである。
特に、ｚ0＞０について螺旋形の検出されたデータの第一のフィルタラインのセットは、以下のように決定される。その平面検出器６０５への投影が漸近線６０７の上に位置される螺旋形の検出されたデータ値について、対応するフィルタラインは、漸近線６０７に平行であり、すなわち螺旋形の軌道５０３の導関数
Figure 0005539719
 に平行である。螺旋形の検出されたデータ値の投影が漸近線６０７の下に配置される場合、対応するフィルタラインは、円形の軌道５０１の投影６０３に対する接線であるか、又は螺旋形の軌道５０３の下側の投影６０１ｂに対する接線であり、接点は、平面検出器６０５上の対応する螺旋形の検出された値の投影の位置の左手側に位置する。フィルタラインが円形の軌道５０１の投影６０３に対する接線であるか、又は螺旋形の軌道５０３の下側の投影６０１ｂに対する接線であるかに関する判定は、対応する接線の勾配に依存する。円形の軌道５０１の投影６０３の対応する接線の勾配が螺旋形の軌道５０３の下側の投影６０１ｂの接線の勾配よりも小さい場合、フィルタラインは、円形の軌道５０３の投影６０３に対する接線である。円形の軌道５０１の投影６０３の対応する接線の勾配が螺旋形の軌道５０３の下側の投影６０１ｂの接線の勾配よりも大きい場合、フィルタラインは、螺旋形の軌道５０３の下側の投影６０１ｂに対する接線である。フィルタリングの方向は、左から右である。
ｚ0＞０について第二のフィルタラインのセットは、以下のように決定される。平面検出器６０５に投影される螺旋形の検出されるデータ値について、対応するフィルタラインは、円形の軌道５０１の投影６０３に対する接線であるか、又は螺旋形の軌道５０３の下側の軌道６０１ｂに対する接線であり、接点は、平面検出器６０５での対応する螺旋形の検出された値の投影の位置の右手側に位置される。フィルタラインが円形の軌道５０１の投影６０３に対する接線であるか、又は螺旋形の軌道５０３の下側の軌道６０１ｂに対する接線であるかに関する判定は、対応する接線の勾配に依存する。円形の軌道５０１の投影６０３の対応する接線の勾配が螺旋形の軌道５０３の下側の投影６０１ｂの接線の勾配よりも小さい場合、フィルタラインは、螺旋形の軌道５０３の下側の投影６０１ｂに対する接線である。円形の軌道５０１の投影６０３の対応する接線の勾配が螺旋形の軌道５０３の下側の投影６０１ｂの接線の勾配よりも大きい場合、フィルタラインは、円形の軌道５０１の投影６０３に対する接線である。フィルタリングの方向は、右から左である。
フィルタライン及びフィルタラインに沿った対応する方向の判定の後、１／ｓｉｎγフィルタを使用して式（６）に従って、検出されたデータはフィルタリングされる。
検出されたデータ値は、ｓ及びｂの組み合わせによりパラメータ化され、ここでそれぞれ円形の検出されたデータ値、すなわちそれぞれの第一の検出データについて、この実施の形態では１つのフィルタラインが決定され、それぞれの螺旋形の検出されたデータ値、すなわちそれぞれの第二の検出データについて、この実施の形態では２つのフィルタラインが決定される。フィルタリングされる検出されたデータ値Ｐ（ｓ，ｂ）がｓ及びｂの組み合わせ並びに対応するフィルタラインについて決定された場合、角度γは、ベクトルｂと、焦点スポットの位置から、対応するフィルタラインに関して平面検出器に投影される異なる検出されたデータ値を示すベクトルとの間の角度である。したがって、角度γは、対応するフィルタラインに沿って異なる検出されたデータ値をサンプリングする。この１／ｓｉｎγフィルタのより詳細な説明は、C. Bontus等による“A quasiexact reconstruction algorithm for helical CT using a 3-Pi acquisition”, Med. Phys.30(9) pp.2493−2502 (2003) で与えられる。
平面検出器に投影される螺旋形の検出された値について決定されるフィルタラインは、ｓ及びｂの組み合わせによりパラメータ化することができる、この投影された螺旋形の検出された値を明らかに通過する。
ステップ２０４では、フィルタリングされた検出されたデータは、式（６）に従って重みｕqと重み付けされる。第一のフィルタ対ンのセットのうちのフィルタラインに沿ってフィルタリングされた、フィルタリングされた螺旋形の検出されたデータは、２分の１の値で重み付けされる。フィルタリングされた円形の検出されたデータは、１の値で重み付けされる。
ステップ２０５では、第一のフィルタラインのセットのうちのフィルタラインに沿ってフィルタリングされた、重み付けされたフィルタリングされた螺旋データ、第二のフィルタラインのセットのうちのフィルタラインに沿ってフィルタリングされた、重み付けされたフィルタリングされた螺旋データ、及び重み付けされたフィルタリングされた円形の検出されたデータは、以下の式に従って後方投影される。それぞれのデータ値は、焦点スポットと対応する位置ｙと、関心のある対象物の位置ｘ、すなわち再構成されるべき画像のボクセルの位置との間の距離で除算される。
Figure 0005539719
 関心のある対象物の全ての位置ｘが後方投影により再構成されている場合、中間画像が再構成される。
フィルタライン及びこれらフィルタラインに沿う方向は仮想的な平面検出器での投影を使用して定義されたが、代替的に、この平面検出器を使用することなしに、中間画像の再構成が実行される場合がある。この仮想的な平面検出器は、検出されたデータ値についてフィルタライン及びこれらフィルタラインに沿った方向を例示するためにのみ使用される。
上述されたフルスキャンの円及び螺旋の再構成を使用して、３６０°の角度インターバルにわたり照射される関心のある領域内の対象物のポイントの再構成のため、第一の検出データ、すなわち円形のデータの使用によりマルチサイクルの心電図の再構成が実行される。選択された位相のポイントに最も近い投影は、マルチサイクルの再構成について好まれる。特に、１度を超えてカバーされる円に第一の投影データが属する場合、同じ角度のソースの位置に属する投影データの重み付け平均が実行され、１つの円のみをカバーする投影データが得られる。したがって、選択された位相のポイントに最も近い投影が最も高い重みで与えられるように、平均が実行されるべきである。係るマルチサイクルの再構成は、たとえばU.van Stevendaal等による“ECC Gated continuous circular cone-beam multi-cycle reconstruction for in-stent coronary artery imaging: A phantom study”, Proc.SPIE vol.6142(2006)で開示される。
３６０°の角度インターバルにわたり照射されていない対象物のポイントと、３６０°の角度インターバルを通して照射されている対象物のポイントとの間で区別する利点は、第一の検出データの取得の間に関心のある領域に存在し、第二の検出データの取得の間に存在しない造影剤が悪影響を及ぼさないことであり、心臓の動き及び呼吸の動きが関心のある領域の再構成された画像においてアーチファクトを殆ど生成しないことである。
ステップ１０３、及び特にステップ２０１〜２０５では、関心のある領域の再構成された中間画像は、前方投影ユニット１２に転送され、この前方投影ユニットは、ステップ１０４において中間画像を通して前方投影を実行する。前方投影は、照射ユニットが仮想的に進行する仮想的な軌道を使用することで、この実施の形態で実行される。第一の軌道は、この実施の形態では円形の軌道であり、第一の検出データは、１８０°に第一の軌道に沿ったファン角を加えた角度レンジにわたり照射ユニットが進行する間に取得される検出データであり、すなわち第一の検出データは、この実施の形態ではショートスキャンデータである。この実施の形態における仮想的な軌道は、ｚ軸に平行なラインであって、再構成される必要があるそれぞれの対象物のポイントから見たときに１８０°の角度レンジをカバーする、第一の軌道に沿ってセクションの端点のうちの１つで第一の軌道に交差するラインである。この１８０°の角度のレンジは、用語「後方投影のインターバル」により以下に示される。他の実施の形態では、後方投影インターバルは、ショートスキャンデータの異なる角度レンジに対応する場合がある。
好ましくは、再構成される必要があるそれぞれの対象物のポイントについて、すなわち関心のある領域内のそれぞれのポイントについて、後方投影のインターバル及び仮想的な軌道が決定され、それぞれの仮想的な軌道に沿った前方投影が実行される。第一の軌道に関する後方投影インターバルと仮想ラインとの間の関係は、図１３における関心のある領域内のポイント２６について概念的に示される。
図１３は、第一の軌道５０１及び第一の軌道５０１上の後方投影インターバル２３を示す。仮想的な軌道２４は、ｚ軸に平行に延び、後方投影のインターバル２３の端点２５で第一の軌道５０１に交差する。関心のある領域内の位置２６は、仮想的な照射ユニットが仮想的なライン２４に沿って進行する間、第一の検出データから再構成することができ、後方投影インターバル２３に対応し、且つ仮想的な検出データから、中間画像を通して前方投影により生成される関心のある領域内の例示的な位置である。
たとえば関心のある領域内の人間の心臓といった関心のある領域内の動く対象物が第一の検出データの取得の間に低速で移動する、特にできるだけ低速で移動するように、後方投影のインターバルが選択されることが好ましい。さらに、関心のある領域内の動くエレメントが周期的に移動する場合、特に関心のある領域内の動くエレメントが人間の心臓である場合、関心のある領域内の動くエレメントが第一の検出データのこれら幾つかのセットの取得の間に同じ動く位相にあるように、第一の検出データの幾つかのセットが再構成のために取得又は選択されることが好ましい。すなわち、たとえばR. Manzke, PhD Thesis, King’s College London, September 2004による“Cardiac Cone beam CT”に開示される公知のゲーティング方法を使用することができる。この文献は、引用により本明細書に盛り込まれ、たとえばww.cardiac.netを介して取得することができる。
仮想的な検出データが中間画像を通して前方投影により決定された後、仮想的な照射ユニットが仮想的な軌道に沿って進行する間、第一の検出データ及び仮想的な検出データを使用してステップ１０５で、視野の画像が再構成される。たとえばフィルタリングされた後方投影アルゴリズムといった公知の標準的な再構成アルゴリズムは、この最終的な再構成のために使用することができる。第一の軌道が円形の軌道である、仮想的な軌道がｚ軸に平行なラインであり、さらに、この最終的な再構成は、以下に記載される円及びライン再構成方法を使用することで実行されることが好ましい。
この円及びライン再構成方法は、円形の軌道及び線の仮想的な軌道に基づいて記載されるフィルタリングされた後方投影方法である。
本発明の実施の形態に係るフィルタリングされた後方投影方法では、円形の軌道は、ｘｙ平面に含まれ、仮想的なラインは、ｚ軸に平行である。後者は、ｚラインとして示される。この軌道のシーケンス上のポイントは、式（９）に従ってパラメータ化される。
Figure 0005539719
 式（９）では、Ｒはソースから回転軸への距離に対応し、ｓは軌道をパラメータ化する角度変数である。
以下では、検出器の形状の分析が記載される。
従来のＣＴスキャナは、シリンダの表面の一部である、検出器を通常は含む。このシリンダの対称軸は、ｚ軸に平行であって、焦点スポットを含む場合がある。係る「焦点検出器」でのポイントは、角度変数α及び変数ｖFを使用してパラメータ化することができる。ｚ＝ｚ0でｚラインに位置されるソースについて、原点から焦点検出器のエレメントを示すベクトルｒFは、式（１０）により与えられる。
Figure 0005539719
 式（１０）では、Ｄはソースから検出器の中央までの距離に対応する。
便宜上、仮想的な「中央検出器」が導入される。焦点検出器と同様に、中央検出器は、シリンダの表面に位置される。シリンダの対称の軸は、ベクトルｒCを導入することで検出器のポイントがパラメータ化されるようにｚ軸に対応する。
Figure 0005539719
 式（１１）では、焦点検出器の座標α及びｖFと完全に類似して、β及びｖCは検出器の座標である。図１４及び図１５は、軌道、並びに、焦点及び中央検出器を例示する。特に、図１４は、焦点検出器のアプローチを示し、図１５は、中央検出器のアプローチを示す。
焦点スポット及び所定の焦点検出器のエレメントを含むラインは、ｌFとしてパラメータ化することができ、式（１２）を参照されたい。
Figure 0005539719
 式（１２）を使用して、対象物のポイントｘ＝（ｘ，ｙ，ｚ）が投影される検出器のエレメントの座標を計算することができる。
Figure 0005539719
 同様に、焦点スポット及び中央検出器のエレメントを含むラインは、式（１４）に従ってパラメータ化される。
Figure 0005539719
 対象物のポイントは、以下の座標をもつ検出器のエレメントに投影される。
Figure 0005539719
 座標α及びβは、中央検出器と同様に、焦点検出器についてｘ，ｙにのみ依存し、ｖF及びｖCは、ｘ、ｙ及びｚに依存する。
以下では、平行な放射線の分析が記載される。物理受光器は、列及び行を含む場合がある。対応する検出器エレメントは、変数α及びｖFで等間隔に離れて配置される。したがって、式（１６）及び（１７）は、固定されたｚ＝ｚ0について検出器のエレメントの中央をパラメータ化する。
Figure 0005539719
 後方投影が実行される前にｚラインに沿って採取されるデータを編成し直すことは、数学的な理由のために便利である。平行検出器と関連付けされるデータを投影するため、異なるソースの位置からのデータが結合される場合がある。中央検出器の座標が使用される場合、式（１８），（１９）により、固定されたｖCについて、平行な配置における座標のパラメータ化が与えられる。
Figure 0005539719
 式（１８）及び（１９）では、Δｚは、軌道のライン上の２つの連続する投影間の距離に対応する。図１６〜図１９は、焦点検出器及び中央検出器のそれぞれについて、２つの平行な投影をそれぞれ例示する。特に、図１６及び図１７は、焦点検出器の座標によりパラメータ化される平行な放射線を示す。図１８、図１９は、中央検出器の座標によりパラメータ化される。
ｖCは所与の平行な投影について固定されるので、所与の対象物のポイントｘ＝（ｘ，ｙ，ｚ）が投影される検出器の列及び検出器の行を決定するため、式（１５）を使用することができる。このため、β及びσがはじめに計算され、次いで、ｚ0＝ｚ−σｖCを決定するため、これらの値が使用される。
以下では、円形の第一の検出データ及び仮想的な線形の検出データを使用することで、関心のある領域の最終的な画像を再構成するために使用されることが好ましい、再構成スキームの分析が例示される。
軌道のそれぞれの位置ｙについて、測定された投影データＤfは、式（１）に対応する式（２０）により記載することができる。
Figure 0005539719
 言い換えれば、異なる単位ベクトルΘにより記載される所定の方向のセットを示す、それぞれの位置ｙからの放射線に沿った線積分が考慮される。便宜上、ｙ|（ｓ）＝ｙL（ｚ＝ｈｓ）は、ｚラインについて設定されることが好ましく、ここでｈ＞０は任意の定数である。
第一の再構成ステップは、以下のようにデータを微分するステップを含む。
Figure 0005539719
 この式は、上述された式（２）に対応する。式（２１）は、考慮されるべき平行な放射線に関連される異なる投影からデータが採取されることを示す。式（２１）の微分ステップは、たとえば、フーリエフィルタにより実行される。つぎに、１／ｓｉｎγフィルタによりデータがフィルタリングされる。このため、はじめに、フィルタの方向が決定される。フィルタの方向は、焦点スポットの位置及び再構成されるべき対象物のポイントが投影されるポイントに依存する。式（５）に対応する、対象物のポイントの位置を式（２２）においてｘとして示すことで、単位ベクトルｂが定義される。
Figure 0005539719
 すなわち、ｂはソースから対象物のポイントを示す。ｂに垂直である単位ベクトルｅによりフィルタの方法を特徴づけすることができる。ｅベクトルとフィルタラインとの間の関係は、C. Bontus等による文献“A quasiexact reconstruction algorithm for helical CT using a 3-Pi acquisition”, Med. Phys. 30, 2493-2502 (2003) に記載される。それぞれのｓについて、及びそれぞれのｘについて、使用される必要がある１以上のフィルタ方向が存在する。ｂ及びｅを使用して、フィルタリングステップは、式（２３）により記載することができ、これは、上述された式（６）に対応する。
Figure 0005539719
 １を超えるフィルタの方向が存在するため、式（２３）におけるｑを通した総和が実行される。記載される実施の形態について、ベクトルｅの定義は重要である。フィルタリングされたデータがひとたび取得されると、式（２４）に従って後方投影が書き込まれる。
Figure 0005539719
 式（２４）では、“Ｉ”はそれぞれの対象物のポイントｘについて後方投影のインターバルを示す。
確かに、記載される手順は、全体の軌道のうちで円形の部分とｚラインの部分とに個別に適用される必要がある。特に、式（２１），（２３）及び（２４）におけるｙ（ｓ）は、ｙ0（ｓ）又はｙ|（ｓ）の何れかに対応する。最終的に、式（２４）の２つの結果は互いに加算される。
式（２３）におけるフィルタリングステップの後、平行な配置へのリビニング（rebinning）が実行される場合、式（２４）の後方投影の式が変更する。特に、円形部分の式は、WO2004/044849で与えられるのと同じである。ｚライン部分について、後方投影は、式（２５）を介して形成される必要がある。
Figure 0005539719
 これは、焦点検出器の座標によりパラレルデータがパラメータ化される場合、及び
Figure 0005539719
 を介して、中央検出器の座標によりパラレルデータがパラメータ化される場合である。これらの式において、ｙ|（ｓ）＝ｙL（ｚ＝ｈｓ）を定義することにおいてｈが導入され、λは、特定の放射線の円錐角に対応する。λの値は、式（２７）から計算される。
Figure 0005539719
 式（２４）と比較される式（２５）及び（２６）の利点は、対象物のポイントに依存するファクタ｜ｘ−ｙ｜を計算する必要がないことである。これにより、再構成された画像を計算するための計算の負荷を低減することで、計算時間が大幅に低減される。フィルタリングされたデータは、検出器の座標α、β、ｖF又はｖCに依存するファクタによってのみ乗算される必要がある。
以下では、円形の部分のフィルタラインの分析が記載される。
C. Bontus等による文献“A quasiexact algorithm for helical CT using a 3-Pi acquision”, Med-Phys. 30, 2493-2502 (2003) に記載されるように、回転軸を含む仮想的な平面検出器を導入することが有利な場合がある。この検出器の座標は、ｕPL及びｖPLで示され、ｖPL軸はｚ軸に平行である。ラインは、ソースを含み、平面検出器に垂直であると考えられる。ポイント（ｕPL＝０及びｖPL＝０）は、このラインが平面検出器と交差するポイントに対応する。ここで、それぞれのフィルタラインは、式（２８）に従って記載される。
Figure 0005539719
 言い換えれば、それぞれのフィルタラインは、平面検出器の直線に対応する。一般に、勾配σは、異なるフィルタラインについて異なる。
記載されるアルゴリズムについて、取得されたデータは、ｕPL軸に平行なラインに沿った円形の部分に関してフィルタリングされ、すなわちｖPL（ｕPL）＝ｖ0である。異なるラインはｖ0によりパラメータ化される。フィルタの方向は、左から右に向かう。以下では、ｚライン部分のフィルタラインの分析、すなわち仮想的な検出データが記載される。
ｚライン部分のフィルタラインのパラメータ化について、はじめに、ｚ＝ｚ0でソースから見たとき、平面検出器への円の投影が考慮される。特に、この投影は、以下のように考慮される。
Figure 0005539719
 図２０及び図２１は、２つの異なるｚ0について円の投影を示す。特に、図２０は、ｚ0＜０から見た平面検出器への円の投影を示す。図２１は、ｚ0＞０から見た平面検出器への円の投影を示す。検出器の領域は、図２０及び図２１で示されるように２つの領域Ａ及びＢに分割される。対象物のポイントが領域Ａに投影される場合、現在のソース位置に関連される投影データは、再構成のために使用されない。したがって、領域Ａにおけるデータは、ゼロに設定される。領域Ｂについて、好適なフィルタラインが以下に定義される。
投影される円に対して接線方向のラインは、式（２０）を使用してパラメータ化される。
Figure 0005539719
 式（３０）では、ｕ0は、そのラインが接線となる座標である。特に、ポイント（ｕ1，ｖ1）を含む接線を探す場合、パラメータｕ0は、式（３１）に従って計算される。
Figure 0005539719
 平方根の前の符号は、接点が（ｕ1，ｖ1）の左（マイナス）に位置されることが望まれるか、又は右（プラス）に位置されることが望まれるかに依存して選択される必要がある。
フィルタラインは、投影される円に対して接線方向であるラインのセットである。図２２〜図２５は、これらのラインを例示する。図２２、図２３は、左から右への異なるフィルタの方向をもつフィルタラインを示す。図２４、図２５は、右から左へのフィルタ方向をもつフィルタラインを示す。特に、それぞれのポイント（ｕPL，ｖPL）について、異なるフィルタラインの寄与が使用される。円とライン取得との組み合わせについてこれらのフィルタラインがどのように使用されるべきかに関する詳細は、A. Katsevichによる“Image reconstruction for the circle and line trajectory”, Phys.Med.Biol., 5059-5072 (2004) に開示されている。
関心のある領域の再構成された画像は、表示ユニット１１で示され、関心のある領域を画像形成する方法はステップ１０６で終了する。
上述された実施の形態では、この実施の形態では円形の軌道である、第一の軌道に関して正確に１８０°に対応するショートスキャンデータが使用される。別の実施の形態では、オーバスキャンデータも使用される。これらオーバスキャンデータを使用するため、特に円形の軌道である第一の軌道に沿って僅かに異なる後方投影のインターバルについて、ステップ１０３における中間画像の再構成、ステップ１０４における前方投影、及びステップ１０５における最終的な再構成が繰り返される。これら僅かに異なる後方投影インターバルのそれぞれについて、視野の画像が再構成され、これら再構成された画像は、適切に選択された重みの使用により平均される。
たとえば、ｓ0が好適な後方投影のインターバルの開始角である場合、開始角度ｓ0-5°, -2.5°, ｓ0＋2.5°, ｓ0+5°について同様の再構成を実行することができる。結果的に得られる画像データは、開始角ｓ0-5°, ｓ0-2.5°, ｓ0, ｓ0＋2.5°及びｓ0+5°のそれぞれで取得される画像について、重み１／９，２／９，３／９，２／９，１／９を使用して加算される。
再構成ステップ１０５の間に平均が実行される場合がある。たとえばステップ１０５で、第一の検出データが上述されたように後方投影される場合、第一の検出データが後方投影される前に、第一の検出データは適切に選択された重みで重み付けすることができ、すなわち、これら適切に選択された重みで重み付けされた第一の検出データは、後方投影される。
本発明は図面及び上述された説明において詳細に例示及び記載されたが、係る例示及び説明は、例示的なものであって限定的なものと解釈されるべきではない。本発明は、開示された実施の形態に限定されない。
開示された実施の形態に対する他の変形は、図面の調査、開示及び特許請求の範囲から、特許請求された発明を実施することにおいて当業者により理解及び実施することができる。
たとえば、本発明は、円形の軌道である第一の軌道、螺旋形の軌道である第二の軌道、及び、ｚ軸に平行なラインである仮想的な軌道に限定されない。本発明は、如何なる軌道をも含む場合がある。たとえば、仮想的な軌道は、螺旋形の軌道であり、第二の軌道がｚ軸に平行なラインである場合がある。
また、本発明は、関心のある領域が動くエレメントを含まない場合にも使用される場合がある。さらに、関心のある領域は技術的な対象物のみを含む場合がある。
本発明は、特に、優れた時間解像度が得られる円形のショートスキャンの再構成を可能にする。さらに、高速で回転するＣＴスキャナと組み合わせて、シングルサイクルの心電計の再構成が可能となる。特に、本発明は、さらに、人間の心臓のような動くエレメントが関心のある領域内に存在する場合でさえ、ゲートされない方法（ungated manner）で非常に低い放射線量で第二の軌道に沿ってデータを取得するのを可能にする。
請求項において、単語「有する“comprising”」は、他のエレメント又はステップを排除するものではなく、不定冠詞“ａ”又は“ａｎ”は、複数を排除するものではない。
コンピュータプログラムは、他のハードウェアと共に、又は他のハードウェアの一部として供給される光記憶媒体又は固体媒体のような適切な媒体で記憶／分散される場合があるか、又は、代替的に、インターネット、或いは他の有線又は無線の電気通信システムを介するような、他の形式で分散される場合がある。
請求項における参照符号は、範囲を限定するものとして解釈されるべきではない。

Claims (14)

  1. 関心のある領域を画像形成する画像形成システムであって、
    前記関心のある領域を照射する放射線を放出する照射ユニットと、
    第一の軌道に沿って前記関心のある領域と相対的に前記照射ユニットを移動し、第二の軌道に沿って前記照射ユニットを移動する移動ユニットと、
    前記照射手段が前記第一の軌道に沿って移動されるときに前記関心のある領域を通過後の放射線に依存する第一の検出データを検出し、前記関心のある領域が前記第二の軌道に沿って照射されるときに前記関心のある領域を通過後の放射線に依存する第二の検出データを検出する検出ユニットと、
    少なくとも前記第二の検出データから前記関心のある領域の中間画像を再構成し、前記第一の軌道上の１又は複数のセクションに対応する第一の検出データ及び仮想的な検出データから前記関心のある領域の画像を再構成する再構成ユニットと、
    前記中間画像を通して前方投影により前記仮想的な検出データを決定する前方投影ユニットとを有し、
    前記第一の軌道は、前記関心のある領域に交差する平面内に配置され、前記第二の軌道は、少なくとも部分的に前記平面の外側に配置され、
    前記前方投影ユニットは、前記関心のある領域の画像を再構成する完全なデータを取得するように、前記関心のある領域の画像を再構成するために使用される第一の検出データに整合するように配置される仮想的な軌道に沿って前記前方投影が行なわれるように適合され、
    前記前方投影ユニットは、前記第一の軌道の１以上のセクションで前記平面と交差するように前記仮想的な軌道が配置されるように適合される、
    ことを特徴とする画像形成システム。
  2. 前記移動ユニットは、前記第一の軌道が円形の軌道であるように適合される、
    請求項１記載の画像形成システム。
  3. 前記移動ユニットは、前記第二の軌道が螺旋形の軌道であるように適合される、
    請求項１記載の画像形成システム。
  4. 前記前方投影ユニットは、前記第一の軌道の１以上のセクションの端点で前記平面と交差するように前記仮想的な軌道が設けられるように適合される、
    請求項１記載の画像形成システム。
  5. 前記前方投影ユニットは、前記仮想的な軌道が前記平面に垂直なラインであるように適合される、
    請求項１記載の画像形成システム。
  6. 前記再構成ユニットは、前記関心のある領域の画像を再構成するために使用される前記第一の検出データがショートスキャンデータであるように適合される、
    請求項１記載の画像形成システム。
  7. 前記再構成ユニットは、前記関心のある領域の画像を再構成するために使用される前記第一の検出データが複数のショートスキャンデータのセットを含むように適合され、
    異なるショートスキャンデータのセットは、前記第一の軌道の異なるセクションに対応する、
    請求項１記載の画像形成システム。
  8. 前記再構成ユニットは、前記中間画像の再構成が、
    前記第二の検出データを使用することで、前記第一の軌道に沿って３６０°の角度レンジにわたり照射されていない中間画像のボクセルを再構成するステップと、
    前記第一の検出データ及び前記第二の検出データを使用することで、前記第一の軌道に沿って３６０°の角度レンジにわたり照射された中間画像のボクセルを再構成するステップと、
    を含むように適合される、請求項１記載の画像形成システム。
  9. 前記再構成ユニットは、前記前記中間画像と、前記第一の検出データ及び前記仮想的な検出データから再構成される前記関心のある領域の画像の少なくとも１つを再構成するように適合される、
    請求項１記載の画像形成システム。
  10. 関心のある領域の画像を生成する画像生成装置であって、
    当該画像生成装置には、前記関心のある領域を照射する放射線を放出する照射ユニットが第一の軌道に沿って関心のある領域と相対的に移動されるときに検出ユニットにより検出される第一の検出データが供給され、前記第一の検出データは、前記関心のある領域を通過後の放射線に依存し、
    当該画像生成装置には、前記照射ユニットが第二の軌道に沿って前記関心のある領域と相対的に移動されるときに前記検出ユニットにより検出された第二の検出データが供給され、前記第二の検出データは、前記関心のある領域を通過後の放射線に依存し、前記第一の軌道は、前記関心のある領域に交差する平面内に配置され、前記第二の軌道は、少なくとも部分的に前記平面の外側に配置され、
    当該画像生成装置は、
    少なくとも前記第二の検出データから前記関心のある領域の中間画像を再構成し、前記第一の軌道上の１又は複数のセクションに対応する第一の検出データ及び仮想的な検出データから前記関心のある領域の画像を再構成する再構成ユニットと、
    前記中間画像を通した前方投影により前記仮想的な検出データを決定する前方投影ユニットとを有し、
    前記前方投影ユニットは、前記関心のある領域の画像を再構成する完全なデータを取得するように、前記関心のある領域の画像を再構成するために使用される第一の検出データに整合するように配置される仮想的な軌道に沿って前記前方投影が行なわれるように適合され、
    前記前方投影ユニットは、前記第一の軌道上の１以上のセクションで前記平面と交差するように前記仮想的な軌道が配置されるように適合される、
    ことを特徴とする画像生成装置。
  11. 関心のある領域を画像形成する画像形成方法であって、
    放射線を放出する照射ユニットにより、前記関心のある領域を照射するステップと、
    移動ユニットにより、第一の軌道に沿って及び第二の軌道に沿って前記関心のある領域と相対的に前記照射ユニットを移動するステップと、前記第一の軌道は、前記関心のある領域に交差する平面内に配置され、前記第二の軌道は、少なくとも部分的に前記平面の外側に配置され、
    検出ユニットにより、前記照射ユニットが前記第一の軌道に沿って移動されるときに前記関心のある領域を通過後の放射線に依存する第一の検出データを検出し、前記関心のある領域が前記第二の軌道に沿って照射されるときに前記関心のある領域を通過後の放射線に依存する第二の検出データを検出するステップと、
    再構成ユニットにより、少なくとも前記第二の検出データから前記関心のある領域の中間画像を再構成するステップと、
    前方投影ユニットにより、前記中間画像の前方投影により仮想的な検出データを決定するステップと、前記前方投影は、前記関心のある領域の画像を再構成する完全なデータを取得するように、前記関心のある領域の画像を再構成するために使用される第一の検出データに整合するように配置される仮想的な軌道に沿って行なわれ、前記仮想的な軌道は、前記第一の軌道上の１以上のセクションで前記平面と交差するように配置され、
    前記再構成ユニットにより、前記第一の軌道上の１又は複数のセクションに対応する第一の検出データ及び前記仮想的な検出データから前記関心のある領域の画像を再構成するステップと、
    を有する画像形成方法。
  12. 関心のある領域の画像を生成する画像生成方法であって、
    当該画像生成方法は、前記関心のある領域を照射する放射線を放出する照射ユニットが第一の軌道に沿って関心のある領域と相対的に移動されるときに検出ユニットにより検出される第一の検出データを使用し、前記第一の検出データは、前記関心のある領域を通過後の放射線に依存し、
    当該画像生成方法は、前記照射ユニットが第二の軌道に沿って前記関心のある領域と相対的に移動されるときに前記検出ユニットにより検出された第二の検出データを使用し、前記第二の検出データは、前記関心のある領域を通過後の放射線に依存し、前記第一の軌道は、前記関心のある領域に交差する平面内に配置され、前記第二の軌道は、少なくとも部分的に前記平面の外側に配置され、
    当該画像生成方法は、
    再構成ユニットにより、少なくとも前記第二の検出データから前記関心のある領域の中間画像を再構成するステップと、
    前方投影ユニットにより、前記中間画像を通した前方投影により仮想的な検出データを決定するステップと、前記前方投影は、前記関心のある領域の画像を再構成する完全なデータを取得するように、前記関心のある領域の画像を再構成するために使用される第一の検出データに整合するように配置される仮想的な軌道に沿って行なわれ、前記仮想的な軌道は、前記第一の軌道上の１以上のセクションで前記平面と交差するように配置され、
    前記再構成ユニットにより、前記第一の軌道上の１又は複数のセクションに対応する第一の検出データ及び前記仮想的な検出データから前記関心のある領域の画像を再構成するステップと、
    を含む画像生成方法。
  13. 関心のある領域を画像形成するコンピュータプログラムであって、
    当該コンピュータプログラムが請求項１記載の画像形成システムを制御するコンピュータで実行されたとき、請求項１１記載の方法のステップを前記画像形成システムに実行させるプログラムコードを含む、
    ことを特徴とするコンピュータプログラム。
  14. 関心のある領域の画像を生成するコンピュータプログラムであって、
    当該コンピュータプログラムが請求項１０記載の画像生成装置を制御するコンピュータで実行されたとき、請求項１２記載の方法のステップを前記コンピュータに実行させるプログラムコードを含む、
    ことを特徴とするコンピュータプログラム。
JP2009526238A 2006-08-31 2007-08-28 画像形成システム Expired - Fee Related JP5539719B2 (ja)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP06119922 2006-08-31
EP06119922.0 2006-08-31
PCT/IB2007/053442 WO2008026153A2 (en) 2006-08-31 2007-08-28 Imaging system

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2010502256A JP2010502256A (ja) 2010-01-28
JP5539719B2 true JP5539719B2 (ja) 2014-07-02

Family

ID=39136348

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2009526238A Expired - Fee Related JP5539719B2 (ja) 2006-08-31 2007-08-28 画像形成システム

Country Status (5)

Country Link
US (1) US8396274B2 (ja)
EP (1) EP2059171A2 (ja)
JP (1) JP5539719B2 (ja)
CN (1) CN101505661B (ja)
WO (1) WO2008026153A2 (ja)

Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
ATE535191T1 (de) 2008-05-01 2011-12-15 Koninkl Philips Electronics Nv Quellen- und/oder detektorpositionierungssystem
WO2011021116A1 (en) * 2009-08-20 2011-02-24 Koninklijke Philips Electronics N.V. Reconstruction of a region-of-interest image
KR101284986B1 (ko) 2011-06-20 2013-07-10 경희대학교 산학협력단 고해상도 토모신세시스 단면 영상의 재구성 방법 및 그 장치
US20170215818A1 (en) * 2016-02-03 2017-08-03 General Electric Company High-resolution computed tomography or c-arm imaging
CN109106390B (zh) * 2018-06-28 2020-06-23 北京航空航天大学 一种旋转中心偏置的扇束短扫描ct重建方法及装置
US11335038B2 (en) * 2019-11-04 2022-05-17 Uih America, Inc. System and method for computed tomographic imaging
EP4295773A1 (en) * 2022-06-23 2023-12-27 Koninklijke Philips N.V. Ct imaging method

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR2706043B1 (fr) * 1993-06-02 1995-07-07 Commissariat Energie Atomique Installation et procédé de reconstruction d'images tridimensionnelles.
US6014419A (en) 1997-11-07 2000-01-11 Hu; Hui CT cone beam scanner with fast and complete data acquistion and accurate and efficient regional reconstruction
US6148056A (en) * 1999-02-22 2000-11-14 General Electric Company Efficient cone-beam reconstruction system using circle-and-line orbit data
DE10001492A1 (de) 2000-01-15 2001-07-19 Philips Corp Intellectual Pty Computertomographie-Verfahren zur Erzeugung eines Scannogramms
US6546067B2 (en) 2001-01-30 2003-04-08 Kabushiki Kaisha Toshiba Reconstruction and scan of 4D-CT
DE10214254A1 (de) 2002-03-30 2003-10-16 Philips Intellectual Property Organspezifische Rückprojektion
JP4649331B2 (ja) * 2002-10-01 2011-03-09 エピゲノミクス アーゲー ***細胞増殖障害の改良治療方法および核酸
DE10252661A1 (de) 2002-11-11 2004-05-27 Philips Intellectual Property & Standards Gmbh Exaktes Computertomographie-Verfahren und Computertomograph
GB0309379D0 (en) * 2003-04-25 2003-06-04 Cxr Ltd X-ray scanning
WO2005104038A1 (en) * 2004-04-21 2005-11-03 Philips Intellectual Property & Standards Gmbh Cone beam ct apparatus using truncated projections and a previously acquired 3d ct image
JP2008515513A (ja) 2004-10-06 2008-05-15 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ コンピュータ断層撮影方法
US7382853B2 (en) 2004-11-24 2008-06-03 General Electric Company Method and system of CT data correction
US7359477B2 (en) 2005-02-15 2008-04-15 Siemens Aktiengesellschaft Method for reconstructing a CT image using an algorithm for a short-scan circle combined with various lines
WO2007127161A1 (en) * 2006-04-25 2007-11-08 Wisconsin Alumni Research Foundation System and method for estimating data missing from ct imaging projections

Also Published As

Publication number Publication date
US8396274B2 (en) 2013-03-12
WO2008026153A2 (en) 2008-03-06
JP2010502256A (ja) 2010-01-28
US20090208077A1 (en) 2009-08-20
CN101505661A (zh) 2009-08-12
EP2059171A2 (en) 2009-05-20
WO2008026153A3 (en) 2008-07-17
CN101505661B (zh) 2012-02-15

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP4606414B2 (ja) 円錐形状光線束を用いるコンピュータ断層撮影方法
US20090185655A1 (en) Computed tomography method
CN103390284B (zh) 在扩展的测量场中的ct图像重建
JP5199081B2 (ja) 心臓ｃｔ撮影のバンドアーチファクトの抑制
JP5539719B2 (ja) 画像形成システム
US7702063B2 (en) CT method for the examination of cyclically moving object
JP2004188163A (ja) 断層撮影装置
JP2009534079A (ja) 複数の部分的な走査軌道を有するコーンビーム・コンピュータ断層撮影
JP5514195B2 (ja) 運動する物体の画像を生成するための装置
JP2002045355A (ja) コンピュータ断層撮影方法
US8908953B2 (en) Imaging system and imaging method for imaging a region of interest
JP2005516658A (ja) 逐次コンピュータ断層撮影方法
JP2008539931A (ja) 螺旋状円錐ビームｃｔの再構築方法
JP6437163B1 (ja) コンピュータ断層撮影画像生成装置
JP4571622B2 (ja) 周期的運動をする対象のコンピュータ断層撮影法
JP4431136B2 (ja) ボリュメトリック画像再構成のための方法及び装置
JP2011502683A (ja) 関心領域の画像を決定するイメージング装置、イメージング方法及びコンピュータプログラム
JP5572386B2 (ja) 関心領域を撮像する撮像システム、撮像方法及びコンピュータプログラム
JP2006527618A (ja) 余剰な測定値を使用するコンピュータ断層撮影法
WO2008149281A1 (en) Computed tomography apparatus for imaging a region of interest

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20100826

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20130521

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20130821

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20140401

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 5539719

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20140501

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees