(57)【要約】領域の画像を与えるＣＴスキャナであって、領域をＸ線で照射する少なくとも１つのＸ線コーンビームと、少なくとも１つのＸ線源からの領域を通るＸ線の線減衰に応ずる信号を発生するＸ線検出器の複数の行と、領域の異なった視角に関する領域についての線減衰データを取得するよう少なくとも１つのＸ線コーンビームを制御する制御器と、信号を受信し、（ａ）データから画像の低空間周波成分を決定し、（ｂ）低周波成分から領域の第１の空間画像を生成し、（ｃ）データから画像の高空間周波成分を決定し、（ｄ）高周波成分から領域の第２の空間画像を生成し、（ｅ）ＣＴ画像を生成するよう第１の画像と第２の画像を組み合わせるプロセッサとを有するＣＴスキャナが開示される。
2005524455.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
領域の画像を与えるＣＴスキャナであって、
前記領域をＸ線で照射する少なくとも１つのＸ線コーンビームと、
前記少なくとも１つのＸ線源からの前記領域を通るＸ線の線減衰に応ずる信号を発生するＸ線検出器の複数の行と、
前記領域の異なった視角に関する前記領域についての線減衰データを取得するよう前記少なくとも１つのＸ線コーンビームを制御する制御器と、
前記信号を受信し、
（ａ）前記データから前記画像の低空間周波成分を決定し、
（ｂ）前記低周波成分から前記領域の第１の空間画像を生成し、
（ｃ）前記データから前記画像の高空間周波成分を決定し、
（ｄ）前記高周波成分から前記領域の第２の空間画像を生成し、
（ｅ）ＣＴ画像を生成するよう前記第１の画像と前記第２の画像を組み合わせる、プロセッサと、
を有するＣＴスキャナ。
【請求項２】
前記少なくとも１つのＸ線コーンビームはオフセット回転される、請求項１記載のＣＴスキャナ。
【請求項３】
前記少なくとも１つのＸ線コーンビームは複数のＸ線コーンビームを含む、請求項１又は２記載のＣＴスキャナ。
【請求項４】
前記制御器は約３６０°の視角範囲に亘って前記領域の線減衰データを取得するよう前記少なくとも１つのコーンビームを制御する、請求項１乃至３のうちいずれか一項記載のＣＴスキャナ。
【請求項５】
前記プロセッサは、前記視角範囲に亘り平行ビューを生成するよう前記線減衰データを処理する、請求項４記載のＣＴスキャナ。
【請求項６】
前記低周波空間成分は、平行ビュー中の多数の線積分によって決定されるナイキスト周波数ωNによって帯域制限される、請求項５記載のＣＴスキャナ。
【請求項７】
前記低周波空間成分はフーリエ成分である、請求項６記載のＣＴスキャナ。
【請求項８】
前記高周波空間成分は、平行ビュー中の線積分の数の２倍に決定されるナイキスト周波数２ωNによって帯域制限される、請求項５乃至７記載のＣＴスキャナ。
【請求項９】
前記プロセッサは角度的に１８０°離れている平行ビューをインタリーブし、高周波フーリエ成分を決定するよう、インタリーブされた平行ビューをフーリエ変換する、請求項８記載のＣＴスキャナ。
【請求項１０】
前記プロセッサは、線積分の数に等しい数のヌル値で平行ビューをインタリーブし、前記高周波フーリエ成分を決定するよう、インタリーブされた平行ビューをフーリエ変換する、請求項８記載のＣＴスキャナ。
【請求項１１】
前記第２の画像を生成するために、前記プロセッサは、０°から約１８０°の視角範囲の部分のインタリーブされた平行ビューから第１の部分的な高周波画像を生成し、約１８０°から約３６０°の視角範囲の部分のインタリーブされた平行ビューから第２の部分的な高周波画像を生成し、前記第１の部分的な画像と前記第２の部分的な画像を組み合わせる、請求項１０記載のＣＴスキャナ。
【請求項１２】
前記プロセッサは、前記高周波データを高域通過フィルタｆH（ω）でフィルタリングする、請求項８乃至１１のうちいずれか一項記載のＣＴスキャナ。
【請求項１３】
前記高周波フィルタｆH（ω）は、ωNよりもかなり小さいωの値及び２ωNよりも大きいωの値については略ゼロに等しい、請求項１２記載のＣＴスキャナ。
【請求項１４】
ｆH（ω）は、ωNの近傍のωの値については略１に等しい、請求項１２又は１３記載のＣＴスキャナ。
【請求項１５】
ｆH（ω）は、２ωNの近傍のωの値については断熱曲線的にゼロへ減少する、請求項１２乃至１４のうちいずれか一項記載のＣＴスキャナ。
【請求項１６】
前記プロセッサは、前記低周波成分を低域通過フィルタｆL（ω）でフィルタリングする、請求項６乃至１１のうちいずれか一項記載のＣＴスキャナ。
【請求項１７】
前記プロセッサは、前記低周波成分を低域通過フィルタｆL（ω）でフィルタリングする、請求項１２乃至１５のうちいずれか一項記載のＣＴスキャナ。
【請求項１８】
前記関数ｆH（ω）及びｆL（ω）は、式ｆ（ω）＝ｆH（ω）＋ｆL（ω）で関連付けられ、但し、ｆ（ω）は、ωNよりもかなり小さいωの値では略１に等しく、２ωNよりも大きいωについては略ゼロに等しい、請求項１７記載のＣＴスキャナ。
【請求項１９】
ｆ（ω）は、ωNの近傍のωの値については略１に等しい、請求項１８記載のＣＴスキャナ。
【請求項２０】
ｆ（ω）は、２ωNよりも小さい及び２ωNの近傍のωの値については断熱曲線的にゼロへ減少する、請求項１８又は１９記載のＣＴスキャナ。
【請求項２１】
低周波フィルタｆL（ω）は、ωNよりもかなり小さいωの値では非ゼロ値を有し、２ωNよりも大きいωの値については略ゼロに等しい、請求項１６乃至２０のうちいずれか一項記載のＣＴスキャナ。
【請求項２２】
ｆL（ω）は、ωNよりもかなり小さいωの値については略１に等しい、請求項１６乃至２１のうちいずれか一項記載のＣＴスキャナ。
【請求項２３】
ｆL（ω）は、ωNの近傍のωの値については断熱曲線的にゼロへ減少する、請求項１６乃至２２のうちいずれか一項記載のＣＴスキャナ。
【請求項２４】
領域の線減衰データからＣＴ画像を生成する方法であって、
前記データから前記画像の低空間周波成分を決定する段階と、
前記低周波成分から前記領域の第１の空間画像を生成する段階と、
前記データから前記画像の高空間周波成分を決定する段階と、
前記高周波成分から前記領域の第２の空間画像を生成する段階と、
ＣＴ画像を生成するよう前記第１の画像と前記第２の画像を組み合わせる段階とを含む、方法。
【請求項２５】
前記線減衰データは、オフセット回転されたＸ線コーンビームを用いて取得されるデータを含む、請求項２４記載の方法。
【請求項２６】
前記線減衰データは、複数のＸ線源によって与えられるＸ線コーンビームを用いて取得されるデータを含む、請求項２４又は２５記載の方法。
【請求項２７】
前記線減衰データは、約３６０°の視角範囲の前記領域のコーンビームビューからのデータを含む、請求項２４乃至２６のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項２８】
前記線減衰データを処理する段階は、前記視角範囲に亘り平行ビューを生成する段階を含む、請求項２７記載の方法。
【請求項２９】
前記低周波空間成分を決定する段階は、平行ビュー中の線積分の数によって決定されるナイキスト周波数ωNによって帯域制限される周波数成分を決定する段階を含む、請求項２８記載の方法。
【請求項３０】
前記低周波空間成分を決定する段階は、低周波フーリエ成分を決定するよう各平行ビューをフーリエ変換する段階を含む、請求項２９記載の方法
【請求項３１】
前記高周波空間成分を決定する段階は、平行ビュー中の線積分の数の２倍に決定されるナイキスト周波数２ωNによって帯域制限される周波数成分を決定する段階を含む、請求項２８乃至３０記載のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項３２】
前記高周波フーリエ成分を決定する段階は、角度的に１８０°離れている平行ビューからのデータをインタリーブすることによってインタリーブされた平行ビューを生成し、高周波フーリエ成分を決定するよう、前記インタリーブされた平行ビューをフーリエ変換する段階を含む、請求項３１記載の方法。
【請求項３３】
前記高周波フーリエ成分を決定する段階は、各平行ビューからのデータを、平行ビューの中の線積分の数に等しい数のヌル値でインタリーブすることによりインタリーブされた平行ビューを生成し、前記インタリーブされた平行ビューをフーリエ変換することを含む、請求項３１記載の方法。
【請求項３４】
前記第２の画像を決定する段階は、０°から約１８０°の視角範囲の部分のインタリーブされた平行ビューから第１の部分的な高周波画像を生成し、約１８０°から約３６０°の視角範囲の部分のインタリーブされた平行ビューから第２の部分的な高周波画像を生成し、前記第１の部分的な画像と前記第２の部分的な画像を組み合わせる段階を含む、請求項３３記載の方法。
【請求項３５】
前記高周波データを高域通過フィルタｆH（ω）でフィルタリングする段階を含む、請求項３１乃至３４のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項３６】
前記高周波フィルタｆH（ω）は、ωNよりもかなり小さいωの値及び２ωNよりも大きいωの値については略ゼロに等しい、請求項３５記載の方法。
【請求項３７】
ｆH（ω）は、ωNの近傍のωの値については略１に等しい、請求項３５又は３６記載の方法。
【請求項３８】
ｆH（ω）は、２ωNの近傍のωの値については断熱曲線的にゼロへ減少する、請求項３５乃至３７のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項３９】
前記低周波成分を低域通過フィルタｆL（ω）でフィルタリングする段階を含む、請求項２９乃至３４のうちいずれか方法。
【請求項４０】
前記低周波成分を低域通過フィルタｆL（ω）でフィルタリングする、請求項３５乃至３８のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項４１】
前記関数ｆH（ω）及びｆL（ω）は、式ｆ（ω）＝ｆH（ω）＋ｆL（ω）で関連付けられ、但し、ｆ（ω）は、ωNよりもかなり小さいωの値では略１に等しく、２ωNよりも大きいωの値については略ゼロに等しい、請求項４０記載の方法。
【請求項４２】
ｆ（ω）は、ωNの近傍のωの値については略１に等しい、請求項４１記載の方法。
【請求項４３】
ｆ（ω）は、２ωNよりも小さい及び２ωNの近傍のωの値については断熱曲線的にゼロへ減少する、請求項４１又は４２記載の方法。
【請求項４４】
低周波フィルタｆL（ω）は、ωNよりもかなり小さいωの値では非ゼロ値を有し、２ωNよりも大きいωの値については略ゼロに等しい、請求項３９乃至４３のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項４５】
ｆL（ω）は、ωNよりもかなり小さいωの値については略１に等しい、請求項３９乃至４４のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項４６】
ｆL（ω）は、ωNの近傍のωの値については断熱曲線的にゼロへ減少する、請求項３９乃至４５のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項４７】
コーンビームデータから領域のＣＴ画像を生成する方法であって、
角度的に１８０°離れた視角で前記領域の第１及び第２の平行ビューについての線減衰データを取得する段階と、
各平行ビューからのデータをヌル値でインタリーブする段階と、
３次元逆投影アルゴリズムに従って、前記第１及び第２のインタリーブされたビュー中のデータを夫々用いて前記領域の第１の画像及び第２の画像を生成する段階と、
前記領域の前記ＣＴ画像を生成するよう前記第１画像と前記第２の画像を組み合わせる段階とを有する方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）Ｘ線撮像法に関連し、特に高分解能ＣＴ画像を生成する方法に関連する。
【背景技術】
【０００２】
患者のＣＴ  Ｘ線撮像では、Ｘ線は患者の体の領域の内部的な構造及び特徴を撮像するのに用いられる。撮像は、以下「ＣＴスキャナ」と称するＣＴ撮像システムによって行われ、これは一般的には、Ｘ線源と、Ｘ線源に対向するよう配置される近接して間隔が開けられたＸ線検出器のアレイとを有する。Ｘ線源及び検出器のアレイは、一般的には適当な支持寝台に横たわっている、ＣＴスキャナで撮像されている人が、ガントリ内でＸ線と検出器のアレイとの間に位置決めされうるよう、ガントリに取り付けられる。ガントリ及び寝台は、Ｘ線源及び検出器アレイが、患者の体に沿った所望の場所で「ｚ軸」に沿って軸方向に位置決めされうるよう、互いに対して可動である。ガントリは、固定子と称される静止した構造と、回転子と称される回転要素とを含む。回転子は、回転子の「アイソセンタ」と称される中心回りにｚ軸に対して垂直な平面上で回転可能であるよう固定子に取り付けられる。ｚ軸は、通常は、都合がよいように、回転子が軸回りに回転するよう回転子のアイソセンタを通るよう選定される。
【０００３】
第３世代のＣＴスキャナでは、Ｘ線源及び検出器は回転子に取り付けられる。幾つかの、概してより古い「シングルスライス」の第３世代ＣＴスキャナは、一回に１スライスずつ、領域の複数の比較的薄いスライスを撮像することにより患者の領域を撮像する。シングルスライスの第３世代ＣＴスキャナは、ｚ軸に対して垂直な平面上にありＸ線源のスキャナの「焦点」に中心を置く円の円弧に沿って配置される単一の一般的には湾曲した検出器の行を有する。Ｘ線源は、Ｘ線検出器をＸ線で照射するための平坦な扇（ファン）形のＸ線ビームを与える。ファンビームは、Ｘ線源の焦点から発せられ、Ｘ線検出器の行と同一平面上にある。ファンビームの頂点の角度は「ファン角度」と称せられ、ファン角度の二等分線はファンビームの「軸」と称される。
【０００４】
第４世代のＣＴスキャナでは、Ｘ線検出器の行は、検出器の完全な円を形成するよう円周の回りに配置される。検出器の円は静止しており、Ｘ線源は、回転子に取り付けられ、回転子と共に回転する。シングルスライスの第４世代ＣＴスキャナは、Ｘ線検出器の単一の円と、検出器をＸ線で照射するためのファンビームとを含む。第４世代のスキャナは第３世代のスキャナと同様に動作し、一般的にＣＴスキャナの第３世代の構成について参照する以下の説明は、当業者によって容易に理解される適当な調整を伴って、第４世代のＣＴスキャナにも関連する。
【０００５】
幾つかのシングルスライスＣＴスキャナでは、患者の領域を撮像するために、患者は、Ｘ線源及び検出器アレイを収容するガントリを通る領域を「段階的に通る（step）」よう、ｚ方向上をステップ毎に動かされる。各ステップに続き、Ｘ線源は複数の異なる、通常は等しい間隔の「視角（view  angles）」と称される角度からのＸ線で領域の薄いスライスを照射するよう、アイソセンタ回りを回転される。一般的に、Ｘ線源は、３６０°又は（１８０＋Φ）度に亘って回転され、但しΦは、Ｘ線源によって与えられるファンビームのファン角度の角度的な幅である。「ステップ・アンド・ローテート（step  and  rotate）」スキャンは、「アキシアルスキャン」と称される。
【０００６】
各視角では、検出器の行の各検出器は、Ｘ線源から検出器への「減衰路」に沿ってスライスを通る源からのＸ線の強度を測定する。測定された強度は、減衰路に沿った材料の吸収係数の線積分の値を与える。（線積分は、しばしば、従来通り、「ラドン変換（Radon  transform）」と称されるが、ここでは線積分と称するものとする。また、「線積分データ」は、ここでは「線減衰データ」も指すものとする）。Ｘ線源の所与の視角に対して検出器アレイ中の全ての検出器によって与えられる強度測定値から生成されるスライスについての一組の線積分値は、視角における「ビュー」と称される。
【０００７】
スライスの全てのビューの組は、スライスの「投影」と称される。投影中の視角の「範囲（span）」は、投影中に含まれるビューの最も小さい視角と最も大きい視角の間の角度的な差を示す。投影の範囲内の各ビューについて、投影は、夫々が視角に等しい角度でスライスを通るがｚ軸からは異なる距離である、複数の減衰路に対する線積分を含む。所与の視角に等しい角度でスライスを通る平行な減衰路に対するスライスの投影中の一組の線積分は、視角におけるスライスの「平行な」ビューと称される。記号で表わすと、角度φで、ｚ軸から距離ｓにあるスライスを通る減衰路についての線積分がＲ（φ，ｓ）で表わされ、Ｎ個のサンプルを有する角度φでの平行ビューがＰＶ（φ，Ｎ）で表わされると、ＰＶ（φ，Ｎ）＝｛Ｒ（φ，Ｓ1），Ｒ（φ，Ｓ2），．．．，Ｒ（φ，ＳN）｝で表わされる。視角での平行ビューと、視角でのファンビームによって与えられるビュー（各減衰路は異なる角度でスライスを通過する）を区別するために、ファンビームによって与えられるビューを以下、「ファンビームビュー」と称するものとする。
【０００８】
所与の一定の角度φに対して線積分Ｒ（φ，ｓ）に等しい値を有するｓの関数「Ｒφ（ｓ）」を、角度φにおけるラドン（Ｒａｄｏｎ）関数と称するものとする。視角φと（φ＋１８０°）におけるラドン関数は同じであることに留意すべきである。従って、以下ではラドン関数の角度は０°以上であり１８０°よりも小さいという慣例が用いられる。角度φ及び（φ＋１８０°）で夫々平行ビューＰＶ（φ，Ｎ）及びＰＶ（φ＋１８０°，Ｎ）中で構成されたアイソセンタから異なる距離ｓでの一組の線積分は、同じラドン関数Ｒφ（ｓ）に対するサンプルを与える。
【０００９】
スライスの投影からスライスの画像を生成するために、投影によって与えられるスライスの各平行ビューは、スライスの対応するラドン関数のフーリエ変換を発生するのに用いられる。ラドン関数のフーリエ変換は、スライス中の組織のＸ線吸収係数の２次元フーリエ変換のための値を与える。２次元フーリエ変換は、２次元空間関数を発生するよう、従来技術で知られている様々な２次元フィルタリングされた逆投影アルゴリズムのうちのいかなるものに従っても処理される。空間関数は、スライスのボクセル中の材料のＸ線吸収係数をボクセルの位置の関数として表わす。スライスについての吸収係数の値は、スライス中の組織を特徴付け画像化するのに用いられる。患者の体の領域中の複数の連続的なスライスに対する吸収係数の値は、領域の内部機関及び特徴の３次元画像を与えるのに使用されうる。
【００１０】
ＣＴスキャナによって与えられる減衰測定値から生成されるスライスのＣＴ画像の解像度は、特に、サンプル、即ち線積分が、スライスの各ラドン関数に対して取得されるサンプリングレートの関数としてＣＴスキャナによって与えられる減衰測定値から発生される。ラドン関数に対して取得されるサンプルの数が増加する程度に、関数についてのナイキストサンプリングレート及びラドン関数のフーリエ変換の最大周波数は増加する。ナイキストサンプリングレートが増加すると、吸収係数関数及びスライスの対応するＣＴ画像の空間解像度は増加し、スライスを通る減衰路の断面の寸法によって決定される上限に近づく。
【００１１】
ファンビーム軸上に位置するアイソセンタ回りに（１８０°＋Φ）回転されるＣＴスキャナのファンビームに対して、スライスの各ラドン関数に対して与えられる異なる線積分の数は、一般的には、スキャナの検出器アレイ中の検出器の数に等しい。以下、ファンビームの軸上に置かれるアイソセンタ回りに回転されるファンビームは、「中心で回転される」と称される。中心で回転されるファンビームが（１８０°＋Φ）から３６０°へ回転される角度を増加させることは、スライスの各ラドン関数に対して取得されるサンプルの数を増加させない。３６０°に亘って改善された、中心で回転されるファンビームに対して、ファンビーム軸の反対側のＸ線検出器は、スライスを通る同じ減衰路に対する線積分を与える。視角φ及び（φ＋１８０°）でのスライスの平行ビューは、スライスを通る同じ減衰路についての、また、同じラドン関数Ｒφ（ｓ）についての線積分を与える。
【００１２】
スライスの各ラドン関数に対して取得される異なった線積分の数を２倍にするために、ファンビーム軸をアイソセンタからずらし、ビームをアイソセンタ回りに約３６０°に亘って回転させることが知られている。３６０°に亘って「オフセット回転された」ファンビームに対しては、ファンビーム軸の反対側のＸ線検出器は、異なった、一般的にはインタリーブされた、スライスを通る減衰路についての線積分を与える。特に、視角φ及び視角（φ＋１８０°）に対する平行ビューは、同じラドン関数Ｒφ（ｓ）についての異なった線積分を与える。ラドン関数Ｒφ（ｓ）に対するサンプルの数は、視角φの及び視角（φ＋１８０°）のビューによって与えられるサンプルを組み合わせることによって２倍にされうる。スライスの各ラドン関数に対して取得される異なった線積分の数を２倍とすることは、スライスのラドン関数に対するナイキストサンプリングレートを２倍とし、一般的にはファンビームで取得される減衰測定値から生成される画像の解像度を改善させる。
【００１３】
幾つかのシングルスライスＣＴスキャンでは、上述のようなアキシアルスキャンの代わりに、患者の「ヘリカルスキャン」が行われる。ヘリカルスキャンでは、撮像されるべき患者の領域は、ガントリを通って連続的に進行され、一方でＸ線源は患者の回りを同時に連続的に回転し、領域中のスライスのファンビームビューは「on  the  fly」で取得される。
【００１４】
「アキシアルスキャン」の線積分からのスライスの画像を生成するのに用いられる２次元フィルタ補正逆投影アルゴリズムは、スライスを画像化するのに用いられる全てのファンビームビューの線積分は、スライスと同一平面上の患者を通る減衰路のためのものであると想定する。しかしながら、ヘリカルスキャンのためには、どの２つのファンビームビューも同一平面上ではない。ヘリカルスキャン中の第１のファンビームビューは、ヘリカルスキャンのピッチ及び２つのビューの視角の間の角度的な差によって決定される距離だけヘリカルスキャンの第２のファンビームビューからずらされている。しかしながら、通常は、シングルスライススキャナでは、ヘリカルスキャンのピッチは小さく、第１のファンビームビューと第２のファンビームビューの間の視角の間に３６０°の角度的な差があるとき、ビューのｚ座標の間の差は比較的小さい。結果として、通常は、「ヘリカル」シングルスライススキャナに対しては、スキャナのファンビームのオフセット回転及び、３６０°に亘るビームの回転により、各スライスに対して、高い解像度の画像を与えるために、高い解像度の、高いナイキストサンプリングレートデータが取得されうる。
【００１５】
近年のＣＴスキャナは、しばしば、患者の複数のスライスを同時に画像化するよう設計されたマルチスライススキャナである。マルチスライスの第３世代のＣＴスキャナは、ｚ軸方向上、非常に近くに距離をおいて互いに隣り合ったＸ線検出器の複数の平行なＸ線列を有する検出器アレイを有する。スキャナのＸ線は、Ｘ線検出器を照射するために、平坦なファン上のＸ線ビームではなく、コーン形状のＸ線光線を与える。マルチスライス第４世代ＣＴスキャナは、複数の近接して配置された検出器の円と、検出器を照射するためのＸ線コーンビームとを有する。
【００１６】
コーンビーム幾何学形状は、コーンビームの中央平面、即ち、コーンビームを発生するＸ線源の焦点を含むｚ軸に対して垂直な平面を参照して説明されうる。焦点を通る中央平面に対して垂直は平面上のコーンビームのファン状の断面の頂点の角度は、コーンビームの「コーン角度」である。各コーンビーム視角に対して、コーンビームは患者の領域中の複数のスライスを照射し、Ｘ線源の焦点と検出器の少なくとも１つの行は各スライスを画成する。所与のコーンビーム視角でのコーンビームビューは、コーンビームがコーンビーム角度で照射する全てのスライスに対するコーンビームで取得されるビューを含む。
【００１７】
シングルスライススキャナの場合のように、マルチスライスＣＴスキャナは、患者のアキシアルスキャン及び／又はヘリカルスキャンを与えるよう動作されうる。しかしながら、マルチスライススキャナによって実行されるアキシアルスキャンでは、ステップはシングルスライススキャナにおけるステップよりもかなり大きい。更に、マルチスライススキャナにおけるコーンビームは、コーンビーム中央平面上で伝搬するＸ線から取得される「中央平面ビュー」であるビュー以外は、固定のｚ座標でｚ軸回りに回転され、いずれのビューも同一平面上にはない。マルチスライススキャナによって実行されるヘリカルスキャンでは、ヘリカルスキャンのピッチは、シングルスライススキャナによって実行されるヘリカルスキャンのピッチよりもかなり大きい。マルチスライススキャナのヘリカルスキャンでは、スキャナによって取得されたいずれのビューも同一平面上にないだけでなく、１８０°異なる視角でスキャナによって取得される平行なコーンビームビューは、比較的大きな距離でｚ軸に沿って互いに変位されている。マルチスライススキャナによって実行されるヘリカルスキャンでは、スキャナのコーンビームの中央平面は、スキャナのＸ線源の３６０°の回転では２０ｍｍよりも多く、ｚ軸に沿って変位されうる。アキシアルスキャン及びヘリカルスキャンのいずれについても、コーンビーム角度が大きくなるにつれて同一平面性はなくなっていく。
【００１８】
結果として、大きいコーン角度によって特徴付けられるコーンビームを有するマルチスライススキャナに対して、シングルスライススキャナから、又は、小さいコーン角度のマルチスライススキャナからのデータを処理するのに従来から用いられているデータ処理スキームは、スキャナによって与えられる画像中に目障りなアーティファクトが導入されうる。特に、「高いサンプリングレート」のラドン関数を発生し、そこから強調された解像度を有する画像を生成するようスキャナのコーンビームの３６０°ずれた回転から取得されるφ及び（φ＋１８０°）での平行ビューを組み合わせる従来技術の方法は、画像中に許容可能でない水準のアーティファクトを生じさせうる。
【００１９】
ここに参照として組み入れられる特許文献１は、一連の平坦な画像スライスを再構成するのに用いられる一組の投影データを生成する章動スライスＣＴ再構成装置及び方法を開示する。コーンビーム画像再構成アルゴリズムは、非特許文献１に記載されている。コーンビームデータから画像を生成する方法は、非特許文献２に記載されている。
【特許文献１】米国特許第５，８０２，１３４号明細書
【非特許文献１】ゲ・ワン（Ge  Wang）外著、「A  General  Cone-Beam  Reconstruction  Algorithm」、ＩＥＥＥ医用撮像法に関する議事録（IEEE  Transactions  on  Medical  Imaging）、第１２巻、第３号、１９９３年９月
【非特許文献２】マルク・カチェルリーツ（Marc  Kachelriesz）外著、「Advanced  single-slice  rebinning  in  cone  beam  spiral  CT」、Med.  Phys.  27  (4)、２０００年４月
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００２０】
本発明の幾つかの実施例の面は、マルチスライススキャナによって与えられる画像の解像度を改善させる方法を提供することに関連する。
【００２１】
本発明の幾つかの実施例の面は、スキャナのコーンビームがオフセット回転されるマルチスライスＣＴスキャナによって以前に取得された患者の領域の撮像のためにデータを処理する方法を提供することに関連する。
【課題を解決するための手段】
【００２２】
本願発明者は、高いサンプリングレートのラドン関数を与えるよう組み合わされるφ及び（φ＋１８０°）のオフセット回転の平行ビューからのマルチスライススキャナによって生成される領域の画像中では、アーティファクトは、しばしば、ラドン関数から生成される領域の吸収係数のフーリエ変換の低空間周波数成分によって生ずることを確かめた。従って、本発明の実施例によれば、マルチスライススキャナによって与えられる領域の画像に対しては、領域中のボクセルに対する吸収係数の低空間周波数フーリエ成分は、高解像度ラドン関数を与えるために組み合わされないコーンビームビューから生成される。ボクセルに対する吸収係数のフーリエ変換の高空間周波数成分は、高サンプリングレートのラドン関数を与えるために組み合わされる約３６０°の視角範囲内のオフセット回転されるコーンビームビューから取得されるデータから生成される。
【００２３】
吸収係数の低空間周波数フーリエ成分は、スライス中のボクセルについての「低周波」吸収係数を決定し、そこからボクセルの「低周波」画像を決定するよう、フィルタリングされ逆投影される。吸収係数の高空間周波数成分は、スライス中のボクセルについての「高周波」吸収係数を決定し、そこからボクセルの「高周波」画像を決定するよう、フィルタリングされ逆投影される。低周波画像と高周波画像は、領域の最終画像を与えるよう加算される。
【００２４】
高解像度ラドン関数を与えるために組み合わされないコーンビームビューから吸収係数のフーリエ変換の低周波成分を発生することにより、画像中のアーティファクトは抑えられる。高いサンプリングレートのラドン関数を与えるために組み合わされるφ及び（φ＋１８０°）の平行ビューから与えられるフーリエ変換の高周波成分は、最終的な画像の解像度を改善させる。
【００２５】
本発明の実施例によれば、最終画像を生成するために低周波画像に高周波画像を加える前に、最終画像中で低周波画像と高周波画像の間に所望の比率を与えるよう、高周波画像は重み付けされる。高周波画像の重み付けは、撮像される領域を望まれるように見ることができるよう、最終画像が必要に応じて平滑化又は鮮鋭化されることを可能とする。
【００２６】
従って、本発明の実施例によれば、領域の画像を与えるＣＴスキャナであって、領域をＸ線で照射する少なくとも１つのＸ線コーンビームと、少なくとも１つのＸ線源からの領域を通るＸ線の線減衰に応ずる信号を発生するＸ線検出器の複数の行と、領域の異なった視角に関する領域についての線減衰データを取得するよう少なくとも１つのＸ線コーンビームを制御する制御器と、信号を受信し、
（ａ）データから画像の低空間周波成分を決定し、
（ｂ）低周波成分から領域の第１の空間画像を生成し、
（ｃ）データから画像の高空間周波成分を決定し、
（ｄ）高周波成分から領域の第２の空間画像を生成し、
（ｅ）ＣＴ画像を生成するよう第１の画像と第２の画像を組み合わせる、プロセッサと、を有するＣＴスキャナが提供される。
【００２７】
任意に、少なくとも１つのＸ線コーンビームはオフセット回転される。更に、又は、その代わりに、少なくとも１つのＸ線コーンビームは複数のＸ線コーンビームを含む。
【００２８】
本発明の幾つかの実施例では、制御器は約３６０°の視角範囲に亘って領域の線減衰データを取得するよう少なくとも１つのコーンビームを制御する。任意に、プロセッサは、視角範囲に亘り平行ビューを生成するよう線減衰データを処理する。
【００２９】
任意に、低周波空間成分は、平行ビュー中の多数の線積分によって決定されるナイキスト周波数ωNによって帯域制限される。任意に、低周波空間成分はフーリエ成分である。
【００３０】
本発明の幾つかの実施例では、高周波空間成分は、平行ビュー中の線積分の数の２倍に決定されるナイキスト周波数２ωNによって帯域制限される。任意に、プロセッサは角度的に１８０°離れている平行ビューをインタリーブし、高周波フーリエ成分を決定するよう、インタリーブされた平行ビューをフーリエ変換する。任意に、プロセッサは、線積分の数に等しい数のヌル値で平行ビューをインタリーブし、高周波フーリエ成分を決定するよう、インタリーブされた平行ビューをフーリエ変換する。
【００３１】
任意に、第２の画像を生成するために、プロセッサは、０°から約１８０°の視角範囲の部分のインタリーブされた平行ビューから第１の部分的な高周波画像を生成し、約１８０°から約３６０°の視角範囲の部分のインタリーブされた平行ビューから第２の部分的な高周波画像を生成し、第１の部分的な画像と第２の部分的な画像を組み合わせる。
【００３２】
本発明の幾つかの実施例では、プロセッサは、高周波データを高域通過フィルタｆH（ω）でフィルタリングする。任意に、高周波フィルタｆH（ω）は、ωNよりもかなり小さいωの値及び２ωNよりも大きいωの値については略ゼロに等しい。更に、又は、その代わりに、ｆH（ω）は、ωNの近傍のωの値については略１に等しい。本発明の幾つかの実施例では、ｆH（ω）は、２ωNの近傍のωの値については断熱曲線的にゼロへ減少する。
【００３３】
本発明の幾つかの実施例では、プロセッサは、低周波成分を低域通過フィルタｆL（ω）でフィルタリングする。
【００３４】
本発明の幾つかの実施例では、関数ｆH（ω）及びｆL（ω）は、式ｆ（ω）＝ｆH（ω）＋ｆL（ω）で関連付けられ、但し、ｆ（ω）は、ωNよりもかなり小さいωの値では略１に等しく、２ωNよりも大きいωについては略ゼロに等しい。任意に、ｆ（ω）は、ωNの近傍のωの値については略１に等しい。更に、又は、その代わりに、ｆ（ω）は、２ωNよりも小さい及び２ωNの近傍のωの値については断熱曲線的にゼロへ減少する。
【００３５】
本発明の幾つかの実施例では、低周波フィルタｆL（ω）は、ωNよりもかなり小さいωの値では非ゼロ値を有し、２ωNよりも大きいωの値については略ゼロに等しい。本発明の幾つかの実施例では、ｆL（ω）は、ωNよりもかなり小さいωの値については略１に等しい。本発明の幾つかの実施例では、ｆL（ω）は、ωNの近傍のωの値については断熱曲線的にゼロへ減少する。
【００３６】
更に、本発明の実施例によれば、領域の線減衰データからＣＴ画像を生成する方法であって、データから画像の低空間周波成分を決定する段階と、低周波成分から領域の第１の空間画像を生成する段階と、データから画像の高空間周波成分を決定する段階と、高周波成分から領域の第２の空間画像を生成する段階と、ＣＴ画像を生成するよう第１の画像と第２の画像を組み合わせる段階とを含む、方法が更に提供される。
【００３７】
任意に、線減衰データは、オフセット回転されたＸ線コーンビームを用いて取得されるデータを含む。任意に、線減衰データは、複数のＸ線源によって与えられるＸ線コーンビームを用いて取得されるデータを含む。
【００３８】
本発明の幾つかの実施例では、線減衰データは、約３６０°の視角範囲の領域のコーンビームビューからのデータを含む。
【００３９】
任意に、線減衰データを処理する段階は、視角範囲に亘り平行ビューを生成する段階を含む。
【００４０】
任意に、低周波空間成分を決定する段階は、平行ビュー中の線積分の数によって決定されるナイキスト周波数ωNによって帯域制限される周波数成分を決定する段階を含む。
【００４１】
任意に、低周波空間成分を決定する段階は、低周波フーリエ成分を決定するよう各平行ビューをフーリエ変換する段階を含む。
【００４２】
更に、又は、代わりに、高周波空間成分を決定する段階は、平行ビュー中の線積分の数の２倍に決定されるナイキスト周波数２ωNによって帯域制限される周波数成分を決定する段階を含む。
【００４３】
任意に、高周波フーリエ成分を決定する段階は、角度的に１８０°離れている平行ビューからのデータをインタリーブすることによってインタリーブされた平行ビューを生成し、高周波フーリエ成分を決定するよう、インタリーブされた平行ビューをフーリエ変換する段階を含む。
【００４４】
任意に、高周波フーリエ成分を決定する段階は、各平行ビューからのデータを、平行ビューの中の線積分の数に等しい数のヌル値でインタリーブすることによりインタリーブされた平行ビューを生成し、インタリーブされた平行ビューをフーリエ変換することを含む。任意に、第２の画像を決定する段階は、０°から約１８０°の視角範囲の部分のインタリーブされた平行ビューから第１の部分的な高周波画像を生成し、約１８０°から約３６０°の視角範囲の部分のインタリーブされた平行ビューから第２の部分的な高周波画像を生成し、第１の部分的な画像と第２の部分的な画像を組み合わせる段階を含む。
【００４５】
本発明の幾つかの実施例では、高周波データを高域通過フィルタｆH（ω）でフィルタリングする段階を含む。任意に、高周波フィルタｆH（ω）は、ωNよりもかなり小さいωの値及び２ωNよりも大きいωの値については略ゼロに等しい。更に、又は、代わりに、ｆH（ω）は、ωNの近傍のωの値については略１に等しい。本発明の幾つかの実施例では、ｆH（ω）は、２ωNの近傍のωの値については断熱曲線的にゼロへ減少する。
【００４６】
本発明の幾つかの実施例では、方法は、低周波成分を低域通過フィルタｆL（ω）でフィルタリングする段階を含む。
【００４７】
本発明の幾つかの実施例では、関数ｆH（ω）及びｆL（ω）は、式ｆ（ω）＝ｆH（ω）＋ｆL（ω）で関連付けられ、但し、ｆ（ω）は、ωNよりもかなり小さいωの値では略１に等しく、２ωNよりも大きいωの値については略ゼロに等しい。任意に、ｆ（ω）は、ωNの近傍のωの値については略１に等しい。更に、又は、代わりに、ｆ（ω）は、２ωNよりも小さい及び２ωNの近傍のωの値については断熱曲線的にゼロへ減少する。
【００４８】
本発明の幾つかの実施例では、低周波フィルタｆL（ω）は、ωNよりもかなり小さいωの値では非ゼロ値を有し、２ωNよりも大きいωの値については略ゼロに等しい。本発明の幾つかの実施例では、ｆL（ω）は、ωNよりもかなり小さいωの値については略１に等しい。本発明の幾つかの実施例では、ｆL（ω）は、ωNの近傍のωの値については断熱曲線的にゼロへ減少する。
【００４９】
本発明の実施例によれば、コーンビームデータから領域のＣＴ画像を生成する方法であって、角度的に１８０°離れた視角で領域の第１及び第２の平行ビューについての線減衰データを取得する段階と、各平行ビューからのデータをヌル値でインタリーブする段階と、３次元逆投影アルゴリズムに従って、第１及び第２のインタリーブされたビュー中のデータを夫々用いて領域の第１の画像及び第２の画像を生成する段階と、領域のＣＴ画像を生成するよう第１画像と第２の画像を組み合わせる段階とを有する方法が更に提供される。
【発明を実施するための最良の形態】
【００５０】
本発明の制限的でない実施例について、添付の図面を参照して以下説明する。図中、複数の図中に現れる同一の構造、要素、又は部分は、一般的にそれらが現れる全ての図中において同じ参照符号を付して示す。図示する構成要素及び特徴の寸法は、便宜上選んだものであって、かならずしも縮尺通り示したものではない。
【００５１】
図１は、患者１２４の領域１２２を撮像する第３世代のマルチスライスＣＴスキャナ１２０を概略的に示す図である。図１中、マルチスライススキャナ１２０の特徴のうち説明に関連するもののみを示し、説明に関連する特徴のみがはっきりと見えるよう患者１２４の一部のみを示す。
【００５２】
マルチスライススキャナ１２０は、検出器１３２の行１２８及び列１３０を有する検出器アレイ１２６と、患者１２４の領域１２２を照射するＸ線のコーンビーム１３８を与え焦点１３６を有するＸ線源１３４とを有する。Ｘ線源１３４及び検出器アレイは、マルチスライススキャナ１２０中に含まれるガントリ（図示せず）の回転子１４０に取り付けられる。回転子１４０は、座標系４２のｚ軸回りに回転可能である。例として、検出器アレイ１２６は、検出器１３２の３つの行１２８を有するものとして示されており、行は、参照符号ＤＲ0、ＤＲ1、ＤＲ-1によって区別されている。患者１２４は、患者の撮像中は寝台（図示せず）上に支持されている。寝台は、Ｘ線源と検出器アレイ１２６の間で必要に応じて領域１２２を位置決めするようｘ軸に沿って軸方向に平行移動されるよう制御可能である。
【００５３】
コーンビーム１３８は、焦点１３６と検出器行ＤＲ0によって画成される中央平面ＭＰ0と、焦点１３６と検出器行ＤＲ-1及びＤＲ1によって夫々画成される２つの「傾斜平面（declination  plane）」ＤＰ1及びＤＰ-1とを有する。中央平面ＭＰ0の頂点角度Φはコーンビーム１３８のファン角度であり、ファン角度Φの二等分線１４１はコーンビーム１３８の軸である。コーンビーム１３８のサジタル面ＳＰ0は、軸１４１を通り中央平面ＭＰ0に対して垂直な平面である。サジタル面ＳＰ0の頂点角度ψは、コーンビーム１３８のコーンビーム角度である。検出器１３２の列１３０及び焦点１３６は、ｚ軸に対して平行な平面を画成し、以下、これをコーンビーム１３８のアキシアル面と称する。検出器１３２の列１３０によって画成されるコーンビーム１３８のアキシアル面「ＡＰ」は、サジタル面ＳＰ0と共に、「方位角（azimuthal  angle）」と称される角度を成す。検出器１３２の特定の列１４２に対するアキシアル面ＡＰを図１に示し、その方位角を角度θで示す。
【００５４】
ｚ軸とコーンビーム１３８の中央平面ＭＰ0の交点１４４は、スキャナのアイソセンタである。任意に、図１に示すように、コーンビーム１３８の軸１４１はアイソセンタ１４４からずれており、コーンビーム１３８は、領域１２２についての減衰測定値を取得し、そこから線積分を取得するよう、オフセット回転される。図１中、例として、スキャナ１２０は、０°の視角で領域１２２についての減衰測定値を取得しているところが図示されている。
【００５５】
マルチスライススキャナ１２０は、一般的には患者１２４の領域１２２を撮像するためにアキシアルモード又はヘリカルモードで動作しうる。アキシアルモードでは、領域１２２は、スキャナの回転子１４０を通じてｚ軸に沿って軸方向に段階的に（ステップ毎）動かされる。各ステップの後、複数のコーンビーム視角の夫々について焦点１３６から検出器１３２へ領域を通って各減衰路に沿って減衰測定値を取得するよう、一般的には３６０°に亘って領域１２２の回りでＸ線源１３４及びコーンビーム１３８を回転させるよう、回転子１４０はｚ軸回りを回転する。ヘリカルモードでは、領域１２２は、減衰測定値を取得するよう回転子１４０がｚ軸回りを連続的に回転するのと同時に、回転子１４０を通じてｚ軸に沿って連続的に動かされる。
【００５６】
コーンビーム１３８のいかなる視角φにおいても、コーンビームは領域１２２の３つのスライス、即ち、中央平面ＭＰ0、傾斜平面ＤＰ1、及び傾斜平面ＤＰ-1上の夫々のスライスを同時に照射し、各スライスに対するビューを取得する。平面ＭＰ0、ＤＰ-1、ＤＰ1上のスライスは、夫々ＳＬ0、ＳＬ-1（０°）及びＳＬ1（０°）の参照符号が付された楕円によって、図１中のφ＝０°に対して概略的に示される。傾斜平面ＤＰ1及びＤＰ-1上にある領域１２２のスライスはコーンビーム１３８の異なった視角φに対して異なったものであるため、「中央平面からはずれた」スライスＳＬ-1（０°）及びＳＬ1（０°）に対する参照符号は、コーンビーム１３８の視角φを引数として含む。
【００５７】
患者の固定のｚ軸位置に対するアキシアルモードスキャンでは、中央平面ビューを除き、領域の回りでのコーンビーム１３８の回転中に取得された領域１２２のスライスのビューはいずれも同一平面上にない。ヘリカルモードスキャンでは、スキャナ１２０によって取得される領域１２２のスライスのビューはいずれも同一平面上にない。結果として、一般的に、シングルスライススキャナによって取得されたデータから領域の画像を生成するのに用いられる従来の２次元フィルタ補正逆投影（2D  filtered  back  projection）手順は、マルチスライススキャナ１２０といったマルチスライススキャナによって与えられる画像を生成するのには、特にマルチスライススキャナが大きいコーン角度を有する場合は、使用されない。
【００５８】
幾つかの手順では、領域１２２のスキャン中に検出器１３２の各行１２８によって取得されるコーンビームデータは、複数の異なった視角に対する領域の平行ビューを与えるようビニング（binned）される。平行ビュー中のデータは、領域１２２中のボクセルについての吸収係数を決定し、そこから領域の画像を決定するよう、様々な公知の２次元又は３次元逆投影アルゴリズムに従って補間され、フィルタリングされ、重み付けされ、逆投影される。
【００５９】
コーンビーム１３８に対する所与の視角での「コーンビーム平行ビュー（cone  beam  parallel  view）」は、その中央平面ＭＰ0への投影がｙ軸との角度を視角と等しくする領域１２２を通る全ての減衰路についての線積分を含むとする。以下、目に見えるようにすること及び図示を容易とするよう、中央平面ＭＰ0への投影は、座標系４２のｘ−ｙ面への投影として示され、また投影と称される。同じアキシアル面上にある減衰経路はｘｙ面上で同じ投影を有するため、コーンビーム平行ビューは、同じアキシアル面上にある、即ち同じアキシアル面に「属する」減衰路の群についての線積分を有する。検出器１３２の３つの行１２８を有する典型的なマルチスライススキャナ１２０では、コーンビーム平行ビューは、３つの減衰路の複数の群の夫々についての線積分を有する。検出器１３２の同じ行１２８にある検出器１３２によって画成される減衰路に対するコーンビーム平行ビュー中の一組の線積分は、コーンビーム平行ビューの「平行ビュー（parallel  view）」と称される。各コーンビーム平行ビューは、従って、各検出器行ＤＲ0、ＤＲ1、及びＤＲ-1に対して１つずつの平行ビューである３つの平行ビューを有する。
【００６０】
図２は、コーンビーム１３８について０°の視角で（軸１４１は座標系４２のｙ軸に平行である）領域１２２の「コーンビームビュー（cone  beam  view）」についての減衰路１５０を概略的に示す図である。図示を明瞭とするため、減衰路１５０は、検出器１３２の１３個の列１３０についてのみ示されており、これらの列はコーンビーム１３８の１３個のアキシアル面ＡＰ（図１）を画成する。図２中のアキシアル面ＡＰは、任意に、等しく間隔をおいた方位角で向きが決められる。図２はまた、減衰路１５０の投影１５０’と、ｘｙ面上の楕円ＳＬ0、ＳＬ-1（０°）、及びＳＬ1（０°）の投影ＳＬ’を示す。コーンビーム１３８はオフセット回転されると仮定されるため、コーンビーム１３８の軸１４１の投影１４１’は座標系４２の原点からずれ、軸はｙ軸とは一致しない。ｘ−ｙ面上のアイソセンタ１４４の投影は、座標系２４の原点と一致する。
【００６１】
図３は、視角が０°での領域１２２のコーンビーム「平行」ビューについての減衰路１６０と、ｘｙ面上の減衰路の投影１６０’及び楕円ＳＬ0の投影ＳＬ’を概略的に示す図である。円１６１は、コーンビーム１３８の中央平面ＭＰ0（図１）上にあり、複数のコーンビーム視角で領域１２２のコーンビームビューを取得するようコーンビーム１３８がアイソセンタ１４４回りを回転するとき、焦点１３６がその回りを動く円を示す。円１６１’は、ｘ−ｙ平面上の円１６１の投影である。０°の平行コーンビームビューでは、不必要なものを示さないよう、中央平面ＭＰ0（図１）上にある楕円ＳＬ0のみが示されている。目に見えるようにするのを助けるため、破線１６６は、検出器１３２の同じ行１２８（図４及び図５）にある検出器１３２によって画成される全ての減衰路１６０を連結する。各破線１６６は、破線によって連結される減衰路１６０を画成する検出器列１２８の参照符号が付される。検出器１３２の特定の行１２８についての平行ビューは、検出器の行に対応する破線１６６によって連結される全ての減衰路に対する線積分を含む。例えば、図３に示す０°のコーンビーム平行ビューでは、検出器列ＤＲ1によって画成される０°での平行ビューは、破線ＤＲ1で連結される減衰路に対する線積分を有する。
【００６２】
図４は、図３と同様であるが、３１５°での（即ち、図４中は−４５°であり、回転はｚ軸の回りの反時計回りを正方向とする）平行コーンビームビューについての減衰路１７０及びそれらの夫々の投影１７０’を示す。
【００６３】
図５は、１８０°でのコーンビーム平行ビューについての破線で示す減衰路１８０を、図３に示す０°のコーンビーム平行ビューについての実線で示す減衰路１６０上に重ね合わさせて示す図である。ｘ−ｙ面上の減衰路１６０の投影１６０’及び減衰路１８０の投影１８０’もまた示されている。コーンビーム１３８はオフセット回転されるため、投影１８０’は投影１６０’とは一致せず、かわりに投影１６０’を「インタリーブ」することができる。
【００６４】
ここで、検出器列ＤＲr（ｒは図１に示す特定の行１２８を示す下付き文字）に対する視角φでの平行ビューを、ＰＶ（φ，ｒ，ｓ）で表わすとする。各平行ビューＰＶ（φ，ｒ，ｓ）はラドン関数Ｒφ'（ｒ，ｓ）に対するｓの異なった離散値における一組のサンプルを示し、但し、０°≦φ'＜１８０°であり、φ'＝φmod１８０°である。各平行ビューＰＶ（φ，ｒ，ｓ）は、その関連する検出器行ＤＲr中の検出器１３２の数に等しい数の関連するラドン関数Ｒφ'（ｒ，ｓ）のための多数のサンプルを有する。引数ｓは、アイソセンタ１４４からＰＶ（φ，ｒ，ｓ）に属する減衰路のコーンビーム１３８の中央平面ＭＰ0（図１）上への投影の距離を表わす。（中央平面ＭＰ0上への投影がｘｙ平面への投影である慣習通りの場合、ｓは、アイソセンタ１４４’の投影１４４’からｘｙ−平面上の減衰路の投影への距離である）。距離ｓは、以下「ラドン線（Radon  line）」「ＲＬ（φ'）」と称される、即ち、投影に対して垂直であり、ｘ軸に対して角度φ'でアイソセンタ１４４を通る線に沿って測定される。
【００６５】
図４は、図示する視角３１５°での平行コーンビームビュー中にある平行ビューＰＶ（３１５°，−１，ｓ）、ＰＶ（３１５°，０，ｓ）、及び、ＰＶ（３１５°，１，ｓ）に対するラドン線ＲＬ（１３５°）（１３５°＝３１５°mod１８０°）を示す。ＰＶ（３１５°，ｒ，ｓ）のｓ座標は、投影１７０’とラドン線ＲＬ（１３５°）の交点のｓ座標である。図５中、視角０°及び１８０°でのコーンビーム平行ビューに対する共通ラドン線ＲＬ（０°）はｘ軸と一致し、従ってＸ線軸もまた参照符号ＲＬ（０°）が付されている。
【００６６】
コーンビーム１３８中でＸ線によって照射されている領域１２２中のボクセルの吸収係数についての値を決定するために、各平行ビューＰＶ（φ，ｒ，ｓ）は、それが含んでいる元の一組の線積分を平行ビューのラドン線ＲＬ（φ'）に沿った等間隔のｓの値で評価される一組の線積分で置き換えるよう補間される。線積分が補間されるｓ座標についての等間隔の値の間の間隔を、Δｓで表わすものとする。以下、平行ビューＰＶ（φ，ｒ，ｓ）中の線積分は、ｓの等間隔の値で適当に補間されると想定する。
【００６７】
図６は、φ＝０°、ｒ＝１について、また、ｘ軸と一致する図５中に示すラドン線ＲＬ（０°）に沿ったｓ座標についての平行ビューＰＶ（φ，ｒ，ｓ）について、補間された線積分値を斜線を付した円１６２によって示す概略的なグラフ１９０である。方向付けのため、スライスＳＬ1（図１）の投影ＳＬ’1を、グラフ１９０上に示す。平行ビューＰＶ（０°，１，ｓ）に対する線積分の値は、ｘ軸との交点の線１９４であるｓ座標について、斜線を付した円１９２で示される。線１９４は、補間された線積分値１９２が決定されたアイソセンタ１１４から距離ｓでスライスＳＬ1を通る減衰路を概略的に表わす。アイソセンタ１４４は、グラフ１９０のｘ及びｙ軸の原点と一致する。
【００６８】
スキャナ１２０によって取得された「補間された線積分データ」から領域１２２の画像を生成する幾つかの従来技術の方法では、データは、様々な２次元又は３次元フィルタ補正逆投影アルゴリズムのいずれを用いても処理される。
【００６９】
例として、領域１２２の「低解像度画像」では、幾つかの従来技術の３次元フィルタ補正逆投影スキームに従って、各補間された平行ビューＰＶ（φ，ｒ，ｓ）は、ラドン関数Ｒφ'（ｒ，ｓ）のフーリエ変換「ＦＲφ'（φ，ｒ，ω）」を与えるようフーリエ変換され、但し、
【００７０】
【数１】
2005524455.tif 000003
である。（これに対して、ＰＶ（φ，ｒ，ｓ）は、一組の離散したデータであり、平行ビューの積分は加算によって行われるが、表示の便宜上、総和ではなく積分が用いられる。）各関数ＦＲφ'（φ，ｒ，ω）は、一般的には、「ヤコビアン（Jacobian）」フィルタ｜ω｜で乗算され、逆フーリエ変換され、「フィルタ補正ラドン変換（filtered  Radon  function）」
【００７１】
【数２】
2005524455.tif 000004
が与えられ、式中、ωNは関数ＦＲφ'（φ，ｒ，ω）を帯域制限するナイキスト周波数である。ナイキスト周波数は、１／（２Δｓ）に略等しい。間隔Δｓは、各平行ビューＰＶ（φ，ｒ，ｓ）中のサンプルの数に比例し、これは検出器の行１２８中の検出器の数「Ｎ」と略等しい。（角度φ’でのフィルタ補正ラドン関数Ｒ＊φ'（φ，ｒ，ｓ）は、φを引数として持っており、なぜならば上述のようにφ'＝φmod１８０°だからである。従って、各角度φ’に対しては２つのフィルタ補正ラドン関数Ｒ＊φ'（φ，ｒ，ｓ）があり、１つは補間された平行ビューＰＶ（φ，ｒ，ｓ）から得られるものであり、１つは補間された平行ビューＰＶ（φ＋１８０°，ｒ，ｓ）から得られるものである。
【００７２】
上述の説明から、ラドン関数Ｒφ'（ｒ，ｓ）と、そのフーリエ変換ＦＲφ'（φ，ｒ，ω）は、ｒの特別な単一の値に対して定義され、ラドン関数に対するサンプルはラドン関数と同じ値のｒを有する平行ビューＰＶ（φ，ｒ，ｓ）から取得される。しかしながら、ラドン関数は、ｒの異なる値を有する複数の平行ビューＰＶ（φ，ｒ，ｓ）によって与えられるサンプルによって形成され、即ち、ラドン関数は複数の検出器行１２８（図１）によって与えられるサンプルによって定義されうる。表現を簡単にするために、ラドン関数はｒの特別な値に対して定義することができ、そのフーリエ変換は上述の段落の始まりに記載した積分によって画成されると想定する。
【００７３】
ヘリカルスキャンデータについては、領域１２２中の座標（ｘ，ｙ，ｚ）に位置するボクセルの吸収係数に対する値を決定するのに用いられる関数Ｒ＊φ'（φ，ｒ，ｓ）は、約１８０°の範囲に限られ、即ち、吸収係数のための値を決定するのに用いられる関数Ｒ＊φ'（φ，ｒ，ｓ）では、φL＜φ＜φUであり、但し（φU-φL）は約１８０°に等しい。約１８０°の範囲の制限は、一般的にはスキャンで取得されるビューの同一平面性のなさによって生ずるデータ中の「不一致（discordance）」、従ってかかる不一致によって発生される可能な画像アーティファクトを和らげるようにされる。各関数Ｒ＊φ'（φ，ｒ，ｓ）は、φ＝φ'である単一の平行ビューからのサンプルによって定義される。ヘリカルスキャンについてのフィルタ補正ラドン関数Ｒ＊φ'（φ'，ｒ，ｓ）は、従って、単一の平行ビュー中のサンプルの数、即ち検出器の行１３２中の検出器１２８の数によって定められるナイキスト周波数ωNによって制限される低サンプリングレート関数である。
【００７４】
関数Ｒ＊φ'（φ'，ｒ，ｓ）は、一般的には、座標（ｘ，ｙ，ｚ）に対して角度φ'の関数Ｒ＊（φ'，ｘ，ｙ，ｚ）を定義するよう従来技術で知られている任意の様々な２次元逆投影法又は３次元逆投影法を用いて、ボクセルの座標に応じて補間される。ボクセルの吸収係数がρ（ｘ，ｙ，ｚ）によって表わされる場合、ρ（ｘ，ｙ，ｚ）はＲ＊（φ'，ｘ，ｙ，ｚ）を以下の式、
【００７５】
【数３】
2005524455.tif 000005
に従って逆投影することによって決定される。各吸収係数ρ（ｘ，ｙ，ｚ）を決定するのに用いられる視角を約１８０°の範囲に制限することは、コーンビーム１３８によって取得されるビューの同一平面性の欠徐、即ち「不一致」によって発生される吸収係数から与えられる画像中のアーティファクトを和らげる傾向がある。
【００７６】
アキシアルスキャンでは、領域１２２中の座標（ｘ，ｙ，ｚ）に位置するボクセルの吸収係数についての値を決定するのに用いられる関数Ｒ＊φ'（φ'，ｒ，ｓ）は、約３６０°の範囲に限られ、即ち、使用される関数Ｒ＊φ'（φ'，ｒ，ｓ）では、φL＜φ＜φUであり、但し（φU-φL）は約３６０°である。各関数Ｒ＊φ'（φ'，ｒ，ｓ）は、一般的には、座標（ｘ，ｙ，ｚ）について、角度φ'及びφの関数、即ちＲ＊（φ'，φ，ｘ，ｙ，ｚ）を定義するために従来技術で公知の任意の様々な方法を用いてボクセルの座標に応じて補間される。関数Ｒ＊（φ'，φ，ｘ，ｙ，ｚ）は、関数Ｒ＊（φ'，ｘ，ｙ，ｚ）を決定するのに用いられる。１つのビーム角度によって生じうる画像アーティファクトを和らげるため、所定の値のφ'及び所定の値の空間座標（ｘ，ｙ，ｚ）に対する関数Ｒ＊（φ'，ｘ，ｙ，ｚ）の値は、Ｒ＊（φ'，φ，ｘ，ｙ，ｚ）｜φ=φ'，とＲ＊（φ'，φ，ｘ，ｙ，ｚ）｜φ=(φ'+180°)の加重平均から決定される。
【００７７】
尚、アキシアルの場合に、Ｒ＊（φ'，ｘ，ｙ，ｚ）が３６０°視角範囲の平行ビューを用いて定義されたときでも、各関数Ｒ＊（φ'，φ，ｘ，ｙ，ｚ）のサンプリング周波数は約１／（２Δｓ）であるため、Ｒ＊（φ'，ｘ，ｙ，ｚ）はナイキスト周波数ωNによって制限された「低周波関数」のままである。ヘリカルモードの場合のように、ρ（ｘ，ｙ，ｚ）は、以下の式、
【００７８】
【数４】
2005524455.tif 000006
に従って、Ｒ＊（φ'，ｘ，ｙ，ｚ）から決定される。ρ（ｘ，ｙ，ｚ）の値から生成される画像の解像度は、帯域制限ナイキスト周波数ωNの関数である。ωNがより大きくなる範囲では、領域１２２の画像の解像度は改善する。従来技術では、サンプリングレートを増加させ、従ってωNを増加させ、領域１２２の画像の解像度を改善させるために、各平行ビューＰＶ（φ，ｒ，ｓ）からのデータ及びその「随伴する（companion）」平行ビューＰＶ（φ＋１８０°，ｒ，ｓ）は、各ラドン関数Ｒφ'（ｒ，ｓ）に対して「高サンプリングレート」の一組の線積分を与えるよう組み合わされる。
【００７９】
任意に、コーンビーム１３８はオフセット回転されるため、平行ビューＰＶ（φ，ｒ，ｓ）に対するラドン線ＲＬ（φ'）に沿ったｓ座標は、「随伴」平行ビューＰＶ（φ＋１８０°，ｒ，ｓ）に対するラドン線ＲＬ（φ'）に沿った隣接するｓ座標との間に等距離に配置される。平行ビューＰＶ（φ，ｒ，ｓ）についての線積分は、随伴平行ビューＰＶ（φ＋１８０°，ｒ，ｓ）についての線積分と「インタリーブ」される。平行ビューＰＶ（φ，ｒ，ｓ）は、その随伴平行ビューＰＶ（φ＋１８０°，ｒ，ｓ）と共に、組み合わされたときに、２倍のサンプルを提供し、従っていずれかの平行ビュー単独の場合よりもラドン関数Ｒφ'（ｒ，ｓ）に対するサンプリングレートを２倍とする。
【００８０】
例として、図７は、図６に示す平行ビューＰＶ（０°，１，ｓ）についての線積分値を、随伴平行ビューＰＶ（１８０°，１，ｓ）についての「インタリーブされた」線積分値と共に示す概略的なグラフ２００を示す。平行ビューＰＶ（１８０°，１，ｓ）についての線積分の値は、ｘ軸と破線２０４の交点におけるｓ座標の値に対して斜線付けされていない円２０２で示される。
【００８１】
平行ビューＰＶ（φ，ｒ，ｓ）からの組み合わされた一組の線積分とその随伴１８０°平行ビューＰＶ（φ＋１８０°，ｒ，ｓ）を、角度φにおける高解像度平行ビューと称し、高解像度平行ビューを「ＨＰＶ（φ，ｒ，ｓ）」によって表わすものとする。ヘリカルスキャン及びアキシアルスキャンのいずれについても、一組の高解像度平行ビューＨＰＶ（φ，ｒ，ｓ）は、一般的には、ヘリカル又はアキシアルスキャンデータから発生される低解像度平行ビューＰＶ（φ，ｒ，ｓ）が領域１２２の吸収係数ρ（ｘ，ｙ，ｚ）についての値を与えるために処理されるのと同様に処理される。
【００８２】
各関数ＨＰＶ（φ，ｒ，ｓ）は、ラドン関数Ｒφ（ｒ，ｓ）の高解像度フーリエ変換「ＦＲhφ（，ｒ，ω）」を与えるようフーリエ変換され、
【００８３】
【数５】
2005524455.tif 000007
である。関数ＦＲhφ（，ｒ，ω）は、各高解像度平行ビューＨＰＶ（φ，ｒ，ｓ）が各低解像度平行ビューＰＶ（φ，ｒ，ｓ）のサンプル数の約２倍を有するため、ωNではなく約２ωNに等しいナイキスト周波数によって帯域制限される。各関数ＦＲhφ（ｒ，ω）は、高解像度フィルタ補正ラドン関数、即ち、
【００８４】
【数６】
2005524455.tif 000008
を提供するようフィルタリングされる。座標（ｘ，ｙ，ｚ）におけるボクセルについて、各角度φに対して、関数Ｒ＊hφ（ｒ，ｓ）高解像度関数Ｒ＊hφ（ｘ，ｙ，ｚ）を定義し、そこからボクセルの吸収係数に対する高解像度値ρh（ｘ，ｙ，ｚ）を定義するよう処理され、
【００８５】
【数７】
2005524455.tif 000009
である。
【００８６】
しかしながら、平行ビューＰＶ（φ，ｒ，ｓ）及び高周波平行ビューＨＰＶ（φ，ｒ，ｓ）を与えるのに用いられるその１８０°の随伴平行ビューＰＶ（φ＋１８０°，ｒ，ｓ）は、一般的には同一平面上になく（随伴ビューは、アキシアルスキャンにおける中央ビューに対してのみ同一平面上にある）、同じラドン関数のサンプルを実際には含まない。結果として、従来技術によりρh（ｘ，ｙ，ｚ）から与えられる領域１２２の画像は、満足のいかないレベルのアーティファクトを一般的に含む。
【００８７】
本発明の実施例によれば、領域１２２のアーティファクトを減少させ高周波画像を与えるため、領域１２２の画像は、領域の低周波及び高周波「部分」画像を生成させ、この２つを組み合わせることによって与えられる。
【００８８】
低周波画像では、各平行ビューＰＶ（φ，ｒ，ｓ）は、角度φ'におけるラドン関数Ｒφ'（ｒ，ｓ）のフーリエ変換ＦＲφ'（φ，ｒ，ω）を与えるようフーリエ変換され、一方、従来技術では、
【００８９】
【数８】
2005524455.tif 000010
（やはり、φ'＝φmod１８０°）である。低周波フィルタ補正ラドン関数「ＬＲ＊φ'（φ，ｒ，ｓ）」は、本発明の実施例によれば、以下の式、
【００９０】
【数９】
2005524455.tif 000011
に従って低周波フィルタｆL（ω）を用いることによって任意に決定される。
【００９１】
低周波フィルタｆL（ω）は、ωNよりも小さいωについては非ゼロ値を有し、ωNよりも大きいωについては略ゼロに等しい。任意に、ｆL（ω）は、ωNよりもかなり小さいωについては略１に等しい。ｆL（ω）は、任意に、断熱曲線的に、ωNの近傍では、ωNよりも小さいωの値ではゼロまで減少する。
【００９２】
ヘリカルスキャンデータでは、本発明の実施例によれば、領域１２２中の座標（ｘ，ｙ，ｚ）に位置するボクセルの吸収係数についての値を決定するために使用される関数ＬＲ＊φ'（φ，ｒ，ｓ）は、約１８０°の範囲に制限され、即ち、φL＜φ＜φUであり、（φU-φL）は約１８０°に等しく、φ'＝φである。領域１２２中の座標（ｘ，ｙ，ｚ）に位置するボクセルについて、各角度φ'について、関数ＬＲ＊φ'（φ'，ｒ，ｓ）は、関数ＬＲ＊（φ'，ｘ，ｙ，ｚ）を決定するよう従来技術で知られた様々な方法のうちの任意のものを用いてボクセルの座標に応じて補間され、ボクセルに対して低周波吸収係数ρL（ｘ，ｙ，ｚ）が決定され、但し、
【００９３】
【数１０】
2005524455.tif 000012
である。
【００９４】
アキシアルスキャンでは、領域１２２中の座標（ｘ，ｙ，ｚ）に位置するボクセルの吸収係数についての値を決定するのに用いられる関数ＬＲ＊φ'（ｒ，φ，ｓ）は、約３６０°の範囲に限られ、即ち、φL＜φ＜φUであり、（φU-φL）は約３６０°である。各関数ＬＲ＊φ'（ｒ，φ，ｓ）は、座標（ｘ，ｙ，ｚ）について、角度φ’及びφの関数、即ち、ＬＲ＊（φ'，φ，ｘ，ｙ，ｚ）を決定するよう、従来技術で公知の様々な方法のうちのいずれかを用いてボクセルの座標に応じて補間される。所定の値のφ’及び所定の値の空間座標ｘ，ｙ，ｚに対する関数ＬＲ＊（φ'，φ，ｘ，ｙ，ｚ）に対する値は、任意にはＬＲ＊（φ'，φ，ｘ，ｙ，ｚ）｜φ=φ'，とＲ＊（φ'，φ，ｘ，ｙ，ｚ）｜φ=(φ'+180°)の加重平均から決定される。関数ＬＲ＊（φ'，ｘ，ｙ，ｚ）は、上述と同様に、以下の式、
【００９５】
【数１１】
2005524455.tif 000013
に従ってρL（ｘ，ｙ，ｚ）を決定するのに使用される。
【００９６】
領域１２２中の異なる場所におけるボクセルに対する吸収係数ρL（ｘ，ｙ，ｚ）は、本発明の実施例によれば、領域の低周波画像「ＩＭL（ｘ，ｙ，ｚ）」を生成するのに用いられる。ヘリカルスキャンデータでは、低周波画像は、一般的には比較的アーティファクトが少なく、何故ならば本発明の実施例に従ってρL（ｘ，ｙ，ｚ）を決定するのに用いられる平行ビューの夫々が、３６０°よりもかなり小さい視角範囲から、任意には約１８０°に等しい角度の範囲までで与えられるためである。アキシアルスキャンデータでは、低周波画像は、一般的には、ＬＲ＊（φ'，ｘ，ｙ，ｚ）を決定するために随伴ビューからのデータを組み合わせるのに用いられる重み付け手順の結果として、比較的アーティファクトが少ない。
【００９７】
アキシアル又はヘリカルスキャンのための高周波画像では、領域１２２中の座標（ｘ，ｙ，ｚ）に位置するボクセルの吸収係数に対する値を決定するために、高周波平行ビューＨＰＶ（φ'，ｒ，ｓ）は、１８０°の範囲で各視角φ'に対して決定される。高周波平行ビューＨＰＶ（φ'，ｒ，ｓ）は、平行ビューＰＶ（φ'，ｒ，ｓ）及びその随伴１８０°平行ビューＰＶ（φ'＋１８０°，ｒ，ｓ）からの一組の線積分を有する。（本発明の実施例によれば、約３６０°の視角範囲からのデータは関数ＨＰＶ（φ'，ｒ，ｓ）を発生するために用いられる）。各関数ＨＰＶ（φ'，ｒ，ｓ）は、ラドン関数Ｒφ'（ｒ，ｓ）の高周波フーリエ変換「ＨＦＲφ'（ｒ，ω）」を与えるようフーリエ変換され、
【００９８】
【数１２】
2005524455.tif 000014
である。
【００９９】
高周波フィルタ補正ラドン関数「ＨＲ＊φ'（ｒ，ｓ）」は、本発明によれば、任意に「高周波」フィルタｆH（ω）を用いて各フーリエ変換ＨＦＲφ'（ｒ，ω）から決定される。記号で表わすと、高周波フィルタ補正ラドン関数ＨＲ＊φ'（ｒ，ｓ）は、以下の式、
【０１００】
【数１３】
2005524455.tif 000015
によって定義されている。
【０１０１】
高周波フィルタｆH（ω）は、ωNよりもかなり小さいωの値、及び、２ωNよりも大きいωの値は、略ゼロに等しい。任意に、ｆH（ω）は、ωの値がωNの近傍では、略ゼロに等しい。任意には、ｆH（ω）は、値ωが２ωNの近傍のとき断熱曲線的にゼロまで減少する。任意には、関数ｆH（ω）及びｆL（ω）は、式ｆ（ω）＝ｆH（ω）＋ｆL（ω）で関連付けられ、但し、ｆ（ω）は、ωNよりもかなり小さいωの値では略１に等しく、２ωNよりも大きいωの値については略ゼロに等しい。任意に、ｆ（ω）は、ωNの近傍のωの値については略１に等しい。任意に、ｆ（ω）は、２ωNよりも小さい及び２ωNの近傍のωの値については断熱曲線的にゼロへ減少する。
【０１０２】
座標（ｘ，ｙ，ｚ）に位置するボクセルでは、各角度φ'について、φ'の高周波関数を定義するために従来技術で知られている任意の様々な方法を用いてボクセルの座標に応じて変数ｒ及び／又はｓに関して関数ＨＲ＊φ'（ｒ，ｓ）は補間され、ＨＲ＊（φ'，ｘ，ｙ，ｚ）である。ボクセルの吸収係数に対する高周波値「ρH（ｘ，ｙ，ｚ）」は、以下の式、
【０１０３】
【数１４】
2005524455.tif 000016
（また、通常通り、φ＝φ'又はφ'＋１８０°）に従って決定される。
【０１０４】
本発明の幾つかの実施例では、座標（ｘ，ｙ，ｚ）におけるボクセルについて、平行ビューの３６０°範囲中の各平行ビューＰＶ（φ'，ｒ，ｓ）は、平行ビューを、ダミーのヌル値の線積分でパディングすることによって高サンプリングレートの平行ビューへ変換される。ダミー線積分は、φのビューに対する（φ＋１８０°）の随伴ビューが線積分を与える各ｓ値において加えられ、従ってダミー線積分はφのビューの実際の線積分値とインタリーブされる。例として、図８Ａは、図６に示す平行ビュー（０°，１，ｓ）に対する線積分値１９２が、本発明の実施例に従って、「ｘ」を囲む円によって示されるダミーのヌル値の線積分２１２でパディングされることを示す概略的なグラフ２１０である。図８Ｂは、図７に示される平行ビューＰＶ（１８０°，１，ｓ）に対する線積分値２０２が、本発明の実施例によりダミーの値の線積分値２１６でパディングされることを示す概略的なグラフ２１４である。各パディングされた平行ビューは、上述の各高周波平行ビューＨＰＶ（φ，ｒ，ｓ）が処理されるのと同様に別々に処理される。
【０１０５】
本発明の実施例によるパディングされた平行ビューを、ＰＰＶ（φ，ｒ，ｓ）で表わすとする。各関数ＰＰＶ（φ，ｒ，ｓ）は、ラドン関数Ｒφ'（ｒ，ｓ）の高周波フーリエ変換「ＰＦＲφ（ｒ，ω）」を与えるようフーリエ変換され、
【０１０６】
【数１５】
2005524455.tif 000017
（そして通常通り、φ＝φ’又はφ’＋１８０°）である。関数ＰＦＲφ'（φ，ｒ，ω）は次に、フィルタ補正された「パディング」されたラドン関数ＰＲ＊φ'（φ，ｒ，ｓ）を発生するよう高周波フィルタｆHを用いてフィルタリングされ、
【０１０７】
【数１６】
2005524455.tif 000018
である。上述のように、関数ＰＲ＊φ'（φ，ｒ，ｓ）は、φ'の高周波関数、即ちＰＲ＊φ'（φ，ｘ，ｙ，ｚ）を定義するよう従来技術で知られている様々な方法のうちのいずれかを用いてボクセルの座標（ｘ，ｙ，ｚ）に応じて変数ｒ及び／又はｓに対して補間される。高周波フィルタ補正ラドン関数ＨＲ＊φ'（ｒ，ｓ）は、視角φ'及び（φ'＋１８０°）における随伴平行ビューから発生される関数を加えることにより定義される。記号で表わすと、ＨＲ＊φ'（φ'，ｘ，ｙ，ｚ）＝（ＰＲ＊φ'（φ'，ｘ，ｙ，ｚ）＋ＰＲ＊φ'（φ'＋１８０°，ｘ，ｙ，ｚ））である。関数ＨＲ＊φ'（φ'，ｘ，ｙ，ｚ）は、以下の式、
【０１０８】
【数１７】
2005524455.tif 000019
に従ってボクセルに対する吸収係数を決定するよう積分される。
【０１０９】
本発明の実施例によれば、フィルタ補正ラドン関数を発生するのに関与する全てのステップが線形であるため、高周波フィルタ補正ラドン関数ＨＲ＊φ'（ｒ，ｓ）を決定するために、パディングされた随伴平行ビューを用いることが可能であることに留意すべきである。本願発明者は、フィルタリングの前にゼロでビューをパディングし、フィルタリングの後に随伴ビューからのデータを組み合わせる方が、フィルタリング前に随伴ビューからのデータを組み合わせるよりも計算的に簡単であることを見いだした。３次元逆投影スキームでは、まず、｛ｒi，ｒj｝の異なる組合せに対して随伴ビューＰＶ（φ，ｒi，ｓ）及びＰＶ（φ＋１８０°，ｒj，ｓ）からのデータを組み合わせ、次に組み合わされたデータをフィルタリングすることは、｛ｒi，ｒj｝についての可能な組合せが非常に多いことにより、一般的には膨大な計算努力を必要とする。
【０１１０】
領域１２２中の異なる位置におけるボクセルについての吸収係数ρH（ｘ，ｙ，ｚ）は、本発明の実施例によれば、領域の高周波画像「ＩＭH（ｘ，ｙ，ｚ）」を生成するのに用いられる。約３６０°の視角範囲からのデータから構成される平行ビューから発生される吸収係数のフーリエ変換の高周波成分は一般的にはアーティファクトを発生しないため、高周波画像は一般的には比較的アーティファクトが少ない。
【０１１１】
比較的アーティファクトの少ない領域１２２についての高解像度画像「ＩＭHR（ｘ，ｙ，ｚ）」は、本発明の実施例によれば、低周波画像ＩＭL（ｘ，ｙ，ｚ）及び高周波画像ＩＭH（ｘ，ｙ，ｚ）から与えられ、但し、ＩＭHR（ｘ，ｙ，ｚ）は、式ＩＭHR（ｘ，ｙ，ｚ）＝ＩＭL（ｘ，ｙ，ｚ）＋αＩＭH（ｘ，ｙ，ｚ）によって定義される。ＩＭHR（ｘ，ｙ，ｚ）についての式において、αは、どれだけの高空間周波数がＩＭHR（ｘ，ｙ，ｚ）に寄与し、従って画像ＩＭHR（ｘ，ｙ，ｚ）の鮮鋭度及び解像度に寄与するかを決める重み係数である。本発明の実施例によれば、重み係数αは、患者の領域の撮像中に画像の鮮鋭度を高めるため又は低めるためにリアルタイムで調整される。
【０１１２】
コーンビームデータを処理する上述の典型的な方法は、本発明の実施例によれば、３次元逆投影を用いるものであるが、本発明の実施は、３次元逆投影を用いるアルゴリズムに限られるものではない。例えば、本願発明者は、コーンビームのコーン角度が大きくなるにつれて、高解像度画像を与えるために１８０°随伴ビューを組み合わせる、コーンビームデータを処理する２次元逆投影方法は、画像中により多くのアーティファクトを発生する傾向があることを見いだした。「高解像度」２次元逆投影アルゴリズムによって生成される領域の高解像度画像中のアーティファクトは、本発明の実施例によれば、２次元逆投影アルゴリズムを用いて低及び高周波部分画像を生成することによって緩和されうる。高及び低周波部分画像は、本発明の実施例によれば、高解像度画像を与えるために組み合わされうる。上述の典型的な方法のように、低周波部分画像は、ヘリカルスキャンデータについては約１８０°の視角範囲からのデータを含む平行ビューから生成され、アキシアルスキャンデータについての約３６０°の視角範囲内の随伴ビューからのデータを平均化することによって生成される。高周波部分画像は、約３６０°の視角範囲からのデータを含む平行ビューを与えるよう組み合わされる随伴ビューから生成される。
【０１１３】
図９は、本発明の実施例による、領域の線積分データから領域のＣＴ画像を生成する方法のフローチャート２２０を示す。
【０１１４】
ブロック２２２において、領域の線積分データが取得される。ブロック２２４において、画像のフーリエ変換の低空間周波数成分がデータから決定され、続くブロック２２６において、低周波成分がフィルタ補正逆投影され、領域の低周波画像が生成される。任意に、フィルタリングは、低周波データを低周波フィルタｆL（ω）でフィルタリングすることを含む。
【０１１５】
ブロック２２８において、画像のフーリエ変換の高空間周波数成分はデータから決定され、続くブロック２３０において高周波成分はフィルタ補正逆投影され、領域の高周波画像が生成される。任意に、フィルタリングは、高周波データを高周波フィルタｆH（ω）でフィルタリングすることを含む。
【０１１６】
ブロック２３２において、領域の画像を与えるよう、低周波画像と高周波画像は組み合わされる。任意に、低周波画像と高周波画像を組み合わせることは、画像を重み付けすることを含む。
【０１１７】
上述の説明では、「オフセットデータ」はＸ線ビームをずらして回転させることによって発生され、オフセットデータは多数のＸ線源を用いることにより従来技術で知られている方法を用いて発生されうる。例として、ここに参照として組み入れられる米国特許第４，６３７，０４０号明細書は、「放射線を発するための少なくとも２つの別個の点源」を用いてＣＴ減衰データを取得することを記載している。オフセット回転されたデータから画像を生成する本発明の実施例による方法は、多数のＸ線源データを処理することにも適用可能である。
【０１１８】
本発明の明細書及び特許請求の範囲では、「有する」及び「含む」の各動詞及びそれらの活用形は、動詞の１つ又は複数の目的語が必ずしも動詞の１つ又は複数の主語の部材、構成要素、要素又は部分の完全な列挙ではないことを示すために用いられる。
【０１１９】
本発明について、例として与えられるものであって、本発明の範囲を制限することが意図されたものではない本発明の実施例の詳細な説明を用いて説明した。説明した実施例は、異なる特徴を含み、それらの全てが本発明の全ての実施例に必要とされるものではない。本発明の幾つかの実施例は、特徴のうちの幾つかのみ、又は、特徴の可能な組合せを用いる。上述した本発明の実施例の変形例及び上述した実施例に示した特徴の異なる組合せを含む本発明の実施例は、当業者により想到しうるであろう。本発明の範囲は、添付の特許請求の範囲によってのみ制限される。
【図面の簡単な説明】
【０１２０】
【図１】スキャナによって発生されるコーンビームを用いた患者の領域の第３世代のマルチスキャナ撮像法を示す図である。
【図２】図１に示すコーンビームで取得されるコーンビームビューについての減衰路を概略的に示す図である。
【図３】図１に示すＣＴスキャナによって取得される０°の視角でのコーンビーム平行ビューについての減衰路を示す図である。
【図４】図１に示すＣＴスキャナによって取得される３１５°（−４５°）の視角でのコーンビーム平行ビューについての減衰路を示す図である。
【図５】図１に示すＣＴスキャナによって取得される０°の視角でのコーンビーム平行ビューについての減衰路が、スキャナによって取得される１８０°の視角での平行ビューの減衰路とインタリーブされたものを示す図である。
【図６】図３に示す０°のコーンビームへ行くビューの減衰路に対する線積分値を示す概略図である。
【図７】図５に示す０°及び１８０°のインタリーブされた減衰路に対する線積分値を示す概略図である。
【図８Ａ】本発明の実施例による０°及び１８０°での高サンプリングレート平行ビューを概略的に示す図である。
【図８Ｂ】本発明の実施例による０°及び１８０°での高サンプリングレート平行ビューを概略的に示す図である。
【図９】本発明の実施例によるＣＴスキャナによって取得されるデータからの画像を生成する方法を示すフローチャートである。
【図１】
2005524455.tif 000020
【図２】
2005524455.tif 000021
【図３】
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【図４】
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【図５】
2005524455.tif 000024
【図６】
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【図７】
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2005524455.tif 000027
【図９】
2005524455.tif 000028
【国際調査報告】
2005524455.tif 000029
2005524455.tif 000030
2005524455.tif 000031