(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。【選択図】図３
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【特許請求の範囲】
【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。
【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。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
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 tomography：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。
【背景技術】
【０００２】
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。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１４】
【特許文献１】特開平１０−２９０７９８
【発明の概要】
【００１５】
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。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
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ＶＣＴ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。
【００１７】
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。
【００１８】
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。
【００１９】
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。
【００２０】
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。
【００２１】
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。
【００２２】
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。
【００２３】
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。
【００２４】
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。
【００２５】
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）。
【００２６】
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。
【００２７】
Ｖ＝０．５ｄｅ-ax0 （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（２５）。
【００２８】
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。
【００２９】
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。
【００３０】
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。
【００３１】
（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。
【００３２】
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。
【００３３】
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。
【００３４】
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）
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）
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。
【００３６】
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。
【００３７】
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。
【００３８】
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。
【００３９】
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。
【００４０】
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。
【００４１】
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ＦＯＶ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）＝ｇθ′（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。
【００４２】
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。
【００４３】
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。
【００４４】
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。
【００４５】
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】
【００４６】
【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したがって本発明の方法を現したブロック図である。
【図１】
2011031070.tif 000003
【図２】
2011031070.tif 000004
【図３】
2011031070.tif 000005