(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
−  Ｘ線により対象を複数の方向から照射するＸ線源と、
−  複数の方向から対象の密度プロファイルを測定する検出器システムと、
−  データ処理ユニットであり、
−  スキャン面を選択し、
−  スキャン面の両側の長手方向位置でそれぞれ測定された密度プロファイルから、スキャン面における計算された密度プロファイルを計算する、
データ処理ユニットと、
−  計算された密度プロファイルから画像信号を得る再構成ユニットとを含み、
−  Ｘ線源と、検出器システムと、対象とは密度プロファイルの測定中にＸ線を横断する長手方向に相対的に変位可能である、コンピュータトモグラフィー装置であって、
−  検出器システムは検出器の非対称なシステムを含み、
−  密度プロファイルが測定される方向は少なくとも４πラジアンの範囲を有し、
−  スキャン面の両側の長手方向位置で測定された密度プロファイルの各々は、少なくとも２πラジアンの範囲を有する方向に関係し、
−  検出器システムは対称な検出器部分と非対称な検出器部分とを含み、データ処理ユニットは計算された密度プロファイルを
−  非対称検出器部分によりスキャン面の両側で測定され、且つスキャン面の両側の本質的に２πラジアンの範囲を有する方向から測定された密度プロファイル、及び
−  対称検出器部分によりスキャン面の両側で測定され、且つスキャン面の両側の、本質的にπラジアンに対称な検出器部分の開口の角度を足し合わせた範囲を有する方向から測定された密度プロファイル、
から計算するよう構成されている、
ことを特徴とするコンピュータトモグラフィー装置。
【請求項２】
−  検出器システムは対称な検出器部分と非対称な検出器部分とを含み、
−  密度プロファイルはデータ値を含み、
−  対象に対するそれぞれのＸ線方向及び長手方向に対して、それぞれのデータ値が提供され、
−  データ処理ユニットはデータ値から計算されたデータ値を計算し、計算されたデータ値により計算された密度プロファイルを形成するよう構成される、請求項１記載のコンピュータトモグラフィー装置であって、
−  データ処理ユニットは
−スキャン面の両側の実質的に同じ方向を有する長手方向位置のそれぞれにおいて非対称検出器部分により測定されたデータ値から、計算されたデータ値を計算し、計算されたデータ値により計算された密度プロファイルを形成する
ことを特徴とするコンピュータトモグラフィー装置。
【請求項３】
−  データ処理ユニットは
−  スキャン面の両側の実質的に同じ方向を有する長手方向位置のそれぞれにおいて非対称検出器部分により測定された実質的に全てのデータ値から、計算されたデータ値を計算し、計算されたデータ値により計算された密度プロファイルを形成する
ことを特徴とする請求項２記載のコンピュータトモグラフィー装置。
【請求項４】
データ処理ユニットはスキャン面の両側の長手方向位置で測定されたデータ値の補間により、計算されたデータ値を形成するよう構成されていることを特徴とする請求項２記載のコンピュータトモグラフィー装置。
【請求項５】
−  Ｘ線源がＸ線を複数の方向から放射し、
−  検出器システムが、複数の方向から対象を通過したＸ線から密度プロファイルを測定し、
−  データ処理ユニットが、スキャン面を選択し、スキャン面の両側の長手方向位置でそれぞれ測定された密度プロファイルから、スキャン面における計算された密度プロファイルを計算し、
−  再構成ユニットが、計算された密度プロファイルから画像信号を取得し、
−  Ｘ線源は、密度プロファイルの測定中に、Ｘ線の方向を横断する方向に対象に対して相対的に変位される、コンピュータトモグラフィー装置の作動方法であって、
−  密度プロファイルは非対称な検出器システムにより、少なくとも４πラジアンの範囲を有する方向から測定され、
−  スキャン面の両側の長手方向位置で測定された密度プロファイルの各々は、少なくとも２πラジアンの範囲を有する方向に関係し、
−  非対称な検出器システムは対称な検出器部分と非対称な検出器部分とを含み、データ処理ユニットは計算された密度プロファイルを
−  非対称検出器部分によりスキャン面の両側で測定され、且つスキャン面の両側の本質的に２πラジアンの範囲を有する方向から測定された密度プロファイル、及び
−  対称検出器部分によりスキャン面の両側で測定され、且つスキャン面の両側の、本質的にπラジアンに対称な検出器部分の開口の角度を足し合わせた範囲を有する方向から測定された密度プロファイル、
から計算する、
ことを特徴とする作動方法。
【発明の詳細な説明】
本発明は、
−  Ｘ線により対象を複数の方向から照射するＸ線源と、
−  複数の方向から対象の密度プロファイルを測定する検出器システムと、
−  密度プロファイルから画像信号を得る再構成ユニットとを含み、
−  Ｘ線源と、検出器システムと、対象とは密度プロファイルの測定中にＸ線を横断する長手方向に相互に変位可能であるコンピュータトモグラフィー装置に関する。
本発明はまた、
−  Ｘ線源がＸ線を複数の方向から放射し、
−  検出器システムが、複数の方向から対象を通過したＸ線から密度プロファイルを測定し、
−  再構成ユニットが、密度プロファイルから画像信号を取得し、
−  Ｘ線源は、密度プロファイルの測定中に、Ｘ線の方向を横断する方向に対象に対して相対的に変位される、コンピュータトモグラフィー装置の作動方法に関する。
この種のコンピュータトモグラフィー装置及び方法はＣａｒｌ  Ｒ．Ｃｒａｗｆｏｒｄ，Ｋｅｖｉｎ  Ｆ．Ｋｉｎｇ等のＭｅｄｉｃａｌ  Ｐｈｙｓｉｃｓ  １７（１９９０）９６７−９８２頁の論文”Ｃｏｍｐｕｔｅｄ  ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ  ｓｃａｎｎｉｎｇ  ｗｉｔｈ  ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓ  ｐａｔｉｅｎｔ  ｔｒａｎｓｌａｔｉｏｎ”から知られている。
コンピュータトモグラフィーは例えば放射線医学的に検査される患者のような検査される対象の断面の画像を形成する。この目的のために患者は異なる方向からＸ線を照射され、患者内のＸ線吸収の局部的な差は種々の方向に対して密度プロファイルを形成し、該プロファイルは検出器システムにより測定される。この目的のためにＸ線源と検出器システムは患者の周りを回転する。断面の患者の密度を再現する画像は種々の密度プロファイルから得られる。通常平行な面である異なる面に沿った複数の断面の画像を形成することが通常必要である。この目的のために知られているコンピュータトモグラフィーでは患者はＸ線源と検出器システムに相対的に長手方向に変位される。そのような手順はまた体積（ｖｏｌｕｍｅ）スキャンと称される。密度プロファイルが均一な変位中に得られる故に複数の平行な断面の画像を形成するために密度プロファイルを測定することは非常に時間がかかるわけではなく、従って、患者にとってそれは著しく負担というわけではない。患者の変位は密度プロファイルの測定中に患者が「乗り物酔い」を起こさないように均一にすることが好ましい。
測定された密度プロファイルは固定された長手方向位置で測定されたものではなく、密度プロファイルが測定されたところからの方向が変化する間に患者が変位される故に長手方向位置は密度プロファイル内で方向の関数として変化する。密度プロファイルは概略螺旋形の路に沿って収集され、螺旋のピッチは患者が長手方向で均一な速度で変位するときに一定である。螺旋の路の軸は長手方向を構成する。知られたコンピュータトモグラフィー装置は測定された密度プロファイルから計算された密度プロファイルを得るデータ処理ユニットを含み、計算された密度プロファイルは常に与えられた長手方向位置で患者を通る面に関係する。再構成ユニットは与えられた長手方向位置で断面の画像を得るために計算された密度プロファイルを用いる。計算された密度プロファイルは測定された密度プロファイルの補間又は補外により得られる。そのような補間に対して計算された密度プロファイルは画像が形成された断面の長手方向位置から著しくは変位していない長手方向位置で測定された密度プロファイルから得られたという事実を考慮に入れなければならない。斯くして細片状の妨害、又は「ストリーク」と称されるものは画像内にほとんど表れないことが達成される。
知られたコンピュータトモグラフィー装置はいわゆる対称な検出器システムを含む。これは、Ｘ線源の焦点及び回転の中心を通るラインの両側に対する、検出器システムにより覆われるそれぞれの角度が、Ｘ線源及び検出器システムの回転中に（実質的に）同一であることを意味する。Ｘ線ビームの焦点は扇形Ｘ線ビームの全てのＸ線が発生する共通の点である。そのような対称な検出器システムの欠点は検出器システムの視野の大きさに対するそれぞれのＸ線感応検出器要素の数の好ましくない比を含むことである。視野は検出器システムにより覆われる部分の大きさにより決定される。通常は視野はその部分の末端からＸ線ビームの焦点を結ぶライン間の角度であるといわれている。
本発明の目的は比較的大きな視野を有し、攪乱の実質的にない画像を得る体積スキャンの実施を可能にする検出器システムを含むコンピュータトモグラフィー装置を提供することにある。本発明の更なる目的は画像内のストリークの出現を特に排除するコンピュータトモグラフィー装置を提供することにある。
上記目的は
−  検出器システムは検出器の非対称なシステムを含み、
−  密度プロファイルが測定された方向は少なくとも４πラジアンの範囲を有する
ことを特徴とする本発明によるコンピュータトモグラフィー装置により達成される。
非対称な検出器システムはＸ線源の焦点とＸ線源と検出器システムの回転中の回転の中心を通るラインの両側に対して異なる角度（−γm＋α，γm）の間の部分にわたり延在する。そのような非対称な検出器システムは角度（−γm＋α，γm−α）と間の部分にわたり延在する対称な検出器部分と、角度（γm−α，γm）の間の部分にわたり延在する非対称検出器部分とからなると考えられる。非対称な検出器部分はαに相当する部分により対称な部分に比べて視野を拡大し、比較的小さな数の検出器素子のみ、即ち対称な検出器部分の一側のみの追加が必要となる。
非対称な検出器システムを用いることにより密度プロファイルは対象の周辺で２回以上収集され、該密度プロファイルが収集される長手方向位置は密度プロファイルが測定される方向が変化するに従って変化する。患者の周りに２回以上検出器システムを回転することにより少なくとも４πラジアンの範囲で密度プロファイルを収集することは容易である。何故ならば検出器システムの全ての検出器それぞれは患者の周囲を２回回転し、測定されたデータ値から計算されたデータが得られるよう登録することは非常に簡単であり、計算されたデータ値は同一の検出器セルによるが、患者の周りの異なる回転中に測定されたデータから得られるからである。少なくとも４πラジアンの範囲を有する密度プロファイルはまたすくなくとも４πラジアンからのデータ値が検出器セルにより測定されるよう患者の周囲の検出器システムを回転することにより得られる。斯くして密度プロファイルを得るために必要な時間はより少ない。何故ならば検出器システムは患者の周りをより少なく回転すればよいからであるが、この場合にはそれぞれの検出器セルから登録することはより複雑であり、測定されたデータ値は計算されたデータ値を得るように用いられなければならない。非対称な検出器システムにより得られた密度プロファイルからスキャン面と称される面に沿った患者の断面を表現する画像が得られる。スキャン面は長手方向に平行に延在せず、好ましくは長手方向に概略垂直に向けられる。このような体積スキャンをなすことにより密度プロファイルは与えられた長手方向位置でのスキャン面の両側に対して対象を囲む全ての方向から測定されることが達成される。これにより計算された密度プロファイルはその画像が形成されたスキャン面に沿った断面の長手方向位置から過剰に変位しない長手方向位置での測定された密度プロファイルから得ることが可能である。計算された密度プロファイルから得られた画像へのストリーク状の妨害の出現はこのように回避される。斯くしてコンピュータトモグラフィー装置は検査される患者の高診断品質の画像を形成する。低コントラストの細部はこのような高品質画像で明確に可視化され、特にそのような詳細は患者の問題の断面の画像情報に関係しないストリーク状の妨害により乱されない。
本発明によるコンピュータトモグラフィー装置のこれらの及び他の利点は従属請求項に記載される実施例により達成される。
計算されたデータ値は好ましくは非対称な検出器部分により同じ方向から測定された全てのデータ値から得られることが好ましい。測定されたデータ値のそれぞれはそれぞれの方向からの検査される対象のＸ線吸収の度合いを表す。例えば検査される患者が長手方向に変位される故に方向が変化したときにデータ値が測定された長手方向位置が変化する故に測定されたデータ値は方向及び長手方向位置の関数である。スキャン面の両側に対して、実質的に同じ方向から非対称検出器部分により測定されたデータ値はほとんど違わない長手方向位置に関する。それぞれの長手方向位置はＸ線源と検出器システムの回転中に生ずる患者の変位以上には異なることはない。対称な検出器部分はスキャン面の両側に対する長手方向位置がより少なく変位するデータ値を測定する。故に計算された密度プロファイルのデータ値の計算は顕著に異ならない長手方向位置からのデータ値のみを用いる。故に特にストリーク状の歪みは画像から除去される。実質的に同じ方向から測定されたより多くのデータ値は計算されたデータ値を形成するよう用いられ、スキャン面の両側に対して実質的に同じ長手方向位置から測定されたより多くのデータ値は計算された密度プロファイルを形成するために用いられる。故に好ましくはスキャン面の両側に対して実質的に同じ方向位置から非対称検出器部分により測定された全てのデータが好ましくは計算された密度プロファイルを形成するために用いられる。計算されたデータ値へのデータ値の影響はスキャン面により近く測定されるほどより大きいことが好ましい。画像が実際に関係する断面が薄いスライスに対応する場合には、それにより長手方向の小さな距離延在する詳細が画像で適切に可視化される。冗長性が測定されたデータ値で発生する場合には密度プロファイルのノイズレベルは例えば計算された密度プロファイルを形成するようにその平均値をとることにより対応するデータ値を結合することにより減少されうる。
補間は測定されたデータから計算されたデータ値を形成するために簡単で正確な方法であることが見いだされた。
非対称な検出器により検査される対象の周辺全ての方向から検出器面の両側に対する密度プロファイルの測定は若干しか違わない長手方向位置でのスキャン面の両側に対して実質的に同じ方向で測定されたデータ値を用いることにより計算される密度プロファイルの計算を可能にする。同じデータ値が反対方向から測定されたときに測定される故に、対称な検出器部分を用いることによりπラジアンに対称な検出器部分の開口の角度を加えた範囲の方向からの密度プロファイルを測定することで充分である。対称な検出器部分により対象の周囲全ての方向から測定することは必要ではないことが判明した。対称な検出器部分により反対方向から測定されたデータ値はデータ値が測定された長手方向位置が同一である場合には理想的には同一値を有する。これらの長手方向位置は体積スキャンの場合には異なるが、対称な検出器部分により測定されたデータ値に対してスキャン面の両側に対して反対向きから測定されたデータ値の長手方向位置の間の差は小さい値のみである。これらの差は非常に小さいので実際にそれらは画像内でほとんど又は全くストリーク状の妨害を引き起こさず、又はそのようなストリーク状の妨害はデータ値の補間により対策されうる。比較的少ない測定を用いて、計算された密度プロファイルは形成され、それから高診断品質の画像が得られる。
本発明の更なる目的は画像内の「ストリーク」の出現の対策がなされるコンピュータトモグラフィー装置に対する方法を提供することである。
この目的は
−  密度プロファイルは検出器の非対称なシステムにより少なくとも４πラジアンの範囲を有する方向から測定される
ことを特徴とする本発明による方法により達成される。
本発明のこれらの及び他の特徴は以下に図面を参照して実施例に基づき詳細に説明される。
図１は本発明によるコンピュータトモグラフィー装置の三次元概略図である。
図２は本発明によるコンピュータトモグラフィー装置の長手方向からの正面図である。
図３は計算されたデータ値が異なる投影角及び検出器角に対して測定されたデータ値から形成されるかを示すラドン（Ｒａｄｏｎ）図である。
図１は本発明によるコンピュータトモグラフィー装置の三次元概略図である。スリット状のダイアフラム１０と協働して、Ｘ線源１は検査される患者のような対象２を照射するよう広がる平坦な（扇形の）Ｘ線ビームを出射する。検出器システム３はＸ線源１に対向するよう配置される。この実施例の検出器システムはそれぞれの検出器セル１１の配列を含む位置感応検出器システムである。検出器セル１１は例えばガス充填された（キセノン）検出器又は固体検出器である。扇形Ｘ線ビームの厚さは一般的に１ｍｍと１０ｍｍとの間であり、Ｘ線源とＸ線検出器との間の中間で測定される。患者を通過し、検出器システムに入来する放射の強度は主にＸ線源と検出器システムとの間のテーブル１２上に配置される患者２の中の吸収により決定される。吸収はまたＸ線源１と検出器システム３とを共に担体枠１３により患者の周囲に回転させることにより多数のラインに沿って測定される。Ｘ線源と検出器システムとの結合された回転は連続的であるが、また断続的でもありうる。更にまた照射及び回転中に患者は矢印１４、１５により示される長手方向である回転の軸に沿って好ましくは均一な速度で変位され、それにより検出器システムは患者の三次元体積からデータを収集する。測定された密度プロファイルは患者２の断面の画像を形成するために用いられる。これらの断面は患者の体の平行なスライス１６に沿って収集される。更にまた患者の周囲に配置される環状の陽極の形であるＸ線源が用いられ、Ｘ線が陽極材料から発生する電子ビームのターゲットは環状陽極に沿って動く。
図２は本発明によるコンピュータトモグラフィー装置の長手方向からの正面図である。検出器システム３及びＸ線源１は回転の中心１７について患者の周囲を共に回転する。この目的のためにＸ線源１及び検出器３はモーターを含む駆動器１８により駆動される回転担持枠１３に懸架される。基準ライン３０はこの例では垂直方向である固定された方向を有し、回転の中心１７を通過する。投影角βは固定された基準ライン３０に関して対称な検出器部分２０の中心を通る中心ライン３１とのなす角度である。検出器システムの位置は投影角βにより表される。それぞれの検出器セル１１は中心ライン３１に関して検出器の角度γをなす。対称な検出器部分２０は区間（−γm＋α，γm−α）の検出器角度を有する検出器セルからなる。非対称検出器部分２１は区間（γm−α，γm）の検出器角を有する検出器セルの大きさαの部分からなる。区間（−γm，−γm＋α）の検出器角に対して検出器は存在しない。検出器セルは対称な検出器部分より大きな大きさのαである部分にわたって延在する故に視野は対称な検出器部分それ自体の視野に比べて増加するが、付加的な検出器セルは区間（−γm，−γm＋α）に要求されない。
データ値が測定される長手方向位置ｚは患者が長手方向に変位され、一方でＸ線源と検出器システムとが患者の周囲を回転する故に投影角に依存する。回転が均一である、即ち回転の中心１７に関して一定の角速度で回転し、変位がまた均一である、即ち長手方向１５で一定の線速度で変位する場合には長手方向位置ｚは投影角度βの関数として線形に変化する。
検出器システムは対称な検出器部分２０と非対称な検出器部分２１とを有する。検出器システムのそれぞれの検出器セルは患者を通る連続した方向でＸ線吸収を表すデータ値を測定する。故に検出器システムはその連続する位置での密度プロファイルを測定する。検出器システムはβのそれぞれの値に対して密度プロファイルを連続的に測定する。測定された密度プロファイル（ＤＰ）はデータ処理ユニット２２に印加される。データ処理ユニット２２は計算されたデータ値を計算し、測定されたデータ値を補間し、それに基づいて計算されたデータプロファイルを形成する。投影角βに対する各度毎にそれぞれの計算されたデータプルファイルは与えられた長手方向位置で患者の体を通してスライス１６を通る検出器角区間（−γm＋α，γm）にわたるＸ線吸収を表す。計算された密度プロファイルＩＤＰは再構成ユニット２３に印加され、これは計算された密度プロファイル（ＩＤＰ）が計算された長手方向位置ｚでそれから患者の断面の画像を形成する。再構成ユニット２３は患者の体の断面の画像の輝度又はグレー値を得るために計算された密度プロファイルに数学的なラドン変換をなす。再構成ユニットは信号レベルが画像の輝度値を表す電子的画像信号ＩＳを形成する。電子的画像信号ＩＳは画像を表示するためにモニタ２４に印加され：電子的画像信号はまた画像の一次記憶用のバッファユニット２４に印加され、一方で更なる画像処理又はハードコピーの形でプリントするために待機する。
測定された密度プロファイル（ＤＰ）は測定されたデータ値Ｐ（β、γ、ｚ）の組からなる。長手方向位置ｚは投影角βに線形従属する故に、データ値は長手方向位置の変化に対して測定され、故にＰ（β、γ、ｚ）＝Ｐ［β、γ｜ｚ（β）］である測定されたデータ値を表す（ここでｚ（β）＝ｋ（β−２π）＋ｚ0）。長手方向位置ｚ＝ｚ0でのスキャン面に対するデータ値Ｐiを計算するためにスキャン面の両側に対して測定されたデータ値は次のように補間され；
Ｐi（β1、γ1｜ｚ0）＝ｗ1Ｐ［β1、γ1｜ｚ（β1））＋ｗ2Ｐ［β2、γ2｜ｚ（β2））
ここでβ2＝β1＋２π、γ1＝γ2であり、補間されたデータ値Ｐiは投影角β1に対して計算され、これはスキャン面の長手方向位置ｚ0に対応し、故にβ1−２π＝［ｚ（β）−ｚ0］／ｋである。更にまた重みｗ1，ｗ2は補間が画像内で妨害を引き起こさないように選択される。重みｗ1，ｗ2は例えば投影角及び検出器角の関数である。更にまた重みはｗ1（β1、γ1）＋ｗ2（β2、γ2）＝１のように正規化される。重みは測定されたデータ値の投影角の相違と長手方向位置がスキャン面に存在する投影角度との間の関数として線形に変化することが好ましい。そのような補間はそれ自体対称な検出器システムにより測定されたデータ値に対してＣａｒｌ  Ｒ．Ｃｒａｗｆｏｒｄ，Ｋｅｖｉｎ  Ｆ．Ｋｉｎｇ等のＭｅｄｉｃａｌ  Ｐｈｙｓｉｃｓ  １７（１９９０）９６７−９８２頁の論文”Ｃｏｍｐｕｔｅｄ  ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ  ｓｃａｎｎｉｎｇ  ｗｉｔｈ  ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓ  ｐａｔｉｅｎｔ  ｔｒａｎｓｌａｔｉｏｎ”から知られている。患者が患者の周囲のＸ線源及び検出器システムに関してそれらの回転中に変位されず、患者の内部で動きが生じず、Ｘ線の強度の揺らぎがなく、検出器セルの感度の差がない場合にデータ値が与えられた方向又は反対の方向のいずれから吸収を測定することにより測定されたかどうかは重要ではない。
従って理想的には周期性が対称な検出器部分により測定されたデータ値に対して存在する：Ｐ（β、γ）＝Ｐ（β＋π−２γ、−γ）、（−γm≦γ≦γm）。このような理想的な状況下では範囲（０，π＋２γm）にわたり投影角を変化させることで充分である。体積スキャンがなされたときに例えば長手方向位置ｚが投影角βの変動で変化することによるような周期性の偏差が発生する。対称な検出器部分により測定されたデータ値に対して周期性の偏差は非常に小さく、それによりそれらは画像に対してほとんど又は全く妨害をなさない。故に対称な検出器部分はスキャン面の両側に対して範囲（π＋２γm）での投影角の値に対するデータ値を測定する必要があるのみである。スキャン面の両側に対して測定されないが、データ値の補間がなお必要であるデータ値は周期性を用いることにより正確に近似可能である。非対称な検出器部分により測定されるデータ値に対しては、スキャン面の両側に対して、２πにわたる範囲の投影角でデータ値を実際に測定する必要があることが判明した。
図３は計算されたデータ値がいかにして異なる投影角及び検出器角に対して測定されたデータ値から形成されるかを示すラドン図である。図３は投影角βと検出器角γを有する（β、γ）平面の一部分を示す。図３に示されている例ではスキャン面は投影角βｓｐ＝２πに従って得られる。区間（−γm＋α，γm）の検出器角度に対してデータ値はβｓｐ＝２πの周囲の範囲で投影角βの値に対して測定される。測定されたデータ値のそれぞれは長手方向位置ｚ＝ｚ0＋ｋ（β−２π）の異なる値に対して測定される。範囲Ａではデータ値は測定されず、ここで−γm≦γ≦−γm＋αであり；これは範囲Ａでは非対称検出器システムが検出器セルを含まないためである。範囲Ｃではデータ値は対称な検出器部分により測定され、計算されたデータ値はｚ＝ｚ0に対してβｓｐ＝２πの両側に対する投影角、即ちスキャン面の両側に対する長手方向位置で測定されたデータ値を補間することにより得られる。領域Ｂ１，Ｂ２ではデータ値を測定する代わりに、この領域でのデータ値の適切な近似がほとんど完璧な周期性を用いることにより得られる。図３に示されるように領域Ｂ１での（β、γ）についてのデータ値Ｐ＊（β、γ）に対して測定されたデータ値Ｐ（β−π＋２γm，−γ）が得られる。領域Ｂ１，２で測定されたデータ値の値から折り返すことにより投影角β、即ち長手方向位置ｚの顕著に異なる値に対して測定されたデータ値の間で補間がなされることが回避され、斯くしてストリークの出現が回避される。更にまた画像により再現された断面のスライス厚が比較的薄いことが達成され、それにより小さな長手方向寸法を有する詳細は画像内で明確に再現される。領域Ｃではデータ値は検出器システムの対称な部分により測定される。故に領域Ｃでのデータ値の補間に対する適切な重みはＣａｒｌ  Ｒ．Ｃｒａｗｆｏｒｄ，Ｋｅｖｉｎ  Ｆ．Ｋｉｎｇ等のＭｅｄｉｃａｌ  Ｐｈｙｓｉｃｓ  １７（１９９０）９６７−９８２頁の論文”Ｃｏｍｐｕｔｅｄ  ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ  ｓｃａｎｎｉｎｇ  ｗｉｔｈ  ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓ  ｐａｔｉｅｎｔ  ｔｒａｎｓｌａｔｉｏｎ”に記載されている対称な検出器による体積スキャンに対してそれ自体知られている重みである。
領域Ｄ０，１，２では、データ値は非対称検出器部分により測定される。範囲（γm−α，γm）及びｚ＝ｚ0での検出器角度に対して計算されたデータ値は領域Ｄ０，１，２で測定されたデータ値の間で補間される。周期性により領域Ｄ１，２で必要なデータ値を得ることが不可能である。何故ならば投影及び検出器角度の対応する値（β、γ）は非対称検出器システムが検出器セルを有さない領域Ａにあるからである。
特に領域Ｂ１とＤ１、ＣとＤ０、又はＢ２とＤ２の間の境界で、重みの不連続性により画像で発生する攪乱を防止するために重みがそのような隣接領域で連続又は少なくとも徐々に変化するような方法でそのような境界の近傍で重みを再決定することが好ましい。大きさが検出器セルの概略数十（例えば２０）に対応する問題の境界の近傍での重みの間で遷移が徐々なされるようにすることにより適切な結果が得られることがわかった。そのような遷移は境界の近傍の隣接領域で重みの例えば線形補間又は立体スプラインのような高次の補間により徐々になされる。
【図１】
0004489845.tif 000002
【図２】
0004489845.tif 000003
【図３】
0004489845.tif 000004