(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
イメージング・システムを利用して被検体の画像を再構成するための方法であって、 被検体内の関心領域（ＲＯＩ）の周囲は包含し被検体自体の周囲までは包含しないように選択されたファンビーム角度範囲を有する限定幅の放射線ビームを、被検体に向けて放出するステップと、
被検体を透過した前記限定幅の放射線ビームからの放射線を検出することにより、ＲＯＩの投影データを含む被検体の切り詰めた投影データの組を取得するステップと、
前記切り詰めた投影データの組のうちの前記被検体自体の周囲に対応する仮想的な一様物体の減衰を求めるステップと、
前記切り詰めた投影データの組から前記仮想的な一様物体の減衰を減算し、被検体内のＲＯＩの画像を再構成するステップと、
を含む方法。
【請求項２】
前記限定幅の放射線ビームが限定幅のＸ線ビームであり、限定幅の放射線ビームを被検体に向けて放出する前記ステップがＸ線ビームを被検体に向けて放出するステップを含み、
前記方法は、さらに、限定幅のＸ線ビームと比べてより大きなファンビーム角度範囲を有する幅広Ｘ線ビームを被検体に向けて放出するステップと、前記幅広Ｘ線ビームからの放射線を検出することにより被検体の少なくとも１つの完全な投影を取得するステップとを含み、仮想的な一様物体の減衰を求める前記ステップが被検体の前記少なくとも１つの完全な投影を利用して仮想的な一様物体の減衰を求めるステップを含む請求項１又は２に記載の方法。
【請求項３】
前記イメージング・システムがスキャン式のイメージング・システムであり、かつ前記限定幅のＸ線ビーム及び前記幅広Ｘ線ビームは前記スキャン式イメージング・システムの回転するガントリ上に取り付けられたＸ線源により放出され、且つ画像の再構成に十分である切り詰めた投影と完全な投影の合計のうち、完全な投影が１０％以下である請求項２に記載の方法。
【請求項４】
前記イメージング・システムがスキャン式のイメージング・システムであり、前記幅広Ｘ線ビーム及び前記限定幅のＸ線ビームは前記スキャン式イメージング・システムの回転するガントリ上に取り付けられたＸ線源により放出されており、さらに、幅広Ｘ線ビーム及び限定幅のＸ線ビームを選択的に発生するためにマスクキング用スリーブをＸ線源の周りに回転するステップを含む請求項２に記載の方法。
【請求項５】
仮想的な一様物体の減衰を求める前記ステップが、前記切り詰めた投影データの組の各投影毎に規定した一様な円形物体に対して、ＲＯＩの半径を超える一様な円形物体の半径Ｒと、各切り詰めた投影ｉに対する一様な円形物体の減衰μi の値を当てはめるステップを含み、
ＲＯＩの画像を再構成する前記ステップが、ピクセル・データを作成するために、前記切り詰めた投影データの組から当てはめした一様な円形物体の輪郭を減算するステップと、ＲＯＩの画像のピクセルを作成するために前記作成されたピクセル・データに対して次の値
【数１】
を加算するステップとを含み、ここで、Ｎは切り詰めた投影の数であり、
前記ＲＯＩが中心及び周囲を有しており、Ｒ及びμi の値を当てはめる前記ステップが、ＲＯＩの中心位置及びＲＯＩの周囲位置で取得した投影データからＲ及びμi を推定するステップを含み、
前記限定幅の放射線ビームが限定幅のＸ線ビームであり、切り詰めた投影データの組を取得する前記ステップが限定幅のＸ線ビームを取得するためにＸ線源をマスキングするステップを含み、
前記限定幅のＸ線ビームが中心部分を有し、前記切り詰めた投影データの組は制限されたファンビーム角度範囲のＸ線ビームの前記中心部分からの投影成分を含んでおり、前記仮想的な一様物体の減衰を求める前記ステップが、切り詰めた投影の組のうちの複数の切り詰めた投影にわたる前記限定幅のＸ線ビームの前記中心部分からの投影成分の和を解析するステップを含む請求項１乃至４のいずれかに記載の方法。
【請求項６】
被検体の画像を再構成するためのイメージング・システムであって、
被検体内の関心領域（ＲＯＩ）の周囲を包含しているが被検体自体の周囲までは包含しないように選択されたファンビーム角度範囲を有する限定幅の放射線ビームを、被検体に向けて放出すること、
被検体を透過した前記限定幅の放射線ビームからの放射線を検出することにより、ＲＯＩの投影データを含む被検体の切り詰めた投影データの組を取得すること、
前記切り詰めた投影データの組のうちの前記被検体自体の周囲に対応する仮想的な一様物体の減衰を求めること、
前記切り詰めた投影データの組から前記仮想的な一様物体の減衰を減算し、被検体内のＲＯＩの画像を再構成すること、を行うように構成されているイメージング・システム。
【請求項７】
前記限定幅の放射線ビームが限定幅のＸ線ビームであり、かつ被検体に向けて放出される前記限定幅の放射線ビームが前記限定幅のＸ線ビームであり、
さらに、前記限定幅のＸ線ビームと比べてより大きなファンビーム角度範囲を有する幅広Ｘ線ビームを被検体に向けて放出し、かつ前記幅広Ｘ線ビームからの放射線を検出することにより被検体の少なくとも１つの完全な投影を取得するように構成されると共に、被検体の前記少なくとも１つの完全な投影を利用して仮想的な一様物体の減衰を求めるように構成されている請求項６に記載のシステム。
【請求項８】
回転するガントリと、前記回転するガントリ上に取り付けられたＸ線源とをさらに備え、 前記切り詰めた投影データ及び前記少なくとも１つの完全な投影を取得するために前記限定幅のＸ線ビーム及び前記幅広Ｘ線ビームを選択的に放出する前記Ｘ線源を用いて被検体をスキャンするように構成されており、かつ画像の再構成に十分である前記切り詰めた投影と前記完全な投影の合計のうち、完全な投影が１０％以下であるように構成されている請求項７に記載のシステム。
【請求項９】
回転するガントリと、 前記回転するガントリ上に取り付けられたＸ線源であって、前記システムは前記切り詰めた投影データ及び前記少なくとも１つの完全な投影を取得するために該Ｘ線源を用いて被検体をスキャンするように構成されている、Ｘ線源と、 前記Ｘ線源を覆っているマスクキング用スリーブであって、前記Ｘ線源を選択的にマスキングし前記Ｘ線源が前記限定幅のＸ線ビーム及び前記幅広Ｘ線ビームを選択的に放出するようにしているマスクキング用スリーブと、をさらに備える請求項７に記載のシステム。
【請求項１０】
前記仮想的な一様物体の減衰を求めるために、前記切り詰めた投影データの組の各投影毎に規定した一様な円形物体に対して、ＲＯＩの半径を超える一様な円形物体の半径Ｒと、各切り詰めた投影ｉに対する一様な円形物体の減衰μi の値を当てはめるように構成されており、
前記切り詰めた投影データの組から当てはめした一様な円形物体の輪郭を減算してピクセル・データを作成し、前記作成されたピクセル・データに下記の値
【数２】
を加算して、ＲＯＩの画像を再構成するためのＲＯＩの画像のピクセルを作成するように構成されており、
前記ＲＯＩが中心及び周囲を有し、前記システムは、ＲＯＩの中心位置及びＲＯＩの周囲位置で取得した投影データからＲ及びμi を推定して、Ｒ及びμi の値を当てはめするように構成されており、
前記限定幅の放射線ビームが限定幅のＸ線ビームであり、前記システムは、切り詰めた投影データの組を取得するためにＸ線源をマスキングして前記限定幅のＸ線ビームを得るように構成されており、
前記限定幅のＸ線ビームが中心部分を有し、前記切り詰めた投影データの組は制限されたファンビーム角度範囲の前記Ｘ線ビームの中心部分からの投影成分を含んでおり、前記システムは、前記仮想的な一様物体の減衰を求めるために、切り詰めた投影の組のうちの複数の切り詰めた投影にわたる前記限定幅のＸ線ビームの中心部分からの前記投影成分の和を解析するように構成されている請求項６乃至９のいずれかに記載のシステム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、全般的には、画像データを再構成するための方法及び装置に関し、さらに詳細には、従来のＣＴイメージング・システムと比較してＸ線被曝を減少させたコンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージング・システムにおける画像再構成のための方法及び装置に関する。
【０００２】
【発明の背景】
周知のコンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージング・システムの少なくとも１つの構成では、Ｘ線源は、デカルト座標系のＸ−Ｙ平面（一般に「画像作成面」と呼ばれる）内に位置するようにコリメートされたファンビーム（扇形状ビーム）を放出する。Ｘ線ビームは、例えば患者などの画像作成対象を透過する。ビームは、この対象によって減衰を受けた後、放射線検出器のアレイ上に入射する。検出器アレイで受け取った減衰したビーム状放射線の強度は、対象によるＸ線ビームの減衰に依存する。このアレイの各検出器素子は、それぞれの検出器位置でのビーム減衰の計測値に相当する電気信号を別々に発生する。すべての検出器からの減衰量計測値を別々に収集し、透過プロフィールが作成される。
【０００３】
周知の第３世代ＣＴシステムでは、Ｘ線源及び検出器アレイは、Ｘ線ビームが画像作成対象を切る角度が一定に変化するようにして、画像作成面内でこの画像作成対象の周りをガントリと共に回転する。あるガントリ角度で検出器アレイより得られる一群のＸ線減衰量計測値（すなわち、投影データ）のことを「ビュー(view)」という。また、画像作成対象の「スキャン・データ(scan)」は、Ｘ線源と検出器が１回転する間に、様々なガントリ角度、すなわちビュー角度で得られるビューの集合からなる。アキシャル・スキャンでは、この投影データを処理し、画像作成対象を透過させて得た２次元スライスに対応する画像を構成する。投影データの組から画像を再構成するための一方法に、当技術分野においてフィルタ補正逆投影法(filtered back projection)と呼ぶものがある。この処理方法では、スキャンにより得た減衰量計測値を「ＣＴ値」、別名「ハウンスフィールド値」という整数に変換し、これらの整数値を用いて陰極線管ディスプレイ上の対応するピクセルの輝度を制御する。
【０００４】
ＣＴイメージング・システムにおけるＸ線に対する被曝は、患者に対して害を及ぼすことがある。少なくとも長期的には、ＣＴイメージング・システムの近傍で処置を実施している医師に対しても害を及ぼす可能性がある。現在のＣＴシステムでは、通常約５０ｃｍの撮影域及び７０ｃｍのガントリ開口で、患者の断層面を提供している。心臓などの小さな臓器の撮影への応用では、関心領域が小さな臓器である患者の断面全体に及ぶようにしてＸ線量子により患者を照射することは妥当ではない。
【０００５】
被曝の全体的リスクを減らすためには幾つかの技法が提案されている。例えば、一次線及び散乱線の両者が患者テーブルによって減衰される可能性がより高い位置である下側軌道に位置しているときにのみ、Ｘ線源を線源オンにすることがある。バイオプシー用の針の初めの位置決め及び挿入をした後は、多くの場合、医師の関心は目標とする特定の解剖部位にある。下側軌道でＸ線源をオンにすることにより患者及び医師の両者に対する放射線被曝を制限することができるが、それでも患者のＸ線に対する被曝は望ましいレベルを超えており、医師に対する被曝からの遮蔽も完全ではない。ファン角度カバー範囲を患者の当該関心領域（ＲＯＩ）に制限したＸ線源を利用することにより、Ｘ線放射に対する被曝が減少する可能性がある。したがって、この制限されたＸ線源により得られるデータはファン角度カバー範囲に関して制限を受けることになる。しかし、こうした制限されたデータから、最先端のＣＴスキャナに特有な画質で再構成ができる方法や装置はこれまで知られていない。こうした制限されたデータから直接再構成を行おうとすると、ＲＯＩ全体にわたって極めて大きな物体依存の障害陰影が導入され、画像データを無意味にしてしまう。
【０００６】
したがって、ＣＴスキャナから取得した制限された投影データから画像再構成を提供できる再構成方法及び装置が得られることが望ましい。詳細には、制限されたファン角度範囲のビームから取得したデータから、またはより広くコリメートしたビームの照射を制限したデータから、関心領域の高画質な再構成が得られることが望ましい。さらに、ＲＯＩがビーム内でＣＴスキャナのＸ線源の中心を外れていることもあるため、患者をスキャナの寝台に対して移動させることなく、そのＲＯＩをビームの中心に移動させるための方法及び装置を提供することが望ましい。
【０００７】
【発明の概要】
したがって、本発明は、実施の一形態では、イメージング・システムを利用して被検体の画像を再構成する方法であって、被検体内の関心領域（ＲＯＩ）の周囲は包含し被検体自体の周囲までは包含しないように選択されたファンビーム角度範囲を有する限定幅の放射線ビームが被検体に向けて放出されており、被検体を透過した限定幅の放射線ビームからの放射線を検出することにより、ＲＯＩの投影データを含む被検体の「切り詰めた(truncated)」 投影データの組が取得されており、切り詰めた投影データの組のうちの低周波数成分が推定されており、かつ切り詰めた投影データの組及び推定した低周波数成分を利用して被検体内のＲＯＩの画像が再構成されている方法である。この実施形態では、ＲＯＩ全体にわたる投影の高周波数成分は直接計測される。本明細書では、本発明に従った対応する装置に関する実施の一形態についても開示する。
【０００８】
完全な投影データの制限された組からの情報を用いて、切り詰めた投影データの組の低周波数成分を推定することができる。しかし、低周波数成分は切り詰めた投影データの組から直接推定することもできるので、ＲＯＩの画像を再構成するためには完全な投影からの追加の情報は不可欠ではない。高品質画像を再構成するためには切り詰めた投影データの組の他に推定した低周波数成分があれば十分であるので、幅広放射線ビームにより完全な投影データの完全な組を取得する必要はない。これは、完全な投影データの部分的な組を利用して低周波数成分の推定値を得ているか否かによらない。
【０００９】
上記の方法及び装置により、部分的な、すなわち切り詰めた投影データから高品質の画像再構成が達成でき、これにより患者及び患者に随伴する医療スタッフに対するＸ線被曝が低減される。
【００１０】
【発明の実施の形態】
図１及び図２を参照すると、「第３世代」のＣＴスキャナに典型的なガントリ１２を含むものとして、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージング・システム１０を示している。ガントリ１２は、このガントリ１２の対向面上に位置する検出器アレイ１８に向けてＸ線ビーム１６を放出するＸ線源１４を有する。検出器アレイ１８は、投射され被検体２２（例えば、患者）を透過したＸ線を一体となって検知する検出器素子２０により形成される。検出器アレイ１８は、単一スライス構成で製作される場合とマルチ・スライス構成で製作される場合がある。各検出器素子２０は、入射したＸ線ビームの強度を表す電気信号、すなわち患者２２を透過したＸ線ビームの減衰を表す電気信号を発生する。Ｘ線投影データを収集するためのスキャンの間に、ガントリ１２及びガントリ上に装着されたコンポーネントは回転中心２４の周りを回転する。
【００１１】
ガントリ１２の回転及びＸ線源１４の動作は、ＣＴシステム１０の制御機構２６により制御される。制御機構２６は、Ｘ線源１４に電力及びタイミング信号を供給するＸ線制御装置２８と、ガントリ１２の回転速度及び位置を制御するガントリ・モータ制御装置３０とを含む。制御機構２６内にはデータ収集システム（ＤＡＳ）３２があり、これによって検出器素子２０からのアナログ・データをサンプリングし、このデータを後続の処理のためにディジタル信号に変換する。画像再構成装置３４は、サンプリングされディジタル化されたＸ線データをＤＡＳ３２から受け取り、高速で画像再構成を行う。再構成された画像はコンピュータ３６に入力として渡され、コンピュータにより大容量記憶装置３８内に格納される。
【００１２】
コンピュータ３６はまた、キーボードを有するコンソール４０を介して、オペレータからのコマンド及びスキャン・パラメータを受け取る。付属の陰極線管ディスプレイ４２により、オペレータはコンピュータ３６からの再構成画像やその他のデータを観察することができる。コンピュータ３６は、オペレータの発したコマンド及びパラメータを用いて、ＤＡＳ３２、Ｘ線制御装置２８及びガントリ・モータ制御装置３０に対して制御信号や制御情報を提供する。さらにコンピュータ３６は、モータ式テーブル４６を制御してガントリ１２内での患者２２の位置決めをするためのテーブル・モータ制御装置４４を操作する。詳細には、テーブル４６により患者２２の各部分がガントリ開口４８を通過できる。
【００１３】
図３は、本発明の実施の一形態をＣＴイメージング・システム１０と一緒に使用するように改良した低線量Ｘ線アセンブリ５０の図である。例えば、アルミニウムなどの、Ｘ線に対して比較的透明な（Ｘ線を通過する）材料からなる回転する円筒、すなわちスリーブ５２により、Ｘ線源１４のＸ線ビーム・コリメータ５４の外側部分を覆っている。Ｘ線源１４はスリーブ５２の内部にあり、このため点線で表している。スリーブ５２は、その一部が、鉛などＸ線に対して比較的不透明な（Ｘ線を通過させない）材料からなる部分リング５６により覆われている、またはコーティングされている。実施の一形態では、部分リング５６によるコーティングは、スリーブ５２の内面上の場合と外面上の場合がある。部分リング５６同士の間の間隙５８により、限定幅のＸ線ビーム６０、すなわち、制限されたファンビーム角度範囲を有するビームがスリーブ５２の外に出ることができる。ガントリ１２が回転するのに伴い、スリーブ５２は回転軸Ｂの周りを矢印Ａで示す方向に回転する。スリーブ５２が回転するのに伴い、部分リング５６にあるスリット６２はＸ線源１４の前方で回転する。その結果、Ｘ線ビーム６０は、スキャン時間のある部分では、被検体すなわち患者２２（図３では図示せず）の全範囲をカバーするように拡幅される。この拡幅された、幅広ビームによりサイノグラムの幾つかの完全な投影が収集される。Ｘ線がファンビーム６０の「側面(side)」領域に放出されるのは、全投影数の一部に対してだけであるため、Ｘ線量が制限される。Ｘ線アセンブリ５０を使用して収集したデータの低周波及び高周波数成分は直接計測される。別の実施形態では、部分リング５６はスリーブ５２を覆うように入れ子式に摺動可能であり、これにより限定幅のＸ線ビーム６０の幅の調整が可能となり、かつＸ線ビーム６０の方向の調整が可能となる。この方式により、必ずしもアイソセンタ２４の位置である必要がないような選択した関心領域に向けて、間隙５８から出てくる限定幅のＸ線ビーム６０を幅狭で導くことができる。
【００１４】
実施の一形態では、スリット６２を回転させ、コリメータ５４から出てくる幅広のＸ線ビームの経路内にスリットがきたときに取得した完全な投影データの部分的な組から低周波数成分を推定している。高画質の再構成のためには、幾つかの完全な投影で十分である。その理由は、この投影の低周波数成分は、投影角度の変化に伴う変化が比較的緩慢であり、したがって、幾つかの完全な投影から（補間などによって）推定できるからである。実施の一形態では、こうした補間を実行するための格納プログラムを大容量記憶装置３８内に常駐させ、コンピュータ３６によりこの格納プログラムからの命令を実行するようにしている。投影の一部分のみが完全であれば、満足のゆく結果が得られる。画像を再構成するために十分な投影数の１０％だけが完全な投影であれば、高品質の画像を得ることができる。取得した投影の１％のみが完全な投影であるとき、あるいは１回転あたり取得される完全な投影が１〜４個のみである場合であっても、無補正の場合と比較して十分に改善された結果が得られる。画像再構成のためには、必ずしも３６０度の１全回転からの投影は必要でないことに留意されたい。画像データを再構成するには、１８０度に、最幅広の投影の場合のファンビーム範囲の幅を加算した角度の回転から投影を得るだけで十分である。
【００１５】
図４は、投影データを取得するために限定幅のＸ線ビーム６４、すなわち、狭めた（すなわち、切り詰めた）ファンビーム角度範囲γ2 を有するビームを使用することによって患者２２に対するＸ線量の低減を達成させているＣＴイメージング・システム１０の実施の一形態の概要図である。さらに、患者２２の近傍で作業をする医師やその他のスタッフに対する放射線被曝も減少する。この実施形態で取得した切り詰めた投影データを用いて関心領域の画像を再構成する。図４では、被検体２２（例えば、患者）は外周６６を境界とする範囲を有している。被検体２２の内部には、内周７０の内部に包含されている関心領域（ＲＯＩ）６８がある。Ｘ線源１４からの放射線は被検体２２及びＲＯＩ６８の方向に導かれる。被検体２２の周囲を包含する第１のファンビーム角度範囲γ1 を有する幅広Ｘ線ビーム７２の放射により、ＲＯＩ６８を含む被検体２２の完全な投影データからなる第１の、部分的な組が得られる。ＲＯＩ６８の周囲７０を包含する限定幅のＸ線ビーム６４の放射により、ＲＯＩ６８の切り詰めた投影データからなる第２の組が得られる。Ｘ線ビーム７２及び６４は、図３の回転するスリーブ（すなわち、円筒）５２など調節可能な患者前置コリメータを有する単一線源１４から投射される。高周波数及び低周波数成分は、第１組の投影データに対しては直接計測される。ＲＯＩ６８の全体にわたる高周波数成分は、第２組の投影データに対しても直接計測される。ＲＯＩ６８の全体にわたる低周波数成分は、第２組の投影データに対しては、第１組の投影データに対して計測された低周波数成分から推定する。限定幅のＸ線ビーム６４は、ＲＯＩ６８の周囲７０を包含するのに十分な幅だけで十分であり、被検体２２の周囲を包含する程に幅広である必要はない。これにより、通常であれば画像化のために必要であるような放射線と比較してより少ない放射線を、被検体２２のより狭い範囲に照射するだけでよいことになる。さらに、通常であれば医療スタッフが受ける可能性がある散乱放射線及び直接放射線も減らすことができる。
【００１６】
別の実施形態では、部分的な投影データ、すなわち切り詰めた投影データの組のＲＯＩ６８全体にわたる低周波数成分を直接推定する。この実施形態では幅広Ｘ線ビーム７２は使用せず、このため患者２２に対するＸ線被曝がさらに減少する。補正データを提供するため、各投影毎に１つの一様な円形物体を規定する。この一様な円形物体の減衰μとこの物体の半径Ｒという２つのパラメータを中心位置（射線γ＝０）及びＲＯＩ６８の辺縁すなわち周囲７０の位置における投影データから推定する。半径ＲはＲＯＩ６８の半径より大きくするという制約がある。当てはめは多くの方法（例えば最小自乗法など）により達成することができる。次いで、仮想的な一様物体の輪郭が有効データレンジ内で投影データから減算される。有効レンジ外にあるデータは強制的にゼロにされるので、ＲＯＩ６８の外部では真の物体位置が一様な投影と一致するという仮定を立てることができる。後方投影をした後に、再構成画像内の各ピクセルに下記の値
【００１７】
【数３】
0004516256.tif 000002
【００１８】
（ここで、Ｎは投影の数、μi は投影ｉに関して規定された一様な円形物体の減衰である）を加算することにより、この手順に対する補正を行う。
【００１９】
投影の低周波数成分に対する推定は、１つまたは複数の方法により精度を向上させる。実施の一形態では、物体のＤＣ成分の推定値は投影指標ｉにわたる中心射線値（すなわち、γ＝０の位置）の和から計算する。対応する極座標積分を受け渡す際にヤコビアン・ファクタｒを用いていないので、この推定値は物体の真のＤＣとは異なる。しかし、対応する不一致は一様な円形物体毎に計算可能である。別の実施形態では、投影の失われた部分に対しては、約９０度の角度（すなわち、図２に示すような垂直方向のＸ線ビーム１６ではなく水平方向）の投影から収集した情報を用いてモデルの精度を向上させている。別の実施形態では、サイノグラム情報を処理して投影の推定値を改善すると共に、さらに再構成した中間画像の再投影による反復方法を用いて投影データの局所的再構成を改善させている。さらに、較正用ファントムを使用すること、並びにスキャン物体エラーを有効投影からのデータの積分値の関数としてスケール調整することがアーチファクトの補正のために有用である。
【００２０】
さらに詳細には、各投影ｉについて推定しようとする２つのパラメータは
【００２１】
【外１】
0004516256.tif 000003
【００２２】
である。ここで、ｉL 及びｉH をＲＯＩ内で有効な２つの最も端の射線(ray) に対する指標とし、ｐ（ｉL ）及びｐ（ｉH ）をこれらの指標に対する投影値とする。
【００２３】
また、Jump＝（１／２）｛ｐ（ｉL ）＋ｐ（ｉH ）｝とし、ｐ（ｉC ）＝中心位置の射線（すなわち、射線指標ｉCの位置）に対する投影値、とする。
【００２４】
実際上、有効データが一様な円形物体の投影に対応する場合には、Ｒ（ＲＯＩ）をＲＯＩ６８の半径として、次式となる。
【００２５】
Jump＝２μi｛Ｒi2 −Ｒ（ＲＯＩ）2 ｝1/2 、及び
ｐ（ｉC）＝２μiＲi
この点では、ＲＯＩ６８は円形であり、かつアイソセンタ２４に対して中心に位置していると仮定している。しかしながら、当業者であれば、以下の結果を別の場合向けに一般化することが可能である。上記のことから、次式が導かれる。
【００２６】
【数４】
0004516256.tif 000004
【００２７】
及び
【００２８】
【数５】
0004516256.tif 000005
【００２９】
【外２】
0004516256.tif 000006
【００３０】
そこで、所与の半径から、減衰μi の最終の推定値は次式により決定される。
【００３１】
【数６】
0004516256.tif 000007
【００３２】
上式において、ｔj ＝Ｓ sin（γj ）であり、γj は中心ビーム射線と指標がｊのビームの間の角度、Ｓはビーム発生源からアイソセンタ（すなわち、図１及び２のガントリ１２の回転軸）までの距離である。上述の推定値は、切り詰め無しの投影（すなわち、完全な投影）から取得した低周波数投影成分の推定値により補完することができることに留意されたい。例えば、切り詰めた投影の当てはめ(fitting) により取得したパラメータ
【００３３】
【外３】
0004516256.tif 000008
【００３４】
は、切り詰め無しの投影から取得した低周波数成分の推定値に合わせてさらに当てはめをすることにより得ることができる。
【００３５】
図５は、一様な円形物体の投影で当てはめした切り詰めた投影データの模式図である。当てはめを受けるデータ７４のＲＯＩ６８に関する中心を軸Ｃで表す。曲線７６は仮想の一様な円形物体からのデータを表している。実施の一形態では、区間［−ＲＲ，＋ＲＲ］（関心領域の範囲を表す）に及ぶ有効データのレンジにわたる投影の積分値が同じレンジにわたる一様な円形物体に対する積分値と一致するようにして、切り詰めた投影データを一様な円形物体の投影で当てはめしている。レンジ［−Ｒ，＋Ｒ］は一様な円形物体の範囲を表しており、このレンジは被検体２２の半径と同じであることも同じでないこともあるが、ＲＯＩ６８の半径よりも大きくする必要がある。次いで、当てはめをした物体の投影を、有効データレンジ［−ＲＲ，＋ＲＲ］にわたって制限された有効データから減算する。再構成されたデータ７４は以下の定数
【００３６】
【数７】
0004516256.tif 000009
【００３７】
を各ピクセルに加算することにより得られる。
【００３８】
別の実施形態では、図３に示す改良型コリメータ５０に対する代替法の１つとして、複数のファンビーム角度範囲を設けるためにＸ線源１４に複数のコリメータ設定を備えさせている。Ｘ線源１４はＸ線制御装置２８により制御されている。この再構成法を実施するための命令を提供する格納プログラムが大容量記憶装置３８の一部分に備えられており、この命令をコンピュータ３６により実行させている。代替法の１つとして、異なるファンビーム角度範囲をもつ複数のＸ線源１４を使用して異なるファンビーム角度範囲のＸ線ビームを提供することができることを理解されたい。
【００３９】
上記で導出された各式では、被検体のＲＯＩがＸ線ビームの中心部分内にあるという明瞭な前提がなされていた。これらの式の一般化型は、ＲＯＩ６８がビームの中央の領域内にない場合を扱うことにより導出することができる。しかし、実施の一形態では、図６の模式図に示すように、ビーム７２をガントリ１２の回転中心２４からずらすことによって、ＲＯＩ６８を中央の領域内に直接位置決めしている。ＲＯＩ６８が小さな臓器を意味する場合であっても、小さな臓器の画像化により患者（この場合は、被検体２２で表す）の断面全体が照射を受けることになることは容易に理解できる。
【００４０】
図７は軸から外れたＲＯＩ６８の位置に投射される限定幅のＸ線ビーム６４の模式図である。図８はＲＯＩ６８の位置に異なる線源角度から投射される限定幅のＸ線ビーム６４を表している別の模式図である。これらの図からコリメートしたビームにより患者に対するＸ線被曝が少なくなることは明らかであるが、異なる投影位置で投影データを収集するためには検出器アレイ１８（図２参照）の異なる部分を使用する必要がある。
【００４１】
したがって、実施の一形態では、スカウト撮影により位置決めを実施しており、これによりより小さな検出器及びより簡単なコリメータ設計の使用が可能となり、さらに身体２２内の臓器を画像化する際のデータ収集要件が軽減される。図１及び２においては患者２２を支持しており、また図９及び１０では被検体２２を支持するための面７８として表しているテーブル４６は、ガントリ１２の回転軸と１つの点で交差する面を規定している２つの異なる軸に沿って移動可能であるように製作する。さらに、テーブル４６はガントリ１２の回転軸に沿って移動可能である。実施の一形態では、この２つの異なる軸はｙ軸及びｘ軸であり、ガントリの回転軸はｚ軸である。ｘ軸、ｙ軸及びｚ軸はすべて、互いに直交している。水平方向のｘ軸の位置決めにより、現在知られている垂直なｙ軸方向でのテーブル位置決め運動やヘリカルスキャンで使用されるｚ軸方向の運動では可能でないような、追加の柔軟性を提供できる。追加の左右の水平方向位置決めにより対象としている臓器６８をスキャン撮影域の中心２４の近傍に位置させることができる。限定幅のビーム６４を使用すると、臓器６８の外部の領域に対する照射が最小になるため対象臓器６８に対するＸ線被曝が制限される。さらに、検出器アレイ１８（図２参照）の中心部分のみを使用するため、大きな検出器アレイ１８による場所及び／またはコスト、並びに複雑な収集ハードウェアを回避することができると共に、再構成方程式の一般化の際の複雑な計算を回避することができる。こうした拡張位置決め機能を有するテーブル４６は、さらにフラットパネル検出器式ＣＴシステムの実施形態でも使用することができる。
【００４２】
切り詰めた投影データによる画像再構成では、反復再構成により解剖学的情報を関心領域内に保存することができることが知られている。初期条件の選択に注意することにより関心領域内により正確なＣＴ値分布を保存することができる。図１１〜１４に、様々な画像を比較例として表してある。
【００４３】
図１１、１２、１３及び１４は再構成した患者データの図である。図１１は、ウィンドウ幅とレベルを（ｗ，ｌ）＝（２００，３０）として表した全撮影域の再構成患者データの図である。図１１に対するデータを取得するためには、患者２２はＸ線照射の全線量を受けている。患者２２内に関心領域６８を示している。
【００４４】
図１２は、図１１に示す関心領域６８に対する直接不完全データ再構成を、（ｗ，ｌ）＝（２００，３０）で表した図である。関心領域６８は周囲７０を境界とする円形領域内に位置している。当てはめを実施していないため、予測したとおり再構成画像は画質が悪い。
【００４５】
図１３は、本発明の実施の一形態による関心領域６８に対する局所的再構成を、（ｗ，ｌ）＝（２００，３０）で表した図である。図１３に示す画像は、そのすべてが縮小させたファンビーム角度範囲をもつビーム並びに当てはめを受けたデータにより取得されている投影から得られたものである。この画質は図１２の画質より一層優れていることが観察されるであろう。
【００４６】
図１４は、本発明の実施の一形態による関心領域６８に対する局所的再構成を、（ｗ，ｌ）＝（２００，３０）で表した図である。「低線量」データを利用している、すなわち、１つのファンビーム角度範囲から取得した、投影の一部分のみが完全であるデータを利用している。図１４では、完全な投影のこの一部分は１％である。投影データは不完全であるが、図１１の画像に匹敵する画質をもつ画像が得られた。
【００４７】
上記の方法により、患者や随伴する医療スタッフのＸ線放射に対する被曝を減少させながら、ＣＴ画像データの改良型の再構成を提供することができる。一様物体当てはめモデルを狭いファンビーム角度範囲のデータに使用する場合に、制限された投影データを用いた再構成画像内の障害陰影を大幅に低減することが可能である。水平方向位置決め機能を有するテーブルにより、関心領域の狭幅ビーム内への配置が簡単になる。本明細書に記載した方法は比較的簡単であるが、これらの方法により、投影のすべてが切り詰められたデータである場合を含め、制限されたデータの再構成に関する品質を大幅に高めることができる。
【００４８】
本発明の様々な実施形態を詳細に記載し図示してきたが、これらは説明および例示のためのものに過ぎず、本発明を限定する意図ではないことを明瞭に理解されたい。さらに、本明細書に記載したＣＴシステムは、Ｘ線源と検出器の双方がガントリと共に回転する「第３世代」システムである。検出器素子が個々に補正され所与のＸ線ビームに対して実質的に均一のレスポンスを提供できるならば、検出器が全周の静止した検出器でありかつＸ線源のみがガントリと共に回転する「第４世代」システムを含め、別の多くのＣＴシステムも使用可能である。さらに、本明細書に記載したシステムはアキシャル・スキャンを実行するが、本発明は、３６０度を超えるデータを必要とするもののヘリカルスキャンで使用することもできる。したがって、本発明の精神及び範囲は、特許請求の範囲の各項によって限定されるべきである。
【図面の簡単な説明】
【図１】  ＣＴイメージング・システムの外観図である。
【図２】  図１に示すシステムのブロック図である。
【図３】  図１及び２のＣＴイメージング・システムと共に本発明を実施する際に有用な修正した低線量Ｘ線源の概略斜視図である。
【図４】  限定幅の放射線ビーム内、すなわち、縮小させたファンビーム角度範囲を有するビーム内で制限されたデータ収集を提供するＣＴイメージング・システムの模式図である。
【図５】  一様な円形物体の投影により当てはめを受けた切り詰めた投影データの模式図である。
【図６】  従来のＣＴスキャンの撮影域の模式図である。
【図７】  軸から外れた関心領域の位置に投射された限定幅のＸ線ビームの模式図である。
【図８】  軸から外れた関心領域位置に異なる投影角度から投射された図７の限定幅のＸ線ビームの別の模式図である。
【図９】  水平方向に再位置決め可能な患者テーブルによりビーム中心に移動させたＲＯＩの位置にコリメートさせた狭幅Ｘ線ビームを投射するＣＴスキャナの模式図である。
【図１０】  ＲＯＩの位置に異なる投影角度から限定幅のＸ線ビームを投射する、図９のＣＴスキャナの別の模式図である。
【図１１】  関心領域を含む患者データに対する全撮影域の再構成を（ｗ，ｌ）＝（２００，３０）で表した略図である。
【図１２】  図１１の関心領域に対する直接不完全データ再構成を（ｗ，ｌ）＝（２００，３０）で表した略図である。
【図１３】  図１１の関心領域に対する本発明の実施の一形態による局所的再構成を（ｗ，ｌ）＝（２００，３０）で表した略図である。
【図１４】  図１１の関心領域に対する、１％の完全な投影を用いた本発明の実施の一形態による「低線量」局所的再構成を（ｗ，ｌ）＝（２００，３０）で表した略図である。
【符号の説明】
１０  コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージング・システム
１２  ガントリ
１４  Ｘ線源
１６  Ｘ線ビーム
１８  検出器アレイ
２０  検出器素子
２２  被検体
２４  回転中心
２６  制御機構
４８  ガントリ開口
５０  低線量Ｘ線アセンブリ
５２  スリーブ
５４  Ｘ線ビーム・コリメータ
５６  部分リング
６０  限定幅Ｘ線ビーム
６２  スリット
６４  限定幅のＸ線ビーム
６６  外周
６８  関心領域
７０  関心領域の周囲
７２  幅広Ｘ線ビーム
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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