"コンピュータ断層撮影方法であって、被検体をX線で螺旋状に走査し、前記被検体の画像に対応するデータを収集し、同時に得られた前記データの一部を処理し、データ収集タイミングの関数として前記処理したデータを重み付けし、前記重み付けしたデータに基づいて前記被検体の前記画像を再構成することを特徴とするコンピュータ断層撮影方法。前記同時に得られた前記データの一部のみを処理することを特徴とする請求項1記載のコンピュータ断層撮影方法。前記データを複数の組に分け、このデータの組数を加重平均処理により減らすことを特徴とする請求項1記載のコンピュータ断層撮影方法。前記処理データに対応する対向データを得、前記データ収集タイミングに基づいて前記処理データおよび前記対向データを重み付け加算し、前記重み付け加算したデータに基づいて前記画像を再構成することを特徴とする請求項1記載のコンピュータ断層撮影方法。X線源と、前記X線源から照射され被検体を透過したX線を検出するための検出器と、前記検出器により検出されたデータを処理する処理回路と、前記処理回路で処理されたデータにデータ収集タイミングに応じて重み付けをする重み付け回路と、前記重み付けされたデータに基づいて画像を再構成する再構成回路とを具備することを特徴とするコンピュータ断層撮影システム。前記X線源を前記被検体から見て螺旋状に移動する機構を更に備えることを特徴とする請求項5記載のコンピュータ断層撮影システム。前記重み付け回路は、重み付け関数を時間変位させる手段を有することを特徴とする請求項5記載のコンピュータ断層撮影システム。前記被検体の心電波形に従って前記重み付け関数を時間変位させることを特徴とする請求項7記載のコンピュータ断層撮影システム。X線ビーム発生源と、前記X線ビーム発生源から被検体を介して到達するX線を検出するための複数の検出素子がチャンネル方向及びスライス方向に配列されてなる2次元検出器とを有するガントリと、前記被検体を載置する寝台と、前記寝台と前記ガントリとの少なくとも一方を移動する移動ユニットと、前記2次元検出器に接続され、前記2次元検出器によって検出されたX線のデータを収集するデータ収集ユニットと、前記データ収集ユニットに接続され、前記収集されたデータから、スライス位置が同じであるが時間が異なる複数の断層画像を再構成する断層画像再構成ユニットとを具備することを特徴とするコンピュータ断層撮影システム。X線ビーム発生源と、前記X線ビーム発生源から被検体を介して到達するX線を検出するための複数の検出素子がチャンネル方向及びスライス方向に配列されてなる2次元検出器とを有するガントリと、前記被検体を載置する寝台と、前記寝台と前記ガントリとの少なくとも一方を移動する移動ユニットと、前記2次元検出器に接続され、前記2次元検出器によって検出されたX線のデータを収集するデータ収集ユニットと、前記データ収集ユニットに接続され、前記データ収集ユニットによって収集されたデータを重み付けする重み付け回路とを具備し、前記重み付け回路は、スライス方向の少なくとも一部に対応するデータに対して異なる重み付け関数を適用することを特徴とするコンピュータ断層撮影システム。本発明の目的は、コンピュータ断層撮影CTの時間的解像度を改善する方法およびシステムを提供することである。本発明は、コンピュータ断層撮影方法であって、被検体をX線で螺旋状に走査し、前記被検体の画像に対応するデータを収集し、同時に得られた前記データの一部を処理し、データ収集タイミングの関数として前記処理したデータを重み付けし、前記重み付けしたデータに基づいて前記被検体の前記画像を再構成することを特徴とする。さらに、本発明は、前記同時に得られた前記データの一部のみを処理することを特徴とする。さらに、本発明は、前記データを複数の組に分け、このデータの組数を加重平均処理により減らすことを特徴とする。さらに、本発明は、前記データの処理において、線形内挿と外挿の少なくとも1つを使用することを含む。さらに、本発明は、前記データの処理において、非線形内挿と外挿の少なくとも一つを使用することを含む。さらに、本発明は、前記処理データに対応する対向データを得、前記データ収集タイミングに基づいて前記処理データおよび前記対向データを重み付け加算し、前記重み付け加算したデータに基づいて前記画像を再構成する。さらに、本発明は、前記処理データの重み付けを時間的に変位する。さらに、本発明は、前記重み付けは、γmが最大チャネル角度である場合、π2γmの範囲を除くゼロの値を有する重み付け関数を使用する。さらに、本発明は、前記関数は、βnew=β-βcπ2γm/2βnew=β-βcπとのいずれか一方を含む。さらに、本発明は、前記被検体から得た信号に基づいて前記画像を再構成するタイミングを変位する。さらに、本発明は、前記被検体から得た信号に基づいて前記X線の発生を制御する。さらに、本発明は、重み付けは、2πの範囲を除くゼロの値を有する重み付け関数を使用する。さらに、本発明は、心臓画像に対応するデータを収集し、前記被検体からEKG信号を測定し、前記EKG信号に基づいて前記画像を再構成するタイミングを変位する。さらに、本発明は、前記被検体の心拡張位相にほぼ対応するデータを収集する。さらに、本発明は、複数個の列のうち選択された列のデータを処理する。さらに、本発明は、複数個の列に対してデータを同時に収集し、各部分に対して再構成されるスライスの部分に最も近い列からデータを選択し、前記処理データを生成するために、前記部分のそれぞれに対応する前記データを処理する。さらに、本発明は、各部分に対して再構成されるスライスの部分に最も近い列のうちの2つからデータを選択する。さらに、本発明は、前記データを内挿補間し、前記内挿データを重み付けする。さらに、本発明は、前記データから内挿および外挿の少なくとも一方の補間を行なう。さらに、本発明は、補間データを得るために、前記データをフィルタし、重み付けは、前記補間データを重み付けする。本発明は、X線源と、前記X線源から照射され被検体を透過したX線を検出するための検出器と、前記検出器により検出されたデータを処理する処理回路と、前記処理回路で処理されたデータにデータ収集タイミングに応じて重み付けをする重み付け回路と、前記重み付けされたデータに基づいて画像を再構成する再構成回路とを具備することを特徴とする。さらに、本発明は、前記X線源を前記被検体から見て螺旋状に移動する機構を更に備える。さらに、本発明は、前記処理回路は、非線型内挿回路および外挿回路のうちの少なくとも一方を含む。さらに、本発明は、前記処理回路は、線型内挿回路および外挿回路のうちの少なくとも一方を含む。さらに、本発明は、前記処理回路は、フィルタ回路を含む。さらに、本発明は、前記重み付け回路は、重み付け関数を時間変位させる手段を有する。さらに、本発明は、前記重み付け回路は、重み付け関数を選択的に時間変位させる手段を含む。さらに、本発明は、前記被検体の生体信号を獲得する手段を含む。さらに、本発明は、前記生体信号を使用して前記被検体によって受けられた線量を減らす手段を含む。さらに、本発明は、前記生体信号を使用して前記X線源による照射を選択的に制御する手段を含む。さらに、本発明は、前記X線源によって射出された照射を視準するように配置された視準装置を含む。さらに、本発明は、重み付け関数を自動的に時間変位させる手段を含む。さらに、本発明は、前記被検体の心電波形に従って前記重み付け関数を時間変位させる。さらに、本発明は、前記検出器は、被検体のスライス方向に沿って複数の検出カラムを含み、複数の検出素子列は同時にX線を検出する。本発明は、X線ビーム発生源と、前記X線ビーム発生源から被検体を介して到達するX線を検出するための複数の検出素子がチャンネル方向及びスライス方向に配列されてなる2次元検出器とを有するガントリと、前記被検体を載置する寝台と、前記寝台と前記ガントリとの少なくとも一方を移動する移動ユニットと、前記2次元検出器に接続され、前記2次元検出器によって検出されたX線のデータを収集するデータ収集ユニットと、前記データ収集ユニットに接続され、前記収集されたデータから、スライス位置が同じであるが時間が異なる複数の断層画像を再構成する断層画像再構成ユニットとを具備することを特徴とする。本発明は、X線ビーム発生源と、前記X線ビーム発生源から被検体を介して到達するX線を検出するための複数の検出素子がチャンネル方向及びスライス方向に配列されてなる2次元検出器とを有するガントリと、前記被検体を載置する寝台と、前記寝台と前記ガントリとの少なくとも一方を移動する移動ユニットと、前記2次元検出器に接続され、前記2次元検出器によって検出されたX線のデータを収集するデータ収集ユニットと、前記データ収集ユニットに接続され、前記データ収集ユニットによって収集されたデータを重み付けする重み付け回路とを具備し、前記重み付け回路は、スライス方向の少なくとも一部に対応するデータに対して異なる重み付け関数を適用することを特徴とする。以下、図面を参照して本発明による装置を好ましい実施形態により説明する。本発明は、マルチスライスヘリカルCTに適用可能である。ここでは、その代表例として、4スライスヘリカルCTとして説明する。また、スライス厚は、等角点回転軸で計測されるステップアンドシュート天板の断続的な移動と同期した断続的なX線撮影での走査中の各スライス画像の有効スライス厚として定義される。ヘリカルスキャンの場合の幾何学的スライス厚は、シングルスライスCTスキャナの場合の再構成画像の有効スライス厚とは異なり、再構成アルゴリズムおよびパラメータの選択に応じて決まる。この適用において、ヘリカルスライスピッチPは、スライス厚に対する、1回転あたりの寝台移動量の比率として定義される。図3に本実施形態によるコンピュータ断層撮影システムを示し、図4に図3のガントリの斜視図を示し、図5に図3の2次元配列型検出器の斜視図である。ガントリ1は、X線をほぼ円錐形で照射するX線源3と、2次元に配列された複数個の検出素子5A、すなわち複数個の検出素子5Aの1次元配列が複数並列された2次元配列型X線検出器5とを収容する。図5では、複数個の検出素子5Aの1次元配列が4列あり、それらが並列されていることを示している。X線源3および2次元配列型X線検出器5は、寝台6の天板に載置されている被検体を挟んで互いに対向するように、回転リング2上に搭載される。2次元配列型X線検出器5は、回転リング2上に取付けられる。通常、各検出素子5Aは、1つのチャネルに対応している。X線源3からのX線は、X線フィルタ4を介して被検体に照射される。被検体を通過したX線は、2次元配列型X線検出器5によって、電気信号として検出される。X線制御装置8は、高電圧発生器7にトリガ信号を供給する。高電圧発生器7は、トリガ信号が受信されるタイミングで高電圧をX線源3に印加する。これによって、X線がX線源3から放射される。ガントリ寝台制御装置9は、ガントリ1の回転リング2の回転と寝台6の天板の移動とを同期をとって制御する。システム制御装置10は、システム全体の制御中枢を構成し、被検体から見て、X線源3が、螺旋ヘリカルの軌道を描いて、いわゆるヘリカルスキャンを実行するようにX線制御装置8およびガントリ寝台制御装置9を制御する。具体的には、回転リング2は一定角速度で連続的に回転させられ、天板が一定速度で移動させられ、X線はX線源3から一定角間隔で断続的に又は連続的に照射される。2次元配列型X線検出器5の出力信号は、各チャネルごとにデータ収集ユニット11によって増幅され、投影データを生成するためにデジタル信号に変換される。データ収集装置11から出力される投影データは、信号処理ユニット12に供給される。信号処理ユニット12はその投影データを使用して画像を再構成する。3次元画像データまたはユニット12によって生成された断層撮影画像データは、表示装置14に送られ、そこで3次元画像として、または断層撮影画像として可視的に表示される。図6aに処理ユニット12の構成を示す。信号処理ユニット12は、投影データの全ての必要な内挿または外挿補間を実行する処理回路20を有する。データは、典型的には、長手方向に沿って補間される。処理回路20のより詳細な図を、図6bに示す。データは、入力端子26を介して入力され、その後、必要に応じて、回路23、24および25により、フィルタ、内挿補間または外挿補間される。処理データは、出力端子27を介して出力される。重み付け回路21は、処理回路20中で処理されるデータを決定して重み付けを行なう。再構成回路22は、重み付けされたデータを使用して画像を再構成する。回路の動作は、本発明による方法の説明と関連して後述する。図3のシステムの構成要素は、プログラムされたコンピュータとして実装されることが可能である。特に、システム制御装置10および処理ユニット12は個別のコンピュータであってもよく、または、2つの素子の機能は単一のコンピュータ上に搭載されてもよい。また、本発明はソフトウェアの形で実現可能であり、コンピュータプログラム製品を生成する光ディスクの磁気など、記録可能媒体上に格納されることが好ましい。HHSヘリカルハーフスキャンと呼ばれる、本発明による第1の再構成方法をここで説明する。第1に、修正内挿補間修正HFIが投影データに対して施され、その後、その補間された投影データが重み付けされ、その重み付けされたデータに基づいて再構成が実行される。図7において、修正HFI方法では、30で示すスライス位置zsに対するデータの長手方向のフィルタにより、同時に収集された投影データどうしで補間が行われる。この補間は、内挿線形または非線形および/または外挿が使用される。なお、図7において、スライス位置は、実線で示す。斜めの太い黒線31は、スライス画像を再構成するために必要な一揃いのデータを得るために、内挿および/または外挿中で使用される実際に収集された投影データ直接データ実データを示している。z方向の内挿補間を決定するための1式を以下に示す。なお、Directは、仮想データ対向データではなく、実際に収集された投影データ直接データ実データを表し、DataForSliceは、実データから生成された補間データを表している。ただし、ziは第i番目のビューでのX線源の位置である。zjおよびzkは、v番目のビュー、ビュー角度βおよびチャネル角度γで得られたヘリカルスライス位置に最も近いデータおよび次に最も近いデータのサンプリング位置をそれぞれ示している。βiは、第i番目のビューでのビュー角度である。pは、ヘリカルスライスピッチである。nvは、X線源の1回転あたりのビューの数である。kvは、内挿外挿フィルタが可能な範囲である。同時に収集されたデータとは、同時に撮像され、検出されたデータを意味する。この例では、4列分のデータが同時に収集されて、図7の第1~第4の列として示される。スライスは、この例では、スライス位置に2つの最も近い列において同時に得られるデータから内挿およびまたは外挿される。例えば、図7において、第1および第2の列は、第1の回転の後半のデータを内挿およびまたは外挿補間するために用いられる。第2の回転の前半のデータが第2列、第3列及び第4列のデータから内挿およびまたは外挿補間により得られる。同様にして、時間X線源角度ごとに、4列のうちスライス位置に最も近い2つの列のデータが選択される。なお、この方法において、180°まで到達したデータ、または異なる回転のデータのいずれも使用されない。次に、補間データは、データ収集時間に基づいて重み付けされる。重み付け曲線32を図7に示している。ただし、ステップアンドシュートのHSのための重み付け関数と、USのための重み付け関数とのいずれも適用可能である。それらの2つの重み付け関数を、2式および3式として以下に示す。満足させる重みωβ,γが適用されるこれらの式は、参考として本文献に引用されるCrawford等のAppendixCに示される。以下の重み付けが、適用可能であるこれらの式は、参考として本文献に引用されるCrawford等のAppendixBに示される。ωβ,γωβπ2γ,-γ=2仮想データ対向データが生成される場合、以下の4式に示すような任意の重み付け関数が適用可能である:ただし、DataForSliceComplementaryは、DataForSliceをビュー角再定義により得られる対向データを表し、DataForReconは、画像再構成に必要な一揃いの投影データを表している。重み付けのこの方法はより簡単に実行することも可能であるが、計算上、高価となる場合がある。次に、この方法は、共通の扇形ビーム再構成の工程を含んでいる。また、扇形から平行への回帰rebinning後、平行ビーム再構成を行なうなどの他のアプローチも適用可能である。計算の数を減らすために、重み付け関数値がゼロでない範囲のみが、第1の工程でのヘリカル解析中に算出可能である。図8は、上述の実施形態に任意で適用可能であるチャネル倍増を図示したものである。対向データのサンプリング位置は、サンプリングピッチの半分だけ直接データのサンプリング位置からx-y面においてずらされる。対向データのX線経路が直接データ実際に測定した投影データ実データから変位されるため、軸平面の空間的解像度は増加可能である。チャネルの数を同数に維持し、軸平面のデータのサンプリングピッチチャネル方向を減らすことによって、同様の結果対象が十分に小さい場合、空間的解像度を向上するが得られる。そのスライスに対するデータは、以下の5式で与えられる。チャネル倍増は、対向データの重み付けの有無にかかわらず上記の実施形態に適用されることが可能である。換言すれば、対向データを重み付けしない例えば、2式または3式を使用場合、5式が適用され、対向データが重み付けされる場合、5式は、4式が適用される前に実行される。第2の例では、画像は同じ天板位置であるが異なるタイミングで再構成される。また、本実施形態は、上記の実施形態に関して説明されたものに任意に適用可能であり、上記の実施形態はチャネル倍増を含む。本実施形態であるタイミングシフトTS技術は、図9aおよび図9bに示すように、時間的軸に沿って重み付け関数をずらす。ずらす時間量は、特定の適用の要求または必要とされる再構成画像の品位により決定される。例えば、再構成画像品位を向上させるためには、短い時間をずらせばよいが、計算の費用が増加する。再構成された画像の通常形状のみが必要な場合は、長いまたは最大の時間をずらすことも可能である。ここで、tcおよびt0zsは、それぞれ、その領域の中心と、X線焦点がスライス面z=zs全体を通過する時間とに対応する。標準のデータ範囲は、tc=t0zsの場合に定義される。t0zsから変位されたタイミングと、変位されたタイミングの最大とは、それぞれ、tsおよびtsmとして定義される。tsまたはPの大絶対値のいずれも大幅な外挿の場合に画質の劣化を招き、tsmは、図9aに示すようなスライス厚の半分内で外挿補間を使用することに制限される場合がある。以下に挙げる6式は、様々なPにおけるtsmと再構成アルゴリズムを与える。ただし、k=0の場合、半スライス厚内の最も近接したものの外挿補間k=1の場合、内挿補間のみk=1fwの場合、フィルタ幅がfwの場合のzフィルタリング上記の通りに各スライスを再構成することは、自動心臓体積測定再構成を実現するための技術と関連して使用されることが可能である。ヘリカル螺旋形データが得られるとき、EKG信号は保存される。各スライスに対する中心タイミングtcは、1心収縮位相を避けるため、および/または最少のテーパー角度によって、得られたデータ範囲を選ぶように調整される。これを、図10および図11に図示する。図10の方法で、工程40においてzはz0に設定され、工程41において中心タイミングTcはT0。zでの画像のうちのいずれかを選択した表示があるか否かについて、別の確認が行なわれる工程95。表示がある場合、工程76において、zでの画像は選択画像として選択され、工程72へ戻る。工程75において、表示がない場合、tcmおよびtcPは再度計算され工程77、画像は工程78において、tcmおよびtcPの新しい値で再構成される。工程78は、その後、工程75へ戻る。実例本発明による方法の実例について説明する。方法の物理的な評価は、時間および空間のz解像度、画像ノイズ、および運動する模型の平面上画像の正確度を評価するために、コンピューターシミュレーションを使用して実行された。実行され、比較される方法は、TSを使用するHHSおよびTSを使用しないHHS、マルチスライスCTに対するHFI、および単一スライスCTに対する180LIであった。形状およびX線管回転時間は、0.5秒で900の投影で全360°走査を実現する4スライスヘリカルCTスキャナAquilion日本、東京、ToshibaMedicalSystemsCompanyのものと同一であった。時間的および空間的z解像度および画像ノイズは、HHSおよびHFIに対するヘリカルピッチおよびフィルタ幅を変化させて評価された。他の評価において、ヘリカルマルチスライスピッチは、後述するように、それぞれ、マルチスライスCTに対して2.5で固定され、単一スライスCTに対して1.0に固定された。公称スライス厚は、空間的解像度に対して2.0mmで、運動する人体模型に対して1.0であった。最初に、時間的解像度は、図14で示す5つの円筒人体模型を使用することを決定することにより評価された。5つの円筒ディスクは、直径20mm、高さは無限で、1000HUのコントラストを有する。時間的感度プロファイルTSPが計測され、5円筒人体模型に対して9つの投影0.005秒に相当する、0.1mmの再構成増分、2.5~8.0のヘリカルマルチスライスピッチ、0.0および1.0のフィルタ幅というパラメータを使用した。部分感度プロファイルTSPの測定されたFWHMおよびFWTMは、軸状CT0.5秒のものに正規化された。TSPを用いて時間的解像度を評価することについて説明する。極めて短い時間0.005秒に対応するいくつかの連続投影以外全てゼロである入力投影データは、時間軸に沿ったインパルス信号とみなされることが可能である。いくつかの投影は、空間的解像度の影響を除去するために十分長くて厚い、z軸に平行な円筒人体模型並列を使用して得られる。軸画像のTSPの空間的依存関係を評価するために、異なるxy位置でいくつかの円筒を有する人体模型が使用される上述の通り。画像は、短い時間好ましくは約0.03秒未満に対応するz増分により再構成される。各場所でのTSPは、上記投影データを使用した以下の処理によって獲得可能である。短い時間に対応するzの増分を用いて画像を再構成する、再構成された画像の全ての各円筒の位置での対象範囲ROIの平均ピクセル値を計測する、最大値によって、それらを正規化する、参照。SSPは、1つの軸のx-y面中に5つのディスクを含むシミュレートされた人体模型を使用して計測された図14参照。このディスクは、直径20mmおよび厚さ0.2mmを有する。マルチスライスヘリカルピッチは、2.5から4.5まで変化させた。画像は、0.1mmの再構成増分とともに再構成された。SSPのFWHMおよびFWTMは計測され、軸CTのものに正規化された。TSを使用しないHHS0と、マルチスライスヘリカルピッチ2.5でTS0.20を使用するHHS0との2つのSSPが比較され、TSの影響が評価された。各再構成アルゴリズムの運動する被検体のための撮像性能は、動く人体模型を使用して評価された。シミュレートされた人体模型は、円筒の2つの組および1000HUのコントラストを有するボールの3つの組を有し、各組は、1、2および3mmの異なる直径を有する3つのボールから成る図16。円筒は無限の長さを有し、それらが動かないときに、ボールの全ては面z=0の中心に配置された。運動パターンに関しては、A組およびC組は静止しており、他は毎分周波数60または90周期で移動した。BとDの組はx方向に移動し、E組はz方向に移動する。1周期の運動パターンは、3つの部分から成る。元の位置図16から、t1秒のコサイン曲線の半分に沿って-xまたは-z方向に10mm移動する、t2秒のコサイン曲線の半分に沿って元の位置に戻る、元の位置で、t3秒間静止する。秒単位のパラメータt1,t2,t3は、それぞれ、毎分60周期で0.08、0.62、0.30、90周期で0.05、0.41、0.20であった。サイズ、形状および運動パターンは、心臓の壁、心臓の近くの肺の気管、血管の脈動、冠状動脈および冠状動脈石灰化の運動の一部をシミュレートして選択された。選択された単純な運動パターンは、例えば縮退、伸長、撚りおよび並行運動など、複雑な3次元運動またはひずみから成る特定の運動をシミュレートしないが、動く人体模型によって、通常の動く被検体を撮像する機能の評価ができる。ヘリカルスキャンは二回使用され、それぞれ、X線焦点が面z=0を静止位相および高速運動位相へ横断する時間図16、txを調整した。静止位相に対して、時間は運動-3txがそれぞれ60周期で0.85、90周期で0.56の中央にあった。高速運動位相に対して、時間は運動2両方の周期においてtx=0.15秒の間で、HHSに必要な全てのデータがオブジェクトの移動とともに得られた。したがって、HHSは静止位相において利点があるが、高速運動位相において欠点があった。ヘリカルマルチスライスピッチは、マルチスライスCTに対して2.5で固定され、シングルスライスCTに対して1.0で固定された。z=0での画像は、TSがある場合のHHSOとTSがない場合のHHSOと、HFI0、HFI1および180LIによって再構成された。結果の量を定めるために、1つのボール図16の80を含むように設定されたROIの最大および最小値が計測された。最大値は、動く被検体のコントラストの精度を表し、最小値は、アーチファクトの強度を示す。物理的な評価および人体模型調査時間的解像度の評価計測された時間的感度プロファイルのすべては、投影データ図18a~図18dのために使用される重みを反映させた。図18a~図18dにおいて、中央の人体模型は実線と対応し、右の人体模型は、小破線、下および左の人体模型は大破線、上の人体模型は大-小破線に対応する。なお、下と左の人体模型の曲線は重なる。HHSは、ほぼ矩形で図18a、最も狭いTSPを与えた。HHSOおよびHHS1は、同一のプロファイルが見られた。HHSのTSPは基底で僅かに変化し、ピークで大幅に変化し、180LIおよびHFIに対しては逆が見られる。HFI0のTSP図18bは比較的広い範囲の複数三角形から成り、時間がゼロ近くでのレスポンスはほぼ0であり、もう一方の時間では最高に達している。HFI1のTSP図18cは長手方向の濾過がHFI0のプロファイルを平滑化することを示した。図18a~図18dの曲線において、矩形の形状は理想的である図18aは、本発明による方法において、理想に最も近い。曲線の広がりは劣化を表す。図18cは一部に広がりを示すが、レスポンスは0.0の周辺で劣化している。時間とともにレスポンスが高速に変化すると、複雑な三角形の形状の劣化が大きくなる。図18bは、著しい劣化を示し、-0.4、0.0および0.4でのレスポンスは、ゼロである。図18dのレスポンス曲線も、理想的な形状からいくぶん劣化している。HHSを有するTSPのFWHMおよびFWTMは、全てのヘリカルピッチ後述の図19aおよび図19b、表1参照を有する0.50および0.58で固定された。表Iは、時間的解像度データを提供する。FWHMおよびFWTMデータは、軸ステップアンドシュートCTのものに対して正規化された。各々は、0.5秒の回転スキャナで、それぞれ、0.25秒および0.29秒に対応し、ヘリカルマルチスライスピッチが4.5図19aおよび図19b未満である場合のHFIより良い。TSPのFWTM図19bによれば、HFIは時間的解像度に関して好ましいヘリカルピッチを示さない。HFIについては、ヘリカルピッチが高いまたは管回転が速いと、走査時間が短縮するのに加えて軸の画像の時間的解像度が向上する。ヘリカルマルチスライスピッチが4.5未満であるときシングルスライスヘリカルCT180LIより悪いが、ヘリカルマルチスライスピッチが7.0より等しいか大きい場合、HHSとほぼ同じとなる。空間的解像度の評価ヘリカルハーフスキャンにおいて、セクション感度プロファイルのFWHMおよびFWTMは、単純にヘリカルピッチとともに増加した下記の表2参照。この傾向は、単一スライスヘリカルCTと同様であったが、HFIのそれと全く異なった。TSは部分感度プロファイルのFWHMおよびFWTMをあまり変化させなかったが、形状に影響を及ぼし、空間的変化を増加させた。図20aおよび図20bは、それぞれ、TSがないHHS0とTS0.20を有するHHS0に対するFWHMおよびFWTMについて図示したものである。線の形状は、図18a~図18dに対して上述した人体模型と一致する。ノイズの評価画像ノイズは、ほぼ一定のままであった表2。この傾向も、シングルスライスヘリカルCTのそれと同様であるが、HFIのそれとは全く異なる。ノイズSDは、2.5のヘリカルマルチスライスピッチで、TSの変化範囲が-0.25~0.25秒である場合、1.08から1.24まで変化した。動く人体模型の評価図21a-iの部分を有するは、毎分60周期で静止位相の場合に、ボール図16の80の範囲内で、およびその周辺で、最大および最小のCTの数を示す。HHSは、アーチファクトがない画像aを示した。被検体が高速に動くe~gの場合、TSeのないHHSは低品位の画像を生成した。HFIOfは、被検体が静止しているときに得られたデータを使用するので図18b参照、最良の画像を生成した。TS技術はHHSiの画像品位を改善し、CTの数iの精度を徹底的に向上させ、最良の画像を生成した。使用したヘリカルピッチは、マルチスライスCTに対して2.5、シングルスライスCTに対して1.0であった。公称スライス厚は1.09mmで、人体模型コントラストは1000HU、背景は0HU、およびウィンドウ幅、高さは1000,0であった。人体模型被検体が毎分90周期で運動する場合、この傾向は依然同じであった図22。なお、TSは、HHSの高速運動位相中の劣化CT値を、ほぼ静止位相のレベルまで回復可能である図8。この人体模型検査によって、HFI1は画像の品位のレベルを一定に保つが、ぼやけて、TS技術を用いたHHSよりも決して良好ではない。ここでも、TSを用いたHHSは最良の撮像機能を示し、画像品位は、静止位相とほぼ同じであった。90周期のデータに対する条件は、60周期のデータに対するものと同じであった。臨床評価1心臓部撮像図23では、心収縮端と心拡張端との間で、異なるスライス位置列1~3と同じスライス位置列4とでとられた画像を示す。これらの画像における心拍数は、毎分75であった。HFI1画像は、左の心室および心室中隔の輪郭がぼやけており列2の第1および第3の画像参照、心筋層の厚みの変化を撮像できなかった列2参照。HFI1は心筋層の輪郭をわずかに鮮明にしているが、傾向は同じであった列1参照。HHSでは、心収縮端と心拡張端の両方で明確にそれらの特徴を撮像するのに成功した列3、第1および第3の画像参照。時間的解像度が向上したため、HHS列3および4は、心収縮端と心拡張端との間の全ての画像に対して、HFI列1および2よりも鮮明な心臓の左の心室および心室中隔を撮像した。心収縮位相と心拡張位相との間で、心臓の壁の運動は遅くなる。このため、大部分の必要なデータをこの期間内に入手可能である場合、HHSは心拡張端でだけでなく心収縮端ででも、鮮明な心臓境界線を有して画像を生成可能であった。0.5秒のスキャナ回転、マルチスライスヘリカルCTおよびヘリカルハーフスキャン再構成が使用され、心収縮端および心拡張端列3の第1および第3の画像で鮮明な心筋層画像が可能となった。ウィンドウの幅および高さは、それぞれ、400および40で、標準のボディカーネルFC10が使用された。X線焦点が心収縮端と心拡張端との間の画像平面を横切るとき、HHSおよびTSの結合によって、心収縮端近くと心拡張端近くで、異なる時間に同じスライス位置で画像が得られるようになり、それによって、心臓の壁でみられたぼやけが低減する列4および列3の第2の画像参照。HHSによる画像ノイズは、HFIの場合より大きかった。胸部撮像図24a~図24dは、心拡張端と心収縮端との間で得られた肺画像を示すものである。心臓の運動に起因して、HFI0は強いアーチファクトを示した図24aの81および82。心臓の輪郭は、HFI1の場合、二重線で図示され図24bの83、肺気管の縁はぼやけた図24bの84。TSのないHHSは運動アーチファクト図24cの85を示し、TS技術を使用した場合のHHSは、心臓の輪郭と肺気管の縁を鮮明にし、心臓の運動の影響を低減した図24d。これらの画像において、心拍数は75/分で、標準の胸部カーネルが使われたFC50。脈管の撮像図25a~図25cは、コントラスト素子を使用した胸の大動脈画像である。心拍数は、8.0/分で、標準のボディカーネルが使用されたFC10。ウィンドウの幅および高さは、それぞれ600と0であった。大動脈の画像は、HHSがHFIより良好な画質を提供したことを示し、運動する被検体の映像を鮮明にすることが可能であることを示す。気管脈拍は解剖フラップを発生させる。それをHFI画像中では二重線で示すが、不十分な時間的解像度を示している図25aおよび図25b。HHS画像は、解剖図を正確に描いている。本発明による方法において、HHSは心臓撮像における利点が以下のようにいくつかある。非ゲート制御HHSは、患者スループットを増加させる、ヘリカルピッチが大きいHHS、またはいずれゲート制御されるHHSのいずれかも患者線量を削減可能とする3HHSは、EKGゲート制御が使用されない場合、拡張位相の過去の心臓の撮像を可能とする、4HHSが連続したハーフスキャンデータをのみを使用するため、HHSはコントラスト素子を使用した検査においてより良好な画質を生成する可能性がある。例えば拡張位相など、比較的静止した位相を撮像する際、TSを使用したHHSは、EKGゲート制御再構成方法に匹敵する画質が得られると予測される。また、本発明による方法は、EKG信号のない拡張位相の3次元3D画像を得ることができる。心拡張位相中の各スライスに対して必要データ180°扇形角度を獲得するための、ヘリカルピッチが小さい例えば1.5走査と、各スライスに対するTSのタイミングを手動で調節することとが結合することによって、3D画像中の段階型アーチファクトを低減するが、完全に除去するわけではない。このアーチファクトの原因は、異なるタイミングで得られたデータにより再構成された特定のスライス間の時間的間隙を含む。その間隙、したがってアーチファクトを増加させるのは、呼吸、患者の動き、コントラスト濃度の変化、またはその他のエラーのいずれかである。原理上の問題でなく実際的なものであるが、TSの自動タイミング調整のために使われるEKG信号は、タスクの負荷を減らすことができ、好ましい。なお、上述の説明では、ヘリカル補間、重み付け、コンボリューション、そしてファンビーム再構成の手順で処理を進めていたが、ファンビームに代えて、コーンビームでもよく、つまり、重み付け、コンボリューション、そしてファンビーム再構成の手順で処理を進める場合にも適用できる。本発明による方法の更なる実施形態として、患者線量を減らすことも可能である。一部のスライスデータ組は、ヘリカル内挿の前に加算されるか、平均化または重み付けされる第1の例の第1の部分に記載した通り。スライス位置は、全てのスライスの中心として定義される。また、平均算出過程での重み付けを考慮して定義されることが可能である。例えば、4スライスデータは、2スライスデータに平均化されることが可能である。この場合、4スライスからのデータの全てがヘリカル内挿で使われ、その結果、z方向の空間的解像度の一部の犠牲にしてより良好な画像ノイズが得られる。図26に示すように、患者線量は、患者に到達する前に、外側のスライスに対する不必要なX線ビームを視準することによって減少できる。大きいヘリカルピッチ、TSまたは長手方向の濾過は、外側のスライスからのデータを必要とする。その他の場合は外側のスライスからのデータが使用されず、不必要な患者線量となる。外側のスライスを除外し、二重スライスCTにするようにX線ビームを視準することによって、画質または走査時間に影響を及ぼさずに、患者線量を減らすことができる。この結果、一部の場合において、2スライスヘリカルCTとなることが可能である。患者線量を減らす更なる方法は、マルチスライスヘリカルスキャンのゲート制御トリガーを使用することである。上述のように、EKG信号は、ヘリカルスキャン中に格納される。このEKG信号は、X線照射に対するトリガーとして使用される。所定量の走査後、X線照射は、自動的に停止される。この処理は、擬似マルチスライスヘリカルスキャンX線照射のない連続した管回転および連続する台運動中に繰り返す。走査される範囲心拡張位相にのみ限定するため、患者線量が低減可能となる。この方法を、図27に図示する。工程90において、ヘリカルスキャンが開始される。ヘリカルスキャンが終了すると、工程91において、チェックが行なわれる。はいyesの場合、この処理は工程95で終端する。いいえnoの場合、EKG信号が閾値を超過するか否かが決定される工程92。いいえの場合、処理は工程91に戻る。はいの場合、工程94へ進み、処理は所定期間例えば100ミリ秒待つ。工程94において、所定期間、X線照射およびデータ保存処理が実行される。この所定期間は、例えば300ミリ秒でもよい。次に、工程94は工程92へ戻り、ヘリカルスキャンが終了したか否かを確認する。本発明によるこの方法の別の実施形態において、3次元画像が、連続タイミングで再構成される。ヘリカルスキャンは、小さいヘリカルピッチで実行される。この修正において使用される再構成技術は、タイミング変位技術に関連して上述したものの1つである。時間変位を、ヘリカルスキャンで可能となった全体積を再構成する際の小さい増分として選択することによって、その体積の一部の範囲は、小さいタイミングピッチで再構成可能となる。これを図28に示す。同図において、100は内挿細線のみを使用して再構成されたスライスを表し、101は外挿極太線を使用して再構成されたスライスを表す。明らかに、本発明の多数の修正および変化は、上記の教示を考慮して可能である。例えば、最も近い近傍の、または非線形内挿のいずれでも、ヘリカル内挿の提案された方法の工程は、その空間的解像度または画質を改善するために適用されることが可能である。重み付け工程において、全ての重み付けが異なる目的のために適用可能である。したがって、添付の特許請求の範囲の範囲内において、本明細書に具体的に述べた以外にも、本発明は実践可能であることが理解されなければならない。本発明は、上述した実施形態に限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で種々変形して実施することが可能である。さらに、上記実施形態には種々の段階が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜な組み合わせにより種々の発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されてもよい。"