検出器22の第一の部分を用いて第一の投影データ集合を取得するステップと、前記検出器22の第二の部分を用いて第二の投影データ集合を取得するステップであって、前記第一の部分は前記第二の部分と異なる形状を有する、第二の投影データ集合を取得するステップと、補足された投影データ集合120を生成するように、前記第一の投影データ集合又は該第一の投影データ集合を用いて導かれるデータに基づいて前記第二の投影データ集合を補足するステップ120と、前記補足された投影データ集合120を用いて容積測定画像124を形成するステップ122とを備えた方法。前記第一の投影データ集合は、第一の視野及び第一のZ範囲において取得される投影データに対応しており、前記第二の投影データ集合は、第二の視野及び第二のZ範囲において取得される投影データに対応している、請求項1に記載の方法。前記第一の投影データ集合が取得されるときには、前記第二の投影データ集合が取得されるときと比較して異なるようにX線ビーム16をコリメートするステップを含んでいる請求項1に記載の方法。前記検出器22の前記第一の部分は、該検出器22の細長い部分58を含んでいる、請求項1に記載の方法。前記検出器22の前記第二の部分は、該検出器22の中央部分60を含んでいる、請求項1に記載の方法。前記検出器22は、十字形状又は非対称の検出器を含んでいる、請求項1に記載の方法。前記補足された投影データ集合120を生成するステップ118は、前記第一の投影データ集合を用いて第二の容積測定表現112を形成するステップ110と、合成投影データ116を生成するように、前記第二の投影データ集合に関連する1又は複数の取得パラメータに基づいて前記第二の容積測定表現112を再投影するステップ114であって、当該合成投影データの一部又は全てを用いて前記第二の投影データ集合を補足する118、再投影するステップ114とを含んでいる、請求項1に記載の方法。前記第一の投影データ集合は、ヘリカルスキャンプロトコル102、152を用いて取得される、請求項1に記載の方法。前記第二の投影データ集合は、アキシャルスキャンプロトコル106を用いて取得される、請求項1に記載の方法。前記第一の投影データ集合は、ヘリ-アキシャルスキャンプロトコル202のヘリカル部分を用いて取得され、前記第二の投影データ集合は、ヘリ-アキシャルスキャンプロトコル202のアキシャル部分を用いて取得される、請求項1に記載の方法。検出器22の第一の部分及び第一のコーン角にコリメートされたX線ビーム16を用いてヘリカルスキャン投影データ集合104を取得するステップ102、202と、前記検出器22の第二の部分及び前記第一のコーン角よりも広い第二のコーン角にコリメートされたX線ビーム16を用いてアキシャルスキャン投影データ集合108を取得するステップ106、202と、前記ヘリカルスキャン104投影データ集合を用いて、合成データ集合116を生成するステップと、前記合成データ集合116の全て又は一部を用いて、前記アキシャルスキャン投影データ集合108を補足するステップ118と、前記補足されたアキシャルスキャン投影データ集合120を用いて容積測定表現124を形成するステップ122とを備えた方法。前記ヘリカルスキャン投影データ集合104はヘリカルスキャン102を用いて取得され、前記アキシャルスキャン投影データ集合108は、前記ヘリカルスキャン102と別個の異なるアキシャルスキャン106を用いて取得される、請求項11に記載の方法。前記ヘリカルスキャン投影データ集合104及び前記アキシャルスキャン投影データ集合108は、ヘリ-アキシャルスキャンプロトコル202を用いて取得される、請求項11に記載の方法。前記検出器22は十字形状検出器を含んでいる、請求項11に記載の方法。前記検出器22の前記第一の部分は、前記十字形状検出器の細長い部分58を含んでおり、前記検出器22の前記第二の部分は、前記十字形状検出器の中央部分60を含んでいる、請求項14に記載の方法。CTでは、1又は複数のX線源が典型的には用いられ、X線源は患者又は撮像を受ける他の物体の周りを回転して多様な角度位置においてX線減弱データを収集する。広い観察区域にわたってデータが収集される走査すなわちX線ビームが広いコーン円錐として放出される場合では、検出器の辺縁部での長手方向のデータ打ち切りのため減弱データが欠落し又は不完全になる場合がある。同様に、X線が広いコーン角で検出器に衝突するようなシステムでは、幾つかの形式の画像アーティファクト例えばコーンビームアーティファクトが混入し得る。同様に、X線ビームが走査対象の断面全体を照射範囲とするのに十分なだけ広くないときには画像アーティファクトが生ずる場合があり、軸横断方向のデータ打ち切りを生ずる。かかるアーティファクト及び欠落データは、かかるシステムを用いて取得される画像の有用性を損なう場合がある。一実施形態では、方法が提供される。この方法によれば、第一の投影データ集合が検出器の第一の部分を用いて取得され、第二の投影データ集合が検出器の第二の部分を用いて取得される。第一の部分は第二の部分と異なる形状を有する。第二の投影データ集合は、第一の投影データ集合又は第一の投影データ集合を用いて導かれるデータに基づいて補足され、補足された投影データ集合を生成する。この補足された投影データ集合を用いて容積測定画像が形成される。もう一つの実施形態では、方法が提供される。この方法によれば、ヘリカルスキャン投影データ集合が、検出器の第一の部分及び第一のコーン角にコリメートされたX線ビームを用いて取得される。アキシャルスキャン投影データ集合が、検出器の第二の部分及び第一のコーン角よりも広い第二のコーン角にコリメートされたX線ビームを用いて取得される。合成データ集合が、ヘリカルスキャン投影データ集合を用いて生成される。アキシャルスキャン投影データ集合は、合成データ集合の全て又は一部を用いて補足される。容積測定表現が、補足されたアキシャルスキャン投影データ集合を用いて形成される。さらにもう一つの実施形態では、プロセッサにおいて実行されるように構成されたコードを含む1又は複数のコンピュータ可読の媒体が提供される。コードは、プロセッサにおいて実行されると、第一の投影データ集合が、第一の走査プロトコル及び検出器の第一の部分を用いて取得されるようにするコードを含んでいる。コードはまた、プロセッサにおいて実行されると、第二の投影データ集合が、第二の走査プロトコル及び検出器の第二の部分を用いて取得されるようにするコードを含んでいる。第二の走査プロトコルは第一の走査プロトコルと異なり、検出器の第二の部分は検出器の第一の部分と異なる。コードはまた、プロセッサにおいて実行されると、第二の投影データ集合が、第一の投影データ集合又は第一の投影データ集合を用いて生成されるデータを用いて補足されるようにするコードを含んでいる。コードはまた、プロセッサにおいて実行されると、容積測定表現が、補足された第二の投影データ集合を用いて形成されるようにするコードを含んでいる。本発明の手法は、医用画像の様々な解剖学的構造及び/又は病理学的構造の識別に関するものである。この手法は、様々な器官において幾つかの形式の組織を区別するのに有用であり得る。例えば、本開示は肺結節と健全な肺組織とを区別するのに有用であり得る。同様に、これらの手法は、冠動脈疾患を診断する、又は他の器官に関連する他の組織形式を識別するのに有用であり得る。一実施形態では、形状に基づく記述子を用いて画像の諸要素三次元表現におけるボクセル等を様々な着目組織形式として分類する。この態様で、画像の内部の様々な構造的要素を、これらの要素が表わす組織の形式に従って標識付けすることができる。このことを念頭に置いて、本発明の手法に従って処理される画像を取得するのに用いられ得る計算機式断層撮影法CTイメージングシステムの一例を図1及び図2に掲げる。図示の実施形態では、撮像を受ける容積例えば患者、小包及び製造部品等の周りの多様なビューにおいてX線減弱データを取得するCTシステムの形態のイメージングシステム10が掲げられている。図1及び図2に示す実施形態では、イメージングシステム10は、撮像を受けている被検体例えば患者18又は物体を含む容積を通して放射線例えばX線16を放出するように構成されているX線放射線源12を含んでいる。図示の実施形態では、放出されたX線16は、図1及び図2に示すように、容積を通過するX線16に関連する角度範囲を1又は複数の次元において限定する調節自在型コリメータ14を通過する。加えて、放出されるX線16は、この放出されるX線16の周波数特性及び/又は強度特性を調節するボウタイフィルタ8のような1又は複数のフィルタを通過してもよい。これらのシステム構成要素に関して、X線源12は、1若しくは複数のX線管、1若しくは複数の分散型X線源例えば固体X線源又は熱イオンX線源のようなアレイ型X線源、又はX線を発生して撮像容積を通過させるのに適した他の任意のX線放出構造のような1又は複数のX線放出構造を含み得る。1よりも多いX線放出構造例えばX線管が存在するような実施形態では、各放出構造は、方位角方向すなわちスキャナの円周に沿って、軸方向すなわちスキャナの回転軸若しくはZ軸に沿って、又は方位角方向及び軸方向の両方に、互いから変位され得る。さらに、後述するように、1よりも多いX線放出構造例えば管が存在するような実施形態では、各放出構造は、異なる検出器又は検出器領域を照射するように別個に又は差分的にコリメートされ得る。加えて、一つのX線放出構造又は1よりも多いかかるX線放出構造は、二重若しくは多重エネルギ撮像、又は物質識別を可能にするように、異なる出力例えば60kWと100kWにおいて運転され得る。認められるように、1よりも多いX線放出構造が存在する実施形態では、異なるX線放出構造は異なる形式の構造であってよい例えば1基のX線源が回転アノード形式の構造を有し、もう1基が電界放出線源であってよい。コリメータ14は、放出されたX線16を、撮像工程の被検体又は対象例えば患者18が配置されている撮像容積に流入してこの容積を通過する全体的にコーン円錐形状又は全体的にファン扇形形状のビームに成形する。本書で議論されるように、コリメータ14は、ヘリカルスキャンモードでは狭いX線ビーム全体的にファン形状のビーム等を提供し、アキシャルスキャンモードではより広いX線ビームよりコーン形状になるように成形されたビームを提供する等のように、異なる走査モードに合わせて調節され得る。一実施形態では、コリメータ14は、図1及び図2に示すように、撮像容積を通過するX線ビームの形状又は角度範囲を調節するように回転する二つのヒンジ式円筒形円板例えば従来型のカム又は特注形状のカムから形成されていてよい。もう一つの実施形態では、コリメータ14は、1よりも多い平行移動式プレート例えばシャッタを用いて形成され得る。一実施形態では、コリメータ14は、コリメータ14によって画定される開口が後述するように放射線検出器の形状に対応するように形成され得る。さらに、一実施形態では、コリメータ14は、検出器の異なる次元において及び/又は異なる領域についてコリメーションを実行する多数のコリメート要素を実際に含み得る。例えば、一実施形態では、標準的なカム型構成によってX線をZ軸に沿ってコリメートすることもできるし、シャッタ型構成によってX線をX次元においてコリメートするすなわちZ軸に関して直交してスキャナの視野を画定してこともできるし、且つ/又は固定フィルタによって、幾つかの検出器の実施形態では欠落していてよい隅の領域に向けられるX線フォトンを除去し又は遮断することもできる。このことについては後述する。ボウタイフィルタ8に関して述べると、幾つかの実施形態では、ボウタイフィルタ8は従来型ボウタイフィルタであってもよいし、X線源12の異なる角度位置から見た場合の患者18の異なる厚みを補償するようにX線16のビーム強度を変化させるのに適した他のX線ビーム成形フィルタであってもよい。一実施形態では、ボウタイフィルタ8の厚みは軸方向において変化して、ヒール効果を補償することができる。代替的には、軸方向において厚みが変化する別個のフィルタ又は追加のフィルタをボウタイフィルタ8と併せて設けて、ヒール効果を補償することもできる。図1及び図2に示すように、X線放射線20の一部が、患者18を透過し又は患者18の周囲を通過して、参照番号22に全体的に表わされている1又は複数の検出器アレイに衝突する。アレイ1又は複数の検出器素子54図3及び図4が、入射X線20の強度を表わす電気信号を発生する。これらの信号は取得され処理されて、患者18の体内の特徴の画像を再構成する。一実施形態では、検出器22は、平坦な表面又はX線源12に焦点を有する曲面として、1又は複数として設けられ得る。一つのかかる実施形態では、検出器22は、図3の実施形態に示すように、不連続の検出器素子54から成る1又は複数のアレイで構成される方形又は矩形の検出器52であってよい。かかる実施形態では、方形又は矩形の検出器52の部分隅の部分等が、走査の全て又は一部にわたりコリメータ14等によるコリメーションのためX線によって照射されなかったり限定された又は低減された照射を受けたりする場合がある。同様に、方形又は矩形の検出器52の部分隅の部分等が、走査の全て又は一部にわたり読み出されなかったり、低減された頻度で読み出されたりする場合がある。代替的には、もう一つのかかる実施形態では、検出器22は、図4に示すように、非対称な形状又は十字形状の検出器56のように方形でも矩形でもない形状として設けられてもよい。一つのかかる実施形態では、十字形状検出器56は、広い視野すなわち走査される円形断面の寸法及びZ次元において相対的に狭いコーン角となるようにZ次元に縮小された範囲に対応する細長い又は広い部分58を含み得る。かかる広い部分は、X線16が、図1に示すようにZ方向照射範囲は限定されている1°の照射範囲では-0.5°~0.5°等がX方向照射範囲は広いすなわち視野が広い全体的にファン形状のビームにコリメートされるときに照射され得る。一つのかかる実施形態では、広い部分58は、画像データ取得時に患者18がZ方向に平行移動されるヘリカルスキャンプロトコルのときのようなファン形状にコリメートされたX線16によって照射される。図4は中央部分60下記参照から二つの方向にすなわち二つの側に外向きに延在する広い部分58を有する十字形状検出器56を示しているが、他の実施形態では、広い部分58は中央部分60の一方の側から外向きに延在するだけでもよく、すなわち検出器は非対称であってもよい。関連する実施形態では、十字形状検出器56は、縮小された視野走査される円形断面の寸法を指す及びZ次元において相対的に広いコーン角となるようにZ次元に拡大された範囲に対応する中央部分60を含み得る。かかる中央部分60は、X線16が、図2に示すようにX、Y方向照射範囲すなわち視野は限定されているがZ方向照射範囲は広い12°の照射範囲では-6°~6°等全体的にコーン形状のビームにコリメートされるときに照射され得る。一つのかかる実施形態では、中央部分60は、画像データ取得時に患者18がZ方向に平行移動されないアキシャルスキャンプロトコルのときのようなコーン形状にコリメートされたX線16によって照射される。一実施形態では、検出器22はモジュール式構築を用いて形成されることができ、検出器素子から成る様々なモジュール式アレイを接続して十字形、非対称、方形又は矩形の検出器アレイを形成し得るようにする。例えば、十字形状検出器56の場合には、素子54から成る1又は複数のモジュール式アレイを接続して中央部分60を形成し、素子54から成る追加のモジュール式アレイを中央部分60の両側に接続して広い部分58を形成することができる。さらに、一実施形態では、素子から成るモジュール式アレイは、方形のような一つの形状から矩形のようなもう一つの形状への検出器の再構成又は再形成を可能にする等のように異なるモジュールを互いに関して回転させ得るようなヒンジ式又は回転式アセンブリを用いて接続され得る。分解能に関して述べると、検出器22は、共通の又は一様な分解能を有していてもよいし、検出器22の残部に対して異なる分解能及び/若しくはセル寸法を有する異なる領域又は素子54を有していてもよい。例えば、検出器22が十字形状検出器56であるような一実施形態では、中央部分60は、広い部分58を構成している検出器素子よりも高い空間分解能及び/又は小さいセル寸法を有する検出器素子で構成されていてよい。検出器22は他の様々な特性及び/又は作用を含み得る。例えば、幾つかの実施形態では、検出器22は、エネルギ積分型検出器、エネルギ識別型多層検出器、フォトン計数型検出器、エネルギ識別フォトン計数型検出器、又はこれらの何らかの組み合わせであってよい。加えて、検出器22の異なる領域が上に列挙した形式と異なる形式の作用を提供してもよい。例えば、十字形状検出器56において、中央部分60がフォトン計数作用及び/又はエネルギ識別作用を含むことができ、これらの作用の一方又は両方が、中央部分60から外向きに延在する広い部分58では存在していなくてもよい。反対に、かかる実施形態では、広い部分58がエネルギ積分作用を提供することができ、この作用が中央部分60には存在していなくてもよい。さらに、検出器22の全て又は一部が散乱線除去グリッドを付設させ又は含んでおり、撮像容積において偏向され若しくは散乱されたX線フォトンを吸収し、又は他の場合にはかかるX線フォトンが検出器22に衝突するのを防ぐことができる。かかる散乱線除去グリッドは一次元であっても二次元であってもよく、且つ/又は一部が一次元であり一部が二次元であるような多数の区画から成っていてもよい。加えて、1よりも多いX線源12が存在するような幾つかの実施形態では、散乱線除去グリッドは、異なる区画が異なるX線源に集束するような多数の区画から成っていてよい。一実施形態では、全体的にファン形状のX線ビームに対応する検出器領域は、単一スポットの高出力回転アノード管線源に向けられた二次元コリメーションを有することができ、広いコーンX線ビームに対応する検出器領域には、イメージングシステム10のZ方向に配列される多スポット線源構成に対する層状コリメーションlaminarcollimationを提供することができる。以上に述べたイメージングシステム10の構成要素及び特徴を念頭に置いて、図1及び図2に戻ると、X線源12は典型的には、CT検査系列のための電力及び制御信号の両方を供給するシステム制御器24によって制御される。図示の実施形態では、システム制御器24は、当該システム制御器24の構成要素であってよいX線制御器26を介して線源12を制御する。かかる実施形態では、X線制御器26は、X線源12に電力及びタイミング信号を供給するように構成され得る。また、検出器22がシステム制御器24に結合されており、システム制御器24は検出器22において発生される信号の取得を制御する。図示の実施形態では、システム制御器24は、検出器によって発生される信号をデータ取得システム28を用いて取得する。データ取得システム28は、検出器22の読出し電子回路によって収集されたデータを受け取る。データ取得システム28は、サンプリングされたアナログ信号を検出器22から受け取って、後述するプロセッサ30による後の処理のためにこのデータをディジタル信号へ変換する。代替的に他の実施形態では、ディジタル-アナログ変換は検出器22自体に設けられているサーキットリによって実行されてよい。システム制御器24はまた、取得される画像信号に関して、ダイナミックレンジの初期調節及びディジタル画像データのインタリーブ等のような様々な信号処理作用及びフィルタ処理作用を実行することができる。図1及び図2に示す実施形態では、システム制御器24は、回転サブシステム32及び/又は線形配置サブシステム34に結合されている。回転サブシステム32は、X線源12、コリメータ14、及び検出器22が患者18の周りを1回又は多数回回転することを可能にする。尚、回転サブシステム32は、それぞれのX線放出及び検出構成要素が配設されているガントリを含み得ることを特記しておく。このように、かかる実施形態では、システム制御器24を利用してガントリを動作させることができる。線形配置サブシステム34は、患者18、又はさらに明確に述べると患者を支持するテーブルをCTシステム10のボアの内部で変位させるのを可能にすることができる。従って、テーブルをガントリの内部で線形に移動させて患者18の特定の区域の画像を形成することができる。図示の実施形態では、システム制御器24は、モータ制御器36を介して回転サブシステム32及び/又は線形配置サブシステム34の動きを制御する。図2に示す実施形態では、線形配置サブシステム34が図から省かれており、アキシャルスキャンプロトコルのような幾つかの走査プロトコルでは画像データ取得時に患者が静止したままであってよいすなわち線形に変位されないことを反映している。かかる実施形態において、線形配置サブシステム34が依然存在していてもよく、実際にアキシャルスキャンの前及び/又は後に患者18を平行移動させる場合もある。他の実施形態では、線形配置サブシステム34は、患者18を非定常的な速度で平行移動させてヘリカル/アキシャル軌道を達成することができる。例えば、線形配置サブシステム34は、減速しながら患者を平行移動し、或る点で停止してアキシャルスキャンを実行した後に、加速しながら患者の平行移動を再開してヘリカルスキャンを終了することができる。このように、平行移動の速度は走査プロトコル又は走査プロトコルの内部の点に依存して変化し得る。一般的には、制御器24がイメージングシステム10の動作を指令し上述の線源12、検出器22、及び配置システムの動作等を介して、検査プロトコルを実行して、取得されたデータを処理する。例えば、システム制御器24は、上述のシステム及び制御器を介して、複数の放射線写真ビューを収集して処理し得るように、線源12及び検出器22を支持するガントリを着目被検体の周りで回転させることができる。ここでの状況では、システム制御器24はまた、信号処理サーキットリと、コンピュータによって実行されるプログラム及びルーチン本書に記載される画像処理手法を実行するルーチン等並びに構成パラメータ及び画像データ等を記憶する付設のメモリサーキットリ等とを含んでいる。図示の実施形態では、システム制御器24によって取得されて処理された画像信号は、画像の再構成のために処理構成要素30に供給される。処理構成要素30は、1又は複数の従来型マイクロプロセッサであってよい。データ取得システム28によって収集されたデータは、直接又はメモリ38への記憶の後に処理構成要素30に送信され得る。データを記憶するのに適した任意の形式のメモリがかかる例示的なシステム10によって利用され得る。例えば、メモリ38は、1又は複数の光学式、磁気式、及び/又は固体メモリ記憶構造を含み得る。また、メモリ38は取得システムの場所に位置していてもよいし、且つ/又は後述する繰り返し式画像再構成のためのデータ、処理パラメータ及び/若しくはルーチンを記憶する遠隔記憶装置を含んでいてもよい。処理構成要素30は、典型的にはキーボード及び/又は他の入力装置を備えた操作者ワークステーション40を介して操作者から命令及び走査用パラメータを受け取るように構成され得る。操作者は、操作者ワークステーション40を介してシステム10を制御することができる。このように、操作者は、操作者ワークステーション40を用いて再構成画像を観察し且つ/又は他の場合にはシステム10を動作させることができる。例えば、操作者ワークステーション40に結合された表示器42を利用して再構成画像を観察して撮像を制御することができる。加えて、操作者ワークステーション40に結合され得るプリンタ44によって画像を印刷することもできる。さらに、処理構成要素30及び操作者ワークステーション40を、標準型又は特殊目的のコンピュータモニタ及び付設の処理サーキットリを含み得る他の出力装置に結合することもできる。1又は複数の操作者ワークステーション40をさらにシステムにリンクして、システムパラメータを出力する、検査を依頼する、及び画像を観察する等を行なうことができる。一般的には、システム内に供給される表示器、プリンタ、ワークステーション及び同様の装置は、データ取得構成要素に対してローカルに位置していてもよいし、或いはこれらの構成要素に対してリモートに位置して、施設若しくは病院の内部の他の場所又は全く異なる場所等に位置して、インターネット及び仮想私設網等のような1又は複数の構成可変型網を介して画像取得システムにリンクされていてもよい。さらに、操作者ワークステーション40は画像保管通信システムPACS46に結合されてもよいことを特記しておく。PACS46は次に、遠隔クライアント48、放射線科情報システムRIS、病院情報システムHIS、又は内部網若しくは外部網に結合されて、異なる位置にいる第三者が未処理画像データ又は処理済み画像データへのアクセスを得るようにすることができる。以上の議論ではイメージングシステム10の様々な例示的な構成要素を別個に扱っているが、これら様々な構成要素は、共通のプラットフォームの内部又は相互接続されたプラットフォームにおいて提供され得る。例えば、処理構成要素30、メモリ38、及び操作者ワークステーショ40が、本発明のアプローチに従って動作するように構成された汎用若しくは特殊目的のコンピュータ又はワークステーションとしてまとめて設けられてよい。かかる実施形態では、汎用若しくは特殊目的のコンピュータは、システム10のデータ取得構成要素に関して別個の構成要素として設けられてもよいし、かかる構成要素と共通のプラットフォームに設けられてもよい。同様に、システム制御器24は、かかるコンピュータ若しくはワークステーションの一部として設けられてもよいし、画像取得専用の別個のシステムの一部として設けられてもよい。以上に述べた一つの適当な画像取得システムの例を念頭に置いて、ここで幾つかのプロトコルによる画像データの取得及び処理について議論する。例えば、一実施形態では、上述のシステム10を用いて、1回の検査中に2種の異なる別個の走査を用いて画像データを取得する。一つのかかる例では、第一の走査において放出されるX線16は、大視野又は全視野すなわち大きな又は完全な走査円形断面を有するがZ次元には狭い範囲を有するようにコリメートされる。例えば、X線16は、Z次元に相対的に狭いコーン角を有する全体的にファン形状のビームにコリメートされ得る。加えて、一具現化形態では、第一の走査に用いられるX線16は低線量に相当し得る例えば約20mAの管電流で発生される。反対に、第二の走査時に放出されるX線16は、Z次元に相対的に広い範囲を有し、可能性としては縮小された又は限定された視野を有するようにコリメートされる。例えば、X線は、Z次元に相対的に広いコーン角を有する全体的にコーン形状のビームにコリメートされ得る。一具現化形態では、第二の走査に用いられるX線16は高線量に相当し得る例えば約500mAの管電流で発生される。一実施形態では、第一の走査を用いて得られる情報を用いて、患者の体位、配置、寸法、形状、及び/又は密度についての何らかの情報を自動的に又は利用者が関与して抽出することができる。かかる抽出された情報を用いて第二の走査での関心領域を選択し、且つ/又は第二の走査について投射される関心領域を検出器22の中心に配置するためにテーブル配置を画定することができる。さらに、幾つかの実施形態では、第一の走査を用いて得られるデータを用いて、第二の走査でのX線源kVp及び/若しくはmA変調、ボウタイフィルタ構成、並びに/又は検出器ビュー率を、選択されたプロトコル設定に基づいて適当な組織コントラスト、雑音指数、及び/又は線量を達成するように設定することができる。さらにまた、第一の走査からのデータを用いて、第二の走査における散乱アーティファクト及び/若しくはコーンビームアーティファクト、並びに/又は打ち切りアーティファクトを補正することができる。さらに、第一の走査を用いて、患者の減弱マップ及び/又は患者の器官マップを算出することができる。後にかかるマップを用いて、画像雑音及び/又は患者線量をmA及び/又はkVp変調の関数として算出することができる。さらにかかるマップを用いて、画像コントラストをkVp変調の関数として算出することができる。加えて、かかるマップを用いて、後の走査に望ましいmA及び/又はkVp変調プロファイルを算出することができる。このことを念頭に置いて、図5に移ると、1回の検査中に2種の別個の形式の走査を実行するために具現化され得る制御論理を有する方法100が示されている。かかる例では、第一の走査は、患者18を撮像容積すなわちガントリ中孔を通して平行移動させながら低線量の全体的にファン形状のX線ビームを患者18の周りで回転させるヘリカルスカウトスキャン102であってよい。かかるヘリカルスカウトスキャンは、低い又は低減された散乱効果及び低い又は低減されたコーンビームアーティファクトの発生を伴い得るZ次元でのさらに狭いコリメーション及びX線ビームの制限された範囲によって。一つのかかる具現化形態では、かかるヘリカルスカウトスキャンは、50cmの視野についてZ次元に40mmの照射範囲を有し得る50cm径の円筒の表面に対応する。ヘリカルスキャン投影データ104は、このヘリカルスキャンの結果として生成される。認められるように、所載のヘリカルスカウトスキャンは、線源12及び検出器22が画像取得時に患者18の周りに回転されるので従来のスカウト走査とは異なる。従来のスカウト走査では、走査はヘリカルスカウトスキャンの場合と同様に低線量で生じ得るが、線源12及び検出器22は回転されない。代わりに、従来のスカウト走査では、データは1回又は2回の工程で収集され、線源12及び検出器22は工程と工程との間で何らかの量90°等だけオフセットされる。このように、従来のスカウト走査では、取得されるデータは、1種又は2種の異なる角度オフセットにおいて取得される二次元投影データである。認められるように、かかる従来のスカウト走査を、本書で議論される走査プロトコルに加えて又は該走査プロトコルを補足するために実行して、本書に記載される走査動作を実行するとき又は画像処理工程及び再構成工程において用いられ得る付加的な画像投影データを提供してもよい。図示の例では、第二の走査はアキシャルスキャン106であってよく、この走査では患者18を撮像容積すなわちガントリの中孔において静止させたまま高線量の全体的にコーン形状のX線ビームを患者18の周りで回転させる。代替的には、段階撮像stepandshootプロトコルをアキシャルスキャンと組み合わせて用いてよく、患者18がX線源12及び検出器22の軸方向回転と軸方向回転との間に段階的な態様で平行移動されて、画像データの隣接するスラブ又はスライスがアキシャルスキャンによって取得されるようにする。一つのかかる具現化形態では、線源12及び検出器22の撮像容積の周りでの回転は約0.35秒間で生ずる。一実施形態では、かかるアキシャルスキャンは、器官に関する画像データを完全走査プロトコル例えば患者の周りの完全回転又は部分走査若しくは半走査ハーフスキャンプロトコル例えば180°αの部分回転。αはX線ビームの視野角度に対応するにおいて取得するために、器官の部分照射範囲又は完全照射範囲心臓の完全照射範囲等に対応する視野を提供し得る。さらに、かかるアキシャルスキャンは、拍動している心臓のような動的工程を撮像するのに適当であり得る。説明の目的で、第一の走査をヘリカルスキャンと示し、第二の走査をアキシャルスキャンと示しているが、この表示は単に各走査を区別するためのものであり、各走査が実行される順序を必ずしも意味しないことを認められたい。すなわち、ヘリカルスキャンはアキシャルスキャンの前に実行されても後に実行されてもよい。或いは、ヘリカルスキャンを二つの部分に分割して、一つの部分をアキシャルスキャンの前に実行し、一つの部分を後に実行してもよい。かかるアキシャルスキャンは、散乱効果及びコーンビームアーティファクトを伴い得るX線ビームがZ次元に広いコリメーション及び拡大された範囲を有するため。一つのかかる具現化形態では、かかるアキシャルスキャンは25cm~30cmの視野についてZ次元に120mm~160mmの照射範囲を有し得る50cm径の円筒の表面に対応する。アキシャルスキャン投影データ108は、このアキシャルスキャンの結果として生成される。かかる実施形態では、アキシャルスキャン106において用いられる制限された視野によって、打ち切られたアキシャルスキャン投影データ108が得られ、すなわちアキシャルスキャン時に視野が制限されていた箇所に対応して不完全な又は欠落したデータが存在する。一実施形態では、ヘリカルスキャン投影データ104の一部を直接的に用いて又は外挿して、アキシャルスキャン投影データ108に存在しない打ち切りデータを充填することができる。一実施形態では、ヘリカルスキャン投影データ104を再構成してブロック110、ヘリカルスキャンによって撮像される容積の容積測定表現すなわち三次元表現である第一の画像112を形成することができる。この実施形態では、第一の画像112を用いて、アキシャルスキャンを実行するブロック106のに用いられた又は用いられるべき幾何学的構成及び/若しくはパラメータに基づいて、第一の画像112を再投影するブロック114。このようにして、再投影ステップ114に基づいて合成投影データ集合116が生成され、このデータ集合116を用いて又はアキシャルスキャン投影データ108と結合してブロック118、この工程を行なわなければアキシャルスキャン投影データ108から欠落する打ち切りデータの一部又は全てを含む補足された投影データ集合120を形成することができる。次いで、補足された投影データ120を再構成してブロック122、この工程を行なわなければアキシャルスキャン投影データのみを用いて生成されたであろうものよりも良好な雑音特性及び/又はコーンビームアーティファクト特性を有する第二の画像124を形成することができる。代替的に他の実施形態では、合成投影データ116を、補間及び並べ換えリビニングを介して投影領域においてヘリカルスキャン投影データ104から直接再構成及び再投影ステップを行なわずに生成することもできる。さらに、他の実施形態では、ヘリカルスキャンからの再構成画像112を他の方法で変換し又は処理してアキシャルスキャンデータを補足することもできる。図6に示す方法150に移ると、代替的な実施形態では、第一及び第二の走査は両方ともヘリカルスキャンであってよい。一つのかかる実施形態では、第一のへリカルスキャンを上述のように全視野及び狭いZ照射範囲例えば全体的にファン形状のビームについて低線量mAにおいて実行してブロック152、第一のヘリカルスキャン投影データ集合154を生成することができる。第二のヘリカルスキャンは、第一の走査に対して小さい又は縮小された視野及び拡大されたZ方向照射範囲について高い線量mAにおいて実行されてブロック156、第二のヘリカルスキャン投影データ集合158を生成することができる。加えて、第一及び第二のヘリカルスキャンのピッチは異なっていてよい。例えば、第二のヘリカルスキャンは、第一のヘリカルスキャンに対して低いピッチにあってよい。この例では、第二のヘリカルスキャンに関連する縮小された視野のため、第二のヘリカルスキャン投影データ集合158が打ち切られる場合がある。前述のように、このデータ打ち切りは、第一のヘリカルスキャン投影データ集合154から直接導かれるデータを用いて、又は第一のヘリカルスキャン投影データ集合154と再構成ステップブロック110及び再投影ステップブロック114の組とを用いて生成される合成投影データ集合116を用いて、扱うことができる。さらに、前述のように、合成投影データ116を第二のヘリカルスキャン投影データ集合158と共に用いて又は該データ集合158と結合してブロック118補足された投影データ120を生成することができ、このデータを再構成してブロック122第二の画像124を形成することができる。以上では撮像セッションの一部として実行される2種の別個の異なる走査について説明しているが、異なる走査プロトコルを結合し又はインタリーブして、さらに統一されたプロトコルにし得ることを認められたい。例えば、図7及び図8に示す方法200に移ると、本書で議論されるアプローチに従って用いられるヘリカル及びアキシャルの両投影データを取得するのに用いるためのヘリ-アキシャル走査プロトコルが説明されている。この実施形態によれば、部分的ヘリカルスキャンが実行され、続いて1又は複数のアキシャルスキャンが行なわれた後にヘリカルスキャンが完了するようなヘリ-アキシャルスキャンが実行されブロック202、このことを図8にそれぞれのヘリカルスキャン経路210及びアキシャルスキャン経路212によって示す。すなわち、この実施形態によれば、ヘリカルスキャンが一つの点まで実行される。ヘリカルスキャンはこの点まで一定のピッチ又は可変ピッチを有していてよいすなわち、患者テーブルの平行移動並びに/又は線源及び検出器の回転速度は一定であっても変化してもよい。例えば、一実施形態では患者テーブルが平行移動される速度は、この点に近づくにつれて減速し得る。一旦、点に達すると、患者テーブルは静止した状態に固定されて又は段階撮像型アキシャルスキャンプロトコルに従って増分毎に移動されて、完全又は部分アキシャル走査を実行することができる。一旦、アキシャル走査が完了すると、患者テーブルの平行移動が再開され一定の速度又は変化する例えば加速する速度の何れかで、ヘリカル投影データの残りを収集する。加えて、X線16のコリメーションをヘリ-アキシャルスキャン時に動的に変化させて、ヘリ-アキシャル走査の各々の相においてX線ビームを所望の視野及びZ範囲に成形することができる。例えば、X線16は、走査のヘリカル部分のときには広い視野及び狭いZ範囲を有するように成形され、走査のアキシャル部分のときには狭い視野及び長いZ範囲を有するように成形され得る。一実施形態では、かかるコリメーションは、ビーム形状の変化が段階的な態様と対照的に漸進的に又は勾配的な態様で達成されるように、走査が生ずるにつれて調節され得る。ヘリ-アキシャルスキャンプロトコルの結果として、ヘリカルスキャン投影データ104及びアキシャルスキャン投影データ108の両方の集合を取得する。ヘリカルスキャン投影データ104及びアキシャルスキャン投影データ108は、上で図5及び図6に関して議論されているように処理されて、第二の画像124を形成することができる。以上では可能な走査プロトコルの幾つかの観点を説明しているが、第一の走査と第二の走査との間で以上に列挙されたもの以外の要素を変化させてもよいことが認められよう。例えば、第一の走査を一つのエネルギkVpにおいて実行することができ、第二の走査を異なるエネルギkVpにおいて実行する。同様に、一方の走査例えば第一の走査をkVp切り換えによってすなわち1よりも多いエネルギにおいて実行することができ、他方の走査例えば第二の走査を固定された又は一定のkVpすなわち一つのエネルギによって実行する。さらに、第一の走査を一つの形式又は程度のX線フィルタ処理によって実行することができ、第二の走査を異なる形式又は程度のX線フィルタ処理によって実行する。加えて、様々な代替的な実施形態が提供される。一つのかかる実施形態では、第一の走査を圧縮感知compressedsensingアルゴリズム又は他の繰り返し式再構成アルゴリズムのための基底再構成として用いることができる。かかる実施形態では、第二の走査を用いて第一の走査の再構成に対して疎らな差分画像を再構成することができる。さらに、多重エネルギの実施形態では、一つのエネルギでの走査からの再構成ヘリカルスキャン等。例えば図5の第一の画像を、第二のエネルギ走査アキシャルスキャン等の幾何学的構成に再投影することができる。続いて、従来の物質分解を適用することができる。加えて、繰り返し式再構成の一実施形態では、第一及び第二の走査の両方を、各々の走査について正確な順モデルを用いる再構成アルゴリズムに組み入れることができる。例えば、各々の走査の順モデルは、幾何学的構成、mA、及び多重スペクトル等を含み得る。もう一つの実施形態では、用いられる場合にはヘリカルスカウトスキャンを用いて、アコーディオグラフィaccordiographic投影を形成することができる。これらのアコーディオグラフィ投影を従来型の放射線スカウト走査の代わりに用いることができる。最後に、第二の走査を用いて動画又は四次元データ集合を生成することができる。動画又は四次元データ集合は適当な時間分解能を提供し得る。さらに、動画又は四次元データ集合を後処理して雑音を減少させ又は除去することができる。本発明の技術的効果としては、第一の投影データ集合、及び異なる走査プロトコルを用いて取得される第二の投影データ集合を用いて生成される合成投影データ集合に基づいて、投影データ集合を生成することが挙げられる。生成される投影データ集合を用いて容積測定表現を形成することができる。合成投影データは、ヘリカルスキャンプロトコル又はヘリ-アキシャルスキャンプロトコルを用いて取得される投影データを用いて生成され得る。第一の投影データ集合及び第二の投影データ集合は、十字形状検出器の異なる部分のような検出器の異なる部分を用いて取得され得る。この書面の記載は、最適な態様を含めて発明を開示し、また任意の装置又はシステムを製造して利用すること及び任意の組み込まれた方法を実行することを含めてあらゆる当業者が本発明を実施することを可能にするように実例を用いている。発明の特許付与可能な範囲は特許請求の範囲によって画定され、当業者に想到される他の実例を含み得る。かかる他の実例は、特許請求の範囲の書字言語に相違しない構造的要素を有する場合、又は特許請求の範囲の書字言語と非実質的な相違を有する等価な構造的要素を含む場合には、特許請求の範囲内にあるものとする。