JP2000157533A - コンピュ―タトモグラフの像再構成方法 - Google Patents
コンピュ―タトモグラフの像再構成方法Info
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Abstract
めの方法を、検査対象物の構造の表示を改善された時間
分解能をもって可能にするように構成する。 【解決手段】 検査対象物が測定値の取得の前に、検査
対象物の診断上重要な範囲が、測定フィールドの他の範
囲と異なる所望の時間分解能が存在する測定フィールド
の範囲に位置するように、測定フィールドに位置決めさ
れる過程と、測定値が、検査対象物の診断上重要な範囲
が位置する測定フィールドの範囲のなかで、測定フィー
ルドの他の範囲と異なる所望の時間分解能が達成される
ような投影角度に対して取得される過程と、検査対象物
の診断上重要な範囲の像を再構成するためにそれ自体と
して必要な測定値よりも多くの測定値が取得され、像再
構成が、診断上重要な範囲が位置する測定フィールドの
範囲のなかで、測定フィールドの他の範囲と異なる所望
の時間分解能が達成されるように選ばれた測定値に基づ
いて行われる過程との少なくとも1つを含んでいる。
Description
りに検査対象物を受け入れる測定フィールドの周りを運
動可能な放射源を用いてファンジオメトリで測定され、
その投影角度αおよびそのファン角度βにより特徴付け
られる測定値S(β,α)からコンピュータトモグラフ
の像を再構成するための方法であって、それぞれ等しい
ファン角度βのすべての測定値S(β,α)に対してそ
のつどのファン角度βに対して最小可能な投影角度範囲
αg(β)のみが使用され、その際に最小可能な投影角
度範囲αg(β)が式αg(β)=π−2βにより与えら
れている方法に関する。
は表示の高い分解能が大きな意義を有する。コンピュー
タトモグラフィの応用分野では、時間的に変化する過程
はたとえば心筋または心弁の運動、心臓活動により誘起
される縦隔腔の運動または蠕動運動である。コンピュー
タトモグラフ撮像の際の時間的分解能を改善するための
従来の技術により知られている方法は第3または第4の
世代のコンピュータトモグラフによる部分回転撮像また
は電子線トモグラフィ(EBT)の装置による撮像であ
る。
尺度の役割をするのは、像で有効になる測定値を与える
測定時間間隔tQである。時間的分解能を一層正確に知
ることは時間敏感性プロフィルにより可能である。
の際に一定の角速度において掃過すべき角度範囲が減ぜ
られることにより、もしくは一定の角速度において走査
の角速度が高められることにより行われ得る。部分回転
撮像の際には第1の可能性が利用される。すなわち36
0°よりも小さい角度にわたる測定値の取得により測定
時間間隔tQも短縮される。
オメトリで取得されると(βはファン角度、αは投影角
度)、最小の投影角度範囲に対する条件は下記のように
表される。2πのフル回転(一回回転)の際には、αお
よびβにより特徴付けられる各々の測定値S(β,α)
に対して、“逆方向から”取得された相補性の測定値S
(β,α)が存在する。従って、各々のβに対して最小
の投影角度範囲として、まさに相補性の測定値を含んで
いない投影角度範囲を選ぶことが明らかに許される。S
(β,α)に対して相補性の減弱値S(β,α)は角度 α=α+2β±π, β=−β (1) における減弱値である。
での残余が相補性の値を含んでいるように多くの測定値
が利用可能でなければならない。最小の回転角度α
g(β)すなわち最小の投影角度範囲に対しては αg(β)=π−2β (2) が成り立つ。
はαg(β=0)=πが成り立つ。しかしチャネルβ=
−βfan/2(βfanは検出器の全ファン角度)に対して
はα g(βfan/2)=π+βfanすなわちπよりも大き
い投影角度範囲が必要とされる。それに対してチャネル
β=βfan/2に対しては投影角度範囲αg(−βfan/
2)=π−βfanで十分である。
成の際にはすべてのファン角度βに対して最大必要な投
影角度範囲αg(−βfan/2)=π+βfanが使用され
る。チャネルβ=−βfan/2に対してのみ実際に必要
であり、それに対してすべての他のファン角度に対して
は投影角度範囲の部分に直接の測定値も相補性の測定値
も存在し、それらは線量利用の理由から適当な仕方で平
均化される。
ば直接の測定値と相補性の測定値との間の跳躍的な移行
は幅αtransのソフトな移行重み付けにより避けられ
る。それにより必要な投影角度範囲はαtransだけ増大
する。すなわち従来の技術による部分回転再構成に対し
てはすべてのファン角度βに対して投影角度範囲 αQ=π+βfan+αtrans (3) が利用されるが、β=−βfan/2に対してのみは利用
されない。それは当然である。なぜならば、この投影角
度範囲は測定の際にすべてのファン角度に対して実際に
撮像されるからである。従って、従来の技術による部分
回転再構成は部分回転撮像の線量利用に関しては最適化
されているが、動かされる対象物(たとえば拍動する心
臓)の撮像の際に必要であるような最良可能な時間分解
能に関しては最適化されていない。
画素に対して測定時間間隔 tQ=(αQ/2π)・trot (4) が像に寄与する。時間trotはスキャナのフル回転に対
する時間である。たとえばtrot=0.75s、βfan=
52°およびαtrans=8°を有するtQはすべての画素
に対してtQ=0.5s=0.66trotである。
像は現在の技術に従って時間分解能に関する2つの欠点
を有する。一方では第3または第4世代の最も速い現在
利用可能なコンピュータトモグラフにおいても1/2秒
の撮像時間しか達成されず、これはより高いパルス周波
数の際に、たとえば心臓撮像を弛緩位相の間に計算し得
るためには、なお十分でない。他方では相い続く部分回
転撮像の順次の撮像が関心のある過程の速い時間的走査
を妨げる。
モグラフの回転中心からの線積分の間隔、Θは投影角
度)が既に平行ジオメトリで撮像されるならば、πの投
影角度範囲のみを覆えば十分である。それに応じてtQ
=0.5trot有効な撮像時間(測定時間間隔)が達成
可能である。しかしながら現在、1秒またはそれ以内に
真の平行データを取得し得る装置は知られていない。そ
れによってこの可能性は実際の使用のためには脱落す
る。
間間隔tQを減ずるために、機械的な構成要素の排除に
より走査の角速度を高めることにある。患者の個々の走
査のために50msしか必要としない装置を製造するこ
とは実際に達成されている。しかしながらこれらの装置
は2つの欠点を有する。一方では過度に高くないノイズ
振幅を有する像を計算するために通常対象物の多くの走
査が必要とされ、それによって撮像時間の減少の利得が
減ずる。
出願公開第0 426 464号明細書から公知である。もはや
測定値が無条件に必要なものとして使用されないので、
この方法は計算時間が短いという利点を与える。
にあげた形式の方法であって、検査対象物の構造の表示
を改善された時間分解能をもって可能にする方法を提供
することである。
よる方法により解決される。
々の像の計算の際に最小可能な投影角度範囲が利用され
ることによって、もはや測定値が無条件に必要なものと
して使用されないという事情の結果として、測定フィー
ルドのなかに相い異なる時間分解能の範囲が存在すると
いう考察から出発し、またこの事実を、検査対象物の特
定の範囲を所望の時間分解能をもって撮像するために、 −検査対象物が測定値の取得の前に、検査対象物の診断
上重要な範囲が、測定フィールドの他の範囲と異なる所
望の時間分解能が存在する測定フィールドの範囲のなか
に位置するように、測定フィールドのなかに位置決めさ
れることによって、及び/又は −測定値が、検査対象物の診断上重要な範囲が位置する
測定フィールドの範囲のなかで、測定フィールドの他の
範囲と異なる所望の時間分解能が達成されるような投影
角度に対して取得されることによって、及び/又は −検査対象物の診断上重要な範囲の像を再構成するため
にそれ自体として必要な測定値よりも多くの測定値が取
得され、像再構成が、診断上重要な範囲が位置する測定
フィールドの範囲のなかで、測定フィールドの他の範囲
と異なる所望の時間分解能が達成されるように選ばれた
測定値に基づいて行われることによって利用する。
ずく測定フィールドのなかの撮像すべき範囲の位置に関
係し、または −測定フィールドのなかの個々の点に存在する時間分解
能が再構成開始角度、すなわち測定値が像再構成のため
に利用され始める投影角度にも関係し、または −それ自体として必要な測定値よりも多くの測定値が利
用可能である場合に測定値の時間最適な選択が可能であ
る という事情が利用される。
る。なぜならば、これが電子線トモグラフィに従って最
も速い取得形式であるからである。測定値の取得は部分
回転、一回転または多数回回転で行われ得る。後者の場
合にはシステム軸線の方向に放射源および検査対象物の
互いに相対的な相対運動のもとにも行われ得る(らせん
走査)。特に多数回回転中の測定値の取得はさらに、過
程の速い時間的走査のために多くの像を任意に設定可能
な時間間隔で計算することを可能にする。
るため、最小可能な投影角度範囲に追加して、自由に選
択可能な幅の移行範囲を使用することは合目的的であり
得る。その際にこの移行範囲に、1から0へ低下する適
当な平滑な減衰機能が応用される。
の測定はファンジオメトリで行われるが、本来の像再構
成はファンジオメトリでも、それ自体は公知のレビニン
グに従って平行ジオメトリでも行われ得る。
適している相互間の時間間隔を有する像が再構成され
る。
値の取得と平行して検査対象物のEKG信号の取得が行
われるならば、検査対象物のEKG信号に対して相対的
な測定間隔の時間的な位置はEKG信号のQRS複合を
考慮に入れて選ばれ得る。この仕方で、QRS複合に対
して相対的な測定間隔の時間的な位置を、検査対象物の
心臓の運動アーティファクトの少ない表示が可能である
ように選ぶことが可能である。このことは、測定値の取
得と平行して検査対象物のEKG信号の取得が行われる
際に、測定時間間隔の開始がEKG信号によりトリガー
される場合に対しても当てはまる。
象物、たとえば拍動する心臓のアーティファクトの少な
い表示を可能にし、その際に、後でまた示されるよう
に、測定フィールドの部分のなかで再構成のために寄与
する測定時間間隔はスキャナの回転時間の半分よりも小
さく、また画素の再構成のために寄与する測定時間間隔
は、既に述べたように、測定フィールドのなかの画素の
位置に、また再構成開始角度に関係する。
層詳細に説明する。
ン状のX線束2を送り出すX線放射源1と、1つまたは
多くの行の個別検出器たとえばそれぞれ512の個別検
出器から構成されている検出器3とから成る測定ユニッ
トを有する。X線束2が出発するX線放射源1の焦点は
参照符号4を付されている。検査対象物5(図示されて
いる実施例の場合には患者)は寝台6の上に横たわって
おり、この寝台はガントリ8の測定開口7を通って延び
ている。
3が互いに向かい合って取付けられている。ガントリ8
はCT装置の参照符号zを付されているz軸線の周りに
回転可能に支えられており、またα方向に検査対象物5
を走査するため参照符号αを付されている矢印の方向
に、少なくとも180°(π)とファン角度βfan(フ
ァン状のX線束2の開き角度)との和に等しい大きさの
角度αgだけ回転させられる。その際にX線発生装置9
により作動させられるX線放射源1から出発するX線束
2が円形横断面の測定フィールド10を捕捉する。X線
放射源1の焦点4は、z軸線の上に位置している回転中
心の周りに円形に湾曲している半径RFを有する焦点軌
道15の上を運動する。
わゆる投影角度において測定値がいわゆる投影の形態で
取得され、その際に相応の測定値が検出器3からコンピ
ュータ11に到達し、このコンピュータが投影に相応す
る測定点の列から画素マトリックスの画素の減弱係数を
再構成し、これらをディスプレイ装置12に像として再
現する。こうしてディスプレイ装置12に検査対象物5
の透視照射された層の像が現れる。
置、すなわち投影角度αに対応付けられ、また検出器要
素の数すなわちチャネル数に相応する数の測定点を含ん
でおり、これらの測定点にそれぞれ相応の測定値が対応
付けられ、その際にそのつどのチャネルは、検出器要素
のどれからそのつどの測定値が発するかを示す付属のフ
ァン角度βにより定義されている。
ならば、必要の際に検査対象物5の多くの層が同時に撮
像され得る。その際に投影角度あたり能動的な検出器行
の数に相応する数の投影が撮像される。
がガントリ8の部分回転またはフル回転に適しているだ
けでなく、ガントリ8を永久的に回転させるのにも適し
ており、またさらに寝台6、従って検査対象物5と測定
ユニット1、3を有するガントリ8との間のz方向の相
対的変位を可能にする別の駆動装置が設けられているな
らば、いわゆるらせん走査が実行される。
知のEKG装置17を有する。このEKG装置は電極
(そのうちの1つが図1に示され、参照符号18を付さ
れている)を介して検査対象物5と接続され、またCT
装置による検査と平行して検査対象物のEKG信号を取
得するための役割をし得る。EKG信号に相応するデー
タはコンピュータ11に供給される。
βfanまたはαQ =π+βfan+αtr ansからの測定値が
像再構成の際に利用される従来の技術によるCT装置と
異なり、コンピュータ11は、説明されるCT装置の場
合には以下に一層詳細に説明される本発明による時間最
適化されている像再構成のための方法に従って動作す
る。
式ではファンジオメトリで動作し、第2の続いて説明さ
れる作動形式では平行ジオメトリで動作する。両方の作
動形式は検出器行に対して説明され、また多くの検出器
行に対して類似に応用され得る。
る本発明による方法に対しては範囲π+βfanからの測
定値の代わりにすべてのチャネルに対してチャネルに関
係して実際に必要とされる範囲 αg=π−2β (5) からの測定値のみが利用される。時間最適化をするため
に、再構成すべきデータセットは
な投影よりも少ない投影を有するデータセット)として
表示される。その際にα0はファンジオメトリでの投影
角度、すなわち部分回転の際に投影の撮像により開始さ
れる投影角度、または、それ自体として必要な投影角度
範囲よりも大きい投影角度範囲が測定されたときには、
それ以後で測定値が像再構成のために使用される投影角
度である。従ってβにより特徴付けられる各々の検出器
チャネルに対しては測定時間間隔 tQ opt={(π−2β)/2π}・trot からの測定値が使用される。回転中心の近傍の対象物に
対してはβ≒0を有する検出器要素のみが像に寄与す
る。従って回転中心での時間分解能はtQ opt≒0.5
trotである。回転中心の外側ではtQ optは回転時間の
半分より大きくてもよいし、小さくてもよい。ファン角
度βが投影角度αを横軸にとって描かれている図2によ
るシヌグラム(Sinugramm)のなかで、このことは、チャ
ネルβ>0(上側の破線の線)に対しては最小必要な投
影角度範囲がチャネルβ<0(下側の破線の線)に対す
るそれよりも早く到達されることにより認識可能であ
り、その際に最小必要な投影角度範囲の到達は、破線の
線がそれぞれ実線の直線A−Bを切ることにより認識可
能である。
ように大きいかは後で一層詳細に説明される。
ティファクトを減ずるため、幅αtr ansの移行範囲が挿
入される。これらの移行範囲に、1から0へ変化する適
当な平滑な減衰機能が使用される。いまの実施例の場合
にはg(α)に対して g(α)=sin2{π(α−α0 )/2αtrans} (8) が成り立つが、他の移行関数も排除されていない。こう
して最後に
のこの式の離散化の後に測定値が個所−βkに存在しな
いならば、これはたとえば内挿により得られる。しかし
再び短縮されたデータセットに移行することもできる。
S(β,α)を計算装置11が次いで従来の技術による
ファン像再構成、すなわちたとえば畳み込み‐逆投影‐
再構成により爾後処理する。
角度を有する部分回転データまたは一回‐または多数回
回転データである。順次の部分回転撮像からの像計算と
異なり線量利用の問題はここでは背景に退く。なぜなら
ば、十分に多くの像が相い異なる時点で計算され得るか
らである。
オメトリで動作すると、ファンジオメトリで得られた測
定値S(β,α)から従来の技術による通常のレビニン
グにより平行データS(p,Θ)が発生される。方位方
向および半径方向の内挿はその際に下記の関係に基づい
ている。 Θ=α+β−π/2, p=RFsinβ (11) ここでRFは回転中心からの焦点4の間隔である。さら
に α(t)=α0+{(2π/trot)t} (12) が成り立つ。
の部分回転間隔αQ=π+βfan+α transを覆うとして
も、平行データは平行投影間隔 ΘQ opt=αtrans+π (13) に対してのみ計算される。平行投影角度に対してはΘ0
≦Θ≦Θ0 +αtrans+π(ΘQはα0から生ずる平行
ジオメトリでの再構成の開始角度)。平行データの余り
は利用されない。αからΘへの方位方向の内挿は図3に
概要を示されている。図3は左側にファンジオメトリで
のシヌグラムを示す。これのなかで右方には測定値のフ
ァン角度βが、また下方にはファン投影角度αが記入さ
れている。投影角度αは正規の部分回転間隔αQを覆
う。一定のΘに対する平行データはこのシヌグラムのな
かで斜めの線の上に位置する。平行ジオメトリでの相応
のシヌグラムは図3中で右側に示されている。ここでは
右方に座標pが、また下方に平行投影角度Θが記入され
ている。使用される投影角度範囲ΘQ optは太い線で囲
んで示されている。
器チャネルに対して使用される測定値はこうして測定時
間間隔 tQ opt=(ΘQ opt/2π)trot (14) に制限されている。絶対的な時間軸の上で種々のpに対
する時間間隔が互いにずらされている。回転中心の付近
の対象物に対してはp≒0を有する検出器要素のみが像
に寄与する。従って回転中心での時間分解能はtQ opt
≒0.5trotである。回転中心の外側に位置する対象
物に対してはpの種々の値を有する検出器要素が像に寄
与する。その場合に得られる時間分解能は後でまた一層
詳細に説明される。
定性による線アーティファクトを避けるため、角度範囲
Θ0≦Θ≦Θ0+αtrans+πのなかの平行投影は再び重
み付けを受け、角度範囲Θ0≦Θ≦Θ0+πに統合され
る。重み付け関数として、説明される実施例の場合には
る。この重み付け関数g(Θ)により平行データS
(p,Θ)が投影角度間隔Θ0≦Θ≦Θ0+πで計算され
る。
した後に測定値が個所−pkに存在しないならば、これ
はたとえば内挿により近似され得る。データS(p,
Θ)をコンピュータ11が次いで従来の技術による平行
像再構成、すなわちたとえば畳み込み‐逆投影‐再構成
により爾後処理する。
面のなかの考察される点に、また再構成の投影開始角度
に関係する。このことは以下にファンおよび平行ジオメ
トリに対して別々に説明される。
プロフィルのコンセプトが利用される。このプロフィル
は測定フィールドのなかの個所rにおける時間的にδ関
数的な事象(ディラック関数)へのシステムの反応であ
る。それはデータ取得システム(検出器および後続の電
子回路=DAS)のフィルタ曲線の考慮のもとに個々の
測定値h(t)の時間的な構造の正規化され重み付けさ
れた重畳から生ずる。重みH(α(t),r)はそのつ
どの再構成規則から生ずる。一般に
os重み付け、1/R2重み付けおよび重みg(α)が
時間敏感性プロフィルの決定に入る。極座標r=(r,
φ)を有する画素を考察すると
素のファン角度である、
時間的な定数であるdα/dt=2π/trot。この定
数は式(18)から短縮により抜け落ちる。
経過は図2中にそれぞれ実線の正弦状の線として示され
ている。種々の画素に対する相応の考察の結果は図4に
示されている。種々の時間敏感性プロフィルが測定フィ
ールドの当該画素の位置の関数として示され、その際に
時間敏感性プロフィルに時間的にδ関数的な事象により
惹起される測定値が無次元の量として時間を横軸にとっ
て記入されており、その際に時間軸の中央は事象の生起
に一致している。開始角度としてはα0=π/2−βfan
/2が選ばれた。またαtrans=π/4である。最大高
さの5分の1における時間敏感性プロフィルの幅(FW
20%)は0.36trotから0.71trotまでの測
定フィールドにわたって変化する。特に本発明による方
法により測定フィールドの部分に回転時間の半分よりも
良い時間分解能が達成され得る。時間分解能の空間的な
分布は開始角度に結び付けられている。すなわち目的に
かなった開始角度の選択により測定フィールドの特定の
範囲に特に良い時間分解能を設定することができる。図
3にはそのほかに時間敏感性プロフィルの半値幅(FW
FM)も記入されている。
に像中央の時間分解能はそうしてほぼ回転時間の半分に
減ぜられ得る。像のなかの他の場所では時間分解能はよ
り短い、またはより長い時間分解能であり得る。
成の際には重みg(Θ)のみが時間敏感性プロフィルの
決定に入る。再び極座標r=(r,φ)を有する画素を
考察すると、
および(20)により
ジオメトリへの変換計算のゆえにもはや時間的に一定で
はない導関数dΘ/dtが計算される。それは積分の際
に式(21)に考慮に入れられなければならず、また平
行再構成の際に時間敏感性プロフィルの画素との関係に
対して責任を負っている。
範囲で左側にファンジオメトリに対するシヌグラムが、
また右側の平行ジオメトリに対するシヌグラムが示され
ている。図5には2つの画素、すなわちr=25cm、
φ=π(左側)およびr=25cm、φ=π/2(右
側)に対するファンジオメトリに対するシヌグラムが示
されている。再構成開始角度は両方の場合にα0=π/
2である。さらにRF=57cmである。ハッチングを
施されているのは、本発明による平行再構成のために使
用されるデータ範囲である(図3も参照)。ファン角度
αは、測定値が取得された時点を決定する。なぜなら
ば、式(12)が成り立つからである。α軸に対して平
行に時間軸も延びている。
構成するために、画素r=25cm、φ=π/2を再構
成するための時間窓よりも短い時間窓が寄与することは
明らかである。なぜならば、Δt1<Δt2であるからで
ある。それに応じてファンデータの平行再構成の際に
も、画素とX線放射源の焦点の開始位置との間の関係に
関係する時間敏感性プロフィルが図6に示されているよ
うに生ずる。示されているのは測定フィールドの当該画
素の位置の関数としての種々の時間敏感性プロフィルで
ある。開始角度として再びα0 =π/2−βfan/2が
選ばれた。またα trans=π/6である。最大高さの5
分の1における時間敏感性プロフィルの幅は0.375
trotから0.675trotまでの測定フィールドにわた
って変化する。ここでも本発明による方法により測定フ
ィールドの部分に回転時間の半分よりも良い時間分解能
が達成され得る。
に像中央の時間分解能はそうしてほぼ回転時間の半分に
減ぜられ得ることが明らかになる。像の他の場所では時
間分解能はより短い、またはより長い時間分解能であり
得る。
て、再構成開始角度を、EKG信号のQRS複合を考慮
に入れて、検査対象物の心臓または心臓付近の身体範囲
の像を再構成するために利用される測定値が心臓サイク
ルの所望の位相の間、好ましくは休止位相の間に取得さ
れたように選ぶことが図1によるCT装置の相応の作動
形式で可能である。その際に多くの像が一回または多数
回回転の際に得られた測定値から、EKGを手がかりに
して選ばれた時間中心点に対して再構成され得る。
るならば、図1によるCT装置の他の作動形式で、さら
に、部分回転の開始をEKG信号により、部分回転の測
定値が生物の心臓サイクルの所望の位相の間に得られる
ようにトリガーする可能性が存在する。
式で、像を再構成するためにそれ自体として必要な測定
値よりも多くの測定値が得られ(オーバースキャン‐デ
ータセット)、また次いで再構成開始角度の適当な先覚
選択によりこれらの測定値から、特定の画素または図1
に参照符号ROIを付されている診断上重要な特定の範
囲に対して所望の時間分解能、好ましくはこの画素また
は範囲に対して最大可能な時間分解能、を有する像が再
構成されるように作動させられ得る。その際にさらに、
一回または多数回回転の際に得られた測定値から種々の
時間中心に対する多くの像を再構成する可能性も存在す
る。
ピュータトモグラフの例について説明された。しかしそ
れは第4世代のコンピュータトモグラフにも応用され得
る。
ように医学分野に応用され得るだけでなく、非医学分野
での応用も本発明の範囲内で行われ得る。
T装置(コンピュータトモグラフ)を部分的にブロック
回路図で示す概略図。
による方法における場所に関係する時間分解能を説明す
るための2つの相い異なる点に対するシヌグラム線図。
間の関係と時間敏感性プロフィルとの関係を示す図。
のファン‐および平行ジオメトリに対するシヌグラムの
比較図。
よる方法における場所に関係する時間分解能を説明する
ための2つの相い異なる点に対するシヌグラム線図。
の関係と時間敏感性プロフィルとの関係を示す図。
Claims (11)
- 【請求項1】 システム軸線の周りに検査対象物を受け
入れる測定フィールドの周りを運動可能な放射源を用い
てファンジオメトリで測定され、その投影角度αおよび
そのファン角度βにより特徴付けられる測定値S(β,
α)からコンピュータトモグラフの像を再構成するため
の方法であって、それぞれ等しいファン角度βのすべて
の測定値S(β,α)に対してそのつどのファン角度β
に対して最小可能な投影角度範囲αg(β)のみが使用
され、その際に最小可能な投影角度範囲αg(β)が式
αg(β)=π−2βにより与えられている方法におい
て、 −検査対象物が測定値の取得の前に、検査対象物の診断
上重要な範囲が、測定フィールドの他の範囲と異なる所
望の時間分解能が存在する測定フィールドの範囲のなか
に位置するように、測定フィールドに位置決めされる過
程と、 −測定値が、検査対象物の診断上重要な範囲が位置する
測定フィールドの範囲のなかで、測定フィールドの他の
範囲と異なる所望の時間分解能が達成されるような投影
角度に対して取得される過程と、 −検査対象物の診断上重要な範囲の像を再構成するため
にそれ自体として必要な測定値よりも多くの測定値が取
得され、像再構成が、診断上重要な範囲が位置する測定
フィールドの範囲のなかで、測定フィールドの他の範囲
と異なる所望の時間分解能が達成されるように選ばれた
測定値に基づいて行われる過程との少なくとも1つを含
んでいることを特徴とするコンピュータトモグラフの像
再構成方法。 - 【請求項2】 測定フィールドの他の範囲と異なる所望
の時間分解能を有する測定フィールドの範囲に測定フィ
ールドの他の範囲の時間分解能よりも高い時間分解能が
存在することを特徴とする請求項1記載の方法。 - 【請求項3】 運動‐またはらせんアーティファクトを
減ずるかめ、最小可能な投影角度範囲αg(β)に追加
して、幅αtransの自由に選択可能な移行範囲が使用さ
れることを特徴とする請求項1または2記載の方法。 - 【請求項4】 測定値S(β,α)が放射源の部分回転
または一回転の際に取得されることを特徴とする請求項
1ないし3の1つに記載の方法。 - 【請求項5】 測定値S(β,α)が放射源の複数回回
転の際に取得されることを特徴とする請求項1ないし3
の1つに記載の方法。 - 【請求項6】 測定値がシステム軸線の方向に放射源お
よび検査対象物を互いに相対的にずらしながら取得され
ることを特徴とする請求項4または5記載の方法。 - 【請求項7】 本来の像再構成がファンジオメトリで行
われることを特徴とする請求項1ないし6の1つに記載
の方法。 - 【請求項8】 本来の像再構成がレビニングに従って平
行ジオメトリで行われることを特徴とする請求項1ない
し6の1つに記載の方法。 - 【請求項9】 映写に適している相互間の時間間隔を有
する像が再構成されることを特徴とする請求項1ないし
8の1つに記載の方法。 - 【請求項10】 像再構成が測定時間間隔の間に得られ
た測定値に基づいて行われ、検査対象物として心臓を有
する生物が予定されており、測定値の取得と平行して生
物のEKG信号の取得が行われ、測定間隔の時間的位置
がEKG信号に対して相対的にEKG信号のQRS複合
を考慮に入れて選ばれることを特徴とする請求項1ない
し9の1つに記載の方法。 - 【請求項11】 像再構成が測定時間間隔の間に得られ
た測定値に基づいて行われ、検査対象物として心臓を有
する生物が予定されており、測定値の取得と平行して生
物のEKG信号の取得が行われ、測定時間間隔の開始が
EKG信号によりトリガーされることを特徴とする請求
項1ないし9の1つに記載の方法。
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