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
(57)【要約】
【課題】 コンピュータトモグラフの像を再構成するた
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。
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
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、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
れている方法に関する。
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。
【０００２】
【従来の技術】時間的に変化するプロセスの撮像の際に
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。
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。
【０００３】像で実現される時間的分解能に対する粗い
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。
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。
【０００４】測定時間間隔ｔQの減少は、対象物の走査
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。
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。
【０００５】測定値Ｓ（β，α）が図１によりファンジ
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。
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。
【０００６】各々のファン角度βに対していま、２πま
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。
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。
【０００７】検出器の中央チャネル（β＝０）に対して
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。
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。
【０００８】従来の技術によるこれまでの部分回転再構
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。
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。
【０００９】線アーティファクトを減ずるため、しばし
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。
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。
【００１０】これまでの部分回転再構成の際には各々の
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。
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。
【００１１】すなわちファンジオメトリでの部分回転撮
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。
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。
【００１２】測定値Ｓ（ｐ，Θ）（ｐはコンピュータト
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。
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。
【００１３】電子線トモグラフィのアイデアは、測定時
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。
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。
【００１４】冒頭にあげた形式の方法はヨーロッパ特許
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。
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。
【００１５】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、冒頭
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。
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。
【００１６】この課題は、本発明によれば、請求項１に
よる方法により解決される。
よる方法により解決される。
【００１７】本発明は、各々のファン角度βに対する個
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。
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。
【００１８】その際に、本発明による方法の場合には、 −画素の再構成のために寄与する測定時間間隔がなかん
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。
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。
【００１９】測定値の取得はファンジオメトリで行われ
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。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。
【００２０】運動またはらせんアーティファクトを減ず
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。
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。
【００２１】本発明による方法の場合には確かに測定値
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。
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。
【００２２】本発明の実施態様によれば、映写のために
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。
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。
【００２３】本発明の特に好ましい実施態様により測定
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。
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。
【００２４】こうして本発明による方法は動かされる対
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。
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。
【００２５】
【発明の実施の形態】以下、添付図面により本発明を一
層詳細に説明する。
層詳細に説明する。
【００２６】図１に示されているＸ線ＣＴ装置は、ファ
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。
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。
【００２７】ガントリ８にはＸ線放射源１および検出器
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。
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。
【００２８】測定ユニット１、３の特定の角度位置、い
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。
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。
【００２９】各々の投影Ｓ（β，α）は特定の角度位
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。
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。
【００３０】検出器３が多くの行の検出器要素を有する
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。
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。
【００３１】ガントリ８に付設されている駆動装置１３
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。
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。
【００３２】図１によるＣＴ装置はさらにそれ自体は公
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。
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。
【００３３】すべてのチャネルに対して範囲αQ＝π＋
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。
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。
【００３４】ＣＴ装置は第１の最初に説明される作動形
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。
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。
【００３５】ファンジオメトリでの時間最適化されてい
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
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
【数１】 により全データセットとして、もしくは
【数２】 により短縮されたデータセット（フル回転に対して必要
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。
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。
【００３６】特定の画素に寄与する測定時間間隔がどの
ように大きいかは後で一層詳細に説明される。
ように大きいかは後で一層詳細に説明される。
【００３７】運動または軸線方向の不均一性によるアー
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
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
【数３】 が全データセットの表示に対して得られる。個所βkへ
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。
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。
【数４】
【００３８】式９または１０によるＳ（β，α）または
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。
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。
【００３９】測定値Ｓ（β，α）は十分な大きさの回転
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。
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。
【００４０】ＣＴ装置が第２の作動形式すなわち平行ジ
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。
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。
【００４１】仮に入力データのファン投影角度αが正規
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。
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。
【００４２】特定のｐにより特徴付けられる各々の検出
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。
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。
【００４３】動かされる対象物および類似のデータ不安
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
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
【数５】 が用いられ、その際に他の重み付け関数も使用可能であ
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。
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。
【数６】
【００４４】この式を個所ｐkにおける測定値に離散化
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。
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。
【００４５】本発明による方法により時間分解能は像平
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。
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。
【００４６】時間的振舞いを記述するため、時間敏感性
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
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
【数７】 が得られる。
【００４７】ファンジオメトリでの像再構成の際にはｃ
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
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
【数８】 が成り立つ。その際に Ｒ2（α，ｒ）＝ＲF 2＋ｒ2−２ｒＲFｃｏｓ（α−φ） （１９） である。焦点‐画素間隔およびΦ（α，ｒ）の二乗は画
素のファン角度である、
素のファン角度である、
【数９】
【００４８】式（１２）によりｔに関するαの導関数は
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。
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。
【００４９】２つの特定の画素に対するΦ（α，ｒ）の
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。
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。
【００５０】本発明による方法によりファン再構成の際
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。
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。
【００５１】平行ジオメトリでのファンデータの像再構
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、
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、
【数１０】 が成り立つ。
【００５２】Θ＝α＋β−π／２であるから式（１２）
および（２０）により
および（２０）により
【数１１】 が得られる。
【００５３】これから、いまファンジオメトリから平行
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。
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。
【００５４】図３には再構成のために使用されるデータ
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。
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。
【００５５】図５から、画素ｒ＝２５ｃｍ、φ＝πを再
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。
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。
【００５６】本発明による方法によりファン再構成の際
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。
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。
【００５７】検査対象物のＥＫＧ信号の検出の結果とし
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。
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。
【００５８】検査のためにただ１つの部分回転が行われ
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。
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。
【００５９】さらに図１によるＣＴ装置は相応の作動形
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。
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。
【００６０】本発明による方法は以上に第３世代のコン
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。
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。
【００６１】さらに本発明による方法は実施例の場合の
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。
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。
【図１】本発明による像再構成方法が適用されているＣ
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。
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。
【図２】ファンジオメトリでの像再構成の場合に本発明
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。
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。
【図３】ファン再構成の際の画素と再構成開始角度との
間の関係と時間敏感性プロフィルとの関係を示す図。
間の関係と時間敏感性プロフィルとの関係を示す図。
【図４】本発明による方法に基づく部分回転再構成の際
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。
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。
【図５】平行ジオメトリでの像再構成の場合に本発明に
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。
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。
【図６】平行再構成の際の画素と再構成開始角度との間
の関係と時間敏感性プロフィルとの関係を示す図。
の関係と時間敏感性プロフィルとの関係を示す図。
１ Ｘ線放射源 ２ Ｘ線束 ３ 検出器 ４ 焦点 ５ 検査対象物 ６ 寝台 ７ 測定開口 ８ ガントリ ９ Ｘ線発生装置 １０ 測定フィールド １１ コンピュータ １２ ディスプレイ装置 １３ 駆動装置 １５ 焦点軌道 １６ 診断上重要な範囲 １７ ＥＫＧ装置 １８ 電極 ＲＯＩ 診断上重要な範囲
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ベルント オーネゾルゲ ドイツ連邦共和国 91054 エルランゲン ユングシュトラーセ 12 (72)発明者 ハインリッヒ ワルシュレーガー ドイツ連邦共和国 91052 エルランゲン アントン−ブルックナー−シュトラーセ 43
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。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE19854438A DE19854438B4 (de) | 1998-11-25 | 1998-11-25 | Verfahren zur Bildrekonstruktion für einen Computertomographen |
| DE19854438.3 | 1998-11-25 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2000157533A true JP2000157533A (ja) | 2000-06-13 |
| JP4416884B2 JP4416884B2 (ja) | 2010-02-17 |
Family
ID=7889021
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP33163699A Expired - Lifetime JP4416884B2 (ja) | 1998-11-25 | 1999-11-22 | コンピュータトモグラフの像再構成方法 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6327326B1 (ja) |
| JP (1) | JP4416884B2 (ja) |
| DE (1) | DE19854438B4 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2017006640A (ja) * | 2015-06-18 | 2017-01-12 | 株式会社東芝 | Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、逐次近似再構成方法および医用画像処理装置 |
Families Citing this family (14)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE19957083B4 (de) * | 1999-11-28 | 2004-11-18 | Siemens Ag | Verfahren zur Untersuchung eines eine periodische Bewegung ausführenden Körperbereichs |
| WO2002073174A2 (en) * | 2001-03-12 | 2002-09-19 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Fast computed tomography method |
| DE60301619T2 (de) * | 2002-03-13 | 2006-06-22 | Breakaway Imaging, LLC, Littleton | Systeme und verfahren für die quasi-gleichzeitige multiplanare röntgendarstellung |
| US20040120566A1 (en) * | 2002-12-19 | 2004-06-24 | Gines David L. | Compact storage of projection matrix for tomography using separable operators |
| US6873677B2 (en) * | 2003-04-18 | 2005-03-29 | Leon Kaufman | Method and device for improving time resolution of an imaging device |
| JP2006527618A (ja) * | 2003-06-18 | 2006-12-07 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 余剰な測定値を使用するコンピュータ断層撮影法 |
| DE102004021965B4 (de) * | 2004-05-04 | 2009-05-07 | Siemens Ag | Verfahren zur Erstellung von tomographischen Aufnahmen eines schlagenden Herzens |
| JP5378787B2 (ja) * | 2005-04-14 | 2013-12-25 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 粗い角度及びスライスリビニングによる三次元飛行時間ｐｅｔ |
| DE102007024409A1 (de) * | 2007-05-25 | 2008-11-27 | Siemens Ag | Verfahren und Röntgen-CT-System zur Erzeugung computertomographischer Darstellungen |
| US8270561B2 (en) * | 2010-10-13 | 2012-09-18 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Motion weighting in computed tomography (CT) with cone angle |
| DE102011007535A1 (de) | 2011-04-15 | 2012-10-18 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren für ein bildgebendes Gerät, bildgebendes Gerät, Datenträger und Verwendung des Verfahrens |
| CN102846331B (zh) * | 2011-06-30 | 2015-04-08 | 上海西门子医疗器械有限公司 | 一种x射线计算机断层扫描***和方法 |
| CN103181770B (zh) * | 2011-12-30 | 2014-12-17 | 上海联影医疗科技有限公司 | 螺旋ct三维图像重构方法及重构中最小投影数的确定方法 |
| DE102012217888A1 (de) | 2012-10-01 | 2014-04-03 | Siemens Aktiengesellschaft | Tomographische Bildgebung mit asymmetrischer Detektion |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4707822A (en) * | 1985-05-09 | 1987-11-17 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Tomographic apparatus |
| US5270923A (en) * | 1989-11-02 | 1993-12-14 | General Electric Company | Computed tomographic image reconstruction method for helical scanning using interpolation of partial scans for image construction |
| US6233478B1 (en) * | 1998-09-28 | 2001-05-15 | Advanced Research & Technology Institute | Apparatus and method for constructing computed tomography image slices of an object undergoing cyclic motion |
-
1998
- 1998-11-25 DE DE19854438A patent/DE19854438B4/de not_active Expired - Fee Related
-
1999
- 1999-11-22 JP JP33163699A patent/JP4416884B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 1999-11-23 US US09/448,551 patent/US6327326B1/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2017006640A (ja) * | 2015-06-18 | 2017-01-12 | 株式会社東芝 | Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、逐次近似再構成方法および医用画像処理装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE19854438A1 (de) | 2000-06-08 |
| DE19854438B4 (de) | 2011-04-14 |
| US6327326B1 (en) | 2001-12-04 |
| JP4416884B2 (ja) | 2010-02-17 |
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