JP2002301062A - コンピュータトモグラフィのための方法ならびにコンピュータトモグラフィ装置 - Google Patents

コンピュータトモグラフィのための方法ならびにコンピュータトモグラフィ装置

Info

Publication number
JP2002301062A
JP2002301062A JP2002031742A JP2002031742A JP2002301062A JP 2002301062 A JP2002301062 A JP 2002301062A JP 2002031742 A JP2002031742 A JP 2002031742A JP 2002031742 A JP2002031742 A JP 2002031742A JP 2002301062 A JP2002301062 A JP 2002301062A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
image
tilted
axis
computer
system axis
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
JP2002031742A
Other languages
English (en)
Other versions
JP4298205B2 (ja
Inventor
Herbert Bruder
ブルーダー ヘルベルト
Thomas Flohr
フロール トーマス
Marc Kachelriess
カッヒェルリース マルク
Stefan Schaller
シャラー シュテファン
Karl Stierstorfer
シュティールシュトルファー カール
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Siemens AG
Original Assignee
Siemens AG
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Priority claimed from DE10126638A external-priority patent/DE10126638B4/de
Application filed by Siemens AG filed Critical Siemens AG
Publication of JP2002301062A publication Critical patent/JP2002301062A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP4298205B2 publication Critical patent/JP4298205B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computerised tomographs
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/027—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis characterised by the use of a particular data acquisition trajectory, e.g. helical or spiral
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4064—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis specially adapted for producing a particular type of beam
    • A61B6/4085—Cone-beams
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S378/00—X-ray or gamma ray systems or devices
    • Y10S378/901—Computer tomography program or processor

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)

Abstract

(57)【要約】 【課題】 最大ピッチ 以下のピッチの値に対しても最
適な検出器利用及び線量利用が可能なコンピュータトモ
グラフィの作動方法を提供する。 【解決手段】 焦点から発する円錐状の放射束と放射束
を検出するためのマトリックス状の検出器アレイとによ
り対象物を走査するため、焦点が対象物に対してらせん
軌道Ｈ上でシステム軸線Ｚの周りを動かされ、検出器ア
レイが受信した放射に相応する出力信号を供給し、らせ
んセグメント上の焦点の運動中に供給された出力データ
から、傾けられた画像平面を有する画像が再構成され、
その際画像平面がシステム軸線Ｚと直交する第１の軸線
ｘの周りに傾斜角度γだけ、また第１の軸線及びシステ
ム軸線Ｚと直交する第２の軸線ｙの周りに傾斜角度δだ
けシステム軸線に関して傾けられる。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、コンピュータトモ
グラフィのための方法であって、焦点から発する円錐状
の放射束と放射束を検出するためのマトリックス状の検
出器アレイとにより対象物を走査するため、焦点が対象
物に対してらせん軌道上でシステム軸線の周りを動かさ
れ、その際検出器アレイが受けた放射に相応する出力信
号を供給し、それぞれらせんセグメント上の焦点の運動
中に供給された出力データから、傾けられた画像平面を
有する画像がシステム軸線に関して再構成されるステッ
プを含んでいるコンピュータトモグラフィのための方法
に関する。さらに本発明は、コンピュータトモグラフィ
（ＣＴ）装置であって、放射源を有し、その焦点から円
錐状の放射束が発し、放射束を検出するためのマトリッ
クス状の検出器アレイを有し、その際検出器アレイが受
信された放射に相応する出力データを供給し、放射源お
よび検出器アレイと対象物との間の相対的な運動を発生
させるための手段を有し、さらに出力データが供給され
る画像計算機を有し、放射束および二次元の検出器アレ
イにより対象物を走査するため相対的な運動を発生させ
るための手段がシステム軸線に対する焦点の相対的な運
動を、焦点がシステム軸線に対して相対的にシステム軸
線と一致する中心軸線を有するらせん軌道上を運動する
ように生じさせ、画像計算機がそれぞれらせんセグメン
ト上の焦点の運動中に供給された出力データから傾けら
れた画像平面を有する画像を再構成するコンピュータト
モグラフィ（ＣＴ）装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】このような手段はらせんＣＴと呼ばれ、
相応の方法またはＣＴ装置は米国特許第 5 802 134号明
細書から知られている。
【０００３】図１に示されている焦点Ｆのらせん軌道は
下式により記述される。
【数１３】 または
【数１４】
【０００４】その際に、検出器アレイの検出器要素がシ
ステム軸線Ｚに対して横向きに延びている行およびシス
テム軸線Ｚに対して平行に延びている列のなかに配置さ
れている場合に対しては、Ｓはシステム軸線の方向の検
出器行の広がり、またｐはピッチであり、ｐ＝ｈ／Ｓが
成り立ち、ｈは焦点Ｆの１回転あたりのらせん軌道のピ
ッチである。αは投影角度であり、以下では、±αの投
影角度範囲にわたって取得されたデータに属する画像平
面が考察される。その際に画像平面に属する参照投影は
αr ＝０に位置する、すなわち参照投影範囲±αの中央
を表す。αr は以下では参照投影角度と呼ばれる。
【０００５】従来通常のらせんＣＴの場合にはいわゆる
横断断面画像、すなわち符号ｚを付されているシステム
軸線と直交し、従ってｘ軸およびｙ軸を含む画像平面に
対する画像が再構成される。ここでｘ軸およびｙ軸は互
いに、またシステム軸線ｚと直交している。
【０００６】それに対して米国特許第 5 802 134号明細
書の場合には、システム軸線ｚに対してｘ軸の周りに傾
斜角度γだけ傾けられている画像平面に対する画像が再
構成される。これにより、傾斜角度γが、適当な誤差規
範、たとえば画像平面からのらせんセグメントのすべて
の点のｚ方向に測られた間隔の最小二乗平均値が満足さ
れており、らせん軌道への画像平面の最適な適合が与え
られているように選ばれているならば、画像に含まれる
アーチファクトが少ないという少なくとも理論的な利点
が得られる。
【０００７】その際に米国特許第 5 802 134号明細書の
場合には扇状データ、すなわちそれ自体は知られている
扇状幾何学的配列で取得された、１８０°プラス 扇状
角度または円錐角度、たとえば２４０°、の長さのらせ
んセグメントにわたる焦点の運動の際に取得されたデー
タが再構成のために使用される。参照投影角度αｒ＝０
に関しては画像平面の垂線ベクトルに対して
【数１５】 が成り立つ。
【０００８】最適な傾斜角度γは明らかにらせんのピッ
チ、従ってまたピッチｐ、に関係する。
【０００９】基本的に、米国特許第 5 802 134号明細書
から知られている方法は、ピッチｐの任意の値に対して
使用され得る。しかし、最大ピッチｐmax の下側では、
利用可能な検出器面、従ってまた患者に与えられる放射
線量、を画像取得のために最適に利用すること（検出器
利用度及び従って線量利用度）が不可能である。その理
由ば、たとい所与の横断層、すなわちシステム軸線ｚと
直交する対象物の層、が１８０°プラス 扇状角度また
は円錐角度よりも長いらせんセグメントにわたって走査
されるとしても、米国特許第 5 802 134号明細書から知
られている方法では最大ピッチｐｍａｘ の下側のピッ
チｐの値に対しては、１８０°プラス円錐角度よりも長
いらせんセグメントの利用は画像平面を十分に良好にら
せん軌道に適合させることを不可能にするであろうか
ら、１８０°プラス 円錐角度の長さのらせんセグメン
トしか利用され得ないことである。
【００１０】
【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およびＣＴ装置を、最大ピッチｐma
x 以下のピッチｐの値に対しても最適な検出器利用及び
従って線量利用が可能であるように構成することであ
る。
【００１１】
【課題を解決するための手段】方法に関する上述の課題
を解決するため、本発明によれば、 ａ）焦点から発する円錐状の放射束と放射束を検出する
ためのマトリックス状の検出器アレイとにより対象物を
走査するため、焦点が対象物に対してらせん軌道上でシ
ステム軸線の周りを動かされ、その際検出器アレイが受
けた放射に相応する出力信号を供給し、 ｂ）それぞれらせんセグメント上の焦点の運動中に供給
された出力データから、傾けられた画像平面を有する画
像が再構成され、その際画像平面がシステム軸線と直交
する第１の軸線の周りに傾斜角度γだけ、また第１の軸
線及びシステム軸線と直交する第２の軸線の周りに傾斜
角度δだけシステム軸線に関して傾けられているステッ
プを含む。
【００１２】本発明においては、それぞれらせんセグメ
ント上の焦点の運動中に供給される出力データから、シ
ステム軸線と直交する第１の軸線の周りに傾斜角度γだ
け、また第１の軸線及びシステム軸線と直交する第２の
軸線の周りに傾斜角度δだけシステム軸線に関して傾け
られた画像平面を有する画像が再構成される。
【００１３】それにより最大ピッチを下回るピッチの値
の際にも少なくとも近似的に完全な検出器利用および線
量利用を達成することができる。
【００１４】本発明の別の実施形態によれば、所与のピ
ッチｐおよび所与のｚ位置ｚima に対して長さ〔−α
max、＋αmax 〕の全体セグメントに対する出力データ
が得られ、その際にαmax ＝Ｍπ／ｐが成り立ち、また
Ｍは検出器行の数である。この全体セグメントは複数個
ｎima の互いに重なるらせんセグメントに分割され、そ
れらの各々が１８０°プラス円錐角度の長さを有する。
らせんセグメントの各々に対して個所ｚima に傾けられ
た画像平面を有する適当な画像が再構成される。らせん
セグメントの各々に対する傾けられた画像平面を有する
画像の再構成により、傾斜角度γおよび傾斜角度δの相
応の選択によりこれらのらせんセグメントの各々に対す
る画像の画像平面をらせん軌道の相応のセクションに最
適に適合させ、また検出器アレイも線量も理論的に完全
にまた実際上ほぼ完全に利用することが可能である。
【００１５】本発明の別の第２の実施形態では、参照投
影角度αr＝０ に中心を合わされた１８０°プラス円錐
角度の長さのらせんセグメントに対して得られた出力デ
ータに基づいて、異なるｚ位置に対する異なる傾斜をし
た画像平面を有する複数の画像の再構成により、傾斜角
度γおよび傾斜角度δの相応の選択によってこれらのｚ
位置の各々に対する画像の画像平面をらせんセグメント
に最適に適合させ、また検出器アレイも線量も理論的に
完全にまた実際上ほぼ完全に利用することが可能であ
る。その際に、本発明の好ましい実施形態によれば、複
数の傾けられた画像平面はらせんに接して延びている直
線内で交わる。
【００１６】可能なかぎり完全な検出器利用率および線
量利用率を得るため、本発明の他の構成によれば、らせ
んセグメントに属する傾けられた画像平面の傾斜角度δ
の極値＋δmax および−δmax に対して
【数１６】 ここで
【数１７】 によるγ0 は傾斜角度δ＝０に対して求められた傾斜角
度γの値が成り立つ。
【００１７】高い画質を得るため、本発明の他の構成例
によれば、傾斜角度δの最大値の与えられた絶対値｜δ
max｜に対して傾斜角度γの付属の最適値γmin が、誤
差規範、たとえば画像平面からのらせんセグメントのす
べての点のｚ方向に測られた間隔の最小二乗平均値が満
足されているように求められる。
【００１８】焦点がその周りでシステム軸線の周りを回
転する回転軸線がシステム軸線と同一ではなく、システ
ム軸線といわゆるガントリ角度ρのもとに交わるときに
は、選ぶべき傾斜角度γ′に対して
【数１８】 が成り立つ。
【００１９】ここでも、傾斜角度δの最大値の与えられ
た絶対値｜δmax ｜に対して傾斜角度γの付属の最適値
γ´ が、誤差規範、たとえば画像平面からのらせんセ
グメントのすべての点のｚ方向に測られた間隔の最小二
乗平均値が満足されているように求めることが可能であ
る。
【００２０】可能なかぎり完全な検出器利用率および線
量利用率を得るため、さらに本発明の別の構成例によれ
ば、各々のらせんセグメントに対して傾けられた画像平
面を有する画像が発生される傾けられた画像平面の数ｎ
ima に対して
【数１９】 が成り立つ。
【００２１】同じく可能なかぎり完全な検出器利用率お
よび線量利用率を得るため、等しい幅の検出器行の仮定
のもとに、本発明の別の構成例によれば、傾けられた画
像平面の傾斜角度δが
【数２０】 に従って求められる。
【００２２】ＣＴ装置の利用者に慣れている横断層画像
を得るため、本発明の別の構成例によれば、リフォーマ
ッティングが行われる。すなわち、傾けられた画像平面
を有する複数の画像が統合されることによって、横断層
の横断層画像が別の方法ステップで発生される。その際
に統合は、本発明の構成例では、傾けられた画像平面を
有する複数の画像が横断層画像に内挿により、または特
に重み付けされた平均値形成により統合されることによ
って行われる。
【００２３】傾けられた画像平面を有する複数の画像を
１つの横断層画像に統合する際に、本発明の好ましい変
形例によれば、さらに、横断層画像を発生するために統
合される傾けられた画像平面を有する画像の数が横断層
に示される層のそれぞれ所望の層厚みに相応して選ばれ
る。その際に、横断層の可能なかぎり高い画質を得るた
め、画像が最小可能な層厚みを有する傾けられた画像平
面により再構成される。
【００２４】横断層画像に表される横断層の所望の層厚
みは、本発明の別の好ましい構成例によれば、横断層画
像を発生するために統合される傾けられた画像平面を有
する画像の数が
【数２１】 に従って選ばれることによって、設定され得る。
【００２５】またＣＴ装置に関する上述の課題を解決す
るため、本発明によれば、放射源を有し、その焦点から
円錐状の放射束が発し、放射束を検出するためのマトリ
ックス状の検出器アレイを有し、検出器アレイが受けた
放射に相応する出力データを供給し、放射源および検出
器アレイと対象物との間の相対的な運動を発生するため
の手段を有し、さらに出力データが供給される計算機を
有し、放射束および二次元の検出器アレイにより対象物
を走査するため相対的な運動を発生するための手段がシ
ステム軸線に対する焦点の相対的な運動を、焦点がシス
テム軸線に対して相対的にシステム軸線の周りのらせん
軌道上を運動するように生じさせ、計算機がそれぞれら
せんセグメント上の焦点の運動中に供給された出力デー
タから傾けられた画像平面を有する画像を再構成し、画
像平面がシステム軸線と直交する第１の軸線の周りに傾
斜角度γだけ、また第１の軸線及びシステム軸線と直交
する第２の軸線の周りに傾斜角度δだけシステム軸線に
関して傾けられている。本発明によるＣＴ装置の機能お
よび利点に関しては本発明による方法に関して先に述べ
たことが参照される。
【００２６】
【発明の実施の形態】以下、図面に示されている実施例
により本発明を一層詳細に説明する。
【００２７】図３および４には本発明による方法を実施
するために適した本発明による第３世代の多層ＣＴ装置
が示されている。その全体として符号１を付されている
測定装置は、全体として参照符号２を付されているＸ線
放射源と、その前に配置されている放射源近傍の放射絞
り３（図４）と、検出器要素の複数の行および列（それ
らのうちの１つが図３中に符号４を付されている）の面
状のアレイとして構成された検出器アレイ５と、その前
に配置されている検出器近傍の放射絞り６（図４）とを
有する。放射絞り３を有するＸ線放射源２と放射絞り６
を有する検出器アレイ５とは、図４で明らかなように、
以下ではガントリとも呼ばれる回転フレーム７に互いに
向かい合って取り付けられ、ＣＴ装置の作動中にＸ線放
射源２から発する、設定可能な放射絞り３により絞られ
たピラミッド状のＸ線放射束（その縁放射に符号８を付
されている）が検出器アレイ５の上に当たるようになっ
ている。放射絞り６は、放射絞り３により設定されたＸ
線放射束の横断面に相応して、検出器アレイ５のＸ線放
射束が直接的に当たり得る範囲のみが露出されているよ
うに設定されている。これらは図３および４に示されて
いる作動状態では検出器要素の４つの行である。検出器
要素の放射絞り６により覆われている他の行が存在して
いることは図４中に点線により示されている。
【００２８】Ｘ線放射束は、システム軸線と直交する平
面に投影されるＸ線放射束の開き角度である円錐角度φ
を有する。円錐角度φは、検出器アレイ５の個々の行と
共同作用するＸ線放射束の部分のファン角度に相当す
る。
【００２９】ガントリ７は図示されていない駆動装置に
より参照符号Ｚを付されているシステム軸線の周りを回
転することができる。システム軸線Ｚは図１中に示され
ている直角座標系のｚ軸と同一である。ガントリ７の円
状の開口は測定フィールドまたは対象物シリンダの半径
に相当する半径ＲM を有する。焦点Ｆが運動する半径は
符号Ｒf を付されている。
【００３０】検出器アレイ５の列は同じくｚ軸の方向に
延びており、ｚ軸の方向に測られる幅Ｓがたとえば１ｍ
ｍである行はシステム軸線Ｚまたはｚ軸に対して直角に
延びている。
【００３１】被検体、たとえば患者、をＸ線放射束の放
射路の中にもたらし得るように、システム軸線Ｚに対し
て平行に、すなわちｚ軸の方向に、移動可能な寝台装置
９が設けられている。
【００３２】寝台装置９の上に位置している被検体、た
とえば患者、の容積データを取得するため、システム軸
線Ｚの周り測定ユニット１の運動中に種々の投影方向α
からの多数の投影が撮像されることによって、検査対象
物の走査が行われる。すなわち検出器アレイ５から供給
されるデータは各々の能動的な検出器行に対して多数の
投影を含んでいる。
【００３３】システム軸線Ｚの周りの測定ユニット１の
連続的な回転の間に、同時に寝台装置９がシステム軸線
Ｚの方向に測定ユニット１に対して相対的に動かされ、
その際に、回転フレーム７の１回転あたりの寝台装置９
の送りｈの値として被検体の問題になる容積の完全な走
査を保証する値が選ばれることによって、並進速度対回
転速度の比が一定であり、この一定の比が設定可能であ
るように、回転フレーム７の回転運動と寝台装置９の並
進運動との間の同期化が行われている。
【００３４】検出器行の送りｈと幅Ｓとの比は、既に述
べたように、ピッチｐと呼ばれる。被検体の無間隙の走
査をまさになお保証する最大ピッチｐmax は、検出器ア
レイ５のすべての行が等しい幅Ｓを有するという仮定の
もとに生ずる。その際にｎは検出器システム５の能動的
な行の数である。
【００３５】Ｘ線放射源２の焦点Ｆは被検体から見て図
１中に符号Ｈを付されているらせん状のらせん軌道上を
システム軸線Ｚの周りを運動し、従って容積データの取
得の説明される様式はらせん走査またはらせんスキャン
とも呼ばれる。その際に検出器アレイ５の各行の検出器
要素から供給される容積データはそれぞれ検出器アレイ
５の特定の行およびシステム軸線Ｚに関する特定の位置
に対応付けられている投影を含んでいる容積データであ
り、これらの容積データは並列に読出され、シーケンサ
１０で直列化され、画像計算機１１に伝達される。
【００３６】画像計算機１１の前処理ユニット１２にお
いて容積データの前処理の後に、その結果としてのデー
タフローがメモリ１４に到達し、そのなかにデータフロ
ーに相当する容積データが記憶される。
【００３７】画像計算機１１は容積データから画像デー
タをたとえば被検体の所望の層の断層画像の形態で、当
業者にそれ自体は知られている方法に従って再構成する
再構成ユニット１３を含んでいる。再構成ユニット１３
により再構成された画像データはメモリ１４に記憶さ
れ、画像計算機１１に接続されている表示ユニット１
６、たとえばビデオモニター、の上に表示され得る。
【００３８】Ｘ線放射源２、たとえばＸ線管、は発生器
ユニット１７により必要な電圧および電流を供給され
る。これらをそれぞれ必要な値に設定し得るように、発
生器ユニット１７にキーボード１９およびマウス２０を
有する制御ユニット１８が対応付けられており、それに
より必要な設定が行われる。
【００３９】ＣＴ装置のその他の操作および制御も制御
ユニット１８およびキーボード１９ならびにマウス２０
により行われ、このことは制御ユニット１８が画像計算
機１１と接続されていることにより示されている。
【００４０】らせん走査の際の通常の処理の仕方に相当
する第１の作動形式では、らせん走査の途中で取得され
た容積データから横断層画像、すなわちその画像平面が
システム軸線Ｚに対して直角に延びている断層画像、
が、それ自体は知られており、文献中に１８０ＬＩ再構
成または３６０ＬＩ再構成として記載されている方法に
従って再構成される。
【００４１】しかし第２の作動形式で容積データから、
少なくとも中間ステップとして、その画像平面がシステ
ム軸線Ｚに対して傾けられている断層画像を再構成する
ことも可能である。
【００４２】その際に本発明によれば、米国特許第 5 8
02 134号明細書から公知の処理の仕方と異なって、画像
平面がシステム軸線Ｚに関して、システム軸線Ｚと直交
する第１の軸線、すなわちｘ軸、の周りに傾斜角度γだ
け、また第１の軸線（ｘ軸）ともシステム軸線Ｚとも直
交する第２の軸線、すなわちｙ軸、の周りにシステム軸
線に関して傾斜角度δだけ傾けられている。このことは
図５から明らかである。
【００４３】第２の作動形式の第１のモードでは、所与
のピッチｐおよび所与のｚ位置ｚim a に対して長さ〔−
αmax、＋αmax 〕のらせんセグメントに対する出力デ
ータが利用され、その際にαmax ＝Ｍπ／ｐが成り立
ち、Ｍは検出器行の数であり、その際にｚ位置はｚ軸上
の画像平面の位置を示す。この全体セグメントはｎima
個 の互いに重なるらせんセグメントに分割され、それ
らの各々が１８０°プラス円錐角度の長さを有する。ら
せんセグメントの各々に対して、傾けられた画像平面を
有する固有の画像が個所ｚima に再構成される。らせん
セグメントの各々に対する傾けられた画像平面を有する
画像の再構成により、傾斜角度γおよび傾斜角度δの相
応の選択によりこれらのらせんセグメントの各々に対す
る画像の画像平面をらせん軌道の相応のセクションに最
適に適合させ、また放射絞り６により露出される検出器
アレイ５の領域及びこの領域上に照射する放射線量も理
論的に完全に、また実際上ほぼ完全に利用することが可
能である。
【００４４】第２の作動形式の別の第２のモードでは、
参照投影角度αr ＝０に中心を合わされている１８０°
プラス円錐角度φの長さのらせんセグメントが関与さ
れ、このらせんセグメントに基いて、異なる位置に対す
る異なる傾斜の画像平面を有するｎima個の画像が関与
される。このモードにおいても、異なる位置に対する異
なる傾斜の画像平面を有する複数の画像の再構成によ
り、また傾斜角度γおよび傾斜角度δの相応の選択によ
りこれらのらせんセグメントの各々に対する画像の画像
平面をらせん軌道の相応のセクションに最適に適合さ
せ、また検出器アレイも線量も理論的に完全にまた実際
上ほぼ完全に利用することが可能である。その際に、本
発明の好ましい実施形態によれば、複数の傾けられた画
像平面はらせんに接して延びている直線で交わる。
【００４５】第２のモードを以下に一層詳細に説明す
る。
【００４６】説明を簡単にするため、参照投影角度αr
＝０に中心を合わされている単一のらせんセグメントが
考察される。ｎima の画像の画像平面はｘ軸に関して傾
斜角度γだけ、またｙ軸に関して傾斜角度δだけ傾けら
れているので、画像平面の法線ベクトルは
【数２２】 により与えられている。
【００４７】らせん軌道上の任意の点（ｘf、ｙf、ｚ
f ）が傾斜角度γおよび傾斜角度δだけ傾けられている
画像平面からｚ方向に有する間隔ｄ（α，δ，γ）は
【数２３】 により与えられている。
【００４８】その際に、参照投影角度αr ＝０に対する
焦点Ｆの位置（−Ｒr、０、０）が画像平面のなかに位
置していることから出発される。
【００４９】傾けられている画像平面の傾斜角度γおよ
び傾斜角度δは，らせんセグメント上のすべての点の二
乗平均値が最小であるように選ばれなければならない。
【００５０】ｂ-ｔがｚ軸の周りに角度α−π／２だけ
回転された座標系ｘ-ｙであるとすると、ｂ-ｔは投影角
度αを有する投影に対するローカルな座標系である。
【数２４】
【００５１】システム軸線ｚを含む平面、いわゆる仮想
的な検出器平面、のなかの検出器アレイの投影に相当す
る仮想的な検出器アレイを想定すると、検出器平面に対
してｔ＝０が成り立つ。
【００５２】画像平面上の各々の点（ｘ，ｙ，ｚ）は
【数２５】 により特徴付けられている。
【００５３】ｔ＝０を有する（４）を（５）に代入する
と、画像平面との仮想的な検出器平面の交線が得られ
る。
【数２６】
【００５４】仮想的な検出器平面の上のｚ座標は
【数２７】 により与えられている。
【００５５】傾斜角度γは先ず米国特許第 5 802 134号
明細書の場合と等しい処理で、すなわち傾斜角度δ＝０
に対して、最適化される。結果として
【数２８】 が得られる。ここでαはらせん軌道が画像平面を突き破
る角度である。α＝π／３が、このパラメータに対する
最適な値とは言わないまでも、１つの望ましい値である
ことが示されている。
【００５６】α＝π／３を有する（８）により得られた
傾斜角度γ0 に対して傾斜角度δが最適化される。その
際に傾斜角度δに対する最適化規範は、放射により捕捉
される被検体の範囲をｚ方向に後方または前方に境する
直線−ＲＦＯＶ≦ｂ≦ＲＦＯＶに対する（７）によるｚ
座標が能動的な検出器面の内側、すなわち放射絞り６に
より露出されまた放射を当てられる検出器アレイ５の範
囲の内側、に位置していなければならないだけでなく、
検出器面を可能なかぎり良く利用しなければならないこ
とである。
【００５７】最大可能な傾斜角度±δmax に対して、
（７）によるｚ座標により与えられるｂ＝±ＲＦＯＶに
対する直線は検出器面のｚ方向に前端または後端に到達
する。このことがらせんセグメントの始端および終端に
おける投影、すなわち最も外側の投影角度αｌ ＝±１
２０°、に対する各らせんセグメントに対して生ずるな
らば、
【数２９】 が成り立つ。ここでＭは検出器行の数、Ｓは検出器行の
ｚ方向に測られた幅である。
【００５８】α＝α1 およびγ＝γ0 に対する（６）が
（８）に入れられ、またδmax に関して解かれることに
よって、
【数３０】 または
【数３１】 が得られる。
【００５９】相応のδmax に対して新しいγmin が再反
復により、詳細には（３）による画像平面からのらせん
セグメントのすべての点のｚ方向に測られた間隔ｄ
（α、δ max、γ）の二乗平均値の最小化により、求め
られる。
【００６０】利用できる傾斜角度の範囲〔−δmax、δ
max 〕は、いま再構成すべき、傾けられた画像平面を有
する画像の数ｎima に相応して、好ましくは説明される
実施例の場合のように、均等に分割される。すなわち、
均等な分割の場合には、各々の画像平面０≦ｉ≦ｎima
−１が傾斜角度γmin（実施例の場合のようにすべての
画像平面に対し等しいのが好ましい） および各傾斜角
度δ(i)により特徴付けられている。その際に各傾斜角
度に対しては
【数３２】 が成り立つ。
【００６１】らせんセグメントに対して再構成すべき、
傾けられている画像平面を有する画像の数ｎima は
【数３３】 により与えられている。
【００６２】本発明による方法およびＣＴ装置の作用が
以下に、ｐ＝１２のピッチにより作動させられる幅Ｓの
Ｍ＝１２の検出器行を有するＣＴ装置を例として説明さ
れる。各ｚ位置ｚima に対してαmax ＝πを有する長さ
〔−αmax、αmax 〕のらせんセグメントが撮像され
る。
【００６３】図６には、検出器アレイの行の幅Ｓに関し
て、種々の傾斜角度γに対して画像平面からのこのらせ
んセグメントのすべての点のｚ軸の方向に測られた間隔
が、半径Ｒｆ を乗算された投影角度αのサインを横軸
にとって、詳細には傾斜角度δ＝０に対して、示されて
いる。
【００６４】図７は、図６に基づいて、考察されている
らせんセグメントがその全体として各画像に寄与すると
いう仮定のもとに、比率γ／γ０ を横軸にとって、検
出器行の幅Ｓに対して相対的な、以下でＳＭＳＤ（平均
二乗距離の平方根）と呼ばれる画像平面からの考察され
ているらせんセグメントのすべての点のｚ軸の方向に測
られた間隔の二乗平均値の平方根を示す。
【００６５】図７から、ＳＭＳＤがγの最適化により、
全く傾けられていない画像平面、すなわちγ＝０、の場
合に対する3.5Ｓから2.2Ｓに減ずることが明らかにな
る。それは米国特許第 5 802 134号明細書による方法に
より達成可能な画質の改善がＳＭＳＤのこの減少に帰す
べきものであることから出発される。ところで、それに
対してＳＭＳＤが最小である傾斜角度γの値は、ピッチ
ｐの考察されている値に対して、（８）式により求めら
れたγ０ の値からわずかしか相違しない。
【００６６】すべてのらせんセグメントに関して単一の
画像が再構成されるのではなく、式（１２）により求め
られた必要な数ｎima の、傾けられている画像平面を有
する画像が再構成されるならば、いまの例に対して選ば
れた値Ｍ＝１２およびｐ＝１２に対して数ｎima＝２ が
生ずる。すなわち長さ２αmax ＝２π＝３６０°の全セ
グメントの際には、長さ１８０°プラス円錐角度、すな
わちたとえば長さ２４０°、１２０°だけ互いにずらさ
れており従って共通に全セグメントを含んでいる２つの
らせんセグメントに対して、傾けられている画像平面を
有するそれぞれ２つの画像が再構成される。その際に画
像の画像平面は相異なるｚ位置及び従って（１１）式に
より相異なる傾斜角度δ、すなわち−δmax およびδ
max 、を有する。
【００６７】図８には、長さ２４０°のらせんセグメン
トの１つに対して、検出器要素の行の幅Ｓに対して、こ
のらせんセグメントに属する両方の画像の−δmax また
は＋δmax だけ、またそれぞれγmin だけ傾けられた画
像平面からのこのらせんセグメントのすべての点のｚ軸
の方向に測られた間隔が、半径Ｒr を乗算された投影角
度αのサインを横軸にとって示されている。その際に先
ずδmax およびγ0 が（８）および（１０）式に基づい
て求められた。次いで最適化の目的で傾斜角度γの再反
復がδmax に基づいて実行された。そのためにＳＭＳＤ
が考察されているらせんセグメントの両方の画像平面に
対して別々に求められ、次いで全ＳＭＳＤが別々に求め
られたＳＭＳＤの平方根として形成され、最後に傾斜角
度γが再反復された。このことはγmin ＝1.26・γ0 お
よび全体として0.8ＳのＳＭＳＤに通ずる。
【００６８】これは米国特許第 5 802 134号明細書から
公知の方法（δ＝０を有する傾斜角度および全セグメン
トからの単一の画像の再構成）にくらべて３よりも大き
い係数だけのＳＭＳＤの減少に相当し、また画質におけ
る利得を約束する。
【００６９】各２４０°の両らせんセグメントの１つに
属する画像平面が例として図９および１０に種々の視角
のもとに斜視図で示されている。特に図１０から、両方
の傾けられている画像平面が前述のようにらせんに対し
て接線方向に延びている直線で交わることは明らかであ
る。
【００７０】米国特許第 5 802 134号明細書から公知の
方法に対する検出器利用及び従って線量利用が、図１１
にＭ＝１２およびｐ＝８に対する仮想的な検出器につい
て示されている。その際に、太い平行四辺形状の線によ
り境されている範囲は、らせんセグメントに属する傾け
られている画像平面がらせんセグメントに沿っての焦点
の運動の間に投影される仮想的な検出器の範囲を示す。
【００７１】検出器表面の大きい部分が未利用にとどま
り、それに応じて線量利用も低いことが明らかになる。
理論的に最適な検出器利用および線量利用は最大のピッ
チｐ max ＝１２に対してのみ可能である。ピッチｐの減
少と共に検出器利用および線量利用は常に悪くなる。
【００７２】本発明に対して検出器利用及び従って線量
利用が、図１２に同じくＭ＝１２およびｐ＝８に対する
仮想的な検出器について示されている。その際に、太い
平行四辺形状の線により境されている範囲は、らせんセ
グメントに属する（１２）式によりｎima＝３ の傾けら
れている画像平面がらせんセグメントに沿っての焦点の
運動の間に投影される仮想的な検出器の範囲を示す。
【００７３】本発明の場合には、仮想的な検出器表面の
最も大きい部分が利用され（未利用にとどまるのは２つ
の小さい三角形の範囲のみであり）、また線量利用が相
応に高いことが明らかになる。
【００７４】図１３は図１２に類似して同じく本発明に
対してＭ＝１２およびｐ＝１２に対する状況を示す。そ
れによれば、太い平行四辺形状の線により境されている
範囲は再び、らせんセグメントに属する（１２）式によ
りｎima＝２ の傾けられている画像平面がらせんセグメ
ントに沿っての焦点の運動の間に投影される仮想的な検
出器の範囲を示す。
【００７５】図１１と図１２との比較からわかるよう
に、本発明の場合には実際に、仮想的な検出器表面の２
つの小さい利用されない三角形の範囲がピッチｐの減少
と共に徐々に増大するかぎり、検出器利用および線量利
用がピッチｐにごくわずかしか関係しない。
【００７６】すなわち米国特許第 5 802 134号明細書か
ら公知の方法と対照的に本発明の場合には、検出器利
用、従ってまた線量利用、がピッチｐにほぼ無関係であ
り、またほぼ最適であることが明らかになる。
【００７７】本発明は心臓の検査のためにも有意義であ
る。
【００７８】図１４はＭ＝１２を有するＣＴ装置に対す
る（１０）式により求められた最大の傾斜角度δmax を
ピッチｐの関数として示す。本発明がｐ＝１６、δmax
＝０に対して 米国特許第 5 802 134号明細書から公知
のアルゴリズムに移行することは明らかである。
【００７９】下式
【数３４】 の使用のもとに傾斜角度δが相応の画像のｚシフトに変
換され得る。これは参照投影角度αr のシフト
【数３５】 に相当する。
【００８０】それに続いて任意のｚ位置において〔−Δ
α，＋Δα〕の範囲内に位置している参照投影角度に関
して中心を合わされている２４０°長さのらせんセグメ
ントの画像が計算される。
【００８１】ガントリの１回転が時間Ｔrot 中に行われ
るならば、この範囲は長さ〔−Δα、Δα〕・Ｔrot ／
２πの時間間隔に相当する。Ｔrot ＝０．５ｓに対して
任意のｚ位置に対して取り除かれた時間間隔が図１５に
ピッチｐの関数として示されている。
【００８２】長さ２４０°のらせんセグメントがその全
体としてあらゆる場合に仮想的な検出器面に適合すべき
であれば、毎分６０拍（６０ｂｐｍ）の脈拍の際の完全
な心臓サイクルに相当する１秒の時間間隔を取り除くた
めに、ｐ＝３の最大ピッチが利用できる。
【００８３】等しい参照投影角度αrに対して、すなわ
ち等しい心臓サイクルから得られる画像の画像平面が図
１６に示されている。横断層画像を得るためには、リフ
ォーマッティングが必要である。
【００８４】前述のように、従来通常のＣＴ装置では必
要でない横断層画像を得るためにはリフォーマッティン
グが必要である。
【００８５】現在利用可能な多層ＣＴ装置はいくつかの
少数の、たとえば４つの行の検出器要素を利用する。こ
の行数に対してはＸ線放射の斜めの放射経過は無視され
得る。従って、このようなＣＴ装置に対しては従来通常
のアルゴリズムがらせんデータから横断層画像を再構成
するために拡張された。再構成層厚みを決定するための
適切な重み付け関数によるらせん重み付けの実行の後
に、１行データセットが得られ、それから畳込み‐逆投
影‐アルゴリズムにより横断層画像が再構成される。再
構成層厚み、すなわち再構成された横断層画像で捕捉さ
れる被検体の層の厚みは、らせん重み付けの際に使用さ
れる重み付け関数の幅の選択により決定されている。再
構成層厚みの変更は、変更された重み付け関数による新
たな再構成によってのみ可能である。
【００８６】本発明による処理の仕方は特に、過度に大
きくない行数（Ｍ≦４０）を有するＣＴ装置に対して適
している。本発明によれば、既に説明されたように、そ
の傾斜をらせん状の走査ジオメトリに適合された画像平
面に対する画像が再構成されることによって、再構成の
際にＸ線放射の斜めの放射経過への適合が行われる。画
像平面の傾斜の結果として、横断層画像におけるシステ
ム軸線に関し傾斜した画像平面を有するこれらの画像の
以下でリフォーマッティングと呼ばれる換算が必要であ
る。これが行われないならば、特に再構成された画像容
積の二次的ビュー（たとえば矢状または冠状）のなかに
幾何学的な標識を考慮に入れる必要がある。
【００８７】リフォーマッティングは選択可能な幅の内
挿関数を使用して行われ、それによって層感度プロフィ
ルおよび結果として得られる横断層画像のなかの画像ノ
イズが影響され得る。
【００８８】その際に、所望の再構成層厚みの決定がレ
トロスペクティブにリフォーマッティングの途中で行わ
れることは有利である。
【００８９】横断層画像を得るためｚ位置ｚ＝ｚR にお
いて実行すべきリフォーマッティングのために必要な傾
けられている画像平面を有する画像の数は下記のように
して得られる：
【００９０】（ｘ，ｙ）＝（ＲM ｃｏｓ（Φ），ＲM ｓ
ｉｎ（Φ））によりパラメータ化された対象物シリンダ
の縁において、（ｘ，ｙ，ΔｚR ）が平面式
【数３６】 に代入されることによって、法線ベクトル
【数３７】 を有し、また点（−Ｒf 、０、ｚR ）の零点を有する、
傾斜角度δおよび傾斜角度γだけ傾けられている画像平
面の間隔ΔｚR が得られる。
【００９１】次いで下式が得られる。
【数３８】
【００９２】ｚR のなかに画像平面を有する横断層画像
のリフォーマッティングのためにはそれに続いて、間隔
【数３９】 をおいて再構成された傾けられている画像平面を有する
すべての画像が利用可能でなければならない、すなわち
メモリ１４のなかに記憶される。
【００９３】リフォーマッティングの際に、その長さｚ
* が上記の間隔によりセットされる限界値を超過する内
挿関数が使用されるならば、リフォーマッティングのた
めに必要な、再構成された傾けられている画像平面を有
する画像の数は内挿フィルタの長さにより決定されてい
る。
【００９４】一般的な場合には、横断層画像のリフォー
マッティングのために必要とされる再構成された傾けら
れている画像平面を有する画像の数ＮM に対しては
【数４０】 が成り立つ。ここでＮs は検出器要素の行の幅Ｓあたり
再構成された傾けられている画像平面を有する画像の数
である。
【００９５】たとえばｐ＝１６のピッチに対する検出器
要素の１６の行と、傾けられている画像平面を有する幅
Ｓあたり再構成された画像の数Ｎs ＝４とを有する検出
器アレイに対しては、半値幅Ｓの三角形状の内挿関数を
使用するという仮定のもとに、横断層画像のリフォーマ
ッティングのために必要とされる再構成された傾けられ
ている画像平面を有する画像の数ＮM としてＮM ＝１０
が得られる。
【００９６】所望の横断層画像の再構成層厚みがレトロ
スペクティブに決定されるという事情の結果として、傾
けられている画像平面を有する画像の再構成は好ましく
は最小可能な再構成層厚みを有するらせん再構成の際の
相応に狭い重み付け関数の選択により行われる。これは
傾けられている画像平面を有する画像だけでなくリフォ
ーマッティングにより得られる横断層画像のｚ方向の最
も高い鋭さを保証する。
【００９７】この利点とならんで、説明されるリフォー
マッティングの別の利点として下記のことがあげられ
る。 −再構成層厚みが、新たな再構成を必要とせずに、レト
ロスペクティブに選択可能であり、 −再構成層厚みが自由に選択可能であり、また −リフォーマッティングのために自由に選択可能な幅の
多数の適切な内挿関数が利用可能である。
【００９８】図１７に示されている傾けられたガントリ
７による作動様式において、焦点Ｆがシステム軸線Ｚの
周りを回転する回転軸線Ｚ′がシステム軸線Ｚと同一で
はなく、システム軸線Ｚといわゆるガントリ角度ρで交
わるときには、図５による幾何学的配列から、ｚ軸に対
しガントリ角度ρだけ傾けられらせん軌道Ｈの中心軸線
に相当するｚ′軸と、ｙ軸に対し同様にガントリ角度ρ
だけ傾けられているｙ′軸と、不変にとどまっているｘ
軸とを有する、図１８により傾けられている座標系が生
ずる。
【００９９】この座標系のなかでらせん軌道Ｈに対して
は
【数４１】 が成り立つ。
【０１００】最大の傾斜角度δmax を決定するための先
に説明された処理様式は傾けられているガントリの場合
に転用され得る。その際に（７）式の代わりに
【数４２】 が成り立ち、このことからｂ＝±ＲＦＯＶに対して
【数４３】 が生ずる。
【０１０１】しかしながらいま最大の傾斜角度δmax に
対する決定式に、すなわち（１０）式に、傾けられてい
るガントリの場合に対する座標系（ｘ，ｙ′，ｚ′）の
傾斜角度γ′を代入しなければならない。
【０１０２】傾けられているガントリの場合の傾斜角度
γ′に対しては
【数４４】 または
【数４５】 が成り立つ。
【０１０３】図１９が示すように、傾けられているガン
トリの場合に対する傾斜角度γ′は参照投影角度αｒ
にほぼ無関係である。その際に図１９は行数Ｍ＝１６、
ピッチｐ＝１６およびρ＝３０°のガントリ角度に対す
る状況を示す。
【０１０４】最大の傾斜角度δmax も、図２０から明ら
かなように、参照投影角度αr にほぼ無関係であり、そ
の際に図２０も行数Ｍ＝１６、ピッチｐ＝１６およびガ
ントリ角度ρ＝３０に対する状況を示す。その際にＡは
＋ＲＦＯＶおよびρ＝３０°に対する最大の傾斜角度δ
max の経過を示し、Ｃは−ＲＦＯＶおよびρ＝３０°に
対する最大の傾斜角度の経過を示す。
【０１０５】比較のために図２０にはρ＝０°のガント
リ角度に対する最大の傾斜角度δma x の相応の経過が示
されており、その際にＢは＋ＲＦＯＶおよびρ＝０°に
対して当てはまり、Ｄは−ＲＦＯＶおよびρ＝０°に対
して当てはまる。
【０１０６】本発明の作用を具象的に説明するため、図
２１には図１９と類似して、米国特許第 5 802 134号明
細書から公知の方法に対して同じく数値Ｍ＝１６、ピッ
チｐ＝１６およびガントリ角度ρ＝３０°に対して参照
投影角度の関数としての傾斜角度γの経過が示されてい
る。ここで参照投影角度αr との傾斜角度γの強い関係
が存在することが明らかになる。
【０１０７】ところで図１９ないし２１はそれぞれ焦点
Ｆの全回転（３６０°）を示す。
【０１０８】傾けられているガントリの場合にも、たと
えば（１０）式から（２１）式に基づいてらせん軌道Ｈ
のピッチから得られる傾斜角度の最大値の所与の絶対値
｜δ max ｜に対して、傾斜角度γ´の所属の最適値を、
誤差規範、たとえば画像平面からのらせんセグメントの
すべての点のｚ方向に測られた間隔の最小平均値が満足
されているように求めることが可能である。
【０１０９】画像計算機１１の構成は先の実施例の場合
には、前処理ユニット１２および再構成ユニット１３が
ハードウェア構成要素であるものとして説明されてい
る。このことは実際にそうであってよい。しかし通常は
上記の構成要素は必要なインタフェースを設けられてい
る汎用計算機上で実行されるソフトウェアモジュールに
より実現されている。汎用計算機は、図１とは異なり、
制御ユニット１８の機能をも引き受けることができる。
【０１１０】ＣＴ装置は、上述の実施例の場合には、ｚ
方向に測られた幅が等大であり、たとえば１ｍｍである
行を持った検出器アレイ５を有する。それとは異なり、
本発明の枠内で、その行が相異なる幅である検出器アレ
イが設けられていてもよい。すなわち、たとえば２つの
内側の行が各１ｍｍ幅であり、それらの両側に２ｍｍ幅
を有する各行が設けられていてもよい。
【０１１１】上述の実施例の場合には、測定ユニット１
と寝台９との間の相対的な運動が、寝台９がずらされる
ことにより発生される。しかし、本発明の範囲内で、寝
台９を位置固定とし、その代わりに測定ユニット１を移
動させることも可能である。さらに、本発明の範囲内
で、必要な相対的運動を測定ユニット１および寝台９の
双方の移動により発生させることも可能である。
【０１１２】先に説明された実施例は第３世代のＣＴ装
置、すなわちＸ線放射源および検出器システムが画像発
生中に共通にシステム軸線の周りに移動されるＣＴ装
置、である。しかし本発明は第４世代のＣＴ装置、すな
わちＸ線放射源のみがシステム軸線の周りに移動され、
固定の検出器リングと共同作用するＣＴ装置、と関連し
ても、検出器アレイにおいて検出器要素の面状のアレイ
を対象とするかぎり、使用することができる。
【０１１３】第５世代のＣＴ装置、すなわちＸ線放射が
１つの焦点からだけではなく、システム軸線の周りに移
動され１つ又は複数のＸ線放射源の複数の焦点から発す
るＣＴ装置、においても、検出器アレイが検出器要素の
面状のアレイを有するかぎり、本発明による方法を使用
することができる。
【０１１４】先に説明された実施例と関連して使用され
るＣＴ装置は、直交マトリックスの形式で配置されてい
る検出器要素を有する検出器アレイを有する。しかし本
発明は、検出器アレイが面状のアレイとは異なる様式で
配置されている検出器要素を有するＣＴ装置と関連して
使用することもできる。
【０１１５】先に説明された実施例は本発明による方法
の医学用途に関するものであるが、本発明は医学のほか
にも、たとえば包装検査や材料検査にも使用することが
できる。
【図面の簡単な説明】
【図1】従来技術による方法の原理を説明するための構
成図である。
【図２】従来技術による方法の原理を説明するための構
成図である。
【図３】本発明による方法により動作する本発明による
ＣＴ装置の構成配置図である。
【図４】本発明による方法により動作する本発明による
ＣＴ装置の構成配置図である。
【図５】本発明による方法の原理を説明するための構成
配置図である。
【図６】傾斜角度γと、画像平面からのらせんセグメン
トのすべての点のｚ軸の方向に測られた検出器要素の行
の幅に対して相対的な間隔との関係を説明するための線
図である。
【図７】画像平面からのらせんセグメントのすべての点
のｚ軸の方向に測られた間隔の、検出器行の幅Ｓに対し
て相対的な二乗平均値の平方根を比γ／γ0 を横軸にと
って示す線図である。
【図８】らせんセグメントに属する画像の画像平面から
のらせんセグメントのすべての点のｚ軸の方向に測られ
た検出器要素の行の幅に対して相対的な間隔を、半径を
乗算した投影角度αのサインを横軸にとって示す線図で
ある。
【図９】種々の視角のもとにらせんセグメントに属する
画像平面を示す斜視図である。
【図1０】種々の視角のもとにらせんセグメントに属す
る画像平面を示す斜視図である。
【図１１】従来技術によるＣＴ装置に対する検出器利用
度及び線量利用度を示す線図である。
【図１２】本発明によるＣＴ装置に対する検出器利用度
及び線量利用度を示す線図である。
【図1３】本発明によるＣＴ装置に対する検出器利用度
及び線量利用度を示す線図である。
【図１４】ピッチと最大傾斜角度との関係を示す線図で
ある。
【図１５】時間間隔とピッチとの関係を示す線図であ
る。
【図１６】等しい参照投影角度 に対して得られる画像
の画像平面の説明図である。
【図１７】システム軸線に対して傾けられたガントリを
有する本発明によるＣＴ装置の構成配置図である。
【図１８】システム軸線に対して傾けられたガントリを
有する本発明によるＣＴ装置の構成配置図である。
【図１９】傾けられたガントリにおける傾斜角度と参照
投影角度との関係を示す線図である。
【図２０】傾けられたガントリにおける最大の傾斜角度
と参照投影角度との関係を示す線図である。
【図２１】従来技術によるＣＴ装置に対する傾斜角度と
参照投影角度との関係を示す線図である。
【符号の説明】
１ 測定装置 ２ Ｘ線放射源 ３ 放射絞り ４ 検出器要素 ５ 検出器アレイ ６ 放射絞り ７ 回転フレーム（ガントリ） ８ 縁放射 ９ 寝台装置 １０ シーケンサ １１ 画像計算機 １２ 前処理ユニット １３ 再構成ユニット １４ メモリ １６ モニター １７ 発生器ユニット １８ 制御ユニット １９ キーボード ２０ マウス
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 トーマス フロール ドイツ連邦共和国 91486 ユールフェル ト ボニファチウスシュトラーセ ６ (72)発明者 マルク カッヒェルリース ドイツ連邦共和国 90409 ニュルンベル ク トゥーヒァーガルテンシュトラーセ 34 (72)発明者 シュテファン シャラー ドイツ連邦共和国 90762 フュルト ニ ュルンベルガー シュトラーセ ３ (72)発明者 カール シュティールシュトルファー ドイツ連邦共和国 91052 エルランゲン エステルライヒァー シュトラーセ 13 Ｆターム(参考） 4C093 AA22 BA10 CA50 EB17 FE01 FF35

Claims (34)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 コンピュータトモグラフィのための方法
    において、 ａ）焦点から発する円錐状の放射束と放射束を検出する
    ためのマトリックス状の検出器アレイとにより対象物を
    走査するため、焦点が対象物に対してらせん軌道上でシ
    ステム軸線の周りを動かされ、その際検出器アレイが受
    けた放射に相応する出力信号を供給し、 ｂ）それぞれらせんセグメント上の焦点の運動中に供給
    された出力データから、傾けられた画像平面を有する画
    像が再構成され、その際画像平面がシステム軸線と直交
    する第１の軸線の周りに傾斜角度γだけ、また第１の軸
    線及びシステム軸線と直交する第２の軸線の周りに傾斜
    角度δだけシステム軸線に関して傾けられているステッ
    プを含んでいることを特徴とするコンピュータトモグラ
    フィのための方法。
  2. 【請求項２】 ｎima個 の相続くらせんセグメントに対
    して、傾けられた画像平面を有する画像が再構成され、
    その際画像平面が等しいｚ位置ｚima を有し、直接相続
    くらせんセグメントがたかだか１８０°だけ互いにずら
    され、長さ〔−αmax、＋αmax 〕の全体セグメントを
    生じ、その際αmax ＝Ｍπ／ｐ（Ｍは検出器行の数）で
    あることを特徴とする請求項１記載の方法。
  3. 【請求項３】 各らせんセグメントが１８０°プラス円
    錐角度の長さを有し、各らせんセグメントに対してｎ
    ima個 の傾けられた画像平面に対して傾けられた画像平
    面を有する画像が再構成され、画像平面が相異なるｚ位
    置ｚima を有することを特徴とする請求項１記載の方
    法。
  4. 【請求項４】 複数の傾けられた画像平面がらせんに対
    して正接して延びている直線において交わることを特徴
    とする請求項３記載の方法。
  5. 【請求項５】 らせんセグメントに属する傾けられた画
    像平面の傾斜角度δの極値＋δmax および−δmax に対
    して 【数１】 ここで 【数２】 によるγ0 は傾斜角度δ＝０に対して求められた傾斜角
    度γの値が成り立つことを特徴とする請求項３または４
    記載の方法。
  6. 【請求項６】 焦点がシステム軸線に相当するシステム
    軸線の周りの回転軸線の周りを回転することを特徴とす
    る請求項１ないし５のいずれか１つに記載の方法。
  7. 【請求項７】 焦点がその周りでシステム軸線の周りを
    回転する回転軸線が、システム軸線とガントリ角度ρで
    交わり、その際選ぶべき傾斜角度γ′に対して 【数３】 が成り立つことを特徴とする請求項１ないし５のいずれ
    か１つに記載の方法。
  8. 【請求項８】 傾斜角度δの最大値の与えられた絶対値
    ｜δmax ｜に対して傾斜角度γの所属する最適値γmin
    が、誤差規範が満足されるように求められることを特徴
    とする請求項５ないし７のいずれか１つに記載の方法。
  9. 【請求項９】 各らせんセグメントに対して傾けられた
    画像平面が発生される傾けられたｎima個の画像平面に
    対して 【数４】 が成り立つことを特徴とする請求項３ないし８のいずれ
    か１つに記載の方法。
  10. 【請求項１０】 傾けられた画像平面の傾斜角度δが 【数５】 に従って求められることを特徴とする請求項９記載の方
    法。
  11. 【請求項１１】 傾けられた画像平面を有する複数の画
    像が統合されることによって、システム軸線と直交する
    横断層の横断層画像が発生される別のステップを有する
    ことを特徴とする請求項１ないし１０のいずれか１つに
    記載の方法。
  12. 【請求項１２】 横断層画像への傾けられた画像平面を
    有する複数の画像の統合が内挿により行われることを特
    徴とする請求項１１記載の方法。
  13. 【請求項１３】 横断層画像への傾けられた画像平面を
    有する複数の画像の統合が平均値形成により行われるこ
    とを特徴とする請求項１１記載の方法。
  14. 【請求項１４】 横断層画像への傾けられた画像平面を
    有する複数の画像の統合が重み付けされた平均値形成に
    より行われることを特徴とする請求項１１記載の方法。
  15. 【請求項１５】 横断層画像を発生するために統合され
    る傾けられた画像平面を有する画像の数が、横断層のそ
    れぞれ所望の層厚みに相応して選ばれることを特徴とす
    る請求項１１ないし１４のいずれか１つに記載の方法。
  16. 【請求項１６】 画像が最小可能な層厚みを有する傾け
    られた画像平面により再構成されることを特徴とする請
    求項１５記載の方法。
  17. 【請求項１７】 横断層画像を発生するために統合され
    る傾けられた画像平面を有する画像の数が、 【数６】 に従って選ばれることを特徴とする請求項１５または１
    ６記載の方法。
  18. 【請求項１８】 放射源を有し、その焦点から円錐状の
    放射束が発し、放射束を検出するためのマトリックス状
    の検出器アレイを有し、検出器アレイが受けた放射に相
    応する出力データを供給し、放射源および検出器アレイ
    と対象物との間の相対的な運動を発生させるための手段
    を有し、さらに出力データが供給される計算機を有し、
    放射束および二次元の検出器アレイにより対象物を走査
    するため相対的な運動を発生させるための手段がシステ
    ム軸線に対する焦点の相対的な運動を、焦点がシステム
    軸線に対して相対的にシステム軸線の周りのらせん軌道
    上を運動するように生じさせ、計算機がそれぞれらせん
    セグメント上の焦点の運動中に供給された出力データか
    ら傾けられた画像平面を有する画像を再構成し、画像平
    面がシステム軸線と直交する第１の軸線の周りに傾斜角
    度γだけ、また第１の軸線及びシステム軸線と直交する
    第２の軸線の周りに傾斜角度δだけシステム軸線に関し
    て傾けられていることを特徴とするコンピュータトモグ
    ラフィ装置。
  19. 【請求項１９】 計算機がｎima個 の相続くらせんセグ
    メントに対して、傾けられた画像平面を有する画像を再
    構成し、画像平面が等しいｚ位置ｚima を有し、直接相
    続くらせんセグメントがたかだか１８０°だけ互いにず
    らされ、長さ〔−αima、＋αima 〕の全体セグメント
    を生じ、その際αmax ＝Ｍπ／ｐ（Ｍは検出器行の数）
    であることを特徴とする請求項１８記載のコンピュータ
    トモグラフィ装置。
  20. 【請求項２０】 各らせんセグメントが１８０°プラス
    円錐角度の長さを有し、各らせんセグメントに対してｎ
    ima個 の傾けられた画像平面に対して傾けられた画像平
    面を有する画像が再構成され、画像平面が相異なるｚ位
    置ｚima を有することを特徴とする請求項１８記載のコ
    ンピュータトモグラフィ装置。
  21. 【請求項２１】 複数の傾けられた画像平面がらせんに
    対して接して延びている直線において交わることを特徴
    とする請求項２０記載のコンピュータトモグラフィ装
    置。
  22. 【請求項２２】 らせんセグメントに属する傾けられた
    画像平面の傾斜角度δの極値＋δmax および−δmax に
    対して 【数７】 ここで 【数８】 によるγ０ は傾斜角度δ＝０に対して求められた傾斜
    角度γの値が成り立つことを特徴とする請求項２０また
    は２１記載のコンピュータトモグラフィ装置。
  23. 【請求項２３】 焦点がシステム軸線に相当するシステ
    ム軸線の周りの回転軸線の周りを回転することを特徴と
    する請求項１８ないし２２のいずれか１つに記載のコン
    ピュータトモグラフィ装置。
  24. 【請求項２４】 焦点がその周りでシステム軸線の周り
    を回転する回転軸線が、システム軸線とガントリ角度ρ
    で交わり、その際計算機が傾斜角度γ′を 【数９】 により選択することを特徴とする請求項１８ないし２２
    のいずれか１つに記載のコンピュータトモグラフィ装
    置。
  25. 【請求項２５】 傾斜角度δの最大値の与えられた絶対
    値｜δmax ｜に対して傾斜角度γの所属する最適値γ
    min が、誤差規範が満足されるように求められることを
    特徴とする請求項２２ないし２４のいずれか１つに記載
    のコンピュータトモグラフィ装置。
  26. 【請求項２６】 各らせんセグメントに対して傾けられ
    た画像平面が発生される傾けられたｎima個の画像平面
    に対して 【数１０】 が成り立つことを特徴とする請求項２０ないし２５のい
    ずれか１つに記載のコンピュータトモグラフィ装置。
  27. 【請求項２７】 計算機が傾けられた画像平面の傾斜角
    度δを 【数１１】 に従って求めることを特徴とする請求項２６記載のコン
    ピュータトモグラフィ装置。
  28. 【請求項２８】 計算機が、傾けられた画像平面を有す
    る複数の画像を統合することによって、システム軸線と
    直交する横断層の横断層画像を発生することを特徴とす
    る請求項１８ないし２７のいずれか１つに記載のコンピ
    ュータトモグラフィ装置。
  29. 【請求項２９】 計算機が、横断層画像への傾けられた
    画像平面を有する複数の画像の統合を内挿により行うこ
    とを特徴とする請求項２８記載のコンピュータトモグラ
    フィ装置。
  30. 【請求項３０】 計算機が、横断層画像への傾けられた
    画像平面を有する複数の画像の統合を平均値形成により
    行うことを特徴とする請求項２９記載のコンピュータト
    モグラフィ装置。
  31. 【請求項３１】 計算機が、横断層画像への傾けられた
    画像平面を有する複数の画像の統合を重み付けされた平
    均値形成により行うことを特徴とする請求項３０記載の
    コンピュータトモグラフィ装置。
  32. 【請求項３２】 計算機がさらに、横断層画像を発生さ
    せるために統合する傾けられた画像平面を有する画像の
    数を横断層のそれぞれ重み付けされた層厚みに相応して
    選ぶことを特徴とする請求項２８ないし３１のいずれか
    １つに記載のコンピュータトモグラフィ装置。
  33. 【請求項３３】 計算機が画像を最小可能な層厚みを有
    する傾けられた画像平面により再構成することを特徴と
    する請求項３２記載のコンピュータトモグラフィ装置。
  34. 【請求項３４】 計算機が、横断層画像を発生するため
    に統合する傾けられた画像平面を有する画像の数を 【数１２】 に従って選ぶことを特徴とする請求項３２または３３記
    載のコンピュータトモグラフィ装置。
JP2002031742A 2001-02-12 2002-02-08 コンピュータトモグラフィのための方法ならびにコンピュータトモグラフィ装置 Expired - Fee Related JP4298205B2 (ja)

Applications Claiming Priority (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE10106398 2001-02-12
DE10106398.9 2001-02-12
DE10126638A DE10126638B4 (de) 2001-02-12 2001-05-31 Verfahren für die Computertomographie sowie Computertomographie(CT)-Gerät
DE10126638.3 2001-05-31

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2002301062A true JP2002301062A (ja) 2002-10-15
JP4298205B2 JP4298205B2 (ja) 2009-07-15

Family

ID=26008475

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2002031742A Expired - Fee Related JP4298205B2 (ja) 2001-02-12 2002-02-08 コンピュータトモグラフィのための方法ならびにコンピュータトモグラフィ装置

Country Status (3)

Country Link
US (1) US7215805B2 (ja)
JP (1) JP4298205B2 (ja)
CN (1) CN1245927C (ja)

Families Citing this family (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2003092502A1 (en) * 2002-05-06 2003-11-13 Philips Medical Systems Technologies Ltd. Cone beam ct scanners with reduced scan length
DE10248770A1 (de) * 2002-10-18 2004-05-06 Siemens Ag Verfahren zur Bilderstellung für einen mehrzeiligen Spiral-Computertomographen mit 3D-Rekonstruktion und Computer-Tomographie-Gerät zur Durchführung dieses Verfahrens
FR2856821B1 (fr) * 2003-06-27 2005-08-05 Commissariat Energie Atomique Procede de reconstruction d'une image tomographique par une methode analytique comprenant une modelisation amelioree du mouvement de l'objet.
JP3909048B2 (ja) * 2003-09-05 2007-04-25 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー Ｘ線ｃｔ装置およびｘ線管
US7167538B2 (en) * 2004-03-30 2007-01-23 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Exact volume imaging involving multiple partial scans
DE102004017540B4 (de) * 2004-04-08 2008-02-28 Siemens Ag Verfahren zur Erstellung von computertomographischen Aufnahmen mit einem CT-Gerät und CT-Gerät
US7372937B2 (en) * 2004-07-16 2008-05-13 University Of Iowa Research Foundation Systems and methods of non-standard spiral cone-beam computed tomograpy (CT)
US7840249B2 (en) * 2004-11-24 2010-11-23 University Of Iowa Research Foundation Clinical micro-CT (CMCT) methods, techniques and apparatus
DE102008020948A1 (de) * 2008-04-25 2009-11-26 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Röntgencomputertomograph und Verfahren zur Untersuchung eines Bauteils mittels Röntgencomputertomographie
US9801592B2 (en) 2013-03-15 2017-10-31 Mobius Imaging, Llc Caster system for mobile apparatus
US11944469B2 (en) 2010-03-12 2024-04-02 Mobius Imaging Llc Caster system for mobile apparatus
US9737273B2 (en) 2011-04-07 2017-08-22 Mobius Imaging, Llc Mobile X-ray imaging system
US10987068B2 (en) 2012-06-14 2021-04-27 Mobius Imaging Llc Multi-directional x-ray imaging system
EP2967476B1 (en) 2013-03-15 2020-05-20 Mobius Imaging, Llc Mobile x-ray imaging system
US10980692B2 (en) 2016-08-29 2021-04-20 Mobius Imaging, Llc Table system for medical imaging
US11197643B2 (en) 2018-03-16 2021-12-14 Mobius Imaging, Llc Medical x-ray imaging systems and methods

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR2692061B1 (fr) * 1992-06-05 1994-07-22 Commissariat Energie Atomique Procede de reconstruction d'images tridimensionnelles d'un objet par des mesures utilisant un rayonnement conique et un reseau bidimensionnel de detecteurs.
US5625660A (en) * 1995-06-30 1997-04-29 Picker International, Inc. Image reconstruction from helical partial cone-beam data
IL119714A0 (en) * 1996-11-28 1997-02-18 Elscint Ltd CT system with oblique image planes
US5802134A (en) * 1997-04-09 1998-09-01 Analogic Corporation Nutating slice CT image reconstruction apparatus and method
DE19961093A1 (de) * 1999-12-17 2001-06-21 Siemens Ag Verfahren zur Erzeugung eines resultierenden Schnittbildes aus mehreren mittels eines Computertomographie(CT)-Geräts aufgenommenen Schnittbildern
JP3442346B2 (ja) * 2000-06-01 2003-09-02 カナガワ アンド カンパニー株式会社 画像形成装置及びこれを用いた画像の構成方法
US6504892B1 (en) * 2000-10-13 2003-01-07 University Of Rochester System and method for cone beam volume computed tomography using circle-plus-multiple-arc orbit

Also Published As

Publication number Publication date
JP4298205B2 (ja) 2009-07-15
US20020141628A1 (en) 2002-10-03
CN1385137A (zh) 2002-12-18
US7215805B2 (en) 2007-05-08
CN1245927C (zh) 2006-03-22

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP4309148B2 (ja) コンピュータトモグラフィ方法およびコンピュータトモグラフィ装置
US6937690B2 (en) Method for computed tomography of a periodically moving object to be examined, and a CT unit for carrying out this method
US6665370B2 (en) Computed tomography method and apparatus for acquiring images dependent on a time curve of a periodic motion of the subject
US6178220B1 (en) CT systems with oblique image planes
JP3866431B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
US6256366B1 (en) Apparatus and method for reconstruction of volumetric images in a computed tomography system using sementation of slices
JP4639143B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置およびその制御方法
JP2002301062A (ja) コンピュータトモグラフィのための方法ならびにコンピュータトモグラフィ装置
JP2000342577A (ja) 心臓イメージングのための立体型コンピュータ断層撮影システム
US6426989B2 (en) Computed tomography method
JPH09224930A (ja) 物体の断層写真画像を発生するシステム及び体積測定式計算機式断層写真法装置
JP2002360561A (ja) コンピュータトモグラフィ方法およびコンピュータトモグラフィ装置
JPH11253435A (ja) コンピュ―タトモグラフ
US7809100B2 (en) Rebinning for computed tomography imaging
JP2003144429A (ja) コーンビームｃｔの再構成において欠落データを近似するための方法及びシステム、ｘ線ｃｔ装置
US6859512B2 (en) Method for computer tomography and computer tomography device for carrying out the method
EP1464286B1 (en) Apparatus and method for x-ray computed tomography
JP2003180676A (ja) コンピュータトモグラフィ用の像再構成方法
EP2506772B1 (en) Method and system for high resolution nutated slice reconstruction using quarter detector offset
JP4481377B2 (ja) 画像処理装置、及び画像処理方法
US6999550B2 (en) Method and apparatus for obtaining data for reconstructing images of an object
JPH08505309A (ja) 多重列検出器配列体を有する螺旋走査計算機式断層撮影装置用の再構成法
JP2003305034A (ja) 多列検出器型断層撮影装置

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20050203

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20080327

A601 Written request for extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601

Effective date: 20080627

A602 Written permission of extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602

Effective date: 20080702

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20080725

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20081120

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20090219

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20090319

A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20090415

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 4298205

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120424

Year of fee payment: 3

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120424

Year of fee payment: 3

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130424

Year of fee payment: 4

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130424

Year of fee payment: 4

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20140424

Year of fee payment: 5

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees