JP2004113784A - 周期的に運動する被検体のｃｔ画像の形成方法およびこの方法を実施するためのｃｔ装置 - Google Patents

Abstract

【課題】３Ｄ逆投影に基づいて画質の向上を可能にし、周期的に運動する被検体の冗長データを清算して時相正しく断層画像を算出できるようにする。
【解決手段】コンピュータ断層撮影法において、焦点から出るＸ線ビームおよび平面構成の検出器アレイにより、周期的に運動する被検体を走査し、定められた運動状態における被検体スライスの吸収値を表す少なくとも１つの断層画像を得るために、検出された出力データをフィルタ処理して逆投影し、逆投影のために、一方では考察ボクセルに対する観察Ｘ線の空間距離を重み付ける重み関数が使用され、他方ではその都度表示すべき検査範囲運動状態に対する時間的間隔を表す重み関数が使用される。
【選択図】図６

Description

　本発明は、コンピュータ断層撮影法において、周期的に運動する被検体が焦点から出るビーム束と平面構成の検出器アレイとにより走査され、定められた運動状態における被検体スライスの吸収値を表わす少なくとも１つの断層画像を得るために、求められた出力データが適切にフィルタ処理され逆投影される画像形成方法に関する。さらに、本発明は、この方法を実施するのに適したＣＴ装置に関する。

　基本的には、「３Ｄフィルタ補正逆投影」という概念のもとでの静止対象物のための類似の方法が知られている。この方法には次の欠点がある。すなわち、僅かの寝台送りでスパイラル走査を行なった場合に多数回の照射によって同一のボクセルが生じるというように冗長データが利用されず、このために被検体に与えられた線量は画像形成に不完全にしか利用されない。

　さらに、画像再構成のための２Ｄ方法と関連して、暫定的な画像が、「２Ｄフィルタ補正逆投影」によって、画像再構成には十分でない焦点軌道部分に由来する出力データから数多く計算され、しかも暫定的な画像は第２ステップにおいてやっと最終的な断層画像に再構成されることを考慮しなければならない。この２Ｄ方法は、大きな幅を持った、すなわちシステム軸線方向に大きく広がりを持った検出器アレイに対しては殆ど使用できない。なぜならば、極めて多数の暫定画像が処理され、これ自体が使用できる計算パワーの多くを費やすことで問題であるからである。

　心臓の運動時相を記録し、定められた運動時相または運動状態と相関関係を有するデータのみが使用されることによって、人間の心臓のように周期的に運動する被検体の断層撮影を行う心臓ＣＴ装置が一般に知られている。この公知の心臓ＣＴ装置の欠点は、この心臓ＣＴ装置が被検体におけるコーンビーム経過を考慮していないので、システム軸線方向における比較的少ない行数または僅かな広がりの検出器に対してしか使用できないことである。

　本出願人の未公開の先願明細書（特許文献１）には、類似の方法およびＣＴ装置が記載されているが、しかしながらこれは静止した被検体の画像形成にのみ関係する。この出願の開示内容全体をここに引用する。
独国特許出願第１０１５９９２７．７号明細書

　本発明の課題は、３Ｄ逆投影に基づいて画質の向上を可能にし、周期的に運動する被検体の冗長データを清算して時相正しく断層画像を算出することのできる冒頭に述べた形式の方法を提供することにある。

　この課題は、請求項１に記載された方法および請求項１０に記載されたＣＴ装置によって解決される。有利な実施態様は従属請求項に記載されている。

　本発明者は、周期的に運動する検査範囲、特に生物、特に患者の心臓部位のＣＴ画像の発生方法において、
１．１）少なくとも１つの焦点から出るビーム束と、ビーム束のビームを検出するための複数の分布配置された検出器要素を備えた平面構成の検出器アレイとにより、周期的に運動する被検体を走査するために、少なくとも１つの焦点が、被検体に対して相対的に、被検体の周りを回転する少なくとも１つの焦点軌道上で対向する検出器アレイと共に運動させられ、検出器アレイの検出器要素が被検体透過時のビームの減弱を表す出力データを供給し、
１．２）検出器データおよびそれから生じるデータを運動状態に割り付けるために、同時の運動データが周期的に運動する検査範囲から収集され、
１．３）出力データがフィルタ処理され、
１．４）フィルタ処理された出力データは、スライス厚を有する被検体スライスの少なくとも１つの断層画像を発生させるために３次元に逆投影され、
１．５）各断層画像は、被検体スライスに属するボクセルのビーム束の放射に対する、出力データから得られた吸収値を表わし、
１．６）逆投影のために、一方では、考察ボクセルに対する考察ビームの空間的間隔を重み付けする重み関数がスライス厚の影響を可能にするために使用され、
１．７）逆投影のために、他方では、検査範囲のその都度表示すべき運動状態に対する時間的間隔を表す重み関数が使用される、
ことを提案する。

　本発明による方法の優れた実施態様では、焦点軌道におけるその都度の焦点位置に属する接線の方向にフィルタ処理が行なわれる。このフィルタ方向により特に高い画質を得ることができることが分かっている。このフィルタ方向の選択は、焦点軌道の接線方向にフィルタ処理されたデータを有する唯一の投影のみを含むように暫定画像の算出基礎となる焦点軌道の部分を非常に狭くするならば、先に述べた高画質を可能にする暫定画像に基づく２Ｄ法がいわば３Ｄ法に移行し、かかる３Ｄ法が２Ｄ法と同じ位良好な画質を可能にするという認識に基づいている。

　本発明による方法は、フィルタ処理の前に、ファンビームジオメトリにおいてビームＰ（α，β，ｑ）の形式で得られた出力データを、パラレルビームジオメトリにおいて存在するビームＰ（θ，β，ｑ）（方位リビニング）の形式もしくはＰ（θ，ｐ，ｑ）（完全リビニング、すなわち方位および半径方向のリビニング）の形式の平行データに換算される場合に特に簡単に実施することができる。この場合に図３に関連して、
　　α　　　　　　　　　焦点角
　　β　　　　　　　　　ファン角
　　ｑ　　　　　　　　　ｚ座標に対応する検出器システムの行インデックス
　　θ＝α＋β　　　　　平行ファン角
　　ｐ＝Ｒ_Fｓｉｎ（β） 回転軸線（システム軸線）からの距離に対応する平行座標
　　Ｒ_F 焦点軌道の半径
である。

　平行データの逆投影は、本発明の優れた実施態様によれば、（ｘ，ｙ）を通ってシステム軸線に沿った投影を有するビームＰ（θ＋ｋπ，β~，ｑ）もしくはＰ（θ＋ｋπ，ｐ~，ｑ）に関する各θ∈［０，π］についての各ボクセル（ｘ，ｙ，ｚ）のための逆投影中に次の総和

を形成するように行われる。
　但し、
　ｘ，ｙ，ｚ　　その都度のボクセルの座標、
　ｋ　　　　　　再構成において取り込まれた焦点半回転の回数に対応する整数、
　ｐ~ その都度のボクセル（ｘ，ｙ，ｚ）の座標（ｘ，ｙ）を通るシステム軸線に沿った投影を有するビームの平行座標（なお、ｐ~は数式においてｐの上に“〜”を付された符号を表す。以下同じ）、
　β~　　　　　その都度のボクセル（ｘ，ｙ，ｚ）の座標（ｘ，ｙ）を通るシステム軸線に沿った投影を有するビームのファン角（なお、β~は数式においてβの上に“〜”を付された符号を表す。以下同じ）、
　ｈ_Z　　　　　発生した断層画像に表示された被検体スライスのスライス厚を決定する重み関数、
　ｄ　　　　　　その都度のビームの対応ボクセル（ｘ，ｙ，ｚ）からの距離に等しい、もしくはその都度のビームの対応ボクセル（ｘ，ｙ，ｚ）からの距離に関係する関数、
　ｈ_phase　　　運動状態に対する投影Ｐ（θ＋ｋπ，β~，ｑ）もしくはＰ（θ＋ｋπ，ｐ~，ｑ）の時間的間隔ｔを評価する重み関数
　Ｃ_R（ｋ）　　検査範囲の周期的運動状態、特に心周期を決める時間位置
である。

　その場合に、表記

は、方位リビニングによって得られたビームについての総和形成、または完全リビニングによって得られたビームについての総和形成を選択的に行なうことができることを表す。焦点軌道に対して接線方向のフィルタ処理は、方位リビニングの場合にはβ方向におけるフィルタ処理であり、完全リビニングの場合にはｐ方向におけるフィルタ処理である。

　ｋにわたってもｑにわたっても合計することによって、同一のボクセルを通過するすべてのビームが考慮され、それにより被検体に照射された線量が完全に利用されることが保証される。

　特別に好ましい実施態様によれば、平行データの逆投影のために、重みｈの総和Ｈ

で基準化された総和

が形成される。これはまたもや改善された画質を可能にする。なぜならば、その他のボクセルにおけるよりも多いビームが当たるボクセルの強調しすぎが取り除かれ、それにより相応のアーチファクトが避けられるからである。その都度のボクセルのＣＴ値はθにわたる合計によって得られる。

　本発明による方法は、例えば本発明の変形例に従って焦点軌道が円形軌道である場合（トモグラム走査）に適用することができる。しかしながら、本発明の好ましい変形例によれば、焦点軌道は、焦点が円形軌道上でシステム軸線の周りを動かされ同時にシステム軸線方向への焦点と被検体との間の相対運動が行われることによって生じるスパイラル軌道である。このスパイラル走査に基づいて周期的に運動する被検体の大きなボリュームも問題なく検査することができる。

　トモグラム走査の場合、ｋについて、通常はｋ＝１またはｋ＝２が当てはまる。スパイラル走査の場合、ｋは、投影角θにおいて平行座標ｐもしくはファン角βに属し且つ適当な閾値を上回らない距離ｄ_x,y,zを有するすべてのビームが画像再構成のために検出されるように選択される。

　以下において、添付図面に示された実施例を参照しながら本発明を更に詳細に説明する。図１は多数行の検出器要素を有するＣＴ装置を斜視表示部分とブロック表示部分が混在する形で示し、図２は図１による装置の縦断面を示し、図３はリビニングの具体的な説明図を示し、図４は人間の心臓の典型的心電図を示し、図５は図４の心電図に相関させて相対的ボリューム変化により表した心臓の運動状態を示し、図６は図４および図５と相関させた重み関数ｈ_phaseの時間的経過を示す。

　図１および図２に、本発明による方法を実施するのに適した第３世代のＣＴ装置が示されている。測定装置が全体的に１で示され、Ｘ線ビーム源が全体的に２で示されている。測定装置１はＸ線ビーム源２と検出器システム５とを有する。Ｘ線ビーム源２は、これの前方に置かれた線源側のビーム絞り３（図２）を備えている。検出器システム５は、多数の行および列をなす検出器要素の平面形アレイとして構成されている。検出器要素のうちの１つが図１に４で示されている。検出器システム５はこれの前方に置かれた検出器側のビーム絞り６（図２）を備えている。図１には、図の見易さのために８行の検出器要素４だけが示されている。しかしながら、検出器システム５は、図２に点で示されているように、検出器要素４の他の行を有する。

　一方におけるビーム絞り３を備えたＸ線ビーム源２と、他方におけるビーム絞り６を備えた検出器システム５とが、図２から分かるように、１つの回転フレーム７に互いに、ＣＴ装置の作動時にＸ線ビーム源２から出て可調整ビーム絞り３によって絞られたピラピッド状のＸ線ビーム束（これの縁部のビームが８で示されている。）が検出器システム５に当たるように取付けられている。ビーム絞り６は、ビーム絞り３により調整されるＸ線ビーム束の横断面に対応して、Ｘ線ビーム束が直接当たる検出器システム５の範囲だけが露出されるように調整されている。これは、図１および図２に具体的に示されている作動様式においては、８つの行の検出器要素４であり、これらは以下において活性行と呼ばれる。点で示された他の行はビーム絞り６によって遮られており、従って活性になっていない。

　検出器要素４の各行はＫ個の検出器要素を有し、ｋ＝１〜Ｋはチャンネルインデックスであり、各検出器要素にはファン角β_kが対応している。中央の検出器要素のファン角は０である。両側の最も外側の検出器要素のファン角はβ₁＝＋β_maxおよびβ_k＝−β_maxである。

　検出器要素４の活性行Ｌ_qは図２においてＬ₁〜Ｌ_Qにて示され、ｑ＝1〜Ｑは行インデックスであり、図示の実施例の場合にはいわばｚ軸座標に相当する。

　Ｘ線ビーム束は図１および図２に示されている円錐角φを有する。この円錐角φはシステム軸線Ｚおよび焦点Ｆを含んでいる平面におけるＸ線ビーム束の開き角度である。システム軸線Ｚに対して直角方向にあり焦点Ｆを含んでいる平面におけるＸ線ビーム束の開き角度（ファン開き角）は２β_maxの大きさであり、図１に示されている。

　回転フレーム７は、駆動装置２２により、Ｚを付されたシステム軸線の周りを回転させられる。システム軸線Ｚは図１に示されている空間直交座標系のｚ軸に平行に延びている。

　検出器システム５の列は同様にｚ軸方向に延びているのに対して、ｚ軸方向に測って、例えば１ｍｍの幅ｂを有する行は、システム軸線Ｚもしくはｚ軸に対して横方向に延びている。

　例えば患者である被検体をＸ線ビーム束のビーム路内に運び込むために、システム軸線Ｚに対して平行に、すなわちｚ軸方向に移動可能な寝台装置９が設けられており、回転フレーム７の回転運動と寝台装置９の並進運動との間における同期化は、並進速度と回転速度との比が一定であり、この比が回転フレームの１回転あたりの寝台装置９の送りｖについて所望値を選定されることによって設定可能であるように考慮されている。

　従って、寝台装置９上に存在する被検体のボリュームをボリューム走査中に検査することができる。その場合、測定ユニット１の回転と寝台装置９の並進とを同時に行ないながら、測定ユニットの１回転当たりに多数の異なる投影方向からの投影を測定ユニットにより撮像することによって、ボリューム走査をスパイラル走査の形で行なうことができる。スパイラル走査の場合には、Ｘ線ビーム源の焦点Ｆは、寝台装置９に対して相対的に、図１にＳで示されているスパイラル軌道上を移動する。スパイラル走査は、検出器要素の行当たり１つのＣＴ画像の完全な再構成を可能にするためには、α方向に少なくともπ＋２β_maxにわたって広がっていなければならないが、ＣＴ装置の技術的な限界内において任意にそれよりも長くすることができる。

　しかしながら、被検体のボリュームは、多数行の検出器要素４が存在するという事情により、測定ユニット１と寝台装置９との間におけるｚ軸方向の相対移動が行なわれない（ｖ＝０）所謂トモグラム走査中に検査することができる。従って、トモグラム走査の場合、検査すべきボリュームの大きさは検出器要素４の活性行の個数によって決定される。トモグラム走査中、焦点Ｆは、以下において中央平面と呼ぶ平面内にある円形焦点軌道上を移動する。

　トモグラム走査は部分回転の形か全回転の形で行なわれ、全回転が２πを含むのに対して、部分回転はＣＴ画像の完全な再構成を可能にする少なくともπ＋２β_max（半回転＋ファン開き角度）の部分回転インターバルを含む。

　スパイラル走査またはトモグラム走査中に検出器システム５の各活性行の検出器要素から並列に読み取られるファンビームジオメトリにおける個々の投影Ｐ（α，β，ｑ）に相当する測定データは、ディジタル−アナログ変換のデータ処理ユニット１０において処理され、シリアル変換されて画像コンピュータ１１に伝送される。

　画像コンピュータ１１の前処理ユニット１２における測定データの前処理後に、その結果として生じるデータストリームが断層画像再構成ユニット１３に達する。断層画像再構成ユニット１３は、測定データから、「フィルタ補正逆投影」を基本にした更に詳細に説明する本発明による方法に基づいて、被検体の所望スライスの断層画像を再構成する。

　ＣＴ画像は、マトリックス状に構成されているピクセル（Ｐｉｘｅｌ＝ｐｉｃｔｕｒｅ ｅｌｅｍｅｎｔ）からなる。ピクセルはそれぞれの画像平面に割り付けられ、各ピクセルにはハウンズフィールド値（ＨＵ）でＣＴ値が割り付けられ、個々のピクセルは、ＣＴ値／グレー値スケールに応じて、その都度のＣＴ値に対応したグレー値にて表示される。その場合、各ピクセルは、ＣＴ画像において具体的に示されている被検体スライスのボクセル（Ｖｏｘｅｌ＝ｖｏｌｕｍｅ　ｅｌeｍｅｎｔ）を具体的に示す。検出器システム５の多行構成および場合によってはスパイラル走査によって、被検体の多数のスライスに関する測定データが得られることから、本発明の枠内において３Ｄ逆投影を引き受ける３Ｄデータが使用できる。最終結果として、例えば軸ｘ，ｙ，ｚを持った３次元マトリクスの形の３Ｄデータが使用でき、マトリックスの各エレメントは、ボクセル（ｘ，ｙ，ｚ）に相当し、付属のＣＴ値に応じたグレー値を有する。３次元マトリックスの要素のうち同じｘ値、ｙ値またはｚ値を有するエレメントは、それぞれ標準的なｘ値、ｙ値またはｚ値に対応する被検体スライスの平面断層画像である。

　断層画像再構成ユニット１３によって再構成された画像は、画像コンピュータ１１に接続されている表示ユニット１６、例えばモニタに表示される。

　Ｘ線ビーム源２、例えばＸ線管は、発電機ユニット１７から必要な電圧および電流、例えば管電圧Ｕを供給される。管電圧Ｕをその都度必要な値に調整できるようにするために、発電機ユニット１７にはキーボード１９を備えた制御ユニット１８が付設されており、この制御ユニットが必要な調整を行なう。

　ＣＴ装置のその他の操作および制御は制御ユニット１８およびキーボード１９により行なわれ、このことは制御ユニット１８が画像コンピュータ１１と接続されていることによって具体的に示されている。

　とりわけ、検出器要素４の活性行の個数Ｑおよびそれにともなうビーム絞り３，６の位置は調整可能であり、このために制御ユニット１８はビーム絞り３，６に付設された操作ユニット２０，２１と接続されている。さらに、回転フレーム７が完全回転のために必要とする回転時間τが設定可能であり、このことは、回転フレーム７に付設された駆動ユニット２２が制御ユニット１８と接続されていることによって具体的に示されている。

　本発明による方法はファンビームジオメトリにおいても実現することが基本的には可能であるにもかかわらず、上述のＣＴ装置は、本発明による方法がパラレルビームジオメトリにおいて実現されているモードで作動される。

　それゆえに、その都度の検査にとって重要な患者身体範囲を走査する際に、ファンビームジオメトリにおけるスパイラル走査またはトモグラム走査によって得られるデータは、まず、公知のように一般に「リビニング（ｒｅｂｉｎｎｉｎｇ；組み替え）」と呼ばれている方法によってパラレルビームジオメトリにおけるデータに変換される。この変換は、ファンビームジオメトリで撮影された種々異なる投影からビームを取り出してパラレルビームジオメトリにおける投影に組み立てるというファンビームジオメトリにおいて得られたデータの再分類に基づいている。パラレルビームジオメトリにおいては、完全な画像を再構成することができるために長さπの間隔からのデータで十分である。それにもかかわらず、これらのデータを得ることができるためには、ファンビームジオメトリにおいては長さπ＋２β_maxの間隔からのデータが使用できなければならない。

　パラレルビームジオメトリにおける投影が図３に具体的に示されている。この投影の全部でｎ個のパラレルビームＲＰ₁〜ＲＰ_nは、図３に示され図１による座標系と一致する座標系のｘ軸に対して平行ファン角θを取る。

　次に、図３に太い実線で示されたパラレルビームＲＰ₁に基づいて、ファンビームジオメトリからパラレルビームジオメトリへの移行について説明する。

　パラレルビームＲＰ₁は、ファンビームジオメトリにおける焦点軌道Ｓ上にある焦点位置Ｆ₁について得られる投影に由来する。図３には、ファンビームジオメトリにおいてこの投影に属し回転軸線１４およびそれにともない座標系のｚ軸を通って延びる中央ビームＲＦ_Z1が同様に記入されている。焦点位置Ｆ₁は焦点角α₁に対応する。これは、ｘ軸と中央ビームＲＦ_Z1とがなす角度である。中央ビームＲＦ_Z1に対して、パラレルビームＲＰ₁はファン角βを有する。従って、平行ファン角θにはθ＝α＋βが当てはまる。

　回転軸線１４つまりｚ軸からそれぞれのパラレルビームに対して直角方向に測定されたビーム距離ｐは、ｐ＝Ｒ_Fｓｉｎ（β）によって与えられる。

　図３に太い破線で示され回転軸線１４つまりｚ軸を通って延びる中央ビームＲＰ_Zにより明らかのように、このビームは、焦点Ｆ_Zのファンジオメトリにおいて、焦点角α_Zのもとで撮像されたファンビームジオメトリにおける投影の中央ビームである。ファンビームジオメトリにおいて撮像された投影の中央ビームについてβ＝０が当てはまることから、中央ビームの場合について次が当てはまることが明らかである。

　方位リビニングまたは完全リビニングのいずれが実施されるかに応じて、平行投影がＰ（α，β，ｑ）の形式またはＰ（θ，ｐ，ｑ）の形式で存在する。但し、
　　α　　　　　　　　　焦点角
　　β　　　　　　　　　ファン角
　　ｑ　　　　　　　　　ｚ座標に対応する検出器システムの行インデックス
　　θ＝α＋β　　　　　平行ファン角
　　ｐ＝Ｒ_Fｓｉｎ（β） 回転軸線（システム軸線）からの距離に対応する平行座標
　　Ｒ_F 焦点軌道の半径
である。

　本発明による方法の第１の実施形態に相当するキーボード１９により選択可能な第１の作動様式において、上述のＣＴ装置は、方位リビニングによって得られる投影に基づいて動作する。これらの投影に対応するデータは、方位リビニングの場合には、β方向に、すなわちその都度の平行投影の中央ビームの焦点位置に属する接線Ｔ（図３参照）の方向にフィルタ処理される。そのフィルタ処理には、コンピュータ断層撮影法においては通例のフィルタ核、例えばシェフ・ローガン（Ｓｈｅｐｐ−Ｌｏｇａｎ）核またはＲａｍ−Ｌａｋ（Ｒａｍａｃｈａｎｄｒａｎ−Ｌａｋｓｈｍｉｎａｒａｙａｎａｎ）核が用いられる。

　このようにフィルタ処理された平行データは、（ｘ，ｙ）を通りシステム軸線に沿った投影を有するビームＰ（θ＋ｋπ，β~，ｑ）に関する各θ∈［０，π］についての各ボクセル（ｘ，ｙ，ｚ）のための逆投影中に次の総和Ｐ_x,y,z（θ）が形成されるように逆投影される。

但し、
　ｘ，ｙ，ｚ　　その都度のボクセルの座標、
　ｋ　　　　　　再構成において取り込まれた焦点半回転の回数に対応する整数、
　β~　　　　　その都度のボクセル（ｘ，ｙ，ｚ）の座標（ｘ，ｙ）を通るシステム軸線に沿った投影を有するビームのファン角、
　ｈ_Z　　　　　発生した断層画像に表示された被検体スライスのスライス厚を決定する重み関数、
　ｄ　　　　　　その都度のビームの対応ボクセル（ｘ，ｙ，ｚ）からの距離に等しい、もしくはその都度のビームの対応ボクセル（ｘ，ｙ，ｚ）からの距離に関係する関数、
　ｈ_phase　　　投影Ｐ（θ＋ｋπ，β~，ｑ）もしくはＰ（θ＋ｋπ，ｐ~，ｑ）の時間的間隔ｔを運動状態に対して評価する重み関数
　Ｃ_R（ｋ）　　　被検体の周期的運動状態、とりわけ対応の心周期を決める時間位置
である。なお、β~，ｐ~は数式においてβ，ｐの上に“〜”を付された符号を表す。この表記は以下においても同じである。

　選択されたフィルタ方向によって、そしてｋにわたってもｑにもわっても合計することによって、一方ではコーンビームアーチファクトが避けられ、他方では高い線量利用率の関心において１つのボクセル（ｘ，ｙ，ｚ）を通過するすべてのビームが考慮される。さらに、重み関数ｈ_phaseによって所望の観察すべき被検体運動状態に相関しているビームのみが考慮され、それと相関していない測定は抑制される。

　１つのボクセルｘ，ｙ，ｚに割り付けられた吸収値μ_x,y,zは、少なくとも１つの半回転にわたるθにわたる合計によって、

の形成によって得られる。その都度の吸収値に相当するＣＴ値は従来のように吸収値から求められる。

　キーボード１９により種々の重み関数ｈおよび種々の関数ｄを設定することができる。

　重み関数ｈとしては、例えば三角関数または台形関数が適している。

　関数ｄとして、ボクセルｘ，ｙ，ｚからのその都度のパラレルビームの距離か、またはそのかわりにこの距離の例えばｚ成分（軸方向成分）を設定することができる。

　上述の第１の作動様式の変形例においては、平行データの逆投影のために、重みｈ_zおよびｈ_phaseの総和Ｈ

で基準化された総和

が形成される。これはまたもや改善された画質を可能にする。なぜならば、多数の半回転において「照射され」、すなわちビームが当たるボクセルの強調しすぎが取り除かれ、それにより相応のアーチファクトが避けられるからである。この冗長性は、スパイラル走査では、測定装置の全回転毎に行われる相対的送りが何回もボクセルが照射されるほど僅かである場合（ピッチが小さいとき）に生じる。

　本発明による方法の他の実施形態に相当する、キーボード１９により選択可能な第２の作動様式は、第１の作動様式とは、既述のＣＴ装置が方位リビニングではなく完全リビニングによって得られる投影に基づいて動作する点で異なっている。これらの投影に対応するデータは完全リビニングの場合にはｐ方向にフィルタ処理され、つまり、それぞれ同様にその都度の平行投影の中央ビームの焦点位置に属する接線Ｔの方向にフィルタ処理される(図３参照)。

　それゆえに、このようにフィルタ処理された平行データについては逆投影中に合計

が形成される。但し、ｐ~は、その都度のボクセル（ｘ，ｙ，ｚ）の座標（ｘ，ｙ）を通るシステム軸線に沿った投影を有するビームの投影座標である。

　第２の作動様式の場合にも、平行データの逆投影のための変形例において、重みｈ_zおよびｈ_phaseの総和Ｈ

で基準化された総和

が形成される。

　上述の第１および第２の作動様式の場合、１つのボクセル（ｘ，ｙ，ｚ）に関係して、ｘ，ｙを通り回転軸線１４つまりｚ軸に沿っている投影を有するすべてのビームが考慮される本発明による方法の動作態様が用いられる。これらのビームが考慮されるかどうか、これらのビームがどの程度考慮されるかは重み関数ｈ_zおよび関数ｄによって決められる。

　図４乃至図６は、ＱＲＳグループ、ＳＴ区間、Ｔ波およびＵ波を有する心室部分が後に続くＰ波およびＰＱ区間を有する心房部分にわたる一般的に知られている典型的な経過を持った図４に概略表示の患者ＥＣＧ（心電図）撮影の間における時間的相関を示す。この表示においてＰ波、ＱＲＳグループおよびＴ波のみが特徴的に際立っている。

　心電図のこの典型的な周期的経過は心臓の定められた運動状態と相関関係にある。この運動状態は心臓の相対的ボリューム変化Ｖ／Ｖ₀（ｔ）の表示によって時間的に同期して示されている。この経過は大まかには２つの時相に分かれ、運動時相Ｉと休止時相ＩＩが生じる。本発明はＣＴ撮影を定められた時相に対応させようとするものであり、その都度の時相に応じて、図６に示された経過を有する重み関数ｈ_phaseが、これらの定められた運動状態の情報しか最終的に画像形成のために考慮されないようにする。比較的長い時間間隔にわたって、すなわち僅かの運動しか行われないことに由来する心臓の休止時相ＩＩにわたって、図６から明らかのように、例えば休止時相ＩＩの全体が高く重み付けられ、これに対して運動時相Ｉの重み付けは僅かである。図６に引かれている線は、２つの異なる値１および０のみを有する重み関数ｈ_phaseのこのような経過を示す。

　しかしながら、代替として、重み関数ｈ_phaseの破線で示された経過におけるように心臓の休止の程度に応じて異なるきめ細かく区別した重みを採用することによって、実際の相対的ボリューム変化およびそれにともなう心臓の運動状態を考慮することができる。さらに、定められた運動状態の時間的間隔にとともに低下する重み関数も選ぶことができる。これは一例として重み関数の点線の経過によって示されている。

　しかしながら、ＣＴ装置はキーボード１９により選択可能な別の作動様式を持つことができ、この別の作動様式は次の違いを除いて既に述べた作動様式に対応する。すなわち、与えられた焦点位置についてその都度のボクセル（ｘ，ｙ，ｚ）を通る理論上のビームが求められ、それから重み関数ｈ_Zおよびｈ_phaseと関数ｄとの考慮のもとで、逆投影の列における総和形成に、位置に関しても観察すべき被検体の関心のある運動状態に関しても実際に総和に寄与するビームのみが取り入れられる。

　上記の実施例の場合には測定ユニット１と寝台装置９との間の相対移動がその都度寝台装置９の移動によって行なわれる。しかしながら、本発明の枠内において、寝台装置９を場所固定し、そのかわりに測定ユニット１を移動することも可能である。さらに、本発明の枠内において、必要な相対移動を測定ユニット１と寝台装置９の両方の移動によって行なうこともできる。

　円錐体Ｘ線ビーム束は既述の実施例の場合には矩形の横断面を有する。しかしながら、本発明の枠内において幾何学的に他の形状の横断面であってもよい。

　既述の実施例に関連して、第３世代のＣＴ装置が使用され、すなわちＸ線ビーム源および検出器システムが画像発生中、共通にシステム軸線の周りを移動させられる。しかしながら、Ｘ線ビーム源のみがシステム軸線の周りを移動し固定の検出器リングと協働する第４世代のＣＴ装置との関連においても、検出器システムが検出器要素の多数行アレイである限り、本発明を適用することができる。

　第５世代のＣＴ装置、すなわちシステム軸線の周りを移動する１つまたは多数のＸ線ビーム源の１つの焦点のみならず多数の焦点からＸ線がでるＣＴ装置の場合にも、検出器システムが検出器要素の多数行アレイである限り、本発明による方法を適用することができる。

　既述の実施例との関連で使用されるＣＴ装置は、直交マトリックスに配置された検出器要素の形式による検出器システムを有する。しかしながら、本発明は、平面形に配置された検出器要素アレイを有する検出器システムを持ったＣＴ装置に関連しても適用可能である。

　以上に説明した実施例は本発明による方法の医療用途に関係する。しかしながら、本発明は医療以外にも、例えば周期的に運動する機械または機械要素の材料検査にも適用することができる。

多数行の検出器要素を有するＣＴ装置の概略構成図 図１による装置の縦断面 リビニングの具体的な説明図 人間の心臓の典型的心電図 図４の心電図に相関させて相対的ボリューム変化により表した心臓の運動状態を示す時間的経過図 図４および図５と相関させた重み関数ｈ_phaseの時間的経過図

符号の説明

　１　　　　　　　　測定装置／測定ユニット
　２　　　　　　　　Ｘ線ビーム源
　３　　　　　　　　線源側ビーム絞り
　４　　　　　　　　検出器要素
　５　　　　　　　　検出器システム
　６　　　　　　　　検出器側ビーム絞り
　７　　　　　　　　回転フレーム
　８　　　　　　　　縁部のＸ線
　９　　　　　　　　寝台装置
１０　　　　　　　　データ処理ユニット
１１　　　　　　　　画像コンピュータ
１２　　　　　　　　前処理ユニット
１３　　　　　　　　断層画像再構成ユニット
１４　　　　　　　　回転軸線
１６　　　　　　　　表示ユニット
１７　　　　　　　　発電機ユニット、
１８　　　　　　　　制御ユニット
１９　　　　　　　　制御ユニットのキーボード
２０　　　　　　　　操作ユニット
２１　　　　　　　　操作ユニット
２２　　　　　　　　駆動ユニット
Ｓｘ　　　　　　　　Ｘ線
Ｌｘ　　　　　　　　検出器行
Ｖｘ　　　　　　　　ボクセル
Ｆ　　　　　　　　　焦点
Ｆｘ　　　　　　　　焦点位置
Ｓ　　　　　　　　　スパイラル軌道
Ｚ　　　　　　　　　システム軸線
Ｕ　　　　　　　　　管電圧
α　　　　　　　　　焦点角
β　　　　　　　　　ファン角
ｑ　　　　　　　　　ｚ座標の行インデックス
θ＝α＋β　　　　　平行ファン角
ｐ＝Ｒ_Fｓｉｎ（β）回転軸線のビーム距離の平行座標
Ｒ_F　　　　　　　　焦点軌道の半径
ｘ，ｙ，ｚ ボクセル
ｋ　　　　　　　　　再構成に取り込まれた焦点半回転の個数に応じた整数
ｐ~　　　　　　　　その都度のボクセルＶ（ｘ，ｙ，ｚ）の座標（ｘ，ｙ）を通るシステム軸線に沿った投影を有するビームの平行座標
β~　　　　　　　　その都度のボクセルＶ（ｘ，ｙ，ｚ）の座標（ｘ，ｙ）を通るシステム軸線に沿った投影を有するビームのファン角
ｈ_Z　　　　　　　　スライス厚を決定する重み関数
ｄ ボクセルのその都度のビームの距離の関数
ｈ_phase　 運動状態を評価する重み関数
Ｃ_R（ｋ）　　　　　検査範囲の周期的運動状態を定める時間位置

Claims (11)

1. 　周期的に運動する検査範囲のＣＴ画像を形成するために、
   １．１）少なくとも１つの焦点から出るビーム束と、ビーム束のビームを検出するための複数の分布配置された検出器要素を備えた平面構成の検出器アレイとにより、周期的に運動する被検体を走査するために、少なくとも１つの焦点が、被検体に対して相対的に、被検体の周りを回転する少なくとも１つの焦点軌道上で対向する検出器アレイと共に運動させられ、検出器アレイの検出器要素が被検体透過時のビームの減弱を表す出力データを供給し、
   １．２）検出器データおよびそれから生じるデータを運動状態に割り付けることを可能にするために、同時の運動データが周期的に運動する検査範囲から収集され、
   １．３）出力データがフィルタ処理され、
   １．４）フィルタ処理された出力データは、スライス厚を有する被検体スライスの少なくとも１つの断層画像を発生させるために３次元に逆投影され、
   １．５）各断層画像は、被検体スライスに属するボクセルのビーム束の放射に対する、出力データから得られた吸収値を表わし、
   １．６）逆投影のために、一方では、考察ボクセルに対する考察ビームの空間的間隔を重み付けする重み関数が使用され、
   １．７）逆投影のために、他方では、検査範囲のその都度表示すべき運動状態に対する時間的間隔を表す重み関数が使用され、
   ことを特徴とする周期的に運動する被検体のＣＴ画像の形成方法。
2. 　焦点軌道におけるその都度の焦点位置に属する接線の方向にフィルタ処理が行なわれることを特徴とする請求項１記載の方法。
3. 　フィルタ処理の前に、ファンビームジオメトリにおいてビームＰ（α，β，ｑ）の形式で得られた出力データが、パラレルビームジオメトリにおいて存在するビームＰ（θ，β，ｑ）もしくはＰ（θ，ｐ，ｑ）の形式の平行データへ換算される（但し、
   　　α　　　　　　　　　焦点角
   　　β　　　　　　　　　ファン角
   　　ｑ　　　　　　　　　ｚ座標に対応する検出器システムの行インデックス
   　　θ＝α＋β　　　　　平行ファン角
   　　ｐ＝Ｒ_Fｓｉｎ（β） 回転軸線（システム軸線）からの距離に対応する平行座標
   　　Ｒ_F 焦点軌道の半径
   である）ことを特徴とする請求項１または２記載の方法。
4. 　平行データの逆投影は、（ｘ，ｙ）を通るシステム軸線に沿った投影を有するビームＰ（θ＋ｋπ，β~，ｑ）もしくはＰ（θ＋ｋπ，ｐ~，ｑ）に関する各θ∈［０，π］についての各ボクセル（ｘ，ｙ，ｚ）のための逆投影中に次の総和
   

   

   を形成するように行なわれる（但し、
   　ｘ，ｙ，ｚ　　その都度のボクセルの座標、
   　ｋ　　　　　　再構成において取り込まれた焦点半回転の回数に対応する整数、
   　ｐ~ その都度のボクセル（ｘ，ｙ，ｚ）の座標（ｘ，ｙ）を通るシステム軸線に沿った投影を有するビームの平行座標（なお、ｐ~は数式においてｐの上に“〜”を付された符号を表す。以下同じ）、
   　β~　　　　　その都度のボクセル（ｘ，ｙ，ｚ）の座標（ｘ，ｙ）を通るシステム軸線に沿った投影を有するビームのファン角（なお、β~は数式においてβの上に“〜”を付された符号を表す。以下同じ）、
   　ｈ_Z　　　　　発生した断層画像に示された被検体スライスのスライス厚を決定する重み関数、
   　ｄ　　　　　　その都度のビームの対応ボクセル（ｘ，ｙ，ｚ）からの距離に等しい、もしくはその都度のビームの対応ボクセル（ｘ，ｙ，ｚ）からの距離に関係する関数、
   　ｈ_phase　　　運動状態に対する投影Ｐ（θ＋ｋπ，β~，ｑ）もしくはＰ（θ＋ｋπ，ｐ~，ｑ）の時間的間隔ｔを評価する重み関数、
   　Ｃ_R（ｋ）　　　検査範囲の周期的運動状態を決める時間位置
   　である）ことを特徴とする請求項３記載の方法。
5. 平行データの逆投影において、重みｈの総和Ｈ
   

   

   で基準化された総和
   

   

   が形成されることを特徴とする請求項４記載の方法。
6. 　逆投影において各考察ボクセルのビームは中央の検出器要素に当たるビームが縁側に当たるビームよりも強く重み付けされることを特徴とする請求項１乃至５の１つに記載の方法。
7. 　焦点軌道は円形軌道であることを特徴とする請求項１乃至６の１つに記載の方法。
8. 　焦点軌道は、焦点が円形軌道上でシステム軸線の周りを移動させられ同時にシステム軸線方向への焦点と被検体との間の相対移動が行なわれることによって生じるスパイラル軌道であることを特徴とする請求項１乃至７の１つに記載の方法。
9. 　検出器アレイにおける検出器要素は行および列に分布配置されていることを特徴とする請求項１乃至８の１つに記載の方法。
10. 　少なくとも１つの焦点から出るビーム束と、ビーム束のビームを検出するための分布配置された複数の検出器要素を備えた平面構成の検出器アレイとを有し、周期的に運動する被検体を走査するためのＣＴ装置において、少なくとも１つの焦点が被検体に対して相対的に被検体の周りを回転する少なくとも１つの焦点軌道上で対向する検出器アレイとともに移動させられ、少なくとも、請求項１乃至９の１つによる被検体の運動状態の検出、検出器データの収集、フィルタ処理および逆投影を行うための手段が設けられていることを特徴とするＣＴ装置。
11. 　前記機能手段は少なくとも部分的にプログラムもしくはプログラムモジュールによって実現されていることを特徴とする請求項１０記載のＣＴ装置。

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