JP2005152638A - 断層撮影による断層像作成方法および断層撮影装置 - Google Patents

Abstract

【課題】時間分解能の改善を可能にする。
【解決手段】検出器（Ｄ_n）を有するｎ個の焦点−検出器セット（Ｆ_n，Ｄ_n）が同軸のスパイラル軌道（ＳＢ_n）上を被検体に対して相対的に移動され、検出器出力データがビームの空間方位データと一緒に収集されるステップと、同時に、被検体の運動信号１８が運動時相および休止時相の検出のために測定され、どの検出器データが運動−休止サイクルのどの周期に由来するかを定め得るように運動データと検出器出力データとの時間的相関関係が記憶されるステップと、１つの完全な１８０°セグメントを生じかつ運動する被検体の休止時相を表す個々の下位セグメントのｎ個の検出器からの検出器出力信号が統合されるステップと、完全な１８０°セグメントがｎ個の下位セグメントから構成され、下位セグメントが再びｍ個の相前後する運動周期からのｍ個の部分セグメントから構成されるステップと、１８０°セグメントを用いて逆投影を行うステップとが実施される。
【選択図】図４

Description

本発明は、周期的に交互に現れる運動時相および休止時相を有する周期運動性の被検体の断層撮影による断層像、特にＸ線ＣＴ画像を作成する方法であって、周期的に運動する被検体の走査のために複数の焦点−検出器セットが同軸で経過する軌道上を被検体の周りで移動し、同時に運動時相および休止時相の決定のために被検体の運動信号が測定されかつ検出器出力信号に対して相関を持って記憶される方法に関する。引続いて、記憶された検出器出力信号に基づいてスパイラル再構成およびリフォーマットによる逆投影により断層像を作成することができる。

多重の焦点−検出器セットにより断層像を作成するためのコンピュータ断層撮影法は知られている（例えば、特許文献１、特許文献２、特許文献３、特許文献４および特許文献５参照）。更に、拍動する心臓を表示するために走査プロセス（スキャンプロセス）に並行して心臓の運動信号を心電図（ＥＣＧ）により取得し、それにより心臓の休止時相を決定し、もっぱら休止時相からの画像を使用し、更にＸ線源を休止時相の期間中のみ活性状態にすることも知られている（特許文献６参照）。

更に、複数行ＣＴにおける心臓スパイラルのための時相の正確な心臓ボリューム再構成アルゴリズムが知られている（非特許文献１参照）。

この一般に知られている心臓スパイラル再構成法の問題は、周期的に運動する心臓の走査の場合に達せられた時間分解能が、十分に鮮明な冠状血管断層像表示を達成するにはいつも十分でないことにある。
米国特許第４１９６３５２号明細書 米国特許第４３８４３５９号明細書 米国特許第５９６６４２２号明細書 米国特許第４９９１１９０号明細書 米国特許第６４２１４１２号明細書 独国特許出願公開第１９９５７０８２号明細書 Ｔ．Ｆｌｏｈｒ，Ｂ．Ｏｈｎｅｓｏｒｇｅ，"Ｈｅａｒｔ−Ｒａｔｅ Ａｄａｐｔｉｖｅ Ｏｐｔｉｍｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ Ｓｐａｔｉａｌ ａｎｄ Ｔｅｍｐｏｒａｌ Ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ ｆｏｒ 心電図−Ｇａｔｅｄ Ｍｕｌｔｉｓｌｉｃｅ Ｓｐｉｒａｌ ＣＴ ｏｆ ｔｈｅ Ｈｅａｒｔ"， ＪＣＡＴ ｖｏｌ．２５， Ｎｏ．６，２００１

本発明の課題は、時間分解能の改善を可能にする、周期的に運動する被検体の断層撮影による断層像作成方法を提供することにあり、同時に多重の焦点−検出器セットの時間有利性を利用することにある。更に、本発明の課題は、これに適した断層撮影装置も提供することにもある。

この課題は、独立請求項の特徴事項によって解決される。本発明の好ましい実施態様は従属請求項の対象である。

本発明者は、複数の検出器の使用された検出器出力信号を、心臓の１つの周期からのみではなく複数の周期からまとめ、それにより実際の撮影時間が１つの心周期に対して少なくなり、従って時間分解能を高めることが可能になる場合、完全な１８０°検出器データからのスパイラル再構成およびリフォーマットによる公知の逆投影法を用いて時間的に高い分解能を達成できるということを認識した。

つまり、例えば断層撮影において一平面上で互いに９０°ずらされている２つの焦点−検出器セットにより走査過程が実施されるならば、９０°ずらされた２つのサイノグラムが同時に測定される。

心臓再構成のために、平行ジオメトリにおいて、いわゆる２Ｄ再構成法に応じて画像スライスごとにもしくはいわゆる３Ｄ再構成法に応じて画像ボクセルごとに、π（１８０°）の長さの完全な投影インターバルが必要である。２つの焦点−検出器セットにより、このような完全な１８０°データセットを、π／２（９０°）の長さの同時に生じる相補的な部分セグメントＰ₁，Ｐ₂から構成することができる。従って、データセットおよび割り当てられた画像データには照射時間Ｔ_ima＝Ｔ_rot／４が割り当てられる。それに反して１Ｘ線管システムについて時間分解能はＴ_ima＝Ｔ_rot／２に制限される。

上述の状態は３つ以上の焦点つまり３つ以上のＸ線管を有する断層撮影装置にも相応に当てはまる。用語「ｎ個の焦点−検出器セット」はｎが焦点の個数のみに関係すべきであることも指摘しておく。この場合、複数の焦点−検出器対が焦点から発生したファンビームをカバーする広がりを持つ複数の検出器を備えるか、あるいは他方では円筒状に配置された１つの検出器が複数の回転する焦点からそれぞれセグメントごとに照射される。両変形例は先に挙げた特許文献３の図４ｅ，４ｇに例示されている。

小さい測定視野を有する検出器Ｄ₁と大きい測定視野を有する検出器Ｄ₂とを装備した２つの焦点−検出器セットを使用する場合、検出器Ｄ₁の測定視野の外側に置かれた画像再構成に必要なデータが検出器Ｄ₂において取得されたデータから補完される。この場合、範囲（−ｐ_1,max，＋ｐ_1,max）は小さい検出器Ｄ₁の広がりに相当し、範囲（−ｐ_2,max，＋ｐ_2,max）は大きい検出器Ｄ₂の広がりに相当する。部分角度セグメントＰ₁での範囲−ｐ_1,max≦ｐ≦ｐ_1,maxにおける平行位置のためのα_1s−θ_trans／２≦α≦α_1e＋θ_trans／２の投影角αに対して、第１検出器Ｄ₁においてつまり第１焦点のファンビームの検出器範囲において測定された信号Ｓ₁（α，ｐ，ｑ）が使用される。ｑはｑ番目の検出器行を示す。次の範囲

において、検出器Ｄ₂においてつまり第２焦点のファンビームの検出器範囲において測定された信号Ｓ₂（α＋ｋ・２π，ｐ，ｑ〜_k）がもたらされる。送り（＝ピッチ）ｄでのスパイラル過程におけるデータが測定され、検出器もしくは相応の検出器セクタが９０°の角度だけずらされているので、平行ジオメトリにおける第２検出器の行ｑ〜のｚ位置について、
ｚ₂（α＋２ｋπ，ｐ，ｑ〜）＝ｚ₁（α，ｐ）−ｄ・Ｎ・Ｓ／４
＋［ｄ・ａｒｃｓｉｎ（ｐ／Ｒ_f）］／（２・π）
＋ｋ・ｄ・Ｎ・Ｓ＋（ｑ〜−Ｎ／２）・Ｓ
が当てはまる。但し、Ｒ_fは焦点軌道半径、Ｎは行数、Ｓはコリメートされたスライス厚である。

ｑ〜∈｛１，…，Ｎ｝が存在するならば、ｋ＝０が選ばれるので、ｚ₂（α，ｐ，ｑ〜）＝ｚ₁（α，ｐ，ｑ）である。但し、ｚ₁（α，ｐ，ｑ）＝ｚ₁（α，ｐ）＋（ｑ〜−Ｎ／２）・Ｓである。そうでないとＫ＝１が当てはまる。心臓画像形成にはｄ≒０．２５の送りが使用されるので、この種の選択はいつでも可能であり、従ってＤ₂において測定された信号による補完が実施可能である。

次に、２つの９０°部分セグメントサイノグラムＰ₁，Ｐ₂の合成による完全な１８０°サイノグラムの形成について説明する。

部分角度セグメントの移行部範囲における不安定を避けるために、部分セグメントＰ₁，Ｐ₂の行ごとのサイノグラム重み付けが必要である。例えば、次の移行部重み付けが選ばれる。

但し、αは投影角、α_js，α_je＝α_js＋π／２（ｊ＝１，２）は部分セグメントの開始投影もしくは終了投影、θ_transは移行部範囲の長さである。

スパイラル作動における測定データの連続検出と同時に、患者の心電図（ＥＣＧ）が記録されなければならない。その際に、レトロスペクティブに時相正しい測定データがデータセットから取出されてＣＴ画像に合成される。その場合、πデータ範囲（＝１８０°のセクタをカバーするデータ範囲）は、複数の隣接する心周期から時相正しく合成される。πデータ範囲の代わりに、π／２の長さの２つの部分角度セグメントＰ₁，Ｐ₂が生じる。同時に測定されたデータセグメントのそれぞれは、１つ又は複数の隣接する心周期の時相正しいデータから構成することができる。それによって、一般には各部分角度セグメントのための「照射時間」が著しく短縮される。なぜならば、部分角度セグメントが時相の同じ下位セグメントによって合成されるからである。

次に、２つの隣接する心周期が画像構成に寄与する２セクタ再構成方法の上述の手がかりを例示的に説明する。後に続く考察は角度セグメントＰ₁に限定する。角度セグメントＰ₂は類似の扱いをすることができる。

並列リビニング（Ｐａｒａｌｌｅｌ Ｒｅｂｉｎｎｉｎｇ）後に、長さπ／２の角度セグメントＰ₁が、隣接する心周期において測定された相補的にπ／２をなす長さα₁，α₂の２つの角度正しい部分セグメントから構成される。従って、ｎ番目の心周期におけるこれらの部分セグメントの開始角について（このために図５も参照）、
α_n2s＝α_n1s＋α₁＋ｎ₁・π／２
が成り立つ。但し、ｎ₁は整数であり、インデックスｎは観察された心周期の番号である。

心電図において開始角に付属する時間位置ｔ_1ns，ｔ_2nsは、対応するＲ波から同じ時間間隔を有する。例えば、これは後に続くＲ波からの距離で測定可能であり、つまり、
ｔ_n1s＝Ｔ_R（ｋ＋１）−Ｔ_rev
ｔ_n2s＝Ｔ_R（ｋ＋２）−Ｔ_rev
である。但し、Ｔ_R（ｋ＋１）もしくはＴ_R（ｋ＋２）は（ｋ＋１）番目もしくは（ｋ＋２）番目の心周期の心電図のＲ波の時間位置を定める。Ｔ_revはＺ波からの時間間隔としての所望の心時相を表わす。

この条件から、簡単な変形により、
α_n2s＝α_n1s＋α₁＋２π・Ｔ_RR（ｋ＋１）／Ｔ_rot
Ｔ_RR（ｋ＋１）＝Ｔ_R（ｋ＋２）−Ｔ_R（ｋ＋１）
が生じ、そしてα₁＞π／２について

が生じる。Ｔ_rotは３６０°回転についてのスキャナの回転時間である。角度セグメントＰ₁，Ｐ₂における時間分解能はα₁，α₂からの最大値によって決まる。従って、Ｐ₁，Ｐ₂から再構成された画像の時間分解能は

によってもたらされる。

上述の検出器データの時間的分類の後には時相正しい多行データセットが存在し、これは公知の２Ｄもしくは３Ｄスパイラルアルゴリズムにより画像データに変換することができる。

そこで、本発明者は、周期的に交互に現れる運動時相および休止時相を有する少なくとも部分的に周期的に運動する被検体、特に生体の心臓、好ましくは患者の心臓の断層撮影による断層像、特にＸ線ＣＴ画像の作成方法において、
被検体の走査のために、少なくとも部分的に異なる広がりの平面状の検出器、好ましくは複数行検出器を有するｎ個の焦点−検出器セット（ｎ＝２またはｎ＝３、好ましくはｎ＝２）が同軸のスパイラル軌道上を被検体に対して相対的に移動され、焦点から出射するビームが被検体を透過する際の減弱を表す検出器出力データがビームの間接的または直接的な空間方位データと一緒に収集されるステップと、
同時に、被検体の運動信号、好ましくは心電図信号が運動時相および休止時相の検出のために測定され、どの検出器データが運動−休止サイクルのどの周期に由来するかをレトロスペクティブに定め得るように運動データと検出器出力データとの時間的相関関係が記憶されるステップと、
引続いて、一緒になってそれぞれ１つの完全な１８０°セグメントを生じかつ運動する被検体の休止時相を表す個々の下位セグメントのｎ個の検出器からの検出器出力信号が統合されるステップと、
所望の時間分解能に応じて、完全な１８０°セグメントがｎ個の下位セグメントから構成され、下位セグメントが再びｍ個の相前後して続く運動周期からのｍ個の、好ましくはｍ＝２の部分セグメントから構成されるステップと、
これらの１８０°セグメントによりスパイラル再構成およびリフォーマットを有する逆投影が行なわれるステップと
を少なくとも有する断層撮影による断層像作成方法を提案する。

データが、複数の検出器からかつ複数の心周期から、しかし１周期の期間に関して比較的短い時間間隔で収集され、順序正しくかつ相補的に補完して全体として１８０°データセットに統合される。このようなデータセットは２Ｄまたは３Ｄ逆投影法による公知の再構成方法により計算され、断層撮影の断層像が公知のように作成される。全体として、補完し合う焦点−検出器セットが多く使用されるほど、そして測定される運動周期が多くなるほど、時間分解能はますます高くなる。もちろん、焦点−検出器セットの個数に関しては空間的に限界が生じ、使用された運動周期の多すぎる個数は少なくとも患者検査の場合にはそのほかの運動に起因する別のアーチファクトや被曝線量問題が生じるので、この場合にもおのずと限界がある。

その後の計算動作を容易にするために、本発明による方法では逆投影の前に、好ましくは行ごとの並列リビニングが行なわれる。

本方法の有利な変形例によれば、互いに角度をずらされた、好ましくは互いに直角に配置された２つの焦点−検出器セットが使用される。本方法の他の変形例によれば、互いに角度をずらされた、好ましくは１８０°／３ずらされた３つの焦点−検出器セットが使用される。２重セットはこの点では有利である。なぜならば、非常に簡単に少なくとも１つの焦点−検出器セットを使用し、この焦点−検出器セットの開き角を、少なくとも１つの他の焦点−検出器セットにおける開き角より大きく、特に著しく大きくすればよいからである。

大きい方の焦点−検出器セットの開き角が、好ましくは該当するＸ線ビームの活性範囲が走査前に、他方の焦点−検出器セットの開き角と一致するように制限されるとよい。

基本的に、焦点−検出器セットは、他の焦点−検出器セットのスパイラル軌道に対してずらされた専用のスパイラル軌道上を走行するように配置することができる。

もちろん、少なくとも２つの焦点−検出器セットを、これらが共通の同じスパイラル軌道上を走行するように、ｚ方向に互いにずらして配置することもできる。本発明に従って、少なくとも２つの焦点−検出器セットのｚ方向におけるずれは、スパイラルの選択されたピッチに依存して設定されるのがよい。それによって種々の送り速度を設定することができ、それにもかかわらず焦点−検出器セットの全てのスパイラル軌道は同じである。

複数の焦点−検出器セットとは、共に回転する検出器に対する複数の回転する焦点の対ごとの対応関係を意味するが、しかし多数の焦点と２πの単一の円筒状検出器とを備えたシステムでもあると解してもよい。後者の変形の場合、それぞれの焦点−検出器セットの検出器データとして、当然のことながら、観察された焦点のＸ線ビームが当たる検出器範囲に由来するデータであると解するべきである。

被検体の線量負担を軽減するために、少なくとも１つの焦点から出射する放射線が、運動時相の少なくとも大部分に亘って、間接的または直接的に制御されて、測定された運動信号によって遮断されると好ましい。

本発明による方法の特別な実施態様では、小さい方の撮像視野をカバーする小さいファン角を有する焦点−検出器セットからのデータが、大きい方の撮像視野をカバーする大きいファン角を有する焦点−検出器セットからのデータによって、小さい方の検出器の検出器データの補完のために利用される。

画質改善のために、かつ異なる検出器および異なる周期のデータ移行部におけるアーチファクト回避のために、異なる検出器からのデータセットの統合の際にデータセット間の移行部重み付け、特にデータセットからなる部分セグメント間の移行部重み付けが行われると好ましい。

特に、画像アーチファクトの防止のために、各焦点−検出器セットのデータセットが、好ましくはデータセットの部分セグメントが同様にサイノグラム重み付けを施されるとよい。

本発明による方法に対応して、本発明者は、
周期的に運動する被検体の走査のために共通の回転軸線に沿ってスパイラル状に案内される同軸に配置された２つの焦点−検出器セットと、
周期的に運動する被検体の休止時相および運動時相の運動検出および区別を行うための手段、特に心電図と、
断層撮影の断層像を作成するために２Ｄまたは３Ｄスパイラル再構成による検出器出力データの記憶および処理手段と、
上述の方法ステップを実施するように構成されている手段、特にプログラム手段と
を少なくとも備えた画像形成断層撮影装置、特にＸ線ＣＴ装置を提案する。

このような断層撮影装置は、異なる大きさの最大ファン開き角β₁，β₂を有する少なくとも２つの焦点−検出器セットを使うことができ、この場合に少なくとも１つの焦点−検出器セットではファン開き角βの大きさが調整可能にされているとよい。

更に、２つの焦点−検出器セットに関して、焦点と検出器との距離を相異させて形成することもできる。

以下において図面を参照して有利な実施例に基づいて本発明を詳細に説明する。
図１は評価ユニットを含めて２つの焦点−検出器セットを備えたコンピュータ断層撮影装置の斜視図を示す。
図２はそれぞれ大きいファン角および小さいファン角を有しかつ互いに９０°ずらされた２つの焦点−検出器セットを備えた撮影システムの概略図を示す。
図３は２つの検出器からのデータの行ごとの継続の概略図を示す。
図４は画像位置の２セクタ再構成表示のために心電図信号と共にスパイラル作動におけるガントリの回転角の関数としてのｚ方向における２つの検出器の位置経過を示す。
図５は２セクタ再構成のセクタ選択の原理を示す。
図６は４２０ｍｓの回転時間Ｔ_ROTの際に２Ｘ線管装置についての心拍数の関数としての画像データの時間分解能を示す。
図７は４２０ｍｓの回転時間Ｔ_ROTの際に１Ｘ線管装置についての心拍数の関数としての画像データの時間分解能を示す。

図面においては次の符号および変数が用いられている。１はＣＴ装置、２は第１のＸ線管、３は第１の検出器、４は第２のＸ線管、５は第２の検出器、６はハウジング、７は開口、８は寝台、９はシステム軸またはｚ軸、１０は制御および評価ユニット、１１は第１のＸ線ビーム、１２は第２のＸ線ビーム、１３は第１の小さい撮像視野、１４は第２の大きい撮像視野、１５は第２のＸ線ビームのための絞り、１６は第１のＸ線ビームのための絞り、１７は心電図におけるＲ波つまりＲピーク、１８は心電図線、１９は１つの心周期からのデータを有する再構成可能な部分ボリューム、２０は２つの心周期からのデータを有する再構成可能な部分ボリューム、２１は休止時相開始のための時間戻り、２２は検出器行、２３は仮想検出器、２４はセグメント画像スタック、２５は中間像つまりセグメント画像平面、Ｄ₁は第1の検出器、Ｄ₂は第２の検出器、ｋはガントリの半回転の数、Ｌ₁は第1の検出器の長さ、Ｌ₂は第２の検出器の長さ、Ｐは患者、ｐは並列投影における並列位置、Ｐｒｇ_nはｎ番目のプログラムモジュール、Ｐ_nはπ／２部分データセット、ｐ_n,maxは検出器ｎの最大位置、ｑは行数、Ｒ_fは焦点軌道の半径、Ｓはスライス厚、Ｓ_nはｎ番目のスパイラルデータセット、Ｔ_revはＲ波を基準とする時間遅れ、Ｔ_RはＲ波の時点、Ｔ_RRはＲ波からＲ波までの心周期の期間、Ｔ_rotはガントリ回転時間、ｚ_nはｎ番目の検出器のｚ位置、ｚ_imgは画像のｚ位置、αはガントリ回転角つまり投影角、α_nは開始角、α_jsは部分セグメントの開始投影、α_jeは部分セグメントの終了投影、α_nmsはｎ番目の焦点のｍ番目の開始角、β₁は第１のＸ線ビームのファン角、β₂は第２のＸ線ビームのファン角、ΔＴ_imaは時間的な画像分解能、Θ_nはｎ番目の部分セグメント、Θ_transは移行範囲の長さである。

図１は２つの焦点−検出器セット２，３および４，５を有するコンピュータ断層撮影装置１の好ましい実施例の斜視図を示す。これらの焦点−検出器セットは、ハウジング６内において図示されていないガントリ上に回転可能に取付けられている。もちろん、本来の焦点はＸ線管内にあるために、この表示においてはＸ線管２，４が示されているだけである。制御および評価ユニット１０によって制御されて、患者Ｐはｚ軸９に沿って搬送可能な患者用寝台８によりコンピュータ断層撮影装置１の開口７を通して搬送され、これに対して同時にガントリが２つの焦点−検出器セット２，３および４，５とともにｚ軸９の周りを回転する。このようにして、基準としての患者に対して、焦点−検出器セットのスパイラル状の移動軌道が生じる。焦点−検出器セットは一平面内に配置されているので、各焦点−検出器セットは固有のスパイラル軌道上を走行する。そのスパイラル軌道は他のスパイラル軌道に対してその角度ずれに応じてずらされている。

焦点−検出器セットによる患者Ｐの走査と同時に、制御および評価ユニット１０内に組み込まれている心電図を介して心臓の運動信号が走査され、それからその都度測定された心周期に対してレトロスペクティブに心電図において検出されたＲ波に基づいて時間的にその前にある休止時相が決定される。

よりよい理解のために、図２には、両焦点−検出器セットの走査システムがもう一度概略的な断面図で示されている。ここではそれぞれの焦点Ｆ₁，Ｆ₂を形成するＸ線管が省略されている。従って、この図は、それぞれ第１の焦点Ｆ₁もしくは第２の焦点Ｆ₂と対向配置された複数行検出器Ｄ₁もしくはＤ₂とを備えた図１の両焦点−検出器セットを示す。焦点Ｆ₁から、絞り１６によって固定設定された小さいファン角β₁を有するＸ線ビーム１１が検出器Ｄ₁に達する。検出器Ｄ₁はファン角β₁の方向に長さＬ₁を有し、ｚ方向に複数の検出器行を持っている。焦点Ｆ₁から検出器Ｄ₁に至るＸ線ビーム中心線に対してほぼ垂直に第２の焦点−検出器セットＦ₂，Ｄ₂が配置されている。この第２の焦点−検出器セットＦ₂，Ｄ₂は可変の大きいファン角β₂を持っている。この大きいファン角β₂の広がりは一方では第１のビームファン角β₁へ、あるいはより幅広い角度へ調整可能である。ファン角の調整はここでは移動可能な絞り１５によって行なわれる。両ファン角が同じ大きさに設定される場合、小さい撮像視野１３内にある範囲だけが走査される。これに対して第２のＸ線ビーム１２を広く設定すれば、大きい撮像視野１４を全部走査することができる。

Ｘ線ビームが異なる幅に設定されている場合、小さい方の検出器Ｄ₁から得られる小さい方の撮像視野１３のデータは、大きい方の検出器Ｄ₂から得られる大きい方の撮像視野１４のデータによって補完することが可能である。このデータ補完の原理は図３に詳しく示されている。両Ｘ線ビーム１１，１２が等しく設定されている場合、小さい撮像視野１３を越えて外へ出ている範囲において第２の焦点−検出器セットによる補完はできない。ファン角β₂の調整可能な最大広がりに応じて第２の検出器の長さＬ₂も広がり、場合によっては検出器の中央部分のみが活性状態にある。

図３は、平行ジオメトリに基づく投影角αにおいて、大きい方の検出器Ｄ₂のスパイラル経路において角度正しくπ／２だけ先行するデータを用いて、次の範囲

において、第１の小さい検出器Ｄ₁からのデータに対する行ごとの補完もしくは行ごとの継続の原理を示す。検出器Ｄｎ，ｋにおける追加のインデックスｋ＝０およびｋ＝１は、スパイラル経路における現在の半回転および後続の半回転を示している。回転中心に投影された仮想検出器２３は非常に単純化されて示されているが、実際には平行ジオメトリにおいて検出器行２２は回転中心において凸状に曲がっており、スパイラル経路に応じて傾いている。

図４および図５において、２つの焦点−検出器セットからのスパイラルデータの再構成のために開発された２セクタ再構成アルゴリズムを、２つの焦点を有する有利な実施例に基づいて説明する。

図４はｚ軸における検出器の位置経過を回転角αとの関係で示す。回転角αは一定のスパイラル経過に基づいて直線的に時間軸ｔと関係している。下方には直接の関係にて、Ｒ波１７を有する心電図線（ＥＣＧ線）１８の時間的経過（ｍＶ／ｔ−座標）が示されている。Ｒ波の位置から戻って参照符号２１により示されているように、心周期ごとに休止時相の開始点が決定される。周期におけるこの時点から、スパイラル作動時に両検出器Ｄ₁，Ｄ₂により記録されたスパイラルデータセットＳ₁，Ｓ₂が表示のために使用される。左下から斜めに延びる線はｚ軸に沿った検出器行の行程を示し、検出器Ｄ₁の経過は破線で、検出器Ｄ₂の経過は実線で示されている。

心臓の第１の再構成可能な部分ボリュームに関して、ここには唯一の心周期のデータ１９からの再構成が示されている。これに対して、後続の再構成については、２つの相前後する心周期からの四角形部分２０の範囲におけるデータが使用され、１つの画像位置ｚ_imgのために一緒にされる。これによってより高い時間分解能が生じ、従って心臓の、特に冠状血管のより鮮明な表示がもたらされる。これは、この図において四角形部分２０におけるデータ収集の短縮された時間長さによって認識することができる。

ファンデータを並列データへ行ごと分類し直した後、第１の再構成ステップにおいて、リビニングが行なわれた後に並列化されたデータセットが得られる。

心臓再構成のためには、平行ジオメトリにおいて画像スライスごとに長さπの投影インターバルが必要とされる。２つの焦点−検出器システムを用いると、この種のデータセットを、スパイラルデータセットＳ₁，Ｓ₂からの長さπ／２の補完し合う同時の部分セグメントから構成することができる。ＣＴによる心臓画像形成については、検出器Ｄ₁は制限された測定視野しか持たない。第２の検出器Ｄ₂のデータにより角度正しく補完される第１の検出器Ｄ₁のデータから、ファン角に応じて制限された撮像視野の本来の既知の表示よりも大きい画像ウインドウにおいても再構成が可能である。これが第２の再構成ステップに相当する。

並列化された分類および上述のデータ補完の後に、両スパイラルデータセットＳ₁，Ｓ₂のそれぞれから投影ごとに予め与えられた画像位置ｚ_imgでスパイラル補間により１次元の平行投影が平行なコーンビーム投影から求められる。この場合、チャネルごとに観察される画像位置ｚ_imgに対するビームのｚ距離が重み付けされる。図４に示されているように、時相正しく取得されたＳ₁もしくはＳ₂からの投影のみが考慮され、角度正しくπ／２をなす。これは再構成進行の再構成ステップ３に相当する。

公知のスパイラル補間に関しては先に挙げた非特許文献１を参照されたい。これは内容全体についてここに取込める開示内容を有する。

図５には、両スパイラルデータセットＳ₁，Ｓ₂の時相正しい取得の原理を示す。心電図における２つのＲ波間の間隔Ｔ_RRの４倍とガントリの全回転の期間Ｔ_rotとの比４Ｔ_RR／Ｔ_rotに応じて、ガントリの回転角α_n1sで開始する第１のセクタΘ₁に対応する第１のスパイラルデータセットに従って、それぞれπ／２をなす第２のセクタΘ₂が同様にスパイラルデータセットＳ₁から選択されるべきである。スパイラルデータセットＳ₂は今やこの規則に相応して扱われる。

ここでは、例えば第１のセクタΘ₁が示されている。これは基本的に他の図示された複数のセクタΘ₂のうちの任意の１つセクタΘ₂によって補完されてπ／２をカバーする全体セクタをなすことができる。これは直接に接する両セクタのみならず、同じ情報を持つπだけずれた相補セクタも含む。従って、図示の第１のセクタΘ₁を４つの他のセクタΘ₂によって補完することができる。その都度の実際のケースにおいてセクタΘ₂の４つの角度位置のどれを使用するかは、回転時間と心周期長さとの比（Ｔ_rot／Ｔ_RR）に関係する。

本発明によれば、ここに説明した２セクタ再構成においては、公知の１セクタ再構成に比べてより高い時間分解能を達成するために、画像形成のために隣接する心周期からのデータを使用するので、１８０°データセットはそれぞれ２つの下位セグメントを有するそれぞれ２つのセクタからなる。ΔΘ₁，ΔΘ₂＝π／２−ΔΘ₁の長さの２つの下位セグメントは、開始投影および終了投影α_n1s，α_n1eもしくはα_n2s、α_n2e（時間位置ｔ_n1s，ｔ_n1eもしくはｔ_n2s、ｔ_n2eに対応する。）を持つ。角度正しい部分セグメントへの要求は、
α_n2s＝α_n1s＋ΔΘ₁＋ｎ₁・π／２
を意味する。但し、ｎ₁はなおも定めるべき自然数である。

投影はいずれにせよ時相正しく行なわれなければならない。すなわち、ｔ_n1s，ｔ_n2sは心電図の当該Ｒピークから同じ時間間隔を持たなければならない。例えば、
ｔ_n1s＝Ｔ_R（ｎ＋１）−Ｔ_revおよびｔ_n2s＝Ｔ_R（ｎ＋２）−Ｔ_rev
が当てはまる。但し、Ｔ_revは後続のＲピークの前の時間的ずれを表す。等しい時間間隔は、
α_2ns＝α_1ns＋２πＴ_RR（ｎ＋１）／Ｔ_rot−ｎ₁・π／２
を意味する。但し、Ｔ_RR（ｎ＋１）＝Ｔ_R（ｎ＋２）−Ｔ_R（ｎ＋１）は実際の心周期長さを表し、Ｔ_rotはガントリ回転時間を表す。簡単な変形によれば、

が得られる。

現在の心周期およびガントリ回転時間Ｔ_rotに関連して図５に示されたΔΘ₁，ΔΘ₂の相補的な補完の４つの可能なケースが生じる。時間的に分類されたデータの時相正しく分類されたスパイラルデータセットＳ₁，Ｓ₂のスパイラル補間に基づいて、それぞれ２つの一行のπ／２部分データセットＰ₁，Ｐ₂が存在する。

セグメント移行部におけるデータ不安定の平均化のために、π／２部分データセットＰ₁もしくはＰ₂の内部においてセクタの移行部重み付けが必要であり、Ｐ₁，Ｐ₂の移行部重み付けも必要である。続きの移行部重み付けは、一般にセクタ間のそれぞれの移行部範囲におけるｓｉｎ²重み、いわゆるサイノグラム重み付けの使用によって行なわれ、４番目の再構成ステップに相当する。

その後、画像算出が公知のフィルタ処理された２Ｄ逆投影により一般に知られているようにして行なわれる。例としてはこの関係では他の関連を有する独国特許出願公開第１０２０７６２３号明細書を参照されたい。代替として、もちろん、例えば独国特許出願公開第１０１５９９２７号明細書に開示されているような、一般に知られている３Ｄ逆投影方法も使用することができる。

従って、まとめると次の再構成進行が生じる。
１．行ごとの並列リビニング
２．チャネル方向においてＳ₁からＳ₂のデータの行ごとの継続
３．一行のπ／２部分データセットＰ₁，Ｐ₂への時間的に分類されたデータのスパイラルデータセットＳ₁，Ｓ₂のスパイラル補間
４．最終的にサイノグラム重み付けをともなうπ／２部分データセットＰ₁，Ｐ₂移行部重み付け
５．一行のπ部分データセットのフィルタ処理された２Ｄまたは３Ｄ逆投影

スパイラルデータセットＳ₁，Ｓ₂の同時取得に基づいて、公知の１セクタ再構成では部分セグメントＰ₁，Ｐ₂に時間分解能ΔＴ_ima＝Ｔ_rot／４が割り当てられている。従って、約４００ｍｓという現在可能なガントリ回転時間Ｔ_rotについては、１セクタ再構成において既にＥＢＴと同程度である約１００ｍｓの時間分解能が達成される。本発明による２セクタ再構成の場合、時間分解能は心拍数に依存し、
ΔＴ_ima＝［ｍａｘ（ΔΘ₁，ΔΘ₂）／２π］・Ｔ_rot
によって与えられる。従って、時間分解能は最善にはΔＴ_ima＝Ｔ_rot／８が生じ、最悪にはΔΘ₁＝π／２によってΔＴ_ima＝Ｔ_rot／４となる。

本方法の特別な実施形態によれば、時間的な分類を適応性をもたせて構成することが可能である。すなわち、低い心拍数では１セクタ再構成が適用され、高い心拍数では２セクタ再構成が適用される。図６および図７には時間分解能が心拍数の関数として示されている。同一の回転時間を有する１つの焦点−検出器セットを備えた断層撮影装置について結果が図６に示され、２つの焦点−検出器セットを備えた断層撮影装置について結果が図７に示されている。ΔＴ_imaの理論的な値は、もちろん並列リビニングおよび移行部重み付けもしくはサイノグラム重み付けに制約されて正確には達成されない。

先に挙げた非特許文献１に開示されているように、各心周期において再構成されるサブボリュームがすき間なしにつながるようにスパイラル送りが制限されることが配慮されるべきである。

上述の完成した構成は一般化される３つ以上の焦点−検出器セットにも使用可能である。焦点の個数に応じて計算原理の論理的に矛盾のない整合が必要である。もちろん２つの焦点−検出器セットの使用が特に有利のように思われる。

以上のとおり、この発明によれば、一方では被検体を同時走査する複数の焦点−検出器セットからの、他方では周期的に運動する被検体の境を接する複数の運動サイクルからの検出器データの時相正しく補完される統合によって、断層撮影装置の時間分解能を著しく高める方法が提供される。この場合に、ＣＴ画像の再構成はその都度、前もって完全合成されたπデータセットにより行なわれる。

本発明の上述の特徴は、本発明の枠を逸脱することなく、その都度述べた組み合わせのみならず、他の組み合わせまたは単独状態で利用可能である。

評価ユニットを含む２つの焦点−検出器セットを備えたコンピュータ断層撮影装置の概略構成図 それぞれ大きいファン角および小さいファン角を有しかつ互いに９０°ずらされた２つの焦点−検出器セットを備えた撮影システムの断面を示す概略図 ２つの検出器からのデータの行ごとの継続を示す説明図 画像位置の２セクタ再構成表示のために心電図信号と共にスパイラル作動における２つの検出器のｚ方向における位置経過をガントリの回転角の関数として示すダイアグラム ２セクタ再構成のセクタ選択の原理説明図 ４２０ｍｓの回転時間Ｔ_ROTの際に２Ｘ線管装置についての心拍数の関数としての画像データの時間分解能を示すダイアグラム ４２０ｍｓの回転時間Ｔ_ROTの際に１Ｘ線管装置についての心拍数の関数としての画像データの時間分解能を示すダイアグラム

符号の説明

１ ＣＴ装置
２ 第１のＸ線管
３ 第１の検出器
４ 第２のＸ線管
５ 第２の検出器
６ ハウジング
７ 開口
８ 寝台
９ システム軸またはｚ軸
１０ 制御および評価ユニット
１１ 第１のＸ線ビーム
１２ 第２のＸ線ビーム
１３ 第１の小さい撮像視野
１４ 第２の大きい撮像視野
１５ 第２のＸ線ビームのための絞り
１６ 第１のＸ線ビームのための絞り
１７ 心電図におけるＲ波つまりＲピーク
１８ 心電図線（ＥＣＧ線）
１９ １つの心周期からのデータを有する再構成可能な部分ボリューム
２０ ２つの心周期からのデータを有する再構成可能な部分ボリューム
２１ 休止時相開始時点への立ち戻り
２２ 検出器行
２３ 仮想検出器
Ｄ₁ 第1の検出器
Ｄ₂ 第２の検出器
ｄ ピッチつまり送り
ｋ ガントリの半回転の数
Ｌ₁ 第1の検出器の長さ
Ｌ₂ 第２の検出器の長さ
Ｐ 患者
ｐ 平行投影における平行位置
Ｐｒｇ_n ｎ番目のプログラムモジュール
Ｐ_n π／２部分データセット
ｐ_n,max 検出器ｎの最大位置
ｑ 行数
Ｒ_f 焦点軌道の半径
Ｓ スライス厚
Ｓ_n ｎ番目のスパイラルデータセット
Ｔ_rev Ｒ波を基準とする時間遅れ
Ｔ_R Ｒ波の時点
Ｔ_RR Ｒ波からＲ波までの心周期の期間
Ｔ_rot ガントリ回転時間
ｚ ｚ軸
ｚ_img 画像のｚ位置
α ガントリ回転角つまり投影角
α_n 開始角
α_js 部分セグメントの開始投影
α_je 部分セグメントの終了投影
α_nms ｎ番目の焦点のｍ番目の開始角
β₁ 第１のＸ線ビームのファン角
β₂ 第２のＸ線ビームのファン角
ΔＴ_ima 画像の時間分解能
Θ_n ｎ番目の部分セグメント
Θ_trans 移行範囲の長さ

Claims (19)

1. 周期的に交互に現れる運動時相および休止時相を有する少なくとも部分的に周期的に運動する被検体の断層撮影による断層像作成方法において、
   被検体の走査のために、少なくとも部分的に異なる広がりの平面状の検出器（Ｄ_n）を有するｎ個の焦点−検出器セット（Ｆ_n，Ｄ_n）（ｎ＝２またはｎ＝３）が同軸のスパイラル軌道（ＳＢ_n）において被検体に対して相対的に移動され、焦点から出射するビームが被検体を透過する際の減弱を表す検出器出力データがビームの間接的または直接的な空間方位データと一緒に収集されるステップと、
   同時に、被検体の運動信号（１８）が運動時相および休止時相の検出のために測定され、どの検出器データが運動−休止サイクルのどの周期に由来するかをレトロスペクティブに定め得るように運動データと検出器出力データとの時間的相関関係が記憶されるステップと、
   引続いて、一緒になってそれぞれ１つの完全な１８０°セグメントを生じかつ運動する被検体の休止時相を表す個々の下位セグメントのｎ個の検出器からの検出器出力信号が統合されるステップと、
   所望の時間分解能に応じて、完全な１８０°セグメントがｎ個の下位セグメントから構成され、下位セグメントが再びｍ個の相前後して続く運動周期からのｍ個の部分セグメントから構成されるステップと、
   これらの１８０°セグメントを用いてスパイラル再構成およびリフォーマットを有する逆投影が行なわれるステップと
   を有することを特徴とする断層撮影による断層像作成方法。
2. 逆投影の前に並列リビニングが行われることを特徴とする請求項１記載の方法。
3. 並列リビニングは行ごとに行なわれることを特徴とする請求項２記載の方法。
4. 逆投影法として２Ｄ逆投影が行われることを特徴とする請求項１乃至３の１つに記載の方法。
5. 逆投影法として３Ｄ逆投影が行われることを特徴とする請求項１乃至３の１つに記載の方法。
6. 互いに角度をずらされた２つの焦点−検出器セット（Ｆ₁，Ｄ₁；Ｆ₂，Ｄ₂）が使用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. 互いに角度をずらされた３つの焦点−検出器セットが使用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。
8. 少なくとも１つの焦点−検出器セット（Ｆ₂，Ｄ₂）が使用され、この焦点−検出器セット（Ｆ₂，Ｄ₂）の開き角（β₂）が、少なくとも１つの他の焦点−検出器セット（Ｆ₁，Ｄ₁）の開き角（β₁）よりも大きい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. 各焦点−検出器セットが、他の焦点−検出器セットのスパイラル軌道に対してずらされた専用のスパイラル軌道上を走行す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２つの焦点−検出器セット（Ｆ₁，Ｄ₁；Ｆ₂，Ｄ₂）が、共通の同じスパイラル経路上を走行するように、ｚ方向に互いにずらされて配置されていることを特徴とする請求項１乃至９の１つに記載の方法。
11. 少なくとも２つの焦点−検出器セット（Ｆ₁，Ｄ₁；Ｆ₂，Ｄ₂）のｚ方向におけるずれは、スパイラルのピッチに依存して設定されることを特徴とする請求項１０記載の方法。
12. 被検体の線量負担を軽減するために、少なくとも１つの焦点（Ｆ_n）から出射する放射線が、運動時相の少なくとも大部分に亘って、間接的または直接的に制御されて、測定された運動信号によって遮断されることことを特徴とする請求項１乃至１１の１つに記載の方法。
13. 小さい方の撮像視野（１３）をカバーする小さいファン角（β₁）を有する焦点−検出器セット（Ｆ₁，Ｄ₁）からのデータは、大きい方の撮像視野（１４）をカバーする大きいファン角（β₂）を有する焦点−検出器セット（Ｆ₂，Ｄ₂）からのデータによって、小さい方の検出器（Ｄ₁）の検出器データの補完のために利用されることを特徴とする請求項７乃至１２の１つに記載の方法。
14. 異なる検出器からのデータセットの統合の際にデータセット間の移行部重み付けが行われることを特徴とする請求項１乃至１３の１つに記載の方法。
15. 画像アーチファクトの防止のために各焦点−検出器セットのデータセットがサイノグラム重み付けを施されることを特徴とする請求項１乃至１４の１つに記載の方法。
16. 周期的に運動する被検体の走査のために共通の回転軸線に沿ってスパイラル状に案内される同軸に配置された２つの焦点−検出器セットと、
    周期的に運動する被検体の休止時相および運動時相の運動検出および区別を行うための手段と、
    断層撮影の断層像を作成するために２Ｄまたは３Ｄスパイラル再構成による検出器出力データの記憶および処理手段と、
    請求項１乃至１５の少なくとも１つに記載の方法ステップを実施するように構成されている手段と
    を備えていることを特徴とする画像形成断層撮影装置。
17. 少なくとも２つの焦点−検出器セット（Ｆ₁，Ｄ₁；Ｆ₂，Ｄ₂）が異なる大きさのファン開き角（β₁，β₂）を有することを特徴とする請求項１６記載の断層撮影装置。
18. 少なくとも１つの焦点−検出器セットにおいて、ファン開き角（β）の大きさが調整可能であることを特徴とする請求項１７記載の断層撮影装置。
19. ２つの焦点−検出器セットに関して焦点と検出器との距離が相異して形成されていることを特徴とする請求項１６乃至１８の１つに記載の断層撮影装置。

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