JP4798934B2 - Ｘ線コンピュータトモグラフィ装置 - Google Patents
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Description
【０００１】
本発明は、マルチスペクトル放射硬化補正を有するＸ線コンピュータトモグラフィ装置に関する。
【０００２】
Ｘ線コンピュータトモグラフィでは、Ｘ線源から発生されるＸ線放射が貫通照射される対象物内で受ける減弱ｐが測定される。この減弱は対象物に当たるＸ線強度Ｉ0と、対象物の後の放射路内に配置されている検出器内で検出される強度Ｉとから下式に従って決定される。
ｐ＝−ｌｎ（Ｉ／Ｉ0） （１）
【０００３】
モノエネルギー放射の場合には、減弱係数μおよび貫通照射される対象物厚みｄを有する均等な対象物に対して
ｐ＝μｄ （２）
が成り立つ。
【０００４】
Ｘ線減弱はこうして対象物厚みと共に直線的に増大する。
【０００５】
しかし実際にはＸ線管はエネルギー分布Ｓ（Ｅ）を有するポリクロマティックなＸ線放射を放射する。その場合に減弱ｐは下式に従って計算される。
ｐ＝∬μ（Ｅ）Ｓ（Ｅ）ｄＥｄｘ （３）
【０００６】
対象物により惹起されるＸ線減弱はそれによって、たとえ対象物が均等であるとしても、貫通照射される対象物厚みにもはや直線的に関係しない。μ（Ｅ）は通常はより高いエネルギーへ向けて減少するので、Ｘ線スペクトルの"エネルギー重心"がより高いエネルギーの方へシフトする。この作用は放射硬化（ビームハードニング）と呼ばれる。
【０００７】
ＣＴテクノロジーで通常の像再構成方法では均等な対象物に対して、Ｘ線減弱が対象物厚みと共に直線的に変化することが仮定される。減弱係数μiおよび厚みｄiを有する部分対象物ｉから成る対象物による放射路上のビームの全減弱ｐは
ｐ＝Σi（μiｄi） （４）
となる。
【０００８】
この仮定からの放射硬化（ビームハードニング）により惹起される偏差はデータ不連続性に、従って像誤りを生じる。放射硬化により惹起される典型的な像誤りは大きい均等な対象物内のディッシュ（ｄｉｓｈ）アーチファクトおよび高い骨割合または造影剤割合を有するＣＴ像内のラインアーチファクトまたはバーアーチファクトである。現在の補正方法はしばしば、高い減弱を有する対象物内のディッシュアーチファクトおよび影響が広範囲に及ぶバーアーチファクトを除去するという優先的な目的を有する。一般にこれらの補正は、検出された減弱測定値から予め定められた係数ａnを多項式内に代入することにより補正された減弱値ｐcが下記の式により計算されるいわゆる多項式補正により行われる。
【数１】
【０００９】
係数ａnは例えば均等な吸収体（例えばプレキシガラスバー）のＮの異なる厚みにおける測定により取得される。
【００１０】
ローカルに限られたバーアーチファクトおよびラインアーチファクトならびに特に頭蓋撮像の際に生ずるような不鮮明な骨‐組織移行を補正するためには、改善された補正方法が必要とされることが示されている（広く知られているバーアーチファクトは例えば側頭骨錐体部の間のいわゆるＨｏｕｎｓｆｉｅｌｄ‐バーである）。個別に各減弱測定値に対して、この測定値に通ずるＸ線が検査される患者の身体を横断した"ベース材料"の長さが推定される試みが望ましいことが判明している。ベース材料としては医学的検査の際には通常、骨物質および軟組織または軟組織と類似のスペクトル減弱特性を有する水が選ばれる。Ｘ線により横断されるベース材料長さを推定するためには、関連文献から例えばいわゆる二スペクトル法が知られている。この方法では、それぞれＸ線の相い異なるスペクトルエネルギー分布（これはＸ線の相い異なる平均エネルギーと同義）により２つの測定値が取得される。平均スペクトルエネルギーＥ1、Ｅ2における水の減弱係数μW（Ｅ1）、μW（Ｅ2）およびこれらの平均エネルギーにおける骨のμK（Ｅ1）、μK（Ｅ2）が知られている際に、エネルギーＥ1、Ｅ2において得られる減弱測定値ｐ（Ｅ1）、ｐ（Ｅ2）に対しては下記の近似的な推定が可能である。
【数２】
【００１１】
式（６）、（７）から次いで水長さｄWおよび骨長さｄKが推定される。
【００１２】
平均スペクトルエネルギーＥ1、Ｅ2に対してはいまそれぞれ補正された測定値ｐC（Ｅ1）またはｐC（Ｅ2）が下記の仕方で求められる。
【数３】
【００１３】
補正値ｆE1、ｆE2は前もって平均スペクトルエネルギーＥ1、Ｅ2に対して計算または経験により求められた表から取り出される。
【００１４】
上記の二スペクトル法についての一層詳細な情報は下記の刊行物に見いだされる。
１）P.M.Joseph,R.D.Spittal、Jounal of Computer Assisted Tomography、１９７８、第２巻、第１００頁；
２）P.C.Johns,M.Yaffe 、Medical Physics 、１９８２、第９巻、第２３１頁；
３）G.H.Glover、Medical Physics 、１９８２、第９巻、第８６０頁；
４）A.J.Coleman,M.Sinclair、Phsysics in Medicine and Biology、１９８５、第３０巻、第１１号、第１２５１頁。
【００１５】
従来のＣＴ装置で測定値を２つの相い異なる平均エネルギーにおいて取得するためには、患者の周りにＸ線放射器の２回の相い続く回転が行われなければならない。第２回目の回転中には第１回目の回転中とは異なる放射前置フィルタおよび管電圧が用いられる。しかしながらこのような作動方式では、患者の運動または造影剤の流れにより測定結果が不連続性を有し得るという欠点がある。
【００１６】
それにくらべて、本発明によれば、
検査対象物の各層投影に対してこの層投影のすべての投影範囲にわたって分配されている検出器の複数個の検出器チャネルに対応付けて、各検出器チャネル内のＸ線放射の検査対象物により惹起される減弱を表す複数の投影値を与える放射器−検出器装置を備え、この放射器−検出器装置は、マルチスペクトル放射硬化補正のために層投影の投影範囲の内側に位置している各検出器チャネルに対応付けて、検査対象物内に入るＸ線放射の平均エネルギーがそれぞれ相い異なっている少なくとも２つの複数個の投影測定値を提供するように構成され、さらに
放射器−検出器装置に接続され、投影測定値の各々に対して放射硬化補正された投影値を求めかつこの放射硬化補正された投影値を使用して検査対象物のトモグラフィ像を再構成するように構成されている電子式評価および再構成ユニットと、
検査対象物の前に配置されているフィルタ装置を含み、検査対象物内に入るＸ線放射の平均エネルギーに影響を与えるためのエネルギー影響手段とを備えているＸ線コンピュータトモグラフィ装置において、
放射器−検出器装置の放射器が少なくとも２つの跳躍焦点を有し、それらの跳躍焦点の間で交互に切換可能であり、
放射フィルタ装置が、各跳躍焦点に対応付けてそれぞれ相い異なるフィルタ材料及び／又はフィルタ材料の相い異なる厚み範囲を有し、
放射器−検出器装置が、層投影の投影範囲の内側に位置している各検出器チャネルに対応付けて、各跳躍焦点に対して各１つの投影測定値を与えるように構成されている。
【００１７】
放射フィルタ装置の材料および材料厚みを変更し得ることは、放射フィルタ装置を交換する必要なしに、検査対象物内に入るＸ線放射の種々の平均エネルギーを実現することを可能にする。特に種々の平均エネルギーに対する投影測定値が互いに時間的にすぐ近傍で取得され得るので、造影剤の流れおよび患者の運動による投影測定値の誤りを惹起する影響が懸念されなくてよい。すべての投影測定値は放射器−検出器装置の放射器の１回転中に取得される。
【００１８】
すべての検査シナリオにおいてベース材料長さの推定を有するマルチスペクトル補正が必要ではないので、コンピュータトモグラフィ装置の応用可能性を他の補正技術のためにも開いておくために、放射フィルタ装置が交換可能に放射器−検出器装置に取付けられていることは推奨に値する。
【００１９】
放射フィルタ装置は放射器付近に配置されている絞り保持器に保持され、この絞り保持器が放射器から送り出されたＸ線放射をビーム整形するための絞り装置を保持するようにされていてもよい。
【００２０】
放射器−検出器装置の放射器が少なくとも２つの跳躍焦点を有するものとして構成され、それらの間で交互に切換可能である跳躍焦点作動の可能性を有するコンピュータトモグラフィ装置では、本発明による解決策が、放射フィルタ装置が跳躍焦点の各々に対応付けて、それぞれ相い異なるフィルタ材料及び／又はフィルタ材料の相い異なる厚みを有し、放射器−検出器装置が、層投影の投影範囲の内側に位置している各検出器チャネルに対応付けて、跳躍焦点の各々に対して各１つの投影測定値を与えるべく構成されているように利用される。
【００２１】
その際に評価および再構成ユニットは、検出器チャネルのそれぞれ１つに対応付けて求められ跳躍焦点のそれぞれ１つに対応付けられている放射硬化補正された投影値を重み付け加算することにより有効な投影測定値を求め、この有効な投影測定値を利用して検査対象物のトモグラフィ像を再構成するように構成されていてよい。このようにして、検出器チャネルの投影測定値が種々のスペクトルにおいて取得される作用が補償される。
【００２２】
しかし跳躍焦点作動は、評価および再構成ユニットが、それぞれの層投影の投影範囲の内側に位置している検出器チャネルの数を跳躍焦点の数で倍数化した大きさに等しい数の、層投影ごとの投影チャネルに対するトモグラフ像を再構成するように構成され、評価および再構成ユニットが、検出器チャネルのそれぞれ１つに対応付けて求められた放射硬化補正された、すべての跳躍焦点に対する投影値を、トモグラフ像の再構成の際に隣の投影チャネルの放射硬化補正された投影値として使用するように構成されていることによって、高められた走査密度の層投影を実現する可能性をも開く。
【００２３】
本発明による解決策は、放射器−検出器装置の検出器が少なくとも２つの重なっている行内に配置されている多数の検出器要素を有するものとして構成され、それらの各列内に重なっている検出器要素が同一の検出器チャネルに対応付けられ、放射フィルタ装置が、層投影の投影範囲の内側に位置している検出器要素の各列の少なくとも１つの部分数の少なくとも２つの検出器要素に対応付けて、相い異なるフィルタ材料及び／又はフィルタ材料の相い異なる厚みのそれぞれ範囲を有し、放射器−検出器装置が層投影の投影範囲の内側に位置している検出器要素の各列に対応付けて、この部分数の検出器要素からの各検出器要素に対する各１つの投影測定値を与えるように構成されているコンピュータトモグラフィ装置においても、有利に利用され得る。
【００２４】
その際に、検出器要素の相い続く行の投影測定値から再構成されるトモグラフィ像の間の、相い異なるエネルギースペクトルの使用に起因する、主観的に知覚される変化を回避するために、評価および再構成ユニットは、列のそれぞれ１つに対応付けて求められ検出器要素の部分数からの検出器要素のそれぞれ１つに対応付けられている放射硬化補正された投影値から、重み付けられた加算により有効な投影測定値を求め、かつこの有効な投影測定値を利用して検査対象物のトモグラフィ像を再構成するように構成されていてよい。
【００２５】
以下、添付図面により本発明を一層詳細に説明する。
【００２６】
図１に示されているＣＴスキャナは、２つの等しい焦点１２、１４間を往復して跳躍するＸ線放射器１０を有する。Ｘ線放射器１０は各焦点１２、１４からＸ線放射を１つの平面内で検査すべき患者の身体１６上にファン状に放射することができる。検出器装置１８は身体１６を貫通する放射を検出する。検出器装置１８は円弧上にファン角度の方向に並んで配置されている多数の検出器要素２０を有し、それらの各々が身体１６の照射により発生される層投影の全投影範囲の一部分をカバーする。検出器要素２０の各々はそれぞれの投影部分範囲内に入射する放射の強度を示す強度測定信号を電子式評価および再構成ユニット２２に与える。各個の投影部分範囲内に入射する放射の強度はこうして固有の検出器チャネルで検出される。到来する強度測定信号から、評価および再構成ユニット２２がそれぞれの投影部分範囲内の放射減弱を示す減弱測定値を求める。
【００２７】
放射器１０は身体１６の周りを回転方向２４に運動可能であり、多数の投影角度のもとに身体１６の層投影を実行する。各投影角度において２つの層投影が、１つは焦点１２の使用のもとに、また１つは焦点１４の使用のもとに取得される。
【００２８】
層投影の際に得られた減弱測定値の二スペクトル放射硬化補正を実行し得るように、各投影角度において取得された両方の層投影が検査すべき身体１６に入射するＸ線放射の種々の平均エネルギーにおいて実行される。そのために身体１６の前のＸ線放射の放射路内に、両方の焦点１２、１４に対する相い異なる平均スペクトルエネルギーを決定し得る放射前置フィルタ装置２６が配置されている。放射前置フィルタ装置２６は、示されている実施例では材料厚みが等しい場合にはそのフィルタ材料が異なるが代替的または追加的に相い異なる厚みを有していてもよい２つのフィルタ範囲２８、３０を有する。放射前置フィルタ装置２６は、焦点１２を使用する際にはフィルタ範囲２８が有効であり、焦点１４を使用する際にはフィルタ範囲３０が有効であるように配置されている。フィルタ範囲２８、３０の相い異なるフィルタ材料は平均スペクトルエネルギーの所望の相違を生じさせる。図１には示されていないが、検出器チャネルの追加的な較正が避けられ得るように、放射器１０から放射された放射ファンの放射前置フィルタ装置２６内のすべての個別放射の通過行程が近似的に等しいように、放射前置フィルタ装置２６が湾曲されていると好ましい。
【００２９】
種々の平均スペクトルエネルギーにおいて取得された減弱測定値を手がかりにして評価および再構成ユニット２２は身体１６内のＸ線により通過されたベース材料の長さの推定を実行する。以下ではベース材料として水および骨が用いられる。各投影角度において１回は焦点１２により、また１回は焦点１４により実行される両方の投影の際の水および骨の各個の検出器チャネルｋに対して推定すべきベース材料長さｄW（ｋ）、ｄK（ｋ）が近似的に等しいという仮定から出発される。評価および再構成ユニット２２が各検出器チャネルｋに対して両平均スペクトルエネルギーＥ１、Ｅ２に対して求める減弱測定値ｐE1（ｋ）、ｐE2（ｋ）に対しては下記の推定が成り立つ。
【数４】
【００３０】
この連立方程式から２つの未知量ｄW（ｋ）、ｄK（ｋ）が求められる。評価および再構成ユニット２２が、補正された減弱値ｐC（ｋ，Ｅ１）、ｐC（ｋ，Ｅ２）を、値ｄW（ｋ）、ｄK（ｋ）に関係して補正値ｆE1、ｆE2を与える前もって求められた表への遡及のもとに、計算する。
【数５】
【００３１】
今やトモグラフィ像を、補正された減弱値ｐC（ｋ，Ｅ１）のみから再構成することも，補正された減弱値ｐC（ｋ，Ｅ２）のみから再構成することもできよう。両方の場合にトモグラフィ像が検出器装置１８により形成される検出器チャネルの数（すなわちファン角度の方向にそれぞれの全投影範囲内に並んで位置している検出器要素２０の数）に等しい層投影あたりのチャネル数Ｎにより再構成される。両方の場合に等しいトモグラフィ像が生ずると考えることができよう。しかし実際には、測定値が相い異なる平均スペクトルエネルギーにおいて取得されたことに起因する像の差異が確かめられることもあり得よう。この作用を補償するために、トモグラフィ像が減弱値ｐC（ｋ，Ｅ１）、ｐC（ｋ，Ｅ２）の重み付け加算から生ずるデータから再構成され得る。等しい重み付けによる平均化の場合には次いで減弱値ｐC′（ｋ）が次の式から得られる。
【数６】
【００３２】
望まれる場合には減弱値ｐC（ｋ，Ｅ１）、ｐC（ｋ，Ｅ２）の相い異なる重み付けが行われ得ることも自明である。
【００３３】
代替的に、補正された減弱値ｐC（ｋ，Ｅ１）、ｐC（ｋ，Ｅ２）が単一の投影の結果として考察されることによって、トモグラフィ像を高められたチャネル数Ｍにより再構成することも考えられる。減弱値ｐC（ｋ，Ｅ１）、ｐC（ｋ，Ｅ２）により減弱値ｐC″（ｌ）が下記のようにして形成される。
【数７】
なお、ｋ＝１，２，…Ｎである。このようにして、検出器装置１８により形成された検出器チャネルの数Ｎの２倍の大きさの数Ｍの投影チャネルから各チャネルｌに対する減弱値ｐC″（ｌ）が得られる。
【００３４】
いま図２および３が参照される。図１の構成要素と等しい構成要素または等しく作用する構成要素には等しい、ただし小文字を補った参照符号が付されている。繰り返しを避けるために、主として図１の実施例との相違点のみが説明される。その他の点では図１の前述の説明が参照される。
【００３５】
図２に示されているＣＴスキャナは、ｚ軸線３２ａの方向に重なっている多くの行内に検出器要素２０ａを有するいわゆる多行スキャナである。ｚ軸線３２ａは、患者１６ａがＣＴスキャナを通り抜けて動かされる送り軸線である。図２に示されている実施例では、検出器装置１８ａは４つのこのような行の検出器要素２０ａを有する。これらの行はＺ１、Ｚ２、Ｚ３、Ｚ４と呼ばれる。Ｘ線放射器１０ａは、各投影角度において各検出器行に対して身体１６ａの層投影を実行するべく構成されている。すなわち、この例の場合、ｚ軸線の方向に相い続く４つの層投影が各投影角度において取得される。列内に重なっているすべての検出器要素２０ａはこれらの４つの層投影の際に、放射器１０ａから各層投影の際に焦点３４ａから送り出される放射ファンのファン角度の方向に考察する場合、それぞれ等しい検出器チャネルに対応付けられる測定信号を与える。図２の多行スキャナにおいてマルチスペクトル減弱測定を実行するために、焦点の近くに取付けられている放射前置フィルタ２６ａはｚ軸線の方向に相い異なる厚み及び／又は相い異なるフィルタ材料の範囲を有する。放射前置フィルタ２６ａの構成に応じて各検出器行に対してＸ線放射の相い異なる平均スペクトルエネルギーを、または検出器行の群に対してそれぞれ等しい平均スペクトルエネルギーを得ることができる。図２の例の場合には放射前置フィルタ２６ａはｚ方向に変化する厚みを有する。それは、両方の外側の検出器行Ｚ１、Ｚ４に対して、両方の内側の検出器行Ｚ２、Ｚ３に対して、それぞれ等しいフィルタ作用が達成されるように、Ｚ方向に対称に構成されている。
【００３６】
放射前置フィルタ２６ａはｚ方向にすべての検出器行にわたって延びており、フィルタ作用の跳躍的な移行を生じないので、個々の検出器行に対して再構成されるトモグラフィ像のアーチファクトの生じやすさは、前置フィルタの不正確な調整または機械的運動の際にも、または患者１６ａの周りでの放射器１０ａの回転中の焦点３４ａの不可避の重力または熱作用によるｚ方向運動の際にも明白にわずかである。従って放射前置フィルタ２６ａのフィルタ作用のｚ方向への連続的な経過が望ましい。
【００３７】
放射前置フィルタ２６ａは鎖線で示されている絞りボックス３６ａ内に取付けられていてよく、そのなかに放射器１０ａから送り出されたＸ線放射のｚ方向およびファン角度方向のビーム整形の役割をする絞り装置３８ａが納められている。従来の詳細には示されていない追加前置フィルタ装置と一緒に放射前置フィルタ２６ａは、必要な際には取外し可能であり、また特別な目的（例えば頭蓋底の撮像）のために使用され得るように、共通の交換装置に解除可能に取付けられていてよい。
【００３８】
図２に示されている４つの検出器行Ｚ１〜Ｚ４を有するＣＴスキャナに対するマルチスペクトル放射硬化補正の以下の説明は他の行数を有するあらゆる他のＣＴスキャナに容易に転用され得る。最初に、検出器中心に対して対称な図２による放射前置フィルタ装置２６ａの場合に対して二スペクトル補正が考察される。放射前置フィルタ装置２６ａの相い異なる有効な厚みは行対Ｚ１、Ｚ２に対して相い異なる平均量子エネルギーＥ1、Ｅ2を有するスペクトルを与える。同じことが行対Ｚ３、Ｚ４に対しても当てはまる。それぞれの行対の両方の検出器行に対するｄW、ｄKに対する近似的に等しい推定値の仮定のもとに、それぞれ補正された減弱値が計算される。検出器行ｉ（ｉ＝１，２，３，４）内で有効エネルギーＥｊ（ｊ＝１，２）の際に取得された投影ｐi（ｋ，Ｅｊ）のチャネルｋに対し
て、下式が成り立つ。
【数８】
【００３９】
式（１２ａ）〜（１２ｄ）からいま水（軟組織）に対するベース材料長さｄW1、ｄW2ならびに骨に対するｄK1、ｄK2が求められる。例えば予め計算された表から取出される補正係数ｆEj（ｄWv（ｋ），ｄKv（ｋ））（ｖ＝１，２）を使用して、すべての検出器行ｉ（ｉ＝１，２，３，４）に対する補正された減弱値ｐCi（ｋ，Ｅｊ）が下式のように求められる。
【数９】
【００４０】
補正された減弱値ｐCi（ｋ，Ｅｊ）から種々の検出器行の各々に対する各１つのトモグラフィ像を再構成すると、主観的に像印象が行対Ｚ１、Ｚ２の行と行対Ｚ３、Ｚ４の行との間でそれぞれ相い異なる平均スペクトルエネルギーに基づいて変化することが起こり得る。この作用を避けるために、種々の検出器行の別々に補正された減弱値ｐCi（ｋ，Ｅｊ）が平均化されて、２つの有効な検出器行ｑ（ｑ＝１，２）の減弱値ｐCq（ｋ，Ｅeff）が得られる。
【数１０】
【００４１】
検出器行Ｚ１、Ｚ２に対して次いで共通のトモグラフィ像が有効な減弱値ｐ C1 （ｋ，Ｅeff）から再構成され、他方において検出器行Ｚ３、Ｚ４に対して共通のトモグラフィ像が有効な減弱値ｐC2（ｋ，Ｅeff）から再構成される。有効な減弱値ｐ C1 （ｋ，Ｅeff）、ｐC2（ｋ，Ｅeff）には等しい有効エネルギーＥeffを対応付けるべきである。
【００４２】
投影は、両エネルギーＥ1、Ｅ2の一方の像有効性を強めるために、個々の減弱値ｐCi（ｋ，Ｅｊ）の相い異なる重み付けによっても統合される。
【数１１】
なお、ｇ1＋ｇ2＝１である。
【００４３】
さらに、計算時間および表発生に関する費用は増大するが、４つの異なるエネルギースペクトルにおける４つの検出器行Ｚ１〜Ｚ４の利用も考えられる。このような四スペクトル補正の際には、例えばヨードを含有する水溶液のような別のベース材料が考慮に入れられ得よう。その場合には脳および他の身体部分の撮像の際にヨードを含有する造影剤の使用の結果として生ずる放射硬化誤りが消去され得よう。図３は図２の四行スキャナを実現するための放射前置フィルタ２６ｂの可能な構成形態を示す。例えばチタンから製造された放射前置フィルタ２６ｂはｚ方向にすべての検出器行にわたって均等に変化する厚みを有する。
【００４４】
４つの考察される検出器行の際には、水のベース材料長さｄW、骨のベース材料長さｄKおよび２つの別の材料Ｘ、Ｔに対するベース材料長さｄX、ｄYを決定するための下記の連立式が生ずる。４つの決定すべきベース材料長さｄW、ｄK、ｄX、ｄYが少なくとも近似的にすべての考察される検出器行に対して一定であることが前提とされる。
【数１２】
【００４５】
この連立方程式により４つのベース材料長さを求めれば、すべてのエネルギーＥV（ｖ＝１，２，３，４）に対して前もって決定された表から補正係数ｆEV（ｄW（ｋ），ｄK（ｋ），ｄX（ｋ），ｄY（ｋ）））が取出される。補正された減弱値ｐCV（ｋ，ＥV）は二スペクトル法と類似して計算される。
【数１３】
ここでｖ＝１，２，３，４である。この場合にも、個々に検出器行の各々に対する像再構成が主観的に変更された像印象を行から行へと生じさせる。すべての４つの補正された投影の重み付けされた統合により、このことが再び避けられる。
【数１４】
ここでΣ[V=1,2,3,4]＝１である。すべての４つの検出器行に対して共通のトモグラフィ像がこれらの有効な減弱値から再構成される。
【００４６】
追記すべきこととして、本発明はもちろん跳躍焦点作動を有する多行スキャナにも応用可能であり、ファン角度の方向にもｚ方向にも厚み変化及び／又は材料変化を有する放射前置フィルタを使用することも可能である。
【図面の簡単な説明】
【図１】 跳躍焦点作動を有するＣＴスキャナの本発明による実施例の概要を示す図。
【図２】 多行のＣＴスキャナの本発明による実施例の概要を示す図。
【図３】 図１および２のＣＴスキャナに対する放射前置フィルタの変形例の概要を示す図。
【符号の説明】
１０、１８ 放射器−検出器装置
１２、１４ 跳躍焦点
１６ 検査対象物
２６ 放射フィルタ装置
３２ 評価および再構成ユニット
本発明は、マルチスペクトル放射硬化補正を有するＸ線コンピュータトモグラフィ装置に関する。
【０００２】
Ｘ線コンピュータトモグラフィでは、Ｘ線源から発生されるＸ線放射が貫通照射される対象物内で受ける減弱ｐが測定される。この減弱は対象物に当たるＸ線強度Ｉ0と、対象物の後の放射路内に配置されている検出器内で検出される強度Ｉとから下式に従って決定される。
ｐ＝−ｌｎ（Ｉ／Ｉ0） （１）
【０００３】
モノエネルギー放射の場合には、減弱係数μおよび貫通照射される対象物厚みｄを有する均等な対象物に対して
ｐ＝μｄ （２）
が成り立つ。
【０００４】
Ｘ線減弱はこうして対象物厚みと共に直線的に増大する。
【０００５】
しかし実際にはＸ線管はエネルギー分布Ｓ（Ｅ）を有するポリクロマティックなＸ線放射を放射する。その場合に減弱ｐは下式に従って計算される。
ｐ＝∬μ（Ｅ）Ｓ（Ｅ）ｄＥｄｘ （３）
【０００６】
対象物により惹起されるＸ線減弱はそれによって、たとえ対象物が均等であるとしても、貫通照射される対象物厚みにもはや直線的に関係しない。μ（Ｅ）は通常はより高いエネルギーへ向けて減少するので、Ｘ線スペクトルの"エネルギー重心"がより高いエネルギーの方へシフトする。この作用は放射硬化（ビームハードニング）と呼ばれる。
【０００７】
ＣＴテクノロジーで通常の像再構成方法では均等な対象物に対して、Ｘ線減弱が対象物厚みと共に直線的に変化することが仮定される。減弱係数μiおよび厚みｄiを有する部分対象物ｉから成る対象物による放射路上のビームの全減弱ｐは
ｐ＝Σi（μiｄi） （４）
となる。
【０００８】
この仮定からの放射硬化（ビームハードニング）により惹起される偏差はデータ不連続性に、従って像誤りを生じる。放射硬化により惹起される典型的な像誤りは大きい均等な対象物内のディッシュ（ｄｉｓｈ）アーチファクトおよび高い骨割合または造影剤割合を有するＣＴ像内のラインアーチファクトまたはバーアーチファクトである。現在の補正方法はしばしば、高い減弱を有する対象物内のディッシュアーチファクトおよび影響が広範囲に及ぶバーアーチファクトを除去するという優先的な目的を有する。一般にこれらの補正は、検出された減弱測定値から予め定められた係数ａnを多項式内に代入することにより補正された減弱値ｐcが下記の式により計算されるいわゆる多項式補正により行われる。
【数１】
係数ａnは例えば均等な吸収体（例えばプレキシガラスバー）のＮの異なる厚みにおける測定により取得される。
【００１０】
ローカルに限られたバーアーチファクトおよびラインアーチファクトならびに特に頭蓋撮像の際に生ずるような不鮮明な骨‐組織移行を補正するためには、改善された補正方法が必要とされることが示されている（広く知られているバーアーチファクトは例えば側頭骨錐体部の間のいわゆるＨｏｕｎｓｆｉｅｌｄ‐バーである）。個別に各減弱測定値に対して、この測定値に通ずるＸ線が検査される患者の身体を横断した"ベース材料"の長さが推定される試みが望ましいことが判明している。ベース材料としては医学的検査の際には通常、骨物質および軟組織または軟組織と類似のスペクトル減弱特性を有する水が選ばれる。Ｘ線により横断されるベース材料長さを推定するためには、関連文献から例えばいわゆる二スペクトル法が知られている。この方法では、それぞれＸ線の相い異なるスペクトルエネルギー分布（これはＸ線の相い異なる平均エネルギーと同義）により２つの測定値が取得される。平均スペクトルエネルギーＥ1、Ｅ2における水の減弱係数μW（Ｅ1）、μW（Ｅ2）およびこれらの平均エネルギーにおける骨のμK（Ｅ1）、μK（Ｅ2）が知られている際に、エネルギーＥ1、Ｅ2において得られる減弱測定値ｐ（Ｅ1）、ｐ（Ｅ2）に対しては下記の近似的な推定が可能である。
【数２】
式（６）、（７）から次いで水長さｄWおよび骨長さｄKが推定される。
【００１２】
平均スペクトルエネルギーＥ1、Ｅ2に対してはいまそれぞれ補正された測定値ｐC（Ｅ1）またはｐC（Ｅ2）が下記の仕方で求められる。
【数３】
補正値ｆE1、ｆE2は前もって平均スペクトルエネルギーＥ1、Ｅ2に対して計算または経験により求められた表から取り出される。
【００１４】
上記の二スペクトル法についての一層詳細な情報は下記の刊行物に見いだされる。
１）P.M.Joseph,R.D.Spittal、Jounal of Computer Assisted Tomography、１９７８、第２巻、第１００頁；
２）P.C.Johns,M.Yaffe 、Medical Physics 、１９８２、第９巻、第２３１頁；
３）G.H.Glover、Medical Physics 、１９８２、第９巻、第８６０頁；
４）A.J.Coleman,M.Sinclair、Phsysics in Medicine and Biology、１９８５、第３０巻、第１１号、第１２５１頁。
【００１５】
従来のＣＴ装置で測定値を２つの相い異なる平均エネルギーにおいて取得するためには、患者の周りにＸ線放射器の２回の相い続く回転が行われなければならない。第２回目の回転中には第１回目の回転中とは異なる放射前置フィルタおよび管電圧が用いられる。しかしながらこのような作動方式では、患者の運動または造影剤の流れにより測定結果が不連続性を有し得るという欠点がある。
【００１６】
それにくらべて、本発明によれば、
検査対象物の各層投影に対してこの層投影のすべての投影範囲にわたって分配されている検出器の複数個の検出器チャネルに対応付けて、各検出器チャネル内のＸ線放射の検査対象物により惹起される減弱を表す複数の投影値を与える放射器−検出器装置を備え、この放射器−検出器装置は、マルチスペクトル放射硬化補正のために層投影の投影範囲の内側に位置している各検出器チャネルに対応付けて、検査対象物内に入るＸ線放射の平均エネルギーがそれぞれ相い異なっている少なくとも２つの複数個の投影測定値を提供するように構成され、さらに
放射器−検出器装置に接続され、投影測定値の各々に対して放射硬化補正された投影値を求めかつこの放射硬化補正された投影値を使用して検査対象物のトモグラフィ像を再構成するように構成されている電子式評価および再構成ユニットと、
検査対象物の前に配置されているフィルタ装置を含み、検査対象物内に入るＸ線放射の平均エネルギーに影響を与えるためのエネルギー影響手段とを備えているＸ線コンピュータトモグラフィ装置において、
放射器−検出器装置の放射器が少なくとも２つの跳躍焦点を有し、それらの跳躍焦点の間で交互に切換可能であり、
放射フィルタ装置が、各跳躍焦点に対応付けてそれぞれ相い異なるフィルタ材料及び／又はフィルタ材料の相い異なる厚み範囲を有し、
放射器−検出器装置が、層投影の投影範囲の内側に位置している各検出器チャネルに対応付けて、各跳躍焦点に対して各１つの投影測定値を与えるように構成されている。
【００１７】
放射フィルタ装置の材料および材料厚みを変更し得ることは、放射フィルタ装置を交換する必要なしに、検査対象物内に入るＸ線放射の種々の平均エネルギーを実現することを可能にする。特に種々の平均エネルギーに対する投影測定値が互いに時間的にすぐ近傍で取得され得るので、造影剤の流れおよび患者の運動による投影測定値の誤りを惹起する影響が懸念されなくてよい。すべての投影測定値は放射器−検出器装置の放射器の１回転中に取得される。
【００１８】
すべての検査シナリオにおいてベース材料長さの推定を有するマルチスペクトル補正が必要ではないので、コンピュータトモグラフィ装置の応用可能性を他の補正技術のためにも開いておくために、放射フィルタ装置が交換可能に放射器−検出器装置に取付けられていることは推奨に値する。
【００１９】
放射フィルタ装置は放射器付近に配置されている絞り保持器に保持され、この絞り保持器が放射器から送り出されたＸ線放射をビーム整形するための絞り装置を保持するようにされていてもよい。
【００２０】
放射器−検出器装置の放射器が少なくとも２つの跳躍焦点を有するものとして構成され、それらの間で交互に切換可能である跳躍焦点作動の可能性を有するコンピュータトモグラフィ装置では、本発明による解決策が、放射フィルタ装置が跳躍焦点の各々に対応付けて、それぞれ相い異なるフィルタ材料及び／又はフィルタ材料の相い異なる厚みを有し、放射器−検出器装置が、層投影の投影範囲の内側に位置している各検出器チャネルに対応付けて、跳躍焦点の各々に対して各１つの投影測定値を与えるべく構成されているように利用される。
【００２１】
その際に評価および再構成ユニットは、検出器チャネルのそれぞれ１つに対応付けて求められ跳躍焦点のそれぞれ１つに対応付けられている放射硬化補正された投影値を重み付け加算することにより有効な投影測定値を求め、この有効な投影測定値を利用して検査対象物のトモグラフィ像を再構成するように構成されていてよい。このようにして、検出器チャネルの投影測定値が種々のスペクトルにおいて取得される作用が補償される。
【００２２】
しかし跳躍焦点作動は、評価および再構成ユニットが、それぞれの層投影の投影範囲の内側に位置している検出器チャネルの数を跳躍焦点の数で倍数化した大きさに等しい数の、層投影ごとの投影チャネルに対するトモグラフ像を再構成するように構成され、評価および再構成ユニットが、検出器チャネルのそれぞれ１つに対応付けて求められた放射硬化補正された、すべての跳躍焦点に対する投影値を、トモグラフ像の再構成の際に隣の投影チャネルの放射硬化補正された投影値として使用するように構成されていることによって、高められた走査密度の層投影を実現する可能性をも開く。
【００２３】
本発明による解決策は、放射器−検出器装置の検出器が少なくとも２つの重なっている行内に配置されている多数の検出器要素を有するものとして構成され、それらの各列内に重なっている検出器要素が同一の検出器チャネルに対応付けられ、放射フィルタ装置が、層投影の投影範囲の内側に位置している検出器要素の各列の少なくとも１つの部分数の少なくとも２つの検出器要素に対応付けて、相い異なるフィルタ材料及び／又はフィルタ材料の相い異なる厚みのそれぞれ範囲を有し、放射器−検出器装置が層投影の投影範囲の内側に位置している検出器要素の各列に対応付けて、この部分数の検出器要素からの各検出器要素に対する各１つの投影測定値を与えるように構成されているコンピュータトモグラフィ装置においても、有利に利用され得る。
【００２４】
その際に、検出器要素の相い続く行の投影測定値から再構成されるトモグラフィ像の間の、相い異なるエネルギースペクトルの使用に起因する、主観的に知覚される変化を回避するために、評価および再構成ユニットは、列のそれぞれ１つに対応付けて求められ検出器要素の部分数からの検出器要素のそれぞれ１つに対応付けられている放射硬化補正された投影値から、重み付けられた加算により有効な投影測定値を求め、かつこの有効な投影測定値を利用して検査対象物のトモグラフィ像を再構成するように構成されていてよい。
【００２５】
以下、添付図面により本発明を一層詳細に説明する。
【００２６】
図１に示されているＣＴスキャナは、２つの等しい焦点１２、１４間を往復して跳躍するＸ線放射器１０を有する。Ｘ線放射器１０は各焦点１２、１４からＸ線放射を１つの平面内で検査すべき患者の身体１６上にファン状に放射することができる。検出器装置１８は身体１６を貫通する放射を検出する。検出器装置１８は円弧上にファン角度の方向に並んで配置されている多数の検出器要素２０を有し、それらの各々が身体１６の照射により発生される層投影の全投影範囲の一部分をカバーする。検出器要素２０の各々はそれぞれの投影部分範囲内に入射する放射の強度を示す強度測定信号を電子式評価および再構成ユニット２２に与える。各個の投影部分範囲内に入射する放射の強度はこうして固有の検出器チャネルで検出される。到来する強度測定信号から、評価および再構成ユニット２２がそれぞれの投影部分範囲内の放射減弱を示す減弱測定値を求める。
【００２７】
放射器１０は身体１６の周りを回転方向２４に運動可能であり、多数の投影角度のもとに身体１６の層投影を実行する。各投影角度において２つの層投影が、１つは焦点１２の使用のもとに、また１つは焦点１４の使用のもとに取得される。
【００２８】
層投影の際に得られた減弱測定値の二スペクトル放射硬化補正を実行し得るように、各投影角度において取得された両方の層投影が検査すべき身体１６に入射するＸ線放射の種々の平均エネルギーにおいて実行される。そのために身体１６の前のＸ線放射の放射路内に、両方の焦点１２、１４に対する相い異なる平均スペクトルエネルギーを決定し得る放射前置フィルタ装置２６が配置されている。放射前置フィルタ装置２６は、示されている実施例では材料厚みが等しい場合にはそのフィルタ材料が異なるが代替的または追加的に相い異なる厚みを有していてもよい２つのフィルタ範囲２８、３０を有する。放射前置フィルタ装置２６は、焦点１２を使用する際にはフィルタ範囲２８が有効であり、焦点１４を使用する際にはフィルタ範囲３０が有効であるように配置されている。フィルタ範囲２８、３０の相い異なるフィルタ材料は平均スペクトルエネルギーの所望の相違を生じさせる。図１には示されていないが、検出器チャネルの追加的な較正が避けられ得るように、放射器１０から放射された放射ファンの放射前置フィルタ装置２６内のすべての個別放射の通過行程が近似的に等しいように、放射前置フィルタ装置２６が湾曲されていると好ましい。
【００２９】
種々の平均スペクトルエネルギーにおいて取得された減弱測定値を手がかりにして評価および再構成ユニット２２は身体１６内のＸ線により通過されたベース材料の長さの推定を実行する。以下ではベース材料として水および骨が用いられる。各投影角度において１回は焦点１２により、また１回は焦点１４により実行される両方の投影の際の水および骨の各個の検出器チャネルｋに対して推定すべきベース材料長さｄW（ｋ）、ｄK（ｋ）が近似的に等しいという仮定から出発される。評価および再構成ユニット２２が各検出器チャネルｋに対して両平均スペクトルエネルギーＥ１、Ｅ２に対して求める減弱測定値ｐE1（ｋ）、ｐE2（ｋ）に対しては下記の推定が成り立つ。
【数４】
この連立方程式から２つの未知量ｄW（ｋ）、ｄK（ｋ）が求められる。評価および再構成ユニット２２が、補正された減弱値ｐC（ｋ，Ｅ１）、ｐC（ｋ，Ｅ２）を、値ｄW（ｋ）、ｄK（ｋ）に関係して補正値ｆE1、ｆE2を与える前もって求められた表への遡及のもとに、計算する。
【数５】
今やトモグラフィ像を、補正された減弱値ｐC（ｋ，Ｅ１）のみから再構成することも，補正された減弱値ｐC（ｋ，Ｅ２）のみから再構成することもできよう。両方の場合にトモグラフィ像が検出器装置１８により形成される検出器チャネルの数（すなわちファン角度の方向にそれぞれの全投影範囲内に並んで位置している検出器要素２０の数）に等しい層投影あたりのチャネル数Ｎにより再構成される。両方の場合に等しいトモグラフィ像が生ずると考えることができよう。しかし実際には、測定値が相い異なる平均スペクトルエネルギーにおいて取得されたことに起因する像の差異が確かめられることもあり得よう。この作用を補償するために、トモグラフィ像が減弱値ｐC（ｋ，Ｅ１）、ｐC（ｋ，Ｅ２）の重み付け加算から生ずるデータから再構成され得る。等しい重み付けによる平均化の場合には次いで減弱値ｐC′（ｋ）が次の式から得られる。
【数６】
望まれる場合には減弱値ｐC（ｋ，Ｅ１）、ｐC（ｋ，Ｅ２）の相い異なる重み付けが行われ得ることも自明である。
【００３３】
代替的に、補正された減弱値ｐC（ｋ，Ｅ１）、ｐC（ｋ，Ｅ２）が単一の投影の結果として考察されることによって、トモグラフィ像を高められたチャネル数Ｍにより再構成することも考えられる。減弱値ｐC（ｋ，Ｅ１）、ｐC（ｋ，Ｅ２）により減弱値ｐC″（ｌ）が下記のようにして形成される。
【数７】
【００３４】
いま図２および３が参照される。図１の構成要素と等しい構成要素または等しく作用する構成要素には等しい、ただし小文字を補った参照符号が付されている。繰り返しを避けるために、主として図１の実施例との相違点のみが説明される。その他の点では図１の前述の説明が参照される。
【００３５】
図２に示されているＣＴスキャナは、ｚ軸線３２ａの方向に重なっている多くの行内に検出器要素２０ａを有するいわゆる多行スキャナである。ｚ軸線３２ａは、患者１６ａがＣＴスキャナを通り抜けて動かされる送り軸線である。図２に示されている実施例では、検出器装置１８ａは４つのこのような行の検出器要素２０ａを有する。これらの行はＺ１、Ｚ２、Ｚ３、Ｚ４と呼ばれる。Ｘ線放射器１０ａは、各投影角度において各検出器行に対して身体１６ａの層投影を実行するべく構成されている。すなわち、この例の場合、ｚ軸線の方向に相い続く４つの層投影が各投影角度において取得される。列内に重なっているすべての検出器要素２０ａはこれらの４つの層投影の際に、放射器１０ａから各層投影の際に焦点３４ａから送り出される放射ファンのファン角度の方向に考察する場合、それぞれ等しい検出器チャネルに対応付けられる測定信号を与える。図２の多行スキャナにおいてマルチスペクトル減弱測定を実行するために、焦点の近くに取付けられている放射前置フィルタ２６ａはｚ軸線の方向に相い異なる厚み及び／又は相い異なるフィルタ材料の範囲を有する。放射前置フィルタ２６ａの構成に応じて各検出器行に対してＸ線放射の相い異なる平均スペクトルエネルギーを、または検出器行の群に対してそれぞれ等しい平均スペクトルエネルギーを得ることができる。図２の例の場合には放射前置フィルタ２６ａはｚ方向に変化する厚みを有する。それは、両方の外側の検出器行Ｚ１、Ｚ４に対して、両方の内側の検出器行Ｚ２、Ｚ３に対して、それぞれ等しいフィルタ作用が達成されるように、Ｚ方向に対称に構成されている。
【００３６】
放射前置フィルタ２６ａはｚ方向にすべての検出器行にわたって延びており、フィルタ作用の跳躍的な移行を生じないので、個々の検出器行に対して再構成されるトモグラフィ像のアーチファクトの生じやすさは、前置フィルタの不正確な調整または機械的運動の際にも、または患者１６ａの周りでの放射器１０ａの回転中の焦点３４ａの不可避の重力または熱作用によるｚ方向運動の際にも明白にわずかである。従って放射前置フィルタ２６ａのフィルタ作用のｚ方向への連続的な経過が望ましい。
【００３７】
放射前置フィルタ２６ａは鎖線で示されている絞りボックス３６ａ内に取付けられていてよく、そのなかに放射器１０ａから送り出されたＸ線放射のｚ方向およびファン角度方向のビーム整形の役割をする絞り装置３８ａが納められている。従来の詳細には示されていない追加前置フィルタ装置と一緒に放射前置フィルタ２６ａは、必要な際には取外し可能であり、また特別な目的（例えば頭蓋底の撮像）のために使用され得るように、共通の交換装置に解除可能に取付けられていてよい。
【００３８】
図２に示されている４つの検出器行Ｚ１〜Ｚ４を有するＣＴスキャナに対するマルチスペクトル放射硬化補正の以下の説明は他の行数を有するあらゆる他のＣＴスキャナに容易に転用され得る。最初に、検出器中心に対して対称な図２による放射前置フィルタ装置２６ａの場合に対して二スペクトル補正が考察される。放射前置フィルタ装置２６ａの相い異なる有効な厚みは行対Ｚ１、Ｚ２に対して相い異なる平均量子エネルギーＥ1、Ｅ2を有するスペクトルを与える。同じことが行対Ｚ３、Ｚ４に対しても当てはまる。それぞれの行対の両方の検出器行に対するｄW、ｄKに対する近似的に等しい推定値の仮定のもとに、それぞれ補正された減弱値が計算される。検出器行ｉ（ｉ＝１，２，３，４）内で有効エネルギーＥｊ（ｊ＝１，２）の際に取得された投影ｐi（ｋ，Ｅｊ）のチャネルｋに対し
て、下式が成り立つ。
【数８】
式（１２ａ）〜（１２ｄ）からいま水（軟組織）に対するベース材料長さｄW1、ｄW2ならびに骨に対するｄK1、ｄK2が求められる。例えば予め計算された表から取出される補正係数ｆEj（ｄWv（ｋ），ｄKv（ｋ））（ｖ＝１，２）を使用して、すべての検出器行ｉ（ｉ＝１，２，３，４）に対する補正された減弱値ｐCi（ｋ，Ｅｊ）が下式のように求められる。
【数９】
補正された減弱値ｐCi（ｋ，Ｅｊ）から種々の検出器行の各々に対する各１つのトモグラフィ像を再構成すると、主観的に像印象が行対Ｚ１、Ｚ２の行と行対Ｚ３、Ｚ４の行との間でそれぞれ相い異なる平均スペクトルエネルギーに基づいて変化することが起こり得る。この作用を避けるために、種々の検出器行の別々に補正された減弱値ｐCi（ｋ，Ｅｊ）が平均化されて、２つの有効な検出器行ｑ（ｑ＝１，２）の減弱値ｐCq（ｋ，Ｅeff）が得られる。
【数１０】
検出器行Ｚ１、Ｚ２に対して次いで共通のトモグラフィ像が有効な減弱値ｐ C1 （ｋ，Ｅeff）から再構成され、他方において検出器行Ｚ３、Ｚ４に対して共通のトモグラフィ像が有効な減弱値ｐC2（ｋ，Ｅeff）から再構成される。有効な減弱値ｐ C1 （ｋ，Ｅeff）、ｐC2（ｋ，Ｅeff）には等しい有効エネルギーＥeffを対応付けるべきである。
【００４２】
投影は、両エネルギーＥ1、Ｅ2の一方の像有効性を強めるために、個々の減弱値ｐCi（ｋ，Ｅｊ）の相い異なる重み付けによっても統合される。
【数１１】
【００４３】
さらに、計算時間および表発生に関する費用は増大するが、４つの異なるエネルギースペクトルにおける４つの検出器行Ｚ１〜Ｚ４の利用も考えられる。このような四スペクトル補正の際には、例えばヨードを含有する水溶液のような別のベース材料が考慮に入れられ得よう。その場合には脳および他の身体部分の撮像の際にヨードを含有する造影剤の使用の結果として生ずる放射硬化誤りが消去され得よう。図３は図２の四行スキャナを実現するための放射前置フィルタ２６ｂの可能な構成形態を示す。例えばチタンから製造された放射前置フィルタ２６ｂはｚ方向にすべての検出器行にわたって均等に変化する厚みを有する。
【００４４】
４つの考察される検出器行の際には、水のベース材料長さｄW、骨のベース材料長さｄKおよび２つの別の材料Ｘ、Ｔに対するベース材料長さｄX、ｄYを決定するための下記の連立式が生ずる。４つの決定すべきベース材料長さｄW、ｄK、ｄX、ｄYが少なくとも近似的にすべての考察される検出器行に対して一定であることが前提とされる。
【数１２】
この連立方程式により４つのベース材料長さを求めれば、すべてのエネルギーＥV（ｖ＝１，２，３，４）に対して前もって決定された表から補正係数ｆEV（ｄW（ｋ），ｄK（ｋ），ｄX（ｋ），ｄY（ｋ）））が取出される。補正された減弱値ｐCV（ｋ，ＥV）は二スペクトル法と類似して計算される。
【数１３】
【数１４】
【００４６】
追記すべきこととして、本発明はもちろん跳躍焦点作動を有する多行スキャナにも応用可能であり、ファン角度の方向にもｚ方向にも厚み変化及び／又は材料変化を有する放射前置フィルタを使用することも可能である。
【図面の簡単な説明】
【図１】 跳躍焦点作動を有するＣＴスキャナの本発明による実施例の概要を示す図。
【図２】 多行のＣＴスキャナの本発明による実施例の概要を示す図。
【図３】 図１および２のＣＴスキャナに対する放射前置フィルタの変形例の概要を示す図。
【符号の説明】
１０、１８ 放射器−検出器装置
１２、１４ 跳躍焦点
１６ 検査対象物
２６ 放射フィルタ装置
３２ 評価および再構成ユニット
Claims (6)
- 検査対象物（１６）の各層投影に対してこの層投影のすべての投影範囲にわたって分配されている検出器（１８）の複数個の検出器チャネルに対応付けて、各検出器チャネル内のＸ線放射の検査対象物（１６）により惹起される減弱を表す複数の投影値を与える放射器−検出器装置（１０、１８）を備え、この放射器−検出器装置（１０、１８）は、マルチスペクトル放射硬化補正のために層投影の投影範囲の内側に位置している各検出器チャネルに対応付けて、検査対象物内に入るＸ線放射の平均エネルギーがそれぞれ相い異なっている少なくとも２つの複数個の投影測定値を提供するように構成され、さらに
放射器−検出器装置（１０、１８）に接続され、投影測定値の各々に対して放射硬化補正された投影値を求めかつこの放射硬化補正された投影値を使用して検査対象物（１６）のトモグラフィ像を再構成するように構成されている電子式評価および再構成ユニット（２２）と、
検査対象物（１６）の前に配置されている放射フィルタ装置（２６）を含み、検査対象物（１６）内に入るＸ線放射の平均エネルギーに影響を与えるためのエネルギー影響手段とを備えているＸ線コンピュータトモグラフィ装置において、
放射器−検出器装置（１０、１８）の放射器（１０）が少なくとも２つの跳躍焦点（１２，１４）を有し、それらの跳躍焦点（１２，１４）の間で交互に切換可能であり、
放射フィルタ装置（２６）が、各跳躍焦点（１２、１４）に対応付けてそれぞれ相い異なるフィルタ材料及び／又はフィルタ材料の相い異なる厚みを有し、
放射器−検出器装置（１０、１８）が、層投影の投影範囲の内側に位置している各検出器チャネルに対応付けて、各跳躍焦点（１２、１４）に対して各１つの投影測定値を与える
ことを特徴とするコンピュータトモグラフィ装置。 - 放射フィルタ装置（２６）が交換可能に放射器−検出器装置（１０、１８）に取付けられていることを特徴とする請求項１記載のコンピュータトモグラフィ装置。
- 放射フィルタ装置（２６ａ）が放射器付近に配置されている絞り保持器（３６ａ）に保持され、この絞り保持器（３６ａ）が放射器（１０）から送り出されたＸ線放射をビーム整形するための絞り装置（３８ａ）を保持することを特徴とする請求項１又は２記載のコンピュータトモグラフィ装置。
- 評価および再構成ユニット（２２）が、検出器チャネルのそれぞれ１つおよび跳躍焦点（１２、１４）のそれぞれ１つに対応付けられている放射硬化補正された投影値を重み付け加算することにより有効な投影測定値を求め、この有効な投影測定値を利用して検査対象物（１６）のトモグラフィ像を再構成するように構成されていることを特徴とする請求項１乃至３の１つに記載のコンピュータトモグラフィ装置。
- 放射器−検出器装置（１０ａ、１８ａ）の検出器（１８ａ）が、少なくとも２つの重なっている行（Ｚ１〜Ｚ４）内に配置されている多数の検出器要素を有し、各検出器要素列内に重なっている検出器要素（２０ａ）が同一の検出器チャネルに対応付けられ、放射フィルタ装置（２６ａ）が、層投影の投影範囲の内側に位置している各検出器要素列における少なくとも２つの検出器要素（２０ａ）に対応付けて、相い異なるフィルタ材料及び／又はフィルタ材料の相い異なる厚みを有し、放射器−検出器装置（１０ａ、１８ａ）が、層投影の投影範囲の内側に位置している各検出器要素列に対応付けて、前記少なくとも２つの検出器要素（２０ａ）のうちの各検出器要素（２０ａ）に対する各１つの投影測定値を与えることを特徴とする請求項１乃至４の１つに記載のコンピュータトモグラフィ装置。
- 評価および再構成ユニット（２２ａ）が、各検出器要素列における前記少なくとも２つの検出器要素（２０ａ）のうちのそれぞれ１つの検出器要素（２０ａ）に対応付けられている放射硬化補正された投影値を重み付け加算することにより有効な投影測定値を求め、かつこの有効な投影測定値を利用して検査対象物（１６）のトモグラフィ像を再構成するように構成されていることを特徴とする請求項５記載のコンピュータトモグラフィ装置。
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