JPH1128204A - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents
Ｘ線ｃｔ装置Info
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- JPH1128204A JPH1128204A JP10136537A JP13653798A JPH1128204A JP H1128204 A JPH1128204 A JP H1128204A JP 10136537 A JP10136537 A JP 10136537A JP 13653798 A JP13653798 A JP 13653798A JP H1128204 A JPH1128204 A JP H1128204A
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
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-
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- A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 スライス画像作成の他に選択的にＸ線影像を
１つの検出器ライン又は複数の検出器ラインによって作
成できる、マトリクス検出器又はマルチライン検出器を
有するＸ線ＣＴ装置を構成することである。 【解決手段】 上記課題は、検出器は多数の平行な検出
器ラインから構成され、少なくとも１つの管近傍のスリ
ット絞り及び選択的に検出器近傍のスリット絞りが設け
られ、これらのスリット絞りは個々に調整可能であり、
これにより、選択的にＸ線影像を作成するための検出器
の１つの又は複数の検出器ラインを、測定装置が回転し
ないようにロックされた場合に患者用寝台のｚ方向の相
対運動によって選択できることによって解決される。
１つの検出器ライン又は複数の検出器ラインによって作
成できる、マトリクス検出器又はマルチライン検出器を
有するＸ線ＣＴ装置を構成することである。 【解決手段】 上記課題は、検出器は多数の平行な検出
器ラインから構成され、少なくとも１つの管近傍のスリ
ット絞り及び選択的に検出器近傍のスリット絞りが設け
られ、これらのスリット絞りは個々に調整可能であり、
これにより、選択的にＸ線影像を作成するための検出器
の１つの又は複数の検出器ラインを、測定装置が回転し
ないようにロックされた場合に患者用寝台のｚ方向の相
対運動によって選択できることによって解決される。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、Ｘ線ビーム発生器
及び検出器から成る測定装置を有するＸ線ＣＴ装置に関
する。
及び検出器から成る測定装置を有するＸ線ＣＴ装置に関
する。
【０００２】
【従来の技術】Ｘ線ビーム発生器がファン状のＸ線ビー
ム束を放射し、このファン状のＸ線ビーム束が多数の検
出器エレメントから構成されている検出器ラインに命中
するＸ線ＣＴ装置は公知である。ＣＴ画像を作成するた
めにＸ線ビーム発生器及び検出器ラインから成る測定装
置はシステム軸を中心にして回転される。異なるプロジ
ェクションで発生される検出器出力信号からコンピュー
タが患者の透過領域の画像を計算する。
ム束を放射し、このファン状のＸ線ビーム束が多数の検
出器エレメントから構成されている検出器ラインに命中
するＸ線ＣＴ装置は公知である。ＣＴ画像を作成するた
めにＸ線ビーム発生器及び検出器ラインから成る測定装
置はシステム軸を中心にして回転される。異なるプロジ
ェクションで発生される検出器出力信号からコンピュー
タが患者の透過領域の画像を計算する。
【０００３】全体写真、すなわちＸ線影像の作成のため
に、とりわけ米国特許第４４７７９２２号明細書から、
このようなＣＴ装置において測定装置を回転しないよう
にロックし、測定装置と患者用寝台乃至は寝台プレート
との間の相対運動をシステム軸の方向に例えばこの患者
用寝台をシフトすることによって実施することが公知で
ある。この場合、患者用寝台のシフト距離は実質的にＸ
線影像の長さに相応する。このデータ検出システムの積
分時間に応じてプロジェクションの個数のデータがＸ線
影像のラインに統合される。システム軸の方向のＸ線影
像の分解能は、従来のシステムでは実質的に撮影のため
に調整されるスライスコリメーションによって決定され
る。
に、とりわけ米国特許第４４７７９２２号明細書から、
このようなＣＴ装置において測定装置を回転しないよう
にロックし、測定装置と患者用寝台乃至は寝台プレート
との間の相対運動をシステム軸の方向に例えばこの患者
用寝台をシフトすることによって実施することが公知で
ある。この場合、患者用寝台のシフト距離は実質的にＸ
線影像の長さに相応する。このデータ検出システムの積
分時間に応じてプロジェクションの個数のデータがＸ線
影像のラインに統合される。システム軸の方向のＸ線影
像の分解能は、従来のシステムでは実質的に撮影のため
に調整されるスライスコリメーションによって決定され
る。
【０００４】影像を表示するために、データ検出システ
ムによって受信されたデータはＡ/Ｄ変換されて計算ユ
ニットに伝送される。この計算ユニットでは測定システ
ムに依存するデータの正規化、測定されたビーム強度の
減弱値への換算及び一定の時間間隔で測定されたプロジ
ェクションを測定システムの患者に対する相対運動の速
度に依存してスライドしながら統合して減弱値から影像
の等間隔の走査線を作成することが行われる。次のステ
ップでは、シリンダプロジェクションで得られた影像
を、横断方向に同様に等間隔のピクセルを有する平面画
像へと換算する。この画像構成に続いて、影像の２次元
展開が画像コントラストを高めるために同時に行われる
輪郭鮮鋭化の際に実施される。この２次元フィルタリン
グは、別個の計算ステップにおいて行われるか又はオン
ラインで米国特許第５３１５６２８号明細書に相応し
て、すなわちデータ検出に平行して行われるかのいずれ
かである。
ムによって受信されたデータはＡ/Ｄ変換されて計算ユ
ニットに伝送される。この計算ユニットでは測定システ
ムに依存するデータの正規化、測定されたビーム強度の
減弱値への換算及び一定の時間間隔で測定されたプロジ
ェクションを測定システムの患者に対する相対運動の速
度に依存してスライドしながら統合して減弱値から影像
の等間隔の走査線を作成することが行われる。次のステ
ップでは、シリンダプロジェクションで得られた影像
を、横断方向に同様に等間隔のピクセルを有する平面画
像へと換算する。この画像構成に続いて、影像の２次元
展開が画像コントラストを高めるために同時に行われる
輪郭鮮鋭化の際に実施される。この２次元フィルタリン
グは、別個の計算ステップにおいて行われるか又はオン
ラインで米国特許第５３１５６２８号明細書に相応し
て、すなわちデータ検出に平行して行われるかのいずれ
かである。
【０００５】またすでに米国特許第４３５２９８６号明
細書によれば多数の平行な検出器ラインから構成される
マトリクス検出器によってＸ線影像を撮影することが公
知である。マトリクス検出器が全被検領域を被覆する場
合、測定装置と患者用寝台との間の相対運動が回避でき
る。
細書によれば多数の平行な検出器ラインから構成される
マトリクス検出器によってＸ線影像を撮影することが公
知である。マトリクス検出器が全被検領域を被覆する場
合、測定装置と患者用寝台との間の相対運動が回避でき
る。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、スラ
イス画像作成の他に、選択的にＸ線影像を１つの検出器
ライン又は複数の検出器ラインによって作成できる、マ
トリクス検出器又はマルチライン検出器を有するＸ線Ｃ
Ｔ装置を構成することである。
イス画像作成の他に、選択的にＸ線影像を１つの検出器
ライン又は複数の検出器ラインによって作成できる、マ
トリクス検出器又はマルチライン検出器を有するＸ線Ｃ
Ｔ装置を構成することである。
【０００７】大抵は「複数の検出器ライン」は１つより
多い検出器ライン数を有する各々の装置を意味する。従
って、この装置はマトリクス検出器（アレイ検出器）を
も含む。この場合、患者の被検領域は検出器システムに
よって被覆される面積に等しいか又はこの検出器システ
ムによって被覆される面積よりも大きい。
多い検出器ライン数を有する各々の装置を意味する。従
って、この装置はマトリクス検出器（アレイ検出器）を
も含む。この場合、患者の被検領域は検出器システムに
よって被覆される面積に等しいか又はこの検出器システ
ムによって被覆される面積よりも大きい。
【０００８】
【課題を解決するための手段】上記課題は、本発明によ
れば、Ｘ線ビーム発生器及び検出器から成る測定装置を
有するＸ線ＣＴ装置であって、前記検出器は多数の平行
な検出器ラインから構成されており、少なくとも１つの
管近傍のスリット絞り及び選択的に検出器近傍のスリッ
ト絞りが設けられており、これらのスリット絞りは個々
に調整可能であり、これにより、選択的にＸ線影像を作
成するための前記検出器の１つの又は複数の検出器ライ
ンを、測定装置が回転しないようにロックされた場合に
患者用寝台のｚ方向の相対運動によって選択できる、Ｘ
線ビーム発生器及び検出器から成る測定装置を有するＸ
線ＣＴ装置によって解決される。本発明のＸ線ＣＴ装置
では絞り装置は管近傍の及び検出器近傍の絞りから構成
されており、このため選択的にマトリクス検出器から１
つの検出器ラインが又は複数の検出器ラインが選択でき
る。
れば、Ｘ線ビーム発生器及び検出器から成る測定装置を
有するＸ線ＣＴ装置であって、前記検出器は多数の平行
な検出器ラインから構成されており、少なくとも１つの
管近傍のスリット絞り及び選択的に検出器近傍のスリッ
ト絞りが設けられており、これらのスリット絞りは個々
に調整可能であり、これにより、選択的にＸ線影像を作
成するための前記検出器の１つの又は複数の検出器ライ
ンを、測定装置が回転しないようにロックされた場合に
患者用寝台のｚ方向の相対運動によって選択できる、Ｘ
線ビーム発生器及び検出器から成る測定装置を有するＸ
線ＣＴ装置によって解決される。本発明のＸ線ＣＴ装置
では絞り装置は管近傍の及び検出器近傍の絞りから構成
されており、このため選択的にマトリクス検出器から１
つの検出器ラインが又は複数の検出器ラインが選択でき
る。
【０００９】
【発明の実施の形態】データ検出の際に１つより多くの
検出器ラインが選択され、さらに同時に患者がこの測定
システムに対して相対的に運動する場合、この患者は使
用される検出器ラインの数に相応して時間的にずらされ
て複数回走査される。異なる検出器ラインによって受信
されたプロジェクションデータは所属の局所位置に相応
して計算ユニットにおいて加算される。同時に複数の検
出器ラインを介してデータを検出することによって、と
りわけより高速なＸ線影像の撮影が可能となる。これに
起因する画像のボケは「ボケ低減フィルタ（debluring
filter）」によって補整される。よって、本発明のＸ線
ＣＴ装置では、複数回の走査でも患者の影像の鮮鋭な結
像が成立するように計算ユニットを構成する。
検出器ラインが選択され、さらに同時に患者がこの測定
システムに対して相対的に運動する場合、この患者は使
用される検出器ラインの数に相応して時間的にずらされ
て複数回走査される。異なる検出器ラインによって受信
されたプロジェクションデータは所属の局所位置に相応
して計算ユニットにおいて加算される。同時に複数の検
出器ラインを介してデータを検出することによって、と
りわけより高速なＸ線影像の撮影が可能となる。これに
起因する画像のボケは「ボケ低減フィルタ（debluring
filter）」によって補整される。よって、本発明のＸ線
ＣＴ装置では、複数回の走査でも患者の影像の鮮鋭な結
像が成立するように計算ユニットを構成する。
【００１０】絞りの適切な調整及び測定データの相応の
処理の際に、マルチライン検出器乃至はマトリクス検出
器が、同時に行われる散乱線補正のために、すなわち画
像品質の更なる向上のために使用される。
処理の際に、マルチライン検出器乃至はマトリクス検出
器が、同時に行われる散乱線補正のために、すなわち画
像品質の更なる向上のために使用される。
【００１１】
【実施例】本発明を次に図面に図示された実施例に基づ
いて詳しく説明する。
いて詳しく説明する。
【００１２】図１にはＣＴ装置の測定装置が図示されて
いる。「第３世代」のシステムに相応して、通常は断層
撮影の際に回転する測定システムは、Ｘ線管４、（検出
器５、データ検出部６及びデータ伝送ユニット６ａを有
する）検出器システム及び２つの絞りユニット１０、１
１から構成されている。影像撮影のためにこの測定装置
は任意の位置に、しかし主に（管が上方に来る）垂直位
置又は（管が側面に来る）水平位置に停止される。高さ
を調整できる患者用寝台１は二重矢印ｚの方向にモータ
２によって往復運動可能である。検出器５は（少なくと
も２つの）複数の平行な検出器ラインから構成されてお
り、すなわちマルチライン検出器又はマトリクス検出器
として構成されている。この場合、個々のラインはｚ方
向に等しい幅又は異なる幅を有するように構成されてい
る。
いる。「第３世代」のシステムに相応して、通常は断層
撮影の際に回転する測定システムは、Ｘ線管４、（検出
器５、データ検出部６及びデータ伝送ユニット６ａを有
する）検出器システム及び２つの絞りユニット１０、１
１から構成されている。影像撮影のためにこの測定装置
は任意の位置に、しかし主に（管が上方に来る）垂直位
置又は（管が側面に来る）水平位置に停止される。高さ
を調整できる患者用寝台１は二重矢印ｚの方向にモータ
２によって往復運動可能である。検出器５は（少なくと
も２つの）複数の平行な検出器ラインから構成されてお
り、すなわちマルチライン検出器又はマトリクス検出器
として構成されている。この場合、個々のラインはｚ方
向に等しい幅又は異なる幅を有するように構成されてい
る。
【００１３】異なる幅のラインの配置に対しては、個々
のラインの幅が相応に段階的に区別される場合、隣接す
るラインエレメントを足し合わせることによって、同じ
幅を有する仮想的なマトリクスを作ることができる。別
の考察に対しては、この場合に全ラインの統一幅から出
発してもよい。データ検出システムにおいて仮想的なマ
トリクスを形成するための方法がない場合には、画像コ
ンピュータ８に検出器ラインの異なる幅に相応して重み
付け関数を導入すればよい。本発明はＣＴ装置のこのよ
うに構成された変形実施形態を含む。
のラインの幅が相応に段階的に区別される場合、隣接す
るラインエレメントを足し合わせることによって、同じ
幅を有する仮想的なマトリクスを作ることができる。別
の考察に対しては、この場合に全ラインの統一幅から出
発してもよい。データ検出システムにおいて仮想的なマ
トリクスを形成するための方法がない場合には、画像コ
ンピュータ８に検出器ラインの異なる幅に相応して重み
付け関数を導入すればよい。本発明はＣＴ装置のこのよ
うに構成された変形実施形態を含む。
【００１４】検出器システムの構成には無関係に、検出
器５の出力側はデータ検出システム６に接続され、さら
にデータ伝送区間６ａを介して画像コンピュータ８に接
続されている。この画像構成コンピュータは、影像計算
用の装置の他に入力ユニット、システム制御装置及び画
像表示のための装置、画像保管部及び画像伝送部をデー
タネットワークの形式で有している。計算された影像の
表示はモニタ９で行われる。
器５の出力側はデータ検出システム６に接続され、さら
にデータ伝送区間６ａを介して画像コンピュータ８に接
続されている。この画像構成コンピュータは、影像計算
用の装置の他に入力ユニット、システム制御装置及び画
像表示のための装置、画像保管部及び画像伝送部をデー
タネットワークの形式で有している。計算された影像の
表示はモニタ９で行われる。
【００１５】Ｘ線管４はＸ線発生器７から給電される。
さらに寝台用モータ２のための制御装置２ａが存在し、
この制御装置２ａもＸ線発生器７及びデータ検出システ
ム６に接続されている。Ｘ線管４は患者用寝台１の長手
方向（ｚ軸方向）を横断するファン状のＸ線ビーム束４
ａを放射する。このファン状Ｘ線ビーム束４ａは検出器
５に命中する。面状に形成されたマルチライン検出器５
はｚ軸に対して垂直に経過する軸を中心に屈曲してい
る。この屈曲は、通常は焦点１２をこの軸が通過し、こ
の屈曲がこの焦点を中心とする円を描くように形成され
ている。平面検出器を含めた任意の別の屈曲が可能であ
る。
さらに寝台用モータ２のための制御装置２ａが存在し、
この制御装置２ａもＸ線発生器７及びデータ検出システ
ム６に接続されている。Ｘ線管４は患者用寝台１の長手
方向（ｚ軸方向）を横断するファン状のＸ線ビーム束４
ａを放射する。このファン状Ｘ線ビーム束４ａは検出器
５に命中する。面状に形成されたマルチライン検出器５
はｚ軸に対して垂直に経過する軸を中心に屈曲してい
る。この屈曲は、通常は焦点１２をこの軸が通過し、こ
の屈曲がこの焦点を中心とする円を描くように形成され
ている。平面検出器を含めた任意の別の屈曲が可能であ
る。
【００１６】Ｘ線ビーム束４ａをｚ軸の方向に向かって
絞り込むために少なくとも１つの管近傍のスリット絞り
１０が存在する。スライスプロフィールの改善された形
成及び散乱線の低減のために、検出器近傍の第２のスリ
ット絞り１１が存在する。
絞り込むために少なくとも１つの管近傍のスリット絞り
１０が存在する。スライスプロフィールの改善された形
成及び散乱線の低減のために、検出器近傍の第２のスリ
ット絞り１１が存在する。
【００１７】ＣＴ画像作成の場合、これらのスリット絞
り１０、１１によってファン状Ｘ線ビーム束４ａがｚ軸
方向に向かって絞り込まれ、このためこのファン状Ｘ線
ビーム束４ａはこの軸に対して垂直に経過し、患者の１
つ又は複数の細いスライスを透過する。測定システム
４、５がこのシステムのｚ軸を中心にして回転している
間に、連続的にプロジェクションデータが検出され、デ
ータ検出システム６から画像コンピュータ８に供給さ
れ、この画像コンピュータ８がこのデータから１つ又は
複数の横断面スライス画像を計算し、このスライス画像
の再生をモニタ９で行う。測定システム４、５の回転と
患者用寝台１のｚ方向の並進とが同時に行われることに
よって、この測定装置４、５はスパイラル動作でＣＴ画
像を作成するためにも使用される。
り１０、１１によってファン状Ｘ線ビーム束４ａがｚ軸
方向に向かって絞り込まれ、このためこのファン状Ｘ線
ビーム束４ａはこの軸に対して垂直に経過し、患者の１
つ又は複数の細いスライスを透過する。測定システム
４、５がこのシステムのｚ軸を中心にして回転している
間に、連続的にプロジェクションデータが検出され、デ
ータ検出システム６から画像コンピュータ８に供給さ
れ、この画像コンピュータ８がこのデータから１つ又は
複数の横断面スライス画像を計算し、このスライス画像
の再生をモニタ９で行う。測定システム４、５の回転と
患者用寝台１のｚ方向の並進とが同時に行われることに
よって、この測定装置４、５はスパイラル動作でＣＴ画
像を作成するためにも使用される。
【００１８】Ｘ線影像の作成のために、測定装置４、５
は回転しないようにロックされる。同時に患者用寝台１
の位置を固定することによって、検出器５の幅のストリ
ップ状の影像が可能である。表示すべき領域がｚ方向に
検出器マトリクスの幅より大きい場合、Ｘ線ビームをオ
ン状態にしたままで測定装置４、５に対して相対的に所
定の距離だけｚ軸方向に患者用寝台１を運動させる。こ
の場合、検出器５は、連続的にデータ検出システム６及
び伝送区間６ａを介して、ｊ番目のプロジェクション及
び検出器５のｉ番目のラインに対する測定値プロジェク
ションＰM(ｊ，ｉ，ｋ)の形式で測定データを供給す
る。プロジェクション内においてチャネルはｋで表され
る。この場合、患者は平行な検出器ラインによって次々
と何回もｚ方向に走査される。
は回転しないようにロックされる。同時に患者用寝台１
の位置を固定することによって、検出器５の幅のストリ
ップ状の影像が可能である。表示すべき領域がｚ方向に
検出器マトリクスの幅より大きい場合、Ｘ線ビームをオ
ン状態にしたままで測定装置４、５に対して相対的に所
定の距離だけｚ軸方向に患者用寝台１を運動させる。こ
の場合、検出器５は、連続的にデータ検出システム６及
び伝送区間６ａを介して、ｊ番目のプロジェクション及
び検出器５のｉ番目のラインに対する測定値プロジェク
ションＰM(ｊ，ｉ，ｋ)の形式で測定データを供給す
る。プロジェクション内においてチャネルはｋで表され
る。この場合、患者は平行な検出器ラインによって次々
と何回もｚ方向に走査される。
【００１９】この際、この値ＰM(ｊ，ｉ，ｋ)から画像
コンピュータ８によって断層画像Ｔ乃至は検出器ライン
ｉに配属された断層画像Ｔiが作成され、モニタ９で再
生される。この断層画像の計算は後で詳しく記述する。
コンピュータ８によって断層画像Ｔ乃至は検出器ライン
ｉに配属された断層画像Ｔiが作成され、モニタ９で再
生される。この断層画像の計算は後で詳しく記述する。
【００２０】絞り１０、１１を調整することによって、
上述の装置による断層画像作成のためのこのシステムの
様々な典型的な特徴が説明される。
上述の装置による断層画像作成のためのこのシステムの
様々な典型的な特徴が説明される。
【００２１】ａ）シングルラインモード 図２は、焦点１２の焦点面１２ａに対して対称的に配向
された、ｎ個のラインを有する検出器５による断層画像
の作成の際に、ただ１つの検出器ラインが使用される様
子を示している。ｎはこの場合奇数でなくてはならな
い。スリット絞り１０、１１は、ただ１つの検出器ライ
ン、すなわち中央の検出器ラインのみがＸ線ビーム束４
ａによって照射されるように調整される。相応してこの
中央ラインの測定値のみがデータ検出システム６からコ
ンピュータ８に伝送される。これによって、放射線物理
学的には、唯一の検出器ラインから構成された検出器に
よるＸ線影像作成状況に正確に等価なＸ線影像作成のた
めの状況が得られる。
された、ｎ個のラインを有する検出器５による断層画像
の作成の際に、ただ１つの検出器ラインが使用される様
子を示している。ｎはこの場合奇数でなくてはならな
い。スリット絞り１０、１１は、ただ１つの検出器ライ
ン、すなわち中央の検出器ラインのみがＸ線ビーム束４
ａによって照射されるように調整される。相応してこの
中央ラインの測定値のみがデータ検出システム６からコ
ンピュータ８に伝送される。これによって、放射線物理
学的には、唯一の検出器ラインから構成された検出器に
よるＸ線影像作成状況に正確に等価なＸ線影像作成のた
めの状況が得られる。
【００２２】検出器ラインが偶数個の場合、つまりｎが
偶数である場合、対称的な配置に対してスリット絞り１
０、１１を図３、図４、図５に図示されているように調
整することが可能である。図３の焦点１２は検出器５に
対して対称的に配置されているので、Ｘ線ビーム束４ａ
は図３の絞り込みの場合にはやや傾斜している。この傾
斜状態は、検出器５をｚ軸方向にほんの少しシフトすれ
ば回避できる。図４では検出器は検出器ライン幅の半分
ｄ/２だけシフトされ、従って焦点面１２ａに対して非
対称に配向されている。
偶数である場合、対称的な配置に対してスリット絞り１
０、１１を図３、図４、図５に図示されているように調
整することが可能である。図３の焦点１２は検出器５に
対して対称的に配置されているので、Ｘ線ビーム束４ａ
は図３の絞り込みの場合にはやや傾斜している。この傾
斜状態は、検出器５をｚ軸方向にほんの少しシフトすれ
ば回避できる。図４では検出器は検出器ライン幅の半分
ｄ/２だけシフトされ、従って焦点面１２ａに対して非
対称に配向されている。
【００２３】検出器５を固定的に非対称的に配向するこ
とによって断層画像の作成の際にコーン角度の拡大がも
たらされる。焦点面１２ａのわずかな傾きのため、患者
用寝台１の上方に垂直に管４が位置する場合に又は患者
用寝台１の下方に垂直に管４が位置する場合に影像はこ
の不都合なしに作成される。この傾きはこの場合図６か
ら次の値である。すなわち、 δ＝arctan(ｄ/２Ｄ) ただしここで検出器ラインの幅がｄであり、焦点１２か
ら検出器５までの距離がＤである。従って、ラインが偶
数個でかつ管の位置が有利な場合にも患者用寝台平面に
対して正確に垂直な影像のプロジェクションが可能であ
る。
とによって断層画像の作成の際にコーン角度の拡大がも
たらされる。焦点面１２ａのわずかな傾きのため、患者
用寝台１の上方に垂直に管４が位置する場合に又は患者
用寝台１の下方に垂直に管４が位置する場合に影像はこ
の不都合なしに作成される。この傾きはこの場合図６か
ら次の値である。すなわち、 δ＝arctan(ｄ/２Ｄ) ただしここで検出器ラインの幅がｄであり、焦点１２か
ら検出器５までの距離がＤである。従って、ラインが偶
数個でかつ管の位置が有利な場合にも患者用寝台平面に
対して正確に垂直な影像のプロジェクションが可能であ
る。
【００２４】代わりに、ライン数が偶数である場合、図
５に示された絞り込みも可能である。この場合、中央の
２つのラインがそれぞれ半分だけ照射されるように絞り
１０及び１１を調整する。付加的な加算素子によって両
方のラインのチャネルはＡ/Ｄ変換の直前で統合されて
データ検出システム６に供給されるか、又はこの２つの
ラインのチャネルは別個に検出され画像コンピュータ８
に伝送される。後者の場合、隣接するラインのチャネル
の加算は画像コンピュータで行われる。
５に示された絞り込みも可能である。この場合、中央の
２つのラインがそれぞれ半分だけ照射されるように絞り
１０及び１１を調整する。付加的な加算素子によって両
方のラインのチャネルはＡ/Ｄ変換の直前で統合されて
データ検出システム６に供給されるか、又はこの２つの
ラインのチャネルは別個に検出され画像コンピュータ８
に伝送される。後者の場合、隣接するラインのチャネル
の加算は画像コンピュータで行われる。
【００２５】ｂ）マルチラインモード 図７は検出器５の有利な利用法を示している。この利用
法では、検出器５のうちのｍ個（ｍ≦ｎ）の平行な検出
器ラインが、スリット絞り１０、１１を相応に調整する
ことによってマルチライン検出器又はマトリクス検出器
のｎ個のラインから選択される。
法では、検出器５のうちのｍ個（ｍ≦ｎ）の平行な検出
器ラインが、スリット絞り１０、１１を相応に調整する
ことによってマルチライン検出器又はマトリクス検出器
のｎ個のラインから選択される。
【００２６】原理的にはこの装置において各検出器ライ
ンｉ（ｉ＝１，...，ｍ）によって別個の影像Ｔiに対す
るデータが得られる（図７の例ではｉ＝１,２,３,４
）。この場合、個々の画像の作成は、シングルライン
検出器における影像の計算に相応して同一の検出器ライ
ンの複数のプロジェクションを影像の等間隔の走査線へ
と統合することによって行われる。測定終了後、影像Ｔ
iとＴi＋１とは相互にこのＣＴ装置のアイソセンタにお
ける個々のスライスの幅Δｚdに相応する距離だけｚ方
向にシフトされて加算され１つの全体画像を作り出す。
加算の前のこのシフトによって個々の画像のラインの正
確な空間的相関関係が保証される。
ンｉ（ｉ＝１，...，ｍ）によって別個の影像Ｔiに対す
るデータが得られる（図７の例ではｉ＝１,２,３,４
）。この場合、個々の画像の作成は、シングルライン
検出器における影像の計算に相応して同一の検出器ライ
ンの複数のプロジェクションを影像の等間隔の走査線へ
と統合することによって行われる。測定終了後、影像Ｔ
iとＴi＋１とは相互にこのＣＴ装置のアイソセンタにお
ける個々のスライスの幅Δｚdに相応する距離だけｚ方
向にシフトされて加算され１つの全体画像を作り出す。
加算の前のこのシフトによって個々の画像のラインの正
確な空間的相関関係が保証される。
【００２７】より正確にはＺilは検出器ラインｉに対す
る影像Ｔiにおけるｌ番目のラインを示す。よって、全
体画像のｌ番目のラインＺlは次式によって合成され
る。
る影像Ｔiにおけるｌ番目のラインを示す。よって、全
体画像のｌ番目のラインＺlは次式によって合成され
る。
【００２８】 Ｚl＝Ｚml＋Ｚm−1,l＋1＋.....Ｚ１,l＋m−1 又は画像Ｔiを基準にして
【００２９】
【数１】
【００３０】ただしここでインデックスｋはｌ番目のラ
イン内の画素を示す。
イン内の画素を示す。
【００３１】よって、個々の検出器ラインからの情報を
加算する本発明のやり方にとっては、まず最初に部分画
像Ｔiを作成し次にこれを加算して出力画像を作り出す
のか、それともすでに測定中に個々のラインの結果を重
畳するのか、ということは重要ではない。影像の重畳の
オンライン計算のための本発明の方法（グローイング・
トポグラム（Growing Topogram））を後で示す。
加算する本発明のやり方にとっては、まず最初に部分画
像Ｔiを作成し次にこれを加算して出力画像を作り出す
のか、それともすでに測定中に個々のラインの結果を重
畳するのか、ということは重要ではない。影像の重畳の
オンライン計算のための本発明の方法（グローイング・
トポグラム（Growing Topogram））を後で示す。
【００３２】「ボケ低減フィルタ（debluring filte
r）」並んで配置された複数のスライスの同時走査によ
って影像撮影を加速することが可能となる。しかし、こ
のために必要な患者用寝台のより高速なシフトによっ
て、ｚ方向における影像のより強いボケが現れる。この
ボケを補整するために、「ボケ低減フィルタ」の使用に
よって鮮鋭な結像が得られる。影像の実現に使用される
「ボケ低減フィルタ」を後で記述する。
r）」並んで配置された複数のスライスの同時走査によ
って影像撮影を加速することが可能となる。しかし、こ
のために必要な患者用寝台のより高速なシフトによっ
て、ｚ方向における影像のより強いボケが現れる。この
ボケを補整するために、「ボケ低減フィルタ」の使用に
よって鮮鋭な結像が得られる。影像の実現に使用される
「ボケ低減フィルタ」を後で記述する。
【００３３】適応散乱線補正 線量利用の改善のために個々の影像を加算する他に、適
応散乱線補正が画像改善のために実施できるようにマル
チラインモードでの測定を構成する。
応散乱線補正が画像改善のために実施できるようにマル
チラインモードでの測定を構成する。
【００３４】本発明ではこの目的のためにｚ方向におい
てＸ線ビームを絞り込み、ダイレクトなＸ線ビームが検
出器ラインの一部分のみに命中するようにする。有利に
は、図８のようにＸ線ビームを中央の検出器ラインｍi
に対称的に配向する。しかし、このダイレクトなＸ線ビ
ーム内にない乃至はこのダイレクトなＸ線ビーム内に入
れない外側の検出器ライン、少なくとも１つのライン
は、この場合散乱線成分の測定に利用される。後で記述
する計算方法に従って、散乱線測定からの情報は本来の
測定ラインの補正に使用される。
てＸ線ビームを絞り込み、ダイレクトなＸ線ビームが検
出器ラインの一部分のみに命中するようにする。有利に
は、図８のようにＸ線ビームを中央の検出器ラインｍi
に対称的に配向する。しかし、このダイレクトなＸ線ビ
ーム内にない乃至はこのダイレクトなＸ線ビーム内に入
れない外側の検出器ライン、少なくとも１つのライン
は、この場合散乱線成分の測定に利用される。後で記述
する計算方法に従って、散乱線測定からの情報は本来の
測定ラインの補正に使用される。
【００３５】このマルチライン技術の利点は、以下の点
である。
である。
【００３６】ａ）同じ管電流で影像に対する線量が数倍
（ｍ倍）になる。これはとりわけ強い被検体減弱（太っ
た患者、肩領域の側面からの影像）の場合に重要であ
る。
（ｍ倍）になる。これはとりわけ強い被検体減弱（太っ
た患者、肩領域の側面からの影像）の場合に重要であ
る。
【００３７】ｂ）これに相応して同じくらいの線量では
管電流は１/ｍ倍に低減される。
管電流は１/ｍ倍に低減される。
【００３８】ｃ）ｍ個のラインの検出器を使用する場合
に撮影パラメータ、すなわち管電流及び面積当たりの線
量を一定に保つならば、撮影は１/ｍ倍の時間で行われ
る、もしくは同じ撮影時間ならば影像をｚ方向にｍ倍拡
大することができる。
に撮影パラメータ、すなわち管電流及び面積当たりの線
量を一定に保つならば、撮影は１/ｍ倍の時間で行われ
る、もしくは同じ撮影時間ならば影像をｚ方向にｍ倍拡
大することができる。
【００３９】ｄ）コリメータ１０、１１及び画像計算を
相応に調整することによって、マルチラインシステムに
より適応散乱線補正を行うことができ、従って結像の改
善ができる。
相応に調整することによって、マルチラインシステムに
より適応散乱線補正を行うことができ、従って結像の改
善ができる。
【００４０】マルチライン検出器におけるＸ線影像のた
めの画像計算 （ドイツ特許第４２２３４３０号に記述されている）シ
ングルライン検出器のためのオンライン影像計算方法に
相応して、マルチライン影像においても画像コンピュー
タ８においてオンライン処理が実施できる。前述のマル
チラインシステムの利点を完全に利用するために、図９
及び図１０に従って新しい計算方法を示す。この場合、
ブロック図に図示されている計算は各ラインに対して測
定とともに実施され、影像は「グローイング・トポグラ
ム」として既に測定中にモニタ９に出力される。様々な
計算ステップの概略図が図９に示されている。
めの画像計算 （ドイツ特許第４２２３４３０号に記述されている）シ
ングルライン検出器のためのオンライン影像計算方法に
相応して、マルチライン影像においても画像コンピュー
タ８においてオンライン処理が実施できる。前述のマル
チラインシステムの利点を完全に利用するために、図９
及び図１０に従って新しい計算方法を示す。この場合、
ブロック図に図示されている計算は各ラインに対して測
定とともに実施され、影像は「グローイング・トポグラ
ム」として既に測定中にモニタ９に出力される。様々な
計算ステップの概略図が図９に示されている。
【００４１】有利には、この場合、異なる検出器ライン
からのあらゆる寄与値が走査線のオンライン計算のため
に直接使用されるようにアルゴリズムを構成する。
からのあらゆる寄与値が走査線のオンライン計算のため
に直接使用されるようにアルゴリズムを構成する。
【００４２】プロジェクションデータＰMの処理のため
には、第１の計算ステップにおいて時間的に一定の間隔
ｄｔ＝ｃｏｎｓｔで測定される、それぞれｉ番目の検出
器ラインのｊ番目のプロジェクションＰM(j,ｉ,k)が、
重み付け加算（補間）によって、一定間隔Δｚr＝ｃｏ
ｎｓｔを有するそれぞれｉ番目の検出器ラインのｌr番
目の走査線Ｚr(ｌr,ｉ,k)に換算される（図１０参
照）。この場合ラインＺr毎に加算されるプロジェクシ
ョンＰMの個数Ｌは寝台運動の瞬時の速度ＶjMの関数で
ある。「ボケ低減フィルタ」の最適化のために、有利に
はまず最初にｚ方向における係数νだけ高められた画像
サンプリング周波数から出発する。従って、最終的に得
られる影像のライン間隔がΔｚbである場合、計算のた
めのライン間隔は次式で与えられる。
には、第１の計算ステップにおいて時間的に一定の間隔
ｄｔ＝ｃｏｎｓｔで測定される、それぞれｉ番目の検出
器ラインのｊ番目のプロジェクションＰM(j,ｉ,k)が、
重み付け加算（補間）によって、一定間隔Δｚr＝ｃｏ
ｎｓｔを有するそれぞれｉ番目の検出器ラインのｌr番
目の走査線Ｚr(ｌr,ｉ,k)に換算される（図１０参
照）。この場合ラインＺr毎に加算されるプロジェクシ
ョンＰMの個数Ｌは寝台運動の瞬時の速度ＶjMの関数で
ある。「ボケ低減フィルタ」の最適化のために、有利に
はまず最初にｚ方向における係数νだけ高められた画像
サンプリング周波数から出発する。従って、最終的に得
られる影像のライン間隔がΔｚbである場合、計算のた
めのライン間隔は次式で与えられる。
【００４３】Δｚr＝Δｚb/ν 公式としては次式が得られる。
【００４４】
【数２】
【００４５】第２のステップでは異なる検出器ラインの
寄与値が統合される。等しいライン間隔を有する検出器
において又は既に等しいライン間隔で統合されたプロジ
ェクションにおいて、Δｚb＝ν・Δｚrのずれに相応し
て、νラインだけずれたパケット（インデックスｌr）
からそれぞれ隣接する検出器ライン（インデックスｋ）
が加算される。
寄与値が統合される。等しいライン間隔を有する検出器
において又は既に等しいライン間隔で統合されたプロジ
ェクションにおいて、Δｚb＝ν・Δｚrのずれに相応し
て、νラインだけずれたパケット（インデックスｌr）
からそれぞれ隣接する検出器ライン（インデックスｋ）
が加算される。
【００４６】
【数３】
【００４７】検出器ラインが等間隔ではないラスタ状に
存在する場合、適当なやり方で各チャネルｋに対して隣
接する検出器ラインｉとｉ＋１との間で、すなわち個々
の検出器ラインの順次読み出される値...,ｌr−１,ｌ
r ,ｌr＋１,...の間で補間される。連続する値の間のそ
れぞれｎ個の基準点による補間、すなわち２つの隣接す
るライン毎の補間はｎ・ｍ補間マトリクスにまとめられ
る。使用される補間形式に依存して決定される補間重み
付けｂ(λ,κ)によって第２の処理ステップのための次
の一般的な補間規則が与えられる。
存在する場合、適当なやり方で各チャネルｋに対して隣
接する検出器ラインｉとｉ＋１との間で、すなわち個々
の検出器ラインの順次読み出される値...,ｌr−１,ｌ
r ,ｌr＋１,...の間で補間される。連続する値の間のそ
れぞれｎ個の基準点による補間、すなわち２つの隣接す
るライン毎の補間はｎ・ｍ補間マトリクスにまとめられ
る。使用される補間形式に依存して決定される補間重み
付けｂ(λ,κ)によって第２の処理ステップのための次
の一般的な補間規則が与えられる。
【００４８】
【数４】
【００４９】検出器ラインの統合に続いて第３ステップ
では患者用寝台の連続運動によるボケアーチファクトを
低減する本来の「ボケ低減フィルタ」が使用される。こ
のフィルタのパラメータ設定方法はとりわけAndrews及
びHunt1の文献に記載されている。
では患者用寝台の連続運動によるボケアーチファクトを
低減する本来の「ボケ低減フィルタ」が使用される。こ
のフィルタのパラメータ設定方法はとりわけAndrews及
びHunt1の文献に記載されている。
【００５０】有利にはこの「ボケ低減フィルタ」を非再
帰形デジタルフィルタ（ＦＩＲフィルタ）として構成す
る。インパルス応答の長さＭ（Ｍは奇数）及びこのイン
パルス応答の係数ｈ(κ)はｚ方向における平滑化に相応
して決定される。このフィルタの出力値ＺrD(ｌr,ｋ)は
次式によって計算される。
帰形デジタルフィルタ（ＦＩＲフィルタ）として構成す
る。インパルス応答の長さＭ（Ｍは奇数）及びこのイン
パルス応答の係数ｈ(κ)はｚ方向における平滑化に相応
して決定される。このフィルタの出力値ＺrD(ｌr,ｋ)は
次式によって計算される。
【００５１】
【数５】
【００５２】この「ボケ低減フィルタ」を実施するため
にνだけ高められたｚ方向におけるサンプリングが選択
されていた。この出力値を相応にサブサンプリングする
ことによって本来の走査線Ｚb(ｌb,ｋ) が得られる。
にνだけ高められたｚ方向におけるサンプリングが選択
されていた。この出力値を相応にサブサンプリングする
ことによって本来の走査線Ｚb(ｌb,ｋ) が得られる。
【００５３】Ｚb(ｌb,ｋ)＝ＺrD(ν・ｌb,ｋ) 図１０に示されている実現提案は可能な実施形態であ
る。計算経過を最適化するための上述の関係式の様々な
変形実施形態が本発明には含まれる。特にサブサンプリ
ングの際に不必要とされる値まで計算する必要がないよ
うに「ボケ低減フィルタ」が変形される。ｌrに依存す
る出力値ＺrDの計算にラスタΔｚrの全ての隣接する値
が寄与するので、全ての測定データが取り出される。サ
ブサンプリングによって画像ノイズ乃至は「線量利用」
への付加的な影響は発生しない。
る。計算経過を最適化するための上述の関係式の様々な
変形実施形態が本発明には含まれる。特にサブサンプリ
ングの際に不必要とされる値まで計算する必要がないよ
うに「ボケ低減フィルタ」が変形される。ｌrに依存す
る出力値ＺrDの計算にラスタΔｚrの全ての隣接する値
が寄与するので、全ての測定データが取り出される。サ
ブサンプリングによって画像ノイズ乃至は「線量利用」
への付加的な影響は発生しない。
【００５４】ステップ１〜３における計算はそれぞれ異
なるラインの全ての画素ｋに対して実施される。この場
合、適当なバッファメモリの構造化により複数のＣＰＵ
で画素ｋの並列処理が可能である。
なるラインの全ての画素ｋに対して実施される。この場
合、適当なバッファメモリの構造化により複数のＣＰＵ
で画素ｋの並列処理が可能である。
【００５５】第４の計算ステップでは図９に従って、シ
ングルライン検出器の場合の影像計算のように、ライン
方向に、つまりｚ方向に対して垂直方向に畳み込みが行
われる。ライン方向におけるフィルタのインパルス応答
は、減弱補整及びエッジ鮮鋭化が行われるように選択さ
れる。しかし、この場合、量子ノイズに関連する両方の
方向において均一な画像の印象に注意すべきである。こ
のライン方向のフィルタは直線畳み込みとして又は高速
フーリエ変換による「高速畳み込み」として実施され
る。
ングルライン検出器の場合の影像計算のように、ライン
方向に、つまりｚ方向に対して垂直方向に畳み込みが行
われる。ライン方向におけるフィルタのインパルス応答
は、減弱補整及びエッジ鮮鋭化が行われるように選択さ
れる。しかし、この場合、量子ノイズに関連する両方の
方向において均一な画像の印象に注意すべきである。こ
のライン方向のフィルタは直線畳み込みとして又は高速
フーリエ変換による「高速畳み込み」として実施され
る。
【００５６】ビーム束４ａの絞り込みは、上述したよう
な適応散乱線補正が可能となるように行われる。次い
で、本来の画像構成のために内側のｍi検出器ラインだ
けが使用される。外側の検出器の測定値から、内側の検
出器への被検体に依存する散乱線の影響が算出され、画
像構成に寄与する個々の検出器ラインに対する補正マト
リクスＳ(ｉ,ｋ)が形成される。多くの場合、計算の簡
略化のために補正マトリクスＳ(ｉ,ｋ)を統合して補正
ベクトルＳ´(ｋ)とすることが可能である。すると散乱
線補正はサンプリング低減の後で行われる。
な適応散乱線補正が可能となるように行われる。次い
で、本来の画像構成のために内側のｍi検出器ラインだ
けが使用される。外側の検出器の測定値から、内側の検
出器への被検体に依存する散乱線の影響が算出され、画
像構成に寄与する個々の検出器ラインに対する補正マト
リクスＳ(ｉ,ｋ)が形成される。多くの場合、計算の簡
略化のために補正マトリクスＳ(ｉ,ｋ)を統合して補正
ベクトルＳ´(ｋ)とすることが可能である。すると散乱
線補正はサンプリング低減の後で行われる。
【００５７】 ＺrS´(ｌb,ｋ)＝Ｆ{Ｚr(ｌb,ｋ)；Ｓ(ｋ)} 補正された値ＺrS´(ｌb,ｋ)は次いで図１１に図示され
ているようにライン方向に畳み込みをするための最後の
計算ステップに供給される。
ているようにライン方向に畳み込みをするための最後の
計算ステップに供給される。
【００５８】個々の計算ステップの実施は特別な計算回
路の形式のブロック図に従って行われる。本発明で提案
された方法を有利にはプログラミング可能な計算エレメ
ントで実施することもできる。
路の形式のブロック図に従って行われる。本発明で提案
された方法を有利にはプログラミング可能な計算エレメ
ントで実施することもできる。
【図１】本発明の技術思想を説明するためのＸ線ＣＴ装
置の基本部分の概略図である。
置の基本部分の概略図である。
【図２】絞り位置における図１のＸ線ＣＴ装置の測定装
置を示す概略図である。
置を示す概略図である。
【図３】絞り位置における図１のＸ線ＣＴ装置の測定装
置を示す概略図である。
置を示す概略図である。
【図４】絞り位置における図１のＸ線ＣＴ装置の測定装
置を示す概略図である。
置を示す概略図である。
【図５】絞り位置における図１のＸ線ＣＴ装置の測定装
置を示す概略図である。
置を示す概略図である。
【図６】絞り位置における図１のＸ線ＣＴ装置の測定装
置を示す概略図である。
置を示す概略図である。
【図７】複数の検出器ラインによる同時測定の際の部分
画像の重畳の様子を示す概略図である。
画像の重畳の様子を示す概略図である。
【図８】照射領域における付加的な測定による散乱線補
正のためのシステムを示す概略図である。
正のためのシステムを示す概略図である。
【図９】影像の画像構成の概略図である。
【図１０】検出器チャネルの統合及びボケ低減フィルタ
のブロック線図である。
のブロック線図である。
【図１１】散乱線補正方法の概略図である。
１ 患者用寝台 ２ モータ ２ａ 制御装置 ４ Ｘ線管 ５ 検出器 ６ データ検出部 ６ａ データ伝送ユニット ７ Ｘ線発生器 ８ 画像コンピュータ ９ モニタ １０ 絞りユニット １１ 絞りユニット １２ 焦点 １２ａ 焦点面
Claims (27)
- 【請求項１】 Ｘ線ビーム発生器（４）及び検出器
（５）から成る測定装置を有するＸ線ＣＴ装置であっ
て、前記検出器（５）は多数の平行な検出器ラインから
構成されており、 少なくとも１つの管近傍のスリット絞り（１０）及び選
択的に検出器近傍のスリット絞り（１１）が設けられて
おり、 これらのスリット絞り（１０、１１）は個々に調整可能
であり、これにより、選択的にＸ線影像を作成するため
の前記検出器（５）の１つの又は複数の検出器ライン
を、測定装置（４、５）が回転しないようにロックされ
た場合に患者用寝台（１）のｚ方向の相対運動によって
選択できる、Ｘ線ビーム発生器（４）及び検出器（５）
から成る測定装置を有するＸ線ＣＴ装置。 - 【請求項２】 ただ１つの検出器ラインがＸ線影像の作
成のためのデータ検出に使用される、請求項１記載のＸ
線ＣＴ装置。 - 【請求項３】 奇数個の検出器ラインを有し、さらにＸ
線影像のデータ測定のための中央のラインを対称的に位
置決めする、請求項１及び２記載のＸ線ＣＴ装置。 - 【請求項４】 偶数個の検出器ラインを有し、さらにＸ
線影像のデータ測定のために使用される検出器ラインを
焦点面（１２ａ）に対して非対称的に位置決めする、請
求項１及び２記載のＸ線ＣＴ装置。 - 【請求項５】 検出器（５）はｚ方向に１つの検出器ラ
インの幅の半分だけシフトされて位置決めされる、請求
項１及び２記載のＸ線ＣＴ装置。 - 【請求項６】 検出器はｚ方向にシフト可能に位置決め
される、請求項４記載のＸ線ＣＴ装置。 - 【請求項７】 偶数個の検出器ラインが設けられてお
り、さらに中央の２つのラインが測定に使用される、請
求項１記載のＸ線ＣＴ装置。 - 【請求項８】 中央の２つの検出器ラインが絞りシステ
ム（１０、１１）によって照射され、この結果、前記２
つの検出器ラインからの信号を加算することによって検
出器信号が所望の比較的小さい有効な検出器幅によって
得られる、請求項７記載のＸ線ＣＴ装置。 - 【請求項９】 有効な検出器幅は検出器ラインの幅と等
しい、請求項８記載のＸ線ＣＴ装置。 - 【請求項１０】 信号の統合が固有の計算プロセスによ
ってアナログ的に又はデジタル的にデータ検出システム
（６）において行われる、請求項７、８及び９記載のＸ
線ＣＴ装置。 - 【請求項１１】 ２つの検出器ラインの信号は別個に画
像コンピュータ（８）に伝送され、さらに該画像コンピ
ュータ（８）での統合は付加的なシフトなしに行われ
る、請求項７、８及び９記載のＸ線ＣＴ装置。 - 【請求項１２】 Ｘ線ビーム束（４ａ）は小さな角度だ
け傾けられており、このため、優先位置（管（４）が上
方にあるか又は下方にある）での測定において、測定面
は患者用寝台面に対して垂直乃至は患者を貫く横断面に
対して平行である、請求項４記載のＸ線ＣＴ装置。 - 【請求項１３】 同時に複数の検出器ラインがＸ線影像
作成のために使用され、さらに個々の検出器ラインの信
号はシフトされて加算される、請求項１記載のＸ線ＣＴ
装置。 - 【請求項１４】 個々の部分画像のシフト加算は、ＣＴ
装置のアイソセンタのスライスの厚みに相応してシフト
されて行われる、請求項１３記載のＸ線ＣＴ装置。 - 【請求項１５】 Ｘ線影像は各検出器ラインに対して別
個に計算され、その後で部分画像がスライスのずれに相
応して加算される、請求項１３及び１４記載のＸ線ＣＴ
装置。 - 【請求項１６】 有効な検出器ラインは全て等しい幅を
持ち、 個々の測定されたラインの信号はすぐに処理されて、既
に測定中にライン毎にスライスのずれに相応してシフト
されて加算される、請求項１３及び１４記載のＸ線ＣＴ
装置。 - 【請求項１７】 有効な検出器ラインはそれぞれ異なる
幅を持ち、 個々の測定されたラインの信号はすぐに処理されて、既
に測定中に補間し直され、スライスのずれに相応してシ
フトされて加算され、 この場合、等しい幅のラインに補間し直すこととシフト
加算とが１つの計算ステップに統合される、請求項１３
及び１４記載のＸ線ＣＴ装置。 - 【請求項１８】 内部処理は、最終的に得られる画像の
サンプリングレート乃至はライン周波数よりも高いサン
プリングレート乃至はライン周波数によってｚ方向にお
いて行われる、請求項１６及び１７記載のＸ線ＣＴ装
置。 - 【請求項１９】 寝台運動によるボケを補整するために
ボケ低減フィルタ（debluring filter）又は同様な作用
を持つデジタルフィルタがｚ方向において使用される、
請求項１３及び１４記載のＸ線ＣＴ装置。 - 【請求項２０】 フィルタは個々のラインのシフト加算
の直後にオンラインで実施される、請求項１６、１７及
び１９記載のＸ線ＣＴ装置。 - 【請求項２１】 前もって測定値を一定の幅を有する走
査線に統合することが行われない場合、ボケ低減フィル
タの係数はオンラインで寝台（１）の瞬時速度に適合さ
れる、請求項１９記載のＸ線ＣＴ装置。 - 【請求項２２】 Ｚ方向での画像フィルタリングの後で
最終的なライン周波数へのサンプリング低減を行う、請
求項２０記載のＸ線ＣＴ装置。 - 【請求項２３】 ボケ低減フィルタは、最終的に得られ
る影像に示されるラインのみを計算するように構成され
ている、請求項２０記載のＸ線ＣＴ装置。 - 【請求項２４】 少なくとも１つの検出器ラインは散乱
線の測定に使用される、請求項１及び１４記載のＸ線Ｃ
Ｔ装置。 - 【請求項２５】 測定された散乱線のデータから補正マ
トリクス又は補正ベクトルが作成され、さらにこのマト
リクス乃至はこのベクトルはマルチライン・トポグラム
（Mehrzeilen-Topogramm）におけるＸ線影像の散乱線成
分の補正のために使用される、請求項１、１４及び２４
記載のＸ線ＣＴ装置。 - 【請求項２６】 ｚ方向での様々な処理ステップに続い
て、ｚ方向に対して横断方向につまり検出器ラインの方
向に処理を、有利にはハイパスフィルタリング処理を行
う、シングルライン測定又はマルチライン測定を有する
請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。 - 【請求項２７】 時間的に一定の間隔で測定されたプロ
ジェクションは、瞬時の寝台速度に相応して後続処理の
ために画像コンピュータ（８）において一定の幅の走査
線に換算される、請求項１〜２６までのうちの１項記載
のＸ線ＣＴ装置。
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