(57)【要約】本発明は、円錐形状光線束が検査領域を通過するコンピュータ断層撮影方法に関する、光線束は全体の軌跡において検査領域の周りを移動する放射線源場所からもたらされる。全体の軌跡は、第１の閉じた部分軌跡と、少なくとも１つの第２の閉じた部分軌跡と、第１部分軌跡と少なくとも１つの第２部分軌跡に接続する少なくとも１つの第３部分軌跡とを有する。検査領域の他の側における光線束の強度に依存する測定値は、放射線源場所が全体の軌跡を移動している間に検出器ユニットにより取得され、検査領域のＣＴ画像はそれらの測定値から再構成される。
2007503905.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
コンピュータ断層撮影方法であって：
放射線源により円錐形状光線束を発生させる段階であって、前記光線束は検査領域を通過し且つ放射線源場所からもたらされる、段階；
一方で前記放射線源場所と、他方で全体の軌跡に沿った前記検査領域との間の相対的移動をもたらす段階であって、前記相対的移動は、第１の閉じた部分軌跡に沿った回転軸に関する回転と、第２の閉じた部分軌跡に沿った前記回転軸に関する回転と、互いに前記第１部分軌跡と少なくとも１つの第２部分軌跡とを接続する少なくとも１つの第３部分軌跡に沿った移動とを有する、段階；
前記相対的移動中に検出器ユニットにより、前記検査領域の他の側の前記光線束の強度に応じて測定値を取得する段階；並びに
前記測定値から前記検査領域のＣＴ画像を再構成する段階；
を有することを特徴とするコンピュータ断層撮影方法。
【請求項２】
請求項１に記載のコンピュータ断層撮影方法であって、前記第３部分軌跡は閉じていて、特に楕円形状である、ことを特徴とするコンピュータ断層撮影方法。
【請求項３】
請求項１に記載のコンピュータ断層撮影方法であって、前記第３部分軌跡及び前記第２部分軌跡は、各々の場合、円を構成し、各々の円は、特に、同じ直径を有する、ことを特徴とするコンピュータ断層撮影方法。
【請求項４】
請求項１に記載のコンピュータ断層撮影方法であって、前記再構成はフィルタリング逆投影を用いて実行される、ことを特徴とするコンピュータ断層撮影方法。
【請求項５】
請求項４に記載のコンピュータ断層撮影方法であって、前記フィルタリング逆投影は：
前記測定値を部分的に導き出す段階であって、各々の場合に、与えられた光線が互いに平行である測定値は、それぞれの前記光線がもたらされるそれぞれの軌跡における前記放射線源場所の角位置に基づいて部分的に規定される、段階；
フィルタラインに沿って前記測定値をフィルタリングする段階であって、測定値の前記フィルタリングする段階は：
各々のフィルタラインに関連するフィルタ方向を有する前記測定値に１つ又はそれ以上のフィルタラインを与える手順と；
フィルタリングされるべき前記測定値に属す光線と前記重み付け係数で乗算されるべきそれぞれの前記測定値に属す光線との間に入れられたそれぞれの角度の正弦の逆数に比例するそれぞれの重み付け係数により前記測定値に与えられるフィルタラインに位置する測定値を乗算する手順と；
前記フィルタ方向に前記測定値の各々のフィルタラインに沿って重み付け係数で乗算された前記測定値全てを加算する手順であって、それ故、和が各々のフィルタラインについて得られる、手順と；
フィルタリングされた測定値から前記和を加算する手順と；
を有する段階；並びに
前記の導き出された且つフィルタリングされた測定値を逆投射する段階；
を有する、ことを特徴とするコンピュータ断層撮影方法。
【請求項６】
請求項５に記載のコンピュータ断層撮影方法であって、測定値の前記フィルタリングが前記放射線源と共に回転する仮想平面検出器表面において実行され、第１部分軌跡及び前記の少なくとも１つの第２部分軌跡から選択された２つの隣接する部分軌跡により範囲を定められた前記円錐形状光線束のそれぞれの部分の測定値全てがそれぞれの前記光線に沿って投影され、前記測定値に関連する前記フィルタラインは、前記回転軸に対して垂直な仮想検出器表面において又は第１部分軌跡及び少なくとも１つの第２部分軌跡から選択された前記の２つの隣接する部分軌跡の一部の投影に対する接線において進む、ことを特徴とするコンピュータ断層撮影方法。
【請求項７】
請求項６に記載のコンピュータ断層撮影方法であって、前記検査領域において、前記対象物の動きが相対的に小さい休止相と、前記対象物の動きが相対的に大きい動き相とにおいて交互に周期的に動く対象物が存在し、特に、前記対象物は心臓であり、前記休止相は心臓拡張相であり、測定値は前記対象物がその休止相の１つにあるときにのみ本質的に取得され、測定値は、前記の取得された測定値に属す前記の第１部分軌跡、前記の少なくとも１つの第２部分軌跡及び前記の少なくとも１つの第３部分軌跡における前記放射線源場所が、各々の場合に、所定の角度範囲を有する、ことを特徴とするコンピュータ断層撮影方法。
【請求項８】
請求項１に記載のコンピュータ断層撮影方法であって、動的コリメータ構成が、前記の全体の軌跡における各々の放射線源場所に対して、前記円錐形状光線束が前記第１部分軌跡及び前記の少なくとも１つの第２部分軌跡から選択された２つの隣接する部分軌跡により範囲を定められるように前記円錐形状光線束をコリメートする、ことを特徴とするコンピュータ断層撮影方法。
【請求項９】
特に、請求項１に記載の方法を実行するためのコンピュータ断層スキャナであって：
検査領域を通る光線束を発生させるための放射線源；
回転軸に関して互いに相対させて前記放射線源及び前記検査領域における対象物を回転させ、それらを前記回転軸に対して平行に移動させることを可能にするための駆動構成；
測定値を取得するための検出器ユニットであって、該検出器ユニットは前記放射線源に結合されている、検出器ユニット；
前記測定値からＣＴ画像を再構成するための再構成ユニット；並びに
前記放射線源、前記検出器ユニット、前記駆動構成及び前記再構成ユニットを制御するための制御ユニットであって：
放射線源により円錐形状光線束を発生させる段階であって、前記光線束は検査領域を通過し且つ放射線源場所からもたらされる、段階と；
一方で前記放射線源位置と、他方で全体の軌跡に沿った前記検査領域との間の相対的移動をもたらす段階であって、前記相対的移動は、第１の閉じた部分軌跡に沿った回転軸に関する回転と、第２の閉じた部分軌跡に沿った前記回転軸に関する回転と、互いに前記第１部分軌跡と少なくとも１つの第２部分軌跡とを接続する少なくとも１つの第３部分軌跡に沿った移動とを有する、段階と；
前記相対的移動中に検出器ユニットにより、前記検査領域の他の側の前記光線束の強度に応じて測定値を取得する段階と；
前記測定値から前記検査領域のＣＴ画像を再構成する段階と；
に従う、制御ユニット；
を有する、ことを特徴とするコンピュータ断層スキャナ。
【請求項１０】
請求項９に記載のコンピュータ断層スキャナであって、前記放射線源は、前記回転軸に対して平行に移動されることが可能な放射線源場所を有し、特に、放射線源は前記回転軸に対して平行に移動されることが可能な焦点を有するＸ線源である、ことを特徴とするコンピュータ断層スキャナ。
【請求項１１】
請求項９に記載のコンピュータ断層スキャナであって、前記コンピュータ断層スキャナは、対象物の動きを記録するための記録装置、特に、心臓の動きを記録するための心電計を更に有する、ことを特徴とするコンピュータ断層スキャナ。
【請求項１２】
請求項９に記載のコンピュータ断層スキャナであって、前記コンピュータ断層スキャナは、前記全体の軌跡における各々の放射線源場所に対して、前記円錐形状光線束が前記第１部分軌跡及び前記の少なくとも１つの第２部分軌跡から選択された２つの隣接する部分軌跡により範囲を定められるように適合された動的コリメータ構成を更に有する、ことを特徴とするコンピュータ断層スキャナ。
【請求項１３】
コンピュータ断層スキャナの放射線源、検出器ユニット、駆動構成及び再構成ユニットを制御するための制御ユニットについてのコンピュータプログラムであって、請求項１に記載の方法であって：
放射線源により円錐形状光線束を発生させる段階であって、前記光線束は検査領域を通過し且つ放射線源場所からもたらされる、段階；
一方で前記放射線源位置と、他方で全体の軌跡に沿った前記検査領域との間の相対的移動をもたらす段階であって、前記相対的移動は、第１の閉じた部分軌跡に沿った回転軸に関する回転と、第２の閉じた部分軌跡に沿った前記回転軸に関する回転と、互いに前記第１部分軌跡と少なくとも１つの第２部分軌跡とを接続する少なくとも１つの第３部分軌跡に沿った移動とを有する、段階；
前記相対的移動中に検出器ユニットにより、前記検査領域の他の側の前記光線束の強度に応じて測定値を取得する段階；並びに
前記測定値から前記検査領域のＣＴ画像を再構成する段階；
を実行することを特徴とするコンピュータプログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、患者が位置付けられる検査領域が円錐形状光線束により照射され、光線束を出射する放射線源が検査領域を基準として移動するコンピュータ断層撮影装置に関する。検査領域を透過する放射線の強度に依存する測定値は適切な検出ユニットにより取得され、検査領域のＣＴ画像はそれらの測定値から再構成される。更に、本発明は、その方法を実行するためのコンピュータ断層スキャナ及びコンピュータ断層スキャナを制御するためのコンピュータプログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
上記のタイプの既知の方法においては、放射線源の放射線源位置、即ち、光線束がもたらされる位置は、円形状又は螺旋形状軌跡で検査領域に対して移動する。円形軌跡は、その軌跡の面に存在しない検査領域の部位を適切な方法を用いて再構成することができない不利点を有する。それらの部位を概算の方法を用いて再構成することができるが、これは、ＣＴ画像におけるアーティファクトに繋がる。これに関連して、円形軌跡に沿って取得されるデータ記録は完全ではない。再構成されるべき検査領域内の各々のポイントに対して、そのポイントを有する各々の面が少なくとも１度、その軌跡と交差するとき、及び、そのポイントをそれらの交差するポイントの少なくとも１つからもたらされる光束が通り、それらの光束の吸収が測定されるとき、データ記録は完了する。
【０００３】
他方、放射線源位置が取得中に螺旋形状軌跡を移動する場合、取得される測定値は完全であり、検査領域は、適切な再構成方法であって、例えば、文献“Ａｎａｌｙｓｉｓ  ｏｆ  ａｎ  ｅｘａｃｔ  ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ  ａｌｇｏｒｉｔｈｍ  ｆｏｒ  ｓｐｉｒａｌ  ｃｏｎｅ−ｂｅａｍ  ＣＴ”，Ａ．Ｋａｔｓｅｖｉｃｈ，Ｐｈｙｓ．Ｍｅｄ．Ｂｉｏ；．４７，２５８３−２５９７，２００２（Ｅ１）に記載されている再構成方法を用いて再構成されることができる。螺旋形状軌跡の場合の不利点は、放射線源又は放射線源位置は回転軸の方向において検査領域に対して連続的に進むため、取得中に、放射線源位置はその軌跡における各々の位置が一回のみであることを前提とすることである。取得エラー又は検査されるべき対象物の移動のために取得に対して使用することができない測定値は、再び測定されない。対象物が殆ど移動しない休止相と、対象物が非常に動く動き相において、交互に周期的に移動する対象物の場合、例えば、心臓の場合、休止相中に取得される測定値のみが再構成のために用いられる。放射線源は、回転軸の方向における検査領域に対して進むため、測定値は、しばしば、小さ過ぎる角度範囲に対して取得され、回転軸のポイントにおいて単に少な過ぎる測定値のみが取得され、それ故、十分な品質を有するそれらのポイントのスライス画像の再構成は可能でない。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
本発明の目的は、上記の問題点が低減された方法、コンピュータ断層スキャナ及びコンピュータプログラムの仕様を定めることであり、それ故、良好な品質のＣＴ画像を再構成することができる。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
本発明に従って、この目的は、コンピュータ断層撮影方法であって：
●  放射線源により円錐形状光線束を発生させる段階であって、前記光線束は検査領域を通過し、放射線源場所からもたらされる、段階；
●  一方で、放射線源場所と、他方で、全体的軌跡に沿った検査領域との間の相対的移動をもたらす段階であって、その相対的移動は、第１の閉じた部分軌跡に沿った回転軸に関する回転と、第２の閉じた部分軌跡に沿った回転軸に関する回転と、互いに第１部分軌跡と少なくとも１つの第２部分軌跡とを接続する少なくとも１つの第３部分軌跡に沿った移動とを有する、段階；
●  その相対的移動中に検出器ユニットにより、検査領域の他の側の光線束の強度に応じて測定値を取得する段階；
●  測定値から検査領域のＣＴ画像を再構成する段階；
を有するコンピュータ断層撮影方法により達成される。
【０００６】
第１部分軌跡と第２部分軌跡との間で再構成されるべき検査領域の各々のポイントに対して、それらのポイントを有する各々の面は全体の軌跡と少なくとも１回交差する。それ故、円形の全体的な軌跡と異なり、その全体的な軌跡を用いることにより、それぞれのポイントが、交差のそれぞれのポイントの少なくとも１つからもたらされる光線により通過される場合、完全なデータを取得することが可能である。第１部分軌跡と少なくとも１つの第２部分軌跡との間に位置する検査領域は、それ故、適切な再構成方法を用いて再構成されることができ、このことは画像品質の改善に繋がる。
【０００７】
更に、放射線源場所は、螺旋形状軌跡の場合と異なり、軌跡面を再構成するに十分な量の測定値が取得されるまで、回転軸に関して第１部分軌跡と少なくとも１つの第２部分軌跡とに沿って回転することができる。このことは、特に、例えば、心臓のような上記のタイプの周期的に動いている対象物の再構成の場合に、対象物の休止相と相関関係にある所望の量の測定値が再構成について取得されるまで、放射線源場所は第１部分軌跡及び少なくとも１つの第２部分軌跡に沿って検査領域に対して回転することができるため、画像品質の改善に繋がる。
【０００８】
請求項２に記載されているように、第３部分軌跡は又、所望量の測定値が再構成について取得されるまで、放射線源位置を又、この部分軌跡に沿って回転することができるように、閉じている。
【０００９】
閉じた部分軌跡における検査領域に対する放射線源位置の移動は、放射線源の回転移動の反転が必要とされず、特に、放射線源は一定の角速度で回転することができるため、単純な移動の技術的実行を可能にする。
【００１０】
請求項３に記載しているように、各々の場合の第１部分軌跡及び少なくとも１つの第２部分軌跡は、コンピュータ断層スキャナによる方法の事項を更に簡単化することを可能にし、再構成中の演算量の低減に繋がる。
【００１１】
請求項４においては、小さい演算量を有しつつ、画像品質の更なる改善に繋がる、フィルタリング逆投影を用いる再構成について記載している。
【００１２】
更なる画像品質の改善は、請求項５及び６に記載されている実施形態により達成することができる。
【００１３】
請求項７に記載しているように、周期的に動く対象物が検査領域に位置付けられている場合、測定値は、対象物が休止相にあるときにのみ、本質的に取得される。この場合、取得された測定値に属する第１部分軌跡及び少なくとも１つの第２部分軌跡における放射線源位置は所定の１つの角度範囲又は所定の複数の角度範囲を有するまで、放射線源位置は、第１部分軌跡及び少なくとも１つの第２部分軌跡に沿って動く。それらの角度範囲は、周期的に動く対象物を良好な画像品質を伴って再構成することができるように、選択されることが可能である。それらは、例えば、再構成されるべき検査領域における各々のポイントから放射線源位置を１８０°の連続的な又は全部の角度範囲に対して休止相中に観測することができる。  
請求項８においては、各々の放射線源位置に対して、円錐形状光線束が第１部分軌跡及び少なくとも１つの第２部分軌跡から選択される２つの隣接する部分軌跡により範囲を定められるように、動的コリメータ構成が円錐形状光線束をコリメートすることが記載されている。
【００１４】
本発明に従った方法を実行するためのコンピュータ断層スキャナについて、請求項９に記載している。請求項１０に記載する実施形態においては、放射線源の放射線源位置の移動であって、特に、Ｘ線源の焦点、それ故、例えば、患者用テーブルを移動させることにより、回転軸の方向に移動される必要がある検査領域内に位置付けられた対象物を用いないで、少なくとも１つの第３部分軌跡に沿った検査領域に対する放射線源位置の移動を可能にする。取得処理は、それ故、患者にとって非常に心地よいものであり、患者用テーブルに対する患者の不快な移動はなくなるようになり、それ故、画像品質は更に改善される。Ｘ線源の焦点は物理的対象物より速く動くことができるため、この好適な実施形態は、測定値の更なる高速取得に繋がる。
【００１５】
請求項１１に記載されているコンピュータ断層スキャナの好適な実施形態は、対象物の動きの検出及び記録を可能にする。それ故、対象物が休止相にあるときにのみ、本質的に測定値を取得すること、又は、休止相中に取得された測定値のみを再構成に対して用いることが可能である。これは、画像品質の更なる改善に繋がる。
【００１６】
請求項１２に記載しているように、コンピュータ断層スキャナは、各々の放射線源位置に対して、円錐形状光線束が第１部分軌跡及び少なくとも１つの第２部分軌跡から選択された２つの隣接する部分軌跡により範囲を定められるように、適合された動的コリメータ構成を有する。上記のように、これは放射線被曝量の低減に繋がる。
【００１７】
請求項１３には、請求項９に記載しているコンピュータ断層スキャナを制御するためのコンピュータプログラムについて記載している。
【００１８】
本発明について、以下、図に示す実施形態の例に関して詳述するが、本発明はそれらに限定されるものではない。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１９】
図１に示すコンピュータ断層スキャナは、図１に示す座標系のｚ方向に対して平行に進む回転軸１４に関して回転することができるガントリ１を有する。このために、ガントリ１は、好ましくは一定に、しかし、調節可能な角速度でモータ２により駆動される。放射線源Ｓ、例えば、Ｘ線源がガントリ１に取り付けられている。後者は、放射線源位置において放射線源Ｓのより発生される放射線から、円錐形状光線束４、即ち、ｚ方向及びそれに垂直な方向（即ち、回転軸１４に対して垂直な面において）の両方においてゼロ以外の有限な広がりを有する光線束を排除するコリメータ構成３を備えている。
【００２０】
光線束４は、周期的に動く対象物（図示せず）が本発明に従ったこの実施形態において位置付けられている円筒形検査領域１３を通る。この対象物は、この場合、固有の動きをしている鼓動している心臓であり、ある環境下で又、患者の呼吸の動きのために前後に動かされている。他の実施形態においては、動いていない対象物又は、例えば、肝臓又は脳等の他の周期的に動く体の組織、特に、動いている体の組織の一部又は周期的に動く技術的対象物が又、照射されることが可能である。本発明に従ったコンピュータ断層撮影方法は又、動いていない対象物が検査領域１３に位置付けられているときに実行されることができる。更に、その中で他の対象物が動いている対象物を照射することが可能である。例えば、人間の体内における造影剤の広がりがコンピュータ断層スキャナ（血流検査）を用いて観測される。このために、体は、一般に、低ドーズ量の放射線を用いて比較的長い期間に亘って照射される。
【００２１】
一旦、光線束が検査領域１３を通過すると、光線束４は、ガントリ１に取り付けられ、非常に多くの検出器要素を有する検出器表面を有している検出器ユニット１６に入り、前記検出器要素は、この実施形態においてはマトリクスの方式で行列状に配列されている。検出器の列は、好適には、回転軸１４に対して平行に伸びている。検出器の行は回転軸に対して垂直な面内に位置付けられ、この実施形態においては、放射線源Ｓに関する円の弧
内に配置されている（焦点中心検出器）。他の実施形態においては、しかしながら、それらは又、異なる形状、例えば、回転軸に関する円における弧状又は直線状にすることが可能である。光線束４が衝突する各々の検出器要素は放射線検出器位置の各々の位置に光線束４の測定値を与える。
【００２２】
αｍａｘで設計されている光線束４の開き角は、測定値の取得中に、検査されるべき対象物が位置付けられる対象物円筒形の直径を決定する。この場合、開き角は光線束のエッジにおける回転軸１４に対して垂直な平面内並びに放射線源Ｓ及び回転軸１４を通る平面内に位置する光線により囲まれる角度として定義される。
【００２３】
検査領域１３又は患者用テーブルは、回転軸１４又はｚ軸に対して平行なモータ５により移動することが可能である。しかしながら、同様の方式で、ガントリは又、この方向に移動することが可能である。この実施形態の例においては、Ｘ線源は、回転軸に対して平行に移動することができる焦点を有し、その焦点からＸ線はもたらされる。放射線源場所は、それ故、回転軸に対して平行に移動することができる。
【００２４】
モータ２、５及び移動可能焦点により、放射線源Ｓ、Ｘ線源の焦点及び検出器ユニット１６は、検査領域１３に対する全体の軌跡２０を示すことができ、その全体の軌跡は仮想円筒形表面を進む。そのような全体の軌跡の例について、図２乃至４に示す。本発明に従って、第１部分軌跡２１、少なくとも１つの第２の閉じた部分軌跡２５、２６、２９及び第３部分軌跡２３、２７、３１、３２が存在し、それらの第３部分軌跡は第１部分軌跡２１及び少なくとも１つの第２部分軌跡２５、２６、２９に互いに接続している。第１部分軌跡２１及び少なくとも１つの第２部分軌跡２５、２６、２９は回転軸１４の周りに配置されている。
【００２５】
図２においては、同じ直径及び同じ回転軸１４を有する２つの円形の第１部分軌跡２１及び第２部分軌跡２５が第３の楕円形の部分軌跡２３により接続されている。
【００２６】
図３においては、同じ直径及び同じ回転軸１４を有する２つの円形の第１部分軌跡２１及び第２部分軌跡２５が楕円形の一部により互いに接続されている。本発明に従った他の全体的な軌跡について図４に示していて、その図においては、同じ直径及び同じ回転軸１４を有する３つの円形の部分軌跡２１、２６、２９が楕円形の一部３１、３２の各々の場合の一により互いに接続されている。
【００２７】
第１部分軌跡２１と少なくとも１つの第２部分軌跡２５、２６との間の検査領域１３内の各々のポイントについて、それぞれのポイントを有する各々の平面は少なくとも一度、全体の軌跡と交差する。検査領域内のそれぞれのポイントはそれぞれの交差におけるポイントの少なくとも１つから照射されるため、放射線源場所Ｂが全体の軌跡２０に沿って検査領域１３に対して移動される間に取得された測定値の集合は、それ故、完全である。円形の部分軌跡２１、２５及び２６間に位置付けられている検査領域の一部の再構成は、それ故、適切な再構成方法を用いて可能である。
【００２８】
測定値の取得中、この実施形態の例においては、熱移動が既知の方式で心電計８により記録される。このために、患者の胸部領域は電極（図示せず）により心電計８に接続されている。他の実施形態においては、特に、他の動いている対象物の場合、対象物の動きは、他の方式でモニタリングされることが可能である。例えば、動きの情報を、例えば、検出器ユニット１６により測定される値自体から得ることが可能であり、それ故、心電計のような付加装置により動きを記録する必要はない。このために、カイモグラムが、先ず、測定値から得られ、動きを既知の方式で前記カイモグラムから導き出すことができる。この方法の詳細な説明については、文献“Ｋｙｍｏｇｒａｍ  ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ  ａｎｄｋｙｍｏｇｒａｍ−ｃｏｒｒｅｃｔｅｄ  ｉｍａｇｅ  ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ  ｆｒｏｍ  ｓｕｂｓｅｃｏｎｄ  ｓｐｉｒａｌ  ｃｏｍｐｕｔｅｒ  ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ  ｓｃａｎｓ  ｏｆ  ｔｈｅ  ｈｅａｒｔ”，Ｍ．Ｋａｃｈｅｌｒｉｅβ，Ｄ．Ａ．Ｓｅｎｎｓｔ，Ｗ．Ｍａｘｌｍｏｓｅｒ，Ｗ．Ａ．Ｋａｌｅｎｄｅｒ，Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｐｈｙｓｉｃｓ  ２９（７）：１４８９−１５０３，２００２に記載されていて、その文献の援用により本発明の説明の一部を代替する。勿論、本発明に従ったコンピュータ断層撮影方法を又、検査領域１３内に周期的に動く対象物が存在しないときに実行することができる。
【００２９】
この実施形態の例においては、測定中、患者は呼吸していないことを前提としている。呼吸の動きを、それ故、無視することができる。又、呼吸の動きを、例えば、既知の呼吸の動きの測定装置に接続された変形可能な胸部ストラップにより測定することが可能である。
【００３０】
検出器ユニット１６により取得された測定値は、例えば、遠隔操作できるデータ送信システム（図示せず）を介して検出器ユニット１６に接続された再構成コンピュータ１０に供給される。更に、心電図は、心電計８から再構成コンピュータ１０に送信される。再構成コンピュータ１０は、検査領域１３のＣＴ画像、特に、吸収分布を再構成し、例えば、モニタ１１にそれを表示する。２つのモータ２及び５、再構成コンピュータ１０、放射線源Ｓ、心電計８と共に、検出器ユニット１６から再構成コンピュータ１０への測定値の移動は制御ユニット７により制御される。更に、制御ユニット７は、心電計から再構成コンピュータ１０への心電図の送信を制御する。
【００３１】
図５は、図１に示すコンピュータ断層スキャナを用いて実行することができる、本発明に従った一連の測定及び再構成方法を示している。
【００３２】
段階１０１の開始に続いて、ガントリ１は、この実施形態の例において一定である角速度で回転する。しかしながら、その角速度は、時間、放射線源位置又は放射線源場所の位置の関数として変化し得る。
【００３３】
段階１０２においては、放射線源Ｓの放射線はオンに切り替えられ、放射線源場所は、患者用テーブル又は焦点を移動させることにより全体の軌跡に沿って検査領域１３に対して移動される。放射線源がオンに切り替えられるときと同時に又はそれより前に、心電計８は、測定値が取得されると同時に心電図が記録されるように、作動される。
【００３４】
測定値の取得中、第１部分軌跡２１と第２部分軌跡との間の距離は、上記のように、取得されたデータ記録が一部に関してのみ完全であるために、それらの２つの部分軌跡２１、２５により範囲を定められた検査領域のこの一部において再構成されるべき対象物が完全に配置されることができるように、選択される。更に、この距離は、放射線源Ｓにより出射される光線に沿った第１部分軌跡２１及び第２部分軌跡２５の投射が検出器ユニットに位置するように選択される必要がある。このことは、それらの２つの部分軌跡２１及び２５の間の距離及び／又は回転軸１４の方向における検出器ユニットの広がりが、図６において例として示されている円錐形状光線束の一部３３であって、２つの部分軌跡２１、２５により範囲を定められている、一部が検出器ユニット１６により完全に検出されるように、選択される必要があることを意味する。
【００３５】
換言すれば、部分軌跡２１及び２５により範囲を定められた円錐形状光線束４の一部３３のみが、一部の光線束３３又は光線束４が第１部分軌跡２１又は第２部分軌跡２５から若しくは第３部分軌跡２３からもたらされることに拘らず、完全な取得に対して必要である。コンピュータ断層スキャナは、それ故、不必要な放射線被爆に対して対象物を検査するようにすることを回避するために、取得中に一部の光線束３３のみを常にコリメートする動的コリメータを有することが可能である。
【００３６】
他の実施形態において、複数の第２部分軌跡が存在するとき、各々の場合、第１部分軌跡及び第２部分軌跡の２つの隣接する部分軌跡により範囲を定められている円錐形状の光線束４の一部３３のみが完全な取得のために必要である。
【００３７】
この実施形態の例においては、対象物の動きが殆どない休止相と対象物が非常に動く動き相とが周期的に動く対象物において交互に現れることを前提としている。心臓の場合、その休止相は心臓拡張相である。対象物が休止相にある場合、放射線源Ｓの放射線はオンに切り替えられ、測定値が取得される。他方、対象物が動き相にある場合、放射線源Ｓの照射線は、測定値が取得されないように、オフに切り替えられる。放射線源Ｓはこのようにして制御ユニット７により制御され、その制御ユニットに、心電図は、心電計８により連続的に送信される。
【００３８】
放射線源のオン及びオフの時間的に正確な切り替えが技術的に問題である場合、それ故、対象物が休止相にあるときに測定値の取得が可能でない場合、測定値の少なくとも大部分であって、特に８０％又は９０％以上が、対象物が休止相にある間に取得されるように、放射線源は制御され、それ故、測定値は、本質的に、休止相のみにおいて取得される。
【００３９】
代替として、測定値は対象物の動きに依存せずに取得されることが可能であるが、この場合、対象物が休止相にある間に取得された測定値のみが上記の指向性において考慮される。
【００４０】
この実施形態の例においては、先ず、患者用テーブルも焦点も移動せず、それ故、放射線源Ｓ、又は更に適切には、放射線源場所Ｂは、第１部分軌跡２１に沿って検査領域に対して移動する。放射線源場所Ｂは、測定値ができるだけ大きい角速度に対して対象物の１つ又はそれ以上の休止相の間に取得されるまで、この部分軌跡２１に沿って回転する。好適には、放射線源Ｓは、対象物の２つ又はそれ以上の休止相と相関関係にある測定値が３６０°の全体の角度範囲に亘って取得されるまで、その部分軌跡２１において移動する。所望の量の測定値が第１部分軌跡に沿って取得されたとき、患者用テーブル又はＸ線源の焦点は回転軸１４に対して平行に移動され、それ故、照射線源場所は楕円２３に沿って検査領域１３に対して進む。この場合、ガントリ１は、加速される又は減速される必要がある回転の動きを伴わずに一定の角速度で更に回転することが可能である。本発明に従った全体の軌跡２０を、それ故、既知のコンピュータ断層スキャナを用いて比較的容易に実現することができる。放射線源場所が又、第３部分軌跡に沿って検査領域１３に対して移動する間に、測定値は、対象物が休止相にあるときにのみ取得される。放射線源場所は、測定値ができるだけ大きい角度範囲に亘って、特に、部分軌跡２３に沿って３６０度の全体の角度範囲に亘って取得されるまで、この楕円２３上を移動する。一旦、所望の量の測定値が、楕円２３に沿って放射線源場所の移動中に取得されると、患者用テーブル及び焦点は、放射線源場所が第２部分軌跡２５の方に向かって第３部分軌跡２３に沿って案内されるように移動する。一旦、放射線源場所が第２部分軌跡２５に達すると、患者用テーブル及び焦点は回転軸に対して平行のそれらの移動を終了し、それ故、放射線源場所は、ここで、第２部分軌跡２５に沿って移動する。この場合、測定値は、対象物が休止相にあるときにのみ取得され、第２部分軌跡２５に沿ってできるだけ大きい角度範囲に亘って、特に、３６０°の角度範囲に亘って取得されるまで、測定値は続けられる。
【００４１】
本発明に従ったコンピュータ断層撮影方法に対しては、部分軌跡が通るシーケンスは重要でない。測定値は又、それ故、先ず、第２部分軌跡２５又は第３部分軌跡２３に沿って取得されることが可能である。
【００４２】
放射線源場所の全く同じ位置から測定値が複数回取得される場合、それ自体、冗長であるそれらの測定値を、信号対ノイズ比を増加させるために用いることが可能である。このために、光線が放射線源場所の同じ位置からもたらされ、同じ検出器要素に当たる測定値は、１つの測定値を生成するために、例えば、算術平均をとることが可能である。
【００４３】
一旦、測定値が取得されると、ＣＴ画像がそれらの測定値から再構成される。これは、例えば、既知の反復再構成方法を用いて行われることが可能である。この場合、検査領域における吸収値の所定の初期分布から開始し、反復ステップは：ａ）シミュレートされた測定値の集合を生成するために全体の軌跡に沿って取得をシミュレートする段階と；ｂ）シミュレートされた値と実際に測定された対応する測定値との間の差形成の段階と；ｃ）検出領域への測定値とそれぞれの差に属する光線に沿った差の逆投影の段階とを有する。そのような方法については、例えば、文献“Ａｌｇｅｂｒａｉｃ  Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ  Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ  （ＡＲＴ）”（“Ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ  ｏｆ  Ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅｄ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｉｃ  Ｉｍａｇｉｎｇ”，Ｃｈａｐｔｅｒ  ７：Ａｌｇｅｂｒａｉｃ  Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ  Ａｌｇｏｒｉｔｈｍｓ，Ｋａｋ，Ｓｌａｙｎａｙ，ＩＥＥＥ  Ｐｒｅｓｓ  Ｎｅｗ  Ｙｏｒｋ，１９８８）に記載されている。
【００４４】
この実施形態の例においては、再構成はフィルタリング逆投影を用いて実行される。このために、段階１０３において、先ず、測定値が部分的に導き出される。この部分的に導き出すことについては、以下で詳細に説明する。
【００４５】
第１部分軌跡２１、ｙ１及び第２部分軌跡２５、ｙ２は次式により表される。
【００４６】
【数１】
2007503905.tif 000003
ここで、ベクトルｙ１（ｓ１）及びｙ２（ｓ２）は第１部分軌跡２１及び第２部分軌跡２５の進路を表し、基準ポイントからのそれらのベクトルポイントは、対応する部分軌跡における放射線源場所に対して、ポイントｚ＝０における回転軸１４に位置付けられている。ポイントｚ＝０は、第１部分軌跡２１の軌跡面と回転軸１４が交差するポイントである。各々の場合における角位置ｓ１及びｓ２は０乃至２πの間の値であることが前提である。変数Ｒは第１の円形部分軌跡２１及び第２の円形部分軌跡２３の半径を表し、ｚ０は第２部分軌跡２５の軌跡面と回転軸１４が交差するｚ位置である。楕円形の第３部分軌跡２３は次式により表される。
【００４７】
【数２】
2007503905.tif 000004
楕円形２３の角位置ｓ３は０乃至２πの間の値であることが前提である。完全な楕円に代えて、楕円の一部２７のみが第３部分軌跡として用いられる場合、角位置ｓ３は対応するより小さい値の範囲を前提とする。例えば、図３に示すような楕円半分の場合、角位置ｓは０乃至πの間の値であることを前提とする。
【００４８】
部分軌跡ｙ１（ｓ１）、ｙ２（ｓ２）及びｙ３（ｓ３）の１つにおける各々の放射線源場所に対して、それぞれの関連値Ｄｆ（ｙｉ（ｓｉ），θ）は次式により定義される。
【００４９】
【数３】
2007503905.tif 000005
ここで、添え字ｉは値１、２及び３であり、θはそれぞれの放射線源場所から出射される光線の異なる光線方向に向いた単位ベクトルである。関数ｆ（ｘ）は、検査領域１３のポイントｘにおける吸収値を表す。段階１０３における部分ずれは、次いで、次式で表される。
【００５０】
【数４】
2007503905.tif 000006
放射線源場所の異なる位置から出射される平行光線は、それ故、放射線源位置Ｂの角位置ｓｉに基づいて導き出される。このために、光線は平行に進み、同じ部分軌跡からであるが異なる放射線源場所から出射する測定値は、各々の場合に１つの群を構成するように結合される。群の測定値は、それぞれの部分軌跡における放射線源場所の角位置ｓｉに基づいて各々の場合に導き出される。このように導き出すことは、例えば、フーリエ変換又は有限要素法を用いて実行されることが可能である。
【００５１】
一旦、測定値が導き出されると、段階１０４において、それらの値は、仮想平面検出器表面３５においてそれぞれの光線に沿って投影される。仮想検出器表面３５は回転軸１４を有し、回転軸１４に関して放射線源Ｓと共に回転する。即ち、放射線源Ｓの光線は、回転軸１４及び仮想検出器表面３５に関して常に垂直である。この実施形態の例においては、仮想検出器表面３５は、回転軸１４の方向に移動せず、上記のような図６に示す光線束３３の光線全てが仮想検出器表面３５を通る程大きいように選択される。仮想検出器表面３５のサイズは、それ故、全体の軌跡２０における１つのポイントからもたらされ、検査領域を通り、部分軌跡２１及び２５により範囲を定められた領域から出る光線全てが検出されるように、選択される必要がある。この実施形態の例においては、この検出器表面３５は矩形である。
【００５２】
仮想検出器表面３５に投影された、導き出された測定値は、次いで、段階１０５においてフィルタリングされる。測定値が検出器表面３５においてフィルタリングされるフィルタライン及び方向は、どの部分軌跡２１、２３、２５において放射線源場所がそれぞれの測定値の取得中に位置付けられたかに依存し、その方向において、その放射線源場所はこの部分軌跡を及び仮想検出器表面３５における測定値の位置を移動する。
【００５３】
それぞれのフィルタラインを決定するために、検出器表面３５は、それぞれの放射線源場所からもたらされる光線に沿って、第１部分軌跡２１及び第２部分軌跡２５の投影の支援により複数の領域に分割される。
【００５４】
光線が第１部分軌跡２１からもたらされる測定値に対してフィルタライン及びフィルタ方向を決定するために、検出器表面２１は、１つのポイントにおいて接線方向の投影３７を有し且つ回転軸１４に対して垂直に進む直線により及び第１部分軌跡２１からもたらされる光線に沿った検出器表面３５における第２部分軌跡２５の投影３７により、３つの領域４５、４７、４９に分割される。それらの領域は図８に示されている。この図において、又、図９乃至１３において、各々の場合に仮想検出器表面３５を見ることができ、それらの図における左から右への方向は放射線源場所が進む方向に本質的に対応している。更に適切には、左から右への方向は回転軸に対して垂直方向を向いている放射線源場所の進行移動に対応している。
【００５５】
以下に示すように、測定値が仮想検出器表面３５の特定領域に位置する又は配置されているとき、このことは、検出器ユニット１６により最初に取得された測定値は、段階１０４においてこの領域に投影されたことを意味する。
【００５６】
光線が第１部分軌跡２１からもたらされ、直線４３により範囲を定められた領域４７に位置する測定値にフィルタライン５１（図９）が与えられ、前記フィルタラインは、この測定値を通って、直線４３に対して平行に及び回転軸に対して垂直に伸びている。それらのフィルタライン５１は、それらのフィルタ方向５２と共に示され、図９におけるフィルタ方向５２は左から右に向けられ、即ち、本質的には放射線源場所の進行移動方向にある。
【００５７】
２つのフィルタライン５５、５７又は５９、６１は、光線が第１部分軌跡からもたらされ、直線４３及び第２部分軌跡２５の投射３７により範囲を定められた領域４５、４９の一に位置する測定値Ｄに与えられ、各々の場合の前記フィルタラインは投射３７（図１０及び図１１を参照）に対する接線方向に伸びている。投影３７の２つの接線は、それ故、そのような測定値Ｄに対してフィルタライン５５、５７又は５９、６１として与えられ、前記フィルタラインはこの測定値Ｄを通って伸びている。
【００５８】
それらのフィルタライン５５、５７及び５９，６１に属しているフィルタ方向５６、５８及び６０、６２は同様に図１０及び図１１に示している。フィルタリングされるべき測定値の左において投影３７に接している、左側領域４９に配置されている測定値のフィルタライン５７は、右から左に即ち、放射線源場所の進行移動方向の反対方向に本質的に向いているフィルタ方向５８を有している。同じ測定値のフィルタライン５５が前記測定値の右において投影３７と接している場合、図１０における対応するフィルタ方向は左から右に向いている。同じ測定値を通るが、投影３７と接するポイントがこの測定値の右にあるフィルタライン６１は、右から左に向かうフィルタ方向６２が与えられる。
【００５９】
代替として、平面の仮想検出器表面３５における配置にも拘らず、光線が第１部分軌跡２１からもたらされる全ての測定値は、回転軸１４に対して垂直方向に向いているフィルタラインに沿ってフィルタリングされることが可能である。即ち、図９においては、フィルタライン５１及びフィルタ方向５２は、それ故、全体の検出器表面３５に亘って分布している。それらのフィルタラインを使用することについては、下で更に詳細に説明するが、その使用は、勿論、測定値がフィルタラインに沿ってのみ配置しているときに可能である。円錐形状光線束４の開き角は、それ故、測定値が取得され、投影３７と検出器表面３５の上部エッジとにより範囲を定められる仮想検出器表面の領域に又、配置されるに十分に大きいように選択されなければならない。
【００６０】
光線が第２部分軌跡２５からもたらされるそれらの測定値のフィルタライン及びフィルタ方向は、光線が第１部分軌跡２１における放射線源位置からもたらされる測定値についてのフィルタライン及びフィルタ方向に対応する。即ち、それらの測定値についての対応するフィルタライン及びフィルタ方向を得るために、図８乃至１１の投影においては、フィルタライン及びフィルタ方向は、検出器表面３５に対して中心を通る水平軸に反映されなければならない。光線が第２部分軌跡２５における放射線源場所からもたらされる測定値に対して、光線が第１部分軌跡２１における放射線源場所からもたらされる測定値についてのフィルタライン及びフィルタ方向に拘らず、上記の対応する移動は、対応するフィルタライン及びフィルタ方向に繋がる。
【００６１】
光線が楕円形状の第３部分軌跡２３からもたらされる測定値についてのフィルタライン及びフィルタ方向について、図１２を参照して説明する。この図は、それぞれの放射線源場所から仮想平面検出器表面３５及び対応する第１部分軌跡２１の値投影３９にもたらされる光線に沿って第２部分軌跡２５の投影３７を示している。更に、図１２は、各々が２つの投影３７、３９に対して接線を向かわせる２つの破線７１、７３を示している。それらの２つの破線７１、７３は、投影により範囲を定められている領域を４つの領域６３、６５、６７及び６９に分割している。２つのフィルタラインは各々の測定値に与えられ、前記フィルタラインの進路及びフィルタ方向は検出器表面３５におけるそれぞれの測定値の位置に依存する。
【００６２】
光線が楕円形状の第３部分軌跡２３における放射線源位置からもたらされる測定値に対しては、２組のフィルタラインの集合があり、それらの各々の場合、各々の集合からの１つのフィルタラインは各々の測定値に与えられている。第１集合のフィルタラインは、図１２におけるそれぞれの測定値８０の右に向かうフィルタライン６４の接点を伴って、検出器表面３５における第２部分軌跡２５の投影３７に対する接線において、領域６７又は６９に位置する測定値Ｄについて、第１集合のフィルタラインが存在する。一方で、測定値が領域６３又は６５の一に位置する場合、第１集合のフィルタラインは、図１２における測定値の左に向かう投影３９とのこのフィルタラインの接点を伴って、検出器表面３５における第１部分軌跡２１の投影３９に対する接線において、第１集合のフィルタラインが存在する。図１２における第１集合のフィルタラインのフィルタ方向は、放射線源場所が第２部分軌跡２３の方向に移動する第３部分軌跡の一部から光線がもたらされる測定値について、本質的に左から右に進む。放射線源場所が第１部分軌跡２１の方向に移動する第３部分軌跡２３の一部から光線がもたらされる測定値については、第１集合のフィルタラインのフィルタ方向は本質的に右から左に進む。
【００６３】
検出器表面３５の領域６９又は６３に配置されている測定値については、第２集合のフィルタラインは、その測定値の左にある図１２における投影３７とのこのフィルタラインの接点を伴って、投影３７に対する接線を進む。測定値が領域６５又は６７の位置に位置付けられている場合、第２集合のフィルタラインは、その測定値の右にある投影３９とのこのフィルタラインの接点を伴って、投影３９に対する接線を進む。第２集合のフィルタラインのフィルタ方向は、放射線源場所が第２部分軌跡２５の方向に移動する第３部分軌跡２３の一部から光線がもたらされる測定値について、右から左に進む。図１２においては、それらは、放射線源場所が第１部分軌跡２１の方向に移動する第３部分軌跡２３の一部から光線がもたらされる測定値について、左から右に進む。
【００６４】
放射線源場所が他の２つの部分軌跡２１、２５の一の近傍における楕円形状の第３部分軌跡２３に位置付けられる場合、又は、検出器が非常に広い場合、図１３に示すように、測定値は、投影３７、３９の間に位置する領域８２、８４に配置されることが可能であるが、領域６３、６５、６７、６９の一には配置されない。それらの領域８２、８４に位置する測定値は、この実施形態の例においては、フィルタリング及び逆投影について考慮されていない。
【００６５】
全体の軌跡が、例えば、図４に示すように、複数の第２部分軌跡２６、２９を有する場合、第１部分軌跡及び第２部分軌跡から選択された２つの隣接する部分軌跡により範囲を定められた検査領域の各々の部分は、それ故、それらの部分の各々について実行される本発明に従った方法を用いて、個別に考慮されることができる。即ち、段階１０５においては、１つの第１部分軌跡２１及び２つの第２部分軌跡２６及び２９の場合、隣接する部分軌跡２１、２９及び２９、２６により範囲を定められる光線束により各々通過される、２つの仮想検出器表面３５が規定されることが可能である。それぞれ隣接する部分軌跡２１、２９及び２９、２６は、それ故、それらの仮想検出器表面３５の各々に投影され、次いで、上記のように、フィルタライン及びフィルタ方向はそれぞれの仮想検出器表面において規定される。
【００６６】
他の実施形態においては、複数の第２部分軌跡２６、２９が存在する場合、１つの仮想検出器表面のみを規定することが可能であり、そのサイズは、全体の軌跡からもたらされる光線が検査領域１３を通過し、第１部分軌跡２１と第１部分軌跡２１から最も遠い第２部分軌跡との間の検査領域１３から離れ、検出器表面に入るように選択される。更に、複数の第２部分軌跡２６、２９が存在する場合、フィルタライン及びフィルタ方向の進路は、上記のように、第１部分軌跡２１から最も遠い第２部分軌跡２６及び仮想検出器表面への第１部分軌跡２１の投影を用いて決定されることが可能である。
【００６７】
下で説明するＣＴ画像の再構成においては、本発明に従ったフィルタライン及びフィルタ方向は特に良好な画像品質に繋がる。
【００６８】
フィルタリングは次式に従って実行されることが可能である。
【００６９】
【数５】
2007503905.tif 000007
ここで、Ｐ（ｙｉ（ｓｉ），β（ｙｉ（ｓｉ），ｘ））は、光線がｙｉ（ｓｉ）からもたらされ、検査領域１３におけるポイントｘを通って進む、それぞれフィルタリングされた測定値である。ベクトルβ（ｙｉ（ｓｉ），ｘ）はそれぞれの放射線源場所ｙｉ（ｓｉ）から検査領域１３におけるポイントｘに向かい、次式で規定される。
【００７０】
【数６】
2007503905.tif 000008
冗長係数μは、フィルタリング又は再構成中に生じる冗長性を考慮することが可能である。有効な冗長係数の例について下で説明する。ｎに対する和は測定値毎にフィルタラインの異なる数Ｎｆを考慮する。更に、ｅｎ（ｙｉ（ｓｉ），ｘ）は、それぞれのフィルタラインの進路を表すベクトルであり、次式で表される。
【００７１】
【数７】
2007503905.tif 000009
ここで、ベクトルｒｎ（ｙｉ（ｓｉ），ｘ）はそれぞれのフィルタ方向を向いている。
【００７２】
更に、γは下で説明するｋ角である。
【００７３】
式（６）に基づき、上記のフィルタラインに沿って実行される、本発明に従ったフィルタリング処理について、下で説明する。
【００７４】
測定値に与えられるフィルタラインに沿ってその測定値をフィルタリングするために、このフィルタラインにおける測定値は、各々の場合に、２つの重み付け係数で乗算され、フィルタ方向で加算される。
【００７５】
第１重み付け係数は、ｋ角の正弦が増加するにつれて減少する。特に、それはｋ角の制限の逆数に等しい。ｋ角は、フィルタリングされる測定値に属す光線と第１重み付け係数により乗算され且つフィルタラインにあるそれぞれの測定値に属す光線との間の角度である。
【００７６】
ｋ角が０に等しいポイントにおいて第１重み付け係数の特異性を回避するために、例として、フィルタリングされる測定値は、各々の場合、フィルタライン上にある測定値間に位置する仮想検出器表面におけるポイントにおいて決定されることが可能である。
【００７７】
更に、それぞれのフィルタラインに位置する各々の測定値は、フィルタライン上に位置する２つの隣接する測定値間のｋ角の距離ｄγ又はΔγに等しい第２重み付け係数により乗算される。好適には、それらの測定値は、２つの隣接する測定値がフィルタラインに対して一定であるように、等距離にあるフィルタライン上に配置される。測定値とそれらの２つの隣接する測定値との間のｋ角の距離が異なる場合、フィルタ方向におけるｋ角の距離は、例えば、重み付け係数として取られることが可能であり、又は、その重み付け係数は、２つのｋ角の距離を算術平均することにより決定されることが可能である。
【００７８】
他の実施形態においては、ｋ角の距離は全てのフィルタラインについて等しく、第２重み付け係数による乗算を省くことが可能である。
【００７９】
それぞれのフィルタライン上に位置する重み付けされた測定値の加算は測定値の全てのフィルタラインについて繰り返され、それ故、１つの測定値に対して、フィルタラインの数に等しい複数の和が決定される。例えば、光線が第１部分軌跡２１からもたらされ、図９の領域４７に位置する測定値について、１つのフィルタラインのみがこの測定値に対して与えられるため、フィルタライン上に位置する重み付けされた測定値の１つの和のみが結果として得られる。この実施形態の例においては、２つのフィルタラインが、例えば、図８又は図１０の検出器表面３５の領域４９に位置する測定値にあたえられ、それ故、フィルタリング後、２つの対応する和がこの測定値に対して得られる。複数のそのような和が測定値に対して得られる場合、それらは、次いで、式（６）に従って加算される。結果として得られる和は、次いで、冗長係数で乗算され、最終的に、フィルタリングされた測定値が得られる。
【００８０】
冗長係数は、どの放射線源場所がそれぞれの測定値に属しているか及び仮想検出器表面においてどこにその測定値が配置されているかに依存する。
【００８１】
測定値に属す光線が第１部分軌跡からもたらされる場合、冗長係数は、測定値が図８の領域４７に配置されているときは１／２であり、測定値が図８の領域４５又は４９に配置されているときは１／４である。
【００８２】
同様なことが、光線が第２部分軌跡２５からもたらされる測定値に関して適用され、上記のように、図８における仮想検出器表面３５は、対応する領域４５、４７及び４９を得るために、検出器表面の中央に配置される水平軸に沿って反射される必要がある。
【００８３】
測定値に属す光線が第３部分軌跡からもたらされる場合、この測定値についての冗長計数は１／４である。
【００８４】
図３に示すように、第３軌跡が半分の楕円のみを構成する場合、第３軌跡からもたらされる光線についての冗長係数は１／２である。
【００８５】
重み付け係数の乗算及び式（６）に従った測定値の加算又はフィルタリングがフーリエ変換を用いて既知の方法で実行されることが可能である。
【００８６】
一旦、仮想的な平面検出器表面３５における想定地全てがそれらに関連するフィルタラインに沿ってフィルタリングされると、それらのフィルタリングされた測定値は、逆投射により検査領域における吸収分布を再構成するために用いられる。逆投射は次式により表される。
【００８７】
【数８】
2007503905.tif 000010
ここで、ｆ（ｘ）は、再構成されるべき値であって、特に、検査領域のポイントｘにおける吸収値である。続く逆投射は式（９）に従って実行される。
【００８８】
先ず、段階１０６において、ボクセルＶ（ｘ）が、第１部分軌跡２１と第２部分軌跡２５との間の検査領域において所定の視野ＦＯＶの範囲内で決定される。
【００８９】
次いで、段階１０７において、この逆投射において未だに考慮されなかった放射線源場所が全体の軌跡（又は、投射）において選択される。投射は、これに関連して、放射線源場所からもたらされる光線全ての集合である。特定の放射線源場所は、２つの隣接する第１部分軌跡２１及び第２部分軌跡２５により範囲を定められるこの放射線源場所からもたらされる円錐形状光線束４の一部３３がボクセルＶ（ｘ）を通過する場合のみに選択される。
【００９０】
周期的に動く対象物が検査領域１３に位置付けられている場合、又は、段階１０２において、測定値が連続して、即ち、対象物のそれぞれの動き相に独立して取得された場合、この段階１０７において、対象物の休止相の間に取得された投射のみが選択される必要がある。これは、心電計８により記録された心電図の支援により成されることが可能である。段階１０２において、投射が、対象物の休止相中にのみ取得される場合でさえ、これは、段階１０７において、心電図によりチェックされることが可能であり、即ち、対象物の休止相中に、投射が実際に取得されるかどうかに関して、チェックが成されることが可能である。休止相中に取得されなかった投射は、続く逆投射において無視され続ける事が可能である。
【００９１】
完全なデータの集合を構成するために不十分な測定値が休止相において取得された場合、動き相中に取得された又は既知の補間方法により決定された測定値が又、考慮されることが可能である。
【００９２】
段階１０８において、段階１０７で選択された投射において、光線がボクセルＶ（ｘ）の中央を通って進む測定値があるかどうかに関して、チェックがなされる。そのような測定値又は光線を求めることができない場合、中央の構成が検出器表面に当たるポイントが決定される。関連測定値は、それ故、隣接する光線の測定値を補間することにより計算される。
【００９３】
ボクセルを通過する光線に関連する測定値又は補間により得られる測定値は、段階１０９において、ＦＯＶにおけるボクセルの位置からの放射線源場所の距離より小さくなる重み付け係数により乗算され、特に、この距離の逆数に比例するように又は前記逆数に等しいように選択される。
【００９４】
段階１１０においては、この重み付け係数で乗算された測定値はボクセルＶ（ｘ）に加算される。最初は、ボクセルＶ（ｘ）全ては、同じ初期値、例えば、値０に設定される。
【００９５】
段階１１１においては、段階１０７に関連して上で述べたように、逆投射について考慮することができる投射全てが考慮されたかどうかに関して、チェックがなされる。これが否定される場合、そのフローチャートは段階１０７に分岐する。そうでなければ、そのフローチャートは段階１１２に進む。
【００９６】
段階１１２において、ＦＯＶにおけるボクセルＶ（ｘ）全てが通過されたかどうかに関して、チェックがなされる。これが否定される場合、その方法は段階１０６に進む。一方、ＦＯＶにおけるボクセルＶ（ｘ）全てが通過された場合、全体のＦＯＶにおける吸収が決定され、再構成方法は終了する（段階１１３）。
【図面の簡単な説明】
【００９７】
【図１】本発明に従った方法を実行するために用いられる本発明に従ったコンピュータ断層スキャナを示している。
【図２】放射線源場所が検査領域に関連して移動することができる本発明に従った全体の軌跡を示す図である。
【図３】放射線源場所が検査領域に関連して移動することができる本発明に従った他の全体の軌跡を示す図である。
【図４】放射線源場所が検査領域に関連して移動することができる全体の軌跡を示す図である。
【図５】本発明に従った方法のフロー図である。
【図６】放射線源及び光線束を有する本発明に従った全体の軌跡を示す図である。
【図７】放射線源場所と仮想平面検出器表面とを有する全体の軌跡を示す図である。
【図８】第１部分軌跡におけるポイントから見た、第２部分軌跡が投影された仮想平面検出器表面を示す図である。
【図９】第１部分軌跡におけるポイントから見た、第２部分軌跡が投影された、フィルタライン及び方向を伴って仮想平面検出器表面を示す図である。
【図１０】第１部分軌跡におけるポイントから見た、第２部分軌跡が投影された、フィルタライン及び方向を伴って仮想平面検出器表面を示す図である。
【図１１】第１部分軌跡におけるポイントから見た、第２部分軌跡が投影された、フィルタライン及び方向を伴って仮想平面検出器表面を示す図である。
【図１２】第３部分軌跡におけるポイントから見た、第１及び２部分軌跡が投影された、フィルタライン及び方向を伴って仮想平面検出器表面を示す図である。
【図１３】第３部分軌跡におけるポイントから見た、第１及び２部分軌跡が投影された仮想平面検出器表面を示す図である。
【図１】
2007503905.tif 000011
【図２】
2007503905.tif 000012
【図３】
2007503905.tif 000013
【図４】
2007503905.tif 000014
【図５】
2007503905.tif 000015
【図６】
2007503905.tif 000016
【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【国際調査報告】
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