(57)【要約】  本発明は、関心領域の画像を決定するイメージング装置であって、検出ユニット６が第１の検出データを検出する間、動き生成ユニット１、７、８が、放射線源２及び関心領域を第１の軌道３２に沿って互いに相対的に移動させる、イメージング装置に関する。再構成データ決定ユニット１２は、第１の検出データの中から再構成データを決定し、第２軌道決定ユニット１３は、再構成データに依存して第２の軌道３２を決定する。その後、検出ユニット６が第２の検出データを検出する間、動き生成ユニット１、７、８は、放射線源２及び関心領域を第２の軌道３２に沿って互いに相対的に移動させる。再構成データ及び第２の検出データは、関心領域の画像を再構成する再構成ユニット１４によって使用される。
2011502683.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
関心領域の画像を決定するイメージング装置であって、
前記関心領域を横切る放射線を放出する放射線源と、
前記関心領域を横切った後の放射線を検出する検出ユニットと、
前記検出ユニットが第１の検出データを検出する間、前記放射線源及び前記関心領域を第１の軌道に沿って互いに相対的に移動させる動き生成ユニットと、
前記関心領域の画像を再構成するための再構成データを決定する再構成データ決定ユニットであって、前記第１の検出データの中から前記再構成データを決定する再構成データ決定ユニットと、
前記再構成データに依存して第２の軌道を決定する第２軌道決定ユニットと、を有し、
前記動き生成ユニットは、前記検出ユニットが第２の検出データを検出する間、前記放射線源及び前記関心領域を前記第２の軌道に沿って互いに相対的に移動させ、
前記イメージング装置は、前記再構成データ及び前記第２の検出データを使用して、前記関心領域の画像を再構成する再構成ユニットを更に有する、イメージング装置。
【請求項２】
前記再構成データ決定ユニットは、前記第１の軌道上の逆投影間隔を決定することによって、前記再構成データを決定し、
前記第２軌道決定ユニットは、前記第１の軌道上の前記逆投影間隔に関連する前記再構成データに依存して、前記第２の軌道を決定し、
前記再構成ユニットは、前記第１の軌道上の前記逆投影間隔に関連する前記再構成データ及び前記第２の検出データを使用する逆投影によって、前記関心領域の画像を再構成する、請求項１に記載のイメージング装置。
【請求項３】
前記再構成データ決定ユニットは、ショートスキャン間隔である前記第１の軌道上の逆投影間隔を決定することによって、前記再構成データを決定する、請求項２に記載のイメージング装置。
【請求項４】
前記第２軌道決定ユニットは、前記第２の軌道及び前記第１の軌道が前記逆投影間隔の端部で互いに交差するように、前記第２の軌道を決定する、請求項２に記載のイメージング装置。
【請求項５】
前記関心領域内の動きを決定する動き決定ユニットを更に有し、
前記再構成データ決定ユニットは、前記再構成データの検出の間の前記関心領域内の動きが、前記第１の検出データの他のデータの検出の間よりも小さいように、前記関心領域内の動きに依存して前記再構成データを決定する、請求項１に記載のイメージング装置。
【請求項６】
前記再構成ユニットは、κ再構成を使用して前記関心領域の画像を再構成する、請求項１に記載のイメージング装置。
【請求項７】
前記放射線源は、前記関心領域が、前記第１の軌道及び前記第２の軌道の少なくとも一方に沿って移動する間、完全にコーンビームの範囲内にあるように、サイズ設定されたコーンビームを放出する、請求項１に記載のイメージング装置。
【請求項８】
前記動き生成ユニットは、前記第１の検出データが不完全であるように、前記放射線源及び前記関心領域を前記第１の軌道に沿って互いに相対的に移動させ、前記第２軌道決定ユニットは、前記第２の検出データが前記第１の検出データを完全なものにするように、前記第２の軌道を決定する、請求項１に記載のイメージング装置。
【請求項９】
関心領域の画像を決定するイメージング方法であって、
関心領域を横切る放射線を放出する放射線源及び前記関心領域を、第１の軌道に沿って互いに相対的に移動させることによって、第１の検出データを取得するステップであって、前記第１の検出データが、前記関心領域を横切った後の前記放射線を検出することによって検出される間、前記第１の軌道に沿った前記相対的な移動がなされる、ステップと、
前記関心領域の画像を再構成するための再構成データを決定するステップであって、前記再構成データは前記第１の検出データの中から決定される、ステップと、
前記再構成データに依存して第２の軌道を決定するステップと、
前記関心領域を横切る放射線を放出する前記放射線源及び前記関心領域を、前記第２の軌道に沿って互いに相対的に移動させることによって、第２の検出データを取得するステップであって、前記第２の検出データが、前記関心領域を横切った後の前記放射線を検出することによって検出される間、前記第２の軌道に沿った前記相対的な移動がなされる、ステップと、
前記再構成データ及び前記第２の検出データを使用して、前記関心領域の画像を再構成するステップと、
を含むイメージング方法。
【請求項１０】
関心領域の画像を決定するためのコンピュータプログラムであって、前記コンピュータプログラムが請求項１に記載のイメージング装置を制御するコンピュータ上でランされるとき、前記イメージング装置に請求項９に記載のイメージング方法の各ステップを実行させるためのプログラムコード手段を含む、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、関心領域の画像を決定するイメージング装置、イメージング方法及びコンピュータプログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
A. Katsevichによる「Image reconstruction for the circle and line trajectory」(Phys. Med. Biol, vol. 49 (2004), pp. 5059-5072)において、関心領域の周りを回転可能なＸ線放射線源及び検出ユニットを有するコンピュータトモグラフィ装置が開示されている。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００３】
上記のコンピュータトモグラフィ装置は、Ｘ線放射線源及び検出ユニットに対して関心領域を直線的に移動させる線形可動テーブルを更に有する。Ｘ線放射線源及び検出ユニットが、関心領域の周りを回転し、Ｘ線放射線源が、関心領域を横切るとともに検出ユニットによって検出される放射線を放出する間、円形の検出データが、取得される。更に、Ｘ線放射線源及び検出ユニットが回転せず、テーブル及びゆえに関心領域が、Ｘ線放射線源及び検出ユニットに対して直線的に移動する間、線形の検出データが、取得される。直線移動の間、Ｘ線放射線源は、関心領域を横切るとともに検出ユニットによって検出される放射線を放出する。画像は、円形の検出データ及び線形の検出データの両方を使用して再構成される。例えば、移動する対象が関心領域内にある場合、結果として得られる画像は、多くの場合、円形及び線形の検出データの使用によって引き起こされるアーチファクトを示す。これは、画像品質を低下させる。
【課題を解決するための手段】
【０００４】
本発明の目的は、関心領域の画像を決定するイメージング装置、イメージング方法及びコンピュータプログラムであって、放射線源及び関心領域が、第１の軌道に沿って互い相対的に移動する間、第１の検出データが検出され、放射線源及び関心領域が第２の軌道に沿って互いに相対的に移動する間、第２の検出データが検出され、第１の検出データ及び第２の検出データを使用することによって再構成される画像の品質が増大されることができる、イメージング装置、イメージング方法及びコンピュータプログラムを提供することにある。
【０００５】
本発明の第１の見地において、関心領域の画像を決定するイメージング装置であって、
関心領域を横切る放射線を放出する放射線源と、
関心領域を横切った後の放射線を検出する検出ユニットと、
検出ユニットが第１の検出データを検出する間、放射線源及び関心領域を第１の軌道に沿って互いに相対的に移動させる動き生成ユニットと、
関心領域の画像を再構成するための再構成データを決定する再構成データ決定ユニットであって、第１の検出データの中から再構成データを決定する、再構成データ決定ユニットと、
再構成データに依存して第２の軌道を決定する第２軌道決定ユニットと、を有し、
動き生成ユニットは、前記検出ユニットが第２の検出データを検出する間、放射線源及び関心領域を第２の軌道に沿って互いに相対的に移動させ、
イメージング装置が更に、再構成データ及び第２の検出データを使用して関心領域の画像を再構成する再構成ユニットを有する、イメージング装置が提示される。
【０００６】
本発明は、第１の軌道及び第２の軌道の相対的な位置、すなわち取得ジオメトリが、関心領域の画像を再構成するために使用されうる検出データを決定するという考えに基づく。例えば、取得ジオメトリへのこの依存が詳しく例示的に説明される上述の最先端技術において、関心領域の画像を再構成するために使用可能な円軌道上の逆投影間隔は、直線軌道及び円軌道の相対的な位置によって決定され、すなわち最先端技術において、アーチファクトは、画像を再構成するための逆投影間隔が自由に選択されることができないという事実によって引き起こされる。
【０００７】
これは、例えば、信号対雑音比がより良好であり又は関心領域内の動きによる影響がより少なく又は無いという理由で、より高い品質の検出データがあり、更により低い品質の検出データがある場合に、再構成のために使うことができる検出データが、第１及び第２の軌道の互いに相対的な位置によってすでに決定されているので、より高い品質の検出データが、再構成のために選択されることができない場合、問題である。しかしながら、第１の検出データを最初に取得し、第１の検出データの再構成データを決定し、再構成データに関して第２の軌道を決定することによって、例えば、第１の検出データの再構成データは、それらが高品質の検出データであるように、個々のアプリケーションにおいて必要に応じて選択されることができる。こうして、再構成データは、高品質の検出データが関心領域の画像を再構成するために使用されように選択されることができ、それによって、画像の品質を高めることを可能にする。イメージング装置は、例えばＸ線を使用するコンピュータトモグラフィ装置である。しかしながら、イメージング装置は、例えばシングルフォトンエミッションコンピュータトモグラフィ又はポジトロンエミッショントモグラフィ装置のような核イメージング装置、Ｃアーム装置又は磁気共鳴イメージング装置のような、別のイメージングモダリティであってもよい。
【０００８】
動き生成ユニットは、関心領域に対して放射線源を移動させ、放射線源に対して関心領域を移動させ、及び／又は放射線源及び関心領域の両方を互いに相対的に移動させるように適応される。
【０００９】
好適には、動き生成ユニットは、関心領域の周りで放射線源を回転させるように適応され、それにより、放射線源及び関心領域は、好適には第１の軌道である円軌道に沿って互いに相対的に移動する。更に好適には、動き生成ユニットは、放射線源に対して直線的に関心領域を移動させるように適応され、それにより、放射線源及び関心領域が互いに相対的に回転されない場合、それらは、直線軌道に沿って互いに相対的に移動し、又は例えば放射線源が関心領域の周りを回転する場合のように、放射線源及び関心領域が互いに相対的に回転される場合、それらは、ヘリカル軌道に沿って互いに相対的に移動される。第２の軌道は、好適には、直線軌道又はヘリカル軌道の一部である円弧軌道である。
【００１０】
好適な実施例において、再構成データ決定ユニットは、第１の軌道上の逆投影間隔を決定することによって再構成データを決定するように適応され、第２軌道決定ユニットは、第１の軌道上の逆投影間隔に関連する再構成データに依存して、第２の軌道を決定するように適応され、再構成ユニットは、第１の軌道上の逆投影間隔に関連する再構成データ及び第２の検出データを使用する逆投影によって、関心領域の画像を再構成するように適応される。
【００１１】
第１の軌道上の逆投影間隔に関連する再構成データは、決定された逆投影間隔の範囲内の第１の軌道上の放射線源位置に対応する第１の検出データである。
【００１２】
好適には、再構成データ決定ユニットは、ショートスキャン間隔である第１の軌道上の逆投影間隔を決定することによって、再構成データを決定する。ショートスキャン間隔は、３６０°未満をカバーする間隔である。こうして、より小さい時間間隔の再構成データが使用され、それによって、イメージングプロセスの時間解像度を増大させ、こうして、例えば移動する対象が関心領域内に存在する場合に存在しうる再構成画像内の起こりうる動きアーチファクトを低減する。
【００１３】
更に好適には、第２軌道決定ユニットは、第２の軌道及び第１の軌道が逆投影間隔の端部で互いと交差するように、適応される。このような機構は、不完全なデータセットによって引き起こされるアーチファクトが低減され、結果的に、更に改善された画像品質を与える、完全なデータセットを導くことができる。
【００１４】
好適には、イメージング装置は更に、関心領域内の動きを決定する動き決定ユニットを有し、再構成データ決定ユニットは、再構成データの検出の間、関心領域内の動きが、第１の検出データの他のデータの検出の間よりも小さいように、関心領域内の動きに依存して再構成データを決定するように適応される。これは、関心領域内の動きによって引き起こされる再構成画像におけるアーチファクトを低減する。
【００１５】
動き決定ユニットは、例えば、心臓のそれぞれ異なる動きの程度に関連する心臓のそれぞれ異なる心位相を決定する心電計である。この決定された動き、すなわち例えば決定された心位相、は、再構成データが心臓の静止位相中に取得されたものであるように、それら再構成データを選択するために使用されることができる。動き決定ユニットは更に、例えば患者の胸部を囲む呼吸動き決定ベルトを使用する呼吸動き決定システムを使用することによって、患者の呼吸動きを決定するユニットでありえる。更に、動き決定ユニットは、キモグラムを使用して、第１の検出データから動きを決定するユニットでありえる。
【００１６】
更に好適には、再構成ユニットは、κ再構成を使用して関心領域の画像を再構成するように適応される。このκ再構成は、近似によって引き起こされる再構成画像内のアーチファクトが除去され又は少なくとも低減される正確な又はほぼ正確な再構成を与える。
【００１７】
κ再構成は、例えばC. Bontus, P. Koken, T. Kohler, R. Proksaによる文献「Circular CT in combination with a helical segment」(Phys. Med. Biol., vol. 52 (2007), pp. 107-120)に開示されており、その内容は、参照によってここに盛り込まれるものとする。
【００１８】
更に好適には、放射線源は、関心領域が、第１の軌道及び第２軌道の少なくとも一方に沿って移動する間、完全にコーンビームの範囲内にあるようにサイズ設定されるコーンビームを放出するように適応される。第１の軌道の取得中のすべての対象ポイントの上述の照射は、あらゆるショートスキャン間隔が、例えば最小の動きの状態に関連付けられるデータが使用されることができるように、選択可能であることを確実にする。
【００１９】
更に好適には、動き生成ユニットは、第１の検出データが不完全であるように、放射線源及び関心領域を第１の軌道に沿って互いに相対的に移動させ、第２軌道決定ユニットは、第２の検出データが第１の検出データを完全なものにするように、第２の軌道を決定する。不完全なデータは、再構成画像にアーチファクトを生じさせる。例えば、第１の軌道が、円軌道であり、放射線源が、コーンビームを放出する場合、第１の検出データは不完全である。更に、他の第１の軌道を使用することによっても、第１の検出データが不完全になりうる。第２の検出データが第１の検出データを完全なものにするように、第２の軌道を決定することによって、完全な検出データが、関心領域の画像を再構成するために使用されることができ、それによって、不完全なデータによって引き起こされる再構成画像におけるアーチファクトを低減する。
【００２０】
コーンビームを放出するとともに、円軌道である第１の軌道に沿って関心領域に対し相対的に移動する放射線源の上述の例において、第２の軌道である直線軌道は、好適には、第１の検出データを完全なものにする。
【００２１】
好適には、関心領域内のあらゆる対象ポイントについて、当該対象ポイントを含むあらゆる平面が、特定の軌道と少なくとも１回交差する場合、その特定の軌道は完全である。
【００２２】
本発明の他の見地において、関心領域の画像を決定するイメージング方法であって、
関心領域を横切る放射線を放出する放射線源及び関心領域を、第１の軌道に沿って互いに相対的に移動させることによって、第１の検出データを取得するステップであって、第１の検出データが関心領域を横切った後の放射線を検出することによって検出される間、第１の軌道に沿った相対的な移動がなされる、ステップと、
関心領域の画像を再構成するための再構成データを決定するステップであって、再構成データは、第１の検出データの中から決定される、ステップと、
再構成データに依存して第２の軌道を決定するステップと、
関心領域を横切る放射線を放出する放射線源及び関心領域を、第２の軌道に沿って互いに相対的に移動させることによって、第２の検出データを取得するステップであって、第２の検出データが関心領域を横切った後の放射線を検出することによって検出される間、第２の軌道に沿った相対的な移動がなされる、ステップと、
再構成データ及び第２の検出データを使用して、関心領域の画像を再構成するステップと、
を含む方法が提示される。
【００２３】
本発明の他の見地において、関心領域の画像を決定するためのコンピュータプログラムであって、コンピュータプログラムが請求項１に記載のイメージング装置を制御するコンピュータ上でランされる場合、該イメージング装置に請求項９に記載のイメージング方法のステップを実施させるプログラムコード手段を含むコンピュータプログラムが提示される。
【００２４】
請求項１のイメージング装置、請求項９に記載のイメージング方法及び請求項１０に記載のコンピュータプログラムは、従属請求項に規定されるものと同様の及び／又は同一の好適な実施例を有することが理解されるべきである。
【００２５】
本発明の好適な実施例は、個々の独立請求項と従属請求項とのいかなる組み合わせであってもよい。
【００２６】
本発明のこれら及び他の見地は、以下に記述される実施例から明らかであり、それらを参照して説明される。
【図面の簡単な説明】
【００２７】
【図１】関心領域の画像を決定するイメージング装置の実施例を概略的且つ例示的に示す図。
【図２】第１の軌道、第２の軌道及び第１の軌道上の逆投影間隔を概略的且つ例示的に示す図。
【図３】関心領域の画像を決定するイメージング方法の実施例を例示的に示すフローチャート。
【図４】焦点−検出器の検出表面を概略的且つ例示的に示す図。
【図５】中心−検出器の検出表面を概略的且つ例示的に示す図。
【図６】焦点−検出器座標によってパラメータ化される平行光線を示す図。
【図７】焦点−検出器座標によってパラメータ化される平行光線を示す図。
【図８】中心−検出器座標によってパラメータ化される平行光線を示す図。
【図９】中心−検出器座標によってパラメータ化される平行光線を示す図。
【図１０】平面検出器上の円軌道の投影を示す図。
【図１１】平面検出器上の円軌道の投影を示す図。
【図１２】左から右へのフィルタ方向を有するフィルタラインを示す図。
【図１３】左から右へのフィルタ方向を有するフィルタラインを示す図。
【図１４】右から左へのフィルタ方向を有するフィルタラインを示す図。
【図１５】右から左へのフィルタ方向を有するフィルタラインを示す図。
【発明を実施するための形態】
【００２８】
図１は、本実施例においてコンピュータトモグラフィ装置である、関心領域の画像を決定するイメージング装置を概略的且つ例示的に示している。コンピュータトモグラフィ装置は、ｚ方向に平行に延びる回転軸Ａの周りを回転可能であるガントリ１を有する。本実施例においてＸ線管である放射線源２が、ガントリ１に搭載される。放射線源２は、コリメータ３を備え、コリメータ３は、本実施例において放射線源２によって生成される放射線からの円錐形の放射線ビーム４を形成する。放射線は、具体的には検査ゾーン５における患者のような対象内の関心領域を横切る。検査ゾーン５は、本実施例において柱状である。検査ゾーン５及びゆえに関心領域を横切った後、放射線ビーム４は、本実施例において２次元検出表面を有する検出ユニット６に入射する。検出ユニット６もまた、ガントリ１に搭載される。
【００２９】
コンピュータトモグラフィ装置は、２つのモータ７、８を有する。ガントリ１は、モータ７によって、好適には一定であるが調整可能な角度スピードで駆動される。モータ８は、関心領域、すなわち本実施例では回転軸Ａ又はｚ軸の方向と平行である検査ゾーン５内の患者テーブル上に配置される患者のような対象、を移動させるために提供される。これらのモータ７、８は、制御ユニット９によって制御され、それにより、例えば、放射線源及び検査ゾーン、ゆえに検査ゾーン５内の関心領域が、ヘリカル軌道、円軌道又は直線軌道に沿って相対的に移動する。放射線源２が、回転されず、関心領域が、回転軸Ａ又はｚ軸の方向と平行に移動する場合、放射線源は、直線軌道に沿って検査ゾーンに対して相対的に移動する。すなわち、放射線源及び関心領域は、直線軌道に沿って互いに相対的に動く。更に、放射線源２が、関心領域の周りを回転する場合、放射線源２及び関心領域は、ヘリカル軌道に沿って互いに相対的に移動する。関心領域が動かされず、放射線源２のみが、関心領域の周りを回転される場合、放射線源２は、円軌道に沿って関心領域と相対的に移動され、すなわち、放射線源２及び関心領域は、円軌道に沿って互いに相対的に移動する。
【００３０】
別の実施例において、コリメータ３は、特に扇ビームのような別のビーム形状を形成するように適応されることができ、検出ユニット６は、特に扇ビームのような他のビーム形状に対応して形作られる検出表面を含むことができ、すなわち、例えば検出表面は、検出素子の１ラインのみを含むことができる。
【００３１】
放射線源と検査ゾーン５、ゆえに関心領域との相対運動の間、検出ユニット６は、検出ユニット６の検出表面に入射する放射線に依存して、検出データを生成する。
【００３２】
ガントリ１、モータ７、８及び好適には患者テーブルは、本実施例において放射線源及び関心領域を好適には円軌道である第１の軌道に沿って互いに相対的に移動させる動き生成ユニットを構成する。
【００３３】
イメージング装置は更に、関心領域の画像を再構成するための再構成データを決定する再構成データ決定ユニット１２を有する。決定された再構成データは、第１の検出データの中からのデータであり、すなわち再構成データは、好適には、第１の検出データから選択される。好適には、再構成データ決定ユニットは、図２に概略的且つ例示的に示される、第１の軌道３１上の逆投影間隔３３を決定することによって、再構成データを決定する。決定された逆投影間隔３３は、好適には、ショートスキャン間隔、すなわち３６０°未満をカバーする間隔である。再構成されるべきである関心領域内の特定のポイントに関するショートスキャン間隔の好適な長さは、当該ポイントの視点から見て１８０°の範囲をカバーする。こうして、ショートスキャン間隔は、好適には、再構成されなければならない関心領域内の各ポイントについて、個々のポイントの視点から見て少なくとも１８０°の範囲をカバーするように、決定される。好適には、関心領域内のポイントを再構成するために、ショートスキャン間隔内に位置する放射線源位置に対応する第１の検出データの中からの再構成データが、使用される。具体的には、ショートスキャン間隔は、本実施例において関心領域内の対象が最小の動きの状態にある間に、対応する第１の検出データが取得されるように、選択されることが好ましい。
【００３４】
本実施例において、再構成データ決定ユニット１２は、再構成データの検出の間の関心領域内の動きが第１の検出データの他のデータの検出の間よりも小さいように、関心領域内の動きに依存して、再構成データを、すなわち本実施例において第１の軌道３１上の逆投影間隔３３を、決定するように適応される。例えば、患者の心臓が関心領域内に存在する場合、再構成データ、すなわち本実施例において第１の軌道３１上の逆投影間隔３３、は、再構成データが心臓の静止フェーズ中に取得されたものであるように、決定される。心位相の決定のために、すなわち本実施例において関心領域内の動きの決定のために、イメージング装置は、本実施例において心電計である動き決定ユニット１５を有する。心電計は、心電図を決定し、心電図は、再構成データ決定ユニット１２に、制御ユニット９を介して又は直接に送られ、それにより、再構成データ決定ユニット１２は、心臓の動きに依存して、再構成データを決定することができる。好適には、再構成データ決定ユニット１２は、最小の動きに関連付けられる位相ポイントに基づいて、逆投影間隔を決定する。このような位相ポイントは、心電図から決定される。逆投影間隔は好適には、位相ポイントが逆投影間隔内の中心に置かれるように決定され、幅は、好適には、この逆投影間隔に対応する再構成データが、再構成されなければならない関心領域内のすべてのポイントについて十分条件を満たすように、選択される。更に、好適には、逆投影間隔は、それが十分条件を満たすために必要である最小データ量に対応するように、好適には、位相ポイントまでの大きな距離をもつ最小データ量が使用されるように、選択される。
【００３５】
両方の軌道によって取得されるデータが完全な場合、十分条件が満たされる。
【００３６】
コリメータ３を有する放射線源２は、好適には、コーンビームが放出されるように適応される。本実施例において円軌道３１である第１の軌道に沿って移動する間、関心領域が、完全にコーンビームの範囲内にあるように、コーンビームがサイズ設定されることが好適である。例えば、患者の心臓がイメージングされるべきである場合、コーンビームは好適には、心臓が、第１の検出データ及び／又は第２の検出データの取得の間コーンビームの範囲内に完全に位置するようにサイズ設定される。
【００３７】
イメージング装置は更に、再構成データに依存して第２の軌道３２を決定する第２軌道決定ユニット１３を有する。こうして、再構成データが再構成データ決定ユニット１２によって決定された後、第２軌道決定ユニット１３が、第２の軌道３２を決定する。本実施例において、再構成データは、第１の軌道３１上の逆投影間隔３３を決定することによって決定されており、第２の軌道３２は、それが逆投影間隔３２の特に端点のような端部３４において、第１の軌道３１と交差するように決定される。
【００３８】
第２の軌道は、再構成データを決定した後に、すなわち本実施例においては第１の軌道３１上の逆投影間隔３３を決定した後に、決定されるので、再構成データは、第１の検出データから自由に選択されることができる。当然ながら、再構成データは、再構成データが関心領域の画像を再構成するための十分条件を満たすように、選択されなければならない。
【００３９】
動き生成ユニットは、検出ユニット６が第２の検出データを検出する間、放射線源２及び関心領域を第２の軌道３２に沿って互い相対的に移動させるように適応される。
【００４０】
本実施例において、第１の軌道３１は、円軌道であり、放射線源２が第１の軌道３１に沿って関心領域と相対的に移動する間に取得された第１の検出データは、不完全である。本実施例において直線軌道である第２の軌道３２は、不完全な第１の検出データを完全なものにし、従って、再構成された画像における不完全なデータセットによって引き起こされるアーチファクトを低減する。
【００４１】
イメージング装置は更に、再構成データ、すなわち本実施例においては逆投影間隔３３に関する第１の検出データ、及び第２の検出データを使用して、関心領域の画像を再構成する再構成ユニット１４を有する。再構成ユニット１４は、好適には、κ再構成を使用して関心領域の画像を再構成するように適応される。このようなκ再構成の好適な実施例は、更に以下で説明される。
【００４２】
本実施例において、再構成データ決定ユニット１２、第２軌道決定ユニット１３及び再構成ユニット１４は、計算ユニット１６内に位置する。他の実施例において、再構成決定ユニット１２、第２軌道決定ユニット１３及び再構成ユニット１４の１つ、幾つか又は全部は、計算ユニットに組み込まれない別個のユニットでありえる。
【００４３】
第１の検出データの中から再構成データを決定するために、第１の検出データが、再構成データ決定ユニット１２に供給される。
【００４４】
第２軌道決定ユニット１３は、動き生成ユニットを制御する制御ユニット９に、決定された第２の軌道に対応する信号を送り、それにより、検出ユニット６が第２の検出データを検出する間、放射線源及び関心領域は、第２の軌道に沿って互いに相対的に動く。
【００４５】
第２の検出データ及び少なくとも再構成データは、再構成ユニット１４に供給され、それにより、再構成ユニット１４が再構成データ及び第２の検出データを使用して関心領域の画像を再構成することを可能にする。再構成された画像は、再構成された画像を表示する表示ユニット１１に供給される。
【００４６】
更に、再構成データ決定ユニット１２、第２軌道決定ユニット１３及び再構成ユニット１４は、好適には、制御ユニット９によって制御される。
【００４７】
以下において、関心領域の画像を決定するイメージング方法が、図３に示されるフローチャートを参照して記述される。
【００４８】
関心領域の画像を決定するイメージング方法は、本実施例において、コンピュータトモグラフィ方法である。ステップ１０１において、放射線源２は、回転軸Ａ及び検査ゾーン５の周りを回転し、対象内の、特に患者テーブル上の患者内の関心領域は、移動されず、すなわち、放射線源２は、本実施例においては関心領域の周りの円軌道である第１の軌道３１に沿って進む。別の実施例において、第１の軌道は、例えばヘリカル又は直線軌道のような別の軌道であってもよい。放射線源２は、対象が存在する関心領域を横切る放射線、本実施例においては円錐形の放射線、を放出する。関心領域を横切った放射線は、第１の検出データを生成する検出ユニット６によって検出される。
【００４９】
本実施例において、ステップ１０１における第１の検出データの取得の間、本実施例において心電計である動き決定ユニット１５が、関心領域内の動きを決定する。本実施例において、患者の心臓が、関心領域に存在し、動き決定ユニット１５が、心臓の動きに関連する心電図を決定し、すなわち心臓の動きが、心電図を決定することによって決定される。
【００５０】
第１の検出データ及び好適には決定された動きを記述するデータ、すなわち本実施例においては心電図、が、再構成データ決定ユニット１２に送られ、再構成データ決定ユニット１２は、ステップ１０２において関心領域の画像を再構成するための再構成データ、すなわち本実施例において第１の軌道３１上の逆投影間隔３３、を決定する。こうして、ステップ１０２において、再構成データが、第１の検出データから選択される。
【００５１】
本実施例において、再構成データ決定ユニット１２は、再構成データを検出する間の関心領域内の動きが、第１の検出データの他のデータを検出する間よりも小さいように、関心領域内の動きに依存して、すなわち本実施例においては心電図に依存して、再構成データ、すなわち本実施例において第１の軌道３１上の逆投影間隔３３、を決定する。
【００５２】
ステップ１０３において、第２軌道決定ユニット１３は、再構成データに依存して、すなわち本実施例において第１の軌道３１上の決定された逆投影間隔３３に依存して、第２の軌道３２を決定する。本実施例において、第２の軌道は、それが逆投影間隔３３の端部を横切るように、決定される。更に、本実施例において、第２の軌道は、回転軸Ｒ又はｚ軸と平行な直線軌道である。他の実施例において、第２の軌道は、例えばヘリカル又は円軌道の一部である円弧軌道のような別の軌道でありえる。
【００５３】
ステップ１０４において、検出ユニット６が第２の検出データを検出する間、すなわち第２の検出データが取得される間、動き生成ユニットは、放射線源２及び関心領域を第２の軌道３２に沿って互いに相対的に移動させる。本実施例において、第２の検出データの取得の間、放射線源２は、回転軸Ｒ又はｚ軸の周りを回転せず、関心領域は、回転軸Ｒ又はｚ軸と平行に移動される。具体的には、患者のような対象が存在する患者テーブルが、回転軸Ａ又はｚ軸と平行に移動される。
【００５４】
更に、ステップ１０４において、第２の検出データの取得の間、動き決定ユニット１５は、好適には、関心領域内の動きを決定し、すなわち、本実施例においては心電計が、第２の検出データの取得の間、心電図を決定する。
【００５５】
ステップ１０５において、再構成ユニット１５は、再構成データ、すなわち本実施例において第１の軌道３１上の逆投影間隔３３に関する第１の検出データ、及び第２の検出データを使用して、関心領域の画像を再構成する。再構成ユニット１４は、好適にはκ再構成を使用する。このようなκ再構成の好適な実施例は、更に以下に説明される。
【００５６】
ステップ１０６において、再構成された画像は、再構成された画像を表示する表示ユニット１１に供給される。
【００５７】
特に、第２の検出データは、第１の検出データを完全なものにするためにのみ使用されるので、第２の検出データの取得の間は、第１の検出データの取得の間に使用された放射線量より小さい低放射線量のみが使用されることが好ましい。例えば、第１の軌道に沿ってデータを取得するための管電流は、好適には１００ｍＡより大きく、より好適には４００ｍＡであり、一方、第２の軌道に沿ってデータを取得するための管電流は、好適には１００ｍＡより小さく、より好適には５０ｍＡより小さく、特に、第１の軌道に沿ってデータを取得するための管電流の１／１０でありえ、例えば４０ｍＡである。
【００５８】
以下において、κ再構成の好適な実施例が、以下に説明される。
【００５９】
本実施例において、第１の軌道は、ｘｙ平面に位置する円軌道であり、第２の軌道は、ｚ軸と平行な直線軌道である。これらの軌道上のポイントは、以下の式に従って、パラメータ化されることができる：
2011502683.tif 000003
【００６０】
式（１）において、Ｒは、放射線源から回転軸までの距離に対応し、ｓは、軌道をパラメータ化する角度変数である。
【００６１】
以下において、検出器形状の解析が記述される。
【００６２】
通常のＣＴスキャナは、一般に、柱状表面の一部である検出器を含む。この柱体の対称軸は、ｚ軸と平行でありえ、焦点を含むことができる。このような「焦点−検出器」上のポイントは、角度変数α及び変数ｖＦを使用して、パラメータ化されることができる。線源が、ｚ＝ｚ０で直線軌道上に位置する場合、起点から焦点−検出器上の素子を向くベクトルｒＦは、式（２）によって与えられる：
2011502683.tif 000004
【００６３】
式（２）において、Ｄは、線源から検出器中心までの距離に対応する。
【００６４】
便宜上、仮想の「中心−検出器」が、導入されることができる。焦点−検出器と同様に、中心−検出器は、柱体の表面上に位置する。柱体の対称軸は、ｚ軸に一致し、それにより、検出器上のポイントは、ベクトルｒＣを導入することによってパラメータ化されることができる：
2011502683.tif 000005
【００６５】
式（３）において、β及びｖＣは、焦点−検出器座標α及びｖＦと完全に類似する検出器座標である。図４及び図５は、軌道並びに焦点−検出器及び中心−検出器を例示している。特に、図４は、焦点−検出器アプローチを示し、図５は、中心−検出器アプローチを示す。
【００６６】
焦点及び特定の焦点−検出器素子を含むラインは、ｌＦとしてパラメータ化されることができ、式（４）を参照されたい：
2011502683.tif 000006
【００６７】
式（４）を使用して、対象ポイントｘ＝（ｘ，ｙ，ｚ）が投影される検出器素子の座標が、計算されることができる：
2011502683.tif 000007
【００６８】
同様に、焦点及び中心検出器素子を含むラインは、式（６）に従ってパラメータ化されることができる：
2011502683.tif 000008
【００６９】
対象ポイントは、以下の座標によって検出器素子上に投影される：
2011502683.tif 000009
【００７０】
焦点−検出器及び中心−検出器の両方に関して、座標α及びβは、ｘ、ｙにのみ依存し、ｖＦ及びｖＣは、ｘ、ｙ及びｚに依存する。
【００７１】
以下において、平行光線の解析が記述される。
【００７２】
物理的な検出器は、列及び行を含むことができる。対応する検出器素子は、変数α及びｖＦにおいて等距離隔てられることができる。従って、式（８）及び（９）は、固定のｚ＝ｚ０に関して、検出器素子の中心を以下のようにパラメータ化する：
2011502683.tif 000010
2011502683.tif 000011
【００７３】
数学的理由のため、逆投影が実施される前に、直線軌道に沿って得られたデータを再編成することが便利でありうる。平行検出器と関連付けられる投影データの場合、異なる線源位置からのデータが、組み合わせられることができる。中心−検出器座標を使用することにより、平行ジオメトリにおける座標のパラメータ化が、式（１０）、（１１）によって、固定のｖＣに関して与えられる：
2011502683.tif 000012
2011502683.tif 000013
【００７４】
式（１０）及び（１１）において、Δｚは、軌道ライン上の２つの連続する投影の間の距離に対応する。図６乃至図９は、それぞれ焦点−検出器及び中心−検出器に関する２つの平行投影を示している。具体的には、図６及び図７は、焦点−検出器座標によってパラメータ化される平行光線を示している。図８、図９は、中心−検出器座標によってパラメータ化される平行光線を示している。
【００７５】
ｖＣは、所与の平行投影について固定であるので、式（７）が、所与の対象ポイントｘ＝（ｘ，ｙ，ｚ）が投影される検出器列及び検出器行を決定するために使用されることができる。このために、β及びσが、最初に計算され、それから、これらの値は、ｚ０＝ｚ−σｖＣを決定するために使用される。
【００７６】
以下において、再構成スキームの解析が示される。
【００７７】
軌道上のあらゆる位置ｙについて、測定された投影データＤｆが、式（１２）によって記述されることができる：
2011502683.tif 000014
【００７８】
言い換えると、あらゆる位置ｙから、異なる単位ベクトルθによって記述される方向の特定の組を向く光線に沿った線積分が考慮される。便宜上、これは直線軌道ｙ｜（ｓ）＝ｙＬ（ｚ＝ｈｓ）に関して設定され、ここで、ｈ＞０は任意の定数である。
【００７９】
第１の再構成ステップは、以下のようにデータを微分することを含む：
2011502683.tif 000015
【００８０】
言い換えると、式（１３）は、データが、考慮されるべき平行光線に関連付けられた異なる投影から取得されることを意味する。式（１３）の微分ステップは、例えば、フーリエフィルタを使用して実施されることができる。次に、データは、１／ｓｉｎγフィルタを使用してフィルタリングされる。このために、フィルタ方向が、最初に決定される。フィルタ方向は、焦点の位置及び再構成されるべき対象ポイントが投影されるポイントに依存する。対象ポイントの位置をｘとして示すとして、式（１４）は、単位ベクトルｂを規定する：
2011502683.tif 000016
【００８１】
すなわち、ｂは、線源から対象ポイントを向く。フィルタ方向は、ｂに対して垂直である単位ベクトルｅを使用して、特徴付けられることができる。ｅベクトル及びフィルタラインの間の関係は、Bontus, C他による文献「A quasiexact reconstruction algorithm for helical CT using a 3-Pi acquisition」(Med. Phys. 30, 2493-2502 (2003))の付録に記述されている。あらゆるｓ及びあらゆるｘについて、使用されなければならない１又は複数のフィルタ方向がありうる。ｂ及びｅを使用して、フィルタステップは、式（１５）によって記述されることができる：
2011502683.tif 000017
【００８２】
１より多くのフィルタ方向がありうるので、式（１５）においてｑにおける合計が実施される。記述される実施例に関して、ベクトルｅの規定が重要である。フィルタされたデータが得られると、逆投影が、式（１６）に従って書かれることができる：
2011502683.tif 000018
【００８３】
式（１６）の中で、「Ｉ」は、逆投影間隔を示す。
【００８４】
必ず、記述されたプロシージャは、円軌道及び直線軌道に別個に適用されなければならず、円軌道において、再構成データ決定ユニット１２によって決定された逆投影間隔が使用される。特に、式（１３）、（１５）及び（１６）におけるｙ（ｓ）は、ｙ０（ｓ）又はｙ｜（ｓ）に対応する。最後に、式（１６）の両方の結果が加算される。
【００８５】
以下において、逆投影及び平行ジオメトリの解析が記述される。
【００８６】
平行ジオメトリへのリビニングが、式（１５）におけるフィルタリングステップの後に実施される場合、式（１６）の逆投影の式が変わる。具体的には、円軌道の場合、式は、国際公開第２００４／０４４８４９Ａ１号パンフレットに与えられるものと同じである。直線軌道の場合、逆投影は、平行データが焦点−検出器座標によってパラメータ化される場合は式（１７）を使用することによって、及び平行データが中心−検出器座標によってパラメータ化される場合は式（１８）を使用することによって、実施されることが好ましい：
2011502683.tif 000019
2011502683.tif 000020
これらの式において、ｙ｜（ｓ）＝ｙＬ（ｚ＝ｈｓ）を規定するとき、ｈは上記で述べられたものであり、λは、特定の光線のコーン角度に対応する。λの値は、式（１９）を使用して計算されることができる：
2011502683.tif 000021
【００８７】
式（１６）と比較して式（１７）及び（１８）の利点は、対象ポイントに依存するファクタ｜ｘ−ｙ｜が計算される必要がないことである。これは、再構成された画像を計算するための計算の負担を低減することによって、計算時間を大幅に短縮する。フィルタされたデータは、検出器座標α、β、ｖＦ又はｖＣに依存するファクタによって乗じられるだけでよい。
【００８８】
以下において、円軌道のためのフィルタラインの解析が記述される。
【００８９】
Bontus, C他による文献「A quasiexact reconstruction algorithm for helical CT using a 3-Pi acquisition」(Med-Phys. 30, 2493-2502 (2003))に記述されるように、回転軸を含む仮想平面検出器を導入することも有利でありうる。この検出器上の座標は、ｕＰＬ及びｖＰＬとして示され、ｖＰＬ軸は、ｚ軸と平行である。線源を含むとともに平面検出器に対して垂直であるラインが、考慮される。ポイント（ｕＰＬ＝０，ｖＰＬ＝０）は、このラインが平面検出器と交差するポイントに対応する。ここで、各フィルタラインは、式（２０）に従って記述されることができる：
2011502683.tif 000022
言い換えると、これは、平面検出器上の直線に対応する。一般に、勾配σは、それぞれ異なるフィルタラインごとに異なる。
【００９０】
記述されるアルゴリズムについて、第１の検出データは、ｕＰＬ軸と平行なラインに沿ってフィルタリングされ、すなわちｖＰＬ（ｕＰＬ）＝ｖ０である。それぞれ異なるラインが、ｖ０によってパラメータ化される。フィルタ方向は、左から右に進む。
【００９１】
以下において、直線軌道に関するフィルタラインの解析が記述される。
【００９２】
直線軌道に関するフィルタラインのパラメータ化に関して、ｚ＝ｚ０において線源から見た平面検出器上への円軌道の投影が最初に考慮される。特に、この投影は、式２１として記述されることができる。
2011502683.tif 000023
【００９３】
図１０及び図１１は、２つの異なるｚ０に関して円軌道の投影を示している。具体的には、図１０は、ｚ０＜０から見た平面検出器上への円軌道の投影を示している。図１１は、ｚ０＞０から見た平面検出器上への円軌道の投影を示している。検出器エリアは、図１０及び図１１に示されるように２つの領域Ａ及びＢに分けられる。対象ポイントが領域Ａに投影される場合、現在の線源位置に関連付けられる投影データは、再構成のために使用されない。従って、領域Ａのデータは、ゼロにセットされるべきである。領域Ｂについて、フィルタラインは、以下のように規定されることができる。
【００９４】
投影された円軌道に接するラインは、式（２２）を使用してパラメータ化されることができる：
2011502683.tif 000024
【００９５】
式（２２）において、ｕ０は、ラインが接する座標である。具体的には、ポイント（ｕ１，ｖ１）を含む接線を見る場合、パラメータｕ０は、式（２３）に従って計算されることができる：
2011502683.tif 000025
【００９６】
平方根の前の符号は、接点が（ｕ１，ｖ１）の左（マイナス）又は右（プラス）に位置するかに依存して、選択されなければならない。
【００９７】
ここで、フィルタラインは、投影された円軌道に接するラインの組である。図１２乃至図１５は、これらのラインを例示している。図１２、図１３は、左から右に向かう異なるフィルタ方向を有するフィルタラインを示している。図１４、図１５は、右から左に向かうフィルタ方向を有するフィルタラインを示している。特に、各々のポイント（ｕＰＬ，ｖＰＬ）について、２つの異なるフィルタラインの寄与が、使用される。第１のフィルタラインについて、接点は、（ｕＰＬ，ｖＰＬ）の左側にあり、第２のフィルタラインについて、接点は、（ｕＰＬ，ｖＰＬ）の右側にある。フィルタリングの方向は、ｚ０に依存する。ｚ０＜０のとき、接点が左側にある場合、フィルタリングは左から右に向かい、接点が右側にある場合、右から左に向かう。ｚ０＞０のとき、接点が右側にある場合、フィルタリングは左から右に向かい、接点が左側にある場合、フィルタリングは右から左に向かう。図１２乃至図１５は、これを示す。
【００９８】
図１２乃至図１５に示されるフィルタラインは、検出器の一部のみをカバーする。より大きな部分をカバーしようとする試みは、フィルタラインが非常に急峻になるので、必然的に外挿をもたらす。いかなる場合も、２つのフィルタラインが規定される領域からのデータのみが、逆投影のために使用されるべきである。
【００９９】
上述した実施例において、再構成１４は、κ再構成を使用するが、更に、例えば近似又はラドン反転を使用する標準のフィルタされる逆投影のような他の再構成方法が、関心領域の画像を再構成するために使用されることができる。
【０１００】
上述した実施例において、患者の心臓の画像が再構成されているが、本発明は、患者の他の部分に、特に他の器官にも適用可能である。更に、本発明は、例えば手荷物検査の分野における、技術的な対象に適用可能である。
【０１０１】
上述した実施例において、第１の軌道は、円軌道であり、第２の軌道は、直線軌道である。しかしながら、他の実施例において、第１の軌道及び第２の軌道は、他の軌道でありえ、例えば、第２の軌道は、ヘリカル軌道の一部である円弧軌道であってもよい。更に、第１の軌道は、ヘリカル軌道であってもよい。
【０１０２】
第１及び第２の軌道に加えて、動き生成ユニットは、放射線源及び関心領域を、１又は複数の他の軌道に沿って互いに相対的に移動させるようにも適応されることができる。
【０１０３】
開示された実施例に対する他の変更が、図面、開示及び添付の請求項の研究から、請求項に記載される本発明を実施する際に当業者によって理解され達成されることができる。
【０１０４】
請求項において、「含む」なる語は、他の構成要素又はステップを除外せず、不定冠詞「a」又は「an」は複数性を除外しない。
【０１０５】
単一のユニット又は装置は、請求項に列挙されるいくつかのアイテムの機能を果たすことができる。特定の手段が相互に異なる従属請求項に列挙されているという単なる事実は、これらの手段の組み合わせが有利に使用されることができないことを示さない。
【０１０６】
１又は複数のユニット又は装置によって実施される、決定、再構成のような計算及びイメージング装置の制御は、任意の他の数のユニット又は装置によって実施されることができる。例えば、ステップ１０２の再構成データの決定並びに再構成データ及び第２の検出データを使用した関心領域の画像の再構成は、単一のユニットによって又は任意の他の数の異なるユニットによって、実施されることができる。上述したイメージング方法による計算及び決定及び／又はイメージング装置の制御は、コンピュータプログラムのプログラムコード手段として及び／又は専用ハードウェアとして実現されることができる。
【０１０７】
コンピュータプログラムは、例えば他のハードウェアと共に又はその一部として供給される光学記憶媒体又はソリッドステート媒体のような、適切な媒体上に記憶され／配布されることができるが、インターネット又は他のワイヤード若しくはワイヤレス通信システムを介するように、他の形式で配布されてもよい。
【０１０８】
請求項における任意の参照符号は、本発明の範囲を制限するものとして解釈されるべきでない。
【図１】
2011502683.tif 000026
【図２】
2011502683.tif 000027
【図３】
2011502683.tif 000028
【図４】
2011502683.tif 000029
【図５】
2011502683.tif 000030
【図６】
2011502683.tif 000031
【図７】
2011502683.tif 000032
【図８】
2011502683.tif 000033
【図９】
2011502683.tif 000034
【図１０】
2011502683.tif 000035
【図１１】
2011502683.tif 000036
【図１２】
2011502683.tif 000037
【図１３】
2011502683.tif 000038
【図１４】
2011502683.tif 000039
【図１５】
2011502683.tif 000040
【国際調査報告】
2011502683.tif 000041
2011502683.tif 000042