(57)【要約】【課題】一方ではコーン角が顧慮されず、他方では検出器の移動スパイラルの送り値もしくはピッチが可変である場合にも最大送り値内において最適な検出器利用率およびそれにともなう線量利用率がもたらされるようにする。【解決手段】周期的に運動する検査対象物のＣＴ画像の形成方法、特にスパイラル作動する多数行ＣＴ装置における心臓のボリューム再構成方法およびこのために構成された多数行ＣＴ装置において、回転スパイラルに沿った小さな部分回転セグメントから、部分回転セグメント毎にそれぞれ多数セグメント画像が計算され、これらのセグメント画像が第２ステップにおいて目標画像平面（例えば軸線方向平面）における部分画像に換算され、第３ステップにおいて正しい時相で完全な画像に統合される。【選択図】図４
2004160222.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
周期的に運動する検査範囲のＣＴ画像を作成するために、
１．１．  検査範囲の走査は、検出器アレイの平面状に配置された複数の検出器要素に対する複数のビームを有する焦点から出るビーム束により行なわれ、焦点および検出器アレイは、検査対象物に対して相対的に、複数のスパイラルセグメントからなる等間隔のスパイラル軌道上をシステム軸線の周りに回転しながらシステム軸線に平行に移動し、検出器要素から位置および時間に関係した出力データが供給され、出力データによって焦点と検出器要素との間のビームの減弱変化が決定可能であり、
１．２．  検出器データおよびそれから生じたデータに運動状態を割り付けることができるようにするために、同時に、周期的に運動する検査範囲から運動データが収集され、
１．３．  ＣＴ画像またはＣＴ画像セットの形成のために、身体部位の定められた運動状態と相関関係にある出力データのみが使用され、
１．４．  ＣＴ画像を再構成するのに十分な長さを有するスパイラルセグメント上を焦点の移動中にその都度供給されかつ定められた運動状態を割り付けられた出力データが、Ｎseg個の下位セグメントに関する出力データに分割され、
１．５．  これらの運動状態に関連した下位セグメントについて、システム軸線に対して傾斜した画像平面を持つ運動状態に関連したセグメント画像が逆投影およびフィルタ処理によって再構成され、
１．６．  それぞれ下位セグメントに属しかつ運動状態と相関関係にある複数のセグメント画像が統合されて、目標画像平面に関する運動状態に関連した１つの部分画像が作成され、
１．７．  少なくとも１つの目標画像平面について、運動状態に関連した複数の部分画像が統合されて、定められた運動状態の合成ＣＴ画像が作成される
ことを特徴とするコンピュータ断層撮影方法。
【請求項２】
セグメント画像から部分画像を形成するために、セグメント画像に対して、システム軸線方向における位置分解能および時間分解能に関して可変である時空間フィルタ関数が適用されることを特徴とする請求項１記載の方法。
【請求項３】
セグメント画像の量がＳ（θR,j＋ｋπ，ｚR,q（θR,j＋ｋπ））によって表わされ、その場合に１≦ｊ≦Ｎseg／２が当てはまり、ｋおよびｑは整数を表わし、θR,j＋ｋπは、ｋ番目の半回転におけるｊ番目のボリュームスタックの中心角を表わし、θR,jは
θR,j＝θR＋（ｊ−１）・π／（Ｎseg／２））
であり、そして
【数１】
2004160222.tif 000024
はボリュームスタックにおけるセグメント画像の割り付けられたｚ位置を表わし、さらにｐはテーブル送りであり、ｚstartは投影角θ＝０におけるスパイラル回転の開始位置であることを特徴とする請求項２載の方法。
【請求項４】
フィルタ処理されたセグメント画像Ｓ^(θR,j，ｚimg)が
【数２】
2004160222.tif 000025
なる規則により計算され（Ｓ^は数２ではＳの上に＾を付された形で示されている）、ただし、１≦ｊ≦Ｎseg／２であり、ｗzはスライス厚を決定する重み付け関数であり、ｄはｚ位置ｚimgとｚ位置ｚR,qにおけるセグメント画像平面との間隔または類似の関数を表わし、ｗphaseは、角度θR,j＋ｋπに割り付けられた検査対象物運動周期における運動状態を定める時間位置ＣR（ｋ，ｊ）と角度θR,j＋ｋπに中心を置かれたセグメント画像平面との時間的間隔を表わし、
【数３】
2004160222.tif 000026
は、正確な基準化のための重み合計に相当することを特徴とする請求項３記載の方法。
【請求項５】
ｚ位置ｚimgにおけるＣＴ画像が
【数４】
2004160222.tif 000027
からもたらされることを特徴とする請求項４記載の方法。
【請求項６】
セグメント画像は、システム軸線に直交する第１の軸線の周りにシステム軸線に対して傾斜角γだけ傾斜していると共に第１の軸線にもシステム軸線にも直交する第２の軸線の周りにシステム軸線に対して傾斜角δだけ傾斜している画像平面に対して再構成されることを特徴とする請求項１乃至５の１つに記載の方法。
【請求項７】
隣接する下位セグメントが互いに重なり合い、重なり範囲に属する出力データはそれぞれ、互いに重なり合う下位セグメントの互いに対応する出力データの重みがそれぞれ１を生じるように重み付けされることを特徴とする請求項１乃至６の１つに記載の方法。
【請求項８】
各下位セグメントについて、ｎima個の傾斜した画像平面に対するセグメント画像が再構成され、それらの画像平面は異なるｚ位置ｚimaを有することを特徴とする請求項１乃至７の１つに記載の方法。
【請求項９】
複数の傾斜した画像平面が下位セグメントに対して接線方向に延びる直線で交差することを特徴とする請求項８記載の方法。
【請求項１０】
１つの下位セグメントに属する複数の傾斜した画像平面の傾斜角δの極値＋δmaxおよび−δmaxについて
【数５】
2004160222.tif 000028
が当てはまり、ただし
【数６】
2004160222.tif 000029
によるγ0は傾斜角δ＝０に対して得られる傾斜角γの値であることを特徴とする請求項８乃至９の１つに記載の方法。
【請求項１１】
傾斜角δの最大値の与えられた大きさ｜δmax｜に対して、傾斜角γの最適値γminは誤差基準が満たされるように決定されることを特徴とする請求項６乃至１０の１つに記載の方法。
【請求項１２】
傾斜した画像平面の傾斜角δは
【数７】
2004160222.tif 000030
に基づいて求められることを特徴とする請求項６乃至１１の１つに記載の方法。
【請求項１３】
複数のセグメント画像を統合して１つの部分画像を作成する際複数のセグメント画像の統合は補間法によって行なわれることを特徴とする請求項１乃至１２の１つに記載の方法。
【請求項１４】
複数のセグメント画像を統合して１つの部分画像を作成する際複数のセグメント画像の統合は平均値形成によって行なわれることを特徴とする請求項１乃至１２の１つに記載の方法。
【請求項１５】
複数のセグメント画像を統合して１つの部分画像を作成する際複数のセグメント画像の統合は重み付けされた平均値形成によって行なわれることを特徴とする請求項１乃至１２の１つに記載の方法。
【請求項１６】
複数のセグメント画像を統合して１つの部分画像を作成する際複数のセグメント画像の統合は部分画像の所望の再構成スライス厚に応じて行なわれることを特徴とする請求項１乃至１５の１つに記載の方法。
【請求項１７】
１つの部分画像を作成するために統合されるセグメント画像の数は、部分画像のその都度の所望の再構成スライス厚に応じて選択されることを特徴とする請求項１乃至１６の１つに記載の方法。
【請求項１８】
セグメント画像は最小可能なスライス厚で再構成されることを特徴とする請求項１７記載の方法。
【請求項１９】
システム軸線に直交する目標画像平面に対する部分画像が求められることを特徴とする請求項１乃至１８の１つに記載の方法。
【請求項２０】
複数の部分画像を統合して合成ＣＴ画像を作成する際複数の部分画像の統合は加算によって行なわれることを特徴とする請求項１乃至１９の１つに記載の方法。
【請求項２１】
セグメント画像に対応するデータは圧縮されることを特徴とする請求項１乃至２０の１つに記載の方法。
【請求項２２】
セグメント画像に対応する圧縮されたデータは、少なくともほぼそれぞれの下位セグメントに属する基準投影方向の方向に延びる第１の方向における分解能が基準投影方向に対して少なくともほぼ直角方向に延びる第２の方向における分解能よりも大きいような不均一なピクセルマトリックスを有することを特徴とする請求項２１載の方法。
【請求項２３】
セグメント画像に対応する圧縮されたデータは縦長の形状のピクセルを有し、ピクセルの最も長い広がりはそれぞれの下位セグメントに属する基準投影方向と少なくともほぼ同じ方向に延びることを特徴とする請求項２２記載の方法。
【請求項２４】
矩形のピクセルが設けられていることを特徴とする請求項２３記載の方法。
【請求項２５】
セグメント画像は不均一なピクセルマトリックスへ換算されることを特徴とする請求項２３乃至２４の１つに記載の方法。
【請求項２６】
セグメント画像は不均一なピクセルマトリックスにおいて再構成されることを特徴とする請求項２３乃至２４の１つに記載の方法。
【請求項２７】
逆投影方向が少なくともほぼ、それぞれの下位セグメントに属する基準投影方向に対応することを特徴とする請求項２６記載の方法。
【請求項２８】
圧縮は、複数の部分画像を統合して均一なピクセルマトリックスを有する１つの合成ＣＴ画像を作成する過程で解消されることを特徴とする請求項２１乃至２７の１つに記載の方法。
【請求項２９】
セグメント画像は不均一なピクセルマトリックスへ換算されることを特徴とする請求項２１乃至２８の１つに記載の方法。
【請求項３０】
均一なピクセルマトリックスのピクセルは、不均一なピクセルマトリックスのピクセルから補間法によって得られることを特徴とする請求項２１乃至２８の１つに記載の方法。
【請求項３１】
均一なピクセルマトリックスのピクセルは、不均一なピクセルマトリックスのピクセルから平均値形成によって得られることを特徴とする請求項１乃至２８の１つに記載の方法。
【請求項３２】
少なくとも１つの焦点から出るビーム束と、このビーム束のビームを検出するための複数の配分された検出器要素を備えた平面構成の検出器アレイとにより、周期的に運動する検査対象物を走査するためのコンピュータ断層撮影装置において、少なくとも１つの焦点は、検査対象物に対して相対的に、検査対象物の周りのを回転する焦点軌道上を、対向する検出器アレイと共に移動させられ、しかも少なくとも、請求項１乃至３１の１つに記載に従って、検査対象物の運動状態を検出する手段、検出器データを収集する手段、フィルタ処理および逆投影を行う手段が設けられていることを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。
【請求項３３】
前記の機能手段は少なくとも部分的にプログラムまたはプログラムモジュールによって実現されることを特徴とする請求項３２記載の装置。
【請求項３４】
検査対象物の運動状態を検出するために心電図が設けられていることを特徴とする請求項３２又は３３記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、周期的に運動する検査対象物を検査するためのコンピュータ断層撮影方法、特に心臓のコンピュータ断層撮影方法およびこの方法を実施するためのコンピュータ断層撮影装置（ＣＴ装置）に関する。さらに詳しく言うならば、この方法においては、平面構成の検出器アレイがシステム軸線の周りを回転しながらスパイラル軌道上を移動する間に、この検出器アレイによって検査範囲の走査が行なわれ、吸収データが収集される。同時に、検出器データおよびそれから生じるデータに運動状態を割り付けるために、周期的に運動する検査範囲から運動データが収集され、しかもＣＴ画像またはＣＴ画像セットの作成のために、身体領域の定められた運動状態と相関関係にある出力データのみが使用される。
【背景技術】
【０００２】
類似の方法および類似のＣＴ装置は知られている（例えば、特許文献１参照）。この特許文献１は、支持体（ガントリー）上に配置され少なくとも最初と最後の検出器行を備えた検出器ユニットを用いた、運動時相および休止時相を有する周期的に運動する検査対象物のための画像再構成撮影方法を開示している。この方法は次の要件からなる。
【０００３】
最初および最後の検出器行は、回転軸線に対して垂直方向に延び、回転軸線に対して平行に検出器高さ（Ｄ）だけ互いに隔てて置かれ、
検査対象物は、支持体に対して相対的に回転軸線に沿って或る送り速度で移動させられ、支持体は或る回転数で回転軸線の周りを回転し、
少なくとも休止時相中に一群の回転角において回転角毎に検出器行によってそれぞれ同時に、その都度の回転角に割り付けられた測定データセットがそれぞれ取得され、
回転数は、支持体が休止時相中に少なくとも検査対象物の再構成に必要な再構成角度範囲と同じ大きさである回転角だけ回転するように選択され、
送り速度は、１つの運動時相と２つの再構成時間との和の期間に最大で検出器高さだけ回転軸線に沿って検査対象物が移動されるように選択され、
再構成時間は再構成角度範囲を渡るのに必要な時間である。
【０００４】
この方法においては、コーンビーム修正が行われず、従ってコーン角（円錐角）が大きくなると画質に負の影響を及ぼす画像アーチファクトが生じる欠点がある。
【０００５】
この方法においては、全体で完全なＣＴ画像を与えるデータセットの再構成を必要とする再構成方法が適用される（例えば特許文献２、特許文献３および特許文献４参照）。
【０００６】
さらに、公開前の独国特許出願（特許文献５）は、次のような心臓のコンピュータ断層撮影方法および心臓のコンピュータ断層撮影装置を開示している。これにおいては、１つの焦点から出るコーンビーム束とこのビーム束を検出するためのマトリックス状の検出器アレイとにより検査対象物を走査するために、焦点が、検査対象物に対して相対的に、システム軸線に一致する中心軸線を有するスパイラル軌道上を移動させられ、検出器アレイは受信した放射に対応した出力データを供給し、周期的に運動する検査対象物範囲を撮像するために走査中に周期的運動の時間経過を再生する信号が取得され、スパイラルセグメント上を焦点の移動中にその都度供給される出力データから傾斜した画像平面を持つ画像が再構成され、その画像平面はシステム軸線に直交する第１の軸線の周りに或る傾斜角だけ傾けられていると共に第１の軸線にもシステム軸線にも直交する第２の軸線の周りにシステム軸線に対して或る傾斜角だけ傾けられ、直接に相前後するスパイラルセグメントは０より大きいか又は０に等しい重なり角だけ互いに重なり合い、スパイラルセグメントは周期的運動の時間経過を再生する信号を考慮して、周期的運動の撮像すべき時相に一致するように選択される。
【０００７】
そこに示された方法の場合、確かに、焦点と多数行からなる検出器との間におけるコーンビームの経過が考慮され、画像構成のために多数の隣接する類似の運動サイクルのファンデータが考慮されるが、しかしながら心臓周波数に関係せずに時間分解能を高めることができない。
【０００８】
さらに、公開されていない独国特許出願（特許文献６）においては、次の構成要件を有するコンピュータ断層撮影方法およびＣＴ装置が開示されている。
【０００９】
１つの焦点から出るコーンビーム束とこのビーム束を検出するためのマトリックス状の検出器アレイとにより検査対象物を走査するために、焦点が検査対象物に対して相対的にシステム軸線を中心とするスパイラル軌道上を移動させられ、
検出器アレイは受信した放射に応じて出力データを供給し、スパイラル軌道上を焦点の移動中にその都度供給される出力データは下位セグメントに関する出力データに分割され、
下位セグメントについてシステム軸線に対して傾斜した画像平面を有するセグメント画像が再構成され、
周期的運動を行なう検査対象物範囲の撮像のために走査中に周期的運動の時間的経過を再生する信号が取得され、
セグメント画像にはシステム軸線上のｚ軸および周期的運動の時間経過に関する時間位置が割り付けられ、
ｚ位置の所望範囲および時間位置の所望範囲に所属するセグメント画像は、対応する下位セグメントがＣＴ画像の再構成に十分な全長を有するように選択され、
選択されたセグメント画像が統合されて、少なくとも間接的に目標画像平面に関する合成ＣＴ画像が作成される。
【００１０】
この方法もコーンビームの経過を考慮しているが、しかしデータ取得中にテーブル送りが適切に小さく選ばれる場合にしか、時間分解能が制御できない。
【００１１】
さらに、同様に公開されていない独国特許出願(特許文献７)に開示されているコンピュータ断層撮影方法および装置においては、１つの焦点から出るコーンビーム束とこのビーム束を検出するためのマトリックス状の検出器アレイとにより非運動性の検査対象物を走査するために、焦点が検査対象物に対して相対的にシステム軸線を中心とするスパイラル軌道上を移動させられ、検出器アレイは受信した放射に応じて出力データを供給し、ＣＴ画像の再構成に十分な長さを持ったスパイラルセグメント上を焦点の移動中にその都度供給される出力データが下位セグメントに関する出力データに分割され、下位セグメントについてシステム軸線に対して傾斜した画像平面を有するセグメント画像が再構成され、それぞれ下位セグメントに所属する複数のセグメント画像が統合されて目標画像平面に関する１つの部分画像が作成され、複数の部分画像が統合されて目標画像平面に関する１つの合成ＣＴ画像が作成される。
【特許文献１】独国特許出願公開第１９８４２２３８号明細書
【特許文献２】独国特許出願公開第１９８４２２４０号明細書
【特許文献３】独国特許出願公開第１９７４０２１４号明細書
【特許文献４】独国特許出願公開第１００６３６３６号明細書
【特許文献５】独国特許出願第１０２０７６２３号明細書
【特許文献６】独国特許出願第１０１３３２３７号明細書
【特許文献７】独国特許出願第１０１２７２６９号明細書
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１２】
本発明の課題は、周期的に運動する検査対象物を検査するためのコンピュータ断層撮影方法、特に心臓のコンピュータ断層撮影方法およびこの方法を実施するためのコンピュータ断層撮影装置であって、一方ではコーン角が顧慮されず、他方では検出器の移動スパイラルの送り値もしくはピッチが可変である場合にも最大送り値内において最適な検出器利用率およびそれにともなう線量利用率がもたらされるコンピュータ断層撮影方法および装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
コンピュータ断層撮影方法に関する課題は、本発明によれば、周期的に運動する検査範囲、特に生体の心臓部位、とりわけ患者の心臓部位のＣＴ画像を作成するために、
１．１．  検査範囲の走査は、検出器アレイの平面状に配置された複数の検出器要素に対する複数のビームを有する焦点から出るビーム束により行なわれ、焦点および検出器アレイは、検査対象物に対して相対的に、複数のスパイラルセグメントからなる等間隔のスパイラル軌道上をシステム軸線の周りに回転しながらシステム軸線に平行に移動し、検出器要素から位置および時間に関係した出力データが供給され、出力データによって焦点と検出器要素との間のビームの減弱変化が決定可能であり、
１．２．  検出器データおよびそれから生じたデータに運動状態を割り付けることができるようにするために、同時に、周期的に運動する検査範囲から運動データが収集され、
１．３．  ＣＴ画像またはＣＴ画像セットの形成のために、身体部位の定められた運動状態と相関関係にある出力データのみが使用され、
１．４．  ＣＴ画像を再構成するのに十分な長さを有するスパイラルセグメント上を焦点の移動中にその都度供給されかつ定められた運動状態を割り付けられた出力データが、Ｎseg個の下位セグメントに関する出力データに分割され、
１．５．  これらの運動状態に関連した下位セグメントについて、システム軸線に対して傾斜した画像平面を持つ運動状態に関連したセグメント画像が逆投影およびフィルタ処理によって再構成され、
１．６．  それぞれ下位セグメントに属しかつ運動状態と相関関係にある複数のセグメント画像が統合されて、目標画像平面に関する運動状態に関連した１つの部分画像が作成され、
１．７．  少なくとも１つの目標画像平面について、運動状態に関連した複数の部分画像が統合されて、定められた運動状態の合成ＣＴ画像が作成される
ことによって解決される。
【００１４】
コンピュータ断層撮影装置に関する課題は、本発明によれば、少なくとも１つの焦点から出るビーム束と、このビーム束のビームを検出するための複数の配分された検出器要素を備えた平面構成の検出器アレイとにより、周期的に運動する検査対象物を走査するためのコンピュータ断層撮影装置において、少なくとも１つの焦点は、検査対象物に対して相対的に、検査対象物の周りのを回転する焦点軌道上を、対向する検出器アレイと共に移動させられ、しかも少なくとも、上述の方法に従って、検査対象物の運動状態を検出する手段、検出器データを収集する手段、フィルタ処理および逆投影を行う手段が設けられていることによって解決される。
【００１５】
本発明の好ましい実施態様は従属請求項に記載されている。
【００１６】
本発明者は、多数行のＣＴを備えたセグメント化された基本的には特許文献７に開示されたスパイラル再構成方法を、適当な軸線方向のセグメント画像平面が正しい時相で加算されることによって、例えば心臓のような周期的に運動する検査対象物の検査にも利用できることを認識した。
【００１７】
この画像再構成方法を基礎として、本発明者は、軸線方向のセグメント画像平面のボリュームスタックの再構成およびリフォーマッティングの後にボリュームスタックを時間位置およびｚ位置によって特色づけ、その後位置フィルタおよび時間フィルタによって検査対象物の周期的運動に関して定められた同じ運動状態の画像がその都度生じるように重畳することを提案する。
【００１８】
時間位置は、例えば周期的に運動する検査対象物としての検査すべき心臓の場合、同時に測定で記録された患者の心電図から得られる。レトロスペクティブゲーティングのためには、πの角度範囲に対して補い合う適当なセグメントが定められ、対応する軸線方向のセグメント画像平面が加算されて目標画像が作成されなければならない。
【００１９】
従って、本発明によれば、セグメント画像平面の量
Ｓ（θR,j＋ｋπ，ｚR,q（θR,j＋ｋπ））；１≦ｊ≦Ｎseg／２（ｋ，ｑは整数）
について時空間フィルタ関数が規定され、このフィルタ関数により目標画像のｚ分解能および時間分解能は広範囲に影響を受ける。
【００２０】
なお、θR,j＋ｋπは、ｋ番目の半回転におけるｊ番目のボリュームスタックの中心角を表わし、（θR,j＝θR＋（ｊ−１）・π／（Ｎseg／２））および
【００２１】
【数８】
2004160222.tif 000003
【００２２】
はボリュームスタックにおけるセグメント画像の割り付けられたｚ位置を表わし、さらに、ｐはテーブル送りであり、ｚstartは投影角θ＝０におけるスパイラル回転の開始位置である。さらに、セグメント画像平面は、まずは分かり易さのために省略される位置座標（ｘ，ｙ）の関数である。
【００２３】
ｚ位置ｚimgにおける中心角θR,jに対するフィルタ処理されたセグメント画像Ｓ^(θR,j，ｚimg)が次のように計算される。（なお、Ｓ^は数式ではＳの上に＾を付された形で示されている。以下同じである。）
【００２４】
【数９】
2004160222.tif 000004
【００２５】
ただし、１≦ｊ≦Ｎseg／２であり、ｗzはスライス厚を決定する適当な重み付け関数であり、ｄはｚ位置ｚimgとｚ位置ｚR,qにおけるセグメント画像平面との間隔または類似の関数を表わす。
【００２６】
【数１０】
2004160222.tif 000005
【００２７】
は、正確な基準化のための重み合計である。重み付け関数ｗphaseは、角度θR,j＋ｋπに割り付けられた心周期における心電図により定められた時間位置ＣR（ｋ，ｊ）と角度θR,j＋ｋπに中心を置かれたセグメント画像平との時間的間隔を評価する。
【００２８】
ｚ位置ｚimgにおけるＣＴ画像が
【００２９】
【数１１】
2004160222.tif 000006
【００３０】
に従ってもたらされる。
【００３１】
テーブル送りおよび重み付け関数の適当な選択によって目標画像の時間分解能もｚ分解能も広範囲に影響を受ける。これは、特に、心臓の収縮時相中の撮影およびそれにともなって高い時間的分解能を必要とする機能的な心臓検査に役に立つ。他方では、冠状血管撮影法における冠状血管構造の３Ｄ表示のために高いｚ鮮明度が要求されている。従って、狭いｚフィルタを選択すべきであり、時間分解能はテーブル送りが与えられている場合には限られた範囲内でのみ選択可能である。大きな送りで高いｚ鮮明度が望まれる不都合な場合、目標画像の計算に必要なセグメント画像は１心周期のみから取り出されなければならない。従って、この場合には、達成可能な時間分解能は走査器の回転時間の半分に制限される。
【００３２】
次に、検査対象物の周期的運動の考慮に関係しない基本的な画像再構成方法を説明する。もちろん、本発明による方法においては少なくともセグメント画像に、その都度検査対象物の周期的運動の時相に対する相関を作成する一種の時間マークを付けてやるように顧慮すべきである。
【００３３】
この画像再構成方法では、検査対象物がスパイラル状にセグメントにて走査され、スパイラルセグメントのデータが下位セグメントに分割され、これらの下位セグメントに関してセグメント画像が再構成される。この場合に、下位セグメントに沿ったスパイラル軌道からのセグメント画像の画像平面のずれは非常に小さいので、セグメント画像は、下位セグメントに沿ったスパイラル軌道からのセグメント画像の画像平面のずれによって起こされる非常に僅かな誤差しか持たず、それゆえ合成ＣＴ画像の発生の際に期待できる画質が向上する。
【００３４】
セグメント画像の画像平面の最大傾斜は、測定フィールド内における下位セグメントの両端においてそれぞれのセグメント画像の画像平面のためのビームが存在しなければならないという条件から決まる。
【００３５】
単独では使えないセグメント画像は公知のやり方で計算される、すなわちパラレルジオメトリまたはファンジオメトリにおいて存在する下位セグメントのための投影から、それぞれのセグメント画像の画像平面にとって最も好都合のビームが適当な誤差基準に従って選択され、フィルタ処理され、逆投影されるか、または他の標準方法で再構成される。
【００３６】
１つの下位セグメントに属する複数のセグメント画像を統合する、すなわち目標画像平面へのそれらのリフォーマッティングを行うと、同様に単独では使えない１つの部分画像が作成される。すなわち、それぞれのスパイラルセグメントに属する全ての部分画像における所望の目標画像平面に関する複数の部分画像が統合されて１つの合成ＣＴ画像が作成されて初めて、１つの使用可能な画像が生じる。
【００３７】
画質は、セグメント画像がシステム軸線に直交する第１の軸線の周りにシステム軸線に対して傾斜角χだけ傾斜していると共に第１の軸線にもシステム軸線にも直交する第２の軸線の周りにシステム軸線に対して傾斜角δだけ傾斜している画像平面に対して再構成される場合、特に向上する。なぜならば、それぞれの下位セグメントのスパイラル軌道へのセグメント画像の画像平面の適合が更に改善されるからである。
【００３８】
互いに隣接する下位セグメントが重なり合う場合、重なり範囲に属する出力データはそれぞれ、互いに重なり合う下位セグメントの互いに対応する出力データの重みがそれぞれ１を生じるように重み付けされるべきである。
【００３９】
下位セグメントが重なり合うことの利点は、下位セグメントの突き当たり個所で生じ得るアーチファクトが回避されることにある。
【００４０】
さらに、各下位セグメントのために、ｎima個の傾斜した画像平面についてのセグメント画像が再構成され、それらの画像平面は異なるｚ位置ｚimaを有する。異なるｚ位置を有するために傾斜が異なっている画像平面を持つ複数のセグメント画像を再構成することによって、傾斜角γおよび傾斜角δの相応の選択により、それぞれのセグメント画像の画像平面をこれらの各ｚ位置について最適に下位セグメントに適合させ、検出器アレイも線量も理論上では完全に、実践上では十分に利用することが可能である。複数の傾斜した画像平面は下位セグメントに対して接線方向に延びる直線で交差する。
【００４１】
できるだけ完全な検出器利用率および線量利用率を得るために、本発明の変形によれば、１つの下位セグメントに属する複数の傾斜した画像平面の傾斜角δの極値＋δmaxおよび−δmaxについて
【００４２】
【数１２】
2004160222.tif 000007
【００４３】
が当てはまり、ただし
【００４４】
【数１３】
2004160222.tif 000008
【００４５】
によるγ0は傾斜角δ＝０に対して得られる傾斜角γの値である。
【００４６】
高い画質への関心では、本発明の他の変形によれば、傾斜角δの最大値の与えられた大きさ｜δmax｜に対して、傾斜角γの対応の最適値γminは誤差基準（例えば、画像平面と下位セグメントの全ての点とのｚ方向に測定された間隔の最小二乗平均値）が満たされるように求められる。
【００４７】
使用者がＣＴ装置から通常の横断層画像を得ることができるようにするために、リフォーマッティングが用いられると好ましく、その場合複数のセグメント画像が統合されることによって１つの部分画像が別の方法ステップで作成される。なお、その統合は、複数のセグメント画像が補間法または特に重み付けされ平均値形成によって１つの部分画像に統合されることによって行なわれる。
【００４８】
部分画像およびそれにともなう合成ＣＴ画像の再構成スライス厚は、本発明の特に有利な実施態様に基づいて、セグメント画像が１つの部分画像に統合される際に部分画像のその都度の所望の再構成スライス厚に応じて重み付けされることによって調整される。
【００４９】
複数のセグメント画像を統合して１つの部分画像を作成する際、１つの部分画像を作成するために統合されるべきセグメント画像の数は、部分画像のその都度の所望の再構成スライス厚に応じて選択するのがよい。その場合、できるでけ高い画質を得るためには、セグメント画像を最小可能なスライス厚にて再構成するのがよい。
【００５０】
複数の部分画像を統合して合成ＣＴ画像を作成する際複数の部分画像の統合は特に加算によって行なわれ、しかもこれは同様にとりわけシステム軸線と直交する目標画像平面について行われる。しかしながら、目標画像平面をシステム軸線に対して傾斜させることもできる。
【００５１】
セグメント画像の作成時に生じるデータ量を限界内に保つために、本発明の変形によれば、セグメント画像に対応するデータが圧縮される。
【００５２】
画像再構成の特に有利な実施態様によれば、セグメント画像に対応する圧縮されたデータは、少なくともほぼそれぞれの下位セグメントに属する基準投影方向の方向に延びる第１の方向における分解能が基準投影方向に対して少なくともほぼ直角方向に延びる第２の方向における分解能よりも大きいような不均一なピクセルマトリックスを有する。このような進行形式は、それぞれの下位セグメントに属する基準投影方向に対して直角方向のセグメント画像における情報密度がそれぞれの下位セグメントに属する基準投影方向における情報密度よりも著しく大きいので、可能である。
【００５３】
不均一なピクセルマトリックスの実現は、セグメント画像に対応する圧縮されたデータが縦長の形状、特に矩形のピクセルを有し、ピクセルの最も長い広がりがそれぞれの下位セグメントに属する基準投影方向と少なくともほぼ同じ方向に延びる場合に特に簡単である。
【００５４】
本発明の他の有利な実施態様に従って、セグメント画像が不均一なピクセルマトリックスにおいて再構成される場合、特に時間を節約できる。なぜならば、この場合、それぞれの下位セグメントに属する基準投影方向において同じ分解能を有する均一なピクセルマトリックスの場合におけるよりも再構成すべきピクセルが明らかに少なくて済むからである。逆投影は、逆投影方向が少なくともほぼ、それぞれの下位セグメントに属する基準投影方向に一致するならば、特に簡単に行なわれる。
【００５５】
合成ＣＴ画像は通常のように均一なピクセルマトリックスを有するので、圧縮は、この圧縮が不均一なピクセルマトリックスの使用に基づいている場合、本発明の変形に従って、遅くとも、複数の部分画像を統合して１つの合成ＣＴ画像を作成する過程で解消される。
【００５６】
画像再構成方法の特別な変形では、均一なピクセルマトリックスのピクセルは、不均一なピクセルマトリックスのピクセルから、補間法または平均値形成によって得ることができる。
【００５７】
既述の方法はコーン（円錐）補正なしでも実施されることを言及しておく。スパイラルは、Ｎseg個の小さい(例えばπ／４，π／８，…)、場合によっては若干重なり合う部分回転セグメントに分解される。これらの各セグメントに対して、間隔Δｚで軸線方向のセグメント画像が規定され、軸線方向の画像層に対して、
Ｓ（θR,j＋ｋπ，ｚR,q（θR,j＋ｋπ））；１≦ｊ≦Ｎseg／２（ｋ，ｑは整数）
が再構成される。これらは、再び、自由に選択可能なｚ位置における選択可能な時間分解能を持つ目標画像を算出することができる。
【００５８】
以上に説明した方法に基づいて、本発明者は次のＣＴ装置も提案する。すなわち、このＣＴ装置によれば、少なくとも１つの焦点から出るビーム束と、このビーム束のビームを検出するための複数の配分された検出器要素を備えた平面構成の検出器アレイとにより、周期的に運動する検査対象物を走査するためのコンピュータ断層撮影装置において、少なくとも１つの焦点は、検査対象物に対して相対的に、検査対象物の周りのを回転する焦点軌道上を、対向する検出器アレイと共に移動させられ、しかも少なくとも、上述の方法に従って、検査対象物の運動状態を検出する手段、検出器データを収集する手段、フィルタ処理および逆投影を行う手段が設けられている。
【００５９】
本発明によるこの方法に必要な機能手段は少なくとも部分的にプログラムまたはプログラムモジュールによって実現される。さらに、検査対象物が患者の心臓である場合、運動状態の検出に心電図を使用することができる。もちろん、検査対象物が例えば周期的に運動する機械である場合、角度発信器またはその都度存在する位相または実際の運動状態を認識可能であるその他の測定器具を使用することもできる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００６０】
以下、添付の図面に示す実施例を参照しながら本発明を更に詳細に説明する。
【００６１】
図１は多数行のＣＴ装置、
図２は図１の装置の縦断面、
図３はセグメントおよび下位セグメントを持つスパイラル走査の概略図、
図４は下位セグメントに所属するセグメント画像の画像平面、
図５はセグメント画像の例、
図６はセグメント画像の不均一なピクセルマトリックスおよび所属の部分画像の均一なピクセルマトリックス、
図７は人の心臓の典型的な心電図、
図８は図７の心電図と相関関係にある相対ボリューム変化によって表示された心臓の運動状態、
図９は図４および図５と相関関係にある重み付け関数ｈphaseの時間的経過を示す。
【００６２】
図１および図２は本発明による方法を実施するのに適した第３世代のＣＴ装置を示す。この測定装置１の全体は、Ｘ線源２と、検出器要素４の多数の行および列によって平面状のアレイとして構成された検出器システム５とを有する。Ｘ線源２はこのＸ線源に前置されたＸ線源側のＸ線絞り３を備え、検出器システム５はこの検出器システムに前置された検出器側のＸ線絞り６を備えている。図１では図の見易さのために８行だけの検出器要素４が示されているが、検出器システム５は、図２に点線で示されているように、それよりも多い行数の検出器要素４を有する。
【００６３】
一方ではＸ線絞り３を備えたＸ線源２と、他方ではＸ線絞り６を備えた検出器システム５とが回転フレーム７に、ＣＴ装置の作動時にＸ線源２から出て調整可能なＸ線絞り３によって絞られ縁部Ｘ線ビーム８を有するピラミッド形のＸ線ビーム束が検出器システム５に当たるように対向配置されている。Ｘ線絞り６は、Ｘ線絞り３により調整されたＸ線ビーム束の横断面に応じて、Ｘ線ビーム束が直接に当たる検出器システム５の範囲のみが開放されるように調整されている。これは、図１および図２に示された作動モードでは８行の検出器要素４であり、これらは以下では活性行と呼ぶ。他の点線で示された行はＸ線絞り６によって遮蔽されており、従って活性ではない。検出器要素４の各行は個数ｋの検出器要素を有し、いわゆるチャンネルインデックはｋ＝１〜Ｋである。検出器要素４の活性行Ｌnは図２にＬ1〜ＬNで示され、行インデックスはｎ＝１〜Ｎである。
【００６４】
Ｘ線ビーム束は図２に書き込まれた円錐角（コーン角）βを有し、この円錐角βはシステム軸線Ｚと焦点Ｆとを含む平面におけるＸ線ビーム束の開き角である。Ｘ線ビーム束のファン角φが図１および図２に書き込まれている。ファン角φはシステム軸線Ｚに対して直角に配置されかつ焦点Ｆを含む平面におけるＸ線ビーム束の開き角である。
【００６５】
回転フレーム７は駆動装置２２によりシステム軸線Ｚを中心に回転移動させられる。システム軸線Ｚは図１に示された空間直交座標系のｚ軸に平行に延びている。
【００６６】
検出器システム５の列は同様にｚ軸方向に延びているのに対して、ｚ軸方向に測って例えば１ｍｍの幅ｂを有する行はシステム軸線Ｚもしくはｚ軸に対して直角方向に延びている。
【００６７】
運動している検査対象物、例えば患者Ｐの心臓をＸ線ビーム束の通路内に運ぶことができるようにするために、システム軸線Ｚに対して平行に、すなわちｚ軸方向に移動可能である寝台装置９が設けられ、回転フレーム７の回転運動と寝台装置９の並進運動との間で、回転速度と並進速度との比が一定になるように同期が取られている。この場合、回転フレーム７の１回転当たりの寝台装置９の送りｐの所望値が選択されることによって、その比は調整可能である。
【００６８】
従って、寝台装置９上における検査対象物のボリュームがボリューム走査中に検査される。ボリューム走査はスパイラル走査の形で、測定ユニット１の回転と寝台装置９の並進とを同時に行ないながら測定ユニット１により測定ユニット１の１回転毎に多数の投影を種々の投影方向から撮影するようにして行なうことができる。スパイラル走査の場合、Ｘ線源の焦点Ｆは寝台装置９に対して相対的にスパイラル軌道Ｓ上を移動する。
【００６９】
検査対象物の走査と同時に、求められた画像データに後で時相正しく心電図記録に応じて重み付けをすることができるように、心電図２３によって患者の心臓の活動が記録される。
【００７０】
スパイラル走査中に検出器システム５の活性行のそれぞれの検出器要素から平行に読み出された個々の投影に対応する測定データが、データ処理ユニット１０においてディジタル−アナログ変換を施され、シリアル化されて画像コンピュータ１１に伝送される。
【００７１】
画像コンピュータ１１の前処理ユニット１２において測定データが前処理された後に、合成データストリームが再構成ユニット１３に達し、再構成ユニット１３は測定データから検査対象物の所望断層のＣＴ画像を再構成し、これは公知の方法に基づいて行なわれる（例えば１８０線形補間法または３６０線形補間法）。
【００７２】
ＣＴ画像はマトリックス状に構成されたピクセルからなり、ピクセルはそれぞれの画像平面に割り付けられ、各ピクセルにはＣＴ値がハウンズフィールド値（ＨＵ）で割り付けられ、個々のピクセルはＣＴ値／グレー値スケールに応じてその都度のＣＴ値に応じたグレー値で表示される。
【００７３】
断層画像再構成ユニット１３およびＸ線陰影画像再構成ユニット１５によって再構成された画像は、画像コンピュータ１１に接続された表示装置１６、例えばモニタに表示される。
【００７４】
Ｘ線源２、例えばＸ線管は発生器ユニット１７から必要な電圧および電流、例えば管電圧Ｕを供給される。この管電圧をその都度必要な値に調整できるようにするために、発生器ユニット１７にはキーボード１９を備えた制御ユニット１８が付設されており、この制御ユニット１８が必要な調整を可能にする。
【００７５】
ＣＴ装置のその他の操作および制御も制御ユニット１８およびキーボード１９により行なわれ、このことは制御ユニット１８が画像コンピュータ１１と接続されていることによって示されている。
【００７６】
とりわけ、検出器要素４の活性行の個数ＮとこれにともなうＸ線絞り３，６とは調整可能であり、このために制御ユニット１８はＸ線絞り３，６に付設された調整ユニット２０，２１に接続されている。さらに回転フレーム７が１つの全回転に要する回転時間τは調整可能であり、このことは回転フレーム７に付設された駆動ユニット２２が制御ユニット１８に接続されていることによって示されている。
【００７７】
ＣＴ画像の計算は以下に詳しく説明する方法によって行なわれる。
【００７８】
このために、スパイラル走査は、例えば図３に示されているように、６πに亘って行なわれる。その際に得られた測定データから、互いに重なり合う多数の下位セグメントに対応する測定データが取り出される。この場合、下位セグメントの個数および長さ、例えばπ／４またはπ／８は、これらの下位セグメントが全体として、ＣＴ画像の再構成に十分な長さ、例えばπ＋φを有する少なくとも１つのスパイラルセグメントをもたらすように選ばれる。下位セグメントのそれぞれに対して、相応の測定データから、中心平面に対して種々に傾斜した画像平面に関連するピクセルを有する個数Ｎtiltの下位セグメント画像が計算される。
【００７９】
図３から明らかのように、図示の実施例では、全回転（１回転）当たりに１２個の互いに重なり合う下位セグメントが存在し、つまりＮα＝１２が当てはまる。図３に示された３回の全回転のうちの１回目の全回転の下位セグメントは図３ではＵＳ1〜ＵＳ12で示されている。
【００８０】
下位セグメント毎に、図示の実施例では、下位セグメントＵＳ4の例で図４から明らかであるように、５つのセグメント画像が計算され、つまりＮtilt＝５が当てはまり、このことはセグメント画像の画像平面ＰＩ1〜ＰＩ5によって示されている。
【００８１】
従って、１回の全回転について、この全回転の測定データから、全体としてＮα×Ｎtilt＝６０個のセグメント画像が計算され、後で１つの下位セグメントに所属する複数のセグメント画像が統合されて１つの部分画像が作成される。
【００８２】
セグメント画像の画像平面ＰＩ1〜ＰＩ5は、図４によれば、すべてが１つの直線において交差する。この直線は図示の実施例の場合にはそれぞれの下位セグメントの中心Ｍにおける接線Ｔであり、すなわち下位セグメントに所属する焦点軌道部分のうちこの焦点軌道部分の円弧長の半分のところある点における接線Ｔである。
【００８３】
これらの各画像平面ＰＩ1〜ＰＩ5について、異なる検出器行Ｌ1〜Ｌ8によって供給された測定データから、それぞれのセグメント画像の再構成に必要な線積分に相当する測定値が選択され、この選択は、それぞれのセグメント画像の再構成に利用されるＸ線ビームがそれぞれのセグメント画像の傾斜した画像平面からの間隔に関して適切な誤差基準を満たすように行なわれる。図示された実施例の場合、これは、それぞれの傾斜した画像平面ＰＩ1〜ＰＩ5とそれぞれのセグメント画像の再構成のために利用された全てのＸ線ビームとのｚ方向に測定された間隔の最小二乗平均値である。
【００８４】
それゆえ、セグメント画像の画像平面の最大傾斜は、必要な全ての線積分のために、誤差基準に基づいて傾斜した画像平面に十分近くにあるＸビームを有する測定値が使用可能でなければならないという要求によって定められている。
【００８５】
ここで、各画像平面ＰＩ1〜ＰＩ5のために種々の測定値から統合されたこれらの線積分から、それぞれの画像平面ＰＩ1〜ＰＩ5に所属するセグメント画像が、例えば畳み込みおよび逆投影の標準再構成方法によって計算される。このセグメント画像のピクセルはそれぞれの傾斜した画像平面ＰＩ1〜ＰＩ5に所属する。従って、図示の実施例の場合、各下位セグメントのために５つのセグメント画像のスタックが計算される。
【００８６】
下位セグメント毎に含まれるＮtilt個のセグメント画像は、後に続くリフォーマッティングステップにおいて統合され、画像平面ＰＩ1〜ＰＩ5とは異なる図２に示されているようにシステム軸線Ｚに直交する所望の目標画像平面ＩＰに関する部分画像を作成し、しかもその統合は更に説明する選択可能な下位モードに関係して重み付け又は補間法によって行なわれる。それぞれの下位モードとは関係なく、統合の過程において、画像ノイズが低減され、所望の再構成スライス厚が調整され、この調整が重み付けおよび／またはリフォーマッティングに取り込まれるセグメント画像の個数によって行なわれる。しかし、その個数が下位セグメント毎に再構成されたセグメント画像の個数に等しいと好ましい。
【００８７】
このようにして得られたＮα個の部分画像は、後に続くリフォーマッティングステップにおいて加算によって統合され、目標平面に関する１つの合成ＣＴ画像を作成する。
【００８８】
複数のセグメント画像を統合して１つの部分画像を作成する際複数のセグメント画像の統合は第１の下位モードにおいては重み付けによって行なわれる。２つの選択可能な重み付けモードのうちの１つに基づいて行なわれる重み付けによる統合の場合、その都度選択された重み付けモードとは関係なく、セグメント画像のピクセルはそれぞれソースピクセルとして、合成ＣＴ画像の相応の目標ピクセルに寄与し、目標ピクセルへのソースピクセルの寄与が幾何学的な基準量に関係して重み付けされる。従って、目標ピクセルに所属するＣＴ値は、それぞれ対応のソースピクセルのＣＴ値から幾何学的な基準量の考慮のもとに求められる。
【００８９】
第１の重み付けモードにおいては、幾何学的な基準量として、それぞれのソースピクセルと目標ピクセルとの間隔が考慮される。
【００９０】
第２の重み付けモードにおいては、アーチファクトを回避するために、ソースピクセルとそれぞれの下位セグメントの中心との間隔に関係した重み付けが付加的に行なわれる。
【００９１】
第２の下位モードにおいては、複数のセグメント画像を統合して１つの部分画像を作成する際複数のセグメント画像の統合は補間法によって行なわれる。すなわち、目標ピクセルつまり合成ＣＴ画像のピクセルは、補間法，例えば線形補間法によって、対応するソースピクセルつまりセグメント画像の対応するピクセルから求められる。
【００９２】
以下において、基準投影角αr＝０に関して中心に置かれている１つの下位セグメントを基にして模範的に、セグメント画像の再構成に基づいている条件を説明する。ｎima個のセグメント画像の画像平面はｘ軸に対して傾斜角γだけ、ｙ軸に対して傾斜角δだけ傾斜しているために、画像平面の法線ベクトルは
【００９３】
【数１５】
2004160222.tif 000009
【００９４】
によって与えられる。
【００９５】
傾斜角γおよび傾斜角δだけ傾斜した画像平面とスパイラル軌道つまり下位セグメントにおける任意の点（ｘf，ｙf，ｚf）とのｚ軸方向の間隔ｄ（α，δ，γ）は
【００９６】
【数１６】
2004160222.tif 000010
【００９７】
によって与えられる。
【００９８】
基準投影角αr＝０についての焦点Ｆの位置（−Ｒf，０，０）はその画像平面内にあることから出発している。
【００９９】
傾斜した画像平面の傾斜角γおよび傾斜角δは、それぞれの下位セグメントの全ての点が誤差基準を満たすように、例えばその画像平面とスパイラルセグメントの全ての点とのｚ軸方向に測定された間隔の二乗平均値がそれぞれ最小であるように選択されなければならない。
【０１００】
ｂ−ｔがｚ軸の周りに角度α―π／２だけ回転させられた直交座標系ｘ−ｙであると仮定すると、ｂ−ｔは投影角度αを持った投影についての局部座標系である。
【０１０１】
【数１７】
2004160222.tif 000011
【０１０２】
システム軸線Ｚを含む平面、いわゆる仮想の検出器平面への検出器アレイの投影に相当する仮想の検出器アレイを想定すると、この検出器平面に対してｔ＝０が当てはまる。
【０１０３】
この画像平面上の各点（ｘ，ｙ，ｚ）は
【０１０４】
【数１８】
2004160222.tif 000012
【０１０５】
によって特徴づけられる。
【０１０６】
式（４）にｔ＝０を持つ式（３）を代入すると、仮想の検出器平面と画像平面との交差直線
【０１０７】
【数１９】
2004160222.tif 000013
【０１０８】
が得られる。
【０１０９】
仮想の検出器平面上のｋ座標は
【０１１０】
【数２０】
2004160222.tif 000014
【０１１１】
によって与えられる。
【０１１２】
傾斜角γは、まず米国特許第５８０２１３４号明細書の場合と同じように傾斜角δ＝０に対して最適化される。結果として
【０１１３】
【数２１】
2004160222.tif 000015
【０１１４】
が得られる。ただし、α^は下位セグメントが画像平面と交差する角度である。なお、α^は数式ではαの上に＾を付された形で示されている。
【０１１５】
式（７）に基づいてα^で得られる傾斜角γ0に対して、傾斜角δが最適化される。傾斜角δのための最適化基準は、Ｘ線ビームによって捕捉される検査対象物範囲をｚ方向に前後に区切る直線−ＲＦＯＶ≦ｂ≦ＲＦＯＶについての式（６）によるｚ座標が、活性の検出器平面内に、すなわちＸ線絞り６によって開放されかつＸ線ビームの当たる検出器アレイ５の範囲内に位置しなければならないばかりか、検出器平面ができるだけ良好に利用されなければならないということである。
【０１１６】
最大可能な傾斜角±δmaxについては、式（６）によるｚ座標によって与えられるｂ＝±ＲＦＯＶの直線がｚ方向の検出器前端もしくは検出器後端に到達する。これが、それぞれの下位セグメントに関して、下位セグメントの始端および終端における投影、すなわち最も外側の投影角度±αlを支持する場合、
【０１１７】
【数２２】
2004160222.tif 000016
【０１１８】
が当てはまる。ただし、Ｍは検出器行の数であり、Ｓはｚ方向に測定された検出器行の幅である。
【０１１９】
式（５）がα＝αlおよびγ＝γ0として式（７）に代入され、δmaxについて解くと、
【０１２０】
【数２３】
2004160222.tif 000017
【０１２１】
もしくは
【０１２２】
【数２４】
2004160222.tif 000018
【０１２３】
が生じる。
【０１２４】
相応のδmaxについては、新たなγminが反復法によって、つまり式（２）による画像平面と下位セグメントの全ての点とのｚ方向に測った間隔ｄ（α，δmax，γ）の二乗平均値の最小化によって求められる。
【０１２５】
ここで、傾斜角δの利用できる範囲［−δmax，δmax］は、再構成すべきセグメント画像の個数ｎimaに応じて、とりわけ図示の実施例の場合におけるように一様に区分される。すなわち、一様な区分の場合、各画像平面０≦ｉ≦ｎima−１は、傾斜角γmin（これは特に図示の実施例の場合におけるように全ての画像平面について等しい。）およびそれぞれの傾斜角δ（ｉ）によって特徴付けられ、それぞれの傾斜角δ（ｉ）に対して
【０１２６】
【数２５】
2004160222.tif 000019
【０１２７】
が当てはまる。
【０１２８】
リフォーマッティングは選択可能な幅の補間機能により行なわれ、それによって合成横断層画像におけるスライス感度プロフィールおよび画像ノイズが影響を受ける。
【０１２９】
部分画像およびそれにともなう合成ＣＴ画像における所望の再構成スライス厚の確定はレトロスペクティブにリフォーマッティングの過程で行なわれるという利点がある。
【０１３０】
所望の部分断層画像の再構成スライス厚がレトロスペクティブに確定されるという事情のために、セグメント画像の再構成は、最小限の再構成スライス厚を持った相応に狭い重み付け関数の選択によって行なわれる。これは、ｚ方向における最高の鮮明度を、セグメント画像に対してのみならず、リフォーマッティングによって得られた部分画像、そして部分画像によって得られるＣＴ画像に対しても保証する。
【０１３１】
この利点のほかに、上述のリフォーマッティングの他の利点として次のことがあげられる。
（１）再構成スライス厚は、新たな再構成が必要となることなしに、レトロスペクティブに選択できること。
（２）再構成スライス厚は自由に選択可能であること。
（３）リフォーマッティングのために、自由に選択可能な幅の多数の適切な補間関数が使用できること。
【０１３２】
図５には、下位セグメントＵＳ4に属する複数のセグメント画像の内、例として画像平面ＰＩ3に属するセグメント画像が示されている。図５には、破線で基準投影角αrが示され、これに付属した最も外側の投影角＋αlおよび−αlが示されている。明らかに、その都度の基準投影角に対応する投影方向（以下、これを基準投影方向と呼ぶ。）に対して直角方向におけるセグメント画像の情報密度はその都度の基準投影方向におけるよりも著しく大きい。
【０１３３】
従って、セグメント画像に対応するデータを圧縮することが可能である。図示の実施例では、均一のピクセルマトリックスが使用されるとデータ冗長が上述の理由から非常に高くなってしまうという事情のために、セグメント画像に対応する圧縮されたデータがデータ構造に応じてデータ圧縮を、基準投影方向における分解能Ｒrが基準投影方向に対して直角方向おける分解能Ｒorよりも小さいような不均一なピクセルマトリックスを有することによって行なわれる。基準投影方向に対して直角方向における与えられた分解能から出発する場合には、圧縮時に到達し得る圧縮係数は商Ｒor／Ｒrに相当する。
【０１３４】
図示の実施例では、図６による不均一なピクセルマトリックスは、セグメント画像に対応する圧縮されたデータが縦長つまり矩形の形状のピクセルを有することによって実現されている。その場合、ピクセルの最も長い広がりは基準投影方向に延びている。
【０１３５】
セグメント画像の蓄積に必要なメモリ場所を低減させることが重要である場合、セグメント画像を再構成の実行後に不均一なピクセルマトリックスへ換算する第１の圧縮作動様式が選択される。
【０１３６】
セグメント画像の再構成に必要な計算費用を低減させる場合、セグメント画像を不均一なピクセルマトリックスにおいて再構成する第２の圧縮作動様式が選択される。これによって、再構成しなければならないピクセルは、基準投影方向に対して直角方向に不均一なピクセルマトリックスと同じ分解能を有する均一なピクセルマトリックスの場合におけるよりも明らかに少なくなるという利点が得られる。
【０１３７】
不均一なピクセルマトリックスにおける再構成の過程では、図６に従って、逆投影の基礎をなしているｘ-軸およびｙ-軸を有する座標系がそれぞれ回転され、逆投影方向がその都度の基準投影方向に一致するようになされている。なお、ｘ-およびｙ-図６においてはそれぞれｘおよびｙの上に−を付された形で示されている。
【０１３８】
両圧縮作動様式のどちらが選択されるかに応じて、データ圧縮は遅くとも、複数の部分画像を統合して合成ＣＴ画像を作成する過程で再び解消されなければならない。従って、本発明によるＣＴ装置の場合、部分画像が不均一なピクセルマトリックスに基づいて作成され、合成ＣＴ画像の作成の過程で初めて均一なピクセルマトリックスへの移行が行なわれる。これは、下位セグメントに属する複数のセグメント画像を統合して１つの部分画像を作成する際に均一なピクセルマトリックスに移行する原理的に同様に可能な進行形式に比べて、メモリ要求の低減および同様に計算費用の低減という利点を提供する。
【０１３９】
圧縮解消が、複数のセグメント画像を統合して１つの部分画像を作成する過程で行なわれるか、あるいは複数の部分画像を統合して１つの合成ＣＴ画像を作成する過程で行なわれるかに無関係に、第１の下位作動様式を選択すると、均一なピクセルマトリックスのピクセルが不均一なピクセルマトリックスのピクセルから補間法によって得られる。第２の下位作動様式を選択すると、均一なピクセルマトリックスのピクセルが不均一なピクセルマトリックスのピクセルから重み付けによって得られる。
【０１４０】
両下位作動様式においては、基準投影方向に応じた不均一なピクセルマトリックスの整列のために、不均一なピクセルマトリックスが均一なピクセルマトリックスに対して相対的にねじれるにも拘わらず、不均一なピクセルマトリックスが均一なピクセルマトリックスの各ピクセルを求めるのに適したデータを有することを保証するには、不均一なピクセルマトリックスが均一なピクセルマトリックスよりも大きくなければならない。このことは、正方形の均一なピクセルマトリックスおよび同様に正方形の不均一なピクセルマトリックスの場合、（任意の基準投影方向について）不均一なピクセルマトリックスの側長は均一なピクセルマトリックスの側長よりも或る係数倍だけ大きくなければならないことを意味する。
【０１４１】
補間法もしくは重み付けによるデータ圧縮解消時にその進行形式が開始される場合、複数のセグメント画像を統合して１つの部分画像を作成することに関係して前述したことが意味上当てはまる。従って、平均値形成を重み付けして行なうこともできる。
【０１４２】
図示の実施例の場合、データ圧縮は不均一なピクセルマトリックスの使用に基づいて行なわれる。代替として、画像処理の分野では通常に行われる他の圧縮方法を使用することもできる。
【０１４３】
上記の見せかけだけの実施においてはまだ、求められたデータおよびセグメント画像は、それらが運動する検査対象物から得られるとき、一部には検査対象物の種々の運動状態に起因する不鮮明さを有することが考慮されていない。しかしながら、本発明思想に応じて、この運動不鮮明さは、運動時相に関連した重み付けがセグメント画像に対して施されることによって除去される、あるいは別の言葉で言えば、定められた運動状態にある検査対象物を表わすようなセグメント画像のみが検査対象物表示のために使用されることによって除去されるべきである。心臓の運動に関して、例えば心臓が全く運動していないかまたは非常に僅かしか運動していない比較的長時間の時相を利用するとよい。
【０１４４】
図７乃至図９は患者の概略的に示された心電図の間における時間的な相関関係を示す。
【０１４５】
図７においては、Ｐ波およびＰＱ区間を有する心房部分、続くＱＲＳグループ，ＳＴ区間，Ｔ波およびＵ波を有する心室部分についての一般に知られている典型的な経過が示されている。特徴的にこの図には、Ｐ波，ＱＲＳグループおよびＴ波だけが表示されている。
【０１４６】
心電図のこの典型的な周期性の経過は、図８において時間的に同期して心臓の相対的ボリューム変化Ｖ／Ｖ0(t)の記録によって示されている心臓の定められた運動状態と相関関係にある。この経過は大まかに２つの時相に分けると、運動時相Ｉと休止時相ＩＩとが生じる。本発明に従って、ＣＴ撮影をそれぞれ定められた時相に対応させようとする場合には、それぞれの時相に応じて図９に示された経過を有する重み付け関数ｈphaseがこの定められた運動状態の情報のみが最終的に画像形成に利用されるようにする。
【０１４７】
比較的大きなタイムインターバルつまり心臓の休止時相ＩＩに亘って僅かな運動しか行なわれないことから出発することができるので、図９から明らかのように、例えば休止時相ＩＩの全体は高く重み付けされるのに対して、運動時相Ｉは僅かしか重み付けされないようにすることができる。図９における実線は２つの異なる値１，０のみを有する重み付け関数ｈphaseの経過を示す。
【０１４８】
しかしながら、代替として、破線で表示された重み付け関数ｈphaseの経過に示されているように、心臓の休止範囲に応じて異なる微妙に違う重み付けを行うことによって、実際の相対的なボリューム変化およびそれにとなう心臓の運動状態も考慮することができる。さらに、予め定められた運動状態の時間的間隔でもって低下する重み付け関数を選択することもできる。これは、例として重み付け関数の点線の経過によって示されている。
【０１４９】
時間マークも位置マークも担持するセグメント画像平面の量でフィルタ処理される。これらの座標には時空間フィルタが作用する。各セグメントに対してセグメント画像平面のスタック（ｂｏｏｋｌｅｔ）が存在し、各スタックについての個数Ｎtiltは等しい。
【０１５０】
本発明によれば、セグメント画像平面の量
Ｓ（θR,j＋ｋπ，ｚR,q（θR,j＋ｋπ））；１≦ｊ≦Ｎseg／２（ｋ，ｑは整数）
について時空間フィルタ関数が規定され、このフィルタ関数により目標画像のｚ分解能および時間分解能は広範囲に影響を受ける。
【０１５１】
なお、θR,j＋ｋπは、ｋ番目の半回転におけるｊ番目の画像スタックの中心角を表わし、（θR,j＝θR＋（ｊ−１）・π／（Ｎseg／２））および
【０１５２】
【数２６】
2004160222.tif 000020
【０１５３】
は画像スタックにおけるセグメント画像の割り付けられたｚ位置を表わし、さらにｐはテーブル送りであり、ｚstartは投影角θ＝０におけるスパイラル回転の開始位置である。さらに、セグメント画像平面は、まずは分かり易さのために省略される位置座標（ｘ，ｙ）の関数である。
【０１５４】
ｚ位置ｚimgにおける中心角θR,jに対するフィルタ処理されたセグメント画像平面Ｓ^(θR,j，ｚimg)は次のように計算される。
【０１５５】
【数２７】
2004160222.tif 000021
【０１５６】
ただし、ｗzはスライス厚を決定する適当な重み付け関数であり、ｄはｚ位置ｚimgとｚ位置ｚR,qにおけるセグメント画像平面との間隔または類似の関数を表わす。
【０１５７】
【数２８】
2004160222.tif 000022
【０１５８】
は、正確な基準化のための重み合計である。重み付け関数ｗphaseは、角度θR,j＋ｋπに割り付けられた心周期における心電図により定められた時間位置ＣR（ｋ，ｊ）と角度θR,j＋ｋπに心出しされたセグメント画像平面との時間的間隔を評価する。
【０１５９】
ｚ位置ｚimgにおけるＣＴ画像は
【０１６０】
【数２９】
2004160222.tif 000023
【０１６１】
によりもたらされる。
【０１６２】
前述の実施例に関連して第３世代のＣＴ装置が使用される。すなわち、Ｘ線源および検出器システムが画像形成中に共通にシステム軸線の周りを移動させられる。しかしながら、本発明はＸ線源のみがシステム軸線の回りを移動させられ固定側の検出器リングと協動する第４世代のＣＴ装置に関しても、検出器システムが検出器要素の多数行アレイであるかぎり使用が可能である。
【０１６３】
第５世代のＣＴ装置、すなわち、システム軸線の周りを移動させられる１つまたは複数のＸ線源の１つの焦点のみならず複数の焦点からＸ線が出るようなＣＴ装置の場合にも、検出器システムが検出器要素の多数行アレイを有するかぎり、本発明による方法に使用することができる。
【０１６４】
前述の実施例に関連して使用されるＣＴ装置は直交マトリックス状に配置された検出器要素を備えた検出器システムを有する。しかしながら、検出器システムが他の様式で平面状アレイに配置された検出器要素を有するＣＴ装置も本発明に使用することができる。
【０１６５】
以上に説明した通り、本発明は、周期的運動する検査対象物のＣＴ画像の形成方法、特にスパイラル作動する多数行ＣＴ装置における心臓のボリューム再構成方法およびこのために構成された多数行ＣＴ装置において、回転スパイラルに沿った小さな部分回転セグメントから、部分回転セグメント毎にそれぞれ複数のセグメント画像が計算され、これらのセグメント画像が第２ステップにおいて目標画像平面（例えば軸方向平面）内の部分画像に換算され、第３ステップにおいて正しい時相で統合されて完全な画像を作成することを提唱する。
【図面の簡単な説明】
【０１６６】
【図１】多数行のＣＴ装置を示す概略図
【図２】図１の装置の縦断面を示す概略図
【図３】セグメントおよび下位セグメントを持つスパイラル走査の概略図
【図４】下位セグメントに属するセグメント画像の画像平面の説明図
【図５】セグメント画像の例を示す図
【図６】セグメント画像の不均一なピクセルマトリックスと付属の部分画像の均一なピクセルマトリックスの説明図
【図７】人の心臓の典型的な心電図
【図８】図７の心電図と相関関係にある相対的なボリューム変化で表示された心臓の運動状態を示すタイムチャート
【図９】図４および図５と相関関係にある重み付け関数ｈphaseのタイムチャート
【符号の説明】
【０１６７】
１        測定装置、測定ユニット
２        Ｘ線源
３        Ｘ線絞り
４        検出器要素
５        検出器アレイ、検出器システム
６        Ｘ線絞り
７        回転フレーム、ガントリー
８        縁部ビーム
９        寝台装置
１０        シーケンサ、データ処理ユニット
１１        画像コンピュータ
１２        前処理ユニット
１３        再構成ユニット
１４        メモリ
１６        モニタ、表示装置
１７        発生器ユニット
１８        制御ユニット
１９        キーボード
２０，２１  調整ユニット
２２        駆動ユニット
２３        心電図
Ｉ          運動時相
ＩＩ        休止時相
β          コーン角、円錐角
δ          傾斜角
φ          ファン角
γ          傾斜角
α          投影角
αr        ファン座標における基準投影角
θr        平行座標における基準投影角
ＣR(ｋ,ｊ) 心電図
Ｆ          焦点
Ｉ(x,y,z)ＣＴ画像
ＩＰ        目標画像平面
Ｌx        検出器行
Ｍ          中心
Ｎα        部分画像
Ｎseg      セグメント画像
Ｎtilt    セグメント画像
ｎima      セグメント画像の個数
Ｐ          患者
ｐ          送り、スパイラルピッチ
ＰＩx      画像平面
Ｓ          スパイラル軌道
Ｔ          接線
ＵＳx      下位セグメント
Ｖ／Ｖ０    心臓の相対的ボリューム変化
Ｗj        重み合計
ｗphase    時間重み付け関数
ｗｚ        空間重み付け関数
Ｚ          システム軸線
【図１】
2004160222.tif 000031
【図２】
2004160222.tif 000032
【図３】
2004160222.tif 000033
【図４】
2004160222.tif 000034
【図５】
2004160222.tif 000035
【図６】
2004160222.tif 000036
【図７】
2004160222.tif 000037
【図８】
2004160222.tif 000038
【図９】
2004160222.tif 000039