(57)【要約】【課題】時間分解能を改善する。【解決手段】走査のために、平面状の検出器を有するｎ個の焦点−検出器セットが同軸のスパイラル軌道ＳＢn上で移動され、同時に、運動する被検体の運動信号１８が運動時相と休止時相の検出のために測定され、運動データと検出器出力データとの時間的相関関係が記憶される。運動する被検体Ｐの休止時相を表す各検出器Ｄnの検出器出力データにより、互いに独立にアキシャルセグメント画像スタック２４が、スパイラル軌道ＳＢnの下位セグメントＵＳＢnから再構成され、ｎ個の焦点−検出器セットＦn，Ｄnのｎ個のスパイラル軌道ＳＢnからの時間正しいセグメント画像スタック２４が角度補完的にかつ層ごとに加算されて１８０°断層撮影の断層像が形成され、アキシャルセグメント画像スタックが、二重傾斜した再構成平面から再構成され、かつアキシャルセグメント画像スタックにリフォーマットされ、相前後して続く多数の運動周期からの検出器データが利用される。【選択図】図９
2005152627.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
周期的に交互に現れる運動時相および休止時相を有する周期的に運動する被検体の断層撮影による断層像作成方法において、
少なくとも部分的に周期的に運動する被検体の走査のために、平面状の検出器を有するｎ個の焦点−検出器セットがｎ個の同軸のスパイラル軌道（ＳＢn）上を被検体に対して相対的に移動され、焦点（Ｆ1，Ｆ2）から出射するビーム（１１，１２）が被検体（Ｐ）を透過する際の減弱を表す検出器（３，５）の検出器出力データがビームの間接的または直接的な空間方位データと一緒に収集されるステップと、
同時に、運動する被検体の運動信号（１８）が運動時相および休止時相の検出のために測定され、運動データと検出器出力データとの時間的相関関係が記憶されるステップと、
引続いて、運動する被検体（Ｐ）の休止時相を表す各検出器（Ｄn）の検出器出力データを用いて、互いに独立にアキシャルのセグメント画像スタック（２４）が、スパイラル軌道（ＳＢn）の下位セグメント（ＵＳＢn）から再構成され、ｎ個の焦点−検出器セット（Ｆn，Ｄn）のｎ個のスパイラル軌道（ＳＢn）からの時間正しいセグメント画像スタック（２４）が角度補完的にかつ層ごとに加算されて１８０°断層撮影の断層像が形成されるステップと、
アキシャルのセグメント画像スタック（２４）が、第１ステップにおいて二重傾斜した再構成平面から再構成され、第２ステップにおいてアキシャルのセグメント画像スタックにリフォーマットされ、このために相前後して続く複数の運動周期からの検出器データが使用されるステップと
を有することを特徴とする断層撮影による断層像作成方法。
【請求項２】
完全な１８０°画像スタックのために、ｎ個の焦点−検出器セット（Ｆn，Ｄn）の１８０°／ｎの同時回転からのデータが使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】
逆投影の前に並列リビニングが行なわれることを特徴とする請求項１又は２記載の方法。
【請求項４】
並列リビニングは行ごとに行なわれることを特徴とする請求項３に記載の方法。
【請求項５】
互いに角度をずらされた２つの焦点−検出器セット（Ｆ1，Ｄ1；Ｆ2，Ｄ2）が使用されることを特徴とする請求項１乃至４の１つに記載の方法。
【請求項６】
互いに角度をずらされた３つの焦点−検出器セットが使用されることを特徴とする請求項１乃至４の１つに記載の方法。
【請求項７】
少なくとも１つの焦点−検出器セット（Ｆ2，Ｄ2）が使用され、この焦点−検出器セット（Ｆ2，Ｄ2）の開き角（β2）は、少なくとも１つの他の焦点−検出器セット（Ｆ1，Ｄ1）の開き角（β1）よりも大きい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】
各焦点−検出器セット（Ｆn，Ｄn）が、他の焦点−検出器セット（Ｆn，Ｄn；ｍ≠ｎ）のスパイラル軌道（ＳＢm）に対してずらされた専用のスパイラル軌道（ＳＢn）上を走行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】
少なくとも２つの焦点−検出器セット（Ｆn，Ｄn）が、共通の完全に等しいスパイラル軌道上を走行するように、ｚ方向において互いにずらされて配置されていることを特徴とする請求項１乃至８の１つに記載の方法。
【請求項１０】
少なくとも２つの焦点−検出器セット（Ｆn，Ｄn）のｚ方向におけるずれは、スパイラル軌道（ＳＢn）の選択されたピッチに依存して調整されることを特徴とする請求項９記載の方法。
【請求項１１】
焦点−検出器セット（Ｆn，Ｄn）の回転時間（Ｔrot）は、複数セグメントの再構成において最善の時間分解能が生じるように調整されることを特徴とする請求項１乃至１０の１つに記載の方法。
【請求項１２】
被検体の線量負担を軽減するために、少なくとも１つの焦点（Ｆn）から出射する放射線が、運動時相の少なくとも大部分に亘って、間接的または直接的に制御されて、測定された運動信号（１８）によって遮断されることを特徴とする請求項１乃至１１の１つに記載の方法。
【請求項１３】
小さい方の断面視野（１３）をカバーする小さいファン角（β1）を有する焦点−検出器セット（Ｆ1，Ｄ1）からのデータは、大きい方の断面視野（１４）をカバーする大きいファン角（β2）を有する焦点−検出器セット（Ｆ2，Ｄ2）からのデータによって、小さい方の検出器（Ｄ1）の検出器データの補完のために利用さ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】
周期的に運動する被検体の走査のために共通の回転軸線（９）に沿ってスパイラル状に案内される同軸に配置された２つの焦点−検出器セット（Ｆn，Ｄn）と、
周期的に運動する被検体の休止時相および運動時相の運動検出および区別を行うための手段とを少なくとも備えた画像形成断層撮影装置において、
請求項１乃至１３の１つに記載の方法ステップを実施するように構成されている手段（Ｐｒｇn）が設けられていることを特徴とする断層撮影装置
【請求項１５】
少なくとも２つの焦点−検出器セット（Ｆn，Ｄn）が異なる大きさのファン開き角（βn）を有することを特徴とする請求項１４記載の断層撮影装置。
【請求項１６】
少なくとも１つの焦点−検出器セット（Ｆn，Ｄn）において、ファン開き角（βn）の大きさが調整可能であることを特徴とする請求項１５記載の断層撮影装置。
【請求項１７】
２つの焦点−検出器セット（Ｆn，Ｄn）に関して焦点（Ｆn）と検出器（Ｄn）との距離が相異することを特徴とする請求項１４乃至１６の１つに記載の断層撮影装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、周期的に交互に現れる運動時相および休止時相を有する周期的に運動する被検体の断層撮影による断層像、特にＸ線ＣＴ画像の作成方法であって、周期的に運動する被検体の走査のために複数の焦点−検出器セットが同軸に経過する同じピッチを持つ軌道上を被検体の周りで移動し、同時に運動時相および休止時相の決定のために被検体の運動信号が測定されかつ検出器出力信号に対して相関を持って記憶される方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
多重の焦点−検出器セットにより断層像を作成するためのコンピュータ断層撮影法は公知である（例えば、特許文献１、特許文献２、特許文献３、特許文献４および特許文献５参照）。拍動する心臓を表示するために走査プロセスに並行して心臓の運動信号を心電図（ＥＣＧ）により取得し、それにより心臓の休止時相を決定し、もっぱら休止時相からの画像を使用すること、そしてＸ線源を休止時相の期間中のみ作動状態にすることも公知である（特許文献６参照）。しかしながら、上記特許文献では基本的に、完全な１８０°スパイラルデータセットに基づいて構築されるスパイラル再構成法が使用される。これによって、多数の測定情報を利用することができないという結果がもたらされる。なぜならば、時間的に正しい測定データのみが、すなわち同じ心時相において測定されたデータのみが利用され、これらのデータが一緒に１８０°スパイラルデータセットを生じるからである。
【０００３】
スパイラル走査の１８０°セグメントの一部しか含まない不完全なスパイラルデータセットからセグメント画像を作成し、１つのセグメントスタックにおける複数のセグメント画像の加算によって完全な断層像を作成する方法は公知である（特許文献７参照）。更に、このようないわゆるＳＭＰＲ法（ＳＭＰＲ＝Ｓｅｇｍｅｎｔｅｄ  Ｍｕｌｔｉｐｌｅ  Ｐｌａｎｅ  Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ）を周期的に運動する被検体の表示に適用することも公知である（特許文献８参照）。しかしながら、この特許文献には単一の回転焦点を有する断層撮影装置のための解決策しか示されていない。他の類似の方法は、ＡＣＭＰＲ法（ＡＣＭＰＲ＝Ａｄａｐｔｉｖｅ  Ｃａｒｄｉｏ  Ｍｕｌｔｉｐｌｅ  Ｐｌａｎｅ  Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ）である。このＡＣＭＰＲ法は、付加的な可変セグメント長を有するＳＭＰＲ法の一般化である（ＳＭＰＲ法に関しては非特許文献１参照、ＡＣＭＰＲ法に関しては非特許文献２および非特許文献３参照、両非特許文献２および３の開示内容は細部に亘って一致している）。
【０００４】
この公知の、いわゆるＳＭＰＲ法またはＡＣＭＰＲ法の問題は、周期的に運動する心臓の走査の場合に達せられた時間分解能が、十分鮮明な断層像表示を達成するには十分でないことにある。
【特許文献１】米国特許第４１９６３５２号明細書
【特許文献２】米国特許第４３８４３５９号明細書
【特許文献３】米国特許第５９６６４２２号明細書
【特許文献４】米国特許第４９９１１９０号明細書
【特許文献５】米国特許第６４２１４１２号明細書
【特許文献６】独国特許出願公開第１９９５７０８２号明細書
【特許文献７】独国特許出願公開第１０１２７２６９号明細書
【特許文献８】独国特許出願公開第１０１３３２３７号明細書
【非特許文献１】Ｓｔｉｅｒｓｔｏｒｆｅｒ，Ｆｌｏｈｒ，Ｂｒｕｄｅｒ：Ａ  Ｎｏｖｅｌ  Ａｐｐｒｏｘｉｍａｔｅ  Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ  Ｓｃｈｅｍｅ  ｆｏｒ  Ｍｕｌｔｉｓｌｉｃｅ  Ｓｐｉｒａｌ  ＣＴ．，  Ｐｈｙｓｉｃｓ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ  ａｎｄ  Ｂｉｏｌｏｇｙ，  Ｖｏｌ．４７（２００２），  ｐｐ．２５７１〜２５８１
【非特許文献２】Ｔ．Ｆｌｏｈｒ，  Ｂ．Ｏｈｎｅｓｏｒｇｅ，“Ｈｅａｒｔ−Ｒａｔｅ  Ａｄａｐｔｉｖｅ  Ｏｐｔｉｍｉｚａｔｉｏｎ  ｏｆ  Ｓｐａｔｉａｌ  ａｎｄ  Ｔｅｍｐｏｒａｌ  Ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ  ｆｏｒ  心電図−Ｇａｔｅｄ  Ｍｕｌｔｉｓｌｉｃｅ  Ｓｐｉｒａｌ  ＣＴ  ｏｆ  ｔｈｅ  Ｈｅａｒｔ”，  ＪＣＡＴ  ｖｏｌ．２５，  Ｎｏ．６，  ２００１
【非特許文献３】Ｈ．Ｂｒｕｄｅｒ  ｅｔ  ａｌ．，“Ａ  Ｎｏｖｅｌ  Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ  Ｓｃｈｍｅ  ｆｏｒ  Ｃａｒｄｉａｃ  Ｖｏｌｕｍｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ  ｗｉｔｈ  ＭＳＣＴ  Ｐｒｏｖｉｄｉｎｇ  Ｃｏｎｅ  Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ”，  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｉｍａｇｉｎｇ  ２００２，  Ｉｍａｇｅ  Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ，  Ｖｏｌ  ４６８４，  ｐｐ．６０〜７２
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
本発明の課題は、時間分解能の改善を可能にする、周期的に運動する被検体の断層撮影による断層像作成方法を提供することにある。さらに、本発明の課題はこれに適した断層撮影装置も提供することにもある。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
この課題は、独立請求項の特徴事項によって解決される。本発明の好ましい実施態様は従属請求項の対象である。
【０００７】
公知の心臓ＳＭＰＲ法では、断層像の作成のために、１８０°より小さい角度範囲にわるスパイラルセグメントから再構成によって生じる多数の不完全なセグメント画像が形成され、引き続いて１つのセグメントスタックにおける複数の不完全なセグメント画像の重ね合わせが行なわれる。そこで、本発明者は、セグメントスタックの発生のために、周期的に運動する被検体の隣接する運動周期の複数の休止時相から複数の焦点−検出器セットからの同時測定されたデータを使用するならば、かかる公知の心臓ＳＭＰＲ法を利用して、運動する被検体の高い時間分解能の画像を作成することが可能であることを認識した。もちろん、セグメント画像の合成時に、セグメント画像の合計は全体として１８０°走査に相当するセグメントから合成されていることに留意すべきである。
【０００８】
この基本的な考えに基づいて、本発明者は、周期的に交互に現れる運動時相および休止時相を有する周期的に運動する被検体、特に生体の心臓、好ましくは患者の心臓の断層撮影による断層像、特にＸ線ＣＴ画像の作成方法において、
少なくとも部分的に周期的に運動する被検体を走査するために、平面状の検出器、好ましくは複数行検出器を有するｎ個の焦点−検出器セットがｎ個の同軸のスパイラル軌上を被検体に対して相対的に移動され、焦点から出射するビームが被検体を透過する際の減弱を表す複数行検出器の検出器出力データがビームの間接的または直接的な空間方位データと一緒に収集されるステップと、
同時に、運動する被検体の運動信号、好ましくは心電図信号が運動時相および休止時相の検出のために測定され、運動データと検出器出力データとの時間的相関関係が記憶されるステップと、
引続いて、運動する被検体の休止時相を表す各検出器の検出器出力データを用いて、互いに独立にアキシャルのセグメント画像スタックが、スパイラル軌道の下位セグメントから再構成され、ｎ個の焦点−検出器セットのｎ個のスパイラル軌道からの時間正しいセグメント画像スタックが角度補完的にかつ層ごとに加算されて１８０°断層撮影の断層像が形成されるステップと、
アキシャルのセグメント画像スタックが、第１ステップにおいて二重傾斜した再構成平面から再構成され、第２ステップにおいてアキシャルのセグメント画像スタックにリフォーマットされ、このために相前後して続く多数の運動周期からの検出器データが利用されるステップと
を少なくとも有する断層撮影による断層像作成方法を提案する。
【０００９】
従って、可変のセグメント長を有するＳＭＰＲ法の一般化であるＡＣＭＰＲ法がｎ個の焦点−検出器セットに適合させられ、ｎ個の１８０°／ｎの各データ角に１８０°／ｎのセグメントのためのＡＣＭＰＲ法が個別に適用される。従って、ＡＣＭＰＲ法について、完全な１８０°セグメントが使用されるのではなく、画像加算時に初めて、加算された全ての画像の合計が１８０°に亘るデータセットを生じることが重視される。
【００１０】
本発明によれば、完全な１８０°画像スタックのために、ｎ個の焦点−検出器セットの１８０°／ｎの同時回転からのデータが使用されると好ましい。
さらに、本発明によれば、逆投影の前に並列リビニング（Ｐａｒａｌｌｅｌ  Ｒｅｂｉｎｎｉｎｇ）、特に行ごとに並列リビニングが行なわれると好ましい。
【００１１】
互いに角度をずらされた、好ましくは互いに直角に配置された２つの焦点−検出器セットを使用すると、特に好都合で経済的である。なぜならば、この場合に装置に関する費用は節度を守られ、同時により良好な時間分解能に向けて大きく前進するからである。代替として、互いに角度をずらされた、好ましくは互いに１８０°／３ずらされた３つの焦点−検出器セットを使用すると、なおも条件付で経済的であるが、しかしこの場合には時間分解能の達成される改善がコスト費用に比べてほとんどない。
【００１２】
特に２つの焦点−検出器セットを使用する場合、少なくとも１つの焦点−検出器セットが使用され、この焦点−検出器セットの開き角が、少なくとも１つの他の焦点−検出器セットの開き角よりも大きい、特に著しく大きいと好ましい。３つの焦点−検出器セットを使用する場合、これは純粋な幾何学的理由から非常にむずかしいが、しかしもちろん原理的には可能である。
【００１３】
このような構成において、大きい方の焦点−検出器セットの開き角は、とりわけＸ線ビームの活性範囲も、走査前には、他方の焦点−検出器セットの開き角と一致するように制限されると好ましい。
【００１４】
更に、各焦点−検出器セットが他の焦点−検出器セットのスパイラル軌道に対してずらされた専用のスパイラル軌道上を経過すると有利である。これは、例えば焦点−検出器セットを一平面に配置することによって必然的に生じる。
【００１５】
もちろん、少なくとも２つの焦点−検出器セットが、共通の完全に等しいスパイラル軌道上を走行するように、ｚ方向において互いにずらして配置されていることも可能である。この種の配置については、少なくとも２つの焦点−検出器セットのｚ方向におけるずれは、スパイラル軌道の選択されたピッチに依存して調整されるとよい。そのようにすれば、選択された送りに関係なく常にスパイラル軌道をカバーすることができる。
【００１６】
本発明による方法の他の有利な構成によれば、回転速度は、運動した被検体の周期に基づいて、とりわけ被検体、特に心臓の運動周波数に基づいて、相前後して続く複数の周期を画像再構成のために利用する場合に最善の時間分解能が生じるように調整される。このことは、２つの焦点−検出器セットおよびそれからもたらされる２セグメント再構成にとって、隣接する周期で取得された２つのスパイラルセグメントが同じ長さでなければならないことを意味する。
【００１７】
更に、被検体の線量負担を軽減するためにも、少なくとも１つの焦点から出射する放射線が、運動時相の少なくとも大部分に亘って、間接的または直接的に制御されて、測定される運動信号によって遮断されるもしくは少なくとも低減されるとよい。
【００１８】
本発明による方法の特別な実施態様に従って、小さい方の断面視野をカバーする小さいファン角を有する焦点−検出器セットからのデータは、大きい方の断面視野をカバーする大きいファン角を有する焦点−検出器セットからのデータによって、小さい方の検出器の検出器データの補完のために利用されるようにするとよい。
【００１９】
上述の方法のほかに、本発明者は、
周期的に運動する被検体の走査のために共通の回転軸線に沿ってスパイラル状に案内される同軸に配置された２つの焦点−検出器セットと、周期的に運動する被検体の休止時相および運動時相の運動検出および区別を行うための手段、特に心電図とを少なくとも有する画像形成断層撮影装置、特にＸ線ＣＴ装置において、
前述の本発明による方法が実施されるように構成されている手段、特にプログラム手段
を有する断層撮影装置を提案する。
【００２０】
更に、このような断層撮影装置において、少なくとも２つの焦点−検出器セットが異なる大きさのファン開き角を有し、特に少なくとも１つの焦点−検出器セットにおいてファン開き角の大きさが調整可能であると好ましい。２つの焦点−検出器セットに関して焦点と検出器との距離を相異させることもできる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２１】
以下において図面を参照して本発明を詳細に説明する。
図１は心電図を組み込まれた評価ユニットを含めて２つの焦点−検出器セットを備えたコンピュータ断層撮影装置の斜視図を示す。
図２はそれぞれ大きいファン角および小さいファン角を有しかつそれぞれ９０°互いにずらされた２つの焦点−検出器セットを備えた撮影システムの概略図を示す。
図３は２つの検出器にわたるデータ補完の原理を示す。
図４は２つの焦点−検出器セットのスパイラルにおけるスパイラル状に配置された下位セクタの概略図を示す。
図５は単一の焦点−検出器セットの多数回転にわたるスパイラル軌道についてファン状に配置されたセグメント画像スタックを示す。
図６は９０°ずらされた２つの焦点−検出器セットの多数回転にわたるスパイラル軌道についてファン状に配置されたセグメント画像スタックを示す。
図７はそれぞれ９０°回転の２つの焦点−検出器セットのセグメント画像スタックを有する完全な１８０°データセットのファン状に配置されたセグメント画像スタックを示す。
図８は画像位置の１セクタ再構成と２セクタ再構成との対比のために、並行測定された心電図信号と共にガントリの回転角の関数としてｚ方向における２つの６行検出器の位置経過を示す。
図９は２セクタ再構成のセクタ選択原理を示す。
【００２２】
図面では次の符号および変数が用いられている。１はＣＴ装置、２は第１の管、３は第１の検出器、４は第２の管、５は第２の検出器、６はハウジング、７は開口、８は寝台、９はｚ軸、１０は制御および評価ユニット、１１は第１のＸ線ビーム、１２は第２のＸ線ビーム、１３は第１の小さい断面視野、１４は第２の大きい断面視野、１５は第２のＸ線ビームのための絞り、１６は第１のＸ線ビームのための絞り、１７は心電図におけるＲ波つまりＲピーク、１８は心電図線、１９は１つの心周期からのデータを有する再構成可能な部分ボリューム、２０は２つの心周期からのデータを有する再構成可能な部分ボリューム、２１は休止時相開始のための時間立ち戻り、２２は検出器行、２３は仮想検出器、２４はセグメント画像スタック、２５は中間像つまりセグメント画像平面、Ｄ1は第1の検出器、Ｄ2は第２の検出器、ｋはガントリの半回転の数、Ｌ1は第1の検出器の長さ、Ｌ2は第２の検出器の長さ、Ｐは患者、Ｐｒｇnはｎ番目のプログラムモジュール、ｐは極座標、ｐn,maxは検出器ｎの最大位置、Ｓnはｎ番目のスパイラルデータセット、ＳＢnはｎ番目の焦点Ｆnのスパイラル軌道、ｔは時間軸、ｔnjsはαnjs（開始位置）に対応した時間位置、ｔnjeはαnje（終了位置）に対応した時間位置、Ｔrevは休止時相開始時点への心電図における後続Ｒ波からのレトロスペクティブな時間ずれ、ＴRはＲ波の時点、ＴRRはＲ波からＲ波までの心周期の期間、Ｔrotはガントリ回転時間、ＵＳＢnはスパイラル軌道ＳＢnの下位セグメント、ｚimgは画像のｚ位置、αはガントリの回転角、αnは開始角、αjsは部分セグメントの開始投影、αjeは部分セグメントの終了投影、αnmsはｎ番目の焦点のｍ番目の開始角、β1は第１のＸ線ビームのファン角、β2は第２のビームのファン角、ΔＴimaは時間的な画像分解能、Θnはｎ番目の部分セグメントである。
【００２３】
図１は２つの焦点−検出器セット２，３および４，５を有するコンピュータ断層撮影装置１の好ましい実施例の斜視図を示す。これらの焦点−検出器セットは、ハウジング６内において図示されていないガントリ上に回転可能に取付けられている。もちろん、本来の焦点はＸ線管内にあるために、この図においてはＸ線管２，４が示されているだけである。制御および評価ユニット１０およびその中に組み込まれた制御および評価プログラムＰｒｇnによって制御されて、患者Ｐはｚ軸９に沿って搬送可能な患者用寝台８によりコンピュータ断層撮影装置１の開口７を通して搬送され、これに対して同時にガントリが２つの焦点−検出器セット２，３および４，５とともにｚ軸９の周りを回転する。このようにして、基準としての患者に対して、焦点のスパイラル状の移動軌道が生じる。焦点は一平面内に配置されているので、各焦点は固有のスパイラル軌道ＳＢn（図４参照）上を走行する。そのスパイラル軌道ＳＢnは他のスパイラル軌道に対してその角度ずれに応じてｚ軸９の方向にずらされている。
【００２４】
焦点−検出器セットによる患者Ｐの走査と同時に、制御および評価ユニット１０に組み込まれている心電図を介して心臓の運動信号が走査され、その運動信号からその都度測定される心周期に対してレトロスペクティブに心電図において検出されたＲ波に基づいて時間的にその前にある休止時相が決定される。
【００２５】
よりよい理解のために、図２には、両焦点−検出器セットの走査システムがもう一度概略的な断面図で示されている。ここではそれぞれの焦点Ｆ1，Ｆ2を形成するＸ線管は省略されている。従って、この図は、それぞれ第１の焦点Ｆ1もしくは第２の焦点Ｆ2と対向配置された複数行検出器Ｄ1もしくはＤ2とを備えた図１の両焦点−検出器セットを示す。焦点Ｆ1から、絞り１６によって固定設定された小さいファン角β1を有するＸ線ビーム１１が検出器Ｄ1に達する。検出器Ｄ1はファン角β1の方向に長さＬ1を有し、ｚ方向に複数の検出器行を持っている。焦点Ｆ1から検出器Ｄ1に至る仮想接続線に対してほぼ垂直に第２の焦点−検出器セットＦ2，Ｄ2が配置されている。この第２の焦点−検出器セットＦ2，Ｄ2は可変の大きいファン角β2を持っている。この大きいファン角β2の広がりは一方では第１のビームファン角β1へ、あるいはより幅広い角度へ調整可能である。ファン角の調整はここでは移動可能な絞り１５によって行なわれる。両ファン角が同じ大きさに設定される場合、小さい断面視野１３内にある範囲だけが走査される。これに対して第２のＸ線ビーム１２を広く設定すれば、大きい断面視野１４を全部走査することができる。
【００２６】
Ｘ線ビームが異なる幅に設定されている場合、小さい方の検出器Ｄ1から得られる小さい方の断面視野１３のデータは、大きい方の検出器Ｄ2から得られる大きい方の断面視野１４のデータによって補完でき、補完した方がよい。このデータ補充の原理は図３に詳しく示されている。この図３には、極座標ｚ，Ｐにおいて仮想検出器２３が示されている。この仮想検出器２３は、中央に検出器Ｄ1からの検出器行２２を有し、周辺は第２の検出器Ｄ2における検出器行２２のデータによって補完される。しかし、この検出器情報はガントリの同じ半回転に由来しないので、検出器Ｄ2,kのインデックスは値０，１を有する指数ｋだけ補完される。従って、仮想検出器２３全体は、１つの半回転からの小さい断面視野１３用の狭い検出器Ｄ1のデータと、２つの隣接する半回転０，１からの大きい断面視野１４用の大きい検出器Ｄ2のデータとからなる。
【００２７】
両Ｘ線ビームが等しく設定されている場合、小さい方の断面視野１３を超える範囲は第２の焦点−検出器セットによる補完はできない。ファン角β2の調整可能な最大の広がりに応じて、第２の検出器の長さＬ2も広がり、その際に場合によっては検出器の中央部分だけが能動状態にある。
【００２８】
２つの焦点−検出器セットのこのような配置では、両検出器において同時刻に測定されるデータから２倍の時間分解能を有するＣＴ画像が算出される。この利点は心臓画像形成にとって特に重要である。なぜならば、このようにして、いわゆる第３世代のＣＴスキャナを用いて現在使用可能な約４００ｍｓのガントリ回転周期において、１００ｍＳという「電子ビームトモグラフィ」（ＥＢＴ）の時間分解能が達成されるからである。
【００２９】
次に、まずＳＭＰＲ法および基本的に類似したＡＣＭＰＲ法の原理を説明する。この方法は、測定値取得から画像算出までの過程を４段階、すなわちデータリビニングと、投影および逆投影のフィルタ処理による中間画像の算出と、セグメントスタックからのセグメント画像へのリフォーマットと、セグメント画像の加算とに分ける。
【００３０】
ＳＭＰＲ法およびＡＣＭＰＲ法では、まず不完全な中間画像が、二重傾斜したスパイラルに合わせられた平面上に作成される。このためにスパイラルＳＢnが下位セグメントＵＳＢnに分割される。下位セグメントの広がり角は１８０°よりも著しく小さい。
【００３１】
図４には、焦点Ｆ1，Ｆ2の２つのスパイラルＳＢ1（破線），ＳＢ2（実線）の経過が示されている。更に、この二重スパイラルＳＢ1，ＳＢ2は個々の下位セグメントＵＳＢnに分割されている。ここでは、各下位セグメントの広がりは約３０°である。
【００３２】
各個々の下位セグメントＵＳＢnから、使用された検出器の行数に応じて多数の二重傾斜したセグメント画像平面が作成される。図５には、単一の焦点−検出器セットのスパイラル経過に関して、複数の回転に対するこのようなファン状のセグメント画像スタック２４を例示する。もちろん、図を分かり易くするためにそれぞれ第２の下位セグメントについてだけ中間画像２５を有するセグメント画像スタック２４が示されている。
【００３３】
従って、各下位セグメントＵＳＢnから、スパイラル上で交差する多数の中間画像２５を有するセグメント画像スタック２４が生じる。下位セグメントＵＳＢnから全体として１８０°のデータセットが生じるように１つの基準平面の複数の中間画像２５が組み合わされると、１つの完全なＣＴ画像が得られる。ここでは勿論、画像平面はセグメント画像ごとに二重傾斜しているので、付加的になおもリフォーマットが必要である。更に、ここで、セグメント画像スタックが単一のスパイラルに由来すると共に複数のスパイラル、ここでの例では２つのスパイラル軌道ＳＢ1，ＳＢ2に由来することも考慮されなければならない。
【００３４】
この状況が図６に示されている。図６では、両スパイラル軌道ＳＢ1，ＳＢ2と、各スパイラル軌道にそれぞれ２つのセグメント画像スタック２４とがあり、そしてセグメント画像スタック２４にそれぞれ属する中間画像２５があることが分かる。図を分かり易くするために、ここでの表示では３つの中間画像２５しか示されていない。
【００３５】
最後に、なおも図７は、両スパイラル軌道ＳＢ1，ＳＢ2からの中間画像２５を備えたセグメント画像スタック２４を有する完全な１８０°のデータセットを同様に極めて簡単化かつ概略化された表示で示す。もちろん簡単な表示可能性には達成限界がある。
【００３６】
観察される測定ボリュームにおけるセグメント画像スタック２４の中間画像２５は、スキャナのｚ軸に対して必ずしも垂直方向に位置していないのでリフォーマットされなければならない。このリフォーマットプロセスでは、中間画像のピクセルが横方向にある仮想切断平面において補間され、定められたｚ位置でのセグメント画像を生じる。仮想切断平面のｚ位置は原理的には自由に選択可能である。空間において傾斜した多数の中間画像における個々のピクセルの重み付けはｚ方向における距離重み付け関数により行なわれる。三角関数を有する重み付けが十分であることが判明した。リフォーマットステップは定められたスパイラル角度セグメントおよび対向するセグメントについて行なわれるので、結果として仮想切断平面上に平らなセグメント画像が生じる。
【００３７】
これまでは、両焦点−検出器セットに所属するスパイラルは分離されて処理され、つまり別々にリフォーマットされる。次の加算ステップにおいてのみ、それぞれ９０°をなすセグメントが両スパイラルＳ1，Ｓ2から取出される。その際これらは相補的に１８０°をなさなければならない。この最後のステップでは個々のセグメント画像が加算され、それにより診断目的に使用可能な断層像が利用可能になる。９０°ずらされて配置された２つの焦点−検出器セットからの２つのスパイラルデータを使用することによって、全体として１８０°セクタを走査するのに２倍の時間を必要としたであろう単一の焦点−検出器セットに比べて２倍の時間分解能がもたらされる。
【００３８】
本発明による方法によれば、複数の心周期を超えて選択可能な心時相で、異なる焦点の複数のスパイラル軌道からの二重傾斜したセグメント画像（画像スライス）が再構成される。しかしながら、これらのセグメント画像は自身ではそれぞれ不完全である。再構成セグメントの長さは複数セグメントの再構成では局所的な心拍数およびガントリ回転時間に応じて定められる。画像形成のために、隣接する心周期からのスパイラルデータの時相正しい部分セグメントを使用することが必要である。それらの部分セグメントは、スパイラルごとにπ／２をなしかつ両スパイラルからのデータと共にπをなす。各セグメントに割り当てられているセグメント画像スタック（＝ブックレット）の再構成後に、これらはアキシャルのセグメント画像スタック（＝アキシャルブックレット）にリフォーマットされ、層ごとの加算によってセグメント長π（１８０°）の完全なＣＴ画像が形成される。
【００３９】
図３〜図７においては使用された焦点の両スパイラル軌道の空間的状態およびデータ取得へのその影響だけが示されたのに対して、図８および図９においては本発明による方法の時間的成分が示されている。
【００４０】
図８は、一定のスパイラル経過により直線的に時間軸ｔとつながる回転角度αに関係してｚ軸についての両検出器Ｄ1，Ｄ2の経過を概略的に示す。下方に直接の関係にて、Ｒ波１７を有する心電図線１８（ｍＶ／ｔ座標）の時間的経過が示されている。Ｒ波の位置から戻って参照符号２１によって心周期ごとに休止時相の開始が決定される。心周期におけるこの時点から、スパイラル作動において両検出器Ｄ1，Ｄ2で記録されたスパイラルデータセットＳ1，Ｓ2が表示のために使用される。左下側から斜めに延びる直線はｚ軸に沿った検出器行の行程を示し、破線で検出器Ｄ1の検出器行の経過が示され、実線で検出器Ｄ2の検出器行の経過が示されている。
【００４１】
心臓の第１の再構成可能な部分ボリュームに関して、ここでは単一の心周期のデータ１９からの再構成が示されている。これに対して後続の再構成については２つの相前後して続く心周期からのデータ２０が使用され、１つの画像位置ｚimgのために一緒にされる。従って、本発明による複数セクタ再構成のために、相前後して続く複数の、好ましくは２つの心周期からのセグメント画像スタックがそれぞれ別々に算出され、続いてそれから生じる中間画像つまりそれから算出されたセグメント画像（但し異なる心周期ではあるが同じ心時相からの画像）が加算される。このために使用される下位セグメントの合計はπになる。これによって、所望の高い時間分解能、従って鮮明な心臓表示、とりわけ管状血管表示が生じる。これは、図８において、参照符号２０によって特徴付けられているデータ収集の低減された時間拡張によって認識可能である。
【００４２】
セグメント画像スタックにおける画像スライスの収集において、一方ではガントリが定められた回転周期で運動させられ、他方では心臓も場合によっては可変の周波数で運動時相と休止時相との間で変化することをなおも観察すべきである。鮮明なＣＴ画像を得ようとするならば、休止時相のできるだけ短い期間から画像を求めることが必要であり、この場合、発生する両周波数に基づいてπに広がる完全なデータセットの収集が必ずしも取るに足らないわけではない。
【００４３】
このデータセットは一方では心拍動に対して正しい時相でなければならず、他方では観察された複数の焦点の角度位置に関して正しい角度でなければならない。図８では、どのようにしてデータセットが心拍数に関して２つの心周期から正しい時相で収集されるかを示した。図９では、どのようにして正しい角度でスライスデータセットが収集されるかを示す。この場合に、両焦点の角度ずれを観察すべきである。
【００４４】
選択されたデータセグメントは、一方では部分セグメントがπ／２をなす場合に、他方ではＳ1，Ｓ2のスパイラルデータが任意の心時相に対して回転角度でπ／２ずらされている場合に正しい角度にある。目標画像スタックにおける時間分解能は再構成に利用される部分セグメントの長さの最大からもたらされる。心電図における２つのＲ波の間隔の４倍とガントリの全回転との比４ＴRR／Ｔrotに応じて、角度αn1sから始まる第１のセクタΘ1に対応する第１のスパイラルデータセットＳ1から始まって、それぞれπ／２をなしかつ第２のスパイラルデータセットＳ2を有する第２のセクタΘ2を選択すべきである。図９には第１のセクタΘ1が例示され、これは基本的に図示された他の複数のセクタΘ2のうちの任意の１つのセクタΘ2によってπ／２までカバーする合算セクタを形成可能である。これは両側の直接に接するセクタであると共に、同じ情報を有する当該セクタに対しπだけずれた相補的なセクタでもある。従って、図示の第１のセクタΘ1は他の４つの相補的なセクタΘ2によって補完されることができる。利用される第２のセクタΘ2の実際の位置は比４ＴRR／Ｔrotに関係する。
【００４５】
本発明によれば、公知の１セクタ再構成に比べて高い時間分解能を得るために、ここに説明した２セクタ再構成において隣接する心周期からのデータを画像形成に使用するので、１８０°データセットはそれぞれ２つの下位セグメントを有するそれぞれ２つのセクタからなる。ΔΘ1，ΔΘ2＝（π／２）−ΔΘ1の長さの２つの下位セグメントは開始投影および終了投影αn1s，αn1eもしくはαn2s，αn2eを持ち、これらは時間軸に関してｔn1s，ｔn1eもしくはｔn2s，ｔn2eに相当する。角度の正しい部分セグメントに基づく要求は、
α2ns＝α1ns＋ΔΘ1＋ｎ1×（π／２）
を意味する。ただし、ｎ1はなおも定めるべき自然数である。
【００４６】
投影はいずれにせよ正しい時相で行なわれなければならない。すなわち、ｔn1s，ｔn2sは心電図の当該Ｒピークから同じ時間的間隔を持たなければならない。例えば、
ｔn1s＝ＴR（ｎ＋１）−Ｔrevおよびｔn2s＝ＴR（ｎ＋２）−Ｔrev
が当てはまる。ただし、Ｔrevは後続のＲピークの前の時間的ずれを表す。等しい時間間隔は、
α2ns＝α1ns＋２πＴRR（ｎ＋１）／Ｔrot−ｎ1×（π／２）
を意味する。ただし、ＴRR（ｎ＋１）＝ＴR（ｎ＋２）−ＴR（ｎ＋１）は実際の心周期長さを表し、Ｔrotはガントリ回転時間を表す。簡単な変形によれば、
ΔΘ1＝（４ＴRR／Ｔrot−ｎ1）×（π／２）
が得られる。但し、
ｎ1＝［４ＴRR／Ｔrot］
である。
【００４７】
瞬時心拍数およびガントリ回転時間Ｔrotに依存して、図９に概略的に示されたΔΘ1，ΔΘ2の相補的な補完の４つの可能なケースが生じる。
【００４８】
すなわち、まとめると次のことが再構成ルートをもたらす。
１．オプショナルな行ごとの並列リビニング
２．チャネル方向においてＤ1からＤ2のデータへの行ごとの継続
３．スパイラルデータセットＳ1，Ｓ2の分離したＡＣＭＰＲ
４．スパイラルＳ1，Ｓ2からの対応してリフォーマットされた目標ボリュームの層ごとの加算により作成されて補完されたπデータ
【００４９】
スパイラルデータセットＳ1，Ｓ2の同時取得に基づいて、公知の１セクタ再構成では部分セグメントＰ1，Ｐ2に時間分解能ΔＴima＝Ｔrot／４が割り当てられている。従って、約４００ｍｓの現在可能なガントリ回転時間については、１セクタ再構成において既にＥＢＴと同程度である約１００ｍｓの時間分解能が達成される。本発明による２セクタ再構成の場合、時間分解能は心拍数に依存し、
ΔＴima＝［ｍａｘ（ΔΘ1，ΔΘ2）／２π］・Ｔrot
によって与えられる。従って、時間分解能は最善にはΔＴima＝Ｔrot／８を生じ、最悪にはΔΘ1＝π／２によってΔＴima＝Ｔrot／４となる。
【００５０】
しかしながら、ガントリ回転周期と現在の心拍数との不都合な関係に基づいて、休止時相においてπをカバーする完全なデータセットを収集できない状況が生じることがある。ここで、本発明者は、順応的に１セクタ再構成と２セクタ再構成との間で切換を行ない、それにより心臓の休止時相からの完全なデータ取得が達せられるようにすることを提案する。つまり、本発明による方法の特別な実施形態によれば、時間的な選別を順応的に構成することを可能にする。現在の慣用的なガントリ回転時間に基づいて、それは、場合によっては走査経過中に、低い心拍数では１セクタ再構成を使用し、高い心拍数では２セクタ再構成を使用することを意味する。その場合、それは測定中における両評価方法間の切換も前提とする。
【００５１】
本発明の上述の特徴は、本発明の枠を逸脱することなく、その都度述べた組み合わせのみならず、他の組み合わせまたは単独状態で利用可能である。
【図面の簡単な説明】
【００５２】
【図１】心電図を有する評価ユニットを含めた２つの焦点−検出器セットを備えたコンピュータ断層撮影装置の斜視図
【図２】それぞれ大きいファン角および小さいファン角を有しかつそれぞれ９０°互いにずらされた２つの焦点−検出器セットを備えた撮影システムの概略図
【図３】２つの検出器にわたるデータ補完の原理を示す説明図
【図４】２つの焦点−検出器セットのスパイラルのスパイラル状に配置された下位セクタの概略を示す説明図
【図５】単一の焦点−検出器セットの多数回転にわたるスパイラル軌道についてファン状に配置されたセグメント画像スタックを示す説明図
【図６】９０°ずらされた２つの焦点−検出器セットの複数回転にわたるスパイラル軌道についてファン状に配置されたセグメント画像スタックを示す説明図
【図７】それぞれ９０°回転の２つの焦点−検出器セットのセグメント画像スタックを有する完全な１８０°データセットのファン状配置セグメント画像スタックを示す説明図
【図８】画像位置の１セクタ再構成と２セクタ再構成との対比のために、並行測定された心電図信号と共にガントリの回転角の関数としてｚ方向における２つの６行検出器の位置経過を示すダイヤグラム
【図９】２セクタ再構成のセクタ選択原理を示す説明図
【符号の説明】
【００５３】
１            ＣＴ装置
２            第１のＸ線管
３            第１の検出器
４            第２のＸ線管
５            第２の検出器
６            ハウジング
７            開口
８            寝台
９            ｚ軸
１０          制御および評価ユニット
１１          第１のＸ線ビーム
１２          第２のＸ線ビーム
１３          第１の小さい断面視野
１４          第２の大きい断面視野
１５          第２のＸ線ビームのための絞り
１６          第１のＸ線ビームのための絞り
１７          心電図におけるＲ波つまりＲピーク
１８          心電図線
１９          １つの心周期からのデータを有する再構成可能な部分ボリューム
２０          ２つの心周期からのデータを有する再構成可能な部分ボリューム
２１          休止時相開始のための時間立ち戻り
２２          検出器行
２３          仮想検出器
２４          セグメント画像スタック
２５          中間像つまりセグメント画像平面
Ｄ1           第1の検出器
Ｄ2           第２の検出器
ｋ            ガントリの半回転の回数
Ｌ1           第1の検出器の長さ
Ｌ2           第２の検出器の長さ
Ｐ            患者
Ｐｒｇn      ｎ番目のプログラムモジュール
ｐ            極座標
ｐn,max      検出器ｎの最大位置
Ｓn          ｎ番目のスパイラルデータセット
ＳＢn        ｎ番目の焦点Ｆnのスパイラル軌道
ｔ            時間軸
ｔnjs        αnjs（開始位置）に対応した時間位置
ｔnje        αnje（終了位置）に対応した時間位置
Ｔrev        休止時相開始時点への心電図における後続Ｒ波からの時間ずれ
ＴR           Ｒ波の時点
ＴRR          Ｒ波からＲ波までの心周期の期間
Ｔrot        ガントリ回転時間
ＵＳＢn      スパイラル軌道ＳＢnの下位セグメント
ｚimg        画像のｚ位置
α            ガントリ回転角
αn          開始角
αjs        部分セグメントの開始投影
αje          部分セグメントの終了投影
αnms        ｎ番目の焦点のｍ番目の開始角
β1          第１のビームのファン角
β2          第２のビームのファン角
ΔＴima      時間画像分解能
Θn          ｎ番目の部分セグメント
【図１】
2005152627.tif 000003
【図２】
2005152627.tif 000004
【図３】
2005152627.tif 000005
【図４】
2005152627.tif 000006
【図５】
2005152627.tif 000007
【図６】
2005152627.tif 000008
【図７】
2005152627.tif 000009
【図８】
2005152627.tif 000010
【図９】
2005152627.tif 000011