(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
コンピュータトモグラフ装置を制御装置が制御して、システム軸線の周りに検査対象物を受け入れる測定フィールドの周りを運動可能な放射源を用いてファンジオメトリで測定されその投影角度αおよびそのファン角度βにより特徴付けられる測定値Ｓ（β，α）からコンピュータトモグラフの像を再構成する方法であって、それぞれ等しいファン角度βのすべての測定値Ｓ（β，α）に対してそのつどのファン角度βに対して最小可能な投影角度範囲αg（β）のみが使用され、最小可能な投影角度範囲αg（β）が式αg（β）＝π−２βにより与えられている方法において、
検査対象物が測定値の取得の前に、検査対象物の診断上重要な範囲が、測定フィールドの他の範囲と異なる所望の時間分解能が存在する測定フィールドの範囲のなかに位置するように、測定フィールドに位置決めされる過程と、
測定値が、検査対象物の診断上重要な範囲が位置する測定フィールドの範囲のなかで、測定フィールドの他の範囲と異なる所望の時間分解能が達成されるような投影角度に対して取得される過程と、
検査対象物の診断上重要な範囲の像を再構成するためにそれ自体として必要な測定値よりも多くの測定値が取得され、像再構成が、診断上重要な範囲が位置する測定フィールドの範囲のなかで、測定フィールドの他の範囲と異なる所望の時間分解能が達成されるように選ばれた測定値に基づいて行われる過程と
の少なくとも１つを含んでいることを特徴とするコンピュータトモグラフの像再構成方法。
【請求項２】
測定フィールドの他の範囲と異なる所望の時間分解能を有する測定フィールドの範囲に測定フィールドの他の範囲の時間分解能よりも高い時間分解能が存在することを特徴とする請求項１記載の方法。
【請求項３】
運動またはらせんアーティファクトを減ずるかめ、最小可能な投影角度範囲αg（β）に追加して、幅αtransの自由に選択可能な移行範囲が使用されることを特徴とする請求項１または２記載の方法。
【請求項４】
測定値Ｓ（β，α）が放射源の部分回転または一回転の際に取得されることを特徴とする請求項１ないし３の１つに記載の方法。
【請求項５】
測定値Ｓ（β，α）が放射源の複数回回転の際に取得されることを特徴とする請求項１ないし３の１つに記載の方法。
【請求項６】
測定値がシステム軸線の方向に放射源および検査対象物を互いに相対的にずらしながら取得されることを特徴とする請求項４または５記載の方法。
【請求項７】
像再構成がファンジオメトリで行われることを特徴とする請求項１ないし６の１つに記載の方法。
【請求項８】
像再構成がレビニングに従って平行ジオメトリで行われることを特徴とする請求項１ないし６の１つに記載の方法。
【請求項９】
映写に適している相互間の時間間隔を有する像が再構成されることを特徴とする請求項１ないし８の１つに記載の方法。
【請求項１０】
像再構成が測定時間間隔の間に得られた測定値に基づいて行われ、検査対象物として心臓を有する生物が予定されており、測定値の取得と平行して生物のＥＫＧ信号の取得が行われ、測定間隔の時間的位置がＥＫＧ信号に対して相対的にＥＫＧ信号のＱＲＳ複合を考慮に入れて選ばれることを特徴とする請求項１ないし９の１つに記載の方法。
【請求項１１】
像再構成が測定時間間隔の間に得られた測定値に基づいて行われ、検査対象物として心臓を有する生物が予定されており、測定値の取得と平行して生物のＥＫＧ信号の取得が行われ、測定時間間隔の開始がＥＫＧ信号によりトリガーされることを特徴とする請求項１ないし９の１つに記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、コンピュータトモグラフ装置を制御装置が制御して、システム軸線の周りに検査対象物を受け入れる測定フィールドの周りを運動可能な放射源を用いてファンジオメトリで測定されその投影角度αおよびそのファン角度βにより特徴付けられる測定値Ｓ（β，α）からコンピュータトモグラフの像を再構成する方法であって、それぞれ等しいファン角度βのすべての測定値Ｓ（β，α）に対してそのつどのファン角度βに対して最小可能な投影角度範囲αg（β）のみが使用され、最小可能な投影角度範囲αg（β）が式αg（β）＝π−２βにより与えられている方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
時間的に変化するプロセスの撮像の際には表示の高い分解能が大きな意義を有する。コンピュータトモグラフィの応用分野では、時間的に変化する過程はたとえば心筋または心弁の運動、心臓活動により誘起される縦隔腔の運動または蠕動運動である。コンピュータトモグラフ撮像の際の時間的分解能を改善するための従来の技術により知られている方法は第３または第４の世代のコンピュータトモグラフによる部分回転撮像または電子線トモグラフィ（ＥＢＴ）の装置による撮像である。
【０００３】
像で実現される時間的分解能に対する粗い尺度の役割をするのは、像で有効になる測定値を与える測定時間間隔ｔQである。時間的分解能を一層正確に知ることは時間敏感性プロフィルにより可能である。
【０００４】
測定時間間隔ｔQの減少は、対象物の走査の際に一定の角速度において掃過すべき角度範囲が減ぜられることにより、もしくは一定の角速度において走査の角速度が高められることにより行われ得る。部分回転撮像の際には第１の可能性が利用される。すなわち３６０°よりも小さい角度にわたる測定値の取得により測定時間間隔ｔQも短縮される。
【０００５】
測定値Ｓ（β，α）が図１によりファンジオメトリで取得されると（βはファン角度、αは投影角度）、最小の投影角度範囲に対する条件は下記のように表される。２πのフル回転（一回回転）の際には、αおよびβにより特徴付けられる各々の測定値Ｓ（β，α）に対して、“逆方向から”取得された相補性の測定値Ｓ（β，α）が存在する。従って、各々のβに対して最小の投影角度範囲として、まさに相補性の測定値を含んでいない投影角度範囲を選ぶことが明らかに許される。Ｓ（β，α）に対して相補性の減弱値Ｓ（β，α）は角度
α＝α＋２β±π，  β＝−β                                （１）
における減弱値である。
【０００６】
各々のファン角度βに対していま、２πまでの残余が相補性の値を含んでいるように多くの測定値が利用可能でなければならない。最小の回転角度αg（β）すなわち最小の投影角度範囲に対しては
αg（β）＝π−２β                                        （２）
が成り立つ。
【０００７】
検出器の中央チャネル（β＝０）に対してはαg（β＝０）＝πが成り立つ。しかしチャネルβ＝−βfan／２（βfanは検出器の全ファン角度）に対してはαg（βfan／２）＝π＋βfanすなわちπよりも大きい投影角度範囲が必要とされる。それに対してチャネルβ＝βfan／２に対しては投影角度範囲αg（−βfan／２）＝π−βfanで十分である。
【０００８】
従来の技術によるこれまでの部分回転再構成の際にはすべてのファン角度βに対して最大必要な投影角度範囲αg（−βfan／２）＝π＋βfanが使用される。チャネルβ＝−βfan／２に対してのみ実際に必要であり、それに対してすべての他のファン角度に対しては投影角度範囲の部分に直接の測定値も相補性の測定値も存在し、それらは線量利用の理由から適当な仕方で平均化される。
【０００９】
線アーティファクトを減ずるため、しばしば直接の測定値と相補性の測定値との間の跳躍的な移行は幅αtransのソフトな移行重み付けにより避けられる。それにより必要な投影角度範囲はαtransだけ増大する。すなわち従来の技術による部分回転再構成に対してはすべてのファン角度βに対して投影角度範囲
αQ＝π＋βfan＋αtrans                                （３）
が利用されるが、β＝−βfan／２に対してのみは利用されない。それは当然である。なぜならば、この投影角度範囲は測定の際にすべてのファン角度に対して実際に撮像されるからである。従って、従来の技術による部分回転再構成は部分回転撮像の線量利用に関しては最適化されているが、動かされる対象物（たとえば拍動する心臓）の撮像の際に必要であるような最良可能な時間分解能に関しては最適化されていない。
【００１０】
これまでの部分回転再構成の際には各々の画素に対して測定時間間隔
ｔQ＝（αQ／２π）・ｔrot                                （４）
が像に寄与する。時間ｔrotはスキャナのフル回転に対する時間である。たとえばｔrot＝０．７５ｓ、βfan＝５２°およびαtrans＝８°を有するｔQはすべての画素に対してｔQ＝０．５ｓ＝０．６６ｔrotである。
【００１１】
すなわちファンジオメトリでの部分回転撮像は現在の技術に従って時間分解能に関する２つの欠点を有する。一方では第３または第４世代の最も速い現在利用可能なコンピュータトモグラフにおいても１／２秒の撮像時間しか達成されず、これはより高いパルス周波数の際に、たとえば心臓撮像を弛緩位相の間に計算し得るためには、なお十分でない。他方では相い続く部分回転撮像の順次の撮像が関心のある過程の速い時間的走査を妨げる。
【００１２】
測定値Ｓ（ｐ，Θ）（ｐはコンピュータトモグラフの回転中心からの線積分の間隔、Θは投影角度）が既に平行ジオメトリで撮像されるならば、πの投影角度範囲のみを覆えば十分である。それに応じてｔQ＝０．５ｔrot有効な撮像時間（測定時間間隔）が達成可能である。しかしながら現在、１秒またはそれ以内に真の平行データを取得し得る装置は知られていない。それによってこの可能性は実際の使用のためには脱落する。
【００１３】
電子線トモグラフィのアイデアは、測定時間間隔ｔQを減ずるために、機械的な構成要素の排除により走査の角速度を高めることにある。患者の個々の走査のために５０ｍｓしか必要としない装置を製造することは実際に達成されている。しかしながらこれらの装置は２つの欠点を有する。一方では過度に高くないノイズ振幅を有する像を計算するために通常対象物の多くの走査が必要とされ、それによって撮像時間の減少の利得が減ずる。
【００１４】
冒頭にあげた形式の方法はヨーロッパ特許出願公開第0 426 464号明細書から公知である。もはや測定値が無条件に必要なものとして使用されないので、この方法は計算時間が短いという利点を与える。
【００１５】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の課題は、冒頭にあげた形式の方法であって、検査対象物の構造の表示を改善された時間分解能をもって可能にする方法を提供することである。
【００１６】
この課題は、本発明によれば、請求項１による方法により解決される。
【００１７】
本発明は、各々のファン角度βに対する個々の像の計算の際に最小可能な投影角度範囲が利用されることによって、もはや測定値が無条件に必要なものとして使用されないという事情の結果として、
測定フィールドのなかに相い異なる時間分解能の範囲が存在するという考察から出発し、またこの事実を、検査対象物の特定の範囲を所望の時間分解能をもって撮像するために、
−検査対象物が測定値の取得の前に、検査対象物の診断上重要な範囲が、測定フィールドの他の範囲と異なる所望の時間分解能が存在する測定フィールドの範囲のなかに位置するように、測定フィールドのなかに位置決めされることによって、及び／又は
−測定値が、検査対象物の診断上重要な範囲が位置する測定フィールドの範囲のなかで、測定フィールドの他の範囲と異なる所望の時間分解能が達成されるような投影角度に対して取得されることによって、及び／又は
−検査対象物の診断上重要な範囲の像を再構成するためにそれ自体として必要な測定値よりも多くの測定値が取得され、像再構成が、診断上重要な範囲が位置する測定フィールドの範囲のなかで、測定フィールドの他の範囲と異なる所望の時間分解能が達成されるように選ばれた測定値に基づいて行われることによって
利用する。
【００１８】
その際に、本発明による方法の場合には、
−画素の再構成のために寄与する測定時間間隔がなかんずく測定フィールドのなかの撮像すべき範囲の位置に関係し、または
−測定フィールドのなかの個々の点に存在する時間分解能が再構成開始角度、すなわち測定値が像再構成のために利用され始める投影角度にも関係し、または
−それ自体として必要な測定値よりも多くの測定値が利用可能である場合に測定値の時間最適な選択が可能である
という事情が利用される。
【００１９】
測定値の取得はファンジオメトリで行われる。なぜならば、これが電子線トモグラフィに従って最も速い取得形式であるからである。測定値の取得は部分回転、一回転または多数回回転で行われ得る。後者の場合にはシステム軸線の方向に放射源および検査対象物の互いに相対的な相対運動のもとにも行われ得る（らせん走査）。特に多数回回転中の測定値の取得はさらに、過程の速い時間的走査のために多くの像を任意に設定可能な時間間隔で計算することを可能にする。
【００２０】
運動またはらせんアーティファクトを減ずるため、最小可能な投影角度範囲に追加して、自由に選択可能な幅の移行範囲を使用することは合目的的であり得る。その際にこの移行範囲に、１から０へ低下する適当な平滑な減衰機能が応用される。
【００２１】
本発明による方法の場合には確かに測定値の測定はファンジオメトリで行われるが、像再構成はファンジオメトリでも、公知のレビニングに従って平行ジオメトリでも行われ得る。
【００２２】
本発明の実施態様によれば、映写のために適している相互間の時間間隔を有する像が再構成される。
【００２３】
本発明の特に好ましい実施態様により測定値の取得と平行して検査対象物のＥＫＧ信号の取得が行われるならば、検査対象物のＥＫＧ信号に対して相対的な測定間隔の時間的な位置はＥＫＧ信号のＱＲＳ複合を考慮に入れて選ばれ得る。この仕方で、ＱＲＳ複合に対して相対的な測定間隔の時間的な位置を、検査対象物の心臓の運動アーティファクトの少ない表示が可能であるように選ぶことが可能である。このことは、測定値の取得と平行して検査対象物のＥＫＧ信号の取得が行われる際に、測定時間間隔の開始がＥＫＧ信号によりトリガーされる場合に対しても当てはまる。
【００２４】
こうして本発明による方法は動かされる対象物、たとえば拍動する心臓のアーティファクトの少ない表示を可能にし、その際に、後でまた示されるように、測定フィールドの部分のなかで再構成のために寄与する測定時間間隔はスキャナの回転時間の半分よりも小さく、また画素の再構成のために寄与する測定時間間隔は、既に述べたように、測定フィールドのなかの画素の位置に、また再構成開始角度に関係する。
【００２５】
【発明の実施の形態】
以下、添付図面により本発明を一層詳細に説明する。
【００２６】
図１に示されているＸ線ＣＴ装置は、ファン状のＸ線束２を送り出すＸ線放射源１と、１つまたは多くの行の個別検出器たとえばそれぞれ５１２の個別検出器から構成されている検出器３とから成る測定ユニットを有する。Ｘ線束２が出発するＸ線放射源１の焦点は参照符号４を付されている。検査対象物５（図示されている実施例の場合には患者）は寝台６の上に横たわっており、この寝台はガントリ８の測定開口７を通って延びている。
【００２７】
ガントリ８にはＸ線放射源１および検出器３が互いに向かい合って取付けられている。ガントリ８はＣＴ装置の参照符号ｚを付されているｚ軸線の周りに回転可能に支えられており、またα方向に検査対象物５を走査するため参照符号αを付されている矢印の方向に、少なくとも１８０°（π）とファン角度βfan（ファン状のＸ線束２の開き角度）との和に等しい大きさの角度αgだけ回転させられる。その際にＸ線発生装置９により作動させられるＸ線放射源１から出発するＸ線束２が円形横断面の測定フィールド１０を捕捉する。Ｘ線放射源１の焦点４は、ｚ軸線の上に位置している回転中心の周りに円形に湾曲している半径ＲFを有する焦点軌道１５の上を運動する。
【００２８】
測定ユニット１、３の特定の角度位置、いわゆる投影角度において測定値がいわゆる投影の形態で取得され、その際に相応の測定値が検出器３からコンピュータ１１に到達し、このコンピュータが投影に相応する測定点の列から画素マトリックスの画素の減弱係数を再構成し、これらをディスプレイ装置１２に像として再現する。こうしてディスプレイ装置１２に検査対象物５の透視照射された層の像が現れる。
【００２９】
各々の投影Ｓ（β，α）は特定の角度位置、すなわち投影角度αに対応付けられ、また検出器要素の数すなわちチャネル数に相応する数の測定点を含んでおり、これらの測定点にそれぞれ相応の測定値が対応付けられ、その際にそのつどのチャネルは、検出器要素のどれからそのつどの測定値が発するかを示す付属のファン角度βにより定義されている。
【００３０】
検出器３が多くの行の検出器要素を有するならば、必要の際に検査対象物５の多くの層が同時に撮像され得る。その際に投影角度あたり能動的な検出器行の数に相応する数の投影が撮像される。
【００３１】
ガントリ８に付設されている駆動装置１３がガントリ８の部分回転またはフル回転に適しているだけでなく、ガントリ８を永久的に回転させるのにも適しており、またさらに寝台６、従って検査対象物５と測定ユニット１、３を有するガントリ８との間のｚ方向の相対的変位を可能にする別の駆動装置が設けられているならば、いわゆるらせん走査が実行される。
【００３２】
図１によるＣＴ装置はさらにそれ自体は公知のＥＫＧ装置１７を有する。このＥＫＧ装置は電極（そのうちの１つが図１に示され、参照符号１８を付されている）を介して検査対象物５と接続され、またＣＴ装置による検査と平行して検査対象物のＥＫＧ信号を取得するための役割をし得る。ＥＫＧ信号に相応するデータはコンピュータ１１に供給される。
【００３３】
すべてのチャネルに対して範囲αQ＝π＋βfanまたはαＱ ＝π＋βfan＋αtransからの測定値が像再構成の際に利用される従来の技術によるＣＴ装置と異なり、コンピュータ１１は、説明されるＣＴ装置の場合には以下に一層詳細に説明される本発明による時間最適化されている像再構成のための方法に従って動作する。
【００３４】
ＣＴ装置は第１の最初に説明される作動形式ではファンジオメトリで動作し、第２の続いて説明される作動形式では平行ジオメトリで動作する。両方の作動形式は検出器行に対して説明され、また多くの検出器行に対して類似に応用され得る。
【００３５】
ファンジオメトリでの時間最適化されている本発明による方法に対しては範囲π＋βfanからの測定値の代わりにすべてのチャネルに対してチャネルに関係して実際に必要とされる範囲
αg＝π−２β                                              （５）
からの測定値のみが利用される。時間最適化をするために、再構成すべきデータセットは
【数１】
0004416884.tif 000002
により全データセットとして、もしくは
【数２】
0004416884.tif 000003
により短縮されたデータセット（フル回転に対して必要な投影よりも少ない投影を有するデータセット）として表示される。その際にα0はファンジオメトリでの投影角度、すなわち部分回転の際に投影の撮像により開始される投影角度、または、それ自体として必要な投影角度範囲よりも大きい投影角度範囲が測定されたときには、それ以後で測定値が像再構成のために使用される投影角度である。従ってβにより特徴付けられる各々の検出器チャネルに対しては測定時間間隔
ｔQ opt＝｛（π−２β）／２π｝・ｔrot
からの測定値が使用される。回転中心の近傍の対象物に対してはβ≒０を有する検出器要素のみが像に寄与する。従って回転中心での時間分解能はｔQ opt≒０．５ｔrotである。回転中心の外側ではｔQ optは回転時間の半分より大きくてもよいし、小さくてもよい。ファン角度βが投影角度αを横軸にとって描かれている図２によるシヌグラム（Sinugramm)のなかで、このことは、チャネルβ＞０（上側の破線の線）に対しては最小必要な投影角度範囲がチャネルβ＜０（下側の破線の線）に対するそれよりも早く到達されることにより認識可能であり、その際に最小必要な投影角度範囲の到達は、破線の線がそれぞれ実線の直線Ａ−Ｂを切ることにより認識可能である。
【００３６】
特定の画素に寄与する測定時間間隔がどのように大きいかは後で一層詳細に説明される。
【００３７】
運動または軸線方向の不均一性によるアーティファクトを減ずるため、幅αtransの移行範囲が挿入される。これらの移行範囲に、１から０へ変化する適当な平滑な減衰機能が使用される。いまの実施例の場合にはｇ（α）に対して
ｇ（α）＝ｓｉｎ2｛π（α−α０ ）／２αtrans｝            （８）
が成り立つが、他の移行関数も排除されていない。こうして最後に
【数３】
0004416884.tif 000004
が全データセットの表示に対して得られる。個所βkへのこの式の離散化の後に測定値が個所−βkに存在しないならば、これはたとえば内挿により得られる。しかし再び短縮されたデータセットに移行することもできる。
【数４】
0004416884.tif 000005
【００３８】
式９または１０によるＳ（β，α）またはＳ（β，α）を計算装置１１が次いで従来の技術によるファン像再構成、すなわちたとえば畳み込み‐逆投影‐再構成により爾後処理する。
【００３９】
測定値Ｓ（β，α）は十分な大きさの回転角度を有する部分回転データまたは一回‐または多数回回転データである。順次の部分回転撮像からの像計算と異なり線量利用の問題はここでは背景に退く。なぜならば、十分に多くの像が相い異なる時点で計算され得るからである。
【００４０】
ＣＴ装置が第２の作動形式すなわち平行ジオメトリで動作すると、ファンジオメトリで得られた測定値Ｓ（β，α）から従来の技術による通常のレビニングにより平行データＳ（ｐ，Θ）が発生される。方位方向および半径方向の内挿はその際に下記の関係に基づいている。
Θ＝α＋β−π／２，  ｐ＝ＲFｓｉｎβ                    （１１）
ここでＲFは回転中心からの焦点４の間隔である。さらに
α（ｔ）＝α0＋｛（２π／ｔrot）ｔ｝                    （１２）
が成り立つ。
【００４１】
仮に入力データのファン投影角度αが正規の部分回転間隔αQ＝π＋βfan＋αtransを覆うとしても、平行データは平行投影間隔
ΘQ opt＝αtrans＋π                                    （１３）
に対してのみ計算される。平行投影角度に対してはΘ０ ≦Θ≦Θ０ ＋αtrans＋π（ΘQはα0から生ずる平行ジオメトリでの再構成の開始角度）。平行データの余りは利用されない。αからΘへの方位方向の内挿は図３に概要を示されている。図３は左側にファンジオメトリでのシヌグラムを示す。これのなかで右方には測定値のファン角度βが、また下方にはファン投影角度αが記入されている。投影角度αは正規の部分回転間隔αQを覆う。一定のΘに対する平行データはこのシヌグラムのなかで斜めの線の上に位置する。平行ジオメトリでの相応のシヌグラムは図３中で右側に示されている。ここでは右方に座標ｐが、また下方に平行投影角度Θが記入されている。使用される投影角度範囲ΘQ optは太い線で囲んで示されている。
【００４２】
特定のｐにより特徴付けられる各々の検出器チャネルに対して使用される測定値はこうして測定時間間隔
ｔQ opt＝（ΘQ opt／２π）ｔrot                        （１４）
に制限されている。絶対的な時間軸の上で種々のｐに対する時間間隔が互いにずらされている。回転中心の付近の対象物に対してはｐ≒０を有する検出器要素のみが像に寄与する。従って回転中心での時間分解能はｔQ opt≒０．５ｔrotである。回転中心の外側に位置する対象物に対してはｐの種々の値を有する検出器要素が像に寄与する。その場合に得られる時間分解能は後でまた一層詳細に説明される。
【００４３】
動かされる対象物および類似のデータ不安定性による線アーティファクトを避けるため、角度範囲Θ0≦Θ≦Θ0＋αtrans＋πのなかの平行投影は再び重み付けを受け、角度範囲Θ0≦Θ≦Θ0＋πに統合される。重み付け関数として、説明される実施例の場合には
【数５】
0004416884.tif 000006
が用いられ、その際に他の重み付け関数も使用可能である。この重み付け関数ｇ（Θ）により平行データＳ  （ｐ，Θ）が投影角度間隔Θ0≦Θ≦Θ0＋πで計算される。
【数６】
0004416884.tif 000007
【００４４】
この式を個所ｐkにおける測定値に離散化した後に測定値が個所−ｐkに存在しないならば、これはたとえば内挿により近似され得る。データＳ（ｐ，Θ）をコンピュータ１１が次いで従来の技術による平行像再構成、すなわちたとえば畳み込み‐逆投影‐再構成により爾後処理する。
【００４５】
本発明による方法により時間分解能は像平面のなかの考察される点に、また再構成の投影開始角度に関係する。このことは以下にファンおよび平行ジオメトリに対して別々に説明される。
【００４６】
時間的振舞いを記述するため、時間敏感性プロフィルのコンセプトが利用される。このプロフィルは測定フィールドのなかの個所ｒにおける時間的にδ関数的な事象（ディラック関数）へのシステムの反応である。それはデータ取得システム（検出器および後続の電子回路＝ＤＡＳ）のフィルタ曲線の考慮のもとに個々の測定値ｈ（ｔ）の時間的な構造の正規化され重み付けされた重畳から生ずる。重みＨ（α（ｔ），ｒ）はそのつどの再構成規則から生ずる。一般に
【数７】
0004416884.tif 000008
が得られる。
【００４７】
ファンジオメトリでの像再構成の際にはｃｏｓ重み付け、１／Ｒ2重み付けおよび重みｇ（α）が時間敏感性プロフィルの決定に入る。極座標ｒ＝（ｒ，φ）を有する画素を考察すると
【数８】
0004416884.tif 000009
が成り立つ。その際に
Ｒ2（α，ｒ）＝ＲF2＋ｒ2−２ｒＲFｃｏｓ（α−φ）    （１９）
である。焦点‐画素間隔およびΦ（α，ｒ）の二乗は画素のファン角度である、
【数９】
0004416884.tif 000010
【００４８】
式（１２）によりｔに関するαの導関数は時間的な定数であるｄα／ｄｔ＝２π／ｔrot。この定数は式（１８）から短縮により抜け落ちる。
【００４９】
２つの特定の画素に対するΦ（α，ｒ）の経過は図２中にそれぞれ実線の正弦状の線として示されている。種々の画素に対する相応の考察の結果は図４に示されている。種々の時間敏感性プロフィルが測定フィールドの当該画素の位置の関数として示され、その際に時間敏感性プロフィルに時間的にδ関数的な事象により惹起される測定値が無次元の量として時間を横軸にとって記入されており、その際に時間軸の中央は事象の生起に一致している。開始角度としてはα0＝π／２−βfan／２が選ばれた。またαtrans＝π／４である。最大高さの５分の１における時間敏感性プロフィルの幅（ＦＷ  ２０％）は０．３６ｔrotから０．７１ｔrotまでの測定フィールドにわたって変化する。特に本発明による方法により測定フィールドの部分に回転時間の半分よりも良い時間分解能が達成され得る。時間分解能の空間的な分布は開始角度に結び付けられている。すなわち目的にかなった開始角度の選択により測定フィールドの特定の範囲に特に良い時間分解能を設定することができる。図３にはそのほかに時間敏感性プロフィルの半値幅（ＦＷＦＭ）も記入されている。
【００５０】
本発明による方法によりファン再構成の際に像中央の時間分解能はそうしてほぼ回転時間の半分に減ぜられ得る。像のなかの他の場所では時間分解能はより短い、またはより長い時間分解能であり得る。
【００５１】
平行ジオメトリでのファンデータの像再構成の際には重みｇ（Θ）のみが時間敏感性プロフィルの決定に入る。再び極座標ｒ＝（ｒ，φ）を有する画素を考察すると、
【数１０】
0004416884.tif 000011
が成り立つ。
【００５２】
Θ＝α＋β−π／２であるから式（１２）および（２０）により
【数１１】
0004416884.tif 000012
が得られる。
【００５３】
これから、いまファンジオメトリから平行ジオメトリへの変換計算のゆえにもはや時間的に一定ではない導関数ｄΘ／ｄｔが計算される。それは積分の際に式（２１）に考慮に入れられなければならず、また平行再構成の際に時間敏感性プロフィルの画素との関係に対して責任を負っている。
【００５４】
図３には再構成のために使用されるデータ範囲で左側にファンジオメトリに対するシヌグラムが、また右側の平行ジオメトリに対するシヌグラムが示されている。図５には２つの画素、すなわちｒ＝２５ｃｍ、φ＝π（左側）およびｒ＝２５ｃｍ、φ＝π／２（右側）に対するファンジオメトリに対するシヌグラムが示されている。再構成開始角度は両方の場合にα0＝π／２である。さらにＲF＝５７ｃｍである。ハッチングを施されているのは、本発明による平行再構成のために使用されるデータ範囲である（図３も参照）。ファン角度αは、測定値が取得された時点を決定する。なぜならば、式（１２）が成り立つからである。α軸に対して平行に時間軸も延びている。
【００５５】
図５から、画素ｒ＝２５ｃｍ、φ＝πを再構成するために、画素ｒ＝２５ｃｍ、φ＝π／２を再構成するための時間窓よりも短い時間窓が寄与することは明らかである。なぜならば、Δｔ1＜Δｔ2であるからである。それに応じてファンデータの平行再構成の際にも、画素とＸ線放射源の焦点の開始位置との間の関係に関係する時間敏感性プロフィルが図６に示されているように生ずる。示されているのは測定フィールドの当該画素の位置の関数としての種々の時間敏感性プロフィルである。開始角度として再びα０ ＝π／２−βfan／２が選ばれた。またαtrans＝π／６である。最大高さの５分の１における時間敏感性プロフィルの幅は０．３７５ｔrotから０．６７５ｔrotまでの測定フィールドにわたって変化する。ここでも本発明による方法により測定フィールドの部分に回転時間の半分よりも良い時間分解能が達成され得る。
【００５６】
本発明による方法によりファン再構成の際に像中央の時間分解能はそうしてほぼ回転時間の半分に減ぜられ得ることが明らかになる。像の他の場所では時間分解能はより短い、またはより長い時間分解能であり得る。
【００５７】
検査対象物のＥＫＧ信号の検出の結果として、再構成開始角度を、ＥＫＧ信号のＱＲＳ複合を考慮に入れて、検査対象物の心臓または心臓付近の身体範囲の像を再構成するために利用される測定値が心臓サイクルの所望の位相の間、好ましくは休止位相の間に取得されたように選ぶことが図１によるＣＴ装置の相応の作動形式で可能である。その際に多くの像が一回または多数回回転の際に得られた測定値から、ＥＫＧを手がかりにして選ばれた時間中心点に対して再構成され得る。
【００５８】
検査のためにただ１つの部分回転が行われるならば、図１によるＣＴ装置の他の作動形式で、さらに、部分回転の開始をＥＫＧ信号により、部分回転の測定値が生物の心臓サイクルの所望の位相の間に得られるようにトリガーする可能性が存在する。
【００５９】
さらに図１によるＣＴ装置は相応の作動形式で、像を再構成するためにそれ自体として必要な測定値よりも多くの測定値が得られ（オーバースキャン‐データセット）、また次いで再構成開始角度の適当な先覚選択によりこれらの測定値から、特定の画素または図１に参照符号ＲＯＩを付されている診断上重要な特定の範囲に対して所望の時間分解能、好ましくはこの画素または範囲に対して最大可能な時間分解能、を有する像が再構成されるように作動させられ得る。その際にさらに、一回または多数回回転の際に得られた測定値から種々の時間中心に対する多くの像を再構成する可能性も存在する。
【００６０】
本発明による方法は以上に第３世代のコンピュータトモグラフの例について説明された。しかしそれは第４世代のコンピュータトモグラフにも応用され得る。
【００６１】
さらに本発明による方法は実施例の場合のように医学分野に応用され得るだけでなく、非医学分野での応用も本発明の範囲内で行われ得る。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明による像再構成方法が適用されているＣＴ装置（コンピュータトモグラフ）を部分的にブロック回路図で示す概略図。
【図２】ファンジオメトリでの像再構成の場合に本発明による方法における場所に関係する時間分解能を説明するための２つの相い異なる点に対するシヌグラム線図。
【図３】ファン再構成の際の画素と再構成開始角度との間の関係と時間敏感性プロフィルとの関係を示す図。
【図４】本発明による方法に基づく部分回転再構成の際のファン‐および平行ジオメトリに対するシヌグラムの比較図。
【図５】平行ジオメトリでの像再構成の場合に本発明による方法における場所に関係する時間分解能を説明するための２つの相い異なる点に対するシヌグラム線図。
【図６】平行再構成の際の画素と再構成開始角度との間の関係と時間敏感性プロフィルとの関係を示す図。
【符号の説明】
１    Ｘ線放射源
２    Ｘ線束
３    検出器
４    焦点
５    検査対象物
６    寝台
７    測定開口
８    ガントリ
９    Ｘ線発生装置
１０  測定フィールド
１１  コンピュータ
１２  ディスプレイ装置
１３  駆動装置
１５  焦点軌道
１６  診断上重要な範囲
１７  ＥＫＧ装置
１８  電極
ＲＯＩ  診断上重要な範囲
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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