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JP2003093378A - コンピュータトモグラフィのための方法およびコンピュータトモグラフィ装置 - Google Patents

コンピュータトモグラフィのための方法およびコンピュータトモグラフィ装置

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Publication number
JP2003093378A
JP2003093378A JP2002194428A JP2002194428A JP2003093378A JP 2003093378 A JP2003093378 A JP 2003093378A JP 2002194428 A JP2002194428 A JP 2002194428A JP 2002194428 A JP2002194428 A JP 2002194428A JP 2003093378 A JP2003093378 A JP 2003093378A
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JP
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image
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computer
images
sub
Prior art date
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Abandoned
Application number
JP2002194428A
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English (en)
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Herbert Bruder
ブルーダー ヘルベルト
Thomas Flohr
フロール トーマス
Robert Mayer
マイヤー ローベルト
Bernd Ohnesorge
オーネゾルゲ ベルント
Stefan Schaller
シャラー シュテファン
Karl Stierstorfer
シュティールシュトルファー カール
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Siemens Corp
Original Assignee
Siemens Corp
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Publication date
Application filed by Siemens Corp filed Critical Siemens Corp
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Abstract

(57)【要約】 【課題】 システム軸線の方向に大きい広がりを有する
検出器アレイに対しても適し、高い質の画像を得ること
のできるコンピュータトモグラフィーのための方法を提
供する。 【解決手段】 焦点Ｆから発する放射束と放射束を検出
するためのマトリックス状の検出器アレイ５とにより対
象物を走査するため、焦点が対象物に対して相対的にシ
ステム軸線の周りのらせん軌道Ｓ上を運動させ、らせん
軌道上の焦点の運動の間に供給された出力データをサブ
セグメントに関する出力データに分割し、サブセグメン
トの長さをそれぞれＣＴ画像の再構成のために必要な長
さよりも短くする。

Description

【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
グラフィのための方法であって、焦点から発する円錐状
の放射束と放射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対象物を走査するため、焦点が対象
物に対してシステム軸線の周りのらせん軌道上を動かさ
れ、その際検出器アレイが受けた放射に相応する出力デ
ータを供給し、それぞれらせんセグメント上の焦点の運
動の間に供給された出力データから周期的な運動を行う
対象物範囲の画像が、走査の間に取得された周期的な運
動の時間的な経過を再現する信号を考慮に入れて、再構
成されるステップを含むコンピュータトモグラフィのた
めの方法に関する。さらに本発明は、コンピュータトモ
グラフィ（ＣＴ）装置であって、放射源を有し、その焦
点から円錐状の放射束が発し、放射束を検出するための
マトリックス状の検出器アレイを有し、その際検出器ア
レイが受信された放射に相応する出力データを供給し、
放射源および検出器アレイと対象物との間の相対的な運
動を発生するための手段を含んでおり、また出力データ
が供給される画像計算機を有し、その際に相対的な運動
を発生するための手段が放射束および二次元の検出器ア
レイにより対象物を走査するためシステム軸線に対する
焦点の相対的な運動を、焦点がシステム軸線に対して相
対的にシステム軸線と一致する中心軸線を有するらせん
軌道上を運動するように生じさせ、その際に画像計算機
がそれぞれらせんセグメント上の焦点の運動の間に供給
された出力データから周期的な運動を行う対象物範囲の
画像を、走査の間に適当な装置により取得された周期的
な運動の時間的な経過を再現する信号を考慮に入れて、
再構成するコンピュータトモグラフィ（ＣＴ）装置に関
する。
【０００２】
【従来の技術】このような方法はドイツ特許出願公開第
198 42 238 A1号明細書から公知である。この方法の欠
点は、システム軸線の方向に比較的わずかな広がりを有
する検出器アレイにしか適していないことである。
【０００３】特に複数の行の検出器要素を有する検出器
アレイと関連して、円錐状のＸ線束を使用した種々のＣ
Ｔ方法が知られている。それらの方法においてはＸ線束
の円錐状の形態の結果として生ずる円錐角度がさまざま
な仕方で考慮に入れられる。
【０００４】最も簡単な場合には（例えばK.Taguchi、
H.Aradate著「Algorithm for imagereconstruction in
multi-slice helical CT(マルチスライス‐ヘリカルＣ
Ｔにおける画像再構成のためのアルゴリズム)」、Med．
Phys．25、第550〜561頁、1998；H.Hu著「Multi-slice
helical CT；Scan and reconstruction(マルチスライス
‐ヘリカルCT：走査および再構成)」、Med．Phys．26、
第5〜18頁、1999参照）、行の数が多い際従ってまた円
錐角度が大きい際にアーチファクトが生ずるという欠点
を有する円錐角度が無視される。
【０００５】さらに、いわゆるＭＦＲアルゴリズム（S.
Schaller、T.Flohr、P.Steffen著「New,efficient Four
ier-reconstruction method for approximate image re
construction in spiral cone-beam CT at small cone-
angles(小さい円錐角度でのらせん円錐ビームＣＴにお
ける近似的な画像再構成のための新しい効率的なフーリ
エ再構成方法)」、SPIE Medical Imaging Conf.,Proc．
第3032号、第213〜224頁、1997）が知られている。この
アルゴリズムには、複雑なフーリエ再構成が必要であ
り、また所望の画質が得られないという欠点がある。
【０００６】さらに、正確なアルゴリズム（たとえばS.
Schaller、F.Noo、F.Sauer、K.C.Tam、G.Lauritsch、T.
Flohr著「Exact Radon rebinning algorithm for thelo
ng object problem in helical cone-beam CT(ヘリカル
コーン‐ビームCTにおける長対象物問題のための正確な
ラドン リバイニング アルゴリズム)」、Proc．of the
1999 Int．Meeting on Fully 3D Image reconstructio
n、第11〜14頁、1999またはH.Kudo、F.NooおよびM.Defr
ise著「Cone-beam filtered backprojection algorithm
for truncated helical data(切り詰められたヘリカル
データのためのコーン‐ビーム‐フィルタ付逆投影アル
ゴリズム)」、Phys．Med．Biol．、43、第2885〜2909
頁、1998）が説明されているが、これらのアルゴリズム
には極めて複雑な再構成という欠点で共通している。
【０００７】冒頭に記載されている種類の方法またはＣ
Ｔ装置は米国特許第 5 802 134号明細書から公知であ
る。それによれば、システム軸線ｚに対してｘ軸の周り
に傾斜角度γだけ傾けられている画像平面に対する画像
が再構成される。これにより、可能なかぎり適当な誤り
規範、たとえば画像平面からのらせんセグメントのすべ
ての点のｚ方向に測られた間隔の最小二乗平均値、に従
って、らせん軌道への画像平面の最適な適合が与えられ
ているように、傾斜角度γが選ばれているならば、アー
チファクトの少ない画像が得られるという少なくとも理
論的な利点が達成される。
【０００８】その際に米国特許第 5 802 134号明細書の
場合には扇状データ、すなわちそれ自体公知の扇状幾何
学的配列で取得されたデータ、が再構成のために使用さ
れる。そのデータは１８０°＋ファン角度、たとえば２
４０°の長さのらせんセグメントにわたる焦点の運動の
際に取得されたものである。最適な傾斜角度γはらせん
のピッチ、従ってピッチｐに関係する。
【０００９】基本的には米国特許第 5 802 134号明細書
から公知の方法はピッチｐの任意の値に対して使用する
ことができる。しかし最大ピッチｐmax の下側では、利
用に供される検出器面、従って画像取得のために患者に
与えられる放射線量を最適に利用すること（検出器利用
度及び従って線量利用度）が不可能である。なぜなら
ば、たとい所与の横断層、すなわちシステム軸線ｚと直
交する対象物の層、が１８０°＋円錐角度よりも長いら
せんセグメントにわたって走査されるとしても、より長
いらせんセグメントの利用は画像平面を十分に良くらせ
ん軌道に適合させることを不可能にするであろうから、
米国特許第 5 802 134号明細書から公知の方法では最大
ピッチｐmax の下側のピッチｐの値に対しては１８０°
＋ファン角度の長さのらせんセグメントしか利用され得
ないからである。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、冒頭
に記載されている種類の方法およびＣＴ装置を、システ
ム軸線の方向に大きい広がりを有する検出器アレイに対
しても適しているように、すなわち高い質の画像の取得
を可能にするように、構成することである。
【００１１】
【課題を解決するための手段】方法に関する上述の課題
を解決するため、本発明によれば、 ａ）焦点から発する円錐状の放射束と放射束を検出する
ためのマトリックス状の検出器アレイとにより対象物を
走査するため、焦点が対象物に対してシステム軸線の周
りのらせん軌道上を動かされ、その際検出器アレイが受
けた放射に相応する出力データを供給し、 ｂ）それぞれらせん軌道上を焦点が動く間に供給された
出力データがサブセグメントに関する出力データに分割
され、その際サブセグメントの長さがそれぞれＣＴ画像
の再構成のために必要な長さよりも短く、 ｃ）サブセグメントに対してシステム軸線に関して傾け
られている画像平面を有するセグメント画像が再構成さ
れ、 ｄ）周期的な運動を行う対象物範囲を撮像するため、走
査の間に周期的な運動の時間的な経過を再現する信号が
取得され、 ｅ）セグメント画像にシステム軸線上のｚ位置と周期的
な運動の時間的な経過に関する時間位置とが対応付けら
れ、 ｆ）ｚ位置の所望の範囲および時間位置の所望の範囲に
属するセグメント画像が、相応するサブセグメントがＣ
Ｔ画像の再構成のために十分な全長を有するように選び
出され、 ｇ）選び出されたセグメント画像が少なくとも間接的に
目的画像平面に関する合成ＣＴ画像として統合されるス
テップを含む。
【００１２】本発明においては、円錐角度を考慮に入れ
るために、最初にサブセグメントが形成され、これらの
サブセグメントに関して、サブセグメントの長さがそれ
ぞれＣＴ画像の再構成のために必要な長さよりも短いの
で、サブセグメントに沿ってのらせん軌道からの画像平
面の偏差が非常に小さいセグメント画像が再構成され
る。すなわちセグメント画像はサブセグメントに沿って
のらせん軌道からの非常にわずかな偏差しか含んでおら
ず、従って合成ＣＴ画像の生成の際に期待すべき画質が
大きい行数の際にも高い。
【００１３】セグメント画像にシステム軸線上のｚ位置
と周期的な運動の時間的経過に関する時間位置とが対応
付けられるので、本発明においては、所望の目的画像平
面に関して合成ＣＴ画像として統合するために、ｚ位置
に関しても時間位置に関しても所望の範囲内にあるセグ
メント画像のみを選び出すことが容易に可能である。そ
の際に、選び出されたセグメント画像に属するサブセグ
メントがＣＴ画像を再構成するために十分な全長（例え
ば１８０°＋ファン角度）を有することを確かめること
ができる。
【００１４】ドイツ特許出願公開第 198 42 238 A1号明
細書から公知の方法が最大約１０ないし１２行までの検
出器要素を有する複数行の検出器に対して適している
（システム軸線の方向に測られた検出器要素の行の幅１
ｍｍを根拠として）のに対し、本発明による方法は（検
出器要素の行の等しい幅を根拠として）非常に大きい行
数、たとえば６４行、の際にも高い質の画像を与える。
【００１５】本発明に変形例によれば、選び出されたセ
グメント画像が周期的な運動の単一の位相に由来するサ
ブセグメントに属し、その際にサブセグメントの全長は
ＣＴ画像の再構成のために十分である。
【００１６】代替的に、選び出されたセグメント画像が
周期的な運動の複数の位相に由来するサブセグメントに
属していてよく、その際にサブセグメントの全長はＣＴ
画像の再構成のために十分である。このやり方は、等し
い運動位相のサブセグメントが周期的な運動（たとえば
心拍）の相続く位相のなかで構成のために利用されるこ
とによって、時間分解能が高いという利点を与える。こ
れらのサブセグメントはその場合により狭い時間窓に相
当する。
【００１７】基本的には、選び出されたセグメント画像
を直接的に合成ＣＴ画像として統合することが可能であ
り、このことは、目的画像平面が選び出されたセグメン
ト画像のｚ位置に一致するときに特に簡単である。選び
出されたセグメント画像のｚ位置が目的画像平面と異な
っているならば、セグメント画像が、本発明の変形例に
よれば、合成ＣＴ画像としての統合の前に目的画像平面
上に再フォーマッティングされる。これはたとえば内挿
により行われ得る。
【００１８】本発明の変形例によれば、それぞれサブセ
グメントに属する選び出されたセグメント画像が合成Ｃ
Ｔ画像として統合される前に目的画像平面に関する部分
画像として統合され、また合成ＣＴ画像が部分画像の統
合により発生されることによって、選び出されたセグメ
ント画像が間接的に合成ＣＴ画像として統合され、その
際に合成ＣＴ画像は部分画像の統合により発生される。
【００１９】ボリウムを撮像する目的で、本発明の一構
成によれば、システム軸線の方向に相続く対象物の層の
ＣＴ画像が作られ、その際に相続く対象物の層はボリウ
ムを間隙なしに表示するために互いに境を接している。
【００２０】最大ピッチｐmax の下側のピッチｐの値に
対しても、本発明においては、最適な検出器利用従って
また線量利用のための前提条件が与えられている。ボリ
ウムの無間隙の表示のためのデータを自由に使用するた
め、最大ピッチpmaxが容易には利用され得ない。それど
ころからせん軌道のピッチは、例えばドイツ特許出願公
開第 198 42 238 A1号明細書から公知の仕方で、周期的
な運動の各々のサイクルのなかで再構成される部分ボリ
ウムが無間隙に互いに適合するように、制限されなけれ
ばならない。
【００２１】送りを過度に制限しないように、本発明の
変形例によれば、セグメント画像の画像平面は平らでは
なく、サブセグメントに属するセグメント画像により捕
捉される容積を大きくする意味で湾曲されている。
【００２２】送りが過度に大きく選ばれた場合には、検
査の繰り返しが、そのつど望まれるｚ位置および時間位
置に相応して選び出された、運動の先行または後続の周
期から、欠けているセグメント画像が内挿により計算さ
れることによって、避けることができる。
【００２３】セグメント画像の画像平面の最大の傾斜
は、測定領域の内側のサブセグメントの両端に各セグメ
ント画像の画像平面に対する放射が存在していなければ
ならないという条件から決定される。
【００２４】サブセグメントの長さがそれぞれＣＴ画像
の再構成のために必要な長さよりも短いという状況の結
果として、単独では使用不可能なセグメント画像はそれ
自体は公知の仕方で計算により求められる、すなわち各
サブセグメント画像に対して平行または扇状幾何学的配
列で存在している投影から各セグメント画像の画像平面
に対して最も望ましい放射が適切な誤り規範に従って選
び出され、フィルタされ、かつ逆投影され、または他の
標準的な方法により再構成される。
【００２５】使用可能な画像は合成ＣＴ画像としての選
び出されたセグメント画像の間接的または直接的な統合
の際に、すなわち目的画像平面上に再フォーマッティン
グされた際に、初めて生ずる。部分画像もそれ自体では
使用可能でない。
【００２６】達成可能な画質は、セグメント画像が、シ
ステム軸線と直交する第１の軸線の周りに傾斜角度χだ
け、また第１の軸線ともシステム軸線とも直交する第２
の軸線の周りにシステム軸線に関して傾斜角度δだけ傾
けられている画像平面に対して再構成されるときに、特
に高い。なぜならば、そのときには各サブセグメントの
らせん軌道へのセグメント画像の画像平面の適合がさら
に一層良いからである。
【００２７】本発明の構成により、互いに隣接するサブ
セグメントが互いに重なっているならば、重なり範囲に
属する出力データがそれぞれ、互いに重なっているサブ
セグメントの互いに相応する出力データの重みがそれぞ
れ１を生ずるように重み付けをされる。
【００２８】互いに重なっているサブセグメントの利点
は、さもなければサブセグメントの突き合わせ個所に生
じ得るアーチファクトが避けられることにある。
【００２９】１構成によれば、各サブセグメントに対し
て数ｎima の傾けられている画像平面に対するセグメン
ト画像が再構成され、その際に画像平面が相異なるｚ位
置ｚ ima を有する。相異なるｚ位置に対する相異なって
傾けられている画像平面を有する複数のセグメント画像
の再構成により、傾斜角度γおよび傾斜角度δを相応に
選ぶことによりこれらのｚ位置の各々に対する各セグメ
ント画像の画像平面をサブセグメントに最適に適合させ
ること、また検出器アレイも線量も理論的には完全に、
また実際上はほとんど完全に利用することが可能であ
る。その際に本発明の好ましい構成によれば、複数の傾
けられている画像平面がサブセグメントに正接して延び
ている直線のなかで交わる。
【００３０】できるだけ完全な検出器‐および線量利用
率を得るため、本発明の変形例によれば、サブセグメン
トに属する傾けられた画像平面の傾斜角度δの極値＋δ
maxおよび−δmax に対して
【数１３】 （ここでγ0 は
【数１４】 により傾斜角度δ＝０に対して求められた傾斜角度γの
値である。）が成り立つ。
【００３１】高い画質を得るため、本発明の別の変形例
によれば、傾斜角度δの最大値の所与の絶対値｜δmax
｜に対して傾斜角度γの所属の最適値γmin が、誤り規
範、たとえば画像平面からのサブセグメントのすべての
点のｚ方向に測られた間隔の最小二乗平均値、が満足さ
れているように、決定される。
【００３２】焦点がシステム軸線の周りを回転する回転
軸線が、システム軸線と同一ではなく、それといわゆる
ガントリ角度ρのもとに交わるときには、選ぶべき傾斜
角度γ´に対して
【数１５】 が成り立つ。
【００３３】ここでも傾斜角度の最大値の与えられた絶
対値｜δmax ｜に対して付属する傾斜角度γ´の最適値
を、誤り規範、たとえば画像平面からのサブセグメント
のすべての点のｚ方向に測られた間隔の最小の平均値、
が満足されているように、決定することができる。
【００３４】できるだけ完全な検出器‐および線量利用
率を得るため、さらに本発明の変形例によれば、各サブ
セグメントに対して傾けられた画像平面を有するセグメ
ント画像が作られる傾けられた画像平面の数ｎima に対
して
【数１６】 が成り立つ。
【００３５】同じくできるだけ完全な検出器‐および線
量利用率を得るため、等しい幅の検出器行の前提条件の
もとに、本発明の変形例によれば、傾けられている画像
平面の傾斜角度δが
【数１７】 により決定される。
【００３６】ＣＴ装置の利用者に慣れた横断層画像を得
るための前提条件を作るため、本発明の変形例によれ
ば、再フォーマッティングが行われる。即ち複数のセグ
メント画像が統合されることによって、部分画像が別の
方法ステップで作られる。その際に統合は、本発明の構
成では、複数のセグメント画像の統合が内挿により、ま
たは特に重み付けをされた平均値形成により部分画像と
して統合されることによって行われる。
【００３７】部分画像及び従ってまた合成ＣＴ画像の再
構成層厚みは、本発明の特に好ましい構成によれば、セ
グメント画像が部分画像としての統合の際に部分画像の
所望の再構成層厚みに相応して重み付けされることによ
って、設定される。
【００３８】部分画像としての複数のセグメント画像の
統合の際に、本発明の好ましい変形例によれば、部分画
像を作るために統合されるセグメント画像の数を部分画
像のそれぞれ所望の再構成層厚みに相応して選ぶことが
できる。その際にできるだけ高い画質を得るため、最小
可能な層厚みを有するセグメント画像を再構成すること
ができる。
【００３９】部分画像の所望の再構成層厚みは、本発明
の別の好ましい変形例によれば、部分画像を作るために
統合されるセグメント画像の数が
【数１８】 により選ばれることによって、設定され得る。
【００４０】合成ＣＴ画像としての部分画像の統合は好
ましくは加算により、詳細には同じく好ましくはシステ
ム軸線と直交する目的画像平面に対して行われる。しか
し目的画像平面はシステム軸線に関して傾けられていて
もよい。
【００４１】セグメント画像を作る際に生ずるデータ量
を限度内に保つため、本発明の変形例によれば、セグメ
ント画像に相応するデータが圧縮される。
【００４２】本発明の特に好ましい構成によれば、セグ
メント画像に相応する圧縮されたデータが、少なくとも
本質的に各サブセグメントに属する参照投影方向に延び
ている第１の方向の分解能が少なくとも本質的に参照投
影方向に対して直角に延びている第２の方向の分解能よ
りも大きいように不均等な画素マトリックスを有する。
このような進め方が可能なのは、各サブセグメントに属
する参照投影方向に直交するセグメント画像のなかの情
報密度が各サブセグメントに属する参照投影方向のそれ
よりも本質的に大きいからである。
【００４３】不均等な画素マトリックスの実現は、本発
明の変形例により、セグメント画像に相応する圧縮され
たデータが細長い形状、好ましくは長方形、の画素を有
し、その際に画素の最も長い広がりが少なくともほぼ各
サブセグメントに属する参照投影方向の方向に延びてい
るならば、特に簡単である。
【００４４】本発明の別の好ましい構成により、セグメ
ント画像が不均等な画素マトリックス内で再構成される
ことは、時間節減のために特に有利である。なぜなら
ば、その場合には、各サブセグメントに属する参照投影
方向に等しい分解能を有する均等な画素マトリックスの
場合よりも明らかに少数の画素が再構成されればよいか
らである。逆投影は、逆投影方向が少なくとも本質的に
各サブセグメントに属する参照投影方向の方向に相当す
るならば、特に簡単に行われる。
【００４５】合成ＣＴ画像は通常均等な画素マトリック
スを有するので、圧縮は、それが不均等な画素マトリッ
クスの使用に基づいている場合には、遅くとも合成ＣＴ
画像としての部分画像の統合の過程で取り消されなけれ
ばならない。本発明の変形例では、均等な画素マトリッ
クスを有する部分画像としての、サブセグメントに属す
るセグメント画像の統合の過程で、圧縮が取り消され
る。このことは、合成ＣＴ画像として部分画像を統合す
る過程で初めて圧縮を取り消す場合にくらべて、高めら
れた画像質が得られるという利点を与え、それにくらべ
て圧縮されない部分画像の使用の結果として若干大きく
されたデータは無視可能である。
【００４６】本発明の変形例によれば、部分画像として
サブセグメントに属するセグメント画像の統合の際に、
均等な画素マトリックスの画素がセグメント画像の不均
等な画素マトリックスの画像から内挿により、またはセ
グメント画像の不均等な画素マトリックスの画像から平
均値形成により取得される。
【００４７】ＣＴ装置に関する本発明の課題を解決する
ため、本発明によるＣＴ装置によれば、焦点から円錐状
の放射束が発する放射源と、放射束を検出するためのマ
トリックス状の検出器アレイとを含んでおり、検出器ア
レイは受けた放射に相応する出力データを供給し、放射
源および検出器アレイと対象物との間の相対的な運動を
発生するための手段を含んでおり、また出力データが供
給される計算機を含んでおり、その際に相対的な運動を
発生するための手段が放射束および二次元の検出器アレ
イにより対象物を走査するためシステム軸線に対する焦
点の相対的な運動を、焦点がシステム軸線に対して相対
的にシステム軸線の周りのらせん軌道上を運動するよう
に、生じさせ、またらせんセグメント上の焦点の運動の
間にそれぞれ供給された出力データが計算機に供給さ
れ、撮像すべき対象物範囲の周期的な運動の時間的経過
を再現する信号を得るための手段を含んでおり、 ａ）計算機がらせん軌道上の焦点の運動の間にそれぞれ
供給される出力データをサブセグメントに関する出力デ
ータに分割し、その際サブセグメントの長さがそれぞれ
ＣＴ画像の再構成のために必要な長さよりも短く、 ｂ）計算機がサブセグメントに対してシステム軸線に関
して傾けられている画像平面を有するセグメント画像を
再構成し、 ｃ）計算機がセグメント画像にシステム軸線上のｚ位置
および周期的な運動の時間的経過に関する時間位置を対
応付け、 ｄ）計算機がｚ位置の所望の範囲および時間位置の所望
の範囲に属するセグメント画像を、相応のサブセグメン
トがＣＴ画像の再構成のために十分な全長を有するよう
に選び出し、 ｅ）計算機が選び出されたセグメント画像を少なくとも
間接的に目的画像平面に関する合成ＣＴ画像として統合
する。 このような装置の機能および利点に関しては、本発明に
よる方法の前述の説明を参照されたい。
【００４８】
【発明の実施の形態】次に図面に示されている実施例に
より本発明を一層詳細に説明する。
【００４９】図１および図２には本発明による方法を実
施するために適した第３世代のＣＴ装置が示されてい
る。その全体として符号１を付されている測定装置は、
全体として符号２を付されているＸ線源と、Ｘ線源２の
前にＸ線源近くに配置されている放射絞り３（図２）
と、検出器要素（そのうちの１つが図１に符号４で示さ
れている）の複数の行および列の面状のアレイとして構
成されている検出器システム５と、検出器システム５の
前に検出器近くに配置されている放射絞り６（図２）と
を有する。図１には、図面を見やすくするため、検出器
要素４の８つの行しか示されていないが、検出器システ
ム５は、図２中に点々により示されているように検出器
要素４のそれ以上の行を有する。
【００５０】放射絞り３を有するＸ線源２と放射絞り６
を有する検出器システム５とは、図２から明らかな仕方
で、ＣＴ装置の作動中にＸ線源２から発し設定可能な放
射絞り３により絞られたピラミッド状のＸ線放射束（そ
の縁放射が符号８で示されている）が検出器システム５
に当たるように互いに向かい合って回転枠７に取付けら
れている。その際に放射絞り６は、放射絞り３により設
定されたＸ線放射束の断面に相応して、Ｘ線放射束が直
接に当たり得る検出器システム５の範囲のみが露出され
るように設定されている。これらは、図１および図２に
示されている作動モードでは、検出器要素４の８つの行
であり、以下では能動的な行と呼ばれる。その他の点々
により示されている行は放射絞り６により覆われてお
り、従って能動的でない。検出器要素４の各々の行は数
Ｋの検出器要素を有し、その際にｋ＝１ないしＫはいわ
ゆるチャネルインデックスである。検出器要素４の能動
的な行ＬN は図２中に符号Ｌ1 ないしＬN を付されてお
り、その際にｎ＝１ないしＮは行インデックスである。
【００５１】Ｘ線放射束は図２中に記入されている円錐
角度βを有し、これはシステム軸線Ｚおよび焦点Ｆを含
む平面内のＸ線放射束の開き角度である。システム軸線
Ｚに直交しかつ焦点Ｆを含む平面内のＸ線放射束の開き
角度であるＸ線放射束のファン角度φが図１および２中
に記入されている。
【００５２】回転枠７は駆動装置２２により符号Ｚを付
されているシステム軸線の周りを回転することができ
る。システム軸線Ｚは図１中に示されている立体直角座
標系のｚ軸に対して平行に延びている。
【００５３】検出器システム５の列は同じくｚ軸の方向
に延びており、他方において、それらの幅ｂがｚ軸の方
向に測られ、たとえば１ｍｍである行はシステム軸線Ｚ
またはｚ軸に対して垂直に延びている。
【００５４】被検体、たとえば患者ＰをＸ線放射束の放
射路中に運び込み得るように寝台装置９が設けられ、こ
の寝台装置９はシステム軸線Ｚに対して平行に、すなわ
ちｚ軸の方向に、並進速度対回転速度の比が一定である
ように回転枠７の回転運動と寝台装置の並進運動とが同
期するように移動可能である。その際にこの比は、回転
枠の１回転あたりの寝台装置の送りｈに対する所望の値
が選ばれることによって設定可能である。
【００５５】こうして寝台装置９の上に位置している被
検体のボリウムがボリウム走査の過程で検査され得る。
その際にボリウム走査はらせん走査の形態で、測定ユニ
ット１の回転運動およびそれと同時の寝台装置９の並進
運動のもとに測定ユニット１により測定ユニット１の１
回転あたり種々の投影方向から多数の投影が撮像される
ようにして行われ得る。らせん走査の際にＸ線源の焦点
Ｆは寝台装置９に対して相対的に、図１中に符号Ｓを付
されているらせん軌道上を運動する。
【００５６】らせん走査の間に検出器システム５の各能
動的な行の検出器要素から並列的に読出された個々の投
影に相応する測定データは、データ前処理ユニット１０
のなかでディジタル‐アナログ変換を受け、直列化さ
れ、画像計算機１１に伝送される。
【００５７】画像計算機１１の前処理ユニット１２にお
いて測定データの前処理の後に、その結果として生ずる
データフローは再構成ユニット１３に到達し、この再構
成ユニット１３が測定データから被検体の所望の層のＣ
Ｔ画像を、それ自体は公知の方法（たとえば１８０ＬＩ
または３６０ＬＩ内挿）に従って、又は本発明に相応す
る作動形式の場合にはなお一層詳細に説明すべき方法に
従って再構成する。
【００５８】ＣＴ画像はマトリックス状に構成された画
素から構成されており、その際に画素は各画像平面に対
応付けられており、各画素にハンスフィールドユニト
（ＨＵ）でのＣＴ値が対応付けられており、また個々の
画素はＣＴ値／階調に相応してそれらの各ＣＴ値に相応
する階調で表される。
【００５９】断層像再構成ユニット１３により再構成さ
れた画像は画像計算機１１に接続されている表示ユニッ
ト１６、たとえばモニターの上に表される。
【００６０】Ｘ線源２、たとえばＸ線管、は発生器ユニ
ット１７から必要な電圧および電流、たとえば管電圧
Ｕ、を供給される。これらをそれぞれ必要な値に設定し
得るように、発生器ユニット１７に、必要な設定を行う
キーボード１９を有する制御ユニット１８が対応付けら
れている。
【００６１】ＣＴ装置のその他の操作および制御も制御
ユニット１８を用いて行われ、このことは制御ユニット
１８が画像計算機１１と接続されていることにより示さ
れている。
【００６２】なかんずく検出器要素４の能動的な行の数
Ｎ及び従ってまた放射絞り３および６の位置は設定する
ことができる。そのために制御ユニット１８は放射絞り
３および６に対応付けられている調節ユニット２０およ
び２１と接続されている。さらに、回転枠７が完全な回
転のために必要とする回転時間τを設定することができ
る。このことは、回転枠７に対応付けられている駆動ユ
ニット２２が制御ユニット１８と接続されていることに
より示されている。
【００６３】患者Ｐの周期的な運動をする対象物範囲、
すなわちその心臓、をも検査し得るように、ＥＫＧ装置
２３が設けられている。ＥＫＧ装置２３に接続されてい
る電極の１つが図２中に符号２４で示されている。ＥＫ
Ｇ装置２３から発せられる信号は計算機１８に供給され
ており、計算機１８がこの信号を患者Ｐの検査、即ちら
せん走査、の実行の間記憶する。
【００６４】本発明による方法に相応する作動形式が選
ばれている場合に対しては、相応するＣＴ画像の計算は
以下に一層詳細に説明される本発明による方法に従って
行われる。
【００６５】そのためにらせん走査が、少なくとも１つ
のＣＴ画像を再構成するために十分な長さにわたって実
行される。図３に示されている例では長さ６πのらせん
走査が実行される。その際に取得された測定データか
ら、互いに重なるサブセグメントの数に相応する測定デ
ータが取り出され、サブセグメントの長さはそれぞれＣ
Ｔ画像を再構成するために必要な長さよりも短い。その
際にサブセグメントの数および長さ、たとえばπ／４ま
たはπ／８は、これらが全体として少なくとも１つの、
その長さ、例えばπ＋φ、がＣＴ画像を再構成するため
に十分である、すなわちＣＴ画像を再構成するために必
要な長さに少なくとも等しいらせんセグメントを生ずる
ように選ばれる。サブセグメントの各々に対して相応す
る測定データから、それらの画素が中心平面に関して傾
けられた種々の画像平面に関係するセグメント画像の数
Ｎtiltが計算される。
【００６６】記載された実施例の場合にボリウム回転あ
たり８の互いに重なるサブセグメントが存在しているこ
と、すなわちＮ0 ＝８が成り立つこと、は図３から明ら
かである。図３に示されている３つのボリウム回転の最
初のもののサブセグメントは図３中に符号ＵＳ1 ないし
ＵＳ8で示されている。
【００６７】検出器要素４の例えば１６個の能動セルの
場合、図４に示されるようにサブセグメントを得、この
サブセグメントは、図４に同様に概略的に示されＥＣＧ
で示されたＥＫＧ信号に関して時間位置を有する。さら
に、サブセグメントＵＳ4に相応して例えばＵＳ4と記載
したデータパケットは、それがどのサブセグメントに属
するかに応じて、焦点Ｆで書かれたらせん軌道Ｓに相応
したｚ位置を有する。
【００６８】図４に波線ｚpで示される特定のｚ位置に
対し合成ＣＴ画像が計算されるべき場合には、通常ＥＫ
ＧのＲで示されるＲ波の範囲で得られるデータが灰色に
色づけされた時間窓内で消失する。何故ならば、シャー
プな画像の再構成を可能にするためには、Ｒ波の範囲で
は心臓の強すぎる運動が存在するからである。しかしま
た、十分短い回転時間τの前提で、Ｒ波の範囲で取出さ
れたデータも使用することができる。
【００６９】合成ＣＴ画像の所望にｚ位置を考慮して、
特に図４の第１及び第２のＲ波の間で得られたデータが
適している。何故ならば、これらのデータは一方ではら
せん部分に相応し、その長さが５個のサブセグメントに
相応し（Ｎαr）従って合成ＣＴ画像の再構成に十分な
図４でＩで示される範囲を含み、また他方では２つのＲ
波間にそれぞれ比較的僅かな心臓活動度即ち動きの位相
が存在するからである。
【００７０】第１の作動形式においては、上述の実施例
の場合、図５からサブセグメントＵＳ4の例に示される
ように、サブセグメント当たり５個のセグメント画像が
計算される。即ちＮtilt＝５が成立し、そのことはセグ
メント画像の画像面ＰＩ1〜ＰＩ5により具体的に示され
ている。
【００７１】すなわち全回転に対して全体でＮα*Ｎ
tilt＝５０のセグメント画像が計算される。範囲Ｉに対
して、Ｎαr*Ｎtilt＝２５のセグメント画像が計算さ
れ、その際に後でサブセグメントに属するセグメント画
像が部分画像に統合される。
【００７２】セグメント画像の画像平面ＰＩ1 ないしＰ
Ｉ5 は図５のようにすべて直線のなかで交わる。この直
線は、図に示す実施例の場合には、各サブセグメントの
中心Ｍにおける接線Ｔ、すなわちこのサブセグメントに
属する焦点軌道のセクションの、焦点軌道のこのセクシ
ョンの半弧長さに存在している点における接線Ｔであ
る。
【００７３】これらの画像平面ＰＩ1 ないしＰＩ5 の各
々に対して種々の検出器行Ｌ1 ないしＬ8 から与えられ
る測定データから、各セグメント画像の再構成のために
必要とされる線積分に相当する測定値が選び出され、そ
の際選び出しは、各セグメント画像の再構成のために利
用される放射が各セグメント画像の傾けられた画像平面
からの間隔に関する適切な誤り規範を満足するように、
行われる。説明される実施例の場合には、これは各傾け
られた画像平面ＰＩ1 ないしＰＩ5 からの各セグメント
画像の再構成のために利用されるすべての放射のｚ方向
に測られた間隔の最小二乗平均値である。
【００７４】セグメント画像の画像平面の最大の傾き
は、すべての必要とされる線積分に対して、それらの放
射が誤り規範に従って傾けられた画像平面に十分に近く
に位置している測定値が利用可能でなければならないと
いう要求により決定される。
【００７５】各画像平面ＰＩ1 ないしＰＩ5 に対して種
々の測定値から構成されたこれらの線積分から、各画像
平面ＰＩ1 ないしＰＩ5 に属するセグメント画像が、た
とえば畳み込みおよび逆投影の標準再構成法により計算
される。このセグメント画像の画素はそのつどの傾けら
れた画像平面ＰＩ1 ないしＰＩ5 に属する。すなわち説
明される実施例の場合には各サブセグメントに対して５
つのセグメント画像の積み重ねが計算される。
【００７６】こうしてサブセグメントあたり得られたＮ
tiltのセグメント画像は、続くリフォーメーション過程
で、所望の、画像平面ＰＩ1 ないしＰＩ5 とは異なる、
システム軸線Ｚと好ましくは図２中に示されているよう
に直交する目的画像平面ＩＰに関する部分画像に、なお
説明すべき選択可能なサブモードに関係して重み付け又
は内挿により統合される。各サブモードに無関係に統合
の過程で画像ノイズが減ぜられ、所望の再構成層厚さが
設定され、その際に設定は重み付けにより、及び（又
は）リフォーメーションに含まれるセグメント画像の、
好ましくはサブセグメントあたり再構成されるセグメン
ト画像の数に等しい数により行われる。
【００７７】こうして得られたＮα の部分画像は最後
のリフォーメーション過程で目的画像平面に関する結果
として生ずるＣＴ画像に加算により統合される。
【００７８】部分画像へのセグメント画像の統合は第１
のサブモードでは重み付けにより行われ、その際に、２
つの選択可能な重み付けモードの１つに従って行われる
重み付けによる統合の際には、それぞれ選ばれた重み付
けモードに無関係に、セグメント画像の画素がそれぞれ
ソース画素として、結果として生ずるＣＴ画像の相応の
目的画素に寄与し、目的画素へのソース画素の寄与が幾
何学的な基準量に関係して重み付けをされるように、進
められる。換言すると、目的画素に属するＣＴ値はそれ
ぞれ相応のソース画素のＣＴ値から幾何学的な基準量を
考慮に入れて求められる。
【００７９】第１の重み付けモードでは、幾何学的な基
準量として、相応する目的画素からの各ソース画素の間
隔が考慮される。
【００８０】第２の重み付けモードでは、アーチファク
トを避けるため、付加的に重み付けが各サブセグメント
の中心からのソース画素の間隔に関係して行われる。
【００８１】第２のサブモードでは部分画像へのセグメ
ント画像の統合は内挿により行われる。すなわち目的画
素、すなわち結果として生ずるＣＴ画像の画素、が内
挿、たとえば直線的内挿、により相応するソース画素か
ら、すなわちセグメント画像の相応する画素から、求め
られる。
【００８２】セグメント画像の再構成の基礎となってい
る条件が以下に参照投影角度αr ＝０に中心を合わされ
ているサブセグメントを例として説明される。ｎima セ
グメント画像の画像平面はｘ軸に対して傾斜角度γだけ
傾けられていると共にｙ軸に対して傾斜角度δだけ傾け
られているので、画像平面の正規ベクトルは
【数１９】 により与えられている。
【００８３】らせん軌道または考察されるサブセグメン
トの上の任意の点（ｘf、ｙf、ｚf）がｚ方向に、傾斜
角度γおよび傾斜角度δだけ傾けられている画像平面か
ら有する間隔ｄ（α、δ、γ）は
【数２０】 により与えられている。
【００８４】その場合、参照投影角度αr ＝０に対する
焦点Ｆの位置（−Ｒf、０、０）が画像平面のなかに位
置していることから出発する。
【００８５】傾けられている画像平面の傾斜角度γおよ
び傾斜角度δは、各サブセグメントのすべての点が誤り
規範、たとえば画像平面からのらせんセグメントのすべ
ての点のｚ方向に測られた間隔の二乗平均値がそれぞれ
最小であるという誤り規範、を満足するように選ばれな
ければならない。
【００８６】ｚ軸の周りに角度α−π／２だけ回転され
た座標系をｂ‐ｔとすると、ｂ‐ｔは投影角度αを有す
る投影に対するローカルな座標系である。
【数２１】
【００８７】システム軸線ｚを含む平面、いわゆる仮想
的な検出器平面、のなかの検出器アレイの投影に相当す
る仮想的な検出器アレイを思い描くと、検出器平面に対
してｔ＝０が成り立つ。
【００８８】画像平面上の各点（ｘ、ｙ、ｚ）は
【数２２】 により特徴付けられている。
【００８９】ｔ＝０を有する式（３）を式（４）に入れ
ると、画像平面との仮想的な検出器平面の交線が得られ
る。
【数２３】
【００９０】仮想的な検出器平面上のｚ座標は
【数２４】 により与えられている。
【００９１】傾斜角度γは先ず米国特許第 5、802、134
号明細書の場合と等しい仕方で、すなわち傾斜角度δ＝
０に対して、最適化される。結果として
【数２５】 が得られる。ここでα´はサブセグメントが画像平面を
貫く角度である。
【００９２】α´を有する式（７）により得られた傾斜
角度γ0 に対して傾斜角度δが最適化される。その際傾
斜角度δに対する最適化規範は、放射により捕捉される
被検体の範囲をｚ方向において後方または前方に境する
直線−ＲＦＯＶ≦ｂ≦ＲＦＯＶに対して式（６）による
ｚ座標が能動的な検出器面の内側、すなわち放射絞り６
により露出され放射を当てられる検出器アレイ５の範囲
の内側、に位置していなければならないだけでなく、検
出器面を可能なかぎり良く利用しなければならないこと
である。
【００９３】最大可能な傾斜角度±δmax に対して式
（６）によるｚ座標により与えられるｂ＝±ＲＦＯＶに
対する直線は検出器面のｚ方向に前方および後方の端に
達する。このことがサブセグメントの始端および終端に
おける投影に対する各サブセグメントに対して、すなわ
ち最も外側の投影角度±αl に対して、生ずるならば、
【数２６】 が成り立つ。ここでＭは検出器行の数、Ｓは検出器行の
ｚ方向に測られた幅である。
【００９４】α＝αl およびγ＝γ0 に対する式（５）
が式（７）に入れられ、δmax に関して解かれることに
よって、
【数２７】 が得られる。
【００９５】相応するδmax に対して新しいγmin が再
反復により、詳細には式（２）による画像平面からのサ
ブセグメントのすべての点のｚ方向に測られた間隔ｄ
（α、δmax、γ）の二乗平均値の最小化により、求め
られる。
【００９６】傾斜角度の利用可能な範囲〔−δmax、δ
max 〕は、再構成すべきセグメント画像の数ｎima に相
応して、好ましくは説明された実施例の場合のように均
等に分割される。すなわち、均等な分割の場合には各画
像平面０≦ｉ≦ｎima −１が傾斜角度γmin （好ましく
は説明された実施例の場合のようにすべての画像平面に
対して等しい）および各傾斜角度δ(i) により特徴付け
られており、その際に各傾斜角度に対しては
【数２８】 が成り立つ。
【００９７】サブセグメントに対して再構成すべきセグ
メント画像の数ｎima は
【数２９】 により与えられている。
【００９８】リフォーメーションは選択可能な幅の内挿
関数を使用して行われ、それによって層感度プロフィル
および結果として生ずる横断層画像のなかの画像ノイズ
を調整することができる。
【００９９】その際に、部分画像及び従って結果として
生ずるＣＴ画像の、所望の再構成層厚みは遡行的にリフ
ォーメーションの過程で行われることは有利である。
【０１００】部分画像を取得するために実行すべきリフ
ォーメーションのために必要なセグメント画像の数は下
記のようにして得られる。
【０１０１】（ｘ、ｙ）＝（ＲM cos(Φ)、ＲM sin
(Φ)） によりパラメータ化された対象物シリンダの縁
において、傾斜角度γおよび傾斜角度δだけ傾けられ
た、正規ベクトル
【数３０】 および点（−Ｒf 、０、ｚR ）のなかの零点を有する画
像平面の間隔ΔｚR が、（ｘ、ｙ、ΔｚR ）を平面式
【数３１】 のなかに入れることによって得られる。
【０１０２】次いで下式が続く。
【数３２】
【０１０３】従って、ｚR に画像平面を有する横断層画
像のリフォーメーションのためには、間隔
【数３３】 で再構成されたすべてのセグメント画像が利用されなけ
ればならない、すなわちメモリ１４に記憶されなければ
ならない。
【０１０４】リフォーメーションの際に、長さｚ* が上
の間隔によりセットされている限界値を超過する内挿関
数が使用されるならば、リフォーメーションのために必
要なセグメント画像の数は内挿フィルタの長さにより決
定される。
【０１０５】一般的な場合には部分画像のリフォーメー
ションのために必要とされる再構成される、傾けられた
画像平面を有する画像の数ＮM に対しては
【数３４】 が成り立つ。ここでＮｓ は検出器要素の行の幅Ｓあた
り再構成されるセグメント画像の数である。
【０１０６】先に説明された作動形式の場合には、サブ
セグメントに属するセグメント画像がそれぞれ部分画像
として、また部分画像が合成ＣＴ画像として統合される
ことによって、合成ＣＴ画像が間接的な仕方でセグメン
ト画像から作られる。その際に、それぞれ選び出された
間隔Ｉのなかに位置しているサブセグメントの式（１
４）に従って再構成すべきすべての部分画像が再構成さ
れ、また部分画像としての統合の際に、従ってまた合成
ＣＴ画像のなかに、考慮に入れられる。サブ作動形式で
は、サブセグメントに属するセグメント画像のそれぞれ
部分のみが、たとえば各画像平面のｚ位置を考慮に入れ
て、選び出され、部分画像としての統合に、従ってまた
合成ＣＴ画像のなかに、取り入れられる。
【０１０７】別の作動形式では、合成ＣＴ画像が直接的
に、すなわち部分画像を介さずに再び好ましくはそのｚ
位置を手がかりにして選び出された範囲Ｉに属するセグ
メント画像から取得され、その際にサブセグメントあた
りただセグメント画像、詳細にはｚ位置に関して目的画
像平面に一致し、または可能なかぎり目的画像平面のす
ぐ近くに位置しているセグメント画像、が再構成され
る。選び出されたセグメント画像のｚ位置が目的画像平
面に一致しないならば、セグメント画像のリフォーメー
ションがたとえば目的画像平面からのセグメント画像の
画素の間隔に関係して重み付けにより行われる。
【０１０８】図８に示されている代替的な作動形式で
は、図４による作動形式と対照的に合成ＣＴ画像を再構
成するために選び出すべきセグメント画像は心臓の周期
的な運動の１つの位相からではなく複数の位相から取り
出される、すなわち図８に示されている実施例の場合に
は２つの相続く位相、そこでは範囲Ｉ1 およびＩ2から
取り出される。その際に確かに、合成されたＣＴ画像に
基づくデータに由来する時間ｔges は図４による作動形
式の場合のそれよりも大きい。図４でｔges は範囲Ｉの
継続時間ｔi に等しい。しかし他方において、第２の周
期から取り出された継続時間ｔ2 の範囲Ｉ2 に相応する
時間窓と第１の周期から取り出された継続時間ｔ1 の範
囲Ｉ1 に相応する時間窓とが常に、図４による作動形式
での時間窓ｔｉ よりも短いという状況の結果として、
合成ＣＴ画像のなかに示されている図８による作動形式
の場合の心臓サイクルの部分は図４による作動形式の場
合のそれよりも短い。
【０１０９】すなわち図８による作動形式の場合には、
心臓サイクルの継続時間に関してより高い時間的分解能
が達成されることが明らかになる。
【０１１０】図４による作動形式との関連で説明された
構成は図８による作動形式の場合にも実施され得る。
【０１１１】図４による作動形式でも図８による作動形
式でもボリウム作動形式ではｚ位置ｚp に対して説明さ
れた仕方で、相応する合成ＣＴ画像のなかに表示される
層が好ましくは互いに境を接するように選ばれている他
のｚ位置に対して、所望のボリウムに関するボリウムデ
ータが得られるまで、合成ＣＴ画像が計算される。その
際に異なるＣＴ画像の時間位置が等しい時間位置である
ように進められる。
【０１１２】ボリウム作動形式で、走査の際に捕捉され
る、それぞれ相続くＲ尖頭波の間に位置しているすべて
の休止位相に対してセグメント画像が再構成されること
は、ボリウムデータの取得の際に実際にすべての必要と
されるセグメント画像を利用し得ることを保証するため
に、目的にかなっている。
【０１１３】すべての説明される作動形式では、らせん
軌道のピッチはたとえばドイツ特許出願公開第 198 42
238 A1号明細書から公知の仕方で、ＣＴ画像を再構成す
るために十分な全長を有するそれぞれらせんセクション
に相応する部分ボリウムがｚ方向に、すなわちシステム
軸線の方向に、間隙なしに互いに適合するように、制限
されなければならない。
【０１１４】送りｈを不必要に制限しないように、先の
実施例と異なって、セグメント画像の画像平面が平らで
はなく図９のように湾曲されている作動モードを選ぶこ
とができる。その際には１６の画像平面ＰＩ1 ないしＰ
Ｉ16が設けられている。湾曲されている画像平面の場合
にも、先に平らな画像平面に対して説明されたように、
誤り規範に基づいて、良い適合が与えられていることが
保証されている。
【０１１５】所望の部分断層画像の再構成層厚みが遡及
的に決定されるという事情の結果として、セグメント画
像の再構成は好ましくは可能なかぎりわずかな再構成層
厚みを有する相応に密な重み付け関数の選択により行わ
れる。このことは、セグメント画像だけでなくリフォー
メーションにより得られる部分画像、またこれらから得
られるＣＴ画像のｚ方向の最高の鋭さを保証する。
【０１１６】この利点とならんで、説明されるリフォー
メーションの別の利点として次の点があげられる。 1.再構成層厚みを、新たな再構成を必要とすることなく
遡及的に選ぶことができる。 2.再構成層厚みを自由に選択することができる。 3.リフォーメーションのために自由に選択可能な幅の多
数の適切な内挿関数を利用することができる。
【０１１７】図６には、サブセグメントＵＳ４ に属す
るセグメント画像のうち例として画像平面ＰＩ3 に属す
るセグメント画像が示されている。その際に参照投影角
度α rおよびこれに属する最も外側の投影角度＋αl お
よび−αl は破線により示されている。各参照投影角度
に相応する投影方向（以下では参照投影方向という）に
直交するセグメント画像のなかの情報密度が各参照投影
方向のそれよりも本質的に大きいことが明らかになる。
【０１１８】従って、セグメント画像に相応するデータ
を圧縮することができる。説明される実施例の場合に
は、均等な画素マトリックスを使用する場合にはデータ
の冗長性が前記の理由から非常に高いであろうという事
情の結果として、データ圧縮は、セグメント画像に相応
する圧縮されたデータがデータ構造に相応して、参照投
影方向の分解能Ｒr が参照投影方向と直交する方向の分
解能Ｒorよりも小さいように不均等な画素マトリックス
を有することによって、行われる。参照投影方向と直交
する方向の所与の分解能から出発すると、圧縮の際に達
成可能な圧縮係数は比Ｒor／Ｒr に相当する。
【０１１９】説明される実施例の場合には、不均等な画
素マトリックスは図７のように、セグメント画像に相応
する圧縮されたデータが、細長い、すなわち長方形の形
状の画素を有することによって実現されている。その際
に画素の最も長い延びは参照投影方向に延びている。
【０１２０】セグメント画像を記憶するために必要とさ
れるメモリ場所を減ずることが本質的に重要であれば、
セグメント画像が再構成の後に不均等な画素マトリック
スに換算される第１の圧縮作動形式が選ばれる。
【０１２１】セグメント画像を再構成するために必要な
計算時間も減ぜられるべきであれば、セグメント画像が
既に不均等な画素マトリックスのなかで再構成されるよ
うに進められる第２の圧縮作動形式が選ばれる。この第
２の圧縮作動形式は、参照投影方向と直交する方向に不
均等な画素マトリックスと等しい分解能を有する均等な
画素マトリックスの場合よりも明らかに少ない画素が再
構成されればよいという利点を与える。
【０１２２】不均等な画素マトリックスのなかでの再構
成の過程で図７のように逆投影の基礎として用いられる
ｘ´軸およびｙ´軸を有する座標系がそれぞれ、逆投影
方向が各参照投影方向に相当するように回転される。
【０１２３】両圧縮作動形式のどちらが選ばれるかに無
関係に、データ圧縮は遅くとも結果として生ずるＣＴ画
像への部分画像の統合の過程で再び取り消されなければ
ならない。
【０１２４】そのために本発明によるＣＴ装置は第１の
脱圧縮作動形式では、部分画像も不均等な画素マトリッ
クスに基づいて作られ、また合成ＣＴ画像の発生の過程
で初めて均等な画素マトリックスへの移行が行われるよ
うに作動させられる。
【０１２５】第２の脱圧縮作動形式では、サブセグメン
トに属するセグメント画像を部分画像として統合する際
に既に均等な画素マトリックスへの移行が行われ、この
ことは、合成ＣＴ画像として部分画像を統合する過程で
初めて脱圧縮が行われる場合にくらべて、高められた画
質の利点を与える。
【０１２６】脱圧縮が部分画像へのセグメント画像の統
合の過程で行われるか、結果として生ずるＣＴ画像への
部分画像の統合の過程で行われるかに無関係に、第１の
サブ作動形式を選択した際には部分画像の均等な画素マ
トリックスの画素が均等な画素マトリックスの画素から
内挿により取得される。第２のサブ作動形式を選択した
際には均等な画素マトリックスの画素が不均等な画素マ
トリックスの画素から重み付けにより取得される。
【０１２７】両サブ作動形式で、不均等な画素マトリッ
クスの方向付けの結果として、参照投影方向に相応して
不均等な画素マトリックスは、均等な画素マトリックス
に対して不均等な画素マトリックスの回転にもかかわら
ず、不均等な画素マトリックスが均等な画素マトリック
スの各画素を求めるために適したデータを含んでいるこ
とを保証するため、均等な画素マトリックスよりも大き
くなければならない。
【０１２８】内挿または重み付けによるデータ脱圧縮の
際の進行の仕方に関しては、部分画像への複数のセグメ
ント画像の統合と関連して先に述べたことが有効であ
る。すなわち平均値形成は重み付けをされても行われ得
る。
【０１２９】説明される実施例の場合にはデータ圧縮は
不均等な画素マトリックスの使用に基づいて行われる。
それに代えて画像処理の領域で通常の他の圧縮方法も使
用することができる。
【０１３０】傾けられている回転枠７を有する図１０に
示されている作動の仕方で、その周りで焦点Ｆがシステ
ム軸線Ｚの周りを回転する回転軸線Ｚ′がシステム軸線
Ｚと同一ではなく、これといわゆるガントリ角度ρをな
して交わるならば、図２による幾何学的配列から、らせ
ん軌道Ｓの中心軸線に相当する、ｚ軸にくらべて同じく
ガントリ角度ρだけ傾けられているｚ′軸と、ｙ軸にく
らべて同じくガントリ角度ρだけ傾けられているｙ′軸
と、不変に保たれているｘ軸とを有する図１０のように
傾けられた座標系が生ずる。
【０１３１】この座標系においてらせん軌道Ｓに対して
【数３５】 が成り立つ。
【０１３２】最大の傾斜角度δmax を決定するための以
上に説明された進行の仕方は、傾けられたガントリの場
合に転用することができる。その際に式（６）の代わり
に
【数３６】 が成り立つ。これからｂ＝±ＲＦＯＶに対して
【数３７】 が生ずる。
【０１３３】むろん最大の傾斜角度δmax に対する決定
式のなかに、すなわち式（９）のなかに、傾けられたガ
ントリの場合に対する座標系（ｘ、ｙ′、ｚ′）のなか
の傾斜角度γ′を入れなければならない。
【０１３４】傾けられているガントリの場合の傾斜角度
γ′に対しては
【数３８】 が成り立つ。ここでｓはそれぞれ考察されるサブセグメ
ントに対するらせん軌道Ｓの弧の長さである。
【０１３５】傾けられているガントリの場合に対する傾
斜角度γ′が参照投影角度αｒ にほぼ無関係であるこ
とが確かめられた。最大の傾斜角度δmax に関しても、
これが参照投影角度αr にほぼ無関係であることが確か
められた。
【０１３６】傾けられているガントリの場合にも、たと
えば式（９）から式（１８）によりらせん軌道Ｓのピッ
チから得られる傾斜角度の最大値の所与の絶対値｜δ
max｜に対して誤り規範、たとえば画像平面からのサブ
セグメントのすべての点のｚ方向に測られた間隔の最小
平均値、が満足されているように、求めることが可能で
ある。
【０１３７】記載された実施例の場合には測定ユニット
１と寝台装置９との間の相対的な運動がそれぞれ、寝台
装置９が移動されることにより発生される。しかし本発
明の範囲内で、寝台装置９を位置固定とし、その代わり
に測定ユニット１を移動させることも可能である。さら
に本発明の範囲内で、必要な相対的な運動を測定ユニッ
ト１および寝台装置９の双方の移動により発生すること
も可能である。
【０１３８】円錐状のＸ線放射束は、説明される実施例
の場合には、長方形の横断面を有する。しかし本発明の
範囲内で他の横断面幾何学形状も可能である。
【０１３９】以上に説明された実施例と関連して、第３
世代のＣＴ装置、すなわちＸ線源および検出器システム
が画像形成の間に共通にシステム軸線の周りを移動され
るＣＴ装置が使用される。しかし本発明は、Ｘ線源のみ
がシステム軸線の周りを移動され、また位置固定の検出
器リングと共同作用する第４世代のＣＴ装置と関連して
も、検出器システムが検出器要素の複数行のアレイであ
るかぎり、使用される。
【０１４０】本発明は第５世代のＣＴ装置、すなわちＸ
線放射が１つの焦点からだけでなくシステム軸線の周り
を回転される１つまたは複数のＸ線源の複数の焦点から
も出発するＣＴ装置においても、検出器システムが検出
器要素の複数行のアレイを有する限り使用することがで
きる。
【０１４１】以上に説明された実施例と関連して使用さ
れるＣＴ装置は、直交マトリックスの形式で配置されて
いる検出器要素を有する検出器システムを有する。しか
し本発明は、その検出器システムが他の仕方で面状のア
レイのなかに配置されている検出器要素を有するＣＴ装
置と関連しても使用することができる。
【０１４２】本発明は心臓の検査のためだけでなく、他
のたとえば患者の呼吸活動により周期的に動かされる範
囲の検査のためにも適しており、その際にはそれぞれ適
切なセンサが周期的な運動を捕捉するために設けられて
いる。
【０１４３】以上に説明された実施例は本発明による方
法の医療分野での応用に関するものである。しかし本発
明は医療以外にも使用することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】検出器要素の複数の行を有する本発明のＣＴ装
置を部分的に斜視図で、部分的にブロック回路図で示す
図である。
【図２】図１による装置の第１の作動モードにおける縦
断面図である。
【図３】図１および２によるＣＴ装置の場合にらせん走
査の際にＸ線放射の焦点により描かれるらせん軌道の説
明図である。
【図４】第１の作動形式によりＥＫＧの記録と一緒に行
われるデータ取得を示す線図である。
【図５】サブセグメントに属するセグメント画像の画像
平面の説明図である。
【図６】セグメント画像の１例図である。
【図７】セグメント画像の不均等な画素マトリックスお
よびそれに属する部分画像の均等な画素マトリックスで
ある。
【図８】他の作動形式によりデータ取得を示す線図であ
る。
【図９】本発明の異なる実施例におけるサブセグメント
に属するセグメント画像の湾曲した画像平面の説明図で
ある。
【図１０】図１および２によるＣＴ装置の別の作動モー
ドにおける縦断面図である。
【符号の説明】
１ 測定装置 ２ Ｘ線源 ３ 放射絞り ４ 検出器要素 ５ 検出器システム ６ 放射絞り ７ 回転枠（ガントリ） ８ 縁放射 ９ 寝台装置 １０ データ処理ユニット １１ 画像計算機 １２ 前処理ユニット １３ 再構成ユニット １４ メモリ １６ 指示ユニット １７ 発生器ユニット １８ 制御ユニット １９ キーボード ２０、２１ 調節ユニット ２２ 駆動ユニット ２３ ＥＫＧ装置 ２４ 電極 Ｆ 焦点 Ｓ らせん軌道
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 トーマス フロール ドイツ連邦共和国 91486 ユールフェル ト ボニファテイゥスシュトラーセ ６ (72)発明者 ローベルト マイヤー ドイツ連邦共和国 91056 エルランゲン ペヒヴァイアーシュトラーセ ３ (72)発明者 ベルント オーネゾルゲ ドイツ連邦共和国 91054 エルランゲン ユングシュトラーセ 12 (72)発明者 シュテファン シャラー ドイツ連邦共和国 90762 フュルト ニ ュルンベルガー シュトラーセ ３ (72)発明者 カール シュティールシュトルファー ドイツ連邦共和国 91052 エルランゲン エステルライヒァー シュトラーセ 13 Ｆターム(参考） 4C093 AA22 BA03 BA10 CA01 DA02 EB17 FA34 FA47 FD12 FE14 FF33 FF42 5B057 AA09 BA03 CA08 CA12 CA16 CB08 CB13 CB16 CC01 CE08 CE11 CG01 CH08 CH11 DA07 DA08 DA16 DB03 DB09 DC08 DC09 DC32

Claims (80)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 コンピュータトモグラフィのための方法
    において、 ａ）焦点から発する円錐状の放射束と放射束を検出する
    ためのマトリックス状の検出器アレイと により対象物
    を走査するため、焦点が対象物に対してシステム軸線の
    周りのらせん軌道上を動 かされ、その際検出器アレイ
    が受けた放射に相応する出力データを供給し、 ｂ）それぞれらせん軌道上を焦点が動く間に供給された
    出力データがサブセグメントに関する出 力データに分
    割され、その際サブセグメントの長さがそれぞれＣＴ画
    像の再構成のために必要 な長さよりも短く、 ｃ）サブセグメントに対してシステム軸線に関して傾け
    られている画像平面を有するセグメント 画像が再構成
    され、 ｄ）周期的な運動を行う対象物範囲を撮像するため、走
    査の間に周期的な運動の時間的な経過を 再現する信号
    が取得され、 ｅ）セグメント画像にシステム軸線上のｚ位置と周期的
    な運動の時間的な経過に関する時間位置 とが対応付け
    られ、 ｆ）ｚ位置の所望の範囲および時間位置の所望の範囲に
    属するセグメント画像が、相応するサブ セグメントが
    ＣＴ画像の再構成のために十分な全長を有するように選
    び出され、 ｇ）選び出されたセグメント画像が少なくとも間接的に
    目的画像平面に関する合成ＣＴ画像とし て統合される
    ステップを含んでいることを特徴とするコンピュータト
    モグラフィのための方法。
  2. 【請求項２】 選び出されたセグメント画像が周期的な
    運動の単一の位相に由来するサブセグメントに属するこ
    とを特徴とする請求項１記載の方法。
  3. 【請求項３】 選び出されたセグメント画像が周期的な
    運動の複数の位相に由来するサブセグメントに属するこ
    とを特徴とする請求項１記載の方法。
  4. 【請求項４】 選び出されたセグメント画像が直接的に
    合成ＣＴ画像として統合されることを特徴とする請求項
    １ないし３のいずれか１つに記載の方法。
  5. 【請求項５】 目的画像平面が選び出されたセグメント
    画像のｚ位置に一致することを特徴とする請求項４記載
    の方法。
  6. 【請求項６】 選び出されたセグメント画像のｚ位置が
    目的画像平面と異なっており、セグメント画像が統合の
    前に目的画像平面上に再フォーマッティングされること
    を特徴とする請求項４記載の方法。
  7. 【請求項７】 それぞれサブセグメントに属する選び出
    されたセグメント画像が合成ＣＴ画像として統合される
    前に目的画像平面に関する部分画像として統合され、合
    成ＣＴ画像が部分画像の統合により作られることによっ
    て、選び出されたセグメント画像が間接的に合成ＣＴ画
    像として統合されることを特徴とする請求項１ないし３
    のいずれか１つに記載の方法。
  8. 【請求項８】 それぞれサブセグメントに属するすべて
    のセグメント画像が選び出されることを特徴とする請求
    項７記載の方法。
  9. 【請求項９】 ボリウムを撮像するためシステム軸線の
    方向に相続く対象物の層のＣＴ画像が作られることを特
    徴とする請求項１ないし８のいずれか１つに記載の方
    法。
  10. 【請求項１０】 相続く対象物の層が互いに境を接して
    いることを特徴とする請求項９記載の方法。
  11. 【請求項１１】 少なくとも１つのセグメント画像が湾
    曲した画像面を有することを特徴とする請求項１ないし
    １０のいずれか１つに記載の方法。
  12. 【請求項１２】 セグメント画像が、システム軸線と直
    交する第１の軸線の周りに傾斜角度γだけ、また第１の
    軸線ともシステム軸線とも直交する第２の軸線の周りに
    システム軸線に関して傾斜角度δだけ傾けられている画
    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
    ないし１１のいずれか１つに記載の方法。
  13. 【請求項１３】 隣接するサブセグメントが互いに重な
    っており、重なり範囲に属する出力データがそれぞれ、
    互いに重なっているサブセグメントの互いに相応する出
    力データの重みがそれぞれ１を生ずるように重み付けを
    されることを特徴とする請求項１ないし１２のいずれか
    １つに記載の方法。
  14. 【請求項１４】 各サブセグメントに対して数ｎima の
    傾けられている画像平面に対するセグメント画像が再構
    成され、その際に画像平面が相異なるｚ位置ｚima を有
    することを特徴とする請求項１ないし１３のいずれか１
    つに記載の方法。
  15. 【請求項１５】 複数の傾けられている画像平面がサブ
    セグメントに正接して延びる直線で交わることを特徴と
    する請求項１４記載の方法。
  16. 【請求項１６】 サブセグメントに属する傾けられた画
    像平面の傾斜角度δの極値＋δmax および−δmax に対
    して 【数１】 （ここでγ0 は 【数２】 により傾斜角度δ＝０に対して求められた傾斜角度γの
    値である。）が成り立つことを特徴とする請求項１４ま
    たは１５記載の方法。
  17. 【請求項１７】 焦点がシステム軸線に相当するシステ
    ム軸線の周りの回転軸線の周りを回転することを特徴と
    する請求項１ないし１６のいずれか１つに記載の方法。
  18. 【請求項１８】 焦点がシステム軸線の周りを回転する
    回転軸線がシステム軸線とガントリ角度ρをなして交わ
    り、その際に選ぶべき傾斜角度γ´に対して 【数３】 が成り立つことを特徴とする請求項１ないし１６のいず
    れか１つに記載の方法。
  19. 【請求項１９】 傾斜角度δの最大値の所与の絶対値｜
    δmax ｜に対して傾斜角度γの所属の最適値γmin が、
    誤り規範を満足するように決定されることを特徴とする
    請求項１６ないし１８のいずれか１つに記載の方法。
  20. 【請求項２０】 各サブセグメントに対してセグメント
    画像が作られる傾けられた画像平面の数ｎima に対して 【数４】 が成り立つことを特徴とする請求項１４ないし１９のい
    ずれか１つに記載の方法。
  21. 【請求項２１】 傾けられた画像平面の傾斜角度δが 【数５】 により決定されることを特徴とする請求項２０記載の方
    法。
  22. 【請求項２２】 部分画像としての複数のセグメント画
    像の統合が内挿により行われることを特徴とする請求項
    １ないし２１のいずれか１つに記載の方法。
  23. 【請求項２３】 部分画像としての複数のセグメント画
    像の統合が平均値形成により行われることを特徴とする
    請求項１ないし２１のいずれか１つに記載の方法。
  24. 【請求項２４】 部分画像としての複数のセグメント画
    像の統合が重み付けをされた平均値形成により行われる
    ことを特徴とする請求項２３記載の方法。
  25. 【請求項２５】 セグメント画像が部分画像としての統
    合の際に部分画像の所望の再構成層厚みに相応して重み
    付けをされることを特徴とする請求項１ないし２４のい
    ずれか１つに記載の方法。
  26. 【請求項２６】 部分画像を作るために統合されるセグ
    メント画像の数が部分画像のそれぞれ所望の再構成層厚
    みに相応して選ばれるステップを含んでいることを特徴
    とする請求項１ないし２５のいずれか１つに記載の方
    法。
  27. 【請求項２７】 最小可能な層厚みを有するセグメント
    画像が再構成されることを特徴とする請求項２６記載の
    方法。
  28. 【請求項２８】 部分画像を作るために統合されるセグ
    メント画像の数が 【数６】 により選ばれることを特徴とする請求項２６または２７
    記載の方法。
  29. 【請求項２９】 システム軸線と直交する目的画像平面
    に対する部分画像が求められる別のステップを含んでい
    ることを特徴とする請求項１ないし２８のいずれか１つ
    に記載の方法。
  30. 【請求項３０】 合成ＣＴ画像としての部分画像の統合
    が加算により行われることを特徴とする請求項１ないし
    ２９のいずれか１つに記載の方法。
  31. 【請求項３１】 セグメント画像に相応するデータが圧
    縮されることを特徴とする請求項１ないし３０のいずれ
    か１つに記載の方法。
  32. 【請求項３２】 セグメント画像に相応する圧縮された
    データが、少なくとも本質的に各サブセグメントに属す
    る参照投影方向に延びている第１の方向の分解能が少な
    くとも本質的に参照投影方向に対して直角に延びている
    第２の方向の分解能よりも大きいように不均等な画素マ
    トリックスを有することを特徴とする請求項３１記載の
    方法。
  33. 【請求項３３】 セグメント画像に相応する圧縮された
    データが細長い形状の画素を有し、その際に画素の最も
    長い広がりが少なくとも本質的に各サブセグメントに属
    する参照投影方向の方向に延びていることを特徴とする
    請求項３２記載の方法。
  34. 【請求項３４】 長方形の画素が設けられていることを
    特徴とする請求項３３記載の方法。
  35. 【請求項３５】 セグメント画像が不均等な画素マトリ
    ックス上に換算されることを特徴とする請求項３３また
    は３４記載の方法。
  36. 【請求項３６】 セグメント画像が不均等な画素マトリ
    ックス内で再構成されることを特徴とする請求項３３ま
    たは３４記載の方法。
  37. 【請求項３７】 逆投影方向が少なくとも本質的に各サ
    ブセグメントに属する参照投影方向の方向に相当するこ
    とを特徴とする請求項３６記載の方法。
  38. 【請求項３８】 均等な画素マトリックスを有する部分
    画像としての、サブセグメントに属するセグメント画像
    の統合の過程で、圧縮が取り消されることを特徴とする
    請求項３１ないし３７のいずれか１つに記載の方法。
  39. 【請求項３９】 部分画像の均等な画素マトリックスの
    画素が、相応するセグメント画像の不均等な画素マトリ
    ックスの画素から内挿により得られることを特徴とする
    請求項３１ないし３８のいずれか１つに記載の方法。
  40. 【請求項４０】 部分画像の均等な画素マトリックスの
    画素が相応するセグメント画像の不均等な画素マトリッ
    クスの画素から平均値形成により得られることを特徴と
    する請求項３１ないし３８の１つに記載の方法。
  41. 【請求項４１】 周期的な運動を行う対象物範囲を撮像
    するためのコンピュータトモグラフィ装置において、焦
    点から円錐状の放射束が発する放射源と、放射束を検出
    するためのマトリックス状の検出器アレイとを含んでお
    り、検出器アレイは受けた放射に相応する出力データを
    供給し、放射源および検出器アレイと対象物との間の相
    対的な運動を発生するための手段を含んでおり、また出
    力データが供給される計算機を含んでおり、その際に相
    対的な運動を発生するための手段が放射束および二次元
    の検出器アレイにより対象物を走査するためシステム軸
    線に対する焦点の相対的な運動を、焦点がシステム軸線
    に対して相対的にシステム軸線の周りのらせん軌道上を
    運動するように、生じさせ、またらせんセグメント上の
    焦点の運動の間にそれぞれ供給された出力データが計算
    機に供給され、撮像すべき対象物範囲の周期的な運動の
    時間的経過を再現する信号を得るための手段を含んでお
    り、 ａ）計算機がらせん軌道上の焦点の運動の間にそれぞれ
    供給される出力データをサブセグメント に関する出力
    データに分割し、その際サブセグメントの長さがそれぞ
    れＣＴ画像の再構成のた めに必要な長さよりも短く、 ｂ）計算機がサブセグメントに対してシステム軸線に関
    して傾けられている画像平面を有するセ グメント画像
    を再構成し、 ｃ）計算機がセグメント画像にシステム軸線上のｚ位置
    および周期的な運動の時間的経過に関す る時間位置を
    対応付け、 ｄ）計算機がｚ位置の所望の範囲および時間位置の所望
    の範囲に属するセグメント画像を、相応 のサブセグメ
    ントがＣＴ画像の再構成のために十分な全長を有するよ
    うに選び出し、 ｅ）計算機が選び出されたセグメント画像を少なくとも
    間接的に目的画像平面に関する合成ＣＴ 画像として統
    合することを特徴とするコンピュータトモグラフィ装
    置。
  42. 【請求項４２】 選び出されたセグメント画像が周期的
    な運動の単一の位相に由来するサブセグメントに属する
    ことを特徴とする請求項４１記載のコンピュータトモグ
    ラフィ装置。
  43. 【請求項４３】 選び出されたセグメント画像が周期的
    な運動の複数の位相に由来するサブセグメントに属する
    ことを特徴とする請求項４１記載のコンピュータトモグ
    ラフィ装置。
  44. 【請求項４４】 選び出されたセグメント画像が直接的
    に合成ＣＴ画像として統合されることを特徴とする請求
    項４１ないし４３のいずれか１つに記載のコンピュータ
    トモグラフィ装置。
  45. 【請求項４５】 目的画像平面が選び出されたセグメン
    ト画像のｚ位置に相応することを特徴とする請求項４４
    記載のコンピュータトモグラフィ装置。
  46. 【請求項４６】 選び出されたセグメント画像のｚ位置
    が目的画像平面と異なっており、計算機がセグメント画
    像を統合の前に目的画像平面上に再フォーマッティング
    することを特徴とする請求項４４記載のコンピュータト
    モグラフィ装置。
  47. 【請求項４７】 計算機がそれぞれサブセグメントに属
    する選び出されたセグメント画像を合成ＣＴ画像として
    統合する前に目的画像平面に関する部分画像として統合
    し、合成ＣＴ画像を部分画像の統合により発生させるこ
    とによって、計算機が選び出されたセグメント画像を間
    接的に合成ＣＴ画像として統合することを特徴とする請
    求項４１ないし４３のいずれか１つに記載のコンピュー
    タトモグラフィ装置。
  48. 【請求項４８】 計算機がそれぞれサブセグメントに属
    するすべてのセグメント画像を選び出すことを特徴とす
    る請求項４７記載のコンピュータトモグラフィ装置。
  49. 【請求項４９】 計算機がボリウムを撮像するためシス
    テム軸線の方向に相続く対象物の層のＣＴ画像を発生さ
    せることを特徴とする請求項４１ないし４８のいずれか
    １つに記載のコンピュータトモグラフィ装置。
  50. 【請求項５０】 相続く対象物の層が互いに境を接して
    いることを特徴とする請求項４９記載のコンピュータト
    モグラフィ装置。
  51. 【請求項５１】 少なくとも１つのセグメント画像が湾
    曲した画像面を有することを特徴とする請求項４１ない
    し５０のいずれか１つに記載のコンピュータトモグラフ
    ィ装置。
  52. 【請求項５２】 計算機が、セグメント画像を、システ
    ム軸線と直交する第１の軸線の周りに傾斜角度γだけ、
    また第１の軸線ともシステム軸線とも直交する第２の軸
    線の周りにシステム軸線に関して傾斜角度δだけ傾けら
    れている画像平面に対して再構成することを特徴とする
    請求項４１ないし５１のいずれか１つに記載のコンピュ
    ータトモグラフィ装置。
  53. 【請求項５３】 隣接するサブセグメントが互いに重な
    っており、計算機が重なり範囲に属する出力データをそ
    れぞれ、互いに重なっているサブセグメントの互いに相
    応する出力データの重みがそれぞれ１を生ずるように重
    み付けすることを特徴とする請求項４１ないし５２のい
    ずれか１つに記載のコンピュータトモグラフィ装置。
  54. 【請求項５４】 計算機が各サブセグメントに対して数
    ｎima の傾けられている画像平面に対するセグメント画
    像を再構成し、その際画像平面が相異なるｚ位置ｚima
    を有することを特徴とする請求項４１ないし５３のいず
    れか１つに記載のコンピュータトモグラフィ装置。
  55. 【請求項５５】 複数の傾けられている画像平面がサブ
    セグメントに接して延びる直線で交わることを特徴とす
    る請求項５４記載のＣＴ装置。
  56. 【請求項５６】 サブセグメントに属する傾けられた画
    像平面の傾斜角度δの極値＋δmax および−δmax に対
    して 【数７】 （ここでγ0 は 【数８】 により傾斜角度δ＝０に対して求められた傾斜角度γの
    値である。）が成り立つことを特徴とする請求項５４ま
    たは５５記載のコンピュータトモグラフィ装置。
  57. 【請求項５７】 焦点がシステム軸線に相当するシステ
    ム軸線の周りの回転軸線の周りを回転することを特徴と
    する請求項４１ないし５６のいずれか１つに記載のコン
    ピュータトモグラフィ装置。
  58. 【請求項５８】 焦点がシステム軸線の周りを回転する
    回転軸線がシステム軸線とガントリ角度ρで交わり、そ
    の際計算機が傾斜角度γ´を 【数９】 により選ぶことを特徴とする請求項４１ないし５６のい
    ずれか１つに記載のコンピュータトモグラフィ装置。
  59. 【請求項５９】 計算機が、傾斜角度δの最大値の所与
    の絶対値｜δmax｜に対して傾斜角度γの所属の最適値
    γmin を誤り規範が満足されるように、決定することを
    特徴とする請求項５６ないし５８のいずれか１つに記載
    のコンピュータトモグラフィ装置。
  60. 【請求項６０】 各々のサブセグメントに対してセグメ
    ント画像が発生される傾けられた画像平面の数ｎima に
    対して 【数１０】 が成り立つことを特徴とする請求項５４ないし５９のい
    ずれか１つに記載のコンピュータトモグラフィ装置。
  61. 【請求項６１】 計算機が傾けられた画像平面の傾斜角
    度δを 【数１１】 により決定することを特徴とする請求項６０記載のコン
    ピュータトモグラフィ装置。
  62. 【請求項６２】 計算機が部分画像平面としての複数の
    セグメント画像の統合を内挿により生じさせることを特
    徴とする請求項４１ないし６１のいずれか１つに記載の
    コンピュータトモグラフィ装置。
  63. 【請求項６３】 計算機が部分画像平面としての複数の
    セグメント画像の統合を平均値形成により生じさせるこ
    とを特徴とする請求項４１ないし６１のいずれか１つに
    記載のコンピュータトモグラフィ装置。
  64. 【請求項６４】 計算機が部分画像平面としての複数の
    セグメント画像の統合を重み付けされた平均値形成によ
    り生じさせることを特徴とする請求項６３記載のコンピ
    ュータトモグラフィ装置。
  65. 【請求項６５】 計算機がセグメント画像を部分画像と
    しての統合の際に部分画像の所望の再構成層厚みに相応
    して重み付けすることを特徴とする請求項４１ないし６
    ４のいずれか１つに記載のコンピュータトモグラフィ装
    置。
  66. 【請求項６６】 計算機がさらに、部分画像を発生させ
    るために統合するセグメント画像の数を部分画像のそれ
    ぞれ所望の再構成層厚みに相応して選ぶことを特徴とす
    る請求項４１ないし６５のいずれか１つに記載のコンピ
    ュータトモグラフィ装置。
  67. 【請求項６７】 計算機が最小可能な層厚みを有するセ
    グメント画像を再構成することを特徴とする請求項６６
    記載のコンピュータトモグラフィ装置。
  68. 【請求項６８】 計算機が部分画像を発生させるために
    統合するセグメント画像の数を 【数１２】 により選ぶことを特徴とする請求項６６または６７記載
    のコンピュータトモグラフィ装置。
  69. 【請求項６９】 計算機がシステム軸線と直交する目的
    画像平面に対する部分画像を求めることを特徴とする請
    求項４１ないし４８のいずれか１つに記載のコンピュー
    タトモグラフィ装置。
  70. 【請求項７０】 計算機が合成ＣＴ画像としての部分画
    像の統合を加算により生じさせることを特徴とする請求
    項４１ないし６９のいずれか１つに記載のコンピュータ
    トモグラフィ装置。
  71. 【請求項７１】 計算機がセグメント画像に相応するデ
    ータを圧縮することを特徴とする請求項４１ないし７０
    のいずれか１つに記載のコンピュータトモグラフィ装
    置。
  72. 【請求項７２】 セグメント画像に相応する圧縮された
    データが、少なくとも本質的に各サブセグメントに属す
    る参照投影方向に延びている第１の方向の分解能が少な
    くとも本質的に参照投影方向に対して直角に延びている
    第２の方向の分解能よりも大きいように不均等な画素マ
    トリックスを有することを特徴とする請求項７１記載の
    コンピュータトモグラフィ装置。
  73. 【請求項７３】 セグメント画像に相応する圧縮された
    データが細長い形状の画素を有し、その際に画素の最も
    長い広がりが少なくとも本質的に各サブセグメントに属
    する参照投影方向の方向に延びていることを特徴とする
    請求項７２記載のコンピュータトモグラフィ装置。
  74. 【請求項７４】 長方形の画素が設けられていることを
    特徴とする請求項７３記載のコンピュータトモグラフィ
    装置。
  75. 【請求項７５】 計算機がセグメント画像を不均等な画
    素マトリックス上に換算することを特徴とする請求項７
    ３または７４記載のコンピュータトモグラフィ装置。
  76. 【請求項７６】 計算機がセグメント画像を不均等な画
    素マトリックス内で再構成することを特徴とする請求項
    ７３または７４記載のコンピュータトモグラフィ装置。
  77. 【請求項７７】 計算機が逆投影方向を少なくとも本質
    的に各サブセグメントに属する参照投影方向の方向に選
    ぶことを特徴とする請求項７６記載のコンピュータトモ
    グラフィ装置。
  78. 【請求項７８】 計算機が圧縮を、均等な画素マトリッ
    クスを有する部分画像としての、サブセグメントに属す
    るセグメント画像の統合の過程で、取り消すことを特徴
    とする請求項７１ないし７７のいずれか１つに記載のコ
    ンピュータトモグラフィ装置。
  79. 【請求項７９】 計算機が部分画像の均等な画素マトリ
    ックスの画素を相応するセグメント画像の不均等な画素
    マトリックスの画像から内挿により得ることを特徴とす
    る請求項７１ないし７８のいずれか1つに記載のコンピ
    ュータトモグラフィ装置。
  80. 【請求項８０】 計算機が部分画像の均等な画素マトリ
    ックスの画素を相応するセグメント画像の不均等な画素
    マトリックスの画素から平均値形成により得ることを特
    徴とする請求項７１ないし７８のいずれか１つに記載の
    コンピュータトモグラフィ装置。
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