| 【発明の名称】 |
Ｘ線ＣＴ装置 |
| 【発明者】 |
【氏名】クラウス クリンゲンベック−レグン
【氏名】ギュンター デーナー
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| 【要約】 |
【課題】スライス画像作成の他に選択的にＸ線影像を１つの検出器ライン又は複数の検出器ラインによって作成できる、マトリクス検出器又はマルチライン検出器を有するＸ線ＣＴ装置を構成することである。
【解決手段】上記課題は、検出器は多数の平行な検出器ラインから構成され、少なくとも１つの管近傍のスリット絞り及び選択的に検出器近傍のスリット絞りが設けられ、これらのスリット絞りは個々に調整可能であり、これにより、選択的にＸ線影像を作成するための検出器の１つの又は複数の検出器ラインを、測定装置が回転しないようにロックされた場合に患者用寝台のｚ方向の相対運動によって選択できることによって解決される。 |
【特許請求の範囲】
【請求項１】 Ｘ線ビーム発生器（４）及び検出器（５）から成る測定装置を有するＸ線ＣＴ装置であって、前記検出器（５）は多数の平行な検出器ラインから構成されており、少なくとも１つの管近傍のスリット絞り（１０）及び選択的に検出器近傍のスリット絞り（１１）が設けられており、これらのスリット絞り（１０、１１）は個々に調整可能であり、これにより、選択的にＸ線影像を作成するための前記検出器（５）の１つの又は複数の検出器ラインを、測定装置（４、５）が回転しないようにロックされた場合に患者用寝台（１）のｚ方向の相対運動によって選択できる、Ｘ線ビーム発生器（４）及び検出器（５）から成る測定装置を有するＸ線ＣＴ装置。
【請求項２】 ただ１つの検出器ラインがＸ線影像の作成のためのデータ検出に使用される、請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項３】 奇数個の検出器ラインを有し、さらにＸ線影像のデータ測定のための中央のラインを対称的に位置決めする、請求項１及び２記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項４】 偶数個の検出器ラインを有し、さらにＸ線影像のデータ測定のために使用される検出器ラインを焦点面（１２ａ）に対して非対称的に位置決めする、請求項１及び２記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項５】 検出器（５）はｚ方向に１つの検出器ラインの幅の半分だけシフトされて位置決めされる、請求項１及び２記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項６】 検出器はｚ方向にシフト可能に位置決めされる、請求項４記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項７】 偶数個の検出器ラインが設けられており、さらに中央の２つのラインが測定に使用される、請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項８】 中央の２つの検出器ラインが絞りシステム（１０、１１）によって照射され、この結果、前記２つの検出器ラインからの信号を加算することによって検出器信号が所望の比較的小さい有効な検出器幅によって得られる、請求項７記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項９】 有効な検出器幅は検出器ラインの幅と等しい、請求項８記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１０】 信号の統合が固有の計算プロセスによってアナログ的に又はデジタル的にデータ検出システム（６）において行われる、請求項７、８及び９記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１１】 ２つの検出器ラインの信号は別個に画像コンピュータ（８）に伝送され、さらに該画像コンピュータ（８）での統合は付加的なシフトなしに行われる、請求項７、８及び９記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１２】 Ｘ線ビーム束（４ａ）は小さな角度だけ傾けられており、このため、優先位置（管（４）が上方にあるか又は下方にある）での測定において、測定面は患者用寝台面に対して垂直乃至は患者を貫く横断面に対して平行である、請求項４記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１３】 同時に複数の検出器ラインがＸ線影像作成のために使用され、さらに個々の検出器ラインの信号はシフトされて加算される、請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１４】 個々の部分画像のシフト加算は、ＣＴ装置のアイソセンタのスライスの厚みに相応してシフトされて行われる、請求項１３記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１５】 Ｘ線影像は各検出器ラインに対して別個に計算され、その後で部分画像がスライスのずれに相応して加算される、請求項１３及び１４記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１６】 有効な検出器ラインは全て等しい幅を持ち、個々の測定されたラインの信号はすぐに処理されて、既に測定中にライン毎にスライスのずれに相応してシフトされて加算される、請求項１３及び１４記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１７】 有効な検出器ラインはそれぞれ異なる幅を持ち、個々の測定されたラインの信号はすぐに処理されて、既に測定中に補間し直され、スライスのずれに相応してシフトされて加算され、この場合、等しい幅のラインに補間し直すこととシフト加算とが１つの計算ステップに統合される、請求項１３及び１４記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１８】 内部処理は、最終的に得られる画像のサンプリングレート乃至はライン周波数よりも高いサンプリングレート乃至はライン周波数によってｚ方向において行われる、請求項１６及び１７記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項１９】 寝台運動によるボケを補整するためにボケ低減フィルタ（debluring filter）又は同様な作用を持つデジタルフィルタがｚ方向において使用される、請求項１３及び１４記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項２０】 フィルタは個々のラインのシフト加算の直後にオンラインで実施される、請求項１６、１７及び１９記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項２１】 前もって測定値を一定の幅を有する走査線に統合することが行われない場合、ボケ低減フィルタの係数はオンラインで寝台（１）の瞬時速度に適合される、請求項１９記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項２２】 Ｚ方向での画像フィルタリングの後で最終的なライン周波数へのサンプリング低減を行う、請求項２０記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項２３】 ボケ低減フィルタは、最終的に得られる影像に示されるラインのみを計算するように構成されている、請求項２０記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項２４】 少なくとも１つの検出器ラインは散乱線の測定に使用される、請求項１及び１４記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項２５】 測定された散乱線のデータから補正マトリクス又は補正ベクトルが作成され、さらにこのマトリクス乃至はこのベクトルはマルチライン・トポグラム（Mehrzeilen-Topogramm）におけるＸ線影像の散乱線成分の補正のために使用される、請求項１、１４及び２４記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項２６】 ｚ方向での様々な処理ステップに続いて、ｚ方向に対して横断方向につまり検出器ラインの方向に処理を、有利にはハイパスフィルタリング処理を行う、シングルライン測定又はマルチライン測定を有する請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。
【請求項２７】 時間的に一定の間隔で測定されたプロジェクションは、瞬時の寝台速度に相応して後続処理のために画像コンピュータ（８）において一定の幅の走査線に換算される、請求項１〜２６までのうちの１項記載のＸ線ＣＴ装置。
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【発明の詳細な説明】【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、Ｘ線ビーム発生器及び検出器から成る測定装置を有するＸ線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】Ｘ線ビーム発生器がファン状のＸ線ビーム束を放射し、このファン状のＸ線ビーム束が多数の検出器エレメントから構成されている検出器ラインに命中するＸ線ＣＴ装置は公知である。ＣＴ画像を作成するためにＸ線ビーム発生器及び検出器ラインから成る測定装置はシステム軸を中心にして回転される。異なるプロジェクションで発生される検出器出力信号からコンピュータが患者の透過領域の画像を計算する。
【０００３】全体写真、すなわちＸ線影像の作成のために、とりわけ米国特許第４４７７９２２号明細書から、このようなＣＴ装置において測定装置を回転しないようにロックし、測定装置と患者用寝台乃至は寝台プレートとの間の相対運動をシステム軸の方向に例えばこの患者用寝台をシフトすることによって実施することが公知である。この場合、患者用寝台のシフト距離は実質的にＸ線影像の長さに相応する。このデータ検出システムの積分時間に応じてプロジェクションの個数のデータがＸ線影像のラインに統合される。システム軸の方向のＸ線影像の分解能は、従来のシステムでは実質的に撮影のために調整されるスライスコリメーションによって決定される。
【０００４】影像を表示するために、データ検出システムによって受信されたデータはＡ/Ｄ変換されて計算ユニットに伝送される。この計算ユニットでは測定システムに依存するデータの正規化、測定されたビーム強度の減弱値への換算及び一定の時間間隔で測定されたプロジェクションを測定システムの患者に対する相対運動の速度に依存してスライドしながら統合して減弱値から影像の等間隔の走査線を作成することが行われる。次のステップでは、シリンダプロジェクションで得られた影像を、横断方向に同様に等間隔のピクセルを有する平面画像へと換算する。この画像構成に続いて、影像の２次元展開が画像コントラストを高めるために同時に行われる輪郭鮮鋭化の際に実施される。この２次元フィルタリングは、別個の計算ステップにおいて行われるか又はオンラインで米国特許第５３１５６２８号明細書に相応して、すなわちデータ検出に平行して行われるかのいずれかである。
【０００５】またすでに米国特許第４３５２９８６号明細書によれば多数の平行な検出器ラインから構成されるマトリクス検出器によってＸ線影像を撮影することが公知である。マトリクス検出器が全被検領域を被覆する場合、測定装置と患者用寝台との間の相対運動が回避できる。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、スライス画像作成の他に、選択的にＸ線影像を１つの検出器ライン又は複数の検出器ラインによって作成できる、マトリクス検出器又はマルチライン検出器を有するＸ線ＣＴ装置を構成することである。
【０００７】大抵は「複数の検出器ライン」は１つより多い検出器ライン数を有する各々の装置を意味する。従って、この装置はマトリクス検出器（アレイ検出器）をも含む。この場合、患者の被検領域は検出器システムによって被覆される面積に等しいか又はこの検出器システムによって被覆される面積よりも大きい。
【０００８】
【課題を解決するための手段】上記課題は、本発明によれば、Ｘ線ビーム発生器及び検出器から成る測定装置を有するＸ線ＣＴ装置であって、前記検出器は多数の平行な検出器ラインから構成されており、少なくとも１つの管近傍のスリット絞り及び選択的に検出器近傍のスリット絞りが設けられており、これらのスリット絞りは個々に調整可能であり、これにより、選択的にＸ線影像を作成するための前記検出器の１つの又は複数の検出器ラインを、測定装置が回転しないようにロックされた場合に患者用寝台のｚ方向の相対運動によって選択できる、Ｘ線ビーム発生器及び検出器から成る測定装置を有するＸ線ＣＴ装置によって解決される。本発明のＸ線ＣＴ装置では絞り装置は管近傍の及び検出器近傍の絞りから構成されており、このため選択的にマトリクス検出器から１つの検出器ラインが又は複数の検出器ラインが選択できる。
【０００９】
【発明の実施の形態】データ検出の際に１つより多くの検出器ラインが選択され、さらに同時に患者がこの測定システムに対して相対的に運動する場合、この患者は使用される検出器ラインの数に相応して時間的にずらされて複数回走査される。異なる検出器ラインによって受信されたプロジェクションデータは所属の局所位置に相応して計算ユニットにおいて加算される。同時に複数の検出器ラインを介してデータを検出することによって、とりわけより高速なＸ線影像の撮影が可能となる。これに起因する画像のボケは「ボケ低減フィルタ（debluring filter）」によって補整される。よって、本発明のＸ線ＣＴ装置では、複数回の走査でも患者の影像の鮮鋭な結像が成立するように計算ユニットを構成する。
【００１０】絞りの適切な調整及び測定データの相応の処理の際に、マルチライン検出器乃至はマトリクス検出器が、同時に行われる散乱線補正のために、すなわち画像品質の更なる向上のために使用される。
【００１１】
【実施例】本発明を次に図面に図示された実施例に基づいて詳しく説明する。
【００１２】図１にはＣＴ装置の測定装置が図示されている。「第３世代」のシステムに相応して、通常は断層撮影の際に回転する測定システムは、Ｘ線管４、（検出器５、データ検出部６及びデータ伝送ユニット６ａを有する）検出器システム及び２つの絞りユニット１０、１１から構成されている。影像撮影のためにこの測定装置は任意の位置に、しかし主に（管が上方に来る）垂直位置又は（管が側面に来る）水平位置に停止される。高さを調整できる患者用寝台１は二重矢印ｚの方向にモータ２によって往復運動可能である。検出器５は（少なくとも２つの）複数の平行な検出器ラインから構成されており、すなわちマルチライン検出器又はマトリクス検出器として構成されている。この場合、個々のラインはｚ方向に等しい幅又は異なる幅を有するように構成されている。
【００１３】異なる幅のラインの配置に対しては、個々のラインの幅が相応に段階的に区別される場合、隣接するラインエレメントを足し合わせることによって、同じ幅を有する仮想的なマトリクスを作ることができる。別の考察に対しては、この場合に全ラインの統一幅から出発してもよい。データ検出システムにおいて仮想的なマトリクスを形成するための方法がない場合には、画像コンピュータ８に検出器ラインの異なる幅に相応して重み付け関数を導入すればよい。本発明はＣＴ装置のこのように構成された変形実施形態を含む。
【００１４】検出器システムの構成には無関係に、検出器５の出力側はデータ検出システム６に接続され、さらにデータ伝送区間６ａを介して画像コンピュータ８に接続されている。この画像構成コンピュータは、影像計算用の装置の他に入力ユニット、システム制御装置及び画像表示のための装置、画像保管部及び画像伝送部をデータネットワークの形式で有している。計算された影像の表示はモニタ９で行われる。
【００１５】Ｘ線管４はＸ線発生器７から給電される。さらに寝台用モータ２のための制御装置２ａが存在し、この制御装置２ａもＸ線発生器７及びデータ検出システム６に接続されている。Ｘ線管４は患者用寝台１の長手方向（ｚ軸方向）を横断するファン状のＸ線ビーム束４ａを放射する。このファン状Ｘ線ビーム束４ａは検出器５に命中する。面状に形成されたマルチライン検出器５はｚ軸に対して垂直に経過する軸を中心に屈曲している。この屈曲は、通常は焦点１２をこの軸が通過し、この屈曲がこの焦点を中心とする円を描くように形成されている。平面検出器を含めた任意の別の屈曲が可能である。
【００１６】Ｘ線ビーム束４ａをｚ軸の方向に向かって絞り込むために少なくとも１つの管近傍のスリット絞り１０が存在する。スライスプロフィールの改善された形成及び散乱線の低減のために、検出器近傍の第２のスリット絞り１１が存在する。
【００１７】ＣＴ画像作成の場合、これらのスリット絞り１０、１１によってファン状Ｘ線ビーム束４ａがｚ軸方向に向かって絞り込まれ、このためこのファン状Ｘ線ビーム束４ａはこの軸に対して垂直に経過し、患者の１つ又は複数の細いスライスを透過する。測定システム４、５がこのシステムのｚ軸を中心にして回転している間に、連続的にプロジェクションデータが検出され、データ検出システム６から画像コンピュータ８に供給され、この画像コンピュータ８がこのデータから１つ又は複数の横断面スライス画像を計算し、このスライス画像の再生をモニタ９で行う。測定システム４、５の回転と患者用寝台１のｚ方向の並進とが同時に行われることによって、この測定装置４、５はスパイラル動作でＣＴ画像を作成するためにも使用される。
【００１８】Ｘ線影像の作成のために、測定装置４、５は回転しないようにロックされる。同時に患者用寝台１の位置を固定することによって、検出器５の幅のストリップ状の影像が可能である。表示すべき領域がｚ方向に検出器マトリクスの幅より大きい場合、Ｘ線ビームをオン状態にしたままで測定装置４、５に対して相対的に所定の距離だけｚ軸方向に患者用寝台１を運動させる。この場合、検出器５は、連続的にデータ検出システム６及び伝送区間６ａを介して、ｊ番目のプロジェクション及び検出器５のｉ番目のラインに対する測定値プロジェクションＰM(ｊ，ｉ，ｋ)の形式で測定データを供給する。プロジェクション内においてチャネルはｋで表される。この場合、患者は平行な検出器ラインによって次々と何回もｚ方向に走査される。
【００１９】この際、この値ＰM(ｊ，ｉ，ｋ)から画像コンピュータ８によって断層画像Ｔ乃至は検出器ラインｉに配属された断層画像Ｔiが作成され、モニタ９で再生される。この断層画像の計算は後で詳しく記述する。
【００２０】絞り１０、１１を調整することによって、上述の装置による断層画像作成のためのこのシステムの様々な典型的な特徴が説明される。
【００２１】ａ）シングルラインモード図２は、焦点１２の焦点面１２ａに対して対称的に配向された、ｎ個のラインを有する検出器５による断層画像の作成の際に、ただ１つの検出器ラインが使用される様子を示している。ｎはこの場合奇数でなくてはならない。スリット絞り１０、１１は、ただ１つの検出器ライン、すなわち中央の検出器ラインのみがＸ線ビーム束４ａによって照射されるように調整される。相応してこの中央ラインの測定値のみがデータ検出システム６からコンピュータ８に伝送される。これによって、放射線物理学的には、唯一の検出器ラインから構成された検出器によるＸ線影像作成状況に正確に等価なＸ線影像作成のための状況が得られる。
【００２２】検出器ラインが偶数個の場合、つまりｎが偶数である場合、対称的な配置に対してスリット絞り１０、１１を図３、図４、図５に図示されているように調整することが可能である。図３の焦点１２は検出器５に対して対称的に配置されているので、Ｘ線ビーム束４ａは図３の絞り込みの場合にはやや傾斜している。この傾斜状態は、検出器５をｚ軸方向にほんの少しシフトすれば回避できる。図４では検出器は検出器ライン幅の半分ｄ/２だけシフトされ、従って焦点面１２ａに対して非対称に配向されている。
【００２３】検出器５を固定的に非対称的に配向することによって断層画像の作成の際にコーン角度の拡大がもたらされる。焦点面１２ａのわずかな傾きのため、患者用寝台１の上方に垂直に管４が位置する場合に又は患者用寝台１の下方に垂直に管４が位置する場合に影像はこの不都合なしに作成される。この傾きはこの場合図６から次の値である。すなわち、δ＝arctan(ｄ/２Ｄ)ただしここで検出器ラインの幅がｄであり、焦点１２から検出器５までの距離がＤである。従って、ラインが偶数個でかつ管の位置が有利な場合にも患者用寝台平面に対して正確に垂直な影像のプロジェクションが可能である。
【００２４】代わりに、ライン数が偶数である場合、図５に示された絞り込みも可能である。この場合、中央の２つのラインがそれぞれ半分だけ照射されるように絞り１０及び１１を調整する。付加的な加算素子によって両方のラインのチャネルはＡ/Ｄ変換の直前で統合されてデータ検出システム６に供給されるか、又はこの２つのラインのチャネルは別個に検出され画像コンピュータ８に伝送される。後者の場合、隣接するラインのチャネルの加算は画像コンピュータで行われる。
【００２５】ｂ）マルチラインモード図７は検出器５の有利な利用法を示している。この利用法では、検出器５のうちのｍ個（ｍ≦ｎ）の平行な検出器ラインが、スリット絞り１０、１１を相応に調整することによってマルチライン検出器又はマトリクス検出器のｎ個のラインから選択される。
【００２６】原理的にはこの装置において各検出器ラインｉ（ｉ＝１，...，ｍ）によって別個の影像Ｔiに対するデータが得られる（図７の例ではｉ＝１,２,３,４ ）。この場合、個々の画像の作成は、シングルライン検出器における影像の計算に相応して同一の検出器ラインの複数のプロジェクションを影像の等間隔の走査線へと統合することによって行われる。測定終了後、影像ＴiとＴi＋１とは相互にこのＣＴ装置のアイソセンタにおける個々のスライスの幅Δｚdに相応する距離だけｚ方向にシフトされて加算され１つの全体画像を作り出す。加算の前のこのシフトによって個々の画像のラインの正確な空間的相関関係が保証される。
【００２７】より正確にはＺilは検出器ラインｉに対する影像Ｔiにおけるｌ番目のラインを示す。よって、全体画像のｌ番目のラインＺlは次式によって合成される。
【００２８】
Ｚl＝Ｚml＋Ｚm−1,l＋1＋.....Ｚ１,l＋m−1又は画像Ｔiを基準にして【００２９】
【数１】
【００３０】ただしここでインデックスｋはｌ番目のライン内の画素を示す。【００３１】よって、個々の検出器ラインからの情報を加算する本発明のやり方にとっては、まず最初に部分画像Ｔiを作成し次にこれを加算して出力画像を作り出すのか、それともすでに測定中に個々のラインの結果を重畳するのか、ということは重要ではない。影像の重畳のオンライン計算のための本発明の方法（グローイング・トポグラム（Growing Topogram））を後で示す。
【００３２】「ボケ低減フィルタ（debluring filter）」並んで配置された複数のスライスの同時走査によって影像撮影を加速することが可能となる。しかし、このために必要な患者用寝台のより高速なシフトによって、ｚ方向における影像のより強いボケが現れる。このボケを補整するために、「ボケ低減フィルタ」の使用によって鮮鋭な結像が得られる。影像の実現に使用される「ボケ低減フィルタ」を後で記述する。
【００３３】適応散乱線補正線量利用の改善のために個々の影像を加算する他に、適応散乱線補正が画像改善のために実施できるようにマルチラインモードでの測定を構成する。
【００３４】本発明ではこの目的のためにｚ方向においてＸ線ビームを絞り込み、ダイレクトなＸ線ビームが検出器ラインの一部分のみに命中するようにする。有利には、図８のようにＸ線ビームを中央の検出器ラインｍiに対称的に配向する。しかし、このダイレクトなＸ線ビーム内にない乃至はこのダイレクトなＸ線ビーム内に入れない外側の検出器ライン、少なくとも１つのラインは、この場合散乱線成分の測定に利用される。後で記述する計算方法に従って、散乱線測定からの情報は本来の測定ラインの補正に使用される。
【００３５】このマルチライン技術の利点は、以下の点である。
【００３６】ａ）同じ管電流で影像に対する線量が数倍（ｍ倍）になる。これはとりわけ強い被検体減弱（太った患者、肩領域の側面からの影像）の場合に重要である。
【００３７】ｂ）これに相応して同じくらいの線量では管電流は１/ｍ倍に低減される。
【００３８】ｃ）ｍ個のラインの検出器を使用する場合に撮影パラメータ、すなわち管電流及び面積当たりの線量を一定に保つならば、撮影は１/ｍ倍の時間で行われる、もしくは同じ撮影時間ならば影像をｚ方向にｍ倍拡大することができる。
【００３９】ｄ）コリメータ１０、１１及び画像計算を相応に調整することによって、マルチラインシステムにより適応散乱線補正を行うことができ、従って結像の改善ができる。
【００４０】マルチライン検出器におけるＸ線影像のための画像計算（ドイツ特許第４２２３４３０号に記述されている）シングルライン検出器のためのオンライン影像計算方法に相応して、マルチライン影像においても画像コンピュータ８においてオンライン処理が実施できる。前述のマルチラインシステムの利点を完全に利用するために、図９及び図１０に従って新しい計算方法を示す。この場合、ブロック図に図示されている計算は各ラインに対して測定とともに実施され、影像は「グローイング・トポグラム」として既に測定中にモニタ９に出力される。様々な計算ステップの概略図が図９に示されている。
【００４１】有利には、この場合、異なる検出器ラインからのあらゆる寄与値が走査線のオンライン計算のために直接使用されるようにアルゴリズムを構成する。
【００４２】プロジェクションデータＰMの処理のためには、第１の計算ステップにおいて時間的に一定の間隔ｄｔ＝ｃｏｎｓｔで測定される、それぞれｉ番目の検出器ラインのｊ番目のプロジェクションＰM(j,ｉ,k)が、重み付け加算（補間）によって、一定間隔Δｚr＝ｃｏｎｓｔを有するそれぞれｉ番目の検出器ラインのｌr番目の走査線Ｚr(ｌr,ｉ,k)に換算される（図１０参照）。この場合ラインＺr毎に加算されるプロジェクションＰMの個数Ｌは寝台運動の瞬時の速度ＶjMの関数である。「ボケ低減フィルタ」の最適化のために、有利にはまず最初にｚ方向における係数νだけ高められた画像サンプリング周波数から出発する。従って、最終的に得られる影像のライン間隔がΔｚbである場合、計算のためのライン間隔は次式で与えられる。
【００４３】Δｚr＝Δｚb/ν公式としては次式が得られる。
【００４４】
【数２】
【００４５】第２のステップでは異なる検出器ラインの寄与値が統合される。等しいライン間隔を有する検出器において又は既に等しいライン間隔で統合されたプロジェクションにおいて、Δｚb＝ν・Δｚrのずれに相応して、νラインだけずれたパケット（インデックスｌr）からそれぞれ隣接する検出器ライン（インデックスｋ）が加算される。
【００４６】
【数３】
【００４７】検出器ラインが等間隔ではないラスタ状に存在する場合、適当なやり方で各チャネルｋに対して隣接する検出器ラインｉとｉ＋１との間で、すなわち個々の検出器ラインの順次読み出される値...,ｌr−１,ｌr ,ｌr＋１,...の間で補間される。連続する値の間のそれぞれｎ個の基準点による補間、すなわち２つの隣接するライン毎の補間はｎ・ｍ補間マトリクスにまとめられる。使用される補間形式に依存して決定される補間重み付けｂ(λ,κ)によって第２の処理ステップのための次の一般的な補間規則が与えられる。
【００４８】
【数４】
【００４９】検出器ラインの統合に続いて第３ステップでは患者用寝台の連続運動によるボケアーチファクトを低減する本来の「ボケ低減フィルタ」が使用される。このフィルタのパラメータ設定方法はとりわけAndrews及びHunt1の文献に記載されている。
【００５０】有利にはこの「ボケ低減フィルタ」を非再帰形デジタルフィルタ（ＦＩＲフィルタ）として構成する。インパルス応答の長さＭ（Ｍは奇数）及びこのインパルス応答の係数ｈ(κ)はｚ方向における平滑化に相応して決定される。このフィルタの出力値ＺrD(ｌr,ｋ)は次式によって計算される。
【００５１】
【数５】
【００５２】この「ボケ低減フィルタ」を実施するためにνだけ高められたｚ方向におけるサンプリングが選択されていた。この出力値を相応にサブサンプリングすることによって本来の走査線Ｚb(ｌb,ｋ) が得られる。
【００５３】Ｚb(ｌb,ｋ)＝ＺrD(ν・ｌb,ｋ)図１０に示されている実現提案は可能な実施形態である。計算経過を最適化するための上述の関係式の様々な変形実施形態が本発明には含まれる。特にサブサンプリングの際に不必要とされる値まで計算する必要がないように「ボケ低減フィルタ」が変形される。ｌrに依存する出力値ＺrDの計算にラスタΔｚrの全ての隣接する値が寄与するので、全ての測定データが取り出される。サブサンプリングによって画像ノイズ乃至は「線量利用」への付加的な影響は発生しない。
【００５４】ステップ１〜３における計算はそれぞれ異なるラインの全ての画素ｋに対して実施される。この場合、適当なバッファメモリの構造化により複数のＣＰＵで画素ｋの並列処理が可能である。
【００５５】第４の計算ステップでは図９に従って、シングルライン検出器の場合の影像計算のように、ライン方向に、つまりｚ方向に対して垂直方向に畳み込みが行われる。ライン方向におけるフィルタのインパルス応答は、減弱補整及びエッジ鮮鋭化が行われるように選択される。しかし、この場合、量子ノイズに関連する両方の方向において均一な画像の印象に注意すべきである。このライン方向のフィルタは直線畳み込みとして又は高速フーリエ変換による「高速畳み込み」として実施される。
【００５６】ビーム束４ａの絞り込みは、上述したような適応散乱線補正が可能となるように行われる。次いで、本来の画像構成のために内側のｍi検出器ラインだけが使用される。外側の検出器の測定値から、内側の検出器への被検体に依存する散乱線の影響が算出され、画像構成に寄与する個々の検出器ラインに対する補正マトリクスＳ(ｉ,ｋ)が形成される。多くの場合、計算の簡略化のために補正マトリクスＳ(ｉ,ｋ)を統合して補正ベクトルＳ´(ｋ)とすることが可能である。すると散乱線補正はサンプリング低減の後で行われる。
【００５７】
ＺrS´(ｌb,ｋ)＝Ｆ{Ｚr(ｌb,ｋ)；Ｓ(ｋ)}補正された値ＺrS´(ｌb,ｋ)は次いで図１１に図示されているようにライン方向に畳み込みをするための最後の計算ステップに供給される。
【００５８】個々の計算ステップの実施は特別な計算回路の形式のブロック図に従って行われる。本発明で提案された方法を有利にはプログラミング可能な計算エレメントで実施することもできる。
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| 【出願人】 |
【識別番号】３９００３９４１３
【氏名又は名称】シーメンス アクチエンゲゼルシヤフト
【氏名又は名称原語表記】ＳＩＥＭＥＮＳ ＡＫＴＩＥＮＧＥＳＥＬＬＳＣＨＡＦＴ
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| 【出願日】 |
平成１０年（１９９８）５月１９日 |
| 【代理人】 |
【弁理士】
【氏名又は名称】矢野 敏雄 （外３名）
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| 【公開番号】 |
特開平１１−２８２０４ |
| 【公開日】 |
平成１１年（１９９９）２月２日 |
| 【出願番号】 |
特願平１０−１３６５３７ |
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