CN102028493B - 在使用造影剂的条件下对周期性运动检查对象的改善扫描 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种在预检查的范围中借助于CT设备(3)使用造影剂(2)的条件下用于扫描周期性运动检查对象(1)的方法，其中，按照拍摄时间点(S1-S8)的序列采集测量数据，并且其中，从测量数据中为每个拍摄时间点(S1-S8)重建第一图像，从这些第一图像中确定造影剂(2)浓度时间上的历程。本发明的特征在于，为了分别采集运动的特定相位(P1-P8)，拍摄时间点(S1-S8)与检查对象(1)的运动信号(4)同步，其中，从测量数据中为每个拍摄时间点(S1-S8)重建与第一图像有微小时间偏移的第二图像，并且其中，通过第一图像与第二图像的比较为每个拍摄时间点(S1-S8)确定运动曲线(5)，该曲线代表周期性运动强度的时间历程。此外，本发明还涉及一种CT设备(3)和一种计算机程序。

Description

在使用造影剂的条件下对周期性运动检查对象的改善扫描
技术领域
本发明涉及一种在预检查的范围中使用造影剂的条件下借助于CT设备改进对周期性运动检查对象扫描的方法。
背景技术
利用CT设备对检查对象进行扫描的方法是普遍公知的。在此，例如应用环形扫描、带有进动的顺序环形扫描或螺旋形扫描。在这些扫描中，借助于至少一个X射线源和至少一个对置的检测器，以检查对象吸收数据的形式从一个角度间隔中收集测量数据，并且借助于相应的重建方法计算成图像，例如剖面图。
为了重建这些图像，现在作为标准方法使用的是一种所谓的滤波反投影方法(Filtered Back Projection；FBP)。数据采集之后，进行一个所谓的“重排(Rebinning)”步骤，在该步骤中将按照扇形由射线源所传播的射线产生的测量数据如此重新排列，使得它们以一个就像检测器被平行流向检测器的射线击中时那样的形式出现。然后，将测量数据变换到频率范围。在频率范围进行滤波，并且随后将滤波后的数据逆变换。借助于重排和滤波后的测量数据，然后在感兴趣的体积中的各个像素上进行反投影。
在扫描一个周期性运动的或运动着的检查对象(例如心脏或肺)或者一个至少局部周期性运动的检查对象时，缺点在于，在这些计算方法中可以在图像中形成运动模糊。即，在扫描过程期间采集的、对于重建图像所必须的测量数据中，可以根据采集的运动强度而出现检查对象或检查对象一部分的位置偏移，致使测量数据没有反映出检查对象所有空间上相同的状态。该运动模糊问题在对患者进行心脏CT检查时特别增强地出现，在这些检查中由于心脏运动在心脏范围出现强烈的运动模糊。
为了避免这样的运动模糊，因此在分析运动信号的情况下采集测量数据，在心脏情况下是分析由患者得到的EKG(心电图)信号。有两种重建方法，它们在途经原理上不同。
在回溯(retrospektiv)重建中，在心脏运动的整个周期采集测量数据并与EKG信号一起存储起来。在数据采集之后回溯地进行图像的重建，其中，在心脏静止阶段的测量数据，要么通过分析EKG信号选出，要么借助于普遍公知的移动映像(Motionmapping)方法通过分析包含在数据组中的运动信息选出。优点在于，可以单独确定每个周期的心脏静止阶段，使得重建的图像具有微小的运动伪影。然而，对于图像回溯重建的前提是，患者在整个扫描期间用完全X射线剂量照射，致使要使用比实际需要明显较大的X射线剂量。在扫描期间也将对实际重建并不需要的测量数据采集下来。
在预期重建中，在所记录的R波和所确定RR间隔时间的基础上，对心脏运动的时间上随后的待扫描的相位的拍摄时间点进行估计。为此，EKG信号的R波在此被用作为触发，以便利用通过拍摄时间点预先给定的延迟开始扫描。即，拍摄时间点就是所记录的R波与在运动的随后的周期之内采集测量数据的开始之间的时间间隔。它可以选择性的用与所确定RR间隔时间的关系，例如用百分比给出，但也可以用时间单位给出。通常，拍摄时间点通过操作人员依据经验和依赖EKG曲线中所观察的特性曲线来确定。这尤其有的缺点是，图像重建的结果非常依赖于各操作人员的经验。于是可以发生，用预先给定的拍摄时间点没有最佳地找到心脏运动的相位或静止相位，这导致可获得的图像质量变坏。然而，断层造影图像的预期重建的优点在于，将X射线管电流调制的使只在小的时间间隔内施加X射线剂量。
另一个给扫描造成困难的方面是，患者的周期性运动的检查对象，即心脏或肺，与周围相比具有类似衰减特性的事实，致使它们在图像中在没有另外的措施的条件下只通过微小的对比度映现出来。出于这个原因，在检查开始之前要给患者注射造影剂。造影剂与周围组织相比具有不同的衰减特性，以致于在图像中在检查对象与周围之间产生明显的对比度。
造影剂在患者身体中的扩散是个高动态的过程。在检查对象中造影剂的浓度先在一定的时间延迟后陡然上升，达到最大值并接着又下降。为了在正确的时间点、即在检查对象中造影剂最大浓度的时间点进行数据采集，在每次检查之前先用小剂量的造影剂(Testbolus试验推注)进行检查，目的是确定造影剂浓度的时间历程或造影剂曲线。
在此，将测量数据以拍摄时间点的序列采集，其中从测量数据中为每个拍摄时间点重建第一图像，从这些图像中确定造影剂浓度的时间曲线。
在心脏CT检查中，以固定预先给出的时间间隔，例如以一秒钟节拍，采集例如在向上的大动脉的上面心脏范围的测量数据。从测量数据中为每个拍摄时间点重建一幅层析图像。随后，由来自定位在层析图像中的ROI的衰减值分布，确定在大动脉范围中造影剂浓度的时间历程。所需要的扫描数量根据各个患者情况而定并且在3与15之间变化。
发明内容
本发明要解决的技术问题是，为周期性运动的检查对象在使用造影剂的条件下借助于CT设备改进扫描创造前提。
该技术问题通过按照本发明的一种方法，以及通过CT设备、计算机程序和计算机程序产品来解决。
在按照本发明的方法中，涉及的是一种方法，该方法在预检查的范围中借助于CT设备在使用造影剂的条件下用于扫描周期性运动的检查对象。在此，将测量数据按照拍摄时间点的序列采集，其中，此测量数据中为每个摄取时间点重建第一图像。从第一图像中确定造影剂浓度的时间曲线。按照本发明为了分别采集运动的特定相位，拍摄时间点还与检查对象的运动信号同步。此外，为每个拍摄时间点，从测量数据中重建一个与第一个图像有微小时间偏移的第二个图像，其中通过第一个图像与第二个图像的比较为每个拍摄时间点确定运动曲线，该曲线代表周期性运动的强度的时间历程。作为检查对象例如用心脏或肺，作为运动信号例如应用EKG信号或呼吸信号。
因此，从通过应用造影剂强制强制要求的预检查中，不像迄今只确定造影剂浓度的时间历程，而是还要确定与运动信号相关的运动强度信息。在一个周期上的运动强度时间历程是通过运动曲线给出的。然后，从该运动曲线中以改进的形状可以确定对周期性运动静止相位的扫描时间点。因此，可以重建出高质量的图像，这些图像几乎不具有运动伪影。在选择正确的扫描时间点的情况下，也就不再需要医生的经验，使得稍加训练的应用者也可以进行检查。
发明者特别地认识到，关于检查对象运动的附加信息通过对预检查所应用的扫描草案(Scanprotokoll)稍加调整就可能。即，扫描时间点不像迄今那样在一个固定设置的时间间隔中拉开距离布置。按照本发明它们与运动信号同步。如在开头时提到的那样，在这种情况下例如将EKG信号的R波为此作为触发使用，以便利用通过预先给定的拍摄时间点的延迟开始扫描。拍摄时间点是所记录的R波与在运动随后的周期之内采集测量数据的开始之间的时间间隔。它可以选择性的用与所确定RR间隔时间的关系，例如用百分比给出，但也可以用时间单位给出。除此之外，在一个周期之内拍摄时间如此设置，使采集运动的不同相位。在图像中，运动表现出来的是检查对象的移动。因此，为每个拍摄时间点收集如此之多的测量数据，使第二图像的重建用与第一图像微小的时间距离就可能，其中从这样所获得图像的比较中得到运动信息。有关运动的附加信息就可用预检查范围中最小附加的剂量产生。
在本发明的一种实施形式中，这样去选择拍摄时间点，使为每个所观察时间点所采集的相位尽可能等距离地分布在运动的一个周期上。即，测量数据应该均匀地覆盖周期时间0％与100％之间的整个范围。使序列在0％时开始和各递增一个固定的百分数(例如5％)，是没有意义的，因为先验的扫描数不是固定的和因此不能为均匀的覆盖确定最佳的递增量。
有利的是，由以基数为二的“Van der Corput”序列确定拍摄时间点的序列。该序列尽可能均匀地添满对每个时间点预先给定的间隔并且允许几乎是等距离的扫描。
在本发明的扩展中，从第一图像与第二图像之间的差作为周期性运动强度的度量为每个拍摄时间点确定运动测量值。在此，第一和第二图像对应的图像数据逐图像点彼此相减。通过如此形成差值的绝对值求和以及通过对图像点数量有关的求和值的标准化并且任选地通过在如此已标准化的求和值所观察到的最大值上的进一步标准化，为每个拍摄时间点得出一个值，该值是检查对象运动的度量。
在本发明的实施方式中，通过到在拍摄时间点上所确定运动测量值的模型函数的近似来确定运动曲线。在这种情况下，模型函数包含有关于运动曲线的先验知识，使得可以用少量的网格点(Stützstelle)确定运动曲线，其中每个网格点由一对值：拍摄时间点和运动的强度值形成。在此有利地，在使用以最小平方方法为基础的Chi-Quadrat-Fit的情况下进行近似。
在本发明的一种扩展中，确定至少一个与运动曲线局部最小值对应的、检查对象微小运动的扫描时间点。对于这个扫描时间点，在所重建的图像中运动伪影最少。
优选地，为这个扫描时间点确定一个重要性值，该值代表出现该最小值的概率度量。在这个信息的基础上，可以在扫描时间点上为采集测量数据确定数据间隔的大小。如果在有较小概率时找不到运动的最小值或周期运动的静止相位的风险高，则可以将与由测量数据聚集时间间隔对应的数据间隔选择的如此之大，使对在最佳相位上的图像回溯重建成为可能。
按照本发明的CT设备，包括有控制和计算单元，该单元用于从测量数据中重建检查对象的图像。该CT设备包括一个用于存储程序代码的程序存储器，其中存在程序代码(以及必要时的其它内容)，该程序代码适用于实施上述类型的一种方法。此外，还可以包括其它类型的部件，这些部件例如为采集测量数据所必须。
按照本发明的计算机程序具有程序代码装置，如果该计算机程序在计算机上运行，则该程序代码装置适用于实施上述类型的方法。
附图说明
下面用一个实施例和用示意的附图详细说明本发明。其中
图1按照透视图示出了带有图像重建部件的CT设备，该设备适合于实施本发明的方法，
图2示出了EKG信号和与其对应的模型函数运动曲线的历程，和
图3示出了运动测量值的误差函数。
具体实施方式
在图1中示出的是按照带有图像重建装置8的计算机断层造影系统形式的CT设备3。在机架外壳中有一个在此未示出的封闭机架，在该机架上是第一拍摄系统9，11，该系统包括第一X射线管9与在对面布置的第一探测器11。任选的是，在此处示出的CT设备3中布置了第二拍摄系统10，12，该系统相对于第一拍摄系统9，11是错位一个角度、例如错位90度布置的。通过附加的拍摄系统10，12，可以实现一个较高的时间分辨率，或在应用不同的X射线能量频谱的条件下在拍摄系统9，10，11，12中也可以进行“Dual-Energy(双能量)”检查。
此外，CT设备3包括患者卧榻13，在检查时患者14可以在卧榻上沿着也称作为z轴的系统轴在测量场中调整，其中扫描本身也可以只在感兴趣的检查范围在没有患者推进的条件下进行纯环形扫描。此时，拍摄系统9，10，11，12围绕患者14旋转，使得获得来自不同角度方向的投影测量数据，这些数据然后被用于图像重建，例如层析图像或立体图像重建。在扫描大于检测器10，12的z覆盖的检查范围时，作为对无推进的环形扫描的替换，可以进行顺序的扫描，在该扫描中将患者14在各个扫描之间逐步通过测量场移动。为了扫描较大的检查范围，也进行螺旋扫描，其中将患者在用X射线连续沿着系统轴15旋转的扫描期间通过拍摄系统9，10，11，12的测量场移动。通过患者14沿着系统轴15和拍摄系统9，10，11，12同时旋转的运动，在螺旋形扫描时为X射线管9，10或检测器11，12相对于测量期间的患者14得出一个螺旋状轨迹(Helixbahn)。
控制和计算单元6利用在程序存储器7中存在的计算机程序代码Prg1至Prgn控制CT系统3。从控制和计算单元6可以经过控制接口16传输采集控制信号，以便按照一定的扫描草案操纵CT系统3。
由检测器11，12获得的投影测量数据(在下面也称为原始数据)经过原始数据接口17传输到控制和计算单元6。然后，这些原始数据(必要时适当的预处理之后)在图像重建装置8中被继续处理。在实施例中，图像重建装置8包括有程序存储器7，在该存储器中存放了可以在图像重建装置8的处理器上实施的程序代码Prg1至Prgn。然后，将图像重建装置8重建的图像数据存放在控制和计算单元6的存储器18中和/或通常在控制和计算单元6的显示屏19上输出。也可以将它们经过一个在图1中未示出的接口供给到一个连接到CT系统3上的网络，例如放射信息系统(RIS)，以及存放在那里可访问的测量存储器中或作为图像输出。
控制和计算单元6还完成EKG的功能，其中采用导线20以便导出患者14与控制和计算单元6之间的EKG电位。此外，在图1中示出的CT系统3也具有造影剂装置21，通过该装置还可以将造影剂2注射到患者14的血液循环中，使得患者的血管和与血管连接的器官(尤其是跳动着心脏1的心房)可以以较高的对比度在图像中显示。造影剂2可以按照这种方式用自动化的形式时间控制地从储存容器22经过造影剂软管23按照可调节的剂量和可调节的流动速度泵入到患者14的静脉。通过控制和计算单元6与造影剂装置21之间的电连接24，可以由控制和计算单元6预先设定造影剂分配的参数。除此之外，由此还存在进行灌注(Perfusion)测量的可能性，所建议的方法同样适用于该测量。
造影剂2在身体内的扩散是个高动态过程。注入到患者14体中的造影剂2通过血液循环并且在一定的时间后才到达检查范围。在到达检查范围时，造影剂2的浓度先是陡然上升，通过一个最大值并随后又下降。如果在检查时使用造影剂2，因此必须在预检查的范围内检查的准备阶段先确定在检查对象1中造影剂浓度的时间历程，以便扫描在浓度和因此在图像中产生的对比度最大时的时间点进行。
除此之外，在周期性运动的或受周期性运动影响的检查对象1或其中的部分的情况下，为了避免在重建图像中的运动伪影，测量数据的采集必须与运动信号4同步进行。
下面，用心脏1作为检查对象来说明按照本发明的方法。当然也适用于肺、这些检查对象的局部，也可适用于只受周期性运动影响的一些检查范围。
特殊的困难尤其在于去识别图2中示出的心脏周期TRR之内扫描时间点T1，T2，在该扫描时间点心脏1的运动最小或在该扫描时间点心脏1位于收缩或舒张的静止相位。
在预检查中确定两种信息，即为了识别扫描心脏起动时间有关造影剂浓度的时间历程的信息和为了识别收缩或舒张静止相位有关心脏运动强度的历程的信息，预检查的过程通过存储在控制和计算单元6上的预检查草案预先给定。
在预检查草案中以扫描参数形式存放下列未完全列举的信息：
扫描位置：在其上进行预检查的扫描位置，优选的是在向上的大动脉的上半部分心脏范围。
拍摄时间点的序列：拍摄时间点S1-S8与心脏周期时间TRR成比例给出并且为了扫描运动的不同相位P1-P8而在0％与100％之间心脏周期的全部范围均匀分布布置，其中序列的选择使在心脏周期中拍摄时间点S1-S8对每个时间点是尽可能彼此等距离布置的。该序列例如可以用所谓的“Van dercorput”序列按照下面的规则计算：
S(K)＝modulus(100-100*V2(K)，100)，其中
V2＝以基数为2的“Van der Corput”序列，
K＝拍摄时间点的数量，
S＝与心脏周期时间TRR有关的按照百分数的拍摄时间点S1-SK序列。
对于K＝8和K＝15的序列例如如下：
S(8)＝[0，50，75，25，87.5，37.5，62.5，12.5]
S(15)＝[0，50，75，25，87.5，37.5，62.5，12.5，93.75，43.75，68.75，18.75，81.25，31.25，56.25]
利用这样的序列尤其得到的优点是，在从预检查到预检查必要扫描极大变化的总数时，在每种情况时测量数据有向等距离拉开距离的相位P1-P8。
ROI：ROI代表层析图像内的图像范围，在该范围内为了确定造影剂2的动态特性测量图像数据或衰减值。
图2在下面的部分示出的是以EKG信号形式的运动信号4，在上面作为近似的结果示出的是运动曲线5，用该曲线代表心脏运动强度的时间历程。
在时间t轴之上绘制的是EKG信号4的水平。EKG信号4形象地说明患者14的心脏1的周期性运动，其中心脏周期的开始分别是通过R波R确定的，而各心脏周期的持续时间是通过RR间隔TRR(即通过开始各心脏周期的R波R与开始随后心脏周期的R波R的距离)确定的。心脏相位在R波R为0％时开始而在下一个R波R为100％时结束。如在EKG信号4时绘制时的时间与如在运动曲线5时绘制的心脏相位之间的量纲换算在任何时间都是可能的。
用Si表示拍摄时间点，其中下标变量i的值被设定在1与8之间并且标志心脏周期，在该心脏周期中以相应的拍摄时间点进行扫描。虽然在每个心脏周期时每次只在一个拍摄时间点采集测量数据，为说明扫描不同的相位P1-P8将总共8个拍摄时间点S1-S8的整个序列标出来。一个已记录的R波用于拍摄时间点S1-S8的触发作用。即，拍摄时间点S1-S8代表时间间隔，从R波在这些时间间隔之后延迟地开始扫描。触发作用要这样进行，即在两个连续的扫描之间有至少0.8秒的间隙。通过扫描与EKG信号4同步而导致的扫描脉冲时间上的改变，与固定的一秒钟距离相比，对造影剂的流动分析没有明显的影响。第一拍摄时间点S1以相位P1在0％时，即直接在已记录的R波时实施。在这个位置预计有心脏1运动的最大强度。
在拍摄时间点S1-S8时确定的运动测量值相应于心脏运动的强度，并且在图2上半部分的图中用I1-I8标记。此外，绘制了运动曲线5，该运动曲线在所测量的运动测量值I1-I8的基础上确定。
运动测量值I1-I8如下计算：在每个拍摄时间点S1-S8收集如此之多测量数据，使得可以用微小时间上的偏差(例如按照25ms的距离)重建总共两幅图像。在这种情况下，两幅图像之差是对心脏1的运动的度量。为了求差将来自两幅图像对应图像元素的差的绝对值相加。然后，将这个求和值除以图像的图像元素或被加数的总数，因此给出每个像素的图像数据偏差的平均值。当然，在求差时不考虑整个的图像，而也只考虑对于采集运动至关重要的图像片段。平均值的下限在完全相同的图像的条件下为零。上限取决于实际测量的心脏运动或对拍摄时间点S1-S8的心脏运动相位P1-P8，并且也受关于心脏1在z方向扫描位置的情况影响。对于强烈的心脏运动，典型的平均值估计在40HU(Hounsfield Units)与60HU之间。将所计算的平均值标准化到相位P1为0％时的平均值上，因为在那里有最大的运动和因此有最大的平均值。这样标准化的平均值相应于用于确定运动曲线5所应用的运动测量值I1-I8。因此，所测量的强度值取得0与1之间的值。
拍摄时间点的数量以及由此为了确定运动曲线5网格点的数量，在以前的完全对比时可以是尽可能的很小。因此有意义的是，引入有关心脏运动强度历程的先验知识和有关为扫描不同相位P1-P8合理选择拍摄时间点S1-S8的先验知识，使得对于例如少于5个拍摄时间点也达到可利用的结果。
在随后的主检查中，借助于以最小平方方法为基础的Chi-Quadrat-Fit确定用于扫描心脏的最佳扫描时间T1，T2或最佳相位。作为Fit的基础应用一个模型函数作为起始运动曲线，该运动曲线描述所期待的运动强度在时间上的历程。模型函数具有两个最小值，即收缩的最小值25和舒张的最小值26。作为预先设置将收缩的最小值25置于相位30％之处并将舒张的最小值放在相位70％的地方。Fit过程涉及的是一种近似方法，其中Fit曲线从模型函数出发用尽可能微小的误差接近测量的运动测量值I1-I8。人为地将理论运动测量值的误差27固定在0.1。在图2中上半部分的图说明的是这个情况。为了避免在所确定的静止相位或扫描时间点T1和T2上测量系列在错误的Z位置(在该位置上看不见运动)导致完全偶然的结果，给运动测量值I1-I8分配一个以在相位0％时所测量的运动为基础的测量误差。在图3中绘出的是相应的误差函数28。Chi-Quadrat-Fit以模型函数的理论运动测量值和所测量的运动测量值I1-I8为基础实施。作为近似的结果产生Fit曲线作为运动曲线5，由该曲线可以一起用重要性值确定收缩和舒张的静止相位25，26。
需要说明的是，当然也可以使用C形臂设备代替在此用计算机断层造影装置形式说明的CT设备3。
总之，本发明可以概括如下：
本发明涉及一种在预检查的范围中借助于CT设备3在使用造影剂2的条件下用于扫描周期性运动的检查对象1的方法，其中，按照拍摄时间点S1-S8的序列采集测量数据，并且其中，从测量数据中为每个拍摄时间点S1-S8重建第一图像，从这些第一图像中确定造影剂2浓度时间上的历程。本发明的特性在于，为了分别采集运动的特定相位P1-P8，拍摄时间点S1-S8与检查对象1的运动信号4同步，其中，从测量数据中为每个拍摄时间点S1-S8重建一个与第一图像有微小时间偏移的第二图像，并且其中，通过第一图像与第二图像的比较为每个拍摄时间点S1-S8确定运动曲线5，该曲线代表周期性运动强度的时间历程。这点尤其具有的优点是，从强制要求的预检查中在最少提高剂量的条件下也获得运动信息。此外，本发明还涉及一种CT设备3和一种计算机程序。

Claims (10)

1.一种在预检查的范围中借助于CT设备(3)使用造影剂(2)的条件下用于对周期性运动检查对象(1)扫描的方法，其中，按照离散的拍摄时间点(S1-S8)的序列采集测量数据，并且其中，从所述测量数据中为每个拍摄时间点(S1-S8)重建第一图像，从这些第一图像在确定造影剂(2)浓度时间上的历程，
其特征在于，
为了分别采集运动的特定相位(P1-P8)，将拍摄时间点(S1-S8)与所述检查对象(1)的运动信号(4)同步，其中，从所述测量数据为每个拍摄时间点(S1-S8)重建与第一图像有微小时间偏移的第二图像，并且其中，通过所述第一图像与第二图像的比较为每个拍摄时间点(S1-S8)确定运动曲线图(5)，该曲线图代表了周期性运动强度的时间历程。
2.如权利要求1所述的方法，其中，所述拍摄时间点(S1-S8)序列选择为使得每个所观察的时间点(S1-S8)所采集的相位(P1-P8)尽可能等距离地在运动的一个周期上分布。
3.如权利要求1所述的方法，其中，由以基数为二的“Van der Corput”序列计算出所述拍摄时间点(S1-S8)序列。
4.如权利要求1所述的方法，其中，从所述第一图像与第二图像之间的差中为每个拍摄时间点(S1-S8)确定运动测量值(I1-I8)，作为周期性运动强度的度量。
5.如权利要求4所述的方法，其中，通过在所述拍摄时间点(S1-S8)上所确定运动测量值(I1-I8)模型函数的近似，来确定所述运动曲线(5)。
6.如权利要求5所述的方法，其中，在使用以最小平方方法为基础的Chi-Quadrat-Fit情况下确定所述近似。
7.如权利要求1至6中任一项所述的方法，其中，确定至少一个与所述运动曲线(5)局部最小值对应的、所述检查对象(1)微小运动的扫描时间点(T1，T2)。
8.如权利要求7所述的方法，其中，为所述扫描时间点(T1，T2)确定一个重要性值，该重要性值代表出现所述最小值的概率度量。
9.如权利要求1至6中任一项所述的方法，其中，作为所述检查对象(1)采用心脏或肺，作为所述运动信号(4)使用EKG信号或呼吸信号。
10.一种CT设备，其具有控制和计算单元(6)，用于在进行预检查的范围中在使用造影剂(2)的条件下扫描周期性运动的检查对象(1)，该控制和计算单元被构造用于实施如权利要求1至9中任一项所述的方法。
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