CN102440799A - 用于对患者进行计算机断层造影螺旋扫描的方法和ct设备 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种用于在运动的器官、尤其是跳动的心脏的区域中对患者(7)进行计算机断层造影螺旋扫描的方法和CT设备(1)，其中设置小于最大螺距的螺距，利用该最大螺距还可以重建180°图像数据，并且在扫描期间依据投影角来限制所使用的检测器数据的z宽度和在至少一个被照射的检测器(3，5)上的位置，使得分别形成具有更小z宽度和与真实检测器的z速度曲线不同的z速度曲线的有效的虚拟检测器，以及基于至少一个虚拟检测器的检测器数据重建所述运动的器官。

Description

用于对患者进行计算机断层造影螺旋扫描的方法和CT设备

技术领域

本发明涉及一种利用具有至少一个检测器的CT设备在运动的器官、尤其是跳动心脏的区域中对患者进行计算机断层造影螺旋扫描的方法和一种CT设备。

背景技术

这种用于对患者进行螺旋扫描、尤其是还用于对跳动的心脏进行由运动触发的螺旋扫描和断层造影显示的CT设备和方法是普遍公知的。在这方面例如参考文献DE102007056801A1。

这种公知设备和方法的一个重要问题在于时间分辨率仍然不足以对具有在每分钟大约80次以及更大范围内的正常心率的心脏在一个静止阶段中进行成像。因此尝试为CT设备配备越来越宽的检测器，其中根据目前使用的工作方式，在扫描时，进动速度或螺距也增加得越来越多，这由于由此带来的在扫描开始之前或在扫描开始时作用于患者的高加速度力而遇到了限制并且产生了负面的副效应。

发明内容

因此本发明要解决的技术问题是找到一种扫描方法，利用该方法在将来的具有较宽检测器的双源CT设备中，即使在心率高于目前的炫速扫描(Flash-Spirale)的情况下也能实现更短的总拍摄时间以及无运动伪影的心脏显示，而无需相对于目前的现有技术提高进动速度。

本发明已经认识到：

已经表明，代替在单源CT设备中大约1.5的最大螺距，利用双源CT设备依据重建的测量场可以实现3.2-3.4的最大螺距。螺距是每次旋转的进动除以检测器在z方向上的经过准直的宽度。在例如具有64×0.6mm准直的检测器中，在z方向上的经过准直的宽度-也称为z宽度-是38.4mm。在最大可能螺距的情况下，在双源CT设备中将来自每个探测器大约四分之一旋转的数据用于图像重建，因此，利用该扫描模式产生的图像的时间分辨率大约是双源CT设备的旋转时间的四分之一。可以在患者的心脏周期的可由使用者选择的阶段中在可由使用者选择的z位置-例如心基-上开始数据拍摄。因此在两个检测器的z宽度足够大的情况下，例如每个检测器64x0.6mm的情况下，可以仅在一个心脏周期中的预定心脏阶段拍摄患者的整个心脏。

在例如每个检测器具有64×0.6mm准直和0.285s旋转时间的两个检测器的情况下，在螺距为3.2-3.4时最大卧榻进动大约是430-460mm/s。从而可以在大约0.26-0.28s内覆盖具有大约12cm的z伸展的心脏。为此在该示例中产生大约75ms的一个图像的拍摄时间，这相应于大约0.34-0.36s的总的数据拍摄时间。该时间足以在心率较低的情况下在静止阶段(心舒期)对心脏进行无运动伪影的成像。该方法作为所谓的“炫速扫描”用在本申请人的SOMATOM Definition Flash中。但是用于该方法的心率在每个检测器具有64×0.6mm准直的两个检测器的情况下与在“Definition Flash”中一样必须非常低，也就是说典型地根据目前的临床经验低于每分钟60次。在心率较高的情况下，总的数据拍摄时间太长，并且在相对来说是运动的心脏阶段中对心脏体积的部分进行拍摄，这导致运动伪影并且由此导致在临床上只能有限利用的结果。

因此为了在即使患者具有较高心率的情况下实现炫速扫描的在一般临床诊疗过程中的更宽的可用性以及更大的稳定性，非常期望的是进一步缩短总的数据拍摄时间，从而在心率较高的情况下也能避免在运动的心脏阶段中检查心脏体积的部分。这在原则上可以通过提高炫速扫描的卧榻进动来实现，而提高卧榻进动又通过在z方向上加宽两个检测器来实现。例如具有128×0.6mm准直来代替64×0.6mm准直的两个检测器理论上会允许进动速度加倍。但是将卧榻进动进一步明显提高到超过当今所实现的大约450mm/s的最大值在技术上是难以实现的，因为一方面必须快速进行加速到最后速度，另一方面加速运动对于患者必须是易于承受的。在加速时间增加直到达到最后速度的情况下，EKG触发所需要的对患者的EKG的预测是很难的，该预测可能必须超过两次心跳并因此是明显不可靠的。利用这样的扫描模式缩短了总的拍摄时间，但是明显难以在心脏周期的静止阶段内对该扫描进行正确定位，从而可能不能改善整个结果。

但是可以给出一种替换方法，利用该方法在双源CT设备具有两个在z方向上加宽的检测器-例如96x0.6mm或128x0.6的z覆盖的情况下，可以相对于现有技术缩短用于覆盖长度为L的扫描区域的这样的炫速扫描的总拍摄时间，而不会提高卧榻进动速度，也不会恶化各个图像的时间分辨率。

这可以通过以下方式进行：双源CT设备具有两个检测器，每个检测器具有N_q个具有经过准直的宽度S的检测器行。通过对以扇形几何形状拍摄的具有扇形投影角α的数据进行方位角重整，形成具有平行投影角θ的平行数据。下面考察以平行几何形状投影在旋转中心处的检测器。通过以下要求确定最大可能螺距p_max，即在检测器B的具有平行坐标b_max＝-R_Fβ_max的最上面的检测器行的测量场边缘处的射线，以及在检测器A的最下面的检测器行的测量场边缘处的互补射线，以小于经过准直的层厚度S相互分离。在此β_max是在期望测量场中的最大扇形角，R_F是管焦点与CT扫描仪的旋转中心之间的距离，q＝0是行号。在检测器A的最下面的检测器行的测量场边缘处的互补射线通过在测量系统在z方向上的四分之一旋转之后的平行坐标

和行号来定义，以实现明确定义的螺旋内插。这样的情况在图1中示出。箭头指向上面描述的在最大螺距时所投影的检测器的交点。

依据最大扇形角β_max，也就是依据期望的测量场的直径获得最大螺距：

$p_{\max }^{\mathrm{DSCT}}=\frac{2\mathrm{\π}(1+(N_q-1)\cos {\mathrm{\β}}_{\max })}{N_q(2{\mathrm{\β}}_{\max }+\frac{\mathrm{\π}}{2})}.$

在旋转中心，也就是对于β_max＝0，最大螺距是4。对于β_max～9°，这相应于直径大约为180mm的心脏测量场，可以选择大约3.4的螺距。由此在每个检测器具有64x0.6mm准直和0.285s旋转时间的两个检测器的情况下，产生458mm/s的进动速度。

在心脏CT的情况下，螺旋扫描通过患者的EKG触发，使得在患者的心脏周期的可由使用者选择的阶段中在可由使用者选择的z位置z₀上-例如心基上-开始数据拍摄。z位置z₀包括检测器A的投影角度间隔的起始角α₀，其用于在z位置z₀上重建图像。检测器B的投影角度间隔的起始角恰好错开了90°。总的来说，每个检测器用于一幅图像的投影角度间隔具有最小长度π/2+2β_max，对于β_max～9°也就是大约108°。

基于针对该β_max选择的最大螺距，用于在z位置z₀+Δz上被重建的下一幅图像的起始角相对于α₀移位了Δα。这相当于在患者的心脏周期中的阶段移动(Phasenverschiebung)。因此，连续的图像在时间上稍微错开。因此从位置z₀上的第一幅图像到位置z₀+L上的最后一幅图像的时间位移加上用于拍摄一幅图像的时间确定了扫描的总的拍摄时间，其中L相应于扫描区域的长度。该状况在图2中示出。

角度位移Δα被计算为：

对于相应于心脏所需要的L＝120mm的扫描区域的Δz＝120mm来说产生Δα＝331°，其中p_max＝3.4，N_q＝64和S＝0.6mm。如果每幅图像的最小投影角度间隔采取π/2+2β_max，对于β_max～9°也就是108°，则扫描的总的角度区域是439°。在旋转时间为0.285s的情况下，这相当于348ms的总拍摄时间。

如果将检测器加宽一倍，也就是例如选择N_q＝128和S＝0.6mm，则在螺距p_max＝3.4时产生916mm/s的最大进动速度，而且根据上面的计算式产生166°+108°＝274°的总的扫描角度区域，这相当于在旋转时间为0.285s时总拍摄时间缩短为217ms。该状况在图3中示出。但是，如果同时要求最高1秒的短的加速阶段以及同时要求温和的、患者能承受的加速度，这样高的进动速度在技术上是不可实现的。

这种困境可以在以下情况时得到解决，即如在过宽的检测器对中可能的那样，在真实的检测器以第一速度扫描期间这样利用检测器平面或检测器信号，就像虚拟的较窄检测器以比实际检测器更高的速度扫描患者那样。优选地，这样来选择该更高的平均速度或者产生该平均速度的速度曲线，使得在扫描开始时在扫描方向上的最后一个检测器行与虚拟检测器的最后一个检测器行重合，以及在扫描结束时真实检测器的最前面的检测器行与虚拟检测器的最前面的检测器行重合。

双源CT设备具有两个检测器，每个检测器具有N_q个具有经过准直的宽度S的检测器行，对上述例子来说N_q＝128和S＝0.6mm。用具有小于最大螺距p_max的螺距p的炫速扫描来运行CT设备，该螺距p被允许用于所选择的扇形角β_max。例如，可以用螺距p＝1.7来运行该CT设备，由此进动速度在所显示的示例中在旋转时间为0.285s的情况下还是为458mm/s，并因此恰好与用于仅具有64行的双源CT设备的最大进动速度一样大。

通过更小的螺距，在任何z位置上都提供了大于最小投影角度间隔π/2+2β_max的投影角度间隔以用于重建图像。所提供的投影角度间隔近似为Δα＝2π/p，因此对于p＝1.7，每幅图像的最大投影角度间隔大约是212°。

如果该最大投影角度间隔未被完全利用，而是仍然只有最小投影角度间隔π/2+2β_max被用于重建图像，则可以获得改善的时间分辨率。此外，通过在最大允许的投影角度间隔内灵活地选择和依据图像位置地移动该最小投影角度间隔，可以将用于连续的在z位置方面错开Δz的图像的起始角移动小于Δα，以由此将用于扫描的总拍摄时间最小化。

为了重建在z位置z₀处的图像，例如不使用相应于最大投影角度间隔的开始的起始角α₀，而是使用在该最大投影角度间隔内移动了的起始角α₀′＝α₀+2π/p-π/2-2β_max。

相应地，为在z位置z₀+Δz上的下一幅图像选择较小的角度位移Δα′，该角度位移被计算为 ${\mathrm{\Δ\α}}^{\′}=2\mathrm{\π}\frac{\mathrm{\Δz}}{p{N}_{q}S}-\frac{2\mathrm{\π}}{p}+\frac{\mathrm{\π}}{2}+2{\mathrm{\β}}_{\max }.$ 该状况在图4中示出。

对于Δz＝120mm(具有L＝120mm的心脏的整个扫描区域)，p＝1.7，N_q＝128和S＝0.6mm，产生Δα＝227°。如果每幅图像的最小投影角度间隔采用π/2+2β_max，对于β_max～9°也就是大约108°，则获得达335°的整个扫描角度范围。在旋转时间为0.285s的情况下，这导致总拍摄时间仅有265ms，尽管进动不大于在检测器具有N_q＝64和p_max＝3.4以及相应的总拍摄时间为348ms的情况。

为了提高这样的扫描模式的剂量效率，合适的是通过两个可在z方向上运动的、相互独立可控的辐射器一侧的光阑夹板(Blendenbacken)在检测器上对每个投影角恰好开放(einblenden)所使用的区域并且遮蔽(ausblenden)未使用的区域。这在图5中示意性示出。通过两个在辐射器一侧的光阑夹板在检测器上遮蔽的区域在图5中作为用于4个不同投影角的黑色粗线示出。

相应于上面描述的基本思想，发明人建议一种利用具有至少一个检测器的CT设备在运动的器官、尤其是跳动心脏的区域中对患者进行计算机断层造影螺旋扫描的方法，具有以下方法步骤：

-在使用具有预定z宽度的检测器和对准该检测器的射线束的情况下，以小于最大螺距的螺距来执行螺旋扫描，利用该最大螺距还能重建180°图像数据，其中

-在扫描期间依据投影角，限制所使用的检测器数据的z宽度和在至少一个被照射的检测器上的位置，使得分别形成具有更小z宽度和与真实检测器的z速度曲线不同的z速度曲线的有效的虚拟检测器，以及

-基于至少一个虚拟检测器的检测器数据重建运动的器官的所述区域。

要指出的是，对最大螺距的定义-在该最大螺距时还能重建180°图像数据-一方面依据CT系统的类型而与辐射器-检测器系统的数量有关，另一方面在这种考察情况下也应当忽略对通过扫描空隙形成的数据进行内插的可能性。因此，最大螺距相应于这样的进动速度，在该进动速度时还可以重建180°图像数据，但是不产生不需要的扫描冗余。基于该定义，对专业人员来说在此所描述的概念“最大螺距”或“最大进动速度”是定义清楚的(eindeutig)。

通过该措施实现的是，可以用高的以及必要时可变的“虚拟”速度来运行实际用于产生待重建的断层造影数据的虚拟检测器，而实际在机械方面要运动的非常宽的真实检测器只须以比较小的速度在系统轴方向上加速和运动。这一方面避免需要极其稳定的机械结构，另一方面也避免了对患者的加速作用，这种加速作用同样可能导致不期望的运动伪影。

有利的是，为了以尽可能小的剂量负荷执行扫描或不会施加无用的剂量，限制检测器数据，使得通过可变和受控的光阑依据投影角地在射线束的z宽度和位置方面限制该射线束。

此外，对于至少一个虚拟检测器可以使用大于所对应的真实检测器的平均螺距的平均螺距，其中该平均螺距分别在扫描开始和扫描结束之间测得。

此外，可以将至少一个虚拟检测器的z速度曲线与所述z速度曲线匹配，使得在扫描开始时从z方向上看是真实检测器的最后一个检测器行与虚拟检测器的最后一个检测器行重合，并且在扫描结束时真实检测器的最前面的检测器行与虚拟检测器的最前面的检测器行重合。由此真实检测器的检测器平面被最佳利用。

此外，可以按照以下方式来执行所述扫描和在此过程中执行的虚拟检测器的运动，即至少一个真实检测器在该扫描之前被加速到该扫描期间的恒定螺距。可替换的，所述至少一个真实检测器直到扫描结束都恒定地加速，或者直到扫描中点都恒定地加速并且从该中点开始恒定地减速。

如果例如要特别好地扫描心脏的起始区域和末端区域，在此期间存在不太感兴趣的区域，则选择至少一个虚拟检测器的速度曲线，使得该至少一个虚拟检测器在扫描开始以及结束时在预定的子路段上缓慢地在z方向上进动，并且在这些子路段之间快速进动。当然该方法不限于起始区域和末端区域。原则上可以通过虚拟检测器以相对小的进动速度分别扫描加强观察的区域，而不太感兴趣的区域可以被快速通过或者还在没有重建的情况下被跳过。相应地，本发明的虚拟检测器的速度曲线是完全可变的并且基本上与真实检测器的速度曲线或恒定运动无关。

在此描述的本发明的方法原则上可应用于单检测器系统或多检测器系统。有利的是，使用至少两个真实检测器与至少两个对应的射线束。

此外，可以按照公知的方式通过生理信号触发所述扫描，例如可以使用患者的EKG信号或呼吸信号。

此外建议，以至少两种不同的平均辐射能量来进行所述扫描，和/或针对至少两种不同的平均辐射能量来至少执行所述重建。为此尤其是还可以使用能量选择性的检测器。

除了本发明的方法之外，发明人还建议一种用于在运动的器官、尤其是跳动心脏的区域中对患者进行计算机断层造影螺旋扫描的CT设备，该CT设备具有以下特征：

-至少一个设置在支架上并且围绕z轴旋转的检测器与对准该检测器的射线束，

-其中设置光阑，该光阑在扫描期间依据投影角在射线束的z宽度和在至少一个被照射的检测器上的位置方面限制该射线束，以及

-控制装置，该控制装置被编程为，使得形成具有较小z宽度和与真实检测器的z速度曲线不同的z速度曲线的有效的虚拟检测器。

此外在本发明的CT设备中，可以设置重建装置，该重建装置基于至少一个虚拟检测器的检测器数据重建运动的器官的至少一个区域。

最后，所述CT设备在支架上可以具有两个或三个真实的有角度位移的检测器，并且具有用于构成两个或三个虚拟检测器的装置。

附图说明

下面借助附图利用优选实施例详细描述本发明，其中仅显示理解本发明所需要的特征。使用下面的附图标记：1：双源CT设备；2：第一X射线管；3：第一检测器；4：第二X射线管；5：第二检测器；6：支架壳体；7：患者；8：患者卧榻；9：系统轴；10：计算机；11：造影剂施加器；12：EKG扫描导线；A，B：进行投影的检测器；B1，B2：光阑；I：投影角度间隔；Db：检测器宽度；Prg₁至Prg_n：计算机程序；Sb：扫描区域；Vo：检测器上边缘；Vu：检测器下边缘；α：投影角；β：扇形角。

具体示出：

图1：投影在双源CT设备的旋转中心的没有按照本发明限制的检测器的显示；

图2：双源CT设备的z宽度为64x0.6mm＝38.4mm的检测器的螺旋扫描的显示，该双源CT设备具有相应于针对β_max＝9°的最大螺距3.4的进动；

图3：双源CT设备的z宽度为128x0.6mm＝76.8mm的检测器的显示，该双源CT设备具有在连续进动时针对β_max＝9°的最大螺距p_max＝3.4；

图4：使用通过虚拟检测器使用的真实检测器的区域进行的扫描的根据本发明的变形；

图5：根据本发明的扫描变形，其中未通过虚拟检测器使用的真实检测器的区域借助两个光阑夹板B1和B2限制通过上面和下面的实心线限制由虚拟检测器扫描的平面；

图6：用于重建图像数据的虚拟检测器的投影角度间隔I的变化过程的其它变形；

图7：根据本发明的具有两个焦点检测器系统的双源CT设备。

具体实施方式

图1示出两个投影在双源CT设备的旋转中心的没有按照本发明限制的检测器。示出在横轴上的扇形角β对在纵轴上的CT设备的z坐标。最大螺距在此由以下条件产生，即在检测器B的测量场边缘上的射线与检测器A互补射线相隔小于层厚S，也就是存在如用箭头示出的重叠点。

图2示出双源CT设备的z宽度为64x0.6mm＝38.4mm的检测器的螺旋扫描，该双源CT设备具有相应于针对β_max＝9°的最大螺距3.4的进动。作为投影角的函数，示出相应于最后一个检测器行的检测器下边缘Vu的z位置的变化过程，以及相应于第一个检测器行的检测器上边缘Vo的z位置的变化过程。扫描区域Sb从z₀延伸至z₀+L。在z方向上的检测器宽度用Db表示。在所示情况下，L＝120mm，相应于心脏的z伸展。在变化过程Vo和Vu内示出检测器的分别用于重建截面图像的投影角度间隔I。在z方向上错开Δz的图像的投影角度间隔移动了Δα。在这种情况下，扫描数据的全部拍摄在331°+108°＝439°的角度上延伸，该角度在旋转时间为0.285s的情况下相应于348ms的总拍摄时间。

图3示出双源CT设备的z宽度为128x0.6mm＝76.8mm的检测器的连续进动，该双源CT设备具有针对β_max＝9°的最大螺距p_max＝3.4。还是作为横轴上的投影角α的函数，示出检测器下边缘Vu和检测器上边缘Vo的z位置的变化过程。扫描区域从z₀延伸至z₀+L。在所示情况下，扫描区域Sb具有长度L＝120mm，该长度相应于心脏的z伸展。每个检测器用于一幅图像的投影角度间隔作为直线显示并且用附图标记I表示。在这种情况下，扫描数据的全部拍摄在166°+108°＝274°的角度上延伸，该角度在旋转时间为0.285s的情况下相应于217ms的总拍摄时间。

在图4中示出双源CT的z宽度为128x0.6mm＝76.8mm的检测器的进动，该双源CT具有小于针对β_max＝9°的最大螺距p_max＝3.4的螺距p。在这种情况下p＝1.7。还是作为横轴上的投影角α的函数，在纵轴上示出检测器下边缘Vu和检测器上边缘Vo的z位置。扫描区域从z₀延伸至z₀+L，其中L＝120mm，其相应于心脏的z伸展。虽然在任何z位置上都提供了更大的投影角度间隔，但是每个检测器只有最小投影角度间隔π/2+2β_max用于图像重建。该投影角度间隔作为直线显示并且用附图标记I表示。为了重建z位置z₀上的图像，不使用相应于最大投影角度间隔的开始的起始角α₀，而是使用移位的起始角α₀′＝α₀+2π/p-π/2-2β_max。相应地对于在z位置z₀+Δz上的下一幅图像选择较小的角度位移Δα′。在这种情况下，扫描数据的全部拍摄在227°+108°＝335°的角度上延伸，该角度在旋转时间为0.285s的情况下相应于265ms的总拍摄时间。

因此该显示展示了在具有相对缓慢的第一进动速度的真实的非常宽的检测器中如何“调整出”相对窄的虚拟检测器-或者换句话说较窄的检测器区域，该较窄的检测器区域具有比真实检测器明显更快的虚拟进动速度。由于虚拟检测器不具有必须以虚拟检测器的进动速度运动的机械部件，因此也不会形成患者无法承受的加速力。

在图4中对没有用于虚拟检测器的检测器区域以及由此对所使用的、用于透射患者的辐射束的未使用的区域没有更多关注，而在图5中示出具有不需要的检测器区域的真实辐射阴影的扫描的根据本发明的变形。在此，为了避免不需要的剂量负荷，真实检测器的未通过虚拟检测器使用的区域借助两个光阑夹板B1和B2限制由虚拟检测器扫描的面积(通过实心线显示)。因此通过两个可运动并且可相互独立地控制的辐射器一侧的光阑夹板来对在真实检测器上不用于图像重建的区域进行遮蔽。示出用于4个不同投影角α的两个辐射器一侧的光阑夹板B1和B2。如从该显示中可以看出的，两个光阑夹板必须被控制为，使得它们异步打开并且又关闭。在此，通过光阑运动对CT系统形成的机械负荷可被基本上忽略。

最后在图6中以与图4和图5中相同的显示示出虚拟检测器的用于重建图像数据的投影角度间隔I的变化过程，其中通过相应选择检测器数据必要时在相应进行的通过控制光阑夹板对射线束进行遮蔽的情况下实现虚拟检测器的可变的以及在扫描期间改变的进动速度。

在这里示出的例子中，在保持用于数据拍摄的最小总拍摄时间的情况下在患者的心脏周期内对用于图像重建的投影角度间隔I的位置进行依据z位置的优化。虚拟检测器在扫描开始和结束时以相应于真实检测器的进动速度的进动速度运动。在该区域内实现最佳的图像显示。但是在中间区域中，虚拟检测器强烈加速并且以高的进动速度运动，但是这导致图像质量降低，该中间区域是心脏的对观察者来说显得不太重要的区域。

最后图7示出根据本发明的具有两个焦点检测器系统的双源CT设备1，该双源CT设备1用于执行本发明的方法。两个配备了宽检测器的焦点检测器系统通过第一X射线管2与对面的检测器3以及通过第二X射线管4与对面的另一检测器5形成。这些焦点检测器系统有90°角度位移地设置在支架上，并且位于支架壳体6中。患者7位于患者卧榻8上，该患者卧榻8在本发明的检查中在扫描期间沿着系统轴9穿过中心设置的测量场移动，从而相对于患者进行螺旋形扫描。根据本发明，这些焦点检测器系统还可以具有在此未详细示出的光阑夹板，这些光阑夹板按照本发明的方式限制从X射线管射出的射线束。

为了进行由EKG触发的扫描，在计算机10中还可以设置EKG分析装置，该EKG分析装置借助设置在患者身上的EKG扫描导线12分析患者7的EKG信号并且可以相应控制CT设备。此外，在患者卧榻8上还具有造影剂施加器11，该造影剂施加器11可以由计算机控制地在需要时进行相应的造影剂施加。

通过计算机程序Prg₁-Prg_n控制整个系统，该计算机程序存储在可以由计算机10访问的存储器中。在该存储器中还存在程序代码，该程序代码可以在系统运行时执行扫描以及对检测器数据的分析，包括检测器数据的重建。

因此总的来说，利用本发明描述了用于在运动的器官、尤其是跳动的心脏的区域中对患者进行计算机断层造影螺旋扫描的方法和CT设备，其中设置小于最大螺距的螺距，利用该最大螺距还可以重建180°图像数据，并且在扫描期间依据投影角限制所使用的检测器数据的z宽度和在至少一个被照射的检测器上的位置，使得分别形成具有更小z宽度和与真实检测器的z速度曲线不同的z速度曲线的有效的虚拟检测器，以及基于至少一个虚拟检测器的检测器数据重建所述运动的器官。

补充的还要指出，在此描述的扫描和图像重建由于期望的高时间分辨率而主要涉及在180°加上扇形角(＝180°-扫描)的角度范围上的完整扫描，并且相应于重建使用来自每幅图像总共180°的投影间隔(＝180°-图像)的检测器数据。

应当理解，本发明的上述特征不仅能以分别说明的组合而且还能以其它组合或单独地使用，而不会脱离本发明的范围。

Claims (17)

1.一种利用具有至少一个检测器(3，5)的CT设备(1)在运动的器官、尤其是跳动的心脏的区域中对患者(7)进行计算机断层造影螺旋扫描的方法，具有以下方法步骤：

1.1.在使用具有预定z宽度的至少一个检测器(3，5)和对准该至少一个检测器的射线束的情况下，以小于最大螺距的螺距来执行螺旋扫描，利用该最大螺距还能重建180°图像数据，其中

1.2.在扫描期间依据投影角、限制所使用的检测器数据的z宽度和在至少一个被照射的检测器上的位置，使得分别形成具有更小z宽度和与真实检测器(3，5)的z速度曲线不同的z速度曲线的有效的虚拟检测器，以及

1.3.基于至少一个虚拟检测器的检测器数据、重建运动的器官的所述区域。

2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，对检测器数据的限制按照以下方式进行，即通过可变和受控的光阑(B1，B2)依据投影角、在射线束的z宽度和位置方面限制该射线束。

3.根据权利要求1至2之一所述的方法，其特征在于，对于至少一个虚拟检测器使用大于所对应的真实检测器(3，5)的平均螺距的平均螺距，其中该平均螺距分别在扫描开始和扫描结束之间测得。

4.根据权利要求1至3之一所述的方法，其特征在于，将至少一个虚拟检测器的z速度曲线(I)与所述z速度曲线匹配，使得在扫描开始时在z方向上看见的真实检测器的最后一个检测器行与虚拟检测器的最后一个检测器行重合，并且在扫描结束时真实检测器(3，5)的最前面的检测器行与虚拟检测器的最前面的检测器行重合。

5.根据权利要求1至4之一所述的方法，其特征在于，至少一个真实检测器(3，5)在所述扫描之前被加速到该扫描期间的恒定螺距。

6.根据权利要求1至4之一所述的方法，其特征在于，所述至少一个真实检测器(3，5)直到扫描结束都恒定地加速。

7.根据权利要求1至4之一所述的方法，其特征在于，所述至少一个真实检测器(3，5)直到扫描中点都恒定地加速并且从该中点开始恒定地减速。

8.根据权利要求1至7之一所述的方法，其特征在于，所述至少一个虚拟检测器在扫描开始以及扫描结束时在预定的子路段上缓慢地在z方向上进动，并且在这些子路段之间快速进动。

9.根据权利要求1至8之一所述的方法，其特征在于，使用至少两个真实检测器与至少两个对应的射线束。

10.根据权利要求1至8之一所述的方法，其特征在于，通过生理信号触发所述扫描。

11.根据权利要求10所述的方法，其特征在于，使用患者(7)的EKG信号作为生理信号。

12.根据权利要求10所述的方法，其特征在于，使用患者(7)的呼吸信号作为生理信号。

13.根据权利要求1至12之一所述的方法，其特征在于，以至少两种不同的平均辐射能量来进行所述扫描。

14.根据权利要求1至12之一所述的方法，其特征在于，针对至少两种不同的平均辐射能量来执行所述重建。

15.一种用于在运动的器官、尤其是跳动的心脏的区域中对患者(7)进行计算机断层造影螺旋扫描的CT设备(1)，该CT设备具有：

15.1.至少一个设置在支架上并且围绕z轴旋转的检测器(3，5)与对准该至少一个检测器的射线束，

15.2.其中设置在扫描期间依据投影角、在射线束的z宽度和在至少一个被照射的检测器上的位置方面限制该射线束的光阑，以及

15.3.控制装置(10)，该控制装置被编程为，使得形成具有较小z宽度和与真实检测器(3，5)的z速度曲线不同的z速度曲线的有效的虚拟检测器。

16.根据权利要求15所述的CT设备(1)，其特征在于，设置重建装置，该重建装置基于至少一个虚拟检测器的检测器数据、重建运动的器官的至少一个区域。

17.根据权利要求15至16之一所述的CT设备，其特征在于，在支架上设置两个或三个有角度位移的真实检测器(3，5)，并且具有用于构成两个或三个虚拟检测器的装置。

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