CN1310983A - 用于具有任意节距的多切面ct成像的部分扫描加权 - Google Patents

Abstract

在本发明一个实施例中,公开了一种根据在物体(22)的计算机断层(CT)扫描中收集的一组投影数据来重建图象的方法,包括以下步骤:在零节距和高速节距之间的范围内选择一个节距;用有多面检测器(18)和移动辐射源(14)和CT成象装置(10),以所选节距对物体进行螺旋扫描,收集投影数据;对所收集的投影数据进行螺旋内插,从而在跨越部分扫描角的光源角β的重建平面内产生或合成投影;部分扫描加权W_ps表示为如上式:将该部分扫描加权W_ps应用于在重建平面中产生或合成的投影中,其中γ是扇形角,β是光源角,Γ是最大扇形角;对加权的投影进行过滤且进行背面投影。

Description

用于具有任意节距的多切面 CT成像的部分扫描加权

本发明涉及一种计算机断层(CT)成象方法及其装置，尤其涉及一种根据部分扫描来重建物体图象的方法及其装置。

在至少一种公知的计算机断层(CT)成象装置中，X-射线源投影一个扇形光束，对该扇形光束校准使其位于笛卡尔坐标系的X-Y平面中，这个平面通常称为“成象平面”。X-射线穿过待成象的物体，比如病人。被物体衰减后的光束照射到辐射检测器阵列上。检测器阵列接收到的衰减光束的辐射强度取决于物体对X-射线的衰减程度。检测器阵列中的每一个检测器单元都在检测器位置产生一个测量光束衰减程度的单独的电信号。从所有的检测器中收集单独的衰减测量值从而产生一个传送简要表。

在公知的第三代CT装置中，X-射线源和检测器阵列是在成象平面中绕着成象的物体随着门架一起旋转的，因此，X-射线与物体相交的角度也不断地变化。在某个门架角度，从检测器阵列所得到的一组X-射线衰减测量值，即投影数据，称为一个“视图”。物体的“扫描”包括在X-射线光源和检测器旋转一圈期间以不同的门架角度或视图角度得到的一组视图。在轴向扫描中，处理投影数据，从而产生一个与通过物体所取的二维切片相对应的图象。在现有技术中，利用一组投影数据来重建图象的方法称为过滤反向投影技术。这种方法把扫描的衰减测量值变换成称为“CT数”或“Hounsfield单位”的整数，用这些整数来控制负极射线管显示器上对应的象素的亮度。

理想的情况是，在心脏CT重建中，扫描仪速度与病人的心跳速率相匹配，以便获得和成象装置中测量行数量相等的邻近(或稍微重叠)的扇区。对于四切片装置来说，希望把光源角范围细分为四个扇区，当把它们结合在一起时，利用相同心脏状态下收集到的数据来重建图象。即使有足够的瞬时清晰度允许寻求180+扇形角(π+2Γ)中的最小光源角范围，但是由于扫描仪速度和病人心跳速率的限制不可能总能得到这一最小值。因此希望提供可以通过而充分利用病人剂量来使给定瞬时清晰度下的图象质量最优化的部件和装置。

由于病人心脏运动的连续性以及扫描仪转动速度固定性，所以实际上，心脏扇区重建所产生的可用数据组中包含有数量比半扫描重建所需最小视图数更多的视图。考虑到病人剂量和图象噪声，希望提供一种部件和装置来进行部分扫描重建，以便于可以直接重建出比高品质(HQ)模式更快的任意螺旋节距的图像。

因此，在一个实施例中，提供了一种根据物体的计算机断层(CT)扫描中收集的一组投影数据来重建图象的方法，该方法包括以下步骤：在零节距和高速(HS)节距之间的范围内选择一个节距；用有多切面检测器和移动辐射源的CT成象装置，以所选择的节距对物体进行螺旋扫描，收集投影数据；对所收集的投影数据进行螺旋式内插；从而在跨越部分扫描角的光源角β的重建平面内产生或合成投影；部分扫描加权W_ps表示为：

$W_{\mathrm{ps}}(\mathrm{\β},\mathrm{\γ})=\frac{\mathrm{\β}-\mathrm{\π}/2+\mathrm{\Γ}}{2(\mathrm{\Γ}-\mathrm{\γ})}$

β_inf=π/2-Γ≤β≤β^-=π/2+Γ-2γ

W_ps(β,γ)=1.0 β^-≤β≤β⁺=3π/2-Γ-2γ    (1)

$W_{\mathrm{ps}}(\mathrm{\β},\mathrm{\γ})=\frac{3\mathrm{\π}/2+\mathrm{\Γ}-\mathrm{\β}}{2(\mathrm{\Γ}+\mathrm{\γ})}$

β+≤β≤β_sup=3π/2Γ

将该部分扫描加权W_ps应用于在重建平面中产生或合成的投影中，其中γ是扇形角，β是光源角，Γ是最大扇形角；以及

对加权的投影进行滤波并且进行背面投影。

以上描述的实施例，在例如具有不同节距的心脏扫描等扫描中，就可以充分利用病人剂量来优化给定瞬时清晰度下的图象质量。根据大于或等于半扫描重建所需的最小值的任何一组投影数据来实现图像重建。另外，部分扫描加权后就能够直接重建出快于HQ模式的任意螺旋节距的图像，这样，就可以在指定间隔内进行连续节距选择(指定间隔可以是几何相关的)。

图1是CT成象装置的形象化视图。

图2是图1所示的装置的方框示意图。

图3表示的是CT成象装置10的扫描几何形状。

图4表示的是三组部分扫描加权情况。

图5是说明扇形光束与平行坐标之间关系的图形。

图6表示的是直接从平行投影推导出扇形光束扫描加权。

图7表示的是螺旋加权与“平行半扫描”加权之间极限关系。

图8表示的是半扫描加权与并行半扫描加权之间极限关系。

参照图1和图2，计算机断层(CT)成象装置10包括有代表“第三代”CT扫描仪的门架12。门架12包含有一x-射线源14，该射线源向位于其对侧的门架12上的检测器阵列18发射一束x-射线16。检测器阵列18由检测器单元20组成，检测器单元检测发射出的穿过物体22(比如内科病人)后的x-射线。检测器阵列18可以装配在单切面或多切面的结构中。每个检测器单元20产生一电信号，它表示起作用的x-射线光束在穿过病人22后光束衰减后的强度。在收集x-射线投影数据的扫描期间，门架12以及固定在其上的部件绕着旋转中心24转动。

门架12的旋转和x-射线源的操作是由CT装置10的控制机构26管理的。控制机构26包括有一个给x-射线源14提供电源和计时信号的x-射线控制器28，以及一个控制门架12的转速和位置的门架电机控制器30。控制机构26中的数据采集装置(DAS)32对来自检测器单元20的模拟数据取样并把数据转换成数字信号用于后处理。图象重建器34接收来自DAS32的取样且数字化过的x-射线数据，并且进行高速图象重建。重建后的图象输入到计算机36中，计算机把图象存储在大容量存储装置38中。

计算机36还接收操作者通过有一键盘的控制台40输入的命令和扫描参数。相关的负极射线管显示器42可以使操作者观察来自计算机36的重建图象和其它数据。计算机36利用工作者提供的命令和参数来向DAS32、x-射线控制器28和门架电机控制器30提供控制信号和信息。另外，计算机36还操作着平台电机控制器44，平台电机控制器控制机械化平台46使其到达门架12中病人22的位置。特别地，平台46通过门架开口48移动病人22。

图3表示的是CT成象装置10的扫描几何形状。在扫描期间，光源14沿着外圆周50所示的轨迹发射。物体或病人22位于圆周52所限定的扫描视区(SFOV)中。扇形角Γ是最大扇形角，这里Γ=π/2对应于叠加在光源轨道50上的SFOV圆周。在本发明的一个实施例中，对于任一组光源角范围在[π+2Γ,2π]的光源投影数据，把半扫描(片断)加权转换成部分扫描或螺旋扫描加权。在这个光源角范围中，π+2Γ是重建整个扫描视区(SFOW)所需的最小数据组，2π降到一个公知的(对于单切面)螺旋算法。下面所述的方法介绍一种适用于间隔在[π+2Γ,2π]内的任何光源角范围的新的多切面部分扫描轴向或螺旋算法。为了得出本发明实施例中使用的加权，最大扇形角Γ可以从Γ₀(由特定扫描仪的几何形状确定)到π/2之间进行变化。虚线圆周54限定了任意角Γ的SFOV。

考虑到半扫描公式的推导过程，利用最大扇形角Γ，利用[0,2π]内的光源角β求得的并且以π为中心的扫描数据部分的部分扫描加权表示为：

$W_{\mathrm{ps}}(\mathrm{\β},\mathrm{\γ})=\frac{\mathrm{\β}-\mathrm{\π}/2+\mathrm{\Γ}}{2(\mathrm{\Γ}-\mathrm{\γ})}$

β_inf=π/2-Γ≤β≤β^-=π/2+Γ-2γ

W_ps(β,γ)=1.0 β^-≤β≤β⁺=3π/2-Γ-2γ    (1)

$W_{\mathrm{ps}}(\mathrm{\β},\mathrm{\γ})=\frac{3\mathrm{\π}/2+\mathrm{\Γ}-\mathrm{\β}}{2(\mathrm{\Γ}+\mathrm{\γ})}$

β+≤β≤β_sup=3π/2+Γ

特别地，把Γ=Γ₀代入上面方程中，利用加权平滑变换函数表示为：

f(x)=3x²-2x³    (2)

其中x=W_ps(β,γ)

这样可以求得以光源角β=π为中心的半扫描加权。变换函数f(x)是一个平滑函数，它适用于任何部分扫描法则来平滑加权或加权的一阶导数。其它的平滑函数用于其它实施例中。

在本发明的一个实施例中，在利用或不利用方程(2)给出的变换函数的情况下，对于[Γ₀,π/2]内的任一值，方程(1)都可提供一个部分扫描加权算法。图4表示的是光源角范围在[0,2π]的投影数据(窦腔成像)。实际扇形光束16的数据覆盖了范围在[-Γ₀,Γ₀]内的扇形角。在这个扇形角范围之外的点的数据取为零。三组部分扫描加权表示如图4所示。用实线表示的内部矩形56所代表的第一组是当Γ=Γ₀时获得的。用虚线表示的内部矩形58所代表的第二组加权是Γ在范围[Γ₀,π/2]内时获得的。用实线表示的外部矩形60代表的第三组加权是当Γ=π/2时获得的。将由线β_inf=π/2-Γ、β_sup=3π/2+Γ、β-和β+限定的平行四边形的内部所表示的加权值为1.0的区域看成是从第一区域62到第二区域64的减小值，其中它减到β=π-2γ所表示的单线处。在由方程(1)得出部分扫描加权时，在Γ→π/2时部分扫描加权变成区域64中的螺旋加权。在本发明的一个实施例中用区域66表示的中间情况限定了部分扫描加权区域。

取极限值Γ=π/2，下面的螺旋加权W_HI(β,γ)写成：

$W_{\mathrm{HI}}(\mathrm{\β},\mathrm{\γ})=\frac{\mathrm{\β}}{\mathrm{\π}-2\mathrm{\γ}};0\≤\mathrm{\β}\≤\mathrm{\π}-2\mathrm{\γ}---\left(3\right)$

$W_{\mathrm{HI}}(\mathrm{\β},\mathrm{\γ})=\frac{2\mathrm{\π}-\mathrm{\β}}{\mathrm{\π}+2\mathrm{\γ}};\mathrm{\π}-2\mathrm{\γ}\≤\mathrm{\β}\≤2\mathrm{\π}$

在一个实施例中，方程(1)用于重建处于高品质(HQ)间距和高速度(HS)间距范围之内的任选间距上收集的多切面螺旋数据。这里所说的“HQ间距”是指对于任何穿过重建平面的投射射线，成象装置10都可以在这个间距内至少收集到两个不同光源位置处的样本。“HS间距”是指对于任何穿过重建平面的投射射线，成象装置10都可以在该间距内至少收集一个样本(所收集到的数据数值近似于或等于进行半扫描重建所必需的数据)。对于典型的成象装置10，在“HS间距”中收集到的形成半扫描重建的数据值是180度加上辐射光束16的扇形角。(“扇形角”是成象平面中辐射光束16的有效成象角，在典型成象装置10中，扇形角等于在与门架12的旋转轴垂直的平面上与检测器18的切面相交的辐射光束16的角度。如果整个检测器18不用于图象重建，例如如果辐射光束16受准直器的限制而不到达整个检测器，“扇形角”当然就会减小。这时，用于重建的最小数值就小于π+2Γ₀)。在具有大于一个HQ节距和/或HS节距的成象装置10的实施例中，这里提到的范围限定于最高HQ节距和最低HS节距之间。便于说明，在一个有四个切面的扫描仪实施例中，对应的节距范围是3∶1到6∶1。在一个有八个切面的扫描仪实施例中，则是7∶1到11∶1。较高的HS模式(间距)可以使用数据外插法。在有N个切面(或N-行)装置的实施例中，即使可能有其它范围，从HQ到HS节距的相应节距范围大约是N-1∶1到2N∶1。在成象装置10应用于心脏的实施例中，例如对心脏病人22进行扫描，本发明的节距要降低到零。

在一个实施例中，选择的节距范围在HQ节距和HS节距之间。具有多切面检测器18和移动辐射光源14的CT成象装置10对图1中的物体例如病人22进行螺旋扫描。(在平台46通过门架开口48移动时，图1的门架12是在环绕病人22的螺旋轨道上运动从而移动辐射光源14和检测器18。)在所考虑的射线仅有一个光源位置时，就在收集到的投影数据上螺旋内插，例如可进行行到行内插，或者在有共轭光源位置时可进行行到行及共轭射线内插。这个过程在跨越部分扫描角的光源角β的重建平面中产生或合成投影(例如，从235度到360度)。接着，应用方程(1)的部分扫描加权，通过对加权数据进行滤波和背面投射来重建图象。这个实施例尤其适用于心脏CT重建，心脏CT重建不可能一直处于180°+扇形角(π+2Γ)的最小光源角范围中，这就要充分利用病人剂量，实现高的瞬时清晰度。它还特别适用于为用户提供在任意给定的间隔内都是“连续的节距”例如给四切面扫描仪提供[3,8]的节距或者为八切面扫描仪提供[7,16]的节距。

在平行投影中，当平行投影角度跨越间隔[π/2,3 π/2]时，就可获得对每束射线都正好采样一次的半扫描(例如，以π为中心)。图5说明的是扇形光束和平行坐标之间的关系。在x轴方向上θ=0,y轴方向上β=0，并且所有角度都是顺时针方向时，平行方向角θ表示为θ=β+γ。当θ在π/2和3π/2之间变化时，就可获得用于半扫描重建的所有数据组。

因此，半扫描加权表示为：

W_PHS(θ)=1.0；π/2≤θ≤3π/2           (4)

或者相当于：

W_PHS(β,γ)=1.0 π/2-γ≤β≤3π/2-γ    (5)

这些加权的窦腔成像分布如图6所示，它说明了直接从方程(4)中的平行投影推导出的扇形光束半扫描加权。在线68和70(即分别是β-(γ)和β+(γ))限定的区域中加权是1.0。在一个实施例中，为了把平行加权应用于扇形光束中，需要平滑这些平行加权以获得满意的重建图象质量。

在一种实施例中，在没有病人剂量的浪费或者切面感受轮廓的变形的前提下，扇形光束螺旋重建算法对于HQ和HS模式之间的任一节距都可提供扇形光束的螺旋重建。利用螺旋加权W_HI和“平行投影”半扫描加权W_PHS之间的数学联系来进行优化。通过利用所得到的作为在Γ=π/2时方程(1)中的部分扫描加权极限的螺旋加权就可说明所述的数学联系，试比较方程(3)。然后把加权W_HI作为加权平滑函数f_n的输入：

f_n(x)=f[f_n-1(x)]

其中：

f(x)=3x²-2x³

接着：

f_n(x)→0；0≤x＜1/2；

       n→∞

f_n(x)→1；1/2＜x≤1；

        n→∞

由于f是连续函数，

在0≤x≤1时；0≤f(x)≤1，

并且

在0＜x＜1/2时，f(x)＜x

在1/2＜x＜1时，f(x)＞x

因此，它写成：

f_n[W_HI(β,γ)]→W_PHS(β,γ)

                  n→∞

由于W_HI是螺旋加权，所以每一个中间结果f_n就定义了一个螺旋加权。因此，

如果w₁+w₂=1(0≤w₁≤1,0≤w₂≤1)

那么f(w₁)+f(w₂)=1    (6)

并且：

f_n(w₁)+f_n(w₂)=1，任意n

因此，对于任一对共轭光束都可以运用螺旋加权校正条件，如图7所示，它说明了螺旋加权和“平行半扫描”加权之间的极限关系。线72和线74限制了一个半扫描加权等于1.0的区域。线72和线74是螺旋加权W_HI等于1/2的线。这样，在这个实施例中，利用选择值n(∞≥n≥0)的函数f_n来平滑部分扫描加权W_ps，其中f_n(x)=f(_n-1(x),f(x)=f₁(x)=3x²-2x³，并且f₀(x)=1。这样，就有n=1,n=2,n=3，等(还有f_n(x)=1的情况下n=0的实施例)的实施例。

在图8中，两条虚线78,80说明了半扫描加权与“平行半扫描”加权之间的极限关系，这两条虚线限定了一个窦腔成像区域，这个区域中平行扫描加权等于1.0，这两条虚线对应于半扫描加权等于1/2的线。因此，f(x)应用于半扫描加权中定义了半扫描加权的一个无穷级。

在另一个实施例中，其它平滑函数可以用来定义其它的螺旋、部分和半扫描加权。例如函数f(x)写成：

f(x)=sin²{(π/2)[x]}；0≤x≤1

函数f(x)满足式(6)所表示的对用于确定本发明实施例中的权重的极限的要求。这样，在一个实施例中，利用选择n值的函数f_n来平滑部分扫描加权W_ps，其中f_n=f(f_n-1(x))；这里f(x)写成：

f(x)=sin²{(π/2)[x]}；0≤x≤1

本发明的实施例还适用于电影或动态扫描，其中在门架12旋转多次时平台46保持静止，本发明的实施例也适用于CT荧光镜检查。

很显然在上面描述的本发明的各种各样实施例中，在优化指定瞬时清晰度的图象质量的同时，也可以充分利用CT成象扫描中病人剂量。一直到充分旋转根据任何一组大于或等于半扫描重建所需的最小值的投影数据就可以实现图像重建，直接承建对于任何快于HQ模式的螺旋节距都是可能的。

详细描述和说明了本发明的某些实施例，其目的在于举例说明而不是为了对本发明进行限定，这一点很容易理解。另外，这里描述的CT装置是“第三代”装置，其中X-射线源和检测器随着门架旋转。很多其它的包括“第四代”的CT装置中的检测器是全环式固定检测器，仅仅X-射线源随着门架旋转，如果要校正单个的检测器单元以使其对给定X-射线束产生基本-致的响应，就可以使用这种CT装置。因此，本发明的实质和范围仅由附加的权利要求及其法定等价物来限定。

Claims (24)

1、一种根据在物体(22)的计算机断层(CT)扫描中收集的一组投影数据来重建图象的方法，包括以下步骤：

在零节距和高速节距之间的范围内选择一个节距；

用有多切面检测器(18)和移动辐射源(14)的CT成象装置(10)，以所选择的节距对物体进行螺旋扫描，收集投影数据；

对所收集的投影数据进行螺旋内插，从而在跨越部分扫描角的光源角β的重建平面内产生或合成投影；

部分扫描加权W_ps表示为：

$W_{\mathrm{ps}}(\mathrm{\β},\mathrm{\γ})=\frac{\mathrm{\β}-\mathrm{\π}/2+\mathrm{\Γ}}{2(\mathrm{\Γ}-\mathrm{\γ})}$

β_inf=π/2-Γ≤β≤β^-=π/2+Γ-2γ

W_ps(β,γ)=1.0 β^-≤β≤β⁺=3π/2-Γ-2γ    (1)

$W_{\mathrm{ps}}(\mathrm{\β},\mathrm{\γ})=\frac{3\mathrm{\π}/2+\mathrm{\Γ}-\mathrm{\β}}{2(\mathrm{\Γ}+\mathrm{\γ})}$

β+≤β≤β_sup=3π/2+Γ

将该部分扫描加权W_ps应用于在重建平面中产生或合成的投影中，其中γ是扇形角，β是光源角，Γ是最大扇形角；以及

对加权的投影进行滤波并且进行背面投影。

2、如权利要求1所述的方法，其特征在于CT成象装置(10)同时收集四个切面，且所选择的节距在3∶1和6∶1之间。

3、如权利要求1所述的方法，其特征在于CT成象装置(10)同时收集八个切面，且所选择的节距在7∶1和11∶1之间。

4、如权利要求1所述的方法，其特征在于CT成象装置(10)同时收集N个切面，且所选择的间距在N-1∶1和2N∶1之间。

5、如权利要求1所述的方法，还包括利用函数f_n来平滑所选值为n的部分扫描加权W_ps的步骤，其中函数f_n用下述关系式来表示：f_n(x)=f(f_n-1(x)),f(x)=f₁(x)=3x²-2x³，并且f₀(X)=1。

6、如权利要求5所述的方法，其特征在于CT成象装置(10)同时收集四个切面，且所选择的节距在3∶1和6∶1之间。

7、如权利要求5所述的方法，其特征在于CT成象装置(10)同时收集八个切面，且所选择的节距在7∶1和11∶1之间。

8、如权利要求5所述的方法，其特征在于CT成象装置(10)同时收集N个切面，且所选择的间距在N-1∶1和2N∶1之间。

9、如权利要求1所述的方法，还包括利用函数f_n来平滑所选值为n的部分扫描加权W_ps的步骤，其中函数f₀用下述关系式来表示：f_n(x)=f(f_n-1(x)),f(x)=f₁(x)=sin²{(π/2)[x]}；0≤x≤1，并且f₀(x)=1。

10、如权利要求9所述的方法，其特征在于CT成象装置(10)同时收集四个切面，且所选择的节距在3∶1和6∶1之间。

11、如权利要求9所述的方法，其特征在于CT成象装置(10)同时收集八个切面，且所选择的节距在7∶1和11∶1之间。

12、如权利要求9所述的方法，其特征在于CT成象装置(10)同时收集N个切面，且所选择的节距在N-1∶1和2N∶1之间。

13、一种具有多面检测器(18)和移动辐射源(14)的计算机断层(CT)成象装置(10)，该成象装置配置为：

在零节距和高速节距之间的范围内选择一个节距；

用有多面检测器和移动辐射源的CT成象装置，以所选择的节距对物体(22)进行螺旋扫描，收集投影数据；

对所收集的投影数据进行螺旋内插，从而在跨越部分扫描角的光源角β的重建平面内产生或合成投影；

部分扫描加权W_ps表示为：

$W_{\mathrm{ps}}(\mathrm{\β},\mathrm{\γ})=\frac{\mathrm{\β}-\mathrm{\π}/2+\mathrm{\Γ}}{2(\mathrm{\Γ}-\mathrm{\γ})}$

β_inf=π/2-Γ≤β≤β^-=π/2+Γ-2γ

W_ps(β,γ)=1.0 β^-≤β≤β⁺=3π/2-Γ2γ    (1)

$W_{\mathrm{ps}}(\mathrm{\β},\mathrm{\γ})=\frac{3\mathrm{\π}/2+\mathrm{\Γ}-\mathrm{\β}}{2(\mathrm{\Γ}+\mathrm{\γ})}$

β+≤β≤β_sup=3π/2+Γ

将该部分扫描加权W_ps应用于在重建平面中产生或合成的投影中，其中γ是扇形角，β是光源角，Γ是最大扇形角；以及

对加权的投影进行滤波并且进行背面投影。

14、如权利要求13所述的CT成象装置(10)，其特征在于CT成象系统同时收集四个切面，且所选择的节距在3∶1和6∶1之间。

15、如权利要求13所述的CT成象装置(10)，其特征在于CT成象装置同时收集八个切面，且所选择的节距在7∶1和11∶1之间。

16、如权利要求13所述的CT成象装置(10)，其特征在于CT成象装置同时收集N个切面，且所选择的节距在N-1∶1和2N∶1之间。

17、如权利要求13所述的CT成象装置(10)，还利用函数f_n来对所选值为n的部分扫描加权W_ps进行平滑，其中函数f_n用下述关系式来表示：f_n(x)=f(f_n-1(x)),f(x)=f₁(x)=3x²-2x³，并且f₀(x)=1。

18、如权利要求17所述的CT成象装置(10)，其特征在于CT成象装置同时收集四个切面，且所选择的节距在3∶1和6∶1之间。

19、如权利要求17所述的CT成象装置(10)，其特征在于CT成象装置同时收集八个切面，且所选择的节距在7∶1和11∶1之间。

20、如权利要求17所述的CT成象装置(10)，其特征在于CT成象装置同时收集N个切面，且所选择的间距在N-1∶1和2N∶1之间。

21、如权利要求13所述的CT成象装置(10)，还利用函数f_n来对所选值为n的部分扫描加权W_ps进行平滑，其中函数f_n用下述关系式来表示：f_n(x)=f(f_n-1(x)),f(x)=f₁(x)=sin²{(π/2)[x]}；0≤x≤1，并且f₀(x)=1。

22、如权利要求21所述的CT成象装置(10)，其特征在于CT成象装置同时收集四个切面，且所选择的节距在3∶1和6∶1之间。

23、如权利要求21所述的CT成象装置(10)，其特征在于CT成象装置同时收集八个切面，且所选择的节距在7∶1和11∶1之间。

24、如权利要求13所述的CT成象装置(10)，其特征在于CT成象装置同时收集N个切面，且所选择的节距在N-1∶1和2N∶1之间。

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