CN1620989A - 利用多焦点检测器组合产生周期运动对象断层图像的方法 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种利用多个焦点检测器组合产生具有交替的运动和静止阶段的、至少部分周期运动的对象，尤其是生命体、特别是患者的心脏的断层造影断面图像、尤其是X射线CT图像的方法，其中，通过对一方面来自多个同时扫描检查对象的焦点检测器组合、另一方面来自周期运动的检查对象的多个相邻运动周期的检测器数据进行相位正确的补充综合，从而显著提高了断层造影设备的时间分辨率。

Description

利用多焦点检测器组合产生周期运动对象断层图像的方法

技术领域

本发明涉及一种用于产生周期运动对象的断层造影图像、尤其是X射线CT图像的方法，其中，对象的周期运动具有交替的运动和静止阶段。为了对周期运动的检查对象进行扫描，使多焦点检测器组合在同轴延伸的轨道上围绕检查对象运动，并同时测量检查对象的用于确定静止和运动阶段的移动信号以及将这些信号相关地存储为检测器的输出信号。然后，在所存储的检测器输出信号的基础上，可以借助于反向投影、通过螺旋重构和整形(Reformatierung)产生断层造影图像。

背景技术

借助多焦点检测器组合产生断层图像的计算机断层造影方法例如在美国专利文献US 4 196 352、US 4 384 359、US 5 966 422、US 4 991 190和US 6 421412 B1中公开。另外，在德国专利申请公开文献DE 199 57 082 A1中公开了，为了显示跳动的心脏，平行于扫描过程通过EKG(心电图)记录心脏的运动信号，由此确定心脏的静止阶段并且仅对静止阶段的图像进行求值，此外，在该文献中X射线源仅在静止阶段工作。

此外，请参见T. Flohr，B.Ohnesorge的文章“Heart-Rate AdaptiveOptimization of Spatial and Temporal Resolution for ECG-Gated Multislice SpiralCT of the Heart”，JACT vol.25，No.6，2001。在该文章中公开了在多行CT中对心脏螺旋(Cardio-Spirale)的、相位精确的体积重构算法。

这种普通公知的心脏螺旋重构算法的问题在于，在对周期跳动的心脏的扫描中，所达到的时间分辨率不是总能满足要得到冠状血管的足够清晰的断层图像的要求。

发明内容

因此，本发明要解决的技术问题是，提供这样一种用于产生周期运动对象的断层造影断面图像的方法，该方法使得可以实现改善的时间分辨率，其中，同时利用多焦点检测器组合的时间优势。此外，还提出了一种适合于该方法的断层造影设备。

发明者了解，如果所使用的多个检测器的检测器输出信号不仅由心脏的一个周期、而是由多个周期组成，则相对于一个心脏周期的实际拍摄时间更小并由此可以提高时间分辨率，因此使用公知的反向投影方法、利用螺旋重构和整形可从完整的180°检测器数据中得到更高的时间分辨率。

也就是，如果在断层造影中使用两个在一个平面上相互错开90°的焦点检测器组合进行扫描，则可以同时测量两个错开90°的窦腔X射线照相(Sinogramm)。

对于心脏重构，在对应于所谓的2D重构方法的每个图像层或对应于所谓的3D重构方法的每个图像体素的平行几何中，需要长度为π(180°)的完整的投影间隔。利用两个焦点检测器组合可以从长度π/2(90°)的同时的、相互补充的部分分段P₁和P₂构成这种完整的180°数据组。因此，为该数据组和相关的图像数据分配的照射时间为T_ima＝T_rot/4。与此相对，单管系统的时间分辨率被限制在T_ima＝T_rot/2上。

对应地，上述情形也适用于具有多于两个焦点或者多于两个X射线管的断层造影设备。还需指出，在n个焦点检测器组合的概念中n仅表示焦点的数目，其中，要么是具有在其宽度上覆盖由焦点产生的射线扇面的检测器的多个焦点检测器对，要么是按圆柱形排列的检测器，绕行的焦点堆它们分别分段照射。如在US 5,966,422的图4e和4g中的两种变形所示。

如果使用2焦点检测器组合，其中，检测器D₁具有小测量场，检测器D₂具有大测量场，则可以用检测器D₂采集的数据来补充在检测器D₁的测量场外的但对于图像重构所需的数据。在此，区域(-p_1，max，+p_1，max)对应于小检测器D₁的延伸，而区域(-p_2，max，+p_2，max)对应于大检测器D₂的延伸。这里，在投影角α(其中，α_1s-θ_trans/2≤α≤α_1e-θ_trans/2)，对于部分角度分段P₁在区域-p_1，max≤P≤p_1，max中的平行位置，使用在第一检测器D₁或者在第一焦点的辐射扇面的检测器区域中测量的信号S₁(α，p，q)，其中，q表示第q检测器行。在区域[-p_2，max，-p_1，max[∪]p_1，max，p_2，max]中，使用在第二检测器D₂或者在第二焦点的辐射扇面的检测器区域中测量的信号 $S_2(\mathrm{\α}+k\·2\mathrm{\π},p,{\tilde{q}}_k).$ 因为在螺旋行程中在进给(＝节距)d下测量数据，而检测器或者对应的检测器扇区在角度上错开90°，因此在平行几何中对于第二检测器的

行的z位置下式成立：

$z_2(\mathrm{\α}+2\mathrm{k\π},p,\tilde{q})=z_1(\mathrm{\α},p)-\frac{d\·N\·S}{4}+\frac{d\·\arcsin (p/R_f)}{2\·\mathrm{\π}}+k\·d\·N\·S+(\tilde{q}-N/2)\·S$

其中，R_f是焦点轨道半径，N是行数，S是校准的层厚。

如果 $\tilde{q}\∈\{1,...,N\}$ 成立，则选择k＝0，使得 $z_2(\mathrm{\α},p,\tilde{q})=z_1(\mathrm{\α},p,q),$ 其中，z₁(α，p，q)＝z₁(α，p)+(q-N/2)·S。否则，k＝1成立。因为对于心脏成像使用d～0.25的进给，这样总有一种选择是可能的，因此利用D₂测得的信号进行补充是可以实施的。

下面，对由两个90°的部分分段窦腔X射线照相P₁和P₂组成一个完整的180°窦腔X射线照相进行描述。

在此，为了避免在部分角分段的过渡区域中的不稳定性，需要对部分分段P₁和P₂进行逐行窦腔X射线照相加权。例如，可以选择下列过渡加权：

其中，α表示投影角，而α_js、α_je＝α_js+π/2(j＝1，2)表示部分分段的起始和结束投影，θ_trans是过渡区域的长度。

同时，为了在螺旋运行中连续地采集测量数据，必须记录患者的EKG。然后，可以从数据组中回溯地获得相位正确的测量数据，并将其计算为CT图像。在此，由多个相邻心脏周期相位正确地综合出一个π数据区(＝覆盖180°扇面的数据区)。代之以π数据区，两个部分角度分段P₁和P₂的长度为π/2。此时，可以由一个或者多个相邻心脏周期的相位正确的数据构成每个同时测量的数据分段。由此，通常进一步缩短了对于每个部分角度分段的“照射时间”，因为部分角度分段由相位相同的子分段组合而成。

下面，举例说明上述2扇面重构的使用，其中，采用两个相邻心脏周期来建立图像，以下将观察局限在一个角度分段P₁上。对于角度分段P₂可以类似地处理。

在并行重装(Parallel-Rebinning)之后，在两个相邻的心脏周期中测量长度为π/2的角度分段P₁，构成相互补充至π/2长度为α₁和α₂的角度正确的部分分段。因此，对于在第n个心脏周期中的该部分分段的起始角下式成立(也可参考图5)：

α_n2s＝α_n1s+α₁+n₁·π/2

其中，n₁是一个整数，而下标n表示所观察的心脏周期的编号。

在EKG中与起始角相对应的时间位置t_n1s和t_n2s与对应的R锯齿必须具有相同的时间距离。例如，可以在与下列R锯齿的距离上对其进行测量，即：

t_n1s＝T_R(k+1)-T_rev；

t_n2s＝T_R(k+2)-T_rev

其中，T_R(k+1)和T_R(k+2)确定第(k+1)和(k+2)心脏周期EKG的R锯齿的时间位置。T_rev表示所希望的作为与R锯齿的时间距离的心脏阶段。

由该条件借助于简单的变形得到：

${\mathrm{\α}}_{n2s}={\mathrm{\α}}_{n1s}+{\mathrm{\α}}_1+2\mathrm{\π}\·\frac{T_{\mathrm{RR}}(k+1)}{T_{\mathrm{rot}}};T_{\mathrm{RR}}(k+1)=T_R(k+2)-T_R(k+1)$

和

${\mathrm{\α}}_1=(\frac{{4T}_{\mathrm{RR}}(k+1)}{T_{\mathrm{rot}}}-n_1)\·\mathrm{\π}/2;$ $n_1=[4\·\frac{T_{\mathrm{RR}}(k+1)}{T_{\mathrm{rot}}}];$ 对于α₁＞π/2

这里，T_rot表示扫描器环绕360°的旋转时间。角度分段P₁和P₂的时间分辨率由α₁和α₂中的最大值确定。因此，由P₁和P₂重构的图像的时间分辨率为：

${\mathrm{\ΔT}}_{\mathrm{ima}}=\frac{T_{\mathrm{rot}}}{4}\·\frac{\max ({\mathrm{\α}}_1,\mathrm{\π}-{\mathrm{\α}}_1)}{\mathrm{\π}/2}.$

在上述对检测器数据进行时间分类之后，呈现出一个相位正确的多行数据组，对其可以利用公知的2D或者3D螺旋算法进行图像数据计算。

相应地，发明人提出了一种用于产生至少部分周期性运动的对象的断层造影截面图像、尤其是X射线CT图像的方法，其中，对象的周期性运动具有交替的运动阶段和静止阶段，所述对象尤其是生命体、特别是患者的心脏，该方法至少包括下列方法步骤：

-为了对该检查对象进行扫描，使n个带有至少部分不同延伸的平面检测器、优选为多行检测器的焦点检测器组合在同轴螺旋轨道上相对于待检查对象移动，其中，n＝2或3、优选为2，其中，对表示从焦点发出的射线在穿过检查对象后的减弱的检测器输出数据，与射线的在空间上间接或直接定向数据一起进行收集；

-同时测量检查对象的运动信号、优选是EKG信号，用于检测运动和静止阶段，其中，对运动数据和检测器输出数据之间的时间相关进行存储，使得可以追溯地确定哪些检测器数据来自于运动-静止周期的哪个阶段；

-然后，由各子分段综合出n个检测器的检测器输出信号，这些子分段组成一个完整的180°分段并表示运动对象的静止阶段；

-其中，根据所希望的时间分辨率，由个子分段综合出所述完整的180°分段，而该n个子分段又是由m个相互跟随的运动周期的、m个部分分段综合成的，优选m＝2；

-利用该180°分段、利用螺旋重构和整形进行反向投影。

也就是，对多个检测器和在多个运动周期中、但对于一个周期长度在较短的时间间隔内的数据进行收集，并将这些数据顺序正确地和互补地补充为一个总的180°数据组。然后，利用2D或3D反向投影方法的公知重构方法对这样的数据组进行计算，并按公知的方式产生断层造影断面图像。总之，在此采用的相互补充的焦点检测器组合越多以及测量的运动周期越多，则得到时间分辨率就越高。不过，就焦点检测器组合的数目而言存在空间上的限制，而在使用较高的运动周期数目时至少在对患者的检查中会出现通过其它运动造成的伪影以及剂量的其它问题，使得在此也自然设定了界线。

为了使随后的计算操作容易，在按照本发明的方法中在反向投影之前进行并行重装。

按照本发明方法的一个优选变形，可以采用恰好两个相互角度错开、特别是相互成直角设置的焦点检测器组合，或者在另一个变形中采用恰好三个相互角度错开的、优选为相互错开180°/3的焦点检测器组合。目前而言，该两倍的组合尤其具有优势，因为在此可以特别简单地使用至少一个焦点检测器组合，其开口角大于、优选地明显大于至少另一个焦点检测器组合的开口角。

在此，可以在扫描之前将较大的焦点检测器组合的所使用的开口角(优选地也对相应的射线束的有效区域)这样地加以限制，使得其与其它焦点检测器组合的开口角一致。

基本上可以这样设置所述焦点检测器组合，使其分别在各自的、与其它焦点检测器组合的螺旋路径错开的螺旋路径上运行。

不过，也可以将至少两个焦点检测器组合在z方向上这样相互错开地设置，使得它们在一个共同的、重合的螺旋路径上运行。按照本发明，也可以为此在z方向上根据所选择的螺旋斜率设定至少两个焦点检测器组合的错开，使得可以设定不同的进给速度，并且尽管如此，所有焦点检测器组合的螺旋路径仍保持重合。

作为补充还需指出的是，多个焦点检测器组合既可以理解为成对设置的多个旋转的焦点和多个随同旋转的检测器，也可以理解为具有多个焦点和一个环绕2π的圆柱形检测器的系统。在后一种变形中，作为各个焦点检测器组合的检测器数据自然被理解为这样的数据，即，分别来自于由有关焦点的射线束照射的检测器区域的数据。

为了减小检查对象的剂量负担，可以至少在运动阶段的大部分上直接或者间接控制地通过所测量的运动信号断开从至少一个焦点发出的射线。

在按照本发明方法的一个特殊的实施方式中，对来自具有覆盖较小断面场的小开口角的焦点检测器组合的数据，通过来自具有覆盖较大断面场的大开口角的焦点检测器组合的数据，被引入到用于补充较大检测器的检测器数据。

如果在对不同检测器的数据组进行综合时，在数据组之间、优选地在数据组的部分分段之间进行过渡加权，则对于改善图像质量和避免在不同检测器和不同周期的过渡时的伪影是有利的。

特别地，为了防止图像伪影也可以对每个焦点检测器组合的数据组、优选地对数据组的部分分段进行窦腔X射线照相加权。

相应地，发明者还提出了一种成像断层造影设备，特别是X射线CT设备，该设备至少具有：

-两个同轴设置的焦点检测器组合，为了对周期性运动的对象进行扫描，螺旋形地沿公共旋转轴运行；

-一个用于对周期运动对象的静止和运动阶段进行运动检测和区分的装置，优选为EKG，和

-用于对检测器输出数据进行存储和处理的装置，通过2D或者3D螺旋重构得到断层造影断层图像，其中，

-设置用于执行根据上述方法权利要求中至少一项所述的方法步骤的装置、优选为程序装置。

这种断层造影设备可以使用至少两个具有不同尺寸的最大开口角β₁和β₂的焦点检测器组合，其中，至少一个焦点检测器组合的开口角β的大小是可调的。

另外，两个焦点检测器组合的从焦点到检测器的距离可以不同。

附图说明

下面对照附图所示的优选实施方式对本发明作进一步说明，其中采用以下附图标记和变量：1：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：外壳；7：开口；8：卧榻；9：系统轴/z轴；10：控制/分析单元；11：第一射线束；12：第二射线束；13：第一/小的断面场；14：第二/大的断面场；15：用于两个射线束的光阑；16：用于第一射线束的光阑；17：EKG中的R锯齿/P峰；18：EKG线；19：可利用一个心脏周期的数据重构的部分体积；20：可利用两个心脏周期的数据重构的部分体积；21：至静止阶段开始的时间回溯；22：检测器行；23：虚拟检测器；D₁：第一检测器；D₂第二检测器；d：节距/进给；k：支架绕行半周的数目；L₁：第一检测器长度；L₂：第二检测器长度；P：患者；p：平行投影中的平行位置；Prg_n：第n个程序模块；P_n：π/2部分数据组；p_n，max：检测器n的最大位置；q：行数；R_f：焦点轨道半径；S：层厚；S_n：第n个螺旋数据组；T_rev：关于R锯齿的时间偏移；T_R：R锯齿时间点；T_RR：从R锯齿到R锯齿的心脏周期持续时间；T_rot：支架绕行时间；z：z轴；zn：第n个检测器的z位置；z_img：图像的z位置；α：支架旋转角/投影角；α_n：开始角；α_js：部分分段的开始投影；α_je：部分分段的结束投影；α_nms：第n个焦点的第m个开始角；β₁：第一射线束的扇面角；β₂：第二射线束的扇面角；ΔT_ima：时间上的图像分辨率；Θ_n：第n个部分分段；Θ_trans：过渡区长度。

图中示出：

图1为具有两个焦点检测器组合、包括分析单元的计算机断层造影设备的3D示意图；

图2为具有两个焦点检测器组合的拍摄系统的示意图，其中，两个焦点检测器组合分别具有相互错开90°的、一个大的和一个小的扇面角；

图3为两个检测器的按行连续的数据的示意图；

图4示出了两个检测器在z方向上作为支架在螺旋运行中的旋转角与EKG信号的函数的位置变化，用于显示图像位置的2扇面重构；

图5示出了2扇面重构的扇面选择原理；

图6示出了在2个X射线管设置下、在旋转时间T_rot为420ms时作为心率的函数的图像数据的时间分辨率；

图7示出了在1个X射线管设置下、在旋转时间T_rot为420ms时1作为心率的函数的图像数据的时间分辨率。

具体实施方式

图1示出了具有两个焦点检测器组合2、3和4、5的计算机断层造影设备1的优选实施例的3D示意图，其中，两个焦点检测器组合可旋转地安装在机壳6内未示出的支架上。但在图中仅能看到X射线管2和4，因为实际的焦点位于管内。在控制和分析单元10的控制下，患者P借助于可移动的患者卧榻8通过计算机断层造影设备1的开口7沿z轴9移动，而与此同时支架带动两个焦点检测器组合2、3和4、5围绕z轴9转动。按照这种方式，参照患者的参考系形成焦点检测器组合的螺旋形运动轨道。如果将焦点检测器组合设置在一个平面上，则每个焦点检测器组合在各自的螺旋轨道上移动，其轨道相对于其它螺旋轨道偏移相应的角度差。

在利用焦点检测器组合对患者P进行扫描的同时，通过集成在控制/分析单元10中的EKG来扫描心脏的运动信号，由此根据在EKG中检测到的R锯齿对每个所测量的心脏周期追溯地确定时间上在前的静止阶段。

为了更好地理解，在图2中以剖面示意图的形式再次示出了两个焦点检测器组合的扫描系统，在此，图中未示出构成各焦点F₁和F₂的X射线管。这样在该图中示出图1中的两个焦点检测器组合分别具有第一焦点F₁和第二焦点F₂以及与其相对设置的多行检测器D₁和D₂。具有由光阑16设定的较小的扇面角β₁的射线束11从焦点F₁到达相对设置的检测器D₁，检测器D₁在扇面角β₁方向上的长度为L₁，并在z方向上具有多个检测器行。第二焦点检测器组合F₂、D₂基本上垂直于从焦点F₁至检测器D₁的X射线中心线设置。但该焦点检测器组合F₂、D₂具有可变的、较大的扇面角β₂，其扩径可以设置到第一射线扇面角β₁的角度上，或者可以被设置到一个更宽的角度上。在此，扇面角的设置通过可移动光阑15实现。如果在特殊情况下将两个扇面角设置为相同大小，则仅扫描处于小剖面场13内的区域，而在对射线束12的扩展的设置下，可以完全扫描较大的剖面场14。

如果将射线束的宽度设置为不同的，则较小检测器D₁的较小剖面场13的数据可由较大检测器D₂的较大剖面场的数据来补充。这种数据补充原理在图3中得到进一步描述。如果将两个射线束设置为相同的，则超出较小剖面场13的区域无法从第二焦点检测器组合得到补充。对应于扇面角β₂的最大可调扩径，第二检测器的长度L₂也被设定，其中，在必要时仅有检测器的中心部分有效。

图3示出了对第一较小检测器D₁在区域[-p_2，max，-p_1，max[∪]p_1，max，p_2，max]中的数据，利用角度正确的、在螺旋路径中超前π/2的、较大检测器D₂的数据以关于平行几何的投影角α进行逐行补充或逐行连续的原理。检测器D_n，k的附加下标k＝0和k＝1表示在螺旋路径中的当前和随后的半周。非常示意性地示出了虚拟的、投影到旋转中心的检测器23，实际上在平行几何中检测器行22在旋转中心是凸面弯曲的并相应于螺旋路径倾斜。

在图4和5中，结合具有两个焦点的优选实施方式描述了用于重构两个焦点检测器组合的螺旋数据而开发的2扇面重构算法。

图4示意性地示出了检测器关于z轴、相对于旋转角α的运行，该旋转角α由于恒定的螺旋运行而与时间轴t线性耦合。图的下方按照直接的关系示出了具有R锯齿17的、关于时间的EKG线18的变化(mV/t坐标)。如附图标记21所示，由R锯齿的位置出发回溯地确定每个心脏周期静止阶段的开始。从该时间点起在周期中采用在螺旋运行中利用两个检测器D₁和D₂记录的螺旋数据组S₁和S₂用于显示。从左侧倾斜延伸的线表示检测器行沿z轴的路径，其中，虚线表示检测器D₁的检测器行的变化，而实线表示检测器D₂的变化。

在此，示出了对于心脏的第一可重构的部分体积的、由单个心脏周期的数据19的重构；而对于随后的重构采用两个相继心脏周期的、在弯曲的心室20区域中的数据，并对于图像位置z_img进行综合。由此，得到更高的时间分辨率和因此而更清晰的心脏、特别是冠状动脉的显示。这在图中可由在20处数据收集时间宽度的减小看出。

在对平行数据中的扇面数据进行按行的重新分类之后，按照成功的重装在第一重构步骤得到并行化的数据组。

对于心脏再现来说，在每个图像层的平行几何中需要长度为π的投影间隔。利用2焦点检测器系统可以从同时的、相互补充的、来自螺旋数据组S₁和S₂的长度为π/2的部分分段构成这种数据组。对于CT心脏成像来说，检测器D₁仅具有受限的测量场。从第一检测器D₁的、由来自检测器D₂的数据角度正确地补充的数据，也可以在一个比实际公知的、对应于扇面角受限的部分场的的显示更大的图像窗口中进行再现。这对应于第二重构步骤。

在进行了平行分类以及上述数据补充之后，根据两个螺旋数据组S₁和S₂中的每个逐投影地在预定的图像位置z_img借助于螺旋内插由并行圆锥射线投影确定出一维的平行投影。其中，相对于该图像位置z_img逐通道地对射线的z距离进行加权。如图4所示，在此仅关注来自S₁或S₂的、相位正确地采集的投影，并且角度正确地补充到π/2。这对应于重构流程的重构步骤3。

关于公知的螺旋内插，参看T. Flohr，B.Ohnesorge的文章“Heart-RateAdaptive Optimization of Spatial and Temporal Resolution for ECG-GatedMultislice Spiral CT of the Heart”，JACT vol.25，No.6，2001。其公开内容全部在此采用。

图5示出了相位正确地采集两个螺旋数据组S₁和S₂的原理。相应于EKG中两个R锯齿的四倍距离与支架完整旋转一周的比值4T_RR/T_rot，可以相应于对应由支架的旋转角α_n1s开始的第一扇面Θ₁的第一螺旋数据组S₁，同样从该第一螺旋数据组S₁中分别选出要补充到π/2的第二扇面Θ₂。对螺旋数据组S₂的处理也类似地适用该规则。

在此，例如示出第一扇面Θ₁，该扇面基本上可以通过一个任意另外示出的扇面Θ₂补充为总共覆盖π/2的扇面，这里，这些不仅指两个直接相邻的扇面，还包括与其错开π并包含相同信息的互补扇面。因此，所示出的第一扇面Θ₁可以通过四个其它互补扇面Θ₂得到补充。Θ₂的这四个角度位置中的哪一个在当前情况中实际被使用取决于旋转时间与心脏周期长度的比值(T_rot/T_RR)。

按照本发明，为了在这里描述的双扇面重构中得到相对于公知的单扇面重构更高的时间分辨率，采用相邻心脏周期的数据来构成图像，使得一个180°数据组分别由两个各具有两个子分段的扇面组成。这两个子分段的长度为ΔΘ₁，ΔΘ₂＝π/2-ΔΘ₁，这些子分段具有起始和结束投影α_n1s，α_n1e以及α_n2s和α_n2e(对应于时间位置t_n1s，t_n1e以及t_n2s和t_n2e)。对角度正确的部分分段的要求的含义是：

α_n2s＝α_n1s+ΔΘ₁+n₁·π/2

其中，n₁是一个待确定的自然数。

此外，投影还必须是相位正确的，即，t_n1s和t_n2s与相应的EKG R峰须具有相同的时间距离。例如下式成立：t_n1s＝T_R(n+1)-T_rev和t_n2s＝T_R(n+2)-T_rev；其中，T_rev表示在下一个R峰前的时间偏移。相同的时间距离意味着：

${\mathrm{\α}}_{2\mathrm{ns}}={\mathrm{\α}}_{1\mathrm{ns}}+2\mathrm{\π}\frac{T_{\mathrm{RR}}(n+1)}{T_{\mathrm{rot}}}-n_1\·\mathrm{\π}/2$

其中，T_RR(n+1)＝T_R(n+2)-T_R(n+1)表示当前心脏周期长度，而T_rot表示支架旋转时间。通过简单的变换得到：

$\mathrm{\Δ}{\mathrm{\Θ}}_1=(\frac{{4T}_{\mathrm{RR}}}{T_{\mathrm{rot}}}-n_1)\·\mathrm{\π}/2,n=\left[\frac{{4T}_{\mathrm{RR}}}{T_{\mathrm{rot}}}\right].$

在图5中根据瞬时心脏频率和支架旋转时间T_rot给出了ΔΘ₁和ΔΘ₂互补补充的四种可能的情况。对于ΔΘ₂，ΔΘ₂＝π/2-ΔΘ₁成立。在对相位正确地分类的螺旋数据组S₁和S₂进行螺旋内插之后，时间上分类的数据呈现为每两个单行的π/2部分数据组P₁和P₂。

然后，为了求得分段过渡上数据不一致性的平均值，既要求在π/2部分数据组P₁或者P₂内对扇面进行过渡加权，也要求对P₁和P₂进行过渡加权。该随后的过渡加权通常通过在扇面之间的各过渡区域使用sin²加权(即所谓的窦腔X射线照相加权)实现，其对应于第四重构步骤。

随后，如公知的那样，借助于公知的滤波2D反向投影进行图像计算。例如，与此相关的可进一步参考DE 10 207 623A1。不过，也可以使用一般公知的3D反向投影方法，如在DE 10 159 927A1中所公开的。

综上所述，重构流程如下：

1.逐行并行重装；

2.逐行地利用S₂的数据在通道方向上使螺旋数据组S₁连续；

3.对螺旋数据组S₁和S₂螺旋内插时间分类的数据以得到单行的π/2部分数据组P₁和P₂；

4.利用封闭的窦腔X射线照相加权对π/2部分数据组P₁和P₂进行过渡加权；

5.对单行π数据组进行滤波2D或者3D反向投影。

由于同时采集螺旋数据组S₁和S₂，在公知的单扇面重构中部分分段P₁和P₂的时间分辨率设置为ΔT_ima＝T_rot/4。因此，对于目前可能的约为400ms的支架旋转时间来说，在单扇面重构中已经可以达到可与EBT比拟的、大约100ms的时间分辨率。在按照本发明的两扇面重构的情况下，时间分辨率依赖于心率并由

${\mathrm{\ΔT}}_{\mathrm{ima}}=\frac{\max ({\mathrm{\Δ\Θ}}_1,{\mathrm{\Δ\Θ}}_2)}{2\mathrm{\π}}{T}_{\mathrm{rot}}$

给出。因此，在有利的情况下得到ΔT_ima＝T_rot/8，而在不利的情况下利用ΔΘ₁＝π/2得到的时间分辨率为ΔT_ima＝T_rot/4。

按照本发明方法的一个特殊的实施方式，可以自适应地进行时间分类，也就是说，对于较低的心率使用单扇面重构，而对于较高的心率使用双扇面重构。在图6和7中示出了作为心率的函数的时间分辨率。对于具有一个焦点检测器组合和同样的旋转时间的断层造影设备其结果示于图6，而对于具有两个焦点检测器组合的断层造影设备其结果示于图7中。不过，对于ΔT_ima的理论值通过并行重装和过渡加权以及窦腔X射线照相加权不能精确地得到。

在此要注意的是，对螺旋进给这样进行限制，使得在每个心脏周期重构的子体积无缝隙地相接，如在T. Flohr，B.Ohnesorge的文献“Heart-Rate AdaptiveOptimization of Spatial and Temporal Resolution for ECG-Gated Multislice SpiralCT of the Heart”，JACT vol.25，No.6，2001中描述的那样。

要注意，上面给出的实施方式也可以一般化地应用到多于两个焦点检测器组合中，其中，必须对应于焦点的数目顺序正确地进行对计算原理的匹配。不过，采用两个焦点检测器组合是尤其有利的。

总之，本发明的方法示出，通过对一方面来自多个同时扫描检查对象的焦点检测器组合、另一方面来自周期运动的检查对象的多个相继运动周期的检测器数据进行相位正确的补充综合，显著提高了断层造影设备的时间分辨率，其中，CT图像的重构分别利用此前完全综合的π数据组进行。

自然，在不脱离本发明框架的条件下，本发明上面提到的特征不仅可以应用到各个给出的组合，而且也可以应用到其它组合或者单独使用。

Claims (19)

1.一种用于产生至少部分周期性运动的对象的断层造影截面图像、尤其是X射线CT图像的方法，其中，对象的周期性运动具有交替的运动阶段和静止阶段，所述对象尤其是生命体、特别是患者的心脏，该方法至少包括下列方法步骤：

1.1.为了对该检查对象进行扫描，使n个带有至少部分不同延伸的平面检测器(D_n)、优选为多行检测器的焦点检测器组合(F_n，D_n)在同轴螺旋轨道(SB_n)上相对于待检查对象移动，其中，n＝2或3、优选为2，其中，对表示从焦点发出的射线在穿过检查对象后的减弱的检测器输出数据，与射线的在空间上间接或直接定向数据一起进行收集；

1.2.同时测量检查对象的运动信号(18)、优选是EKG信号，用于检测运动和静止阶段，其中，对运动数据和检测器输出数据之间的时间相关进行存储，使得可以追溯地确定哪些检测器数据来自于运动-静止周期的哪个阶段；

1.3.然后，由各子分段综合出n个检测器的检测器输出信号，这些子分段组成一个完整的180°分段并表示运动对象的静止阶段；

1.4.其中，根据所希望的时间分辨率，由个子分段综合出所述完整的180°分段，而该n个子分段又是由m个相互跟随的运动周期的、m个部分分段综合成的，优选m＝2；

1.5.利用该180°分段、利用螺旋重构和整形进行反向投影。

2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，在进行所述反向投影之前进行并行重装。

3.根据权利要求2所述的方法，其特征在于，所述并行重装是逐行进行的。

4.根据权利要求1至3中任一项所述的方法，其特征在于，作为反向投影方法采用2D反向投影。

5.根据利要求1至3中任一项所述的方法，其特征在于，作为反向投影方法采用3D反向投影。

6.根据权利要求1至5中任一项所述的方法，其特征在于，采用恰好两个角度相互错开、特别是相互成直角设置的焦点检测器组合(F₁，D₁；F₂，D₂)。

7.根据权利要求1至6中任一项所述的方法，其特征在于，采用恰好三个角度相互错开、特别是相互错开180°/3的焦点检测器组合。

8.根据权利要求1至7中任一项所述的方法，其特征在于，至少采用一个焦点检测器组合(F₂，D₂)，其开口角β₂大于、尤其是明显大于至少另一个焦点检测器组合(F₁，D₁)的开口角β₁。

9.根据权利要求1至8中任一项所述的方法，其特征在于，所述焦点检测器组合中的每个在一个自身的、与其它焦点检测器组合的螺旋路径错开的螺旋路径上运行。

10.根据权利要求1至9中任一项所述的方法，其特征在于，将至少两个焦点检测器组合(F₁，D₁；F₂，D₂)在z方向上这样相互错开设置，使得它们在一个共同的、重合的螺旋路径上运行。

11.根据权利要求10所述的方法，其特征在于，在z方向上根据选择的螺旋斜率设定所述至少两个焦点检测器组合(F₁，D₁；F₂，D₂)的错开。

12.根据权利要求1至11中任一项所述的方法，其特征在于，为了减小检查对象的剂量负担，至少在运动阶段的较大部分直接或者间接控制地通过测量的运动信号断开从至少一个焦点(F_n)发出的射线。

13.根据权利要求7至12中任一项所述的方法，其特征在于，将具有覆盖较小断面场(13)的较小扇面角(β₁)的焦点检测器组合(F₁，D₁)的数据，通过具有覆盖较大断面场(14)的较大扇面角(β₂)的焦点检测器组合(F₂，D₂)的数据，引入用于补充该较大检测器(D₁)的检测器数据。

14.根据权利要求1至13中任一项所述的方法，其特征在于，在对不同检测器的数据组进行综合时，在这些数据组之间、特别是在数据组的部分分段之间进行过渡加权。

15.根据权利要求1至14中任一项所述的方法，其特征在于，为了防止图像伪影，对每个焦点检测器组合的数据组、特别是这些数据组的部分分段进行窦腔X射线照相加权。

16.一种成像断层造影设备，特别是X射线CT设备，所述设备至少具有：

16.1.两个同轴设置的焦点检测器组合，为了对周期性运动的对象进行扫描，螺旋形地沿公共旋转轴运行；

16.2.一个用于对周期运动对象的静止和运动阶段进行运动检测和区分的装置，优选为EKG，和

16.3.用于对检测器输出数据进行存储和处理的装置，通过2D或者3D螺旋重构得到断层造影断层图像，其中，

16.4.设置用于执行根据上述方法权利要求中至少一项所述的方法步骤的装置、优选为程序装置。

17.根据权利要求16所述的断层造影设备，其特征在于，至少两个焦点检测器组合(F₁，D₁；F₂，D₂)具有使用的不同大小的扇面开口角(β₁，β₂)。

18.根据权利要求17所述的断层造影设备，其特征在于，在至少一个焦点检测器组合上所述扇面开口角(β)的大小可以设置。

19.根据权利要求16至18中任一项所述的断层造影设备，其特征在于，所述两个焦点检测器组合的从焦点到检测器的距离不同。

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