专利名称：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以相同的斜率绕检查对象运动，并同时测量检查对象的用于确定静止和运动阶段的运动信号以及将这些信号相关地存储为检测器的输出信号。
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仅对静止阶段的图像进行求值，其中，在该文献中X射线源仅在静止阶段工作。但在上述文献中基本上是采用螺旋重构方法，该方法建立在完整的180°螺旋数据组之上。由此造成很多测量信息得不到利用，因为只利用了时间正确的测量数据，即在同一心脏阶段中测量的、共同构成180°螺旋数据组的数据。
在德国专利申请公开文献DE 10 127 269 A1中公开了，如何利用不完整的螺旋数据组、即本身仅为螺旋扫描的180°分段的一部分的螺旋数据组来产生分段图像，然后通过将一叠分段的多个分段图像相加来得到完整的断层造影图像。此外，在德国专利申请公开文献DE 10 133 237 A1中还公开了，将上述SMPR方法(SMPR＝Segmented Multiple Plane Reconstruction，分段多平面重构)也应用于对周期性运动的对象的显示中，但在该引用的文献中，仅示出了对于具有单一绕行焦点的断层造影扫描设备的解决方案。另一种类似的方法是ACMPR方法(ACMPR＝Adaptive Cardio Multiple Plane Reconstruction，自适应心脏多平面重构)，其是具有附加的可变分段长度的SMPR方法的一般化。
关于SMPR方法，请参见Stierstorfer、Flohr、Bruder的文章“SegmentedMultiple Plane ReconstructionA Novel Approximate Reconstruction Scheme forMultislice Spiral CT.”，Physics in Medicine and Biology，Vol.47(2002)，第2571-2581页。关于ACMPR方法，请参见T.Flohr，B.Ohnesorge的文章“Heart-Rate Adaptive Optimization of Spatial and Temporal Resolution forECG-Gated Multislice Spiral CT of the Heart”，JACT vol.25，No.6，2001；以及H.Bruder等人的文章“A Novel Reconstruction Scheme for Cardiac Volume Imagingwith MSCT Providing Cone Correction”，Medical Imaging 2002，Image Processing，Vol.4684，第60-72页。在此，该两篇文献公开的内容被全文引用。
这些已知的所谓SMPR或ACMPR方法的问题在于，在对周期性运动的心脏进行扫描时，所达到的时间分辨率并不总能满足要得到足够清晰的断层图像显示的要求。
发明内容
因此，本发明要解决的技术问题是，提供一种用于产生周期性运动对象的断层造影截面图像的方法，该方法可以实现改善的时间分辨率。同时还提出了一种适用于该方法的断层造影设备。
发明者了解，在采用公知的心脏SMPR方法时，为了产生断层造影图像，可以产生多个在小于180°的角范围上通过重构由螺旋分段得到的不完整的分段图像，并然后将这些不完整的分段图像叠加为分段堆，从而得到运动的检查对象的高时间分辨率的图像，如果为产生分段堆而采用在周期运动检查对象相邻运动周期的多个静止阶段的同时测量的数据的话。但在综合分段图像时需注意，分段图像的和全部由相当于180°扫描的分段组合而成。
在该基本实施方式的基础上，发明人提出一种用于产生周期性运动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步骤-为了对该至少部分周期性运动对象进行扫描，使n个带有平面检测器、优选为多行检测器的焦点检测器组合在n个同轴螺旋轨道上相对于待检查对象移动，其中，将对表示从焦点出发的射线在穿过检查对象后的衰减的多行检测器的检测器输出数据，与射线的在空间上间接或直接定向数据一起进行收集；
-同时测量运动的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；-然后，利用每个检测器的表示运动的对象的静止阶段的检测器输出数据，相互独立地根据螺旋轨道的子分段重构轴向分段图像堆，以及将根据n个焦点检测器组合的n个螺旋轨道的时间正确的分段图像堆角度互补地且逐层地相加成180°断层造影截面图，其中，-在第一步，由双倾斜的重构平面重构轴向分段图像堆，并在第二步采用多个相继运动周期内的检测器数据将其整形为若干个轴向分段图像堆，以便进行锥形射线几何计算。
因此，ACMPR方法，即利用可变分段长度并将SMPR方法一般化的方法，适用于n个焦点检测器组合，其中，ACMPR方法对于180°/n个分段分别应用n个180°/n数据角中的每一个。因此，在ACMPR方法中，不使用完整的180°分段，而是只有在图像相加时得到一个值，即所有相加的图像的和产生包含180°的数据组。
按照本发明，优选在反向投影前进行并行重装(Parallel-Rebinning)，这种并行重装优选是逐行进行的。
尤其有利和经济的是采用恰好两个角度相互错开、优选为相互成直角设置的焦点检测器组合，因为这样将装置的费用限制在一定的范围内，而同时又向改进时间分辨率的方向迈进一大步。或者，还可以采用恰好三个角度相互错开、优选为相互错开180°/3角的焦点检测器组合，但这里所得到的时间分辨率的改进与开销相比很少成比例。
在采用两个焦点检测器组合时尤其具有优点的是，如果至少采用一个焦点检测器组合，其开口角大于、优选远远大于至少另一个焦点检测器组合的开口角。在采用三个焦点检测器组合的情况下，纯粹因为几何的原因而较为困难，但原理上是可行的。
在这种实施方式中具有优点的是，将所用的较大的焦点检测器组合的开口角、优选地还有对应射线束的有效范围在扫描之前这样限定，使得其与另一个焦点检测器组合的开口角相同。
此外，对应于一种优选实施方式，每个焦点检测器组合在其自身的螺旋轨道上运行，该螺旋轨道与其它焦点检测器组合的螺旋轨道相错开。这例如可强制性地通过将焦点检测器组合设置在一个平面内实现。
不过，还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，使得它们在共同的、重合的螺旋路径上运行。对于这种设置可根据选择的螺旋轨道斜率来设定该至少两个焦点检测器组合在z方向上的错开，从而可以不依赖于所选择的前移而总是能实现堆螺旋路径的覆盖。
根据本发明方法的另一优选实施方式，根据运动的检查对象的周期长度、优选根据检查对象(特别是心脏)的运动频率这样来设定旋转速度，使得在采用用于图像重构的多个相继的周期时，可得到尽可能好的时间分辨率。对于两个焦点检测器组合以及由此产生的两分段重构意味着，在两个相邻周期中采集的螺旋数据分段须同样长。
此外，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或至少减少从至少一个焦点发出的射线。
按照本发明方法的一种特殊的实施方式是，将具有覆盖较小断面场的较小扇面角的焦点检测器组合的数据，通过具有覆盖较大断面场的较大扇面角的焦点检测器组合的数据，引入用于补充该较大检测器的检测器数据。
除上述方法外，发明人还提出了一种成像断层造影设备，特别是X射线CT设备，该设备至少包括-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；-一个用于对周期性运动对象的静止阶段和运动阶段进行运动探测和区分的装置，优选为EKG，以及，-设置用于执行上述本发明方法的装置、优选为程序装置。
此外，在这种断层造影设备中具有优点的是，至少两个焦点检测器组合具有不同大小使用的扇面开口角，其中，在至少一个焦点检测器组合上扇面开口角的大小是可调的。两个焦点检测器组合的从焦点到检测器的距离还可以是不同的。
以下借助附图对本发明进行详细描述，其中采用以下附图标记和变量1CT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；9z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；17EKG中的R锯齿/P峰；18EKG线；19具有一个心脏周期的数据的、可重构的部分体积；20具有两个心脏周期数据的、可重构的部分体积；21至静止阶段开始的时间回溯；22检测器行；23虚拟检测器；24分段图像堆；25中间图像/分段图像平面；D1第一检测器；D2第二检测器；k支架的半周数目；L1第一检测器长度；L2第二检测器长度；P患者；Prgn第n个程序模块；p极坐标；Pn，max检测器n的最大位置；Sn第n个螺旋数据组；SBn第n个焦点Fn的螺旋轨道；t时间轴；tnjs相应于αnjs(开始位置)的时间位置；tnje相应于αnje(结束位置)的时间位置；TrevEKG中从后续R锯齿到静止阶段开始的时间偏移；TRR锯齿时间点；TRR从R锯齿到R锯齿的心脏周期持续时间；Trot支架绕行时间；USBn螺旋轨道SBn的子分段；zimg图像的z位置；α支架旋转角/投影角；αn开始角；αjs子分段的开始投影；αje子分段的结束投影；αnms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；ΔTima时间上的图像分辨率；Θn第n个子分段。
图中图1为具有两个焦点检测器组合、包括具有集成的EKG的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间错开90°的、一个大的和一个小的扇面角；图3示出了通过两个检测器进行数据补充的原理；图4为两个焦点检测器组合的螺旋的螺旋形排列的子扇面的示意图；图5示出了一个焦点检测器组合绕行多次的螺旋路径的扇面形排列的分段图像堆；图6示出了两个相互错开90°的焦点检测器组合绕行两次的螺旋路径的扇面形排列的分段图像堆；图7示出了具有两个分别绕行90°的焦点检测器组合的分段图像堆的、完整的180°数据组的扇面形排列的分段图像堆；图8示出了两个六行检测器在z方向上作为支架旋转角与并行测量的EKG信号的函数的位置变化，用于对比显示图像位置的1扇面和2扇面重构；图9示出了2扇面重构的扇面选择原理。
具体实施例方式
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，该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以及其中一体化的控制和分析程序Prgn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，而与此同时支架与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。如果将焦点设置在一个平面上，则每个焦点在各自的螺旋轨道SBn上移动(见图4)，该轨道相对于另一螺旋轨道相应于其角度差在z轴9方向上偏移。
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来采集心脏的运动信号，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，它们分别具有第一焦点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的想象的连接线设置。但该焦点检测器组合F2、D2具有可变的较大扇面角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，而在对第二射线束12的扩展设置下，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的数据可以、也应当由较大检测器D2的较大剖面场14的数据来补充。这种数据补充原理在图3中得到详细描述。在图3中，在极坐标系z，p中显示了虚拟检测器23，其中心具有第一检测器D1的检测器行22，而外围则通过第二检测器D2检测器行22的数据进行补充。但是，由于这些检测器信息不是源自于支架的同一绕行半周，因此用值0和1来补充检测器D2，k的下标数k。因此，总的虚拟检测器23由较窄的检测器D1的、对于较小的断面场13的、来自一个绕行半周的数据，和较大检测器D2的、对于较大剖面场14的、来自两个相邻绕行半周0和1的数据组成。
如果将两个射线束设置为相同的，则超出较小的断面场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。
在这样的两个焦点检测器组合、其中两个检测器同时进行测量的装置中，可以双倍的时间分辨率来从数据中计算出CT图像。这一优点尤其对于心脏成像具有意义，因为以这种方式利用所谓的第三代CT扫描仪，在采用目前可用的旋转周期约为400ms的支架的情况下，可以得到100ms的“电子束断层造影”(EBT)的时间分辨率。
以下将首先叙述SMPR方法和与其基本相似的ACMPR方法的基本原理。这些方法从采集测量值到计算图像可以分为四个步骤数据重装(Datenrebinning)、通过过滤投影和反投影计算中间图像、将分段堆整形(Reformatierung)为分段图像、和最后将分段图像相加。
在SMPR/ACMPR方法中，首先在双倾斜的、与螺旋相匹配的平面上产生不完整的中间图像。在此，将螺旋SBn划分为子分段USBn，它们所覆盖的角度远远小于180°。
图4示出了焦点F1和F2的两个螺旋SB1(实线所示)和SB2(虚线所示)的变化。该双螺旋SB1、SB2又进一步被划分为各个子分段USBn，其中每个子分段约覆盖30°。
由每个单独子分段USBn相应于采用的检测器的行数产生多个双倾斜的分段图像平面。在图5中举例示出了对于单一焦点检测器组合的螺旋路径的、在多次绕行下的这样的扇面形外观的分段图像堆24。但为清楚起见仅对每个第二子分段示出一个具有中间图像25的子分段图像堆24。
于是，由每个子分段USBn给出具有多个中间图像25的子分段堆24，其与螺旋相切。如果将许多中间图像25组合成参考平面，其子分段USBn总共构成180°数据组，则可以得到完整的CT图像。但是，由于这里对于每个分段图像堆来说图像平面是双倾斜的，还需进行整形。此外，还须考虑，使分段图像堆不仅源自于单一螺旋，而且还源自于多个螺旋，这里例如来自于两个螺旋轨道SB1和SB2。
这种情形在图6中示出，其中可看到两个螺旋轨道SB1和SB2和对于每个螺旋轨道每两个具有所属中间图像25的分段图像堆24。为清楚起见在此仅示出了三个中间图像25。
最后，在图7中还利用具有来自两个螺旋轨道SB1和SB2的所属中间图像25的分段图像堆24示出了同样是经大大简化和示意性的完整的180°数据组的显示，但这里已达到简单可视性的边界。
由于分段图像堆24的中间图像25在所观察的测量空间内不一定正交于扫描器的z轴，因此须进行整形。在整形过程中，将中间图像的像素插入到处于横向的、虚拟平面中，并得到在一定z位置上的分段图像。虚拟断面平面的z位置原则上可自由选择。对大量空间倾斜的中间图像的各像素的加权借助距离加权函数在z方向上进行，其中，利用三角函数的加权被证明是足够的。对特定的旋转角分段和与其相对设置的分段执行整形步骤，从而作为结果形成虚拟断面平面上的平面分段图像。
至此，都是将与两个焦点检测器组合相对应的螺旋分开对待的，即分别整形的。只有在下面的相加步骤中，从两个螺旋SB1和SB2中提取出各补充到90°的分段。它们然后还须互补地补充到180°。在该最后步骤中，将各分段图像相加，由此得到可用于为诊断的目的而求值的截面图像。通过采用两个90°螺旋数据，由两个相互错开90°设置的焦点检测器组合可得到相对于单一焦点检测器组合的双倍的时间分辨率，单一焦点检测器组合需要双倍的时间来扫描整个180°扇面。
按照本发明的方法，由多个不同焦点的螺旋轨道越过多个心脏周期重构一可选的心脏周期的双倾斜分段图像(＝图像层)，但这些分段图像本身是不完整的。重构分段长度在多分段重构中相应于局部心率和支架旋转时间来确定。为了构成图像，需采用相邻心脏周期的螺旋数据的相位正确的部分分段，这些分段在每个螺旋补充到π/2，并由来自两个螺旋的数据补充到π。在对属于每个分段的分段图像堆(＝小册子)进行重构之后，将其整形为轴向分段图像堆(＝轴向小册子)，并可以将它们逐层地相加为分段长度π(＝180°)的完整CT图像。
上述图3至图7仅示出了所采用的焦点的两个螺旋轨道的空间状况以及其对数据采集的作用，在图8和9中将展示本发明方法的时间因素。
图8示意性地示出两个检测器D1和D2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。图的下方以直接关系示出了具有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。从左侧下方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的检测器行的变化。
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重构数据20，并对于图像位置zimg进行综合。因此，按照本发明的多扇面重构，分别分开计算多个(优选为两个)相继的心脏周期的分段图像堆，然后将不同心脏周期、但相同心脏阶段的由此得到的中间图像以及由此计算出的分段图像相加，其中，将这里采用的子分段的和相加到π。由此，得到所期望的时间分辨率，并由此得到更清晰的心脏显示、特别是冠状动脉的显示。这在显示中可通过减小的由附图标记20所示的、收集数据的时间长度看出。
在收集分段图像堆中的图像层时还要注意的是，支架以特定的旋转周期在运动，而心脏有时也会以可变频率在运动阶段和静止阶段之间交替。要得到清晰的CT图像，需在静止阶段的尽可能短的周期内确定图像，其中，由于出现两个频率，对包含完整π的数据组的收集不一定是很少的(trivial)。
这些数据组必须一方面相对于心脏跳动是相位正确的，另一方面关于所观察的焦点的角度设置是角度正确的。在图8中示出，数据组是关于心脏频率相位正确的由两个心脏周期收集的。图9示出了如何角度正确地收集螺旋数据组，其中，还考虑两个焦点的角位移。
当一方面部分分段被补充到π/2以及当另一方面SB1和SB2的螺旋数据与任意心脏阶段在旋转角上偏移π/2时，所选择的数据段是角度正确的。目标图像堆中的时间分辨率由用于重构的部分分段的最大长度给出。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4TRR/Trot，可以从相应于由角αn1s开始的第一扇面Θ1的第一螺旋数据组S1开始选择各要利用其第二螺旋数据组S2补充到π/2的第二扇面Θ2。图9举例示出了第一扇面Θ1，该扇面基本上可以通过任意一个另外示出的扇面Θ2补充为覆盖π/2的总扇面，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。在此，所采用的第二扇面Θ2的实际位置取决于比值4TRR/Trot。
按照本发明，为了在这里描述的两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，使一个180°数据组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，其起始和结束投影为αn1s，αn1e以及αn2s和αn2e，它们在时间轴上对应于时间位置tn1s，tn1e以及tn2s和tn2e。对角度正确的部分分段的要求的含义是α2ns=α1ns+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，tn1s和tn2s与相应的EKG R峰须具有相同的时间距离。例如下式成立tn1s＝TR(n+1)-Trev和tn2s＝TR(n+2)-Trev；其中，Trev表示在下一个R峰前的时间偏移。相同的时间距离意味着α2ns=α1ns+2πTRR(n+1)Trot-n1·π/2]]>其中，TRR(n+1)＝TR(n+2)-TR(n+1)表示当前心脏周期长度，而Trot表示支架旋转时间。通过简单的变换得到ΔΘ1=(4TRRTrot-n1)·π/2]]>n1=[4TRRTrot].]]>在图9中，根据瞬时心脏频率和支架旋转时间Trot给出了ΔΘ1和ΔΘ2互补补充的四种可能的情况。
因此，综上所述，重构流程如下1.可选地逐行并行重装；2.在通道方向将D1的数据与D2的数据逐行连续；3.对螺旋数据组S1和S2分别进行ACMPR重构；4.由螺旋数据组S1和S2补充成的π数据组，逐层相加对应的整形后的目标体积。
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ΔTima＝Trot/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
ΔTima=max(ΔΘ1,ΔΘ2)2πTrot]]>给出。因此，在有利的情况下得到ΔTima＝Trot/8，而在不利的情况下利用ΔΘ1＝π/2得到的时间分辨率为ΔTima＝Trot/4。
但由于支架旋转周期和当前心脏频率之间的不利关系，可能导致这样的情况发生在静止阶段中不能收集到完整的、覆盖π的数据组。在此，发明人建议，在单扇面重构和两扇面重构之间自适应地进行交替，由此可根据情况在心脏的静止阶段采集到完整的数据。因此，按照本发明方法的特别优选的实施方式，自适应地进行时间分类。根据当前的一般支架旋转时间，这意味着(必要时在扫描前过程)对较小的心率采用单扇面重构，对较高的心率采用两扇面重构。这也可以通过在测量中在两种分析方法之间进行切换来实现。
应当理解，在不脱离本发明的范围的情况下，本发明的上述特征不仅可以在各给出的组合中应用，也可以应用到其它组合中或单独使用。
权利要求
1.一种用于产生周期性运动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.为了对该至少部分周期性运动对象进行扫描，使n个带有平面检测器、优选为多行检测器的焦点检测器组合在n个同轴螺旋轨道(SBn)上相对于待检查对象移动，其中，对表示从焦点(F1，F2)出发的射线(11，12)在穿过检查对象(P)后的减弱的多行检测器(3，5)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.同时测量运动的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；1.3.然后，利用每个检测器(Dn)的表示运动的对象(P)的静止阶段的检测器输出数据，相互独立地根据螺旋轨道(SBn)的子分段(USBn)重构轴向分段图像堆(24)，以及将根据n个焦点检测器组合(Fn，Dn)的n个螺旋轨道(SBn)的时间正确的分段图像堆(24)角度互补地且逐层地相加成180°断层造影截面图，其中，1.4.在第一步，由双倾斜的重构平面重构轴向分段图像堆(24)，并在第二步采用多个相继运动周期内的检测器数据将其整形为若干个轴向分段图像堆。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，对完整的180°图像堆采用由n个焦点检测器组合(Fn，Dn)同时转动180°/n得到的数据。
3.根据权利要求1或2所述的方法，其特征在于，在反向投影前进行并行重装。
4.根据权利要求3所述的方法，其特征在于，所述并行重装是逐行进行的。
5.根据利要求1至4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、优选为相互成直角设置的焦点检测器组合(F1，D1；F2，D2)。
6.根据权利要求1至4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、优选为相互错开180°/3角的焦点检测器组合。
7.根据权利要求1至6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、优选为远远大于至少另一个焦点检测器组合(F1，D1)的开口角(β1)。
8.根据权利要求1至7中任一项所述的方法，其特征在于，每个焦点检测器组合(Fn，Dn)在其自身的螺旋轨道(SBn)上运行，该螺旋轨道(SBn)与其它焦点检测器组合(Fm，Dm，其中m≠n)的螺旋轨道(SBm)相错开。
9.根据权利要求1至8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(Fn，Dn)在z方向上这样相互错开地设置，使得它们在共同的、重合的螺旋路径上运行。
10.根据权利要求9中所述的方法，其特征在于，所述至少两个焦点检测器组合(Fn，Dn)在z方向上的错开根据选择的螺旋轨道(SBn)斜率设定。
11.根据权利要求1至10中任一项所述的方法，其特征在于，这样设置所述焦点检测器组合(Fn，Dn)的旋转时间(TRot)，使得在多分段重构中得到尽可能好的时间分辨率。
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(18)断开从至少一个焦点(Fn)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。
14.一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
14.1.两个同轴设置的焦点检测器组合(Fn，Dn)，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(9)运行；
14.2.一个用于对周期性运动对象的静止阶段和运动阶段进行运动探测和区分的装置，优选为EKG，其特征在于，
14.3.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(Prgn)。
15.根据权利要求14所述的断层造影设备，其特征在于，所述至少两个焦点检测器组合(Fn，Dn)具有不同大小使用的扇面开口角(βn)。
16.根据权利要求15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(Fn，Dn)上所述扇面开口角(βn)的大小可以设置。
17.根据权利要求14至16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(Fn，Dn)的从焦点(Fn)到检测器(Dn)的距离不同。
全文摘要
本发明涉及一种产生周期运动对象的断层造影截面图像的方法，包括步骤为了扫描至少部分周期运动的对象，使n个焦点检测器组合在n个同轴螺旋轨道(SB
文档编号A61B6/03GK1618403SQ20041009529
公开日2005年5月25日 申请日期2004年11月22日 优先权日2003年11月20日
发明者赫伯特·布鲁德, 托马斯·弗洛尔 申请人:西门子公司