运动检查对象的计算机断层造影中设置图像的方法及设备的制作方法

专利名称：运动检查对象的计算机断层造影中设置图像的方法及设备的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种在计算机断层造影中设置图像的方法，其中，借助于从焦点发出的射线束和平面构成的检测器阵列对周期性运动的检查对象进行扫描，以适当的方式对所确定的输出数据进行过滤，并进行反向投影(rueckprojizieren)，以便至少获得一幅表示特定运动状态下检查对象截面的吸收值的层析图像。此外，本发明还涉及一种适合于实施该方法的CT设备。
背景技术：
原理上，在“3D过滤的反向投影”概念下的用于静态对象的类似方法已经公知。这种方法的缺点是，如在工作台较少前移的螺旋扫描中，通过对同一体素(Voxel)的多次照射而产生的冗余数据未被利用，这导致检查对象所摄入的射线剂量未完全用于成像。
此外，还有与2D图像再现方法相结合的考虑，通过“2D过滤的反向投影”从输出数据中计算出大量的临时图像，这些输出数据源于本身对于图像再现不够充分的焦点轨道(Fokusbahn)段，其中，这些临时图像直到在第二步骤中才被形成为最终的层析图像。这种2D方法对于具有较大宽度的检测器阵列，即在系统轴方向具有较大的延伸的检测器阵列不是十分实用的，因为这样就需处理极大量的临时图像，这本身就会对可供使用的计算能力带来问题。
原理上，公知的一般还有心脏CT设备，其对如人类心脏这样的周期性运动的检查对象进行截面拍摄，其中，心脏CT设备对心脏运动相位进行记录，并且为了产生层析图像仅使用与特定的运动相位或运动状态相关的数据。但这种公知的心脏CT设备的缺点是，其仅对于具有相对较小的行数的检测器或在系统轴方向的延伸较小的检测器才适用，因为其不考虑检查对象内的圆锥形射线延伸。
在本申请人的未预先公布的德国专利申请DE 10159927.7中对一种类似的方法和CT设备进行了描述，但其仅涉及对静态检查对象产生图像。在此，采纳了该申请所公开的全部内容。

发明内容
本发明要解决的技术问题是，提供一种在本文开始部分提到的方法，其基于3D反向投影提高了图像质量，并可以对周期性运动检查对象的冗余数据按照相位计算出层析图像。
按照本发明，该技术问题是通过一种方法和一种CT设备解决的。
按照本发明的用于产生周期性运动的检查对象、优选为生命体的心脏区域的计算机断层造影图像的方法，其中，所述生命体优选为患者，该方法具有至少下述方法步骤-为了对周期性运动的检查对象进行扫描，使用从至少一个焦点发出的射线束，并利用一个用于检测该射线束的射线的、具有多个分散的检测器单元的、平面构成的检测器阵列，该至少一个焦点相对于检查对象，在至少一个绕检查对象绕行的焦点轨道上，与相对而设的检测器阵列一起运动，其中，该检测器阵列的检测器单元给出表示射线在穿过检查对象时的衰减的输出数据，-同时收集周期性运动的检查区域的运动数据，以便能够将检测器数据和由此得出的结果数据与运动状态相对应，-将该输出数据过滤，-将过滤的输出数据进行三维反向投影，用于产生检查对象的具有一层厚的层的至少一个层析图像，其中-每个层析图像代表从所述输出数据得到的、属于该检查对象层的体素的对射线束的辐射的吸收值，其中-一方面使用一个加权函数，用于反向投影，该加权函数对所观察射线与所观察体素的空间距离进行加权，以便可以对层厚加以影响，以及-另一方面也使用一加权函数，用于反向投影，该加权函数表示检查对象的各待显示的运动状态间的时间距离。
在本发明的一种优选实施方式中，过滤在焦点轨道上属于各焦点位置的正切方向上进行。已经表明，按照这种滤波方向可以实现一种特别高的图像质量。这种过滤方向的选择基于这样的认知，即，所述能产生高图像质量的、基于临时图像的2D方法可以转换为一种3D方法，如果将计算临时图像所基于的焦点轨道段大大缩短，使得其仅仅包括一个单独的投影，然后在焦点轨道正切方向上对其数据进行过滤，就可以预期，一个这种3D方法可以保证如同2D方法一样可比的良好图像质量。
如果在过滤前将射线束P(α，β，q)形式的、从扇形射线几何获得的输出数据换算为射线束P(θ，β，q)(方位角“重排(rebinning)”)以及P(θ，p，q)(完全“重排”，即，方位角的和径向的“重排”)形式的、平行射线几何的平行数据，则按照本发明的方法尤其容易实现。请参照图3，其中，α 为焦点角，β 为扇角，q 为检测器系统在z坐标上的相应行下标，θ＝α+β为平行扇角p＝RFsin(β) 为相应于与旋转轴(系统轴)的射线间距的平行坐标，以及RF为焦点轨道半径。
按照本发明的一种优选实施方式，平行数据的反向投影是以这种方式进行的，即在对每个体素(x，y，z)反向投影的过程中，对每个θ∈
，对于其投影沿系统轴过(x，y)的射线束 以及 q)，其合为Px,y,z(θ)=ΣkΣqhz[dx,y,z[θ+kπ,p~β~,q]]·hphase(t(θ+kπ)-cR(k))·P[θ+kπ,p~β~,q]]]>其中，x，y，z为各体素的坐标，k 为相应于再现中焦点绕行的半周数的整数， 为其投影沿系统轴通过各体素(x，y，z)的坐标(x，y)延伸的射线的平行坐标， 为其投影沿系统轴通过各体素(x，y，z)的坐标(x，y)延伸的射线的扇角，以及
hz为在所产生的显示检查对象层的层析图像中确定层厚度的加权函数，以及d 为一个函数，其等于各射线与相应体素(x，y，z)间的距离，或与各射线与相应体素(x，y，z)间的距离相关，hphase为对投影 或 与运动状态的时间距离t进行加权的加权函数，其中，CR(k)表示时间位置，其确定检查区域的周期运动状态、优选为对应的心脏周期运动状态。
的表达方式在此表示，可以选择性地对通过方位角“重排”或通过完全“重排”获得的射线求和，其中，在方位角“重排”的情况下，过滤正切于β方向过滤的焦点轨道；而在完全“重排”的情况下，过滤正切于p方向过滤的焦点轨道。
由于这种求和，关于k和q可以保证，所有通过同一体素延伸的射线都被考虑，因而使得射入检查对象的射线剂量得到完全地利用。
在一种优选实施方式中，为了反向投影平行数据，建立了在加权h的和HH=ΣkΣqhz[dx,y,z[θ+kπ,p~β~,q]]·hphase(t(θ+kπ)-cR(k))]]>上标准化的和Px,y,z(θ)=1HΣkΣqhz[dx,y,z[θ+kπ,p~β~,q]]·hphase(t(θ+kπ)-cR(k))·P[θ+kπ,p~β~,q]]]>。
这一过程使得可以进一步改善图像质量，因为可以克服一些体素由于较其它体素接受更多的射线而可能被过于强调，因而避免了相应的伪影。各体素的CT值通过在θ上求和得到。
如果按照本发明的一种变形焦点轨道为环形轨道时(断层造影扫描)，则可以例如应用本发明的方法。但按照本发明的一种优选变形焦点轨道为螺旋轨道，它是这样实现的环形轨道上的焦点绕系统轴运动，同时，在焦点和检查对象之间有沿系统轴方向的相对运动。在这种螺旋扫描的基础上，对周期性运动检查对象的更大体积也可以毫无问题地进行检查。
在断层造影扫描情况下，对于k，通常有k＝1或k＝2。在螺旋扫描的情况下，这样选择k，使得为图像再现所采集的所有在投影角θ中属于平行坐标p或扇角β的射线，其距离dx，y，z不超过一个合适的阈值。


下面将借助附图所示实施方式对本发明进行详细描述。其中图1部分以透视图、部分以方框图示出了一具有多行检测器单元的CT设备的示意图；图2示出了图1中设备的纵剖面图；图3为将“重排”可视化的示意图；图4为典型的人心脏的心电图；图5为与图4所示心电图相关的、通过相对体积改变示出的心脏的运动状态；图6示出了与图4和图5相关的加权函数hphase的时间变化曲线。
具体实施例方式
在图1和图2中示出了适于实施本发明方法的第三代CT设备。总体上用1表示的测量装置具有一总体上用2表示的X射线源，其具有一个在该X射线源前面、并在其附近的光阑3(图2)，一个由多行和多列检测器单元的多平面检测器阵列构成的检测器系统5，在图1中用4表示出其中一个检测器单元，在该检测器系统5前和附近有一个光阑6(图2)。在图1中，为清楚起见仅示出了八行检测器单元4。但在图2中，检测器系统5还具有用点示出的其它检测器单元4行。
在图2中，示意性地示出了，一方面是X射线源2和光阑3，另一方面是检测器系统5和光阑6，它们这样相互相对地安装在旋转架7上，使得在CT设备运行时，由X射线源2发出、透过可调节光阑3的锥形X射线束(其边缘用8表示)能到达检测器系统5。在此，对光阑6相应于由光阑3调节的X射线束的截面来调节，使得只暴露出检测器系统5的那些能直接由X射线束触及的区域。在图1和2中示出的操作模块中，有八行检测器单元4，以下称之为有效行。其它用点示出的行由于被光阑遮蔽，因此称之为非有效的。
每行检测器单元4具有k个检测器单元，其中，βk＝β1至βk为信道下标，每个检测器单元都分配有一个扇角βk。中间检测器单元的扇角为0；两个最外侧的检测器单元的扇角为β1＝+βmax和βk＝-βmax。
检测器单元4的有效行Lq在图2中用L1和LQ表示，其中，q＝1至Q为行下标，在所述实施方式的情况下，其相应于z坐标。
X射线束具有如图1和图2中所示的锥角，即X射线束的开角位于系统轴Z和焦点F所在的平面内。该X射线束的开角(扇面开角)在垂直于系统轴Z且包含焦点F的平面内为2βmax，如图1所示。
旋转架7可借助于驱动装置22绕用Z表示的系统轴旋转。系统轴Z沿图1所示空间直角坐标系统的z轴延伸。
检测器系统5的列同样沿z轴方向延伸，而在z轴方向上测得宽度为b(例如为1mm)的行则垂直于系统轴Z或z轴延伸。
为了将检查对象、例如患者置于X射线束的射线路径中，设置了卧榻装置9，其可平行于系统轴Z，即在z轴方向上移动，并且是以这种方式，即在旋转架7的旋转运动和卧榻装置9的平移运动之间的同步，以平移速度与旋转运动的比为常数的方式实现，其中，该比值是可调节的，可以选择期望的旋转架每次转动时卧榻装置的移动v的值。
因此，可以在体积扫描的过程中对位于卧榻装置9上的检查对象的体积进行检查，其中，体积扫描是以螺旋扫描的形式这样进行的，即同时旋转测量单元1和平移卧榻装置9，借助于测量单元，在测量单元1每次旋转时从不同的投影方向拍摄多个投影。在螺旋扫描下，X射线源的焦点F在图1中用S表示的螺旋轨道上相对于卧榻装置9运动。螺旋扫描须在α方向上至少伸展π+2βmax，以便能够完整地再现每行检测器单元的CT图像。但这段路径在CT设备的技术限制范围内也可任意长。
但是，由于有多行检测器单元4，还可以在所谓的断层造影扫描过程中对检查对象的体积进行检查，其中，没有沿z轴方向的、测量单元1和卧榻装置9之间的相对运动(v＝0)。因此，在断层造影扫描情况下，检查体积的大小由检测器单元4的有效行来确定。在断层造影扫描中，焦点F在一以下称之为中间平面的平面上的环形焦点轨道上运动。
断层造影扫描可以部分绕行或完全绕行的方式实现，其中，部分绕行包括一用于完全再现CT图像的、至少为π+2βmax(半周绕行加扇形开角)的部分绕行间隔，而在完全绕行下，该绕行间隔为2π。
在螺旋扫描或断层造影扫描期间，从检测器系统5的每个有效行的检测器单元读出的、相应于扇形射线几何中的各个投影P(α，β，q)的测量数据被送至数/模转换器的数据准备单元10，并被串行地传输给图像计算机11。
在图像计算机11的预处理单元12中对这些测量数据进行预处理之后，结果数据流被送至层析图像再现单元13，该层析图像再现单元13按照还将进行详述的按照本发明的方法，在“过滤的反向投影”基础上，由这些测量数据重构出所期望的检查对象层的层析图像。
CT图像由以矩阵形式组合在一起的像素构成，其中，每个图像平面有相应的像素，每个像素对应于一个以Hounsfield单位(HU)表示的CT数，以及与每个像素相应的CT数/灰度值标度用与其各自的CT数相应的灰度值表示。在此，每个像素示出了在CT图像中示出的检查对象层的一个体素(＝体积单元)。由于检测器系统5具有多行，以及必要时由螺旋扫描获得关于检查对象多个层的测量数据，因此，有在本发明范围内引入3D反向投影的3D数据可供使用。作为最终结果，有三维矩阵形式(例如利用x、y、z轴)的3D图像数据可供使用，其中，该矩阵的每个元素相应于一个体素(x，y，z)，其包含相应于所属CT数的灰度值。该三维矩阵中那些具有相同x、y或z值的元素，分别表示检查对象的、相应于x、y或z值的层的平面层析图像。
由层析图像再现单元13再现的图像将在连接到图像计算机11的显示单元16(例如一个显示器)上显示出来。
X射线源2，例如为一个X射线管，由一个发电机单元17供给所需的电压和电流，如管电压U。为了将电压和电流调节到所需的值，为发电机单元17配备了带有键盘19的控制单元18，由其实现必要的调节。
CT设备的其它操作和控制也是借助控制单元18和键盘19实现的，这由控制单元18与图像计算机11的连接可以看出。
此外，检测器单元4的有效行的数目Q，以及由此的光阑3和6的位置是可以调节的，为此，控制单元18与配属于光阑3和6的调节单元20和21相连接。此外，旋转架7完整旋转所需的旋转时间τ也是可调节的，这由配属于旋转架7的驱动单元22与控制单元18相连接可以看出。
尽管原则上本发明的方法也可以在扇形射线几何中实现，但对所述CT设备优选的是，在平行射线几何中实现本发明的方法。
因此，首先将通过螺旋扫描或断层造影扫描对患者的各重要身体部位检查进行扫描所获得的扇形射线几何数据用通常称为“重排”的方法，以公知的方式转换为平行射线几何。这种转换是基于对在扇形射线几何中获得的数据再分类这样实现的，即从在扇形射线几何中获得的不同投影中提取射线，将它们拼合成平行射线几何的投影。在平行射线几何中，间隔长度为π的数据就足以用于完全的图像再现。尽管如此，为了获得这些数据，在扇形射线几何中，须有间隔长度为π+2βmax上的数据可供使用。
图3示出了平行射线几何中的一个投影。因此，该投影的所有n条平行射线RP1至RPN相对于图3所示的、并与图1所示一致的坐标系的x轴都有一个平行扇角θ。
下面，借助于图3中用加重线显示的平行射线RP1对从扇形射线几何到平行射线几何的过渡进行描述。
平行射线RP1源自对焦点轨道S上的焦点位置F1在扇形射线几何中获得的投影。在图3中，还示出了在扇形射线几何中属于该投影的、通过旋转轴14并因此而沿坐标系z轴延伸的中心射线RFZ1。焦点位置F1在相应于焦点角α1，其是x轴和中心射线RFZ1之间的角。相对于中心射线RFZ1，射线RP1具有扇角β。因此，很容易看出，对于平行扇角有θ＝α+β。
垂直于各平行射线测得的与旋转轴14或z轴的射线距离p由p＝RFsin(β)给出。
如在图3中用加重线示出的，示出了通过旋转轴14及x轴的中心射线RPZ，该射线为在扇形射线几何中在焦点位置FZ、焦点角αZ下获取的投影在扇形几何中的中心射线。由于对于该中心射线存在在扇形射线几何中获取的投影β＝0，则显然，对该中心射线的这种情况有根据所实施的是方位角“重排”还是完全“重排”，平行投影为P(α，β，q)形式或P(θ，p，q)形式，其中，α 为焦点角，β 为扇角，
q 为检测器系统在z坐标上的相应行下标，θ＝α+β为平行扇角p＝RFsin(β) 为相应于与旋转轴(系统轴)的射线间距的平行坐标，以及RF为焦点轨道半径。
在按照本发明的第一实施方式的、借助于键盘19进行选择的第一操作方式中，所述CT设备基于通过方位角“重排”获得的投影工作。在方位角“重排”情况下，相应于这些投影的数据在β方向被过滤，即在属于各平行投影的中心射线的焦点位置的正切T的方向(见图3)，并且是利用在计算机断层造影中常用的过滤器核进行的，如Shepp-Logan核或Ramachandran-Lakshminarayanan核。
这种过滤后的平行数据然后被以这种方式进行反向投影，即在对每个体素(x，y，z)进行反向投影的过程中，对每个θ∈
，对于其投影沿系统轴过(x，y)的射线 其和为Px,y,z(θ)=ΣkΣqhz[dx,y,z[θ+kπ,β,~q]]·hphase(t(θ+kπ)-cR(k))·P[θ+kπ,β~,q]]]>其中，x，y，z为各体素的坐标，k 为相应于再现中焦点绕行的半周数的整数， 为其投影沿系统轴通过各体素(x，y，z)的坐标(x，y)延伸的射线的扇角，以及hz为在所产生的显示检查对象层的层析图像中确定层厚度的加权函数，以及d 为一个函数，其等于各射线与相应体素(x，y，z)间的距离，或与各射线与相应体素(x，y，z)间的距离相关，hphase为对投影 或 与运动状态的时间距离t进行分析的加权函数，其中，CR(k)表示时间位置，其确定检查区域的周期运动状态、优选为对应的心脏周期的运动状态。
由于所选择的过滤方向以及这种求和，通过k和q可以一方面避免“锥形光束伪影(cone beam artifct)”，另一方面可以考虑到所有对通过体素(x，y，z)延伸的射线的高的剂量利用的需要。此外，通过加权函数hphase只考虑那些与所期望观察的检查对象的运动状态相关的射线，而不由此而抑制相关的测量。
与体素(x，y，z)相关的吸收值μx，y，z通过在至少半周绕行上关于θ的和得到，即通过公式μx,y,z=ΣθPx,y,z(θ)]]>得到。
与各吸收值相应的CT数通常通过该吸收值确定。
在此，可以借助键盘19设置不同的加权函数h和不同的函数d。
适于作为加权函数h的例如有三角函数或梯形函数。
作为函数d可以设置为各平行射线与体素(x，y，z)的距离，或代之以该距离的z(轴)分量。
在一种所述第一操作方式的变形中，为了反向投影这些平行数据，在加权hz和hphase的和H上建立标准化的和Px，y，z(θ)H=ΣkΣqhz[dx,y,z[θ+kπ,β~,q]]·hphase(t(θ+kπ)-cR(k))]]>Px,y,z(θ)=1HΣkΣqhz[dx,y,z[θ+kπ,β,~q]]·hphase(t(θ+kπ)-cR(k))·P[θ+kπ,β~,q].]]>这使得可以进一步改进图像质量，因为这可以克服由于多次半周绕行的“照射”、即由射线触及而可能过分强调的体素，并因而避免相应的伪影。在螺旋扫描中，当测量装置的每次全绕行的相对移动很小时(小斜度)，使体素多次被辐射，会出现这种允余。
按照本发明的另一实施方式的、借助于键盘19可以进行选择的第二操作方式与第一操作方式的不同之处在于，所述CT设备不是基于通过方位角“重排”，而是基于通过完全“重排”获得的投影工作的。在完全“重排”情况下，相应于这些投影的数据在p方向被过滤，即同样分别在属于各平行投影的中心射线的焦点位置的正切T的方向(见图3)被过滤。
因此，在反向投影过程中，为这种过滤后的平行数据建立和
Px,y,z(θ)=ΣkΣqhz[dx,y,z[θ+kπ,p~,q]]·hphase(t(θ+kπ)-cR(k))·P[θ+kπ,p~,q]]]>其中， 为那些其投影沿系统轴过各体素(x，y，z)的坐标(x，y)延伸的射线的平行坐标。
在所述第二操作方式的情况下，在为了反向投影这些平行数据的变形中，也在加权hz和hphase的和H上建立标准化的和Px，y，z(θ)H=ΣkΣqhz[dx,y,z[θ+kπ,p~,q]]·hphase(t(θ+kπ)-cR(k))]]>Px,y,z(θ)=1HΣkΣqhz[dx,y,z[θ+kπ,p~,q]]·hphase(t(θ+kπ)-cR(k))·P[θ+kπ,p~,q].]]>在所述第一和第二操作方式的情况下，按照本发明方法的工作原理，考虑与体素(x，y，z)相关的所有射线，这些射线的投影沿旋转轴14或z轴通过x，y延伸。对这些射线是否和如何考虑，将通过加权函数hz和函数d来确定。
图4至6示出了在图4所示患者EKG(心电图)图像与公知的典型心房的P波、PQ段，以及随后的心室的QRS组、ST段、T波和U波变化之间的时间相关性。该显示的特点是仅示出了P波、QRS组和T波。
EKG的这种典型的和周期性的变化与心脏的特定运动状态相关，其在图5中，通过记录心脏的相对体积变化V/V0(t)而被时间同步地示出。如果将这种变化粗略地分为两个阶段，则可分为运动阶段I和静止阶段II。按照本发明，CT图像应分别对应于一个特定的阶段，以便加权函数hphase(其变化显示在图6中)能够相应于各个阶段只考虑那些最终用于成像的、特定运动情况的信息。由于在相对大的时间间隔、即心脏的静止阶段II中仅有很少的运动发生，因此，可以如图6所示，例如对总的静止阶段II加以高的权重，而对运动阶段I加以低的权重。图6中的实线表示只具有两个不同的值1和0的加权函数hphase的这种变化。
但是另外，还可以考虑事实上的相对体积变化和由此心脏运动状态，其中，如用虚线示出的加权函数hphase的变化，根据心脏静止的程度不同地且更精细地加权。此外，还可以选择加权函数，其与预先确定的运动状态偏离一时间距离。这例如通过加权函数的点状变化曲线示出。
但所述CT设备还可以具有其它利用键盘19进行选择的、与以上描述不同的操作方式，其中，对于给定的焦点位置，确定通过各体素(x，y，z)延伸的理论射线，然后，考虑加权函数hz和hphase和函数d，在反向投影的过程中，在建立和时，仅考虑那些实际为该和作出贡献且与被观察的检查对象的位置与感兴趣的运动状态都相关的射线。
在所述实施方式的情况下，测量装置1和卧榻装置9之间的相对运动是由于卧榻装置9的移动而产生的。但在本发明的范围内，还可以使卧榻装置9固定，而代之以使测量装置1移动。此外，在本发明的范围内，还可以使测量装置1和卧榻装置9都移动，以产生所需的相对运动。
在所述实施方式的情况下，锥形的X射线束具有直角的截面。但在本发明的范围内，还可以有其它的截面几何形状。
与所述实施方式相关，可以应用第三代CT设备，即X射线源和检测系统在成像过程中可共同绕系统轴移动。但本发明也可与第四代CT设备一起使用，其中，仅X射线源绕系统轴移动，其与固定的检测器环共同起作用，只要该检测器系统是多行检测器单元阵列。
本发明的方法还可应用于第五代CT设备，其中，X射线不是从一个焦点，而是从一个或多个绕系统轴移动的X射线源的多个焦点发出的，只要该检测器系统具有多行检测器单元的阵列。
与上述实施方式相关的CT设备具有其检测器单元按照正交矩阵形式排列的检测器系统。但本发明也可用于其检测器系统具有按其它形式排列的多平面检测器单元的其它CT设备。
上述实施方式涉及本发明方法的医学应用。但本发明也可用于医学以外的领域，如对周期性运动的机器或机器部件的材料检查。
权利要求
1.一种用于产生周期性运动的检查对象、优选为生命体的心脏区域的计算机断层造影图像的方法，其中，所述生命体优选为患者，该方法具有至少下述方法步骤1.1为了对周期性运动的检查对象进行扫描，使用从至少一个焦点发出的射线束，并利用一个用于检测该射线束的射线的、具有多个分散的检测器单元的、平面构成的检测器阵列，该至少一个焦点相对于检查对象，在至少一个绕检查对象绕行的焦点轨道上，与相对而设的检测器阵列一起运动，其中，该检测器阵列的检测器单元给出表示射线在穿过检查对象时的衰减的输出数据，1.2同时收集周期性运动的检查区域的运动数据，以便能够将检测器数据和由此得出的结果数据与运动状态相对应，1.3将该输出数据过滤，1.4将过滤的输出数据进行三维反向投影，用于产生检查对象的具有一层厚的层的至少一个层析图像，其中1.5每个层析图像代表从所述输出数据得到的、属于该检查对象层的体素的对射线束的辐射的吸收值，其中1.6一方面使用一个加权函数，用于反向投影，该加权函数对所观察射线与所观察体素的空间距离进行加权，以及1.7另一方面也使用一加权函数，用于反向投影，该加权函数表示检查对象的各待显示的运动状态间的时间距离。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述过滤在焦点轨道上属于各焦点位置的正切方向上进行。
3.根据权利要求1或2所述的方法，其特征在于，在过滤之前，将射线P(α，β，q)形式的、从扇形射线几何获得的输出数据换算为射线P(θ，β，q)或P(θ，p，q)形式的、平行射线几何的平行数据，其中，α 为焦点角，β 为扇角，q 为检测器系统在z坐标上的相应行下标，θ＝α+β为平行扇角p＝RFsin(β)为相应于与旋转轴(系统轴)的射线间距的平行坐标，以及RF为焦点轨道半径。
4.根据权利要求3所述的方法，其特征在于，所述平行数据的反向投影是以这种方式实现的，即在对每个体素(x，y，z)反向投影的过程中，对每个θ∈
，对于其投影沿系统轴过(x，y)的射线束 以及 其合为Px,y,z(θ)=ΣkΣqhz[dx,y,z[θ+kπ,p~β~,q]]·hphase(t(θ+kπ)-cR(k))·P[θ+kπ,p~β~,q]]]>其中，x，y，z为各体素的坐标，k 为相应于再现中焦点绕行的半周数的整数， 为其投影沿系统轴通过各体素(x，y，z)的坐标(x，y)延伸的射线的平行坐标， 为其投影沿系统轴通过各体素(x，y，z)的坐标(x，y)延伸的射线的扇角，以及hz为确定所产生的显示检查对象层的层析图像中的层厚度的加权函数，以及d 为一个函数，其等于各射线与相应体素(x，y，z)间的距离，或与各射线与相应体素(x，y，z)间的距离相关，hphase为对投影 或 与运动状态的时间距离t进行加权的加权函数，其中，CR(k)表示时间位置，其确定检查区域的周期性运动状态、优选为对应的心脏的周期运动状态。
5.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，在反向投影平行数据时，建立了在加权h的和HH=ΣkΣqhz[dx,y,z[θ+kπ,p~β~,q]]·hphase(t(θ+kπ)-cR(k))]]>上标准化的和Px,y,z(θ)=1HΣkΣqhz[dx,y,z[θ+kπ,p~β~,q]]·hphase(t(θ+kπ)-cR(k))·P[θ+kπ,p~β~,q]]]>
6.根据权利要求1至5中任一项所述的方法，其特征在于，在反向投影时，对每个观察的体素这样加权射线，即对触及检测单元中心的射线的加权强于对触及边缘的射线的加权。
7.根据权利要求1至6中任一项所述的方法，其特征在于，所述焦点轨道是环形轨道。
8.根据权利要求1至7中任一项所述的方法，其特征在于，所述焦点轨道是螺旋形轨道，它是这样实现的环形轨道上的焦点绕系统轴运动，同时，在焦点和检查对象之间沿系统轴方向相对运动。
9.根据权利要求1至8中任一项所述的方法，其特征在于，所述检测器矩阵的检测器单元是以行和列分散排列的。
10.一种计算机断层造影设备，用于利用从至少一个焦点发出的射线束和一个平面结构的检测器阵列对周期性运动的检查对象进行扫描，该检测器阵列具有多个用于检测该射线束射线的分散的检测器单元，其中，所述至少一个焦点在至少一个环绕该检查对象的焦点轨道上与与其相对设置的检测器阵列一起相对于该检查对象运动，在该计算机断层造影设备中，至少设置了用于按照权利要求1至9之一对检查对象的运动状态进行检测的装置、用于收集检测器数据的装置、用于过滤和反向投影的装置。
11.根据权利要求10所述的计算机断层造影设备，其特征在于，所述功能装置的至少一部分通过程序或程序模块来实现。
全文摘要
本发明涉及一种用于在计算机断层造影中产生图像的方法，利用从一个焦点发出的射线束和一个平面结构的检测器阵列对周期性运动的检查对象进行扫描，所获得的输出数据以适当的方式被过滤和反向投影，以至少获得一表示在特定运动状态下的检查对象层的吸收值的层析图像。本发明的方法为反向投影，一方面使用一加权函数，对所观察射线与所观察体素的空间距离进行加权，另一方面使用一加权函数，表示检查对象的各待显示的运动状态间的时间距离。本发明还涉及一种CT设备，其适于实现本发明的方法，并具有用于实施该方法的装置。
文档编号A61B6/03GK1489976SQ03159708
公开日2004年4月21日 申请日期2003年9月23日 优先权日2002年9月23日
发明者赫伯特·布鲁德, 赫伯特 布鲁德, 弗洛尔, 托马斯·弗洛尔, 卡尔·斯蒂尔斯托弗, 斯蒂尔斯托弗 申请人:西门子公司