用于CT重建中的移动补偿的方法和系统与流程

本发明涉及一种ct重建中的移动补偿的方法和系统，即在计算机断层扫描(ct)中层图像的重建，特别是在考虑重新装箱过程的情况下。

背景技术：

1、在ct扫描中图像拍摄期间的移动会导致伪影，伪影可能会严重降低图像质量并降低所产生的图像的诊断价值。移动会导致所采集数据的不一致，从而导致诸如模糊、条纹或重影图像之类的伪影。

2、这种移动通常为患者移动。患者移动可以是诸如器官移动或震颤的非自愿移动，但也可以是有意的运动，例如在非合作患者、紧急情况或儿科成像中。然而伪影也可能由于扫描仪本身的移动产生，例如在具有例如可移动或可推移机架的移动ct系统中。

3、该问题的理想解决方案是在扫描过程中完全防止任何形式的移动，不幸的是，这通常不是现实的选择。因此，需要一种可补偿由移动引起的伪影并提高图像质量的解决方案。

4、在ct重建中常用的移动补偿方法是等人的方法(“用于3d旋转x射线血管造影的移动补偿和门控锥形束滤波反投影”，ieee医疗影像学汇刊，第25卷，第7期，第898-906页；2006年7月)。在此提出的方法基于如下假设，即ct扫描期间存在的移动是已知的。在反投影步骤期间的重建过程中应用移动校正。待重建的体积的每个体素(三维图像点)根据在拍摄时刻所存在的移动虚拟地移动。该方法包括feldkamp、david和kress的重建算法(“实用锥束算法”，j.opt.soc.am.a 1，612-619；1984)。在提出了新的ct扫描移动估计方法(例如bruder等人的方法(“分别使用基于数据和基于图像的度量对ct中的颅骨移动和呼吸移动进行补偿”，proc.spie 9783，医疗影像学2016:医疗影像物理学，97831e；2016年3月22日))之后，等人的方法经常被用作移动补偿方法。

5、用于ct重建中移动补偿的另一方法基于部分角度重建(参见j.hahn等人的“基于短扫描ct数据的部分角度重建的冠状动脉区域运动补偿”，医疗物理学，44(11)；2017)。在这种情况下，分别对多个部分角度重建进行移动补偿，其为基于数据子集的不完整重建。通过移动补偿的部分角度重建的组合来获得完整的移动补偿重建。移动补偿本身与等人的方法非常相似，即根据当前的移动来移动体素体积。

6、然而，重建方法的缺点在于，在与包括重新装箱步骤的重建算法相结合的情况下，伪影仍然存在，这降低了移动补偿结果的质量。

技术实现思路

1、本发明的目的是提供一种用于ct重建中的移动补偿的方法和相应系统，利用其可以避免上述缺点，并且特别是可以实现重新装箱之后的最佳移动补偿。

2、该目的通过根据本发明的方法、系统、控制装置和计算机断层扫描系统来实现。

3、根据本发明的用于ct重建中的移动补偿的方法包括以下步骤：

4、–提供ct扫描的投影图像，

5、–创建中间图像，其中从投影图像的列的重新装箱中创建中间图像，

6、–通过将中间图像反投影到层图像的预定体素上来计算层图像，其中在拍摄投影图像期间基于预设的移动简档(具有移动数据)对于每个中间图像和每个体素执行以下步骤：

7、a)基于中间图像选择初始移动状态，

8、b)从体素的原始体素位置和关于初始移动状态的移动简档(即具有移动简档的移动数据)中，计算体素的参考体素位置，

9、c)计算将在中间图像中映射在参考体素位置处的体素的列图像位置，

10、d)基于所计算的列图像位置来确定体素的变化后的移动状态，

11、e)从体素的原始体素位置和关于变化后的移动状态的移动简档中，计算体素的变化后的体素位置，

12、f)计算将在中间图像中映射在变化后的体素位置处的体素的变化后的图像位置，

13、g)使用中间图像在变化后的图像位置处的图像值来进行反投影。

14、ct扫描的投影图像的提供可以通过使用ct扫描仪拍摄图像、模拟ct图像或访问其中存储有先前拍摄(或模拟)的投影图像来进行。应注意的是，术语“投影图像”不是指已经重建的图像，而是指通过将穿过被检查对象的x射线投影到探测器上而产生的图像。其优选为ct扫描的原始数据，但也完全可为例如其中进行了降噪的预处理数据。

15、当x射线源和探测器在圆形或螺旋形轨道上移动时，通常利用锥形射线拍摄投影图像。然而，这基本上对于本发明无关紧要。

16、借助于重新装箱从投影图像中创建中间图像。中间图像也为投影图像，然而为了更好地区分，术语“中间图像”用于表明这些图像仅用作重建的中间阶段。应注意的是，该步骤也可在从数据库下载投影图像之前进行。因此，完全可执行拍摄，进行投影图像的重新装箱，并且将由此产生的中间图像临时存储在数据库中。

17、在投影图像的重新装箱中，将投影图像的列分配给不同的中间图像。在下文中，列坐标以“p”表示，行坐标以“q”表示。在锥形x射线的情况下，利用射线锥拍摄投影图像。由此，在探测器上的单个像素(基本上相应于箱)获得x射线源的射线的强度信息，其中，由于x射线为锥形，不同的探测器像素会探测到来自不同角度的射线。然而，一些常用的重建方法需要平行射线几何形状。其他的投影方法可能需要其他的射线几何形状。

18、为了转换为平行“拍摄”的中间图像，从各种投影图像(其在测量设备的不同位置被拍摄)中选择在拍摄时分别与其他投影图像的射线平行的射线。由于探测器和x射线源在拍摄时随着旋转，而拍摄位置(在空间中)是已知的，因此可以对于每个射线由其拍摄位置和相应的图像位置计算其在空间中的角度。在平行投影的情况下，在此箱将不是单个像素，而是投影图像的单个列。例如，在一个简单的示例中，可以由第一投影图像的行p＝1、第二投影图像的行p＝2等的值形成第一中间图像。对于第二中间图像，则其将为例如第一投影图像的p＝2，第二投影图像的p＝3，依此类推。以这种方式获得平行投影图像，其中列图像位置(p坐标)同时相应于时间进程，因为行源自不同拍摄时间点的不同拍摄，从而也相应于某个移动状态。

19、可选地，可以在重新装箱之后进行中间图像的滤波。例如可以进行卷积。在优选的卷积步骤期间，对投影图像进行滤波以获得更好的重建结果。然而作为卷积的替代(或附加)，还可以执行傅里叶空间中的乘法。在此，中间图像经过傅里叶变换，并且与傅里叶空间中的自适应滤波器相乘。这可比中间图像的卷积更有效。这种滤波基本上是现有技术。

20、现在，借助于中间图像的反投影来进行层图像的计算。这本身在现有技术中是已知的(参见例如上述等人的文章或下面提到的stierstorfer等人的文章)。然而，在该计算过程中将附加地执行特定的移动补偿步骤，其考虑了重新装箱。在计算时，将考虑与检查对象所在的区域或待重建的层图像的图像点相对应的体素(三维图像点或体积像素)。由此，体素的值最终反映了重建层图像的图像点，其中层图像的每个像素对应于所拍摄体积的层的体素。

21、在(本身已知的)反投影中，使用中间图像来计算实际的层图像。反投影步骤的目的是重建表示患者或扫描对象的体素体积，其由上述体素形成。这通过(在重新装箱和可能的滤波之后)分别观察每个中间图像的每个体素来进行。对于每个体素，计算穿过体素和中间图像中的相应位置的射线。然后，将中间图像中的相应位置的信息用于反投影。只要对体积中的所有体素完成了这一操作，则对下一中间图像重复该过程，直到所有中间图像都已被考虑到。通过本发明预定了现在中间图像中的确切哪个值将用于反投影。

22、每个体素都有一个体素位置，其可以是三维坐标或三维向量。在下文中将以坐标进行说明，其中由此包含向量。如上所述，体素表示被拍摄对象的体积元素，从而位于相应于拍摄区域的虚拟空间中。因此体素位置为该虚拟空间中的位置。

23、在计算过程中移动补偿的前提是已知移动简档。移动简档涉及到拍摄区域(在拍摄期间对象所位于的区域)，从而涉及到体素的移动。由于体素由其各自的体素位置定义，因此移动简档涉及到体素的各自体素位置的变化。为此，移动简档包括关于各个体素的移动数据，或者移动简档为各个体素的移动数据的集合。

24、如何创建移动简档是现有技术。例如，患者可以在拍摄期间由摄像机拍摄，并且可从摄像机拍摄中导出移动简档。然而，也存在有用于ct扫描的移动估计方法，例如如在开头提到的bruder等人的论文(“分别使用基于数据和基于图像的度量对ct中的颅骨移动和呼吸移动进行补偿”)中详细所述。可利用传感器测量移动，例如连接到扫描仪以测量扫描仪移动的移动传感器或用于测量患者移动的3d摄像机。

25、简单而言，移动简档设计如下，即其(连同其移动数据)反映了每个单独体素在拍摄时间内的移动，或者至少允许进行插值。由于这在实践中通常需要非常大的存储需求(在每个图像轴有512个体素、30个图像、每个体素坐标有两个字节的情况下，移动简档的大小约为25gb)，因此移动简档也可以基于近似、子扫描和/或内插和/或包含没有移动的预定义区域。例如，在如下情况下是足够的，即就心脏而言壁的某些点的移动是已知的，并且基于这些点计算心脏体积中体素的移动，其中在此也仅必须考虑那些位于壁的移动区域内的体素。如下面进一步详细所述，移动简档可以基于移动的近似值或模型。例如，可以假设刚性移动，对此仅在多个时间点(必要时在每个相关时间点)仅需要整个扫描对象的旋转中心的平移、旋转和位移的移动数据。因此，在该情况下，整个体积以相同的方式移动，整个体积仅需要一组移动参数，而不是每个单独的体素都需要。由此，这种方法仅需要很少的存储空间。

26、利用移动简档，现在为每个中间图像和每个体素(具有先前已知的初始体素位置x)执行进一步的重建步骤。在此，目的是将各个正确的图像信息分配给体素(在此是指在射线路径上的体素，这是反投影所需的)。尽管如上所述从中间图像重建层图像是已知的，但是体素的成像由于其移动在中间图像中通常不在其(在没有移动的情况下)应该所在的位置。因此，在没有移动补偿的现有技术中，体素有时会分配有实际上不相应于这些体素图像的图像内容。这会导致层图像中的伪影，这是不希望发生的。通过以下用于移动补偿的特殊步骤，基本上将确定在中间图像中应该在哪里找到体素的图像信息，并且准确地将该图像信息用于体素。

27、为了更好地理解以下实施方式，应注意的是，体素的移动基本上仅为其体素位置在拍摄时间中的变化。在该拍摄时间内，在不同的拍摄时间点拍摄多个投影图像，从而每个投影图像显示出在其各自当前体素位置的体素。在此，每个中间图像也同时在其列中显示时间进程，因为行来自不同的投影图像。由此，列图像位置(p坐标)基本上相应于时间坐标，并且每个p坐标从而也相应于体素的不同移动状态。

28、因为对于中间图像的每个p坐标，精确的拍摄时间是已知的(已知该p坐标处的图像信息源自哪个投影图像以及该投影图像是何时拍摄的)，所以该处的移动状态也是已知的。利用移动状态(或拍摄时间点)可以由移动简档计算出各个当前的体素位置。基本上，变量“移动状态”和“拍摄时间点”对于体素位置而言意义相当，因为在特定的拍摄时间点具有特定的移动状态。为了更简单地理解，在下文中假设从移动简档中可直接利用已知的移动状态确定体素位置，其中这当然也适用于已知的拍摄时间。对此应注意的是，不同中间图像的列图像坐标p不一定必须与移动状态相同，因为例如中间图像的中心对应于相同的p坐标，但通常对应于不同的移动状态。然而，如上所述，由于已知中间图像的图像内容源自哪个投影图像，因此相应的移动状态可由每个中间图像的每个p坐标导出，从而可用作p坐标的“全局参数”。

29、简而言之，移动简档包括不同移动状态的移动数据。对于已知的移动状态，可以从移动简档中选择所期望的移动数据，并且根据步骤b)或e)将其用于计算体素位置。移动数据也可作为移动状态的函数来呈现。对于具有平移函数z和移动状态t的简单平移z(t)的简单情况，可简单地由x’＝z(t)计算出已知移动状态t的变化后的体素位置x’。

30、为了移动补偿，首先基于中间图像进行初始移动状态的选择，其中优选地为不同的中间图像选择不同的初始移动状态。该初始移动状态基本上可任意选择，但优选位于各个所考虑的中间图像的中心。如果分别考虑中间图像的中心，则可进行简单且标准化的计算。尽管由此每个中间图像被视为不同的移动状态(对于每个中间图像，中心列图像位置的拍摄时间点通常是不同的)，但这对结果没有不利影响，因为最终所有的都会追溯到(静止的)初始体素体积。

31、然而，关于“中心”一词应注意的是，可能有多个可在中间图像中定义“中心”的参考系统。这在部分情况下为图像中点。其位于列的一半处。然而现在的情况是，探测器并不总是必须对称地构造。如果中心由机架的旋转中心定义，则可能的是，在拍摄时探测器在该中心左侧的停留时间可能比在该中心右侧的停留时间更长。则这相应地反映在中间图像的p坐标中。在这种情况下，中心不一定位于中间图像的图像中点，而是可稍微向左或向右偏移。

32、然而，也可以特别优选地假设为投影图像的各个图像中点(列的一半)。图像中点可被视为中间图像的中心，即中间图像中存在有投影图像的图像中点的列。在该特定点处，在锥形射线几何形状中机架的旋转角度与平行射线几何形状的虚拟旋转角度相同，从而在该点处基于投影图像和相应中间图像的移动状态是相同的。如上所述，投影图像的该图像中点不一定必须也位于中间图像的图像中点。然而，为了简化和更简单地理解本发明，对于以下实施方式，可设想中心在投影图像的图像中点。

33、在由移动简档计算参考体素位置(关于初始移动状态的体素位置)时，现在计算关于所选择的初始移动状态的体素位置。如上所述，相应地设计移动简档。

34、例如，在一个简单但存储密集的实施方式中，可简单地在关于相应移动状态(拍摄时间点)的查找表中确定体素的位置必须有多精确。然而，也可通过计算相应移动状态的函数来根据移动状态的函数来计算体素位置。

35、例如，移动简档可预设围绕旋转点c进行平移z和旋转r(r例如为矩阵)。因此，移动状态(在此用“t”表示，以表明与拍摄时间点的接近程度)可为函数z(t)、c(t)和rt的数据集。然后可根据公式xm＝rt(x-c(t))+c(t)+z(t)由原始体素位置x计算出关于初始移动状态t的体素位置xm。应注意的是，在此假设待重建的体素在拍摄期间随着患者或扫描对象的移动而移动(也可能是由于扫描仪移动流程的错误)。

36、即对于在体素位置x处的体素，计算其初始移动状态的参考体素位置xm。在下一步骤中计算体素(位于参考体素位置处)将在中间图像中的哪里被看到。

37、就此而言，至少计算在参考体素位置xm处的体素将在中间图像中被映射的列图像位置p或二维图像位置(p，q)。在此，q方向上的位置不成问题，其与基本方法的相关性也很小。由于射线路径是已知的(这是重新装箱的基础)，因此可容易地确定具有预知方向的射线将通过该体素入射到中间图像的哪个位置。例如，对于平行射线几何结构，仅需考虑体素在中间图像上的投影。

38、然而对此应注意的是，在中间图像中每个列图像位置相应于特定的拍摄时间点，从而相应于特定的“变化后的移动状态”，其不再需要(通常也不会)相应于初始移动状态。对于这种变化后的移动状态(在所确定的列图像位置p处)，体素可能由于其移动而位于另一体素位置。

39、简而言之，如果体素没有直接显示在中间图像的中心，则同时还存在有与初始移动状态不同的另一移动状态，并且体素可能在该“时间点”位于其他位置。

40、因此，现在基于所计算的列图像位置p来确定体素的变化后的移动状态。可由列图像位置直接计算变化后的移动状态。

41、根据上述列图像位置p的计算，现在计算变化后的列图像位置p'。然而，在此还附加地计算变化后的行图像位置q'，从而存在二维坐标(p'，q')。变化后的行图像位置q'的计算又可简单地通过如下方式进行，即计算出穿过在变化后的体素位置x'处的体素的射线将以预定角度在哪个位置入射到中间图像上。然而，对此应注意的是，如果在拍摄过程中存在锥形射线几何形状，即使在平行重新装箱的情况下，q方向上的锥形形状也会保留。

42、最后，在中间图像中获取在变化后的图像位置(p'，q')处的图像值，并将其用作反投影的值(并且此外必要时分配给体素或一组体素)。

43、这是针对中间图像的所有体素进行的，然后针对另一中间图像的每个体素再次进行，直到所有相关的中间图像都已被处理。

44、基本上可以将该过程总结为：不是以第一最佳体素位置进行处理，而是首先执行迭代步骤。虽然看起来该方法不太准确，因为体素在“变化后的列图像位置p'的“时间点”又可能位于其他地方，然而事实证明，利用单个迭代步骤就已经可显著提高图像质量。然而，如下文所述，当然还可进行进一步的迭代步骤，其中每个迭代步骤当然需要额外的运算工作量。

45、因此，本发明将移动补偿集成到反投影中，并且对于如k.stierstorfer等人提出的加权和滤波后反投影算法(wfbp算法)(“加权fbp—具有适用于任意螺距的良好剂量使用的多层螺旋ct的简单近似3d fbp算法”。医学与生物学中的物理学，49(11)，2209；2004)是特别有利的，并且可有利地用于ct重建。然而，所述移动补偿方法基本上对于使用重新装箱和反投影步骤的任何ct重建方法都是有利的。

46、根据本发明的用于ct重建中的移动补偿的系统优选地被设计用于执行根据本发明的方法。该系统包括以下部件：

47、–数据接口，其被设计用于接收ct扫描的投影图像，

48、–重新装箱单元，其被设计用于创建中间图像，其中从投影图像的列的重新装箱中创建中间图像，

49、–重建单元，其被设计用于通过将中间图像反投影到层图像的预定体素上来计算层图像。

50、重建单元(除了现有技术中已知的用于重建的元件之外)包括如下附加部件：

51、–移动模块，其被设计用于选择中间图像的初始移动状态，或者基于体素在中间图像中的所计算的列图像位置来确定体素的变化后的移动状态，

52、–定位模块，其被设计用于从体素的原始体素位置和关于所选择或所计算的移动状态的移动简档中计算体素的体素位置，

53、–成像模块，其被设计用于计算将在中间图像中映射体素的列图像位置和行图像位置，

54、–沿用模块，其被设计用于沿用中间图像在变化后的图像位置处的图像值以用于反投影。

55、数据接口在现有技术中是已知的。其例如可以是网络数据接口，并且例如被设计为通过pacs(图片存档和通信系统)接收图像。然而，数据接口也可以是ct系统的数据总线，通过其传输ct扫描所拍摄的投影图像。

56、重新装箱单元用于如上所述通过重新装箱来创建中间图像，例如具有平行射线导向的图像。

57、重建单元在现有技术中基本上是已知的，用于计算层图像。在此使用的重建单元包括传统重建单元的元件并且附加地还包括上面列出的其他模块，其将在下面更详细地被说明。

58、移动模块的特征在于其预定了移动状态。移动状态可以通过两种模式来确定，对此，移动模块完全可(但不一定必须)具有两个子模块。

59、第一模式是选择移动状态。这基于用户预设、预调节或通过当前所使用的中间图像来进行。例如，选择可如下进行，即选择与中间图像的特定列位置p(例如其中心)相对应的移动状态。然而，也可选择与特定拍摄时间点相关联的移动状态。相应的子模块可称为“移动选择模块”。

60、第二模式是基于所计算的列图像位置p来确定体素的移动状态。对此，仅需指明列位置并选择与(相应中间图像的)该列位置相关联的移动状态。相应的子模块可称为“移动位置模块”。

61、基本上，简单的移动模块可以具有分配表或分配函数，通过其可以为每个中间图像的图像坐标分配相应的移动状态。

62、定位模块例如借助于与数据库或存储区域的通信与移动简档相联系。在移动简档中存在有关于体素移动的信息，例如以函数或表格的形式，并且定位模块被设计为调用该信息，并且特别是还将其写入预定的存储区域中。

63、体素位置的计算可以如上所述进行。在此，定位模块不仅可以计算参考体素位置，而且可以计算变化后的体素位置，因为计算原理是相同的。然而，其也可以具有两个子模块来单独计算这些变量。

64、成像模块以如上详细所述的方式计算图像位置。关于参考体素位置，仅需计算中间图像中体素的列图像位置，但也可以附加地计算其行图像位置。对于变化后的体素位置，必须既计算中间图像中体素的列图像位置又计算其行图像位置，以便之后可以为体素分配适当的图像信息。成像模块完全可以具有两个子模块来单独计算变量。

65、沿用模块可以简单地通过如下方式来实现中间图像的图像值的沿用，即其复制在先前所计算的图像坐标处的图像信息并且将其写入用于反投影的数据集中。

66、这些模块可以包括在ct系统的控制装置中。根据本发明的用于5控制计算机断层扫描系统的控制装置被设计用于执行根据本发明的方法和/或包括根据本发明的系统。

67、根据本发明的计算机断层扫描系统(ct系统)包括根据本发明的控制装置或根据本发明的系统，并且被设计用于执行根据本发明的方法。ct系统本身在现有技术中是已知的。

68、0系统或控制装置的上述部件的大多数可全部或部分地以软件模块的形式在相应运算系统的处理器中实现。很大程度上基于软件的实现方式具有如下优点，即先前已使用的控制装置也可简单地通过软件更新进行改装，以便以根据本发明的方式工作。就此而言，本

69、发明的目的也可通过具有计算机程序的相应计算机程序产品来实5现，其可直接加载到计算机断层扫描系统的控制装置的运算系统或存储装置中，其具有程序段，以用于当程序在运算系统或控制装置中运行时执行根据本发明的方法的所有步骤。除了计算机程序之外，这样的计算机程序产品必要时还可包括诸如文档的附加组成部分和/

70、或诸如硬件部件的附加部件，例如用于使用软件的硬件密钥(加密0狗等)。

71、为了传输到运算系统或控制装置和/或为了存储在运算系统或控制装置上(中)，可以使用计算机可读介质，例如记忆棒、硬盘或任何其他可移动或固定嵌入的数据载体，在其上可存储计算机程序的由运算系统或控制装置的运算单元可读取且可运行的程序段。为5此，运算单元可以例如具有一个或多个协作微处理器等。

72、本发明的特别有利的其他设计方案和改进方案由以下说明得到，其中，一个权利要求类别的权利要求也可类似于另一权利要求类别的权利要求和说明书部分进行改进，并且特别是不同实施例的单个特征或关于新实施例或新变型方案的变型方案可相互组合。

73、在优选的方法中，初始移动状态对应于基本上位于中间图像的中心的列图像位置p。基本上位于中间图像的中心是指列图像位置p离中心不超过中间图像的总列的5％，优选不超过总列的1％。

74、特别优选的初始移动状态对应于列图像位置p，其对应于中间图像中那些正好位于投影图像之一中的图像中间的列。

75、在此，优选地为每个中间图像选择这样的初始移动状态，特别优选地为每个中间图像选择相应于刚好位于相应中间图像的中心的列图像位置的初始移动状态。

76、根据一个优选的方法，除了在中间图像中将映射体素的列图像位置之外，还计算在中间图像中将映射体素的行图像位置。

77、就移动简档和体素位置的计算而言，实际中应注意的是，在硬件方面，对于图像重建通常存在两个工作存储器。一个较小、较快的和一个较大、较慢的工作存储器。计算通常在快速工作存储器中进行。现在有利的是将计算所需的数据写入快速工作存储器中，从而计算不会因对慢速工作存储器的访问时间而不必要地减慢。如上所述，由于移动简档可能非常大，因此通常会存在于慢速工作存储器(或固定存储器)中。因此可有利的是，对于每个中间图像将一定数量的移动数据从移动简档中加载到快速工作存储器中，并且基于下载的移动数据对在时间上位于这些移动状态之间的移动进行插值。这可节省运算时间。实验表明，除了初始移动状态之外，另外两种移动状态已足以用于有效的移动补偿。

78、根据一个优选的方法，在中间图像反投影中，对于多个中间图像、特别是对于移动简档中的每个中间图像，为初始移动状态并且为至少一个较早的移动状态和至少一个较晚的移动状态，从移动简档中预先选择(关于体素移动的)移动数据。因此，例如存在有中间图像中心的p坐标的初始移动状态的移动数据和中心左右的p坐标的移动状态的相应移动数据。

79、在这种情况下，体素的变化后的体素位置x'优选地基于这些预先选择的移动数据和所确定的变化后的移动数据通过如下方式来计算，即为该变化后的移动状态插值计算“合适的”移动数据。为此，优选使用最近的移动状态的移动数据。

80、因此，插值优选地基于最接近变化后的移动状态的那些移动状态。这意味着将确定各个下一预选移动状态与参考体素位置xm的列图像位置p的距离，并且使用相邻移动状态的移动简档的(预选)移动数据来计算变化后的体素位置x′。在此，移动状态的图像位置的距离优选以加权的形式被考虑。参考体素位置xm的列图像位置p越接近相邻移动状态，则其移动数据在体素位置的计算中被考虑得就越多。

81、简而言之：选择一些移动状态(例如三个)，基于移动简档确定关于这些移动状态的移动数据，并且对于所选移动状态之间的新移动状态，基于相邻移动状态的那些移动数据进行相应移动数据的插值。然后，利用该插值移动数据计算体素位置。

82、因此，对于在中心(p0)的初始移动状态和在另外两个p坐标pmin和pmax处的两个移动状态的这三个移动状态，在所计算的列图像位置p的情况下将确定哪些p坐标最接近(例如pmin和p0)，将确定从p到这些位置的距离(例如a1到pmin和a2到p0的距离)，然后以加权因子a1和a2进行移动的加权计算(例如a1＝a1/(a1+a2)和a2＝a2/(a1+a2))。用于“新”移动状态t2和两个相邻的已知移动状态t和t1以及这两个已知移动状态的移动数据rt、rt1、c(t)、c(t1)、z(t)和z(t1)的一个优选方法是：

83、–基于rt和rt1插值计算旋转rt2。

84、–基于c(t)和c(t1)插值计算旋转点c(t2)，例如c(t2)＝a1·c(t 1)+a2·c(t)。

85、–基于z(t)和z(t1)插值计算平移z(t2)，例如z(t2)＝a1·z(t 1)+a2·z(t)。

86、–利用以下公式计算变化后的体素位置：

87、x′＝rt2(x-c(t2))+c(t2)+z(t2)

88、应注意的是，在中心不为中间图像的图像中点的情况下，外部区域pmin(总为负)和pmax(总为正)也不一定必须对称地分布在p＝0周围，并且可有pmin≠-pmax。

89、根据一个优选的方法，在使用图像值进行反投影之前，至少遍历一次以下步骤：

90、–计算将在中间图像中映射在变化后的体素位置x′处的体素的变化后的列图像位置p′，

91、–基于变化后的列图像位置p′确定体素的变化后的移动状态，

92、–从体素的原始体素位置x和关于变化后的移动状态的移动简档中，计算体素的变化后的体素位置x'。

93、因此将迭代地计算至少一个新的变化后的相应体素位置。由此考虑了如下情况，即中间图像中的每个p坐标同时相应于个体拍摄时间点以及个体移动状态。

94、根据一个优选的方法，在创建中间图像时，对投影图像的列进行重新装箱，使得对于中间图像使用投影图像的、以相应平行的x射线在与列正交的平面中被拍摄的那些列。这在现有技术中是已知的，然而，根据本发明的方法特别适用于这种平行化的重新装箱。

95、根据一个优选方法，特别是借助于卷积和/或傅里叶变换对中间图像进行滤波以获得更好的重建结果。在优选的卷积中，借助于预定义的核、特别是诸如shepp-logan核的斜坡滤波器来计算滤波后的中间图像。在替代性的滤波中，中间图像进行傅里叶变换，并且与傅里叶空间中的自适应滤波器相乘。滤波以及傅里叶变换基本上在现有技术中是已知的。

96、根据一个优选方法(特殊迭代方法)，在从中间图像计算层图像之后执行以下步骤：

97、i)基于移动简档从层图像中重建比较中间图像，

98、ii)将比较中间图像与中间图像进行比较，

99、iii)基于该比较创建修改后的层图像；

100、iv)利用相应上一个创建后的层图像迭代地重复步骤i)至iii)。

101、根据一个优选方法，在针对每个比较中间图像的每个图像点重建比较中间图像时，根据以下步骤确定比较中间图像的图像点：

102、–计算从比较中间图像的一个图像点开始穿过图像体素的射线，

103、–根据移动简档中比较中间图像中的图像位置确定移动状态的移动数据，

104、–根据关于移动状态的移动简档的移动数据将射线和图像体素的位置相对于彼此移位，特别是其中根据移动数据移动射线，

105、–随着射线和图像体素的相对移位，沿射线对图像体素的值进行累积，

106、–沿用在比较中间图像中的位置的累积值。

107、因此，应以一个值填充中间图像中的位置(p，q)处的像素。为此将计算穿过图像体素并被相应吸收的射线。然后，(正确的)射线的值应为图像体素的值沿射线的累积。现在(根据反投影)情况如下，即体素体积可在不同的时间位于不同的地方。然而，由于列位置p是已知的(其是被选择的)，因此相应的移动状态也是已知的，从而来自移动简档的相应移动数据也是已知的，其可以直接从移动简档导出或插值得出。在此，插值如在反投影中一样相应地工作。然后，利用相应的移动数据，可根据移动推移射线的起点和终点(特别是在刚性移动中)，或者可替代性地推移图像体素(特别是在非刚性移动中)。对于该(相对于图像体素)移动后的射线，沿着射线进行值的累积，并且将该值写入原始位置(p，q)。在此，这显然不是射线的新位置，而是根据中间图像像素的迭代从其开始的像素。

108、因此，在优选的系统中，重建单元附加地包括以下模块：

109、–射线模拟模块，其被设计为计算从一个图像点开始穿过图像体素的射线，

110、–移动模拟模块，其被设计为根据来自移动简档的比较中间图像中的列图像位置来确定移动状态的移动数据，并且根据关于移动状态的移动简档的移动数据将射线和图像体素的位置相对于彼此移动，

111、–模拟沿用模块，其被设计为随着射线和图像体素的相对移位，沿射线对图像体素的值进行累积，并且沿用在比较中间图像中的位置的累积值。

112、这种迭代的移动补偿方法可包括在重建过程中，从而得到移动补偿的体素体积。如果执行前向投影步骤以在不考虑移动的情况下获得比较中间图像，则所产生的比较中间图像将同样获得移动补偿。然而其将与(未补偿的)原始中间图像进行比较。由此，在前向投影步骤期间，应执行与在反投影中相同的移动补偿计算，只是在“其他方向”上。在前向投影中，再次加上在反投影步骤中去除的移动(全部基于移动简档)。在随后的反投影步骤中，再次补偿移动。

113、简而言之，在前向投影中又从层图像中计算(比较)中间图像，将这些(比较)中间图像与原始中间图像进行比较，然后将中间图像的差再次反投影回来，并且利用先前的层图像对结果进行偏移计算，以获得更精确的结果。将新的更精确的层图像再次进行前向投影，依此类推。

114、本发明的部件优选地可用作“云服务”。这种云服务用于数据处理，特别是借助于人工智能，但也可为基于传统算法的服务或在后台进行人工评估的服务。通常，云服务(以下也简称为“云”)为it基础设施，其中通过网络提供例如存储空间或运算能力和/或应用软件。在此，用户和云之间的通信通过数据接口和/或数据传输协议进行。在当前情况下特别优选的是，云服务不仅提供运算能力而且还提供应用软件。

115、在优选方法的范畴中，通过网络将数据提供给云服务。这包括运算系统，例如计算机集群，其通常不包括用户的本地计算机。该云特别是可由医疗机构提供，其还提供医疗技术系统。例如，通过ris(放射信息系统)或pacs将图像采集的数据发送到(远程)运算系统(云)。云的运算系统、网络和医疗技术系统优选地构成数据技术意义上的联网。在此，该方法可借助于网络中的指令群来实现。在云中计算的数据(“结果数据”)之后又通过网络发送到用户的本地计算机。

116、与现有技术相比，所公开的发明显著改进了已知移动的移动补偿结果，特别是与wfbp算法相结合。在移动补偿重建之后，当与wfbp算法相结合时，明显比例如在等人的方法中留下更少的移动伪影。主要区别在于，在所公开的发明中，在移动补偿中考虑了重新装箱过程，这促使更准确地显示出每个步骤中存在的移动状态，由此减少了最终结果中的剩余伪影。

117、移动伪影的显著减少提高了图像质量，从而提高了所产生的图像的诊断价值。因此，在移动失真的ct扫描中图像质量的改善对于临床实践而言是非常期望的，因为其使得可在诊断过程中获得更高的精确性。

118、此外，通过本发明可以避免由于移动伪影而重复ct扫描的必要性。ct采集的重复伴随有患者剂量的增加，这是非常不利的。此外，扫描的重新采集非常耗时，并且可能急需大量资源。

119、对于移动ct扫描仪项目，所公开的移动补偿方法可促使提高图像质量，这使扫描仪对临床实践更具吸引力。