CN1650807A - 对周期运动检查对象进行计算机断层造影的方法及设备 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种生成周期运动检查区域CT图像的方法，特别是一种用于螺旋运行的多行CT设备的心脏立体重构方法，及一种为此开发的多行CT设备，其中，沿回转螺旋有多个小的子回转段落，对每个子回转段落计算出多个段落图像，在第二步中转算成在目标图像平面(如轴向平面)上的局部图像，在第三步中阶段准确地组合成完整的图像。

Description

对周期运动检查对象进行计算机断层造影的方法及设备

技术领域

本发明涉及一种对周期运动检查对象进行检查的计算机断层造影方法，特别是一种对心脏进行计算机断层造影的方法，及实施该方法的计算机断层造影设备，其中对检查区域的扫描通过面形分布的检测器阵列完成，在此期间该阵列围绕***轴线在一个螺旋轨道上旋转运动，同时采集吸收数据。为了能够将检测器数据和由此产生的数据与运动状态对应，将同时采集周期运动检查区域的运动数据，其中，为了构成一幅或一系列的CT图像，只使用与立体区域(Koerperregion)的某个特定运动状态相关的原始数据。

背景技术

在最近发表的DE 198 42 238 A1中公开了一种类似的方法和类似的CT设备。这项申请公开了一种借助于在支架(Gantray)上排列的检测器单元、对具有运动和静止阶段的周期运动物体进行的图像重构获取方法，该检测器单元具有至少一个初始检测器行和一个末尾检测器行，其中：

-初始和末尾检测器行垂直于回转轴线伸展，并相互之间有一个平行于回转轴线的检测器高度(D)，

-对象以某个进给速度(Vorschubgeschwindigkeit)沿回转轴线相对于支架移动，支架以某个转速绕回转轴线转动，

-至少在静止阶段，在一组回转角度中，获取将检测器行的每一个回转角度同时对应到各回转角度的测量数据组，

-转速是这样选择的：支架在一个静止阶段转过一个角度，该转角最小要等于目标重构所需的重构角度范围，

-进给速度是这样选择的：在一个运动阶段和两个重构时间的总和内，对象最多沿回转轴线移动一个检测器高度，

-重构时间是覆盖重构角度范围所需的时间。

这项发明的缺陷在于，没有提供锥形射线修正，因此在锥角变大时会产生负面影响图像质量的图像伪影。

同样根据文献DE 198 42 240 A1，DE 197 40 214 A1和DE 100 63 636A1，在这种方法中应用了一种对综合产生完整CT图像的数据组进行重构所需的重构方法。

此外还注意到了没有发表的德国公开文献DE 102 07 623 A1。该申请公开了一种对心脏进行计算机断层造影的方法和一种对心脏进行计算机断层造影的设备，其中，为了用从焦点发出的锥形射线束对对象进行扫描，以及用矩阵形式的检测器阵列对射线束进行检测，焦点在螺旋轨道上相对于对象运动，轨道的中线对应于***轴线，检测器阵列提供与接收的射线对应的原始数据。为了对作周期运动的对象区域进行造影，在扫描过程中获取描述周期运动时间进程的信号，依据在螺旋段上的焦点运动期间实时得到的原始数据对具有倾斜图像平面的图像进行重构，该图像平面一方面围绕与***轴线垂直相交的第一条轴线倾斜一个倾角，另一方面又围绕另外第二条轴线相对于***轴线倾斜一个转角，第二条轴线既与第一条轴线又与***轴线垂直相交，其中，直接邻接的螺旋段相互重叠一个大于或等于零的重叠角，在考虑描述周期运动信号的时间进程的条件下，螺旋段的选择对应于周期运动的造影阶段。

在这里介绍的方法中虽然考虑了焦点与多行检测器之间的锥形射线变化，其中为了生成图像，考虑了多个邻接的、类似的运动循环的区域数据，但是，时间分辨率不能独立于心跳频率而增加。

在另一篇没有发表的德国公开文献DE 101 33 237 A1中介绍了一种计算机断层造影的方法和CT设备，其中：

-为了用从焦点发出的锥形射线束对对象进行扫描以及用矩阵形式的检测器阵列对射线束进行检测，焦点在螺旋轨道上相对于对象围绕***轴线运动，其中，

-检测器阵列提供与接收的射线相对应的原始数据，在螺旋轨道上的焦点运动期间得到的各原始数据被分成与子段落相对应的原始数据，

-对所有子段落，段落图像在相对于***轴线倾斜的图像面上重构，

-为了对周期运动的对象区域进行造影，在扫描过程中获取描述周期运动信号的时间进程，

-对应段落图像，记录***轴上的z位置和相对于周期运动时间进程的时间位置，

-属于期望的z位置范围和期望的时间位置范围的段落图像是这样选择的，即相应的子段落具有足够的用于CT图像重构的总长度，

-所选择的段落图像至少间接地被综合成一幅相应于目标图像面的结果CT图像。

这种方法也考虑了锥形射线流，但是只有在数据获取期间台架进给选择得适当小，时间分辨率才是可控制的。

最后，在另一篇同样没有发表的德国公开文献DE 101 27 269 A1中公开了一种计算机断层造影的方法和设备，在该设备中，为了用从焦点发出的锥形射线束对不运动的对象进行扫描以及用矩阵形式的检测器阵列对射线束进行检测，焦点在螺旋轨道上相对于对象围绕***轴线运动，检测器阵列提供与接收的射线对应的原始数据，在螺旋段上的焦点运动期间各得到的、对重构一幅CT图像足够长的原始数据被分成与子段落相对应的原始数据，对所有子段落，段落图像在相对于***轴线倾斜的图像面上重构，由属于一个子段落的段落图像综合出一幅相应于目标图像面的子图像，由子图像综合出一幅相应于目标图像面的结果CT图像。

发明内容

本发明要解决的技术问题是，提供一种对周期运动检查对象进行检查的计算机断层造影方法，特别是对心脏进行计算机断层造影的方法，及实施该方法的计算机断层造影设备，其中，一方面应该对圆锥角进行计算，另一方面，在某一最大进给值(Vorshubwert)之下的可变进给值或者检测器运动螺旋的螺距情况下，也能够实现优化的检测器使用和由此的剂量使用。

上述技术问题是通过一种生成周期运动检查区域，特别是生命体心脏区域的CT图像的方法解决的，其具有至少下列方法步骤：对检查区域的扫描通过一个从焦点发出的射线束实现，该射线束具有多条射向一个检测器阵列的多个面形分布的检测器元件的射线，其中，焦点和检测器阵列在一个由多个螺旋段落构成的、等距的螺旋轨道上绕***轴线旋转，并平行于***轴线相对于生命体平移，其中，检测器元件提供与位置和时间相关的原始数据，通过这些数据可以确定焦点和检测器元件之间射线的衰减变化；为了能够使检测器数据和由此产生的数据与运动状态相对应，同时采集周期运动检查区域的运动数据；为了建立一幅或一系列的CT图像，只使用与立体区域的某个特定运动状态相关的原始数据；在一个对重构一幅CT图像足够长的螺旋段上的焦点运动期间得到的、与特定运动状态相对应的原始数据，被分成与N_seg个子段落相对应的原始数据；对这些与运动状态相关的子段落，将与运动状态相关的段落图像，在相对于***轴线倾斜的图像平面上通过反向投影和过滤进行重构；由各属于某一子段落的、与某一运动状态相关的段落图像综合出一幅与运动状态相关的、相应于一个目标图像平面的子图像；对至少一个目标图像平面，由与运动状态相关的子图像综合出一幅相应于特定运动状态的结果CT图像。

本发明人了解，在上述公开文献DE 101 27 269 A1中原理性地描述的、带多行CT的分段螺旋重构方法，通过在准确的阶段加入合适的轴向段落图像平面，也适用于对循环运动对象(如心脏)的检查。

基于这种图像重构方法，本发明者现在建议，在对轴向段落图像平面的体堆栈(Volumenstack)进行重构和变换之后，通过时间位置和z位置标记体堆栈，随后通过时空过滤器对应检查对象的循环运动进行叠加，使得出现特定和相同运动情况的图像。

以被检查心脏作为循环运动检查对象为例，时间位置可以依据与测量同步记录的患者EKG得到。为了回溯选通(Gating)，必须确定合适的段落，相互补充为一个大小为π的角度范围，并把相应的轴向段落图像平面合成为目标图像。

因此，按照本发明，定义了一个对段落图像平面S(θ_R，j+kπ，z_R，q(θ_R，j+kπ))；1≤j≤N_seg/2(整数k，q)的数量进行过滤的时空过滤函数，借此可以在很宽范围内影响目标图像的z分辨率和时间分辨率。

其中，θ_R，j+kπ表示在第k次半周(θ_R，j＝θ_R+(j-1)·π/(N_seg/2))中的第j个体堆栈的中心角， $z_{R,q}=({\mathrm{\θ}}_{R,j}+\mathrm{k\π})=z_{\mathrm{start}}(\mathrm{\θ}=0)+p\·\frac{{\mathrm{\θ}}_{R,j}+\mathrm{k\π}}{2\mathrm{\π}}+(q-N_{\mathrm{tilt}}/2)\·\mathrm{\Δz}$ 表示体堆栈中的段落图像平面对应的z位置，其中，p是台架进给，z_start是在投影角度θ＝0时螺旋回转的起始位置。另外，位置坐标(x，y)的段落图像平面函数，由于其显而易见而被省略。

对应于中心角θ_R，j在z位置z_img的、经过过滤的段落图像平面

按下式计算：

$\hat{S}({\mathrm{\θ}}_{R,j},z_{\mathrm{img}})=\frac{1}{W_j}\·\underset{k,q}{\mathrm{\Σ}}S({\mathrm{\θ}}_{R,j}+\mathrm{k\π},z_{R,q}({\mathrm{\θ}}_{R,j}+\mathrm{k\π}))\·w_z(d(z_{R,q}({\mathrm{\θ}}_{R,j}+\mathrm{k\π}),z_{\mathrm{img}})\·$

$w_{\mathrm{phase}}(t({\mathrm{\θ}}_{R,j}+\mathrm{k\π})-c_R\left(k\right));1\≤j\≤N_{\mathrm{seg}}/2$

其中，w_z是一个用于确定层析厚度(Schichtdicke)的适当的加权函数，d表示从z位置z_img到z位置z_R，q的距离或类似的段落图像平面函数。

$W_j=\underset{k,q}{\mathrm{\Σ}}{w}_z(d\left(z_q({\mathrm{\θ}}_{R,j}+\mathrm{k\π},z_{\mathrm{img}})\right)\·w_{\mathrm{phase}}(t({\mathrm{\θ}}_{R,j}+\mathrm{k\π})-c_R(k,j))$

是进行规范的标准化处理的加权和。加权函数w_phase用于评估，在对应于角度θ_R，j+kπ的心脏循环中，从在角度θ_R，j+kπ中心化的段落图像平面，到借助EKG确定的时间位置C_R(k，j)的时间间隔。

按照下式得到z_img位置的CT图像：

$I(x,y,z_{\mathrm{img}})=\frac{1}{N_{\mathrm{seg}}/2}\·\underset{j=1}{\overset{N_{\mathrm{seg}}/2}{\mathrm{\Σ}}}\hat{S}({\mathrm{\θ}}_{R,j},x,y,z_{\mathrm{img}});$

通过适当地选择台架进给速度和加权函数，可以在很宽范围内对目标图像的时间分辨率和z分辨率产生影响。这特别有助于心脏功能检查，该种检查要求在心脏挛缩阶段进行拍摄，因而需要高时间分辨率。另外，为个三维表达冠状血管造影术的冠状解剖，需要高的z清晰度。因此，选择窄带的z过滤器，而时间分辨率在给定台架进给速度时只能在很小的范围内调整。在高进给和期望高z清晰度这种不利情况下，计算目标图像所需的段落图像只能从一个心脏循环获取。因此在这种情况下可达到的时间分辨率被限制在扫描器的半圈时间上。

下面叙述基本的图像重构方法，不考虑检查对象的循环运动。但是，注意到，在依据本发明的方法中，至少给段落图像配备一种时间标记，用以建立与检查对象循环运动阶段的关联。

在这种图像重构方法中，对对象以螺旋形式分段扫描，螺旋段的数据划分成子段落，对应这些子段落重构段落图像。在这里，螺旋轨道段落图像的图像平面差别在各子段落上很小，因此，在段落图像中仅仅包含很小的、由于螺旋轨道段落图像的图像平面在各子段落上的差别造成的误差，从而可以生成希望的高质量的结果CT图像。

段落图像平面的最大倾斜取决于下面条件，即在测量区域内的子段落两端，射线必须能到达各自段落图像的图像平面。

对这些单独不能使用的段落图像以一种熟知的方式计算，即，从对应于各子段落的、在平行或多层几何上存在的投影中，按照合适的误差标准，对最有利于各段落图像平面的射线进行选择、过滤和反向投影，或者用其它标准方法进行重构。

综合属于某一子段落的段落图像，即把它们变换在一个目标图像平面上，得到一幅同样单独不能使用的子图像；只有将所有属于螺旋段的子图像相对于期望的目标图像平面综合成一幅结果CT图像时，产生一幅可以使用的图像。

如果对图像平面的段落图像进行重构，图像平面一方面围绕与***轴线垂直相交的第一条轴线倾斜一个倾角χ，另一方面又围绕另外第二条轴线相对于***轴线倾斜一个转角δ，第二条轴线既与第一条轴线又与***轴线垂直相交，则其图像质量特别高，因为段落图像的图像平面再次更好地适应了子段落的螺旋轨道。

如果相互邻接的子段落重叠，应该这样对属于重叠范围的原始数据加权，即相互重叠子段落的相互对应的原始数据的权重各为1。

重叠子段落的优点在于，避免在子段落结合部位可能出现的伪影。

此外，可以为每一个子段落，对n_ima个倾斜图像平面上的段落图像进行重构，其中，图像平面具有不同的z位置z_ima。通过对多个对应于不同z位置的、具有不同倾斜图像平面的段落图像的重构，使得可能：通过相应地选择倾角γ和转角δ，使对应于每个z位置的段落图像平面优化适应于该子段落，以及在理论上完全地和在实际中继续地利用检测器阵列和剂量。这时，这些倾斜图像平面能够彼此相交成一条与子段落相切的直线。

为了尽可能地充分使用检测器和剂量，按照本发明的一个变化，对于属于某个子段落的倾斜图像平面的转角δ的极限值+δ_max和-δ_max，成立：

$\±{\mathrm{\δ}}_{\max }=\arctan \left(\frac{-\frac{\mathrm{SM}}{2}+\mathrm{Sp}\frac{{\mathrm{\α}}_l}{2\mathrm{\π}}\±\mathrm{RFOV}\cos {\mathrm{\α}}_l\tan {\mathrm{\γ}}_0}{-\frac{R_f}{\cos {\mathrm{\γ}}_0}-(\±\mathrm{RFOV})\frac{\sin {\mathrm{\α}}_l}{\cos {\mathrm{\γ}}_0}}\right)$

其中，γ₀是按照

在转角δ＝0时得到的倾角γ的大小。

为了提供高图像质量，按照本发明的另一种变化，可以对于一个给定的、转角δ的最大值|δ_max|，倾角γ的最优值γ_min可以这样得到，即满足一个误差标准，比如在z方向测量的、子段落的所有点与图像平面之间距离的最小均方值。

为了创造获取CT设备用户需要的横向截面图像的先决条件，可以优选地提供一种变换，其中，在另外一个方法步骤中，通过综合多个段落图像生成一幅子图像。图像综合可以这样实现，即通过内插或通过特别的加权中值计算将多个段落图像综合为一个子图像。

子图像及其生成的结果CT图像的重构层析厚度可以根据本发明的一种特别优选的实施方式进行调整，其中，对应子图像各期望的重构层析厚度，对用于综合子图像的段落图像进行加权。

在将多个段落图像综合成一幅子图像时，可以对应子图像各期望的重构层析厚度，选择用于生成子图像的段落图像的数量。为了得到尽可能高的图像质量，可以通过对具有尽可能小的层析厚度的段落图像进行重构。

从子图像到结果CT图像的综合优选地通过在一个与***轴线垂直相交的目标图像平面上叠加来实现。但是，目标图像平面也可以相对于***轴线倾斜。

为个限制在生成段落图像时积存的数据量，在本发明的一种变形中，压缩与段落图像相对应的数据。

根据图像重构的一种特别优选的实施方式，对应于段落图像的压缩数据具有这样的不均匀像素矩阵：在第一个方向上，即至少基本在属于各子段落的参考投影方向上的分辨率，大于在第二方向上，即至少基本在垂直于参考投影方向上的分辨率。这种工作方式是可行的，因为在垂直于属于各子段落的参考投影方向上的段落图像信息密度，明显大于在属于各子段落的参考投影方向上段落图像信息密度。

如果对应于段落图像的压缩数据有狭长形的、优选是矩形的像素，则实现不均匀像素矩阵相当简单，其中像素的长边至少基本沿属于各子段落的参考投影方向伸展。

按照本发明的另一种优选实施方式，将段落图像重构成不均匀像素矩阵可以特别节省时间，因为与均匀像素矩阵情况相比，在属于子段落的参考投影方向上具有同样的分辨率，但是仅需要对明显较少的像素进行重构。如果反向投影方向至少基本对应于属于子段落的参考投影方向，反向投影变得极其简单。

由于结果CT图像一般具有均匀像素矩阵，如果压缩以应用不均匀像素矩阵为基础，按照本发明的一种变形，应该最晚在将子图像综合成结果CT图像的过程中进行解压缩。

在图像重构方法的一种特别变形中，可以从不均匀像素矩阵的像素中，通过内插或通过中值计算，得到均匀像素矩阵的像素。

需要指出的是，上述方法也可以在没有锥形修正时实施。这里，将螺旋分解为N_seg个小的(如π/4，π/8，...)、可能重叠的子段落。对每一个这样的子段落，按间距为Δz定义段落图像平面，并重构成轴向图像层S(θ_R，j+kπ，z_R，q(θ_R，j+kπ))；1≤j≤N_seg/2(整数k，q)。这些图像层可以在自由选择的z位置，以可选择的时间分辨率结算成目标图像。

基于上述方法，本发明者还提出一种CT设备，该设备具有至少一束从焦点发出的射线束和一个面形分布的、带有多个分布检测器元件的检测器阵列，用于检测射线束的射线，其中，至少一个焦点相对于检查对象，在至少一个绕检查对象回转的焦点轨道上运动，焦点轨道带有相对设置的检测器阵列；至少还提供依据前述方法，用于检测检查对象的运动状态、采集检测器数据、过滤和反向投影的装置。

本发明方法需要的功能装置，可以至少部分地通过程序或程序模块实现。此外，为了检测运动状态，如果是患者的心脏，可以使用EKG。当然，在检查周期运动的机器时，可以使用相位探测器或其它测量仪器，依靠它可以识别实时出现的阶段和实际的运动状态。

附图说明

下面将借助附图所示实施方式对本发明进行详细描述。附图逐个表示：

图1：多行CT设备的示意表示；

图2：图1中设备的纵向剖面图；

图3：带有段落和子段落的螺旋扫描的示意表示；

图4：属于一个子段落的段落图像的图像平面；

图5：段落图像示例；

图6：段落图像的不均匀像素矩阵和附属子图像的均匀像素矩阵；

图7：人心脏的典型EKG；

图8：与图7的EKG相关的、通过相对体积变化表示的心脏运动状态；

图9：与图4和图5相关的、加权函数h_phase的时间进程。

具体实施方式

图1和图2示出了适用于实施本发明方法的第三代CT设备。总体测量装置1具有一个X射线源2和一个由多行和多列检测器元件4构成的、面形阵列的检测器***5，X射线源具有一个在其前面和附近的光阑3，检测器***具有一个在其前面和附近的光阑6。在图1中，为清楚起见仅示出了八行检测器元件4。正如在图2中用点表示的那样，检测器***5还具有更多行的检测器元件4。

一方面是X射线源2连同其光阑3，另一方面是检测器***5连同其光阑6，它们是这样相对地安装在旋转环7上的，使得在CT设备运行时，由X射线源2发出的、透过可调光阑3的锥形X射线束(其边缘用8表示)，能够到达检测器***5。在此，相应于借助光阑3调节的X射线束的横向截面，对光阑6进行调节，使得只暴露出检测器***5的那些能直接由X射线束触及的区域。该区域在图1和图2示出的操作模块中是八行检测器元件4，以下称之为有效行。其它用点示出的行，由于被光阑6遮蔽而无效。检测器元件4的每一行具有k个检测器元件，其中，k＝1到K为所谓的通道下标。检测器元件4的有效行L_n在图2中用L₁到L_N表示，其中，n＝1到N是行下标。

X射线束具有如图2所示的锥角β，它是X射线束在包含***轴线Z和焦点F的平面上的开角。X射线束的扇形角是X射线束在垂直于***轴线Z并包含焦点F的平面上的开角，如图1和图2所示。

旋转环7可以借助于驱动装置22，绕用Z表示的***轴线旋转。***轴线平行于图1所示的空间直角坐标系的z轴。

检测器***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***轴Z即z轴延伸。

为了能够将运动的检查对象，如患者P的心脏置于X射线束的射线路径中，提供了卧榻装置9，其可以平行于***轴Z，即在z轴方向上移动。旋转环7的旋转运动与卧榻装置的平移运动之间的同步，通过保持平移运动与旋转运动的速度比为常数来实现。通过选择期望的旋转环每一圈转动时卧榻装置的进给值p，可以对该比值进行调节。

因此，可以在立体(Volumen)扫描过程中，对位于卧榻装置9上的检查对象的一个立体进行检查，其中，立体扫描可以以螺旋扫描的形式这样进行，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的每次回转时，得到不同投影方向的多个投影。在螺旋扫描时，X射线源的焦点F在螺旋轨道S上相对于卧榻装置9运动。

在扫描检查对象的同时，通过一个EKG 23记录患者心脏的工作情况，以便能够过后在准确阶段对应EKG记录对获取的图像数据进行加权。

在螺旋扫描期间，从检测器***5的每个有效行的检测器元件并行读出的、相应于各个投影的测量数据，被送至数字/模拟转换的数据预处理单元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后，结果数据流被送至重构单元13，重构单元用熟知的方法(如180LI或360LI内插)，依据测量数据重构出所期望的检查对象层的CT图像。

CT图像由以矩阵形式组合在一起的像素构成，其中，像素归属于相应的图像平面，每个像素对应于一个以Hounsfield单位(HU)表示的CT数；按照CT数/灰度值标度，各个像素用一个与各自CT数对应的灰度值表示。

由截面图像重构单元13和X射线阴影图像重构单元15重构的图像将在连接到图像计算机11的显示单元16(如显示器)上显示出来。

X射线源2，如X射线管，由发电机单元17供给所需的电压和电流，如管电压U。为了能够将这些电压和电流调节到所需的值，为发电机单元17配备了带键盘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，这从控制单元18与图像计算机11的连接可以看出。

此外，检测器元件4的有效行的数量N，即为此的光阑3和6的位置是可调的，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。另外，旋转环7的一个完整转动所需的转动时间也是可调的，这从配属于旋转环7的驱动单元22与控制单元18的连接可以看出。

CT图像的计算依据下面详细描述的方法实现。

为此，螺旋扫描在如图3所示的6π范围上进行。从由此得到的测量数据中提取出对应于一定数量的、相互重叠的子段落的测量数据。此时，子段落的数量和长度(如π/4或π/8)这样选择，即从这些子段落总共得到至少一段螺旋段，其长度(如π+)足够重构一幅CT图像。对每一个子段落，从相应的测量数据中计算出N_tilt个段落图像，其像素与不同的、相对于中心平面倾斜的图像平面相关。

从图3可以看出，在所述实施方式中，每个完整的转动具有12个相互重叠的子段落，就是成立N_α＝12。图3所示的三个完整回转中的第一圈的子段落以US₁至US₁₂表示。

从所述实施方式中的每个子段落，如图4中的子段落US₄，计算出五个段落图像，就是成立N_tilt＝5，这些通过段落图像的图像平面PI₁至PI₅表示。

因此，对每个完整回转，从该完整回转的测量数据中计算出总共N_α*N_tilt＝60个段落图像，随后将属于某各子段落的段落图像综合成一幅子图像。

按照图4段落图像的所有图像平面PI₁至PI₅相交在一条直线上。在所示实施方式中，这条直线是在对应子段落中点M的切线T，即，在半弧线长度时属于该子段落的焦点轨道的截面所在的点上。

对于每个图像平面PI₁至PI₅，由若干检测器行L₁至L₈提供测量数据，从中选取与重构各自段落图像所需要的线积分相对应的测量数据，其中，数据的选取是这样实现的，即为了重构各自段落图像所使用的射线要满足一个合适的、关于它们与段落图像的倾斜图像平面之间距离的误差标准。在所述实施方式中，这个误差标准是，所有为了重构段落图像所使用的射线与倾斜图像平面PI₁至PI₅之间在z方向测量的距离的最小均方值。

因此，段落图像平面的最大倾斜通过这样的要求确定，即测量数据必须提供给所有需要的线积分，相应的射线依据误差标准位于倾斜图像平面足够近的位置。

现在，依据由若干测量数据综合起来的、对每个图像平面PI₁至PI₅的线积分，计算属于各图像平面PI₁至PI₅的段落图像(例如，通过折叠和反向投影的标准重构方法)。该段落图像的像素属于相应的倾斜图像平面PI₁至PI₅。因此，在所述实施方式中，对每个子段落计算出五幅段落图像的堆栈。

每个子段落所得到的N_tilt个段落图像将在随后的变换步骤中被综合成子图像，该子图像与一个期望的、与图像平面PI₁至PI₅不同的、与***轴线垂直相交(优选如图2所示)的目标图像平面IP相对应，子图像的综合依靠还需要进一步解释的可选子模式，通过加权或通过内插完成。独立于各子模式，在综合过程中避免图像噪音，调节期望的重构层析厚度，其中，通过加权和/或在变换过程中使用的段落图像的数量实现对重构层析厚度的调节，但是，该数量优选与每个子段落重构段落图像的数量相等。

所得到的N_α个子图像将在随后的变换步骤中，通过叠加被综合成一幅对应于目标图像平面的结果CT图像。

在第一个子模式中，从段落图像到子图像的综合通过加权实现，其中，在通过加权进行综合时，加权依靠两个可选加权模式中的一个来实现，与所选择的加权模式无关，将段落图像的像素分别作为源像素，贡献给结果CT图像的对应目标像素，源像素对目标像素的贡献值依靠几何参考量(Bezugsgroesse)加权。因此，属于目标像素的CT数，是在考虑几何参考量的情况下，由相应源像素的CT数得到的。

在第一个加权模式中，几何参考量是各源像素到相应目标像素的距离。

在第二个加权模式中，为了避免伪影附加了一个依据源像素与相应子段落中点距离的加权。

在第二个子模式中，从段落图像到子图像的综合通过内插实现。目标像素(即结果CT图像的像素)将通过内插(比如直线内插)从相应源像素(即段落图像的相应像素)中获取。

下面借助一个相应于参考投影角度α_r＝0对中的子段落，对段落图像重构的基本条件举例说明。由于n_ima个段落图像的图像平面，既相对于x轴倾斜倾角γ，又相对于y轴倾斜转角δ，据此给出图像平面的法向向量：

$\stackrel{\→}{n}(\mathrm{\γ},\mathrm{\δ})=\left(\begin{array}{c}\sin \mathrm{\δ}\\ -\cos \mathrm{\δ}\sin \mathrm{\γ}\\ \cos \mathrm{\δ}\cos \mathrm{\γ}\end{array}\right).---\left(1\right)$

螺旋轨道上的，即所研究的子段落上的一个任意点(x_f，y_f，z_f)，在z方向到以倾角γ和转角δ倾斜的图像平面的距离d(α，δ，γ)，可通过下式给出：

$d(\mathrm{\α},\mathrm{\δ},\mathrm{\γ})=\stackrel{\→}{n}(\mathrm{\γ},\mathrm{\δ})\·\left(\begin{array}{c}{x}_f+R_f\\ y_f\\ z_f\end{array}\right)=\stackrel{\→}{n}(\mathrm{\γ},\mathrm{\δ})\·\left(\begin{array}{c}-R_f\cos \mathrm{\α}+R_f\\ -R_f\sin \mathrm{\α}\\ \mathrm{Sp}\frac{\mathrm{\α}}{2\mathrm{\π}}\end{array}\right)=---\left(2\right)$

$=R_f(1-\cos \mathrm{\α})\sin \mathrm{\δ}+R_f\sin \mathrm{\α}\cos \mathrm{\δ}\sin \mathrm{\γ}+\mathrm{Sp}\frac{\mathrm{\α}}{2\mathrm{\π}}\cos \mathrm{\δ}\cos \mathrm{\γ}$

这里的基础是，在参考投影角度α_r＝0时，焦点F的位置(-R_f，0，0)位于图像平面上。

倾斜图像平面的倾角γ和转角δ必须这样选择，即相应子段落的所有点满足某个误差标准，例如，z方向测量的、螺旋段的所有点到图像平面的距离的均方值最小。

假设b-t是绕z轴旋转一个角度α-π/2后的x-y坐标系，则b-t是对应于具有投影角度α的投影的局部坐标系。

x＝bsinα+tcosα

y＝-bcosα+tsinα                                       (3)

设想一个虚拟检测器阵列，它对应于在包含***轴线z的平面(称为虚拟检测器平面)上的检测器阵列的投影，因此，对该检测器平面成立t＝0。

对图像平面上的每个点(x，y，z)可描述如下：

$\stackrel{\→}{n}(\mathrm{\γ},\mathrm{\δ})\·\left(\begin{array}{c}x+R_f\\ y\\ z\end{array}\right)=(x+R_f)\sin \mathrm{\δ}-y\cos \mathrm{\δ}\sin \mathrm{\γ}+z\cos \mathrm{\δ}\cos \mathrm{\γ}=0---\left(4\right)$

将式(3)以t＝0代入式(4)中，得到虚拟检测器平面和图像平面的交线

$z\left(b\right)=-R_f\frac{\tan \mathrm{\δ}}{\cos \mathrm{\γ}}-b(\sin \mathrm{\α}\frac{\tan \mathrm{\δ}}{\cos \mathrm{\γ}}+\cos \mathrm{\α}\tan \mathrm{\γ}).---\left(5\right)$

在虚拟检测器平面上的z坐标为

$z_{\mathrm{Det}}\left(b\right)=z\left(b\right)-\mathrm{Sp}\frac{\mathrm{\α}}{2\mathrm{\π}}=-R_f\frac{\tan \mathrm{\δ}}{\cos \mathrm{\γ}}-\mathrm{Sp}\frac{\mathrm{\α}}{2\mathrm{\π}}-b(\sin \mathrm{\α}\frac{\tan \mathrm{\δ}}{\cos \mathrm{\γ}}+\cos \mathrm{\α}\tan \mathrm{\γ})---\left(6\right)$

首先用与US 5 802 134同样的方式优化倾角γ，就是在转角δ＝0时的倾角γ。作为结果得到

其中，

是这样一个角度，在该角度时，子段落穿过图像平面。

在依据(7)用

得到倾角γ₀后，对转角δ进行优化。对转角δ的优化标准是，对直线-RFOV≤b≤RFOV(这些直线限定了射线触及到的、检查对象在z方向的前后范围)按照(6)得到的z坐标，不是必须只能位于有效检测器表面，即由光阑6暴露的和射线触及的检测器阵列5范围内，而是必须尽可能好地充分使用检测器表面。

对于最大可能的转角±δ_max，通过按照(6)得到的z坐标给出的b＝±RFOV的直线，达到检测器表面在z方向的前后端。当上述情况出现在投影子段落的头尾时，即出现在最宽的投影角度±α_l时，成立：

$z_{\mathrm{Det}}(b=\±\mathrm{RFOV})=\±\frac{\mathrm{SM}}{2},---\left(8\right)$

其中，M是检测器行的数量，S是在z方向测量的检测器行宽度。

按α＝α_l和γ＝γ₀将式(5)代入式(7)并求解δ_max，得出

$\tan {\mathrm{\δ}}_{\max }=\frac{-\frac{\mathrm{SM}}{2}+\mathrm{Sp}\frac{{\mathrm{\α}}_l}{2\mathrm{\π}}\±\mathrm{RFOV}\cos {\mathrm{\α}}_l\tan {\mathrm{\γ}}_0}{-\frac{R_f}{\cos {\mathrm{\γ}}_0}-(\±\mathrm{RFOV})\frac{\sin {\mathrm{\α}}_l}{\cos {\mathrm{\γ}}_0}}---\left(9\right)$

即，

$\±{\mathrm{\δ}}_{\max }=\arctan \left(\frac{-\frac{\mathrm{SM}}{2}+\mathrm{Sp}\frac{{\mathrm{\α}}_l}{2\mathrm{\π}}\±\mathrm{RFOV}\cos {\mathrm{\α}}_l\tan {\mathrm{\γ}}_0}{-\frac{R_f}{\cos {\mathrm{\γ}}_0}-(\±\mathrm{RFOV})\frac{\sin {\mathrm{\α}}_l}{\cos {\mathrm{\γ}}_0}}\right)$

对相应的δ_max，通过反复迭代，就是按照(2)对z方向测量的、子段落的所有点到图像平面的距离d(α，δ_max，γ)的均方值进行最小化，得到一个新的γ_min。

对应于重构段落图像的数量n_ima，现在对可供使用的转角范围[-δ_max，δ_max]以所述实施方式中的优选方式进行均匀划分。在均匀划分时，用倾角γ_min(按所述实施方式中的优选方式，对所有平面相同)和各自的转角δ(i)描述每个图像平面0≤i≤n_ima-1，其中，对于各自的倾角δ(i)成立

$\mathrm{\δ}\left(i\right)={\mathrm{\δ}}_{\max }\frac{2i-(n_{\mathrm{ima}}-1)}{n_{\mathrm{ima}}-1}---\left(10\right)$

借助于可选步长的内插函数实现图像变换，由此影响在结果横截面图像中的层析灵敏度特征和图像噪声。

这样做的优点是，对子图像及结果CT图像期望的重构层析厚度的确定，回溯到图像转换过程中实现。

由于要回溯确定期望的子截面图像的重构层析厚度，因此对段落图像的重构优先通过选择一个相应窄的、具有尽可能小的重构层析厚度的加权函数来实现。这样可以保证，不仅段落图像，而且通过变换得到的子图像和通过子图像获得的CT图像在z方向具有最高清晰度。

除了这项优点，所述图像变换还具有另外的优点：

-重构层析厚度可以回溯选择，而不需要一个新的重构，

-重构层析厚度是可以自由选择的，

-对于图像变换，由合适的内插函数提供了多个可供使用的任意可选的步长。

在图5中示出了从属于子段落US₄的段落图像中示例选出的、属于图像平面PI₃的段落图像。其中，用虚线画出了参考投影角α_r和属于它的最外投影角+α_l和-α_l。显然，在垂直于对应参考投影角的投影方向(以下称为参考投影方向)的段落图像中的信息密度，明显大于在参考投影方向的段落图像中的信息密度。

因此，具备了对对应于段落图像的数据进行压缩的可能性。由于在应用均匀像素矩阵时因前述原因有很高的数据冗余，所以在所述实施方式中存在数据压缩，与段落图像相应的压缩数据具有这样一种对应于数据结构的不均匀像素矩阵，在参考投影方向的分辨率R_r小于垂直于参考投影方向的分辨率R_or。以一个给定的垂直于参考投影方向的分辨率为基础，通过压缩可获得的压缩系数对应于比例R_or/R_r。

在所述实施方式中，不均匀像素矩阵按照图6这样实现，对应于段落图像的压缩数据具有狭长形的、即矩形形状的像素，其中像素的长边沿参考投影方向伸展。

如果特别考虑到减小存储段落图像所需的存储空间，则首选的压缩运行方式是，将段落图像在成功重构之后转算成不均匀像素矩阵。

如果段落图像重构所需的计算时间也应该减少，则选择第二种压缩运行方式，在这种方式中，段落图像已经被重构成不均匀像素矩阵。该方式有下面优点：与均匀像素矩阵(其在垂直于参考投影方向具有与不均匀像素矩阵同样的分辨率)情况相比，需要对明显少的像素进行重构。

在重构不均匀像素矩阵过程中(按照图5)，以反向投影为基础的、具有x轴和y轴的坐标系这样转动，使得反向投影方向与各参考投影方向相对应。

与所选择的压缩运行方式无关，数据压缩必须最晚在将子图像综合成结果CT图像的过程中进行解压缩。因此，在按照本发明的CT设备中，以不均匀像素矩阵为基础生成子图像，在生成结果CT图像过程中才实现到均匀像素矩阵的过渡。相对于理论上同样可行的工作方式，即早在将属于子段落的段落图像综合成子图像时就过渡到均匀像素矩阵，本发明的工作方式具有的优点是，较少的存储需求和同样较少的计算花费。

无论解压缩是在将段落图像综合成子图像过程中，还是在将子图像综合成结果CT图像的过程中实现，在选用第一种子运行方式时，通过内插由不均匀像素矩阵的像素得到均匀像素矩阵的像素。在选用第二种子运行方式时，通过加权由不均匀像素矩阵的像素得到均匀像素矩阵的像素。

在这两种子运行方式中，由于对不均匀像素矩阵相应的参考投影方向进行的矫正，不均匀像素矩阵肯定大于均匀像素矩阵，以便尽管不均匀像素矩阵相对于均匀像素矩阵的扭转但确保，不均匀像素矩阵包含用于得到均匀像素矩阵的每个像素的、合适的数据。在正方形均匀像素矩阵及正方形不均匀像素矩阵的情况下，这意味着，(对任意的参考投影方向)不均匀像素矩阵的边长肯定以某个系数大于均匀像素矩阵的边长。

就通过内插和加权进行的数据解压缩的工作方式而言，与从多个段落图像到子图像的综合相关提及的内容在总体意义上有效。即平均值的建立也通过加权实现。

在所述实施方式中，数据解压缩基于应用不均匀像素矩阵实现。其它在图像处理领域普遍使用的压缩方法可以作为选择来应用。

在上面所作的实施中还没有考虑到，当获取的数据或段落图像从一个运动的检查对象得到时，部分地具有由检查对象的不同运动状态决定的不清晰度。但是，按照本发明的思路，这种运动不清晰度应该这样消除，即对段落图像设置一个与运动阶段相关的加权(或这样表述，只有在某一特定运动状态下对检查对象进行描述的段落图像，才用于描述检查对象)。例如心脏运动，可以使用一个相对长时间的阶段，在该阶段心脏没有或有很小的运动。

图7至9表示了在一个示意表示的患者EKG记录中的时间相互关系。

在图7中示出了一般公知的、关于前心房部分的P波和PQ段，以及心房部分的QRS组、ST段、T波和U波的典型进程。这里只特征性地示出了P波、QRS组和T波。

EKG的这种典型和周期的进程与心脏的特定运动状态相关联，在图8中通过描述心脏的相对体积变化(V/V₀(t))，时间同步地表示了这些运动状态。这个进程可粗略地分成两个阶段，即运动阶段I和静止阶段II。按照本发明，CT图像的获取应该与各自的特定阶段相对应，从而对应于各阶段的加权函数h_phase(图9示出了其进程)，保证只有这个特定运动阶段的信息才最终用于图像生成。

由于在一个相对长的时间间隔(即心脏的静止阶段II)里，可以认为只发生很小的运动，因此，如图9所示，可以对整个静止阶段高加权，而对运动阶段I低加权。图9中的贯通直线表示了一个这样的加权函数h_phase进程，它只有两个不同的值1和0。

另外，也可以考虑实际的心脏相对体积变化和运动状态，正如用虚线表示的加权函数h_phase进程，按照心脏停止的程度引入不同的和有更细致差别的加权。另外，也可以选择这样的加权函数，它随着到某个预定运动状态的时间距离而下降。该加权函数通过用点画出的加权函数进程举例表示。

对段落图像的数量需要进行过滤，这些段落图像具有一个时间标记和一个位置标记。时空过滤器在这两个坐标上工作。对每个段落存在一个段落图像平面的堆栈(booklet，目录单)，其中对于每个堆栈的数量N_tilt相等。

按照本发明，定义了一个对段落图像平面S(θ_R，j+kπ，z_R，q(θ_R，j+kπ))；1≤j≤N_seg/2(整数k，q)的数量进行过滤的时空过滤函数，借此可以在很宽范围内影响目标图像的z分辨率和时间分辨率。

其中，θ_R，j+kπ表示在第k次半圈(θ_R，j＝θ_R+(j-1)·π/(N_seg/2))中的第j个图像堆栈的中心角， $z_{R,q}=({\mathrm{\θ}}_{R,j}+\mathrm{k\π})=z_{\mathrm{start}}(\mathrm{\θ}=0)+p\·\frac{{\mathrm{\θ}}_{R,j}+\mathrm{k\π}}{2\mathrm{\π}}+(q-N_{\mathrm{tilt}}/2)\·\mathrm{\Δz}$ 表示图像堆栈中的段落图像平面对应的z位置，其中，p是台架进给，z_start是在投影角度θ＝0时螺旋回转的起始位置。另外，位置坐标(x，y)的段落图像平面函数，由于其显而易见而省略。

对应于中心角θ_R，j在z位置z_img的、经过过滤的段落图像平面 按下式计算：

$\hat{S}({\mathrm{\θ}}_{R,j},z_{\mathrm{img}})\frac{1}{W_j}\·\underset{k,q}{\mathrm{\Σ}}S({\mathrm{\θ}}_{R,j}+\mathrm{k\π},z_{R,q}({\mathrm{\θ}}_{R,j}+\mathrm{k\π}))\·w_z(d(z_{r,q}({\mathrm{\θ}}_{R,j}+\mathrm{k\π}),z_{\mathrm{img}})\·$

$w_{\mathrm{phase}}(t({\mathrm{\θ}}_{R,j}+\mathrm{k\π})-c_R\left(k\right));1\≤j\≤N_{\mathrm{seg}}/2$

其中，w_z是一个用于确定层析厚度的适当的加权函数，d表示从z位置z_img到z位置z_R，q的距离或类似的段落图像平面函数。

$W_j=\underset{k,q}{\mathrm{\Σ}}{w}_z(d\left(z_q({\mathrm{\θ}}_{R,j}+\mathrm{k\π},z_{\mathrm{img}})\right)\·w_{\mathrm{phase}}(t({\mathrm{\θ}}_{R,j}+\mathrm{k\π})-c_R(k,j))$

是进行规范的标准化处理的加权和。加权函数w_phase用于评估，在对应于角度θ_R，j+kπ的心脏循环中，从在角度θ_R，j+kπ中心化的段落图像平面，到借助EKG确定的时间位置C_R(k，j)的时间间隔。

按照下式得到z位置z_img的CT图像：

$I(x,y,z_{\mathrm{img}})=\frac{1}{N_{\mathrm{seg}}/2}\·\underset{j=1}{\overset{N_{\mathrm{seg}}/2}{\mathrm{\Σ}}}\hat{S}({\mathrm{\θ}}_{R,j},x,y,z_{\mathrm{img}});$

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***在成像过程中共同绕***轴移动。但本发明也可与***CT设备一起使用，其中，仅X射线源绕***轴移动，并与固定的检测器环共同起作用，只要该检测器***是多行检测器元件阵列。

本发明的方法还可应用于第五代CT设备，其中，X射线不仅是从一个焦点，而是从一个或多个绕***轴移动的X射线源的多个焦点发出的，只要该检测器***具有多行检测器元件的阵列。

与上述实施方式相关的CT设备具有其检测器元件按照正交矩阵形式排列的检测器***。但本发明也可用于其检测器***具有按其它形式排列的多平面检测器元件的其它CT设备。

总之，本发明公开了一种生成周期运动检查区域CT图像的方法，特别是一种用于螺旋运行的多行CT设备的心脏立体重构方法，及一种为此开发的多行CT设备，其中，沿回转螺旋有多个小的子回转段落，对每个子回转段落计算出多个段落图像，在第二步中转算成在目标图像平面(如轴向平面)上的局部图像，在第三步中阶段准确地组合成完整的图像。

Claims (34)

1.一种生成周期运动检查区域，特别是生命体(特别是患者)的心脏区域的CT图像的方法，其具有至少下列方法步骤：

1.1.对检查区域的扫描通过一个从焦点发出的射线束实现，该射线束具有多条射向一个检测器阵列的多个面形分布的检测器元件的射线，其中，焦点和检测器阵列在一个由多个螺旋段落构成的、等距的螺旋轨道上绕***轴线旋转，并平行于***轴线相对于生命体平移，其中，检测器元件提供与位置和时间相关的原始数据，通过这些数据可以确定焦点和检测器元件之间射线的衰减变化，

1.2.为了能够使检测器数据和由此产生的数据与运动状态相对应，同时采集周期运动检查区域的运动数据，

1.3.为了建立一幅或一系列的CT图像，只使用与立体区域的某个特定运动状态相关的原始数据，

1.4.在一个对重构一幅CT图像足够长的螺旋段上的焦点运动期间得到的、与特定运动状态相对应的原始数据，被分成与N_seg个子段落相对应的原始数据，

1.5.对这些与运动状态相关的子段落，将与运动状态相关的段落图像，在相对于***轴线倾斜的图像平面上通过反向投影和过滤进行重构，

1.6.由各属于某一子段落的、与某一运动状态相关的段落图像综合出一幅与运动状态相关的、相应于一个目标图像平面的子图像，

1.7.对至少一个目标图像平面，由与运动状态相关的子图像综合出一幅相应于特定运动状态的结果CT图像。

2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，为了由段落图像生成子图像，对段落图像使用一个时空过滤函数，该函数相对于***轴线方向的位置分辨率和相对于时间分辨率是可变的。

3.根据权利要求2所述的方法，其特征在于，段落图像的数量通过S(θ_R，j+kπ，z_R，q(θ_R，j+kπ))表示，其中，1≤j≤N_seg/2成立，k和j表示整数，θ_R，j+kπ表示在第k次半圈θ_R，j＝θ_R+(j-1)·π/(N_seg/2)中的第j个体堆栈的中心角， $z_{R,q}({\mathrm{\θ}}_{R,j}+\mathrm{k\π})=z_{\mathrm{start}}(\mathrm{\θ}=0)+p\·\frac{{\mathrm{\θ}}_{R,j}+\mathrm{k\π}}{2\mathrm{\π}}+(q-N_{\mathrm{tilt}}/2)\·\mathrm{\Δz}$ 表示在体堆栈中的段落图像对应的z位置，此外，p是台架进给，z_start是在投影角度θ＝0时螺旋回转的起始位置。

4.根据权利要求3所述的方法，其特征在于，经过过滤的段落图像

按下式

$\hat{S}({\mathrm{\θ}}_{R,j},z_{\mathrm{img}})=\frac{1}{W_j}\·\underset{k,q}{\mathrm{\Σ}}S({\mathrm{\θ}}_{R,j}+\mathrm{k\π},z_{R,q}({\mathrm{\θ}}_{R,j}+\mathrm{k\π}))\·w_z(d(z_{R,q}({\mathrm{\θ}}_{R,j}+\mathrm{k\π}),z_{\mathrm{img}})\·$

$w_{\mathrm{phase}}(t({\mathrm{\θ}}_{R,j}+\mathrm{k\π})-c_R\left(k\right))$

进行计算，1≤j≤N_seg/2，其中，w_z是一个确定层析厚度的加权函数，d表示从z位置z_img到z位置z_R，q的距离或类似的段落图像平面的函数，w_phase表示在对应于角度θ_R，j+kπ的检查对象运动循环中，从在角度θ_R，j+kπ中心化的段落图像平面到确定运动状态的时间位置C_R(k，j)的时间间隔，

$W_j=\underset{k,q}{\mathrm{\Σ}}{w}_z(d\left(z_q({\mathrm{\θ}}_{R,j}+\mathrm{k\π},z_{\mathrm{img}})\right)\·w_{\mathrm{phase}}(t({\mathrm{\θ}}_{R,j}+\mathrm{k\π})-c_R(k,j))$

对应于进行规范的标准化处理的加权和。

5.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，按照下式得到在z位置z_img的CT图像：

$I(x,y,z_{\mathrm{img}})=\frac{1}{N_{\mathrm{seg}}/2}\·\underset{j=1}{\overset{N_{\mathrm{seg}}/2}{\mathrm{\Σ}}}\hat{S}({\mathrm{\θ}}_{R,j},x,y,z_{\mathrm{img}}).$

6.根据权利要求1至5中任一项所述的方法，其特征在于，对段落图像在图像平面上进行重构，该图像平面一方面围绕与***轴线垂直相交的第一条轴线倾斜一个倾角γ，另一方面又围绕另外第二条轴线相对于***轴线倾斜一个转角δ，第二条轴线既与第一条轴线又与***轴线垂直相交。

7.根据权利要求1至6中任一项所述的方法，其特征在于，邻接的子段落相互重叠，对属于重叠范围的原始数据进行这样的加权，相互重叠子段落的相互对应的原始数据的权重为1。

8.根据权利要求1至7中任一项所述的方法，其特征在于，为每一个子段落，对n_ima个倾斜图像平面上的段落图像进行重构，其中，图像平面具有不同的z位置z_ima。

9.根据权利要求8所述的方法，其特征在于，多个倾斜图像平面彼此相交成一条与子段落相切的直线。

10.根据权利要求8或9所述的方法，其特征在于，对于属于某个子段落的倾斜图像平面的转角δ的极限值+δ_max和-δ_max，成立：

$\±{\mathrm{\δ}}_{\max }=\arctan \left(\frac{-\frac{\mathrm{SM}}{2}+\mathrm{Sp}\frac{{\mathrm{\α}}_l}{2\mathrm{\π}}\±\mathrm{RFOV}\cos {\mathrm{\α}}_l\tan {\mathrm{\γ}}_0}{-\frac{R_f}{\cos {\mathrm{\γ}}_0}-(\±\mathrm{RFOV})\frac{\sin {\mathrm{\α}}_l}{\cos {\mathrm{\γ}}_0}}\right)$

其中，γ₀是按照

在转角δ＝0时得到的倾角γ的大小。

11.根据权利要求6至10中任一项所述的方法，其特征在于，对于转角δ的最大值的一个给定量|δ_max|，倾角γ所属的最优值γ_min可以通过满足一个误差标准而获得。

12.根据权利要求6至11中任一项所述的方法，其特征在于，倾斜图像平面的转角δ根据

$\mathrm{\δ}\left(i\right)={\mathrm{\δ}}_{\max }\frac{2i-(n_{\mathrm{ima}}-1)}{n_{\mathrm{ima}}-1}$

获取。

13.根据权利要求1至12中任一项所述的方法，其特征在于，从多个段落图像到一幅子图像的综合通过内插实现。

14.根据权利要求1至12中任一项所述的方法，其特征在于，从多个段落图像到一幅子图像的综合通过中值计算实现。

15.根据权利要求1至12中任一项所述的方法，其特征在于，从多个段落图像到一幅子图像的综合通过加权的中值计算实现。

16.根据权利要求1至15中任一项所述的方法，其特征在于，对应期望的子图像重构层析厚度，对从多个段落图像到一幅子图像的综合进行加权。

17.根据权利要求1至16中任一项所述的方法，其特征在于，对应各期望的子图像重构层析厚度，选择用于生成子图像的段落图像的数量。

18.根据权利要求17所述的方法，其特征在于，对具有尽可能小的层析厚度的段落图像进行重构。

19.根据权利要求1至18中任一项所述的方法，其特征在于，对于与***轴线垂直相交的目标图像平面获取子图像。

20.根据权利要求1至19中任一项所述的方法，其特征在于，从子图像到结果CT图像的综合通过叠加实现。

21.根据权利要求1至20中任一项所述的方法，其特征在于，压缩与段落图像相对应的数据。

22.根据权利要求21所述的方法，其特征在于，对应于段落图像的压缩数据具有这样的不均匀像素矩阵：在第一个方向上，即至少基本在属于子段落的参考投影方向上的分辨率，大于在第二方向上，即至少基本在垂直于参考投影方向上的分辨率。

23.根据权利要求22所述的方法，其特征在于，对应于段落图像的压缩数据具有狭长形的像素，其中像素的长边主要沿属于各子段落的参考投影方向伸展。

24.根据权利要求23所述的方法，其特征在于，提供矩形像素。

25.根据权利要求23或24所述的方法，其特征在于，将段落图像转算成不均匀像素矩阵。

26.根据权利要求23或24所述的方法，其特征在于，将段落图像重构成不均匀像素矩阵。

27.根据权利要求26所述的方法，其特征在于，反向投影方向至少基本对应于属于各子段落的参考投影方向。

28.根据权利要求21至27中任一项所述的方法，其特征在于，在将子图像综合成具有均匀像素矩阵的结果CT图像的过程中将压缩解除。

29.根据权利要求21至28中任一项所述的方法，其特征在于，将段落图像转算成不均匀像素矩阵。

30.根据权利要求21至28中任一项所述的方法，其特征在于，通过内插由不均匀像素矩阵的像素得到均匀像素矩阵的像素。

31.根据权利要求21至28中任一项所述的方法，其特征在于，通过中值计算由不均匀像素矩阵的像素得到均匀像素矩阵的像素。

32.一种CT设备，用于使用从至少一个焦点发出的射线束对周期运动检查对象，特别是心脏进行扫描，并用一个面形分布的、带有多个分布检测器元件的检测器阵列对射线束的射线进行检测，其中，至少一个焦点相对于检查对象，在至少一个绕检查对象回转的焦点轨道上运动，焦点轨道带有相对设置的检测器阵列；至少还提供依据权利要求1至31中任一项用于检测检查对象的运动状态、采集检测器数据、过滤和反向投影的装置。

33.根据权利要求32所述的CT设备，其特征在于，所提及的功能装置至少部分地通过程序或程序模块实现。

34.根据权利要求32或33所述的CT设备，其特征在于，使用EKG来检测检查对象的运动状态。

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