专利名称：用于心脏计算机断层造影拍摄的改进的多片段图像重建的制作方法利用CT系统扫描检查对象的方法是一般公知的。在此，例如采用圆扫描、具有进给的顺序圆扫描或者螺旋扫描。不是基于圆运动的其它种类的扫描也是可以的，例如具有线性片段的扫描。借助至少一个X射线源和至少一个对置的探测器从不同的拍摄角度拍摄检查对象的吸收数据，并且将这样收集的吸收数据或投影借助相应的重建方法计算为通过检查对象的截面图像。为了从计算机断层造影设备(CT设备)的X射线-CT数据组中，即从所采集的投影中重建计算机断层造影图像，目前作为标准方法采用所谓的滤波反投影方法(Filtered Back Projection ;FBP)。在数据采集之后进行所谓的“重排(Rebirming) ”步骤，其中这样重排利用扇状地从辐射源传播的射线产生的数据，使得其按照就像探测器被平行地射向探测器的X射线所射中一样的形状呈现。然后，将数据变换到频域中。在频域中进行滤波，并且随后将滤波后的数据逆变换。然后借助这样重排和滤波后的数据进行到感兴趣体积内部的各个体素的反向投影。该一般公知的计算方法的一个缺陷是，在检查对象运动时，或者检查对象至少部分运动时，在图像中会产生运动模糊，因为在对于一幅图像所需的数据的扫描过程的时间期间，会出现检查对象或者检查对象的部分的位移，使得形成图像的基础数据不是反映检查对象的所有空间上的相同的状态。在对患者进行由于心脏运动而会在心脏区域中产生强的运动模糊的心脏CT检查时，或者对于要测量检查对象的相对快速改变的检查，会特别强地发生该运动模糊问题。
本发明要解决的技术问题是，提供一种用于重建CT图像的方法，其中要考虑存在周期运动的检查对象。此外，要提供一种相应的控制和计算单元、一种CT系统、一种计算机程序和一种计算机程序产品。在用于从测量数据中重建周期运动的检查对象的图像数据的按照本发明方法中， 事先在检查对象的多个运动周期期间在计算机断层造影系统的辐射源和检查对象之间相对旋转运动的情况下采集测量数据。从测量数据中确定第一图像和第二图像。为了重建第二图像，将不同运动周期的测量数据综合成作为图像重建的基础的测量数据组。通过比较第一图像与第二图像计算差信息，并且在使用差信息的条件下从第一图像和第二图像中计算结果图像。检查对象或检查对象的待成像的部分循环地或周期地运动。这意味着，存在检查对象的相继的运动周期，在这些运动周期期间检查对象或多或少发生相同的运动过程。检查对象的运动(根据检查对象的类型)在不同周期之间可以是不同的。周期运动的检查对象的一个例子是跳动的心脏。这样进行数据采集，使得数据不仅在检查对象的一个运动周期期间被采集，而是在多个(即，至少两个)运动周期上延伸该测量。优选地，这样采集数据，使得对于检查对象的每个待成像的片段呈现对于多个运动周期的每一个来说是完整的数据组。即，可以对于多个运动周期的每一个从为此所测量的投影中重建一幅CT图像。首先确定两幅图像。第二图像的特征是，作为其重建的基础的数据不是仅仅来自于一个运动周期；而是使用来自于两个或多个运动周期的数据。这使得可以使用运动周期的时间上限制的特定片段，并且由此提高了第二图像的时间分辨率。对于作为重建第一图像的基础的数据组存在不同的可能性。例如，数据组可以恰好属于多个运动周期中的一个。将第一和第二图像互相比较。该比较的结果(必要时通过其它处理步骤修改)是差信息。将该差信息用于计算结果图像，从第一和第二图像得出该结果图像。如果将第一和第二图像以合适的方式互相关联，则结果图像可以既具有第一图像的又具有第二图像的有利的特征。在此，第二图像的优点特别是已经解释过的好的时间分辨率。在本发明的扩展中，为了计算结果图像从第一图像和第二图像中逐像素地形成加权的和，其中权重取决于差信息。即，作为第一图像的相应的像素值和第二图像的相应的像素值的和得出结果图像的像素值，其中一个或两个像素值分别具有权重系数。差信息被包括到权重系数中。特别具有优势的是，为了确定第一图像，重建至少一个第三和一个第四图像，其中，从第一运动周期的数据中重建第三图像并且从第二运动周期的数据中重建第四图像， 并且通过从至少第三和第四图像形成平均值来确定第一图像。也就是，单个图像(即，第三和第四图像)涉及恰好一个运动周期。如果数据不是仅在两个，而是在更大数量的运动周期期间被采集，则作为更大数量的单个图像的平均值得到第一图像，所述单个图像分别属于另一个运动周期。在形成平均值时，可以考虑单个图像的简单的或加权的平均值。因为来自于一个唯一的运动周期的数据作为单个图像的每一个的基础，所以单个图像具有差的时间分辨率。通过形成平均值对于第一图像得到如下优点，即，图像噪声相对于单个图像减少。在本发明的实施方式中，为了确定第二图像应用多片段重建方法。特别有利的是，第一和第二图像具有互相不同的时间分辨率；特别是第二图像可以具有比第一图像更高的时间分辨率。以这种方式可以将第二图像的有利的时间分辨率传递到结果图像中。在本发明的实施方式中，为了计算差信息通过在第一和第二图像之间逐像素地相减确定差图像。优选是绝对差，即，不考虑符号的差。此外，具有优势的是，将低于第一阈值的差图像的值置为零。这使得可以抑制差图像中的噪声。此外，还可以将超过第二阈值的差图像的值置为第二阈值或者也可以置为另一个值。如果采用两个阈值，则第一阈值应当小于第二阈值。最后特别有利的是，对差图像进行低通滤波。这降低在差图像中的跳变性的过渡。最后，可以在低通滤波之前对差图像进行非线性失真校正。然后可以使用以所描述的方式处理的差图像，以便从第一和第二图像中确定结果图像。使用差信息的目的是，能够对检查对象的运动的程度做出取决于位置的结论。相应地，能够区别地选择从中通过图像比较获得差信息的两幅图像。一个前提条件仅仅是，其互相的偏差使得能够做出关于运动的程度的结论。用于选择第一和第二图像的另一种可能性如下在本发明的扩展中，从第一运动周期的数据中重建第一图像，并且为了计算差信息，替代第二图像，引入第五图像，其中，从第二运动周期的数据中重建第五图像；从第一和第五图像中确定平均值图像，并且从平均值图像和第二图像中在使用差信息的条件下计算结果图像。按照本发明的控制和计算单元用于从CT系统的测量数据中重建检查对象的图像数据。其包括用于存储程序代码的程序存储器，其中在程序存储器中(必要时除了别的之外)具有程序代码，所述程序代码适合于执行上面描述种类的方法。按照本发明的CT系统包括这样的控制和计算单元。此外，其可以包含例如为了采集测量数据所需的其它组件。按照本发明的计算机程序具有程序代码装置，其适合于，当计算机程序在计算机上执行时，执行上面描述种类的方法。按照本发明的计算机程序产品包括在计算机可读的数据载体上存储的程序代码装置，其适合于，当计算机程序在计算机上被执行时，执行上述种类的方法。以下借助实施例详细解释本发明。其中，图1示出了具有图像重建部件的计算机断层造影系统的实施例的第一示意图，图2示出了具有图像重建部件的计算机断层造影系统的实施例的第二示意图，图3示出了多个相继的心脏循环，图4示出了流程图，图5A和5B示出了心脏的两个CT图像，图6A和6B示出了在图5的两个CT图像之间的差图，图7示出了从图5的CT图像出发在使用图6的差的条件下改进的CT图像。
本发明可以应用于在图1和2中示出的两种系统。此外，原则上其还可以用于其它的CT系统，例如用于具有形成整个环的探测器的CT系统。只要拍摄患者的不动的或静止的身体部位，则对于投影的拍摄和紧接着的图像重建不存在任何值得一提的运动伪影问题。相反，在检查对象运动时该问题是关键的。以下考虑要对运动的检查对象进行CT拍摄的情形。周期运动的检查对象的一个例子是人的心脏。以下结合心脏CT，即对跳动的心脏的CT拍摄详细解释本发明。当然本发明不限于该应用。公知人的心脏基本上进行周期的运动。在此，周期的运动由静止或松弛阶段和运动或跳动阶段的交替的序列组成。静止阶段通常持续500至800ms，跳动阶段持续200至250ms。这在图3中可以看出，在图3中关于时间t绘出了患者的利用EKG表示的EKG信号的电平L。EKG信号表示患者的心脏的周期运动，其中，心脏周期的开始分别通过R尖峰R来确定，并且各个心脏周期的持续时间通过RR间隔TRR，即开始各个心跳循环的R尖峰R与开始下一个心跳循环的R尖峰R的距离来确定。一个心脏阶段在R尖峰R在0%时开始并且在下一个R尖峰R在100%时结束。 在时间和心脏阶段的度量(Dimension)之间的换算在任何时候都是可能的；为此可以使用 EKG数据，这些数据在每个时刻可以获悉当前呈现哪个心脏阶段。分别用阴影表示心脏的静止阶段，即最小的心脏运动的阶段。在借助CT的心脏成像中，在其中拍摄数据的心脏阶段对于好的图像质量是决定性的。因此，通常试图对于图像重建使用在具有小的或者最小的心脏运动的心脏阶段期间采集的数据。除了对于不动的检查对象也存在的对CT图像的质量要求之外，在心脏拍摄中存在如下目标要实现图像的高的时间分辨率。在此，时间分辨率与为采集投影所需的时间段成反比。在数据采集期间流逝的时间越多，则在该测量时间期间心脏运动越多。该运动导致CT图像中的不期望的运动伪影。由此极大降低CT图像的效力。在CT图像重建中在测量时必须按照平行几何形状提供数据区间，即，一系列相继的投影，其中每个投影相应于在一个特定的投影角度下的一个测量，该数据区间相应于X 射线源围绕检查对象的至少半个回转(Halbumlauf)，S卩，180°的投影角度范围。在扇形射线几何形状的情况下投影角度范围必须为180°加上扇形开口角度。在以下以名称“半个回转的数据”总结两种情况。该最小数据区间是使得能够重建在测量场中的每个像素所必需的。在旋转中心中，即使按照扇形射线几何形状，180°的投影角度范围也是足够的。在这样重建的CT图像中的可能最好的时间分辨率由此为恰好CT设备的半个旋转时间的旋转中心附近。在心脏CT中期望的改进的时间分辨率可以通过CT设备的旋转时间的减少来实现。单管CT设备的最快的旋转时间按照当前的标准大约为0. 27s，相应于135ms的最好可能的时间分辨率。然而，减少旋转时间在机械上是开销大的并且昂贵，因此这在构建低成本的CT设备时是一个限制的因素。在所谓的多片段重建中，尝试通过组合来自多个相继的心跳的数据来改进时间分辨率。该方法的基础是，在多个心跳周期中拍摄在检查对象的相同位置上的投影，以便然后组合对于图像重建合适的数据部分。例如，可以从第一心跳周期使用来自于0-90°投影角度范围的数据，而从第二心跳周期可以使用来自于90-180°投影角度范围的数据。在提到的例子中，时间分辨率相应于为旋转90°所需的时间段。其它划分也是可能的，例如从第一心跳周期0-120°的范围并且从第二心跳周期120-180°的范围。替代两个心跳周期，当然也可以考虑多个心跳周期。由此，通过组合来自于不同心跳周期的数据总的呈现一个完整的数据组。要考虑的是，多个投影角度范围分别应当大概属于心跳周期的相同的心脏阶段， 例如，在60%和80%之间的心脏阶段。由此确保了，不同的数据分别反映心脏的相同状态， 由此能够避免运动伪影。例如在如下文献中描述了多片段重建Flohr T, Ohnesorge B. Heart rate adaptive optimization of spatial and temporal resolution for electrocardiogram-gated multislice spiral CT of the heart. J Comput Assist Tomogr 2001 ；25 :907-923,Ohnesorge BBC, Flohr T, Reiser MF. Multi-slice CT in cardiac imaging technical principles, clinical application, and future developments. Berlin, Germany Springer Verlag,2002,Taguchi K. , Anno H. High temporal resolution for multislice helical computed tomography, Med.Phys. 2000,27(5) :861-872,Anno H. , Kato R. ,Katada K. et al, Improvement of temporal resolutions in ECG-gated CT-Coronary angiography using a 0. 4sec/Rotation multi-slice helical CT system, Radiology 2001 (221) :201-210,Lembcke A. , Rogalla P. , Blobel J. , Segment-Rekonstruktion :Ein neues Verfahren fur die kardiologische Diagnostik, VISIONS(IS SN 1617-2876)5/2001 52-55，Flohr Τ. , Bruder H. , Stiersdorfer K. , Simon J. , Schaller S. , Ohnesorge B. , New Technical Developments in Multislice CT, Part 2 :Sub_Millimeter 16—Slice Scanning and Increased Gantry Rotation Speed for Cardiac Imaging, Forschr. Rontgenstr. 2002 ；174 :1022_1027。在多片段重建中的缺陷是，多重扫描为患者带来了提高的剂量。或者必须在具有非常小的间距(Pitch)或卧榻进给的螺旋形CT拍摄情况下工作，或者在顺序CT拍摄的情况下必须在相同的位置上在多个心跳的持续时间期间进行一个数据采集。如果使用双片段重建，即，如果组合两个心跳周期的数据，则通常得到以倍数2提高的辐射剂量。在迄今为止采用的多片段重建中，所导致的提高了的辐射剂量仅用于改进时间分辨率。特别是由此不能减小在CT图像中的噪声。尽管辐射剂量提高，但对图像噪声的该缺少的作用仍然是多片段方案的大的缺陷，从而人们试图将其应用限制到强烈提高并且用药物不可降低的心率。以下将结合图4的流程图描述多片段图像重建的改进的可能性。首先以公知的方式采集投影，其中关于每个待成像的心脏片段在至少两个心跳周期期间拍摄数据。以下为了简化而假定，存在两个心跳周期的数据。然而，所解释的方法过程相应地可应用于更多数量的心跳周期。从测量数据中重建两个CT图像PIC 1和PIC 2。第一图像PIC 1是基于第一心跳周期的一个完整的数据组(即半个回转的数据)被重建的图像。第二图像PIC 2是基于第二心跳周期的一个完整的数据组(即半个回转的数据)被重建的图像。从这两个图像PIC 1和PIC 2计算平均值图像PIC MEAN。这通过将图像PIC 1和PIC 2逐像素地相加并且减半来进行。在N片段重建中通过这样形成平均值将结果的平均值图像PIC MEAN中噪声相对于原始的图像以倍数#降低，在双片段重建的本例中是以倍数λ/ 。此外，从两个心跳周期的数据中按照公知的多片段重建来计算图像PICSEG。艮口， 为了重建图像PIC SEG这样组合来自于两个心跳周期的数据，使得呈现一个完整的数据组。 图像PIC SEG的特征是相对于图像PIC 1、PIC 2和PICMEAN提高的时间分辨率。在图5中示出了图像PIC MEAN和图像PIC SEG的例子，其中图5A示出了图像PIC MEAN而图5B示出了图像PIC SEG0用kha和箭头示出的区域相应于右冠状动脉的中间部分。在此是心脏的发生运动的区域。可以清楚地看出，在图5A的平均值图像中的清晰度在该区域中非常小于在图5B的具有改进的时间分辨率的多片段图像的清晰度。另一方面，通过形成平均值降低了噪声，这在多片段图像中不是这样。这在利用 Rau表示的区域中特别明显在图5B中具有相对于图5A强烈提高的噪声。该位置示出了右心室的组织区域(心肌区域)。总而言之，通过比较图像PIC MEAN和PIC SEG可以确定，图像PIC MEAN的优点是由于积累了来自于多个心跳周期的拍摄的剂量而降低的噪声，而图像Pic SEG的优点是提高的时间分辨率。现在从两个图像PIC MEAN和PIC SEG中逐像素地计算像素值的差的绝对值。如以下还要详细解释的那样处理该差，使得最后得到差图像DIF。图6A示出了从图5的两个图像的比较中得到的这样的差图像DIF的例子。在图6A的差图像DIF中的像素越亮，则在该点上在图像PIC MEAN和PIC SEG之间的区别越大。该区别示出了在各个位置上的运动的程度。这点基于如下实事平均图像PIC MEAN给出在心跳周期的多个心脏阶段上心脏的平均状态，而图像PICSEG相应于在心跳周期的特定的心脏阶段或较小片段的心脏阶段。为了实现差图像DIF，对差的所述处理在于，将低于第一阈值Tl (例如Tl = 40HU) 的按照数值的差值置为0，并且将大于第二阈值T2 (例如T2 = 80HU)的所有按照数字的差值置为T2。使用第一阈值的原因是，在图像PIC MEAN和PIC SEG之间的小的偏差仅来自于噪声并且不是来自于真正的运动。以下不应当考虑该偏差。通过使用第二阈值来向上限制所述差。其原因是，强对比度的运动(例如肺部血管对空气)不如其它运动(例如在碘填充的血管和组织之间的对比度的运动)强地被观察。阈值Tl和T2的确定例如可以在引入柱状图(Histogrammdarstellung)的条件下来进行。例如可以如下地获得第一阈值Tl 要求所有差值的一个特定的百分比(例如 75%)基于运动并且差值的其余的25%通过噪声获得。可以按照类似方式获得第二阈值 T2 例如，要求所有差值的一个特定的百分比(例如15% )要高于第二阈值。此外，对差图像DIF在进一步使用其之前进行低通滤波，从而确保在具有不同多的运动的组成部分之间的柔和过渡。为了改善结果，可以在低通滤波之前进行对差值的非线性扩展(Spreizimg)，例如借助指数函数，并且在低通滤波之后进行相应的去扩展 (Entspreizung)。然后还要通过相应地缩放所述值，对修改后的差图像DIF的值域进行限制。按照修改的差图像DIF形式的该处理的结果在图6B中示出。实现差图像DIF的目的是，识别CT图像内部的存在心脏运动的局部区域。通过图6A到图6B的过渡放大该区域。在此，围绕每个所测量的差“添加”多个像素的一种边缘，以确保可靠并且全面地作为运动的区域识别涉及的区域。如以下所示，对于该区域应当使用时间上高分辨的图像。例如当较小的血管在差中仅部分重叠，则应当通过扩大该运动的区域来确保，在随后的混合中仍能完整地从时间上高分辨的图像中提取该血管。然后在图4的步骤SUM中进行图像PIC MEAN和PIC SEG的混合，其中，采用修改后的差图像DIF作为权重系数。为了确定结果图像PIC，按照以下形式，利用作为加权图像的差图像DIF，进行平均的图像PIC MEAN和时间上高分辨的图像PIC SEG的该逐像素的混合PICi = PIC MEANi · (I-DIFi)+PIC SEGi · DIFi 下标 i 在此表示各个像素。差图像DIF的一个像素的最大值为1。这相应于强的运动。在这种情况下成立 PICi = PIC SEGi,即取时间上高分辨的图像PIC SEG的像素值。差图像DIF的一个像素的最小值为0。这相应于没有运动。在这种情况下成立PICi = PICMEANi,即，取平均值图像PIC MEAN的像素值。对于在0和1之间的差图像DIF的值，时间上高分辨的图像PIC SEG以及平均值图像PIC MEAN都对结果图像做出贡献。在图7中示出了从图5和6的图像中计算的结果图像PIC的例子。可以看出，结果图像PIC的特征是在运动的区域的高的清晰度，如同样在图5中通过kha和箭头表示的。 这相应于时间上高分辨的图像PIC SEG的优点。此外，结果图像PIC的特征还在于在具有很少运动的区域中降低的噪声，这如在图5中在利用Rau表示的区域可以看出。这相应于平均的图像PIC MEAN的优点。即总体上得到在不运动区域中具有低噪声的清晰的图像。也就是，通过所描述的方法过程可以利用多片段重建的已知优点，S卩，由于提高了时间分辨率避免了运动伪影。此外，通过相对于常规的多片段重建极大降低噪声，有效地利用了对于患者高的剂量负担。即提高的剂量用于双重目的在改进图像噪声的同时提高时间分辨率。相反，该过程也可以是如下的在数据采集时X射线的强度比用于多片段重建的常规测量明显降低，例如，降低到60-70%。如果在N片段重建中以倍数N降低剂量，则关于图像噪声该重建相对于单片段重建是剂量中等的。在这种情况下，仍然可以获得具有高的时间分辨率的CT图像，其噪声相对于具有100%辐射强度的一次性测量没有变差。即由此可以在无需将患者置于相对于简单测量更高的辐射负担或仅稍微提高的辐射负担的条件下进行多片段重建。至此描述了如下的实施方式，S卩，通过比较平均值图像PIC MEAN和图像PIC SEG 确定差图像DIF。在这种情况下，具有不同的时间分辨率的两幅图像用于确定运动信息。与此不同的是，还可以通过比较具有相同的时间分辨率的两个图像来获得差图像DIF。例如两个图像PIC 1和PIC 2适合于此。前面以一个实施例描述了本发明。可以理解的是，在不脱离本发明的框架的情况下可以进行大量改变和修改。


本发明涉及一种用于从测量数据中重建周期运动的检查对象的图像数据(PIC)的方法，其中，事先在检查对象的多个运动周期期间在计算机断层造影系统(C1)的辐射源(C2，C4)和检查对象之间相对旋转运动的情况下采集所述测量数据。从所述测量数据中确定第一图像(PIC MEAN)和第二图像(PIC SEG)，其中将不同运动周期的测量数据综合成作为图像重建的基础的测量数据组，以重建所述第二图像(PIC SEG)。通过比较所述第一图像(PIC MEAN)与第二图像(PIC SEG)计算差信息(DIF)。在使用所述差信息(DIF)的条件下从所述第一图像(PIC MEAN)和第二图像(PIC SEG)中计算结果图像(PIC)。