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1、(10)申请公布号 (43)申请公布日 (21)申请号 201410429770.8 (22)申请日 2014.08.28 102013217351.2 2013.08.30 DE G06T 15/00(2011.01) (71)申请人 西门子公司 地址 德国慕尼黑 (72)发明人 T. 奥尔门丁格 H. 布鲁德 T. 弗洛尔 C. 罗科尔 (74)专利代理机构 北京市柳沈律师事务所 11105 代理人 谢强 (54) 发明名称 图像数据的基于图像的运动补偿 (57) 摘要 本发明涉及图像数据运动补偿的方法。图像 数据是由测量数据的空间三维重建， 在辐射源和 检查对象之间相对旋转运动下在角度范。
2、围内录取 测量数据。角度范围包括多个子角度范围， 每个 子角度范围对应一个时间控制点。在迭代方法第 一步骤期间确定图像数据的图像度量的至少一个 值， 图像度量是图像数据中运动伪影的量度。 基于 图像数据根据图像度量能确定图像数据运动补偿 的运动场。 在第二步骤中确定子图像数据， 子图像 数据分别对应来自子角度范围的测量数据的空间 三维重建。在第三步骤中借助优化方法根据图像 度量在控制点上确定图像数据的运动场， 在第四 步骤中将子图像数据按照运动场描述的运动进行 变换。在第五步骤中通过拼合子图像数据产生新 的图像数据。 (30)优先权数据 (51)Int.Cl. (19)中华人民共和国国家知识产。
3、权局 (12)发明专利申请 权利要求书2页 说明书7页 附图4页 (10)申请公布号 CN 104424659 A (43)申请公布日 2015.03.18 CN 104424659 A 1/2 页 2 1. 一种用于对运动的检查对象的图像数据 (F) 进行运动补偿的方法， 其中， 所述图像数据 (F) 是由测量数据 (MEAS) 的空间三维重建 (RECON)， 其中， 在辐 射源 (2) 和检查对象之间相对旋转运动的情况下在角度范围 () 内录取所述测量数据 (MEAS)， 其中， 所述角度范围 () 包括多个子角度范围， 其中每个子角度范围 (_j) 对应 于一个时间控制点 (t_j)，。
4、 其中， 所述方法包括以下步骤 ： (i) 确定对于图像数据 (F) 的图像度量 (L) 的至少一个值， 其中， 所述图像度量 (L) 是 对于图像数据 (F) 中运动伪影的量度， (ii)确定子图像数据(f_j)， 其中， 所述子图像数据(f_j)分别对应于来自于子角度范 围 (_j) 的测量数据的空间三维重建， (iii) 借助优化方法根据所述图像度量 (L) 在控制点 (t_j) 上确定图像数据 (F) 的运 动场 (s)， 其中， 所述运动场 (s) 是对于图像数据 (F) 的运动的量度， (iv) 将所述子图像数据 (t_j) 按照通过所述运动场 (s) 描述的运动进行变换， (v)。
5、 通过将所述子图像数据 (f_j) 拼合产生新的图像数据 (F)， 其中， 迭代地一直进行步骤 (i) 至 (v)， 直到达到中断标准。 2. 根据权利要求 1 所述的方法， 其中， 所述角度范围是对于断层造影地完整的重建所需的最小角度范围。 3. 根据权利要求 1 或 2 所述的方法， 其中， 借助以下步骤确定所述子图像数据 (f_j) ： - 图像数据 (F) 到频率域的傅里叶变换， - 借助滤波函数来掩模图像数据 (F) 的频谱， - 将掩模后的频谱转换到空间域的傅里叶变换。 4. 根据权利要求 1 或 2 所述的方法， 其中， 分别借助图像数据(F)的正投影以及对应于子角度范围(_j)。
6、的一部分投影后 的图像数据 (F) 的然后的反投影， 来确定所述子图像数据 (f_j)。 5. 根据权利要求 1 至 4 中任一项所述的方法， 还包括 ： (vi) 借助所述运动场 (s) 进行图像数据 (F) 的正投影以及然后的运动补偿的反投影。 6. 根据权利要求 1 至 5 中任一项所述的方法， 其中， 所述图像数据 (F) 是被分割的检查对象的图像数据。 7. 根据权利要求 1 至 6 中任一项所述的方法， 其中， 所述检查对象包括心脏的至少一个部分和 / 或至少一个冠状动脉。 8. 根据权利要求 1 至 7 中任一项所述的方法， 其中， 进行分别对于来自于图像数据 (F) 的各个截面。
7、图的图像度量 (L) 的值的确定。 9. 根据权利要求 1 至 8 中任一项所述的方法， 其中， 所述图像度量 (L) 是以下图像参数之一 ： - 熵， - 正性， - 可压缩性， - 总变化。 权 利 要 求 书 CN 104424659 A 2 2/2 页 3 10. 根据权利要求 1 至 9 中任一项所述的方法， 其中， 用于确定所述运动场 (s) 的优化方法是梯度下降方法， 其中， 基于图像来确定梯 度 11. 根据权利要求 1 至 10 中任一项所述的方法， 其中， 对用于子图像数据 (f_j) 的变换的运动场 (s) 在控制点 (t_j) 之间进行插值。 12. 一种具有程序代码的。
8、计算机程序， 用于当所述计算机程序在计算机 (10) 上执行 时， 执行按照权利要求 1 至 11 中任一项所述的方法的所有方法步骤。 13. 一种以机器可读的载体形式的计算机程序产品， 在其上可调用地存储了按照权利 要求 12 所述的计算机程序。 14. 一种用于图像处理的计算机 (10)， 包括用于存储计算机程序的存储器以及用于执 行存储的计算机程序的处理器， 其中， 在所述存储器上存储了计算机程序， 当计算机程序在 所述计算机 (10) 上执行时， 其执行按照权利要求 1 至 11 中任一项所述的方法的所有方法 步骤。 15. 一种计算机断层造影系统 (1)， 包括辐射源 (2) 以及与。
9、辐射源 (2) 共同工作的辐射 探测器 (3)， 所述辐射探测器被构造为用于在辐射源 (2) 和检查对象之间相对旋转运动的 情况下在角度范围内采集测量数据， 还包括重建单元， 所述重建单元被构造为用于从测量 数据 (MEAS) 中重建图像数据 (F)， 以及还包括按照权利要求 14 的用于图像处理的计算机 (10)。 权 利 要 求 书 CN 104424659 A 3 1/7 页 4 图像数据的基于图像的运动补偿 技术领域 0001 本发明涉及一种用于图像数据的运动补偿的方法以及计算机程序、 计算机程序产 品和计算机断层造影系统。 背景技术 0002 计算机断层造影是主要用于医学诊断以及用于。
10、材料检查的成像方法。 在计算机断 层造影中为了录取空间上三维的图像数据， 辐射源以及与该辐射源一起工作的辐射探测器 围绕检查对象旋转。在旋转运动期间在一个角度范围内录取测量数据。测量数据是多个 投影， 所述投影包含关于辐射通过检查对象的衰减的信息。测量数据也称为原始数据。从 这些测量数据中然后可以重建图像数据， 例如借助所谓的滤波反投影或借助迭代的重建方 法。 如果检查对象在录取期间运动， 则在图像数据的重建中会由于运动而形成模糊和伪影。 0003 因此一般公知的是， 在断层造影录取期间的心脏运动会导致不一致和通过运动伪 影损害图像数据。由此会严重限制图像数据的临床可用性。为了避免运动伪影， 。
11、在现代的 断层造影心脏成像中使用借助回顾性或前瞻性触发的、 测量数据的相位相关的录取。因此 在前瞻性触发中仅录取在大约心脏的静止阶段的一定的时间间隔中的数据并且用于图像 重建。该方案的共同目标是 “冻结” 心脏运动， 以减小数据不一致性和由此提高图像质量。 0004 在部分和周期运动的对象的情况中用于提高图像质量的一种方案从文献 DE 10 2011 083 643 A1 公知。在那里公开了一种用于确定 CT 图像数据组的图像空间中的运动 场 (Bewegungsfeld) 的方法。在此对于预先给出的运动阶段和投影角度范围采集 CT 系统 的投影数据组。 此外通过将利用第一分析重建算法在使用运。
12、动场的条件下运动补偿地重建 的、 第一图像分辨率的 CT 图像数据组的、 基于原始数据的或变换到图像空间中的成本函数 最小化， 进行运动场的迭代确定。 发明内容 0005 本发明要解决的技术问题是， 如何能够基于图像数据对运动的检查对象执行图像 数据的运动补偿。 0006 以下描述关于要求保护的装置和关于要求保护的方法的技术问题的按照本发明 的解决方案。 在此提到的特征、 优点或替换实施方式同样也适用于其他要求保护的内容， 反 之亦然。换言之， 例如针对系统的具体权利要求也可以利用关于方法描述或要求保护的特 征来扩展。方法的相应功能特征在此通过相应的具体模块构造。 0007 本发明涉及一种用于。
13、对运动的检查对象的图像数据进行运动补偿的方法。 图像数 据是由测量数据的空间三维重建， 其中在辐射源和检查对象之间相对旋转运动的情况下在 角度范围内录取测量数据。该角度范围包括多个子角度范围， 其中每个子角度范围对应于 一个时间控制点。 特别地， 时间控制点可以是通过时间间隔定义的时刻， 在该时间间隔期间 在各自的子角度范围内录取测量数据。本发明的核心是以下的迭代方法。在按照本发明的 方法的第一步骤期间确定对于图像数据的图像度量 L 的至少一个值， 其中图像度量是对于 说 明 书 CN 104424659 A 4 2/7 页 5 图像数据中运动伪影的量度。发明人现在已经认识到， 基于图像数据地。
14、根据图像度量可以 确定用于图像数据的运动补偿的运动场 s， 其中运动场是按照对于图像数据的运动的量度。 为此在第二步骤中确定子图像数据， 其中子图像数据分别对应于来自于子角度范围的测量 数据的空间三维重建。 在第三步骤中借助优化方法根据图像度量在控制点上确定图像数据 的运动场s， 从而在第四步骤中可以将子图像数据按照通过运动场描述的运动进行变换。 在 第五步骤中通过将子图像数据拼合产生新的图像数据。迭代方法的这些步骤一直进行， 直 到达到中断标准。 新的图像数据通过被变换的子图像数据的变换被运动补偿并且相对于初 始的图像数据具有改善的图像质量。通过按照本发明基于图像地进行该方法， 与其他基于 。
15、原始数据的方法相比， 需要更小的计算开销并且可以特别地在所谓的工作站上和独立于重 建计算机进行。由此证明按照本发明的方法是对于临床实践特别实用的。 0008 按照本发明的另一方面， 角度范围是对于断层造影完整的重建所需的最小角度范 围。 在这样的情况中， 角度范围通过给出， 其中说明扇形角度， 也就是在径向方向 上通过辐射源发射的辐射扇形的开口角度。 0009 按照本发明的另一方面， 通过首先进行图像数据到频率域的傅里叶变换， 然后借 助滤波函数掩模图像数据并且借助傅里叶变换又将掩模的频谱转换到空间域， 确定子图像 数据。本发明的该方面的优点是， 子图像数据的确定可以利用小的计算开销实现并且无。
16、需 访问原始数据。 0010 按照本发明的另一方面， 分别借助图像数据的正投影和对应于子角度范围的一部 分投影后的图像数据的然后的反投影来确定子图像数据。 本发明的该方面也可以利用小的 计算开销进行并且无需访问原始数据。 0011 按照本发明的另一方面， 在迭代方法执行期间和 / 或之后， 借助运动场进行图像 数据的正投影以及然后的运动补偿的反投影。 在该方面中尽可能无失真地进行图像数据的 运动补偿， 从而实现特别高的图像质量。 0012 按照本发明的另一方面， 图像数据是分割的检查对象的图像数据。由此可以仅分 割在图像数据中的如下区域， 该区域的运动应当被校正， 从而图像度量是对于待校正的运。
17、 动的特别有说服力的量度。此外图像数据然后包括更少的像素或体素， 从而待处理的数据 量被减小并且按照本发明的方法可以更快并且利用更小的计算开销进行。 0013 按照本发明的另一方面， 检查对象包括心脏的至少一个部分和 / 或至少一个冠状 动脉。在心脏或冠状动脉的成像中运动补偿是特别有意义的， 因为涉及快速运动的检查对 象并且为了解释心脏或冠状动脉的图像数据而期望特别高的空间和时间分辨率。 0014 按照另一方面进行分别对于来自于图像数据的各个截面图的图像度量的值的确 定。因为图像度量对于在其录取区域中实际上发生运动的那个截面图是特别有说服力的。 由此对于各个截面图的图像度量的值的确定通常比对于。
18、整组图像数据的图像度量的单个 值的确定对运动伪影更敏感。 0015 按照本发明的另一方面， 图像度量是图像数据的熵、 正性 ()、 可压缩 性或总变化。因为这些参数分别是对于运动伪影的良好量度。 0016 按照本发明的另一方面为了确定运动场的优化方法是梯度下降方法， 其中梯度 是基于图像地被确定。 说 明 书 CN 104424659 A 5 3/7 页 6 0017 按照本发明的另一方面， 将用于子图像数据的变换的运动场在控制点之间插值。 由此可以对于大数量时间点确定运动场， 从而可以以特别精确的方式实现图像数据或子图 像数据的变换。 0018 本发明还涉及一种具有程序代码的计算机程序， 用。
19、于当计算机程序在计算机上执 行时， 执行所有按照本发明的方法步骤。 借助按照本发明的计算机程序可以快速、 可靠和可 重复地执行按照本发明的方法。 0019 此外本发明涉及一种以机器可读的载体形式的计算机程序产品， 在其上可调用地 存储了按照本发明的计算机程序。 计算机程序在机器可读的载体上的存储允许以技术简单 的方式和可重复地在不同的计算机上执行按照本发明的方法。 0020 本发明同样涉及一种用于图像处理的计算机， 包括用于存储计算机程序的存储器 以及用于执行存储的计算机程序的处理器， 其中在存储器上存储了计算机程序， 当计算机 程序在计算机上执行时， 其执行按照本发明的方法。 0021 本发。
20、明还涉及一种计算机断层造影系统， 包括辐射源以及与辐射源共同工作的辐 射探测器， 构造为用于在辐射源和检查对象之间相对旋转运动的情况下在角度范围内采集 测量数据， 还包括重建单元， 构造为用于从测量数据重建图像数据， 还包括用于图像处理的 按照本发明的计算单元。 附图说明 0022 以下借助在参考附图中示出的实施例详细描述和解释本发明。其中 ： 0023 图 1 示出按照本发明的计算机断层造影系统， 包括计算机断层造影装置， 0024 图 2 示出按照本发明的计算机断层造影系统， 包括 C 形臂 X 射线设备， 0025 图 3 示出按照本发明的方法的框图， 和 0026 图 4 示出借助傅里。
21、叶变换确定子图像数据的图例。 具体实施方式 0027 图 1 和图 2 分别示出按照本发明的计算机断层造影系统 1。在此处示出的例子中 患者 P 在录取测量数据 MEAS 时卧于患者卧榻 8 上。患者卧榻 8 构造为将患者 P 在断层造 影录取期间沿着系统轴 9 移动。在录取测量数据 MEAS 时辐射源 2 和与辐射源 2 共同工作 的辐射探测器 5 围绕系统轴 9 旋转。辐射源 9 在此这样发出辐射， 使得该辐射对于辐射探 测器 5 是基本上可探测的。辐射通过各自的检查对象衰减， 特别是通过辐射的吸收和反射。 测量数据MEAS在此处示出的例子中是患者P的身体部位的多个投影， 其中投影分别说明。
22、辐 射通过患者 P 的身体部位的衰减。 0028 在图1中示出的具有计算机断层造影装置的实施例中X射线探测器是具有多个行 和列的探测器， 而在图 2 中示出的 C 形臂 X 射线设备具有以平板探测器形式的 X 射线探测 器。X 射线探测器可以分别既作为闪烁晶体计数器又作为直接转换的 X 射线探测器构造。 此外其还可以作为计数的 X 射线探测器构造， 其构造为探测并且计数单个光子。此外计算 机断层造影装置在图1中示出的例子中还具有两对互相共同工作的以X射线管形式的辐射 源 2、 4 和以 X 射线探测器形式的辐射探测器 5、 4。由此在此示出的计算机断层造影装置特 别适合于多重能量录取， 在所述。
23、多重能量录取中两个 X 射线管分别发出具有不同的能量谱 说 明 书 CN 104424659 A 6 4/7 页 7 的 X 射线辐射。在此处未示出的另一个实施方式中按照本发明的计算机断层造影系统 1 的 计算机断层造影装置仅具有分别一个X射线管作为辐射源和一个X射线探测器作为辐射探 测器。在计算机断层造影装置中 X 射线管和 X 射线探测器集成在机架 6 中。在 C 形臂 X 射 线设备中 X 射线管和 X 射线探测器通过 C 形臂 7 相连， 所述 C 形臂又固定在机架 6 上。计 算机断层造影装置的机架 6 可以这样构造， 使得其可以围绕垂直于系统轴 9 的至少一个轴 翻转。在图 2 中。
24、示出的 C 形臂 X 射线设备的 C 形臂 7 分别可以沿着两个箭头中的一个摆动 或旋转。 0029 在此示出的计算机断层造影系统1附加地还具有用于将造影剂注射到患者P的血 液循环中的造影剂注射器 11。由此可以借助造影剂这样录取测量数据 MEAS， 使得例如患者 P 的血管， 特别是跳动的心脏的心室， 在图像数据 F 中可以以提高的对比度被示出。此外利 用造影剂注射器 11 还存在执行灌注测量的可能性， 建议的方法同样适合于所述灌注测量。 造影剂一般地理解为这样的试剂， 其在成像方法中改善身体的结构和功能的显示。在此处 呈现的申请的范围内造影剂既理解为传统的造影剂， 诸如碘， 也理解为示踪物。
25、， 诸如 18F,11C 或 13N。 0030 此外按照本发明的计算机断层造影系统还包括计算机 10， 其也称为工作站。在此 示出的计算机 10 构造为用于控制计算机断层造影系统的各个单元， 例如用于控制患者卧 榻 8、 造影剂注射器 11 和 X 射线管以及 X 射线探测器。计算机 10 与输出单元以及输入单元 相连。输出单元例如是一个 ( 或多个 )LCD、 等离子体或 OLED 显示器。输出单元上的输出包 括例如图形用户界面或图像数据的输出。 输入单元构造为用于输入数据诸如患者数据以及 用于输入和选择对于计算机断层造影系统的各个单元的参数。 输入单元例如是键盘、 鼠标、 所谓的触摸屏或。
26、用于语音输入的麦克风。 0031 在此处示出的例子中计算机 10 还构造为借助计算机断层造影装置或 C 形臂 X 射 线设备的数据连接获得测量数据 MEAS 和借助重建单元从测量数据 MEAS 中重建图像数据 F。在本发明的替换实施方式中计算机 10 与以重建计算机形式的计算系统相连， 通过另一 个数据连接可以向其传输测量数据 MEAS， 由此计算系统可以从测量数据 MEAS 中借助重建 单元重建图像数据F。 特别地在此计算机10可以作为客户机并且计算系统可以作为服务器 起作用。在该替换实施方式的变形中计算机 10 不具有重建单元并且不是构造为用于将测 量数据MEAS重建为图像数据F。 不取决。
27、于， 重建单元是作为本地计算机10的部分还是作为 必要时作为服务器起作用的、 单独的计算系统的部分， 重建单元既可以作为软件也可以作 为硬件实现。 0032 此外计算机 10 还包括用于存储计算机程序 Prg1-Prgn的存储器以及用于执行存 储的计算机程序 Prg1-Prgn的处理器。在此处示出的实施方式中在存储器上存储至少一个 计算机程序， 当计算机程序在计算机 10 上运行时， 其执行按照本发明的方法的全部方法步 骤。用于执行按照本发明的方法的方法步骤的计算机程序包括程序代码。此外计算机程序 还可以作为可执行的文件构造和 / 或存储在计算机 10 之外的其他计算系统上。例如计算 机断层造。
28、影系统1可以这样构造， 使得计算机10将用于执行按照本发明的方法的计算机程 序经过内联网或经过因特网加载到其内部工作存储器中。 此外计算机程序可以可调用地存 储在以机器可读的载体形式的计算机程序产品上。 特别地， 机器可读的载体可以是CD、 DVD、 蓝光盘、 记忆棒或硬盘。 说 明 书 CN 104424659 A 7 5/7 页 8 0033 此外计算机 10 在图 1 中示出的实施方式中构造为借助 EKG 数据连接 12 获得并且 处理患者 P 的 EKG 信号。借助获得的 EKG 信号， 计算机 10 特别地构造为在所谓的前瞻性触 发的范围内确定录取测量数据 MEAS 的时刻并且在定义。
29、的时刻开始相应的录取。此外计算 机 10 构造为在所谓的回顾性触发的范围内将所录取的投影的仅一部分用于重建图像数据 F以及提供关于心脏阶段的信息， 其简化对已经重建的图像数据的进一步处理。 本发明的典 型应用范围是心脏成像和 / 或冠状血管成像。由此在以下描述的按照本发明的方法的检查 对象特别地可以包括患者 P 的跳动的心脏和 / 或至少一个冠状动脉。 0034 图 3 示出了按照本发明的方法的框图。在按照本发明的方法之前， 在辐射源 2 和 检查对象之间相对旋转运动的情况下在角度范围 内进行测量数据 MEAS 的录取。角度范 围 在图 1 中示出的本发明的实施方式中垂直于系统轴 9 延伸。一。
30、般公知， 在的 角度范围 下必须录取用于图像数据的空间三维重建的一组测量数据 MEAS， 以满足完整 性标准。 0035 在此说明了扇形角度， 也就是扇形在径向方向上的开口角度。 在C形臂X射线设 备的情况下， 人们不是提到扇形， 而是通常提到 X 射线辐射的圆锥体， 但是该圆锥体也具有 定义的开口角度原则上， 本发明可以基于完整的也可以基于不完整的测量数据 MEAS 的 重建 REKON。特别地， 角度范围可以大于、 小于或等于典型地， 角度范围 是连续 的角度范围。然而也可以考虑， 按照本发明的方法利用不连续的角度范围 进行， 例如， 因 为角度范围 的单个部分分别相应于作为检查对象的心脏。
31、的静止阶段。 0036 角度范围 可以被划分为多个子角度范围 _j。如果测量数据 MEAS 在角度范 围 360中被录取， 则其可以被划分为 20 个子角度范围， 其中 j 1,220， 其中成立 _j 18。每个子角度范围 _j 现在可以对应于一个时间控制点 t_j。时间控制点 t_ j 例如是时间重点 (Schwerpunkt) 或时间间隔的开始或结束， 在所述时间间隔中已经录取 属于各自的子角度范围 _j 的投影。如果测量数据 MEAS 的录取例如持续一秒， 则在不同 的时间控制点之间的间隔在20个等距的子角度范围_j和保持相同的录取速度的情况下 为 50ms。当然也可以选择其它数量的子。
32、角度范围 _j 或时间控制点 t_j。此外在本发明 的其他实施方式中子角度范围 _j 或时间控制点 t_j 可以不是等距的。 0037 在此处描述的按照本发明的方法的初始化 INIT 中， 从测量数据 MEAS 中进行图像 数据 F 的空间三维重建 RECON。此外在初始化 INIT 的范围中可以确定图像数据 F 中的所谓 的感兴趣区域ROI。 通过选择感兴趣区域ROI可以减小图像数据F的范围， 从而可以更快和 以更小的计算开销执行按照本发明的方法。 此外可以更灵敏地确定在选择的图像区域中的 运动伪影。感兴趣区域 ROI 例如可以通过图像数据 F 的分割来确定。在这样的情况中， 图 像数据 F。
33、 在以下是指分割的图像数据。特别地可以将检查区域， 也就是例如患者 P 的心脏 和 / 或冠状动脉， 在图像数据 F 中作为感兴趣区域 ROI 分割。 0038 优化 OPT 是迭代的并且对于每个迭代包括多个步骤， 所述步骤的目的在于基于图 像地确定图像数据 F 的运动场 s， 并且具体来说借助图像度量 L 来确定， 其中图像度量 L 是 对于图像数据 F 中的运动伪影的量度。运动场 s 说明在图像空间内部单个图像元素 ( 例如 体素或像素 ) 的运动， 并且也可以作为矢量场描述。因为运动场 s 应当在控制点 t_j 被确 定， 所以运动场 s 特别地可以是具有三个空间的和一个时间的分量的四维。
34、矢量场。以下省 说 明 书 CN 104424659 A 8 6/7 页 9 略时间分量的依赖关系， 只要这对于理解是不需要的。图像度量例如是图像数据 F 的熵、 正 性、 可压缩性或总变化。图像的熵例如通过 0039 0040 给出， 其中P(h,s)是对于一个体素在图像数据F内部具有例如以豪恩斯菲尔德单 位 h 形式的强度的概率。概率分布 P(h,s) 可以借助不同的、 专业人员常用的方法来计算。 在优化 OPT 的第一步骤 (i) 中确定对于图像数据 F 的图像度量 L 的值。图像度量的值可以 关于图像数据 F 的整个重建的体积来确定。替换地， 图像度量 L 的多个值可以分别来对于 自于。
35、图像数据 F 的子体积， 特别是以单个截面图的形式的子体积被确定。如果确定图像度 量 L 的多个值， 则它们可以对于优化 OPT 的目的被综合， 例如通过值的相加。 0041 在优化OPT的另一个步骤(ii)中， 确定子图像数据f_j， 其中子图像数据分别对应 于来自于子角度范围_j的测量数据的空间三维重建。 在辐射源2和检查对象之间相对旋 转运动期间在子角度范围 _j 内部已经录取的测量数据， 在以下也称为子测量数据 MEAS_ j。在此分别对于一个时间控制点 t_j 存在一个对应的子角度范围 _j 和对应的子测量数 据MEAS_j。 然而在步骤(ii)中按照本发明不进行原始数据的重建， 而。
36、是仅确定子图像数据 f_j， 其相应于由子测量数据 MEAS_j 的重建。由此可以基于图像地并且由此特别快速和以 相对小的计算开销实现按照本发明的方法。子图像数据 f_j 的这样的确定例如可以借助傅 里叶变换进行， 如在对图 4 的描述中详细解释的那样。子图像数据 f_j 的确定也可以借助 图像数据 F 的正投影和对应于子角度范围 _j 的一部分投影后的图像数据 F 的然后的反 投影来进行。 0042 在优化 OPT 的下一步骤 (iii) 中借助优化方法根据图像度量 L 确定图像数据 F 在 控制点 t_j 上的运动场 s。特别地可以这样进行优化 OPT， 使得图像度量的值被优化。换言 之，。
37、 优化 OPT 包括， 图像度量的值力求趋于 (entgegen strebt) 极值， 例如趋于最小值或最 大值， 但是不一定达到极值。原则上为了实现本发明可以使用用于该目的的不同的合适优 化方法。在此详细地以所谓的梯度下降方法描述本发明。在每个迭代 k 中运动场 s 通过以 下公式 (1) 描述， 其中 是待确定的参数 ： 0043 0044 作为对于第一迭代的开始值， 原则上可以选择任意的场， 特别是其项全部为 0 的 场。梯度被基于图像地确定。因为运动场应当在控制点 t_j 处被确定， 所以需要梯 度为了简化， 在以下省略迭代角标 k。新的、 迭代地产生的图像数据 F 可 以作为子图像。
38、数据 f_j 的叠加、 特别是作为和被显示。利用三维位置矢量 x 成立 ： 0045 0046 梯度可以特别地作为差分商计算， 从而成立 说 明 书 CN 104424659 A 9 7/7 页 10 其中 e 是三维的单位矢量。 0047 在优化 OPT 的下一步骤 (iv) 中， 将子图像数据 f_j 按照通过运动场 s 描述的运动 进行转换。通过在第 k+1 个迭代步骤中将第 k 个迭代步骤的各个子图像数据 f_j 的图像元 素 ( 例如像素或体素 ) 相应于运动场 s 移动， 进行这样的转换。即转换也可以包括三维图 像空间中子图像数据 f_j 的强度值的移动。此外子图像数据 f_j 的。
39、转换可以包括子图像数 据 f_j 的插值。在本发明的实施方式中也插值运动场 s。因为按照至此描述的方法， 运动场 仅在离散的时间上的控制点 t_j 处定义。 0048 在优化 OPT 的下一步骤 (v) 中， 通过转换的子图像数据 f_j 的拼合， 特别是通过累 加产生新的图像数据 F。在本发明的实施方式中在步骤 (v) 之后迭代 k 结束并且下一个迭 代 k+1 以步骤 (i) 开始， 其中新拼合的图像数据代替初始的图像数据。此外， 优化 OPT 包括 中断标准的查询 STOP。原则上， 在此处描述的每个步骤 (i) 至 (v) 之间或期间都可以进行 查询 STOP。例如查询 STOP 可以。
40、包括， 是否已经进行了一定的最大数量 k_max 的迭代， 或者 在两个先后跟随的迭代之间度量的值是否发生小于极限值的改变。查询 STOP 的步骤也可 以包括多个中断标准的查询。在图 3 所示的例子中在步骤 (i) 之后查询中断标准。在满足 中断标准 Y 的情况下以步骤 (vi) 继续， 在不满足中断标准 N 的情况下以步骤 (ii) 继续。 0049 步骤 (vi) 包括图像数据 F 的正投影以及借助运动场 s 然后进行的运动补偿的反 投影。通过运动补偿的反投影可以弃用子图像数据 f_j 的迭代， 从而借助步骤 (vi) 产生的 图像数据 F 的质量特别高。由此特别有利地在迭代优化 OPT 。
41、的结束执行该步骤。然而步骤 (vi) 也可以在优化 OPT 期间被多次执行， 例如用于输出优化 OPT 的可视的中间结果。 0050 图 4 示出了借助傅里叶变换对子图像数据的确定的图例。断层造影重建基于投影 的累加。按照所谓的傅里叶切片定理， 一个投影的傅里叶变换与在选择的投影方向上衰减 分布的一维傅里叶谱相同。图 4a) 示出了二维图像数据 F 的二维傅里叶谱。此处示出的傅 里叶谱是空间频率的谱， 其中强度的亮度是在频率域中。图 4b) 示出了掩模， 该掩模在此处 讨论的例子中被用于借助滤波函数对图像数据 F 的频谱进行掩模。因为单个投影的录取的 时刻是已知的， 所以也可以确定按照傅里叶切。
42、片定理计算的一维傅里叶谱的时序。掩模或 滤波函数满足从傅里叶谱中选择扇区的目的， 其中一个扇区相应于一个子角度范围 _j。 由此掩模或滤波函数也被称作定向的。图 4c) 示出掩模后的或滤波后的傅里叶谱。即按照 在此示出的实施方式从一维的傅里叶谱的扇区中确定子图像数据 f_j。由此也可以将扇区 的时间控制点 t_j 根据与其对应的投影数据一一对应地确定。由此掩模或滤波函数可以确 定特别是以时间重点形式的时间控制点 t_j。并且图 4d) 最后根据掩模后的频谱到空间域 中的傅里叶变换示出了子图像数据 f_j。 0051 按照本发明的方法的各个步骤不一定必须按照在此描述的顺序执行。 而是专业人 员理解， 可以改变步骤的顺序， 只要在技术上是有意义的。 说 明 书 CN 104424659 A 10 1/4 页 11 图 1 说 明 书 附 图 CN 104424659 A 11 2/4 页 12 图 2 说 明 书 附 图 CN 104424659 A 12 3/4 页 13 图 3 说 明 书 附 图 CN 104424659 A 13 4/4 页 14 图 4 说 明 书 附 图 CN 104424659 A 14 。