借助成像方法来确定流体的速度的制作方法

借助成像方法来确定流体的速度的制作方法
【专利摘要】描述了一种用于借助成像方法优选计算机断层摄影确定出检查对象(P)的待成像的体积(VOL)中的流体的速度(vfld)的方法(400，700，1000)。在方法(400，700，1000)中，以待成像的体积(VOL)的图像数据(BD)为基础取决于定位(z)和时间(t)采集到衰减值(μ(z，t))。以采集到的衰减值(μ(z，t))为基础指定出采集到的衰减值(μ(z，t))近似线性地表现所在的时间和空间上划定的区域。随后，以与时间和空间上划定的区域相关联的衰减值(μ(z，t))为基础确定出时间和/或空间梯度(Gt(t)，Gz(z))和/或时间和空间梯度的组合(Gs(z，t))。最后，以确定出的时间和/或空间梯度(Gt(t)，Gz(z))为基础或由时间和空间梯度的组合(Gs(z，t))且由时间梯度(Gt(t))计算出流体的速度(vfld)。还描述了流体速度确定装置(130)。此外，描述了计算机断层摄影系统(1)。
【专利说明】
借助成像方法来确定流体的速度
技术领域
[0001] 发明设及用于借助成像方法、优选计算机断层摄影确定检查对象的待成像的体积 中的流体的速度的方法。发明还设及流体速度确定装置。发明进一步设及计算机断层摄影 系统。
【背景技术】
[0002] 借助现代成像方法，经常创建可W用于使被成像的检查对象可视化并且还用于进 一步使用的二维或Ξ维图像数据。
[0003] 往往，成像系统基于其中产生"投影扫描数据"的X射线福射的检测。例如，投影扫 描数据可W借助在计算机断层摄影(CT)系统采集。在CT系统中，典型地，X射线源与被安装 在台架上的相对布置的X射线检测器的组合环绕检查对象(其在下面被指定为"患者"而没 有一般性的任何约束)所位于的测量空间行进。转动的中屯、（也称作"等中屯、"）与"系统轴 线"一致。在一圈或两圈转动期间，患者被用来自X射线源的X射线福射照射，其中投影扫描 数据或X射线投影数据借助与其相反地定位的X射线检测器来采集。
[0004] 所产生的投影扫描数据特别地依赖于X射线检测器的构造。X射线检测器典型地具 有通常W规则像素阵列布置的多个检测器单元。检测器单元针对落在检测器单元上的X射 线福射均产生检测器信号，该检测器信号在关于X射线福射的强度和光谱分布的特定时间 点处被分析，W便得出关于检查对象的结论并且W便产生投影扫描数据。
[0005] 借助CT成像，在很长一段时间内"仅"对于图像解剖结构是可能的。然而，借助于计 算机断层摄影的功能成像在很长一段时间内是不可能的，部分因为加载在患者上的过度的 福射。然而在过去的几年中，归因于技术的进步，功能成像的可能性得到改善并且他们发现 了他们进入临床常规的方式。然而，用于功能测量变量的捜寻继续着并且运些中的一个在 特别长的时间之后被寻求到了：在血管中的流体速度的测量。
[0006] 首先，血流流动速度的知识可W帮助发现和/或表征病理(例如，狭窄）。其次，它使 得能够实现用于由造影剂支持的CT扫描、例如血管造影扫描的采集参数的优化。血液流动 速度的确定已经可W利用诸如磁共振断层摄影(MRT)和超声波化S)等的医疗测量方法。当 借助磁共振断层摄影测量血液流动速度时，身体组织可W借助于磁场被带入特定电磁状态 内。由例如借助于血液流动的在磁化上的改变，确定血液的速度(使用"磁共振测速"）。对于 该方法而言不总是需要造影剂。
[0007] 然而，当在借助超声波方法确定血液流动率时，使用多普勒效应，其中借助于声波 上的频移显露出血液流动速度有多高。利用该方法也不需要造影剂，并且W类似的方式也 存在有使用多普勒效应测量血液流动速度的光学方法(例如，利用激光）。
[000引对于CT成像方法而言，存在有用于测量血液流动速度的若干专利方法，如例如在 下面的科学出版物和专利申请中所描述的：第一方法包括如下处理，其中从检测器上的单 个投影在时间偏移测量出在造影剂支持的扫描期间的血液流动速度。该方法被描述在"通 过使用投影数据的血管的血液流动速度的CT血管造影测量"（Prevrhal，S . et al.，"CT angiographic measurement of vascular blood flow velocity by using projection data"，Radiology 2011;261:923-929)中和在专利申请US 2011/0274333 A1 中。
[0009] 第二方法也包括如下处理，其中从在检测器上的单个投影的时间偏移测量出在造 影剂支持的扫描期间的血液流动速度。在该方法中，如在第一方法中那样，所使用的仅是投 影数据或正弦图，而不是图像数据。该第二方法被描述在"使用飞行技术的时间由动态4D CT造影扫描计算出的血管内的血液速度和体积流动率"（JJ Barfett et al./Intra- yascular blood velocity and volumetric flow rate calculated from dynamic 4D CT angiography using a time of flight technique",Int J Cardiovasc Imaging 2014，D0I:10.1007/sl0554-014-0471-3)中和在US 2013/0172734 A1 中。
[0010] 第Ξ方法具有与第一和第二方法实质相同的途径，但代替投影数据支持图像数据 的处理。该第Ξ方法被描述在专利申请US2009/0086882 A1中。在第Ξ方法中，采集在不同 的离散时间点处平行于Z轴线发生。在运方面，Z轴线应该理解为扫描系统转动所围绕的虚 拟轴线、也称作系统轴线。运些采集是作为利用宽准直的重复序列扫描执行的。由此，可W 在不同的采集时间推导出空间梯度。类似地，也可W在固定的Z位置处推导出时间梯度Gt。
[0011] 此外，采集受到检测器的在Z方向上的最大覆盖范围的约束。接着由空间梯度的位 移计算出血液流动速度dz/dt。然而，所概述的方法具有W下限制：它们仅当扫描系统和正 被研究的对象在Z方向上没有相对于彼此移动时起作用。运对于所描述的传统方法而言是 必要的边界条件。运由此出现了传统上沿着空间和时间坐标轴的在空间和时间方向上的梯 度的位移被包括在血液流动速度的计算中的情况，并且因此传统方法不可用于在空间-时 间坐标系统中对应于针对坐标轴的非平行轨迹的扫描。待研究的区域的长度受到检测器的 在Z方向上的大小或尺寸的约束。
[0012] 所描述的方法的采集过程被约束成在相同Z位置处的时间上不同的扫描或者在相 同时间点处的空间上不同的扫描。其中检查对象与扫描系统之间的在Z方向上的相对速度 具有数值零的该类型的扫描可W被指定为"顺次扫描"。与此相反，其中在检查对象与扫描 系统之间的在Z方向上的相对速度具有不等于零的数值的扫描在下面被称作"螺旋采集"。
[0013] 另外，血液流动速度测量的准确度取决于检测器在Z方向上多大:检测器越小，准 确度越差。此外，在所描述的方法中，时间和空间分辨率是离散的，因为检测器具有在Z方向 (层)上的固定数量的检测器元件并且具有取决于台架的转动速度的最小时间分辨率。另 夕h在所概述的方法中，经常要求待研究的对象的区域至少被扫描两次。对于具有例如1cm 至2cm宽度的小检测器的很多CT装置而言，上面描述的方法因此不能有效地使用。典型地， 在所描述的方法中，具有令人满意的准确度的流体速度测量仅利用具有例如16cm宽度的非 常宽的检测器是可能的。

【发明内容】

[0014] 因此本发明的目的是开发一种用于确定待研究的身体区域中的流动速度的方法， 其也可灵活地利用传统CT装置W足够的准确度并且针对不同的CT图像记录类型使用，例如 包括具有在检查对象与CT检测器之间的在Z方向上的相对移动。
[0015] 该目的利用根据权利要求1的用于确定流体的速度的方法、根据权利要求15的流 体速度确定装置且利用根据权利要求16的计算机断层摄影系统来实现。
[0016] 在根据发明的用于借助成像方法、优选借助计算机断层摄影确定检查对象的待成 像的体积中的流体的速度的方法中，W待成像的体积的图像数据为基础取决于定位和时间 采集到衰减值。运些衰减值可W例如来自借助成像方法、优选CT扫描方法采集到的造影剂 的图像数据，所述造影剂在注射之后流过待成像的体积中的血管。
[0017] W所采集的衰减数据为基础确定并指定出其中采集到的衰减数据在时间和空间 上近似线性地表现所在的时间和空间上划定的区域。对于时间指定而言，例如，可W使用图 2中示出的造影剂浓度曲线的时间上线性的部分。
[0018] 随后，W与时间和空间上划定的区域相关联的衰减值为基础确定出时间和/或空 间梯度或时间和空间梯度的组合。基于当确定梯度时所考虑到的区域的线性性质的假设， 梯度对于整个划定的区域是有效的。W所确定的时间和/或空间梯度为基础，计算出流体的 速度。
[0019] 根据发明的方法与在描述的导言部分中所讨论的传统的第一至第Ξ方向相比具 有W下优点:待研究的区域的长度不再受到检测器的在Z方向上的大小的约束，因为移动不 再一定必须平行于时间轴线或空间轴线发生。运例如适用于其中在检查对象与扫描系统之 间的在Z方向上的相对速度具有不等于零的值的螺旋采集。
[0020] 血液流动速度测量的准确度不再取决于检测器的在Z方向上的大小，因为例如螺 旋采集的在Z方向上的扫描的长度(并因此是准确度)可W自由地选取。
[0021] 时间和空间分辨率两者可例如利用螺旋采集例如借助于节距、切片厚度和图像的 增量自由地选取。
[0022] 如果线性的时间和空间上划定的区域的有用扫描W可变速率、例如W处于可变速 度的螺旋形实现，则不再绝对地必须扫描待研究区域至少两次。
[0023] 根据发明的流体速度确定装置具有用于基于检查对象的待成像的体积的图像数 据取决于位置和时间采集到衰减值的测量值确定单元。根据发明的流体速度确定装置进一 步包括用于W采集到的衰减数据为基础指定出采集到的衰减数据近似线性地表现所在的 时间和空间上划定的区域的区域指定单元。根据发明的流体速度确定装置进一步包括用于 W与时间和空间上划定的区域相关联的衰减值为基础确定出时间和/或空间梯度的梯度确 定单元。最后，根据发明的流体速度确定装置还包括用于W所确定出的时间和/或空间梯度 为基础计算出流体的速度的速度计算单元。
[0024] 根据发明的计算机断层摄影系统具有根据发明的流体速度确定装置。
[0025] 根据发明的计算机断层摄影系统还具有例如投影数据采集单元。投影数据采集单 元包括用于采集对象的投影扫描数据的X射线源和检测器系统。此外，根据发明的计算机断 层摄影系统还包括用于重建采集到的投影扫描数据的重建单元并且还包括根据发明的流 体速度确定装置。
[0026] 根据发明的流体速度确定装置的必要的组成部件可W主要W软件组成部件的形 式配置。运特别地设及区域指定单元、梯度确定单元和速度计算单元。然而，在原则上，运些 组成部件也可W被部分地实现，尤其是如果W软件支持的硬件、例如FPGA或类似物的形式 进行特别快速的计算的话。例如，如果所关注的仅仅是来自其他软件组成部件的数据的传 输，则要求的接口也可W被配置为软件接口。然而，它们也可W被配置为借助于合适的软件 控制的与硬件一起构造的接口。
[0027] 特别地，根据发明的流体速度确定装置可W是CT系统的用户终端或控制装置的一 部分。
[0028] 很大程度上通过软件的实现具有W下优点：例如，传统上使用的控制装置也可W 通过具有软件更新的容易的手段更新，W便W根据发明的方式操作。因此目的利用如下一 种计算机程序产品来实现:其具有可被直接加载到计算机断层摄影系统的控制装置的存储 器存储单元内的计算机程序，计算机程序产品具有用于当程序在控制装置中被执行时执行 根据发明的方法的所有步骤的程序部分。该类型的计算机程序产品可W除计算机程序W外 可能包括诸如文档等的附加构成部分和/或包括诸如用于软件的使用的硬件键(加密狗等） 的硬件组成部件的附加组成部件。
[0029] 可由控制装置的计算机单元读取的计算机程序的程序部分被存储所在的计算机 可读介质、例如存储棒、硬盘或另一可输送的或牢固安装的数据载体可W用于输送至控制 装置和/或用于在控制装置上或中的存储。为此目的，计算机单元可W具有一个或多个协作 的微处理器或类似物。
[0030] 从属权利要求和下面的描述包含了发明的特别有利的实施例和发展。在运里特别 地，一个权利要求类别的权利要求也可W被进一步地与另一权利要求类别的从属权利要求 类似地发展。另外，在发明的上下文内，不同示例性实施例和权利要求的各种特征也可W被 组合成新的示例性实施例。
[0031] 在根据发明的用于确定流体的速度的方法的一个实施例中，所讨论的流体是流过 待成像的体积中的血管的血液。例如，造影剂被注射到血液内并且使得借助成像方法是可 见的。
[0032] 有利地，在时间和空间上划定的区域中，W采集到的衰减值为基础取决于定位和 时间确定出衰减值的平面。空间和时间梯度由限定了平面的参数产生，其中优点存在于:与 传统方法相比，在空间和时间中的衰减值的采集的轨迹不再经受任何约束，因为梯度不是 直接从采集到的衰减值确定的，而是从由此产生的平面确定的。例如，衰减值不再必须平行 于时间和空间轴轴线而采集。表述"平面"在该上下文中不应该被理解为被约束成二维空 间-时间图。如果流体速度的计算是例如基于多个空间尺寸，则表述"平面"应该被理解为意 味着相同的空间梯度(在该情况中，是矢量)可W与划定的区域中的各衰减值相关联。
[0033] 在根据发明的方法的优选实施例中，W采集到的衰减值为基础在曲线拟合方法的 帮助下取决于定位和时间确定出平面。在求平均数的帮助下、例如利用基于最小二乘的原 理的方法，可W在并入扫描数据时对统计误差进行校正。
[0034] 优选地，在根据发明的方法中，确定出的平面的时间梯度和空间梯度被确定作为 时间梯度和空间梯度。运些应该被理解为平面的在Z方向上和在时间方向上的斜率值。
[0035] 在根据发明的方法的特别可行的变型中，时间梯度从平面与由衰减值的轴线和Z 轴线形成的μ-ζ平面之间的相交线的斜率确定，并且空间梯度从平面与由衰减值的轴线与 时间轴线形成的μ-t平面之间的相交线的斜率确定。
[0036] 特别优选地，流体的速度是W确定出的时间梯度与确定出的空间梯度的乘积为基 础确定的。在该变型中，空间梯度银保部被理解为平面与由衰减值的轴线和时间轴线形成 的μ-t平面之间的相交线的斜率的倒数值。
[0037] 如果空间梯度如传统上那样被限定为在平面与由衰减值的轴线形成的μ-t平面之 间的相交线的斜率，那么流体的速度w确定出的时间梯度和确定出的空间梯度的商数为基 础而得到。
[0038] 在根据发明的特别有利地应用的方法的变型中，在检查对象与测量空间之间的相 对移动的情况中流体的速度是W类似于多普勒方程的关系为基础确定的。该关系存在于时 间梯度和空间梯度的组合与附加确定出的时间梯度之间。在该变型中，图像记录例如在移 动的患者台的状态下执行。如果像通常用于CT扫描那样检测器在图像记录期间转动，那么 "螺旋扫描"是结果。与多普勒方程类似，在该特定变型中，用于确定流体速度的简单的乘积 关系被修改成使得除了时间梯度之外，时间和空间梯度的组合现在也被利用用于计算出流 体速度。
[0039] 流体的速度于是可W在该特定变型中根据W下方程确定：
[0040] (1 )
[0041 ]其中vf Id是流体的速度，vtb是移动的检查对象的速度，Gs (t)是时间和空间梯度的 组合的在由时间轴线和衰减值(y(z，t)的轴线形成的μ-t平面上的投影，并且Gt(t)是平均 时间梯度。
[0042] 在根据发明的方法的特别有利的实施例中，确定出的时间梯度可团注追踪扫 描为基础确定。
[0043] 团注追踪扫描可W例如W宽准直使用。在该情况中，用于确定梯度并因此用于确 定流体速度的平面甚至可W单独由团注追踪扫描确定。
[0044] 在该变型的上下文中，W团注追踪扫描为基础采集到的衰减值可W用来确定出流 体的速度，并且W所确定出的速度为基础，移动的检查对象的图像记录的节距值可W被选 取成使得在移动的检查对象的图像记录期间采集到的衰减值近似恒定。随后，在下面的图 像处理中，扫描系统的控制优选地利用确定出的节距值发生。该变型具有如下优点：在实际 成像中，针对相同材料的造影值非常均匀，运可W在基于采集到的图像数据的诊断上高度 地有利。
[0045] 可选地，也可W在移动的检查对象的图像记录期间调整移动的检查对象的移动方 向和/或速度。
[0046] 在根据发明的方法的特定变型中，利用检查对象与扫描系统之间的相对移动的图 像记录包括检查对象与扫描系统之间的相对速度上的改变和图像记录的准直上的改变。该 类型的记录也被指定为WS扫描，其中WS代表利用可变速度的螺旋采集。
[0047] 在也可W在使用与多普勒方程类似的公式的关系的帮助下进行处理的所描述的 变型中，扫描系统和检查对象可W在Z方向上相对于彼此移动(运意味着"特定的螺旋采集 被准许"）。在运些情况中，流体速度可W在与多普勒方程类似的关系的帮助下特别容易地 计算出。
[0048] 有利地，根据发明的流体速度确定装置具有用于W采集到的衰减值为基础取决于 定位和时间来确定衰减值的平面的平面确定单元。如果平面最初被W确定出的衰减值为基 础确定，那么待被确定用于流体速度的计算的空间和时间梯度可W独立于CT图像记录的轨 迹被确定。此外，借助于确定平面的中间步骤，也可W针对CT图像记录实现局部统计误差的 误差校正。
[0049] 所有运些实施例提供了用于有效地执行例如利用成像装置的血液流动速度测量 的非常多的可能性。多普勒原理的用于造影剂支持的CT扫描的使用丝毫不显而易见，因为 扫描原理与光波或声波无关。
【附图说明】
[0050] 现在将参照如附图中图示出的示例性实施例更详细地描述发明，其中：
[0051] 图1是用于确定血液流动速度的传统途径的示意性表示，
[0052] 图2是造影剂曲线的随时间的推移的变化，
[0053] 图3是用W图示出血管中的造影剂浓度的线性表现的图形表示，
[0054] 图4是用W图示出根据发明的第一示例性实施例的用于确定流体的速度的方法的 流程图，
[0055] 图5是用W图示出根据发明的第一示例性实施例的用于确定流体的速度的方法的 图形表示，
[0056] 图6是用W图示出根据发明的第二示例性实施例的用于确定流体的速度的方法的 图形表示，
[0057] 图7是用W图示出根据发明的第Ξ示例性实施例的用于确定流体的速度的方法的 流程图，
[0058] 图8是用W图示出根据发明的第Ξ示例性实施例的用于确定流体的速度的方法的 图形表示，
[0059] 图9是用W图示出根据发明的第四示例性实施例的用于确定流体的速度的方法的 图形表示，
[0060] 图10是用W图示出根据发明的第五示例性实施例的用于确定流体的速度的方法 的流程图，
[0061] 图11是用W图示出根据发明的第五示例性实施例的用于确定流体的速度的方法 的图形表示，
[0062] 图12是用W图示出根据发明的第六示例性实施例的用于确定流体的速度的方法 的图形表示，
[0063] 图13是用W图示出根据发明的示例性实施例的流体速度确定装置的流程图，
[0064] 图14是根据发明的示例性实施例的计算机断层摄影系统的示意性表示。
【具体实施方式】
[0065] 图1示出用于确定血液流动速度的传统途径的示意性表示。图1中所图示的途径对 应于上面所描述的第Ξ方法。图1中左侧图形表示中给出的HU值或衰减值μ(ζ)是在借助CT 系统在平行于Ζ轴线的不同的离散时间点tl、t2、t3处采集的。运些采集是作为利用宽准直的 重复序列扫描执行的。由所确定的函数值或由相应的图形的梯度，可W在不同的采集时间 处推导出空间梯度。
[0066] 在图1的右侧图形中，册值被示出为时间的函数。衰减值y(t)、也称作册值正常情 况下被W单位册(用于亨氏单位)给出。运些册值是在Z方向上的不同的离散位置Z1、Z2、Z3处 采集的。
[0067] 由所得到的图形的斜率，在固定的Z位置处推导出时间梯度。
[0068] 由采集到的空间和时间梯度的空间和时间位移Δζ和At(如由两个空间图形中的 一个发现的），血液流动速度Vfld可W计算如下：
[0069]
( ^ )
[0070] 图2示出在造影剂注射到血管系统内时血管中的造影剂浓度的时间变化。图形是 W借助CT系统在血管中测量出的衰减值μ(υ为基础创建的。所采集的衰减值μ(υ是在恒定 Ζ位置处测量出的。为了简化起见，做出了血管被定向在Ζ方向上并具有固定直径的先决条 件。还假设没有造影剂可W透过血管壁显现。
[0071] 图2中所示出的册值的曲线的时间进度可W解释如下：屯、脏W恒定的屯、排血量和 平均速度Vfld通过血管系统累送血液。跟随造影剂的注射的开始，血管中的造影剂浓度最初 至少在造影剂的注射的持续时间内上升。运意味着:在固定的Z位置处、在时间的过程中，册 值最初增加并接着再次减小，取决于注射协议，如例如图2中示出的示例中所图示的，其中 造影剂曲线或者更精确地说册值的曲线的上升侧边可W被视作造影剂的时间梯度Gt(t)。 同时，空间梯度Gz(z)也出现在血管中，因为更靠近屯、脏的Z位置与较低的Z位置相比更快地 "看到"较高的皿值。该空间梯度Gz(z)可W在患者中被检测到。
[0072] 从造影剂曲线明显看出前述时间梯度Gt(t)在特定时间间隔内、例如在t = 12s与t = 20s之间具有恒定值。同样在t = 22s与t = 28s之间的皿值的下降曲线的区域中，时间梯度 Gt(t)具有基本恒定的值。类似地，可W表明，在Z方向上，至少针对特定区域和特定时间间 隔而言，具有恒定值的空间梯度Gz(z)是预期的。运在屯、排血量恒定的假设下适用。
[0073] 血液流动速度vf Id现在可W通过时间梯度Gt (t)与空间梯度Gz (Z)的简单相乘直接 由运些梯度Gt(t)、Gz(z)确定，其中在该表示法中，空间梯度Gz(z)应该理解为在平面与由衰 减值的轴线和时间轴线形成的μ-t平面之间的相交线的斜率的倒数：
[0074] Vfid=Gz(z)[m/册]XGt(t)[皿/s]。 (3)
[0075] 该公式具有与下面的已知公式的类似性：
[0076] c = AXf， （4)
[0077] 其尤其针对声波给出了声音的速率C、波长λ和频率f之间的关系。在该类比中，波 长λ对应于方程(3)中的空间梯度Gz(z)，频率f在该类比中对应于方程(3)中的时间梯度Gt (t)，并且声音的速率C对应于方程(3)中的需要流动速度Vfld。
[0078] 如果对应于两个梯度Gz(z)和Gt(t)的斜率被表示在一个图形中，那么结果是图3的 表示。从两个梯度Gz(z)和Gt(t)、或者更准确地说从具有对应于两个梯度Gz(z)和Gt(t)的斜 率的直线，展开平面E(y(z，t))，其对应于在造影剂被施用时的图像记录期间所采集的衰减 值y(z，t)的分布。精确地表述是，在平面Ε(μ(ζ，υ)与由衰减值的轴线和时间轴线形成的μ- t平面之间的在图3中用参考标记Gz(z)标记的相交线的斜率根据用于方程(3)的定义对应 于梯度Gz(z)的倒数值。该分布在运里是平面，因为W图2中的图形为基础，做出了至少针对 特定时间t和特定空间Z时间和空间梯度为线性的假设。图形在图3的图形表示中在z-t平面 中沿对角线走向的流体速度Vfld由方程(3)给出。
[0079] 图4示出用W图示出根据发明的第一示例性实施例的用于确定流体的速度的方法 400的流程图。如先前所提到的，发明的根本概念在运里是在于图3中所示出的梯度Gz(z)和 〇1；(1:)由平面6(4^，1:))确定。
[0080] 在步骤4.1中，最初借助CT扫描确定衰减值μ(ζ，t)。然而，与根据第Ξ方法的传统 过程相反，衰减值y(z，t)被确定所在的空间和时间坐标的选择是在一定限制内、即在如图2 所示的线性区域中或在具有恒定梯度的区域中是开放的。如将在下面所陈述的示例性实施 例中变得清楚的，在衰减值μ(ζ，υ的记录上的该自由度打开了使用在由坐标Z和t限定的扫 描数据空间中具有不同轨迹的非常不同类型的CT成像方法的可能性，运在传统的速度确定 方法中不可用。
[0081] 在步骤4. II中，W采集到的衰减数据(μ(ζ，υ)为基础规定在时间和空间上划定的 区域Β ( Zmin，Zmax，tmin，tmax)，采集到的衰减数据(μ ( Ζ，t ))在该区域中近似线性地表现。即，针 对采集到的衰减数据(y(Z，t)近似线性地表现所在的时间和定位而规定最小值Zmin、tmin和 最大值Zmax、tmax。大多情况下，存在有由放射科医师选取的扫描长度所引起的在Z方向上的 限制并且运取决于待检查的身体区域。在原则上，长度不得在Z方向受约束。理论上，针对只 要应用了梯度在运样一段长时间内保持恒定和线性的假设，扫描可W在Z方向上"无尽地" 进行。
[0082] 在步骤4. III中，W划定的区域B(Zmin，Zmax，tmin，tmax)中的图像记录期间所采集的 衰减值(y(z，t))为基础确定平面E(y(z，t))。例如，W运些值为基础，可W确定出平面方程。 因为测量值或采集到的衰减值y(z，t)归因于预期的统计测量误差和由此造成的不准确度 而没有确切地位于平面上，所W在数学曲线拟合方法的帮助下限定出取决于采集到的衰减 值y(z，t)的平面是有用的。该类型的方法例如是3D空间中的正交线性回归（odhogonal line曰r regression)〇
[0083] 随后，在步骤4.1￥中，^采集到的平面6为基础，确定梯度6*(〇、63^)。运些梯度或 它们的值对于时间梯度Gt(t)而言对应平面E与由t轴线和μ轴线形成的平面、也称作μ-t平 面的相交线的斜率，并且对于空间梯度Gz(Z)而言，对应平面Ε与由Ζ轴线和μ轴线形成的平 面、也称作μ-Ζ平面的相交线的斜率，如图3中指示出的。跟随相交线的确定，由运些相交线 的斜率发现梯度Gt(t)、Gz (Ζ)的值。
[0084] 在步骤4. V中，W方程(3)为基础确定流体速度vfid，即，由时间和空间梯度形成乘 积。
[0085] 在图5中，在图形表示中示出了 W示例的方式的W所采集的衰减值μ(ζι，?ι)、μ(Ζ2， t2)、y(Z3，t3)为基础的平面Ε的确定。所采集的衰减值可W与平面Ε被确定所基于的图形中 的相应的点相关联。在该变型中，对应于采集到的衰减值μ(Ζ1，??)、μ(Ζ2，?2)、μ(Ζ3，?3)的图 形中的点是Ξ个非共线点。利用在图形表示中的平面的表示，也示出了与衰减值μ(ζι，?ι)、μ (Z2，t2)、μ(Z3，t3)相关联的点到包括t轴线和μ轴线的平面、下文中称作μ-t平面上的投影和 到包括Ζ轴线和μ轴线的平面、下文中称作μ-ζ平面上的投影。由此显而易见的是，归因于缺 乏图形表示中的与采集到的衰减值μ(Zl，tl)、μ(Z2，t2)、μ(Z3，t3)相关联的点的共线性，从μ- t平面和μ-z平面中的图形下方示出的投影，不能直接推导出所寻求的空间和时间梯度Gz (z)、Gt(t)，如作为用于流体速度确定的传统方法的、特别是如在描述的导言中详细描述的 第Ξ方法的成功使用的先决条件一样。
[0086] 如先前提到的，空间和时间梯度可W根据发明对于时间梯度Gt(t)而言从平面E与 由t轴线和μ轴线形成的平面、也称为μ-t平面的相交线的斜率确定，并且对于空间梯度Gz (Z)而言从平面E与由Z轴线和μ轴线形成的平面、也称为μ-Ζ平面的相交线的斜率确定。按照 方程(3)的流体速度vfid从梯度Gt(t)和Gz(z)、即通过两个梯度Gt(t)和Gz(z)的相乘发现。
[0087] 为了执行衰减值的记录，利用最窄准直的Ξ个序列扫描将在Ξ个不同的Z位置和 Ξ个不同的时间点处执行。梯度Gt(t)和Gz(z)也可W借助于代数推导简单地确定。
[0088] 在图6中，示出了 W示例的方式的W图形表示中采集的衰减值为基础的平面E的确 定，用于根据第二示例性实施例的用于借助成像方法确定检查对象的待成像体积中的流体 速度的方法。在运里，示出了采集到的衰减值的相关表示在图形表示中形成直线并且没有 点位于其上。该变型对应于利用两个序列采集、一次宽地校准并且一次窄地校准的CT扫描。 该变型与传统方法相比对患者更加有利，因为利用使用窄准直的采集施加较小的福射剂 量。然而，在运里同样在Z方向上的最大扫描受检测器的尺寸的约束。
[0089] 图6示出在平面E的表示下的图形表示的到来自t轴线和μ轴线的μ-t平面上的投影 和到来自Ζ轴线和μ轴线的μ-ζ平面上的投影。在运里同样明显的是，在该情况中，在没有平 面Ε的情况下按照公式（1)的根据传统的第Ξ方法的流体速度的确定将遇到困难，因为梯度 的时间和空间位移是不可从投影识别的。然而，由根据发明确定的平面Ε，可W确定出被寻 求的梯度Gz(z)和Gt(t)，并且随后由所确定的梯度Gt(t)和Gz(z)，可W使用方程(3)计算出 流体速度vfid。在该特殊情况中，空间和时间梯度Gz(z)、Gt(t)可W可选地在未确定平面E的 情况下简单地从由此采集的测量或衰减值y(z，t)推导出，因为运些测量或衰减值已平行于 Z轴线和t轴线采集的。
[0090] 所示出的实施例的其他变型设及衰减值的采集，其在图形表示中的表示导致两个 相互交叉的直线或者两个真正平行的直线。基本上，对于确定流体速度时的准确度而言，用 于平面E所存在的扫描越多（例如，归因于在不同时间点或在其他Z位置处的衰减值的重复 测量），平面E的面积的并因此梯度Gt(t)、Gz(z)的面积的估计越好。
[0091] 如果血管未处于平行于Z轴线的状态，则沿着Z轴线的测量出的血液流动速度Vzfid 可W容易地被转换成在血管中的实际速度：
[0092] Vfid = Vzfid/cos(白）， (5)
[0093] 其中Θ是血管与Z轴线之间的角度。
[0094] 图7示出用W图示出根据发明的第Ξ示例性实施例的用于确定流体的速度的方法 700的流程图。在步骤7.1中，在"团注追踪(bolus-tracking)"的帮助下采集用于该示例性 实施例的衰减值4(*1)、442)、4(*3)。在运里，作为时间的函数测量出被注射的造影剂的浓 度。在该情况中，在步骤7.1中利用团注追踪信号采集衰减值，由该值在步骤7. II中直接确 定出时间梯度Gt(t)。运在造影剂浓度曲线中的上升保持恒定的条件下是可能的。该假设被 证明在注射的持续时间内并且针对只要血液尚未在患者中再循环是合理的。
[00M]随后，在步骤7. III中，借助CT螺旋扫描采集到附加衰减值。CT螺旋扫描是其中检 查对象相对于成像系统的检测器移动的扫描方法。衰减值的该类型采集的示例被示出在图 8的图形表示中。该变型非常实用，因为它利用了已经常见的临床实践。在步骤7. IV中，W覆 盖图8中示出的示例中的整个Z区域的螺旋采集为基础，确定附加时间梯度Gs(t)。附加的时 间梯度Gs(t)在运里是图8的上侧图形表示中的在螺旋采集期间采集到的衰减值的对应于 螺旋采集的直线的到μ-t平面上的投影。
[0096] 在步骤7.V中，由团注追踪信号和螺旋采集确定出流体速度vfid。更精确地说，为了 确定流体速度vfid，使用在步骤7. II和7. IV中所确定的梯度Gt(t)和Gs(t)。为了该目的，利用 对于方程(4)、即作为用于声波的已知多普勒方程。对于具有移动的观察者0的固定声音源Q 而言，适用下面的公式：
[0097] f〇 = fQ(l+v/c), (6)
[009引其中fo是观察者0的频率、fQ是源Q的频率、C是(声音/波)速度并且V是观察者的速 度(如果远离源移动的话是负的）。为了应用到方程(3)、也就是用于由在使用CT系统的图像 数据的采集的帮助下得到的时间和空间梯度Gt(t)、Gz(z)来确定流体速度Vfid的方程，适用 与方程(6)的多普勒关系类似的关系：
[0099] Gs(t)=Gt(t)(l+vtb/vfid), (7)
[0100] 其中Gs(t)是时间和空间梯度的组合Gs(z，t)的在μ-t平面上的投影、其中Gt(t)是 屯、脏的时间梯度、Vfid是血液流动速度并且vtb是台速度。台速度vtb例如通过CT记录期间的 节距、转动时间和检测器宽度或准直来给出。
[0101] 接着通过如下地重写方程(7)来给出血液流动速度：
[0102] U)
[0103] 在发明的简要描述中在上面提到了该关系。在运里，当远离屯、脏移动、也就是在流 动方向上移动时适用vtb<0。先前利用动态幻象(dynamic曲antom)成功地执行了该方法和 使用与多普勒方程类比的系统描述的流体速度的计算。
[0104] 图8中示出了其中在所采集的衰减值y(z，t)和μ-t平面及μ-ζ平面中的投影的Ξ维 表示的帮助下说明了图7中示出的方法的图形表示。如可W从图形表示看出的，在处于静止 时的参考框架中的时间梯度Gt(t)通过在团注追踪ΒΤ期间采集到的衰减值y(ti)、y(t2)、y (t3)的图形的斜率直接给出。
[0105] 如由μ-ζ平面中的投影示出的，螺旋扫描SA的直线的在μ-ζ平面中的投影未给出空 间梯度Gz(z)的斜率。而是，表示螺旋扫描SA的直线的斜率的梯度Gs(z，t)是时间和空间梯度 的组合。然而，从螺旋扫描的直线的在μ-t平面中的投影，第二时间梯度Gs(t)产生，从该第 二时间梯度与时间梯度Gt(t)-起，可W根据方程（1)计算出流体速度Vfid。可选地，同样在 该变型中，可W确定出表示采集到的衰减值或近似的平面E，并由此可W确定出梯度Gt(t) 和Gz(z)。
[0106] 图9示出包括团注追踪扫描BT和随后的螺旋采集SA的令人关注的变化。在运里，虽 然现在利用较宽的准直，但团注追踪扫描BT被延长时间点t4,其可W通过在除了在时间点 ti、t2、t3处采集的衰减值y(ti)、y(t2)、y(t3)之外的在时间点t4处采集的衰减值y(t4)的Z方 向上延伸的线性分布识别出。对此的原因在运里是在于，在团注追踪扫描中所采集的衰减 值μ(ti)、μ(t2 )、μ(t3 )、μ(t4)的帮助下，血液流动速度Vf Id实际上已经是已知的，并且例如， 螺旋采集的节距值可W被调节W便确保螺旋采集期间的均质增加的或恒定的衰减值μ(ζ， t)。恒定的衰减值确保了接受检查的患者的CT成像中的恒定的造影，运可能对于W图像记 录为基础做出正确的诊断是所要求的。
[0107] 图10示出说明了根据第五示例性实施例的用于确定流体速度的方法的流程图。在 运里，在衰减值的采集中使用两个曲折的螺旋。在运方面，在图11中再次示出了其中在所采 集的衰减值y(z，t)和μ-t平面及μ-ζ平面中的投影的Ξ维表示的帮助下说明了图10中示出 的方法的图形表示。如μ-ζ平面中的投影中示出的，螺旋扫描的曲折移动的在运些平面中投 影导致具有不同斜率的两个直线。
[0108] 在步骤10.1中，最初沿着Ζ轴线的相对大的区域的扫描借助于在其扫描方向上交 替的重复螺旋扫描而发生。运些"婉艇"（sweep)中的两个（曲和折)足W能够确定出血液流 动速度vfid。随后，在步骤10.11中，确定出梯度65郝4巧胸向8(〇，其对应于图11中示出的 衰减投影、即μ-t平面中的投影的斜率。
[0109] 在步骤10.1 II中，利用了在曲折模式中台速度vtb在两个婉艇中大小相同但在相反 方向上的特性。W此为基础，在步骤10.1 II中，如下地计算出时间梯度Gt:
[0"0]
(S)
[0111] 因此，从曲-螺旋采集和折-螺旋采集的两个测量出的梯度Gs,Zig(t)和Gs,Zag(t)，可 W计算出对应于时间梯度Gt(t)的平均值。
[0112] 在步骤10.1 V中，由方程1和8如下地计算出流体速度vfId:
[0113] (梦)
[0114] 其中Gs(t)对应于或者曲-螺旋的或者折-螺旋的梯度，并且台速度vtb被给出相关 的符号。可选地，在该情况中从表示时间和空间梯度的组合的曲-螺旋采集和折-螺旋采集 的两个测量出的梯度Gs,Zig(Z，t)和Gs,Zag(Z，t)，可W确定出平均空间和平均时间梯度Gz(Z)、 Gt(t)，并且借助于方程(3)，可W确定出速度vfid。作为进一步的可选方案，平面E的至测量 出的HU值的直接拟合和表示平面的在Z方向和t方向上的斜率的空间和时间梯度Gz(z)、Gt (t)的随后的确定是可能的。
[0115] 图12示出根据发明的用于确定流体速度的方法的第六示例性实施例，其中仅执行 一个螺旋采集，运在西口子被命名为"变量速度螺旋"（WS)。该类型的螺旋采集使得能够实 现在给出恒定节距的情况下的准直和台速度的同时调节。利用该VVS，理论上单一采集可足 W能够确定出血液流动速度。从血液流动速度vfid的确定，仍然存在将平面E"拟合"至测量 出的皿值或使用多普勒方程(参见方程(6)、（7)、（1))的可能性。
[0116] 在后一情况中，将必须采取下面的一般途径：
[0117] (10)
[0118] 其中；是用于描述从源Q到观察者0的方向的单位矢量，其在一般情况中可W是 依赖于时间的，确切地像对应于台速度的速度矢量；一样。此外，变量Gs(t)和Gt(t)W与方 程(7)类似的方式限定。一般情况下，多普勒方程仅在造影剂富集单调地增加或减小时、也 就是仅在造影剂曲线的上升或下降侧边中适用，如图2中所示。
[0119] 如果例如W造影剂浓度的预测为基础、造影剂曲线的精确形状是已知的并且更加 精确的描述具有表面，则利用平面的至测量出的衰减值y(z，t)的拟合的途径自然也可W被 细化。在应用中，空间和时间上的梯度已得到解决，其中特别是衰减值y(z，t)的时间偏导数 和在Z轴线的方向上的偏导数是平均的。
[0120] 实际示例性实施例是W-个方向上的血液流动速度为基础描述的。然而，发明可 W同样用于二维或Ξ维的流体速度。用于扫描或采集衰减值的最低要求于是将是n+2个非 共线的点，其中η是流动速度的空间尺寸的数量。
[0121] 为了对图像噪声不太敏感，在单个时间和空间梯度的直接确定的情况中，线性拟 合应该在被扫描的梯度上进行。当确定流体速度Vfld时被约束为被扫描的梯度的一部分很 可能也是有用的，例如如果患者直径或者血管的角度沿着Z轴线严重改变的话。
[0122] 已详细描述了可W如何确定血液流动速度或一般情况下的流体速度Vfld。然而，也 可W由其(间接地)推导出其他变量，例如，在接受检查的血管中盛行的压力。
[0123] 在图13中，图示出流体速度确定装置130。流体速度确定装置130可W例如是诸如 图14中所示的CT系统等的CT系统1的控制装置的一部分。流体速度确定装置130包括测量值 检测装置131，其用于W检查对象P的待成像的体积V0L的图像数据抓为基础检测出衰减值μ ^，*)。所采集的衰减值4^，〇被传输至平面确定单元132，其^衰减值4^，〇为基础确定 出衰减值μ的平面Ε。针对平面Ε、例如平面方程确定出的数据被传输至梯度确定单元133,其 W与平面Ε相关联的衰减值μ为基础确定出例如时间和/或空间梯度Gt(t)、Gs(t)、Gz(Ζ)。时 间和/或空间梯度Gt(t)、Gs(t)、Gz(z)随后被传输至流体速度计算单元134,其W如上所述的 所确定出的时间和/或空间梯度Gt (t)、Gs(t)、Gz (Z))为基础计算出流体的速度vf Id。有关所 确定的流体速度Vfld的信息随后经由输出接口 135被传递至诸如例如存储器存储单元或终 端等的其他单元。
[0124] 图14示出包括图13所示的流体速度确定装置130的计算机断层摄影系统UCT系统 1在运里大致由传统的扫描器10构成，其中具有检测器16和与检测器16相对布置的X射线源 15的投影数据采集单元5在台架11上围绕测量空间12循环。位于扫描器10前面的是患者定 位装置3或患者台3,其上部2可W与位于其上的患者P-起相对于扫描器10位移，W便使患 者P相对于检测器系统16移动穿过测量空间13。扫描器10和患者台3由控制装置20控制，从 控制装置20经由传统的控制接口 24发出采集控制信号AS，W便W根据预确定的扫描协议的 传统方式来控制整个系统。在螺旋采集的情况下（如与图7至图12有关地描述的），患者P的 沿着对应于长度方向上穿过测量空间12的系统轴线Z的Z方向的移动和X射线源15、X射线源 15的相对于患者P的螺旋路径的同时循环在扫描期间产生。检测器16总是与X射线源15平行 且相对地运行，W便采集到用于重建体积图像数据和/或切片图像数据的投影扫描数据RD。 类似地，可W执行如与图4至图6有关地描述的顺次扫描方法，其中使固定位置接近在Z方向 上，并接着在所讨论的Z位置处的转动、部分转动或多圈转动期间，采集到所要求的投影扫 描数据RD，W便重建在该Z位置处的断层图像或者W便重建来自多个Z位置的投影数据的图 像数据。根据发明的方法在原则上可用在例如具有多个X射线源和/或检测器和/或具有形 成完整环的检测器的其他CT系统中。例如，根据发明的方法也可W在具有静态患者台和在Z 方向上移动的台架（"滑动台架"）的系统上使用。
[0125] 从检测器16采集到的投影扫描数据RD(在下文中称作原始数据RD)经由原始数据 接口 23被传输至控制装置20。该原始数据接着被进一步处理，有可能跟随着在图像重建装 置40中的合适的预处理(例如，过滤和/或光束硬化校正），图像重建装置在该示例性实施例 中被W在处理器上的软件的形式实现在控制装置20中。该图像重建装置40在重建方法的帮 助下W原始数据RD为基础重建出图像数据抓。作为重建方法，例如可W使用基于经过过滤 的反投影(back-projection)的重建方法。
[0126] 经过重建的图像数据随后被传输至如图13中详细示出的流体速度确定装置130。 流体速度确定装置130W确定出的图像数据BD或与其相互关联的衰减值y(z，t)为基础确定 出流体速度Vf Id。
[0127] 由流体速度确定装置130和采集到的图像数据抓确定出的流体速度vfid接着被置 于控制装置20的存储器存储22中和/或被W通常的方式输出在控制装置20的屏幕上。它们 也可W借助于接口（图14中未示出）被给送到连接至计算机断层摄影系统1的网络内、例如 放射科信息系统(RIS)内，并且被置于可在那里访问的大容量存储装置中或者作为图像被 输出在连接至其上的打印机或拍摄站上。数据可W因此W任何期望的方式进一步处理并接 着被存储或输出。
[0128] 另外，在图14中，示出了造影剂注射装置25,利用该造影剂注射装置给患者注射P 造影剂，造影剂的例如在屯、脏血管中的表现借助计算机断层摄影系统1被记录为图像。
[0129] 图像重建装置40的和流体速度确定装置130的组成部件可W主要或整个W在合适 的处理器上的软件元件的形式实现。特别地，运些组成部件之间的接口也可W单纯利用软 件实现。仅要求存在着访问合适的存储器存储区域的可能性，其中数据可W被适当地置于 中间存储中并可W在任何时间被再次调用和更新。
[0130] 已与其中衰减的单位是亨氏单位化U)的CT采集的使用有关地描述了发明的实际 示例性实施例。自然，该途径也可W与其他布置一起使用。运例如适用于除X射线衰减W外 的材料性质、例如溫度或光学密度的测量。
[0131] 最后，应该再次注意的是，所描述的方法和装置仅仅是发明的优选实施例并且发 明也可W本领域技术人员在不脱离如权利要求所限定的发明的范围的情况下进行变化。因 此，已主要W用于记录医疗图像数据的计算机断层摄影系统为基础描述了方法和流体速度 确定装置。然而，发明不限于在计算机断层摄影上使用，而且也不限于在医疗领域使用，而 是发明原则上可W与其他成像系统一起使用或者也可用于其他目的用的记录图像。为了完 整起见，还应该提到的是，不定冠词"一"或"一个"的使用不排除还来自存在多个的相关特 征。类似地，表述"单元"不排除由也可能空间分布的多个组成部件构成的单元。
【主权项】
1. 一种用于借助成像方法确定检查对象（P)的待成像的体积（VOL)中的流体的速度 (Vfid)的方法(400,700，1000)，优选借助计算机断层摄影，所述方法包括以下步骤： -以所述待成像的体积(V0L)的图像数据(BD)为基础取决于定位(z)和时间（t)采集衰 减值(y(z，t))， -以所采集到的衰减值(μ(ζ，υ)为基础指定时间和空间划定的区域，其中在所述区域 内所采集到的衰减值(μ (ζ，t))近似线性地表现， -以与所述时间和空间上划定的区域相关联的所述衰减值(y(z，t))为基础确定出时间 和/或空间梯度(Gt(t)，Gz(t))和/或时间和空间梯度的组合(Gs(z，t))， -以所确定出的时间和/或空间梯度(Gt(t)，Gz(t))为基础或者由所述时间和空间梯度 的组合(Gs(z，t))且由所述时间梯度(Gt(t))计算出所述流体的所述速度(v fld)。2. 如权利要求1所述的方法(400，700，1000)，所述流体是流过所述待成像的体积中的 血管的血液。3. 如权利要求1或2所述的方法(400 )，其中在所述时间和空间上划定的区域中，以所采 集到的衰减值(μ(z，t))为基础取决于定位(ζ)和时间（t)确定出衰减值(μ(z，t))的平面(E (μ(ζ,?)))〇4. 如权利要求1至3之一所述的方法(400)，其中以所采集到的衰减值(y(z，t)))为基础 在曲线拟合方法的帮助下取决于定位(ζ)和时间（t)确定出所述平面(Ε)。5. 如权利要求1至4之一所述的方法(400)，其中所确定出的平面(E)的时间梯度和空间 梯度被确定作为所述时间梯度(Gt(t))和所述空间梯度(G z (ζ))。6. 如权利要求1至5之一所述的方法(400)，其中所述时间梯度(Gt(t))从所述平面(E)与 由所述衰减值(y(z，t))的轴线和ζ轴线形成的μ-ζ平面之间的相交线的斜率确定，并且所述 空间梯度(G z(z))从所述平面(Ε)与由所述衰减值(μ(ζ，υ)的所述轴线与时间轴线形成的 y-t平面之间的相交线的斜率确定。7. 如权利要求1至6之一所述的方法(400)，其中所述流体的所述速度(vfld)是以所确定 出的时间梯度(Gt (t))与所确定出的空间梯度(Gz (ζ))的乘积为基础确定的。8. 如权利要求1至7之一所述的方法(700,1000)，其中在所述检查对象(P)与测量空间 (12)之间相对移动的情况中所述流体的所述速度(Vfld)是以类似于时间梯度和空间梯度 (Gz(z)的组合(Gs(z，t))与时间梯度(Gt(t))之间的多普勒方程的关系为基础确定的。9. 如权利要求8所述的方法(700，1000)，其中所述流体的所述速度(^1(1)是根据以下方 程确定的：其中Vf id是所述流体的所述速度，vtb是移动的检查对象(P)的速度，Gs (t)是时间和空间 梯度的组合(Gs(z，t))在由所述时间轴线和所述衰减值(y(z，t)的所述轴线形成的所述μ-t 平面上的投影，并且Gt(t)是时间梯度。10. 如权利要求8或9之一所述的方法(700，1000 )，其中所述时间梯度(Gt( t))是以团注 追踪扫描为基础确定的。11. 如权利要求8至10之一所述的方法(700,1000)，其中团注追踪扫描以宽准直使用。12. 如权利要求11所述的方法(700，1000)，其中以借助所述团注追踪扫描采集到的所 述衰减值(μ(?ι)，μ(?2)，μ(?3)，μ(?4))为基础，确定出所述流体的速度(Vfid)，并且以所确定 出的所述速度(Vfid)为基础，所述移动的检查对象(P)的图像记录的节距值被选取成使得在 所述移动的检查对象(P)的所述图像记录期间采集到的所述衰减值(μ)近似恒定，并且优选 地在随后的成像期间，扫描系统的控制利用所确定出的节距值执行。13. 如权利要求1至12之一所述的方法（1000)，其中在所述移动的检查对象(Ρ)的所述 图像记录期间，改变所述移动的检查对象(Ρ)的移动方向和/或速度(vtb)。14. 如权利要求1至13之一所述的方法，其中所述移动的检查对象(P)的所述图像记录 包括所述移动的检查对象(P)的速度(vtb)的改变和所述图像记录的准直的改变。15. -种流体速度确定装置（130)，包括： -测量值确定单元（131)，用于以检查对象(P)的待成像的体积(VOL)的图像数据(BD)为 基础取决于定位(z)和时间（t)采集衰减值(μ(ζ，?))， -区域指定单元（132)，用于以所采集到的衰减值(μ(z，t))为基础指定出时间和空间上 划定的区域，其中在所述区域中所采集到的衰减值(y(z，t))近似线性地表现， -梯度确定单元（133)，用于以与所述时间和空间上划定的区域相关联的所述衰减值(μ (z，t))为基础确定出时间和/或空间梯度(Gt(t)，Gz(z))和/或时间和空间梯度的组合(G s (z，t))， -速度计算单元（134)，用于以所确定出的时间和/或空间梯度(Gt( t)，Gz(z))为基础或 者由时间和空间梯度的所述组合(Gs(z，t))且由所述时间梯度(Gt(t))计算出所述流体的所 述速度(Vfld)。16. -种计算机断层摄影系统（1)，包括如权利要求15所述的流体速度确定装置(130)。17. -种计算机程序产品，具有可被直接加载到计算机断层摄影系统（1)的控制装置的 存储器存储单元内的计算机程序，所述计算机程序产品具有用于当所述计算机程序在所述 计算机断层摄影系统的所述控制装置中被执行时执行如权利要求1至14之一所述的方法的 所有步骤的程序部分。18. -种计算机可读介质，可由计算机单元读取和执行的程序部分被存储在所述计算 机可读介质上，用于当所述程序步骤由所述计算机单元执行时执行如权利要求1至14之一 所述的方法的所有步骤。
【文档编号】A61B6/03GK105919616SQ201610101975
【公开日】2016年9月7日
【申请日】2016年2月24日
【发明人】J·G·科尔波拉尔, R·劳帕赫
【申请人】西门子股份公司