CN102048551A

CN102048551A - 在计算机断层造影中基于原始数据的改进的散射校正

Info

Publication number: CN102048551A
Application number: CN2010105322376A
Authority: CN
Inventors: 托马斯·弗洛尔
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2009-11-02
Filing date: 2010-11-02
Publication date: 2011-05-11
Also published as: DE102009051635A1; US20110103543A1

Abstract

在计算机断层造影中基于原始数据的改进的散射校正。本发明涉及一种用于从测量数据(I_t ^k)中重建检查对象的图像数据(PIC)的方法，其中，所述测量数据(I_t ^k)是事先在计算机断层造影系统的辐射源和检查对象之间的相对旋转运动的情况下被采集的。确定散射校正参数(f_s ^k)，对所述散射校正参数(f_s ^k)进行低通滤波。将经滤波的散射校正参数(f_{s korr} ^k)与测量数据(I_t ^k)关联(ADD)，并且从这样校正的测量数据(f_p ^k)中重建图像数据(f，PIC)。

Description

在计算机断层造影中基于原始数据的改进的散射校正

技术领域

本发明涉及一种用于从事先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被采集的测量数据中重建检查对象的图像数据的方法。

背景技术

利用CT系统扫描检查对象的方法是普遍公知的。在此，例如使用圆形扫描、具有进给的顺序的圆形扫描或螺旋扫描。还可以使用不是基于圆形扫描的其它种类的扫描，例如以线性片段的扫描。借助至少一个X射线源和至少一个相对的探测器从不同的记录角度记录检查对象的吸收数据并且将这样积累的吸收数据和/或投影借助相应的重建方法计算成通过检查对象的截面图。

为了从计算机断层造影设备(CT设备)的X射线-CT-数据组中，也就是说，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的反向投影方法(Filtered Back Projection；FBP)。在数据采集之后进行所谓的“重整(Rebinning)”步骤，其中这样重整利用扇状地从辐射源传播的射线产生的数据，使得其以如下形状呈现，就象探测器被平行地射向探测器的X射线所射中一样。然后将数据变换到频域中。在频域中进行滤波，并且然后将滤波的数据反向变换。然后借助这样重整的和滤波的数据进行到感兴趣体积内部的各个体素的反向投影。

随着探测器行的数量增加，即，随着探测器宽度的增加，越来越多出现的问题是散射。也就是可能发生：X射线量子不是由检查对象吸收，而是散射，即，其方向偏转。这意味着，特定的探测器元件也测量不是来自于连接X射线源与相应的探测器元件的射线的X射线量子。该效应被称为前向散射。其导致重建的CT图像中的不期望的伪影。

还存在具有两个X射线源的CT设备，即所谓的双源设备。如果两个X射线源以相同的X射线光谱运行，则这将极大提高CT图像的时间分辨率。因为由于两个X射线源，用于数据采集的时间减半。这点特别是在运动的检查对象的情况下是值得期望的。另一方面，两个X射线源还可以以不同的加速电压并且由此以不同的X射线光谱运行，从而进行双能量拍摄。这点使得可以，关于采集的组织的成分作出断言。

在双源拍摄中，散射的存在也是公知的问题。除了上面描述的前向散射之外，在双源设备中还出现横向散射。这意味着，X射线源的在检查对象的表面或内部散射的射线，到达不是对应于该X射线源的探测器。这点是不期望的，因为人们仅对与相应探测器对应的X射线源所发射的射线的分析感兴趣。

发明内容

本发明要解决的技术问题是，提供一种重建CT图像的方法，其中，降低散射的不期望的效应。此外，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检查对象的图像数据的本发明方法中，事先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拍摄所述测量数据。确定散射校正参数，对其进行低通滤波。将经滤波的散射校正参数与测量数据关联，并且从这样校正的测量数据中重建图像数据。

散射校正参数用于消除或避免散射对从由散射所影响的测量数据中重建的图像所具有的不期望的影响。该影响在单源设备中涉及前向散射，并且在双源设备中既涉及前向散射也涉及横向散射。

在本方法中，不是只有在进行的图像重建之后，而是在图像重建之前就已经消除或减少了散射的影响。这就是说，散射校正参数直接作用于测量数据。通过将散射校正参数与测量数据进行关联来实现这一点。

该关联相应于一种数学运算，对于该数学运算，存在不同的可能方案。

首先确定散射校正参数，然后滤波，并且然后与测量数据关联。这意味着，通过滤波可以影响不涉及未校正的测量数据的散射校正参数。低通滤波使得，保留散射校正参数的低频信息，并且相应地消除散射校正参数的高频信息。由此可以直接影响散射校正参数的特征。

低通滤波优选地涉及空间频率，其中空间频率是在位置处的经傅里叶变换的参数。该位置表示在探测器上的位置；如果使用多行的探测器，则每个投影角度呈现测量值的矩阵，其中每个测量值属于具有确定的位置坐标的探测器元件。

在本发明的一种实施方式中，为了确定散射校正参数进行散射的测量。该散射校正参数不必直接相应于这些测量值，其还可以从测量中通过计算获得。散射的测量特别可以在测量数据采集期间进行。

此外还可以，为了确定散射校正参数进行散射的计算。该计算可以结合散射的测量来进行。然而按照该实施方式，优选地不是测量散射，而是仅通过计算来确定散射。

具有优势的是，为了确定散射校正参数，对所测量的或计算的散射强度进行标准化和对数化(Logarithmierung)。以这种方式可以按照如下形式提供散射校正参数：按照该形式，强度测量数据通常地进入图像重建中。

按照本发明的一种实施方式，对于每个探测器元件确定所述散射校正参数。这意味着，散射校正参数不是由唯一的值组成，而是包括多个值，其中每个值对应一个探测器元件。特别地，可以对于每个投影角度(在该投影角度采集测量数据)，对于每个探测器元件确定一个散射校正参数值。

按照本发明的一种扩展，低通滤波导致散射校正参数的噪声的平滑。如果消除该噪声，则校正了散射的测量数据也具有较少噪声，从而提高了从中重建的图像的质量。

按照本发明的一种实施方式，在探测器通道方向上进行低通滤波。通道方向被理解为沿着探测器行的方向；也就是在这种情况下，通过一行的不同的探测器元件移动。通过在探测器通道方向上的低通滤波，将属于一行的不同探测器元件的散射校正参数值互相关联。

作为替换，或者除了在探测器通道方向上的滤波之外附加地，还可以进行在探测器行方向上的低通滤波。该方向垂直于通道方向。也就是从一个探测器元件移动到另一行的相同的通道位置的探测器元件。也就是说，可以进行在探测器通道方向上的一维的滤波，或者在探测器行方向上的一维滤波，或者在通道和行方向上的二维滤波。

本方法特别适合于在双源CT测量中采集的测量数据。在此，由于横向散射的散射是一个特别大的问题。

经滤波的散射校正参数与测量数据的关联还可以通过逐个探测器元件地相加或相减来进行。必要时，这些计算运算还可以包括散射校正参数和/或测量数据的加权。

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，其中在此(必要时除了别的之外)提供适合于执行上面描述的方法的程序代码。按照本发明的CT系统包括这样的控制和计算单元。此外，其还可以包括例如用于采集测量数据所需的其它组成部分。

按照本发明的计算机程序具有程序代码装置，当所述计算机程序在计算机上被执行时，其适合于执行上述种类的方法。

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，当所述计算机程序在计算机上被执行时，其适合于执行上述种类的方法。

附图说明

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分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分的计算机断层造影系统的实施例的第二示意图，

图3示出了具有横向散射的双源CT数据采集，

图4示出了流程图。

具体实施方式

图1首先示意性示出了具有图像重建装置C21的第一计算机断层造影系统C1。在机架外壳C6中有未示出的闭合的机架，在该机架上设置了具有相对的探测器C3的第一X射线管C2。可选地，在此处示出的CT系统中设置具有相对的探测器C5的第二X射线管C4，从而通过附加可用的辐射器/探测器组合可以实现高的时间分辨率，或者在辐射器/探测器系统中在使用不同的X能量光谱的情况下也能够进行“双能量(Dual-Energy)”检查。

CT系统C1还具有患者卧榻C8，在检查时患者在该患者卧榻上可以沿着系统轴C9(也称为z轴)被推入测量场中，其中也可以作为纯的圆形扫描而不移动患者仅在感兴趣的检查区域中进行扫描本身。在此X射线源C2或C4分别围绕患者旋转。在此，探测器C3或C5相对于X射线源C2或C4并行地一起运动，以便采集投影测量数据，这些投影测量数据然后被用于重建截面图。作为顺序扫描的替换(在该顺序扫描中患者在各个扫描之间被逐步地移动通过检查场)，当然还可以进行螺旋形扫描，在该螺旋形扫描中患者在进行着的利用X射线扫描的期间被连续地沿着系统轴C9移动通过在X射线管C2或C4和探测器C3或C5之间的检查场。通过患者沿着轴C9的运动和X射线源C2或C4的同时运转，在螺旋形扫描的情况下在测量期间对于X射线源C2或C4相对于患者产生螺旋轨迹。该轨迹还可以通过在患者不动的情况下沿着轴C9移动机架来实现。此外还可以连续地和周期性地在两个点之间来回移动患者。

通过具有在存储器中存储的计算机程序代码Prg1至Prg_n的控制和计算单元C10来控制CT系统10。需要指出的是，该计算机程序代码Prg1至Prg_n还可以包含在外部的存储介质上并且在需要时可以被加载到控制和计算单元C10中。可以通过控制接口24从控制和计算单元C10中传输采集控制信号AS，以便按照特定的测量协议控制CT系统C1。

探测器C3或C5采集的投影测量数据p(以下也称为原始数据)通过原始数据接口C23被传输到控制和计算单元C10。然后，该原始数据p(必要时在合适的预处理之后)在图像重建部分C21中被进一步处理。在该实施例中，图像重建部分C21在控制和计算单元C10中以软件的形式在处理器上实现，例如以一个或多个计算机程序代码Prg1至Prg_n的形式。关于图像重建，如已经关于测量过程的控制所解释的，计算机程序代码Prg1至Prg_n还可以包含在外部的存储介质上并且在需要时可以被加载到控制和计算单元C10中。

由图像重建部分C21重建的图像数据f然后被存储在控制和计算单元C10的存储器C22中和/或以通常方式在控制和计算单元C10的显示屏上被输出。图像数据还可以通过在图1中未示出的接口被馈入到连接到计算机断层造影系统C1的网络，例如放射学信息系统(RIS)，并且被存储于在那里可访问的海量存储器或者作为图像被输出。

控制和计算单元C10还可以执行EKG的功能，其中使用了用于传导在患者与控制和计算单元C10之间的EKG电势的导线C12。在图1中示出的CT系统C1还具有造影剂注射器C11，通过其可以附加地将造影剂注射到患者的血液循环中，从而可以更好地显示患者的血管、特别是跳动的心脏的心室。此外，还存在进行灌注测量的可能性，所提出的方法同样适合于该灌注测量。

图2示出了C型臂系统，其中与图1的CT系统不同，外壳C6支撑C型臂C7，在该C型臂上一方面固定了X射线管C2另一方面固定了相对的探测器C3。C型臂C7为了扫描同样围绕系统轴C9摆动，从而可以从多个扫描角度进行扫描，并且能够从多个投影角度确定相应的投影数据p。如图1的CT系统一样，图2的C型臂系统C1同样具有对图1所描述的种类的控制和计算单元C10。

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。

对于具有在患者纵向方向上、即在z方向上伸展的探测器的CT设备，由于前向散射的散射限制了图像质量。前向散射意味着，X射线量子不是在检查对象中被吸收，而是在方向改变的情况下被散射，并且然后到达属于该X射线源的探测器。这点是具有缺陷的，因为X射线量子通过散射被“从轨迹中丢弃”并且由此在错误的探测器元件中被测量。对于图像重建，仅期望从X射线源按照直线到达相应的探测器元件的那些X射线量子。相应地，(因为其方向通过散射被改变而)不是在这样的直的轨迹上运动的X射线量子携带对于图像重建来说是错误的信息。

前向散射例如线性地随着探测器的z覆盖而增加。这点是基于，随着扫描的层的宽度增加(这点相应于探测器的z覆盖)，X射线量子在检查对象中被散射的可能性增加。

散射在图像中导致伪影。特别地，人们在重建的图像中可以观察到暗的区域、宽的、暗的线条和杯状凹陷(Cupping)效应，即，凹陷或凸起。也就是，散射不是导致关于整个图像的均匀变差。其原因是，散射不是均匀发生，而是取决于组织的衰减：组织吸收X射线越多，则散射也就越多。此外，其还使得图像的信噪比变差，从而为了达到期望的信噪比，必须使用更高的辐射剂量。

对于双源CT设备，除了前向散射，还发生横向散射，这将结合图3来解释。图3的图示是通过垂直于z轴的拍摄几何的截面。可以看见两个X射线源C2和C4，以及相对的探测器C3和C5。这些探测器分别表示为线。这些线相应于一个探测器行，其具有多个探测器元件或像素。在z方向上相邻地并且由此在该图示中不能看见地，还可以存在其它的探测器行。

X射线源C2的射线穿透检查对象O并且到达探测器C3，而X射线源C4的射线穿透检查对象O并且到达探测器C5。横向散射特别地出现在检查对象O的表面。通过宽箭头标出从X射线源C2到检查对象O的表面并且从那里几乎直角地被散射的射线。该横向散射由实际上用于测量X射线源C4的射线的探测器C5采集。

双源CT设备关于散射来说，其特性大约与具有在z方向上双倍宽的探测器的单源CT设备相同。散射最终限制了在CT设备中探测器的最大可能的z覆盖。

为了减少散射，在现有技术中采用探测器方面的准直器。在此是这样的片：其安装于探测器之前并且用于仅允许X射线从特定方向通过到相应的探测器元件。随着探测器的z覆盖增加并且由此散射强度增加，对于相同的效果必须增大准直器的栅条比例

也就是片的高度对探测器元件的宽度的比例，这很快碰到技术上的限制。在此特别是准直器片的机械稳定性是有问题的，因为其本身在最高的旋转频率的情况下不允许陷入振荡。使用既在图像层面中又在z方向上准直的格栅类的准直器，提供了更好的散射抑制，但是开销极大并且极昂贵。总之，准直器的效果受到限制、技术上开销大并且昂贵。仅仅准直器本身不能解决在具有在z方向上伸展的探测器的单源CT设备中并且特别是在双源CT设备中的散射问题。相对于单源CT设备，在双源CT设备中还出现如下问题：在横向散射的X射线量子的情况下，方向(X射线量子按照该方向到达错误的探测器)可以是正确的方向，从而其不可以受准直器阻碍。

作为用于减少散射的其它方法，计算的散射校正也是可能的。在这些计算的散射校正中，首先对于每个探测器元件确定散射信号。这点或者可以通过直接的测量来进行，方法是，例如在z方向上在探测器外部(必要时在探测器两侧)安装附加的探测器元件。该方法对于多行的探测器也是合适的，因为散射在z方向上很少改变。或者可以通过模型假定来确定散射信号；在此进行计算，散射在确定的对象形状情况下看起来是如何。

然后将所确定的散射信号在数据记录时或者在图像重建时完全或者部分地从测量信号中减去。特别是，如果在检查期间直接测量散射信号，则用于散射校正的这样的方法对于伪影抑制是非常有效的。然而其具有关键的缺陷：以这种方式对测量信号的平均值校正散射，使得这些平均值实际上相应于不存在散射的平均的测量值。散射的该减去虽然对平均的测量值具有优势地起作用、然而不会对噪声起作用。因为尽管进行校正，散射的量子噪声还是包含在校正后所获得的信号中：通过散射带入的附加的量子噪声不能被减去。

因此用于散射校正的所有算法的方法虽然可以明显减少通过散射引起的伪影(变暗、凹陷等等)，但是总是以增加的图像噪声为代价。对于保持期望的信噪比来说，因此比在具有在z方向上仅很少伸展的探测器的CT设备情况下需要更高的辐射剂量用于检查对象。Engel et al(Medical Physics 2008，35(1)：318-332)报告，对于标准胸部模体，在具有16cm的z覆盖的单源CT设备中在旋转中心在应用计算的散射校正的情况下与具有2cm的z覆盖的单源CT设备相比必须提高辐射剂量54％，以保持信噪比。

在具有4cm的z覆盖的双源CT设备中，与具有2cm的z覆盖的单源CT设备相比需要20％更多的剂量。对于两个探测器具有例如8cm的z覆盖的虚拟双源CT设备，在标准的胸部检查中需要47％的剂量增加。如果不是考察相对小的衰减的标准胸部，而是在腹部区域的CT扫描、特别是在肥胖患者的条件下，则该情况将更剧烈。

以下描述的过程基于如下认识：经散射校正的对数化的CT原始数据(其表示对于图像重建的输入数据)通过合适的数学变换，可以被划分为测量的对数化的原始数据和对数化的校正数据。然后可以对对数化的校正数据应用合适的低通滤波，以降低噪声。

I_t ^k＝I_p ^k+I_s ^k是在穿透检查对象之后在探测器通道k中测量的强度。

是理想地衰减的强度，即，在没有散射的状态下会得到的测量结果。I_s ^k是在探测器元件k中存在的散射分量。其包括直接的散射(即前向散射)和在双源CT设备的情况下的横向散射。如上所述地测量或者通过模型假定来计算I_s ^k。为了进行散射校正，将I_s ^k从测量的强度I_t ^k中减去，以便获得期望的理想地衰减的强度I_p ^k＝I_t ^k-I_s ^k。

对于CT图像重建的输入数据是对数化的值f_p ^k＝-ln(I_p ^k/I₀)，其中I₀是标准化强度，即未衰减的X射线的强度。

成立：

{f_{p}}^{k} = - \ln ({I_{p}}^{k} / I_{0}) = - \ln (\frac{{I_{t}}^{k} - {I_{s}}^{k}}{I_{0}}) = - \ln ({I_{t}}^{k} / I_{0}) - \ln (1 - {I_{s}}^{k} / {I_{t}}^{k}) = {f_{t}}^{k} + {f_{s}}^{k}

f_t ^k＝-ln(I_t ^k/I₀)是在探测器通道k中测量的对数化的和标准化的包括散射在内的原始数据。f_s ^k＝-ln(1-I_s ^k/I_t ^k)是对数化的和标准化的“校正数据”，其表示取决于通道的散射校正。

按照上面的变换，通过将测量的对数化的包括散射在内的原始数据f_t ^k＝-ln(I_t ^k/I₀)和去除了散射分量的校正数据f_s ^k＝-ln(1-I_s ^k/I_t ^k)相加，得到对于图像重建所期望的理想地衰减的数据f_p ^k。然而通过校正数据f_s ^k不仅校正散射，而且将附加的高频噪声带入图像中，并且具体来说主要通过按照模型的或通过附加的测量所估计的散射强度I_s ^k和噪声化的测量的强度I_t ^k的必要的相除。

通过散射导致的图像伪影如变暗、宽的线、凹陷等是空间上低频的并且实际上不包含高频分量。相反地，通过散射校正导致的图像噪声位于高频范围。如果信息位于空间上的低频范围，则这意味着，不包含精细的细节。相反，高的空间频率意味着细小结构化的信息，诸如非常小的对象、尖锐的边沿或者小颗粒的噪声。在此，空间频率是在位置上的傅里叶变换参数。该参数可以表示为每厘米的用以表示在位置空间中成像的对象的线段。

因此，期望保持通过散射校正赋予低频部分的信息；因为其用于消除低频图像伪影。相反，散射校正在高频部分带来不期望的信息，即，人们希望排除的噪声。

图4示出了用于图像重建的方法的流程图。该方法既可以应用于单源也可以应用于双源拍摄。首先采集测量数据I_t ^k。时间上偏移地或同时地确定散射I_s ^k。从测量数据I_t ^k中以上述方法通过标准化和对数化计算f_t ^k并且从I_s ^k中计算f_s ^k。

在步骤KORR中将f_t ^k和f_s ^k相加之前，在步骤FILT对校正数据f_s ^k应用低通滤波T^k，以获得经滤波的校正数据f_skorr ^k。该滤波在通道方向上进行，即，将探测器行的探测器元件的测量结果通过滤波操作互相关联。如果在位置空间中进行滤波，则是卷积。可以替换地作为乘法在频率空间中进行该计算：为此事先对数据f_s ^k进行傅里叶变换并且利用在频域中的卷积核(即，同样经傅里叶变换的卷积函数)处理。在频率空间中根据进行该计算，即，计算逐个通道地滤波的校正数据Tf_s ^k＝f_skorr ^k。

图4中的滤波器T^k的表示相应于在频率空间中的表示。通过进行傅里叶变换，实现了在位置空间中表示滤波函数T^k。

这样构造低通滤波器T^k，使得其傅里叶变换在频率零的情况下具有值1。如果低于可选的边界频率，则傅里叶变换保持在1附近，如果其高于可选的边界频率，则其为零或几乎为零。

低通滤波FILT使得f_s ^k的噪声分量被降低。在合适地选择边界频率的情况下，获得在滤波的校正项f_skorr ^k中低频的校正分量，而高频噪声被抑制。边界频率的选择主要取决于探测器几何形状。

在步骤ADD中从测量的对数化的原始数据f_t ^k和逐个通道地滤波的校正数据f_skorr ^k形成和f_t ^k+f_skorr ^k。该结果，即f_p ^k，是对于标准CT图像重建的输入数据。从f_p ^k中通过图像重建算法确定CT图像PIC。

替换地，可以在行方向(z方向)上而不是在通道方向k上进行所述滤波。此外还可以多维地，例如二维地既在通道方向k也在行方向(z方向)上进行所述滤波。

另一种可能性是，不是将校正项f_s ^k精确地确定为f_s ^k＝-ln(1-I_s ^k/I_t ^k)，而是例如通过泰勒展开来近似。这点是具有优势的，因为ln计算是开销大的，从而可以节省计算时间。

此处提出的方法使得通过计算上的校正即使在高的散射强度下，也可以降低典型的散射伪影(暗区、宽的、暗的线、凹陷形的变暗，等等)。然而与常规的散射校正方法相比，相对于未校正的图像，图像噪声没有显著提高，由此与常规的散射校正方法相比明显改善了CT设备的剂量效率。在此特别的优点还有，在计算滤波的校正项f_skorr ^k之后，相对于常规的散射校正方法，没有产生附加的开销。也就是，可以低开销地通过对原始数据的滤波以及随后的简单的图像重建来进行散射校正。

前面结合实施例描述了本发明。可以理解的是，在不脱离本发明的范围的条件下，可以有大量改变和修改。

Claims

1.一种用于从测量数据(p，I_t ^k)中重建检查对象的图像数据(f，PIC)的方法，其中，所述测量数据(p，I_t ^k)是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被采集的，

确定散射校正参数(f_s ^k)，

对所述散射校正参数(f_s ^k)进行低通滤波，

将经滤波的散射校正参数(f_skorr ^k)与测量数据(p，I_t ^k)进行关联(ADD)，从这样校正的测量数据(f_p ^k)中重建图像数据(f，PIC)。

2.根据权利要求1所述的方法，其中，对散射(I_t ^k)进行测量，以确定所述散射校正参数(f_s ^k)。

3.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其中，对散射(I_t ^k)进行计算，以确定所述散射校正参数(f_s ^k)。

4.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其中，对测量的或计算的散射强度(I_s ^k)进行标准化和对数化，以确定所述散射校正参数(f_s ^k)。

5.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其中，对于每个探测器元件确定所述散射校正参数(f_s ^k)。

6.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述低通滤波(FILT)产生所述散射校正参数(f_s ^k)的噪声的平滑。

7.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述低通滤波(FILT)在探测器通道方向上进行。

8.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述低通滤波(FILT)在探测器行方向上进行。

9.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述测量数据(p，I_t ^k)在双源测量的情况下被采集。

10.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其中，通过逐个探测器元件地相加或相减，进行经滤波的散射校正参数(f_skorr ^k)与所述测量数据(p，I_t ^k)的关联。

11.一种用于从计算机断层造影系统(C1)的测量数据(p，I_t ^k)中重建检查对象的图像数据(f，PIC)的控制和计算单元(C10)，

包含用于存储程序代码(Prg₁-Prg_n)的程序存储器，

其中，在程序存储器中具有程序代码(Prg₁-Prg_n)，其执行按照权利要求1至10中任一项所述的方法。

12.一种具有按照权利要求11所述的控制和计算单元(C10)的计算机断层造影系统(C1)。

13.一种计算机程序，具有程序代码装置(Prg₁-Prg_n)，当所述计算机程序在计算机上被运行时，用于执行按照权利要求1至10中任一项所述的方法。

14.一种计算机程序产品，包括在计算机可读的数据载体上存储的计算机程序的程序代码装置(Prg₁-Prg_n)，当所述计算机程序在计算机上被执行时，其适合于执行上述种类的方法。