CN102067177A - 优化剂量控制的图像生成装置 - Google Patents

Abstract

本发明涉及用于根据测量数据生成图像的图像生成装置，其中，针对感兴趣区域优化图像质量，并且涉及包括这种图像生成装置的成像系统。所述图像生成装置包括用于确定感兴趣区域的投影域中的噪声分布的噪声确定单元，以及用于基于所述确定的噪声分布使用噪声传播算法确定针对所述图像生成装置的辐射源(2)的剂量分布图的剂量控制单元(32)。因此，可以改善重建体积的信噪比而不敏感地依赖于选定的感兴趣区域。

Description

优化剂量控制的图像生成装置

技术领域

本发明涉及图像生成装置、图像生成方法和用于根据测量数据生成图像的计算机程序，其中，针对感兴趣区域优化图像质量。本发明还涉及包括图像生成装置以及相应的成像方法和计算机程序的成像系统。

背景技术

测定体积的成像功能，诸如计算机断层摄影(CT)、介入式CT、CT荧光透视术、3D血管成像等，在过去的几十年间已经成为越来越有价值的工具。X射线CT是一种通过将X射线穿过对象并测量穿过对象的X射线衰减来确定对象内部构造的技术。在这种技术中，对象被细分为许多体素，体素是用于成像目的的基本测定体积的单元。使用基于X射线的测定体积的成像技术的放射程序的数目已经相应增加。然而，这些技术占据放射学中总应用剂量的大部分，并且因此，应用的患者剂量已经成为关键性问题。为了应对日益增加的患者剂量，需要有效的剂量节约技术。

EP 1 172 069 A1公开了一种剂量优化的CT，所述剂量优化通过实时设置经优化的管电流(自动曝光控制)、管电流调制(剂量最小化)以及据此通过自适应3D滤波器的后处理(降噪)实现。基于在探测器中心测量的衰减来计算用于采集投影数据的剂量分布图。对于重建的数据而言，这将导致以下方式的体素-噪声的分布：即，使重建对象中心的噪声最优。尽管这种技术已经在CT中得到广泛认可，但由于若干原因，该程序并不是最优的。第一原因是，仅使用测量的衰减作为独立投影对重建体积中总噪声贡献的估计的基础仅仅是近似的。源于例如射束硬化的频谱效应和散射辐射的影响被忽略。第二原因是，如果在重建之前使用散射偏差校正技术，在计算最优剂量分布图时需要充分考虑表示测量信号重要部分的散射辐射以及散射减小自身的影响。第三原因是，如果重建体积的中心区域之外的区域是感兴趣区域(例如，对于心脏CT而言)，针对重建图像中心和感兴趣区域的最优剂量分布图可能显著不同。针对重建体积中心的剂量分布图甚至可能降低感兴趣区域的对比噪声比。因此，关键是要具体针对感兴趣区域进行噪声/剂量优化。

发明内容

本发明的目的是提供图像生成装置、图像生成方法和用于根据测量数据生成图像的计算机程序，其提供了增强的剂量控制。

根据本发明的第一方面，提出了用于根据测量数据生成图像的图像生成装置，其中，针对感兴趣区域优化图像质量，其中，该图像生成装置包括：

-噪声确定单元，其用于确定感兴趣区域的投影域中的噪声分布；以及

-剂量控制单元，其用于基于所述确定的噪声分布使用噪声传播算法确定针对所述图像生成装置的辐射源的剂量分布图。

本发明是基于这样的思想：即基于投影中的噪声分布在重建体积的独立体素中确定噪声。使用该投影噪声分布，可以基于噪声的传播计算最优剂量分布图。特别针对重建体积的选定感兴趣区域改善信噪比。这种解决方案提供了多个优点，特别是对于不对称的患者几何结构，包括通过使用相同的剂量得到更高的图像质量、通过保持图像质量降低剂量以及噪声诱发地伪影图案的均匀度。

在噪声传播中，可以考虑对象中X射线的散射以及诸如射束硬化的频谱效应。

在优选实施例中，可以由用户指定感兴趣区域。

在另一优选实施例中，可以利用自动或半自动的器官分割选取感兴趣区域。

在另一实施例中，可以基于之前采集的投影数据确定剂量分布图。在对相同或相似的几何结构重复采集的情况下，可以从先前的扫描中获取所需的信息。

在另一优选实施例中，可以基于包括所述感兴趣区域的对象模型来确定剂量分布图。因此，可以使用预先计算的数据以获取剂量分布图。

在另一优选实施例中，可以基于追踪扫描确定剂量分布图，追踪扫描通常被用作低剂量和/或低分辨率的扫描，以便确定待成像的FOV。

在又一实施例中，噪声传播算法可以特别考虑频谱效应(例如射束硬化)和散射辐射中的至少一个。

优选地，基于低于所述图像的最终分辨率的经降低的空间分辨率和经简化的噪声传播算法中的至少一个确定剂量分布图，从而加速对最优剂量调制的确定。

根据本发明的另一方面，提出了成像系统，其中，该成像系统包括：

-测量数据生成单元，其用于生成图像的测量数据，以及

-图像生成装置，其用于根据权利要求1中限定的测量数据生成所述图像。

根据本发明的另一方面，提出了用于根据测量数据生成图像的图像生成方法，其中，针对感兴趣区域优化图像质量，并且其中，该图像生成方法包括以下步骤：

-确定感兴趣区域的投影域中的噪声分布；以及

-基于所述确定的噪声分布通过使用噪声传播算法确定针对辐射的剂量分布图。

根据本发明的另一方面，成像方法包括以下步骤：

-通过测量数据生成单元生成测量数据，以及

-根据权利要求1中限定的步骤通过图像生成装置根据测量数据生成图像。

根据本发明的另一方面，提出了用于根据测量数据生成图像的计算机程序，其中，该计算机程序包括：当该计算机程序在控制图像生成装置的计算机上运行时，用于令如权利要求1中限定的图像生成装置执行如权利要求11中限定的检测方法的步骤的程序代码模块。

根据本发明的另一方面，提出了用于成像的计算机程序，其中，该计算机程序包括：当该计算机程序在控制成像系统的计算机上运行时，用于令如权利要求10中限定的成像系统执行如权利要求12中限定的成像方法的步骤的程序代码模块。

应当理解，图像生成装置、成像系统、成像生成方法、成像方法和计算机程序具有如从属权利要求中限定的相似和/或相同的优选实施例。

应当理解，本发明的优选实施例还可以是从属权利要求与各个独立权利要求的任意组合。

附图说明

本发明的这些方面和其他方面将从下文描述的实施例中变得显而易见，并将参考这些实施例加以阐述。在以下附图中：

图1示意性和示例性地示出了用于对感兴趣区域成像、包括根据本发明的增强剂量控制的成像系统的表示；

图2示出了根据本发明的实施例的剂量控制过程；

图3示出了根据本发明用于确定噪声贡献的过程；以及

图4图示说明了本发明中使用的几何结构和术语。

具体实施方式

图1示意性和示例性地示出了是计算机断层摄影系统的成像系统。计算机断层摄影系统包括机架1，机架1能够绕平行于z方向延伸的旋转轴R旋转。辐射源2被安装在机架1上，在本实施例中，辐射源2是X射线管。辐射源2配备有准直器3，在本实施例中，准直器3根据辐射源2生成的辐射形成圆锥形辐射束4。辐射穿透检查区域中诸如患者的对象(未示出)和优选位于对象内的感兴趣区域(ROI)，在本实施例中，检查区域是圆柱形的。辐射束4穿透检查区域5之后入射到检测装置6上，检测装置6包括二维检测表面。检测装置6安装在机架1上。该计算机断层摄影系统可能适于利用针对整个患者而不仅仅是针对感兴趣区域测量的数据来生成“正常”的计算机断层摄影扫描，同时通过以下方式执行剂量控制：即针对包括整个患者(并且不仅仅是ROI)的重建图像内的(用户指定的)ROI优化图像质量。

计算机断层摄影系统包括两个电动机7、8。由电动机7以优选恒定但可调节的角速度驱动机架1。电动机8被用于移动对象，例如平行于旋转轴R或z轴方向在检查区域5中的患者台上布置的患者。这些电动机7、8受控制单元9控制，例如，使得辐射源和检查区域5以及因此检查区域内的感兴趣区域相对彼此沿着螺旋形轨线移动。然而，还可能不移动对象或检查区域5，而仅旋转辐射源2，即辐射源沿着相对于对象或检查区域5的圆形轨线移动。此外，在另一实施例中，准直器3可能适于形成另一射束形状，具体为扇形射束，并且检测装置6可以包括检测表面，该检测表面对应于另一射束形状成形，具体为扇形射束。

在辐射源和检查区域5的相对运动期间，检测装置6根据检测装置6的检测表面上的辐射入射生成测量值。因此，辐射源2、用于使辐射源2相对于检查区域移动的元件，具体为电动机7、8和机架1，以及检测装置6形成用于生成测量数据的测量数据生成单元。

在本实施例中，测量数据为投影数据，该测量数据被提供给图像生成和显示装置10，用于根据测量数据、即根据投影数据生成和显示包括感兴趣区域的图像。感兴趣区域位于检查区域内，并且优选包含对象或对象的一部分。图像生成和显示装置10包括用于根据测量数据生成和处理图像的图像生成单元12，以及具有用于显示生成的图像的显示屏幕14的图像显示单元13。

图像生成和显示装置10也可以优选由控制单元9控制。在另一实施例中，控制单元9还可以执行对图像生成单元12或其各部分的控制。

此外，提供了剂量调制单元11(例如剂量调制处理器等)，剂量调制单元11控制辐射源2的供电电源(未示出)，或与辐射源2的供电电源通信，从而控制断层摄影成像期间由辐射源2生成的辐射强度。在图示说明的实施例中，辐射源2是X射线管，并且剂量调制单元11可能适于控制X射线管灯丝或阴极电流，从而调制由辐射源2生成的X射线强度。在其他涵盖的实施例中，可以通过以下方式产生剂量调制单元11的剂量调制：通过关闭或过滤辐射束、通过调制管电压、通过调制维纳尔圆柱电极(Wehnelt cylinder)上的偏置电压等。

当在感兴趣区域中采集断层摄影成像数据时，剂量调制单元11的剂量调制通常降低由辐射源2生成的辐射强度。

在所有的本发明的实施例中，本发明的基本程序是采用噪声传播模型，该噪声传播模型允许基于投影数据中得到的噪声分布空间分辨地计算重建图像中的体素噪声。具体而言，噪声传播模型使得能够精确地计算源自每个独立投影方向的噪声贡献。使用这些来自每个投影方向的噪声贡献，所提出的程序使得能够计算所需的剂量/管电流分布图，用以实现针对用户选定的感兴趣区域(ROI)，即在可重建视野(FOV)中的任何选定位置，在对比噪声比方面改善图像质量。

倘若是散射模型或是散射估计程序，该程序或算法可以明确地考虑散射辐射的影响，还提高了基于电流衰减方法的剂量效率。

图2示出了所提出的剂量优化处理的实例的流程图，该剂量优化处理可以在控制单元9或附加的分立剂量控制单元或处理器(未示出)中执行，以控制剂量调制单元11。在第一控制阶段31中，确定了投影域中预期的噪声分布，其被称为“投影噪声分布”。这可以通过不同的备选方法实现，例如，可以基于之前采集的投影数据ACQ、基于患者模型MOD或基于追踪扫描SS获取预期的噪声分布。这些备选方法可以单独或组合应用。使用获取的投影噪声分布，在第二控制阶段32中可以使用噪声传播算法计算最优剂量分布图。对投影中的噪声分布的确定或计算和对噪声传播算法两者而言，可以基于散射模型SM或散射估计算法将投影中包含的散射辐射的量考虑进来。针对待重建体积中用户可选的位置或ROI具体计算最优噪声分布。最后，在第三控制阶段33中，将最优剂量分布(管电流分布图)传送到剂量调制单元11。

图3示出了表示例如常规CT系统或基于C型臂的平板检测器锥形射束CT系统的断层摄影系统的经简化成像链的流程图。

通过二次误差传播一般可以示出：不相关非平稳噪声分布σ₁ ²(x)通过线性移不变系统g_G(x)传播为

σ₂ ²(x)＝g_G ²(x)*σ₁ ²(x)                         (1)

滤波反向投影类型的重建算法可以被视为线性系统，并且因此，可以基于等式1开发通过这种算法的噪声传播。

通常，这种系统的成像链包括与检测器相关的图像形成构成41，诸如检测器点扩散函数(PSF)以及基于投影的处理(组合、低通滤波(未示出))。此外，该成像链包括与重建算法相关的图像形成构成42，如重建滤波器，以及涉及插值和反向投影的构成43。

对于图3中给出的实例，一个投影i对重建体素j的总噪声的噪声贡献

可以计算如下：

${\mathrm{\σ}}_{3,i}^2\left(x_j\right)=a_{\mathrm{ij}}^2\·(g_G^2*{\mathrm{\σ}}_1^2)\left(x_{0,\mathrm{ij}}\right)+b_{\mathrm{ij}}^2\·(g_G^2*{\mathrm{\σ}}_1^2)(x_{0,\mathrm{ij}}+1)+2\·a_{\mathrm{ij}}^2\·b_{\mathrm{ij}}^2\·((g_G\left(x\right)g_G(x+1))*{\mathrm{\σ}}_1^2\left(x\right))\left(x_{0,\mathrm{ij}}\right)---\left(2\right)$

在这一等式中，g_G(x)表示联合传递函数g_G(x)，其包括检测器点扩散函数g_S(x)和重建滤波器的传递函数g_F(x)。为了简化，对于等式2中的插值步骤而言，已经假定了扇形射束几何结构(两个插值权值)，而直接推出锥形射束的扩展情况(一般四个插值权值)。

图4图示说明了此处假定为扇形射束几何结构所使用的几何结构和术语。对于投影i而言，来自焦斑F、通过位置x_j处的体素j中心的射线确定检测器上的插值位置以及相应的插值权值a_ij和b_ij。

使用等式2，计算每个独立投影i对体素j的噪声方差的贡献。根据下式通过加和来自所有投影的独立贡献计算体素j的总噪声方差：

${\mathrm{\σ}}_3^2\left(x_j\right)=\underset{i}{\mathrm{\Σ}}{\mathrm{\σ}}_{3,i}^2\left(x_j\right)---\left(3\right)$

可以以线性方式通过加和所有的西格玛(sigma)值，或者也可以使用均方(squared average)，即建立均方根(RMS)值，来计算整个感兴趣区域的体素噪声的代表值。例如，后者可以如下实现。作为对ROI内体素噪声的测量值，RMS值可以根据下式计算：

${\mathrm{\σ}}_{\mathrm{RMS}}\left(\mathrm{ROI}\right)=\sqrt{\frac{1}{N_j}\underset{j}{\mathrm{\Σ}}{\mathrm{\σ}}_3^2\left(x_j\right)}=\sqrt{\frac{1}{N_j}\underset{j}{\mathrm{\Σ}}\underset{i}{\mathrm{\Σ}}{\mathrm{\σ}}_{3,i}^2\left(x_j\right)}---\left(4\right)$

这样，大值(“噪声”离群值)对总噪声有较大影响，并且因此将对下文将讨论的电流调制具有更强的影响。

可以通过以下方式通过在辐射源2处调制管电流来减小感兴趣区域中的平均体素噪声σ_RMS(ROI)，即对于具有大噪声贡献的投影，增大管电流，而对于具有小噪声贡献的投影，使用减小的管电流。作为任选的条件，总共施加的辐射可以保持恒定。

例如通过剂量调制单元11，可以利用相对管电流调制因子C_i将管电流调制整合到上述实施例中。投影的管电流被计算为I_i＝C_i·I_平均，其中，I_平均是未经调制使用的平均管电流。由于管电流调制因子，独立方差贡献与调制因子的倒数成比例，使得此时将一个体素的体素噪声计算为

${\mathrm{\σ}}_3^2\left(x_j\right)=\underset{i}{\mathrm{\Σ}}\frac{1}{C_i}\·{\mathrm{\σ}}_{3,i}^2\left(x_j\right).---\left(5\right)$

使用条件

$\frac{1}{N_i}\underset{i}{\mathrm{\Σ}}{C}_i\stackrel{!}{=}1---\left(6\right)$

然后，最小化任务可以通过下式限定

${\mathrm{\σ}}_{\mathrm{RMS}}^2\left(\mathrm{ROI}\right)=\frac{1}{N_j}\underset{i}{\mathrm{\Σ}}\frac{1}{C_i}\underset{j}{\mathrm{\Σ}}{\mathrm{\σ}}_{3,i}^2\left(x_j\right)=\underset{i}{\mathrm{\Σ}}\frac{1}{C_i}{\mathrm{\σ}}_{\mathrm{pro},i}^2\stackrel{!}{=}\min .---\left(7\right)$

在以上等式中，源于每个投影对总

的贡献已经集中到了单个量

中。

使用偏导数

和等式6限定的条件，等式7给出的最优任务的解为

$C_i=\frac{1}{\frac{1}{N_i}\underset{i^{\′}}{\mathrm{\Σ}}{\mathrm{\σ}}_{\mathrm{pro},i^{\′}}}\·{\mathrm{\σ}}_{\mathrm{pro},i}---\left(8\right)$

即，等式8限定了最优相对管电流调制因子。

可以基于对输入噪声方差

的描述实现噪声传播的确定和最优相对管电流调制因子的计算。因为在传播通过患者期间，多能射束频谱持续变化，测量的能量汇集的检测器信号可能与到达检测器的量子数目不完全成比例。因为量子的数目确定量子噪声，所以考虑频谱变化是很重要的，频谱变化可根据下面的等式9收集。

此外，为了考虑根据测量的X射线分布图的重建过程中涉及的对数变换，等式9包含通过归一化的初级辐射的倒数值

计算的噪声增强因子。该因子表示对数函数的局部斜率，并且可以由1阶泰勒(taylor)展开式导出。

在该等式中，n_P(E)和n₀(E)是撞击到检测装置6上的频谱光子计数率密度，N₀是在患者体内无衰减地到达检测器单元的光子的数目，<E_P>和<E₀>是在患者体内衰减前和衰减后的频谱的平均能量，以及

是在患者体内衰减后的频谱的均方能量。对于等式9的实际实施，σ_P(I_P，频谱)的值可以利用查找表(LUT)或利用参数计算方案进行存储。

如果在重建之前使用散射偏差校正技术或测量，可以充分考虑散射辐射。在存在散射辐射的情况下，输入噪声可以类似于等式9根据下式计算：

同样对于这种情况，可以利用LUT预先计算和存储函数σ_PS(I_P，I_S，频谱)的值或通过参数模型计算函数σ_PS(I_P，I_S，频谱)的值。

在存在散射辐射的情况下，I_P和I_S可以根据测量的检测器信号I_测量＝I_P+I_S确定。这可以通过简单的散射模型或基于散射估计算法(例如，与校正用于重建的投影数据所使用的相同的算法)实现。

应当认识到，正确考虑在测量的检测器信号中得到的散射辐射的量有利于获取真正最优的剂量调制曲线。如在例如EP 1 172 069 A1中描述的已知技术提出的、简单地使用基于衰减的量以导出输入噪声的分布可能导致次优的结果。

可通过简化以上噪声传播公式加速剂量的计算或确定。在函数g_G具有短横向范围(类似于delta峰值)的情况下，这在典型CT和基于平面检测器的锥形射束CT系统中是常见的情况，噪声传播公式可以近似为：

${\mathrm{\&sigma;}}_{3,i}^2\left(x_j\right)=a_{\mathrm{ij}}^2\&CenterDot;G_{G0}^2\&CenterDot;{\mathrm{\&sigma;}}_1^2\left(x_{0,\mathrm{ij}}\right)+b_{\mathrm{ij}}^2\&CenterDot;G_{G0}^2{\mathrm{\&sigma;}}_1^2(x_{0,\mathrm{ij}}+1)+a_{\mathrm{ij}}^2\&CenterDot;b_{\mathrm{ij}}^2\&CenterDot;G_{G1}^2\&CenterDot;({\mathrm{\&sigma;}}_1^2\left(x_{0,\mathrm{ij}}\right)+{\mathrm{\&sigma;}}_1^2(x_{0,\mathrm{ij}}+1))---\left(11\right)$

使用

$G_{G0}^2=\underset{x=-\&infin;}{\overset{\&infin;}{\mathrm{\&Sigma;}}}{g}_G^2\left(x\right)$ 和 $G_{G1}^2=\underset{x=-\&infin;}{\overset{\&infin;}{\mathrm{\&Sigma;}}}{g}_G\left(x\right)\&CenterDot;g_G(x+1)$

使得不再需要卷积滤波。可以预先计算

和

然后仅有对应于ROI投影(在极端情况下，每个投影仅有两个检测器单元)的那些投影值需要包括到计算中。

利用适当的比例因子，可以使用比图像数据的最终拟重建更为粗糙的空间分辨率完成噪声传播，大大减少了输入数据的量，并加速了最优剂量调制的计算。

在下文中，基于图2指示的备选噪声分布源描述了本发明的各种实施例。

在使用追踪扫描SS的情况下，对于CT中的扫描计划而言，通常对患者执行低剂量低分辨率的追踪扫描，以便确定例如待成像的FOV。使用该追踪扫描投影数据和在重建区域内由用户指定的ROI，可以使用等式2、8和9、使用散射校正算法和使用用于加速的低分辨率数据来计算最优剂量分布图。

使用具有诸如身体尺寸、体重、成像区域的参数的患者模型PM，预计算的数据可以用于等式8中的分母

然后，可以使用等式2、8和10计算最优剂量分布图，在此，对于独立投影i的管值计算而言，可以使用来自目前采集的所有投影i-n(n＝1...10)的投影的输入数据。在这种情况下，可以通过使用经减小的空间分辨率和经简化的噪声传播公式两者来加速计算。

对相同的几何结构进行重复采集的情况下使用先前的扫描数据ACQ，可以从先前的扫描中获取所需的信息。然后可以使用与追踪扫描SS相同的程序。

总之，已经描述了根据测量数据生成图像的图像生成装置和方法，其中，针对感兴趣区域优化图像质量，并且其中，在感兴趣区域的投影域中确定噪声分布，以及基于确定的噪声分布通过使用噪声分布算法确定针对辐射源的剂量分布图。因此，可以特别针对选定的感兴趣区域改善重建体积的信噪比。

所提出的剂量控制程序可以应用于螺旋和轴向CT两者以及基于平板检测器的锥形射束CT系统，诸如三维螺旋血管造影术(3DRA)或三维螺旋X射线(3DRX)产品。

在以上实施例中，成像系统为计算机断层摄影系统，但在其他实施例中，成像系统还可以是任何其他成像模式，例如核成像系统。

本发明可以用于生成活体对象的图像，如患者，但本发明还可以用于生成技术对象的图像。

本领域的技术人员根据对附图、公开和所附权利要求书的研究，在实践权利要求的发明的过程中，可以理解并实现所公开实施例的其他变型。

在权利要求中，“包括”一词并不排除其他元件或步骤，并且不定冠词“一”或“一个”并不排除多个。

单个单元或装置可以实现权利要求中叙述的若干项功能。基本的事实是，在相互不同的从属权利要求中叙述的特定测量并不表明不可以有利地使用这些测量的组合。

根据上述程序对剂量调制的计算、确定和/或控制可以作为计算机程序的程序代码模块和/或作为专用硬件来实施。

计算机程序可以存储/发布在合适的介质上，诸如光存储介质或固态介质，与其他硬件一起或作为其他硬件的一部分提供，但计算机程序还可以以其他形式发布，诸如经由因特网或其他有线或无线电信系统。

权利要求书中的任何附图标记不应解释为对范围的限制。

Claims (14)

1.一种用于根据测量数据生成图像的图像生成装置，其中，针对感兴趣区域优化图像质量，所述图像生成装置包括：

-噪声确定单元(31)，其用于确定所述感兴趣区域的投影域中的噪声分布；以及

-剂量控制单元(32)，其用于基于所述确定的噪声分布通过使用噪声传播算法确定针对所述图像生成装置的辐射源(2)的剂量分布图。

2.如权利要求1所述的图像生成装置，其中，由用户指定所述感兴趣区域。

3.如权利要求1所述的图像生成装置，其中，利用自动或半自动的器官分割选取所述感兴趣区域。

4.如权利要求1所述的图像生成装置，其中，所述噪声确定单元(32)适于基于之前采集的投影数据确定所述噪声分布。

5.如权利要求1所述的图像生成装置，其中，所述噪声确定单元(32)适于基于包括所述感兴趣区域的对象的模型确定所述噪声分布。

6.如权利要求1所述的图像生成装置，其中，所述噪声确定单元(32)适于基于追踪扫描确定所述噪声分布。

7.如权利要求6所述的图像生成装置，其中，通过利用低剂量和低分辨率中的至少一个的扫描操作获取所述追踪扫描。

8.如权利要求1所述的图像生成装置，其中，所述噪声传播算法考虑了频谱效应和散射辐射中的至少一个。

9.如权利要求1所述的图像生成装置，其中，所述噪声确定单元(32)适于基于低于所述图像的最终分辨率的经降低的空间分辨率和经简化的噪声传播算法中的至少一个确定所述噪声分布。

10.一种成像系统，包括：

-测量数据生成单元，其用于生成所述图像的所述测量数据，以及

-图像生成装置(10)，如权利要求1中限定的、其用于根据所述测量数据生成所述图像。

11.一种用于根据测量数据生成图像的图像生成方法，其中，针对感兴趣区域优化图像质量，所述图像生成方法包括以下步骤：

-确定所述感兴趣区域的投影域中的噪声分布；以及

-基于所述确定的噪声分布使用噪声传播算法确定针对辐射的剂量分布图。

12.一种成像方法，包括以下步骤：

-通过测量数据生成单元生成测量数据，以及

-通过图像生成装置(10)、根据如权利要求11中限定的所述步骤、根据所述测量数据生成图像。

13.一种用于根据测量数据生成图像的计算机程序，所述计算机程序包括：当所述计算机程序在控制所述图像生成装置的计算机上运行时，用于令如权利要求1中限定的图像生成装置执行如权利要求11中限定的所述检测方法的所述步骤的程序代码模块。

14.一种用于成像的计算机程序，所述计算机程序包括：当所述计算机程序在控制所述成像系统的算机上运行时，用于令如权利要求10中限定的成像系统执行如权利要求12中限定的所述成像方法的所述步骤的程序代码模块。

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