CN102096905A - 双源计算机断层成像拍摄中的降噪 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种用于从测量数据重构检查对象(O)的图像数据的方法，其中在计算机断层成像系统(C1)的两个放射源(C2、C4)和检查对象(O)之间相对旋转运动时，事先记录测量数据(p)作为投影。为每个投影确定了指示存在与各检测器(C3、C5)不对应的放射源(C2、C4)的散射的度量。最后通过使用所述度量将投影平滑，和/或通过使用所述度量对互补的投影进行加权。

Description

双源计算机断层成像拍摄中的降噪

技术领域

本发明涉及用于从测量数据重构检查对象的图像数据的方法，其中测量数据事先在双源CT拍摄中被记录。

背景技术

使用CT系统扫描检查对象的方法一般地是已知的。在此例如使用圆形扫描、带有进给的顺序圆形扫描或螺旋扫描。不是基于圆形运动的其他类型的扫描也是可以的，例如使用直线段的扫描。借助于至少一个X射线源和至少一个对置的检测器从不同的拍摄角度拍摄检查对象的吸收数据，且将因此收集的吸收数据或投影通过相应的重构方法计算为通过检查对象的截面图像。

具有优点的是使用两个X射线源。如果两个X射线源以相同的X射线量子能量水平运行，则这明显地放大了CT图像的时间分辨率。这是因为由于两个X射线源，用于数据记录的时间减半。这在运动的检查对象中是特别地希望的。另一方面，也可以以不同的加速电压驱动两个X射线源，使得进行双能量拍摄。这点使得可以，关于采集的组织的成分作出断言。

在双源拍摄中已知的问题是存在特殊形式的散射，即横向散射。这意味着X射线源的在检查对象的表面上或内部散射的辐射到达与此X射线源不对应的检测器。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。因此试图降低散射的干扰影响。

为从计算机断层成像设备(CT设备)的X射线CT数据组，即从记录的投影重构计算机断层成像图像，目前使用作为标准方法的所谓滤波反投影方法(Filtered Back Projection；FBP)。在数据记录后执行所谓的“重排(Rebinning)”步骤，其中将由扇形地从源传播的射线所生成的数据进行重排(umgeordnet)，使得数据具有如下形式，即如同平行地投向检测器的X射线到达检测器上。然后将数据变换到频域中。在频域中进行滤波，且然后将滤波后的数据变换回。借助于重排(umsortierten)且滤波的数据，对感兴趣体积内的单个体素进行反投影。

发明内容

本发明要解决的技术问题在于给出一种用于重构CT图像的方法，其中应考虑到，按照双源拍摄进行数据记录。此外，应给出相应的控制和计算单元、CT系统、计算机程序和计算机程序产品。

在根据本发明的用于从测量数据重构检查对象的图像数据的方法中，在计算机断层成像系统的两个放射源和检查对象之间相对旋转运动时，事先由分别与每一个放射源对应的检测器记录测量数据作为投影。为每个投影确定了一个度量，该度量指示了与各检测器不对应的放射源的散射的存在。进行第一步骤，其中通过使用所述度量将投影平滑。替代地或补充地进行第二步骤，其中通过使用所述度量对互补投影加权。

在测量中使用两个X射线源和与之对应的检测器。因此，存在双源测量。通常，在此将两个X射线源错开大约90度布置。记录测量数据作为投影。在此投影对应于检测器元件在一定的投影角度下的测量值，即在与所述检测器元件对应的X射线源的相对于检查对象的一定位置时的测量值。该方法适合于单行的检测器也适合于多行的检测器，其中每个检测器行分别具有多个检测器元件。

因为使用了两个X射线源，所以可能的是，一个检测器测量到与之不对应的另一个X射线源的辐射。这称为横向散射，因为该散射通过X射线辐射在检查对象上或内的散射所产生。因为散射应由于X射线源和检测器布置而从侧面形成，所以称之为横向散射。此散射所伴随的缺点是在重构的图像内噪声的升高。第一步骤和第二步骤用于降低此噪声。

首先确定指示散射存在的度量。所述度量的确定在此按投影进行。这是有意义的，因为散射在不同投影间可能明显变化。优选地，对于所有投影确定所述度量。但也可以的是，所述度量的确定仅对于投影的部分进行，例如仅对于两个检测器的一个进行或仅对于一个检测器的一些检测器元件进行。

为确定所述度量，可考虑测量和/或计算。特别地，可通过另外的检测器模块直接测量散射且由此直接获得或计算所述度量。

在确定所述度量之后可将此度量以两种不同的方式使用：

在两个可能的步骤的第一步骤中，将所述度量考虑用于平滑投影。此平滑也可称为滤波。存在用于数学上实施此平滑的不同可能性。平滑总是导致测量数据的噪声降低。此平滑可关于所有投影或仅关于一些投影执行。

在两个可能的步骤的第二步骤中，将所述度量应用于互补投影。在此，互补投影是具有相同信息内容的投影，因为互补投影对应于使用相同的但错开180度的射线对检查对象的透射。即如果从前方照射用于投影的检查对象的体素，则在互补投影中在相同方向上从后方照射所述体素。如果根据所述度量将互补投影加权，则可将两个投影中更可靠地含有信息的那一个挑出或为其赋予更高的权重，因为该投影更少地受到散射的影响。

第一步骤优选地在图像重构开始前使用，这通过对随后用于重构的测量数据进行预处理来实现，而第二步骤则优选地直接在图像重构中进行。在执行第一步骤和/或第二步骤之后，可进行或结束图像重构。

在本发明的扩展中，所述度量指示了来自于与各检测器不对应的放射源的散射的存在程度。因此所述度量为每个投影给出存在多少另外的X射线源的散射。特别地，这可通过如下方式实现，即通过所述度量指示来自于与各检测器对应的放射源的辐射在全部接收到的辐射中所占的部分。在此情况中，所述度量最佳地为1；此度量越小则测量值受到散射污染愈多。

特别地有利的是在平滑中使用所述度量，使得随着散射存在的升高进行增加的平滑。以此方式，可通过使用所述度量进行自适应的平滑：所存在的散射越高则进行越多的平滑。这因此意味着散射将噪声放大，使得如果存在许多噪声则通过使用所述度量特别地进行平滑。

根据本发明的构造通过使用所述度量将投影平滑，这通过对投影进行空间平滑来实现，其中共同处理一个投影角度的不同的投影。即，在一个时间点对应于一定的投影角度考虑不同的测量值。通过将另外的测量值包含进来，可将一个确定的测量值平滑。

作为空间平滑的替代或补充，还可进行时间平滑。在此共同处理不同的投影角度的投影。不同的投影是相同的或也可以是不同的检测器元件的投影。

共同处理的示例如下：通过使用所述度量将投影平滑，这通过形成投影的加权和实现，其中所述度量影响加权因数。除加权和外，复杂的计算也是可以的。

也可以通过根据所述度量决定是否对于各投影应进行平滑，来使用所述度量将投影平滑。这意味着对于一些投影进行平滑而对于另一些投影不进行平滑。例如可使用阈值，将阈值与所述度量进行比较。此决定因此涉及“是否”平滑。补充地或替代地，通过所述度量也预先给出“如何”平滑：因此，可通过根据所述度量决定应以何种程度对各投影进行平滑，来使用所述度量将投影平滑。

根据本发明的扩展，在互补投影的加权中使用所述度量，使得存在高的散射的投影比与其互补的投影获得更小的权重。此加权在极限情况中可意味着仅考虑互补投影中涉及少量散射的那些用于图像重构。

在本发明的构造中，通过在重排步骤中使用所述度量进行互补投影的加权。作为按照平行辐射几何形状的一定辐射的投影，在此情况中可考虑所关注的互补投影的加权和，其中根据所述度量进行加权。

也可以通过在基于滤波反投影的图像重构算法的反投影步骤中使用所述度量进行互补投影的加权。在该反投影步骤中，通常使用互补投影的加权，使得所述度量可被引入此加权中。

特别地有利的是，将该方法应用于在双能量测量中记录的测量值。在此，特别地应用于较低X辐射量子能量的数据。

进一步优选的是，在执行步骤a)和/或b)前通过从测量数据减去散射修正项来进行散射修正。此散射修正用于测量数据的平均值修正。有利的是，对于散射修正，如确定所述度量那样，以相应的方式确定散射。

根据本发明的控制和计算单元用于从CT系统的测量数据重构检查对象的图像数据。所述控制和计算单元包括用于存储程序代码的程序存储器，所述存储器中存在适合于实施前述类型的方法的程序代码-如果需要也存在其他代码。根据本发明的CT系统包括这样的控制和计算单元。此外，CT系统可包含其他部件，例如用于记录测量数据所需的部件。

根据本发明的计算机程序具有适合于当所述计算机程序在计算机上运行时执行前述类型的方法的程序代码资源。

根据本发明的计算机程序产品包括存储在计算机可读取数据载体上的计算机程序代码，所述计算机程序代码适合于当所述计算机程序在计算机上运行时执行前述类型的方法。

附图说明

在下文中根据实施例进一步解释本发明。各图为：

图1示出了带有图像重构部件的计算机断层成像系统的实施例的示意图，

图2示出了带有横向散射的双源CT数据记录，

图3示出了带有互补投影的双源CT数据记录。

具体实施方式

图1中首先示意性地图示了带有图像重构装置C21的第一计算机断层成像系统C1。在此未示出的封闭机架位于机架壳体6内，在所述机架上布置了带有对置的检测器C3的X射线管C2。进一步地，在此处未示出的CT系统内布置了带有对置的检测器C5的第二X射线管C4。因此称之为双源CT设备。使用此双源CT设备可通过另外的可使用的放射器/检测器组合实现更高的时间分辨率，或在放射器/检测器系统内使用不同的X射线能量谱时也执行“双能量”检查。

此外CT系统C1还具有患者台C8，在检查时位于所述患者台C8上的患者沿也称为z轴的系统轴线C9可被推入测量场内，其中扫描本身作为无患者进给的纯圆形扫描仅在关注的检查区域内进行。在此，每个X射线源C2以及C4围绕患者旋转。在此，与X射线源C2以及C4相对，检测器C3以及C5同时运行，以记录投影测量数据，所述投影测量数据然后被用于重构截面图像。作为其中在单个扫描之间将患者逐步推动通过检查区域的顺序扫描的替代，当然也可以进行螺旋扫描，其中在使用X射线辐射的旋转扫描期间将患者连续地沿系统轴线C9推动通过在X射线源C2以及C4和检测器C3以及C5之间的检查场。通过患者沿轴线C9的运动和X射线源C2以及C4的同时旋转，在X射线源C2以及C4相对于患者的螺旋扫描时，在测量期间形成了螺旋轨道。这也可通过在患者不动时使机架沿轴线C9移动实现。

CT系统10通过带有在存储器中存储的计算机程序代码Prg1至Prgn的控制和计算单元C10控制。在此指出的是，此计算机程序代码Prg1至Prgn当然也可被包含在外部存储器介质中且在需要时被载入此控制和计算单元C10内。通过控制接口24从控制和计算单元C10传输数据采集控制信号AS，以根据一定的测量协议控制CT系统C1。

由检测器C3以及C5采集的投影测量数据p通过原始数据接口C23被传输到控制和计算单元C10。所述原始数据p然后(如果需要，在合适的预处理后)在图像重构部件C21内被继续处理。图像重构部件C21在此实施例中在控制和计算单元C10内以软件的形式在处理器上实现，例如一个或多个计算机程序代码Prg1至Prgn的形式。关于图像重构，如已关于测量过程的控制所解释，计算机程序代码Prg1至Prgn也可以包含在外部存储器介质上，且在需要时可被载入控制和计算单元C10内。

由图像重构部件C21重构的图像f被存储在控制和计算单元C10的存储器C22内和/或以通常的方式在控制和计算单元C10的显示屏上被输出。所述图像f也可通过图1中未图示的接口被馈送到连接到计算机断层成像系统C1的网络，例如被馈送到放射信息系统(RIS)，且被存储在在那里可存取的大容量存储器内或作为图像输出。

控制和计算单元C10还可以实施EKG的功能，其中使用用于在患者和控制和计算单元C10之间传导EKG电势的导线C12。此外，在图1中示出的CT系统C1也具有造影剂注射器C11，通过该造影剂注射器C11附加地在患者血液循环内注射造影剂，使得患者的血管，特别是搏动中的心脏的心室可更好地被图示。此外，由此也存在执行灌注测量的可能性，所建议的方法对此也适用。

本发明也可应用于与图1中所示的CT设备结构不同的CT设备。特别地，本发明也适合于带有形成一个完整的环的检测器的CT系统。

在双源CT拍摄中特别地在检查对象的直径大时，图像质量受到如下影响，即一个X射线源的X射线辐射被检查对象散射且然后被实际上属于另一个X射线源的检测器测量到。此向侧面的散射也称为横向散射。此效应在图2中解释。

图2的图示是垂直于z轴通过拍摄几何形状的截面。图中可见两个X射线源C2和C4，以及对置的检测器C3和C5。检测器分别以直线图示。所述直线对应于检测器行，所述检测器行具有多个检测器元件或像素。在z方向上存在相邻的且在图示中不可见的另外的检测器行。

X射线源C2的辐射穿透检查对象O且到达检测器C3，且X射线源C4的辐射穿透检查对象O且到达检测器C5。横向散射特别地在检查对象O的表面上发生。通过粗箭头标记了从X射线源C2到达检查对象O的表面上且从此处几乎直角地被散射的射线。此横向散射被实际上用于测量X射线源C4透射的辐射的检测器C5所记录。

检测器C5下方的曲线示出了由检测器C5的各个检测器元件测量的标号为0至700的散射强度。此曲线因此对应于X射线源C4不发射辐射的情况，使得仅可见横向散射。可显见，横向散射明显地不均匀：朝向X射线源C2的检测器位置接收到散射的大部分。

在检测器的测量到的信号中透射的X射线辐射的部分以q标出。对于检测器C5通过如下方式得到此比例：将来自X射线源C4的被检测器C5记录的辐射除以该辐射与来自X射线源C2的被检测器C5记录的辐射的和。因为透射的辐射是用于图像重构所希望的辐射，所以q应尽可能大，即尽可能接近1。然而，在许多投影中，此比值是小的值，例如0.2。这意味着在重构的CT图像中与单源拍摄相比明显的噪声升高，这在后文中详细地解释。

存在用于应对单源拍摄的噪声的不同措施，其中每个措施试图降低定向噪声。定向噪声理解为不同的投影具有极其不同的噪声值。投影在此对应于一定的检测器元件在一定的投影角度下的测量值。因此，在每个投影角度，每个检测器元件测量一个投影。力求使所有投影具有类似的噪声。因为单个具有强噪声的投影导致CT图像内的定向噪声；此噪声模式在诊断时明显干扰且降低了剂量效率。

用于降噪的第一示例是使用形状滤波器(Formfilter)，所述形状滤波器被安装在辐射光程内在检查对象之前，以提高检查对象边缘处的噪声且以此方式与检查对象中间处的噪声均衡。此类的形状滤波器在图2中在X射线源C2处标出。形状滤波器的使用基于如下知识，即通过检查对象的路程在检查对象中间处通常比边缘处更长，使得中间的辐射被更强地衰减。更强的衰减导致检测器上强度降低且因此导致噪声。形状滤波器因此使得X射线源的强度与检查对象的厚度分布相匹配。

第二示例是剂量调制。取决于检查对象的尺寸，在X射线源旋转期间当通过检查对象的衰减大时提高X射线管电流

第三示例是使用原始数据滤波。可以通过使用低通滤波器平滑所述原始数据滤波。在检查对象具有明显椭圆形横截面时，为了平滑，可根据衰减来滤波测量值。

这些措施虽然可在单源CT拍摄中明显降低定向噪声，但在双源CT拍摄中还出现了以上所述的横向散射效应。以上所述措施并未考虑所述横向散射效应。因为横向散射也在圆形检查对象中出现，且与所测量的强度无关。

在螺旋CT拍摄中用于降低横向散射的可见效应的措施是使用较小的螺距值。以此方式存在冗余的数据，使得由平均来去除可见的效应。但由此未降低噪声。

检测器元件的线性检测器信号以I标出。所述信号I包括对置的X射线源透射的辐射I_t和另一个与相应检测器不对应的X射线源的散射辐射I_s：I＝I_t+I_s。

散射I_s可被测量或通过模型计算。在建模中，在测量时的散射分布例如可以圆形的模体来确定，且然后通过计算扩展到其他类型形状的检查对象。而对于测量，充分利用散射在z方向几乎不变的事实，使得在z方向在实际检测器附近安装的检测器模块可测量散射。在检测器模块前使用合适的准直器，使得可保证仅散射到达检测器模块，而没有对置的X射线源的透射辐射到达检测器模块。

通过以测量或建模确定散射-在下文中将此测量或计算的量称为I_c-且将此修正量I_c从测量信号I中减去来进行散射修正。以此方式对I的平均值修正散射，使得此平均值实际上相应于不存在散射的平均测量值。

减去此量I_c虽然有利地影响了平均测量值，但不影响噪声。因为虽然进行I_c的修正，但散射的量子噪声仍保留在信号I内。在修正后，总的统计噪声δI_f-其中δ是标准差-按照高斯误差传递的近似(

derGauβschen Fehlerfortpflanzung)为：

$\mathrm{\δ}{I}_f=\sqrt{{{\mathrm{\δI}}_t}^2+\mathrm{\δ}{I_s}^2+\mathrm{\δ}{I_c}^2}$ 式(1)

在此，δI_t是透射的辐射的误差份额，δI_s是散射辐射的误差份额，且δI_c是修正量的误差份额。

总噪声δI_f因此大于不存在横向散射时的噪声。份额δI_c或者在使用建模来计算I_c时可被忽略，或者在通过测量确定I_c时与δI_s成比例。因此，可将δI_c和δI_s合并为一项，且通过假定泊松统计(据此δI²∝I，符合量子噪声的假定)得到：

$\mathrm{\δ}{I}_f=\sqrt{a{I}_t+b{I}_s}$ 式(2)

在此，a和b是取决于X射线源的谱的常数。(在泊松统计中，在δI²∝I中比例性因数取决于各谱的宽度)。

因此通过使用

得到：

$\frac{\mathrm{\δ}{I}_f}{\mathrm{\δ}{I}_t}=\sqrt{1+\frac{b}{a}(\frac{1}{q}-1)}$ 式(3)

表达

给出了单管系统中的噪声即δI_t与双管系统中的噪声即δI_f之间的关系。如果q例如等于0.5且a＝b，则通过使用第二X射线管，噪声增加

倍数。

在下文中描述可如何补偿根据式(3)由于横向散射产生的噪声增加。

为此，首先对于每个投影角度和每个检测器元件确定q。这要求对于每个投影角度和每个检测器元件确定散射I_s；此确定如上面在通过减去I_c进行的散射修正中所解释的进行。因此，每个测量值与一个q对应。

一方面，对测量数据进行取决于q的空间或时间的滤波，这平滑了数据且由此降低了噪声。平滑滤波的简单示例是对于一定数量的检测器元件求平均值。在空间滤波中，对于每个所考虑的检测器元件将测量值进行如下平滑：将该测量值通过相应测量值和来自一定量的位于所考虑的检测器元件两侧的检测器元件的测量值的平均值来替代。在时间滤波中，将各检测器元件的测量值与相同的检测器元件的在另外的投影角度下的测量值通过求平均值相关联。空间滤波和时间滤波的不同组合也是可以的。

进一步地，在平滑时考虑q。为此，多个构造是可行的。每个构造应实现，在对应于仅存在小量横向散射的高q值时，仅很少地执行或根本不执行平滑。相反地，在低q值时应进行强的平滑。因为此投影明显地受横向噪声影响，使得根据式(3)存在明显的噪声升高。因此，通过考虑q实现，仅对或特别地对明显受到因横向散射的噪声影响的测量值进行平滑。相反地，对仅很少地或根本不受横向散射的噪声影响的测量值很少地进行平滑或不进行平滑。因为平滑虽然降低了噪声，但同时也使得图像清晰度下降，后者意味着图像清晰度仅很小地降低。仅在需要处进行平滑，以尽可能小地损害图像清晰度。

在平滑时对q的考虑可如已提及的以多种方式进行。例如，可将q与阈值进行比较，使得在上超阈值时不进行平滑，而在下超阈值时进行平滑。即，在此情况中，q决定对于哪些投影进行滤波。

此外，q可不仅影响是否滤波，而且或替代地影响如何滤波。例如，q可决定平滑的程度。这可通过在平滑时将q包含在加权因数中进行，通常加权因数是q的函数。这通过如下方式实现：为平滑每个所关注的测量值而被引入的、具有降低的q的投影的测量值得到更高的权重。在此情况中，可形成测量值的加权和。

还应强调的是，存在许多在测量数据的平滑滤波中考虑q的数学可能性。

虽然至此描述了在测量数据平滑时考虑对q，但补充地或替代地，可在随后的时间中在图像重构时考虑q。为此也存在多个实施可能性。在此特别提及在存在冗余数据或互补投影时q的使用。

图3示出了在双源CT拍摄中互补投影的记录。检查对象O被第一X射线源C2的射线和第二X射线源C4的射线透射。检测器C5与第二X射线源C4对置；属于第一X射线源C2的检测器为清晰起见未图示。图示了两个不同的投影角度，即X射线源C2和C4的两个不同的位置：第一投影角度以(1)标出，且第二投影角度以(2)标出。

在第一位置中，X射线源C4的以虚线示出的射线与X射线源C2的按照发自C2(1)的实线箭头的横向散射的最大值重合。此投影因此很强地受横向散射影响且因此-参见式(3)-具有高的噪声。

在第二位置中，记录了与第一位置的以虚线示出的射线的投影互补(英语：complementary)的互补投影。互补投影在此理解为，其中检查对象的测量射线在相反的方向上即旋转180度透射。因此，互补投影的特征在于它含有相同的信息。在第二位置中，以虚线示出的射线远离X射线源C2的按照发自C2(2)的实线箭头的横向散射最大值。此投影因此几乎不受横向散射的影响。

如果存在互补投影，则所述互补投影在常规的图像重构方法中被特别地处理。其原因在于这些投影在重构中应得到很小的权重，因为它含有相同的信息，使得在重构的图像值中不过分地考虑此信息。在滤波反投影中，例如在反投影步骤中为所有互补投影提供以加权因数，使得所有相互冗余的投影的权重的和为1。

现在取决于其q值对互补投影进行加权。如根据图3可见，以虚线示出的射线的投影在第一位置中具有低的q值，而该投影的互补投影在第二位置具有近似1的高的q值。因此，为图像重构应主要使用第二位置的投影，且不使用或仅很少地使用第一位置的其互补投影。

可取决于所使用的重构算法的构造在算法的不同位置进行取决于q的投影的加权。一个示例是以上所述的滤波反投影的反投影步骤。在滤波反投影中也可使用的另一个可能性是使用重排。在此步骤中，将扇形或锥形射线几何形状的测量数据重排为平行射线几何形状。在此也可通过取决于q的相应的加权，使得两个互补投影中带有较低q值的一个比带有较高q值的一个提供更小的份额。为此例如可进行两个测量值的线性插值，即取决于q的加权求和，且将所实现的值视作按照平行射线几何形状的各测量射线的值。

在螺旋CT拍摄中还可以的是，存在多于两个互补投影。这特别地在小螺距值时发生，此时检查对象的体积元素在多个相继的运转中被透射。在此情况中，取决于q的加权涉及具有冗余信息的所有这些投影。

如已提及，可以的是，首先对测量数据执行取决于q的平滑，且然后在图像重构期间对互补投影执行取决于q的加权。其优点是在平滑中由于其低q值而被明显修正的那些投影在随后的重构中被弱地加权，且因此很小地影响图像。以此很大程度上避免了伪影。

加权的效果在重构中可很大。当在两个互补投影之间的线性插值中进行1∶1比例的加权时，其中对于两个投影有q＝1和q＝0.25，则对于a＝b得到与单源扫描相比58％的噪声增加。在0.8∶0.2的比例的加权中，仅得到26％的噪声增加。

所建议的措施降低了在双源CT拍摄中作为横向散射的结果出现的噪声。其中特别地涉及在较大的患者直径时的双能量CT扫描和双源CT扫描。在双能量拍摄时，特别是属于低能量X射线源的检测器特别地受到横向散射的污染。这是由于总是很小的透射辐射到达此检测器，因为组织内的X射线辐射的吸收在较低的量子能量时更高。

特别有利的是，与以上所述的另外的措施(剂量调制，自适应/取决于信号的滤波器)相反，仅在高q值将导致噪声放大处消除噪声。因此图像清晰度的损失不大于所必需的情况。

有利的是，该方法还消除作为双能量螺旋扫描中的横向散射的结果出现的旋转噪声模式。此噪声模式特别地在MIP(最大强度投影)成像中是显著的。在此这涉及其中沿视线(Sehstrahl)显示了具有最大衰减的体素的成像。通过噪声的存在可产生高的CT值，其在MIP成像中是可见的。

在前文中对实施例描述了本发明。应理解的是可进行多个改变和修改而不偏离本发明的范围。

Claims (18)

1.一种用于从测量数据(p)重构检查对象(O)的图像数据(f)的方法，其中在计算机断层成像系统(C1)的两个放射源(C2、C4)和检查对象(O)之间相对旋转运动时，由与每一个放射源(C2、C4)对应的检测器(C3、C5)记录测量数据(p)作为投影，为每个投影确定了指示存在与相应检测器(C3、C5)不对应的放射源(C2、C4)的散射的度量，

a)通过使用所述度量对投影进行平滑，和/或

b)通过使用所述度量对互补的投影进行加权。

2.根据权利要求1所述的方法，其中所述度量指示了与各检测器(C3、C5)不对应的放射源(C2、C4)的散射存在的程度。

3.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中：

所述度量指示了来自于与各检测器(C3、C5)对应的放射源(C2、C4)的辐射相对于全部接收的辐射的部分。

4.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中：

所述度量在平滑中的使用是这样的，随着横向散射存在的升高进行增加的平滑。

5.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中：

通过使用所述量将投影平滑，这通过对投影进行空间平滑来进行，其中一个投影角度的不同的投影被共同处理。

6.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中：

通过使用所述度量将投影平滑，这通过对投影进行时间平滑来进行，其中不同投影角度的投影被共同处理。

7.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中：

通过使用所述度量将投影平滑，这通过形成投影的加权和来进行，其中所述度量影响了加权因数。

8.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中：

通过使用所述度量将投影平滑，这通过根据所述度量决定是否应对各投影进行平滑来进行。

9.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中：

通过使用所述度量将投影平滑，这通过根据所述度量决定对各投影进行何种程度的平滑来进行。

10.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中：

所述度量在互补投影的加权中的使用是这样的，使得存在高的横向散射的投影与其互补投影相比获得更小的权重。

11.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中：

互补投影的加权通过使用所述度量在重排步骤中进行。

12.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中：

互补投影的加权通过使用所述度量在基于滤波反投影的图像重构算法的反投影步骤中进行。

13.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中：

所述测量数据(p)在双能量测量中被记录。

14.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中：

在执行步骤a)和/或步骤b)前通过从测量数据(p)减去散射修正项进行散射修正。

15.一种用于从计算机断层成像系统(C1)的测量数据(p)重构检查对象(O)的图像数据(f)的控制和计算单元(C10)，所述控制和计算单元(C10)包含用于存储程序代码(Prg1至Prgn)的程序存储器，

其中在程序存储器中存在程序代码(Prg1至Prgn)，所述程序代码(Prg1至Prgn)执行根据权利要求1至14中任一项所述的方法。

16.一种带有根据权利要求15所述的控制和计算单元(C10)的计算机断层成像系统(C1)。

17.一种带有程序代码资源(Prg1至Prgn)的计算机程序，用于当所述计算机程序在计算机上运行时执行根据权利要求1至14中任一项所述的方法。

18.一种计算机程序产品，所述计算机程序产品包括在计算机可读取数据载体上存储的计算机程序的程序代码资源(Prg1至Prgn)，用于当所述计算机程序在计算机上运行时执行根据权利要求1至14中任一项所述的方法。

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