CN102631210A

CN102631210A - 校正图像数据的方法、图像数据组处理装置、x 射线系统

Info

Publication number: CN102631210A
Application number: CN2012100282418A
Authority: CN
Inventors: T.弗洛尔; B.施密特
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthineers AG
Priority date: 2011-02-15
Filing date: 2012-02-09
Publication date: 2012-08-15
Anticipated expiration: 2032-02-09
Also published as: US9204847B2; US20120207270A1; CN102631210B; DE102011004120B4; DE102011004120A1

Abstract

本发明涉及用于校正检查对象(P)的图像数据的方法和图像数据组处理装置(21)，该图像数据包括在使用第一X射线能量的条件下获得的第一图像数据组和在使用第二X射线能量的条件下获得的第二图像数据组。在此，为了产生校正了的图像数据组，从在第一图像数据组的确定的图像点位置上的图像点值(I_NE)中，减去与第二图像数据组中的相应的图像点位置对应的与权重系数(w_Ca)相乘的图像点值(I_HE)。根据使用的第一X射线能量和使用的第二X射线能量这样选择所述权重系数(w_Ca)，使得在相减的情况下从图像点值(I_NE)中去除钙分量。此外还描述了一种用于产生图像数据组的方法以及一种具有这样的图像数据组处理装置(21)的X射线系统(1)。

Description

校正图像数据的方法、图像数据组处理装置、X 射线系统

技术领域

本发明涉及一种用于校正检查对象的图像数据的方法，其中，图像数据包括借助X射线系统在使用第一X射线能量的条件下获得的第一图像数据组和借助X射线系统在使用第二X射线能量的条件下获得的第二图像数据组。此外，本发明还涉及一种用于产生图像数据的方法，在该方法中借助X射线系统利用第一能量进行测量并且在此基础上产生第一图像数据组，并且利用第二能量进行测量并且在此基础上产生第二图像数据组，并且然后按照校正方法产生校正了的图像数据组。此外，本发明还涉及一种用于校正检查对象的图像数据的图像数据组处理装置以及一种具有这样的图像数据组处理装置的X射线系统和一种相应的计算机程序产品。

背景技术

本文开头提到种类的其中利用不同的X射线能量记录检查对象的图像数据组的测量通常被称为所谓的“双能量方法”。因为X射线在不同物质中的衰减是取决于能量的，所以利用该测量方法可以与利用仅一个X射线能量的测量相比获得附加的信息。可以利用这些信息，以便能够更好区别在X射线源和X射线探测器之间的射线路径中的不同物质。

双能量方法的应用的典型例子是CT血管造影(CT＝X射线计算机断层造影)。在这样的检查中紧靠开始CT测量之前对患者给予造影剂，使得在拍摄的时刻待检查的血管或血管腔积聚了造影剂。在此通常使用含碘的造影剂，由于其高的原子序数，含碘的造影剂导致X射线辐射的强烈衰减并且由此产生良好的血管对比度。通常可以很好地判断血管状态。当在血管壁中已经形成了钙化斑时，则出现问题。由于CT系统和CT方法的有限分辨率，通常产生公知的“calcium-blooming”效应。通过该效应在CT图像数据组中钙化看起来明显大于其实际情况。相应地，通过钙化斑引起的狭窄看上去大于其实际情况，从而过大估计了狭窄程度。

为了避免该问题，可以借助双能量CT检查区别钙和碘，其中为此迄今为止进行基于所谓的“双能量比”的区别。为此，将分别在两个利用不同的X射线能量产生的图像数据组中与相同的图像点位置对应的图像点值相除。在本发明的范围内“图像点”被理解为图像数据组的单个体素或像素。“图像点值”相应地是基于测量的探测器值通常通过合适的重建方法确定的、单个体素或像素的强度值等。通常在X射线方法中(CT方法也属于X射线方法)，这些值以豪恩斯菲尔德值(Hounsfield value，HU值)的形式给出。同样在本发明的范围内“图像点位置”被理解为体素或像素位置。为了确定双能量比，通常将低能量图像的HU值逐体素或像素地除以高能量图像的HU值。根据该双能量比然后将所涉及的体素或像素与物质(此处也就是钙或碘)对应。然而在此还由于calcium-blooming而产生问题。也就是说钙和碘直接相邻，所以接近与骨的边界的碘体素的HU值通过相邻的钙由于Blooming而失真。然后典型地出现取决于X射线管电压的、也就是取决于X射线能量的HU值上升并且由此还出现双能量比的不期望的改变。如果将用于区分钙和碘的阈值，设置为位于钙和碘之间的一个确切值，则如果钙化足够大也可以正确确定狭窄程度。尽管如此，剩下的体素在到钙的边界区域中是失真的，这此外还会导致在图像数据组中消除了血管部分，即，不再是可见的。相反，如果使用更低的阈值，则剩余的图像虽然更好地看出，但是狭窄又被过大估计，因为在图像数据中留下太高的钙含量。

降低通过calcium-blooming引起的狭窄程度过度估计的另一种可能性在于，在给予造影剂之前就记录CT数据作为参考图像数据。然后可以将这些参考图像数据从CT血管造影的数据中减去。因为在两个数据组中产生calcium-blooming，通过相减而消除了该效应并且仅留下没有钙化的内腔。然而该方法具有多个缺陷。其一是需要附加的测量。其二是存在如下主要问题，即，在两个测量之间由于直到造影剂在患者的身体中扩散的等待时间而必须具有更大的时间间隔。由此需要对图像数据进行互相的开销大的配准(即几何匹配)，以便至少降低运动伪影，因为否则会产生结果失真。

发明内容

本发明要解决的技术问题是，提供用于校正来自于双能量测量的图像数据的改进的方法和改进的图像数据组处理装置，其允许以尽可能简单的方式降低calcium-blooming效应，并且特别是允许在CT血管造影中精确地确定狭窄程度。

按照本发明的方法同样利用双能量测量方法，即，在使用第一X射线能量的条件下产生第一图像数据组并且在使用与第一X射线能量不同的第二X射线能量的条件下产生第二图像数据组。然而，与迄今为止的双能量校正方法不同，为了降低calcium-blooming，不确定双能量比，而是产生校正了的图像数据组，方法是，从在第一图像数据组的确定的图像点位置上的图像点值、即单个像素或体素的强度值中，减去在第二图像数据组的相应的图像点位置上的与权重系数相乘的图像点值。在此，根据所使用的第一X射线能量和所使用的第二X射线能量这样选择权重系数，使得在相减的情况下从图像点值中去除钙分量。在另一个按照本发明的方法步骤中，该方法步骤可以作为降低噪声滤波器的应用的替换或附加，从第一图像数据组和第二图像数据组中产生组合图像数据组(以下也称为“混合图像”)。为了产生校正了的图像数据组，然后仅在组合图像数据组的图像点值大于边界值的图像点位置上，从在第一图像数据组的相应的图像点位置上的图像点值减去第二图像数据组的与权重系数相乘的图像点值。可以这样设置边界值或阈值，使得在例如与没有造影剂的软组织对应并且其强度值由此更小的图像点上，通过相减不发生改变。仅对于具有足够高强度值(即高于阈值)的图像点，例如对于在充满造影剂的血管的区域中的体素，在这些图像点上刚好发生calcium-blooming问题，使用来自于减影图像的信息。

由于物理特性以及X射线测量原理，特别是CT测量原理的特性，取决于能量组合的权重系数几乎独立于位于确定的体素中、即位于确定的图像点位置上的钙浓度。由此自动得到，不仅对于包含了实际的钙的图像点从图像点值中去除钙分量，而且还校正了如下的图像点的图像点值，即，其与钙化结构相邻并且因此由于calcium-blooming而失真。其他结构(诸如利用造影剂填充的血管的图像点)在该方法中被保留，因为由于与钙结构不同的衰减特性，在利用预定的权重系数相减的情况下不会发生消除。

因为由于通过图像点值相减也去除通过Booming产生的钙分量，与基于双能量比的校正相比，不再发生calcium-blooming问题。尽管如此，不需要以相对大的时间间隔在给予造影剂之前进行附加的参考测量。由此最大程度地避免了运动伪影。

为了进行该方法，可以使用按照本发明的图像数据组处理装置。该装置必须具有用以接收图像数据组的图像数据接口，以及用于接收权重系数的接口，例如基于操作者的输入或来自于其中存储了权重系数的存储器。图像数据组处理装置还需要校正单元，其被构造为，为了产生校正了的图像数据组，从第一图像数据组的确定的图像点位置上的图像点值中减去在第二图像数据组的相应图像点位置上的与权重系数相乘的图像点值，其中，第一权重系数根据所使用的第一X射线能量和所使用的第二X射线能量这样选择，使得在相减的情况下从图像点值中消除钙分量。

按照本发明的校正方法可以直接在按照本发明的方法中用于产生检查对象的图像数据，其中，借助X射线系统利用第一能量进行第一测量并在此基础上产生第一图像数据组并且然后利用第二能量进行第二测量并在此基础上产生第二图像数据组，并且然后利用按照本发明的校正方法从该第一和第二图像数据组中产生校正了的图像数据组。

相应地，按照本发明的图像数据组处理装置还可以是具有用于采集检查对象的投影数据组的至少一个X射线源和至少一个探测器系统的X射线系统、特别是CT系统的部分。即，图像数据组处理装置例如可以安装在X射线系统的控制和分析计算机上。原则上，这样的图像数据组处理装置也可以在其他计算机单元中实现，所述其他计算机单元例如通过网络与这样的X射线系统为了数据接收而相连或者以其他方式被提供以相应的图像数据组。

特别地，图像数据组处理装置的校正单元可以作为软件模块在合适的计算机上实现。图像数据接口以及用于接收权重系数的接口同样可以以纯软件的形式实现，只要仅需从其他例如在相同的计算机单元上实现的预处理装置或存储器中接收数据组或权重系数。不过，原则上这些接口也可以作为组合的硬件/软件接口实现，以实现外部接收，例如借助特别配置的硬件接口的软件组件。

通常，图像数据组处理装置还具有用于输出校正了的图像数据组的输出接口，例如在合适的存储器中和/或在显示屏上或打印机上直接输出给操作者。该输出接口也可以是纯软件接口或组合的硬件/软件接口。

最大程度上按照软件的实现具有如下优点，即，以简单方式通过软件更新就可以改进现有的图像数据组处理装置，以便能够按照本发明的方式工作。就此而言，上述技术问题还通过一种计算机程序产品解决，该计算机程序产品可以直接加载到可编程图像数据组处理装置的存储器中，具有程序代码段，以便当该程序在图像数据组处理装置中运行时执行按照本发明的校正方法的所有步骤。

优选地，这样选择第一X射线能量，使得其低于第二X射线能量，即，第一图像数据组是所谓的“低能量图像数据组”而第二图像数据组是“高能量图像数据组”。X射线能量通常通过X射线管的加速电压来表征并且相应地通常以单位kV给出。在双能量方法中使用的通常的能量组合是，对于低X射线能量的80kV和对于较高能量的140kV，或者对于低能量的100kV和对于较高能量的140kV。

在该方法的优选扩展中，在产生校正了的图像数据组之前，将第一图像数据组的图像点值分别移动一个第一校正值和/或将第二图像数据组的图像点分别移动一个第二校正值。通过这样的移动可以实现，确定的物质在校正时几乎不改变地保留。在此也可以的是，两个校正值是相同的。

例如在一种优选扩展中，第一校正值这样选择，使得其大约相应于第一图像数据组中的基本物质的平均图像点值。相应地，第二校正值可以大约相应于在第二图像数据组中基本物质的平均图像点值。作为基本物质在该意义上理解为在检查对象的拍摄的区域中最常出现的并且由此形成图像的“背景结构”的物质。

例如作为基本物质，在头部拍摄中可以假定大脑的软组织，而血管组织、钙成分以及利用造影剂填充的血管腔从该基本物质中突出并且形成实际上待检查的结构。在这样的头部拍摄中，例如作为第一校正值可以选择这样豪恩斯菲尔德值，其大约相应于在第一X射线能量中软组织的平均豪恩斯菲尔德值。相应地，然后这样选择第二校正值，使得其大约相应于在第二X射线能量情况下软组织的平均豪恩斯菲尔德值。因为软组织通常不取决于或很少取决于能量或X射线电压，所以此处相同设置第一和第二校正值。优选地，在该情况下对于软组织作为校正值大约选择大概40HU的CT值。通过将第一图像数据组的和第二图像数据组的图像点值移动一个这样的CT＝40HU的校正值，可以保证，软组织作为基本物质然后分别具有0HU的CT值。这保证了，权重系数在相减的情况下对软组织的图像点值不具有或最多具有很小的影响并且图像点也在相减之后几乎不变地显示。

为了减小在减影图像中、即在校正了的图像数据组中的噪声，有利的是，采用用于噪声降低的措施。在优选的变形中，在相减之前对图像数据组应用噪声降低的滤波器，诸如非线性滤波器或迭代方法。由此明显降低了在校正了的图像数据组中的噪声。

特别优选地，在此在校正了的图像数据组的其余的图像点上，作为图像点值，简单地采用在组合图像数据组的相应的图像点位置上的图像点值。即，在该方法中互相组合来自于两个图像数据组的混合图像和减影图像的信息。

为了产生组合图像数据组，优选地可以将在第一图像数据组的确定的图像点位置上的图像点值与在第二图像数据组的相应的图像点位置上的图像点值相加。在此还可以加权相加。

按照本发明的方法原则上可以用于利用任意的X射线系统产生的、即例如也利用以简单的投影拍摄的形式产生图像数据的X射线设备产生的图像数据组。不过，当首先由X射线系统拍摄投影数据组并且从所述投影数据组中重建图像数据组，以便能够三维地成像待检查对象的内部时，特别优选地采用该方法。这些图像数据组然后例如由体素的三维矩阵构成，并且可以从中产生具有单个像素的任意截面图像。相应地，X射线系统优选是CT系统和/或血管造影设备。图像数据组处理装置然后应当相应地具有用于接收借助X射线系统获得的投影数据组的测量数据接口，以及构造为用于从第一测量的投影数据组重建第一图像数据组并从第二测量的投影数据组中重建第二图像数据组的重建单元。

已经表明，合适的权重系数不仅是取决于能量组合，而且优选地也是取决于用以获取用于图像数据的获得的测量数据的X射线系统或X射线系统类型来确定的。即，选择特定于系统的或特定于设备的权重系数。“X射线系统类型”在本发明的意义上不仅理解为X射线系统的原则上的种类(即，简单的X射线设备、CT系统或血管造影仪等)，而且相同种类的但是来自于不同的制造者和/或不同的产品系列也理解为不同的X射线类型。

这样的特定于系统的或特定于设备的权重系数在一种优选变形中可以实验地借助图像数据来确定，所述图像数据基于利用相同的X射线系统或利用相同的X射线系统类型的X射线系统获取的测量数据。附加地或替换地，也可以进行利用相应的X射线系统或X射线系统类型的这些测量的合适的仿真并且用于确定权重系数。如果一次确定了权重系数，则可以将其存储在各个X射线系统的或对于该X射线系统的图像数据组测量装置的存储器中，从而在计算校正了的图像数据组时如果需要也可以自动地从存储器中调用。

附图说明

以下借助附图结合实施例再次详细解释本发明。其中，

图1示出了具有按照本发明的图像数据组处理装置的计算机断层造影系统的高度简化的图，

图2示出了用于显示按照本发明方法的第一变形的可能方法流程的流程图，

图3示出了用于显示按照本发明方法的第二变形的可能方法流程的流程图，和

图4在下面一行示出了头部的双能量测量的多个比较图像，即，混合图像(左边)、按照本发明的方法的第一变形的减影图像(中间)和按照本发明方法的第二变形的图像(右边)，以及在上面一行示出了具有待检查的血管的下面一行的图像的各个放大的图像截面。

具体实施方式

图1示意性示出了具有按照本发明的图像数据组处理装置21的计算机断层造影系统1。CT系统1在此主要由通常的双源扫描仪11组成，在该扫描仪中在机架10上具有分别一个X射线源15、16和与分别一个X射线源15、16相对的探测器17、18的两个数据采集系统5、6围绕测量空间3回转。在扫描仪11之前有患者支撑装置或者说患者卧榻4，其上部2可以与位于其上的检查对象P(此处是患者)一起相对于扫描仪11沿着相应于纵向通过测量空间3的系统轴z的z方向移动，以便将患者P相对于数据采集系统5、6移动通过测量空间3。扫描仪11和患者卧榻4通过控制装置20控制，从该控制装置通过通常的控制接口28输出用于卧榻定位的控制数据PS和用于数据采集系统5、6的控制数据AS，以便按照预定的测量协议以常规的方式控制CT系统1。

在此，原则上可以同时将患者沿着z轴移动并且使得X射线源15、16回转，从而对于X射线源15、16分别相对于患者P在测量期间产生螺旋轨道。由此记录患者的身体的体积数据。在另一种顺序测量方法中，将患者P分别逐步地在z方向上前移并且在静止状态下X射线源15、16分别以至少一个确定的角度范围(通常是至少180)回转，以产生在确定的截面层中足够的投影。在该变形中，也就是产生以垂直于系统轴z的单个截面图形式的体积数据。

在所述双源扫描仪11中，两个X射线源15、16分别这样设置，使得其利用不同的X射线管电压工作并且由此输出不同能量的X射线。以这种方式在测量期间同时产生两个投影数据组，即，一个低能量投影数据组DA_NE和一个高能量投影数据组DA_HE。

要指出的是，替代图1中示出的系统，还可以采用任意的其他计算机断层造影系统，以产生对于按照本发明的方法的投影数据组DA_NE、DA_HE。一方面，可以使用具有仅一个数据获取系统的扫描仪并且在两个紧挨着的测量中分别不同地设置X射线管电压。同样，扫描仪可以另外地构造并且例如替代分别与X射线管一起在相对侧上一起回转的探测器还具有圆形探测器环，其探测器元件对于回转的X射线源被匹配地读出。同样还可以考虑其他结构变形。

这样借助数据获取系统5、6获取的原始数据或投影数据组DA_NE、DA_HE然后被传输到控制装置20。该控制装置20在此构造为具有按照本发明的图像数据组处理装置21，其在图1中与其组件一起再次被放大地示出。

图像数据组处理装置21这样构造，使得其具有用于接收投影数据组DA_NE、DA_HE的测量数据接口22，其将这些投影数据组传输到重建单元23，后者相应地从低能量投影数据组DA_NE中产生低能量图像数据组并且从高能量投影数据组DA_HE中产生高能量图像数据组。

图像数据组然后被传输到校正单元25的图像数据接口24，其以按照本发明的方式产生校正了的图像数据组。为此后面还要详细解释该方法。校正单元为此通过另一个接口26接收权重系数w_Ca。

完成校正的图像数据组然后可以通过输出接口27例如存储在存储器29中或者以通常的方式在控制装置20的显示屏31上为用户输出。接口26此外可以这样构造，使得其从用户接口(例如键盘30)接收权重系数w_Ca通过该用户接口，用户输入该权重系数w_Ca。同样该接口26也可以将权重系数w_Ca从存储器(例如存储器29)中获取，在该存储器中已经事先存储了对于确定的X射线能量组合的权重系数。

在此，至少重建单元23和校正单元25以软件形式在控制装置20的处理器上或多个协作的处理器上构造。不过要指出的是，用于构造控制装置20的不同的变形可能性都是可以的。所以，如估计通常的情况那样，测量数据接口22和重建单元23可以是独立的，即，不作为按照本发明的图像数据组测量装置21的部分在控制装置20中实现，并且图像数据组处理装置21从独立的重建单元23接收必要的图像数据组。重建装置23可以通过相应的输出接口直接输出重建的图像数据组，例如输出到显示屏31上或存储器(例如存储器29)中。同样可以的是，控制装置20具有到连接到计算机断层造影系统1的网络、例如放射学信息系统(RIS)的未示出的接口，以便将图像数据组和/或投影数据组在大容量存储器中存储或者将图像数据组在与网络相连的打印机上以由操作者选择的图像的形式输出或者通过网络传输例如由制造者对于确定的X射线系统类型和确定的预先给出的能量组合已经提供的合适的权重系数w_Ca。

以下结合图2和3详细解释校正单元25的精确的工作方式，其中图2示出按照本发明的方法的特别简单的形式并且图3示出扩展的变形。

在按照图2的方法中，步骤Ia的出发点是高能量投影数据组DA_NE和低能量投影数据组DA_HE的接收。在步骤IIa中从中分别重建高能量图像数据组和低能量图像数据组。在此，对于单个图像点，即在三维图像数据组情况下单个体素，分别确定图像点值I_HE，I_NH，其相应于在各个X射线能量情况下各个体素中的豪恩斯菲尔德值。图像点值(即此处的豪恩斯菲尔德值)包含各个在相应的体素中关于物质和物质的密度的信息。合适的重建方法例如滤波反投影方法等是本领域技术人员公知的并且由此不进一步解释。

如上所述，该重建不一定必须是按照本发明的方法的部分，例如如果对于单个图像点已经呈现具有图像点值I_HE，I_NH的相应的图像数据组。在该情况下该方法可以立刻以这样的图像数据组的接收开始。

然后，在步骤IIIa中首先进行两个图像数据组的图像点值I_HE，I_NH的校正，方法是，分别按照以下公式

I_HE，K＝I_HE-KW_HE (1a)

I_NE，K＝I_NE-KW_NE (1b)

将图像点值I_HE，I_NH移动一个校正值KW_HE，KW_NH。在此，I_HE，K和I_NH，K分别是高能量图像数据组的和低能量图像数据组的校正了的图像点值并且KW_HE以及KW_NH是对于高能量图像数据组和低能量图像数据组的校正值。

校正值KW_HE和KW_NH这样选择，使得其大约相应于在低能量图像数据组或高能量图像数据组中的基本物质的平均图像点值。通常该基本物质是软组织。因为软组织中的衰减通常很大程度上独立于X射线能量，所以低能量校正值KW_NH和高能量校正值KW_HE分别被置为相同的值，该值在软组织情况下为大约40HU。也就是通过在步骤IIIa中的该校正保证了，在低能量图像数据组中以及在高能量图像数据组中对于软组织的校正了的图像点值I_NH，K、I_HE，K都大约等于0，从而其几乎不受后面的消除钙含量的方法步骤影响。

然后，在可选的另一个方法步骤IVa中对图像数据组的图像点值I_HE，K、I_NH，K分别还应用降低噪声的滤波器IRIS，以便由此降低在图像中的噪声。

然后，在步骤Va中选择合适的权重系数w_Ca，该权重系数一方面取决于所使用的X射线系统1的类型另一方面取决于所使用的X射线能量。

然后在步骤VIa中按照如下公式

I＝I_NE，K-w_Ca·I_HE，K (2)

从低能量图像数据组和高能量图像数据组中确定校正了的图像数据I。即，在步骤IVa中将高能量图像数据组的利用权重系数w_Ca加权的图像点值I_HE，K从低能量图像数据组的相应体素(即，在相同的图像点位置上)的图像点值I_NE，K中减去。在此，按照本发明在步骤Va中这样选择权重系数w_Ca，使得在减影的情况下正好从图像点值I_NE，K中消除钙含量。

如上面已经解释的那样，正确的权重系数一方面取决于X射线系统的类型另一方面取决于所使用的X射线能量组合。例如已经表明，对于西门子公司的类型“SOMATOM Definition”的CT系统，在对于低能量图像数据组的80kV和对于高能量图像数据组的140kV的能量组合的情况下权重系数w_Ca位于1.4附近，在对于低能量图像数据组的100kV和对于高能量图像数据组的140kV的能量组合的情况下权重系数w_Ca位于1.2附近。在其他设备类型情况下，权重系数w_Ca位于类似的数量级。正确的权重系数可以事先例如根据利用模体或样本的测试测量(其中钙含量精确已知)实验地确定。同样可以，按照仿真方法对于各个设备类型仿真相应的测量并且借助在此获得的仿真的测量数据确定权重系数w_Ca。

然后，这样确定的权重系数w_Ca可以被存储在X射线系统1的控制装置20的存储单元29中。优选地，同样对于不同的能量组合存储了对于各个X射线系统的合适的权重系数w_Ca的整个库。然后可以自动地根据所选择的X射线能量组合选择匹配的权重系数w_Ca并且在按照本发明的方法的范围内使用。有意义的是，在维护工作之后，至少在数据获取系统的几何尺寸的主要组件改变时再次检查或重新确定存储的权重系数。

这样，在步骤VIa中产生的校正的图像数据组仅还包含不再含有钙含量的图像点值I，从而本文开头描述的在确定狭窄时的calcium-blooming问题不再起作用。

根据公式2，也可以直接看出在方法步骤IIIa中进行的校正的优点。如果对于基本物质(例如软组织)的高能量图像数据组的和低能量图像数据组的单个图像点值I_HE，K和I_NE，K大约为0，则它们在减影时几乎不受权重系数w_Ca影响并且基本物质在校正的图像数据组中被几乎不变地显示。

在此要指出的是，在图2中分别对于低能量数据组和高能量数据组平行示出的方法步骤Ia、IIa、IIIa和IVa当然还可以先后以任意顺序进行。即，例如首先对于高能量投影数据组DA_HE重建高能量图像数据组，然后在步骤IIIa中进行校正并且然后在步骤IVa中进行滤波，并且然后例如进行对于低能量投影数据组的相同步骤，或者例如反过来首先处理低能量投影数据组DA_NE然后处理高能量投影数据组DA_HE。

图3示出了对图2中的方法的扩展变形。该方法同样在步骤Ib中以接收投影数据组DA_HE，DA_NE以及在步骤IIb中以从投影数据组DA_HE，DA_NE中重建图像数据组为开始。但是，然后在步骤IIIb中首先产生组合图像数据组，以下也称为混合图像，在该组合图像数据组中将低能量图像数据组的和高能量图像数据组的体素的单个图像点值I_NE，I_HE互相加上，以产生混合图像的图像点值I_MB。

但是此外如在按照图2的方法中那样，在相应于图2的步骤IIIa的步骤IVb中分别首先校正高能量图像数据组的图像点值I_HE，然后在步骤Vb中(相应于图2中的步骤IVa)可选地利用噪声降低滤波器IRIS处理。相应地，对于低能量图像数据组的图像点值I_NE也进行这两个方法步骤。

同样在步骤VIb(相应于按照图2的步骤Va)中确定合适的权重系数w_Ca，其中该权重系数w_Ca是与按照图2的方法相同的权重系数w_Ca。然而与按照图2的方法不同，此时在步骤VIIb中，只有当混合图像的图像点值I_MB大于确定的预先给出的阈值SW时，才根据公式(2)通过将校正了的高能量图像数据组的利用权重系数w_Ca加权的图像点值I_HE，K从校正了的低能量图像数据组的图像点值I_NE，K相减来产生校正了的图像点值I。否则，作为对于校正了的图像数据组采用混合图像的图像点值I_MB。

优选地，这样选择阈值SW，使得例如在本文开头提到的CT血管造影拍摄中，具有远低于造影剂的HU值的体素，低于阈值。这点通常是周围的软组织。优选地，将这样的阈值置为80HU、特别优选60HU。由此保证了，所有的以高的概率仅处在周围的组织(而不涉及利用造影剂填充的待检查的血管的内腔)不受按照本发明的相减方法影响，而是包含混合图像的信息。由此在图像中背景结构(例如脂肪和软组织)对于定向或进一步诊断而保持更好可见。

这点特别从图4可以看出。图4并列从左到右在下面一行分别示出了混合图像、按照图2的方法校正了的图像和按照图3的方法校正了的图像，其中，所有三个图像分别从通过患者的头部的相同的高能量和低能量截面图中产生。在上面一行中分别示出了关于在下面的图像中标记的部分的放大的图像，该标记的部分显示了通过狭窄影响的血管(这里是主动脉)的片段。

如从左边的混合图像或放大的图示中可以看出的，在正常的混合图像中(该混合图像仅由高能量图像和低能量图像的相加组成)，具有高钙含量的体素被强烈地突出。这是由于本文开头解释的calcium-blooming(亮的白斑)，通过该calcium-blooming狭窄比起实际情况极其更强地突出。

在中间的图像中消除了该calcium-blooming，从而可以更好地确定狭窄程度。然而减影导致周围的组织变得有些不清楚。

如果应用基于阈值的方法，例如如图3所示，则得到在右边示出的图像。同样此处去除了calcium-blooming，然而图像中周围结构清楚得多地可见，如特别是在下面行中的概况图中所示。由此对于观察者更容易在图像中定向，并且此外图像能够被更好地用于其他诊断。

最后还要再次指出的是，在前面描述的方法和装置中仅涉及本发明的优选实施例并且本发明可以由专业人员改动，而不脱离通过权利要求规定的本发明的范围。为完整起见，还要指出，不定冠词“一”或“一个”的使用不排除所涉及的特征也可以是多个地存在。

Claims

1.一种用于校正检查对象(P)的图像数据的方法，该图像数据包括在使用第一X射线能量的条件下获得的第一图像数据组和在使用第二X射线能量的条件下获得的第二图像数据组，

其中，为了产生校正了的图像数据组，从在第一图像数据组的确定的图像点位置上的图像点值(I_NE)，减去与第二图像数据组中的相应的图像点位置对应的与权重系数(w_Ca)相乘的图像点值(I_HE)，其中，根据所使用的第一X射线能量和所使用的第二X射线能量这样选择所述权重系数(w_Ca)，使得在相减的情况下从图像点值(I_NE)中去除钙分量，

其中，从第一图像数据组和第二图像数据组中产生组合图像数据组，并且为了产生校正了的图像数据组，仅在组合图像数据组的图像点值(I_MB)大于边界值(SW)的图像点位置上，从第一图像数据组的图像点值(I_NE)中减去第二图像数据组的与权重系数(w_Ca)相乘的图像点值(I_HE)。

2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述第一X射线能量低于所述第二X射线能量。

3.根据权利要求1或2所述的方法，其特征在于，在产生校正了的图像数据组之前，将第一图像数据组的图像点值(I_NE)分别移动第一校正值(KW_NE)和/或将第二图像数据组的图像点值(I_HE)分别移动第二校正值(KW_HE)。

4.根据权利要求3所述的方法，其特征在于，所述第一校正值(KW_HE)大约相应于第一图像数据组中的基本物质的平均图像点值，和/或所述第二校正值(KW_NE)大约相应于第二图像数据组中的基本物质的平均图像点值。

5.根据权利要求1至4中任一项所述的方法，其特征在于，在其余的图像点位置上，采用在组合图像数据组的相应图像点位置上的图形点值(I_MB)，作为校正了的图像数据组的图像点值(I)。

6.根据权利要求1至5中任一项所述的方法，其特征在于，为了产生组合图像数据组，将在第一图像数据组的确定的图像点位置上的图像点值(I_NE)和在第二图像数据组的相应的图像点位置上的图像点值(I_HE)相加。

7.根据权利要求1至6中任一项所述的方法，其特征在于，为了产生图像数据组，分别借助X射线系统(1)记录投影数据组(DH_HE，DH_NE)并且从这些投影数据组中重建图像数据组。

8.根据权利要求1至7中任一项所述的方法，其特征在于，取决于用于获取用于图像数据的获得的测量数据的X射线系统或X射线系统类型来确定所述权重系数(w_Ca)。

9.根据权利要求8所述的方法，其特征在于，实验地借助如下的图像数据来确定所述权重系数(w_Ca)，所述图像数据基于利用相同的X射线系统或利用相同的X射线系统类型的X射线系统获取的测量数据，和/或基于借助对X射线系统或X射线系统类型的仿真确定的测量数据。

10.一种用于产生图像数据的方法，在该方法中借助X射线系统(1)利用第一能量进行测量并在此基础上产生第一图像数据组，并且利用第二能量进行测量并在此基础上产生第二图像数据组，以及在该方法中然后按照权利要求1至10中任一项所述的方法产生校正了的图像数据组。

11.一种用于校正检查对象(P)的图像数据的图像数据组处理装置(21)，该图像数据包括在使用第一X射线能量的条件下获得的第一图像数据组和在使用第二X射线能量的条件下获得的第二图像数据组，具有

-用于接收图像数据组的图像数据接口(24)，

-用于接收权重系数的接口(26)，

-校正单元(25)，其构造为，为了产生校正了的图像数据组，从在第一图像数据组的确定的图像点位置上的图像点值(I_NE)中，减去与第二图像数据组的相应的图像点位置对应的与权重系数(w_Ca)相乘的图像点值(I_HE)，其中，根据所使用的第一X射线能量和所使用的第二X射线能量这样选择所述权重系数(w_Ca)，使得在相减的情况下从图像点值(I_NE)中去除钙分量，

其中，所述校正单元(25)被构造为，从第一图像数据组和第二图像数据组中产生组合图像数据组，并且，为了产生校正了的图像数据组，仅在组合图像数据组的图像点值(I_MB)大于边界值(SW)的图像点位置上，从第一图像数据组的图像点值(I_NE)中减去第二图像数据组的与权重系数(w_Ca)相乘的图像点值(I_HE)。

12.根据权利要求11所述的图像数据组处理装置，其特征在于，

-用于接收借助X射线系统(1)所获得的投影数据组的测量数据接口(22)，和

-重建单元(23)，其被构造为，从第一测量的投影数据组(DH_NE)中重建第一图像数据组，并且从第二测量的投影数据组(DH_HE)中重建第二图像数据组。

13.一种X射线系统(1)，具有用于获取检查对象(P)的投影数据组(DH_HE，DH_NE)的至少一个X射线源(15、16)和至少一个探测器系统(17，18)，并且具有按照权利要求11或12所述的图像数据组处理装置(21)。

14.一种计算机程序产品，其能够被直接加载到图像数据组处理装置(21)的存储器中，具有程序代码段，当所述程序在图像数据组处理装置(21)中被运行时，所述程序代码段执行按照权利要求1至10中任一项所述的方法的所有步骤。