CN1180305A - 用于计算层析x射线摄影系统的移动假物象抑制滤波器 - Google Patents

Abstract

所公开的移动假物象滤波器由投影数据信号产生移动校正信号以补偿CT图象中的移动假物象。每个投影数据信号的测量值代表占据在具体投影角上的x射线源及一检测器之间的容积的所有物质的密度。该移动假物象滤波器包括一个高通滤波器,用于产生代表病人移动的高频信号。每个高频信号的测量值是通过将相应于彼此邻近的容积的投影数据信号的各组测量值相组合来产生的。每个移动校正信号的测量值是从其相关的投影数据信号测量值中减去高频信号测量值的一部分来产生的。当投影角接近起始角时该部分增大,而当投影角接近中间角时该部分减小。

Description

用于计算层析X射线摄影系 统的移动假物象抑制滤波器

本申请涉及美国专利申请系列号NO.08/587,468，题为：“用于计算层析X射线摄影系统的条纹抑制滤波器”，于1996年1月17日申请并已转让给本受让人，它将结合于此作为参考；及涉及美国专利申请系列号NO.08/614,541，题为：“用于计算层析X射线摄影系统的环纹抑制滤波器”，于1996年3月13日申请并已转让给本受让人，它将结合于此作为参考；以及涉及美国专利申请系列号NO，08/614,660，题为：“用于计算层析X射线摄影系统的自校准环纹抑制滤波器”，于1996年3月13日申请并已转让给本受让人，它将结合于此作为参考。

本发明的技术领域

本发明总地涉及用于医疗技术的、产生例如病人CT图象的计算层析X射线摄影(CT)系统。更具体的，本发明涉及用于减少扫描时由于病人移动引起的CT图象中的假物象的一种改进的滤波器。

本发明的技术背景

第三代类型的计算层析X射线摄影(CT)系统包括分别安装在一个环形盘直径两端的X射线源及X射线检测系统。该盘被可旋转地安装在一个台架支座中，由此当扫描期间，盘可持续地绕一旋转轴转动，而来自X射线源的X射线穿过定位在盘孔中的目标到达检测系统。

检测系统通常包括一排检测器，它们以一圆弧形状布置成一单排，该圆弧具有的曲率中心在被称为“焦点”的点上，在该点上射线从X射线源发射出来。X射线源及检测器排这样地布置，即射线源和每个检测器之间的X射线路径均位于同一平面(以后称“切片面”或“扫描面”)，该面垂直于盘的旋转轴。因为X射线路径源于实质为点源的源并以不同角度延伸到各检测器，故X射线路径象一个扇子，于是常常用“扇束”一词来描述任一时刻上的所有X射线通路。在扫描期间一个测量时刻上入射到单个检测器上的X射线通称为“射线”，且每个检测器产生一个指示其相应射线的强度的输出信号。因为每个射线被其路径中的所有物质部分地衰减，故由每个检测器产生的输出信号代表分布在检测器和X射线源之间的所有物质的密度(即位于检测器的相应射线路径中的物质的密度)。

由X射线检测器产生的输出信号通常被CT系统的一个信号处理部分处理。该信号处理部分通常包括一个数据获取系统(DAS)，它对由X射线检测器产生的输出信号滤波，以改进它们的信噪比。由DAS产生的滤波输出信号被通称为“原始数据信号”。信号处理部分通常包括一个投影滤波器，它对数地处理该原始数据信号以产生一组投影数据信号，以使得每个投影数据信号代表处于相应射线路径中的物质的密度。在一个测量时刻所有投影数据信号的集合通常被称为“投影”或“图象”。在单次扫描期间，当盘转动时，产生出多个投影以使得每个投影是在盘的不同角度位置上产生的。相应于一个具体投影的射线源及检测系统在盘上的角度定向被称为“投影角”。

使用公知的算法，如Radon算法，可由在每个投影角上收集的所有投影数据信号产生出一个CT图象。一个CT图象代表沿被扫描对象的扫描面的一个两维“切片”的密度。由投影数据信号产生CT图象的处理被通称为“滤出投影”或“重建”，因为CT图象可被认为由投影数据重建出来的。信号处理部分通常包括一个反投影器，用于由投影数据信号产生重建CT图象。

CT系统的一个问题是各种噪音及误差源可潜在地对重建的CT图象造成噪音或假物象。因此CT系统通常使用多种信号处理技术来改善信噪比并减少重建CT图象中假物象的出现。

在重建CT图象中可引起假物象出现的一个重要因素涉及扫描期间被扫描对象的移动。如照相技术中公知的，当照相机光圈打开时对象的移动将在得到的照片中引起模糊。类似地，在CT扫描期间被扫描对象的移动引起所产生的CT图象中的假物象，因此最好是，被扫描对象在扫描期间保持不动。但是CT的扫描对象通常是病人身体并由于通常难以保持身体绝对不动，甚至在短时间也是如此，移动假物象常使CT图象质量变差。此外，在照相的情况下，照相机视野一部分中的移动仅引起该移动区域上的模糊(例如，被摄对象的手移动将引起该对象的手模糊，但未必会引起该对象的头部模糊)，但是，由于重建处理的特性，在扫描期间病人身体一部分的移动会在所产生的CT图象上发生移动的部位以外的区域中出现假物象。例如，心脏及周围区域扫描时心脏的跳动可能在CT图象上不靠近心脏的周围区域中引起假物象。

图1是表示与移动假物象相关问题的人体胸腔和心脏的重建CT图象的一个例子。正如本技术领域熟练技术人员可理解的，图1中所示CT图象包含着影响图象推断的假物象，而这些假物象是在扫描期间由心脏跳动引起的。

移动假物象可以分为两种不同类型。第一种类型涉及相隔180度投影角的的投影区别，第二种类型涉及“起始”及“终止”投影角(即，“起始”投影角通常考虑为零度，“终止”投影角通常考虑为360度)上的投影区别。如果扫描期间病人没有移动，则相隔180度上产生的任何两个投影通常非常相似，因为这两个投影实质代表病人的同一图象或近似同一图象(依赖于检测器排相对中心射线-即穿过盘的等角点的射线的位置)，(虽然X射线源和检测器的相对位置是相对的)。但是，如果当在投影角为θ上作出的第一投影及在投影角为θ加180度上作出的第二投影之间病人移动了，则这两个投影代表病人在不同姿势上的图象。这种区别产生了第一类型的移动假物象。类似地，如果病人在起始及终止投影角上作出的投影之间移动了，则这两投影代表病人的不同图象，虽然在起始及终止投影角上X射线源和检测器位于相同的位置。该区别产生了第二类型的移动假物象。第一类型的移动假物象通常以曲线条纹出现在重建CT图象中，它们有时形成马赛克图案。第二类型的移动假物象常常在重建CT图象中引起沿起始投影角的阴影。通常移动假物象的精确形象依赖于移动区域的尺寸、位置和密度以及移动的速度和幅度。

现有技术中抑制移动假物象的方法通常涉及对投影数据信号的低通滤波，以除去病人身体移动引起的高频分量。尽管这种滤波有效抑制第一类型的某些移动假物象，故它也趋向于减小CT图象的整体分辨率。并且这种滤波对抑制第二类型的移动假物象无效。现有技术中抑制第二类型假物象的方法通常称为数据转动(data feathering)，并通常涉及“过扫描”或“欠扫描”过程，但这些方法不能提供足够的抑制度，并且它们还具有另外的缺点，例如需要附加投影，降低空间分辨率及降低信噪比。

因此需要有减少CT图象中移动假物象的改进方法及装置。

本发明的目的

本发明的一个目的是实质地减少或克服上述现有技术中的问题。

本发明的另一目的是提供改善的移动假物象抑制滤波器。

本发明的又一目的是提供抑制第一和第二类型的移动假物象的移动假物象滤波器。

本发明的另一目的是提供一种移动假物象滤波器，它能象第一类型移动假物象普遍情况那样处理第二类型的移动假物象。

本发明的又一目的是提供包括高通滤波器来产生指示病人移动的高频信号的移动假物象滤波器。

本发明的另一目的是提供一种移动假物象滤波器，它包括用于从高频信号中产生低频信号的低通滤滤器，低频信号能更精确地指示病人的移动。

本发明的又一目的是提供一种阈值装置，用于通过将低频信号与阈值相比较来从低频信号产生超出信号，并当其相关的低频信号小于或等于阈值时将超出信号设为零，否则将超出信号设成代表相关低频信号超出阈值的量。

本发明的另一目的是提供包括信号加权函数发生器的一种移动假物象滤波器，用于产生一组相应于误差信号的加权系数，随着它们相关的投影角接近起始和终止投影角加权系数增大，并随着它们相关的投影角接近起始和终止投影角中间的投影角加权系数减小。

本发明的又一目的是提供包括产生误差信号的乘法器的移动假物象滤波器，每个误差信号是通过其相关超出信号乘以加权系数产生出来的。

本发明的另一目的是提供包括减法器的移动假物象滤波器，用于通过从其相应投影数据信号中减去误差信号来产生移动校正信号。

本发明的又一目的是提供一种移动假物象滤波器，它将相反投影角度即分隔180度上产生的各投影数据之间的校正分开。

本发明的另一目的是提供包括用于将扇束投影转换成平行束投影的平行束转换器的移动假物象滤波器。

本发明的概述

这些及另外的目的将通过一种改进的假物象抑制滤波器来实现。该滤波器可用于CT系统，该CT系统在包括互相隔开180N度投影角的多个投影角的每个上产生一个投影，其中N为1或大于1的全部整数，以便提供多对相反的投影。每个投影包括多个投影数据信号的测量值，而每个测量值代表占据一个投影角度上CT系统的X射线源和检测器之间一个容积的所有物质的密度。通常，该容积可具有圆锥形或“似圆柱”形。该移动假物象滤波器包括用于比较相反的各对投影以确定是否在这些投影之间存在假物象误差。如果来自相反投影的测量值之间的差别超过一预定阈值，则该滤波器调节测量值以补偿假物象误差。根据本发明的另一方面，该滤波器以一个量来调节测量值，该量是投影角的函数，随着投影角接近起始角及随着投影角接近终止角该函数值增大，并随着投影角接近起始和终止角中间的一个角该函数值减小。

从以下详细的说明中将使本技术领域的熟练技术人员对本发明的另外目的和优点变得易于明白，在说明中描述了几个实施例并仅是以描述本发明最佳方式的形式作出的。正如将会理解的，本发明能有另外不同的实施例，并且其各个细节能在各方面作出修改，所有这些将不偏离本发明。因此，附图及其说明将被视为实质性的例解，而无约束或限制的用意，并且本申请的范围将由权利要求书限定。

附图的简要说明

为了全面地理解本发明的特征和目的，必须参照以下结合附图作出的详细说明，附图中使用相同的标号表示相同或相似的部分。附图为：

图1是说明与移动假物象相关问题的一个CT图象；

图2是根据本发明构成的一个优选CT系统的轴向视图；

图3是详细说明图2所示优选移动假物象抑制滤波器的框图；

图4A-B分别表示扇束和平行束投影的产生；

图5A-B表示能被根据本发明构成的平行束变换器使用的的一种方法；

图6A-B表示对于相隔180度的投影角其X射线源和各检测器之间的空间关系，用于说明目的它们分别位于零度和180度上；

图7表示在图6A-B所示的零度和180度投影角上检测器排之间的空间关系；

图8A是表示当病人无移动时收集的多个平行束投影通道中的示例信号电平的座标图；

图8B是表示当病人有一些移动时收集的多个平行束投影通道中的示例信号电平的座标图；

图9是说明根据本发明使用的扇束加权系数的一个优选形式的幅值相对扇束投影角的座标图；

图10为图8B中所示相同数据的座标图，并也表示根据本发明构成的移动假物象抑制滤波器可将其从投影数据信号测量值中减去以产生移动校正信号的测量值；

图11是使用与产生图1中所示图象的相同数据产生的但被根据本发明的移动假物象抑制波器修改的CT图象的一个例子；及

图12是根据本发明构成的一个优选CT系统的信号处理部分的框图，其中包括美国专利申请号NO.08/587,468中所述类型的环纹抑制滤波器及条纹抑制滤波器。

附图的详细说明

图2表示结合本发明原理的一个示范计算层拆X射线摄影(CT)系统或扫描仪40。扫描仪40包括X射线源42及检测器组件44，后者包括一排安装在盘46上的检测器。射线源42及检测器组件44可绕旋转轴48(垂直于图2的图面延伸)旋转，由此可绕一对象50转动，该对象在CT扫描期间穿入盘46的中心孔，并由此确定了一个由60表示的测象区，在扫描期间X射线通过该测象区并在该区中确定出任何物质的密度。该测象区通常由一个圆限定，该圆具有：(1)在旋转轴48与通过X射线的测象面的交点处等角点上的圆心，及(2)射线源42的X射线焦点绕其移动的圆周。对象50可为病人活体的一部分，例如头部或驱干。射线源42在扫描平面(垂直于旋转轴48)中发射连续的X射线扇形束52，它在穿过对象50后被组件44中的检测器检测。最好在对象50及组件44的检测器之间放置一排抗散射板54，用以实质防止散射的射线被检测器检测到。在一个优选实施例中检测器数目为384并覆盖了48°的弧，然而该数目及角度是可改变的。盘46可有利地由重量轻的材料如铝作成，以使得其能快速、平滑地绕轴48转动。盘46是一个带孔的框架结构，以使得对象50能穿入盘的孔被定位。对象50例如可由台56支承，台56最好实际上对X射线是可透过的。

由检测器组件44产生的输出信号被提供给DAs70(以框图形式表示)，由它产生一组原始数据信号。该原始数据信号被提供给投影滤波器72，该滤波器产生出一组投影数据信号。当盘46转动时，投影数据信号被用来提供来自多个投影角度的投影数据。投影数据信号被提供给移动假物象抑制滤波器后，该滤波器根据本发明以减少重建CT图象中的移动假物象的方式对投影数据信号滤波。由移动假物象抑制滤波器74产生的输出信号被称为“移动校正投影数据信号”或简称为“移动校正信号”，它被接着提供给一个反向投影器76，后者由移动校正信号产生CT图象。反向投影器76包括一个卷积滤波器(未示出)，用于利用反向投影的公知卷积函数对数据进行卷积。

扫描仪40是一个多通道装置，每个通道中的数据包括：一个检测器的输出信号和相应的原始数据，投影数据及移动校正信号。在每个通道中，这些信号的每个是在各个投影角度上产生的。这里使用的“通道”一词是指信号路径，它从检测器开始，然后通过各个所述的部件作处理；并理解为，虽然未必如此，但多个通道至少共享公共信号路径的一部分，例如那些通道在该公共路径中共用一个共同的元件。例如当用一个公用元件或多个公用元件来处理构成检测器组件的多个检测器分组中每个的输出信号时，一个多路器可用来通过一个或多个元件处理每个分组的信号。

如下面将要讨论的，通过使用由移动假物象抑制滤波器74产生的移动校正信号而不是使用由投影滤波器72产生的投影信号，反向投影器76能够产生改善的CT图象，其具有更少的移动假物象并由此改善了清晰度。最好，移动假物象滤波器74是一种非线性滤波器，且该滤波器74能抑制CT图象中第一及第二类型的移动假物象，而不显著地降低它们的分辨率。

图3表示根据本发明构成的移动假物象抑制滤波器74的一个实施例的框图。最好，滤波器74接收由投影滤波器72产生的投影数据信号并由其产生出移动校正信号并提供给反向投影器76。移动假物象抑制滤波器74包括平行束转换器310，移动补偿滤波器320及内插滤波器340。平行束转换器310接收由投影滤波器72产生的投影数据信号，并由它产生出一组平行束信号。将平行束信号提供到移动补偿滤波器320，后者产生移动校正信号并通过内插滤波器340将该信号输入到反向投影器76。

平行束转换器310包括一个重排列转换器312及一个交错转换器314。重排列转换器312接收投影数据信号并由它产生出一组重排列信号。该重排列信号被提供给交错转换器314，该交错转换器由该信号产生出平行束信号。由投影滤波器72产生的投影可考虑为“扇束”数据，因为所有的投影是使用扇束52(图2中所示)来产生的。平行束转换器310重组织这些投影以形成平束投影。

由投影滤波器72在单个360°扫描(即盘转一圈)期间产生的投影数据信号测量值可用一矩阵PDS来确立，它如下式(1)所示：

在PDS矩阵中的每个元素PDS(i，0)代表在第i通道中对于扇束投影角等于θ的投影数据信号的测量值。在式(1)中，N代表扫描仪40中的通道数且一次扫描考虑包括360度的转动。如上所述，在该优选实施例中在排44中具有384个检测器，因此该优选实施例中在扫描仪40中具有384个通道，且N等于384。Δθ代表在相继的投影之间盘46的转动量(即Δθ是相继投影之间投影角的角度增量)。在该优选实施例中，在每个投射之间盘46转动八分之一度且扫描仪40在单个360°扫描中产生2880个投影(即对于360度的每度有8个投影)，故在该优选实施例中Δθ＝0.125度。PDS矩阵的每行表示在单个投影角上采集的投影数据信号的所有测量值，在该优选实施例中，在PDS矩阵中共有2880行。PDS矩阵的每列代表在单个扫描期间在一个通道中采集的投影数据信号的所有测量值，在该优选实施例中，PDS矩阵中共有384列。PDS矩阵具有周期性特征，其中第一行是最后行的继续，这就是，PDS(i，0)及PDS(i，360)是由相同角度位置产生的信号。虽然在这里描述的是单个360°扫描，但本发明可用于除360°外的扫描，例如在题为“用于改善扫描图象的X射线层析摄影系统及改善扫描图象的方法”的美国专利申请系列号NO.08/191,428中所述的二析象扫描。

图4A表示形成病人50一横截面单投影图的一部分的一组射线410。因为每个射线从基本上为点源的X射线源42发射出来，射线410中没有相平行的，所产生的投影是扇束投影。PDS矩阵的每行相当于单个扇束投影期间所产生的数据信号。重排列转换器312重组织投影数据信号，以使得每个重组织投影是由一组平行射线例如图4B中所示的射线420形成的。

图5A-B表示可被重排列转换器312用来产生重组织投影的一个优选方法。图5A-B表示两个相继投影图产生期间X射线源42及检测器排44的位置。在一次扫描期间，X射线源42及检测器排绕圆520的圆心510反时针方向转动。在第一投影时，如图5A中所示，射线530入射到检测器44∶4上(即，从图中所示排44左端起第4个检测器)。在下一投影时，如图5B中所示，射线532入射到检测器44∶3上(即，从图中所示排44左端起第3个检测器)。在该优选实施例中，检测器之间的间隔是与相继投影产生之间的转动量相适配的，故使得射线530平行并稍偏离于射线532。在该优选实施例中，对于所有检测器该基本关系是成立的，因此在相继投影期间入射到相邻检测器上的任何检测器上的任何两个射线是平行的并彼此稍有偏离，尽管平行射线之间的距离是变化的。如上所述，在该优选实施例中Δθ等于0.125度，因此在该优选实施例中，排44中的每个检测器与其相邻的检测器相隔0.125度。图3中的重排列转换器312使用该基本关系来重排列数据并产生重组织投影。

重排列转换器312最好重组织PDS矩阵以形成重排列信号矩阵RE，以便使RE矩阵的每行等效于由平行束形成的投影。重排列转换器312最好这样地产生RE矩阵，即对于i和θ的所有值根据下式(2)来选择RE矩阵的每个元素RE(i，θ)。

          RE(i，θ)＝PDS(i，[i-j][Δθ]+θ)     (2)式中第j通道是包括最靠近通过旋转盘等角度点的中心射线的检测器的通道。RE矩阵的每个元素RE(i，θ)代表对于平行束投影角θ第i通道中的重排列信号的测量值。

图3的重排列滤波器312还可包括一个低通滤波器，用于对每通道相邻平行束投影角的投影数据信号取平均值。这就产生了一个平均的或十中取一地抽取的平行束矩阵RE(i，θ)，它是有较少的行并在每行间具有较大的角度间隔dθ。以此方式抽取十中取一地抽取RE矩阵的目的在于减少后继操作的计算，但导致对于产生最后重建图象的较少信息。

交错转换器314(图3中所示)接收重排列信号并由它们产生出平行束信号。交错转换器314最好使相隔180度的平行束投影对组合以形成较密的数据值。图6A及6B分别表示对于零度及180度的投影角，X射线源42、病人50横截面及检测器排44之间的空间关系。在图6A-B中为了说明起见，检测器排44包括七个检测器，第四通道中的检测器44∶4为排44的中心检测器。如上所述，在该优选实施例中，检测器排44具有384个检测器，但为了方便及说明起见，现在将讨论七个检测器的实施例。在该优选实施例中，检测器排44稍微偏离盘46的等角点610，以致源42的焦点与等角点42的连线634不相交于检测器44∶4的中心，该检测器最靠近穿过盘等角点的中心射线。事实上在X射线源绕完一整圈后该检测器排可以移动，以便获取与第一圈期间所获得不同的附加的数据来提供更密的数据值。这种检测器系统的布置更全面地描述在1994年2月3日中请的(代理人案号NO.ANA-044)并转让了本受让人的题为“用于改善扫描图象的X射线层析摄影系统及改善扫描图象的方法”的美国专利申请号NO.08/191,428中，在此它被结合作为参考。

图7表示在投影角为零度及180度上的检测器排44与入射到三个检测器上的射线束710、712、714之间的空间关系。因为排44和盘46的等角点610之间的偏置，在零度投射角上的检测器排44偏离于在180度角上的检测器排44。因此，在投影角180度时入射到第六通道检测器44∶6上的射线710落在在投影角为零度时分别入射到检测器44∶2和44∶3上的射线712和714之间。在该例中将检测器44∶6考虑作为限定“中心”射线的“中心”检测器，将检测器44∶2和44∶3考虑作为限定相应中心射线旁的“反向相邻”射线的“反向相邻”检测器。在每个投影角上，每个检测器测量病人身体一部分的密度，并通常，被反向相邻检测器测量的部分比被任何另外检则器测量的部分更靠近被中心检测器测量的部分(例如，在零度投影角上被检测器44∶2，44∶3测量的部分比在180度投影角上被检测器44∶5，44∶7检测的部分更靠近在180度投影角上被检测器44∶6测量的部分)。相隔180度的任两个投影可使用中心检测器和反向相邻检测器之间的这种关系进行交错，以便形成单个较密的投影数据组。实际上，在某些扫描中，如上述作为参考的未结案的美国专利申请系列号NO.08/191,428中所述类型的两析象扫描中，相隔180N的任何两个投影可用此关系形成交错，其中N为1或大于1的所有整数。对于第一个360°的检测器偏置及对于第二圈检测器的移位的情况，我们可以获得四组平行束，每组用于每180°，所有的彼此形成交错。例如，对于图7所示布置的这种交错投影是由量[RE(1，0)，RE(7，180)，RE(2，0)，RE(6，180)，RE(3，0)，RE(5，180)，RE(4，0)，RE(4，180)，RE(5，0)，RE(3，180)，RE(6，0)，RE(2，180)，RE(7，0)，RE(1，180)]组合成的，其中RE(i，θ)是在投影角θ上由第i通道中的检测器产生的重排列信号。交错转换器314以此方式使重排列信号交错以形成较密的投影数据组。

交错转换器314(图3中所示)最好产生出平行束信号测量值的PAR矩阵，PAR矩阵的每个元素PAR(i，θ)是对于平行束投影角等于θ的第i通道中平行束信号的测量值。PAR矩阵的结构如下式(3)所示：

如式(3)中所示，PAR矩阵具有PDS矩阵列数两倍的列，为其行数一半的行。因此PAR矩阵的每行代表包含PDS矩阵行中数据两倍数据的一个平行束投影。因而每个平行束投影可视为具有一个扇形束投影通道数两倍的通道。PAR矩阵与PDS矩阵稍有不同，PAR矩阵具有的周期特性是其中最后行以反向次序连续到第一行，这就是，PAR(0，180)及PAR(2N-1，0)是由相同角度位置产生的信号，PAR(1，180)及PAR(2N-2，0)也一样，余此类推。在该优选实施例中，交错转换器314根据以下的方程组(4)对所有的i和θ值产生PAR矩阵的元素：

          PAR(2i，θ)＝RE(i，θ)

          PAR(2i+1，θ)＝RE(N-1-i，θ+180)      (4)

          for 0≤i＜N

如公知的，平行束转换器，例如将扇束数据转换成平行束数据的转换器310通常与一个内插滤波器如滤波器340(图3中所示)相连接。但是，通常内插滤波器紧跟在交错转换器314后地设置。如上所述，因为检测器通常是这样定参数和定位的，即每个检测器相对X射线源的角位移对于所有的检测器是相等的，故转换的平行束的宽度彼此不等。因此，PAR矩阵的每行(即每个平行束投影)包含的数据点是彼此不等间隔的。确切地说，代表靠近每个投影等角点中央的值的元素比代表靠近每个投影边缘的值的元素相隔距离大。内插滤波器插入数据，并产生这样的新的平行束数据的矩阵，即其中代表每个投影的值的元素是等距离的。在该优选实施例中，内插滤波器340使用公知技术来内插数据，并产生包含等距离元素的投影，但是，滤波器340最好如图3所示设置在移动补偿滤波器320的后面，而非直接地跟随在交错转换器314的后面。但是，如果该内插滤波器340直接设在交错转换器314的后面并使滤波器340的输出接着连接到移动补偿滤波器320的输入上，本发明也将起作用，但结果较差，以下将对移动补偿滤波器作详细描述。

也如公知的，扇束数据到平行束数据的转换通常会导入轻微的转动，使得零度的平行束投影不正好与零度的扇束投影相重合。如果不校正，该转动将导致稍微转离水平线的重建图象的产生。该转动的导入通常是因为在式(2)中所使用的中心检测器“j”通常不是准确地以从焦点通过等角点的线为中轴线。该转动量通常小于Δθ/2，并可通过反向投影器72使用公知技术来校正或干脆忽略。

图8A-B是说明与病人移动相关的问题的PAR矩阵内的一行的部分中的相对数据值的座标图。图8A表示当病人无移动时采集的数据，图8B表示扫描期间病人有些移动时采集的数据。在图8A-B中，相应于接近零度、180度及360度的扇束投影角的交错数据点分别以三角、圆圈及x来表示。交错的通道被连续地标号，尽管用于检测这些数据值的实际检测器并不相邻(例如，通道15及17是通道16的反向相邻通道)。在图8A-B中，对通道号21(即，i＝21)所示的数据点相应于精确为180度的扇束投影角。通道21左边的圆圈所示的数据点相应于稍大于180度的扇束投影角(例如，通道19相应于180加dθ及通道17相应于180加2dθ)，而通道21右边的圆圈所示的数据点相应于稍小于180度的扇束投影角。对通道号20所示的数据点相应于正好360度减dθ度的扇束投影角，通道20左边的x所示的数据点相应于渐小于360度的扇束投影角。类似地，对通道号22所示的数据点相应于正好为零度的扇束投影角，通道22右边的三角所示的数据点相应于渐大于零度的扇束投影角。

图8A表示当扫描期间病人无移动时采集的投影数据的一个例子。图8A中所示数据代表病人的缓慢变化密度的曲线。图8B表示当扫描期间病人有些移动时采集的投影数据的一个例子。一般地，相应于接近零度扇束投影角的数据点偏离相应于接近180度的扇束投影角的数据点。类似地，相应于接近180度扇束投影角的数据点偏离相应于接近360度扇束投影角的数据点。最后，相应于接近零度的扇束投影角的数据点易于更大地偏离相应于接近360度扇束投影角的数据点。观察图8B中所示数据可简化对两种不同的移动假物象类型的理解。第一种类型涉及在相隔180度的任两个扇束投影角上采集的数据之间的偏离，该类型偏离的例子表现为图8中通道34和35中数据点之间的偏离。第二类型涉及在起始和终止角上采集的数据之间的偏离，该类型偏离的例子表现为图8B中通道20及22的数据点之间的偏离。如以下将详细讨论的，移动补偿滤波器320(如图3中所示)能有效地减少这两种类型的假物象，而不会显著减少CT图象的分辨率。

再参照图3，移动补偿滤波器320接收来自平行束转换器310的平行束信号，并产生移动校正信号，该信号接着被施加到内插滤波器340的输入端。移动补偿滤波器320最好包括高通滤波器322，低通滤波器324，阈值转换器326，权重系数发生器328，信号乘法器330及信号减法器332。如以下将详细描述的，平行束信号被输入到高通滤波器322及减法器332的正输入端。高通滤波器322响应于平行束信号并由它产生出一组高频信号。该高频信号被施加给低通滤波器324的输入端，该低通滤波器由该信号产生出一组低频信号。该低频信号被提供给阈值转换器326，该阈值转换器326由该信号产生出一组超出信号。该超出信号被施加到信号乘法器330，并且权重发生器328产生出一组平行束加权系数，它们被输入到信号乘法器330的另一输入端。信号乘法器330将平行束加权系数与相应的超出信号相乘以产生一组误差信号，该组误差信号接着被提供给减法器332的负输入端。减法器332从相应的平行束信号中减去误差信号以产生移动校正信号。

高通滤波器332最好通过将来自中心及反向相邻检测器组的平行束信号相比较(或高通滤波)来产生高频信号。例如，参见图8B，通过将中心通道16(即，接近360度的扇束投影角)中的平行束信号测量值与反向相邻通道15和17(即，接近180度的扇束投影角)中的平行束信号测量值相比来产生出高频信号测量值。通常，如果在扫描期间病人不移动，由中心检测器及其反向相邻检测器检测的病人部分是接近的且部分重叠的。因此，当扫描期间病人不移动时，由高通滤波器322进行此较以产生高频信号的信号通常是非常相似的。但是，当扫描期间病人移动时，由中心检测器测量的部分将与由其反向相邻检测器测量的部分偏移一个由病人移动所确定的量。因此当扫描期间病人移动时，由高通滤波器322比较的信号将有显著的区别。故高通滤波器322最好构成为对自中心检测器和反向相邻检测器之间的区别反应灵敏，并且该高频信号能指示病人的移动。图8A-B中每三相邻数据点的组代表来自包括一个中心检测器及两反向相邻检测器的组的测量值。高通滤波器322最好比较至少三个相邻数据点的组，以便使高通滤波器322检测出病人的移动。

高通滤波器322最好产生高频信号测量值的一个矩阵HF，且该HF矩阵的每个元素HF(i，θ)为对于平行束投影角等于θ的第i通道中高频信号的测量值。在一个优选实施例中，高通滤波器322根据下式(5)所述的公式对于所有i和θ值产生出矩阵HF的每个元素HF(i，θ)，尽管如本技术领域中熟练技术人员所理解的也可使用其它的滤波器。 $\mathrm{HF}(i,\mathrm{\θ})=\mathrm{PAR}(i,\mathrm{\θ})-\frac{\mathrm{PAR}(i-1,\mathrm{\θ})-\mathrm{PAR}(i+1,\mathrm{\θ})}{2}---\left(5\right)$

如本技术领域中熟练技术人员所理解的，高通滤波器322的结构被简化了，因为交错转换器314已排列了PAR矩阵，故在PAR矩阵所有行中的任三个相邻元素形成包含由一中心检测器及两反向相邻检测器的测量值的组。

低通滤波器324(图3中所示)接收高频信号并由它产生出低频信号。低通滤波器324最好通过对多个通道上的高频信号作低通滤波来产生低频信号。因为病人移动对平行束信号的影响在多个通道上相对缓慢地变化，高频信号的低通滤波提供了对病人移动的改善测量。

图3中的低通滤波器324最好产生低频信号测量值的一个矩阵LF，并且该LF矩阵的每个元素LF(i，θ)是对于平行束投影角等于θ的第i通道中低频信号的测量值。在一个优选实施例中，低通滤波器324根据下式(6)所述的公式对于所有i和θ值产生矩阵LF的每个元素LF(i，θ)：

  LF(i，θ)＝A₀HF(i，θ)+A₁[HF(i-1，θ)+HF(i+1，θ)]+

                                                        (6)

  A₂[HF(i-2，θ)+HF(i+2)，θ]

式中A₀等于加权系数0.3，A₁等于加权系数-0.25及A₂等于加权系数0.1，尽管本领域的熟练技术人员将理解可使用另外的加权系数A₀，A₁及A₂的值和另外的滤波器。在该优选实施例中，A₁是一负数，而A₀及A2是正数。其理由可以通过考虑式(5)及图8B中所示的示范数据来理解。如果将图8B中所示数据用于式(5)，例如，对于通道13高频信号的测量值将是正数，对于通道12和14高频信号的相应测量值将均为负数。通常，元素HF(i，θ)随i每个增量改变其符号，因此，为正确地平均多个通道上的高频信号，常数A₁的符号应和常数A₀及A₂的符号相反。

低频信号被提供给阈值转换器326(图3中所示)，它由该信号产生出超出信号。阈值转换器326最好产生出这样的超出信号，即每个超出信号将代表其相应的低频信号比预定阈值信号大多少或小多小。阈值转换器326最好产生出超出信号测量值的矩阵EX，EX矩阵中每个元素EX(i，θ)是对于平行束投影角等于θ的第i通道中超出信号的测量值。在一个优选实施例中，阈值转换器326根据下面一组等式(7)所述的公式对于所有的i和θ值产生矩阵EX的每个元素EX(i，θ)：式中THR是预选的正常数阈值。LF(i，θ)可为正或负及EX(i，θ)总是跟随LF(i，θ)的极性，EX(i，θ)的幅值总是比LF(i，θ)的幅值小阈值常数THR的值。当相应低频信号的幅值小于阈值THR时将超出信号设为零将防止移动补偿滤波器320将过小的低频信号值视为病人移动的代表值。这种低频信号的小值相当于通过多个通道看到的病人密度的正常变化。因此，最好将阈值THR选择成大于病人无移动时通常所产生的低频信号值，并小到足以从CT图象中除掉移动假物象。该阈值THR的一个优选值为0.01，这时病人的相对最大投影值(即，投影数据信号的最大值)典型在5至10的范围中。当低频信号的幅值超过阈值THR的幅值时，相应超出信号的幅值被设成低频信号超出阈值的量。

然后将超出信号提供给乘法器330的一个输入端，由权重发生器328产生的平行束加权系数被提供给乘法器330的另一输入端。乘法器330通过将每个超出信号乘以相应的平行束加权系数来产生误差信号。权重发生器328最好产生平行束加权系数的矩阵W_pb，该W_pb矩阵的每个元素W_pb(i，θ)是对于第i通道及平行束投影角等于θ的加权系数。乘法器330最好产生误差信号测量值的矩阵ERR，该矩阵ERR的每个元素ERR(i，θ)是对于平行束投影角等于θ的第i通道中误差信号的测量值。乘法器330最好根据下式(8)所示的公式对于所有i和θ值产生元素ERR(i，θ)：

ERR(i，θ)＝[W_pb(i，θ)][EX(i，θ)]      (8)

然后减法器332通过从相应平行束信号中减去误差信号来产生移动校正信号。减法器332最好产生移动校正信号测量值的矩阵MCS，MCS矩阵的每个元素MCS(i，θ)是对于平行束投影角等于θ的第i通道中移动校正信号的测量值。减法器332最好根据下式(9)所述的公式对于所有i和θ值产生元素MCS(i，θ)：

          MCS(i，θ)＝PAR(i，θ)-ERR(i，θ)    (9)

加权系数发生器328可考虑为产生“扇束”加权系数的矩阵W_fb，并使得每个元W_fb(θ)为对于扇束投影角θ的加权系数，然后将扇束矩阵W_fb转换成平行束矩阵W_pb。虽然平行束加权系数W_pb的值是与通道相关的，但扇束加权系数W_fb的值是与通道无关的并仅依赖于θ。加权系数发生器328最好产生扇束权重，以使得下式(10)中所述的公式能对所有θ值成立：

          l＝W_fb(θ)+W_fb(θ-180)               (10)式中θ表示扇束投影角。此外，当扇束投影角接近零度及360度时扇束加权系数最好接近于单位值，并当扇束投影角接近180度时扇束加权系数最好接近值零。对于在零度及180度之间和180及360之间的大多数投影角扇束加权系数最好等于二分之一(0.5)。图9是扇束加权系数的一个优选形式的座标图，它表示对于在零度到360度范围上的扇束投影角的加权系数值。最好当扇束投影角从零度增到“宽”角度时扇束加权系数线性地从单位值1减小到二分之一(0.5)。然后当扇束投影角从“宽角度”增加到“180度减宽角度”时恒定保持为二分之一(0.5)。接着当扇束投影角从“180度减宽角度”增加到180度时扇束加权系数线性地从二分之一(0.5)下降到零。当扇束投影角从180度增加到“180度加宽角度”时扇束加权系数则线性地从零增加到二分之一(0.5)。然后当扇束投影角从“180度加宽角度”增加到“360度减宽角度”时扇束加权系数恒定保持为二分之一。接着当扇束投影角从“360度减宽角度”增加到360度时扇束加权系数线性地从二分之一增加到单位值1。参数“宽角度”确定为这样的扇束投影角，即在该扇束投影角上扇束权重开始从值二分之一偏离。对于该参数值可接收值的范围是较宽的。“宽角度”的一个优选值为35度，虽然本领域的熟练技术人员理解，对本发明可使用另外的“宽角度”值以及另外的扇束加权系数的函数关系。

正如本领域的熟练技术人员理解的，可通过将扇束加权系数提供给类似于平行束转换器310的转换器来产生平行束加权系数。另一方式是加权系数发生器328可直接地产生平行束加权系数，例如通过将它们存储在存储器中。

如果根据函数F(θ)来产生扇束权重W_fb(即，W_fb＝F(θ))且其中F(θ)例如由图9所示曲线的函数表达，则对于偶数号通道的平行束权重可根据下式(11)对于平行束角度θ及所有的i和θ值来产生：

      W_fb(2i，θ)＝F([i-j]Δθ+θ)                (11)式中j是相应于和从焦点经过等角点的中央射线相交的检测器的通道号。对于任意平行束角度的偶数号通道的平行束加权系数则可根据以下等式(12)来产生：

      W_pb(2i，θ+kΔθ)＝F([i-j)Δθ+θ+kΔθ)    (12)

                 ＝F([i+k-j]Δθ+θ)

                 ＝W_pb(2[i+k]，θ)

类似地，对于奇数号通道的平行束加权系数可根据下式(13)表产生：

W_pb(2i+1，θ)＝F([N-1-i-j]Δθ+θ+180)          (13)式(13)可通过用F(θ)确定另外的函数G(θ)如下式(14)所示地来简化：

G(θ)＝F([N-1]Δθ+180-θ)得到，

G([i+j]Δθ-θ)-F([N-1]Δθ-180-[i+j]Δθ+θ)   (14)将G(θ)代入式(13)获得了如下式(15)所示的用于奇数号通道的平行束加权系数的简单形式：

W_pb(2i+1，θ)＝G([i+j]Δθ+θ)                  (15)对于奇数号通道的平行束加权系数可根据下式(16)对任何平行束来产生：

W_pb(2i+1，θ+kΔθ)＝G([i+j]Δθ+θ+kΔθ)      (16)

                   ＝G([i+k+j]Δθ+θ)

                   ＝W_pb(2[i+k]+1，θ)式(12)及(16)通过函数F(θ)和G(θ)提供了对所有角度产生平行束加权系数的简单形式。加权系数生成器328可通过在存储器中存储函数F(θ)和G(θ)来产生平行束加权系数。如由式(12)和(16)所描述的，对于任何通道的所有权重可起始于一个适当的起始地址然后顺序地“滚动”过存储器来产生。例如，对于通道2的加权系数可使用式(12)(因为2为偶数)通过令参数至等于1及参数k等于零(对于W_pb(2，0))来开始计算函数F，然后通过递增K来产生对于另外所有角度的加权系数。

图10是说明产生移动校正信号的座标图。在图10中，X，圆圈及三角表示和图8B中所示相同的数据点，具有扇束投影角接近180度的所有据点(即圆圈)在图中用线1000相连接。在图10中，箭头表示误差信号的幅值和符号，该误差信号将从平行束信号中减去以产生移动校正信号。因此，如对于每个平行束投影中大部分数据所述的，加权系数等于二分之一(即，对于远离起始及终止投影角及远离180度的中间投影角的所有扇束投影角)。如从式(8)和(9)可看到的，当加权系数等于二分之一时，校正量将在相隔180度的扇束投影角的数据点之间均匀划分。这以图10中的通道34和35来说明。通道34的移动校正信号的量值是通过减少通道34的平行束信号的量值来产生的，通道35的移动校正信号的量值是通过增加通道35的平行束信号的量值产生的。换句话说，通道34及35的移动校正信号的量值是通过将这些通道的投影数据信号量值彼此接近地移动来产生的，如箭头1010，1012所示。因为通道34和35的加权系数彼此相等(为二分之一)，箭头1010，1012的尺寸大致相等加在这些数据点上的校正量在这些通道之间均匀的分割。

相反地，当扇束投影角接近零度、180度或360度时，加权系数不等于二分之一，校正量将不是在这些通道之间均匀分割。这以图10中的通道24和25来说明。通道24的平行束加权系数接近于1，通道25的平行束加权系数接近于零，因此在这些通道中，大部分校正施加在通道24中的数据上(如相对大的箭头1014所示)，而仅是相对小的校正施加给通道25中的数据(如相对小的箭头1016所示)。当扇束投影角接近180度时，相应的加权系数线性地下降到零，因此没有校正加在来自180度的数据上。类似地，当扇束投影角接近零度或360度时，加权系数线性地增加到单位1，以使得所有的校正加到来自这些角度的数据上。通过以此方式改变加权系数，移动补偿滤器320对两种类型的移动假物象提供补偿，并象第一类型假物象的普遍情况那样处理第二类型的假物象。

如本领域的技术人员所理解的，图10不是接比例表示的，仅是用于说明的目的。例如，在图10中加权系数表示为从通道22上的单位值1减少到通道34上的值1/2。在该优选实施例中，实际要用多得多的通道使权重从值1下降到值1/2。当然对于权重从1/2变化到零该通道数是同样成立的。

因而移动补偿滤波器320(图3中所示)通过减少相邻通道(图10中所示)中的平行束信号之间的偏离来补偿移动假物象。当扇束投影角接近零度、180度和360度时，大部分或所有的校正施加给一个通道(即通过使零度数据朝着180度数据移动，及通过使360度数据朝着180度数据移动以及使180度数据不移动或稍微移动来减小偏离)。对于另外扇束投影角，滤波器320分割相邻通道的校正值(即，滤波器320通过使来自对立扇束投影角的数据彼此相接近来减少偏离)。

虽然将扇束加权系数作为如图9中所示的通道位置的函数作为优选方式，但也可根据本发明使用其它的加权系数函数。只要加权系数能满足式(10)中的公式，第一类型的移动假物象就会被校正。甚至在对于扇束投影角θ的加权系数等于单位值及对于扇束投影角θ+180度的加权系数等于零的极端情况下，移动假动象也能被校正。但是，重建的CT图象在具有加权系数为零的投影位置上更接近地类似病人情况。通过当扇束投影角在零到180度范围中变动时平滑地使加权系数从1变化到零及当扇束投影角在180度到360度范围中变动时平滑地使加权系数从零变化到1可校正第二类型的移动假物象。虽然图9将加权系数表示为分段的线性函数，但本领域的熟练技术人员理解，可使用另外的用于加权系数的函数，例如非线性函数。

因此已经对移动假物象滤波器74与等于零度的起始投影角(即，在零度扇束投影角上产生的第一投影)和等于360度的终止投影角相联系地作了充分的讨论。本领域的熟练技术人员将理解，零度定位是任意的一种习惯，第一投影也可以不在零度上产生。在此情况下，起始投影角是第一投影产生的角度，而终止投影角在360度扫描情况下是距起始角360度的角度，加权系数将这样产生，即当扇束投影角接近起始和终止投影角时加权系数接近于1，而当扇束投影角接近中间角即距起始角180度时加权系数接近零。另外，本领域熟练技术人员将理解，由于对于360度扫描起始和终止投影角相差360度，接近终止投影角等同于接近起始投影角。当起始投影角不等于零度时，可通过将图9中所示曲线移动一个等于起始投影角的量来产生扇束加权系数。

由于移动假物象滤波器74并尤其是阈值转换器326的非线性特性，滤波器74减少移动假物象的出现，而不使CT图象的分辨率降低。在位于病人移动的区域中分辨率可能会降低，但是，另外区域中的分辨率将被维持(例如在一个胸腔的CT图象中，跳动的心脏的分辨率由于心脏跳动会降低，但该CT图象另外区域中的分辨率将保留不变)。此外，因为当低频信号幅值不超过阈值时阈值转换器326将超出信号设为等于零，因此当扫描期间病人不移动时，滤波器320不对投影数据施加校正。因而，当扫描期间病人不移动时滤波器320不影响CT图象。这与现有技术的移动假物象滤波器相反，现有技术的移动假物象滤波器通过对投影数据低通滤波使CT图象分辨率降低，而不管当扫描期是否有病人的任何移动。

已经对作为抑制移动假物象使用的移动假物象滤波器74作了讨论。但是，移动假物象滤波器74实际上可用于抑制由任何势必会产生对立投影象(即相隔180度的投影)之间幅值偏离的源引起的假物象。例如，如果扇束52(图2中所示)的强度不是均匀的，甚至在没有病人移动的情况下来自对立投影角的投影也会包含幅值的偏离。这种偏离势必会产生CT图象中的假物象，而滤波器74能有效地抑制这些假物象。

图11是使用与图1中所示CT图象重建时所用数据相同的数据重建的CT图象。但是在图11中，投影数据信号首先使用移动假物象滤波器74处理了。为了产生该图象，移动假物象滤波器74使用了阈值0.01。图11中所示的图象比图1中所示的图象具有少得多的移动假物象并具有增强的清晰度。

已经对移动假物象滤波器74与CT系统相联系地作了讨论，它用于由来自投影滤波器72的投影数据信号产生移动校正信号。但是，根据本发明构成的CT系统在重建CT图象以前可对投影数据信号施加许多不同类型的滤波。图12是根据本发明构成的一个优选CT系统1200的信号处理部分的框图。系统1200除移动补偿滤波器320外，还包括环纹抑制滤波器1210，条纹抑制滤波器1212，并在条纹抑制滤波器1212和反向投影器76之间设置内插滤波器340，而非作为如图3中所示的移动假物象滤波器的一部分。环纹抑制滤波器1210及条纹抑制滤波器1212在上述题为：“用于计算层析X射线摄影系统的环纹抑制滤波器”及题为“用于计算层析X射线摄影系统的自校准环纹抑制滤波器”的美国专利申请号NO，08/614541和NO，08/614,660以及题为“用于计算层析X射线摄影系统的条纹抑制滤波器”的美国专利申请号NO，08/587,468中分别作了更完整的讨论。每种用于抑制所产生的CT图象中另外类型的假物象，正如在那些申请中所讨论的。在该优选实施例的系统1200中，由投影滤波器72产生的投影数据信号施加到平行束转换器310，后者产生平行束信号。该平行束信号被施加给环纹抑制滤波器1210，它产生一组环纹补偿信号。环纹补偿信号被施加到移动补偿滤波器320，它产生移动校正信号。然后将移动校正信号提供给条纹抑制滤波器1212，它产生一组条纹补偿信号。接着该条纹补偿信号经由内插滤波器340被提供给反向投影器76，后者产生出重建的CT图象。

在系统1200的另外实施例中，环纹抑制滤波器、移动补偿滤波器和条纹抑制滤波器中的一种或两种可以去掉。但是，该系统1200的优选实施例包括抵所有三种滤波器1210，320，1212。在又一些实施例中，环纹抑制滤波器1210和/或条纹抑制滤波器1212可连接在投影滤波器72和平行束转换器310之间而不是在平行束转换器310和反向投影器76之间。

如本技术领域中的熟练技术人员可以理解的，具有实施移动假物象滤波器74的许多不同方式。例如，移动假物象滤波器74的每个元件可使用分立元件来实现，或另一方式为，滤波器74的一个或多个元件可作为数字计算机上运行的软件来实施，例如矩阵处理器。另外，虽然滤波器74是作为数字系统讨论的，其中每个信号是被采样的(例如，投影数据信号被采样来形成矩阵PDS)，本领域的熟练技术人员可理解，滤波器74也可使用不采样信号而是将信号作为连续信号处理的元件的模拟滤波器来实施。此外，平行束转换器310实际可产生并存储平行束信号，或在替换实施例中，可从滤波器74中去消平行束转换器。在这样的实施例中，滤波器74可通过简单地以平行束转换器310原来提供投影数据信号的顺序存取投影信号来作到好象平行束转换器310仍然包括在内。

因此上述移动假物象抑制滤波器可用于抑制如上所述的重建的CT图象中第一和第二类型的移动假物象，并且也可抑制由于CT扫描期间出现的强度变化引起的某些假物象。

因为在不偏离这里所涉及的发明范围的情况下可以对上述装置作出某些改变，故包括在以上说明中和附图中所示的所有内容意在被视为一种解释而非一种限制。

Claims (34)

1.用于给位于测象区中的对象的一部分产生图象的计算层析射x线摄影系统，该系统包括：扫描装置，用于由相应多个扫描投影角上的多个投影产生数据，其中投影角包括隔开180N度的投影角，N为1或大于1的所有整数，以便至少提供多个对立投影对，一种假物象抑制滤波器，它包括：

比较装置，用于对于每个所述对立投影对比较来自对立投影的数据，以确定每对的两个投影之间是否存在假物象误差，并当该比较指示出所述数据之间的差超过一确定量时提供一个指示；及

调节数据的装置，用于当比较装置指示数据之间的差超过一确定量时对至少对立投影中的一个作数据调节，以便补偿这种假物象误差。

2.根据权利要求1的系统，其中所述调节数据的装置当数据之间的差低于预定量时不对数据进行调节。

3.根据权利要求1的系统，其中所述扫描装置包括用于对每个所述投影产生多个代表通过所述测象区投影的相应多个平行射线的信号的装置，其中对立投影的平行射线或是沿相同的路径或是以彼此位移的路径分布。

4、根据权利要求3的系统，其中对立投影的平行射线沿被彼此位移的路径分布，使得它们相交错，以致产生了每个投影的多个中心射线以及在相应中心射线邻近的对立投影的反向相邻射线，其中比较装置包括将每个投影的每个中心射线的信号与对立投影的相应反向相邻射线的信号相比较的装置和若比较指示所述信号的差超过一预定量时提供指示的装置。

5.根据权利要求3的系统，其中比较装置包括用于将每个投影的每个中心射线的信号与对立投影的相应反向相邻射线的信号相比较的装置及用于确定每个投影的每个中心射线的信号与对立投影的相应反向相邻射线的信号之间的差的装置，并且所述用于对至少一个对立投影作数据调节的装置包括用于确定其差值是否超过预定阈值的装置。

6.根据权利要求5的系统，其中所述用于对至少一个对立投影作数据调节的装置包括当其差值超过预定阈值时校正所述对立投影的数据的装置。

7.根据权利要求1的系统，其中扫描的特征为起始投影角及终止投影角，所述用于对至少一个对立投影作数据调节的装置包括当比较装置指示数据之差超过预定量时将数据调整一个作为相对扫描起始和终止投影角的扫描投影角函数的量的装置，以便补偿这种假物象误差。

8.根据权利要求7的系统，其中所述用于对至少一个对立投影作数据调节的装置包括当比较装置指示数据之差超过预定量时将数据调整一个作为相对扫描起始和终止投影角的扫描投影角函数的量的装置，以便补偿这种假物象误差，并由此对接近及位于起始和终止投影角的投影角比对其中间的投影角提供较大的所述数据调节，以使得对起始投影角时刻和终止投影角时刻之间对象的移动提供补偿。

9.根据权利要求8的系统，其中所述用于对至少一个对立投影作数据调节的装置包括当比较装置指示数据的差超过预定量时将数据调整一个作为相对扫描起始和终止投影的扫描投影角函数的量的装置，以便补偿这种假物象误差，并由此对基本上在起始和终止投影角之间中途上的投影角提供较小的所述数据调节，以使得在这些投影角上的补偿减至最小。

10.根据权利要求7的系统，其中所述用于当比较装置指示数据的差超过预定量时将数据调整一个作为相对扫描起始和终止投影角的扫描投影角函数的量以补偿这些假物象误差的装置包括一个非线性加权函数，以便在起始和终止投影角上的数据之间提供较大的加权差值及在它们之间的投影角上的数据之间提供较小的加权差值。

11.根据权利要求10的系统，其中非线性加权函数确定为：

1＝W(θ)+W(θ+180°)，式中θ为投影角。

12.根据权利要求11的系统，其中当θ角等于起始角时及当θ角等于终止角时，W(θ)等于单位值。

13.根据权利要求12的系统，其中当θ角等于起始角加一百八十度时，W(θ)等于零。

14.根据权利要求13的系统，其中对于在起始角和终止角之间的大多数θ值W(θ)等于二分之一。

15.根据权利要求1的系统，其中扫描装置包括：(a)用于以扇束扫描对象以便对于每个所述投影角产生扇束投影数据的装置，及(b)用于对于每个所述投影角将扇束投影数据转换成平行投影数据的装置，及其中：

所述比较装置包括用于对每个所述对立投影对比较来自对立投影的平行投影数据以便确定是否在每对的两个投影之间存在假物象误差，并当比较指示所述平行投影数据之间的差超过预定量时提供一指示的装置；及

用于当比较装置指示平行投影数据之间的差超过预定值时对至少一个对立投影调节平行投影数据以便补偿这种假物象误差的装置。

16.根据权利要求15的系统，其中扫描的特征在于起始投影角及终止投影角，所述用于对至少一个对立投影调节平行投影数据的装置包括当比较装置指示平行投影数据之差超过预定量时调节数据一个作为相对扫描起始和终止投影角的扫描投影角函数的量的装置，以便补偿这种假物象误差。

17.根据权利要求16的系统，共中所述用于对至少一个对立投影调节平行投影数据的装置包括当比较装置指示平行投影数据之差超过预定量时调节平行投影数据一个作为相对扫描起始和终止投影角的扫描投影角函数的量的装置，以便补偿这种假物象误差，并由此对接近及位于起始和终止投影角比对其中间的投影角提供更大的所述平行投影数据调节，以使得对起始投影角时刻和终止投影角时刻之间对象的移动提供补偿。

18.根据权利要求17的系统，其中所述用于对至少一个对立投影调节平行投影数据的装置包括当比较装置指示平行投影数据之差超过预定量时调节平行投影数据一个作为相对扫描起始和终止投影角的扫描投影角函数的量的装置，以便补偿这种假物象误差，并由此对基本上在起始和终止投影角之间的中途上的投影角提供更小的所述平行投影数据的调节，以使得在这些投影角上的补偿减至最小。

19.根据权利要求18的系统，其中所述用于当比较装置指示数据的差值超过预定量时调节数据一个作为相对扫描起始和终止投影角的扫描投影角函数的量来补偿这种假物象误差的装置包括一个非线性加权函数，以便在起始和终止投影角上的数据之间的差值提供较大的加权及在它们之间的投影角上的数据之间的差值提供较小的加权系数。

20.根据权利要求19的系统，其中非线性加权函数定义为：

1＝W(θ)+W(θ+180°)式中θ为投影角。

21.在用于产生对象图象的一种计算层析x射线摄影系统中，系统包括扫描装置，用于产生在相应多个投影角上的多个投影，每个投影包括分别代表在与投影相关的测量期间占据相应空间容积的物质密度的多个投影数据信号的测量值，该系统中的一个假物象抑制滤波器包括：

(A)高通滤波装置，它响应所述多个投影数据信号测量值，用于产生多个高频信号测量值，每个所述高频信号测量值是一组投影数据信号测量值的函数，每组投影数据信号测量值包括第一测量值及第二测量值，与第一测量值相关的容积接近于第二测量值相关的容积，第一测量值是在第一投影角上产生的，第二测量值是在第二投影角上产生的；及

(B)校正装置，用于产生多个校正信号测量值，每个校正信号测量值具有相关的一个投影数据信号测量值及相关的一个高频信号测量值，每个校正信号测量值是通过将其相关的一个投影数据信号测量值移动其相关高频信号测量值的一部分来产生的，当相应于一个相关的投影数据信号测量值的投影角接近起始角时该部分增大，而当相应投影角接近中间角时该部分减小。

22.根据权利要求21的假物象滤波器，其中起始角与中间角基本上相隔一百八十度。

23.根据权利要求21的假物象滤波器，其中起始角基本为零度及中间角基本为一百八十度。

24.根据权利要求21的假物象滤波器，其中每组投影数据信号测量值还包括第三测量值，与第三测量值相关的容积接近于与第一测量值相关的容积，而与第一测量值相关的容积在与第二和第三测量值相关的容积之间。

25.根据权利要求24的假物象滤波器，其中高通滤波装置产生每个高频信号测量值，以使得每个高频信号测量值等于其组中第一测量值减去其中第二和第三测量值的平均值。

26.根据权利要求24的假物象滤波器，其中在每组投影数据信号测量值中，相应于第一测量值的投影角距离与第二及第三测量值相对应的投影角近似一百八十度。

27.根据权利要求21的假物象滤波器，还包括低通滤波装置，用于产生多个低频信号测量值，每个低频信号测量值是通过对一组高频信号测量值进行低通滤波产生的。

28.根据权利要求27的假物象滤波器，还包括阈值装置，它响应于多个低频信号测量值，用于产生多个超出信号测量值，每个超出信号测量值与一个低频信号测量值相关，每个超出信号测量值代表其相关的低频信号测量值和阈值之间的差。

29.根据权利要求28的假物象滤波器，其中每个超出信号测量值当其相关的低频信号测量值的幅值低于阈值的幅值时代表零值。

30.根据权利要求29的假物象滤波器，其中每个超出信号测量值当其相关的低频信号测量值的幅值超过阈值的幅值时代表其相关的低频信号测量值减去阈值。

31.根据权利要求28的假物象滤波器，还包括用于产生多个加权系数的装置，每个加权系数与一个投影数据信号测量值相关，当相应于它们相关的投影数据信号测量值的投影角接近起始角时该加权系数增大，而当相应于它们相关的投影数据信号测量值的投影角接近中间角时该加权系数减少。

32.根据权利要求31的假物象滤波器，还包括乘法装置，用于产生多个误差信号测量值，每个误差信号测量值相应于一个投影数据信号测量值，每个误差信号测量值是通过将一个超出信号及与其相应的投影数据信号测量值相关的加权系数相乘来产生的。

33.根据权利要求32的假物象滤波器，还包括减法装置，用于产生多个移动校正信号测量值，每个移动校正信号测量值是通过从其相应的投影数据信号测量值中减去一个误差信号测量值来产生的。

34.根据权利要求21的假物象滤波器，其中每个投影是平行束投影。

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