專利名稱：在計(jì)算機(jī)斷層造影中基于原始數(shù)據(jù)的改進(jìn)的散射校正的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種用于從事先在計(jì)算機(jī)斷層造影系統(tǒng)的輻射源和檢查對(duì)象之間相 對(duì)旋轉(zhuǎn)運(yùn)動(dòng)的情況下被采集的測(cè)量數(shù)據(jù)中重建檢查對(duì)象的圖像數(shù)據(jù)的方法。
背景技術(shù)：
利用CT系統(tǒng)掃描檢查對(duì)象的方法是普遍公知的。在此，例如使用圓形掃描、具有 進(jìn)給的順序的圓形掃描或螺旋掃描。還可以使用不是基于圓形掃描的其它種類的掃描，例 如以線性片段的掃描。借助至少一個(gè)X射線源和至少一個(gè)相對(duì)的探測(cè)器從不同的記錄角度 記錄檢查對(duì)象的吸收數(shù)據(jù)并且將這樣積累的吸收數(shù)據(jù)和/或投影借助相應(yīng)的重建方法計(jì) 算成通過檢查對(duì)象的截面圖。為了從計(jì)算機(jī)斷層造影設(shè)備(CT設(shè)備)的X射線-CT-數(shù)據(jù)組中，也就是說，從所 采集的投影中重建計(jì)算機(jī)斷層造影圖像，目前作為標(biāo)準(zhǔn)方法采用所謂的濾波的反向投影方 法(Filtered Back Projection ；FBP) 0在數(shù)據(jù)采集之后進(jìn)行所謂的“重整(Rebinning)” 步驟，其中這樣重整利用扇狀地從輻射源傳播的射線產(chǎn)生的數(shù)據(jù)，使得其以如下形狀呈現(xiàn)， 就象探測(cè)器被平行地射向探測(cè)器的X射線所射中一樣。然后將數(shù)據(jù)變換到頻域中。在頻域 中進(jìn)行濾波，并且然后將濾波的數(shù)據(jù)反向變換。然后借助這樣重整的和濾波的數(shù)據(jù)進(jìn)行到 感興趣體積內(nèi)部的各個(gè)體素的反向投影。隨著探測(cè)器行的數(shù)量增加，即，隨著探測(cè)器寬度的增加，越來越多出現(xiàn)的問題是散 射。也就是可能發(fā)生X射線量子不是由檢查對(duì)象吸收，而是散射，即，其方向偏轉(zhuǎn)。這意味 著，特定的探測(cè)器元件也測(cè)量不是來自于連接X射線源與相應(yīng)的探測(cè)器元件的射線的X射 線量子。該效應(yīng)被稱為前向散射。其導(dǎo)致重建的CT圖像中的不期望的偽影。還存在具有兩個(gè)X射線源的CT設(shè)備，即所謂的雙源設(shè)備。如果兩個(gè)X射線源以相 同的X射線光譜運(yùn)行，則這將極大提高CT圖像的時(shí)間分辨率。因?yàn)橛捎趦蓚€(gè)X射線源，用于 數(shù)據(jù)采集的時(shí)間減半。這點(diǎn)特別是在運(yùn)動(dòng)的檢查對(duì)象的情況下是值得期望的。另一方面， 兩個(gè)X射線源還可以以不同的加速電壓并且由此以不同的X射線光譜運(yùn)行，從而進(jìn)行雙能 量拍攝。這點(diǎn)使得可以，關(guān)于采集的組織的成分作出斷言。在雙源拍攝中，散射的存在也是公知的問題。除了上面描述的前向散射之外，在雙 源設(shè)備中還出現(xiàn)橫向散射。這意味著，X射線源的在檢查對(duì)象的表面或內(nèi)部散射的射線，到 達(dá)不是對(duì)應(yīng)于該X射線源的探測(cè)器。這點(diǎn)是不期望的，因?yàn)槿藗儍H對(duì)與相應(yīng)探測(cè)器對(duì)應(yīng)的 X射線源所發(fā)射的射線的分析感興趣。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明要解決的技術(shù)問題是，提供一種重建CT圖像的方法，其中，降低散射的不 期望的效應(yīng)。此外，提供一種相應(yīng)的控制和計(jì)算單元、一種CT系統(tǒng)、一種計(jì)算機(jī)程序和一種 計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品。在用于從測(cè)量數(shù)據(jù)中重建檢查對(duì)象的圖像數(shù)據(jù)的本發(fā)明方法中，事先在計(jì)算機(jī)斷層造影系統(tǒng)的輻射源和檢查對(duì)象之間相對(duì)旋轉(zhuǎn)運(yùn)動(dòng)的情況下拍攝所述測(cè)量數(shù)據(jù)。確定散射 校正參數(shù)，對(duì)其進(jìn)行低通濾波。將經(jīng)濾波的散射校正參數(shù)與測(cè)量數(shù)據(jù)關(guān)聯(lián)，并且從這樣校正 的測(cè)量數(shù)據(jù)中重建圖像數(shù)據(jù)。散射校正參數(shù)用于消除或避免散射對(duì)從由散射所影響的測(cè)量數(shù)據(jù)中重建的圖像 所具有的不期望的影響。該影響在單源設(shè)備中涉及前向散射，并且在雙源設(shè)備中既涉及前 向散射也涉及橫向散射。在本方法中，不是只有在進(jìn)行的圖像重建之后，而是在圖像重建之前就已經(jīng)消除 或減少了散射的影響。這就是說，散射校正參數(shù)直接作用于測(cè)量數(shù)據(jù)。通過將散射校正參 數(shù)與測(cè)量數(shù)據(jù)進(jìn)行關(guān)聯(lián)來實(shí)現(xiàn)這一點(diǎn)。該關(guān)聯(lián)相應(yīng)于一種數(shù)學(xué)運(yùn)算，對(duì)于該數(shù)學(xué)運(yùn)算，存在不同的可能方案。首先確定散射校正參數(shù)，然后濾波，并且然后與測(cè)量數(shù)據(jù)關(guān)聯(lián)。這意味著，通過濾 波可以影響不涉及未校正的測(cè)量數(shù)據(jù)的散射校正參數(shù)。低通濾波使得，保留散射校正參數(shù) 的低頻信息，并且相應(yīng)地消除散射校正參數(shù)的高頻信息。由此可以直接影響散射校正參數(shù) 的特征。低通濾波優(yōu)選地涉及空間頻率，其中空間頻率是在位置處的經(jīng)傅里葉變換的參 數(shù)。該位置表示在探測(cè)器上的位置；如果使用多行的探測(cè)器，則每個(gè)投影角度呈現(xiàn)測(cè)量值的 矩陣，其中每個(gè)測(cè)量值屬于具有確定的位置坐標(biāo)的探測(cè)器元件。在本發(fā)明的一種實(shí)施方式中，為了確定散射校正參數(shù)進(jìn)行散射的測(cè)量。該散射校 正參數(shù)不必直接相應(yīng)于這些測(cè)量值，其還可以從測(cè)量中通過計(jì)算獲得。散射的測(cè)量特別可 以在測(cè)量數(shù)據(jù)采集期間進(jìn)行。此外還可以，為了確定散射校正參數(shù)進(jìn)行散射的計(jì)算。該計(jì)算可以結(jié)合散射的測(cè) 量來進(jìn)行。然而按照該實(shí)施方式，優(yōu)選地不是測(cè)量散射，而是僅通過計(jì)算來確定散射。具有優(yōu)勢(shì)的是，為了確定散射校正參數(shù)，對(duì)所測(cè)量的或計(jì)算的散射強(qiáng)度進(jìn)行標(biāo)準(zhǔn) 化和對(duì)數(shù)化(Logarithmierimg)。以這種方式可以按照如下形式提供散射校正參數(shù)按照 該形式，強(qiáng)度測(cè)量數(shù)據(jù)通常地進(jìn)入圖像重建中。按照本發(fā)明的一種實(shí)施方式，對(duì)于每個(gè)探測(cè)器元件確定所述散射校正參數(shù)。這意 味著，散射校正參數(shù)不是由唯一的值組成，而是包括多個(gè)值，其中每個(gè)值對(duì)應(yīng)一個(gè)探測(cè)器元 件。特別地，可以對(duì)于每個(gè)投影角度(在該投影角度采集測(cè)量數(shù)據(jù))，對(duì)于每個(gè)探測(cè)器元件 確定一個(gè)散射校正參數(shù)值。按照本發(fā)明的一種擴(kuò)展，低通濾波導(dǎo)致散射校正參數(shù)的噪聲的平滑。如果消除該 噪聲，則校正了散射的測(cè)量數(shù)據(jù)也具有較少噪聲，從而提高了從中重建的圖像的質(zhì)量。按照本發(fā)明的一種實(shí)施方式，在探測(cè)器通道方向上進(jìn)行低通濾波。通道方向被理 解為沿著探測(cè)器行的方向；也就是在這種情況下，通過一行的不同的探測(cè)器元件移動(dòng)。通過 在探測(cè)器通道方向上的低通濾波，將屬于一行的不同探測(cè)器元件的散射校正參數(shù)值互相關(guān) 聯(lián)。作為替換，或者除了在探測(cè)器通道方向上的濾波之外附加地，還可以進(jìn)行在探測(cè) 器行方向上的低通濾波。該方向垂直于通道方向。也就是從一個(gè)探測(cè)器元件移動(dòng)到另一行 的相同的通道位置的探測(cè)器元件。也就是說，可以進(jìn)行在探測(cè)器通道方向上的一維的濾波， 或者在探測(cè)器行方向上的一維濾波，或者在通道和行方向上的二維濾波。
本方法特別適合于在雙源CT測(cè)量中采集的測(cè)量數(shù)據(jù)。在此，由于橫向散射的散射 是一個(gè)特別大的問題。經(jīng)濾波的散射校正參數(shù)與測(cè)量數(shù)據(jù)的關(guān)聯(lián)還可以通過逐個(gè)探測(cè)器元件地相加或 相減來進(jìn)行。必要時(shí)，這些計(jì)算運(yùn)算還可以包括散射校正參數(shù)和/或測(cè)量數(shù)據(jù)的加權(quán)。按照本發(fā)明的控制和計(jì)算單元用于從CT系統(tǒng)的測(cè)量數(shù)據(jù)中重建檢查對(duì)象的圖像 數(shù)據(jù)。其包括用于存儲(chǔ)程序代碼的程序存儲(chǔ)器，其中在此(必要時(shí)除了別的之外)提供適 合于執(zhí)行上面描述的方法的程序代碼。按照本發(fā)明的CT系統(tǒng)包括這樣的控制和計(jì)算單元。 此外，其還可以包括例如用于采集測(cè)量數(shù)據(jù)所需的其它組成部分。按照本發(fā)明的計(jì)算機(jī)程序具有程序代碼裝置，當(dāng)所述計(jì)算機(jī)程序在計(jì)算機(jī)上被執(zhí) 行時(shí)，其適合于執(zhí)行上述種類的方法。按照本發(fā)明的計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品包括在計(jì)算機(jī)可讀的數(shù)據(jù)載體上存儲(chǔ)的程序代碼 裝置，當(dāng)所述計(jì)算機(jī)程序在計(jì)算機(jī)上被執(zhí)行時(shí)，其適合于執(zhí)行上述種類的方法。


以下借助實(shí)施例詳細(xì)解釋本發(fā)明。其中，圖1示出了具有圖像重建部分的計(jì)算機(jī)斷層造影系統(tǒng)的實(shí)施例的第一示意圖，圖2示出了具有圖像重建部分的計(jì)算機(jī)斷層造影系統(tǒng)的實(shí)施例的第二示意圖，圖3示出了具有橫向散射的雙源CT數(shù)據(jù)采集，圖4示出了流程圖。
具體實(shí)施例方式圖1首先示意性示出了具有圖像重建裝置C21的第一計(jì)算機(jī)斷層造影系統(tǒng)Cl。在 機(jī)架外殼C6中有未示出的閉合的機(jī)架，在該機(jī)架上設(shè)置了具有相對(duì)的探測(cè)器C3的第一 X 射線管C2?？蛇x地，在此處示出的CT系統(tǒng)中設(shè)置具有相對(duì)的探測(cè)器C5的第二 X射線管C4， 從而通過附加可用的輻射器/探測(cè)器組合可以實(shí)現(xiàn)高的時(shí)間分辨率，或者在輻射器/探測(cè) 器系統(tǒng)中在使用不同的X能量光譜的情況下也能夠進(jìn)行“雙能量(Dual-Energy) ”檢查。CT系統(tǒng)Cl還具有患者臥榻C8，在檢查時(shí)患者在該患者臥榻上可以沿著系統(tǒng)軸 C9 (也稱為ζ軸)被推入測(cè)量場(chǎng)中，其中也可以作為純的圓形掃描而不移動(dòng)患者僅在感興趣 的檢查區(qū)域中進(jìn)行掃描本身。在此X射線源C2或C4分別圍繞患者旋轉(zhuǎn)。在此，探測(cè)器C3 或C5相對(duì)于X射線源C2或C4并行地一起運(yùn)動(dòng)，以便采集投影測(cè)量數(shù)據(jù)，這些投影測(cè)量數(shù) 據(jù)然后被用于重建截面圖。作為順序掃描的替換(在該順序掃描中患者在各個(gè)掃描之間被 逐步地移動(dòng)通過檢查場(chǎng))，當(dāng)然還可以進(jìn)行螺旋形掃描，在該螺旋形掃描中患者在進(jìn)行著的 利用X射線掃描的期間被連續(xù)地沿著系統(tǒng)軸C9移動(dòng)通過在X射線管C2或C4和探測(cè)器C3 或C5之間的檢查場(chǎng)。通過患者沿著軸C9的運(yùn)動(dòng)和X射線源C2或C4的同時(shí)運(yùn)轉(zhuǎn)，在螺旋 形掃描的情況下在測(cè)量期間對(duì)于X射線源C2或C4相對(duì)于患者產(chǎn)生螺旋軌跡。該軌跡還可 以通過在患者不動(dòng)的情況下沿著軸C9移動(dòng)機(jī)架來實(shí)現(xiàn)。此外還可以連續(xù)地和周期性地在 兩個(gè)點(diǎn)之間來回移動(dòng)患者。通過具有在存儲(chǔ)器中存儲(chǔ)的計(jì)算機(jī)程序代碼至的控制和計(jì)算單元ClO 來控制CT系統(tǒng)10。需要指出的是，該計(jì)算機(jī)程序代碼I^rgl至^^還可以包含在外部的存儲(chǔ)介質(zhì)上并且在需要時(shí)可以被加載到控制和計(jì)算單元ClO中?？梢酝ㄟ^控制接口 M從控 制和計(jì)算單元Cio中傳輸采集控制信號(hào)AS，以便按照特定的測(cè)量協(xié)議控制CT系統(tǒng)Cl。探測(cè)器C3或C5采集的投影測(cè)量數(shù)據(jù)ρ (以下也稱為原始數(shù)據(jù))通過原始數(shù)據(jù)接 口 C23被傳輸?shù)娇刂坪陀?jì)算單元C10。然后，該原始數(shù)據(jù)ρ (必要時(shí)在合適的預(yù)處理之后) 在圖像重建部分C21中被進(jìn)一步處理。在該實(shí)施例中，圖像重建部分C21在控制和計(jì)算單 元ClO中以軟件的形式在處理器上實(shí)現(xiàn)，例如以一個(gè)或多個(gè)計(jì)算機(jī)程序代碼至的 形式。關(guān)于圖像重建，如已經(jīng)關(guān)于測(cè)量過程的控制所解釋的，計(jì)算機(jī)程序代碼I^rgl至 還可以包含在外部的存儲(chǔ)介質(zhì)上并且在需要時(shí)可以被加載到控制和計(jì)算單元ClO中。由圖像重建部分C21重建的圖像數(shù)據(jù)f然后被存儲(chǔ)在控制和計(jì)算單元ClO的存儲(chǔ) 器C22中和/或以通常方式在控制和計(jì)算單元ClO的顯示屏上被輸出。圖像數(shù)據(jù)還可以通 過在圖1中未示出的接口被饋入到連接到計(jì)算機(jī)斷層造影系統(tǒng)Cl的網(wǎng)絡(luò)，例如放射學(xué)信息 系統(tǒng)(RIS)，并且被存儲(chǔ)于在那里可訪問的海量存儲(chǔ)器或者作為圖像被輸出。控制和計(jì)算單元ClO還可以執(zhí)行EKG的功能，其中使用了用于傳導(dǎo)在患者與控制 和計(jì)算單元ClO之間的EKG電勢(shì)的導(dǎo)線C12。在圖1中示出的CT系統(tǒng)Cl還具有造影劑注 射器Cl 1，通過其可以附加地將造影劑注射到患者的血液循環(huán)中，從而可以更好地顯示患者 的血管、特別是跳動(dòng)的心臟的心室。此外，還存在進(jìn)行灌注測(cè)量的可能性，所提出的方法同 樣適合于該灌注測(cè)量。圖2示出了 C型臂系統(tǒng)，其中與圖1的CT系統(tǒng)不同，外殼C6支撐C型臂C7，在該 C型臂上一方面固定了 X射線管C2另一方面固定了相對(duì)的探測(cè)器C3。C型臂C7為了掃描 同樣圍繞系統(tǒng)軸C9擺動(dòng)，從而可以從多個(gè)掃描角度進(jìn)行掃描，并且能夠從多個(gè)投影角度確 定相應(yīng)的投影數(shù)據(jù)P。如圖1的CT系統(tǒng)一樣，圖2的C型臂系統(tǒng)Cl同樣具有對(duì)圖1所描述 的種類的控制和計(jì)算單元C10。本發(fā)明可以應(yīng)用于在圖1和2中示出的兩種系統(tǒng)。此外，原則上其還可以用于其 它的CT系統(tǒng)，例如用于具有形成整個(gè)環(huán)的探測(cè)器的CT系統(tǒng)。對(duì)于具有在患者縱向方向上、即在ζ方向上伸展的探測(cè)器的CT設(shè)備，由于前向散 射的散射限制了圖像質(zhì)量。前向散射意味著，X射線量子不是在檢查對(duì)象中被吸收，而是在 方向改變的情況下被散射，并且然后到達(dá)屬于該X射線源的探測(cè)器。這點(diǎn)是具有缺陷的，因 為X射線量子通過散射被“從軌跡中丟棄”并且由此在錯(cuò)誤的探測(cè)器元件中被測(cè)量。對(duì)于 圖像重建，僅期望從X射線源按照直線到達(dá)相應(yīng)的探測(cè)器元件的那些X射線量子。相應(yīng)地， (因?yàn)槠浞较蛲ㄟ^散射被改變而)不是在這樣的直的軌跡上運(yùn)動(dòng)的X射線量子攜帶對(duì)于圖 像重建來說是錯(cuò)誤的信息。前向散射例如線性地隨著探測(cè)器的ζ覆蓋而增加。這點(diǎn)是基于，隨著掃描的層的 寬度增加(這點(diǎn)相應(yīng)于探測(cè)器的Z覆蓋)，X射線量子在檢查對(duì)象中被散射的可能性增加。散射在圖像中導(dǎo)致偽影。特別地，人們?cè)谥亟ǖ膱D像中可以觀察到暗的區(qū)域、寬 的、暗的線條和杯狀凹陷(Cupping)效應(yīng)，即，凹陷或凸起。也就是，散射不是導(dǎo)致關(guān)于整個(gè) 圖像的均勻變差。其原因是，散射不是均勻發(fā)生，而是取決于組織的衰減組織吸收X射線 越多，則散射也就越多。此外，其還使得圖像的信噪比變差，從而為了達(dá)到期望的信噪比，必 須使用更高的輻射劑量。對(duì)于雙源CT設(shè)備，除了前向散射，還發(fā)生橫向散射，這將結(jié)合圖3來解釋。圖3的圖示是通過垂直于ζ軸的拍攝幾何的截面?？梢钥匆妰蓚€(gè)X射線源C2和C4，以及相對(duì)的探 測(cè)器C3和C5。這些探測(cè)器分別表示為線。這些線相應(yīng)于一個(gè)探測(cè)器行，其具有多個(gè)探測(cè)器 元件或像素。在ζ方向上相鄰地并且由此在該圖示中不能看見地，還可以存在其它的探測(cè) 器行。X射線源C2的射線穿透檢查對(duì)象0并且到達(dá)探測(cè)器C3，而X射線源C4的射線穿 透檢查對(duì)象0并且到達(dá)探測(cè)器C5。橫向散射特別地出現(xiàn)在檢查對(duì)象0的表面。通過寬箭頭 標(biāo)出從X射線源C2到檢查對(duì)象0的表面并且從那里幾乎直角地被散射的射線。該橫向散 射由實(shí)際上用于測(cè)量X射線源C4的射線的探測(cè)器C5采集。雙源CT設(shè)備關(guān)于散射來說，其特性大約與具有在ζ方向上雙倍寬的探測(cè)器的單源 CT設(shè)備相同。散射最終限制了在CT設(shè)備中探測(cè)器的最大可能的ζ覆蓋。為了減少散射，在現(xiàn)有技術(shù)中采用探測(cè)器方面的準(zhǔn)直器。在此是這樣的片其 安裝于探測(cè)器之前并且用于僅允許X射線從特定方向通過到相應(yīng)的探測(cè)器元件。隨著探 測(cè)器的Z覆蓋增加并且由此散射強(qiáng)度增加，對(duì)于相同的效果必須增大準(zhǔn)直器的柵條比例 (Schachtverhaltnis ),也就是片的高度對(duì)探測(cè)器元件的寬度的比例，這很快碰到技術(shù)上的 限制。在此特別是準(zhǔn)直器片的機(jī)械穩(wěn)定性是有問題的，因?yàn)槠浔旧碓谧罡叩男D(zhuǎn)頻率的情 況下不允許陷入振蕩。使用既在圖像層面中又在Z方向上準(zhǔn)直的格柵類的準(zhǔn)直器，提供了 更好的散射抑制，但是開銷極大并且極昂貴?？傊?，準(zhǔn)直器的效果受到限制、技術(shù)上開銷大 并且昂貴。僅僅準(zhǔn)直器本身不能解決在具有在Z方向上伸展的探測(cè)器的單源CT設(shè)備中并且 特別是在雙源CT設(shè)備中的散射問題。相對(duì)于單源CT設(shè)備，在雙源CT設(shè)備中還出現(xiàn)如下問 題在橫向散射的X射線量子的情況下，方向(X射線量子按照該方向到達(dá)錯(cuò)誤的探測(cè)器) 可以是正確的方向，從而其不可以受準(zhǔn)直器阻礙。作為用于減少散射的其它方法，計(jì)算的散射校正也是可能的。在這些計(jì)算的散射 校正中，首先對(duì)于每個(gè)探測(cè)器元件確定散射信號(hào)。這點(diǎn)或者可以通過直接的測(cè)量來進(jìn)行，方 法是，例如在ζ方向上在探測(cè)器外部(必要時(shí)在探測(cè)器兩側(cè))安裝附加的探測(cè)器元件。該 方法對(duì)于多行的探測(cè)器也是合適的，因?yàn)樯⑸湓讦品较蛏虾苌俑淖??；蛘呖梢酝ㄟ^模型假 定來確定散射信號(hào)；在此進(jìn)行計(jì)算，散射在確定的對(duì)象形狀情況下看起來是如何。然后將所確定的散射信號(hào)在數(shù)據(jù)記錄時(shí)或者在圖像重建時(shí)完全或者部分地從測(cè) 量信號(hào)中減去。特別是，如果在檢查期間直接測(cè)量散射信號(hào)，則用于散射校正的這樣的方法 對(duì)于偽影抑制是非常有效的。然而其具有關(guān)鍵的缺陷以這種方式對(duì)測(cè)量信號(hào)的平均值校 正散射，使得這些平均值實(shí)際上相應(yīng)于不存在散射的平均的測(cè)量值。散射的該減去雖然對(duì) 平均的測(cè)量值具有優(yōu)勢(shì)地起作用、然而不會(huì)對(duì)噪聲起作用。因?yàn)楸M管進(jìn)行校正，散射的量子 噪聲還是包含在校正后所獲得的信號(hào)中通過散射帶入的附加的量子噪聲不能被減去。因此用于散射校正的所有算法的方法雖然可以明顯減少通過散射引起的偽影 (變暗、凹陷等等)，但是總是以增加的圖像噪聲為代價(jià)。對(duì)于保持期望的信噪比來說，因此 比在具有在ζ方向上僅很少伸展的探測(cè)器的CT設(shè)備情況下需要更高的輻射劑量用于檢查 對(duì)象。Engel et al (Medical Physics 2008,35(1) :318-332)報(bào)告，對(duì)于標(biāo)準(zhǔn)胸部模體，在 具有16cm的ζ覆蓋的單源CT設(shè)備中在旋轉(zhuǎn)中心在應(yīng)用計(jì)算的散射校正的情況下與具有 2cm的ζ覆蓋的單源CT設(shè)備相比必須提高輻射劑量M%，以保持信噪比。在具有km的ζ覆蓋的雙源CT設(shè)備中，與具有2cm的ζ覆蓋的單源CT設(shè)備相比需要20%更多的劑量。對(duì)于兩個(gè)探測(cè)器具有例如8cm的ζ覆蓋的虛擬雙源CT設(shè)備，在標(biāo)準(zhǔn) 的胸部檢查中需要47%的劑量增加。如果不是考察相對(duì)小的衰減的標(biāo)準(zhǔn)胸部，而是在腹部 區(qū)域的CT掃描、特別是在肥胖患者的條件下，則該情況將更劇烈。以下描述的過程基于如下認(rèn)識(shí)經(jīng)散射校正的對(duì)數(shù)化的CT原始數(shù)據(jù)(其表示對(duì)于 圖像重建的輸入數(shù)據(jù))通過合適的數(shù)學(xué)變換，可以被劃分為測(cè)量的對(duì)數(shù)化的原始數(shù)據(jù)和對(duì) 數(shù)化的校正數(shù)據(jù)。然后可以對(duì)對(duì)數(shù)化的校正數(shù)據(jù)應(yīng)用合適的低通濾波，以降低噪聲。Itk = Ipk+Isk是在穿透檢查對(duì)象之后在探測(cè)器通道k中測(cè)量的強(qiáng)度。G是理想地衰減的強(qiáng)度，即，在沒有散射的狀態(tài)下會(huì)得到的測(cè)量結(jié)果。Isk是在探測(cè)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)和在雙源CT設(shè)備的情況下的橫向散射。如 上所述地測(cè)量或者通過模型假定來計(jì)算ΙΛ為了進(jìn)行散射校正，將Isk從測(cè)量的強(qiáng)度Itk中 減去，以便獲得期望的理想地衰減的強(qiáng)度Ipk = Itk-Isk。對(duì)于CT圖像重建的輸入數(shù)據(jù)是對(duì)數(shù)化的值fpk = -In (IpVl0)，其中I。是標(biāo)準(zhǔn)化強(qiáng) 度，即未衰減的X射線的強(qiáng)度。成立
權(quán)利要求
1.一種用于從測(cè)量數(shù)據(jù)(p，ltk)中重建檢查對(duì)象的圖像數(shù)據(jù)(f，PIC)的方法，其中，所 述測(cè)量數(shù)據(jù)(P，Itk)是在計(jì)算機(jī)斷層造影系統(tǒng)(Cl)的輻射源(C2，C4)和檢查對(duì)象之間相 對(duì)旋轉(zhuǎn)運(yùn)動(dòng)的情況下被采集的，確定散射校正參數(shù)(fsk)，對(duì)所述散射校正參數(shù)(f )進(jìn)行低通濾波，將經(jīng)濾波的散射校正參數(shù)(fskOTk)與測(cè)量數(shù)據(jù)(P，Itk)進(jìn)行關(guān)聯(lián)(ADD)，從這樣校正的 測(cè)量數(shù)據(jù)Ο；)中重建圖像數(shù)據(jù)(f，PIC)。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，對(duì)散射(Itk)進(jìn)行測(cè)量，以確定所述散射校正參 數(shù)(fsk)。
3.根據(jù)上述權(quán)利要求中任一項(xiàng)所述的方法，其中，對(duì)散射(Itk)進(jìn)行計(jì)算，以確定所述 散射校正參數(shù)(f )。
4.根據(jù)上述權(quán)利要求中任一項(xiàng)所述的方法，其中，對(duì)測(cè)量的或計(jì)算的散射強(qiáng)度(Isk)進(jìn) 行標(biāo)準(zhǔn)化和對(duì)數(shù)化，以確定所述散射校正參數(shù)(fsk)。
5.根據(jù)上述權(quán)利要求中任一項(xiàng)所述的方法，其中，對(duì)于每個(gè)探測(cè)器元件確定所述散射 校正參數(shù)(f )。
6.根據(jù)上述權(quán)利要求中任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述低通濾波(FILT)產(chǎn)生所述散射 校正參數(shù)(f )的噪聲的平滑。
7.根據(jù)上述權(quán)利要求中任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述低通濾波(FILT)在探測(cè)器通道 方向上進(jìn)行。
8.根據(jù)上述權(quán)利要求中任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述低通濾波(FILT)在探測(cè)器行方 向上進(jìn)行。
9.根據(jù)上述權(quán)利要求中任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述測(cè)量數(shù)據(jù)(p，Itk)在雙源測(cè)量的 情況下被采集。
10.根據(jù)上述權(quán)利要求中任一項(xiàng)所述的方法，其中，通過逐個(gè)探測(cè)器元件地相加或相 減，進(jìn)行經(jīng)濾波的散射校正參數(shù)(fsk。 k)與所述測(cè)量數(shù)據(jù)(P，Itk)的關(guān)聯(lián)。
11.一種用于從計(jì)算機(jī)斷層造影系統(tǒng)(Cl)的測(cè)量數(shù)據(jù)(p，Itk)中重建檢查對(duì)象的圖像 數(shù)據(jù)(f，PIC)的控制和計(jì)算單元(ClO)，包含用于存儲(chǔ)程序代碼(Prg1-Prgn)的程序存儲(chǔ)器，其中，在程序存儲(chǔ)器中具有程序代碼(Prg1-Prgn)，其執(zhí)行按照權(quán)利要求1至10中任一 項(xiàng)所述的方法。
12.—種具有按照權(quán)利要求11所述的控制和計(jì)算單元(ClO)的計(jì)算機(jī)斷層造影系統(tǒng) (Cl)。
13.一種計(jì)算機(jī)程序，具有程序代碼裝置(Prg1-Prgn)，當(dāng)所述計(jì)算機(jī)程序在計(jì)算機(jī)上 被運(yùn)行時(shí)，用于執(zhí)行按照權(quán)利要求1至10中任一項(xiàng)所述的方法。
14.一種計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品，包括在計(jì)算機(jī)可讀的數(shù)據(jù)載體上存儲(chǔ)的計(jì)算機(jī)程序的程序 代碼裝置(Prg1-Prgn)，當(dāng)所述計(jì)算機(jī)程序在計(jì)算機(jī)上被執(zhí)行時(shí)，其適合于執(zhí)行上述種類的 方法。
全文摘要
在計(jì)算機(jī)斷層造影中基于原始數(shù)據(jù)的改進(jìn)的散射校正。本發(fā)明涉及一種用于從測(cè)量數(shù)據(jù)(Itk)中重建檢查對(duì)象的圖像數(shù)據(jù)(PIC)的方法，其中，所述測(cè)量數(shù)據(jù)(Itk)是事先在計(jì)算機(jī)斷層造影系統(tǒng)的輻射源和檢查對(duì)象之間的相對(duì)旋轉(zhuǎn)運(yùn)動(dòng)的情況下被采集的。確定散射校正參數(shù)(fsk)，對(duì)所述散射校正參數(shù)(fsk)進(jìn)行低通濾波。將經(jīng)濾波的散射校正參數(shù)(fs korrk)與測(cè)量數(shù)據(jù)(Itk)關(guān)聯(lián)(ADD)，并且從這樣校正的測(cè)量數(shù)據(jù)(fpk)中重建圖像數(shù)據(jù)(f，PIC)。
文檔編號(hào)A61B6/03GK102048551SQ20101053223
公開日2011年5月11日 申請(qǐng)日期2010年11月2日 優(yōu)先權(quán)日2009年11月2日
發(fā)明者托馬斯·弗洛爾 申請(qǐng)人:西門子公司