在计算开支最小化条件下降低焦外辐射效应的CT数据处理.pdf

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1、(10)授权公告号 CN 102138804 B (45)授权公告日 2014.11.12 CN 102138804 B (21)申请号 201010580280.X (22)申请日 2010.09.30 102009048073.0 2009.10.01 DE A61B 6/03(2006.01) A61B 19/00(2006.01) (73)专利权人 西门子公司 地址 德国慕尼黑 (72)发明人 斯蒂芬卡普勒 (74)专利代理机构 北京市柳沈律师事务所 11105 代理人 谢强 (54) 发明名称 在计算开支最小化条件下降低焦外辐射效应 的 CT 数据处理 (57) 摘要 本发明涉及一种。

2、用于从测量数据 (p) 中重建 检查对象的图像数据 (f) 的方法， 其中， 所述测量 数据 (p) 是在计算机断层扫描系统 (C1) 的发射 焦点辐射和焦外辐射的辐射源 (C2、 C4) 与检查对 象之间相对旋转运动时由检测器 (C3、 C5) 采集 的。 检查投影的测量数据(p)的彼此的差别， 以及 进行测量数据校正， 以降低焦外辐射的效应。在 此， 仅关于所选取的测量数据 (p) 进行所述校正， 而测量数据 (p) 的选取则取决于检查结果。在使 用得到校正的测量数据 (p) 情况下进行图像数据 (f) 的重建。 (30)优先权数据 (51)Int.Cl. 审查员 宋光 权利要求书 2 页。

3、 说明书 8 页 附图 6 页 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利 权利要求书2页 说明书8页 附图6页 (10)授权公告号 CN 102138804 B CN 102138804 B 1/2 页 2 1. 用于从测量数据 (p、 ATT) 中重建检查对象 (O) 图像数据 (f) 的方法， 其中， 所述测 量数据 (p、 ATT) 是在计算机断层扫描系统 (C1) 的发射焦点辐射和焦外辐射的辐射源 (C2、 C4) 与检查对象 (O) 之间相对旋转运动时由检测器 (C3、 C5) 采集的， 检查投影的测量数据 (p、 ATT) 的彼此的差别 (CON)， 进行测量数据校正。

4、， 以降低焦外辐射的效应， 其中， 所述校正仅关于所选取的测量数据(p、 ATT)进行， 而测量数据(p、 ATT)的选取则 取决于对投影的测量数据 (p、 ATT) 的彼此的差别 (CON) 的检查的结果， 在使用得到校正的测量数据 (p、 ATT) 情况下进行图像数据 (f) 的重建。 2. 按权利要求 1 所述的方法， 其中， 仅对与其他测量数据 (p、 ATT) 具有最小差别的测量数据 (p、 ATT) 进行所述校正。 3. 按权利要求 1 或 2 所述的方法， 其中， 所述检测器 (C3、 C5) 具有至少一个包括多个检测元件 (N) 的检测行， 并在检查时将一 个检测行的检测元件(。

5、N)的测量数据(p、 ATT)与相同检测行的处于确定的距离上的另一个 检测元件 (N) 的测量数据 (p、 ATT) 进行比较。 4. 按权利要求 1 或 2 所述的方法， 其中， 所述检测器 (C3、 C5) 具有至少一个包括多个检测元件 (N) 的检测行， 并在检查时将一 个检测行的检测元件(N)的测量数据(p、 ATT)与相同检测行的处于确定的距离上的另外两 个检测元件 (N) 的测量数据 (p、 ATT) 进行比较。 5. 按权利要求 1 或 2 所述的方法， 其中， 所述检测器 (C3、 C5) 具有至少一个包括多个检测元件 (N) 的检测行， 并在检查时将一 个检测行的检测元件(N。

6、)的测量数据(p、 ATT)与相同检测行的处于确定的距离上的另外四 个检测元件 (N) 的测量数据 (p、 ATT) 进行比较。 6. 按权利要求 3 所述的方法， 其中， 所述比较对检测行的所有检测元件进行。 7. 按权利要求 1 或 2 所述的方法， 其中， 所述测量数据校正关于一个检测元件 (N) 进行， 方法是通过卷积将该检测元件 (N) 的 测量数据 (p、 ATT) 与相同检测行的一定数量的相邻检测元件 (N) 的测量数据 (p、 ATT) 相关 联。 8.按权利要求3所述的方法， 其中， 所述确定的距离大致相当于相邻检测元件(N)数量 的四分之一。 9. 按权利要求 1 或 2 。

7、所述的方法， 其中， 所述选取这样进行， 使测量数据校正仅在测量 数据 (p、 ATT) 的对比度大的区域内起作用。 10. 按权利要求 1 或 2 所述的方法， 其中， 对于测量数据 (p、 ATT) 的选取， 使用显示需要进行校正的那些测量数据 (p、 ATT) 的函 数 (ACT)。 11. 按权利要求 10 所述的方法， 其中， 对于在所述函数(ACT)从需要进行校正的测量数据(p、 ATT)向不需要进行校正的测量 数据 (p、 ATT) 过渡的情况下的测量数据， 计算已校正的和未校正的测量数据 (p、 ATT) 的混 合。 12. 按权利要求 1 或 2 所述的方法， 其中， 权 利。

8、 要 求 书 CN 102138804 B 2 2/2 页 3 所述检测器 (C3、 C5) 具有多个包括大量检测元件 (N) 的检测行， 并在检查时将一个检 测行的一个检测元件(N)的测量数据(p、 ATT)与一个或多个其他检测行的一个或者多个其 他检测元件 (N) 的测量数据 (p、 ATT) 进行比较。 13. 用于从测量数据 (p、 ATT) 中重建检查对象 (O) 图像数据 (f) 的装置 (C10)， 其中， 所述测量数据 (p、 ATT) 是在计算机断层扫描系统 (C1) 的发射焦点辐射和焦外辐射的辐射 源 (C2、 C4) 与检查对象 (O) 之间相对旋转运动时由检测器 (C3。

9、、 C5) 采集的， 具有 用于检查投影的测量数据 (p、 ATT) 的彼此的差别 (CON) 的部件， 用于进行测量数据校正， 以降低焦外辐射的效应的部件， 其中， 所述校正仅关于所选取的测量数据(p、 ATT)进行， 而测量数据(p、 ATT)的选取则 取决于对投影的测量数据 (p、 ATT) 的彼此的差别 (CON) 的检查的结果， 用于在使用得到校正的测量数据 (p、 ATT) 情况下进行图像数据 (f) 的重建的部件。 14. 一种 CT 系统 (C1)， 具有按权利要求 13 所述的装置 (C10)。 权 利 要 求 书 CN 102138804 B 3 1/8 页 4 在计算开支。

10、最小化条件下降低焦外辐射效应的 CT 数据处 理 技术领域 0001 本发明涉及一种用于从测量数据中重建检查对象的图像数据的方法， 其中， 所述 测量数据是在计算机断层扫描系统的发射焦点辐射和焦外辐射的辐射源与检查对象之间 相对旋转运动时由检测器检测的。 背景技术 0002 利用 CT 系统扫描检查对象的方法众所周知。在此方面， 例如使用圆扫描、 具有进 给的顺序圆扫描或者螺旋扫描。在这些扫描中， 利用至少一个 X 射线源和至少一个相对的 检测器从不同的拍摄角度拍摄检查对象的吸收数据并将这样收集的吸收数据或投影借助 相应的重建方法计算出检查对象的剖面图像。 0003 为从计算机断层扫描仪 (C。

11、T 机 ) 的 X 射线 -CT- 数据组中， 也就是从所检测的投影 中重建计算机断层扫描的图像， 目前作为标准方法使用所谓的滤波反投影 (Filtered Back Projection ； FBP)。 0004 重建的 CT 图像的对比度和清晰度此外取决于焦点的尺寸， 也就是说， 发射 X 辐射 的 X 射线管阳极的那个范围。通常 X 射线管既发射焦点射线， 也发射焦外辐射， 也就是 ( 可 能明显 ) 超出固有的有效焦点以外形成的辐射。焦外辐射扩大了 X 射线管的辐射面积并因 此使图像的对比度和清晰度变差。 发明内容 0005 本发明的目的在于， 提供一种用于重建 CT 图像的方法， 其。

12、中， 需要考虑， X 射线管 既发射焦点辐射， 也发射焦外辐射。在这种情况下特别是注意降低计算开支。此外提供一 种相应的控制和计算单元、 CT 系统、 计算机程序和计算机程序制品。 0006 依据本发明的方法涉及从测量数据中重建检查对象的图像数据。在此， 所述测量 数据是在计算机断层扫描系统的发射焦点辐射和焦外辐射的辐射源与检查对象之间相对 旋转运动时由检测器采集的。检查投影的测量数据的彼此的差别。此外进行测量数据的校 正， 以降低焦外辐射的效应。在这种情况下， 仅关于所选取的测量数据进行所述校正， 而测 量数据的选取则取决于检查结果。在使用得到校正的测量数据情况下进行图像数据的重 建。 00。

13、07 在数据采集后存在大量投影的测量数据。从这些测量数据中要重建检查对象的 图像。为此通常使用至少 180投影角度范围的测量数据。在图像重建之前进行 EFS 校正 (EFS ： 焦外辐射 )。为此处理一个、 多个或者最好所有投影的测量数据。最好在求对数之前 对按照扇形或者锥形射线几何形状的强度数据进行 EFS 校正。 0008 关于投影， 不是校正所有测量数据， 而是仅校正所选取的测量数据。 根据对测量数 据的彼此差别的检查来选取需要校正的这些测量数据。 根据这些差别来校正投影的某些测 量数据， 而不校正其他测量数据。所要校正的测量数据的这种选取在典型的临床数据组情 说 明 书 CN 1021。

14、38804 B 4 2/8 页 5 况下明显减少图像重建总共所需的计算时间。 0009 为对所选取的测量数据进行 EFS 校正使用本身公知的方法。此方面的例子是利用 专用的卷积核 (Faltungskern) 对强度数据进行卷积， 该卷积核精确或者良好近似地产生 EFS 份额的 “去卷积” 。EFS 校正改变测量数据， 使得它们类似于没有或者具有少量 EFS 所获 得的那些测量数据。 0010 最后对于所观察的投影存在新的测量数据组， 其中对某些测量数据进行了 EFS 校 正， 而对其他测量数据没有进行 EFS 校正。这种新的测量数据组用于重建检查对象的图像。 该图像与在使用原始测量数据的情况。

15、下获得的图像相比得到改进 ： 对比度和清晰度得到提 高， 因为基于 EFS 的伪影不存在或者很少存在。 0011 在本发明的进一步构成中， 仅对与其他测量数据具有最小差别的测量数据进行校 正。为此可以确定阈值， 超过该阈值则说明， 需要对相应的测量数据进行 EFS 校正。所述其 他测量数据 ( 关于其确定差别， 也就是各个所观察的测量数据与其进行比较 ) 可以按照不 同方式来确定。 0012 例如， 检测器可以具有至少一个包括多个检测元件的检测行， 在检查时将一个检 测行的检测元件的测量数据与相同检测行的处于确定距离上的另一个检测元件的测量数 据进行比较。这种距离可以意味着使用直接相邻的检测元。

16、件 ； 但距离最好更大。对所有检 测元件最好使用相同的距离。 0013 例如， 检测器可以具有至少一个包括多个检测元件的检测行， 在检查时将一个检 测行的检测元件的测量数据与相同检测行的处于确定距离上的另外两个检测元件的测量 数据进行比较。 具有优点的是， 另外两个检测元件与所观察的检测元件的两侧对称设置。 但 两侧上的距离也可以不同。 在这里同样适用的是， 可以使用直接相邻的检测元件 ； 但距离最 好更大。对所有检测元件最好使用相同的距离。此外， 另外两个检测元件可以处于所观察 的检测元件的相同侧上。 0014 例如， 检测器可以具有至少一个包括多个检测元件的检测行， 并在检查时将一个 检测。

17、行的检测元件的测量数据与相同检测行的处于确定距离上的另外四个检测元件的测 量数据进行比较。 具有优点的是， 另外四个检测元件与所观察的检测元件的两侧对称设置， 也就是说， 四个检测元件的两个设置在检测元件的左侧并且四个检测元件的两个设置在右 侧， 其中， 到左侧的距离与到右侧的距离相同。但检测元件两侧上的距离也可以不同。在这 里也适用的是， 可以使用直接相邻的检测元件 ； 但距离最好更大。 对所有检测元件最好使用 相同的距离。此外， 另外四个检测元件可以处于所观察的检测元件的相同侧上。 0015 最好对检测行的所有检测元件进行比较。如果一个检测元件设置在行的边缘上， 那么不能保持确定的距离， 。

18、因为不存在这种距离的检测元件， 所以对该检测元件要么不进 行比较， 要么选择其他距离。 如果检测器具有多行， 那么最好对每个检测行的所有检测元件 进行比较。 0016 关于为比较而使用的唯一的检测行内部的检测元件的确定所介绍的方法也可以 关于在不同检测行内的检测元件被采用。 0017 在本发明的构成中， 测量数据校正与一个检测元件相关地进行， 方法是， 通过卷积 将该检测元件的测量数据与相同检测行的一定数量的相邻检测元件的测量数据相关联。 在 这种相互联系中特别有益的是， 其他检测元件与所观察的检测元件具有的确定距离相当于 说 明 书 CN 102138804 B 5 3/8 页 6 相邻检测。

19、元件数量的四分之一或者至少大约四分之一。 0018 依据本发明的进一步构成， 这样进行选取， 使测量数据的校正显而易见仅在测量 数据对比度大的区域内起作用。为此目的， 注意力特别是转向投影的测量值之间的大的差 别上。这样可以有针对性地使受到 EFS 特别不利影响的那些图像区得到改进。 0019 依据本发明的优选构成， 为选取测量数据， 使用显示需要进行校正的那些测量数 据的函数。为此例如适合使用数字函数。具有优点的是， 对于在函数从需要进行校正的测 量数据向不需要进行校正的测量数据过渡的情况下的测量数据， 计算已校正和未校正测量 数据的混合。这一点相当于叠化测量数据并避免函数过渡上的伪影。 0。

20、020 依据本发明的控制和计算单元用于从 CT 系统的测量数据中重建检查对象的图像 数据。该控制和计算单元包括用于储存程序代码的程序存储器， 其中， 程序存储器内 - 必要 时除了别的之外 - 存在适用于实施上述类型方法的程序代码。依据本发明的 CT 系统包括 这种控制和计算单元。 此外， 该系统可以包括例如用于采集测量数据所需的其他组成部分。 0021 依据本发明的计算机程序具有程序代码装置， 当在计算机上执行计算机程序时， 所述程序代码装置适用于实施上述类型的方法。 0022 依据本发明的计算机程序制品包括储存在计算机可读数据载体上的程序代码装 置， 其适用于在计算机上执行计算机程序的情况。

21、下实施上述类型的方法。 附图说明 0023 下面借助实施例对本发明进行详细说明。其中 ： 0024 图 1 示出具有图像重建组成部分的计算机断层扫描系统的实施例的第一示意图 ； 0025 图 2 示出具有图像重建组成部分的计算机断层扫描系统的实施例的第二示意图 ； 0026 图 3 示出具有焦外辐射的 X 射线管的示意组成部分 ； 0027 图 4 示出具有焦点辐射和焦外辐射的 CT 数据采集 ； 0028 图 5 示出不同检测元件的 CT 测量数据 ( 衰减数据 ) 的曲线和具有从中计算的对 比度值的曲线 ； 0029 图 6A 示出具有图 5 平方对比度值的曲线和具有差值的曲线 ； 003。

22、0 图 6B 示出用于显示活化区的曲线和具有叠化系数的曲线。 具体实施方式 0031 图1首先示意示出具有图像重建装置C21的第一计算机断层扫描系统C1。 处于机 架外壳 C6 内的是这里未示出的封闭机架， 其上设置第一 X 射线管 C2 及相对的检测器 C3。 可选的是， 在这里所示的 CT 系统中， 设置第二 X 射线管 C4 及相对的检测器 C5， 从而通过附 加可供使用的辐射器 / 检测器组合可以达到更高的时间分辨率， 或者在使用不同的 X 射线 能量光谱时， 辐射器 / 检测器系统内也可以进行 “双能量 (Dual-Energy)” 检查。 0032 CT 系统 C1 还具有病床 C。

23、8， 检查时患者可以在病床上沿着也称为 z 轴的系统轴线 C9 移动到测量场内， 其中， 扫描本身可以作为没有患者进给的纯圆形扫描， 仅在所关心的检 查范围内进行。在这种情况下， X 射线源 C2 或 C4 分别环绕患者旋转。在此， 检测器 C3 或 C5与X射线源C2或C4相对地平行地同时运转， 以采集投影测量数据， 这些投影测量数据然 后被用于重建剖面图像。 作为在各个扫描之间逐步地移动患者通过检查区的顺序扫描的替 说 明 书 CN 102138804 B 6 4/8 页 7 换， 不言而喻， 也存在螺旋扫描的可能性， 其中在采用 X 射线辐射的循环扫描期间连续沿者 系统轴线 C9 移动患。

24、者通过 X 射线管 C2 或 C4 与检测器 C3 或 C5 之间的检查区。通过患者 沿轴线 C9 的运动和 X 射线源 C2 或 C4 的同时循环， 在测量期间在 X 射线源 C2 或 C4 相对于 患者的螺旋扫描时形成螺旋轨迹。这种轨迹也可以通过如下来实现， 即在患者不运动的情 况下机架沿轴线 C9 移动。 0033 CT系统C1通过具有在存储器中存在计算机程序代码Prg1-Prgn的控制和计算单元 C10 控制。从控制和计算单元 C10 可以通过控制接口 24 传递采集控制信号 AS， 以便依据确 定的测量协议控制 CT 系统 C1。 0034 由检测器 C3 或 C5 采集的投影测量数。

25、据 p( 下面也称为原始数据 ) 通过原始数据 接口 C23 传送到控制和计算单元 C10。然后这些原始数据 p( 在需要时在适当的预处理后 ) 在图像重建组成部分 C21 内被进一步处理。图像重建组成部分 C21 在该实施例中在控制和 计算单元C10内以处理器上的软件方式， 例如以一个或者多个计算机程序代码Prg1-Prgn的 方式实现。由图像重建组成部分 C21 重建的图像数据 f 然后被存储在控制和计算单元 C10 的存储器 C22 内和 / 或者以常见的方式在控制和计算单元 C10 的屏幕上被输出。它们也可 以通过图1中未示出的接口被输入到与计算机断层扫描系统C1连接的网络内， 例如放。

26、射信 息系统 (RIS) 并存储在那里接入的大容量存储器内或者作为图像输出。 0035 控制和计算单元 C10 附加地还可以执行 EKG 函数， 其中， 导线 C12 用于在患者与控 制和计算单元 C10 之间传导 EKG 势能。图 1 中所示的 CT 系统 C1 附加地还具有造影剂注 射器 C11， 通过其可以附加地将造影剂注入患者的血液循环内， 从而可以更好显示患者的血 管， 特别是跳动的心脏的心室。 此外还可以实施灌注测量， 对于灌注测量同样适用所提出方 法。 0036 图 2 示出一个 C 弧系统， 其中与图 1 的 CT 系统不同， 外壳 C6 携带 C 弧 C7， 其上一 方面固定。

27、了 X 射线管 C2、 另一方面固定了相对的检测器 C3。C 弧 C7 为扫描同样环绕系统轴 线 C9 回转， 从而可以从大量的扫描角度进行扫描并可以从大量的投影角度中测定相应的 投影数据 p。图 2 的 C 弧系统 C1 与图 1 中的 CT 系统一样具有图 1 所述类型的控制和计算 单元 C10。 0037 本发明可以在图 1 和 2 所示的两个系统中使用。此外， 原则上也可以用于其他 CT 系统， 例如具有形成完整一圈检测器的 CT 系统。 0038 图 3 示出 X 射线管的示意图， 正如可以在图 1 和 2 的系统中使用的那样。通过利 用在阴极 K 与阳极 A 之间施加的电压来加速从。

28、热阴极 K 发出的电子 e-， 产生由 X 射线管发 射的 X 射线辐射。在快速的电子 e-进入阳极材料 ( 例如钨 ) 内时， 形成 X 射线辐射。这种 辐射主要相当于电子 e-的减速辐射。 0039 重建的图像的清晰度主要取决于X射线管阳极A上焦斑(Brennfleck)的尺寸。 有 效焦斑 Fok， 也就是发射大部分 X 射线辐射的阳极 A 的范围称为有效焦点。在诊断的 X 射线 管情况下焦点尺寸通常在 0.3mm 到 2mm 之间。根据 X 射线管的结构的不同， 在本身的有效 焦点Fok的外面在数厘米的范围上发出X射线辐射， 其因此使图像的对比度显示不清晰、 变 差。 0040 这 种。

29、 寄 生 的 X 射 线 辐 射 称 为 焦 外 辐 射，简 称 EFS( 英 语 ： EFR， extra focalradiation， 也写做 off-focus radiation)。EFS 的形成做如下解释 ： 一部分高速击 说 明 书 CN 102138804 B 7 5/8 页 8 中阳极 A 的电子 e-要么弹性地从阳极 A 反射， 要么它们在阳极 A 内引发重新离开阳极表面 的次级电子。这些散射的初级或者次级电子 e-散射的能量与初级电子 e-的能量相比减少约 20。通过阳极 A 的电场的吸引， 电子 e-散射再次击中阳极 A。由这些电子 e-散射产生的 X 射 线辐射为焦外。

30、辐射。由于电子 e-散射前面的能量损耗， EFS 平均比焦点的 X 射线辐射更柔。 在此， 散射电子 e-散射的击中部位一般情况下远离本来的焦点 Fok。电子 e-散射扩大了发射区 和由此的成像的辐射源， 使有效焦点 Fok 扩展。这一点在图 3 中通过有效焦点 Fok 旁边的 区域 表示。由 X 射线管发射的全部辐射的 EFS 比例根据 X 射线管的结构典型地最高约 为 10。 0041 如果没有将 EFS 全部析出， 那么它成为扫描检查对象所使用的 X 射线辐射的组成 部分。图 4 示意示出通过检查对象 O 的投影值的采集。检查对象 O 内部空间上的衰减分布 或密度分布为f(x)。 这一点。

31、适用于通过从所采集的投影值(也就是从测量数据)中重建来 测定。然后 f(x) 可以作为灰度值图像显示。h(t) 表示阳极上的发射分布 ； 它包括焦点辐 射和焦外辐射。发射分布 h(t) 即说明从阳极的哪个点发出多少 X 射线发射。 0042 阳极的延伸 - 简化为一维 - 采用 t 表示。D表示确定的检测器像素或元件。检 测器具有一个或者多个检测行， 其中， 每行包括大量并排设置的检测元件。 F(t)、 F(t) 和 F(t ) 为阳极的位置 t、 t和 t向检测器像素 D的 X 射线。X 射线通过检查对象 O 的轨迹沿线性参数 s 分布。角度 是投影角度， 该角度在 CT 系统的辐射源 / 。

32、接收器对环 绕检查对象 O 旋转时改变。即可以通过 的数据来识别确定的投影。在每个投影中， 由每 个检测元件采集测量值。可以看出， 无论是由焦点发出的射线 F(t )， 还是由焦点外面 发出的射线 F(t) 和 F(t )， 均为检测器像素 D的测量结果提供份额。 0043 EFS 的存在使 CT 机的调制传输函数变差。借助调制传输函数可以将重建的图像 内部的对比度与成像的对象内部的对比度进行比较。调制传输函数是本振频率的函数， 其 作为每个长度单位的线对 (Linienpaar) 的数量给出。通过可能与有效焦点距离相当远的 EFS， 调制传输函数特别是在本振频率小的情况下变差。这样使图像的对。

33、比度变差。特别是 低对比度的对象组成部分在高对比度的对象组成部分的附近更差地成像。 例如在拍摄头颅 时会出现这种不希望的效应。在头颅边缘的附近， 例如在靠近外头盖骨的大脑区内， EFS 可 能使对比度发生明显变化。 0044 为消除 EFS 的消极影响， 在重建检查对象的图像之前可以进行测量数据的 EFS 去 卷积 ( 英语 ： EFS deconvolution)。为此使用去卷积函数， 其考虑哪些射线来自焦点和哪些 射线是EFS。 为此需要认识X射线源的辐射特性(Abstrahlcharakteristik)以及所检查的 对象的 ( 至少近似的 ) 模型。通过 EFS 去卷积从测量数据中 “。

34、计算出” EFS 射线。 0045 进行 EFS 去卷积， 方法是， 在使用去卷积函数的情况下， 为每个投影重新计算 ( 也 就是校正 ) 所有测量数据， 也就是每个检测行的每个检测元件的测量数据。关于确定的检 测元件， 这一点意味着 ： 去卷积函数具有确定的宽度， 例如 49 ； 与此相应观察一系列的测量 数据， 这些测量数据由所观察的检测元件一侧上、 中间的所观察的检测元件上的检测元件 的 24， 和所观察的检测元件另一侧上的检测元件的 24 个测量数据组成。长度 49 的这一系 列测量数据现在利用去卷积函数卷积。该计算的结果是各个检测元件的 EFS 校正测量值。 对于各个投影的所有检测元。

35、件并且对于所有投影进行相应的计算。 因此产生一个用于图像 重建的得到修正的测量数据组。由此重建的图像消除了通过 EFS 引起的伪影。 说 明 书 CN 102138804 B 8 6/8 页 9 0046 但卷积运算的计算非常费时。与此相应， 通过测量数据的去卷积明显提高计算 CT 图像的持续时间。 因此通常仅对于所选取的图像进行EFS去卷积， 即对于这种图像进行 ： 其 在对象边缘附近的低对比度显示对诊断是特别重要的。 0047 为取得测量数据的快速 EFS 去卷积， 按如下所述进行 ： 0048 仅在如下图像区内应用 EFS 去卷积 ： 在该图像区中， EFS 由于伪影或质量损失而变 得明。

36、显。上面已经详细介绍过， 由于 EFS 导致的质量损失主要在对比度非常大的对象组成 部分的附近出现。与此相应， EFS 去卷积被限制在高对比度的区域上。这一点在图 5 中示 意示出。 0049 图 5 中横坐标上标出信道编号 N。在这种情况下， 这是一行检测元件的编号。图 5 的曲线 ATT 示出对数的衰减值。为获得这些数值， 对各个测量值 ( 也就是由检测元件接收 的 X 射线强度 ) 标准化、 求对数和改变符号。曲线 ATT 因此相当于测量数据。导致图 5 的 曲线 ATT 的拍摄是头颅扫描。右侧和左侧上的两个波峰来自头部外壳， 在拍摄期间头颅由 头部外壳保持。陡峭的上升和下降由如下的 X。

37、 射线引起 ： 该 X 射线纵向地透射头皮和外头 盖骨。圆形顶峰来自既穿过头盖骨也穿过脑内部的 X 射线。 0050 可以看出， 衰减分布中出现两个大的突变 ： 大致是在信道编号 270 和信道编号 460 处。在这种情况下这是从空气向头颅的过渡。 0051 现在为每个投影和每个信道如下检查测量数据组， 在哪些区域内出现大的对比 度。高对比度相当于彼此相邻的检测元件的测量值的大的值差。这种检查的结果作为曲线 CON 在图 5 中示出。数值 CON 可以按照不同的方式计算。一种具有优点的可能性如下 ： 0052 S(i)是求对数的测量值， 也就是曲线ATT的单值。 参数i在此方面表示信道编号。 。

38、为所有信道 i 按照下列凭经验推导的公式计算对比度 CON ： 0053 CON(i) (|S(i)-S(i+w)|+|S(i)-S(i-w)|)2 0054 即计算在当前观察的信道的值 S(i) 与向一侧位移 w 个信道的信道的值 S(i+w) 之 间的差， 并计算在当前观察的信道的值 S(i) 与向另一侧位移 w 个信道的信道的值 S(i-w) 之间的差。 0055 可以根据需要选取参数 w。特别合适的是， w 大约相当于 EFS 去卷积函数的滤波宽 度的四分之一。在图 5 和 6 的具有 EFS 去卷积函数的 49 个滤波元件的例子中 w 选择为 12。 0056 为计算 CON(i)，。

39、 将数值 S(i) 仅与两个处于确定的相邻区域内的数值 S(i+w) 和 S(i-w) 进行比较就足够了。分别仅使用所观察的信道的右侧和左侧的一个比较值就足够 了， 因为需要观察缓慢变化的结构， 而不是局部噪声。与此相应， 曲线 CON 的计算仅需很少 时间。特别地， 它 - 与每个单个信道 i 相关一与 EFS 去卷积相比计算强度小得多， 该 EFS 去 卷积不仅涉及另外两个检测元件的测量值， 而且涉及大量其他检测元件的。 0057 作为分别仅采用在右侧和左侧上的一个数值用于比较的例子的替换， 也可以将每 侧上的两个数值用于比较。在这种情况下， 对比度 CON 的公式为 ： 0058 CON。

40、(i) (|S(i)-S(i+w)|+|S(i)-S(i-w)|+|S(i)-S(i+v)|+|S(i)-S(i-v)|)2 0059 在这种情况下， v 是与 w 不同的第二参数。 0060 将数值 CON(i) 分别与可选择的 ( 例如对所有信道 N 相同的 ) 参数 c0 进行比较。 从中确定图 6B 的曲线 ACT。正如借助信道编号 N 所看到的那样， 图 6A 和 6B 的曲线仅涉及 图 5 所示区域的一部分。该部分包括图 5 曲线 ATT 的两个左侧波峰。 说 明 书 CN 102138804 B 9 7/8 页 10 0061 在各个数值 CON(i) 超过极限值 c0 的情况下。

41、， 曲线 ACT 具有数值 1， 如果不是这种 情况则具有数值0。 数值0在这种情况下意味着， 在各个检测元件的附近不存在大的测量值 差别， 而数值 1 则表示这种差别的存在。可以看出， 曲线 ACT 仅在曲线 ATT 的陡峭上升的区 域内具有数值 1。 0062 从曲线 ACT 可以知道， 为哪些检测元件进行 EFS 去卷积 ： 仅为曲线 ACT 具有数值 1 的那些检测元件进行 EFS 去卷积。因此这些测量值依据 S(i) (i) 通过去卷积的测 量值取代， 其中， (i) 是 EFS 校正的数值。关于单个检测元件的 EFS 校正的计算在这种情 况下可以按照传统的本身公知的方式进行。曲线 。

42、ACT 具有数值 0 的其他检测元件的测量值 在无 EFS 校正的情况下被用于图像重建。即此时存在修改的 EFS 校正数据组， 图像重建可 以该数据组为依据。 0063 在该经修改的数据组内不做改变地接收了绝大多数测量值， 而对于所选择的测量 值进行EFS校正。 即， 为进行测量数据的EFS校正， 不是像传统那样校正所有测量值， 而是仅 校正在其相邻区域内确定了大对比度或大测量值差别的那些测量数据。这样做的优点是， 用于计算新 EFS 校正的测量数据组所需的计算时间极大减少。该减少以哪个倍数进行， 基 本上取决于参数 w 和 c0 的选择以及所扫描的对象。正如已经提到的那样， 在具有 49 个。

43、滤 波元件的卷积核的图 5 和 6 的例子中选择为 12。对于头颅检查的情况来说， c0 例如可以选 择为 0.75， 这在典型的扫描时使 EFS 去卷积所需的计算时间减少约 70 -80。 0064 使用参数 CON， 其使得测量值仅在如下区域内通过 EFS 校正而改变， 在该区域中存 在大的对比度值。取决于参数 CON 来作出关于实施 EFS 校正的决定， 是一种合理的方法， 正 如借助图 6A 所看到的那样。该图以缩放的方式示出图 5 的曲线 CON。曲线 DIF 表示与原始 的测量值相比的改变， 其是在完全 EFS 校正时获得的。( 曲线 DIF 的确定对图像重建来说 没必要 ； 它的。

44、进行只是为了演示该方法的合理性。) 即为确定曲线 DIF， 对所有测量值 S(i) 进行 EFS 校正。从原始测量值中减去这些校正的测量值。这种比较的结果是曲线 DIF。它 因此表明在完全 EFS 校正的情况下哪些检测元件中出现变化。显而易见， 曲线 CON 主要在 曲线 DIF 与 0 明显不同的位置上明显不等于 0。这一点意味着， 仅对于值 CON2与 0 明显不 同的那些信道进行 EFS 校正就足够。 0065 为了在与曲线 ACT 的突变相应的边界上不引起伪影， 在这些边界上可以进行 EFS 校正的和未 EFS 校正的测量值的混合。通过这种叠化在边界上产生软过渡。为此计算叠化 函数 F。

45、(i)， 例如图 6B 的曲线 FAD 中所示。 0066 然后通过下列公式进行叠化 ： 0067 (i) F(i)* (i)+(1-F(i)*S(i) 0068 也就是说， 使用相关信道 i 的叠化函数 F(i) 的数值， 以便从各个信道 EFS 的 EFS 校正的数据 (i) 和未 EFS 校正的数据 S(i) 中计算混合， 也就是加权总和。 0069 一个检测元件的测量值与其他检测元件的比较和取决于此的 EFS 校正借助单个 检测行进行了说明。作为对此的替换或者补充， 比较和 EFS 校正也可以在检测器的维中与 之垂直地进行 ； 在这种情况下， 将检测元件与另一个检测行的检测元件进行比较。

46、并在该方 向上使用 EFS 校正。该方向在图 1 和 2 中采用 C9 标注。该方法类似也可以在检测器的两 个维中使用 ； 在这种情况下， 为 EFS 校正进行二维卷积。 0070 前面借助实施例对本发明进行了说明。 不言而喻， 可以进行大量的变化和修改， 而 说 明 书 CN 102138804 B 10 8/8 页 11 不偏离本发明的框架。 说 明 书 CN 102138804 B 11 1/6 页 12 图 1 说 明 书 附 图 CN 102138804 B 12 2/6 页 13 图 2 说 明 书 附 图 CN 102138804 B 13 3/6 页 14 图 3 图 4 说 明 书 附 图 CN 102138804 B 14 4/6 页 15 图 5 说 明 书 附 图 CN 102138804 B 15 5/6 页 16 图 6A 说 明 书 附 图 CN 102138804 B 16 6/6 页 17 图 6B 说 明 书 附 图 CN 102138804 B 17 。