对于双源CT设备具有散射校正的用于重建CT图像的方法

摘要

本发明是对于双源CT设备具有散射校正的用于重建CT图像的方法。涉及一种用于从测量数据中重建检查对象的图像数据（PIC1）的方法，其中在计算机断层造影系统的射线源与检查对象之间相对旋转运动的情况下采集（MEAS）测量数据。从测量数据中重建检查对象的第一图像数据（PIC0）。从第一图像数据中在使用散射模型（MOD）的条件下计算散射信号（STREU），其中散射模型（MOD）对于散射点，取决于与散射的射线从散射点到特定的检测器元件的衰减积分相应的线积分，说明了取决于角度的散射分布。将计算的散射信号（STREU）用于校正（KOR）测量数据，并且在使用校正的测量数据的条件下重建第二图像数据（PIC1）。

说明书

技术领域

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 在计算机断层造影系统的射线源与检查对象之间相对旋转运动的情况下采集测 量数据。

背景技术

断层造影成像方法的特征是，可以对检查对象的内部结构进行检查，而无 需对其进行侵入性的介入。断层造影成像的一种可能方式在于，对待检查的对 象从不同的角度拍摄多个投影。从这些投影中可以计算检查对象的二维截面图 像或三维体积图像。

这样的断层造影成像方法的一个例子是计算机断层造影。用于利用CT系统 扫描检查对象的方法是一般公知的。在此例如使用圆形扫描、具有进给的顺序 的圆形扫描或螺旋扫描。不是基于圆形运动的其他种类的扫描也是可以的，例 如具有线性片段的扫描。借助至少一个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并且将这些这样收集的吸收数据或者说投 影借助相应的重建方法计算为穿过检查对象的截面图。

为了从计算机断层造影设备（CT设备）的X射线CT数据组中，即，从采集 的投影中，重建计算机断层造影图像，目前采用所谓的滤波反投影法（Filtered  Back Projection；FBP）作为标准方法。在数据采集之后通常进行所谓的“Rebinning （重整）”步骤，其中将利用扇形地从源扩散的射线产生的数据这样进行重整， 使得其以如下形状呈现，就好像检测器被平行地到达检测器的X射线击中那样。 数据然后被变换到频域。在频域中进行滤波，然后将滤波的数据反变换。借助 这样重整和滤波的数据然后进行对感兴趣体积内部的各个像素的反投影。然而 经典的FBP方法由于其近似的工作方式而存在所谓的低频锥形射线伪影和螺旋 伪影的问题。此外在经典的FBP方法中图像清晰度耦合到图像噪声。达到的清晰 度越高，则图像噪声也越高，并且反之亦然。

FBP方法属于近似重建方法的组。还存在精确重建方法的组，但是其在目 前几乎没有被采用。最后迭代法形成第三组重建方法。

随着检测器行的数量增加，即，随着检测器宽度增加，经常出现的问题是 散射。即，X射线量子可能不是被检查对象吸收，而是散射，即，在其方向上偏 转。这意味着，特定的检测器元件也会测量不是来自于将X射线源与各自的检测 器元件相连的射线的X射线量子。该效应也称为前向散射。其在重建的CT图像 中导致不期望的伪影。

还存在具有两个X射线源的CT设备，即所谓的双源设备。如果两个X射线 辐射器以相同的X射线谱运行，则其极大提高CT图像的时间分辨率。因为，由 于两个X射线源，用于数据采集的时间减半。这一点特别是在运动的检查对象的 情况下是值得期望的。另一方面也可以，这两个X射线源以不同的加速电压和由 此不同的X射线谱运行，从而进行双能量拍摄。这一点使得可以作出关于采集的 组织的组成的断言。

在双源拍摄中，散射的存在也是一个公知的问题。除了上述前向散射之外 在双源设备中还出现横向散射。这意味着，在检查对象的表面上或内部散射的X 射线源的射线到达与该X射线源不对应的检测器。这一点是不期望的，因为人们 仅对分析与各自的检测器对应的X射线源发射的射线感兴趣。

发明内容

本发明要解决的技术问题是，提出一种用于重建CT图像的方法，其中应当 降低不期望的散射效应。此外应当提出一种相应的计算单元、CT系统、计算机 程序和计算机可读的数据载体。

在按照本发明的用于从测量数据中重建检查对象的图像数据的方法中事先 在计算机断层造影系统的射线源与检查对象之间相对旋转运动的情况下采集测 量数据。从测量数据中重建检查对象的第一图像数据。从第一图像数据中在使 用散射模型的条件下计算散射信号。在此，所述散射模型对于散射点，取决于 与散射的射线从散射点到特定的检测器元件的衰减积分相应的线积分，说明了 取决于角度的散射分布。计算的散射信号被用于校正测量数据。在使用校正的 测量数据的条件下重建第二图像数据。

也就是，对测量数据进行计算地散射校正。为了计数散射信号，采用散射 模型，该散射模型可以在准备阶段中，也就是在对检查对象的测量之前，就被 确定。散射模型考察散射点并且根据至少两个变量描述其散射特性。第一变量 是线积分，第二变量是散射角度。

线积分说明了，射线沿着各自的线条多强地衰减；通过i.d.R.的积分获得沿 着线条的取决于位置的衰减系数。衰减在此通过散射和吸收发生。线条在从散 射点到检测器的特定元件的最短路径上延伸。在计算机断层造影中使用的检测 器是通常的平面构造的，从而其由多个矩阵形布置的检测器元件组成。优选地， 特定的检测器元件是散射的射线垂直地击中其的检测器元件。当在散射模型中 已经包括了检测器的特征时，例如，如下事实：当射线近似垂直地击中检测器 表面时最可能地检测到该射线，这一点特别是有意义的。然而也可以，替代散 射的射线所垂直于其的检测器元件，使用例如散射的射线以特定的角度击中其 的另一个检测器元件。

第二变量，即角度的依赖关系说明了，在何种程度上散射点中的射线在特 定的方向上散射。该角度可以是在垂直于z轴的穿过检查对象的截平面中的角 度，也可以是空间角度。

在计算了第一图像数据之后，可以使用所述第一图像数据来校正测量数据。 借助散射模型计算，检测器接收哪些散射信号。为此可以将散射模型的两个变 量赋予按照检查对象的第一图像数据的值并且由此获得产生的散射信号。第二 图像数据相对于第一图像数据得到改善，因为其具有更少的由于散射引起的图 像伪影。第一图像数据以及第二图像数据都可以是检查对象的二维截面图或三 维体积图像。

在本发明的扩展中为了计算散射信号，对于检测器元件，对检查对象的每 个散射点在使用第一图像数据的条件下计算线积分，所述线积分相应于射线从 各自的散射点到各自的检测器元件的衰减积分，并且与散射模型的取决于角度 的散射分布对应。该工作方式优选对于每个检测器元件进行，并且对每个检测 器元件对于检查对象的每个散射点进行。散射点在此不是没有尺寸的点，而是 检查对象的二维或三维部分，也就是像素或体素。

此外可以将检查对象的多个散射点的散射分布的与检测器元件相关的份额 相加。优选将所有散射点的份额相加。因为对每个散射点确定取决于角度的散 射分布，所以可以找到与检测器元件相关的份额，方法是，在分布曲线中考察 各自的角度值，与散射点相关的检测器元件位于所述角度值中。在将份额相加 的情况下可以根据在散射点和检测器元件之间的各自的距离进行加权。由此例 如可以更强地考虑更靠近各自的检测器元件的散射点。

特别有利的是，在使用模型式的检查对象的条件下确定散射模型。在此例 如可以是充水的圆柱体。替换地还可以使用其他的形状和材料。

在本发明的构造中，在使用蒙特卡洛仿真（Monte-Carlo-Simulation）的条 件下进行散射模型的确定。在此可以考察并仿真模型式的检查对象的特定点， 其取决于在散射点和检测器元件之间的线积分，在不同的方向上多强地散射。 替换仿真，还可以在使用对模型式的检查对象的测量的条件下进行散射模型的 确定。

在本发明的扩展中，从第二图像数据中在使用散射模型的条件下计算散射 信号，然后将计算的散射信号用于校正测量数据，然后在使用校正的测量数据 的条件下重建第三图像数据。这相应于迭代的图像计算。以这种方式可以将第 三图像数据作为结果图像输出或者计算其他图像数据。

特别有利的是，按照散射模型，取决于角度的散射分布还取决于其他变量。 为此可以替换地或补充地考察：

-在落入散射点的射线和至特定的检测器元件散射的射线之间的角度；

-在由射线源发射的射线束内部落入散射点的射线的扇形角度；

-在至特定的检测器元件散射的射线和垂直于检测器的中心的射线之间的 角度；

-与落入散射点的射线直到散射点的衰减积分相应的线积分；

-在与散射的射线从散射点到特定的检测器元件的衰减积分相应的线积 分，和与散射的射线从散射点到另一个检测器元件的衰减积分相应的线积分之 间的关系，

-按照第一图像数据的散射点的衰减值；

-按照第一图像数据的围绕散射点的物质的至少一个衰减值。

本发明在双源设备的应用是特别有利的。这意味着，在第一射线源与检查 对象之间和第二射线源与检查对象之间同时相对旋转运动的情况下采集测量数 据，并且计算与两个与各自的射线源对应的检测器相关的散射信号。由此不仅 降低了前向散射的有害影响，而且还降低了横向散射的有害影响。

按照本发明的计算单元用于从CT系统的测量数据中重建检查对象的图像 数据。其具有用于执行所述方法的部件。特别地其可以包括用于存储程序代码 的程序存储器，其中（必要时除了别的之外）具有程序代码，所述程序代码适 合于执行上述种类的方法或者影响或控制所述执行。计算单元还可以通过多个 互相连接的、位于不同位置上的装置来实现。这一点相应于计算单元到多个组 件上的功能分布。有利地，计算单元附加地还能够控制CT系统的测量过程。

按照本发明的CT系统包括这样的计算单元。此外其还可以包含其他组件， 它们例如对于测量数据的采集是所需的。

按照本发明的计算机程序具有程序代码，所述程序代码适合于，当计算机 程序在计算机上运行时执行上述种类的方法。

按照本发明的计算机可读的数据载体存储了计算机程序的程序代码，用于 当计算机程序在计算机上运行时执行所述方法。

附图说明

以下借助实施例详细解释本发明。附图中：

图1示出了具有图像重建组件的计算机断层造影系统的实施例的第一示意 图，

图2示出了具有图像重建组件的计算机断层造影系统的实施例的第二示意 图，

图3示出了具有横向散射的双源CT数据采集，

图4示出了用于具有散射校正地重建图像数据的流程图，

图5示出了横向散射情况下的几何关系，

图6示出了对于从散射点到检测器元件的线积分的特定值，单个散射的点 （体素）的取决于角度的散射分布。

具体实施方式

图1首先示意性示出了具有图像重建装置C21的第一计算机断层造影系统 C1。在此是所谓的第三代CT设备，然而本发明不限于该CT设备。在机架外壳 C6中有此处未示出的闭合的机架，在该机架上设置了具有对置的检测器C3的第 一X射线管C2。可选地，在此处示出的CT系统中设置了具有对置的检测器C5的 第二X射线管C4，从而通过附加可用的辐射器/检测器组合可以实现更高的时间 分辨率，或者在辐射器/检测器系统中在使用不同的X能量谱的情况下也能够进 行“双能量（Dual-Energy）”检查。在这种情况下CT设备是双源设备。

此外，CT系统C1还具有患者卧榻C8，在检查时患者在该患者卧榻上可以沿 着系统轴C9（也称为z轴）被推入测量场中。然而也可以作为纯的圆形扫描而无 需进给患者地仅在感兴趣的检查区域中进行扫描本身。患者卧榻C8相对于机架 的运动通过合适的电机进行。在该运动期间X射线源C2或C4分别围绕患者旋转。 在此，检测器C3或C5相对于X射线源C2或C4并行地一起运动，以便采集投影测 量数据，这些投影测量数据然后被用于重建截面图。作为顺序扫描（在该顺序 扫描中患者在各个扫描之间被逐步地移动通过检查场）的替换，当然还可以进 行螺旋扫描，在该螺旋扫描中患者在进行着的利用X射线扫描期间被连续地沿着 系统轴C9移动通过在X射线管C2或C4与检测器C3或C5之间的检查场。通过患者 沿着轴C9的运动以及X射线源C2或C4的同时回转，在螺旋扫描的情况下在测量 期间对于X射线源C2或C4相对于患者产生螺旋轨迹。该轨迹还可以通过在患者 不动的情况下沿着轴C9移动机架来实现。此外，还可以连续地以及必要时周期 性地在两个点之间来回移动患者。

通过具有在存储器中存储的计算机程序代码Prg₁至Prg_n的控制和计算单元 C10来控制CT系统10。需要指出的是，该计算机程序代码Prg₁至Prg_n当然还可以 包含在外部的存储介质上并且在需要时可以被加载到控制和计算单元C10中。

可以通过控制接口24从控制和计算单元C10中传输采集控制信号AS，以便 按照特定的测量协议控制CT设备。在此，采集控制信号AS例如涉及X射线管C2 和C4，其中可以设置对于其功率的预定值和其通断的时间点，以及涉及机架， 其中可以设置对于其旋转速度的预定值，以及涉及卧榻进给。

因为控制和计算单元C10具有输入控制台，所以可以由CT设备的使用者或 操作者输入测量参数，该测量参数以采集控制信号AS的形式来控制数据采集。 可以在控制和计算单元C10的显示屏上显示关于当前使用的测量参数的信息；附 加地，还可以显示其它对于操作者重要的信息。

由检测器C3或C5所采集的投影测量数据p或原始数据经由原始数据接口 C23被传输到控制和计算单元C10。然后，该原始数据p（必要时在合适的预处理 之后）在图像重建部分C21中被进一步处理。在该实施例中，图像重建部分C21 在控制和计算单元C10中以软件的形式，例如以一个或多个计算机程序代码Prg₁至Prg_n的形式在处理器上实现。关于图像重建，如已经关于测量过程的控制所解 释的，计算机程序代码Prg₁至Prg_n还可以包含在外部的存储介质上并且在需要时 可以被加载到控制和计算单元C10中。此外还可以的是，测量过程的控制和图像 重建可以由不同的计算单元进行。

由图像重建部分C21重建后的图像数据f然后被存储在控制和计算单元C10 的存储器C22中和/或以通常方式在控制和计算单元C10的显示屏上被输出。图像 数据还可以通过在图1中未示出的接口被馈入到计算机断层造影系统C1所连接 到的网络，例如放射学信息系统（RIS），并且被存储于在那里可访问的大容量 存储器或者作为图像被输出。

控制和计算单元C10还可以执行EKG的功能，其中使用了用于传导在患 者与控制和计算单元C10之间的EKG电势的导线C12。附加地，在图1中示出 的CT系统C1还具有造影剂注射器C11，通过其可以附加地将造影剂注射到患 者的血液循环中，从而可以更好地显示患者的血管、特别是跳动的心脏的心室。 此外，还存在进行灌注测量的可能性，所提出的方法同样适合于该灌注测量。

控制和计算单元C10（与图1所示不同）当然不必位于CT系统C1的其余 部件的附近。而是可以将其安装在另外的房间或远离的地方。原始数据p和/或 采集信号AS和/或EKG数据的传输可以通过导线或替换地通过无线电进行。

图2示出了C形臂系统，其中与图1的CT系统不同，外壳C6支撑C形 臂C7，在该C形臂上一侧固定了X射线管C2而另一侧固定了对置的检测器 C3。C形臂C7为了扫描同样围绕系统轴C9摆动，从而可以从多个扫描角度进 行扫描，并且能够从多个投影角度确定相应的投影数据p。如图1的CT系统一 样，图2的C形臂系统C1同样具有对图1所描述的类型的控制和计算单元C10。

本发明可以应用于在图1和图2中示出的两种系统。此外，原则上其还可以 用于其它的CT系统，例如用于具有形成完整环的检测器的CT系统。

对于具有在患者纵向方向上，即在z方向上伸展的检测器的CT设备，限制 图像质量的因素除了别的之外还有由于前向散射的散射射线。前向散射意味着， X射线量子没有在检查对象中被吸收、而是方向改变地被散射，并且然后到达与 X射线源对应的检测器。这一点是不利的，因为X射线量子通过散射“被丢出轨 道”并且由此在错误的检测器元件中被测量。对于图像重建，仅期望从X射线源 按照直线射线到达各自的检测器元件的X射线量子。相应地，因为通过散射改变 了其方向而没有在这样的直的轨道上运动的X射线量子对于图像重建提供错误 信息。

前向散射随着检测器的z覆盖而线性增加。这一点的原因在于，随着扫描的 层的宽度增加（这相应于检测器的z覆盖）X射线量子在检查对象中被散射的概 率增加。

散射射线导致图像中的伪影。特别地可以在重建的图像中观察到暗区，宽 的、暗的线条和杯形效应，即，汤碗或凹凸。也就是散射射线不产生整个图像 的均匀变差。对此的原因是，散射不是均匀地发生的，而是取决于组织的衰减 发生的。此外其使得图像中的对比度表现变差。

对于双源CT设备，除了前向散射还发生横向散射，这将根据图3解释。图3 的图示是垂直于z轴穿过拍摄几何的截面。可以看出两个X射线源C2和C4，以及 对置的检测器C3和C5。检测器C3和C5简单地分别作为一条线段表示。这些线段 相应于检测器行，所述检测器行具有多个检测器元件或像素。存在在z方向上相 邻并且由此在图示中不可看见的其他检测器行。

X射线源C2的射线穿过检查对象O并且到达检测器C3，并且X射线源C4的射 线穿过检查对象O并且到达检测器C5。横向散射在检查对象O中特别地在其表面 附近出现。通过箭头表示从X射线源C2击中检查对象的表面并且从那里几乎直 角地散射的射线。该横向散射由本来用于测量X射线源C4的射线的检测器C5采 集。

为了减少散射射线，在检测器侧通常采用准直器。在此是在检测器之前安 装并且用于仅允许来自于特定方向的X射线穿过到各自的检测器元件的薄片。随 着检测器的z覆盖增加并且由此散射射线强度增加，对于相同的效果必须增大准 直器的选通比（），也就是薄片的高度与检测器元件的宽度之比， 这很快达到技术上的限制。在此特别是准直器薄片的机械稳定性是有问题的， 因为所述准直器薄片本身在最高的旋转频率的情况下不允许处于振荡。在图像 平面以及在z方向上都准直的格栅形准直器的使用提供了更好的散射抑制，但是 是开销大并且昂贵的。总体上准直器的效果是有限的、技术上开销大的并且昂 贵的。此外散射射线准直器的应用是一种方法，在所述方法中已经穿过检查对 象的并且由此对剂量提供份额的射线被吸收。仅散射射线准直器由此不能解决 在具有在z方向上伸展的检测器是单源CT设备的情况下和特别是在双源CT设备 的情况下的散射射线问题。双源CT设备相对于单源CT设备增加的问题是，在横 向散射的X射线量子的情况下，X射线量子击中错误检测器的方向，从准直器的 角度来看，可以是正确的，从而其不被准直器挡住。

另一种用于减少散射射线的方法是计算的散射射线校正。在所述散射射线 校正中首先确定对于每个检测器元件的散射射线信号。散射射线信号的该确定 例如可以通过直接测量进行。为了测量，可以在z方向上在检测器外部，必要时 在检测器两侧，安装附加的检测器元件。该过程对于多行的检测器也是合适的， 因为散射射线在z方向上几乎不变。在存在两个X射线源的情况下替换地也可以 将分别一个X射线源在测量过程期间短暂接通，以便在分别对应的检测器上直接 测量散射射线。

作为对散射射线的测量的替换，也可以计算地确定散射射线。图4示出了具 有散射射线校正的、图像数据的重建的流程图。首先在步骤MEAS中在检查对象 的CT测量中采集测量数据。在该测量之后从原始数据中，也就是没有散射射线 校正地，重建检查对象的第一图像PIC0。从由于存在散射射线而包含图像伪影 的该估计图像PIC0中，对于每个检测器元件确定散射射线信号STREU。在接下 来的步骤KOR中在使用散射射线信号STREU的条件下校正测量数据。这一点基 本上通过如下进行，即对于每个检测器元件将计算的散射射线强度从原始数据 中减去。在使用在步骤KOR中校正的测量数据的条件下重建检查对象的改善的 图像PIC1。

图像PIC0和PIC1可以是二维的截面图像或三维的体积图像。为了重建图像 PIC0和PIC1，可以考虑公知的图像重建法。

为了确定散射射线信号STREU，考虑蒙特卡洛仿真。在此假定，检查对象 具有按照估计图像PIC0的衰减分布。对于每个射线，此时可以计算其在特定方 向上散射的概率。这允许精确计算散射射线信号STREU，但是计算量非常大。 因为为了实现对于CT图像所需的高精度，必须考虑多重散射。这意味着，射线 在第一次散射之后在该对象内部在检查对象上或中可以经历另一次散射，等等。 这相应于在蒙特卡洛仿真的范围内级联地应用通过检查对象的射线跟踪；也就 是必须计算非常多的射线。

为了避免该缺陷，不取决于具体的检查对象，确定散射核的模型MOD。图 5为了解释在建模时使用的变量，示出了横向散射情况下的几何关系。如在图3 中那样可以看见X射线源-检测器对C2和C3以及X射线源-检测器对C4和C5。如在 图3中那样是穿过检查对象O的二维轴向截面。实线箭头代表从X射线源C4出发 的射线。该射线在检查对象O内部的点上散射。在其上发生散射的点在以下理解 为检查对象的面积元素或体积元素。

虚线箭头示出，射线在该点上如何散射，使得其以角度θ=0落到检测器C3 上。方向θ=0示出在所谓的子午通道（Mittagskanal）上；在此是入射的射线与 之垂直的检测器元件。该射线方向相应于在子午通道和所属的X射线管C2之间 的连接线。在检查对象内部的每个散射点由此可以对应子午通道。虚线箭头示 出，在检查对象内部的相同点上射线如何散射，使得其以方向θ落到检测器C3 上。

根据模型式的检查对象确定散射核的模型MOD。例如可以使用充水的圆柱 体作为模型式的检查对象，其与CT设备的z轴对称布置。对于模型式的检查对 象内部的特定点，确定散射射线分布，所述散射射线分布取决于两个变量。第 一变量是角度θ，在观察的点上散射的射线相对于观察的检测器元件的面法线位 于该角度中。图6示出这样的散射射线分布。向上画出了散射射线的强度，取 决于角度θ。最大值位于角度θ＝0处，也就是在散射的射线击中子午通道的情 况下。这基于，在散射射线分布中已经考虑了检测器几何结构，据此由于准直 器，射线在角度θ=0的情况下比在其他角度的情况下更容易到达检测器。也就 是涉及的是与实现相关的图示，其中包括了检测器的实现。散射射线分布不一 定必须对称地围绕值θ=0。在没有横向散射而仅存在前向散射的情况下，呈现 对称的散射射线分布。

模型式的检查对象的考察的点的散射射线分布所取决于的第二变量，是从 散射点出发到检测器弧上的、考察的散射点在其上垂直的检测器元件的，也就 是到子午通道的衰减值的线积分。为了计算该变量，一般地取决于位置地，将 检查对象内部的衰减系数沿着提到的从散射点到子午通道的线条积分。对于该 线积分的不同值，按照图6确定取决于角度θ的散射射线分布。一般地成立，具 有线积分的值的散射射线分布这样改变，使得随着线积分的值增加，散射射线 分布的最大值在θ=0时变得更小并且曲线变得更宽。这基于，在沿着线段的线 积分的更大值的情况下更多X射线量子被吸收和散射。

使用以从散射点到子午通道的线积分形式的变量的原因在于，在子午通道 方向上的散射对散射信号提供最大份额（参见图6）。虽然也考虑其他线积分是 更精确的，但是用于确定模型MOD的以及后面在图像重建中用于计算散射射线 信号STREU的计算开销变大。

为了对于线积分的不同的值确定散射射线分布，修改模型式的检查对象， 方法是，考察模型式的检查对象的不同厚度。如果如在上面提到的例子中那样 采用充水的圆柱体作为模型式的检查对象，则考察不同直径的圆柱体。但是散 射点在此始终保持不变，也就是关于圆柱体的中心分别考察相同的散射点。

在模型式的检查对象内部散射点的散射射线分布的确定可以按照不同的方 式进行：

-在蒙特卡洛仿真中统计地进行。

-在解析确定时精确计算散射射线分布。

-在实验确定时实际地测量模型式的检查对象。在此实验的结构具有与仿 真相同或类似的几何结构。这一点例如可以通过小的目标实现，针形射线直接 针对所述目标，并且所述目标嵌入在周围的物质中，例如在实际的水圆柱体中。

作为结果，呈现散射核的模型MOD，作为取决于两个变量的线积分和θ的 函数。函数的值可以存储在表格等中。模型MOD的确定可以在数据采集MEAS （图4）之前进行，从而当检查对象的图像要被重建时，已经呈现模型MOD。

现在使用模型MOD，以便从估计图像PIC0中关于实际的检查对象确定散 射射线信号STREU。由于估计图像PIC0，对于检查对象内部的每个点存在衰减 值，从而从各自的点出发到子午通道的线积分的值是可以确定的。由此可以将 检查对象内部的每个点对应于按照图6的散射射线分布。这一点通过确定各自 的线积分并且找出模型MOD的所属的曲线来进行。该找出例如可以通过读出表 格来进行。必要时可以内插或外插，如果对于计算的线积分值不存在模型MOD 的值。

在对于检查对象的每个图像点呈现取决于角度的散射射线分布之后，可以 确定对每个检测器元件的散射射线信号STREU。为此将涉及所有的图像点的份 额与考察的检测器元件相加。该相加优选加权地进行，例如通过使用在散射点 和考察的检测器元件之间的距离来加权。由于几何原因，为此考虑1/r2加权， 从而在求和时距离的增加导致各自的图像点的更小权重。加权的附加可能性是 考虑在各自的图像点的位置处的物质；因此例如对于骨可以取不同于软组织的 散射强度。

因此获得的对每个检测器元件的散射射线信号STREU此时可以用于校正 原始数据。从这些校正的测量数据中获得的图像PIC1可以作为结果图像输出。 替换地，也可以进行进一步迭代，以便获得更好的图像。为此从图像PIC1中在 使用模型MOD的条件下计算改善的散射射线信号STREU，其又可以用于校正 测量数据和然后用于图像计算。以这种方式可以计算迭代图像，直到满足特定 的中断标准。

所述工作方式的一个主要优点是，模型MOD仅需被计算一次，并且然后 可以用于重建不同检查对象的多个图像。通过可以将模型MOD的计算在图像重 建之前连接，其可以快速并计算量小地进行。因为在图像重建的范围内为了确 定散射射线信号STREU，仅需在查询表等中查询图像点的散射射线分布并且逐 检测器元件地相加。与上面提到的通过蒙特卡洛仿真从估计图像PIC0中获得散 射射线信号STREU的可能性不同，所解释的图像重建一方面更快，另一方面与 基于图像的蒙特卡洛法相比其导致变量减少。如果根据在模型式的检查对象上 的蒙特卡洛法获得模型MOD，则所解释的方法表示在蒙特卡洛法和模型法之间 的混合。

迄今为止描述了如下情况，即，作为变量，模型MOD包含从散射点到子 午通道的线积分和角度θ。也可以在模型MOD中包括其他变量。合适的例子是：

入射的射线的扇形角，也就是入射的射线关于垂直离开X射线源的射线的 角度，和子午通道的扇形角，也就是在子午通道射线和垂直击中检测器的中心 的射线之间的角度。

为了考虑所述变量，模型式的检查对象既可以在横切于入射的平均射线的 方向上被移动并且同时也在平行于入射的平均射线的方向上被移动。由此可以 扩展所考虑的散射角度的范围。

已经通过入射的射线穿过的线积分。

由于射线已经遍历了对象内部的物质，除了其强度之外，在考察的散射点 上的其光谱也改变。为了考虑该依赖关系，可以这样改变模型式的检查对象， 使得不同厚度的物质还位于所考察的散射点前面。通过该变量，考虑了入射到 散射点上的射线的光谱。

在到子午通道的线积分和至一个或多个其他检测器通道的线积分之间的关 系。

由此可以考虑散射射线分布与对象的形状的依赖关系。因为根据横穿的物 质的形状和厚度的不同，从散射点到各自的检测器通道，发生不同的二次散射 过程。通过该变量，可以更精确表征散射的对象并且在计算散射射线信号的情 况下相应地考虑其特征。为了考虑该变量，可以将散射点在模型式的检查对象 内部移动。

散射点的衰减值和/或围绕散射点的物质的衰减值。

为了考虑该变量，将散射点视为由不同的物质组成，或者说使用不同的围 绕散射点的物质。例如可以替代利用水填充的圆柱体，考察另外填充的圆柱体。

对于模型MOD使用的变量的数量和从上面提到的可能性的变量的选择取 决于所期望的精度。当然，用于确定模型MOD以及在确定散射射线信号STREU 时的计算开销随着变量的数量增加而增加。当然还可以，确定具有比后面在确 定散射射线信号STREU时采用的更多变量的模型MOD；在这种情况下将在确 定散射射线信号STREU时不使用的变量置为合适的常数。

所描述的工作方式既适合于具有仅一个X射线源的CT设备，即，用于消 除前向散射的影响，也适合于具有两个或多个源-检测器对的系统。

前面描述的实施例涉及本发明的医学应用。但是本发明也可以在医学领域 之外，例如在包装检验或材料检查中被采用。

上面以实施例描述了本发明。可以理解，可以进行大量改变和修改，而不 脱离本发明的范围。