本發(fā)明涉及一種從測量數(shù)據(jù)中重建出檢查對象的圖像數(shù)據(jù)的方法，其中，由計算機斷層造影系統(tǒng)采集所述測量數(shù)據(jù)并且在測量期間檢查對象的部分至少暫時位于測量場之外。

背景技術：
斷層造影的成像方法的特征在于，可以對檢查對象的內(nèi)部結構進行檢查，而無需此外在檢查對象上實施創(chuàng)傷性的手術。斷層造影的圖像生成的一種可能的類型在于，為待檢查的對象從不同的角度對多個投影進行拍攝。從這些投影中可以計算出檢查對象的二維截面圖像或者三維體積圖像。針對這樣的斷層造影成像方法的一種例子是計算機斷層造影術。公知各種各樣的借助CT系統(tǒng)對檢查對象進行掃描的方法。例如使用圓形掃描、具有進給(Vorschub)的順序圓形掃描、或者螺旋掃描。其它類型的不基于圓形運動的掃描也是可以的，例如具有線性分段的掃描。借助至少一個X輻射源和至少一個對置的探測器來從不同的拍攝角度對檢查對象的吸收數(shù)據(jù)進行拍攝，并且借助相應的重建方法對這些這樣收集的吸收數(shù)據(jù)或投影進行計算出通過檢查對象的截面圖像。為了從計算機斷層造影設備(CT設備)的X射線CT數(shù)據(jù)組中、也就是從所采集的投影中重建出計算機斷層造影的圖像，目前將所謂的濾波反向投影方法(FilteredBackProjection；FBP)用作標準方法。在數(shù)據(jù)采集之后通常執(zhí)行所謂的“重排(Rebinning)”步驟，其中，將借助扇形的從輻射源輻射出的射線所生成的數(shù)據(jù)這樣進行重新排列，使得其以這樣的形式存在，就像如果探測器被平行地通向探測器的X射線束所擊中那樣。然后將數(shù)據(jù)變換到頻率域。在頻率域中進行濾波，并且隨后對濾波后的數(shù)據(jù)進行反變換。然后，借助這樣重新整理的(umsortiert)并且濾波后的數(shù)據(jù)，進行至感興趣體積內(nèi)部的各個體素上的反向投影。然而，對于傳統(tǒng)的FBP方法，由于其近似工作方式，存在具有所謂低頻的錐形射束偽影(Kegelstrahl-Artefakt)和螺旋偽影的問題。此外，在傳統(tǒng)的FBP方法中，圖像清晰度與圖像噪聲相耦合。所達到的清晰度越高，圖像噪聲也越大，反之亦然。FBP方法屬于近似的圖像重建方法的組。此外，還存在精確的圖像重建方法組，然而現(xiàn)在很少使用這類方法的組。第三種圖像重建方法的組最終形成了迭代方法。由于探測器的尺寸(Ausdehnung)而存在有限的測量區(qū)域，即測量場。這意味著，在特定的投影角度情況下，僅僅對于檢查對象的位于測量場內(nèi)部的體積單元可以采集投影或測量數(shù)據(jù)。然而經(jīng)常出現(xiàn)的問題是，檢查對象的尺寸是這樣的，使得在整個測量數(shù)據(jù)采集期間并不是檢查對象的所有部分都位于測量場內(nèi)部。關于檢查對象的這些部分，這帶來了不完整的測量數(shù)據(jù)組，并且由此在圖像重建時帶來了偽影。

技術實現(xiàn)要素：
本發(fā)明要解決的基本的技術問題是，提供一種用于從測量數(shù)據(jù)中重建出CT圖像的方法，其中應當考慮，存在檢查對象的測量場超限(Messfeldüberschreitung)。此外，應當提供一種相應的控制和計算單元、一種CT系統(tǒng)、一種計算機程序和一種計算機程序產(chǎn)品。在按照本發(fā)明的用于從測量數(shù)據(jù)中重建出檢查對象的圖像數(shù)據(jù)的方法中，首先在在計算機斷層造影系統(tǒng)的輻射源和檢查對象之間存在相對的旋轉(zhuǎn)運動的情況下采集測量數(shù)據(jù)。在此，在輻射源和探測器之間的有限的區(qū)域是測量場，關于該測量場可以采集測量數(shù)據(jù)。在測量數(shù)據(jù)采集期間，檢查對象的部分至少暫時位于測量場之外。從測量數(shù)據(jù)中進行第一圖像數(shù)據(jù)的重建。借助閾值比較來修正第一圖像數(shù)據(jù)。利用形態(tài)濾波器來對修正后的第一圖像數(shù)據(jù)進行處理，并且從這樣處理了的修正后的第一圖像數(shù)據(jù)中計算出投影數(shù)據(jù)。隨后，通過使用投影數(shù)據(jù)來對測量數(shù)據(jù)進行修正。從修正后的測量數(shù)據(jù)中重建出第二圖像數(shù)據(jù)。對于CT設備的測量場來說，檢查對象太大了。這意味著，根據(jù)投影角度、也就是根據(jù)X射線源相對于檢查對象的位置，檢查對象的或多或少的組成部分不位于測量場內(nèi)部，從而對于各自投影角度來說關于這些組成部分不能進行數(shù)據(jù)采集。由此，對于檢查對象的有些體積單元來說存在不完全的測量數(shù)據(jù)組。對于檢查對象的在整個數(shù)據(jù)采集期間位于測量場內(nèi)部的組成部分來說，測量數(shù)據(jù)的這種不完全性也帶來了偽影。為了避免由于測量場超限所引起的測量數(shù)據(jù)不完全性在待重建的圖像上的不期望影響，按照本發(fā)明不是僅僅進行一次圖像重建，而是進行兩次圖像重建。對第一圖像數(shù)據(jù)進行修正并且隨后進行形態(tài)濾波。例如閉合運算(Closing-Operation)就屬于此。通過形態(tài)濾波器來對修正后的第一圖像數(shù)據(jù)進行操作，使得其涉及第二圖像數(shù)據(jù)的計算時具有有利的特性。特別地，形態(tài)濾波器實現(xiàn)了，去除了在修正后的第一圖像數(shù)據(jù)中存在的參差的對象邊界或者至少是部分地使之平滑化。不是直接將形態(tài)濾波器應用在第一圖像數(shù)據(jù)上，而是在通過使用閾值比較來修正所述第一圖像數(shù)據(jù)之后才應用形態(tài)濾波器。該修正優(yōu)選僅僅涉及第一圖像數(shù)據(jù)的子集；然而對整個第一圖像數(shù)據(jù)進行修訂也是可能的。隨后使用修正并且濾波后的第一圖像數(shù)據(jù)，以便對投影數(shù)據(jù)進行計算。投影數(shù)據(jù)是人工的或計算出的測量數(shù)據(jù)；從所述投影數(shù)據(jù)中可以獲知，與修正并且濾波后的第一圖像數(shù)據(jù)相對應的對象的假定CT拍攝會帶來哪些測量數(shù)據(jù)。通過圖像重建算法從測量和投影數(shù)據(jù)得到了圖像數(shù)據(jù)，而正向投影從圖像數(shù)據(jù)得到了投影數(shù)據(jù)。將投影數(shù)據(jù)用于對測量數(shù)據(jù)進行修正。在最簡單的情況下，所述修正可以對應于測量數(shù)據(jù)的補充，從而消除了由測量場超限所引起的測量數(shù)據(jù)的不完全性。此外，對于補充來說附加地或者替換地，也可以對測量數(shù)據(jù)進行改變。然后，將修正后的測量數(shù)據(jù)作為圖像重建基礎。所得到的第二圖像數(shù)據(jù)優(yōu)于第一圖像數(shù)據(jù)，因為該第二圖像數(shù)據(jù)不是基于原始的圖像數(shù)據(jù)，而是基于修正后的圖像數(shù)據(jù)。在該修正后的圖像數(shù)據(jù)中已經(jīng)加入了與檢查對象的定界(Begrenzung)有關的認知，其對應于第一圖像數(shù)據(jù)的處理。在本發(fā)明的擴展中，在對第一圖像數(shù)據(jù)進行修正期間，根據(jù)與一個閾值的比較，為圖像點的圖像點值分配第一或第二圖像點值。即，對于該圖像點值分配存在著兩種可能性：分配第一圖像點值或者分配第二圖像點值。使用兩個圖像點值中的哪一個取決于閾值比較；由于只使用唯一的閾值，所以比較的結果可以是小于、等于或者大于。對此替換地，在對第一圖像數(shù)據(jù)進行修正期間，可以根據(jù)與多個閾值的比較，為圖像點的圖像點值分配來自于多個為此可供使用的圖像點值中的圖像點值。因此，不是僅存在兩個，而是存在多于兩個的圖像點值，其被用于圖像點的分配。與上述的二元分配不同，這實現(xiàn)了分配連續(xù)的(然而至少是多個)圖像點值。對此，不是只使用一個單一的閾值，而是使用多個閾值。如果例如使用了兩個閾值，那么閾值比較的結果可以是：小于較小的閾值、等于較小的閾值、在較小閾值和較大閾值之間、等于較大的閾值、大于較大的閾值。顯然，可以使用多于兩個的閾值。設置多個圖像點值以用于第一圖像數(shù)據(jù)的分配，這實現(xiàn)了，使第一圖像數(shù)據(jù)接近于檢查對象的實際特性。這是有利的，因為由于測量場超限而在第一圖像數(shù)據(jù)中存在偏差。使用連續(xù)函數(shù)以用于圖像點值分配是有利的，其中該連續(xù)函數(shù)是在分別在第一圖像數(shù)據(jù)的圖像點值和多個可供使用的圖像點值中的一個圖像點值之間的對應。因此，連續(xù)函數(shù)說明了：為第一圖像數(shù)據(jù)的圖像點分配哪個圖像點值。這不必適用于所有的圖像點值，而是其可以適用于圖像點值的由閾值所限定的區(qū)域。在圖像點值分配之后，可以對第一圖像數(shù)據(jù)進行平滑濾波。通過使用形態(tài)濾波器，這實現(xiàn)了避免參差的對象邊緣。有利的是，在修正第一圖像數(shù)據(jù)期間只對這樣的圖像點的圖像點值進行修正，所述圖像點僅使檢查對象的在測量數(shù)據(jù)采集期間至少暫時位于測量場之外的部分進行成像。盡管測量場超限也作用于在測量場內(nèi)部的第一圖像數(shù)據(jù)；但是爭取對在測量場之外的區(qū)域進行測量數(shù)據(jù)補充，使得檢查對象的在測量數(shù)據(jù)采集期間至少暫時位于測量場之外的部分的數(shù)據(jù)是特別相關的。測量數(shù)據(jù)的修正用于生成這樣的數(shù)據(jù)組，其被用作重建第二圖像數(shù)據(jù)的基礎的數(shù)據(jù)。在此，特別地將原始的測量數(shù)據(jù)和投影數(shù)據(jù)考慮為可使用的參數(shù)。在本發(fā)明的擴展中，在對用于在探測器之外的至少一個區(qū)域的測量數(shù)據(jù)進行修正期間，將各個投影數(shù)據(jù)使用為用于重建第二圖像數(shù)據(jù)的基礎的數(shù)據(jù)。這對應著測量數(shù)據(jù)的補充。由于測量數(shù)據(jù)只能由探測器所采集；對于在探測器之外的區(qū)域，自然不存在測量數(shù)據(jù)。因此，通過補充來假設，在探測器之外也采集了可以用于圖像重建的數(shù)據(jù)。附加地或者替換地，在對用于探測器的至少一個區(qū)域的測量數(shù)據(jù)進行修正期間，可以將各個測量數(shù)據(jù)視為用于重建第二圖像數(shù)據(jù)的基礎的數(shù)據(jù)。這意味著，存在一個或多個在探測器之外的區(qū)域，其測量值不被改變。而是將這些測量值不加改變地作為第二圖像數(shù)據(jù)的圖像重建的基礎。探測器的中間區(qū)域特別適合于此。然而也可以對于整個探測器區(qū)域都不改變測量數(shù)據(jù)，而是以和用于重建第一圖像數(shù)據(jù)相同的方式將其作為重建第二圖像的基礎。這會意味著，僅僅補充測量數(shù)據(jù)，而不改變其值。附加地或者替換地，在對用于在探測器邊緣上的至少一個區(qū)域的測量數(shù)據(jù)進行修正時，可以將來自各個測量數(shù)據(jù)和各個投影數(shù)據(jù)的組合視為用于重建第二圖像數(shù)據(jù)的基礎的數(shù)據(jù)。優(yōu)選將這樣的組合作為加權的和進行計算。優(yōu)選這樣進行加權，使得隨著與探測器邊緣之間的增大的距離，測量數(shù)據(jù)相對于投影數(shù)據(jù)獲得加權。例如余弦平方(cos2)函數(shù)適合作為加權函數(shù)。在本發(fā)明的擴展中，為了重建第一圖像數(shù)據(jù)，使用了用于在擴展的測量場中進行圖像重建的方法。在此涉及可以已經(jīng)是自身公知的方法，其已經(jīng)考慮了存在著測量場超限。這樣的方法比不顧測量場超限的算法帶來了更好的圖像重建的結果。以這種方式，借助第一圖像數(shù)據(jù)作為用于后續(xù)方法的起始點，從而使用了相對于簡單的圖像重建方法來說改進了的圖像數(shù)據(jù)。按照本發(fā)明的計算單元用于從CT系統(tǒng)的測量數(shù)據(jù)中重建出檢查對象的圖像數(shù)據(jù)，該計算單元包括如下部件：第一重建單元，其從所述測量數(shù)據(jù)中對第一圖像數(shù)據(jù)進行重建；布置在所述第一重建單元下游的第一修正單元，其借助閾值比較來修正第一圖像數(shù)據(jù)，布置在所述第一修正單元下游的形態(tài)濾波器，借助其來對修正后的第一圖像數(shù)據(jù)進行處理，并且布置在所述形態(tài)濾波器下游的投影數(shù)據(jù)計算單元，其從這樣處理了的修正后的第一圖像數(shù)據(jù)中計算出投影數(shù)據(jù)，布置在所述投影數(shù)據(jù)計算單元下游的第二修正單元，其在使用所述投影數(shù)據(jù)的情況下對測量數(shù)據(jù)進行修正，并且布置在所述第二修正單元下游的第二重建單元，其從修正后的測量數(shù)據(jù)中重建出第二圖像數(shù)據(jù)。在計算單元的一個構型中，所述第一修正單元在修正所述第一圖像數(shù)據(jù)期間，根據(jù)與一個閾值的比較，為圖像點的圖像點值分配第一圖像點值或第二圖像點值。在計算單元的一個構型中，所述第一修正單元在修正所述第一圖像數(shù)據(jù)期間，根據(jù)與多個閾值的比較，為圖像點的圖像點值分配來自于多個對此可供使用的圖像點值中的圖像點值。在計算單元的一個構型中，所述第一修正單元對于圖像點值分配，使用連續(xù)的函數(shù)，其描述了在所述第一圖像數(shù)據(jù)的各個圖像點值和來自多個可供使用的圖像點值中的一個圖像點值之間的對應。在計算單元的一個構型中，在圖像點值分配之后，所述形態(tài)濾波器對所述第一圖像數(shù)據(jù)進行平滑濾波。在計算單元的一個構型中，所述第一修正單元在修正所述第一圖像數(shù)據(jù)期間，僅僅對圖像點的如下的圖像點值進行修正：所述圖像點值對檢查對象的在測量數(shù)據(jù)采集期間至少暫時位于所述測量場之外的部分進行成像。在計算單元的一個構型中，在所述第二修正單元對用于在所述探測器之外的至少一個區(qū)域的測量數(shù)據(jù)進行修正期間，所述第二重建單元將各個投影數(shù)據(jù)使用為用于重建所述第二圖像數(shù)據(jù)的基礎的數(shù)據(jù)。在計算單元的一個構型中，在所述第二修正單元對用于在所述探測器的至少一個區(qū)域的測量數(shù)據(jù)進行修正期間，所述第二重建單元將各個測量數(shù)據(jù)視為用于重建所述第二圖像數(shù)據(jù)的基礎的數(shù)據(jù)。在計算單元的一個構型中，所述第二重建單元在對用于在所述探測器的邊緣上的至少一個區(qū)域的測量數(shù)據(jù)進行重建期間，將來自于各個測量值和各個投影數(shù)據(jù)中的組合視為用于重建所述第二圖像數(shù)據(jù)的基礎的數(shù)據(jù)。在計算單元的一個構型中，所述第一重建單元為了重建所述第一圖像數(shù)據(jù)，在擴展的測量場內(nèi)使用用于圖像重建的方法。特別地，計算單元可以包含用于存儲程序代碼的程序存儲器，其中在此(必要時除了別的之外)存在計算機程序的程序代碼，如果在計算機上執(zhí)行計算機程序，則該程序代碼適于實施上面描述類型的方法或者對其實施進行作用或控制。計算單元也可以通過多個彼此連接的、位于不同位置上的裝置來實現(xiàn)。這對應著將計算單元的功能分布在多個組成部分上。有利地，計算單元另外能夠控制CT系統(tǒng)的測量過程。按照本發(fā)明的CT系統(tǒng)包含這樣的計算單元。其還可以包含例如為了采集測量數(shù)據(jù)所需要的其它組成部分。按照本發(fā)明的計算機程序具有程序代碼，如果在計算機上執(zhí)行計算機程序，則所述程序代碼對所描述類型的方法的實施進行作用。按照本發(fā)明的可由計算機讀取的數(shù)據(jù)載體存儲著計算機程序的程序代碼，如果在計算機上執(zhí)行計算機程序，則所述程序代碼對所描述類型的方法的實施進行作用。附圖說明在下文中依據(jù)實施例來更詳細地闡述本發(fā)明。其中，圖1示出了具有圖像重建組成部分的計算機斷層造影系統(tǒng)的實施例的第一示意圖，圖2示出了具有圖像重建組成部分的計算機斷層造影系統(tǒng)的實施例的第二示意圖，圖3示出了拍攝幾何結構的與z方向垂直的截面，圖4示出了流程圖，圖5示出了用于理解公式(1)和(2)的圖示。具體實施方式首先，在圖1中示意性地示出了具有圖像重建裝置C21的第一計算機斷層造影系統(tǒng)C1。其在此是所謂的第三代CT設備，然而本發(fā)明并不局限于該CT設備。在此不可見的封閉的機架位于機架殼體C6中，在所述機架上布置了第一X射線管C2以及對置的探測器C3?？蛇x地，在此處示出的CT系統(tǒng)中布置了第二X射線管C4以及對置的探測器C5，從而通過該附加地提供的輻射器/探測器組合可以實現(xiàn)較高的時間分辨率，或者對于在輻射器/探測器系統(tǒng)中使用不同的X射線能量譜的情況也可以實施“雙能量”檢查。此外，CT系統(tǒng)C1具有患者臥榻C8，在該患者臥榻上可以將患者在檢查期間沿著系統(tǒng)軸C9(也被稱為z軸)推進到測量場中。然而，掃描自身也可以作為純粹的圓形掃描僅僅在感興趣的檢查區(qū)域內(nèi)進行，而不用患者進給。通過合適的動力化來引起患者臥榻C8相對于機架的運動。在該運動期間，X射線源C2或C4分別圍繞患者旋轉(zhuǎn)。在此，與X射線源C2或C4相對地，探測器C3或C5并行地一起運轉(zhuǎn)，以便對投影測量數(shù)據(jù)進行采集，所述投影測量數(shù)據(jù)然后用于重建截面圖像。顯然，作為對順序掃描(其中逐步地在各個掃描之間將患者推進經(jīng)過檢查場)的替換，也可以進行螺旋掃描，其中患者在借助X射線輻射進行的旋轉(zhuǎn)掃描期間連續(xù)地沿著系統(tǒng)軸C9被推進經(jīng)過在X射線管C2或C4和探測器C3或C5之間的檢查場。借助患者沿著軸C9的運動和同時X射線源C2或C4的旋轉(zhuǎn)，在測量期間X射線源C2或C4相對于患者的螺旋掃描中，產(chǎn)生了螺旋軌跡(Helixbahn)。也可以通過在患者不動的情況下將機架沿著軸C9進給，來實現(xiàn)該軌跡。此外，可以連續(xù)地并且必要時周期性地在兩點之間來回移動患者。通過控制和計算單元C10來控制CT系統(tǒng)C1，所述控制和計算單元具有在存儲器中存在的計算機程序代碼Prg1至Prgn。要指出的是，顯然這些計算機程序代碼Prg1至Prgn也可以包含在外部的存儲器介質(zhì)內(nèi)并且在需要時裝載到計算和控制單元C10內(nèi)。從控制和計算單元C10出發(fā)，可以通過控制接口24來傳輸采集控制信號AS，以便按照特定的測量協(xié)議來控制CT設備。采集控制信號AS在此涉及例如X射線管C2和C4，其中可以給出與其功率和其接通和斷開的時間點有關的預給定值；以及涉及機架，其中可以給出與其旋轉(zhuǎn)速度有關的預給定值；以及涉及操作臺進給。由于控制和計算單元C10具有輸入控制臺，所以可以由CT設備的使用者或操作者輸入測量參數(shù)，其然后以采集控制信號AS的形式對數(shù)據(jù)采集進行控制。關于當前使用的測量參數(shù)的信息可以顯示在控制和計算單元C10的顯示器上；附加地，還可以為操作者顯示相關的信息。由探測器C3或C5采集的投影測量數(shù)據(jù)p或原始數(shù)據(jù)通過原始數(shù)據(jù)接口C23被傳輸至控制和計算單元C10。然后必要時在合適的預處理之后在圖像重建組成部分C21中對這些原始數(shù)據(jù)p進行繼續(xù)處理。在該實施例中，在控制和計算單元C10中將圖像重建組成部分C21實現(xiàn)為在處理器上的軟件的形式，例如以一個或多個計算機程序代碼Prg1至Prgn的形式。關于圖像重建，就像關于測量過程的控制所描述的那樣，合適的是，計算機程序代碼Prg1至Prgn也可以包含在外部存儲器介質(zhì)內(nèi)并且在需要時裝載到控制和計算單元C10內(nèi)。此外，可以由不同的計算單元來一方面實施對測量過程的控制并且另一方面實施圖像重建。由圖像重建組成部分C21所重建的圖像數(shù)據(jù)f然后被存儲在控制和計算單元C10的存儲器C22內(nèi)和/或以常見的方式輸出到控制和計算單元C10的顯示器上。所述圖像數(shù)據(jù)也可以通過在圖1中未示出的接口饋入到連接在計算機斷層造影系統(tǒng)C1上的網(wǎng)絡內(nèi)、例如放射學信息系統(tǒng)(RIS)內(nèi)，并且存儲在那里可訪問的大容量存儲器內(nèi)，或者作為圖像被輸出。另外，控制和計算單元C10也可以實施EKG的功能，其中導線C12用于在患者以及控制和計算單元C10之間傳導EKG電位。此外，在圖1中示出的CT系統(tǒng)C1還具有造影劑注射器C11，通過其可以附加地將造影劑注射到患者的血液循環(huán)中，由此可以更好地示出患者的血管、特別是跳動著的心臟的心室。另外，由此也存在實施灌注測量(Perfusionsmessung)的可能性，所建議的方法同樣適用于灌注測量。顯然，控制和計算單元C10(與在圖1中所示不同地)不必位于CT系統(tǒng)C1的其余組成部分的附近。而是可以將其安置在其它的空間內(nèi)或者更為遠離的位置上?？梢酝ㄟ^導線或者替換地通過無線電來傳輸原始數(shù)據(jù)p和/或采集信號AS和/或EKG數(shù)據(jù)。圖2示出了C形臂系統(tǒng)，其中，與圖1的CT系統(tǒng)不同，殼體C6承載著C形臂C7，在該C形臂上一側(cè)固定了X射線管C2并且另一側(cè)固定了對置的探測器C3。C形臂C7同樣圍繞著系統(tǒng)軸C9轉(zhuǎn)動以用于掃描，從而可以從多個掃描角度進行掃描并且可以從多個投影角度測定相應的投影數(shù)據(jù)p。和圖1中的CT系統(tǒng)一樣，圖2的C形臂系統(tǒng)C1同樣地具有圖1所描述類型的控制和計算單元C10。本發(fā)明可以應用于圖1和圖2中示出的兩個系統(tǒng)中。此外，本發(fā)明原則上也可以用于其它的CT系統(tǒng)，例如用于具有形成完整環(huán)形的探測器的CT系統(tǒng)。對于圖像重建來說，存在完全的測量數(shù)據(jù)組是重要的。在此的完全是指，檢查對象的應當包含在CT圖像中的每個體積單元，如果在平行射束幾何結構中進行測量則必須在180°的投影角度范圍內(nèi)被輻射，或者如果在錐形射束幾何結構中進行測量則必須在180°加上錐形開口角度的范圍內(nèi)被輻射，并且必須由探測器對相應的投影進行采集。如果這點不成立，那么盡管也可以進行圖像重建，但是由于測量數(shù)據(jù)組的不完全性所得到的圖像是具有偽影的。如果檢查對象的尺寸大于CT設備的測量場，則出現(xiàn)問題。在圖3中示出了這樣的情形。其示出了來自根據(jù)圖1或圖2的CT設備的截面，其包含X射線源C2和探測器C3。為了更為清楚，探測器C3在通道方向(Kanalrichtung)僅僅具有12個探測器元件；在現(xiàn)實中，其數(shù)量是大得多的。檢查對象O位于X射線源C2和探測器C3之間。圖3示出了與z軸垂直的截面；由此可以看到通過檢查對象O的軸向切面。在特定的投影角度的情況下，就像在圖3中示出的那樣，CT設備的測量場FOV在垂直于z軸的截面中是扇形。其邊界由從X射線源C2到達探測器C3的最外面的邊界的X射線構成。因此，探測器在通道方向上的尺寸確定了測量場FOV的大小。在此，通道方向是在探測器表面上與行方向(Zeilenrichtung)相垂直的方向。行方向與圖3的截面平面相垂直地并且由此沿著z軸延伸。在圖3的繪圖平面中的探測器尺寸是通道方向上的。在圖3中可以了看出，在所示的投影角度下檢查對象O沒有完全位于測量場FOV內(nèi)部。在按照圖3的X射線源C2和探測器C3的位置情況下，檢查對象O的組成部分OA沒有被X射線透射(所述X射線由探測器C3所采集)：檢查對象O的組成部分OA位于測量場FOV的外部。如果X射線源C2和探測器C3圍繞檢查對象O旋轉(zhuǎn)，那么，檢查對象O的在按照圖3的狀況中位于測量場FOV之外的部分OA，在一些投影角度的情況下位于測量場FOV內(nèi)部，對于另一些投影角度其位于測量場FOV的外部。相應的情況也適用于檢查對象O的其它邊緣區(qū)域。這意味著，對于檢查對象的一些組成部分來說不存在完整的測量數(shù)據(jù)組。一般地適用的是，借助通過X射線源C2和探測器C3的半圈(Halbumlauf)(或者通過180°的半圈加上錐形開口角度大小)形成的射束扇形的交集來提供CT設備的總測量場，也就是在X射線源C2和探測器C3之間的針對其采集完整數(shù)據(jù)組的那個區(qū)域。CT設備的擴展的測量場(英語：extendedfieldofview)是與總測量場的所描述的區(qū)域相連接的區(qū)域。在總測量場之外存在著擴展的測量場，其包含的這樣的體積單元，其只有在一些投影角度下由隨后到達探測器的X射線所透射。對于檢查對象在擴展的測量場內(nèi)部的組成部分(例如圖3中的部分OA)，這意味著，在一些拍攝的投影中，在測量數(shù)據(jù)中包含與檢查對象的這些部分有關的信息，而在另一些投影中不包含。因此，涉及到檢查對象的位于擴展的測量場內(nèi)的組成部分，存在不完全的數(shù)據(jù)組。這也被稱為“有限角度(limitedangle)”掃描。在實踐中，例如因為患者身體肥胖，或者因為患者在胸部測量期間不能將其胳膊放在頭上方或頭下，而產(chǎn)生了由檢查對象的部分超出測量場。由于在一些投影中包含涉及在擴展的測量場內(nèi)部的檢查對象的信息，所以不容易實現(xiàn)對僅僅針對總測量場區(qū)域的CT圖像進行重建。事實上，測量場超限導致了，在總測量場內(nèi)部的CT圖像是具有偽影的。對此的原因是上面所解釋的擴展場的數(shù)據(jù)的不完全性。因此，在圖像重建期間必須考慮擴展的測量場的信息。存在不同的途徑，以便針對擴展的測量場來確定足夠好的衰減值。一方面，可以通過在通道方向增大探測器來擴展測量場。然而，該途徑要求其它類型的探測器和對機架進行匹配，這是費用高昂并且由此是不期望的。另一方面，存在基于軟件的途徑，以便關于擴展的測量場從測量值中對投影數(shù)據(jù)進行外推。例如，可以將測量場的測量數(shù)據(jù)鏡像到位于測量場外部的擴展的測量場內(nèi)并且由此對其設置加權系數(shù)。根據(jù)對象幾何結構，由于數(shù)學問題的限定不足性(Unterbestimmtheit)，結果不是總令人滿意的。但是，通過這樣的方法至少在測量場內(nèi)部獲得定性的令人滿意的圖像值，而在測量場之外的圖像值是具有強偽影的并且是不可靠的。在H.Bruder等人的出版物“EfficientExtendedField-of-View(eFOv)ReconstructionTechniquesforMulti-SliceHelicalCT”(PhysicsofMedicalImaging,SPIEMedicalImaging,Proceedings2008,Vol.9,No.30,E2-13)中描述這樣的在擴展的測量場中用于圖像重建的可能性。在下文中利用這樣的知識，即，對于在擴展的測量場內(nèi)的已知的對象幾何結構，可以重建出盡可能正確和穩(wěn)定的CT值。在此，已知的對象幾何結構意味著，檢查對象的邊界的位置是已知的。依據(jù)圖4的流程圖解釋了在圖像重建中的過程。在以公知方式進行的CT測量MEAS之后，存在了測量數(shù)據(jù)(下標k在此代表探測器的通道(Kanal)，下標s代表探測器的行(Zeile)，以及下標r代表投影角度)。首先，在步驟eFOVRecon中使用這些測量數(shù)據(jù)以便在擴展的測量場中實施常規(guī)的圖像重建。對此，可以使用例如在上文中引用的出版物中介紹的方法。由此，作為步驟eFOVRecon的結果，既在總測量場內(nèi)部又在擴展的測量場內(nèi)部存在檢查對象的第一圖像PIC1。在接下來的步驟mask中，首先使用該圖像PIC1，以便確定輪廓，也就是檢查對象的邊界。這根據(jù)閾值生成(Schwellenwertbildung)來進行，也就是說，其CT值超過閾值的所有圖像點被分配給目標對象，而其CT值在閾值之下的那些圖像點被解釋為不屬于檢查對象。例如-500HU的CT值適合作為閾值，其位于空氣的HU值(-1000HU)和水的HU值(0HU)之間。此外，在步驟mask中，為這樣的所有如下的圖像點分配常數(shù)的CT值：其根據(jù)閾值差別(Schwellenwertunterscheidung)被識別為屬于檢查對象，并且其位于總測量場外部和位于擴展的測量場的內(nèi)部。合適的例子是水的CT值。不改變在總測量場內(nèi)部的圖像點的CT值。因此，作為步驟mask的結果，存在檢查對象的修正了的CT圖像PIC1mask。該修正了的圖像PIC1mask在下文中被稱為掩膜圖像(Maskenbild)；因為在擴展的測量場中仿佛將具有水的CT值的掩膜置于原始圖像PIC1之上。使用掩膜圖像PIC1mask的目的在于，通過在數(shù)據(jù)空間內(nèi)的正向投影和再次的反向投影來得到改進了的圖像。發(fā)明人認識到，使用掩膜圖像PIC1mask的缺點在于，其邊界是參差的，并且此外可能在掩膜中出現(xiàn)孔洞在此，孔洞是對象在擴展的測量場內(nèi)部的沒有分配水的CT值的部分，因為其在閾值運算中被識別為不屬于對象。觀察對象邊界，其具有部分地深的凹穴(Einbuchtung)，類似于在海岸的圖像中的峽灣。存在這些非生理學特征(也就是參差的對象邊界和孔洞)的原因在于，圖像重建eFOVRekon在擴展的測量區(qū)域內(nèi)通常不帶來最優(yōu)化的結果，使得閾值運算產(chǎn)生了非生理學的特征。此外，發(fā)明人認識到，如果將這樣的非生理學的特征做為數(shù)據(jù)計算和隨后的圖像重建的基礎，那么這些特征會完全地或者部分地進入到(übergehen)所得到的圖像中。因此，嘗試首先去除掩膜圖像PIC1mask的非生理學特征。在步驟filter中，通過形態(tài)濾波器來實施對掩膜圖像PIC1mask的后處理。形態(tài)濾波器是非線性濾波器；基本運算是“腐蝕(Erosion)”和“擴張(Dilatation)”?！伴_(Opening)”是指腐蝕之后進行擴張，而“閉(Closing)”是指擴張之后進行腐蝕。在這些本身公知的圖像處理方法中，借助結構元素(strukturierendeElemente)來進行濾波。通過合適地選擇結構元素的參數(shù)，可以針對其它的圖像區(qū)域來去除或增強特定的圖像區(qū)域。閉濾波器的應用是特別有利的。通過使突起(Ausbuchtung)變平，所述閉濾波器這樣作用于掩膜圖像PIC1mask，從而去除其參差的邊界。由此得到了光滑的對象邊緣，其更為符合生理學結構。通過應用具有水的CT值的閉濾波器來填滿在掩膜圖像PIC1mask的對象邊緣內(nèi)的溝其它的形態(tài)濾波器也可以得到相似的效果：通過腐蝕來使在對象邊緣上的溝變大，以便這些溝連在一起，由此，對象邊緣被平滑并且向里移動。通過擴張來關閉這些溝，其中，對象邊緣向外移動。通過打開來去除凸起的結構。通過在步驟filter中應用形態(tài)濾波器，獲得修正后的掩膜圖像PIC1maskmod。與原始的掩膜圖像PIC1mask相比較，這對應于如下情況：不是沿著閾值線而是沿著平滑的線來利用水的CT值進行填充。下面，從修正后的掩膜圖像PIC1maskmod中計算出投影值data。也就是計算出，哪些測量值data會產(chǎn)生所述修正后的掩膜圖像PIC1maskmod。通過正向投影來得到這些人工的測量值data，其中在該計算中考慮了掃描幾何結構。掃描幾何結構的一個例子是借助多行探測器所進行的螺旋掃描。在圖4中，除了人工的測量值data之外還示出了在正弦圖空間(Sinogrammraum)中示例性的數(shù)據(jù)。正弦圖為每個探測器行描繪了一個二維空間，其一方面通過投影角度(也就是X射線源相對于檢查對象的角位)并且另一方面通過在X射線內(nèi)部的扇形角度(也就是通過探測器像元在通道方向上的位置)來展開。因此，正弦圖空間示出了測量數(shù)據(jù)的范圍，而圖像空間示出了那些圖像數(shù)據(jù)。通過反向投影，從正弦圖空間中得到了圖像空間，也就是說從測量數(shù)據(jù)得到了圖像數(shù)據(jù)，并且反之通過正向投影從圖像空間中得到了正弦圖空間。正弦圖示意性地示出了，在計算出人工的測量值data之后存在也用于擴展的測量場的投影值，所述擴展的測量場對應于在正弦圖的右邊界和左邊界上的兩個帶。然后，根據(jù)公式(1)在使用原始測量數(shù)據(jù)的情況下來對計算的投影數(shù)據(jù)data進行修正，從中得到了校正后的投影數(shù)據(jù)組data*。校正后的投影數(shù)據(jù)組data*，在公式中表示為通過下面的公式計算出：公式(1)混合函數(shù)λk如下進行計算：在此，并且m和n是固定參數(shù)?；旌虾瘮?shù)λk的數(shù)值因此只依賴于k(通道索引(Kanalindex))。kFOV表示在測量場內(nèi)的通道的數(shù)量，keFOV表示在測量場內(nèi)的通道加上擴展的測量場的虛擬通道的數(shù)量。例如，kFOV可以是736，也就是說每個探測器行具有736個探測器元件，而keFOV可以是1000。在這種情況下，對于測量場的兩側(cè)，擴展的測量場伸出了132個探測器元件。z是一個小的固定參數(shù)，例如20。其對應于如下文中所解釋的過渡區(qū)。圖5示出了用于理解公式(1)和(2)的圖示。示出的是探測器行的尺寸。測量場的通道的數(shù)量kFOV位于在中間區(qū)域內(nèi)。在邊緣處，分別有m個虛擬通道連接在右側(cè)和左側(cè)，其與測量場的kFOV個通道一起構成了測量場加上其擴展的測量場的keFOV個通道。從行的左邊緣出發(fā)，測量場在m個通道之后開始并且在n個通道之后結束。如果(在公式(2)的下方情況下)通道索引k小于m或者大于n，那么其對應于擴展的測量場的在測量場外部的通道。對于這種情況，混合函數(shù)等于零。這意味著，和相等。因此，在測量場之外，只將計算出的投影數(shù)據(jù)用于圖像重建。如果通道索引k位于m和n之間，更確切地說與邊界m和n之間遠離了距離z(公式(2)的上方的情況)，那么其對應于測量場的內(nèi)部通道。在這種情況下，混合函數(shù)等于一。這意味著，和相等。所以，在測量場的內(nèi)部，只將所測量的投影數(shù)據(jù)用于圖像重建。在過渡區(qū)域，也就是在m和m+z之間以及在n-z和n之間，公式(2)的中間行的余弦平方函數(shù)引起了在1和0之間的軟過渡。所以，在該區(qū)域內(nèi)，作為來自測量值和計算出的值中的混合而出現(xiàn)。在隨后的步驟Recon中應用了按照公式(1)所校正的測量值，以便借助公知的算法、例如基于Feldkamp算法來對檢查對象的在擴展的測量場內(nèi)的CT圖像PIC進行重建。這個可以作為結果圖像輸出的圖像PIC在測量場和擴展的測量場中示出了檢查對象，其中特別是在擴展的測量場中，相對于圖像PIC1存在明顯的質(zhì)量上升。在步驟mask中，替換上面描述的過程，其中使用閾值，以便依據(jù)閾值比較來二值地關于與檢查對象相對應的第一CT值或與不屬于檢查對象的區(qū)域相對應的第二CT值，可以如下地進行：代替使用常數(shù)的閾值，定義了閾值區(qū)域。在該區(qū)域內(nèi)混合了圖像PIC的從最大值到最小值的CT值，以便確定掩膜圖像PIC1mask。例如可以將水的CT值(也就是0HU)設置為最大值?？諝獾腃T值(也就是-1000HU)適合作為最小值。對于該閾值區(qū)域，例如可以使用從-600HU至-400HU。在-400HU或者大于-400HU時為各個圖像點分配最大值，而在小于-600HU是各個圖像點分配最小值。在兩個極限值之間(-600HU至-400HU)，按照線性曲線或余弦平方形狀的曲線來分配圖像點的CT值。明顯地，其它的曲線或極限值也是適用的，其中實現(xiàn)了在最大值和最小值之間的連續(xù)曲線。替換地，也可以在僅僅使用一個閾值的情況下生成如上所述的掩膜圖像PIC1mask并且隨后通過合適的濾波函數(shù)(例如方脈沖函數(shù)或者一般的高斯濾波器)進行平滑。由此也形成了CT值的連續(xù)曲線。不同于二元的掩膜圖像PIC1mask，后者對應于“模糊邏輯方法(fuzzylogicAnsatz)”的類型。與二元的掩膜圖像PIC1mask相比較，在擴展的測量區(qū)域內(nèi)的CT值的連續(xù)曲線對應于檢查對象的實際圖像。由此，也提高了圖像PIC的質(zhì)量。上述實施例涉及本發(fā)明的醫(yī)學應用。然而，本發(fā)明也可以使用在醫(yī)學之外，例如在行李檢查或材料檢查中。上面依據(jù)實施例描述本發(fā)明?？梢岳斫獾氖?，眾多的改變或修改是可能的，而不超出本發(fā)明的范圍。