WO2005124683A2 - Vorrichtung und verfahren für die streustrahlungskorrektur in der projektionsradiographie, insbesondere der mammographie - Google Patents

Vorrichtung und verfahren für die streustrahlungskorrektur in der projektionsradiographie, insbesondere der mammographie Download PDF

Info

Publication number
WO2005124683A2
WO2005124683A2 PCT/EP2005/052744 EP2005052744W WO2005124683A2 WO 2005124683 A2 WO2005124683 A2 WO 2005124683A2 EP 2005052744 W EP2005052744 W EP 2005052744W WO 2005124683 A2 WO2005124683 A2 WO 2005124683A2
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
radiation
scattering
distribution
evaluation unit
examined
Prior art date
Application number
PCT/EP2005/052744
Other languages
English (en)
French (fr)
Other versions
WO2005124683A3 (de
Inventor
Ernst-Peter Rührnschopf
Original Assignee
Siemens Aktiengesellschaft
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Siemens Aktiengesellschaft filed Critical Siemens Aktiengesellschaft
Priority to US11/629,571 priority Critical patent/US7551716B2/en
Priority to JP2007515949A priority patent/JP2008502395A/ja
Publication of WO2005124683A2 publication Critical patent/WO2005124683A2/de
Publication of WO2005124683A3 publication Critical patent/WO2005124683A3/de

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/482—Diagnostic techniques involving multiple energy imaging
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T5/00—Image enhancement or restoration
    • G06T5/73—Deblurring; Sharpening
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/027—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis characterised by the use of a particular data acquisition trajectory, e.g. helical or spiral
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4035—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis the source being combined with a filter or grating
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4291—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis the detector being combined with a grid or grating
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/50—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment specially adapted for specific body parts; specially adapted for specific clinical applications
    • A61B6/502—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment specially adapted for specific body parts; specially adapted for specific clinical applications for diagnosis of breast, i.e. mammography
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/10—Image acquisition modality
    • G06T2207/10116—X-ray image
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/30—Subject of image; Context of image processing
    • G06T2207/30004—Biomedical image processing
    • G06T2207/30068—Mammography; Breast

Definitions

  • the invention relates to a device for projection radiography with a radiation source, a detector and an evaluation unit arranged downstream of the detector, which approximately determines the scattering material distribution of the object to be examined on the basis of the projection data supplied by the detector and which reads scattering information as a function of the scattering material distribution from a data memory and correcting the projection data with regard to the scattered radiation component on the basis of the scatter information.
  • the invention further relates to a method with scattered radiation correction for projection radiography and a method for obtaining scattered information.
  • the scattered radiation generated in the object to be photographed leads to a deterioration in the image quality, by a reduction in the contrast, by an increase in noise, and finally in terms of the quality of image postprocessing.
  • techniques with a single energy spectrum that is to say with a single voltage of the X-ray tube, or the dual energy method with two voltage values are known in mammography. In both cases, it is necessary to compensate for the scattered radiation; with the dual energy This is also because the proportion of scattered radiation is different for both energy spectra.
  • the invention is therefore based on the object of specifying a device and method with which an improved scattered radiation correction can be carried out compared to the prior art.
  • the projection images supplied by a detector are analyzed in an evaluation unit.
  • an attempt is made to distribute the scattering material, typically the proportions of
  • Glandular and adipose tissue approximately to determine an object to be examined.
  • scatter information is read from a data memory.
  • the scattered information can then be used to correct the projection images with regard to the scattered radiation component contained in the projection images become. It is essential that the scatter information read from the data memory has been determined in advance by a Monte Carlo simulation, which takes into account the multiple interaction of the photons with the object to be examined.
  • the procedure is not restricted to special cases and does not require drastic simplifications or approximations, such as, for example, a simplified acquisition geometry, monochromaticity of the radiation, simplifications of the physical model or a Taylor development according to the approximation order. or something similar.
  • the scatter material distribution is determined specifically for different image areas of the projection image. To carry out the scatter radiation correction in an image area, the
  • scatter information for scatter radiation correction is used in the area of the object edges of the object to be examined, which information takes into account the special geometric conditions in the area of the object edge.
  • the scatter information is preferably obtained on the assumption that the scatter material distribution is homogeneous along the radiation direction. In the context of mammography in particular, such an assumption leads to only slight deviations from the actual scattered radiation distribution.
  • the calculation of the specific scatter information assigned to an image area can also be carried out on the assumption that the object to be examined is also homogeneously structured in the transverse direction to the beam. This simplifies the calculation of the scatter information.
  • the scatter material distribution is determined by evaluating the ratio of incident radiation intensity to the unscattered primary radiation in an image area, the values for the primary radiation being determined by a scatter radiation correction based on scatter information that is assigned to a characteristic homogeneous scatter material distribution.
  • the processing steps carried out by the evaluation unit can also be carried out iteratively.
  • the calculated primary radiation components serve to refine the approximate calculation of the scattered radiation components and in this way to achieve improved values for the primary radiation.
  • the scattered radiation correction need not be carried out with the full resolution of the detector. Occasionally, it may be sufficient to carry out the scattered radiation correction at selected support points and to interpolate between the determined scattered radiation correction values at the selected support points.
  • Figure 1 shows the structure of a mammography device in which a breast is compressed between two compression plates and X-rayed;
  • FIG. 2 shows a representation of a simplified structure of the breast to be examined, which structure is assumed for the calculation of the scattered radiation correction;
  • FIG. 3 shows a flowchart of a method carried out for the scattered radiation correction
  • FIG. 4 shows a representation of the tissue distribution of a breast assumed for the calculation of a simple scattered radiation spreading function
  • FIG. 5 shows the structure of the breast to be examined, which structure is assumed for the calculation of an exact scattered radiation propagation function.
  • FIG. 1 shows the structure of a mammography device 1 in which X-radiation 3 is generated with the aid of a radiation source 2.
  • the divergence of the X-ray radiation 3 is optionally limited with the aid of a collimator 4, which is indicated in FIG. 1 by a single beam diaphragm.
  • mator 4 can also be designed in such a way that a large number of x-rays which run almost parallel to one another are generated.
  • Such a collimator 4 can be designed, for example, as a pinhole.
  • the mammography device 1 also has compression plates 5, between which a breast 6 is compressed.
  • the x-ray radiation 3 passes through the compression plates 5 and the breast 6 and generally traverses an air gap 7 before the x-ray radiation 3 strikes an x-ray detector 8 which comprises a multiplicity of individual detector elements 9, the so-called detector pixels.
  • the portion of the X-ray radiation 3 that passes through the breast 6 without interaction with the breast 6 is also referred to as
  • primary radiation 10 The portions of the x-ray radiation 3 which hit the x-ray detector 8 after at least one scatter within the breast 6 are called secondary radiation 11.
  • the term scatter should be understood to mean any type of interaction between the X-ray radiation 3 and the material of the breast 6, by means of which a change in the direction of propagation of the photons of the X-ray radiation 3 is effected.
  • the secondary radiation 11 can significantly falsify the structure of the breast 6 imaged by the primary radiation 10, it is advantageous if the secondary radiation 11 can be removed from the projection images of the breast 6 recorded by the x-ray detector 8.
  • an evaluation unit 12 connected downstream of the x-ray detector 8 carries out a scattered radiation correction.
  • model assumptions are made about the structure of the breast 6, which are shown in FIG. 2.
  • the tissue structure of the mamma 6 is essentially composed of Druid and adipose tissue composed, by a homogeneous tissue distribution can be described along the direction of propagation of the X-rays 3.
  • FIG. 2 different breast areas 13, 14 and 15 are shown in the breast 6 in FIG. 2, the different hatching of which is intended to illustrate different proportions of fatty and glandular tissue along the direction of propagation of the X-rays 3.
  • this represents a simplification that does not lead to serious deviations from the actual scatter distribution.
  • a projection image 17 which reproduces the primary radiation 10 and secondary radiation 11 arriving on the X-ray detector 8.
  • the projection image 17 is subjected to a data reduction 18, in which different tissue areas 13, 14 and 15 are each assigned specific tissue distributions.
  • information about the geometric relationships, in particular the edges of the mamma 6, can be obtained.
  • a scattered radiation correction 21 can then be carried out with the aid of the SBSFs 20 and an estimate for the primary radiation 10.
  • the correction values generated as part of the scattered radiation correction 21 can be applied directly to the projection images 17 if the scattered radiation correction has been calculated for each of the detector pixels 9 of the X-ray detector 8. Because of the slight variation in the scattered radiation across the X-ray detector 8, it may be sufficient be to make the scattered radiation correction for selected detector areas. These can be individual support points or groups of detector pixels 9. The scattered radiation correction for those detector pixels 9 for which no scattered radiation correction has yet been determined can then be determined by an interpolation 22 which generates a correction image 23 which has the same resolution as that Has projection image 17. The combination 24 of the projection image 17 and the correction image 23 finally results in a finished structure image 25 which preferably contains exclusively the structure of the breast 6 imaged by the primary radiation 10.
  • Ni ⁇ E) Qu (E) W (E) ⁇ D (E) / c l ⁇ . (#1)
  • the logarithmic attenuation signal is more expedient than the non-logarithmic attenuation function F in equation (# 2): ⁇ N v (E) dE) (# 3 )
  • An SBSF 20 describes the spatial intensity distribution of the scattered radiation on the X-ray detector 8 designed as an area detector for a thin X-ray beam of the X-ray radiation, which penetrates the scattering object (Mamma) according to FIG. 1 at a predetermined location.
  • the SBSF 20 depends on acquisition parameters and on object parameters.
  • the object parameter is on the one hand the layer thickness H of the breast 6 and on the other hand the different proportion of adipose and glandular tissue along the direction of propagation of the X-rays 3.
  • the breast SBSF Atlas 19 is created in advance using Monte Carlo simulation calculations.
  • the Monte Carlo simulation allows the physical processes of absorption and multiple scattering (predominantly coherent scattering in the low energy range in mammography) when passing through the scattering object, in particular mamma 6, taking into account the recording conditions (anode material, filter, To adequately model voltage, air gap, SID, field size (if necessary, anti-scatter grid).
  • This is the decisive advantage of the Monte Carlo method compared to analytical simulation models, which are usually limited to single scattering and in which various simplifications and approximations are usually introduced to reduce the effort.
  • the calculation of scatter distributions based on a Monte Carlo mulation is known to the person skilled in the art and as such is not the subject of the application.
  • the scattered radiation correction is divided into the following individual process steps, which can be repeated in an iterative cycle:
  • Steps 0 and 1 are to be carried out for each measurement beam, that is to say for each pixel (j, k), in the following the term pixel being used both for the detector pixels 9 and for detector regions comprising a plurality of detector pixels.
  • Process step 1 Estimation of specific tissue proportions
  • Method step 2 Correct estimation of the scattered radiation distribution over the entire projection image This process step includes several sub-process steps:
  • a (j, k) was calculated for each beam to which a pixel (j, k) is assigned.
  • SBSF (( ⁇ x , ⁇ y ); a; H; air gap, voltage, filter, detector, .8)
  • SBSF is a two-dimensional function or rather a two-dimensional field (data array) depending on the row and column coordinates on the X-ray detector 8.
  • Each SBSF 20 is on a center, namely the respective beam or rather on the relevant pixel with the coordinates ( 0.0) concentrates and drops sharply at a distance from the center of the beam. The distance from the center in both coordinate directions is identified by an index pair ( ⁇ x , ⁇ y ).
  • the SBSF 20 is a type of point or line image function, the point or the line actually corresponds to the ray.
  • This SBSF 20 is attached with its center ( ⁇ x , ⁇ y ) - (0, 0) to the pixel (j, k) to a certain extent. So we get for each beam or pixel (j, k) is the SBSF with which this beam or pixel contributes to the total scattered radiation intensity distribution over the detector area; we refer to this article as AS:
  • the scattered radiation distribution is relatively smooth because of the multiple scattering processes in the body that generate it and therefore has a low-frequency Fourier spectrum. In order to eliminate any high-frequency error components induced by the previous processing steps, a two-dimensional smoothing is recommended.
  • Normalization is to be understood as the division by the 'intensity distribution Io (j, k) without a scattering object.
  • Equation (# 9) results in a subtractive correction of scattered radiation:
  • Equation (# 11) the corrections in Equation (# 11) and Equation (# 12) are only approximate and do not provide identical results. For S / T «l, however, (# 11) merges into (# 12).
  • equations (# 11) and (# 12) the term S for the scattered radiation occurs on the right side, which in turn can be calculated by equation (# 9);
  • equation (# 9) is defined by means of the (unknown) primary radiation P, which in turn occurs on the left side of equations (# 11) and (# 12) and is only to be calculated using one of these equations. ⁇ P therefore occurs both the left as well as the right side of equations (# 11) and (# 12).
  • S in equation (# 9) we write for S in equation (# 9):
  • the multiplicative correction method (# 15b) can be derived from a statistical estimation approach based on the maximum likelihood principle (ML).
  • ML maximum likelihood principle
  • S (P) the scatter operator
  • CE FLOYD Improved image quality in digital mammography with image processing.
  • the ML principle can in principle be used independently of the specific spreading model, in particular also in the spreading model described here.
  • Bayes estimation methods are recommended, which result in algorithms that differ from equation (# 15b) by a stabilizing additional term on the right side. The effect of the additional term on the convergence speed, SNR as well as the compromise between noise and spatial resolution can be controlled by parameters.
  • the (unscattered) primary beam that is, a mini-beam cone 27
  • the detector pixel 9 If you do this one after the other for each detector pixel 9 and add up all the associated SBSFs 20, then you get the entire scattered radiation distribution in the event that the entire detector area is illuminated - and not just individual detector pixels 9.
  • the parameters that are characteristic of the underlying mammography device 1 are defined: SID, air gap, anode material of the X-ray tube (and associated emission spectra), detector material, pre-filter materials (for example compression plates), and further parameters. Then comes the compression thickness H, the voltage, the spectral filters used and other variables, the voltage and possibly the spectral filters (thickness) being modified in general as a function of the compression thickness H in order to optimize the image quality.
  • the parameter ⁇ which describes the tissue composition according to equation (# 2a), is varied between 0 (fat only) and 1 (glandular tissue only):
  • the calculation using the proven Monte Carlo method yields a set of different ones SBSFs 20, with each ⁇ value being assigned an SBSF 20.
  • the tissue thickness H is varied between> 0 and up to about 10 cm and a further set of SBSFs 20 is calculated for each H again.
  • the voltage and the spectral filter can be varied, the variation being coupled with H or independently of H. In the latter case, however, there are many possible variations.
  • the calculation can be continued for all parameter combinations.
  • pixels which are approximately an order of magnitude larger are used for the calculation of the SBSFs 20 than the actual detector pixels 9 ( ⁇ 0.1 mm); this can be justified by the low-frequency Fourier spectrum of the spatial scattered radiation distribution.
  • the method can be integrated into existing mammography devices without mechanical modification.
  • model accuracy of the scattered radiation correction described here is in principle greater than that of the known (analytical) physical models, since a number of simplifying assumptions and approximations can be dispensed with.
  • FFT fast Fourier transformation
  • SBSF homogeneous location-dependent scattering beam spread functions 20
  • the tissue distribution which is characterized by the proportion j, k) of glandular tissue along the beam leading from the source to the detector pixel, is at right angles to the beam, as shown in FIG. 4, that is to say parallel to the compression plates 5, continues unchanged homogeneously.
  • the tissue composition does not change abruptly in the lateral vicinity of the beam. This is no longer true at the edge of the mamma, but special treatment could be carried out there.
  • the actual location-dependent inhomogeneity of the tissue composition is taken into account by a gland tissue component a. (J ', k') which is specifically different for each pixel (j ', k') and a specific scattered radiation contribution which is dependent thereon.
  • the SBSFs 20 are therefore typically different for each pixel.
  • a common SBSF 20 is used for all pixels for each predetermined layer thickness and the other parameters, such as, for example, voltage and pre-filtering.
  • SBSF 20 is chosen regardless of location. The selection can be made, for example, by suitable averaging over the tissue compositions that occur.
  • ⁇ S in equations (# 7) and (# 9) then becomes independent of the pixel index (j, k); the double index (j, k) can be omitted, similar to the equations (# 16a) to (# 16c).
  • a uniform convolution kernel (for all layer thicknesses) is used for the scatter radiation calculation.
  • Scaling factors that depend on the layer thickness and other parameters, such as voltage and filtering, have to take into account the fact that relatively little scattered radiation arises with a small layer thickness than with a large layer thickness.
  • the simplified exemplary embodiments la and lb share the property that the convolution models for the scattered radiation can be inverted using the Fourier transformation. Then one speaks of deconvolution.
  • the exemplary embodiments described here differ from the conventional deconvolution methods by the use of one or more scatter-beam propagation functions 20 previously obtained with the aid of a Monte Carlo simulation.
  • a publication by JA SEIBERT and JM BOONE X-ray scatter removal by deconvolution. In Med.Phys., Vol. 15, 1988, pages 567 to 575.
  • P. ABBOTT and others Image deconvolution as an aid to mammographie artefact identification I: basic techniques.
  • Proc. SPIE Vol. 3661, 1999, pages 698 to 709, which deals with deconvolution with regularization techniques for noise suppression.
  • Another deconvolution process with thickness-dependent folding is, among others, in DG TROTTER:
  • the method is carried out essentially as in exemplary embodiment 1, but the scatter-beam spreading functions 20 that have been calculated for an inhomogeneous medium are used.
  • FIG. 5 shows, for example, the case in which a breast area 28 has a different composition than a surrounding breast area 29.
  • the SBSF 20 depends not only on the tissue composition along the mini-beam cone 27, which is intended to focus on the detector pixel, but also on the tissue composition in the lateral one
  • This exemplary embodiment therefore represents a generalization of the exemplary embodiments 1, 1a and 1b described above, since in this case the SBSFs 20 depend not only on a tissue parameter a, but also on a new surrounding tissue parameter ⁇ to be introduced. In this case, the breast SBSF Atlas 19 would have an additional dimension.
  • the method described here can also be applied to the so-called dual energy method known to the person skilled in the art.
  • dual-energy method which is mainly used in mammography or bone densiometry
  • images are taken in parallel with two different energy spectra.
  • the recordings with different energy spectra are accomplished by two different voltages and, if possible, also different spectral filterings, so that the spectral ranges effectively corresponding to the two measurements overlap as little as possible. pen.
  • a tissue differentiation can then be achieved which is finer in comparison to a recording with an energy spectrum.
  • the scattered radiation components must be eliminated as far as possible, since otherwise the artifacts induced by the scattered radiation components may be stronger than the actual tissue image.
  • the proposed scattered radiation correction method can also be used in this context.
  • the geometric parameters are the same for both recordings, but the spectral-dependent parameters are different.
  • the correction is to be carried out for each of the two recordings according to the described scheme, with the only difference that different SBSFs 20 must be used according to the different spectra.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)

Abstract

Eine Vorrichtung (1) für die Projektionsradiographie, die für eine Streustrahlungskorrektur eingerichtet ist, weist eine Auswerteeinheit (12) auf, die für die Streustrahlungskorrektur tabellarisch in einem Datenspeicher abgelegte Streustrahlungsverteilungen auswertet, die vorab mit Hilfe einer Monte-Carlo-Simulation ermittelt worden sind, die mehrfache Interaktionen der Photonen mit dem zu untersuchenden Objekt (6) berücksichtigt.

Description

Beschreibung
Vorrichtung und Verfahren für die Streustrahlungskorrektur in der Projektionsradiographie, insbesondere der Mammographie
Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung für die Projektionsradiographie mit einer Strahlungsquelle, einem Detektor und einer dem Detektor nachgeordneten Auswerteeinheit, die anhand der vom Detektor gelieferten Projektionsdaten die Streumate- rialverteilung des zu untersuchenden Objekts näherungsweise bestimmt und die in Abhängigkeit von der Streumaterialverteilung aus einem Datenspeicher Streuinformation ausliest und auf der Grundlage der Streuinformation die Projektionsdaten im Hinblick auf den Streustrahlungsanteil korrigiert.
Die Erfindung betrifft ferner ein Verfahren mit Streustrahlungskorrektur für die Projektionsradiographie sowie ein Verfahren zur Gewinnung von Streuinformationen.
Eine derartige Vorrichtung sowie derartige Verfahren sind aus der US 6,104,777 A bekannt.
Die im Aufnahmeobjekt (Mamma) erzeugte Streustrahlung, deren Intensität in der Mammographie fast die Größenordnung der bildgebenden ungestreuten direkten Primärstrahlung erreichen kann, führt zu einer Verschlechterung der Bildqualität, durch Verminderung des Kontrasts, durch Erhöhung des Rauschens, und schließlich hinsichtlich der Qualität von Bildnachverarbei- tungsverfahren, mit denen eine Differenzierung verschiedener Gewebearten, insbesondere dem Drüsen- und Fettgewebe in der Mamma, in der Bildgebung erzielt wird. Für die Differenzierung nach zwei Gewebearten sind in der Mammographie Techniken mit einem einzigen Energiespektrum, also mit einer einzigen Spannung der Röntgenröhre, oder die Dual-Energie-Methode mit zwei Spannungswerten bekannt. In beiden Fällen ist die Kompensation der Streustrahlung erforderlich; bei der Dual-Ener- gie-Methode auch deshalb, weil der Anteil der Streustrahlung bei beiden Energiespektren unterschiedlich ist.
Zur Reduktion der Streustrahlung sind bereits mechanische Maßnahmen vorgeschlagen worden. Die Verwendung von Schlitzkollimatoren erfordert die mechanische Verschiebung der Schlitzkollimatoren über das Mamma-Messfeld und ist daher zeitaufwendig. Streustrahlenraster reduzieren nicht nur die Streustrahlung, sondern auch die bildgebende Primärstrahlung. Über Argumente, die für das Weglassen von Streustrahlenrastern sprechen, gibt es eine seit Jahren anhaltende Diskussion. Bei Kompressionsdicken unter 4-5 cm könnte sogar die Dosis reduziert oder das SNR (= signal to noise ratio) gesteigert werden, wenn man das Raster entfernt. Andererseits gibt es Anwendungen, bei denen die Verwendung eines Rasters technisch nicht möglich ist, zum Beispiel bei der Tomosyn- these.
An rechnerischen Korrekturverfahren ist bereits eine Vielzahl vorgeschlagen worden. Aus M. DARBOUX, J.M. DINTEN: Physical _.jnodel based scatter correction in mammography.. In: Proc. SPIE, Vol. 3032, 1997, Seiten 405 bis 410 und aus J.M. DINTEN und J.M. VOLLE: Physical model based restoration of mammogra- phies. In. Proc. SPIE, Vol. 3336, 1998, Seiten 641 bis 650 und in der US 6,104,777 A sind beispielsweise derartige Verfahren bekannt. Dabei handelt es sich um Konvolutions-/Dekon- volutions-Verfahren, bei denen eine Streustrahlungsintensitätsverteilung als Faltung der Primärintensitätsverteilung mit geeigneten Faltungskernen approximiert wird. So wird in den genannten Dokumenten ein analytisches Modell vorgeschlagen, mit dem der physikalische Vorgang der Streuung im Streuobjekt (Mamma) als Integraltransformation explizit berechnet wird. Diese explizite analytische Darstellung beschreibt allerdings nur Streuung erster Ordnung, nicht Mehrfachstreuung. Die Intensitätsverteilung mehrfach gestreuter Photonen wird als räumlich konstanter Hintergrund über der Detektorfläche angenommen und muss aus im Voraus bestimmten Tabellen ge- schätzt werden. Das analytische Modell zur Berechnung des Streustrahlungsbeitrags nur erster Ordnung erfordert für jedes Detektorpixel 4-dimensionale numerische Integrationen (3 Raumkoordinaten + Energiespektrum) , ist also rechenaufwendig. Näherungen sind daher erforderlich, um den Rechenaufwand zu reduzieren. Aufgrund des hohen Rechenaufwands wird vorgeschlagen, die Rechnungen vorab durchzuführen und die Ergebnisse zu tabellieren.
Ferner ist es aus W. KALENDER: Monte Carlo calculations of x- ray scatter data for diagnostic radiology. In: Phys . Med. Biol., 1981, Vol. 26, No. 5, Seiten 835 bis 849 bekannt, Monte-Carlo-Methoden zur Simulation der Strahlungsausbreitung in der Radiographie zu verwenden.
Ausgehend von diesem Stand der Technik liegt der Erfindung daher die Aufgabe zugrunde, eine Vorrichtung und Verfahren anzugeben, mit denen eine im Vergleich zum Stand der Technik verbesserte Streustrahlungskorrektur durchgeführt werden kann.
Diese Aufgabe wird durch eine Vorrichtung und die Verfahren mit den in den unabhängigen Ansprüchen angegebenen Merkmalen gelöst. In davon abhängigen Ansprüchen sind vorteilhafte Aus- gestaltungen und Weiterbildungen angegeben.
Bei der Vorrichtung und dem Verfahren werden in einer Auswerteeinheit die von einem Detektor gelieferten Projektionsbilder analysiert. Zunächst wird versucht, die Streumaterialver- teilung, in der Mammographie typischerweise die Anteile von
Drüsen- und Fettgewebe, eines zu untersuchenden Objekts näherungsweise zu bestimmen. In einem weiteren Verarbeitungsschritt werden in Abhängigkeit von der Streumaterialverteilung stehende Streuinformationen aus einem Datenspeicher aus- gelesen. Mit Hilfe der Streuinformationen kann dann eine Korrektur der Projektionsbilder im Hinblick auf den in den Projektionsbildern enthaltenen Streustrahlungsanteil vorgenommen werden. Wesentlich dabei ist, dass die aus dem Datenspeicher ausgelesenen Streuinformationen vorab durch eine Monte-Carlo- Simulation ermittelt worden sind, die mehrfache Interaktion der Photonen mit dem zu untersuchenden Objekt berücksichtigt.
Die Grundlage für die hier beschriebene Lösung ist die möglichst korrekte physikalische Modellierung. Im Gegensatz zum Stand der Technik ist eine Modellierung möglich, die eine wesentliche größere Anzahl von Details berücksichtigt und zwar in folgender Hinsicht: das Auftreten von Mehrfachstreuung und die Polychromasie und die geometrischen Verhältnisse, insbesondere die Besonderheiten der Streuverteilung an den Rändern des Objekts können nachgebildet werden. Während der Streustrahlungskorrektur selbst ist lediglich ein Tabellenzugriff, gegebenenfalls mit nachfolgender Interpolation erforderlich und die Berechnung der Streustrahlungsverteilung in der Detektorebene reduziert sich auf 2-dimensionale Integrationen über die Detektorebene. Trotz der verhältnismäßig einfachen Durchführung der Streustrahlungskorrektur ist die Vorgehens- weise nicht auf Spezialfälle beschränkt und setzt keine einschneidenden Vereinfachungen oder Approximationen voraus, wie zum Beispiel eine vereinfachte Akquisitionsgeometrie, Mono- chromasie der Strahlung, Vereinfachungen des physikalischen Modells oder eine Taylor-Entwicklung nach Approximationsord- nungen oder Ähnliches.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird die Streumaterialverteilung jeweils spezifisch für verschiedene Bildbereiche des Projektionsbilds bestimmt. Zur Durchführung der Streu- Strahlungskorrektur in einem Bildbereich werden dann die
Streustrahlungsbeiträge der umliegenden Beiträge, die von der jeweils spezifischen Streumaterialverteilung abhängen, bestimmt und entsprechend korrigiert. Auf diese Weise ist es möglich, lokale Variationen der Streustrahlung zu berücksich- tigen. Bei einer weiteren bevorzugten Ausführungsform werden im Bereich der Objektränder des zu untersuchenden Objekts Streuinformationen zur Streustrahlungskorrektur verwendet, die die besonderen geometrischen Verhältnisse im Bereich des Objekt- rands berücksichtigen.
Die Streuinformationen werden vorzugsweise unter der Annahme gewonnen, dass die Streumaterialverteilung längs der Strahlungsrichtung homogen ist. Insbesondere im Rahmen der Mammo- graphie führt eine derartige Annahme nur zu geringen Abweichungen von der tatsächlichen Streustrahlungsverteilung.
Die Berechnung der spezifischen, einem Bildbereich zugeordneten Streuinformationen kann weiterhin unter der Annahme er- folgen, dass das zu untersuchende Objekt auch in Querrichtung zum Strahl homogen strukturiert ist. Dadurch wird die Berechnung der Streuinformationen vereinfacht.
Falls jedoch eine besondere hohe Genauigkeit bei der Berech- nung der Streuinformation gewünscht wird, kann auch eine Inhomogenität quer zur Strahlrichtung^berücksichtigt werden.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird die Streumaterialverteilung bestimmt, indem das Verhältnis von einfallender Strahlungsintensität zu der ungestreuten Primärstrahlung in einem Bildbereich ausgewertet wird, wobei die Werte für die Primärstrahlung durch eine Streustrahlungskorrektur ermittelt werden, die auf Streuinformationen beruhen, die einer charakteristischen homogenen Streumaterialverteilung zugeordnet sind.
Die von der Auswerteeinheit durchgeführten Verarbeitungsschritte können auch iterativ ausgeführt werden. Dabei dienen die errechneten Primärstrahlungsanteile dazu, die näherungs- weise Berechnung der Streustrahlungsanteile zu verfeinern und auf diese Weise zu verbesserten Werten für die Primärstrahlung zu gelangen. Die Streustrahlungskorrektur braucht in der Regel nicht mit der vollen Auflösung des Detektors vorgenommen zu werden. Gelegentlich kann es ausreichend sein, die Streustrahlungskor- rektur an ausgewählten Stützstellen vorzunehmen und zwischen den ermittelten Streustrahlungskorrekturwerten an den ausgewählten Stützstellen zu interpolieren.
Weitere Vorteile und Ausgestaltungen der Erfindung gehen aus der nachfolgenden Beschreibung hervor, in der Ausführungsbeispiele der Erfindung im Einzelnen anhand der beigefügten Zeichnung erläutert werden. Es zeigen:
Figur 1 den Aufbau eines Mammographiegeräts, bei dem eine Mamma zwischen zwei Kompressionsplatten komprimiert und mit Röntgenstrahlung durchleuchtet wird;
Figur 2 eine Darstellung einer für die Berechnung der Streustrahlungskorrektur angenommene, vereinfachte Struktur der zu untersuchenden Mamma;
Figur 3 ein Ablaufdiagramm eines für die Streustrahlungskorrektur durchgeführten Verfahrens;
Figur 4 eine Darstellung der für die Berechnung einer einfachen Streustrahlungsausbreitungsfunktion angenommenen Gewebeverteilung einer Mamma; und
Figur 5 eine Darstellung der für die Berechnung einer ge- nauen Streustrahlungsausbreitungsfunktion angenommenen Struktur der zu untersuchenden Mamma.
Figur 1 zeigt den Aufbau eines Mammographiegeräts 1, bei dem mit Hilfe einer Strahlungsquelle 2 Röntgenstrahlung 3 erzeugt wird. Die Divergenz der Röntgenstrahlung 3 wird gegebenenfalls mit Hilfe eines Kollimators 4 beschränkt, der in Figur 1 durch eine einzelne Strahlblende angedeutet ist. Der Kolli- mator 4 kann jedoch auch so beschaffen sein, dass eine Vielzahl von nahezu parallel nebeneinander verlaufenden Röntgenstrahlen erzeugt wird. Ein derartiger Kollimator 4 kann beispielsweise als Lochblende ausgebildet sein.
Das Mammographiegerät 1 verfügt ferner über Kompressionsplatten 5, zwischen denen eine Mamma 6 komprimiert ist. Die Röntgenstrahlung 3 tritt durch die Kompressionsplatten 5 und die Mamma 6 hindurch und durchquert im Allgemeinen einen Luft- spalt 7, bevor die Röntgenstrahlung 3 auf einen Röntgendetektor 8 trifft, der eine Vielzahl von einzelnen Detektorelementen 9, den so genannten Detektorpixeln umfasst.
Der ohne Interaktion mit der Mamma 6 durch die Mamma 6 hin- durchtretende Anteil der Röntgenstrahlung 3 wird auch als
Primärstrahlung 10 bezeichnet. Die Anteile der Röntgenstrahlung 3, die nach wenigstens einer Streuung innerhalb der Mamma 6 auf den Röntgendetektor 8 treffen, werden dagegen Sekundärstrahlung 11 genannt.
Es sei darauf hingewiesen, dass unter dem Begriff Streuung jede Art von Interaktion zwischen der Röntgenstrahlung 3 und der Materie der Mamma 6 verstanden werden soll, durch die eine Änderung der Ausbreitungsrichtung der Photonen der Rönt- genstrahlung 3 bewirkt wird.
Da wie eingangs ausgeführt, die Sekundärstrahlung 11 die von der Primärstrahlung 10 abgebildete Struktur der Mamma 6 erheblich verfälschen kann, ist es von Vorteil, wenn die Sekun- därstrahlung 11 aus den vom Röntgendetektor 8 aufgenommenen Projektionsbildern der Mamma 6 entfernt werden kann. Zu diesem Zweck führt eine dem Röntgendetektor 8 nachgeschaltete Auswerteeinheit 12 eine Streustrahlungskorrektur aus. Um die Streustrahlungskorrektur ausführen zu können, werden Modell- annahmen über die Struktur der Mamma 6 getroffen, die in Figur 2 dargestellt sind. Insbesondere wird angenommen, dass die Gewebestruktur der Mamma 6, die sich im Wesentlichen aus Drusen- und Fettgewebe zusammensetzt, durch eine längs der Ausbreitungsrichtung der Röntgenstrahlung 3 homogene Gewebeverteilung beschrieben werden kann. Dementsprechend sind in Figur 2 in die Mamma 6 verschiedene Mammabereiche 13, 14 und 15 eingezeichnet, deren unterschiedlich ausgeführte Schraffierung unterschiedliche Anteile an Fett- und Drusengewebe entlang der Ausbreitungsrichtung der Röntgenstrahlung 3 veranschaulichen soll. Im Rahmen der Projektionsradiographie stellt dies eine Vereinfachung dar, die nicht zu schwerwie- genden Abweichungen von der tatsachlichen Streuverteilung fuhrt .
Auf der Grundlage dieser Modellannahme kann nun eine Streustrahlungskorrektur durchgeführt werden, deren Ablauf in Fi- gur 3 dargestellt ist.
Nach einer Bildaufnahme 16 liegt ein Projektionsbild 17 vor, das die auf dem Röntgendetektor 8 eintreffende Primarstrahlung 10 und Sekundarstrahlung 11 wiedergibt. Das Projektions- bild 17 wird einer Datenreduktion 18 unterzogen, in der verschiedenen Mammabereichen 13, 14 und 15 jeweils spezifische Gewebeverteilungen zugeordnet werden. Außerdem können Informationen zu den geometrischen Verhaltnissen, insbesondere den Randern der Mamma 6 gewonnen werden. Mit Hilfe der in der Da- tenreduktion 18 gewonnenen Information zur physikalischen Beschaffenheit der Mamma 6 kann anschließend in einem Mamma- SBSF-Atlas 19 eine dem jeweiligen Mammabereich 13, 14 und 15 zuordenbare Streustrahlungsausbreitungsfunktion 20 (=Scatter- Beam-Spread-Function = SBSF) nachgeschlagen werden. Mit Hilfe der SBSFs 20 und einer Schätzung für die Primarstrahlung 10 kann dann eine Streustrahlungskorrektur 21 durchgeführt werden. Die im Rahmen der Streustrahlungskorrektur 21 erzeugten Korrekturwerte können unmittelbar auf die Projektionsbilder 17 angewendet werden, wenn die Streustrahlungskorrektur für jedes der Detektorpixel 9 des Rontgendetektors 8 berechnet worden ist. Aufgrund der geringen Variation der Streustrahlung über den Röntgendetektor 8 hinweg, kann es ausreichend sein, die Streustrahlungskorrektur für ausgewählte Detektorbereiche vorzunehmen. Dies können einzelne Stützstellen sein oder Gruppen von Detektorpixeln 9. Die Streustrahlungskorrektur für diejenigen Detektorpixel 9, für die noch keine Streu- Strahlungskorrektur bestimmt worden ist, kann dann durch eine Interpolation 22 bestimmt werden, die ein Korrekturbild 23 erzeugt, das die gleiche Auflösung wie das Projektionsbild 17 aufweist. Durch Kombination 24 des Projektionsbilds 17 und des Korrekturbilds 23 ergibt sich schließlich ein fertiges Strukturbild 25, das vorzugsweise ausschließlich die von der Primärstrahlung 10 abgebildete Struktur der Mamma 6 enthält.
Im Folgenden sei nun die Voraussetzung für die hier beschriebene Strahlungskorrektur und die dabei auszuführenden Verar- beitungsschritte im Einzelnen beschrieben:
Voraussetzungen :
Zum einen wird vorausgesetzt, dass das für die Bildgebung maßgebende Empfindlichkeitsspektrum N(E) bekannt ist: die. Strahlung der Röntgenröhren ist polychromatisch, wobei das Energiespektrum Qu(E) der als Bremsstrahlung an der Anode emittierten Photonen von der angelegten Hochspannung U abhängt, mit der die Elektronen von der Kathode zur Anode be- schleunigt werden; die maximale Photonenenergie ist dann
Ema . ) = U(keVAV) = eU; für die Bildgebung ist aber nicht allein das Emissionsspektrum maßgebend, sondern auch die Transparenz verwendeter spektraler Filter W(E) und die spektrale Ansprechempfindlichkeit ηn(E) des Detektors 8. Die resultierende (normierte) Spektralverteilung ist definiert durch:
NiΛE) = Qu(E) W(E) ηD(E) /cl}. (#1)
Mit dem Normierfaktor
Figure imgf000011_0001
wird
Figure imgf000012_0001
Es wird zweitens vorausgesetzt, dass - bei gegebener resultierender Spektralverteilung Nu(E) und gegebener Mamma- Schichtdicke H, die durch den Abstand der Kompressionsplatten 5 festgelegt wird - die Schwächung des Detektorsignals (von primärer Röntgenstrahlung, ohne Streustrahlung) in Ab- hängigkeit vom Gewebeanteil von Drüsen- bzw. Fettgewebe (glandular tissue, fat tissue) vorausberechnet (gegebenenfalls durch Messungen validiert) vorliegt, das heißt, die folgende Funktion ist in Tabellenform gegeben: eU FH (a) = F(a ;H ,U ) = jcxp (-μG (E)xG - μF (E)xF ) N^ (E) dE o (#2) = )exp {-μGH(a + ß( E)(l - ) ) } Nv (E) dE o mit
H Schichtdicke der Mamma 6
XG Schichtdicke Drüsengewebe /cm XF = H- G Schichtdicke Fettgewebe /cm pc PF Dichte Drüsen- bzw. Fettgewebe [g/cm3] Massenbelegung Drüsengewebe [g/cm2]
Figure imgf000012_0002
Massenbelegung Fettgewebe μdE) linearer Schwächungskoeffizient Drüsengewebe /cm"1 μhiE) linearer Schwächungskoeffizient Fettgewebe /cm"1
Figure imgf000012_0003
l-a = xF/H = bp/ip Ü) ( #2b) flE) = μF(E )/ μciE) ( #2c)
Dabei wird vorausgesetzt, dass die komprimierte Mamma 6 die Schichtdicke H zwischen den Kompressionsplatten 5 voll ausfüllt. Diese Bedingung ist gemäß Figur 4 im Bereich von wenigen cm nahe einer Brustspitze 26 und außerhalb im Bereich un- geschwächter Strahlung nicht mehr erfüllt. Diese Bildfeldbereiche müssen im Rahmen einer Vorkorrektur, wie nachfolgend noch im Einzelnen erläutert werden wird, gesondert behandelt werden, zum Beispiel durch geeignete Extrapolation der Ge- webe-Schichtdicke H gegen 0.
Aus rechnerischen Gründen ist das logarithmierte Schwächungssignal zweckmäßiger als die nicht logarithmierte Schwächungsfunktion F in Gleichung (# 2) : } Nv (E)dE ) (#3)
Figure imgf000013_0001
Die Funktion fH ist monoton und stetig und folglich invertierbar, zum Beispiel durch inverse Interpolation. Daher kann vorausgesetzt werden, dass auch die Umkehrfunktion
Figure imgf000013_0002
tabelliert zur Verfügung steht,
Drittens wird vorausgesetzt, dass der so genannte Mamma-SBSF- Atlas 19 vorhanden ist, denn das hier beschriebene Verfahren basiert auf der Kenntnis der jeweiligen SBSFs 20 (= Scatter- Beam-Spread-Functions) , die auch als Streustrahlausbreitungs- funktionen bezeichnet werden. Eine SBSF 20 beschreibt jeweils die räumliche Intensitätsverteilung der Streustrahlung auf dem als Flächendetektor ausgebildeten Röntgendetektor 8 für einen dünnen Röntgenstrahl (Beam) der Röntgenstrahlung, der das Streuobjekt (Mamma) entsprechend Figur 1 an einem vorge- gebenen Ort durchdringt. Die SBSF 20 hängt von Aufnahmeparametern und von Objektparametern ab.
Aufnahmeparameter sind zum Beispiel die Röhrenspannung, die das Photonenemissionsspektrum beeinflusst, das außerdem auch vom Anodenmaterial abhängt, die Vorfilterung, der Luftspalt, die so genannte SID (= source-image distance) , die Kollimie- rung (Detektoreinblendung) , die spektrale Ansprechempfindlichkeit des Röntgendetektors 8 sowie das Vorhandensein oder das Fehlen eines Streustrahlenrasters.
Objektparameter ist einerseits die Schichtdicke H der Mamma 6 und andererseits der unterschiedliche Anteil von Fett- und Drüsengewebe längs der Ausbreitungsrichtung der Röntgenstrahlung 3.
Es wird vorausgesetzt, dass die SBSFs 20 für die wichtigsten vorkommenden Aufnahme- und Objektparameter verfügbar sind, das heißt, dass ein im Voraus erstelltes Tabellenwerk, der so genannte Mamma-SBSF-Atlas 19, vorliegt, mit dessen Hilfe es möglich ist, für die spezifisch gegebenen Aufnahmebedingungen für jedes Anteilsverhältnis von Fett- und Drüsengewebe
(Streumaterialverteilung) längs eines Röntgenstrahls die zugehörige SBSF 20 hinreichend genau zu bestimmen, zum Beispiel durch Interpolation im Mamma-SBSF-Atlas 19 oder durch halb empirische Umrechnungen bei Parametern, von denen die SBSF nur schwach abhängt oder für die funktionale Abhängigkeiten bekannt sind, wie zum Beispiel beim SID.
Der Mamma-SBSF-Atlas 19 wird im Voraus mittels Monte-Carlo- Simulationsrechnungen erstellt. Die Monte-Carlo-Simulation gestattet es, die physikalischen Vorgänge der Absorption und der Vielfachstreuung (im in der Mammographie niedrigen Energiebereich überwiegend kohärente Streuung) beim Durchgang durch das Streuobjekt, insbesondere der Mamma 6, unter Berücksichtigung der Aufnahmebedingungen (Anodenmaterial, Fil- ter, Spannung, Luftspalt, SID, Feldgröße (= field size) , gegebenenfalls Streustrahlenraster) adäquat zu modellieren. Dies ist der entscheidende Vorteil der Monte-Carlo-Methode gegenüber analytischen Simulationsmodellen, die in der Regel auf Einfachstreuung beschränkt sind und bei denen meistens noch verschiedene Vereinfachungen und Approximationen eingeführt werden, um den Aufwand zu reduzieren. Die Berechnung von Streuverteilungen auf der Grundlage einer Monte-Carlo-Si- mulation ist dem Fachmann bekannt und als solche nicht Gegenstand der Anmeldung.
Beschreibung der einzelnen Verfahrensschritte:
Die Streustrahlungskorrektur gliedert sich in die folgenden einzelnen Verfahrensschritte, die in einem iterativen Zyklus wiederholt werden können:
0. Leerbild-Kalibrierung und Bestimmung des effektiven Schwächungssignals (wobei schon eine einfache pauschale Streustrahlungs-Vorkorrektur empfehlenswert ist) ;
1. Bestimmung des Anteils von Drüsengewebe und Fettgewebe; 2. Schätzung der Streustrahlungsverteilung (genaueres SBSF- Modell) ;
3. Schätzung der Primärstrahlungsverteilung (Streustrah- lungs-Korrektur) ;
4. iterative Wiederholung ab Schritt 1. oder Ende.
Die Schritte 0. und 1. sind für jeden Messstrahl, das heißt für jedes Pixel (j, k ) durchzuführen, wobei im Folgenden der Begriff Pixel sowohl für die Detektorpixel 9 als auch für mehrere Detektorpixel umfassende Detektorbereiche verwendet wird.
Verfahrensschritt 0: I0-Kalibrierung und Schwächungssignal mit Vorkorrektur
h(j, k ) sei das Leerbild, das gleich der gemessenen Intensitätsverteilung im Strahlengang ohne Streuobjekt ist, I ( j, k ) die gemessene Intensitätsverteilung mit Streuobjekt (Mamma) , dann ist das effektive Schwächungssignal für totale Strah- lung, das heißt, die Überlagerung von primärer und sekundärer (=gestreuter) Strahlung, gegeben durch: T(j, k ) = I (j, k )/I0 (j, k ). (#5a) .
Im Allgemeinen wird es im Hinblick auf Schritt 1. zweckmäßig sein, hier bereits eine Vorkorrektur des Streustrahlungshin- tergrundes, der mit S(0> bezeichnet werden soll, vorzunehmen. Verfahren zur Schätzung von S(0> werden weiter unten nachgetragen. S(0> kann ortsabhängig sein, ist aber im einfachsten Fall konstant. Die Vorkorrektur liefert bereits eine Schätzung des Primär-Schwächungssignals (normierte Primärinten- sität)
P(0)(j, k ) = T(j, k ) - S<0) (#5b).
Verfahrensschritt 1 : Schätzung spezifischer Gewebeanteile
Wenn man zunächst annimmt, P(j, k) repräsentiere nur Primärstrahlung ohne Streustrahlung, dann ergibt sich mit Gleichung (#4) und (#3) für den Anteil Drüsengewebe: a = a(j, k ) = ftf1 ( -log ( P(j, k ) ) ) (#6)
und die Massenbelegung Drüsengewebe [g/cm2] : bG = apoH (#6a)
sowie die Massenbelegung Fettgewebe: bF = (l-a) pF II (#6b)
Da die oben genannte Annahme streng genommen nicht zutrifft, ist eine iterative Vorgehensweise erforderlich. Dies wird im Zusammenhang mit den Ausführungen zu Verfahrensschritt 4 noch näher ausgeführt werden.
Verfahrensschritt 2: Möglichst korrekte Schätzung der Streustrahlungsverteilung über das ganze Projektionsbild Zu diesem Verfahrenschritt gehören mehrere Teilverfahrensschritte:
2.1 Nachschlagen im Mamma-SBSF-Atlas
Die Erzeugung des SBSF-Atlas 19 wird im Folgenden noch im Einzelnen beschrieben werden.
Zu jedem Strahl, dem ein Pixel ( j, k ) zugeordnet ist, wurde im Verfahrensschritt 1 a( j ,k ) berechnet. Zu dem berechneten Wert von a(j , k ) und H sowie weiteren Parametern wie Luftspalt (= airgap) , Spektrum und weiteren Parametern wird dann die zugehörige SBSF 20 aus dem Mamma-SBSF-Atlas 19 im Allgemeinen durch Interpolation bestimmt:
SBSF( ( λx, λy); a; H; Luftspalt, Spannung, Filter, Detektor, ....)
SBSF ist eine zweidimensionale Funktion oder vielmehr ein zweidimensionales Feld (data array) in Abhängigkeit von den Zeilen- und Spaltenkoordinaten auf dem Röntgendetektor 8." Jede SBSF 20 ist auf ein Zentrum, nämlich den jeweiligen Strahl oder vielmehr auf das betreffende Pixel mit den Koordinaten (0,0) konzentriert und fällt mit Abstand vom Strahl- Zentrum stark ab. Der Abstand vom Zentrum in beiden Koordinatenrichtungen wird durch ein Indexpaar (λx,λy) gekennzeichnet. Die SBSF 20 ist eine Art Punkt- oder Linienbildfunktion, wobei dem Punkt oder der Linie in Wirklichkeit der Strahl entspricht.
Um die Interpolation zu kennzeichnen, verwenden wir die Notation:
SBSF '( ( λ; , λy ); a) mit a = a (j, k) (#7a)
Diese SBSF 20 wird mit ihrem Zentrum ( λx , λy) - ( 0 , 0 ) an das Pixel (j , k ) gewissermaßen angeheftet. Somit erhalten wir für jeden Strahl oder jedes Pixel (j,k) diejenige SBSF, mit welcher dieser Strahl oder dieses Pixel zur gesamten Streustah- lungsintensitätsverteilung über die Detektorfläche beiträgt; diesen Beitrag bezeichnen wir mit AS:
ΔS Λ](λx,λ,) = SBSF l((λχ,λy); <Xj,k)) (#7)
2.2 Integration der Streustrahlungsverteilung über den Detektor
Die Beiträge ΔS müssen nun über alle Pixel integriert werden.
Die SBSFs 20 sind normiert auf die Schwächung = 1 des betref- fenden Strahls (Pixels) . Bei der Summation aller Beiträge muss daher mit der tatsächlichen Schwächung multipliziert werden.
Wir halten ein Pixel (j, k) fest und betrachten alle Pixel ( j' , k' ) in Bezug auf ihren Beitrag zur gesamten Streustrahlung in (j, k)....Die gewissermaßen an das Pixel (j',k') angeheftete SBSF trägt dann gemäß Gleichung (#7) mit dem Beitrag:
AS(J>,k')(λx,λ,) *PU',k') mit λx=j-j',λy=k-k' (#8)
an der Stelle (j,k) bei.
Mit (#7) bis (#8) erhält man für die Streustrahlung am Ort (j,k):
SÜ,k) = ∑∑ ASu. (j-f,k-k') P(j',k') (#9)
Dies gilt für beliebige Pixels (j, k) und somit ist durch Gleichung (#9) die ganze Streustrahlungsverteilung beschrieben.
2.3 Tiefpassfilterung Die Streustrahlungsverteilung ist wegen der sie erzeugenden vielfachen Streuprozesse im Körper relativ glatt und weist daher ein niederfrequentes Fourier-Spektrum auf. Um eventuell durch die vorausgegangenen Verarbeitungsschritte induzierte hochfrequente Fehleranteile zu eliminieren, ist eine 2-dimen- sionale Glättung zu empfehlen.
Verfahrensschritt 3: Streustrahlungskorrektur
Tatsächlich sind die zur Verfügung stehenden Daten zunächst unkorrigierte, das heißt, auf der Messung basierende Daten, die die Überlagerung von Primärstrahlung 10 (direkte, unge- streute Strahlung) und Sekundärstrahlung 11 (= Streustrahlung beinhalten.
Nach Normierung gemäß Gleichung (#5a) ist:
T = P + S , (#10)
mit den Bedeutungen:
T gemessene (normierte) Verteilung der totalen Strahlung
P zunächst unbekannte, aber gesuchte (normierte) Primärstrahlung 10 S unbekannte, aber mit dem vorgeschlagenen Modell geschätzte (normierte) Sekundärstrahlung 11.
Unter Normierung ist die Division durch die' Intensitätsverteilung Io(j ,k ) ohne Streuobjekt zu verstehen.
Mit Gleichung (#9) ergibt sich direkt eine subtraktive Streustrahlungskorrektur:
P (j, k ) = T(j, k) - S (j, k ) (#11)
zur Schätzung der Primärstrahlungsverteilung. Eine andere Korrektur, die sich in Fällen eines relativ großen Anteils an Sekundärstrahlung 11 empfiehlt, ist die mul- tiplikative Streustrahlungskorrektur: P = T/(l + S/P ) (#12)
Man beachte, dass die Korrekturen in Gleichung (#11) und Gleichung (#12) nur approximativ sind und nicht identische Ergebnisse liefern. Für S/T « l geht aber (#11) in (#12) über.
Verfahrensschritt 4: Iteration
In Gleichung (#11) und (#12) tritt auf der rechten Seite der Term S für die Streustrahlung auf, der seinerseits durch Gleichung (#9) zu berechnen ist; Gleichung (#9) aber wird mittels der (unbekannten) Primärstrahlung P definiert, die ihrerseits auf der linken Seite von Gleichung (#11) und (#12) auftritt und erst durch eine dieser Gleichungen berechnet werden soll.~P tritt also sowohl auf der linken als auch auf der rechten Seite von Gleichung (#11) und (#12) auf. Solche implizite Gleichungen sind iterativ zu lösen. Wir schreiben für S in Gleichung (#9) :
S = S(P) (#13a)
Gleichung (#11) lautet dann: P = T- S(P) (#13b)
Die Iteration erfolgt für das subtraktive Verfahren wie folgt:
Iterationsanfang mit Vorkorrektur, die nachfolgend noch näher beschrieben wird: p(0) = T _ S(0) ( # 5b ) = ( #i 4a )
Iterationsschritt : Pln+') = T - SfP(n))f n+l > 0 ; (#14b)
Für das multiplikative Verfahren wird die Iteration wie folgt durchgeführt :
Iterationsanfang mit Vorkorrektur, die nachfolgend noch näher beschreiben wird: p(0) = τ_ go> (#5b) = (#15a)
Iterationsschritt: p(n+I> _ p(n) τ/( p(n) + ^(p(n)) ), „+] > () , (#15b)
Die Folge der Iterationen wird jeweils abgebrochen, wenn sich das Ergebnis zwischen Schritt n und n+1 nur noch wenig ändert. In vielen Fällen genügt bereits ^ein Zyklus (n=l) .
SNR-Verbesserung durch statistische Estimation: ML- und Bayes-Methoden
Das multiplikative Korrekturverfahren (#15b) lässt sich interessanterweise aus einem statistischen Estimations-Ansatz nach dem Maximum-Likelihood-Prinzip (ML) herleiten. In der einschlägigen Fachliteratur wird zwar für den Streuoperator, S(P) in Gleichung (#13a) ein einfaches Faltungsmodell eingesetzt, so zum Beispiel in A. H. BAYDUSH, C. E. FLOYD: Impro- ved image quality in digital mammography with image proces- sing. In: Med. Phys . , Vol. 27, July 2000, Seiten 1503 bis 1508. Das ML-Prinzip kann jedoch grundsätzlich unabhängig vom speziellen Streumodell, insbesondere auch bei dem hier beschriebenen Streumodell angewendet werden. Ein Verfahren auf der Basis des ML-Prinzips hat die Eigenschaft, dass gewöhnlich das SNR (= signal to noise ratio) nach einigen Iterationen verbessert wird, dass aber bei Fortsetzung der Iterationen das Rauschen unkontrolliert zunimmt und das SNR sich wieder verschlechtert. Um diesem Weglaufen des ML-Algorithmus gegenzusteuern, werden Bayes-Estimation- Verfahren empfohlen, bei denen sich Algorithmen ergeben, die sich von Gleichung (#15b) durch einen stabilisierenden zusätzlichen Term auf der rechten Seite unterscheiden. Die Wir- kung des Zusatzterms auf Konvergenzgeschwindigkeit, SNR sowie der Kompromiss zwischen Rauschen und Ortsauflösung kann durch Parameter gesteuert werden.
Vorkorrekturen
In den bisherigen Ausführungen zu dem Verfahrensschritt 1 und 2.1, dort Gleichung (#6) und (#7), wurde vorausgesetzt, dass die komprimierte Mamma 6 die Schichtdicke H zwischen den Kompressionsplatten 5 voll ausfüllt und dass die Funktion fH ~ ausgewertet werden kann. Diese Bedingung ist gemäß Figur 4 im Bereich von wenigen cm nahe einer Brustspitze 26 und außerhalb im Bereich ungeschwächter Röntgenstrahlung 3 nicht mehr erfüllt. Diese Bildfeldbereiche müssen im Rahmen einer Vorkorrektur gesondert behandelt werden. Im Bereich ungeschwäch- ter Röntgenstrahlung 3 außerhalb der Mamma 6 muss das effektive Schwächungssignal gemäß Gleichung (#5a) theoretisch = 1 sein, wird aber im Allgemeinen wegen des Vorhandenseins von Streustrahlung > 1 sein. Die Differenz A T(j , k ) = I (j , k )/I0(j , k ) - l (falls > 0 )
muss folglich als eine Streustrahlungs-Vorkorrektur
S?°> = ΔT
im Bildbereich außerhalb der Mamma 6 abgezogen werden. Vom normalen Bildbereich der voll komprimierten Mamma 6 zum Bereich nahe der Brustspitze 26 ist eine geeignete Extrapolation der Gewebe-Schichtdicke von H gegen 0 durchzuführen. In diesem Bildbereich ist daher in den Gleichungen (#2), (#6) und (#7) im Allgemeinen H als variabel anzunehmen.
Gegebenenfalls kann auch eine Segmentierung in 3 Bildbereiche gemäß K. NYKÄNEN, S. SILTANEN: X-ray scattering in füll field digital mammography. In Med. Phys . , Vol. 30(7), July 2003, Seiten 1864 bis 1873 vorgenommen werden.
Im normalen Bildbereich mit konstanter Gewebeschichtdicke H kann eine Streustrahlungs-Vorkorrektur folgendermaßen aussehen: Da noch keine Auswertung der Gewebeanteile (Drüsen- /Fettgewebe) vorliegt, kann man zunächst 100 % Fett annehmen. Wegen der geringeren Dichte von Fett (0.92 gegen 0.97 g/cm3 bei Drüsengewebe) wird die Streustrahlung dabei zwar unterschätzt, aber für eine Korrektur nullter Ordnung ist diese Schätzung wesentlich besser als überhaupt keine Korrektur. In Gleichung (#7) und den nachfolgenden Gleichungen wird a = 0
^eingesetzt und damit wird der Streustrahlungskern SBSF ortsunabhängig, insbesondere unabhängig vom Pixelindex (j, k ), und Gleichung (#9) reduziert sich auf eine echte Faltung. Die Gleichungen (#7 - #9) vereinfachen sich dabei wie folgt: Wir lassen bei AS(j, k) den Index weg und schreiben dafür Δ :
ΔS(0, (Λ*, λy) = SBSF 1 ( (Λx. λy) ; a = 0 ) (#16a) ; anstelle von P ist in (#9) T entsprechend Gleichung (#5a) zu setzen:
S (j,k) = ∑∑ ΔS -j k-k') TÜ k') J' k' (#16b) = {ASφ) ** τ)(j,k) Dabei bedeutet ** eine 2-dimensionale Faltung. Die Vorkorrektur liefert dann entsprechend Gleichung (#5b) : P<°> = T- S(0> = T -(AS{0) * * T) (#16c)
Erstellen des Mamma-SBSF-Atlas
Bei dem Konzept der SBSF interessiert man sich für die Verteilung der im Streukörper erzeugten Streustrahlung in der Detektorebene, wenn gemäß Figur 4 der (ungestreute) Primärstrahl (das heißt, ein Ministrahlkegel 27) genau auf ein Detektorpixel 9 fokussiert wird. Macht man das nacheinander für jedes Detektorpixel 9 und summiert alle zugehörigen SBSFs 20 auf, dann erhält man die gesamte Streustrahlungsverteilung für den Fall, dass die gesamte Detektorfläche ausgeleuchtet wird - und nicht nur einzelne Detektorpixel 9.
Der Mamma-SBSF-Atlas 19 der Streu-Strahlausbreitungsfunktionen 20 (= Scatter-Beam-Spread-Functions (= SBSF) ) umfasst, wie bereits oben im Zusammenhang mit der dritten Voraussetzung und dem Verfahrensschritt 2 beschrieben, die (auf die Intensität der Primärstrahlung 10 im Detektorpixel 9 normierten) Streustrahlungsintensitätsverteilungen (unter Annahme der Fokussierung des Ministrahlkegels 27 auf genau ein Detek- torpixel 9) in Abhängigkeit von einer Vielzahl verschiedener Parameter-Konfigurationen :
SBSF ( ( jaλy) ; a ; H ; Luftspalt, Spannung, Filter , Detektor , ... ) (#17 )
enthält auch die Abhängigkeit des Röntgenenergiespektrums von der Röhrenspannung, von der Vorfilterung, vom strahlungsempfindlichen Detektormaterial, zum Beispiel von der Art des Szintillationskristalls, und die Abhängigkeit von dem Vorhandensein oder Fehlen eines Streustrahlenrasters und gegebenen- falls die Abhängigkeit von der Art des Streustrahlenrasters sowie die Abhängigkeit von weiteren Parametern. Im Folgenden sei nun das Erstellen einer SBSF-Serie erläutert:
Zunächst werden die für das zugrunde gelegte Mammographiege- rät 1 charakteristischen Parameter festgelegt: SID, Luftspalt, Anodenmaterial der Röntgenröhre (und zugehörige Emissions-Spektren) , Detektormaterial, Vorfilter-Materialien (zum Beispiel Kompressionsplatten), und weitere Parameter. Dann kommt die Kompressionsdicke H, die Spannung, die verwendeten Spektralfilter und weitere Größen, wobei im Allgemeinen zur Optimierung der Bildqualität die Spannung und gegebenenfalls die Spektralfilter (dicke) in Abhängigkeit von der Kompressionsdicke H modifiziert werden.
Für diese Parameter-Konfiguration wird dann der Parameter α, der die Gewebezusammensetzung nach Gleichung (#2a) beschreibt, zwischen 0 (nur Fett) und 1 (nur Drüsengewebe) variiert: Die Berechnung mit der bewährten Monte-Carlo-Methode ergibt einen Satz unterschiedlicher SBSFs 20, wobei jedem α- Wert eine SBSF 20 zugeordnet wird.
Dann wird die Gewebedicke H zwischen > 0 und bis etwa 10 cm variiert und jeweils für jedes H wieder ein weiterer Satz von SBSFs 20 berechnet. Ferner können die Spannung und die Spektralfilter variiert werden, wobei die Variation gekoppelt mit H oder auch unabhängig von H erfolgt. Im letzteren Fall gibt es allerdings ein Vielfaches an Variationsmöglichkeiten. Im Übrigen kann die Berechnung für alle Parameter-Kombinationen fortgesetzt werden.
Für die Berechnung der SBSFs 20 können Vereinfachungen vorgenommen werden, die sich gut rechtfertigen lassen:
• Vernachlässigung der Divergenz der Strahlen der Röntgen- Strahlung 3 auf Grund der Kegelstrahl-Geometrie, indem näherungsweise Parallelstrahlgeometrie angenommen wird; das ist dadurch gerechtfertigt, dass in der Regel SID » H ist; dadurch erreicht man, dass die SBSF 20 bei gleicher Konfiguration des Strahls orts- und pixelunabhängig bleibt; unter gleicher Konfiguration soll verstanden werden, dass für jedes Pixel die Materialverteilung längs des Ministrahlkegels 27 und in der seitlichen Nachbarschaft gleich ist.
• Zur Verbesserung der Statistik beim Monte-Carlo-Verfahren und zur Verringerung des Rechenaufwands werden für die Be- rechnung der SBSFs 20 um etwa eine Größenordnung größere Pixel (z.B. l x l mm2 oder 2 x 2 mm2) verwendet als die tatsächlichen Detektorpixel 9 (≤ 0.1 mm); dies ist zu rechtfertigen durch das niederfrequente Fourier-Spektrum der räumlichen Streustrahlungsverteilung.
• Die Aufeinanderfolge von Fett- und Drüsengewebe wird ersetzt durch ein Gemisch; zwar hängt die Streustrahlung (bei gleicher gesamter Massenbelegung und Weglänge) davon ab, ob sich das dichtere Gewebe näher beim Röntgendetektor 8 oder näher bei der Strahlungsquelle 2 befindet; gemäß J.M. DINTEN und J.M. Volle: Physical model based restora- tion of ma mographies . In Proc. SPIE, Vol. 3336, 1998, 641-650 können aber die unter mammographisehen Bedingungen auftretenden Unterschiede vernachlässigt werden.
Vorteile
Die hier vorgeschlagene Lösung hat die folgenden Vorteile:
Das Verfahren kann gegebenenfalls in vorhandene Mammographie- geräte ohne mechanischen Umbau integriert werden.
Ferner handelt es sich um ein Verfahren, das einerseits die Adäquatheit der physikalischen Modellierung mit der Monte- Carlo-Methode teilt, andererseits aber - weil alle aufwendigen Rechnungen so weit möglich im Voraus durchgeführt werden und die notwendigen Daten in Tabellen abgespeichert werden - letztlich mit relativ geringem Rechenaufwand für die Streustrahlungskorrektur auskommt.
Die Modellgenauigkeit der hier beschriebenen Streustrahlungs- korrektur ist prinzipiell größer als die der bekannten (analytischen) physikalischen Modelle, da auf eine Reihe von vereinfachenden Annahmen und Approximationen verzichtet werden kann.
Die Möglichkeiten der hier vorgeschlagenen Streustrahlungskorrektur gehen über die Möglichkeiten der seit langem bekannten Konvolutions-/Dekonvolutions-Verfahren weit hinaus. Wenn von der konkreten technischen Ausführungsform des Verfahrens abgesehen wird und das Verfahren vom mathematischen Standpunkt aus betrachtet wird, so kann das Verfahren im mathematischen Sinn als eine Verallgemeinerung des seit langem bekannten Konvolutions-/Dekonvolutions-Verfahrens angesehen werden. Daher lässt es sich einerseits, durch Approximationen und Verzicht auf Genauigkeit, in diese Typenklasse überführen und teilt dann deren Vorteile, zum Beispiel die Möglichkeit der Anwendung der sogenannten FFT (= schnelle Fourier-Trans- formation) . Andererseits kann das hier beschriebene Verfahren im Hinblick auf SNR-Verbesserung aber auch erweitert werden, beispielsweise indem der iterative multiplikative Algorithmus in Richtung statistischer Bayes-Schätzung erweitert wird.
In diesem Zusammenhang sei nochmals darauf hingewiesen, dass erst das Vorausberechnen der SBSFs 20 die Durchführung des hier beschriebenen Verfahrens in voller Allgemeinheit ermög- licht.
Ausführungsbeispiele
Ausführungsbeispiel 1:
Bei diesem Ausführungsbeispiel erfolgt die Streustrahlungskorrektur, wie oben im Zusammenhang mit Gleichungen (#5) -(#9) und (#13) -(#15) beschrieben, mit homogenen ortsabhängigen Streu-Strahlausbreitungsfunktionen 20 (= SBSF) . Beim Erstellen der Streu-Strahlausbreitungsfunktionen 20 wird dabei vereinfachend angenommen, dass sich die Gewebeverteilung, die durch den Anteil j , k ) von Drüsengewebe längs des von der Quelle zum Detektorpixel führenden Strahls charakterisiert ist, entsprechend Figur 4 im rechten Winkel zum Strahl, also parallel zu den Kompressionsplatten 5, unverändert homogen fortsetzt. Es wird also bezüglich des Streustrahlungsbeitrags des Strahls im Pixel (j , k ) angenommen, dass sich die Gewebezusammensetzung in der seitlichen Nachbarschaft zum Strahl nicht sprunghaft ändert. Dieses ist zwar am Mammarand nicht mehr zutreffend, aber dort könnte man eine Sonderbehandlung vornehmen .
Man beachte aber, dass die tatsächliche ortsabhängige Inhomogenität der Gewebezusammensetzung durch einen für jedes Pixel ( j' , k' ) spezifisch anderen Drüsengewebeanteil a.(j' , k' ) und einen davon abhängigen spezifischen Streustrahlungsbeitrag berücksichtigt wird. Die SBSFs 20 sind daher in der Regel für jedes Pixel unterschiedlich.
Ausführungsbeispiel la:
Bei diesem Ausführungsbeispiel 1 wird das Verfahren im Wesentlichen wie beim Ausführungsbeispiel 1 ausgeführt.
Es werden jedoch einige Vereinfachungen vorgenommen:
Für jede fest vorgegebene Schichtdicke und die übrigen Parameter, wie zum Beispiel Spannung und Vorfilterung, wird eine gemeinsame SBSF 20 für alle Pixel verwendet. In diesem Fall wird die SBSF 20 somit ortsunabhängig gewählt. Die Auswahl kann beispielsweise durch eine geeignete Mittelung über die vorkommenden Gewebezusammensetzungen erfolgen. ΔS in Gleichung (#7) und (#9) wird dann vom Pixelindex (j , k ) unabhängig; der Doppelindex (j , k ) kann - ähnlich wie in den Gleichungen (#16a) bis (#16c) - entfallen.
Wichtig ist, dass das Integral in Gleichung (#9) in eine echte Faltung übergeht, die durch FFT (=schnelle Fourier- Transformation) effizient ausgeführt werden kann.
Ausführungsbeispiel lb:
Bei diesem Ausführungsbeispiel 1 wird das Verfahren im Wesentlichen ebenfalls wie beim Ausführungsbeispiel 1 ausgeführt .
In diesem Fall wird jedoch ein einheitlicher Faltungskern (für alle Schichtdicken) für die Streustrahlungsberechnung verwendet. Dass bei kleiner Schichtdicke relativ weniger Streustrahlung entsteht als bei großer Schichtdicke, muss durch Skalierfaktoren, die von der Schichtdicke und weiteren Parametern, wie zum Beispiel Spannung und Filterung, abhän- gen, berücksichtigt werden.
Im Vergleich zum Ausführungsbeispiel la ist für das Ausführungsbeispiel lb in etwa der gleiche Rechenaufwand nötig. Dafür ist bei diesem Ausführungsbeispiel wesentlich weniger Speicherplatz zum Speichern des Mamma-SBSF-Atlas 19 nötig.
Anmerkungen zu den Ausführungsbeispielen la und lb:
Allgemein teilen die vereinfachten Ausführungsbeispiel la und lb die Eigenschaft, dass die Faltungsmodelle für die Streustrahlung mit Hilfe der Fourier-Transformation invertiert werden können. Dann spricht man von Dekonvolution. Von den herkömmlichen Dekonvolutionsverfahren unterscheidet sich die hier beschriebenen Ausführungsbeispiele durch die Verwendung einer oder mehrerer zuvor mit Hilfe einer Monte-Carlo-Simulation gewonnenen Streu-Strahlausbreitungs-funktionen 20. Bezüglich der Ausführung einer Dekonvolution sei auf eine Publikation von J.A. SEIBERT und J.M. BOONE : X-ray scatter removal by deconvolution. In Med.Phys., Vol. 15, 1988, Seiten 567 bis 575 verwiesen. Außerdem sei verwiesen auf die neuere Publikation P. ABBOTT u.a.: Image deconvolution as an aid to mammographie artefact identification I: basic techniques . In: Proc. SPIE, Vol. 3661, 1999, Seiten 698 bis 709, die sich mit einer Dekonvolution mit Regularisierungstechniken zur Rauschunterdrückung befasst. Ein weiteres Dekonvolutionsverfahren mit dickenabhängiger Faltung ist in D.G. TROTTER u.a.:
Thickness-Dependent Scatter-Correction Algorithm for Digital Mammography. In: Proc. SPIE, Vol. 4682, 2002, Seiten 469 bis 478 beschrieben. Bei diesem Verfahren wird eine Iteration mit Relaxation durchgeführt.
Ausführungsbeispiel 2
Bei diesem Ausführungsbeispiel wird das Verfahren im Wesentlichen wie bei Ausführungsbeispiel 1 ausgeführt, jedoch wird mit Streu-Strahlausbreitungsfunktionen 20 gearbeitet, die für ein inhomogenes Medium berechnet worden sind.
In Figur 5 ist beispielsweise der Fall dargestellt, dass ein Mammabereich 28 eine andere Zusammensetzung aufweist als ein umgebender Mammabereich 29.
Dadurch kann berücksichtigt werden, dass die SBSF 20 nicht nur von der Gewebezusammensetzung längs des auf das Detektorpixel fokussiert gedachten Ministrahlkegels 27 abhängt, son- dern auch von der Gewebezusammensetzung in der seitlichen
Nachbarschaft, in die hinein Photonen gestreut und wieder in Richtung des Pixels weitergestreut werden können. Die Wirkungsreichweite der seitlichen Nachbarschaft ist allerdings wegen der mittleren freien Weglänge <~ 2 cm von Photonen im Mammographie-Energiebereich zwischen etwa 20 und 40 keV nicht sehr groß. Es würde daher genügen, die Gewebezusammensetzung in einem seitlichen Halbraum als homogen anzunehmen, aber im Allgemeinen unterschiedlich zum Ministrahlkegel 27. Die Berücksichtigung inhomogener SBSFs 20 mit Unterschieden zwischen Strahl und Nachbarschaft dürfte vor allem am Mammarand eine Rolle spielen.
Dieses Ausführungsbeispiel stellt daher eine Verallgemeinerung der vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiele 1, la und lb dar, da in diesem Fall die SBSFs 20 nicht nur von einem Gewebeparameter a , sondern auch von einem neu einzuführenden Umgebungsgewebeparameter γ abhängen. In diesem Fall würde der Mamma-SBSF-Atlas 19 somit noch eine zusätzliche Dimension aufweisen.
Der Übersichtlichkeit halber sind in der folgenden Tabelle die unterschiedlichen Eigenschaften der Ausführungsbeispiele 1, la, lb und 2 gegenübergestellt:
Figure imgf000031_0001
Ausführungsbeispiel 3
Das hier beschriebene Verfahren lässt sich auch auf das dem Fachmann bekannte so genannte Dual-Energie-Verfahren anwen- den. Beim so genannten Dual-Energie-Verfahren, das vor allem in der Mammographie oder in der Knochendensiometrie eingesetzt wird, werden zeitlich parallel mit zwei verschiedenen Energiespektren Aufnahmen gemacht . Die Aufnahmen mit verschiedenen Energiespektren werden durch zwei unterschiedliche Spannungen und möglichst auch verschiedene Spektralfilterungen bewerkstelligt, damit die den zwei Messungen effektiv entsprechenden Spektralbereiche sich möglichst wenig überlap- pen. Durch einen Rechenvorgang, der im Wesentlichen auf der Lösung eines im Allgemeinen nicht-linearen Systems von zwei den beiden Spektren zugeordneten Gleichungen beruht, kann dann eine im Vergleich zu einer Aufnahme mit einem Energiespektrum feinere Gewebedifferenzierung erzielt werden. Damit der Rechenvorgang zum Erfolg führt, müssen die Streustrahlungsanteile möglichst eliminiert werden, da ansonsten die durch die Streustrahlungsanteile induzierten Artefakte unter Umständen stärker sind als das eigentliche Gewebebild.
Wegen der Unterschiede der Streustrahlung bei beiden Spektren ist eine leistungsfähige Streustrahlungskorrektur daher für die Qualität der Dual-Energie-Methode von entscheidender Bedeutung.
Das vorgeschlagene Streustrahlungskorrekturverfahren ist auch in diesem Zusammenhang anwendbar. Die geometrischen Parameter sind für beide Aufnahmen gleich, aber die spektralabhängigen Parameter sind unterschiedlich.
Die Korrektur ist für jedes der beiden Aufnahmen nach dem beschriebenen Schema durchzuführen, mit dem einzigen Unterschied, dass entsprechend den verschiedenen Spektren unterschiedliche SBSFs 20 verwendet werden müssen.

Claims

Patentansprüche
1. Vorrichtung für die Projektionsradiographie, insbesondere für die Mammographie, mit einer Strahlung (3) emittierenden Strahlungsquelle (2), einem Detektor (8) und einer dem Detektor (8) nachgeordneten Auswerteeinheit (12), die anhand der vom Detektor (8) gelieferten Projektionsdaten (17) eine Streumaterialverteilung eines zu untersuchenden Objekts (6) näherungsweise bestimmt und die in Abhängigkeit von der Streumaterialverteilung aus einem Datenspeicher (19) Streuinformationen (20) ausliest und auf der Grundlage der Streuinformation (20) die Projektionsdaten (17) im Hinblick auf den Streustrahlungsanteil (11) korrigiert, a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass die Streuinformationen (20) durch Monte-Carlo-Simulationen ermittelt sind, die für verschiedene Streumaterialverteilungen die Interaktionen der Photonen mit jeweils einer Streumaterialverteilung berechnen.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1, d a d u r c h g e - k e n n z e i c h n e t , dass die Streuinformationen
Streuverteilungen (20) sind, die eine durch Streuung hervorgerufene Verteilung der von der Strahlungsquelle (2) ausgehenden und auf einen bestimmten Bildbereich gerichteten Strahlung (14) auf benachbarte Bildbereiche beschreiben.
3. Vorrichtung nach Anspruch 2, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass die Streuverteilungen (20) mit der Intensität der auf den Detektor (8) auftreffenden ungestreuten Primärstrahlung (10) skalierbar sind.
4. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass die Aus- werteeinheit (12) für unterschiedliche Bildbereiche eines Projektionsbildes (17) für die jeweilige Streumatenalvertei- lung spezifische Streuinformationen (20) auswertet.
5. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 2 bis 4, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass die Auswerteeinheit (12) eine Streustrahlungsverteilung (11) in einem Bildbereich des Projektionsbilds (17) bestimmt, indem die Auswerteeinheit (12) für jeden Bildbereich die Streustrahlungsbeiträge (11) der umliegenden Bildbereiche berechnet und addiert .
6. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 2 bis 4, d a - d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass die Auswerteeinheit (12) eine Streustrahlungsverteilung (11) in einem Bildbereich des Projektionsbilds (17) bestimmt, indem die Auswerteeinheit (12) die Primärstrahlungsverteilung mit einer Streuverteilung (20) faltet.
7. Vorrichtung nach Anspruch 5 oder 6, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass die Auswerteeinheit (12) die ungestreute Primärstrahlung (10) durch Lösen der impliziten Gleichung P + S (P) = T bestimmt, wobei P die Ver- teilung der ungestreuten Primärstrahlung (10) , S (P) die von der ungestreuten Primärstrahlung (10) abhängige Sekundär- .._ Strahlungsverteilung (11) und T die gemessene gesamte Strahlungsverteilung in den Projektionsbildern (17) ist.
8. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 8, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass die Auswerteeinheit (12) für eine erste angenäherte Bestimmung der Streumaterialverteilung des zu untersuchenden Objekts (6) den im Projektionsbild (17) enthaltenen Streustrahlungsanteil (11) auf der Grundlage von Streuinformationen schätzt, die einer typischen Streumaterialverteilung zugeordnet sind.
9. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 8, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass die Aus- werteeinheit (12) die Verarbeitungsschritte gemäß einem der Ansprüche 1 bis 8 iterativ ausführt.
10. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 9, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass die Streuinformationen (20) unter der Voraussetzung einer in Strahlrichtung homogenen Streumaterialverteilung berechnet sind.
11. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 10, a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass die im Datenspeicher (19) Streuinformationen (20) abgelegt sind, die die Außenkontur (26) des zu untersuchenden Objekts (6) berücksichtigen .
12. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 11, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass im Daten- Speicher (19) Streuinformationen (20) abgelegt sind, die unter der Annahme einer quer zur Strahlrichtung homogenen Streumaterialverteilung berechnet sind.
13. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 12, d a - d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass im Daten- Speicher (19) Streuinformationen (20) abgele_gt sind, die unter der Berücksichtigung einer quer zur Strahlrichtung inhomogenen Streumaterialverteilung ermittelt sind.
14. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 13, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass im Datenspeicher (19) Streuinformationen in Abhängigkeit von Parametern der Strahlungsquelle (2) abgelegt sind.
15. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 14, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass die Auswerteeinheit (12) die Streustrahlungsanteile (12) an ausgewählten Stützstellen bestimmt und die Korrekturwerte für einzelne Detektorelemente (9) durch Interpolation zwischen den Stützstellen ermittelt.
16. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 15, a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass das zu untersuchende Objekt (6) in einer Kompressionsvorrichtung (5) komprimierbar ist und dass die Auswerteeinheit (12) die räum- liehe Gestaltung der dem zu untersuchenden Objekt (6) zugewandten Flächen der Kompressionsvorrichtung (5) zur Bestimmung der Weglänge der Strahlung (3) durch das zu untersuchende Objekt heranzieht.
17. Verfahren für die Streustrahlungskorrektur in der Projektionsradiographie, bei dem anhand von mit einem Detektor (8) aufgenommenen Pro ektionsdaten eine Streumaterialverteilung eines zu untersuchenden Objekts (6) von einer Auswerteeinheit (12) näherungsweise bestimmt wird und bei dem in Ab- hängigkeit von der Streumaterialverteilung stehende Streuinformation (20) von der Auswerteeinheit (12) aus einem Datenspeicher (19) ausgelesen werden, auf deren Grundlage die Projektionsdaten (17) im Hinblick auf den Streustrahlungsanteil (12) korrigiert werden, d a d u r c h g e k e n n - z e i c h n e t , dass durch eine Monte-Carlo-Simulation ermittelte Streuinformationen (20) verwendet werden, durch die mehrfache Interaktionen zwischen den Photonen und dem zu untersuchenden Objekt (6) berücksichtigt werden.
18. Verfahren zur Gewinnung von Streuinformation für die
Streustrahlungskorrektur, bei dem in einer Monte-Carlo-Simu- lationen der Weg einer Vielzahl von Photonen durch ein zu untersuchendes Objekt (6) verfolgt wird, a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass eine Vielzahl von Streuverteilungen (20) für verschiedene Parameter der Streumaterialverteilung des zu untersuchenden Objekts (6) und für verschiedene Parameter einer für die Untersuchung des Objekts (6) verwendeten Vorrichtung (1) berechnet und tabellarisch abgespeichert werden.
19. Verfahren nach Anspruch 18, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass die Streuverteilungen (20) für verschiedene Geometrien des zu untersuchenden Objekts (6) berechnet und abgespeichert werden.
PCT/EP2005/052744 2004-06-16 2005-06-14 Vorrichtung und verfahren für die streustrahlungskorrektur in der projektionsradiographie, insbesondere der mammographie WO2005124683A2 (de)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US11/629,571 US7551716B2 (en) 2004-06-16 2005-06-14 Apparatus and method for scatter correction in projection radiography
JP2007515949A JP2008502395A (ja) 2004-06-16 2005-06-14 投影放射線撮影、特に***撮影における散乱放射線補正装置および方法

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE102004029010.5 2004-06-16
DE102004029010A DE102004029010A1 (de) 2004-06-16 2004-06-16 Vorrichtung und Verfahren für die Streustrahlungskorrektur in der Projektionsradiographie, insbesondere der Mammographie

Publications (2)

Publication Number Publication Date
WO2005124683A2 true WO2005124683A2 (de) 2005-12-29
WO2005124683A3 WO2005124683A3 (de) 2006-08-03

Family

ID=35335726

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/EP2005/052744 WO2005124683A2 (de) 2004-06-16 2005-06-14 Vorrichtung und verfahren für die streustrahlungskorrektur in der projektionsradiographie, insbesondere der mammographie

Country Status (4)

Country Link
US (1) US7551716B2 (de)
JP (1) JP2008502395A (de)
DE (1) DE102004029010A1 (de)
WO (1) WO2005124683A2 (de)

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008272476A (ja) * 2007-04-27 2008-11-13 Siemens Ag 単位面積質量画像の作成方法
JP2010540169A (ja) * 2007-10-03 2010-12-24 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ スリットコリメータ散乱補正
WO2019128731A1 (en) * 2017-12-29 2019-07-04 Shenzhen United Imaging Healthcare Co., Ltd. Systems and methods for scatter correction of image
EP3637369A1 (de) * 2018-10-10 2020-04-15 Koninklijke Philips N.V. Auf tiefenlernen basierte kernauswahl zur streukorrektur bei der röntgenbildgebung
US11635392B2 (en) 2018-06-07 2023-04-25 Canon Kabushiki Kaisha Radiation imaging apparatus, radiation imaging method, and non-transitory computer-readable storage medium

Families Citing this family (38)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101473348A (zh) * 2006-06-22 2009-07-01 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于误差补偿的方法和***
DE102006046732B4 (de) 2006-09-29 2014-12-31 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren für die Streustrahlungskorrektur und eine Vorrichtung für die Aufnahme von Schwächungsbildern
US20090136111A1 (en) * 2007-11-25 2009-05-28 General Electric Company System and method of diagnosing a medical condition
DE102007056980B4 (de) * 2007-11-27 2016-09-22 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren und Vorrichtung für die Computertomographie
US8194961B2 (en) * 2008-04-21 2012-06-05 Kabushiki Kaisha Toshiba Method, apparatus, and computer-readable medium for pre-reconstruction decomposition and calibration in dual energy computed tomography
JP5315157B2 (ja) * 2009-07-27 2013-10-16 キヤノン株式会社 情報処理装置、ライン状ノイズ低減処理方法、及びプログラム
WO2011027390A1 (ja) * 2009-09-02 2011-03-10 株式会社島津製作所 放射線撮影装置および画像の取得方法
DE102009051635A1 (de) * 2009-11-02 2011-05-05 Siemens Aktiengesellschaft Verbesserte Streustrahlkorrektur auf Rohdatenbasis bei der Computertomographie
DE102010033511A1 (de) 2010-08-05 2012-02-09 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren und Vorrichtung zum Erzeugen einer Mehrzahl von projektiven Röntgenbildern von einem Untersuchungsobjekt aus unterschiedlichen Richtungen
DE102010034680A1 (de) 2010-08-18 2012-03-08 Siemens Aktiengesellschaft Mammographieverfahren und Mammographiegerät
DE102010035920A1 (de) 2010-08-31 2012-03-01 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zur Darstellung eines vorbestimmten Volumenabschnitts eines Untersuchungsobjekts mittels eines Tomosynthesegeräts und entsprechendes Tomosynthesegerät
US8433154B2 (en) 2010-12-13 2013-04-30 Carestream Health, Inc. Enhanced contrast for scatter compensation in X-ray imaging
US8817947B2 (en) 2011-01-31 2014-08-26 University Of Massachusetts Tomosynthesis imaging
US8818065B2 (en) 2011-07-01 2014-08-26 Carestream Health, Inc. Methods and apparatus for scatter correction for CBCT system and cone-beam image reconstruction
JP2013233415A (ja) * 2012-04-11 2013-11-21 Fujifilm Corp 放射線画像撮影装置、放射線画像撮影プログラム、及び放射線画像撮影方法
JP6169626B2 (ja) * 2014-03-10 2017-07-26 富士フイルム株式会社 放射線画像処理装置、方法およびプログラム
DE102014206720A1 (de) * 2014-04-08 2015-10-08 Siemens Aktiengesellschaft Rauschreduktion in Tomogrammen
JP6400947B2 (ja) * 2014-05-27 2018-10-03 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． グリッド同様のコントラスト強調のためのｘ線撮像システム及び方法
DE102014213412A1 (de) 2014-07-10 2016-01-14 Siemens Aktiengesellschaft Mehrmodus-Röntgengerät
FR3024235B1 (fr) 2014-07-22 2022-01-28 Univ Joseph Fourier Systeme d'imagerie planaire permettant la correction du diffuse
DE102015216780A1 (de) * 2014-09-29 2016-03-31 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung eines Streustrahlungsbeitrags für eine Streustrahlungskorrektur eines Röntgenbildes
KR20170080594A (ko) * 2014-10-04 2017-07-10 아이벡스 이노베이션스 리미티드 스캐터링을 개선한 엑스레이 장치 및 그의 사용방법
US9375192B2 (en) 2014-10-14 2016-06-28 Carestream Health, Inc. Reconstruction of a cone beam scanned object
JP6465763B2 (ja) * 2015-04-13 2019-02-06 キヤノン株式会社 画像処理装置、画像処理システム、画像処理方法、及びプログラム
WO2016200983A1 (en) * 2015-06-09 2016-12-15 The Board of Trustees of the Leand Stanford Junior University System for determining tissue density values using polychromatic x-ray absorptiometry
CN105574828B (zh) * 2015-12-22 2019-01-25 沈阳东软医疗***有限公司 图像散射校正方法、装置及设备
CN107345923B (zh) * 2016-05-05 2020-05-19 清华大学 X射线探测方法、和x射线探测器
KR102399148B1 (ko) 2016-11-25 2022-05-19 삼성전자주식회사 엑스선 장치 및 이의 의료 영상 획득
GB201703291D0 (en) 2017-03-01 2017-04-12 Ibex Innovations Ltd Apparatus and method for the correction of scatter in a radiographic system
MX2020007726A (es) 2018-01-22 2020-12-07 Xenselab Llc Metodos para la toma de proyecciones radiologicas de un sujeto mediante la descomposicion multiple de energia.
KR20200133361A (ko) 2018-03-19 2020-11-27 젠셀랩, 엘엘씨 엑스레이 단층 촬영
EP3576047A1 (de) * 2018-05-29 2019-12-04 Koninklijke Philips N.V. Streukorrektur für röntgenbildgebung
GB2608900B (en) 2018-08-31 2023-05-31 Ibex Innovations Ltd X-ray imaging system
DE102019216329A1 (de) 2019-10-23 2021-04-29 Siemens Healthcare Gmbh Quantifizierung eines Einflusses von Streustrahlung bei einer tomographischen Analyse
CN111568450B (zh) * 2020-05-20 2023-04-18 上海联影医疗科技股份有限公司 Pet扫描数据散射校正方法、装置和计算机设备
USD981565S1 (en) 2021-06-21 2023-03-21 Xenselab Llc Medical imaging apparatus
US11763499B2 (en) 2021-09-01 2023-09-19 Mazor Robotics Ltd. Systems, methods, and devices for generating a corrected image
CN114113173B (zh) * 2021-11-18 2024-06-18 上海联影医疗科技股份有限公司 一种x射线设备、应用于x射线设备中的散射校正方法

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE3826285C2 (de) * 1988-07-30 1995-02-16 Univ Chicago Verfahren und Anordnung zur Ermittlung von anormalen anatomischen Bereichen in einem digitalen Röntgenbild
US5168161A (en) * 1990-04-18 1992-12-01 Texas Instruments Incorporated System and method of determining surface characteristics using infrared imaging
US5440647A (en) * 1993-04-22 1995-08-08 Duke University X-ray procedure for removing scattered radiation and enhancing signal-to-noise ratio (SNR)
FR2759800B1 (fr) * 1997-02-17 1999-03-26 Commissariat Energie Atomique Procede de correction du flux diffuse dans des images de radiographie numerique
FR2820965B1 (fr) * 2001-02-16 2003-04-04 Commissariat Energie Atomique Procede d'estimation d'un rayonnement diffuse, notamment afin de corriger des mesures en radiographie
DE102004022332A1 (de) * 2004-05-06 2005-12-08 Siemens Ag Verfahren zur post-rekonstruktiven Korrektur von Aufnahmen eines Computer-Tomographen
DE102004029009A1 (de) * 2004-06-16 2006-01-19 Siemens Ag Vorrichtung und Verfahren für die Streustrahlungskorrektur in der Computer-Tomographie

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
JINYI QI, RONALD H. HUESMAN: "Scatter correction for positron emission mammography" PHYSICS IN MEDICINE AND BIOLOGY, [Online] Bd. 47, 2002, Seiten 2759-2771, XP002379413 Institute of Physics Publishing Ltd, UK Gefunden im Internet: URL:ej.iop.org/links/q43/9Ird2jt8j0DMYiysE FlGZg/m21515.pdf> [gefunden am 2006-05-03] *
PEDRO ANDREO: "Monte Carlo techniques in medical radiation physics" PHYS. MED. BIOL., [Online] Bd. 36, Nr. 7, 1991, Seiten 861-920, XP002379412 IOP Publishing Ltd., UK Gefunden im Internet: URL:ej.iop.org/links/q56/AJcWwAeYqgjKoO1mK VClAw/pb910701.pdf> [gefunden am 2006-05-03] *

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008272476A (ja) * 2007-04-27 2008-11-13 Siemens Ag 単位面積質量画像の作成方法
JP2010540169A (ja) * 2007-10-03 2010-12-24 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ スリットコリメータ散乱補正
WO2019128731A1 (en) * 2017-12-29 2019-07-04 Shenzhen United Imaging Healthcare Co., Ltd. Systems and methods for scatter correction of image
US11635392B2 (en) 2018-06-07 2023-04-25 Canon Kabushiki Kaisha Radiation imaging apparatus, radiation imaging method, and non-transitory computer-readable storage medium
EP3637369A1 (de) * 2018-10-10 2020-04-15 Koninklijke Philips N.V. Auf tiefenlernen basierte kernauswahl zur streukorrektur bei der röntgenbildgebung

Also Published As

Publication number Publication date
DE102004029010A1 (de) 2006-01-19
JP2008502395A (ja) 2008-01-31
US20080013673A1 (en) 2008-01-17
WO2005124683A3 (de) 2006-08-03
US7551716B2 (en) 2009-06-23

Similar Documents

Publication Publication Date Title
WO2005124683A2 (de) Vorrichtung und verfahren für die streustrahlungskorrektur in der projektionsradiographie, insbesondere der mammographie
DE102007020065A1 (de) Verfahren für die Erstellung von Massenbelegungsbildern anhand von in unterschiedlichen Energiebereichen aufgenommenen Schwächungsbildern
DE102012204980B4 (de) Verfahren zur Rekonstruktion von CT-Bildern mit Streustrahlenkorrektur, insbesondere für Dual-Source CT-Geräte
DE102006048626B4 (de) Verfahren und Vorrichtung für die Aufhärtungskorrektur in der medizinischen Bildgebung
DE102004029009A1 (de) Vorrichtung und Verfahren für die Streustrahlungskorrektur in der Computer-Tomographie
DE102006046732B4 (de) Verfahren für die Streustrahlungskorrektur und eine Vorrichtung für die Aufnahme von Schwächungsbildern
DE102016221658B4 (de) Streustrahlungskompensation für ein bildgebendes medizinisches Gerät
DE102006045722B4 (de) Verfahren zur Korrektur der Streustrahlung in der Projektionsradiographie und der Comupter-Tomographie und Apparat hierfür
DE102006046191B4 (de) Streustrahlungskorrektur in der Radiographie und Computertomographie mit Flächendetektoren
EP3111417B1 (de) Rauschreduktion in tomogrammen
EP1192900A2 (de) Vorrichtung und Verfahren zur Erzeugung eines Röntgen-Computertomogramms mit einer Streustrahlungskorrektur
WO2012097801A1 (de) Verfahren zur erzeugung einer kontrastmittelunterstützten röntgendarstellung und ein röntgensystem
DE102006046047A1 (de) Verfahren zur kombinierten Knochenaufhärtungs- und Streustrahlungskorrektur in der Röntgen-Computertomographie
DE102007046359B4 (de) Verfahren und Vorrichtung für die Erstellung von materialselektiven Volumenbildern
DE10356116A1 (de) Verfahren und Vorrichtung zum Erleichtern eines Verringerns von Artefakten
DE2916486A1 (de) Korrektur polychromatischer roentgenbildfehler in computertomographiebildern
DE102011088265B4 (de) Verfahren zur Korrektur von aufgrund eines Streustrahlenrasters auftretenden Bildartefakten
DE102005053498B4 (de) Verfahren zur Beschleunigung der Streustrahlungskorrektur in einem Computertomographiesystem sowie Computertomographiesystem zur Durchführung des Verfahrens
DE102009015032A1 (de) Iterative Extrafokalstrahlungs-Korrektur bei der Rekonstruktion von CT-Bildern
DE102004022332A1 (de) Verfahren zur post-rekonstruktiven Korrektur von Aufnahmen eines Computer-Tomographen
DE102009053523B4 (de) Filter zur Filterung von Röntgenstrahlung und Röntgencomputertomograph
DE102016220096B3 (de) Verfahren zur Generierung von Röntgenbilddaten
DE102011083727A1 (de) Verfahren zur Erzeugung eines rauschreduzierten CT-Bilddatensatzes, Rechensystem und CT-System
DE102011006579A1 (de) Verfahren zur Erzeugung von Bilddaten eines Untersuchungsobjekts, Projektionsdatenverarbeitungseinrichtung, Röntgensystem und Computerprogramm
DE102015206127B4 (de) Verfahren und Bilddaten-Ermittlungseinrichtung zum Rekonstruieren von Bilddaten bei der CT-Bildgebung

Legal Events

Date Code Title Description
AK Designated states

Kind code of ref document: A2

Designated state(s): AE AG AL AM AT AU AZ BA BB BG BR BW BY BZ CA CH CN CO CR CU CZ DE DK DM DZ EC EE EG ES FI GB GD GE GH GM HR HU ID IL IN IS JP KE KG KM KP KR KZ LC LK LR LS LT LU LV MA MD MG MK MN MW MX MZ NA NG NI NO NZ OM PG PH PL PT RO RU SC SD SE SG SK SL SM SY TJ TM TN TR TT TZ UA UG US UZ VC VN YU ZA ZM ZW

AL Designated countries for regional patents

Kind code of ref document: A2

Designated state(s): GM KE LS MW MZ NA SD SL SZ TZ UG ZM ZW AM AZ BY KG KZ MD RU TJ TM AT BE BG CH CY CZ DE DK EE ES FI FR GB GR HU IE IS IT LT LU MC NL PL PT RO SE SI SK TR BF BJ CF CG CI CM GA GN GQ GW ML MR NE SN TD TG

121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application
DPE1 Request for preliminary examination filed after expiration of 19th month from priority date (pct application filed from 20040101)
WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 3582/KOLNP/2006

Country of ref document: IN

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 11629571

Country of ref document: US

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2007515949

Country of ref document: JP

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

WWW Wipo information: withdrawn in national office

Ref document number: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase
WWP Wipo information: published in national office

Ref document number: 11629571

Country of ref document: US