DE102006048626A1

DE102006048626A1 - Verfahren für die Aufhärtungskorrektur in der medizinischen Bildgebung

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Publication number: DE102006048626A1
Application number: DE102006048626A
Authority: DE
Inventors: Ernst-Peter Rührnschopf; Bernhard Dr. Scholz
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2006-10-13
Filing date: 2006-10-13
Publication date: 2008-04-24
Anticipated expiration: 2026-10-14
Also published as: US7822172B2; DE102006048626B4; US20080095302A1

Abstract

Für die Strahlungsaufhärtung im Rahmen der medizinischen Bildgebung werden Projektionsbildprofile (33) in ein Grundprofil (35), das einem homogenen Objektbereich zugeordnet ist, und in ein Detailprofil (36), das einem inhomogenen Objektbereich zugeordnet ist, zerlegt. Anhand des Grundprofils (35) und des Differenzprofils (36) kann die Massenbelegung der verschiedenen Komponenten im zu untersuchenden Objekt näherungsweise bestimmt werden. Anhand der näherungsweise bestimmten Massenbelegung kann dann die Korrektur der Strahlungsaufhärtung unmittelbar an den Projektionsdaten vorgenommen werden.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren für die Aufhärtungskorrektur in der medizinischen Bildgebung, bei dem:

– ein zu untersuchendes Objekt mit Hilfe einer Strahlungsquelle durchleuchtet wird,
– die durch das Objekt hindurchgetretene Strahlung von einem Strahlungsdetektor erfasst wird, und
– die Projektionsbilder von einer dem Strahlungsdetektor nachgeschalteten Auswerteeinheit hinsichtlich der Strahlungsaufhärtung korrigiert werden.

Ein derartiges Verfahren ist aus der DE 100 51 462 A1 bekannt. Bei dem bekannten Verfahren handelt es sich um ein Verfahren zur Korrektur der Strahlungsaufhärtung für Bilder, die im Rahmen der Computertomographie aufgenommen worden sind.
Die Computertomographie (CT) ist ein etabliertes bildgebendes Verfahren der Röntgendiagnostik. Die neuesten CT-Systeme sind Mehrschicht-CT, Spiral-CT und Kegelstrahl-CT (Conebeam-CT) mit Flächendetektor. Die für die Computertomographie erforderliche Röntgenstrahlung wird bei aktuellen Geräten mit Hilfe von Röntgenröhren erzeugt. Die Strahlung von Röntgenröhren ist polychromatisch. Dies hat folgende Konsequenzen:
Bei der Durchdringung von Materie werden die niederenergetischen Photonen mehr geschwächt als die Photonen höherer Energie, was zu einer material- und weglängenabhängigen Strahlaufhärtung führt. Daraus folgt eine Dominanz von Photonen höherer Energien im Spektrum. Dieses Phänomen tritt bereits bei Objekten aus homogenem Material auf. Bei der Durchdringung eines mit Wasser gefüllten zylindrischen Körpers quer zur Längsachse ist die Aufhärtung für Randstrahlen geringer als bei Strahlen, die in der Zylindermitte einen langen Weg durch den Körper durchlaufen.
Die Theorie der CT-Rekonstruktionsalgorithmen setzt monochromatische Strahlung voraus. Bei Vernachlässigung der Polychromasie führt die Rekonstruktion zu einem so genannten Schüsseleffekt (= Cupping-Effekt): der rekonstruierte Schwächungskoeffizient (Grauwert) nimmt vom Rand nach innen kontinuierlich ab. Dieser Effekt lässt sich bei so genannten wasseräquivalenten Materialien niedriger Ordnungszahl, wie Weichteilgewebe, Fett und vielen Kunststoffen, relativ leicht korrigieren. Die Korrektur erfolgt dabei im Rahmen einer so genannten Wasserkorrektur oder Aufhärtungskorrektur 1. Ordnung.
Darüber hinaus wird die Strahlaufhärtung verstärkt durch das Vorhandensein von Materialien höherer Ordnungszahl, vor allem bei Kontrastmitteln, aber auch bei Knochen oder bei Metallimplantaten. Selbst nach vorheriger Wasserkorrektur treten dann nach der Rekonstruktion noch lokale Dichtestörungen auf, insbesondere dunkle balken- oder schattenartige Artefakte, zum Beispiel zwischen oder in der Verlängerung von kontrastmittelgefüllten Gefäßen oder stark absorbierenden Knochenstrukturen. Solche Aufhärtungsartefakte 2. Ordnung können im Extremfall die Stärke von mehr als etwa 100 HU (1 HU = 1 Hounsfield Unit) erreichen. Die Aufhärtungsartefakte 2. Ordnung können die Diagnose beeinträchtigen. Beispielsweise besteht das Risiko falsch-positiver Befunde von Pseudostenosen, die scheinbare Gefäßverengungen bei in Wirklichkeit normalen Gefäßen sind, oder die Erkennbarkeit kleiner Läsionen in aufhärtungsbedingten Dichtefallen wird erschwert. Die Ursache für die Artefakte 2. Ordnung ist letztendlich die stark von Wasser abweichende Energieabhängigkeit der Schwächungskoeffizienten bei Materialien mit höherer Ordnungszahl.
Im Folgenden werden wasseräquivalente Materialien auch als W-Materialien und Materialien mit höherer Ordnungszahl, zum Beispiel Kontrastmittel, Implantate oder Knochen, als K-Materialien bezeichnet.
Korrekturverfahren erfordern die Kenntnis, welche der einzelnen Messwerte durch Transmission durch K-Material beeinflusst wurden und wie viel davon die jeweiligen Messstrahlen durchdrungen haben.
Das bekannte Korrekturverfahren gewinnt die Kenntnis, welche der einzelnen Messwerte durch Transmission durch K-Material beeinflusst wurden und wie viel K-Material der jeweilige Messstrahl durchdrungen hat, aus einer ersten Bild- oder Volumenrekonstruktion. Anschließend wird eine Segmentierung des rekonstruierten Volumens durchgeführt, wobei in der Regel eine Trennung in zwei Komponenten, nämlich W-Material und K-Material, mit Hilfe eines Schwellenkriteriums vorgenommen wird. Durch eine nachfolgende Reprojektion, bei der einzelne Messstrahlen durch das Volumen rückverfolgt werden, kann näherungsweise ermittelt werden, welche Materiallängen die einzelnen Messstrahlen jeweils durch W-Material und durch K-Material zurückgelegt haben. Nach der Aufhärtungskorrektur ist mindestens eine zweite Rekonstruktion notwendig, wobei weitere Iterationsschritte folgen können. Derartige Korrekturverfahren werden oft auch als Knochenkorrektur bezeichnet.
Wegen der Reprojektion und der zweiten Rekonstruktion sind solche Korrekturverfahren aufwändig.
Wünschenswert wäre ein direktes Verfahren zur Korrektur der Projektionsdaten, so dass die aufwändige Iteration mit Reprojektion und zweiter Rekonstruktion vermieden werden kann.
Ausgehend von diesem Stand der Technik liegt der Erfindung daher die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren zur Korrektur der Strahlungsaufhärtung anzugeben, das allein auf Grundlage der Projektionsbilder durchgeführt werden kann.
Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren mit den Merkmalen des unabhängigen Anspruchs gelöst. In davon abhängigen Ansprüchen sind vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen angegeben.
Bei dem Verfahren wird zunächst ein Projektionsbildprofil von der Auswerteeinheit in ein Grundprofil und ein Detailprofil zerlegt. Anschließend wird das Projektionsbildprofil von der Auswerteeinheit anhand vorbestimmter Merkmale des Detailprofils in Profilabschnitte segmentiert. In einem Profilabschnitt, der einem von einer Grundkomponente des Objekts gebildeten homogenen Objektbereich zugeordnet ist, wird die Massenbelegung der Grundkomponente bestimmt und eine Ein-Komponenten-Korrektur der Strahlungsaufhärtung durchgeführt. In einem Profilabschnitt, der einem aus der Grundkomponente und einer weiteren Detailkomponente des Objekts gebildeten Objektbereich zugeordnet ist, wird die Massenbelegung der Grundkomponente und der Detailkomponente anhand des Grundprofils und des Projektionsbildprofils bestimmt und anschließend eine Mehr-Komponenten-Korrektur der Strahlungsaufhärtung durchgeführt. Das Verfahren macht sich zunutze, dass im medizinischen Bereich zu untersuchende Objekte häufig größtenteils aus einer Grundkomponente mit darin eingelagerten Detailkomponenten bestehen. Ein an ein Bildprofil angepasstes Grundprofil wird daher im Wesentlichen von der Massenbelegung der Grundkomponente bestimmt. Dies gilt auch in denjenigen Bildbereichen des Projektionsbildes, in denen eine Komposition von Grundkomponente und Detailkomponente für die Bildwerte verantwortlich ist. Die Grundkomponente enthält somit Informationen über die Massenbelegung der Grundkomponente, während das Detailprofil Informationen über die Massenbelegung der Detailkomponente enthält. Die Auswertung der getrennten Informationen kann dazu verwendet werden, bereits am Projektionsbild eine Aufhärtungskorrektur vorzunehmen.
Bei einer Ausführungsform des Verfahrens, bei der sich die Detailkomponente mit der Grundkomponente vermischt, wird die Massenbelegung der Grundkomponente anhand des Grundprofils ermittelt und die Massenbelegung der Detailkomponente mit Hilfe der bekannten Massenbelegung der Grundkomponente anhand des Projektionsbildprofils bestimmt. Typische Anwendungsfälle für diese Ausführungsform des Verfahrens sind Verfahren zur medizinischen Bildgebung, bei denen Teile des Weichteilgewebes eines Patienten mit Kontrastmittel gefüllt werden.
Bei einer weiteren Ausführungsform des Verfahrens, bei dem die Detailkomponente die Grundkomponente im zu untersuchenden Objekt ersetzt, wird die Summe der Massenbelegungen von Grundkomponente und Detailkomponente anhand des Grundprofils bestimmt. Anschließend werden die Massenbelegungen der Detailkomponente und der Grundkomponente unter Verwendung der bekannten Summe der Massenbelegungen aus dem Projektionsbildprofil ermittelt. Diese Ausführungsform bietet sich an, wenn im Rahmen der medizinischen Bildgebung Bereiche in den Projektionsbildern hinsichtlich der Strahlungsaufhärtung korrigiert werden sollen, die in Weichteilgewebe eingebettetes Knochengewebe oder Implantate abbilden.
Vorzugsweise wird das Grundprofil durch Anpassung einer Anpassungskurve an das Projektionsbildprofil bestimmt. Da das Grundprofil die niederfrequenten Komponenten des Projektionsbildprofils wiedergibt, kann davon ausgegangen werden, dass mit Hilfe einer derartigen Anpassungskurve die großflächige Verteilung der Grundkomponente des Objekts bestimmt werden kann.
Das Detailprofil ist vorzugsweise gleich der Differenzkurve zwischen dem Grundprofil und dem Projektionsbildprofil. Auf diese Weise enthält das Detailprofil die höherfrequenten Komponenten des Projektionsbildprofils und kann zur Bestimmung der Verteilung der Detailkomponente im zu untersuchenden Objekt herangezogen werden.
Um den Einfluss des Rauschens im Projektionsbildprofil zu eliminieren, werden bei der Segmentierung des Projektionsbildprofils diejenigen Abschnitte einer Komposition von Grundkomponente und Detailkomponente zugeordnet, in denen das Detailprofil vorbestimmte Schwellenwerte überschreitet.
Da für den Strahlungsdetektor vorzugsweise ein Strahlungsdetektor mit einer Vielzahl von nebeneinander geordneten Detektorelementen verwendet wird, durch die jeweils ein Bildpunkt des Projektionsbilds aufgenommen wird, wird das Projektionsbildprofil vorzugsweise entlang einer Reihe von Detektorelementen untersucht.
Das Verfahren zur Korrektur der Strahlungsaufhärtung eignet sich insbesondere für medizinische Bildgebungsverfahren, in denen eine Vielzahl von Projektionsbildern verarbeitet werden muss. Dies ist beispielsweise bei medizinischen Bildgebungsverfahren der Fall, bei denen eine Vielzahl von Projektionsbildern des zu untersuchenden Objekts aus unterschiedlichen Projektionsrichtungen aufgenommen werden muss.
Vorzugsweise wird das Verfahren im Rahmen der Computertomographie eingesetzt. Bei der Strahlungsquelle handelt es sich dabei bevorzugt um eine Röntgenstrahlungsquelle, während als Strahlungsdetektor ein Röntgendetektor verwendet wird.
Weitere Vorteile und Einzelheiten der Erfindung gehen aus der nachfolgenden Beschreibung hervor, in der Ausführungsbeispiele der Erfindung anhand der beigefügten Zeichnung im Einzelnen erläutert werden. Es zeigen:
1 ein Computertomographiegerät;
2 typische Emissionsspektren einer Röntgenröhre mit einer Wolframanode;
3 effektive Spektralverteilungen hinter Wasser;
4 die Abhängigkeit der Massenschwächungskoeffizienten verschiedener Körperbestandteile in Abhängigkeit von der Energie der Röntgenphotonen;
5 eine Querschnittsansicht eines Phantoms, von dem Projektionsbilder aus verschiedenen Projektionsrichtungen erstellt werden;
6 der Querschnittsansicht aus 5 entsprechende Projektionsbildprofile von aus verschiedenen Projektionsrichtungen aufgenommenen Projektionsbildern;
7 eine Grundlinie der Projektionsbildprofile aus 6;
8 eine Darstellung von Differenzprofilen der Projektionsbildprofile aus 6;
9 eine Darstellung der rekonstruierten Weglängen im Phantom aus 5 bei Verwendung des unter einem Projektionswinkel von 0° aufgenommenen Projektionsbildprofils;
10 eine Darstellung der rekonstruierten Weglängen innerhalb des Phantoms aus 5 bei Verwendung des unter einem Projektionswinkel von 90° aufgenommenen Projektionsbildprofils;
11 eine rekonstruierte Querschnittsansicht ohne Aufhärtungskorrektur;
12 ein Querschnittsprofil entlang der Mittellinie XII- XII der Querschnittsansicht aus 11;
13 eine rekonstruierte Querschnittsansicht mit Aufhärtungskorrektur;
14 ein Querschnittsprofil entlang der Mittellinie XIV-XIV der Querschnittsansicht aus 13;
15 ein Diagramm, das die Aufteilung eines Projektionsbildprofils in ein Grundprofil und ein Differenzprofil zeigt;
16 ein Diagramm, das die anhand des Grundprofils und des Differenzprofils bestimmten Weglängen zeigt;
17 eine bei Verwendung von monoenergetischer Röntgenstrahlung rekonstruierte Querschnittsansicht des Phantoms aus 5;
18 eine bei Verwendung von polyenergetischer Röntgenstrahlung rekonstruierte Querschnittsansicht des Phantoms aus 5 bei Verzicht auf eine Aufhärtungskorrektur;
19 eine bei Verwendung polyenergetischer Strahlung rekonstruierte Querschnittsansicht des Phantoms aus 5 nach Anwendung einer Wasserkorrektur und einer Knochenkorrektur; und
20 ein Diagramm, in das Querschnittsprofile entlang der Mittellinie XX-XX durch die rekonstruierten Querschnittsansichten der 17 bis 19 eingezeichnet sind.
1 zeigt ein Computertomographiegerät 1, das eine Röntgenröhre 2 aufweist. Die Röntgenröhre 2 und der Röntgendetektor 3 umlaufen auf einer Bahn 4 einen Patientenlagerungstisch 5, auf dem sich während einer Untersuchung ein in 1 nicht dargestellter Patient befindet. Üblicherweise sind der Röntgendetektor 3 und die Röntgenröhre 2 von einem Joch geführt und laufen im Joch auf einer kreisförmigen Bahn um den Patientenlagerungstisch 5 um. Das Joch und der Patientenlagerungstisch 5 können sich entlang einer Längsachse 6 relativ zueinander bewegen. Bezüglich des Patientenlagerungstisches 5 ist die Bahn 4 in diesem Fall spiralförmig.
Bei dem Röntgendetektor 3 handelt es sich vorzugsweise um einen digitalen Flächendetektor, der sich aus einer Vielzahl von Detektorelementen 7, den so genannten Pixeln, zusammensetzt. Die Detektorelemente 7 sind vorzugsweise in Zeilen 8 und Spalten 9 angeordnet. Dem Röntgendetektor 3 ist ferner eine Ausleseschaltung 10 sowie eine Auswerteeinheit 11 nachgeschaltet. Die Auswerteeinheit 11 kann beispielsweise ein handelsüblicher Rechner sein. Die Auswerteeinheit 11 umfasst ein Korrekturmodul 12, das an den von dem Röntgendetektor 3 aufgenommenen Bilddaten Bildkorrekturen vornimmt. Auf das Korrekturmodul 12 folgt ein Rekonstruktionsmodul 13, das aus den Projektionsbildern ein zweidimensionales Querschnittsbild oder dreidimensionale Volumenbilder des untersuchten Patienten erstellt. Auf das Rekonstruktionsmodul 13 kann ein Bildverarbeitungsmodul 14 folgen, in dem die vom Rekonstruktionsmodul 13 gelieferten Querschnittsbilder oder Volumenbilder zur Betrachtung auf einem Monitor 15 aufbereitet werden.
Von der Auswerteeinheit 11 wird auch die Röntgenröhre 2 gesteuert. Ferner sind an die Auswerteeinheit 11 Eingabegeräte, wie eine Tastatur 16 oder eine Maus 17 angeschlossen, mit denen die Auswerteeinheit 11 und damit das Computertomographiegerät 1 gesteuert werden kann.
Der Röntgendetektor 3 erfasst die von der Röntgenröhre 2 ausgehende Röntgenstrahlung entsprechend einem Strahlungsfächer 18. Dementsprechend werden von dem sich auf dem Patientenlagerungstisch 5 befindenden Patienten Projektionsbilder aufgenommen. Für die Rekonstruktion eines Volumenbilds oder eines Querschnittsbildes ist es erforderlich, aus einer Vielzahl von Projektionsrichtungen Projektionsbilder des Patienten aufzunehmen.
Da von dem Computertomographiegerät 1 eine Vielzahl von Projektionsbildern verarbeitet werden muss, ist es von Vorteil, wenn die Aufhärtungskorrektur bereits anhand der Projektionsbilder vorgenommen werden kann. Im Folgenden wird daher ein Verfahren zur Durchführung der Aufhärtungskorrektur anhand der Projektionsbilder im Einzelnen beschrieben.
1. Strahlaufhärtung
Das Energiespektrum der als Bremsstrahlung von der Anode der Röntgenröhre 2 emittierten Photonen hängt von der angelegten Hochspannung U ab, mit der die Elektronen von der Kathode zur Anode beschleunigt werden. Die maximale Photonenenergie ist dann E_max(U) = U(keV/kV)= eU mit der Energieeinheit Kiloelektronenvolt [keV].
In 2 sind typische Emissionsspektren 19 und 20 jeweils für eine Röhrenspannung von U = 70 kV und 120 kV dargestellt. In 2 ist jeweils die relative Photonenhäufigkeit N_rel pro keV-Intervall bezogen auf die Gesamtzahl N_T der in den gesamten Emissionsspektren 19 und 20 enthaltenen Photonen aufgetragen.
Für die Bildgebung ist aber nicht allein das Emissionsspektrum Q_E(U) maßgebend, sondern auch die Transparenz W(E) = exp(μ(E)T) der verwendeten spektralen Filter. Die spektralen Filter können zum Beispiel aus Aluminium, Kupfer oder Titan hergestellt sein und weisen einen energieabhängigen Schwächungskoeffizienten μ(E) und eine Dicke T auf. Ferner ist die spektrale Ansprechempfindlichkeit η_D(E) des Röntgendetektors 3 zu berücksichtigen. Die resultierenden effektiven normierten Spektralverteilungen ergeben sich dann zu SU(E) = QUE)W(E)ηD(E)/cU (#1);wobei der Faktor c_U die integrierte effektive nominierte Spektralverteilung auf den Wert = 1 normiert.
Bei Durchdringung von Materie werden die niederenergetischen Photonen stärker geschwächt als die höherenergetischen Photonen, was zu einer material- und weglängenabhängigen Strahl aufhärtung aufgrund der Dominanz von Photonen höherer Energien im Spektrum führt. Als Beispiel sind in 3 durch Transmission durch 0, 20 und 40 cm Wasser aufgehärtete Spektralverteilung 21, 22 und 23 dargestellt. In 3 sind wie in 2 die relativen Photonenhäufigkeiten N_rel pro 1-keV-Intervall gegen die Gesamtzahl der Photonen N_T aufgetragen. Anhand 3 ist erkennbar, dass mit zunehmender Weglänge durch Wasser die Häufigkeit der niederenergetischen Photonen gegenüber den hochenergetischen Photonen abnimmt.
Diese beim Durchgang durch Materie erfolgende Aufhärtung des Spektrums ist jedoch nicht für alle Materialien gleichartig. In 4 ist die Abhängigkeit des so genannten Massenschwächungskoeffizienten μ/ρ)(E) für verschiedene typische Körperbestandteile dargestellt. In 4 beschreibt eine Massenschwächungskurve 24 den Massenschwächungskoeffizienten für Weichteilgewebe oder Wasser in Abhängigkeit von der Photonenenergie E. Weitere Massenschwächungskurven 25, 26 und 27 veranschaulichen den Verlauf der Massenschwächungskoeffizienten für Knochengewebe, Kalzium und dem typischen Kontrastmittel Jod.
Es sind daher für unterschiedliche Materialien unterschiedliche Verfahren für die Korrektur der Strahlungsaufhärtung anzuwenden.
2. Direkte Strahlaufhärtungskorrektur 1. Ordnung
Bei der Strahlungsaufhärtungskorrektur 1. Ordnung oder Wasserkorrektur wird vereinfachend angenommen, die Schwächung eines Röntgenstrahls werde allein durch wasseräquivalentes Material hervorgerufen. Dabei bedeutet wasseräquivalent, dass die Energieabhängigkeit des Massenschwächungskoeffizienten (μ/ρ)(E) identisch zu Wasser ist und dass Unterschiede nur auf lokalen Dichteunterschieden beruhen. Insofern werden Muskelgewebe oder Blut oder auch Knochen wie Wasser mit einer höheren Dichte ρ > 1 g/cm³ behandelt.
Betrachtet sei nun ein Messstrahl des Strahlfächers 18, der das Objekt durchdringt. Die Koordinate längs seines Weges werde mit x bezeichnet und der lokale lineare energieabhängige Schwächungskoeffizient sei μ(x, E) = ρ(x)α(x, E),wobei der Massenschwächungskoeffizient mit α abgekürzt wird: α(x, E) = μ(x, E)/ρ(x).
Der polychromatische logarithmische CT-Projektionswert zum betrachteten Messstrahl ist dann
Es sei angemerkt, dass Gleichung (#2a) eine allgemeine Formulierung für beliebige Spektralverteilungen ist und auch für den idealisierten Fall eines monochromatischen Spektrums mit der diskreten Energielinie E' gilt: Dann ist S_U(E) = δ_E(E') zu setzen, mit der bei E' = E zentrierten Dirac-Deltadistribution δ_E(E') = δ(E – E') und es ergibt sich der zugehörige monochromatische CT-Projektionswert zu pmonoE' = ∫μ(x, E')dx = ∫ρ(x)α(x, E')dx (#2b)
Zu Gleichung (#2a) wird eine äquivalente Wasserdicke b = b(p ~) auf folgende Weise bestimmt:
α_W(E) sei der energieabhängige Massenschwächungskoeffizient von Wasser. Dann kann der polychromatische logarithmische Projektionswert zu einem Messstrahl mit der spannungsabhängigen Spektralverteilung S_U(E), der längs einer Weglänge oder Belegungsdicke b in Wasser (ρ = 1 g/cm³) geschwächt wird, bestimmt werden zu
Diese Funktion kann für jede Spannung U vorausberechnet oder auch experimentell bestimmt werden. Da die Funktion monoton mit b steigt, kann die Funktion zumindest numerisch invertiert werden. Insbesondere kann zu jedem polychromatischen Messwert p ~ entsprechend Gleichung (#2a) eine äquivalente Wasserdicke bb ~ = b(p ~) so bestimmt werden, dass p ~ = f_W(b ~) gemäß Gleichung (#3) gilt, nämlich durch Inversion von Gleichung (#3):
Mit b ~ ist es dann möglich, auf den entsprechenden Projektionswert umzurechnen, der idealerweise bei monochromatischer Strahlung mit Photonen nur einer einzigen Referenzenergie E₀ gemessen worden wäre: Mit b ~ gemäß Gleichung (#4) ergibt sich der korrigierte wasseräquivalente monochromatische logarithmische Projektionswert
Es sei angemerkt, dass die rechten Seiten der Gleichungen (#2a) und (#3) identisch sind, wenn der Messstrahl eine Belegungsdicke b in Wasser durchdringt: Dann ist in Gleichung (#2) b = ∫ρ(x)dx und α(x, E) = α_W(E).
3. Komponentenselektive Aufhärtungskorrektur 2. Ordnung
Bei bekannten Massenbelegungen der einzelnen Materialien kann eine Aufhärtungskorrektur zweiter Ordnung mit Hilfe einer vorab berechneten Korrekturtabelle durchgeführt werden.
Betrachtet sei beispielsweise ein Verfahren für die materialselektive Aufhärtungskorrektur 2. Ordnung, bei dem der Einfluss von zwei Materialien mit Belegungsdicken b_W und b_K berücksichtigt wird. Der Index W steht dabei für wasseräquivalent oder Weichteilgewebe, der Index K, für Materialien wie Kontrastmittel oder Knochen.
Dem Wertepaar (b_W, b_K) wird dann durch Tabellenzugriff auf eine Korrekturtabelle ein Korrekturfaktor zur Umrechnung von polychromatischen Projektionsdaten, die durch Aufhärtungseffekt gestört sind, in monochromatische Projektionsdaten zugeordnet. Falls erforderlich kann zwischen den Tabellenwerten interpoliert werden.
Die mehrparametrige Korrekturtabelle C, die bezüglich b_W und b_K in feinen Schritten diskretisiert ist und die noch von der Röhrenspannung U abhängt, kann auf folgende Weise vorab vorausberechnet, eventuell auch mit Messungen bestimmt oder adaptiert werden: C(bW, bK) = g0(bW, bK, E0)/g(bW, bK) (#6)
Dabei sind g₀ und g der logarithmierte mono- und polychromatische CT-Projektionswert g0(bW, bK, E0) = bWαW(E0) + bKαK(E0) (#7)
Es sei angemerkt, dass Gleichung (#7) bei einem monochromatischen Spektrum mit der diskreten Energielinie E₀ und S_U(E₀) = δ_E(E₀) = δ(E – E₀) mit Gleichung (#8) identisch ist
Der Vergleich von Gleichungen (#8) mit Gleichung (#3) zeigt, dass gilt fW(b) = g(b, 0) (#9)
Im Gegensatz zur Wasserkorrektur, wo die äquivalente Belegungsdicke für Wasser durch Inversion gemäß Gleichung (#4) berechnet wird, wird nun vorausgesetzt, dass ein geeignetes Verfahren zur direkten Bestimmung der 2-Komponenten-Belegungsdicken b_W und b_K verfügbar ist. Diese Verfahren wird im Folgenden noch näher beschrieben werden.
Die Aufhärtungskorrektur der polychromatisch gemessenen Projektionsdaten p ~ erfolgt dann multiplikativ mit dem Korrekturfaktor C pkorr = C(bW, bK)p ~ (#10) oder additiv pkorr = p ~ + δpp (#11)wobei δp = (C(bW, bK) – 1)p ~ (#12)
4. Prärekonstruktive Komponenten-Separierung
Für die Komponenten-Separierung wird ein von Projektionsdaten gebildetes Projektionsbildprofil betrachtet. Bei Mehrzeilen- oder Flächendetektoren kann das Projektionsbildprofil entlang einer Zeile des Detektors untersucht werden.
Zunächst wird eine Grundlinie der Projektionsbildprofils ermittelt, wobei angenommen wird, dass die Grundlinie im Wesentlichen vom W-Material bestimmt wird. Anschließend werden signifikante lokale Profilerhöhungen bestimmt, da angenommen wird, dass sie durch K-Material im zu untersuchenden Objekt verursacht werden. Die Verfahrensschritte sind:

– Bestimmung der Grundlinie
– Bestimmung eines Differenzprofils aus dem gemessenen Projektionsbildprofil und der Grundlinie
– Anwendung eines Schwellwertkriteriums auf das Differenzprofils, um die signifikanten Profilerhöhungen zu identifizieren und somit das K-Materialien-Profil zu gewinnen.
– Gewinnung des W-Materialien-Profils

4.1 Grundlinienbestimmung
Die Grundlinie ist die Profilfunktion des zu untersuchenden Objektes, wenn es gänzlich – auch seine Knochenbereiche – aus W-Material bestünde. Nach Glättung wird die betrachtete Datenzeile in eine hinreichende Zahl von gleich großen Intervallen unterteilt. Die Intervallminima bilden die Menge der Stützpunkte für eine Kurvenanpassung. Diese Stützpunktmenge kann weiteren Auswahlkriterien unterworfen werden, um die Kurvenanpassung und damit die Grundlinienbestimmung zu optimieren. Es ist beispielsweise vorteilhaft anzunehmen, dass die Steigungen zwischen den Stützpunkten von außen nach innen monoton abnehmen. Punkte, die zur Verletzung dieser Monotoniebedingung beitragen, sind Punkte im Bereich von Profilerhöhungen oder -vertiefungen und sind somit nicht Punkte auf der Grundlinie. Sie werden daher aus der Menge der Stützpunkte ausgenommen. Die Wahl der Anpassungskurve ist anwendungsabhängig. Beispielsweise kann zur Grundlinienbestimmung eine Kegelschnittkurve gewählt werden. Die gewonnene Anpassungskurve wird als Grundlinie angesehen.
4.2 Differenzprofil
Die Differenz zwischen dem gemessenen Projektionsbildprofil und der Grundlinie ergibt das Differenzprofil. Infolge nicht-idealer Grundlinie, aufgrund von Rauschen und auch von dichterem W-Material im Strahlengang enthält das Differenzprofil nicht nur die signifikanten Profilerhöhungen.
Die signifikanten Profilerhöhungen verbleiben im Differenzprofil, wenn mittels eines Schwellenkriteriums die nicht-signifikanten Anteile eliminiert werden. Der Schwellwert kann einer vorzugebenden K-Materialbelegung entsprechen.
Das segmentierte Differenzprofil wird im Folgenden mit p_K(y) bezeichnet, da es von K-Materialien im Strahlengang verursacht wird. Die Koordinate y gibt den Detektorpixelort an.
Aus dem durch Messung ermittelten Projektionsbildprofil p(y) und dem eben gewonnenen p_K(y)-Profil gewinnt man durch Differenzbildung das Profil p_W(y), welches auf W-Materialien (wasseräquivalente Materialien oder Weichteilgewebe) im Strahlengang zurückzuführen ist. Demzufolge gilt: p(y) = pW(y) + pK(y) (#13)
Mit Kontrastmittel gefüllte Gefäße eignen sich in besonderem Maße für den Separierungsalgorithmus, da sie sich als prominente lokale Maxima geringer Breite ähnlich gut wie Spektrallinien in Spektrogrammen lokalisieren lassen. Die Separierung von Knochenstrukturen ist in der Praxis wesentlich schwieriger.
5. Komponentenselektive direkte Aufhärtungskorrektur 2. Ordnung
Während bei herkömmlichen Verfahren die Belegungsdicken b_W, b_K durch eine Rekonstruktion mit nachfolgender Segmentierung des rekonstruierten Volumenbilds ermittelt werden, wird hier die Bestimmung der Belegungsdicken allein anhand der Projektionsdaten vorgenommen. Dabei liegt eine durch die Aufhärtung bedingte nichtlineare Kopplung der beiden Komponenten in den Projektionsdaten vor. Dieser Sachverhalt erfordert eine an die jeweilige Situation angepasste Vorgehensweise.
Im Folgenden werden zwei spezielle Anwendungsfälle – Kontrastmittel und Knochen – unterschieden, die unterschiedlich zu behandeln sind.
Die folgenden Herleitungen gelten punktweise für jedes Detektorpixel y. Daher können im Folgenden die Ortsvariable y in der Aufspaltung von Gleichung (#13) weggelassen werden.
5.1 Direkte Aufhärtungskorrektur bei Kontrastmittel: Lösung des Zumischungsproblems
Bei der folgenden Herleitung geht man davon aus, dass zunächst nur wasseräquivalentes Weichteilgewebe, also W-Material, vorliegt. Dem Blut wird in den Gefäßen Kontrastmittel zugemischt. Durch die Kontrastmittelzumischung wird kein W-Material verdrängt. Die W-Material-Belegung [g/cm²] b_W längs des Messstrahls ändert sich dadurch nicht. Bei gelungener Separierung kann man dann direkt b_W aus p_W gewinnen durch Inversion der Gleichung f_w(b_W) = p_W bW = f–1 W(pW) (#14a)
Mit diesem festen Wert b_W reduziert sich dann die Gleichung (#8) auf eine nichtlineare Gleichung für die Unbekannte b_K: g(bW, bK) = p (#14b),wobei p = p_W + p_K gilt.
Die Lösung dieser nichtlinearen Gleichung (#14b) kann mit Standardalgorithmen, zum Beispiel mit einer inversen Interpolation oder dem iterativen Newton-Verfahren ermittelt werden.
Durch Lösung des Gleichungssystems (#14a–b) erhält man b_W und b_K. Dann kann die 2-Komponenten-Aufhärtungskorrektur gemäß Gleichung (#7) durchgeführt werden.
Es sei angemerkt, dass man eine Komponentenseparierung in p_W und p_K auch mit der Subtraktionsangiographie-Methode erhält, die allerdings zwei Aufnahmen erfordert, ein unter Umständen logarithmiertes Maskenbild p_W, gegebenenfalls ohne Kontrastmittel, und ein unter Umständen logarithmiertes Füllungsbild p = p_W + p_K, gegebenenfalls mit Kontrastmittel.
5.2 Direkte Aufhärtungskorrektur bei Knochen: Lösung des Ersetzungsproblems
Wenn die Aufhärtungskorrektur in Anwesenheit von Knochen durchgeführt wird, ist die Situation etwas anders: Jeder Punkt der separierten Grundkurve p_W(y) entspricht einer vollen Wasser-äquivalenten geometrischen Weglänge b im Objekt. Wo Knochen ist, wird Wasser-äquivalentes W-Material durch Knochen ersetzt. Demnach wird die Weglänge des W-Materials um die Weglänge des W-Materials b_K reduziert, sodass gilt: b_W = b – b_K.
Unter der Voraussetzung bekannter Dichte lässt sich aber die Weglänge des K-Materials eindeutig bestimmen.
Für die Bestimmung der zwei Unbekannten b_W, b_K haben wir demnach ein nichtlineares System von zwei Gleichungen: fW(bW + bK) = pW (#15a) g(bW, bK) = p (#15b).
Die Inverse der Funktion f_w in (#15a) entspricht der Wasserkorrektur, damit kann (#15a) durch Inversion linearisiert werden. Führen wir die folgende Abkürzung ein b = f–1 W(pW) (#16a),dann reduziert sich die Gleichung (#15b) auf g(b – bK, bK) = p (#16b),
Dies ist eine nichtlineare Gleichung für nur eine Unbekannte b_K. Dabei ist bW = b – bK (#16c).
Durch Lösung von (#16a–c) erhält man also b_W und b_K. Damit kann dann wieder die 2-Komponenten-Aufhärtungskorrektur gemäß Gleichung (#7) durchgeführt werden.
Man beachte, dass die Größen b_W und b_K hier – im Gegensatz zur Kontrastmittelanwendung im vorigen Abschnitt die Bedeutung von linearen Längen [cm] haben und dass die Dichte des K-Materials als bekannt vorausgesetzt wird.
5.3 Lineare Näherung als Startwert für die iterative Lösung der nichtlinearen Gleichungen
Die nicht-linearen Gleichungen (#14b) und (#16b) können mit wenigen Iterationsschritten des Newton-Verfahrens gelöst werden, vorausgesetzt für den Iterationsbeginn steht eine gute Näherung zur Verfügung.
Zur Herleitung betrachten wir Gleichung (#8). Der Ausdruck im Exponenten auf der rechten Seite von Gleichung (#8) lässt sich folgendermaßen umschreiben bWαW(E) + bKαK(E) = (bW + bK)αW(E) + bK(αK(E) – αW(E)) (#17)
Gleichung (#17) wäre identisch mit Gleichung (#7) im idealisierten Falle eines monochromatischen Spektrums mit der diskreten Energielinie bei E = E'.
Der erste Ausdruck auf der rechten Seite von Gleichung (#17) repräsentiert den wasseräquivalenten Schwächungsanteil für Photonen der Energie E, der wirksam wäre, wenn die gesamte Weglänge oder Massenbelegung längs des Strahls nur aus W-Material bestünde. Der erste Ausdruck entspricht also p_W in der Aufspaltung in Gleichung (#13) für den Fall eines monochromatischen Spektrums.
Der zweite Ausdruck auf der rechten Seite repräsentiert den restlichen Anteil, der auf den unterschiedlichen Schwächungseigenschaften zwischen K-Material (Kontrastmittel) und W-Material beruht, Der zweite Ausdruck entspricht also p_K in der Aufspaltung in Gleichung (#13). Dieser restliche Anteil würde verschwinden, wenn das mit "K" gekennzeichnete zweite Material wiederum wasseräquivalent wäre.
Nun sollen b_W und b_K für den allgemeinen Fall eines polychromatischen Röntgenspektrums geschätzt werden. Dazu betrachte man die Aufspaltung in Gleichung (#17) und ersetze dort die Schwächungskoeffizienten durch geeignete über das Energiespektrum gemittelte effektive Schwächungskoeffizienten <α_W> und <α_K>, die durch spitze Klammern gekennzeichnet werden sollen, so dass näherungsweise gilt p = pW + pK = (bW' + bK')<αW> + bK'(<αK> – <αW> (18).
Die Schreibweise der Materialdicken b_W', b_K' mit Strichen soll kennzeichnen, dass es sich um Näherungen handelt:
Mit Gleichung (#18) erhält man als Schätzwert für die K-Material-Dicke
und mit dem ersten Ausdruck in (#18): p_W = (b_W' + b_K')<α_W> erhält man als Schätzwert für die W-Material-Dicke (äquivalente Wasserdicke)
6. Ausführungsbeispiele
Die verschiedenen Arten der Aufhärtungskorrektur werden im Folgenden anhand eines einfachen Beispiels veranschaulicht.
5 zeigt eine Querschnittsansicht eines Phantoms 28. Bei dem in 5 dargestellten Phantom 28 handelt es sich um einen Weichteilzylinder 29, in den zwei Knochenzylinder 30 eingebettet sind. Das Phantom 28 wird aus einer ersten Projektionsrichtung 31, der der Projektionswinkel 0° zugeordnet ist, und aus einer zweiten Projektionsrichtung 32, der der Projektionswinkel 90° zugeordnet ist, durchleuchtet. Dabei ergeben sich die in 6 dargestellten Projektionsbildprofile 33 und 34. Die Projektionsbildprofile 33 und 34 können dann entsprechend dem oben im Einzelnen geschilderten Verfahren in ein Grundprofil 35 und die in 8 dargestellten Differenzprofile 36 und 37 zerlegt werden. Aus dem im Grundprofil 35 und in den Differenzprofilen 36 und 37 enthaltenen Informationen kann dann die Massenbelegung der einzelnen Komponenten im Körper des Patienten bestimmt werden.
6.1 Kontrastmittelanwendung
Dabei handelt es sich um ein nichtlineares Verfahren, wie oben beschrieben. Die Inverse der Funktion g in Gleichung (#14b) als Funktion von b_K, bei festem Parameter b_W, kann als Schar von Tabellen h(p; b_W) als Funktion von p für verschiedene Wasserdicken b_W vorausberechnet und abgespeichert werden.
6.2 Knochenanwendung
Auch hier handelt es sich um ein nichtlineares Verfahren, wie oben beschrieben. Die Inverse der Funktion in Gleichungen (#16b) kann als Schar von Tabellen als Funktion von p für verschiedene Gesamtlängen b vorausberechnet und abgespeichert werden.
Ergebnisse der Gewinnung der Weglängen b_W und b_K nach Gleichungen (#16a–c) für ein einfaches Beispiel, bei dem die Separierung der Projektionsdaten exakt möglich ist, sind in 9 und 10, und Ergebnisse der Bildrekonstruktion vor und nach der beschriebenen Aufhärtungskorrektur sind in den 11 bis 14 dargestellt.
9 zeigt eine Verteilungskurve 38, die die Massenbelegung der beiden Knochenzylinder 30 bei der Projektionsrichtung 31 beschreibt. Eine weitere Verteilungskurve 39 zeigt in 9 die Massenverteilung des Weichteilgewebes im Weichteilzylinder 29 bei der Projektionsrichtung 31. Da das Knochengewebe in den Knochenzylindern 30 das Weichteilgewebe im Weichteilzylinder 29 ersetzt, weist die Verteilungskurve 39 für Weichteilgewebe eine zur Verteilungskurve 38 für Knochengewebe komplementäre Vertiefung 40 auf.
In 10 zeigt eine Verteilungskurve 41 die Massenbelegung in den Knochenzylindern 30 an, während eine weitere Verteilungskurve 42 die Massenbelegungen im Weichteilzylinder 29 beschreibt. Entsprechend 9 weist die Verteilungskurve 42 Vertiefungen 43 auf, die zu der Verteilungskurve 41 komplementär sind.
In den 9 und 10 sind die Verteilungskurven 38, 39 sowie 41 und 42 jeweils gegen den Spaltenindex y des Röntgendetektors 3 aufgetragen.
11 zeigt eine rekonstruierte Querschnittsansicht 44, die ohne vorhergehende Korrektur der Strahlungsaufhärtung erstellt wurde. In 11 ist zum einen eine Randaufhellung 45 am Rand eines rekonstruierten Weichteilzylinders 46 festzustellen. Ferner zeigt 11 typische Balkenartefakte 47, die zwischen zwei rekonstruierten kleinen Knochenzylindern 48 im Weichteilzylinder auftreten. Demgegenüber treten solche Artefakte zweiter Ordnung nicht auf, wenn die beiden kleinen Zylinder aus weichteilähnlichem Kunststoff hoher Dichte wie zum Beispiel Teflon bestehen.
12 zeigt ein rekonstruiertes Grauwertprofil 49 entlang der Schnittlinie XII-XII in 11. Anhand 12 ist der Schüsseleffekt innerhalb des rekonstruierten Weichteilzylinders 46 und der rekonstruierten Knochenzylindern 48 deutlich erkennbar.
In 13 ist zum Vergleich der rekonstruierte Weichteilzylinders 46 und die rekonstruierten Knochenzylinder 48 bei vorhergehender Streustrahlungskorrektur dargestellt. Dabei treten keine Randaufhellung 45 und auch keine Balkenartefakte 47 auf. Dies ist auch an einem in 14 dargestellten Grauwertprofil 50 erkennbar, das entlang der Schnittlinie XIV-XIV in 13 verläuft.
Anhand des Phantoms 28 wurden auch Simulationsrechnungen durchgeführt. In 15 wird anhand von simulierten polyenergetischen Projektionsbilddaten die Segmentierung eines der Projektionsrichtung 32 zugeordnetes Projektionsbildprofils 33 in das Grundprofil 35 und die Differenzprofile 36 veranschaulicht. Aus dem Grundprofil 35 und dem Differenzprofil 36 ergeben sich gemäß den Gleichungen (#19a, b) in 16 dargestellte Verteilungskurven 51 und 52 für die Massenbelegung im Weichteilzylinder 29 und den Knochenzylindern 30.
Um den Effekt der vorgeschlagenen prärekonstruktiven Korrektur deutlich zu machen, sind in den 17 bis 20 verschiedene Rekonstruktionsergebnisse zusammengestellt:
Eine rekonstruierte Querschnittsansicht 53, die in 17 dargestellt ist, wurde auf der Grundlage monoenergetischer Projektionsbilddaten erstellt. In diesem Fall treten keine Artefakte auf.
18 zeigt eine weitere rekonstruierte Querschnittsansicht 54, die auf der Grundlage polyenergetischer Projektionsbilddaten ohne vorhergehende Aufhärtungskorrektur erstellt worden ist. In diesem Fall treten die bereits anhand 11 erläuterten Artefakte auf. Insbesondere sind die Randaufhellungen 45 und die Balkenartefakte 47 erkennbar.
19 zeigt schließlich eine rekonstruierte Querschnittsansicht 55, die ebenfalls auf der Grundlage polyenergetischer Projektionsbilddaten erstellt worden ist. Allerdings wurde in diesem Fall die Rekonstruktion erst nach Durchführung einer Korrektur erster und zweiter Ordnung der Strahlungsaufhärtung durchgeführt. Obwohl die prärekonstruktive kombinierte W- und K-Materialienkorrektur der Projektionsdaten aufgrund des Grundlinien-Hub-Trennungsverfahrens erwartungsgemäß nicht ideal ist, zeigt das Wasser- und knochenkorrigierte Bild doch eine signifikante Verbesserung der Bildqualität gegenüber dem unkorrigierten Bild.
Dies zeigen auch die in 20 dargestellten Grauwertprofile entlang den Schnittlinien XX-XX in den 17, 18 und 19. Ein Grauwertprofil 56 ergibt sich bei der in 17 dargestellten Rekonstruktion auf der Grundlage monoenergetischer Projektionsbilder. Ein weiteres Grauwertprofil 57 ergibt sich auf der Grundlage polyenergetischer Projektionsbilder, wenn auf die Korrektur der Strahlungsaufhärtung verzichtet wird und ein Grauwertprofil 58 ist das Ergebnis einer Rekonstruktion auf der Grundlage polyenergetischer Projektionsbilder bei vorhergehender Korrektur der Strahlungsaufhärtung.
6.3 Empirische Modifikation der Korrektur
Die wesentlichen Schritte des geschilderten Verfahrens waren die prärekonstruktive Komponentensegmentierung der Projektionswerte und die Bestimmung der Materialbelegungen b_W und b_K Mit diesen erhält man dann die aufhärtungskorrigierten, auf monochromatisches Spektrum umgerechneten Projektionswerte entsprechend Gleichung (#7).
Empirisch zeigt sich, dass – vor allem wegen der schwierigen Komponentensegmentierung – die vorgeschlagene Aufhärtungskor rektur gelegentlich zur Über- oder Unterkompensation neigt. Um hier noch eine Anpassungsmöglichkeit zu schaffen, kann die Korrektur als additive Korrektur mit einem Korrekturanteil δp entsprechend Gleichung (#11) vorgenommen werden und dieser additiver Korrekturanteil noch mit einem Gewichtsfaktor γ multipliziert werden. Bei Unterkompensation wird γ > 1 und bei Überkompensation wird γ < 1 gewählt, um die Restartefakte im rekonstruierten Bild zu minimieren.
Angewandt auf Gleichung (#11) führt das zu folgender Modifikation: pkorr,γ = p ~ + γδp (#21)
7. Vorteile
Im Gegensatz zu den herkömmlichen iterativen Korrekturverfahren sind keine vorherige Bildrekonstruktion, keine Reprojektion und keine zweite Bildrekonstruktion erforderlich. Der Rechenaufwand wird dadurch wesentlich geringer.
Im Gegensatz zu den iterativen Korrekturverfahren ist die hier beschriebene Lösung ein direktes Verfahren, das unmittelbar auf die Projektionsdaten angewandt wird. Die Korrektur kann daher unmittelbar vor der Filterung und Rückprojektion durchgeführt werden, so dass prinzipiell eine mit der Datenakquisition Schritt haltende Bildrekonstruktion möglich ist. Insbesondere können Sofortbilder nach Beendigung der Datenakquisition erstellt werden.
Der Rechenaufwand lässt sich durch die beschriebene Separierung stark reduzieren. Denn die komponentenselektive Aufhärtungskorrektur entfällt für alle Projektionswerte p(y), für die der K-Material-Anteil p_K(y) = 0 ist. Im Falle von kontrastgefüllten Gefäßen gilt dies für den Großteil der Pixel.
Es sei darauf hingewiesen, dass Merkmale und Eigenschaften, die im Zusammenhang mit einem bestimmten Ausführungsbeispiel beschrieben worden sind, auch mit einem anderen Ausführungsbeispiel kombiniert werden können, außer wenn dies aus Gründen der Kompatibilität ausgeschlossen ist.
Schließlich wird darauf hingewiesen, dass in den Ansprüchen und in der Beschreibung der Singular den Plural einschließt, außer wenn sich aus dem Zusammenhang etwas anderes ergibt. Insbesondere wenn der unbestimmte Artikel verwendet wird, ist sowohl der Singular als auch der Plural gemeint.

Claims

Verfahren für die Aufhärtungskorrektur in der medizinischen Bildgebung, bei dem: – ein zu untersuchendes Objekt mit Hilfe einer Strahlungsquelle (2) durchleuchtet wird, – die durch das Objekt hindurchgetretene Strahlung (18) von einem Strahlungsdetektor (3) erfasst wird, und – die Projektionsbilder von einer dem Strahlungsdetektor (3) nachgeschalteten Auswerteeinheit (11) hinsichtlich der Strahlungsaufhärtung korrigiert werden, dadurch gekennzeichnet, dass – ein Projektionsbildprofil (33, 34) von der Auswerteeinheit (11) in ein Grundprofil (35) und ein Detailprofil (36, 37) zerlegt wird, – das Projektionsbildprofil (33, 34) von der Auswerteeinheit (11) anhand vorbestimmter Merkmale des Detailprofils (36, 37) in Profilabschnitte segmentiert wird, – in einem Profilabschnitt, der einem von einer Grundkomponente (29) des Objekts gebildeten homogenen Objektbereich zugeordnet ist, die Massenbelegung der Grundkomponente (29) bestimmt wird und eine Ein-Komponenten-Korrektur der Strahlungsaufhärtung durchgeführt wird, und – in einem Profilabschnitt, der einem aus der Grundkomponente (29) und einer Detailkomponente (30) gebildeten Objektbereich zugeordnet ist, die Massenbelegung der Grundkomponente (29) und der Detailkomponente (30) anhand des Grundprofils (35) und des Projektionsbildprofils (33, 34) bestimmt wird und anschließend eine Mehr-Komponenten-Korrektur der Strahlungsaufhärtung ausgeführt wird.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das Verfahren zur Untersuchung eines menschlichen oder tierischen Körpers verwendet wird.
Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Grundkomponente (29) von Weichteilgewebe gebildet wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass bei einer sich mit der Grundkomponente (29) vermischenden Detailkomponente die Massenbelegung der Grundkomponente (29) anhand des Grundprofils (35) und die Massenbelegung der Detailkomponente (30) anhand des Projektionsbildprofils (33, 34) ermittelt wird.
Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass als Detailkomponente mit Kontrastmittel gefülltes Weichteilgewebe untersucht wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass bei einer die Grundkomponente (29) ersetzenden Detailkomponente (30) die Summe der Massenbelegungen von Grundkomponente (29) und Detailkomponente (30) aus dem Grundprofil (35) und die Massenbelegung der Detailkomponente (30) auf der Grundlage des Projektionsbildprofils (33, 34) bestimmt wird.
Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass als Detailkomponente (30) Knochengewebe oder ein Implantat untersucht wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass das Grundprofil (35) durch Anpassung einer Anpassungskurve an das Projektionsbildprofil (33, 34) bestimmt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass das Detailprofil (36, 37) durch Differenzbildung zwischen dem Grundprofil (35) und dem Projektionsbildprofil (33, 34) ermittelt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass der Profilabschnitt, der der Grundkomponente (29) und der Detailkomponente (30) zugeordnet ist durch Anwendung eines Schwellenwertkriteriums bestimmt wird.
Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass das Projektionsbildprofil (33, 34) entlang einer Reihe von nebeneinander angeordneten Detektorelementen (7) des Strahlungsdetektors (3) gebildet wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Projektionsbilder aus unterschiedlichen Projektionsrichtungen (31, 32) aufgenommen werden.
Verfahren nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass der Strahlungsdetektor (3) und die Strahlungsquelle (2) auf gegenüberliegenden Seiten um das zu untersuchende Objekt bewegt werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass zur Untersuchung Röntgenstrahlung verwendet wird.
Vorrichtung für die medizinische Bildgebung, dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtung zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 14 eingerichtet ist.