DE102014215548A1

DE102014215548A1 - Verfahren zur Korrektur einer Verteilung von Intensitätswerten sowie ein Tomographiegerät

Info

Publication number: DE102014215548A1
Application number: DE102014215548.7A
Authority: DE
Inventors: Thorsten ERGLER; Edgar GÖDERER; Björn Kreisler; Claus Pohan; Peter SIEVERS; Kurt Stadlthanner; Stefan Wirth; Jan Wrege
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2014-08-06
Filing date: 2014-08-06
Publication date: 2016-02-11

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Korrektur einer Verteilung von Intensitätswerten, ein Verfahren zur Rekonstruktion eines Röntgenbildes sowie ein Tomographiegerät. Die Erfindung geht von einer durch einen Röntgendetektor mit einem Kollimator aufgenommenen Verteilung von Intensitätswerten aus, wobei die Intensitätswerte jeweils einem Detektorelement des Röntgendetektors zugeordnet sind. Die Erfinder haben erkannt, dass sich die Instabilität des Fokus einer Röntgenquelle korrigieren lässt, indem eine erste sowie eine zweite Auswahl von Intensitätswerten miteinander verglichen werden, wobei die erste Auswahl sowie die zweite Auswahl der Intensitätswerte auf unterschiedlichen Seiten einer Absorberwand des Kollimators gelegenen Detektorelementen zugeordnet sind. Denn durch einen solchen Vergleich kann eine Asymmetrie der Abschattung durch die Absorberwand ermittelt werden, wobei die Asymmetrie ein Maß für die Instabilität des Fokus der Röntgenquelle ist. Die Korrektur erfolgt dann für wenigstens einen Teil der Intensitätswerte basierend auf dem Vergleich. Durch die Korrektur wird die asymmetrische Abschattung kompensiert.

Description

Die Tomographie ist ein bildgebendes Verfahren, bei dem Röntgenprojektionen unter verschiedenen Projektionswinkeln aufgenommen werden. Dabei rotiert eine Aufnahmeeinheit, umfassend eine Röntgenquelle sowie einen Röntgendetektor, um eine Rotationsachse sowie um ein zu untersuchendes Objekt. Der Röntgendetektor ist in der Regel aus einer Vielzahl von Detektormodulen aufgebaut, welche linear oder in einem zweidimensionalen Raster angeordnet sind. Jedes Detektormodul des Röntgendetektors umfasst eine Mehrzahl von Detektorelementen, wobei jedes Detektorelement Röntgenstrahlung detektieren kann. Die Detektorelemente entsprechen einzelnen Bildelementen, oft auch als Pixel bezeichnet, einer mit dem Röntgendetektor aufgenommenen Röntgenprojektion. Die von einem Detektorelement detektierte Röntgenstrahlung entspricht einem Intensitätswert, welcher auch als Pixelwert bezeichnet werden kann. Die Intensitätswerte bilden den Ausgangspunkt der Rekonstruktion eines tomographischen Bildes.
Die von der Röntgenquelle ausgehende Röntgenstrahlung wird bei der Aufnahme einer Röntgenprojektion von dem durchstrahlten Objekt gestreut, so dass neben den Primärstrahlen der Röntgenquelle auch Streustrahlen auf den Röntgendetektor auftreffen. Diese Streustrahlen verursachen ein Rauschen in der Röntgenprojektion bzw. im rekonstruierten Bild und verringern daher die Erkennbarkeit der Kontrastunterschiede im Röntgenbild. Zur Reduzierung von Streustrahlungseinflüssen kann ein Röntgendetektor einen Kollimator aufweisen, der bewirkt, dass nur Röntgenstrahlung einer bestimmten Raumrichtung auf die Detektorelemente fällt. Ein solcher Kollimator weist typischer Weise in einer linearen oder gitterförmigen Struktur angeordnete Absorberwände auf. Die Absorberwände sind zur Absorption von Streustrahlung ausgebildet und sind auf den Fokus der Röntgenquelle ausgerichtet. Kollimatoren sind beispielsweise aus den Schriften DE 10 2010 062 192 B3 und DE 10 2008 061 487 A1 bekannt.
Instabilitäten des Fokus der Röntgenquelle können jedoch zu sich verändernden Schattenbereichen auf der Detektoroberfläche führen. Denn durch einen sich ändernden Fokus ändert sich auch die durch Absorberwände erzeugte Abschattung. Handelt es sich bei der Röntgenquelle um eine Drehanode, können solche Instabilitäten durch Unregelmäßigkeiten der Drehbewegung des Anodentellers entstehen. Des Weiteren kann bei einem Tomographiegerät aber auch die Drehbewegung der Aufnahmeeinheit um das zu untersuchende Objekt zu Instabilitäten des Fokus führen. Diese Abschattung kann zu einer Beeinflussung der detektierten Intensitätswerte führen. Bei Instabilitäten des Fokus der Röntgenröhre können insbesondere Intensitätswerte, welche Detektorelementen auf unterschiedlichen Seiten einer Absorberwand zugeordnet sind, zeitlich schwankende und von dem zu untersuchenden Objekt unabhängige Unterschiede aufweisen.
Bisher wurden solche Abschattungen und damit einhergehenden Beeinflussungen der Intensitätswerte nicht korrigiert. Stattdessen weisen konventionelle Röntgendetektoren Totbereiche auf, in denen keine Röntgenstrahlen detektiert werden können. Dabei wird der Kollimator so platziert, dass jegliche Schattenbereiche auf einen Totbereich fallen. Ein solcher Totbereich kann durch einen Bereich der Detektoroberfläche ausgebildet sein, welcher grundsätzlich nicht zur Detektion von Röntgenstrahlung ausgebildet ist. Ein solcher Bereich wird im Folgenden auch als Schutzbereich bezeichnet. Auch kann ein sogenannter Dickfußkollimator mit sich zur Detektoroberfläche hin verbreiternden Absorberwänden für eine Absorption der Röntgenstrahlung in einem vergrößerten Bereich sorgen. Jedoch wird durch die Totbereiche die für die Detektion von Röntgenstrahlung zur Verfügung stehende Oberfläche verkleinert.
Vor diesem Hintergrund ist es erstrebenswerten die nutzbare Detektorfläche zu vergrößern und die Instabilität des Fokus einer Röntgenquelle zu korrigieren.
Dies wird geleistet durch ein Verfahren gemäß den Ansprüche 1 bis 11 sowie durch ein Tomographiegerät gemäß den Ansprüchen 12 bis 17.
Nachstehend wird die vorliegende Erfindung sowohl als Verfahren als auch gegenständlich beschrieben. Hierbei erwähnte Merkmale, Vorteile oder alternative Ausführungsformen sind ebenso auch auf die anderen beanspruchten Gegenstände zu übertragen und umgekehrt. Mit anderen Worten können die gegenständlichen Ansprüche, die beispielsweise auf eine Vorrichtung gerichtet sind, auch mit den Merkmalen, die in Zusammenhang mit einem Verfahren beschrieben oder beansprucht sind, weitergebildet sein. Die entsprechenden funktionalen Merkmale des Verfahrens werden dabei durch entsprechende gegenständliche Module ausgebildet.
Die Erfindung geht von einer Aufnahme einer Verteilung von Intensitätswerten durch einen Röntgendetektors mit einer Vielzahl von Detektorelementen sowie mit einem Kollimator und durch eine mit dem Röntgendetektor zusammenwirkenden Röntgenquelle aus, wobei jeweils einer der Intensitätswerte jeweils einem der Detektorelemente zugeordnet ist. Die Erfinder haben erkannt, dass sich die Instabilität des Fokus einer Röntgenquelle korrigieren lassen, indem eine erste sowie eine zweite Auswahl aus den Intensitätswerten miteinander verglichen werden, wobei die erste Auswahl wenigstens einem ersten Detektorelemente auf einer ersten Seite einer Absorberwand des Kollimators zugeordnet ist, und wobei eine zweite Auswahl wenigstens einem zweiten Detektorelement auf einer von der ersten Seite unterschiedlichen zweiten Seite der Absorberwand zugeordnet ist. Denn durch einen solchen Vergleich kann eine Asymmetrie der Abschattung durch die Absorberwand ermittelt werden, wobei die Asymmetrie ein Maß für die Instabilität des Fokus der Röntgenquelle ist. Die Korrektur erfolgt dann für wenigstens einen Teil der Intensitätswerte basierend auf dem Vergleich. Durch die Korrektur wird die asymmetrische Abschattung kompensiert. Damit kann auch die abgeschattete Detektorfläche zur Detektion von Röntgenstrahlung genutzt werden.
Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung ist der Röntgendetektor als direkt konvertierender Röntgendetektor ausgebildet. Bei diesem Aspekt entfalten sich die Vorteile der Erfindung in besonderem Maße, da die Module direkt konvertierender Röntgendetektoren ohne Schutzbereich ausgebildet sein können, so dass eine besonders große nutzbare Detektorfläche bereit gestellt werden kann.
Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung ist die erste Auswahl genau einem ersten Detektorelement zugeordnet, und die zweite Auswahl ist genau einem zweiten Detektorelement zugeordnet. Dadurch kann die Korrektur mit besonders hoher örtlicher Auflösung erfolgen.
Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung sind die erste Auswahl sowie die zweite Auswahl der Intensitätswerte jeweils einer Mehrzahl von Detektorelementen zugeordnet. Durch die Berücksichtigung einer Vielzahl von Intensitätswerten bei dem Vergleich kann die Korrektur besonders rauscharm erfolgen. Dies gilt insbesondere, wenn die der ersten Auswahl sowie der zweiten Auswahl zugeordneten Intensitätswerte jeweils vor der Korrektur gemittelt werden. Auch kann die Korrektur eine Mittelung der Ergebnisse eines Vergleichs einzelner Intensitätswerte berücksichtigen.
Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung werden die Intensitätswerte jeweils einem Zeitpunkt zugeordnet, wobei die erste Auswahl und die zweite Auswahl jeweils dem gleichen Zeitpunkt zugeordnet sind. Dadurch kann die Korrektur sowohl besonders rauscharm gestaltet werden als auch eine besonders hohe zeitliche Auflösung aufweisen.
Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung wird der korrigierte Teil der Intensitätswerte dem gleichen Zeitpunkt zugeordnet wie die erste Auswahl und die zweite Auswahl. Dadurch erfolgt die Korrektur mit besonders hoher zeitlicher Auflösung.
Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung werden die erste Auswahl und/oder die zweite Auswahl der Intensitätswerte korrigiert. Es werden also solche Intensitätswerte korrigiert, welche direkt in den Vergleich eingegangen sind. Damit ist die Zuverlässigkeit der Korrektur besonders hoch.
Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung umfasst der korrigierte Teil der Intensitätswerte eine dritte Auswahl aus den Intensitätswerten, wobei die dritte Auswahl unterschiedlich ist von der ersten Auswahl und von der zweiten Auswahl. Damit kann eine besonders große Anzahl von Intensitätswerten mit geringem Rechenaufwand korrigiert werden.
Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung berücksichtigt der Schritt des Korrigierens, dass das wenigstens eine erste Detektorelement und/oder das wenigstens eine zweite Detektorelement teilweise direkt von der Absorberwand verdeckt werden. Dadurch wird insbesondere die durch die Absorberwände verminderte Detektorfläche derart berücksichtigt, dass eine genauere Korrektur erfolgt.
Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung berücksichtigt der Schritt des Korrigierens, dass das wenigstens eine erste Detektorelement sowie das wenigstens eine zweite Detektorelemente jeweils eine von einem dritten Detektorelement abweichende Form aufweisen. Es werden also Vorinformationen über die Detektorelemente genutzt, welche eine möglichst genaue Korrektur ermöglichen.
Weiterhin betrifft die Erfindung auch ein Tomographiegerät, umfassend einen Röntgendetektor mit einer Mehrzahl von Detektorelementen und einem Kollimator, eine mit dem Röntgendetektor zusammenwirkende Röntgenquelle, sowie eine Recheneinheit, wobei das Tomographiegerät zur Aufnahme einer Verteilung von Intensitätswerten durch gemeinsame Rotation des Röntgendetektors sowie der Röntgenquelle ausgelegt ist. Die Verteilung von Intensitätswerten hat dabei die zuvor geschilderten Eigenschaften. Weiterhin ist die Recheneinheit dazu ausgelegt die einzelnen Schritte gemäß den zuvor beschriebenen Aspekten des erfindungsgemäßen Verfahrens auszuführen.
Erfolgt die Aufnahme unter gemeinsamer Rotation von Röntgendetektor und Röntgenquelle, und entspricht die Intensitätsverteilung einer Vielzahl von Röntgenprojektionen, kann basierend auf den korrigierten Intensitätswerten ein Bild rekonstruiert werden. Die Vorteile der zuvor beschriebenen Aspekte der Erfindung erstrecken sich auch auf das rekonstruierte Bild. Wird die Erfindung als Tomographiegerät realisiert, kann dieses eine Rekonstruktionseinheit umfassen, welche dazu ausgelegt ist ein Bild basierend auf den korrigierten Intensitätswerten zu rekonstruieren.
Bei dem Röntgendetektor handelt es sich beispielsweise um einen Zeilendetektor mit mehreren Zeilen. Der Röntgendetektor kann aber auch als Flachdetektor ausgebildet sein. Der Röntgendetektor kann als Szintillatordetektor ausgebildet sein, bei dem die hochenergetischen Röntgenphotonen mittels eines Szintillators in niederenergetische Photonen im optischen Spektrum konvertiert und anschließend mittels einer Photodiode detektiert werden. Alternativ kann der Röntgendetektor als direkt konvertierender Röntgendetektor ausgebildet sein, der die hochenergetischen Röntgenphotonen mittels eines Halbleitermaterials direkt durch interne Photoanregung unter Ausnutzung des photovoltaischen Prinzips in einen elektrischen Signal, insbesondere einen Strompuls, umwandelt. Bei dem Halbleitermaterial handelt es sich beispielsweis um Cadmiumtellurid (kurz: CdTe), Cadmiumzinktellurid (Handelsname: CZT), Galliumarsenid (kurz: GaAs), Silizium oder Germanium.
Weiterhin kann der Röntgendetektor als quantenzählender (auch: photonenzählender) Röntgendetektor ausgebildet sein. Ist der Röntgendetektor quantenzählend und direkt konvertierend, kann eine Elektronik aus den Strompulsen sehr schnelle Spannungspulse mit einer typischen Pulsdauer im Bereich von einigen Nanosekunden erzeugen. Da die Pulshöhe stark mit der Energie des einfallenden Röntgenquants korreliert ist, erlaubt dieser Detektortyp energieselektive Zählung der einfallenden Röntgenquanten. In diesem Fall kann es sich bei den Intensitätswerten sowohl um Intensitätswerte handeln, welche demselben Energieintervall zugeordnet sind, als auch um Intensitätswerte, welche unterschiedlichen Energieintervallen zugeordnet sind. Weiterhin kann die Anzahl der gemessenen Röntgenquanten ein Maß für einen Intensitätswert sein.
Die Intensitätswerte können sowohl in analoger als auch in digitalisierter Form vorliegen. Insbesondere können die Intensitätswerte in Form von Spannungspulsen oder Strompulsen vorliegen. Liegen die Intensitätswerte in analoger Form vor, erfolgen der Vergleich sowie die Korrektur vorzugsweise durch elektronische Bauteile des Röntgendetektors. Insbesondere kann für den Vergleich und für die Korrektur ein Komparator oder ein ASIC zum Einsatz kommen. Unter einem ASIC wird ein anwendungsspezifischer integrierter Schaltkreis verstanden. Ein solcher ASIC kann einen Relativwert von zwei Eingangssignalen angeben, beispielsweise zwischen der ersten Auswahl und der zweiten Auswahl. Insbesondere kann ein solcher Relativwert die Differenz oder den Quotienten von Strompulsen oder Spannungspulsen umfassen.
Die Röntgenquelle ist in der Regel zur Emission polychromatischer Röntgenstrahlung ausgelegt. Bei der Röntgenquelle kann es sich insbesondere um eine Röntgenröhre mit Drehanode handeln. Die Röntgenquelle emittiert die Röntgenstrahlung innerhalb eines fächer- oder kegelförmigen Bereiches. Die Fächer- oder Kegelform kann beispielsweise durch eine Blende gesteuert werden.
Bei der Verteilung von Intensitätswerten handelt es sich um eine Menge von Intensitätswerten. Diese Intensitätswerte können, insbesondere durch die Zuordnung zu Detektorelementen, geordnet, als Liste oder als Matrix vorliegen. Bei der ersten Auswahl sowie der zweiten Auswahl der Intensitätswerte kann es sich jeweils um eine Untermenge aus der Menge der Intensitätswerte handeln.
Die Verteilung der Intensitätswerte kann einer oder mehreren Röntgenprojektionen entsprechen. Im Sinne der vorliegenden Anmeldung kann die Aufnahme einer Verteilung von Intensitätswerten sowohl die Aufnahme einer einzelnen Röntgenprojektion als auch die Aufnahme eines Röntgenbildes entsprechen, das aus mehreren Röntgenprojektionen rekonstruiert worden ist. Mit einem Bild ist im Folgenden ein Röntgenbild in Form eines aus einzelnen Röntgenprojektionen rekonstruierten Röntgenbildes gemeint. Insbesondere kann es sich bei einem Bild dabei um ein tomographisches Bild, ein räumlich-dreidimensionale Bild oder um ein Schnittbild handeln. Die Aufnahme eines Bildes umfasst also die Aufnahme mehrerer Röntgenprojektionen.
Bei einem Tomographiegerät handelt es sich um ein Röntgengerät, welches zur Aufnahme einer Vielzahl von Röntgenprojektionen aus unterschiedlichen Winkelpositionen ausgelegt ist. Die Aufnahmen können während einer, insbesondere kontinuierlichen, Rotationsbewegung von Röntgendetektor und Röntgenquelle erzeugen. Bei einem Tomographiegerät kann es sich um einen Computertomographen mit einem ringförmigen Drehrahmen als auch um ein C-Bogen-Röntgengerät handeln. Tomographiegeräte kommen vor allem im klinischen Umfeld zum Einsatz. Tomographiegeräte können aber auch in anderen Bereichen Verwendung finden, etwa bei der Analyse von Materialien, der Untersuchung von Bauteilen oder bei der Durchleuchtung von Gepäck.
Sowohl die Recheneinheit als auch die Rekonstruktionseinheit kann sowohl in Form von Hard- als auch von Software ausgebildet sein. Beispielsweise ist die Recheneinheit oder die Rekonstruktionseinheit als ein sogenanntes FPGA (Akronym für das englischsprachige "Field Programmable Gate Array") ausgebildet oder umfasst eine arithmetische Logikeinheit. Insbesondere kann jedes der Detektormodule über einen FPGA verfügen. Die Intensitätswerte können von dem FPGA in digitaler Form verarbeitet werden.
Im Folgenden wird die Erfindung anhand der in den Figuren dargestellten Ausführungsbeispiele näher beschrieben und erläutert.
Es zeigen:
1 schematisch ein erfindungsgemäßes Tomographiegerät am Beispiel eines Computertomographen,
2 in teils perspektivischer, teils blockschaltbildartiger Darstellung ein erfindungsgemäßes Tomographiegerät,
3 einen Ausschnitt eines Röntgendetektors mit einem Kollimator in Aufsicht,
4 den Ausschnitt des Röntgendetektors aus 3 in Seitsicht,
5 eine Asymmetrie in der Verteilung von Intensitätswerten,
6 einen Ausschnitt eines Röntgendetektors mit einem blockschaltartigen elektronischen Bauteil in Seitsicht,
7 einen Ausschnitt eines Röntgendetektors mit einem Kollimator in Aufsicht,
8 einen Ausschnitt eines Röntgendetektors mit einer Absorberwand in Aufsicht,
9 die einzelnen Schritte einer Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens.
1 zeigt ein erfindungsgemäßes Tomographiegerät am Beispiel eines Computertomographen. Der hier gezeigte Computertomograph verfügt über eine Aufnahmeeinheit 17, umfassend eine Röntgenquelle 8 sowie einen Röntgendetektor 9. Die Aufnahmeeinheit 17 rotiert während der Aufnahme von Röntgenprojektionen um eine Längsachse 5, und die Röntgenquelle 8 emittiert während der Aufnahme einen Röntgenfächer 2. Bei der Röntgenquelle 8 handelt es sich in dem hier gezeigten Beispiel um eine Röntgenröhre. Bei dem Röntgendetektor 9 handelt es sich in dem hier gezeigten Beispiel um einen Zeilendetektor mit mehreren Zeilen.
In dem hier gezeigten Beispiel liegt ein Patient 3 bei der Aufnahme von Röntgenprojektionen auf einer Patientenliege 6. Die Patientenliege 6 ist so mit einem Liegensockel 4 verbunden, dass er die Patientenliege 6 mit dem Patienten 3 trägt. Die Patientenliege 6 ist dazu ausgelegt den Patienten 3 entlang einer Aufnahmerichtung durch die Öffnung 10 der Aufnahmeeinheit 17 zu bewegen. Die Aufnahmerichtung ist in der Regel durch die Längsachse 5 gegeben, um die die Aufnahmeeinheit 17 bei der Aufnahme von Röntgenprojektionen rotiert. Bei einer Spiral-Aufnahme wird die Patientenliege 6 kontinuierlich durch die Öffnung 10 bewegt, während die Aufnahmeeinheit 17 um den Patienten 3 rotiert und Röntgenprojektionen aufnimmt. Damit beschreibt die Röntgenstrahlen 2 auf der Oberfläche des Patienten 3 eine Spirale.
In dem in 1 gezeigten Beispiel verfügt der Computertomograph über eine Recheneinheit 15 in Form von Hardware. Die Recheneinheit ist in diesem Fall als Teil des Röntgendetektors 9 ausgebildet. Die Recheneinheit 15 ist dazu ausgelegt die erfindungsgemäßen Schritte des Vergleichs und der Korrektur vorzunehmen. Zur Rekonstruktion eines Röntgenbildes verfügt der hier gezeigte Computertomograph über eine Rekonstruktionseinheit 14, ausgelegt ein tomographisches Bild zu rekonstruieren. Die Daten der einzelnen Röntgenprojektionen und damit die einer Röntgenprojektion entsprechenden Verteilung der Intensitätswerte werden zur Rekonstruktion von der Gantry 1 des Computertomographen an einen Computer 12 mit der Rekonstruktionseinheit 14 übertragen. Insbesondere können die bereits korrigierten Verteilungen der Intensitätswerte von der Gantry 1 an den Computer 12 übertragen werden.
Der Computer 12 ist mit einer Ausgabeeinheit 11 sowie einer Eingabeeinheit 7 verbunden. Bei der Ausgabeeinheit 11 handelt es sich beispielsweise um einen (oder mehrere) LCD-, Plasma- oder OLED-Bildschirm(e). Die Ausgabe auf der Ausgabeeinheit 11 umfasst beispielsweise eine graphische Benutzeroberfläche zur manuellen Eingabe von Patientendaten sowie zur Ansteuerung der einzelnen Einheiten des Computertomographen und zur Auswahl von Aufnahmeparametern. Weiterhin können auf der Ausgabeeinheit 11 verschiedene Ansichten der aufgenommenen Röntgenprojektionen – also rekonstruierte Bilder, gerenderte Oberflächen oder Schnittbilder – angezeigt werden. Bei der Eingabeeinheit 7 handelt es sich beispielsweise um eine Tastatur, eine Maus, einen sogenannten Touchscreen oder auch um ein Mikrofon zur Spracheingabe.
2 zeigt in teils perspektivischer, teils blockschaltbildartiger Darstellung ein erfindungsgemäßes Tomographiegerät. Die Aufnahme von Röntgenprojektionen kann durch eine Spiral-Aufnahme erfolgen, bei der sich die Röntgenquelle 8 und der Röntgendetektor 9 relativ zum Untersuchungsobjekt auf einer Spiralbahn 16 bewegen. Das Untersuchungsobjekt ist beispielsweise auf einer Liege gelagert. Die Rotation erfolgt um die Längsachse 5 entlang der mit φ gekennzeichneten Raumrichtung. Gleichzeitig zu der Rotationsbewegung bewegen sich die Aufnahmeeinheit und das Untersuchungsobjekt relativ zueinander entlang der Längsachse 5, also entlang der hier mit z gekennzeichneten Raumrichtung.
Bei einem Computertomographen ist der Röntgendetektor 9 in der Regel entlang der mit φ gekennzeichneten Raumrichtung gegenüber der z-Achse gekrümmt. Die Detektormodule 18 können aber auch so angeordnet sein, dass der Röntgendetektor 9 gegenüber der x-Achse gekrümmt ist und die Detektormodule 18 so entlang zwei Dimensionen auf den Fokus 13 der Röntgenquelle 8 ausgerichtet sind. Der Röntgendetektor 9 weist eine Mehrzahl von Detektormodulen 18 mit mehreren Detektorelementen 19, 19.1, 19.2, 19.3 auf. In dem hier gezeigten Beispiel sind die Detektormodule 18 durch fett gezeichnete Linien entlang der Längsachse 5 voneinander abgegrenzt, wobei jedes Detektormodul 18 vier Submodule aufweist. Die Detektorelemente 19, 19.1, 19.2, 19.3 sind hier nicht näher dargestellt. Weiterhin weist der Röntgendetektor 9 einen hier nicht näher dargestellten Kollimator 20 auf. Der Kollimator 20 kann mehrere Kollimatormodule umfassen. Dann ist typischer Weise ein Kollimatormodul auf einem Detektormodul 18 angeordnet. Die einzelnen Kollimatormodule sowie die Absorberwände 21 des Kollimators 20 können auf den Fokus 13 der Röntgenquelle 8 ausgerichtet sein.
Die Detektorelemente 19, 19.1, 19.2, 19.3 können sowohl die ersten Detektorelemente 19.1, die zweiten Detektorelemente 19.2 als auch die dritten Detektorelemente 19.3 umfassen. Die ersten Detektorelemente 19.1 und die zweiten Detektorelemente 19.2 sind voneinander verschieden. Weiterhin sind die dritten Detektorelementen 19.3 von den ersten Detektorelementen 19.1 und von den zweiten Detektorelementen 19.2 verschiedene.
3 zeigt einen Ausschnitt eines Röntgendetektors mit einem Kollimator in Aufsicht. 4 zeigt den Ausschnitt des Röntgendetektors aus 3 in Seitsicht. In dem hier gezeigten Beispiel werden jeweils 3×3 erste Detektorelemente 19.1 und zweite Detektorelemente 19.2 von Absorberwänden 21 eines Kollimators 20 umgeben. Die Absorberwände 21 weisen Röntgenstrahlung absorbierendes Material auf und tragen mehrere Millimeter bis mehrere Zentimeter über die Detektoroberfläche auf. Der schraffierte Bereich stellt die Abschattung 22 durch eine Absorberwand 21 dar. Die Abschattung 22 ist in dem hier gezeigten Beispiel asymmetrisch, wobei die Asymmetrie durch eine Instabilität des Fokus 13 der Röntgenröhre 8 verursachst wird. Die 3 und 4 entsprechende Asymmetrie in der Verteilung der Intensitätswerte ist in 5 dargestellt, wobei die von dem Röntgendetektor 9 detektierbare Intensität I der Röntgenstrahlung gegen die Raumrichtung φ aufgetragen ist. Während die Balken jeweils Intensitätswerten entsprechen, gibt die gestrichelte Linie einen gleitenden Mittelwert der Intensitätswerte an.
Die Absorberwände 21 können, wie in 4 gezeigt, direkt über einem Totbereich platziert sein, in dem unabhängig von der Position der Absorberwand 21 keine Röntgenquanten detektiert werden können. Durch diese Variante wird teures Detektormaterial eingespart. Weiterhin kann diese Variante bei Szintillatordetektoren sinnvoll sein, welche Trennzonen zwischen benachbarten Detektorelementen 19, 19.1, 19.2, 19.3 benötigen, um ein Übersprechen von niederenergetischen Photonen zwischen benachbarten Detektorelementen 19, 19.1, 19.2, 19.3 zu verhindern.
Die Absorberwände 21 können aber auch, wie in 6 gezeigt, direkt auf einzelnen Detektorelementen 19, 19.1, 19.2, 19.3 platziert sein und damit direkt Detektorelemente 19, 19.1, 19.2, 19.3 gegenüber der Röntgenstrahlung 2 abdecken. Diese Variante ist insbesondere dann von Vorteil, wenn die Detektorelemente 19, 19.1, 19.2, 19.3 innerhalb eines Detektormoduls 18 immer den gleichen nominalen Abstand voneinander aufweisen. Insbesondere bei direkt konvertierenden Röntgendetektoren 9 ist es möglich, die Detektorelemente 19, 19.1, 19.2, 19.3 in dem gleichen Abstand voneinander anzuordnen, da keine Trennzonen benötigt werden, um ein Übersprechen zwischen benachbarten Detektorelementen 19, 19.1, 19.2, 19.3 zu verhindern.
Die vorliegende Erfindung erlaubt nun die Instabilität des Fokus 13 der Röntgenquelle 8 und damit die Abschattung 22 zu korrigieren. 9 zeigt die einzelnen Verfahrensschritte, welche Bestandteil des erfindungsgemäßen Verfahrens sein können. Bei der Aufnahme A wird eine Vielzahl von Röntgenprojektionen mit einem Tomographiegerät aufgenommen. Dabei entsprechen die Röntgenprojektionen einer Verteilung von Intensitätswerten. Jeweils einer der Intensitätswerte ist jeweils einem der Detektorelemente 19, 19.1, 19.2, 19.3 zugeordnet. Wenn es sich bei dem Detektorelement 19, 19.1, 19.2, 19.3 um das kleinstmögliche Element zur Detektion von Röntgenstrahlung 2 in dem Röntgendetektor 9 handelt, dann wird es auch als Mikropixel bezeichnet. Weiterhin können mehrere Mikropixel zu einem Makropixel zusammengefasst werden. Beispielsweise handelt es sich bei dem in 3 gezeigten, von Absorberwänden 21 eingeschlossenen Verbund von 3×3 Mikropixeln um einen Makropixel. Es können auch andere Anzahlen von Mikropixeln zu Makropixeln zusammengefasst werden, beispielsweise 4×4 oder 5×2. Auch ein Makropixel kann ein Detektorelement 19, 19.1, 19.2, 19.3 bilden.
Beim Schritt des Vergleichens V wird eine erste Auswahl der Intensitätswerte mit einer zweiten Auswahl der Intensitätswerte verglichen. Dabei ist eine erste Auswahl aus den Intensitätswerten wenigstens einem ersten Detektorelement 19.1 auf einer ersten Seite einer Absorberwand 21 zugeordnet, und eine zweite Auswahl aus den Intensitätswerten ist wenigstens einem zweiten Detektorelement 19.2 auf der anderen Seite der Absorberwand 21 zugeordnet. Das erste Detektorelement 19.1 und das zweite Detektorelement 19.2 können weiterhin direkt an die Absorberwand 21 angrenzen. Auch können das erste Detektorelement 19.1 und das zweite Detektorelement 19.2 wie in 6 gezeigt direkt aneinander angrenzen. Daher befindet sich wenigstens ein Teil der ersten Detektorelemente 19.1 und der zweiten Detektorelemente 19.2 auf unterschiedlichen Seiten einer Absorberwand 21. Die zwei Seiten einer Absorberwand 21 werden durch die Ebene definiert, in der die Absorberwand 21 liegt. Diese Ebene trennt die beiden Seiten der Absorberwand 21. Die Position eines Detektorelements 19, 19.1, 19.2, 19.3 gegenüber einer Absorberwand 21 kann beispielsweise basierend auf dem geometrischen Schwerpunkt des Detektorelements 19, 19.1, 19.2, 19.3 ermittelt werden.
In weiteren Ausführungsformen der Erfindung erfolgt der Vergleich nur entlang einer Raumrichtung, so dass die erste Auswahl sowie die zweite Auswahl entlang nur einer Raumrichtung durch die Absorberwand 21 getrennt sind. Insbesondere kann es sich bei der Raumrichtung um die in 2 mit φ gekennzeichnete Raumrichtung oder um die Raumrichtung entlang der z-Achse handeln. Die Ausführungsformen sind dann besonders sinnvoll, wenn bekannt ist, dass der Fokus 13 der Röntgenquelle 8 zumindest vorwiegend entlang einer Raumrichtung instabil ist oder Aufgrund der Größenverhältnisse des Röntgendetektors 9 nur eine Korrektur in einer Raumrichtung notwendig ist.
Das Ergebnis des Vergleichens V ist wenigstens ein Relativwert, welcher die erste Auswahl und die zweite Auswahl miteinander in Beziehung setzt. Beispielsweise kann der Relativwert den Quotienten zwischen der ersten Auswahl und der zweiten Auswahl umfassen. Ist die erste Auswahl genau einem ersten Detektorelement 19.1 und die zweite Auswahl genau einem zweiten Detektorelement 19.2 zugeordnet, werden in dem Schritt des Vergleichens V auch nur zwei Intensitätswerte miteinander verglichen. Dadurch erfolgt die Korrektur mit besonders hoher räumlicher Auflösung. Alternativ ist die erste Auswahl einer Mehrzahl von ersten Detektorelementen 19.1 und die zweite Auswahl einer Mehrzahl von zweiten Detektorelementen 19.2 zugeordnet. Dieser alternative Fall erlaubt es rauschverminderte Intensitätswerte miteinander zu vergleichen, so dass auch die korrigierten Röntgenprojektionen besonders rauscharm sind.
Wie in 7 gezeigt können mehrere erste Detektorelemente 19.1 und zweite Detektorelementen 19.2 jeweils innerhalb eines Makropixels die gleiche Position einnehmen. Dann ist die erste Auswahl einer Vielzahl von ersten Detektorelementen 19.1 zugeordnet, welche jeweils relativ gegenüber einer Vielzahl von Absorberwänden 21 gleich positioniert sind; und die zweite Auswahl ist dann einer Vielzahl von zweiten Detektorelementen 19.2 zugeordnet, welche jeweils relativ gegenüber der Vielzahl von Absorberwänden 21 gleich positioniert sind. Dadurch lassen sich die Intensitätswerte der ersten Auswahl sowie die Intensitätswerte der zweiten Auswahl jeweils besonders vorteilhaft miteinander verrechnen, so dass der Vergleich auf weniger stark rauschbehafteten Intensitätswerten beruht. Insbesondere kann die Verrechnung eine Mittelwertbildung umfassen. Auch ist es möglich eine Vielzahl von Vergleichen für eine Vielzahl von jeweils zwei einzelnen Intensitätswerten durchzuführen und die Ergebnisse dieser Vielzahl von Vergleichen miteinander zu verrechnen, insbesondere zu mitteln.
Auch kann die erste Auswahl Intensitätswerte umfassen, welche einem ersten Makropixel zugeordnet sind; und die zweite Auswahl kann Intensitätswerte umfassen, welche einem von dem ersten Makropixel unterschiedlichen zweiten Makropixel zugeordnet sind. Die Intensitätswerte der ersten Auswahl und der zweiten Auswahl können dann miteinander verrechnet, insbesondere gemittelt werden, so dass der Vergleich dem Vergleich der Abschattung verschiedener Makropixel miteinander entspricht. Das Ergebnis eines solchen Vergleichs sollte sich zumindest dann nicht abhängig von der Position Fokus 13 ändern, wenn keine Schutzbereiche vorliegen, welche breiter als eine Absorberwand 21 sind.
Weiterhin können die Intensitätswerte jeweils einem Zeitpunkt zugeordnet sein, wobei die erste Auswahl und die zweite Auswahl jeweils dem gleichen Zeitpunkt zugeordnet sind. Nun lassen sich auf Basis eines solchen Vergleichs Intensitätswerte korrigieren, welche dem gleichen Zeitpunkt zugeordnet sind wie die erste Auswahl und die zweite Auswahl. In diesem Fall lässt sich eine besonders hohe zeitliche Auflösung der Korrektur erzielen. Es können aber auch Intensitätswerte korrigiert werden, welche einem anderen Zeitpunkt zugeordnet sind als die erste Auswahl und die zweite Auswahl. In diesem Fall müssen weniger Vergleichsschritte ausgeführt werden um eine große Anzahl von Intensitätswerten bzw. Röntgenprojektionen zu korrigieren.
In einer Ausführungsform der Erfindung erfolgt der Schritt des Vergleichens V fortlaufend während der Aufnahme A mehrerer Röntgenprojektionen. Bei der Integration der Recheneinheit in den Röntgendetektor 9 können die Ausgangsdaten des Röntgendetektors 9 also bereits korrigierte Intensitätswerte umfassen. Dadurch kann das erfindungsgemäße Verfahren besonders schnell durchgeführt werden. Weiterhin erfolgt in einer Ausführungsform der Erfindung während der Aufnahme A mehrerer Röntgenprojektionen der Schritt des Vergleichens V mit einer bestimmten, ersten Frequenz. Diese erste Frequenz kann von einer zweiten Frequenz abhängig sein, mit welcher sich der Fokus 13 der Röntgenquelle 8 ändert. Insbesondere kann die erste Frequenz größer sein als die zweite Frequenz. Ist bekannt, dass sich der Fokus 13 der Röntgenquelle 8 mit einer zweiten Frequenz von beispielsweise 10/s (10 Mal pro Sekunde) ändert, dann kann der Vergleich mit einer ersten Frequenz von 20/s erfolgen. Werden 100 Röntgenprojektionen pro Sekunde aufgenommen, erfolgt das Vergleichen V in diesem Beispiel also für jede fünfte Projektion. Der Schritt des Korrigierens K kann trotzdem für jede der aufgenommenen Projektionen und den einzelnen Projektionen entsprechenden Verteilungen von Intensitätswerten erfolgen. Damit wird die Rechenlast für die Recheneinheit 15 erniedrigt.
Erfindungsgemäß erfolgt das Korrigieren K wenigstens eines Teils der Intensitätswerte basierend auf dem Vergleichen V. In einer besonders einfachen Ausführungsform der Erfindung wird beim Vergleich ermittelt, ob die erste Auswahl oder die zweite Auswahl größer ist. Dies kann mit einem elektronischen Bauteil in Form eines Komparators 23 ermittelt werden wie es in 6 schematisch dargestellt ist. Weiterhin kann die Korrektur derart erfolgen, dass die zu korrigierende Intensitätswerte um einen ersten Wert erhöht und/oder um einen zweiten Wert erniedrigt werden. Werden beispielsweise die Intensitätswerte der ersten Auswahl sowie der zweiten Auswahl korrigiert, kann die Auswahl mit den kleineren Intensitätswerten um den ersten Wert erhöht und/oder die Auswahl mit den größeren Intensitätswerten um den zweiten Wert erniedrigt werden.
Bei diesem ersten Wert und dem zweiten Wert kann es sich jeweils um einen festgelegten Wert handeln oder um einen Relativwert, welcher von dem Vergleich abhängig ist. Weiterhin kann die Korrektur energieerhaltend erfolgen. Eine Korrektur ist dann energieerhaltend, wenn die Summe der zu korrigierenden Intensitätswerte und die Summe der korrigierten Intensitätswerte konstant ist.
In einer weiteren Ausführungsform der Erfindung basiert die Korrektur auf einer Information über eine totale Abschattung 22, welche von einer Absorberwand 21 ausgeht. Wird die Ausdehnung des Fokus 13 der Röntgenquelle 8 als stabil angenommen und nur die Position des Fokus 13 als instabil, kann vereinfachend angenommen werden, dass die totale Abschattung 22 bei unterschiedlichen Positionen des Fokus 13 weitestgehend gleich ist. Insbesondere in diesem Fall kann es sich bei dem Relativwert zur Korrektur um einen bestimmten Anteil der Differenz oder des Quotienten zwischen der ersten Auswahl und der zweiten Auswahl handeln.
Die totale Abschattung kann berücksichtigt werden, indem eine Kalibrierung stattfindet. Eine solche Kalibrierung umfasst den Vergleich einer ersten Auswahl mit einer zweiten Auswahl, wobei die Intensitätswerte der ersten Auswahl und der zweiten Auswahl bei einer festen Position des Fokus 13 aufgenommen wurden. Beispielsweise kann die Position des Fokus 13 als fest angenommen werden, wenn die Intensitätswerte über eine Zeit integriert werden, welche groß gegenüber der zweiten Frequenz ist, mit der sich die Position des Fokus 13 ändert. Dann entsprechen die integrierten Intensitätswerte einer Aufnahme bei einer gemittelten Position des Fokus 13. Eine solche Kalibrierung berücksichtigt weiterhin die Abweichung des Kollimators 20 von einer idealen Form sowie die Abweichung der Positionierung des Kollimators 20 gegenüber einer idealen Positionierung auf dem Röntgendetektor 9.
Die totale Abschattung kann also berücksichtigt werden, indem bei einem ersten Vergleich ein erster Relativwert mit einem bei der Kalibrierung ermittelten zweiten Relativwert bei der Korrektur derart miteinander in Beziehung gesetzt werden, dass die Korrektur eine Änderung der Abschattung gegenüber der Kalibrierung berücksichtigt. Die Änderung bezieht sich auf eine Änderung gegenüber den Bedingungen, bei denen die Intensitätswerte für den ersten Vergleich aufgenommenen worden sind. Durch die Bildung einer Differenz oder eines Quotienten können der erste Relativwert und der zweite Relativwert miteinander in Beziehung gesetzt werden.
Wird beim Schritt des Korrigierens K berücksichtigt, dass die ersten Detektorelemente 19.1 und/oder die zweiten Detektorelemente 19.2 teilweise direkt von Absorberwänden 21 des Kollimators 20 verdeckt werden, kann dies insbesondere geschehen, indem Informationen über die Position und die Ausdehnung der Absorberwände 21 berücksichtigt werden. Ist beispielweise bekannt, dass eine bestimmte Absorberwand 21 50% eines bestimmtes, erstes Detektorelements 19.1 abdeckt, dann kann der diesem ersten Detektorelement 19.1 zugeordnete Intensitätswert entsprechend korrigiert werden. Insbesondere kann dieser Intensitätswert so korrigiert werden, dass er auf einen Wert normiert wird, welcher ohne die Verdeckung durch die bestimmte Absorberwand 21 erreicht würde.
Wie in 8 gezeigt, dass ein erstes Detektorelement 19.1 sowie ein zweites Detektorelemente 19.2 jeweils eine von einem dritten Detektorelement 19.3 abweichende Form aufweisen. Detektorelemente 19, 19.1, 19.2, 19.3 sind üblicherweise rechteckig, insbesondere quadratisch, geformt; sie können aber auch derart ausgebildet sein, dass sich ihre Form entlang zweier Dimensionen ändert, also beispielsweise dreieckig oder trapezförmig. Dadurch lässt sich die Abschattung 22 besonders gut zweidimensional bestimmen, also in der durch die Detektoroberfläche gebildete Fläche oder Ebene.
Weiterhin kann das erfindungsungemäße Erfahren den Schritt des Rekonstruierens R eines Bildes basierend auf den korrigierten Intensitätswerten umfassen. Die Rekonstruktion erfolgt dabei mit grundsätzlich bekannten Rekonstruktionsalgorithmen, also beispielsweise durch den Feldkamp-Algorithmus, nicht-iterative Rekonstruktion oder iterative Rekonstruktion. Durch den zuvor durchgeführten Schritte des Vergleichens V und des Korrigierens K erhöht sich die Qualität der rekonstruierten Bilder, insbesondere können diese ein besseres Signal-zu-Rausch Verhältnis oder eine erhöhte Schärfe aufweisen.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
Zitierte Patentliteratur

DE 102010062192 B3 [0002]
DE 102008061487 A1 [0002]

Claims

Verfahren zur Korrektur einer Verteilung von Intensitätswerten, umfassend folgende Schritte: – Aufnahme (A) einer Verteilung von Intensitätswerten durch einen Röntgendetektor (9) mit einer Vielzahl von Detektorelementen (19, 19.1, 19.2, 19.3) sowie mit einem Kollimator (20) und durch eine mit dem Röntgendetektor (9) zusammenwirkenden Röntgenquelle (8), wobei jeweils einer der Intensitätswerte jeweils einem der Detektorelemente (19, 19.1, 19.2, 19.3) zugeordnet ist, wobei eine erste Auswahl aus den Intensitätswerten wenigstens einem ersten Detektorelement (19.1) auf einer ersten Seite wenigstens einer Absorberwand (21) des Kollimators (20) zugeordnet ist, und wobei eine zweite Auswahl aus den Intensitätswerten wenigstens einem zweiten Detektorelement (19.2) auf einer von der ersten Seite unterschiedlichen zweiten Seite der wenigstens einen Absorberwand (21) zugeordnet ist; – Vergleichen (V) der ersten Auswahl mit der zweiten Auswahl; – Korrigieren (K) wenigstens eines Teils der Intensitätswerte basierend auf dem Vergleichen (V).
Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Röntgendetektor (9) als direkt konvertierender Röntgendetektor (9) ausgebildet ist.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei die erste Auswahl genau einem ersten Detektorelement (19.1) zugeordnet ist, und wobei die zweite Auswahl genau einem zweiten Detektorelement (19.2) zugeordnet ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei die erste Auswahl einer Mehrzahl erster Detektorelemente (19.1) zugeordnet ist, und wobei die zweite Auswahl einer Mehrzahl zweiter Detektorelementen (19.2) zugeordnet ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei die Intensitätswerte jeweils einem Zeitpunkt zugeordnet sind, und wobei die erste Auswahl und die zweite Auswahl jeweils dem gleichen Zeitpunkt zugeordnet sind.
Verfahren nach Anspruch 5, wobei der korrigierte Teil der Intensitätswerte dem gleichen Zeitpunkt zugeordnet ist wie die erste Auswahl und die zweite Auswahl.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei die erste Auswahl und/oder die zweite Auswahl korrigiert werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, wobei der korrigierte Teil der Intensitätswerte eine dritte Auswahl aus den Intensitätswerten umfasst, wobei die dritte Auswahl unterschiedlich ist von der ersten Auswahl und von der zweiten Auswahl.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, wobei der Schritt des Korrigierens (K) berücksichtigt, dass das wenigstens eine erste Detektorelement (19.1) und/oder das wenigstens eine zweite Detektorelement (19.2) teilweise direkt von der Absorberwand (21) verdeckt werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, wobei der Schritt des Korrigierens (K) berücksichtigt, dass das wenigstens eine erste Detektorelement (19.1) sowie das wenigstens eine zweite Detektorelemente (19.2) jeweils eine von einem dritten Detektorelement (19.3) abweichende Form aufweisen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, wobei die Aufnahme (A) bei gemeinsamer Rotation des Röntgendetektors (9) mit der Röntgenquelle (8) erfolgt, wobei die Verteilung der Intensitätswerte einer Vielzahl von Röntgenprojektionen entspricht, weiterhin umfassend: – Rekonstruieren (R) eines Bildes basierend auf den korrigierten Intensitätswerten.
Tomographiegerät, umfassend einen Röntgendetektor (9) mit einer Vielzahl von Detektorelementen (19, 19.1, 19.2, 19.3) mit einem Kollimator (20), eine mit dem Röntgendetektor (9) zusammenwirkende Röntgenquelle (8), sowie eine Recheneinheit (15), wobei das Tomographiegerät ausgelegt ist folgenden Schritt auszuführen: – Aufnahme (A) einer Verteilung von Intensitätswerten durch gemeinsame Rotation des Röntgendetektors (9) sowie der Röntgenquelle (8), wobei jeweils einer der Intensitätswerte jeweils einem der Detektorelemente (19, 19.1, 19.2, 19.3) zugeordnet ist, wobei eine erste Auswahl aus den Intensitätswerten wenigstens einem ersten Detektorelement (19.1) auf einer ersten Seite einer Absorberwand (21) des Kollimators (20) zugeordnet ist, und wobei eine zweite Auswahl aus den Intensitätswerten wenigstens einem zweiten Detektorelement (19.2) auf einer von der ersten Seite unterschiedlichen zweiten Seite der Absorberwand (21) zugeordnet ist, umfassend folgende Schritte: – Vergleichen (V) der ersten Auswahl mit der zweiten Auswahl; – Korrigieren (K) wenigstens eines Teils der Intensitätswerte basierend auf dem Vergleichen (V).
Tomographiegerät nach Anspruch 12, wobei der Röntgendetektor (9) als direkt konvertierender Röntgendetektor (9) ausgebildet ist.
Tomographiegerät nach Anspruch 12 oder 13, wobei die Recheneinheit (15) dazu ausgelegt ist Schritte gemäß den Ansprüchen 3 bis 8 durchzuführen.
Tomographiegerät nach einem der Ansprüche 12 bis 14, wobei das wenigstens eine erste Detektorelement (19.1) und/oder das wenigstens eine zweite Detektorelement (19.2) teilweise direkt von der Absorberwand (21) verdeckt werden, wobei die Recheneinheit (15) dazu ausgelegt ist ein Verfahren nach Anspruch 9 auszuführen.
Tomographiegerät nach einem der Ansprüche 12 bis 15, wobei das wenigstens eine erste Detektorelement (19.1) sowie das wenigstens eine zweite Detektorelemente (19.2) jeweils eine von einem dritten Detektorelement (19.3) abweichende Form aufweisen, wobei die Recheneinheit (15) dazu ausgelegt ist ein Verfahren nach Anspruch 10 auszuführen.
Tomographiegerät nach einem der Ansprüche 12 bis 16, wobei die Verteilung der Intensitätswerte einer Vielzahl von Röntgenprojektionen entspricht, umfassend eine Rekonstruktionseinheit (14), welche dazu ausgelegt ist folgenden Schritt auszuführen: – Rekonstruieren (R) eines Bildes basierend auf den korrigierten Intensitätswerten.