DE102014216756A1

DE102014216756A1 - Verfahren zur Korrektur einer ersten Verteilung von ersten Intensitätswerten sowie ein Tomographiegerät

Info

Publication number: DE102014216756A1
Application number: DE102014216756.6A
Authority: DE
Inventors: Christian Schröter; Peter SIEVERS; Stefan WÖLFEL
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2014-08-22
Filing date: 2014-08-22
Publication date: 2016-02-25

Abstract

Die Erfindung geht von einer ersten Röntgenprojektion mit einer ersten Verteilung von ersten Intensitätswerten aus, aufgenommen durch einen Röntgendetektor mit einer Vielzahl von Detektorelementen (19) sowie mit einem Kollimator (20) und durch eine mit dem Röntgendetektor zusammenwirkenden Röntgenquelle, wobei jeweils eine der ersten Intensitätswerte jeweils einem der Detektorelemente (19) zugeordnet ist. Die Erfinder haben erkannt, dass es durch eine Bestimmung einer Abschattung (22) der Detektorelemente (19) durch den Kollimator (20) möglich ist, Schwerpunkte für die ersten Intensitätswerte zu lokalisieren. Dabei basiert das Bestimmen der Abschattung (22) auf der ersten Verteilung, und der Schritt des Lokalisierens basiert auf der zuvor bestimmten Abschattung (22). Weiterhin ist jeweils ein Schwerpunkt jeweils einem der Detektorelemente (19) zugeordnet. In anderen Worten kann der Ort innerhalb eines Detektorelements (19) lokalisiert werden, an dem schwerpunktmäßig Röntgenstrahlung detektiert und damit Intensitätswerte aufgenommen werden.

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 festgelegten 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 2004 001 688 A1 und DE 10 2008 061 487 A1 bekannt.
Weiterhin kann ein Kollimator Schattenbereiche auf der Detektoroberfläche verursachen, und zwar durch Abschattung der Röntgenstrahlung. Daher soll ein Kollimator möglichst genau mit einer vorgegebenen Position gegenüber dem Röntgendetektor positioniert werden. Weist der Röntgendetektoren Totbereiche auf, in denen keine Röntgenstrahlen detektiert werden können, 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 erstrebenswert die Effekte von Abschattungen durch den Kollimator zu korrigieren.
Dies wird geleistet durch ein Verfahren gemäß den Ansprüche 1 bis 14 sowie durch ein Tomographiegerät gemäß den Ansprüchen 15 bis 19.
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 ersten Röntgenprojektion mit einer ersten Verteilung von ersten Intensitätswerten aus, aufgenommen durch einen Röntgendetektor mit einer Vielzahl von Detektorelementen sowie mit einem Kollimator und durch eine mit dem Röntgendetektor zusammenwirkenden Röntgenquelle, wobei jeweils eine der ersten Intensitätswerte jeweils einem der Detektorelemente zugeordnet ist. Die Erfinder haben erkannt, dass es durch eine Bestimmung einer Abschattung der Detektorelemente durch den Kollimator möglich ist, Schwerpunkte für die ersten Intensitätswerte zu lokalisieren. Dabei basiert das Bestimmen der Abschattung auf der ersten Verteilung, und der Schritt des Lokalisierens basiert auf der zuvor bestimmten Abschattung. Weiterhin ist jeweils ein Schwerpunkt jeweils einem der Detektorelemente zugeordnet. In anderen Worten kann der Ort innerhalb eines Detektorelements lokalisiert werden, an dem schwerpunktmäßig Röntgenstrahlung detektiert und damit Intensitätswerte aufgenommen werden. Für die Verteilung der Intensitätswerte wird also eine Verteilung von Schwerpunkten ermittelt. Diese Schwerpunkte werden unter Berücksichtigung der Abschattung des Kollimators lokalisiert, so dass eine solche Lokalisierung bereits eine Korrektur des Effekts der Abschattung darstellt.
Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung handelt es sich bei dem Röntgendetektor um einen zählenden Röntgendetektor. Dann umfassen die von dem Röntgendetektor aufgenommenen Intensitätswerte auch eine Photonenzahl. Bei einer Photonenzahl handelt es sich um die Anzahl der pro Detektorelement detektierter Röntgenquanten bzw. Röntgenphotonen.
Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung werden die Schwerpunkte mit Subpixelgenauigkeit lokalisiert. Die Lokalisation erfolgt also mit einer Auflösung, die genauer ist als die Ausdehnung eines Detektorelements. Damit erfolgt das Lokalisieren besonders genau.
Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung wird die Abschattung mit Subpixelgenauigkeit bestimmt. Dadurch ist einerseits die Position des Kollimators besonders einfach und besonders genau zu bestimmen. Weiterhin erfolgt dann das Lokalisieren der Schwerpunkte besonders einfach und genau.
Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung wird die Abschattung durch das Anpassen einer Funktion an die erste Verteilung bestimmt. Dadurch kann die Abschattung besonders genau, insbesondere mit Subpixelgenauigkeit, bestimmt werden.
Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung wird die Abschattung basierend auf einer bekannten Information über eine Gitterstruktur des Kollimators bestimmt. Bei der bekannten Information kann es sich beispielsweise um die tatsächliche Dicke oder Höhe der Absorberwände oder den Abstand der Absorberwände zueinander handeln. Solch eine bereits bekannte Information erleichtert es die Abschattung möglichst genau zu bestimmen, insbesondere durch das Anpassen einer Funktion.
Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung werden die Schwerpunkte jeweils basierend auf einer Form der Detektorelemente lokalisiert. Ist die Form der Detektorelemente bekannt, erleichtert dies die Lokalisation des Schwerpunkts.
Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung wird auch die Position des Kollimators bestimmt, und zwar basierend auf der ersten Verteilung. Die Kenntnis der Position des Kollimators erleichtert die Lokalisation der Schwerpunkte und anschließender, weiterer Korrekturschritte.
Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung liegt wenigstens eine zweite Röntgenprojektion mit einer zweiten Verteilung von zweiten Intensitätswerten vor, aufgenommen durch den Röntgendetektor und die Röntgenquelle, wobei jeweils eine der zweiten Intensitätswerte jeweils einem der Detektorelemente zugeordnet ist. Weiterhin werden die zweiten Intensitätswerte mit den Schwerpunkten verknüpft, wobei die miteinander verknüpften, zweiten Intensitätswerte und Schwerpunkte jeweils demselben Detektorelement zugeordnet sind.
Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung wird die Abschattung durch eine Normierung der ersten Verteilung und/oder der zweiten Verteilung kompensiert. Weiterhin kann die Normierung auf den bekannten Informationen über die Gitterstruktur des Kollimators basieren.
Sind eine Vielzahl von zweiten Röntgenprojektion durch gemeinsame Rotation des Röntgendetektors und der Röntgenquelle aufgenommen worden, wobei die zweite Verteilung von den zweiten Röntgenprojektionen umfasst ist, dann kann auch ein korrigiertes Bild basierend auf den korrigierten, zweiten Intensitätswerten rekonstruiert werden. Ein solches korrigiertes Bild weist insbesondere ein höheres Signal-zu-Rausch Verhältnis gegenüber einem Bild auf, welches auf den nicht-korrigierten, zweiten Intensitätswerten basiert.
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 ersten Verteilung sowie einer zweiten Verteilung durch gemeinsame Rotation des Röntgendetektors sowie der Röntgenquelle ausgelegt ist. Die erste Verteilung sowie die zweite Verteilung haben dabei die zuvor geschilderten Eigenschaften. Weiterhin ist die Recheneinheit dazu ausgelegt die einzelnen Schritte gemäß den zuvor beschriebenen Aspekten des erfindungsgemäßen Verfahrens auszuführen.
Wird basierend auf den korrigierten Intensitätswerten ein Bild rekonstruiert, erstrecken sich die Vorteile der zuvor beschriebenen Aspekte der Erfindung 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 in ein elektrisches Signal, insbesondere einen Strompuls, umwandelt. Bei dem Halbleitermaterial handelt es sich beispielsweise 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 Strom- bzw. Spannungspulse mit einer typischen Pulsdauer im Bereich von einigen Nanosekunden bis zu einigen Mikrosekunden erzeugen. Da sowohl die Pulshöhe als auch die Pulsbreite 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 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.
Die Intensitätswerte liegen vorzugsweise in digitaler Form vor. 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. 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 erzeugt werden. 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 in Form eines Computertomographen,
2 in teils perspektivischer, teils blockschaltbildartiger Darstellung ein erfindungsgemäßes Tomographiegerät,
3 einen Ausschnitt eines Röntgendetektors mit einem Kollimator in Aufsicht,
4 eine zweidimensionale Verteilung von Intensitätswerten,
5 eine eindimensionale Verteilung von Intensitätswerten,
6 schematisch eine bestimmte Abschattung sowie lokalisierte Schwerpunkte,
7 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 Software. Die Recheneinheit ist in diesem Fall als Computerprogramm realisiert, welches auf einem Computer 12 ausgeführt wird. Die Recheneinheit 15 ist dazu ausgelegt die erfindungsgemäßen Schritte des Bestimmens und des Lokalisierens vorzunehmen. Zur Durchführung der Rekonstruktion eines Röntgenbildes verfügt der hier gezeigte Computertomograph über eine Rekonstruktionseinheit 14, ausgelegt ein tomographisches Bild zu rekonstruieren. Die Daten der einzelnen Röntgenprojektionen werden zur Rekonstruktion von der Gantry 1 des Computertomographen an einen Computer 12 mit der Rekonstruktionseinheit 14 übertragen.
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 7 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 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 auf. In dem hier gezeigten Beispiel sind die Detektormodule 18 durch fett gezeichnete Linien entlang der Rotationsachse voneinander abgegrenzt, wobei jedes Detektormodul 18 vier Submodule aufweist. 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.
3 zeigt einen Ausschnitt eines Röntgendetektors mit einem Kollimator in Aufsicht. Bei dem hier gezeigten Röntgendetektor 9 handelt es sich um einen direkt konvertierenden sowie zählenden Röntgendetektor 9, wobei alle dargestellten Detektorelemente 19 zur Detektion von Röntgenstrahlen 2 ausgebildet sind. Der in 3 gezeigte Röntgendetektor 9 weist also keinen Schutzbereich auf. Die Absorberwände 21 des hier gezeigten Kollimators 20 bilden eine Gitterstruktur. Typischer Weise ist das Gitter so strukturiert, dass jeweils vier Absorberwände 21 einen Makropixel umgeben. Das Gitter des Kollimators 20 kann, muss jedoch nicht, entlang der Rasterstruktur der Detektorelemente 19 ausgerichtet sein. In dem hier gezeigten Beispiel ist das Gitter nur in einem geringen Maß entlang der Rasterstruktur der Detektorelemente 19 ausgerichtet. Die bei der Aufnahme einer Röntgenprojektion durch den Kollimator 20 hervorgerufene Abschattung 22 ist in 3 beispielhaft durch die schraffierten Bereiche dargestellt. Je nach Beschaffenheit und Position des Kollimators 20 sowie der Position des Fokus 13 der Röntgenquelle 8 kann sich die Abschattung 22 auch gegenüber dem im 3 gezeigten Beispiel verschieben.
4 zeigt eine zweidimensionale Verteilung von Intensitätswerten, und zwar entsprechend der Kombination von Röntgendetektor 9 und Kollimator 20 aus 3. Es wird in diesem Beispiel eine homogene Bestrahlung des Röntgendetektors 9 mit Röntgenstrahlen 2 zu Grunde gelegt. Die Intensitäten sind in einer Grauwertskala dargestellt, wobei helle, gering schraffierte Werte einem geringen Intensitätswert entsprechen und dunkle, stark schraffierte Werte einem hohen Intensitätswert entsprechen. Die Absorberwände 21 bewirken also eine Abschattung von Detektorelementen 19. Die vorliegende Erfindung ermöglicht auch im Fall geringer Ausrichtung des Gitters entlang der Rasterstruktur die Effekte von Abschattungen 22 durch den Kollimator 20 zu korrigieren.
Die in 4 gezeigte Verteilung beruht auf der ersten Aufnahme A-1 einer ersten Röntgenprojektion. Erfindungsgemäß wird die Abschattung 22 der Detektorelemente 19 durch den Kollimator 20 bestimmt, und zwar basierend auf der ersten Verteilung. Das Bestimmen B der Abschattung 22 kann sowohl entlang einer Raumrichtung als auch entlang zweier Raumrichtungen erfolgen. Das Bestimmen B umfasst beispielsweise das Bestimmen eines Maximalwerts der Abschattung 22 entlang zumindest einer Raumrichtung und/oder das Bestimmen der Breite der Abschattung 22 entlang zumindest einer Raumrichtung. Bei dem Maximalwert und der Breite kann es sich jeweils um lokale Werte innerhalb der Verteilung von Intensitätswerten handeln. Der Maximalwert der Abschattung 22 kann insbesondere einem Minimalwert in der Verteilung von Intensitätswerten entsprechen. Weiterhin kann beim Bestimmen B der Abschattung 22 auch ein Fehlerintervall ermittelt werden, mit dem die Abschattung 22 bestimmt wird. Ein solches Fehlerintervall kann auch beim Lokalisieren L von Schwerpunkten berücksichtigt werden.
Weiterhin kann die Abschattung 22 durch das Anpassen einer Funktion an die erste Verteilung bestimmt werden. Beim Bestimmen B der Abschattung 22 und insbesondere bei der Auswahl der Funktion können weiterhin bereits bekannte Informationen über eine Gitterstruktur des Kollimators 20 berücksichtigt werden. Beispielsweise kann die Periodizität des Gitters oder die Dicke 26 der Absorberwände 21 berücksichtigt werden. Die bereits bekannten Informationen können insbesondere Parameter einer anzupassenden Funktion festlegen. Auch kann eine zuvor erfolgte Ausrichtung des Kollimators 20 und damit des Gitters beim Schritt des Bestimmens B berücksichtigt werden. Die Ausrichtung wird beispielsweise berücksichtigt, um die Richtung innerhalb der Matrix von Intensitätswerten festzulegen, entlang derer eine Funktion angepasst werden soll. Die Funktion kann ein Polynom, eine Gaußsche Normalverteilung, eine Gaußsche Fehlerfunktion oder eine bekannte Modulationsübertragungsfunktion umfassen. Die Funktion kann sowohl eindimensional als auch mehrdimensional sein. Es können beim Schritt des Bestimmens B auch mehrere Funktionen zum Einsatz kommen.
Weiterhin kann die Abschattung 22 mit Subpixelgenauigkeit bestimmt werden. Dies ist insbesondere dann möglich, wenn eine Funktion an die Abschattung 22 angepasst wird. Denn aus den durch Anpassen ermittelten Parametern einer Funktion lässt sich ein Extremalwert dieser Funktion genauer bestimmen als ein Detektorelement 19 ausgedehnt ist. Bei dem Extremalwert kann es sich insbesondere um einen Maximalwert oder einen Minimalwert handeln. Beispielsweise lässt sich beim Anpassen einer Gaußschen Normalverteilung an eine Verteilung von Intensitätswerten der Erwartungswert innerhalb eines Fehlerintervalls mit Subpixelgenauigkeit bestimmen.
Weiterhin kann das Bestimmen B umfassen, dass die Position des Kollimators 20 bestimmt wird, insbesondere basierend auf bereits bekannten Informationen über die Gitterstruktur des Kollimators 20. Beispielsweise kann die Position des Kollimators 20 bestimmt werden, indem die bekannte Gitterstruktur des Kollimators 20 mit der bestimmten Abschattung 22 korreliert wird. Insbesondere ist es möglich die mit einer Funktion bestimmten Maximalwerte der Abschattung 22 mit der bekannten Gitterstruktur zu korrelieren. Weiterhin können die Maximalwerte der Abschattung 22 einer Verteilung als Liste oder Matrix vorliegen, wobei die Koordinaten der Maximalwerte in der Liste oder Matrix hinterlegt sind. Die Koordinaten der Maximalwerte können insbesondere als Detektorkoordinaten vorliegen. Die bekannte Gitterstruktur kann ebenfalls als Liste oder Matrix vorliegen, so dass eine Korrelation schnell und zuverlässig durchgeführt werden kann.
Erfindungsgemäß werden weiterhin die Schwerpunkte für die ersten Intensitätswerte lokalisiert, und zwar basierend auf der Abschattung 22 des Kollimators 20, wobei jeweils ein Schwerpunkt jeweils einem der Detektorelemente 19 zugeordnet ist. Beim Lokalisieren L wird der Ort innerhalb eines Detektorelements 19 lokalisiert, an dem schwerpunktmäßig Röntgenstrahlung 2 detektiert und damit Intensitätswerte aufgenommen werden. Das Lokalisieren L erfolgt also vorzugsweise mit Subpixelgenauigkeit. Das direkte Lokalisieren L der Schwerpunkte ohne die vorherige oder gleichzeitige Bestimmung B der Abschattung 22 ist nicht möglich, da ansonsten keine Informationen über die räumliche Verteilung der von einem Detektorelement 19 detektierten Röntgenstrahlen 2 innerhalb eines Detektorelements 19 vorliegen. Daher wird ein Schwerpunkt vorzugsweise für einen einem Mikropixel zugeordneten Intensitätswert lokalisiert. Es ist aber auch möglich den Schwerpunkt für einen einem Makropixel zugeordneten Intensitätswert oder für eine einem Makropixel zugeordneten Verteilung von Intensitätswerten zu lokalisieren. Ein weiterer Schwerpunkt kann insbesondere lokalisiert werden, indem bereits für eine Vielzahl von Intensitätswerten lokalisierte Schwerpunkte gemittelt werden, wobei die Intensitätswerte jeweils einem Mikropixel zugeordnet sind, wobei die Mikropixel einen Makropixel bilden.
5 zeigt eine eindimensionale Verteilung von Intensitätswerten. Die Werte entlang der horizontalen Achse entsprechen der Nummerierung einzelner Detektorelemente 19 und werden auch als Detektorkoordinate bezeichnet. Die Höhe eines Balkens entlang der vertikalen Achse entspricht dem einem Detektorelement 19 zugeordneten Intensitätswert. Der Schritt des Lokalisierens L ist in 6 veranschaulicht, wobei 6 eine Funktion 25 zeigt, welche an die in 5 gezeigte Intensitätsverteilung angepasst ist. Die Breite 24 der Abschattung 22 ist in dem gezeigten Beispiel anhand der Halbwertsbreite der angepassten Funktion 25 bestimmt worden. Dabei gelten innerhalb der Breie 24 der Abschattung 22 liegende Bereiche von Detektorelementen 19 gemäß einer ersten Ausführungsform als vollständig abgeschattet. Die Breite 24 der Abschattung 22 erstreckt sich in dem gezeigten Beispiel von der Detektorkoordinate 0,8 bis zu der Detektorkoordinate 2,5. Gemäß einer ersten Ausführungsform der Erfindung ist damit das erste Detektorelement 19 zu 20% abgeschattet, und das zweite Detektorelement 19 ist zu 100% abgeschattet, und das dritte Detektorelement 19 ist zu 50% abgeschattet.
Der Schwerpunkt eines Detektorelements 19 kann entsprechend der Abschattung 22 des Detektorelements 19 lokalisiert werden. Insbesondere kann der Schwerpunkt proportional zur abgeschatteten Fläche des Detektorelements 19 lokalisiert werden. Gemäß der ersten Ausführungsform der Erfindung befindet sich der erste Schwerpunkt 23.1 des ersten Detektorelements 19 im Intervall [0.1] bei der Detektorkoordinate 0,4 und der dritte Schwerpunkt 23.2 des dritten Detektorelements 19 im Intervall [2,3] bei der Detektorkoordinate 2,75. Der proportionale Zusammenhang zwischen der Abweichung des Schwerpunkts vom Mittelpunkt eines Detektorelements 19, kurz ΔS, und der abgeschatteten Fläche des Detektorelements 19, kurz ΔA, ist in dem ersten Ausführungsbeispiel durch ΔS = ΔA/2 gegeben. Dies gilt, wenn das Detektorelement 19 so asymmetrisch abgeschattet ist, dass sich die abgeschattete Fläche wenigstens einer Seite des Detektorelements 19 zuordnen lässt.
Gemäß einer zweiten Ausführungsform der Erfindung wird der Schwerpunkt in Abhängigkeit der angepassten Funktion 25 lokalisiert. Beispielsweise kann die von der angepassten Funktion 25 mit der horizontalen Achse eingeschlossene Fläche als Maß für das Lokalisieren L der Schwerpunkte dienen. Ein Schwerpunkt ist dann entlang einer Achse der Rasterstruktur und für ein Detektorelement 19 durch diejenige Detektorkoordinate gegeben, welche die eingeschlossene Fläche in eine erste Fläche 26.1 und eine zweite Fläche 26.2 teilt, wobei die erste Fläche 26.1 und die zweite Fläche 26.2 gleich groß sind. Die eingeschlossene Fläche bezieht sich hier auf die im Bereich des Detektorelements 19 eingeschlossene Fläche, also beispielsweise auf die im Intervall [0,1] der Detektorkoordinaten eingeschlossene Fläche. In dem hier gezeigten Beispiel ist der erste Schwerpunkt 23.1 für die beiden diskutierten Ausführungsformen identisch. Jedoch ergibt sich für den zweiten Schwerpunkt des zweiten Detektorelements 19 bei der zweiten Ausführungsform ein anderer Schwerpunkt als bei der ersten Ausführungsform. Der zweite Schwerpunkt liegt bei der ersten Ausführungsform bei der Detektorkoordinate 1,5, da das ganze zweite Detektorelement abgeschattet ist. Bei der zweiten Ausführungsform liegt der zweite Schwerpunkt hingegen bei der Detektorkoordinate 1,1.
Ist die Form eines Detektorelements 19 bekannt, kann auch der theoretische Schwerpunkt berechnet werden, welcher dem geometrischen Schwerpunkt des Detektorelements 19 entspricht. Wird also der Schwerpunkt basierend auf einem theoretischen Schwerpunkt lokalisiert, so basiert das Lokalisieren L auch auf der Form eines Detektorelements 19. Weiterhin ist es möglich eine Funktion oder die Parameter einer Funktion zum Anpassen an eine Verteilung von Intensitätswerten basierend auf der Form der den Intensitätswerten zugeordneten Detektorelementen 19 auszuwählen.
7 zeigt die einzelnen Verfahrensschritte, welche Bestandteil des erfindungsgemäßen Verfahrens sein können. Bei der ersten Aufnahme A-1 wird wenigstens eine erste Röntgenprojektion aufgenommen. Bei der zweiten Aufnahme A-2 wird in dem hier gezeigten Beispiel eine Vielzahl von zweiten Röntgenprojektionen mit einem Tomographiegerät aufgenommen. Dabei entspricht jeweils eine Röntgenprojektion jeweils einer Verteilung von Intensitätswerten. Jeweils einer der Intensitätswerte ist jeweils einem der Detektorelemente 19 zugeordnet. Wenn es sich bei dem Detektorelement 19 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 bilden.
Bei der ersten Aufnahme A-1 ist der Röntgendetektor 9 vorzugsweise homogen ausgeleuchtet, da die Schritte des Bestimmens B und Lokalisierens L auch eine Kalibrierung darstellen. Sind die Schwerpunkte der Detektorelemente 19 einmal lokalisiert, können sie mit zweien Intensitätswerten verknüpft werden. Dabei sind die miteinander verknüpften, zweiten Intensitätswerte und die lokalisierten Schwerpunkte jeweils demselben Detektorelement 19 zugeordnet. Eine solche Verknüpfung kann sehr schnell erfolgen, da die lokalisierten Schwerpunkte und die Intensitätsweise vorzugsweise als digitale Werte in einer Liste oder einer Matrix vorliegen. Die Verknüpfung kann also insbesondere rechentechnisch erfolgen, beispielsweise durch das Verknüpfen oder Zusammenfügen von wenigstens zwei Listen oder Matrizen. Damit ermöglicht es die Erfindung die Schwerpunkte einer Vielzahl von Verteilungen von Intensitätswerten zu lokalisieren, welche mit einem erfindungsgemäß kalibrierten Tomographiegerät aufgenommen werden.
Weiterhin kann ein Normieren N der ersten Verteilung und/oder der zweiten Verteilung erfolgen, so dass die Abschattung 22 durch den Kollimator 20 kompensiert wird. Insbesondere kann das Normieren N auf den bekannten Informationen über die Gitterstruktur des Kollimators 2 basieren. Ist beispielweise bekannt, dass die Abschattung eines Detektorelements 19 50% beträgt, oder dass eine Absorberwand 21 50% des Detektorelements 19 abdeckt, dann kann der diesem Detektorelement 19 zugeordnete Intensitätswert entsprechend normiert werden. Insbesondere kann dieser Intensitätswert so normiert werden, dass er einen Wert annimmt, welcher ohne die Abschattung 22 bzw. Verdeckung durch die Absorberwand 21 erreicht würde. In dem vorliegenden Beispiel würde also der Intensitätswert von 50% auf 100% erhöht und damit verdoppelt.
Weiterhin kann das erfindungsungemäße Erfahren den Schritt des Rekonstruierens R eines korrigierten Bildes basierend auf den korrigierten, zweiten 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, erfindungsgemäßen Schritte erhöht sich die Qualität der rekonstruierten, korrigierten Bilder, insbesondere können diese ein besseres Signal-zu-Rausch Verhältnis oder eine erhöhte Schärfe aufweisen.
Die einzelnen Schritte des erfindungsgemäßen Verfahrens müssen nicht notwendigerweise in der hier beschriebenen Reihenfolge durchgeführt werden. Dem Fachmann ist vielmehr verständlich, dass die Reihenfolge der Schritte, insofern dies technisch sinnvoll ist, variiert werden kann.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

DE 102004001688 A1 [0002]
DE 102008061487 A1 [0002]

Claims

Verfahren zur Korrektur einer ersten Verteilung von ersten Intensitätswerten, umfassend folgende Schritte: – erste Aufnahme (A-1) einer ersten Röntgenprojektion durch einen Röntgendetektor (9) mit einer Vielzahl von Detektorelementen (19) sowie mit einem Kollimator (20) und durch eine mit dem Röntgendetektor (9) zusammenwirkende Röntgenquelle (8), wobei die erste Röntgenprojektion eine erste Verteilung von ersten Intensitätswerten umfasst, wobei jeweils eine der ersten Intensitätswerte jeweils einem der Detektorelemente (19) zugeordnet ist; – Bestimmen (B) einer Abschattung (22) der Detektorelemente (19) durch den Kollimator (20) basierend auf der ersten Verteilung; – Lokalisieren (L) von Schwerpunkten für die ersten Intensitätswerte basierend auf der Abschattung (22) des Kollimators (20), wobei jeweils ein Schwerpunkt jeweils einem der Detektorelemente (19) zugeordnet ist.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die ersten Intensitätswerte jeweils eine Photonenzahl umfassen.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei die Schwerpunkte mit Subpixelgenauigkeit lokalisiert werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei die Abschattung (22) mit Subpixelgenauigkeit bestimmt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei die Abschattung (22) durch das Anpassen einer Funktion an die erste Verteilung bestimmt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei die Abschattung (22) basierend auf bekannten Informationen über eine Gitterstruktur des Kollimators (20) bestimmt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei die Schwerpunkte jeweils basierend auf einer Form der Detektorelemente (19) lokalisiert werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, wobei das Bestimmen (B) umfasst, dass die Position des Kollimators (20) bestimmt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, weiterhin umfassend: – zweite Aufnahme (A-2) wenigstens einer zweiten Röntgenprojektion durch den Röntgendetektor (9) und durch die Röntgenquelle (8), wobei die wenigstens eine zweite Röntgenprojektion eine zweite Verteilung von zweiten Intensitätswerten umfasst, wobei jeweils einer der zweiten Intensitätswerte jeweils einem der Detektorelemente (19) zugeordnet ist; – Verknüpfen (V) der zweiten Intensitätswerte mit den Schwerpunkten, wobei die miteinander verknüpften, zweiten Intensitätswerte und Schwerpunkte jeweils demselben Detektorelement (19) zugeordnet sind.
Verfahren nach Anspruch 9, wobei die zweiten Intensitätswerte jeweils eine Photonenzahl umfassen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, umfassend: – Normieren (N) der ersten Verteilung und/oder der zweiten Verteilung, so dass die Abschattung (22) durch den Kollimator (20) kompensiert wird.
Verfahren nach Anspruch 11, wobei das Normieren (N) auf den bekannten Informationen über die Gitterstruktur des Kollimators (2) basiert.
Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 12, wobei die zweite Aufnahme (A-2) bei gemeinsamer Rotation des Röntgendetektors (9) mit der Röntgenquelle (8) erfolgt, wobei eine Vielzahl von zweiten Röntgenprojektionen aufgenommen wird, weiterhin umfassend: – Rekonstruieren (R) eines korrigierten Bildes basierend auf den korrigierten, zweiten Intensitätswerten.
Tomographiegerät, umfassend einen Röntgendetektor (9) mit einer Vielzahl von Detektorelementen (19) sowie mit einem Kollimator (20), eine mit dem Röntgendetektor (9) zusammenwirkende Röntgenquelle (8), sowie eine Recheneinheit (15), wobei das Tomographiegerät ausgelegt ist folgenden Schritt auszuführen: – erste Aufnahme (A-1) einer ersten Röntgenprojektion durch einen Röntgendetektor (9) und durch die Röntgenquelle (8), wobei die erste Röntgenprojektion eine erste Verteilung von ersten Intensitätswerten umfasst, wobei jeweils eine der ersten Intensitätswerte jeweils einem der Detektorelemente (19) zugeordnet ist; wobei die Recheneinheit (15) dazu ausgelegt ist folgende Schritte auszuführen: – Bestimmen (B) einer Abschattung (22) der Detektorelemente (19) durch den Kollimator (20) basierend auf der ersten Verteilung; – Lokalisieren (L) von Schwerpunkten für die ersten Intensitätswerte basierend auf der Abschattung (22) des Kollimators (20), wobei jeweils ein Schwerpunkt jeweils einem der Detektorelemente (19) zugeordnet ist.
Tomographiegerät mit den Merkmalen nach Anspruch 14, wobei der Röntgendetektor (9) als zählender Röntgendetektor (9) ausgebildet ist.
Tomographiegerät nach einem der Ansprüche 13 oder 14, wobei die Recheneinheit (15) dazu ausgelegt ist Schritte gemäß den Ansprüchen 3 bis 8 durchzuführen.
Tomographiegerät nach einem der Ansprüche 14 bis 16, ausgelegt folgenden Schritt auszuführen: – zweite Aufnahme (A-2) wenigstens einer zweiten Röntgenprojektion durch den Röntgendetektor (9) und durch die Röntgenquelle (8), wobei die wenigstens eine zweite Röntgenprojektion eine zweite Verteilung von zweiten Intensitätswerten umfasst, wobei jeweils einer der zweiten Intensitätswerte jeweils einem der Detektorelemente (19) zugeordnet ist; wobei die Recheneinheit (15) weiterhin dazu ausgelegt ist folgenden Schritt auszuführen: – Verknüpfen (V) der zweiten Intensitätswerte mit den Schwerpunkten, wobei die miteinander verknüpften, zweiten Intensitätswerte und Schwerpunkte jeweils demselben Detektorelement (19) zugeordnet sind.
Tomographiegerät nach Anspruch 17, wobei die Recheneinheit (15) dazu ausgelegt ist einen Schritt nach einem der Ansprüche 11 oder 12 auszuführen.
Tomographiegerät nach einem der Ansprüche 17 oder 18, ausgelegt zu einer zweiten Aufnahme (A-2) bei gemeinsamer Rotation des Röntgendetektors (9) mit der Röntgenquelle (8), wobei eine Vielzahl von zweiten Röntgenprojektion aufgenommen wird, umfassend eine Rekonstruktionseinheit (14), welche dazu ausgelegt ist folgenden Schritt auszuführen: – Rekonstruieren (R) eines korrigierten Bildes basierend auf den korrigierten, zweiten Intensitätswerten.