DE102017205096B3

DE102017205096B3 - Akquisition von Bildern mit einem Strahlungsdetektor

Info

Publication number: DE102017205096B3
Application number: DE102017205096.9A
Authority: DE
Inventors: Marcel Beister; Martin Hupfer; Stefan Schaffert
Original assignee: Siemens Healthcare GmbH
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2017-03-27
Filing date: 2017-03-27
Publication date: 2018-08-02
Anticipated expiration: 2037-03-28

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Akquisition von Bildern (BD) mit einem Strahlungsdetektor (1), der eine Detektionsfläche (2) mit einer Vielzahl Pixeln (3, 3') umfasst, mit zumindest folgenden Schritten. In einem Schritt a) wird erste Aufnahme (A1) erfasst (AQ). In einem weiteren Schritt b) wird der Detektionsfläche (2) in einer Richtung (V) der Detektionsfläche (2) um zumindest ein Pixel verschoben (MOV). Eine weitere Aufnahme (A2) wird in einem Schritt c) erfasst (AQ*). Gegebenenfalls werden die Schritte b) sowie c) wiederholt (REP). In einem weiteren Schritt werden die erste Aufnahme (A1) und die weitere(n) Aufnahme(n) (A2) zu einem Bild (BD) kombiniert (COM). Die Erfindung umfasst weiterhin einen Strahlungsdetektor (1) und eine medizintechnisch bildgebende Modalität (100).

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Akquisition von Bildern mit einem Strahlungsdetektor
Röntgen-Flachdetektoren bestehen aus einer sehr großen Anzahl an Pixeln. Typischerweise ist ein kleiner Teil der Pixel defekt und damit unbrauchbar für die klinische Bildgebung. Diese Defekte können sowohl fertigungs- als auch alterungsbedingt sein. Sind zu viele Pixel defekt oder befinden sich zu viele defekte Pixel in einem kleinen begrenzten Bereich, dann wird der Detektor bei Neusystemen nicht verwendet bzw. bei laufenden Systemen getauscht. Weiterhin bestehen manche Detektoren aus mehreren Segmenten (Kacheln) von Pixeln, die zur gesamten aktiven Fläche zusammengesetzt werden. Die Fugen zwischen den Segmenten sind nicht sensitiv für Röntgenstrahlen und damit „tote“ Bereiche (Linien).
In der Praxis werden defekte Detektorpixel in den Röntgenaufnahmen durch Interpolation von Umgebungspixeln maskiert. Diese Interpolation kann mit unterschiedlichsten bekannten Methoden durchgeführt werden. Der Informationsverlust lässt sich dadurch jedoch nicht kompensieren, sondern es handelt sich ausschließlich um eine kosmetische Korrektur.
Die Schrift DE 10 2004 205 121 A1 offenbart, die Detektionsfläche eines Röntgendetektors um eine ganzzahlige Anzahl von Pixelelementen zu verschieben, um Pixeldefekte zu kompensieren. Alternativ wird angegeben, den Detektor nur um einen Bruchteil eines Pixelelements zu verschieben, um eine höhere Auflösung zu erreichen, wobei jedoch defekte Pixel unzureichend kompensiert werden.
Es ist daher eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Bildakquisition dahingehend zu verbessern, dass die oben geschilderten Probleme vermieden werden.
Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren zur Akquisition von Bildern gemäß Patentanspruch 1, einen Strahlungsdetektor gemäß Patentanspruch 11 und eine medizintechnisch bildgebende Modalität gemäß Patentanspruch 12 sowie die Verwendung eines Strahlungsdetektors gemäß Patentanspruch 13 gelöst.
Das eingangs genannte Verfahren zur Akquisition von Bildern mit einem Strahlungsdetektor, der eine Detektionsfläche mit einer Vielzahl Pixeln umfasst, weist zumindest folgende Schritte auf. In einem ersten Schritt a) wird eine erste Aufnahme erfasst. In einem weiteren Schritt b) wird die Detektionsfläche in einer Richtung der Detektionsfläche um zumindest ein Pixel verschoben. Ferner wird eine weitere Aufnahme in einem Schritt c) erfasst. In einem Schritt d) werden die Schritte b) und c) gegebenenfalls einmal oder mehrfach wiederholt. In einem Schritt e) werden die erste Aufnahme und die weitere Aufnahme bzw. die weiteren Aufnahmen zu einem Bild kombiniert.
Grundsätzlich kann der Strahlungsdetektor zur Detektion jeglicher Strahlung ausgebildet sein, die eine Bildgebung ermöglicht, also beispielsweise geeignete Teilchenstrahlung (Elektronen, Positronen, Alpha-Teilchen etc.) und/oder elektromagnetische Strahlung (Photonen). Dazu kann die Strahlung zwischen den Aufnahmen durchgehend oder auch für die jeweilige Aufnahme erzeugt auf die Detektionsfläche des Strahlungsdetektors auftreffen, sodass bis auf die Verschiebung des Detektors im Wesentlichen gleiche Aufnahmen erfasst werden. Bevorzugt handelt es sich bei dem Strahlungsdetektor um einen Röntgen-Flachdetektor. Die Detektionsfläche bezeichnet dabei eine Fläche, die zur Detektion der Strahlung ausgebildet ist, die also für die Strahlung sensitiv ist und sie quantitativ erfasst. Beispiele für die Detektionsfläche sind die Oberflächen von direkten Halbleiterröntgendetektoren (CdTe, CdZnTe, a-Se etc.), indirekten Festkörperröntgendetektoren mit einem Szintillator, CMOS-Sensoren oder dergleichen. Bei der Oberfläche kann es sich beispielsweise auch um eine gewölbte bzw. gekrümmte Fläche handeln, bevorzugt ist die Detektionsfläche jedoch eben bzw. plan.
Die Aufnahmen bezeichnen die vom Strahlungsdetektor über einen definierten (kurzen) Zeitabschnitt pixelweise quantitativ erfasste Strahlung, also die Detektion der Strahlung als Messwerte ihrer Intensität oder auch anderer Größen wie zum Beispiel der Wellenlänge oder der Anzahl der Photonen. Bei einer derart erfassten Aufnahme kann sich beispielsweise um eine Projektion eines Untersuchungsobjekts bei einer Röntgenaufnahme handeln. Bei herkömmlichen Verfahren würde also die Aufnahme auch direkt dem zu erzeugenden Bild entsprechen. Demgegenüber werden erfindungsgemäß mehrere Aufnahmen zu einem Bild kombiniert.
Die Pixel sind die kleinsten auslesbaren Einheiten des Strahlungsdetektors, aus denen sich die Detektionsfläche zusammensetzt. Sie sind beispielsweise als Feld, als Raster bzw. als Matrix mit einer Vielzahl von Pixelzeilen und/oder Pixelspalten angeordnet. Beim Auslesen wird den Pixeln - beispielsweise elektronisch - ein Pixelwert in Abhängigkeit von der detektierten Strahlungsintensität bzw. der deponierten Strahlungsmenge zugeordnet.
Zwischen den Aufnahmen wird zumindest die Detektionsfläche des Strahlungsdetektors, also insbesondere zumindest dessen Pixelmatrix bzw. die aktiv bildgebende Fläche, jeweils um eine definierte Distanz verschoben, die größer ist als ein Pixel. Alternativ kann auch der gesamte Strahlungsdetektor verschoben werden. Die Verschiebung der Detektionsfläche erfolgt dabei beispielsweise in Relation zu einer Strahlungsquelle und/oder zu einem aufzunehmenden Objekt. Somit sind also auch die Aufnahmen im Verhältnis zueinander verschoben. Die Verschiebung erfolgt dabei in einer Richtung der Detektionsfläche des Strahlungsdetektors. Bei einem ebenen bzw. planen Detektor kann die Verschiebung dementsprechend in jeder Richtung der Ebene erfolgen, also beispielsweise in Richtung der Pixelzeilen oder der Pixelspalten oder auch schräg dazu. Bei einer gekrümmten Fläche kann die Verschiebung sowohl eine Rotation in Krümmungsrichtung als auch eine Translation senkrecht dazu umfassen. Die Verschiebung ist in ihrer Distanz gleich den oder größer als die Abmessungen eines Pixels. Die Position und Ausdehnung eines Pixels überlappt also nicht zwischen zwei Aufnahmen. Dadurch wird die durch die Strahlung bzw. deren Intensität charakterisierte Bildinformation zu einer Position bei jeder Aufnahme auf ein anderes Pixel des Strahlungsdetektors abgebildet.
Wenn also beispielsweise in einer Position der Detektionsfläche im Rahmen einer ersten Aufnahme die auf ein defektes Pixel abgebildete Bildinformation nicht korrekt detektiert wird, wird für eine weitere Aufnahme durch die Verschiebung der Detektionsfläche ein funktionstüchtiges Pixel auf die vorherige Position des defekten Pixels bewegt. Dadurch kann ein die Bildinformation repräsentierender Pixelwert korrekt ausgelesen werden. Somit lässt sich vorteilhafterweise trotz des defekten Pixels auch an dieser Position ein korrekter Bildpunktwert ermitteln. Im Gegensatz zum Stand der Technik kommt es also erfindungsgemäß zu keinem Informationsverlust.
Für einen Bildpunkt wird aus den jeweiligen Pixeln der Aufnahmen, d. h. bevorzugt aus dem Bildpunkt örtlich zugeordneten Pixeln, mittels der Kombination von Pixeln aus den unterschiedlichen Aufnahmen aus den jeweiligen Pixelwerten ein Bildpunktwert ermittelt. Unter der Kombination der Aufnahmen wird grundsätzlich jegliches Zusammenführen der von den Aufnahmen umfassten Pixelwerte bzw. Rohdaten verstanden. Die Aufnahmen können also insgesamt, pixelweise oder in Gruppen von Pixeln, d.h. bereichsweise, kombiniert werden. Die Kombination kann zum Beispiel eine Linearkombination oder eine nichtlineare Kombination sein. Würde also für einen Bildpunkt aufgrund der örtlichen Zuordnung ein defektes Pixel einer Aufnahme in die Kombination miteinfließen, könnte die Kombination beispielsweise ausschließlich auf Basis der funktionstüchtigen Pixel der anderen Aufnahmen erfolgen. Durch die Erfindung kann somit eine deutlich höhere Anzahl an defekten Pixeln toleriert werden.
Die Detektionsfläche wird bei dem erfindungsgemäßen Verfahren um n+0,5 Pixel verschoben. Dabei ist n eine natürliche Zahl, die größer als 0 ist. Durch die Verschiebung um mehr als ein Pixel können einerseits durch defekte Pixel erzeugte Artefakte bereinigt werden. Andererseits kann mittels der zusätzlichen Verschiebung um ein halbes Pixel dadurch zugleich vorteilhafterweise die Auflösung des Bildes erhöht werden (Superresolution), wie im Folgenden beschrieben wird. Bei der Kombination der Aufnahmen können ein oder auch mehrere Pixel einer Aufnahme, die im Bereich des zu erzeugenden Bildpunktes angeordnet sind, zur Ermittlung eines Bildpunktwertes verwendet werden. Zum Beispiel wird durch die Verschiebung um etwa 1,5 Pixel in einer Richtung des Pixelrasters bzw. in einer diagonalen Richtung in der zweiten Aufnahme ein Pixel mittig zwischen zwei bzw. vier Pixeln der ersten Aufnahme angeordnet. Dadurch ergibt sich bei einer Kombination, also beispielsweise bei einem Übereinanderlegen der Aufnahmen, ein feineres (doppelt so feines bzw. viermal so feines) Raster der Bildpunkte als bei den Pixeln der ursprünglichen Aufnahmen. Denn jeweils eine Hälfte bzw. ein Viertel eines Pixels der zweiten Aufnahme wird mit dem ihm jeweils zugeordneten Pixel der ersten Aufnahme kombiniert.
Grundsätzlich genügen bereits zwei Aufnahmen zur Erzeugung eines Bildes mit Hilfe des erfindungsgemäßen Verfahrens. Je nach den Anforderungen können allerdings auch beliebig viele weitere Aufnahmen in verschiedenen Positionen, also mit unterschiedlichen Verschiebungen, erfasst werden, indem die Schritte b) und c) je nach Bedarf wiederholt werden. Das Bild wird dabei als Produkt des erfindungsgemäßen Verfahrens verstanden. Je nach Art und Weise der Kombination kann es beispielsweise eine möglichst getreue Abbildung eines darzustellenden Objektes wiedergeben oder es können darin bestimmte Details hervorgehoben und so besser kenntlich gemacht werden, wie später noch näher erläutert wird.
Der eingangs genannte Strahlungsdetektor zur Akquisition von Bildern umfasst eine Detektionsfläche mit einer Vielzahl von Pixeln, eine Erfassungseinrichtung und eine Verschiebeeinrichtung. Dabei ist er so ausgebildet, dass er die Schritte eines erfindungsgemäßen Verfahrens zur Akquisition von Bildern ausführt. Als Erfassungseinrichtung kann beispielsweise eine Ausleseeinheit für die Pixel dienen, die die Aufnahme als Datensatz von Pixelwerten erfasst. Als Verschiebeeinrichtung können motorische oder elektromechanische Elemente dienen, wie z. B. Piezoelemente, zusammenwirkende Schrauben und Stellmotoren, Elektromagnete, die mit Rückstellfedern zusammenwirken, oder dergleichen.
Die eingangs genannte medizintechnisch bildgebende Modalität umfasst eine Strahlungsquelle und einen erfindungsgemäßen Strahlungsdetektor. Die Verwendung eines erfindungsgemäßen Strahlungsdetektors in einer medizintechnisch bildgebenden Modalität ist vorteilhaft, da in diesem Bereich das Kosteneinsparungspotenzial gegenüber herkömmlichen Detektoren, die aufgrund von fertigungsbedingten oder alterungsbedingten Pixeldefekten nicht verwendbar sind, besonders hoch ist.
Ein erfindungsgemäßer Strahlungsdetektor wird erfindungsgemäß zur radiologischen Bildgebung verwendet. Dabei werden zumindest zwei Aufnahmen erfasst, zwischen denen die Detektionsfläche in einer Richtung der Detektionsfläche um zumindest ein Pixel verschoben wird. Aus den Aufnahmen wird folgend ein kombiniertes Bild ermittelt.
Insbesondere bei der radiologischen Bildgebung ist die auf einen Patienten einwirkende Strahlendosis zu berücksichtigen. So können erfindungsgemäß auch mehrere Aufnahmen mit geringerer Dosis als üblich angefertigt werden, sodass die Strahlungsbelastung für den Patienten insgesamt nicht höher ist als bei üblichen Röntgenaufnahmen. Mittels der Kombination der Aufnahmen kann dabei vorteilhafterweise ein Bild erzielt werden, das gegenüber herkömmlichen Röntgenbildern eine verbesserte Qualität aufweist, da die Effekte von defekten Pixeln des Strahlungsdetektors, wie oben beschrieben, ohne Informationsverlust ausgeglichen werden.
Die wesentlichen Komponenten zur Steuerung des erfindungsgemäßen Strahlungsdetektors können zum überwiegenden Teil in Form von Softwarekomponenten ausgebildet sein. Grundsätzlich können diese Komponenten aber auch zum Teil, insbesondere wenn es um besonders schnelle Berechnungen geht, in Form von softwareunterstützter Hardware, beispielsweise FPGAs oder dergleichen, realisiert sein. Ebenso können die benötigten Schnittstellen, beispielsweise wenn es nur um eine Übernahme von Daten aus anderen Softwarekomponenten geht, als Softwareschnittstellen ausgebildet sein. Sie können aber auch als hardwaremäßig aufgebaute Schnittstellen ausgebildet sein, die durch geeignete Software angesteuert werden.
Insbesondere kann die Steuerungseinrichtung zur Steuerung des erfindungsgemäßen Verfahrens ein Teil eines Benutzerterminals einer medizintechnisch bildgebenden Modalität sein.
Eine weitgehend softwaremäßige Realisierung hat den Vorteil, dass auch schon bisher verwendete Steuerungseinrichtungen auf einfache Weise durch ein Software-Update nachgerüstet werden können, um das erfindungsgemäße Verfahren zu steuern. Insofern wird die Aufgabe auch durch ein entsprechendes Computerprogrammprodukt mit einem Computerprogramm gelöst, welches direkt in eine Speichereinrichtung einer Steuerungseinrichtung einer medizintechnisch bildgebenden Modalität ladbar ist, mit Programmabschnitten, um alle Schritte des erfindungsgemäßen Verfahrens auszuführen, wenn das Programm in der Bildrekonstruktionseinrichtung ausgeführt wird. Ein solches Computerprogrammprodukt kann neben dem Computerprogramm gegebenenfalls zusätzliche Bestandteile wie z. B. eine Dokumentation und/oder zusätzliche Komponenten auch Hardware-Komponenten, wie z.B. Hardware-Schlüssel (Dongles etc.) zur Nutzung der Software, umfassen.
Zum Transport zur Steuerungseinrichtung und/oder zur Speicherung an oder in der Steuerungseinrichtung kann ein computerlesbares Medium, beispielsweise ein Memorystick, eine Festplatte oder ein sonstiger transportabler oder fest eingebauter Datenträger dienen, auf welchem die von einer Rechnereinheit der Steuerungseinrichtung einlesbaren und ausführbaren Programmabschnitte des Computerprogramms gespeichert sind. Die Rechnereinheit kann z.B. hierzu einen oder mehrere zusammenarbeitende Mikroprozessoren oder dergleichen aufweisen.
Weitere, besonders vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich aus den abhängigen Ansprüchen sowie der nachfolgenden Beschreibung, wobei die unabhängigen Ansprüche einer Anspruchskategorie auch analog zu den abhängigen Ansprüchen oder Beschreibungsteilen einer anderen Anspruchskategorie weitergebildet sein können und insbesondere auch einzelne Merkmale verschiedener Ausführungsbeispiele bzw. Varianten zu neuen Ausführungsbeispielen bzw. Varianten kombiniert werden können.
Bevorzugt erfolgt die Verschiebung um etwa 1,5 Pixel Dies ist die kürzeste Distanz, bei der die defekten Pixel ausgeglichen werden und zugleich auch eine höhere Auflösung erzielt wird. Es werden also in dieser Ausgestaltung zwei vorteilhafte Effekte mit der aus der kürzesten Verschiebung resultierenden kürzesten Verschiebezeit erzielt.
Bevorzugt findet die Verschiebung diagonal statt, also zu gleichen Teilen sowohl in Richtung der Pixelzeilen als auch der Pixelspalten. Dadurch kann vorteilhafterweise die Auflösung in diesen beiden Richtungen erhöht werden.
Bei einer anderen Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens umfasst der Strahlungsdetektor eine Anzahl von Detektorsegmenten, zwischen denen Fugen mit einer Fugenbreite angeordnet sind. Die Detektionsfläche wird daher vorzugsweise um zumindest eine Fugenbreite verschoben. Wenn die Fugen zwischen den Detektorsegmenten sowohl in einer Zeilenrichtung als auch in einer Spaltenrichtung angeordnet sind, erfolgt die Verschiebung bevorzugt auch zugleich um mindestens eine Fugenbreite in Zeilenrichtung und in Spaltenrichtung. Der Abstand zwischen zwei Detektorsegmenten, also die Fugenbreite, beträgt beispielsweise ca. 400 µm, was üblicherweise der Ausdehnung von 5 bis 10 Pixeln entspricht. Erfindungsgemäß können somit nicht nur die Effekte einzelner defekter Pixel bereinigt werden, sondern mittels der Kombination zugleich auch lückenlos Bildwerte im Bereich der Fugen ermittelt werden, was bei einer herkömmlichen einfachen Aufnahme nicht möglich wäre.
Bevorzugt sind die Aufnahmen radiologische, besonders bevorzugt mammographische, Aufnahmen. Die erste Aufnahme sowie die weiteren Aufnahmen sind also bevorzugt Röntgenaufnahmen, die besonders bevorzugt als Projektionsbild von der Brust einer menschlichen Patientin erfasst werden. Wie zuvor bereits geschildert, ergeben sich für diese Art der Aufnahmen besondere Kosten- und Diagnosevorteile, wenn mittels des erfindungsgemäßen Verfahrens die durch defekte Pixel erzeugten Effekte vermieden werden können.
Eine Verschiebezeit entspricht vorzugsweise einer Auslesezeit des Strahlungsdetektors. Das heißt, dass die Zeit, die für das Verschieben der Detektionsfläche benötigt wird, im Wesentlichen der Zeit gleicht, die benötigt wird, um die einzelnen Pixel des Strahlungsdetektors auszulesen. Dadurch kann der Strahlungsdetektor zugleich verschoben und ausgelesen werden, was vorteilhafterweise die Zeit für die Akquisition des Bildes verringert. Die Auslesezeit bzw. die Verschiebezeit betragen dabei besonders bevorzugt in etwa 100 ms. Dadurch können beispielsweise auch Artefakte, die durch die Bewegung eines Patienten während der bzw. zwischen den Aufnahmen entstehen, weitgehend vermieden werden.
Bei einem erfindungsgemäßen Verfahren umfasst die Kombination der Aufnahmen vorzugsweise eine pixelweise Mittelwertbildung und/oder eine pixelweise Maximalwertbildung. Es werden die Aufnahmen also insbesondere nicht als Ganzes miteinander kombiniert. Das heißt, dass für einen zu erzeugenden Bildpunkt die Pixelwerte der örtlich zugeordneten Pixel der unterschiedlichen Aufnahmen jeweils gemittelt und als Bildpunktwert verwendet werden bzw. dass nur der jeweils lokal maximale Pixelwert als Bildpunktwert verwendet wird.
Besonders bevorzugt wird die Maximalwertbildung in Bereichen der Aufnahmen ausgeführt, deren Pixelwerte über einem Schwellenwert, also insbesondere über einem Pixelwert, der Körpergewebe von einer Kalzifikation abgrenzt, liegen. In den übrigen Bereichen der Aufnahme wird die Mittelwertbildung ausgeführt. Dadurch können sogenannte Hochkontrastbereiche zusätzlich noch hervorgehoben werden, was beispielsweise bei der mammographischen Bildgebung die Kenntlichkeit von Mikrokalzifikationen, die auf Tumore hindeuten, vorteilhaft erhöht und somit eine Diagnose erleichtert.
Die Aufnahmen werden bevorzugt miteinander registriert. Dies erfolgt besonders bevorzugt mit Hilfe von zumindest einem Marker. Zum Beispiel können alle weiteren Aufnahmen auf der ersten Aufnahme als Referenz registriert werden. Durch die Registrierung werden gleiche Bildbereiche zwischen den jeweiligen Aufnahmen übereinstimmend angeordnet. Dadurch ergibt sich zugleich auch die örtliche bzw. lokale Zuordnung der jeweiligen Pixel zu einem Bildpunkt.
Bei der Verschiebung ist zu berücksichtigen, dass es gegebenenfalls auch zu räumlichen Ballungen von Pixeldefekten kommen kann. Bevorzugt ist die Verschiebung der Detektionsfläche in Bezug auf Richtung und Distanz so gestaltet, dass möglichst viele der Pixeldefekte ausgeglichen werden können.
Bevorzugt wird die Detektionsfläche daher nur um wenige Pixel verschoben. Denn aufgrund der daraus resultierenden kürzeren Verschiebezeiten ist es vorteilhaft die Verschiebung möglichst gering zu halten. Die Verschiebung beträgt also bevorzugt weniger als 5%, besonders bevorzugt weniger als 3%, ganz besonders bevorzugt weniger als 1% der Detektorpixel insgesamt. Das heißt, zwischen den Aufnahmen wird die Detektionsfläche in Abhängigkeit von der Größe der Pixelmatrix beispielsweise bevorzugt um weniger als 30, besonders bevorzugt weniger als 20 und ganz besonders bevorzugt weniger als 10 Pixel verschoben. Im Gegensatz zu großen Verschiebungen, z. B. mehr als ein Drittel oder mehr als die Hälfte der Detektorfläche in der jeweiligen Richtung, die eine sogenannte Erweiterung eines Sichtfeldes (FOV, field of view) des Strahlungsdetektors bezwecken, wird die Detektionsfläche bevorzugt nur um einen sehr kleinen Teil ihrer Detektionsfläche verschoben. Daraus resultiert eine kürzere Verschiebezeit und zugleich wird bereits hierdurch ein Ausgleich der Pixeldefekte ermöglicht.
An Positionen von defekten Pixeln einer Aufnahme werden bei einem erfindungsgemäßen Verfahren bevorzugt nur die jeweils andere Aufnahme bzw. die jeweils anderen Aufnahmen zur Kombination zu dem Bild verwendet. Die defekten Pixel werden besonders bevorzugt bereits vor der ersten Aufnahme ermittelt, also beispielsweise direkt nach der Fertigung vom Hersteller oder mittels einer Testmessung bzw. einer Kalibrierungsmessung des Strahlungsdetektors mittels einer Analyse der Bilddaten (also Abweichungen der detektierten Intensitäten) im Vorhinein festgestellt. Die defekten Pixel können dann beispielsweise in einem Gerätetreiber des Strahlungsdetektors vermerkt sein, sodass sie bei einer Steuerung der Verschiebung und gegebenenfalls bei der folgenden Kombination berücksichtigt werden.
Die Erfindung wird im Folgenden unter Hinweis auf die beigefügten Figuren anhand von Ausführungsbeispielen noch einmal näher erläutert. Dabei sind in den verschiedenen Figuren gleiche Komponenten mit identischen Bezugsziffern versehen. Die Figuren sind in der Regel nicht maßstäblich. Es zeigen:

1 eine schematische Seitenansicht eines Ausführungsbeispiels einer erfindungsgemäßen medizintechnisch bildgebenden Modalität,
2 eine schematische Draufsicht auf die erfindungsgemäßen medizintechnisch bildgebenden Modalität aus 1,
3 eine schematische Darstellung einer idealisierten Bildakquisition,
4 eine schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Verfahrens zur Bildakquisition bei defekten Pixeln,
5 eine weitere schematische Darstellung einer idealisierten Bildakquisition,
6 eine schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Verfahrens zur Bildakquisition bei Fugen zwischen Detektorsegmenten und
7 ein Blockschema eines Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Verfahrens zur Akquisition von Bildern.

1 und 2 zeigen beispielhaft und schematisch eine erfindungsgemäße medizintechnisch bildgebende Modalität 100 in einer seitlichen Ansicht bzw. in einer Draufsicht. Die medizintechnisch bildgebende Modalität 100 umfasst eine Röntgenquelle 6 als Strahlungsquelle 6 und einen Röntgen-Flachdetektor 1 als Strahlungsdetektor 1. Die Strahlungsquelle 6 ist so ausgebildet und angeordnet, dass von ihr emittierte Röntgenstrahlung auf den Strahlungsdetektor 1 trifft. Zwischen der Strahlungsquelle 6 und dem Strahlungsdetektor 1 ist als Untersuchungsobjekt 7 die Brust 7 einer menschlichen Patientin (hier schematisch dargestellt) angeordnet, die im Rahmen einer Bildgebung mittels der Röntgenstrahlung auf den Strahlungsdetektor 1 projiziert wird.
Der Strahlungsdetektor 1 umfasst eine zur Strahlungsquelle 6 weisende Detektionsfläche 2 mit einer Vielzahl von quadratischen Pixeln 3, 3'. Die Pixel 3, 3' sind nach Art einer Matrix, d.h. in Zeilen und in Spalten, rechteckig (hier quadratisch) als Detektionsfläche 2 angeordnet (siehe 2). Die Detektionsfläche 2 setzt sich bei einem realen - also nicht idealen - Strahlungsdetektor 1 aus funktionstüchtigen Pixeln 3 und defekten Pixeln 3' zusammen. Die defekten Pixel 3' sind im Verhältnis zu den funktionstüchtigen Pixeln selten. Sie sind permanent, aber zufällig verteilt in der Detektionsfläche 2 angeordnet. Der Strahlungsdetektor 1 umfasst ferner eine Verschiebeeinrichtung 4, 5 und eine Ausleseeinheit 11 als Erfassungseinrichtung.
Die Ausleseeinheit 11 liest während einer Akquisition elektronisch pixelweise Werte aus, die im Folgenden auch als Pixelwerte bezeichnet werden und der in dem jeweiligen Pixel deponierten Strahlungsmenge bzw. Strahlungsintensität entsprechen. Die für das Auslesen benötigte Zeit wird als Auslösezeit bezeichnet. Die Gesamtheit der so ausgelesenen Pixelwerte bildet eine Aufnahme, die als Datensatz beispielsweise in Form einer Matrix gespeichert werden kann.
Die medizintechnisch bildgebende Modalität 100 umfasst zusätzlich eine Steuerungseinrichtung 20, die sowohl mit der Strahlungsquelle 6 als auch mit einer Ausleseeinheit 11 sowie mit der Verschiebeeinrichtung 4, 5 des Strahlungsdetektors 1 zum Austausch von Steuersignalen zur Steuerung eines erfindungsgemäßen Verfahrens verbunden ist.
Der Strahlungsdetektor 1 ist aus Darstellungsgründen in einer ersten Position P1 (hier gestrichelt angedeutet) und in einer zweiten Position P2 gezeigt. Zwischen den Positionen P1, P2 kann die Detektionsfläche 2 des Strahlungsdetektors 1 mittels einer Verschiebeeinrichtung 4, 5 in einer Ebene der Detektionsfläche 2 bewegt werden. Er bleibt also in einer definierten Distanz zur Strahlungsquelle 6 (seine Distanz zur Strahlungsquelle 6 wird also nicht verändert, wie hier der Übersichtlichkeit wegen dargestellt). Die Verschiebeeinrichtung 4, 5 umfasst zwei Elektromagnete 4 sowie zwei Rückstellfedern 5. Je ein Elektromagnet 4 und eine Rückstellfeder 5 sind auf gegenüberliegenden Seiten beidseitig der Detektionsfläche 2 angeordnet - also eine gegenüberliegende Anordnung aus Elektromagnet 4 und Rückstellfeder 5 in Fortsetzung der Detektionsfläche 2 in Zeilenrichtung und eine solche Anordnung in Fortsetzung der Detektionsfläche 2 in Spaltenrichtung. Bei einer Betätigung der Elektromagnete 4, die durch ein Steuersignal der Steuerungseinrichtung 20 ausgelöst wird, üben die Elektromagnete 4 eine Kraft beispielsweise auf korrespondierende, in der Detektionsfläche 2 angeordnete Permanentmagnete (hier nicht dargestellt) aus und bewirken somit eine Verschiebung V der Detektionsfläche 2 aus der ersten Position P1 in die zweite Position P2. Die Verschiebung V erfolgt hier um 1,5 Pixel in einer diagonalen Richtung, d.h. zu gleichen Teilen in Richtung der Zeilen und in Richtung der Spalten des Strahlungsdetektors 1 (siehe 2). Grundsätzlich sind mittels der Verschiebeeinrichtung 4, 5 nach Bedarf der jeweiligen Anwendung einzustellende, größere oder auch kleinere Verschiebungen V möglich. Wenn die Elektromagnete 4 entsprechend den empfangenen Steuersignalen nicht mehr betätigt werden, wird die Detektionsfläche 2 aus der zweiten Position P2 mittels der Rückstellfedern 5 wieder zurück in die erste Position P1 bewegt.
Das Auslesen des Strahlungsdetektors 1 und das Verschieben werden mittels der Steuerungseinrichtung 20 angesteuert und bevorzugt so koordiniert, dass beide Vorgänge gleichzeitig ablaufen. Sowohl in der ersten Position P1 als auch in der zweiten Position P2 liest die Ausleseeinheit 11 die Pixel 3, 3' des Strahlungsdetektors 1 aus, sodass eine erste Aufnahme A1 und eine zweite Aufnahme A2 erfasst werden.
Aus den Aufnahmen A1, A2 wird im Rahmen eines erfindungsgemäßen Verfahrens, das noch näher anhand von 4, 6 und 7 erläutert wird, ein Bild BD (siehe 1) kombiniert. Dazu werden die beiden Aufnahmen A1, A2 zunächst aufeinander registriert, sodass sie bestmöglich in Übereinstimmung miteinander gebracht werden. Das heißt, es wird eine Transformation zwischen den Aufnahmen A1, A2 erzeugt, die im Wesentlichen die Verschiebung V ausgleicht und in beiden Aufnahmen A1, A2 gleiche Strukturen einander räumlich zuordnet. Diese räumliche Zuordnung ist hier beispielhaft durch die Trajektorie einiger von der Strahlungsquelle 6 emittierter Röntgenstrahlen S1, S2 veranschaulicht. Dabei sind die Röntgenstrahlen S1 Strahlengängen zugeordnet, die auf den Strahlungsdetektor 1 der ersten Position P1 treffen, und die Röntgenstrahlen S2 sind Strahlengängen zugeordnet, die auf den Strahlungsdetektor 1 in der zweiten Position P2 treffen. Es werden also die Pixel 3 einander zugeordnet, die in demselben Strahlengang der Röntgenstrahlen angeordnet sind.
Aus den räumlich einander zugeordneten Pixeln 3, 3' können folgend Bildpunkte BP0, BP1, BP2, BP3 ermittelt werden, welche zusammen ein Bild BD ergeben. Dazu wird an Bildpunkten BP2, an denen sich in der ersten Aufnahme A1 ein defektes Pixel 3' befindet, lediglich der Pixelwert des entsprechenden Pixels 3 aus der zweiten Aufnahme A2 als Bildpunktwert verwendet. Umgekehrt wird an Bildpunkten BP1, an denen sich in der zweiten Aufnahme A2 ein defektes Pixel 3' befindet, lediglich der Pixelwert des entsprechenden Pixels 3 aus der ersten Aufnahme A1 als Bildpunktwert verwendet. In Bereichen, in denen sowohl in der ersten Position P1 als auch in der zweiten Position P2 funktionstüchtige Pixel 3 zu einem Bildpunkt BP3 zugeordnet werden, werden die Pixelwerte aus beiden Aufnahmen A1, A2 gemittelt und dadurch die Bildpunktwerte für die Bildpunkte BP3 berechnet. Alternativ kann in Bereichen, deren Pixelwerte über einem bestimmten Schwellenwert - z. B. dem Pixelwert für Kalk - liegen, jeweils der maximale Pixelwert der Aufnahmen A1, A2 als Bildpunkt verwendet werden, um sogenannte Hochkontraststrukturen besonders hervorzuheben.
Grundsätzlich können auf diese Weise die Bildpunktwerte für den gesamten potentiellen Bildbereich BB ermittelt werden, in dem sich die Detektionsfläche 2 vor bzw. nach der Verschiebung V überlappt. Das Bild BD muss jedoch nicht zwangsläufig für diesen gesamten potentiellen Bildbereich BB ermittelt werden. Es kann beispielsweise auch durch einen Betrachter ein Ausschnitt, also ein interessierender Bereich (ROI), aus dem Gesamtbereich für die Ermittlung des Bildes BD ausgewählt werden. Für Bildpunkte BP0, die außerhalb dieses interessierenden Bereichs liegen, werden ressourcensparend keine Bildpunktwerte ermittelt.
Durch die Verschiebung um 1,5 Pixel ergibt sich eine höhere Auflösung, also eine höhere Dichte der Bildpunkte BP1, BP2, BP3 als der Pixel 3 der Aufnahmen A1, A2. Denn durch die Überlappung eines Pixels der ersten Aufnahme A1 mit jeweils vier Pixeln der zweiten Aufnahmen können mittels der Kombination der Pixelwerte somit für vier Bildpunkte unterschiedliche Bildpunktwerte ermittelt werden.
In 3 ist schematisch eine idealisierte Bildakquisition dargestellt. Ein idealer Strahlungsdetektor A weist eine Detektionsfläche 2 auf, in der alle Pixel 3 funktionstüchtig sind. Auf die Detektionsfläche 2 wird eine Projektion einer interessierenden Region R mit Hilfe von Röntgenstrahlung abgebildet und von den einzelnen Pixeln 3 detektiert. Aus den Pixeln 3 werden Pixelwerte ausgelesen, die in diesem Idealfall auch gleich den Bildpunktwerten entsprechen, da alle Pixel 3 optimal funktionieren. Die die einzelnen Pixel und ihre Pixelwerte umfassende Aufnahme entspricht in diesem Fall auch gleich einem optimal akquirierten, idealen Bild B, welches die interessierende Region R als Bildpunkte mit zugeordneten Bildpunktwerten (hier durch unterschiedlich starke Schraffuren kenntlich gemacht) darstellt.
4 veranschaulicht beispielhaft und schematisch wesentliche Schritte eines Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Verfahrens zur Akquisition von Bildern. Die zunächst in der Position P1 dargestellte Detektionsfläche 2 eines Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Strahlungsdetektors 1 ist ähnlich zu der Detektionsfläche 2 des anhand von 3 beschriebenen idealen Strahlungsdetektors A. Im Gegensatz dazu weist sie jedoch zwei defekte Pixel 3' auf, wobei eines der defekten Pixel 3' im Bereich der interessierenden Region R angeordnet ist. Zudem weist die Detektionsfläche 2 in einem Pixel 3 einen Marker 10 z. B. einen starken Röntgenabsorber auf, mit dessen Hilfe eine Verschiebung V möglichst exakt bestimmt werden kann, wie später noch näher erläutert wird.
Analog zu 3 wird in der ersten Position P1 eine Aufnahme A1 ermittelt, in der die interessierende Region R aufgrund der defekten Pixel 3' jedoch nicht korrekt abgebildet werden kann. Denn es werden an Positionen X in der Aufnahme A1 Pixelwerte ausgelesen, die nicht die tatsächliche Struktur in der interessierenden Region R repräsentieren.
Die Detektionsfläche 2 ist zudem in einer zweiten Position P2 dargestellt, in die sie wie bereits anhand von 1 und 2 beschrieben bewegt werden kann. Darin ist sie im Verhältnis zu der interessierenden Region R um eine Verschiebung V, also um einen diagonalen Verschiebevektor, um zwei Pixel verschoben. Die Detektionsfläche 2 ist hier zusätzlich (zur Veranschaulichung der Verschiebung V) schraffiert in der ersten Position P1 dargestellt. Mit der Detektionsfläche 2 wird auch der Marker 10 verschoben, sodass über einen Abgleich der Position des Markers 10 die Verschiebung V ermittelt werden kann und die einzelnen Aufnahmen A1, A2 miteinander registriert werden können.
In der zweiten Position P2 wird eine zweite Aufnahme A2 erstellt und die zweite Aufnahme A2 wird mit der ersten Aufnahme A1 kombiniert, wie zuvor bereits anhand von 1 und 2 detailliert beschrieben wurde. Daraus resultiert das Bild BD, in dem an den Bildpunkten BP2, an denen in der ersten Aufnahme A1 (an den Positionen X) keine korrekten Pixelwerte ermittelt werden konnten, die Pixelwerte der zweiten Aufnahme A2 als Bildpunktwerte verwendet werden. An den Bildpunkten BP1, an deren Positionen X‘ in der zweiten Aufnahme A2 die defekten Pixel angeordnet waren, werden die Pixelwerte der ersten Aufnahme A1 als Bildpunktwerte verwendet. An allen übrigen Bildpunkten können die Bildpunktwerte mittels einer Mittelwertbildung erhalten werden. Das mittels des erfindungsgemäßen Verfahrens erhaltene Bild BD entspricht dabei trotz der defekten Pixel 3' des realen Strahlungsdetektors 1 im Wesentlichen dem idealen Bild B aus 3.
5 ist im Wesentlichen ähnlich zu 3. Lediglich die interessierende Region R ist hier anders ausgestaltet, sodass auch unterschiedliche Pixelwerte für die Pixel 3 detektiert werden. Aus diesen Pixelwerten ergibt sich analog zu 3 eine ideale Aufnahme bzw. ein ideales Bild B der interessierenden Region R.
6 ist im Wesentlichen ähnlich zu 4, wobei hier das Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Strahlungsdetektors 1 eine Detektionsfläche 2 mit Detektorsegmenten 8 und dazwischen angeordneten Fugen 9 aufweist. Zwischen den Detektorsegmenten 8 erstreckt sich die Fuge 9 mit einer Fugenbreite FB von 400 µm (also 5-10 Pixeln, hier nicht maßstabsgetreu dargestellt). Analog zu 4 wird eine erste Aufnahme A1 in der ersten Position P1 erstellt, wobei an Positionen Y, in denen sich die Fuge 9 befindet, keine korrekten Pixelwerte ermittelt werden können. Ebenfalls analog zu 4 wird die Detektionsfläche 2 für eine zweite Aufnahme A2 in die zweite Position P2 verschoben, hier jedoch um zumindest eine Fugenbreite FB mit einen schrägen Verschiebevektor V. Durch die Verschiebung V befinden sich in der zweiten Position P2 in dem Bereich, in dem in der ersten Position P1 die Fuge 9 angeordnet war, funktionstüchtige Pixel 3. Dadurch kann mit Hilfe einer Kombination der beiden Aufnahmen A1, A2 das Bild BD erzeugt werden.
Darin werden ebenfalls analog zu 4 an den Bildpunkten BP2, an denen in der ersten Aufnahme A1 (an den Positionen Y) keine korrekten Pixelwerte ermittelt werden konnten, die Pixelwerte der zweiten Aufnahme A2 als Bildpunktwerte verwendet. An den Bildpunkten BP1, an deren Positionen Y‘ in der zweiten Aufnahme A2 die defekten Pixel angeordnet waren, werden die Pixelwerte der ersten Aufnahme A1 als Bildpunktwerte verwendet. Auch hier entspricht das mittels des erfindungsgemäßen Verfahrens erhaltene Bild BD trotz der Fuge 9 zwischen den Detektorsegmenten 8 des realen Strahlungsdetektors 1 im Wesentlichen dem idealen Bild B aus 5.
7 zeigt in einer blockschematischen Darstellung einen Ablauf eines Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Verfahrens zur Akquisition von Bildern BD mit einem Strahlungsdetektor 1. Das Verfahren beginnt mit einem ersten Schritt AQ. Darin wird mit Hilfe des Strahlungsdetektors 1 eine erste Aufnahme A1 erfasst, wie bereits detailliert anhand von 1 und 2 beschrieben wurde. In einem zweiten Schritt MOV wird die Detektionsfläche 2 des Strahlungsdetektors 1 um eine definierte Strecke V in einer Richtung der Detektionsfläche 2 um zumindest ein Pixel, bevorzugt schräg zu den Zeilen bzw. Spalten der Pixel um etwa 1,5 Pixel, verschoben. Daraufhin wird in einem dritten Schritt AQ* eine weitere Aufnahme A2 akquiriert. Die Schritte MOV und AQ* können je nach Bedarf beliebig oft in einer Schleife REP wiederholt werden. Dadurch können gegebenenfalls noch weitere zusätzliche Aufnahmen A3, A4 usw. mit unterschiedlichen Verschiebungen V erstellt werden. Aus den Aufnahmen A1, A2,... wird in einem weiteren Schritt COM ein kombiniertes Bild BD ermittelt, in dem Pixeldefekte der einzelnen Aufnahmen A1, A2,... ausgeglichen und gegebenenfalls Hochkontraststrukturen hervorgehoben dargestellt werden, wie ebenfalls anhand von 1 und 2 beschrieben wurde.
Es wird abschließend noch einmal darauf hingewiesen, dass es sich bei den vorhergehend detailliert beschriebenen Vorrichtungen und Verfahren lediglich um Ausführungsbeispiele handelt, welche vom Fachmann in verschiedenster Weise modifiziert werden können, ohne den Bereich der Erfindung zu verlassen. Beispielsweise kann nicht nur die Detektionsfläche, sondern auch der gesamte Strahlungsdetektor verschoben werden. Weiterhin schließt die Verwendung der unbestimmten Artikel „ein“ bzw. „eine“ nicht aus, dass die betreffenden Merkmale auch mehrfach vorhanden sein können. Ebenso schließen die Begriffe „Einrichtung“, „Einheit“ und „System“ nicht aus, dass die betreffende Komponente aus mehreren zusammenwirkenden Teilkomponenten besteht, die gegebenenfalls auch räumlich verteilt sein können. So kann beispielsweise die Steuerungseinrichtung ganz oder teilweise in den Strahlungsdetektor integriert sein oder auch durch Software auf einem Benutzerterminal einer medizintechnisch bildgebenden Modalität implementiert sein.
Bezugszeichenliste

1: Strahlungsdetektor, Röntgen-Flachdetektor
2: Detektionsfläche
3: funktionstüchtiges Pixel
3': defektes Pixel
4: Elektromagnet
5: Rückstellfeder
4, 5: Verschiebeeinrichtung
6: Strahlungsquelle, Röntgenquelle
7: Untersuchungsobjekt, Brust
8: Detektorsegment
9: Fuge
10: Marker
11: Ausleseeinheit
20: Steuerungseinrichtung
100: Modalität
A: idealer Strahlungsdetektor
A1: erste Aufnahme
A2: zweite Aufnahme
B: ideales Bild
BD: Bild
BB: potentiellen Bildbereich
BP0, BP1, BP2, BP3: Bildpunkt
FB: Fugenbreite
P1: erste Position
P2: zweite Position
R: interessierende Region
S1, S2: Röntgenstrahlen
V: Verschiebung
X, X‘, Y, Y‘: Positionen
AQ, AQ*, COM, MOV, REP: Verfahrensschritte

Claims

Verfahren zur Akquisition von Bildern (BD) mit einem Strahlungsdetektor (1), der eine Detektionsfläche (2) mit einer Vielzahl Pixeln (3, 3') umfasst, mit zumindest folgenden Schritten: a) Erfassen (AQ) einer ersten Aufnahme (A1), b) Verschieben (MOV) der Detektionsfläche (2) in einer Richtung (V) der Detektionsfläche (2) um n+0,5 Pixel, wobei n eine natürliche Zahl ist , c) Erfassen (AQ*) einer weiteren Aufnahme (A2), d) gegebenenfalls Wiederholung (REP) der Schritte b) sowie c) und e) Kombination (COM) der ersten Aufnahme (A1) und der weiteren Aufnahme(n) (A2) zu einem Bild (BD).
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Detektionsfläche (2) um etwa 1,5 Pixel verschoben wird.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Strahlungsdetektor (1) eine Anzahl von Detektorsegmenten (8) umfasst, zwischen denen Fugen (9) mit einer Fugenbreite (FB) angeordnet sind, und die Detektionsfläche (2) um zumindest eine Fugenbreite (FB) verschoben wird.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Aufnahmen (A1, A2) radiologische, vorzugsweise mammographische, Aufnahmen sind.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei eine Verschiebezeit einer Auslesezeit des Strahlungsdetektors (1) entspricht.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Kombination (CO) der Aufnahmen (A1, A2) eine pixelweise Mittelwertbildung und/oder eine pixelweise Maximalwertbildung umfasst.
Verfahren nach Anspruch 6, wobei die Maximalwertbildung in Bereichen der Aufnahmen (A1, A2) ausgeführt wird, deren Pixelwerte über einem Schwellenwert liegen, und sonst die Mittelwertbildung ausgeführt wird.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Aufnahmen, vorzugsweise mit Hilfe von zumindest einem Marker (10), miteinander registriert werden.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Detektionsfläche (2) nur um wenige Pixel verschoben wird.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei an Positionen von defekten Pixeln (3') einer Aufnahme (A1) nur die jeweils andere(n) Aufnahme(n) (A2) zur Kombination (CO) zu dem Bild (BD) verwendet werden.
Strahlungsdetektor (1) zur Akquisition von Bildern (BD umfassend - eine Detektionsfläche (2) mit einer Vielzahl von Pixeln (3, 3'), - eine Erfassungseinrichtung (11), die so ausgebildet ist, dass sie eine erste Aufnahme (A1) und zumindest eine weitere Aufnahme (A2) erfasst und - eine Verschiebeeinrichtung (4,5), die so ausgebildet ist, dass sie die Detektionsfläche(2) um n+0,5 Pixel (V) in einer Richtung der Detektionsfläche verschiebt, wobei n eine natürliche Zahl ist.
Medizintechnisch bildgebende Modalität (100) mit einer Strahlungsquelle (6) und einem Strahlungsdetektor (1) nach Anspruch 11.
Verwendung eines Strahlungsdetektors (1) nach Anspruch 11 zur radiologischen Bildgebung, wobei zumindest zwei Aufnahmen (A1, A2) erfasst werden, zwischen denen die Detektionsfläche (2) in einer Richtung der Detektionsfläche um zumindest ein Pixel verschoben wird, und aus den Aufnahmen (A1, A2) ein kombiniertes Bild (BD) ermittelt wird.
Computerprogrammprodukt mit einem Computerprogramm, welches direkt in eine Speichereinrichtung einer Steuereinrichtung (20) einer medizintechnisch bildgebenden Modalität (100) ladbar ist, mit Programmabschnitten, um die bildgebende Modalität so zu steuern, dass alle Schritte eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 10 ausgeführt werden, wenn das Computerprogramm in der Steuereinrichtung (20) der medizintechnisch bildgebenden Modalität (100) ausgeführt wird.
Computerlesbares Medium, auf welchem von einer Rechnereinheit einlesbare und ausführbare Programmabschnitte gespeichert sind, um eine bildgebende Modalität (100) so zu steuern, dass alle Schritte eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 10 ausgeführt werden, wenn die Programmabschnitte von der Rechnereinheit ausgeführt werden.