WO2020015920A1 - Medical x-ray device and method for an energy calibration - Google Patents

Medical x-ray device and method for an energy calibration Download PDF

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WO2020015920A1
WO2020015920A1 PCT/EP2019/064778 EP2019064778W WO2020015920A1 WO 2020015920 A1 WO2020015920 A1 WO 2020015920A1 EP 2019064778 W EP2019064778 W EP 2019064778W WO 2020015920 A1 WO2020015920 A1 WO 2020015920A1
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WO
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ray
calibration
photons
medical
detector
Prior art date
Application number
PCT/EP2019/064778
Other languages
German (de)
French (fr)
Inventor
Thorsten Ergler
Martin Hupfer
Niko Köster
Original Assignee
Siemens Healthcare Gmbh
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Siemens Healthcare Gmbh filed Critical Siemens Healthcare Gmbh
Publication of WO2020015920A1 publication Critical patent/WO2020015920A1/en

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Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T7/00—Details of radiation-measuring instruments
    • G01T7/005—Details of radiation-measuring instruments calibration techniques

Definitions

  • the invention relates to a medical X-ray device having a first counting X-ray detector, a method for energy calibration of the first counting X-ray detector and a calibration target.
  • x-ray imaging for example in radiography, computer tomography or angiography
  • counting direct-converting x-ray detectors or integrating (in) direct-converting x-ray detectors can be used.
  • X-ray detectors for radiation-based, in particular X-ray-based imaging such as, for example, computer tomography (CT), angiography, radiography or mammography, directly converting detector materials or converter materials compared to scintillator materials, for example Csl, Se or GOS, open up new cli African application areas. They offer the possibility of individually counting X-ray quanta or X-ray photons and measuring them energetically.
  • the X-rays or the photons can be converted into electrical impulses by a suitable converter material in directly converting X-ray detectors.
  • a suitable converter material for example, CdTe, CdZnTe (CZT), CdZnTeSe, CdTeSe, CdMnTe, InP, TlBr2, HgI2, GaAs or others can be used as converter material.
  • the electrical impulses are evaluated by evaluation electronics, for example an integrated circuit (Application Specific Integrated Circuit, ASIC).
  • ASIC Application Specific Integrated Circuit
  • the level of the electrical pulse is usually proportional to the energy of the absorbed X-ray, especially after a preamplifier and a shaper. genphotons. In this way, spectral information can be extracted by comparing the height of the electrical pulse with an energy threshold. By comparison with several reference signals or the underlying energy threshold values, the incident photons are counted in each detector element of the X-ray detector in the corresponding energy range above an energy threshold.
  • These reference signals or these energy threshold values are usually set globally during the method for energy calibration by specifying a single digital value (DAC value) per energy threshold for the entire X-ray detector.
  • Each detector element can have several individually adjustable energy thresholds, each with an energy threshold value.
  • the energy threshold values can be set at least partially the same or at least partially differently for all detector elements, in particular after an energy calibration.
  • the digital value is converted into the reference voltage with a digital-to-analog converter.
  • the reference voltage is transferred to a comparator unit, which carries out the actual comparison of the measurement signal with an energy threshold. Due to production-related variations in the converter material and the detector elements, the global DAC value can correspond to different photon energies during the energy calibration process in each individual detector element.
  • the X-ray detector can thus be energy calibrated, the aim being that all detector elements have the essentially same energy threshold (s) with regard to the photon energy and can have different energy threshold values or reference voltages per energy threshold.
  • Spectral-resolving or directly converting X-ray detectors provide insight into a previously unused area of X-ray information. In order to get the spectroscopic information spatially resolved, this information has to be evaluated in every pixel.
  • the answer of an ideal energy-resolving or counting X-ray detector without taking into account charge-sharing effects to a series of incident monoenergetic X-rays or calibration photons with constant energy depending on the set energy threshold is essentially step-wise, whereby with increasing energy threshold from a certain energy threshold none Photons are counted more.
  • the detector response is essentially the same for all detector elements or pixels and is achieved at the same energy threshold value or DAC value of the energy threshold.
  • the individual detector elements can have an offset between the set DAC value and the resulting energy threshold.
  • the differences between the detector elements can be measured and compensated for using an energy calibration.
  • the energy calibration can at least partially also be referred to as “trimming”.
  • a step-like detector response is expected for each detector element. As long as the set DAC value corresponds to an energy threshold above the pulse height, the pulses are not recorded. If the DAC value corresponds to an energy threshold that is less than or equal to the pulse height, the detector element will essentially count all the pulses that arrive during the given recording time. In a real X-ray detector, this ideal case can generally not be achieved for a number of reasons.
  • a method is known from US Pat. No. 8,585,286 B2, wherein an assignment between the output signal of the detector pixel and a spectral property is included.
  • the method further comprises determining an energy of a photon detected by the detector pixel based on the output signal of the detector pixel and the assignment.
  • a method for energy calibration of quantum-counting x-ray detectors in an x-ray system with at least two x-ray systems rotatable about a center of rotation is known from the publication DE 10 2012 204 350 A1.
  • a target for generating x-ray fluorescence radiation is positioned between the first x-ray source and the first x-ray detector and irradiated with x-ray radiation from the first x-ray source such that x-ray fluorescence radiation is generated by the x-ray radiation from the first x-ray source and strikes the second x-ray detector from the target.
  • the energy calibration of the second X-ray detector is then carried out using the X-ray fluorescence radiation of the target.
  • the energy calibration of the first X-ray detector can be carried out using the X-radiation from the second X-ray source.
  • the X-ray detectors of a dual-source CT X-ray system can be calibrated with little effort under conditions close to the system.
  • a detector is used in which energy thresholds are assigned to the adjustable threshold values of the comparators,
  • each empty measurements are carried out with differently set threshold values of the comparators
  • an adapted threshold value for this energy threshold is determined from the empty measurements, first empty measurements being carried out in each case with the different spectral compositions of the radiation, at which the threshold values of the comparators are set to a value assigned to the energy threshold, and the normalized counting rates are calculated from the first empty measurements and then further empty measurements are carried out in the same way, in which the threshold values of the comparators are varied, until a measure for each of the channels under consideration for a variation of a normalized counting rate of the channel over the different spectral compositions of the radiation is reduced or minimized.
  • the invention is based on the problem that the known methods, in particular from the field of computed tomography, cannot be transferred to systems other than these.
  • the object is achieved by a medical X-ray device according to claim 1, a method for energy calibration according to claim 14 and a calibration target according to claims 15 and 16.
  • the invention relates to a medical X-ray device aufwei send a first X-ray source and a first counting X-ray detector.
  • the first X-ray source emits a beam of X-ray photons.
  • the first counting x-ray detector has a detection area. An angle between the surface normal of the detection surface and a central beam of the beam can be set in such a way that the central beam of the beam runs in a calibration mode that is not normal to the surface of the detection surface.
  • a calibration target can be positioned in such a way that calibration photons are triggered in the calibration target by means of the X-ray photons and the calibration photons strike at least a partial area of the detection area, and the partial area of the detection area is essentially shielded from X-ray photos.
  • the essentially, in particular complete, shielding of the partial area from X-ray photons can mean that essentially only calibration photons are incident on the partial area. Essentially no X-ray photons are incident on the partial area.
  • the first counting x-ray detector has a detection surface.
  • the detection area is (x-ray
  • the detection area usually faces the first or second X-ray source, so that X-ray photons can strike the detection area.
  • the detection surface faces the calibration target in the calibration mode, so that calibration photons can fall on the detection surface.
  • the detection area comprises at least one detector element.
  • the detection area comprises a plurality of detector elements in a matrix-like arrangement.
  • the detector elements can also be referred to as pixels or subpixels, where a plurality of subpixels can form a (macro) pixel.
  • Each detector element can be designed for energy-resolving or counting measurement.
  • An angle between the surface normal of the detection surface and the central beam of the beam or the first X-ray source can be set.
  • an angle not equal to 0 or 180 degrees can be set.
  • the central beam of the beam can thus run in a calibration mode not normal to the surface of the detection area.
  • the surface normal of the detection surface can in particular have an intersection with a surface of the calibration target at which the calibration photons are triggered.
  • the calibration photons can thus advantageously fall onto the detection area or a partial area of the detection area, while the X-ray photons can be simplified and essentially completely shielded at least from the partial area of the detection area.
  • the calibration photons can also be referred to as fluorescence photons.
  • the angle of incidence of the X-ray photons corresponds essentially to the angle of incidence of the calibration photons, which are incident on the partial area of the detection area.
  • the surface normal of the first X-ray detector can hit the calibration target in particular from the angle of reflection.
  • the angle of failure can run almost parallel to the surface normal of the calibration target, the deviation from the surface normal being less than 10 degrees and preferably less than 5 degrees. In each case, increased shielding of the partial region of x-ray photons can advantageously be achieved. An improved signal yield of the calibration photons on the first X-ray detector can advantageously be achieved.
  • the imaging mode is an operating state that is different from the calibration mode.
  • the imaging mode there is usually an examination object between the x-ray detector and the x-ray source, so that an image of the examination object is generated by means of the x-ray radiation.
  • a recording of medical image data of an examination object is available in the imaging mode.
  • Ka Librations ses is no examination object, in particular in the form of a patient, arranged between the X-ray detector and X-ray source.
  • a calibration target with a (fluorescent) material with known fluorescence properties for example iodine, tin, molybdenum or tungsten, is arranged in the medical device instead of the object to be examined.
  • the first X-ray source is moved to the first X-ray detector by an angle, which is in particular freely optimized in order to ensure the most efficient energy calibration possible.
  • the angle of incidence of the X-ray photons on the calibration target can correspond to the angle of reflection of the calibration photons.
  • Those photons triggered by fluorescence can be referred to as calibration photons, which essentially take the direct path from the calibration target to the first x-ray detector and in particular are incident essentially perpendicular to the first x-ray detector.
  • the first x-ray detector of the medical device can directly measure the fluorescence radiation or the calibration photons of the calibration target, which is generated by irradiation of the x-rays from the system's first x-ray source.
  • the angle is advantageously not fixed, but can be optimized for the medical device.
  • the beam of rays emitted by the first x-ray source is preferably superimposed in such a way that only the calibration target is illuminated and the first x-ray detector is not illuminated.
  • the calibration target is placed in such a way that the calibration photons preferably illuminate the essentially entire detection area of the first X-ray detector.
  • the first x-ray source can be moved independently of the first x-ray detector, so that the method according to the invention can be carried out at different angular positions and thus a complete energy calibration of the first x-ray detector can be achieved.
  • the calibration target can be exchanged, the fluorescent material of the first calibration target being different from the fluorescent material of the second calibration target.
  • the fluorescent material of the first calibration target being different from the fluorescent material of the second calibration target.
  • several fluorescent materials can be used in particular. The accuracy of the energy calibration can be increased with the number of fluorescence materials used.
  • the proposed medical X-ray device and the process for this purpose enable the generation and detection of characteristic fluorescent radiation or calibration photons, which can be used for energy calibration.
  • the proposed arrangements of the first x-ray source in conjunction with the first x-ray detector allow the angle to be set and advantageously also take into account the features of dual-plane systems with two x-ray source / x-ray detector pairs, which can be arranged flexibly with respect to one another.
  • the invention advantageously allows the angle between the first x-ray source, calibration target and first x-ray detector to be freely selected.
  • the energy calibration can also be carried out at several different angles and thus the entire first x-ray detector or its detector elements of the entire detection area can be calibrated step by step.
  • the first counting x-ray detector is rotatably mounted about an axis perpendicular to the central beam.
  • a rotatable suspension of the first x-ray detector for example on a C-arm of an angiography or radiography system, an angle can also be set without relative changes in position between the first x-ray source and the first X-ray detector can be adjustable.
  • additional shielding of the X-ray radiation from the first X-ray detector can be dispensed with, since the rear of the first X-ray detector can take on this task by means of an, in particular additional, shielding configuration, for example in the form of a shielding element.
  • the shielding configuration of the rear side of the first x-ray detector can in particular be configured such that the x-ray photons are essentially completely shielded and thus the first x-ray detector is protected or shielded from the incidence of x-ray photons, for example in an evaluation unit or the converter material.
  • a rotation angle of Q> 90 ° can in particular mean that fewer or substantially no X-ray photons can be incident on the detection surface due to the arrangement of the detection surface with respect to the central beam or the first X-ray source.
  • the detection area can face away from the first X-ray source.
  • the angle of rotation can correspond to the angle.
  • the angle of rotation can also be used to optimize the signal strength of the calibration photons or the optimal angle.
  • the first X-ray detector is tilted or rotated by Q ⁇ n / 2, an additional absorber may be required to shield the direct radiation. With a rotation angle of Q> n / 2, the first X-ray detector can advantageously be calibrated without additional shielding.
  • the first x-ray source can be adjusted, in particular rotated or moved, relative to the first counting x-ray detector.
  • the first x-ray source can be designed to be rotatable about the focus or on the suspension of the first x-ray source.
  • the medical X-ray device is designed in such a way that the first X-ray source can be moved around an object to be examined or the win- dow essentially independent of the first X-ray detector. is adjustable.
  • Such a medical x-ray device can be designed as a mammography system which offers a tomosynthesis or an option for biopsy.
  • the angle can be achieved by adjusting the relative position from the first X-ray source to the first X-ray detector.
  • the medical x-ray device can be a system with a robotic radiator holder.
  • the angle can advantageously be flexibly adjustable.
  • the first counting x-ray detector is assigned to the first x-ray source.
  • the medical X-ray device can be a mammography system or a C-arm system, for example with a tiltable first X-ray detector.
  • Energy calibration of the first x-ray detector can advantageously be carried out in a medical x-ray device with only one x-ray source / x-ray detector pair.
  • the first counting x-ray detector is assigned to a second x-ray source and a second x-ray detector is assigned to the first x-ray source.
  • the medical x-ray device can be a dual-plane C-arm system which has two pairs of x-ray sources and x-ray detectors.
  • the first x-ray source-x-ray detector pair comprises the second x-ray source and the first counting x-ray detector.
  • the second x-ray source-x-ray detector pair comprises the first x-ray source and the second counting x-ray detector.
  • the first pair of x-ray sources and x-ray detectors defines a first imaging plane (tarpaulin).
  • the second x-ray source-x-ray detector pair defines a second imaging plane (plane).
  • the two x-ray source-x-ray detector pairs can be positioned essentially independently of one another.
  • the second X-ray detector can be a counting or internal tegrating x-ray detector. Because of the greater freedom in the positioning of the second imaging plane compared to, for example, a dual-source computed tomography system, the angle between the first X-ray detector and the first X-ray source can be optimized so that an optimal or maximum signal of the calibration photons on the first X-ray detector is achieved becomes. An improved signal yield of the calibration photons can be achieved on the first X-ray detector. The energy calibration can be carried out more quickly and / or more precisely.
  • the calibration target is arranged at the intersection of the central beam and the surface normal.
  • the center or a suitable point on the surface of the calibration target or the center of gravity of the calibration target can be arranged at the crossing point.
  • the calibration target can in particular be arranged such that the angle of incidence of the X-ray photons, in particular with respect to the central beam, essentially corresponds to the angle of failure of the calibration photons.
  • the calibration target can alternatively be arranged such that the angle of reflection is almost parallel to the surface normal of the calibration target, the deviation from the surface normal being less than 10 degrees and preferably less than 5 degrees.
  • the surface normal of the detection surface and a surface normal of the calibration target can in particular be arranged at half the angle to one another.
  • the central beam and the surface normal of the calibration target can in particular be arranged at half an angle to one another.
  • a scattered radiation element is arranged on the first X-ray detector, which has a selectable direction, so that essentially only calibration photons strike the partial area of the detection area.
  • the scattered radiation element can have a lamellar or lattice-shaped structure, the passage openings being arranged between the lamellae or the lattice walls.
  • the lamellae or lattice walls can be arranged in parallel or aligned with a common point.
  • the lamellae or lattice walls can in particular have a fixed assignment to one another, which can in particular be mechanically fixed.
  • the lamellae or lattice walls can have an adjustable association with one another.
  • the direction of the scattered radiation element can be selected by changing the position of the scattered radiation element with grating walls or lamellae which are firmly assigned to one another or the adjustable assignment.
  • the direction can in particular denote the transmission direction of the anti-scatter grid.
  • the grid walls or lamellae have a material that absorbs X-rays, for example tungsten.
  • essentially only calibration photons can strike the partial area through the passage openings and the X-ray photons can essentially be shielded from the partial area.
  • a shielding element is arranged such that the partial area of the detection surface is essentially shielded from X-ray photons.
  • the shielding element can in particular shield the entire surface, ie the shielding element preferably has no passage openings.
  • the shielding element can, in particular, shield part of the beam of rays from the first x-ray source from the partial area of the detection area, in particular another part of the beam incident on the calibration target.
  • the shielding element can in particular be arranged between the first X-ray source and the first X-ray detector.
  • the shielding element can be arranged, for example, on the x-ray detector or in the vicinity of the x-ray detector.
  • a particularly effective shielding of the partial area can advantageously be achieved by the selection of suitable absorption properties, such as material which is highly absorbent for X-radiation and a corresponding thickness of the material.
  • a collimator is arranged on the first X-ray source in such a way that the partial area of the detection area is essentially shielded from X-ray photons.
  • a collimator can be arranged after the exit window of the x-ray source.
  • the collimator can in particular have at least two diaphragms, in a special embodiment the collimator can be a multi-leaf collimator. The collimator fades in or collimates the beam.
  • the collimator can be set such that the partial area of the detection area is at least partially shielded by the collimator and the calibration target is illuminated. Shielding on the x-ray source side can thus advantageously be achieved. A proportion of scattered radiation can advantageously be reduced. A particularly effective shielding of the partial area can advantageously be achieved by the selection of suitable absorption properties, such as, for example, high-absorption material for X-ray radiation and a corresponding thickness of the material.
  • the collimator can preferably comprise tungsten as the material.
  • the calibration target comprises a shielding element or a collimator, so that essentially only calibration photons fall on the partial area of the detection area and the partial area of the detection area is essentially shielded from X-ray photons.
  • the shielding element or the collimator can be included in or connected to the calibration target.
  • An alignment of the calibration target and the shielding element or of the collimator can advantageously be defined, in particular the alignment can be optimized to an optimal, set angle.
  • the calibration target has a material that can be excited by means of X-ray photons for fluorescence.
  • the material can be an element, for example Cu, Sn, Ag, Pb, W, I.
  • the fluorescence energy can be in the range between 5 and 85 keV, in particular between 20 and 85 keV. Energy calibration can advantageously be used particularly in applications in medical X-ray imaging.
  • the calibration target has a plurality of materials that can be excited to different fluorescences.
  • the calibration target can preferably have the multiple materials in different, separate areas.
  • the different, separate areas can, for example, be designed as quadrants or circle segments, so that it is possible to switch from one area to the next area by means of a rotating mechanism.
  • the calibration target can have the several materials mixed in a common area.
  • the calibration photons of the different fluorescences can be detected, for example, in a so-called threshold scan.
  • the threshold scan records at least one measured value for a large number of threshold values.
  • the energy calibration can advantageously be carried out essentially without changing the angle.
  • the calibration target can be arranged, positioned or fastened on a patient couch, on a C-arm or on an accessory.
  • the calibration target can be arranged, for example, by clamping on the medical device or essentially free positioning on a patient couch in the medical device.
  • the calibration target can, for example, be arranged or attached to a uroscope, a compression unit or on a movable axis, for example comprising the first X-ray source.
  • the calibration target can alternatively be arranged or attached instead of a known accessory, for example uroscope or compression unit, by means of the existing locking devices.
  • the calibration target can be integrated in an accessory and, for example, additionally have a shielding element which shields the calibration target in imaging mode, so that the imaging operation is undisturbed and the calibration target can be used for energy calibration in calibration operation.
  • the arrangement of the calibration target within the medical X-ray device can advantageously be determined essentially reproducibly by the type and location of the attachment.
  • the invention further relates to a method for energy calibration of a first counting x-ray detector in a medical x-ray device comprising the steps:
  • an angle between the surface normal of the detection surface and a central beam of the beam being set such that the central beam of the beam runs non-surface normal to the detection surface
  • the step of triggering and the step of detecting can form a unit such that the first calibration photons set from a plurality of energy threshold values or reference voltages set are detected, and then the second calibration photons triggered at the plurality of energy threshold values or set Reference voltages are detected.
  • the first or second measurement value can be determined based on the number of detected first or second calibration photons as a function of the energy threshold value, in particular for essentially each detector element individually.
  • the measured value can denote the energy threshold value or the reference voltage, which can be assigned to the energy of the calibration photons.
  • the step of determining the result threshold value is based on the first measured value and the second measured value, preferably more than two measured values are used. For example, a, in particular linear, dependence of the measured values on the respective energy of the calibration photons can be used as the basis for determining the result threshold value.
  • the result threshold denotes the energy threshold or the reference voltage at which the energy threshold of the detector element corresponds to the desired photo energy.
  • the result threshold is in particular a DAC value.
  • the energy threshold can be specified in keV in particular.
  • the individual result threshold value of a detector element as DAC value corresponds in particular to a photon energy in keV, wherein essentially X-ray photons can be detected, for example in imaging mode, with a larger photon energy above this energy threshold.
  • the energy threshold can lie in particular between the first and the second photon energy.
  • the result threshold can be determined or estimated by extrapolation for photo energies above or below both photon energies.
  • the result threshold is set in the detector element.
  • the method is preferably carried out for all detector elements, the individual ones
  • Steps can be carried out in parallel in the individual detector elements. After all detector elements have been set, all detector elements can advantageously have the essentially same energy threshold.
  • the method can advantageously comprise more than two energies of calibration photons and correspondingly more than two measured values, so that the accuracy of the energy calibration can be increased in part.
  • the detection of the first and second calibration photons can in each case comprise a first or second measured value above a threshold value.
  • the first or second measured values can be determined for a large number of threshold values, for example by means of a so-called threshold scan.
  • the measured value can be a count value of calibration photons above the threshold value.
  • the measured value can also give a measure of an energy, for example time-over-threshold.
  • Different calibration targets can be used to absorb the first and second energy.
  • a calibration target with several materials that can be excited to different fluorescences can be used to absorb the first and second energy, in which case a threshold scan is advantageously included in the detection step.
  • a reliable and stable energy calibration of the individual detector elements can advantageously be achieved.
  • the method can further comprise a step of repeating in order to calibrate the entire detection area, with a further partial area being illuminated by the calibration photons. The principles of known methods can be used to particular advantage in the step of determining the result threshold.
  • the first x-ray source and the first x-ray detector can be aligned with respect to one another in such a way that the central beam of the radiation beam extends normal to the detection surface.
  • At least the partial area of the detection surface can be shielded from X-ray photons, for example, by means of a collimator and / or shielding element and / or scattered radiation element.
  • the calibration target can be arranged in such a way that the calibration photons are incident on the partial area and can be detected there.
  • the invention further relates to a calibration target for use in a method according to the invention.
  • the calibration target is designed such that calibration photons can be triggered by means of the X-radiation from the first X-ray source and can be detected in a partial area of the first X-ray detector.
  • the invention further relates to a calibration target for use in a medical Röntgenge advises according to the invention.
  • the calibration target can in particular be reproducibly arranged in the medical X-ray device.
  • the medical device can further comprise a computing unit having means for carrying out a method according to the invention, which has a determination unit for determining the result threshold value and a storage unit for storing the result threshold value.
  • a computer program with program code can be provided in order to carry out the method according to the invention when the computer program is executed on a computer or the computing unit.
  • a computer-readable data carrier with program code of a computer program can also be provided in order to carry out the method according to the invention when the computer program is executed on a computer or the computing unit.
  • FIG. 1 shows a schematic representation of the medical x-ray device according to the invention in a first embodiment
  • FIG. 2 shows a schematic representation of the medical x-ray device according to the invention in a second embodiment
  • FIG. 3 shows a schematic illustration of the medical x-ray device according to the invention in a third embodiment
  • 4 shows a schematic representation of the medical x-ray device according to the invention in a fourth embodiment
  • FIG. 5 shows a schematic representation of the medical X-ray device according to the invention in a fifth embodiment
  • FIG. 6 shows a schematic illustration of the medical x-ray device according to the invention in a sixth embodiment
  • FIG. 7 shows a schematic representation of the medical X-ray device according to the invention in a seventh embodiment
  • the medical x-ray device 1 has a first x-ray source 2 and a first counting x-ray detector 4, the first x-ray source 2 emitting a beam 7 with x-ray photons 8.
  • the first counting x-ray detector 4 has a detection surface 11, an angle 14 between the surface normal 13 of the detection surface 11 and a central beam 12 of the beam 7 being adjustable such that the central beam 12 of the beam 7 in a calibration operation is non-surface normal to the detection surface 11 runs.
  • a calibration target 6 can be positioned in such a way that calibration photons 9 are triggered in the calibration target 6 by means of the x-ray photons 8 and the calibration photons 9 are incident on at least a partial area 15 of the detection area 11, and the partial area 15 of the detection area 11 is essentially shielded from x-ray photos 8 ,
  • the first counting x-ray detector 4 is assigned to the first x-ray source 2.
  • a shielding element 10 is arranged such that the partial area 15 of the detection surface 11 is essentially shielded from X-ray photons 8.
  • the calibration target 6 has a material that can be excited by means of the X-ray photons 8 for fluorescence.
  • the calibration target 6 can have several materials that can be excited to different fluorescences.
  • FIG. 2 shows an exemplary embodiment of a medical X-ray device 1 according to the invention in a second embodiment.
  • a scattered radiation element 18 is arranged on the first X-ray detector 4, which has a selectable direction, so that essentially only calibration photons 9 are incident on the partial area 15 of the detection surface 11.
  • the X-ray photons 8 ' are essentially completely absorbed by the scattered radiation element 18.
  • the first x-ray source 2 is adjustable relative to the first counting x-ray detector 4, in particular is rotatable or movable, for example along the path 17.
  • a collimator 16 is arranged on the first X-ray source 2 in such a way that the partial area 15 of the detection area 11 is essentially shielded from X-ray photons 8 and the calibration target 6 is illuminated with the X-ray photons 8, so that calibration photons 9 are triggered.
  • the fourth embodiment 4 shows an exemplary embodiment of a medical X-ray device 1 according to the invention in a fourth embodiment.
  • the first counting X-ray detector 4 is rotatable about an axis perpendicular to the central beam 12.
  • the shielding element 10 is arranged such that essentially no X-ray photons 8 are incident on the first X-ray detector 4.
  • FIG. 5 shows an exemplary embodiment of a medical X-ray device 1 according to the invention in a fifth embodiment.
  • the first X-ray detector 4 is rotated by the angle 14 with respect to the central beam 12 to such an extent that no X-ray photons 8 are incident directly on the detection surface 11.
  • the back of the first X-ray detector 4 can act as a shielding element 10.
  • the 6 shows an exemplary embodiment of a medical X-ray device 1 according to the invention in a sixth embodiment.
  • the first counting x-ray detector 4 is assigned to a second x-ray source 3 and a second x-ray detector 5 to the first x-ray source 2.
  • the calibration target 6 is arranged at the intersection of the central beam 12 and the surface normal 13.
  • the medical X-ray device is in particular a dual-plane C-arm system.
  • the calibration target 6 ' is arranged on a patient bed 19.
  • the calibration target 6, 6 ' can be arranged on a C-arm or on an accessory.
  • the calibration target 6 comprises the calibration target 6 itself and a shielding element or a collimator, so that essentially only calibration photons 9 are incident on the partial area 15 of the detection area 11 and the partial area 15 of the detection area 11 is essentially shielded from X-ray photons 8.
  • FIG. 8 shows an exemplary embodiment of a method 100 according to the invention for energy calibration of a first counting x-ray detector in a medical x-ray device.
  • a first x-ray source and a first counting x-ray detector are positioned, an angle between the surface normal of the detection surface and a central beam of the beam being set such that the central beam of the beam runs non-surface normal to the detection surface ,
  • first calibration photons having a first energy and second calibration photons having one of the first energy different second energy in at least one calibration target, for example different calibration targets with different materials for triggering a first or second energy or a calibration target with several materials for triggering the first or second energy, triggered by incident X-ray photons of the first X-ray source In the subsequent step of detecting 103, first calibration photons are detected as the first measured value and second calibration photons as the second measured value in a detector element of the first counting X-ray detector.
  • a result threshold value is determined indicatively for a photon energy for the detector element based on the first measured value and the second measured value.
  • the result threshold value is set on the first counting X-ray detector.

Abstract

The invention relates to a medical x-ray device (1) having a first x-ray source (2) and a first counting x-ray detector (4). According to the invention, a. the first x-ray source (2) emits a beam bundle (7) with x-ray photons (8), b. the first counting x-ray detector (4) has a detection surface (11), wherein an angle (14) between the surface normal (13) of the detection surface (11) and a central beam (12) of the beam bundle (7) can be adjusted such that the central beam (12) of the beam bundle (7) does not run normal to the detection surface (11) in a calibration operation, and c. a calibration target (6) can be positioned such that calibration photons (9) are triggered in the calibration target (6) by means of the x-ray photons (8), and the calibration photons (9) are incident on at least one sub-region (15) of the detection surface (11). The sub-region (15) of the detection surface (11) is substantially shielded from x-ray photons (8).

Description

Beschreibung description
Medizinisches Röntgengerät und Verfahren zur Energiekalibrie rung Medical x-ray machine and method for energy calibration
Die Erfindung betrifft ein medizinisches Röntgengerät aufwei send einen ersten zählenden Röntgendetektor, ein Verfahren zur Energiekalibrierung des ersten zählenden Röntgendetektors und ein Kalibrationstarget dazu. The invention relates to a medical X-ray device having a first counting X-ray detector, a method for energy calibration of the first counting X-ray detector and a calibration target.
In der Röntgenbildgebung, beispielsweise in der Radiographie, der Computertomographie oder der Angiographie können zählende direkt-konvertierende Röntgendetektoren oder integrierende (in-) direkt-konvertierende Röntgendetektoren verwendet wer den. Bei der Entwicklung von Röntgendetektoren für die strah lenbasierte, insbesondere röntgenbasierte Bildgebung wie bei spielsweise die Computertomographie (CT) , Angiographie, Radi ographie oder Mammographie eröffnen direkt-konvertierende De tektormaterialien bzw. Konvertermaterialien gegenüber Szinti llatormaterialien, beispielsweise Csl, Se oder GOS, neue kli nische Anwendungsgebiete. Sie bieten die Möglichkeit Röntgen quanten bzw. Röntgenphotonen einzeln zu zählen und energe tisch zu vermessen. In x-ray imaging, for example in radiography, computer tomography or angiography, counting direct-converting x-ray detectors or integrating (in) direct-converting x-ray detectors can be used. In the development of X-ray detectors for radiation-based, in particular X-ray-based imaging such as, for example, computer tomography (CT), angiography, radiography or mammography, directly converting detector materials or converter materials compared to scintillator materials, for example Csl, Se or GOS, open up new cli African application areas. They offer the possibility of individually counting X-ray quanta or X-ray photons and measuring them energetically.
Die Röntgenstrahlung oder die Photonen können in direkt konvertierenden Röntgendetektoren durch ein geeignetes Kon vertermaterial in elektrische Impulse umgewandelt werden. Als Konvertermaterial können beispielsweise CdTe, CdZnTe (CZT) , CdZnTeSe, CdTeSe, CdMnTe, InP, TlBr2, HgI2, GaAs oder andere verwendet werden. Die elektrischen Impulse werden von einer Auswerteelektronik, beispielsweise einem integrierten Schalt kreis (Application Specific Integrated Circuit, ASIC) , bewer tet. In zählenden Röntgendetektoren wird einfallende Röntgen strahlung durch Zählen der elektrischen Impulse, welche durch die Absorption von Röntgenphotonen im Konvertermaterial aus gelöst werden, gemessen. Die Höhe des elektrischen Impulses ist, insbesondere nach einem Vorverstärker und einem Shaper, in der Regel proportional zur Energie des absorbierten Rönt- genphotons . Dadurch kann eine spektrale Information durch den Vergleich der Höhe des elektrischen Pulses mit einem Energie schwellwert extrahiert werden. Durch Vergleich mit mehreren Referenzsignalen bzw. den zugrunde liegenden Energieschwell werten werden in jedem einzelnen Detektorelement des Röntgen detektors die auftreffenden Photonen in dem entsprechenden Energiebereich oberhalb einer Energieschwelle gezählt. The X-rays or the photons can be converted into electrical impulses by a suitable converter material in directly converting X-ray detectors. For example, CdTe, CdZnTe (CZT), CdZnTeSe, CdTeSe, CdMnTe, InP, TlBr2, HgI2, GaAs or others can be used as converter material. The electrical impulses are evaluated by evaluation electronics, for example an integrated circuit (Application Specific Integrated Circuit, ASIC). In counting x-ray detectors, incident x-ray radiation is measured by counting the electrical impulses which are triggered by the absorption of x-ray photons in the converter material. The level of the electrical pulse is usually proportional to the energy of the absorbed X-ray, especially after a preamplifier and a shaper. genphotons. In this way, spectral information can be extracted by comparing the height of the electrical pulse with an energy threshold. By comparison with several reference signals or the underlying energy threshold values, the incident photons are counted in each detector element of the X-ray detector in the corresponding energy range above an energy threshold.
Diese Referenzsignale bzw. diese Energieschwellwerte werden während des Verfahrens zur Energiekalibrierung üblicherweise global durch Vorgabe eines einzigen digitalen Wertes (DAC- Wert) pro Energieschwelle für den gesamten Röntgendetektor gesetzt. Jedes Detektorelement kann mehrere individuell ein stellbare Energieschwellen mit jeweils einem Energieschwell wert aufweisen. Die Energieschwellwerte können für alle De tektorelemente zumindest teilweise gleich bzw. zumindest teilweise unterschiedlich eingestellt werden, insbesondere nach einer Energiekalibrierung. Im Detektorelement wird der digitale Wert mit einem Digital-Analog-Umsetzer in die Refe renzspannung gewandelt. Die Referenzspannung wird an eine Komparatoreinheit übergeben, welche den eigentlichen Ver gleich des Messsignals mit einem Energieschwellwert durch führt. Durch fertigungsbedingte Variationen im Konvertermate rial und der Detektorelemente kann der globale DAC-Wert wäh rend des Verfahrens zur Energiekalibrierung in jedem einzel nen Detektorelement unterschiedlichen Photonenenergien ent sprechen. Um eine ortsaufgelöste spektrale Bildgebung zu er möglichen, sollten diese Variationen vermessen und insbeson dere die Abweichungen der individuellen Energieschwellwerte von dem gesetzten, globalen Energieschwellwert entsprechend einer Energieschwelle bestimmt und korrigiert werden. Damit kann der Röntgendetektor energiekalibriert werden, wobei das Ziel ist, dass alle Detektorelemente die im Wesentlichen gleiche (n) Energieschwelle (n) hinsichtlich der Photonenener gie aufweisen und dabei unterschiedliche Energieschwellwerte bzw. Referenzspannungen pro Energieschwelle aufweisen können. Spektral-auflösende bzw. direkt-konvertierende Röntgendetek toren geben Einblick in einen bisher ungenutzten Bereich der Röntgeninformation. Um die spektroskopische Information orts aufgelöst zu erhalten, muss diese Information in jedem Pixel ausgewertet werden. These reference signals or these energy threshold values are usually set globally during the method for energy calibration by specifying a single digital value (DAC value) per energy threshold for the entire X-ray detector. Each detector element can have several individually adjustable energy thresholds, each with an energy threshold value. The energy threshold values can be set at least partially the same or at least partially differently for all detector elements, in particular after an energy calibration. In the detector element, the digital value is converted into the reference voltage with a digital-to-analog converter. The reference voltage is transferred to a comparator unit, which carries out the actual comparison of the measurement signal with an energy threshold. Due to production-related variations in the converter material and the detector elements, the global DAC value can correspond to different photon energies during the energy calibration process in each individual detector element. In order to enable spatially resolved spectral imaging, these variations should be measured and in particular the deviations of the individual energy threshold values from the global energy threshold set should be determined and corrected in accordance with an energy threshold. The X-ray detector can thus be energy calibrated, the aim being that all detector elements have the essentially same energy threshold (s) with regard to the photon energy and can have different energy threshold values or reference voltages per energy threshold. Spectral-resolving or directly converting X-ray detectors provide insight into a previously unused area of X-ray information. In order to get the spectroscopic information spatially resolved, this information has to be evaluated in every pixel.
Die Antwort eines idealen energieauflösenden bzw. zählenden Röntgendetektors ohne Berücksichtigung von Charge-Sharing Ef fekten auf eine Serie einfallender monoenergetischer Röntgen oder Kalibrationsphotonen mit konstanter Energie in Abhängig keit der eingestellten Energieschwelle ist im Wesentlichen stufenförmig, wobei mit steigender eingestellter Energie schwelle ab einer bestimmten Energieschwelle keine Photonen mehr gezählt werden. Die Detektorantwort ist dabei für alle Detektorelemente bzw. Pixel im Wesentlichen gleich und wird bei demselben Energieschwellwert bzw. DAC-Wert der Energie schwelle erreicht. In einem realen Röntgendetektor können die einzelnen Detektorelemente einen Versatz zwischen eingestell ten DAC-Wert und dem resultierenden Energieschwellwert auf weisen. Die Unterschiede zwischen den Detektorelementen kön nen mittels einer Energiekalibrierung gemessen und kompen siert werden. Die Energiekalibrierung kann zumindest teilwei se auch als „Trimming" bezeichnet werden. The answer of an ideal energy-resolving or counting X-ray detector without taking into account charge-sharing effects to a series of incident monoenergetic X-rays or calibration photons with constant energy depending on the set energy threshold is essentially step-wise, whereby with increasing energy threshold from a certain energy threshold none Photons are counted more. The detector response is essentially the same for all detector elements or pixels and is achieved at the same energy threshold value or DAC value of the energy threshold. In a real X-ray detector, the individual detector elements can have an offset between the set DAC value and the resulting energy threshold. The differences between the detector elements can be measured and compensated for using an energy calibration. The energy calibration can at least partially also be referred to as “trimming”.
Betrachtet man eine periodische Kette bzw. Abfolge von Sig nalimpulsen mit im Wesentlichen fester Höhe, so erwartet man für jedes Detektorelement eine stufenförmige Detektorantwort. So lange der eingestellte DAC-Wert einer Energieschwelle über der Pulshöhe entspricht, werden die Impulse nicht erfasst. Entspricht der DAC-Wert einer Energieschwelle die kleiner o- der gleich der Pulshöhe ist, wird das Detektorelement im We sentlichen alle Impulse zählen, die während der gegebenen Aufnahmezeit eintreffen. In einem realen Röntgendetektor kann dieser Idealfall aus einer Reihe von Gründen in der Regel nicht erreicht werden. Als Gründe können Unterschiede zwi schen den Detektorelementen in der Signalerzeugung im Konver termaterial (z.B. CdTe) , Unterschiede im elektrischen Feld am Konvertermaterial, im Vorverstärker der jeweiligen Detekto- relemente, im Shaper der jeweiligen Detektorelemente sowie in der resultierenden Referenzspannung bei gegebenem DAC-Wert der jeweiligen Detektorelemente genannt werden. Um in allen Pixeln dieselbe Energiereferenz bzw. den gleichen Energie schwellwert einstellen zu können, ist es in der Regel erfor derlich diese Abweichungen zu messen und zu berücksichtigen, man spricht dabei von einer Energiekalibrierung. If one considers a periodic chain or sequence of signal pulses with a substantially fixed height, a step-like detector response is expected for each detector element. As long as the set DAC value corresponds to an energy threshold above the pulse height, the pulses are not recorded. If the DAC value corresponds to an energy threshold that is less than or equal to the pulse height, the detector element will essentially count all the pulses that arrive during the given recording time. In a real X-ray detector, this ideal case can generally not be achieved for a number of reasons. Differences between the detector elements in the signal generation in the converter material (eg CdTe), differences in the electrical field on the converter material, in the preamplifier of the respective detector elements, in the shaper of the respective detector elements and in the resulting reference voltage for a given DAC value of the respective detector elements. In order to be able to set the same energy reference or the same energy threshold value in all pixels, it is usually necessary to measure and take these deviations into account; this is referred to as an energy calibration.
Aus der Druckschrift US 8,585,286 B2 ist ein Verfahren be kannt, wobei eine Zuordnung zwischen dem Ausgangssignal des Detektorpixels und einer spektralen Eigenschaft umfasst ist. Das Verfahren umfasst ferner das Bestimmen einer Energie ei nes vom Detektorpixel detektierten Photons basierend auf dem Ausgangssignal des Detektorpixels und der Zuordnung. A method is known from US Pat. No. 8,585,286 B2, wherein an assignment between the output signal of the detector pixel and a spectral property is included. The method further comprises determining an energy of a photon detected by the detector pixel based on the output signal of the detector pixel and the assignment.
Aus der Druckschrift DE 10 2012 204 350 Al ist ein Verfahren zur Energie-Kalibrierung quantenzählender Röntgendetektoren in einer Röntgenanlage mit mindestens zwei um ein Rotations zentrum drehbaren Röntgensystemen bekannt. Bei dem Verfahren wird ein Target zur Erzeugung von Röntgenfluoreszenzstrahlung so zwischen der ersten Röntgenquelle und dem ersten Röntgen detektor positioniert und mit Röntgenstrahlung der ersten Röntgenquelle bestrahlt, dass durch die Röntgenstrahlung der ersten Röntgenquelle Röntgenfluoreszenzstrahlung erzeugt wird, die von dem Target auf den zweiten Röntgendetektor trifft. Die Energie-Kalibrierung des zweiten Röntgendetektors wird dann mit der Röntgenfluoreszenzstrahlung des Targets durchgeführt. In gleicher Weise kann die Energie-Kalibrierung des ersten Röntgendetektors mit Hilfe der Röntgenstrahlung der zweiten Röntgenquelle erfolgen. Mit dem vorgeschlagenen Verfahren lassen sich die Röntgendetektoren einer Dual-Source CT-Röntgenanlage mit geringem Aufwand unter systemnahen Be dingungen kalibrieren. A method for energy calibration of quantum-counting x-ray detectors in an x-ray system with at least two x-ray systems rotatable about a center of rotation is known from the publication DE 10 2012 204 350 A1. In the method, a target for generating x-ray fluorescence radiation is positioned between the first x-ray source and the first x-ray detector and irradiated with x-ray radiation from the first x-ray source such that x-ray fluorescence radiation is generated by the x-ray radiation from the first x-ray source and strikes the second x-ray detector from the target. The energy calibration of the second X-ray detector is then carried out using the X-ray fluorescence radiation of the target. In the same way, the energy calibration of the first X-ray detector can be carried out using the X-radiation from the second X-ray source. With the proposed method, the X-ray detectors of a dual-source CT X-ray system can be calibrated with little effort under conditions close to the system.
Aus der Druckschrift DE 10 2011 080 656 B4 ist ein Verfahren zur Homogenisierung von Schwellenwerten eines mehrkanaligen quantenzählenden Strahlungsdetektors bekannt, der für jeden Kanal mindestens einen Komparator mit einem einstellbaren Schwellenwert aufweist, bei dem From the document DE 10 2011 080 656 B4, a method for the homogenization of threshold values of a multi-channel quantum-counting radiation detector is known, which is for everyone Channel has at least one comparator with an adjustable threshold at which
- ein Detektor eingesetzt wird, bei dem den einstellbaren Schwellenwerten der Komparatoren Energieschwellen zugeordnet sind,  a detector is used in which energy thresholds are assigned to the adjustable threshold values of the comparators,
- mit dem Detektor bei unterschiedlichen spektralen Zusammen setzungen der Strahlung jeweils Leermessungen mit unter schiedlich eingestellten Schwellenwerten der Komparatoren durchgeführt werden, und  - With the detector at different spectral compositions of the radiation each empty measurements are carried out with differently set threshold values of the comparators, and
- für jeden Kanal, dessen Komparator auf die gleiche Energie schwelle eingestellt werden soll, aus den Leermessungen ein angepasster Schwellenwert für diese Energieschwelle ermittelt wird, wobei jeweils erste Leermessungen bei den unterschied lichen spektralen Zusammensetzungen der Strahlung durchge führt werden, bei denen die Schwellenwerte der Komparatoren auf einen der Energieschwelle zugeordneten Wert eingestellt sind, und wobei aus den ersten Leermessungen jeweils die nor mierten Zählraten berechnet werden und anschließend weitere Leermessungen in gleicher Weise durchgeführt werden, bei de nen die Schwellenwerte der Komparatoren variiert werden, bis für jeden der betrachteten Kanäle ein Maß für eine Variation einer normierten Zählrate des Kanals über die unterschiedli chen spektralen Zusammensetzungen der Strahlung verringert oder minimiert ist.  - For each channel, whose comparator is to be set to the same energy threshold, an adapted threshold value for this energy threshold is determined from the empty measurements, first empty measurements being carried out in each case with the different spectral compositions of the radiation, at which the threshold values of the comparators are set to a value assigned to the energy threshold, and the normalized counting rates are calculated from the first empty measurements and then further empty measurements are carried out in the same way, in which the threshold values of the comparators are varied, until a measure for each of the channels under consideration for a variation of a normalized counting rate of the channel over the different spectral compositions of the radiation is reduced or minimized.
Der Erfindung liegt das Problem zugrunde, dass die bekannten Verfahren insbesondere aus dem Bereich der Computertomogra phie nicht auf davon verschiedene Systeme übertragbar sind. The invention is based on the problem that the known methods, in particular from the field of computed tomography, cannot be transferred to systems other than these.
Es ist Aufgabe der Erfindung, ein medizinisches Röntgengerät, ein Verfahren zur Energiekalibrierung und ein Kalibrations- target anzugeben, welche eine Energiekalibrierung des medizi nischen Geräts im klinischen Umfeld ermöglichen. It is an object of the invention to provide a medical x-ray device, a method for energy calibration and a calibration target, which enable energy calibration of the medical device in the clinical environment.
Die Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch ein medizini sches Röntgengerät nach Anspruch 1, ein Verfahren zur Ener giekalibrierung nach Anspruch 14 und ein Kalibrationstarget nach Anspruch 15 und 16. Die Erfindung betrifft ein medizinisches Röntgengerät aufwei send eine erste Röntgenquelle und einen ersten zählenden Röntgendetektor. Die erste Röntgenquelle sendet ein Strahlen bündel mit Röntgenphotonen aus. Der erste zählende Röntgende tektor weist eine Detektionsfläche auf. Ein Winkel zwischen der Flächennormale der Detektionsfläche und einem Zentral strahl des Strahlenbündels ist derart einstellbar, dass der Zentralstrahl des Strahlenbündels in einem Kalibrationsbe- trieb nicht-flächennormal zur Detektionsfläche verläuft. Ein Kalibrationstarget ist derart positionierbar, dass im Kalib rationstarget mittels der Röntgenphotonen Kalibrationsphoto- nen ausgelöst werden und die Kalibrationsphotonen auf zumin dest einen Teilbereich der Detektionsfläche einfallen, und wobei der Teilbereich der Detektionsfläche von Röntgenphoto nen im Wesentlichen abgeschirmt ist. Die im Wesentlichen, insbesondere vollständige, Abschirmung des Teilbereichs von Röntgenphotonen kann bedeuten, dass im Wesentlichen nur Ka librationsphotonen auf den Teilbereich einfallen. Es fallen im Wesentlichen keine Röntgenphotonen auf den Teilbereich ein . The object is achieved by a medical X-ray device according to claim 1, a method for energy calibration according to claim 14 and a calibration target according to claims 15 and 16. The invention relates to a medical X-ray device aufwei send a first X-ray source and a first counting X-ray detector. The first X-ray source emits a beam of X-ray photons. The first counting x-ray detector has a detection area. An angle between the surface normal of the detection surface and a central beam of the beam can be set in such a way that the central beam of the beam runs in a calibration mode that is not normal to the surface of the detection surface. A calibration target can be positioned in such a way that calibration photons are triggered in the calibration target by means of the X-ray photons and the calibration photons strike at least a partial area of the detection area, and the partial area of the detection area is essentially shielded from X-ray photos. The essentially, in particular complete, shielding of the partial area from X-ray photons can mean that essentially only calibration photons are incident on the partial area. Essentially no X-ray photons are incident on the partial area.
Der erste zählende Röntgendetektor weist eine Detektionsflä che auf. Die Detektionsfläche ist (röntgen-The first counting x-ray detector has a detection surface. The detection area is (x-ray
) strahlungssensitiv . Die Detektionsfläche ist im Bildgebungs- betrieb in der Regel der ersten oder zweiten Röntgenquelle zugewandt, so dass Röntgenphotonen auf die Detektionsfläche einfallen können. Die Detektionsfläche ist im Kalibrationsbe- trieb dem Kalibrationstarget zugewandt, so dass Kalibrations- photonen auf die Detektionsfläche einfallen können. Die De tektionsfläche umfasst mindestens ein Detektorelement. In der Regel umfasst die Detektionsfläche eine Mehrzahl von Detekto relementen in einer matrixartigen Anordnung. Die Detektorele mente können auch als Pixel oder Subpixel bezeichnet werden, wobei mehrere Subpixel ein (Makro- ) Pixel bilden können. Jedes Detektorelement kann zur energieauflösenden bzw. zählenden Messung ausgelegt sein. Ein Winkel zwischen der Flächennormale der Detektionsfläche und dem Zentralstrahl des Strahlenbündels bzw. der ersten Röntgenquelle ist einstellbar. Insbesondere kann ein Winkel ungleich 0 bzw. 180 Grad eingestellt werden. Damit kann der Zentralstrahl des Strahlenbündels in einem Kalibrationsbe- trieb nicht-flächennormal zur Detektionsfläche verlaufen. Die Flächennormale der Detektionsfläche kann insbesondere einen Schnittpunkt mit einer Oberfläche des Kalibrationstarget auf weisen, an welcher die Kalibrationsphotonen ausgelöst werden. Die Kalibrationsphotonen können damit vorteilhaft auf die De tektionsfläche bzw. einen Teilbereich der Detektionsfläche einfallen, während die Röntgenphotonen vereinfacht und im We sentlichen vollständig zumindest vom Teilbereich der Detekti onsfläche abgeschirmt werden können. ) radiation sensitive. In the imaging mode, the detection area usually faces the first or second X-ray source, so that X-ray photons can strike the detection area. The detection surface faces the calibration target in the calibration mode, so that calibration photons can fall on the detection surface. The detection area comprises at least one detector element. As a rule, the detection area comprises a plurality of detector elements in a matrix-like arrangement. The detector elements can also be referred to as pixels or subpixels, where a plurality of subpixels can form a (macro) pixel. Each detector element can be designed for energy-resolving or counting measurement. An angle between the surface normal of the detection surface and the central beam of the beam or the first X-ray source can be set. In particular, an angle not equal to 0 or 180 degrees can be set. The central beam of the beam can thus run in a calibration mode not normal to the surface of the detection area. The surface normal of the detection surface can in particular have an intersection with a surface of the calibration target at which the calibration photons are triggered. The calibration photons can thus advantageously fall onto the detection area or a partial area of the detection area, while the X-ray photons can be simplified and essentially completely shielded at least from the partial area of the detection area.
Die Kalibrationsphotonen können auch als Fluoreszenzphotonen bezeichnet werden. In einer bevorzugten Ausführungsform ent spricht der Einfallswinkel der Röntgenphotonen im Wesentli chen dem Ausfallwinkel der Kalibrationsphotonen, welche auf den Teilbereich der Detektionsfläche einfallen. Die Flächen normale des ersten Röntgendetektors kann insbesondere unter dem Ausfallswinkel auf das Kalibrationstarget treffen. In ei ner weiteren bevorzugten Ausführungsform kann der Ausfalls winkel fast parallel zur Flächennormale des Kalibrationstar- gets verlaufen, wobei die Abweichung von der Flächennormalen weniger als 10 Grad und bevorzugt weniger als 5 Grad beträgt. Vorteilhaft kann jeweils eine erhöhte Abschirmung des Teilbe reichs von Röntgenphotonen erzielt werden. Vorteilhaft kann eine verbesserte Signalausbeute der Kalibrationsphotonen am ersten Röntgendetektor erreicht werden. The calibration photons can also be referred to as fluorescence photons. In a preferred embodiment, the angle of incidence of the X-ray photons corresponds essentially to the angle of incidence of the calibration photons, which are incident on the partial area of the detection area. The surface normal of the first X-ray detector can hit the calibration target in particular from the angle of reflection. In a further preferred embodiment, the angle of failure can run almost parallel to the surface normal of the calibration target, the deviation from the surface normal being less than 10 degrees and preferably less than 5 degrees. In each case, increased shielding of the partial region of x-ray photons can advantageously be achieved. An improved signal yield of the calibration photons on the first X-ray detector can advantageously be achieved.
Der Bildgebungsbetrieb ist ein Betriebszustand, welcher vom Kalibrationsbetrieb verschieden ist. Im Bildgebungsbetrieb befindet sich in der Regel ein Untersuchungsobjekt zwischen dem Röntgendetektor und der Röntgenquelle, so dass ein Bild des Untersuchungsobjekts mittels der Röntgenstrahlung erzeugt wird. Im Bildgebungsbetrieb ist eine Aufnahme von medizini schen Bilddaten eines Untersuchungsobjekts erhältlich. Im Ka- librationsbetrieb ist kein Untersuchungsobjekt, insbesondere in Form eines Patienten, zwischen Röntgendetektor und Rönt genquelle angeordnet. The imaging mode is an operating state that is different from the calibration mode. In the imaging mode, there is usually an examination object between the x-ray detector and the x-ray source, so that an image of the examination object is generated by means of the x-ray radiation. A recording of medical image data of an examination object is available in the imaging mode. In the Ka Librationsbetrieb is no examination object, in particular in the form of a patient, arranged between the X-ray detector and X-ray source.
Zur Energiekalibrierung und im Kalibrationsbetrieb wird an Stelle des zu untersuchenden Objekts ein Kalibrationstarget mit einem (Fluoreszenz-) Material mit bekannten Fluoreszenzei genschaften, beispielsweise Iod, Zinn, Molybdän oder Wolfram im medizinischen Gerät angeordnet. Die erste Röntgenquelle wird um einen Winkel, welcher insbesondere frei optimiert ist, um eine möglichst effiziente Energiekalibrierung zu ge währleisten, zum ersten Röntgendetektor verfahren. Beispiels weise kann in einem optimierten Fall der Einfallswinkel der Röntgenphotonen auf das Kalibrationstarget dem Ausfallswinkel der Kalibrationsphotonen entsprechen. Diejenigen mittels Flu oreszenz ausgelösten Photonen können als Kalibrationsphotonen bezeichnet werden, welche im Wesentlichen den direkten Pfad vom Kalibrationstarget zum ersten Röntgendetektor nehmen und insbesondere im Wesentlichen senkrecht auf den ersten Rönt gendetektor einfallen. Der erste Röntgendetektor des medizi nischen Geräts kann die Fluoreszenzstrahlung bzw. die Kalib rationsphotonen des Kalibrationstargets direkt messen, welche durch Einstrahlung der Röntgenstrahlung aus der systemeigenen ersten Röntgenquelle erzeugt wird. Vorteilhaft ist der Winkel nicht fest vorgegeben, sondern kann für das medizinische Ge rät optimiert werden. For energy calibration and in calibration operation, a calibration target with a (fluorescent) material with known fluorescence properties, for example iodine, tin, molybdenum or tungsten, is arranged in the medical device instead of the object to be examined. The first X-ray source is moved to the first X-ray detector by an angle, which is in particular freely optimized in order to ensure the most efficient energy calibration possible. For example, in an optimized case, the angle of incidence of the X-ray photons on the calibration target can correspond to the angle of reflection of the calibration photons. Those photons triggered by fluorescence can be referred to as calibration photons, which essentially take the direct path from the calibration target to the first x-ray detector and in particular are incident essentially perpendicular to the first x-ray detector. The first x-ray detector of the medical device can directly measure the fluorescence radiation or the calibration photons of the calibration target, which is generated by irradiation of the x-rays from the system's first x-ray source. The angle is advantageously not fixed, but can be optimized for the medical device.
Bevorzugt wird das von der ersten Röntgenquelle ausgesendete Strahlenbündel so eingeblendet, dass nur das Kalibrationstar- get beleuchtet wird, und der erste Röntgendetektor nicht be leuchtet wird. Das Kalibrationstarget wird so platziert, dass die Kalibrationsphotonen bevorzugt die im Wesentlichen gesam te Detektionsfläche des ersten Röntgendetektors beleuchtet. The beam of rays emitted by the first x-ray source is preferably superimposed in such a way that only the calibration target is illuminated and the first x-ray detector is not illuminated. The calibration target is placed in such a way that the calibration photons preferably illuminate the essentially entire detection area of the first X-ray detector.
Auf Grund der Abstrahlcharakteristik des Kalibrationstargets kann es jedoch zu Bereichen außerhalb des Teilbereichs kom men, die nicht ausreichend mit Kalibrationsphotonen beleuch tet werden und damit nicht kalibriert werden können. In be- vorzugten Ausführungsformen kann die erste Röntgenquelle un abhängig vom ersten Röntgendetektor verfahren werden, sodass das erfindungsgemäße Verfahren bei verschiedenen Winkelposi tionen durchgeführt und somit eine vollständige Energiekalib rierung des ersten Röntgendetektors erreicht werden kann. However, due to the radiation characteristics of the calibration target, areas outside the subarea may occur that are not adequately illuminated with calibration photons and therefore cannot be calibrated. In loading Preferred embodiments, the first x-ray source can be moved independently of the first x-ray detector, so that the method according to the invention can be carried out at different angular positions and thus a complete energy calibration of the first x-ray detector can be achieved.
In einer bevorzugten Ausführungsform kann das Kalibrations- target ausgetauscht werden, wobei sich das Fluoreszenzmateri al des ersten Kalibrationstargets vom Fluoreszenzmaterial des zweiten Kalibrationstargets unterscheidet. Zur Energiekalib rierung können insbesondere mehrere Fluoreszenzmaterialien genutzt werden. Mit der Anzahl der genutzten Fluoreszenzmate rialien kann die Genauigkeit der Energiekalibrierung gestei gert werden. In a preferred embodiment, the calibration target can be exchanged, the fluorescent material of the first calibration target being different from the fluorescent material of the second calibration target. For energy calibration, several fluorescent materials can be used in particular. The accuracy of the energy calibration can be increased with the number of fluorescence materials used.
Das vorgeschlagene medizinische Röntgengerät und das Verfah ren dazu ermöglichen die Erzeugung und Detektion von charak teristischer Fluoreszenzstrahlung bzw. Kalibrationsphotonen, welche zur Energiekalibrierung genutzt werden können. Die vorgeschlagenen Anordnungen der ersten Röntgenquelle in Ver bindung mit dem ersten Röntgendetektor erlauben eine Einstel lung des Winkels und berücksichtigen vorteilhaft auch die Ei genheiten von Dual-Plane-Systemen mit zwei Röntgenquellen- Röntgendetektor-Paaren, welche flexibel zueinander anordenbar sind. Vorteilhaft erlaubt die Erfindung den Winkel zwischen erster Röntgenquelle, Kalibrationstarget und erstem Röntgen detektor frei zu wählen. Im Gegensatz zu den bekannten Ver fahren kann die Energiekalibrierung auch bei mehreren, ver schiedenen Winkeln durchgeführt werden und somit der gesamte erste Röntgendetektor bzw. dessen Detektorelemente der gesam ten Detektionsfläche schrittweise kalibriert werden. The proposed medical X-ray device and the process for this purpose enable the generation and detection of characteristic fluorescent radiation or calibration photons, which can be used for energy calibration. The proposed arrangements of the first x-ray source in conjunction with the first x-ray detector allow the angle to be set and advantageously also take into account the features of dual-plane systems with two x-ray source / x-ray detector pairs, which can be arranged flexibly with respect to one another. The invention advantageously allows the angle between the first x-ray source, calibration target and first x-ray detector to be freely selected. In contrast to the known methods, the energy calibration can also be carried out at several different angles and thus the entire first x-ray detector or its detector elements of the entire detection area can be calibrated step by step.
Gemäß einem Aspekt der Erfindung ist der erste zählende Rönt gendetektor drehbar um eine Achse senkrecht zum Zentralstrahl gelagert. Durch eine drehbare Aufhängung des ersten Röntgen detektors, beispielsweise an einem C-Arm eines Angiographie oder Radiographiesystems, kann ein Winkel auch ohne relative Positionsänderungen zwischen erster Röntgenquelle und erstem Röntgendetektor einstellbar sein. Für Drehwinkel von Q > 90° kann dabei auf eine zusätzliche Abschirmung der Röntgenstrah lung vom ersten Röntgendetektor verzichtet werden, da die Rückseite des ersten Röntgendetektors diese Aufgabe durch ei ne, insbesondere zusätzliche, abschirmende Ausgestaltung, beispielsweise in Form eines Abschirmelements, übernehmen kann. Die abschirmende Ausgestaltung der Rückseite des ersten Röntgendetektors kann insbesondere derart ausgestaltet sein, dass die Röntgenphotonen im Wesentlichen vollständig abge schirmt werden und damit der erste Röntgendetektor vor dem Einfall von Röntgenphotonen, beispielsweise in eine Auswer teeinheit oder das Konvertermaterial, geschützt bzw. abge schirmt ist. Ein Drehwinkel von Q > 90° kann insbesondere be deuten, dass durch die Anordnung der Detektionsfläche gegen über dem Zentralstrahl bzw. der ersten Röntgenquelle weniger bzw. im Wesentlichen keine Röntgenphotonen auf die Detekti onsfläche einfallen können. Die Detektionsfläche kann von der ersten Röntgenquelle abgewandt sein. Der Drehwinkel kann dem Winkel entsprechen. Der Drehwinkel kann zudem dazu genutzt werden, um die Signalstärke der Kalibrationsphotonen bzw. den optimalen Winkel zu optimieren. According to one aspect of the invention, the first counting x-ray detector is rotatably mounted about an axis perpendicular to the central beam. By means of a rotatable suspension of the first x-ray detector, for example on a C-arm of an angiography or radiography system, an angle can also be set without relative changes in position between the first x-ray source and the first X-ray detector can be adjustable. For angles of rotation of Q> 90 °, additional shielding of the X-ray radiation from the first X-ray detector can be dispensed with, since the rear of the first X-ray detector can take on this task by means of an, in particular additional, shielding configuration, for example in the form of a shielding element. The shielding configuration of the rear side of the first x-ray detector can in particular be configured such that the x-ray photons are essentially completely shielded and thus the first x-ray detector is protected or shielded from the incidence of x-ray photons, for example in an evaluation unit or the converter material. A rotation angle of Q> 90 ° can in particular mean that fewer or substantially no X-ray photons can be incident on the detection surface due to the arrangement of the detection surface with respect to the central beam or the first X-ray source. The detection area can face away from the first X-ray source. The angle of rotation can correspond to the angle. The angle of rotation can also be used to optimize the signal strength of the calibration photons or the optimal angle.
Bei einer Verkippung bzw. Drehung des ersten Röntgendetektors um Q < n/2 kann ein zusätzlicher Absorber benötigt werden, um die Direktstrahlung abzuschirmen. Bei einem Drehwinkel von Q > n/2 kann der erste Röntgendetektor vorteilhaft ohne zusätz licher Abschirmung kalibriert werden. If the first X-ray detector is tilted or rotated by Q <n / 2, an additional absorber may be required to shield the direct radiation. With a rotation angle of Q> n / 2, the first X-ray detector can advantageously be calibrated without additional shielding.
Gemäß einem Aspekt der Erfindung ist die erste Röntgenquelle relativ zum ersten zählenden Röntgendetektor verstellbar, insbesondere drehbar oder verfahrbar. Die erste Röntgenquelle kann um den Fokus bzw. an der Aufhängung der ersten Röntgen quelle drehbar ausgebildet sein. According to one aspect of the invention, the first x-ray source can be adjusted, in particular rotated or moved, relative to the first counting x-ray detector. The first x-ray source can be designed to be rotatable about the focus or on the suspension of the first x-ray source.
In einer bevorzugten Ausführungsform ist das medizinische Röntgengerät derart ausgebildet, dass sich die erste Röntgen quelle im Wesentlichen unabhängig vom ersten Röntgendetektor, um ein zu untersuchendes Objekt verfahren lässt bzw. der Win- kel einstellbar ist. Ein solches medizinisches Röntgengerät kann als Mammographiesystem, welche eine Tomosynthese- oder eine Option zur Biopsie bieten, ausgebildet sein. In a preferred embodiment, the medical X-ray device is designed in such a way that the first X-ray source can be moved around an object to be examined or the win- dow essentially independent of the first X-ray detector. is adjustable. Such a medical x-ray device can be designed as a mammography system which offers a tomosynthesis or an option for biopsy.
Der Winkel kann durch ein Verstellen der relativen Position von erster Röntgenquelle zum ersten Röntgendetektor erreicht werden. In einer bevorzugten Ausgestaltungsform kann das me dizinische Röntgengerät ein System mit robotischer Strahler halterung sein. Vorteilhaft kann der Winkel flexibel ein stellbar sein. The angle can be achieved by adjusting the relative position from the first X-ray source to the first X-ray detector. In a preferred embodiment, the medical x-ray device can be a system with a robotic radiator holder. The angle can advantageously be flexibly adjustable.
Gemäß einem Aspekt der Erfindung ist in einem Bildgebungsbe- trieb der erste zählende Röntgendetektor der ersten Röntgen quelle zugeordnet. Das medizinische Röntgengerät kann ein Mammographiesystem oder ein C-Bogen-System, beispielsweise mit kippbarem erstem Röntgendetektor, sein. Vorteilhaft kann eine Energiekalibrierung des ersten Röntgendetektors in einem medizinischen Röntgengerät mit nur einem Röntgenquelle- Röntgendetektor-Paar durchgeführt werden. According to one aspect of the invention, in an imaging operation the first counting x-ray detector is assigned to the first x-ray source. The medical X-ray device can be a mammography system or a C-arm system, for example with a tiltable first X-ray detector. Energy calibration of the first x-ray detector can advantageously be carried out in a medical x-ray device with only one x-ray source / x-ray detector pair.
Gemäß einem Aspekt der Erfindung sind in einem Bildgebungsbe- trieb der erste zählende Röntgendetektor einer zweiten Rönt genquelle und ein zweiter Röntgendetektor der ersten Röntgen quelle zugeordnet. According to one aspect of the invention, in an imaging operation the first counting x-ray detector is assigned to a second x-ray source and a second x-ray detector is assigned to the first x-ray source.
In einer bevorzugten Ausführungsform kann das medizinische Röntgengerät ein Dual-Plane C-Bogensystem sein, welches zwei Röntgenquelle-Röntgendetektor-Paare aufweist. Das erste Rönt- genquelle-Röntgendetektor-Paar umfasst die zweite Röntgen quelle und den ersten zählenden Röntgendetektor. Das zweite Röntgenquelle-Röntgendetektor-Paar umfasst die erste Röntgen quelle und den zweiten zählenden Röntgendetektor. Das erste Röntgenquelle-Röntgendetektor-Paar legt eine erste Bildge- bungsebene (Plane) fest. Das zweite Röntgenquelle- Röntgendetektor-Paar legt eine zweite Bildgebungsebene (Pla ne) fest. Die beiden Röntgenquelle-Röntgendetektor-Paare kön nen im Wesentlichen unabhängig voneinander positioniert wer den. Der zweite Röntgendetektor kann ein zählender oder in- tegrierender Röntgendetektor sein. Aufgrund der größeren Freiheiten bei der Positionierung der zweiten Bildgebungsebe- ne im Vergleich zu beispielsweise einem Dual-Source- Computertomographiesystem kann der Winkel zwischen erstem Röntgendetektor und erster Röntgenquelle dabei so optimiert werden, dass ein optimales bzw. maximales Signal der Kalibra tionsphotonen am ersten Röntgendetektor erreicht wird. Vor teilhaft kann eine verbesserte Signalausbeute der Kalibrati onsphotonen am ersten Röntgendetektor erreicht werden. Vor teilhaft kann die Energiekalibration schneller oder/und ge nauer durchgeführt werden. In a preferred embodiment, the medical x-ray device can be a dual-plane C-arm system which has two pairs of x-ray sources and x-ray detectors. The first x-ray source-x-ray detector pair comprises the second x-ray source and the first counting x-ray detector. The second x-ray source-x-ray detector pair comprises the first x-ray source and the second counting x-ray detector. The first pair of x-ray sources and x-ray detectors defines a first imaging plane (tarpaulin). The second x-ray source-x-ray detector pair defines a second imaging plane (plane). The two x-ray source-x-ray detector pairs can be positioned essentially independently of one another. The second X-ray detector can be a counting or internal tegrating x-ray detector. Because of the greater freedom in the positioning of the second imaging plane compared to, for example, a dual-source computed tomography system, the angle between the first X-ray detector and the first X-ray source can be optimized so that an optimal or maximum signal of the calibration photons on the first X-ray detector is achieved becomes. An improved signal yield of the calibration photons can be achieved on the first X-ray detector. The energy calibration can be carried out more quickly and / or more precisely.
Gemäß einem Aspekt der Erfindung ist das Kalibrationstarget im Kreuzungspunkt von Zentralstrahl und Flächennormale ange ordnet. Beispielsweise kann der Mittelpunkt bzw. ein geeigne ter Punkt auf der Oberfläche des Kalibrationstargets oder der Schwerpunkt des Kalibrationstargets am Kreuzungspunkt ange ordnet sein. Das Kalibrationstarget kann insbesondere derart angeordnet sein, dass der Einfallswinkel der Röntgenphotonen, insbesondere bezogen auf den Zentralstrahl, dem Ausfallswin kel der Kalibrationsphotonen im Wesentlichen entspricht. Das Kalibrationstarget kann alternativ derart angeordnet sein, dass der Ausfallswinkel fast parallel zur Flächennormale des Kalibrationstargets verlaufen, wobei die Abweichung von der Flächennormalen weniger als 10 Grad und bevorzugt weniger als 5 Grad beträgt. Die Flächennormale der Detektionsfläche und eine Flächennormale des Kalibrationstargets können insbeson dere unter dem halben Winkel zueinander angeordnet sein. Der Zentralstrahl und die Flächennormale des Kalibrationstargets können insbesondere unter dem halben Winkel zueinander ange ordnet sein. Vorteilhaft kann eine verbesserte Signalausbeute der Kalibrationsphotonen am ersten Röntgendetektor erreicht werden . According to one aspect of the invention, the calibration target is arranged at the intersection of the central beam and the surface normal. For example, the center or a suitable point on the surface of the calibration target or the center of gravity of the calibration target can be arranged at the crossing point. The calibration target can in particular be arranged such that the angle of incidence of the X-ray photons, in particular with respect to the central beam, essentially corresponds to the angle of failure of the calibration photons. The calibration target can alternatively be arranged such that the angle of reflection is almost parallel to the surface normal of the calibration target, the deviation from the surface normal being less than 10 degrees and preferably less than 5 degrees. The surface normal of the detection surface and a surface normal of the calibration target can in particular be arranged at half the angle to one another. The central beam and the surface normal of the calibration target can in particular be arranged at half an angle to one another. An improved signal yield of the calibration photons on the first X-ray detector can advantageously be achieved.
Gemäß einem Aspekt der Erfindung ist ein Streustrahlenelement am ersten Röntgendetektor angeordnet, welches eine wählbare Richtung aufweist, so dass im Wesentlichen nur Kalibrations- photonen auf den Teilbereich der Detektionsfläche einfallen. Das Streustrahlenelement kann eine lamellenförmige oder git terförmige Struktur aufweisen, wobei die Durchlassöffnungen zwischen den Lamellen bzw. den Gitterwänden angeordnet sind. Die Lamellen bzw. Gitterwände können parallel angeordnet sein oder auf einen gemeinsamen Punkt ausgerichtet sein. Die La mellen bzw. Gitterwände können insbesondere eine feste Zuord nung zueinander aufweisen, welche insbesondere mechanisch fi xiert sein kann. Alternativ können die Lamellen bzw. Gitter wände eine einstellbare Zuordnung zueinander aufweisen. Die Richtung des Streustrahlenelements kann durch Veränderung der Position des Streustrahlenelements mit fest zueinander zuge ordneten Gitterwände bzw. Lamellen oder die einstellbare Zu ordnung gewählt werden. Die Richtung kann dabei insbesondere die Durchlassrichtung des Streustrahlengitters bezeichnen.According to one aspect of the invention, a scattered radiation element is arranged on the first X-ray detector, which has a selectable direction, so that essentially only calibration photons strike the partial area of the detection area. The scattered radiation element can have a lamellar or lattice-shaped structure, the passage openings being arranged between the lamellae or the lattice walls. The lamellae or lattice walls can be arranged in parallel or aligned with a common point. The lamellae or lattice walls can in particular have a fixed assignment to one another, which can in particular be mechanically fixed. Alternatively, the lamellae or lattice walls can have an adjustable association with one another. The direction of the scattered radiation element can be selected by changing the position of the scattered radiation element with grating walls or lamellae which are firmly assigned to one another or the adjustable assignment. The direction can in particular denote the transmission direction of the anti-scatter grid.
Die Gitterwände bzw. Lamellen weisen ein röntgenstrahlenab sorbierendes Material, beispielsweise Wolfram, auf. Vorteil haft können im Wesentlichen nur Kalibrationsphotonen durch die Durchlassöffnungen auf den Teilbereich einfallen und die Röntgenphotonen im Wesentlichen vom Teilbereich abgeschirmt werden . The grid walls or lamellae have a material that absorbs X-rays, for example tungsten. Advantageously, essentially only calibration photons can strike the partial area through the passage openings and the X-ray photons can essentially be shielded from the partial area.
Gemäß einem Aspekt der Erfindung ist ein Abschirmelement der art angeordnet, dass der Teilbereich der Detektionsfläche von Röntgenphotonen im Wesentlichen abgeschirmt ist. Das Abschir melement kann insbesondere vollflächig abschirmen, d.h. das Abschirmelement weist bevorzugt keine Durchlassöffnungen auf. Das Abschirmelement kann insbesondere einen Teil des Strah lenbündels der ersten Röntgenquelle vom Teilbereich der De tektionsfläche abschirmen, wobei insbesondere ein anderer Teil des Strahlenbündels auf das Kalibrationstarget einfällt. Das Abschirmelement kann insbesondere zwischen erster Rönt genquelle und erstem Röntgendetektor angeordnet sein. Das Ab schirmelement kann beispielsweise am Röntgendetektor oder in der Nähe des Röntgendetektors angeordnet sein. Vorteilhaft kann durch die Wahl geeigneter Absorptionseigenschaften, wie beispielsweise für Röntgenstrahlung hochabsorbierendes Mate rial und eine entsprechende Dicke des Materials, eine beson ders effektive Abschirmung des Teilbereichs erreicht werden. Gemäß einem Aspekt der Erfindung ist ein Kollimator an der ersten Röntgenquelle derart angeordnet, dass der Teilbereich der Detektionsfläche von Röntgenphotonen im Wesentlichen ab geschirmt ist. Nach dem Austrittsfenster der Röntgenquelle kann ein Kollimator angeordnet sein. Der Kollimator kann ins besondere zumindest zwei Blenden aufweisen, in einer speziel len Ausführungsform kann der Kollimator ein Multi-Leaf- Kollimator sein. Der Kollimator bewirkt eine Einblendung bzw. eine Kollimierung des Strahlenbündels. Der Kollimator kann derart eingestellt sein, dass der Teilbereich der Detektions fläche zumindest teilweise durch den Kollimator abgeschirmt ist und das Kalibrationstarget beleuchtet wird. Es kann damit vorteilhaft eine Röntgenquellen-seitige Abschirmung erreicht werden. Vorteilhaft kann ein Anteil an Streustrahlung redu ziert werden. Vorteilhaft kann durch die Wahl geeigneter Ab sorptionseigenschaften, wie beispielsweise für Röntgenstrah lung hochabsorbierendes Material und eine entsprechende Dicke des Materials, eine besonders effektive Abschirmung des Teil bereichs erreicht werden. Der Kollimator kann als Material bevorzugt Wolfram umfassen. According to one aspect of the invention, a shielding element is arranged such that the partial area of the detection surface is essentially shielded from X-ray photons. The shielding element can in particular shield the entire surface, ie the shielding element preferably has no passage openings. The shielding element can, in particular, shield part of the beam of rays from the first x-ray source from the partial area of the detection area, in particular another part of the beam incident on the calibration target. The shielding element can in particular be arranged between the first X-ray source and the first X-ray detector. The shielding element can be arranged, for example, on the x-ray detector or in the vicinity of the x-ray detector. A particularly effective shielding of the partial area can advantageously be achieved by the selection of suitable absorption properties, such as material which is highly absorbent for X-radiation and a corresponding thickness of the material. According to one aspect of the invention, a collimator is arranged on the first X-ray source in such a way that the partial area of the detection area is essentially shielded from X-ray photons. A collimator can be arranged after the exit window of the x-ray source. The collimator can in particular have at least two diaphragms, in a special embodiment the collimator can be a multi-leaf collimator. The collimator fades in or collimates the beam. The collimator can be set such that the partial area of the detection area is at least partially shielded by the collimator and the calibration target is illuminated. Shielding on the x-ray source side can thus advantageously be achieved. A proportion of scattered radiation can advantageously be reduced. A particularly effective shielding of the partial area can advantageously be achieved by the selection of suitable absorption properties, such as, for example, high-absorption material for X-ray radiation and a corresponding thickness of the material. The collimator can preferably comprise tungsten as the material.
Gemäß einem Aspekt der Erfindung umfasst das Kalibrationstar- get ein Abschirmelement oder einen Kollimator, so dass im We sentlichen nur Kalibrationsphotonen auf den Teilbereich der Detektionsfläche einfallen und der Teilbereich der Detekti onsfläche von Röntgenphotonen im Wesentlichen abgeschirmt ist. Das Abschirmelement oder der Kollimator kann in einer weiteren Ausführungsform vom Kalibrationstarget umfasst sein oder damit verbunden sein. Vorteilhaft kann eine Ausrichtung des Kalibrationstargets und des Abschirmelements bzw. des Kollimators festgelegt sein, insbesondere kann die Ausrich tung auf einen optimalen, eingestellten Winkel optimiert sein . According to one aspect of the invention, the calibration target comprises a shielding element or a collimator, so that essentially only calibration photons fall on the partial area of the detection area and the partial area of the detection area is essentially shielded from X-ray photons. In a further embodiment, the shielding element or the collimator can be included in or connected to the calibration target. An alignment of the calibration target and the shielding element or of the collimator can advantageously be defined, in particular the alignment can be optimized to an optimal, set angle.
Gemäß einem Aspekt der Erfindung weist das Kalibrationstarget ein mittels Röntgenphotonen zur Fluoreszenz anregbares Mate rial auf. Das Material kann ein Element sein, beispielsweise Cu, Sn, Ag, Pb, W, I. Die Fluoreszenzenergie kann im Bereich zwischen 5 und 85keV, insbesondere zwischen 20 und 85keV lie gen. Vorteilhaft kann die Energiekalibrierung besonders auf Anwendungen in der medizinischen Röntgenbildgebung angewendet werden . According to one aspect of the invention, the calibration target has a material that can be excited by means of X-ray photons for fluorescence. The material can be an element, for example Cu, Sn, Ag, Pb, W, I. The fluorescence energy can be in the range between 5 and 85 keV, in particular between 20 and 85 keV. Energy calibration can advantageously be used particularly in applications in medical X-ray imaging.
Gemäß einem Aspekt der Erfindung weist das Kalibrationstarget mehrere zu unterschiedlichen Fluoreszenzen anregbare Materia lien auf. Das Kalibrationstarget kann die mehreren Materia lien bevorzugt in verschiedenen, getrennten Bereichen aufwei sen. Die verschiedenen, getrennten Bereiche können beispiels weise als Quadranten oder Kreissegmente ausgebildet sein, so dass mittels eines Drehmechanismus von einem Bereich zum nächsten Bereich gewechselt werden kann. Das Kalibrationstar- get kann die mehreren Materialien vermischt in einem gemein samen Bereich aufweisen. Die Kalibrationsphotonen des unter schiedlichen Fluoreszenzen können beispielsweise in einem so genannten Schwellenscan detektiert werden. Bei dem Schwellen scan wird für eine Vielzahl von Schwellwerten jeweils mindes tens ein Messwert aufgenommen. Vorteilhaft kann die Energie kalibrierung im Wesentlichen ohne Veränderung des Winkels durchgeführt werden. According to one aspect of the invention, the calibration target has a plurality of materials that can be excited to different fluorescences. The calibration target can preferably have the multiple materials in different, separate areas. The different, separate areas can, for example, be designed as quadrants or circle segments, so that it is possible to switch from one area to the next area by means of a rotating mechanism. The calibration target can have the several materials mixed in a common area. The calibration photons of the different fluorescences can be detected, for example, in a so-called threshold scan. The threshold scan records at least one measured value for a large number of threshold values. The energy calibration can advantageously be carried out essentially without changing the angle.
Gemäß einem Aspekt der Erfindung ist das Kalibrationstarget auf einer Patientenliege, an einem C-Arm oder an einem Zube hör anordenbar bzw. positionierbar bzw. befestigbar. Das Ka librationstarget kann beispielsweise mittels Festklemmen am medizinischen Gerät oder im Wesentlichen freies Positionieren auf einer Patientenliege im medizinischen Gerät angeordnet werden. Das Kalibrationstarget kann beispielsweise an einem Uroskop, einer Kompressionseinheit oder an einer verfahrbaren Achse beispielsweise umfassend die erste Röntgenquelle ange ordnet oder befestigt werden. Das Kalibrationstarget kann al ternativ statt eines bekannten Zubehörs, beispielsweise Uro skop oder Kompressionseinheit, mittels der vorhandenen Arre tierungsvorrichtungen angeordnet bzw. befestigt werden. Das Kalibrationstarget kann in einem Zubehör integriert sein und beispielsweise zusätzlich ein Abschirmelement aufweisen, wel che im Bildgebungsbetrieb das Kalibrationstarget abschirmt, so dass der Bildgebungsbetrieb ungestört ist, und im Kalibra tionsbetrieb das Kalibrationstarget für die Energiekalibrie rung nutzbar ist. Vorteilhaft kann die Anordnung des Kalibra tionstargets innerhalb des medizinischen Röntgengeräts durch Art und Ort der Befestigung im Wesentlichen reproduzierbar festgelegt sein. According to one aspect of the invention, the calibration target can be arranged, positioned or fastened on a patient couch, on a C-arm or on an accessory. The calibration target can be arranged, for example, by clamping on the medical device or essentially free positioning on a patient couch in the medical device. The calibration target can, for example, be arranged or attached to a uroscope, a compression unit or on a movable axis, for example comprising the first X-ray source. The calibration target can alternatively be arranged or attached instead of a known accessory, for example uroscope or compression unit, by means of the existing locking devices. The calibration target can be integrated in an accessory and, for example, additionally have a shielding element which shields the calibration target in imaging mode, so that the imaging operation is undisturbed and the calibration target can be used for energy calibration in calibration operation. The arrangement of the calibration target within the medical X-ray device can advantageously be determined essentially reproducibly by the type and location of the attachment.
Die Erfindung betrifft ferner ein Verfahren zur Energiekalib rierung eines ersten zählenden Röntgendetektors in einem me dizinischen Röntgengerät aufweisend die Schritte: The invention further relates to a method for energy calibration of a first counting x-ray detector in a medical x-ray device comprising the steps:
- Positionieren einer ersten Röntgenquelle und eines ersten zählenden Röntgendetektors, wobei ein Winkel zwischen der Flächennormale der Detektionsfläche und einem Zentral strahl des Strahlenbündels derart eingestellt ist, dass der Zentralstrahl des Strahlenbündels nicht-flächennormal zur Detektionsfläche verläuft,  Positioning a first x-ray source and a first counting x-ray detector, an angle between the surface normal of the detection surface and a central beam of the beam being set such that the central beam of the beam runs non-surface normal to the detection surface,
- Auslösen von ersten Kalibrationsphotonen aufweisend eine erste Energie und zweiten Kalibrationsphotonen aufweisend eine von der ersten Energie verschiedene zweite Energie in mindestens einem Kalibrationstarget durch einfallende Röntgenphotonen der ersten Röntgenquelle,  Triggering of first calibration photons having a first energy and second calibration photons having a second energy different from the first energy in at least one calibration target by incident X-ray photons from the first X-ray source,
- Detektieren der ersten Kalibrationsphotonen als ersten  - Detecting the first calibration photons as the first
Messwert und der zweiten Kalibrationsphotonen als zweiten Messwert in einem Detektorelement des ersten zählenden Röntgendetektors ,  Measured value and the second calibration photons as the second measured value in a detector element of the first counting x-ray detector,
- Bestimmen eines Ergebnisschwellwertes indikativ für eine Photonenenergie für das Detektorelement basierend auf dem ersten Messwert und dem zweiten Messwert, und  Determining a result threshold value indicative of a photon energy for the detector element based on the first measured value and the second measured value, and
- Einstellen des Ergebnisschwellwertes am ersten zählenden Röntgendetektor .  - Setting the result threshold on the first counting x-ray detector.
Der Schritt des Auslösens und der Schritt des Detektierens können derart eine Einheit bilden, so dass zunächst die aus gelösten ersten Kalibrationsphotonen bei einer Vielzahl ein gestellter Energieschwellwerte bzw. Referenzspannungen detek- tiert werden und anschließend die ausgelösten zweiten Kalib rationsphotonen bei der Vielzahl eingestellter Energie schwellwerte bzw. Referenzspannungen detektiert werden. Der erste bzw. zweite Messwert kann basierend auf der Anzahl der detektierten ersten bzw. zweiten Kalibrationsphotonen in Ab hängigkeit des Energieschwellwertes, insbesondere für im We sentlichen jedes Detektorelement einzeln, bestimmt werden. Beispielsweise kann der Messwert den Energieschwellwert bzw. die Referenzspannung bezeichnen, welche der Energie der Ka librationsphotonen zugeordnet werden kann. The step of triggering and the step of detecting can form a unit such that the first calibration photons set from a plurality of energy threshold values or reference voltages set are detected, and then the second calibration photons triggered at the plurality of energy threshold values or set Reference voltages are detected. The The first or second measurement value can be determined based on the number of detected first or second calibration photons as a function of the energy threshold value, in particular for essentially each detector element individually. For example, the measured value can denote the energy threshold value or the reference voltage, which can be assigned to the energy of the calibration photons.
Der Schritt des Bestimmens des Ergebnisschwellwertes erfolgt basierend auf dem ersten Messwert und dem zweiten Messwert, bevorzugt werden mehr als zwei Messwerte verwendet. Es kann beispielsweise eine, insbesondere lineare, Abhängigkeit der Messwerte von der jeweiligen Energie der Kalibrationsphotonen als Basis für das Bestimmen des Ergebnisschwellwertes verwen det werden. Der Ergebnisschwellwert bezeichnet dabei den Energieschwellwert bzw. die Referenzspannung, bei der die Energieschwelle des Detektorelements der gewünschten Photo nenenergie entspricht. Der Ergebnisschwellwert ist insbeson dere ein DAC-Wert. Die Energieschwelle kann insbesondere in keV angegeben werden. Der individuelle Ergebnisschwellwert eines Detektorelements als DAC-Wert entspricht insbesondere einer Photonenenergie in keV, wobei im Wesentlichen Röntgen photonen beispielsweise im Bildgebungsbetrieb mit einer grö ßeren Photonenenergie oberhalb dieser Energieschwelle detek- tiert werden können. Die Energieschwelle kann insbesondere zwischen der ersten und der zweiten Photonenenergie liegen. Der Ergebnisschwellwert kann mittels Extrapolation für Photo nenenergien oberhalb bzw. unterhalb beider Photonenenergien bestimmt bzw. abgeschätzt werden. The step of determining the result threshold value is based on the first measured value and the second measured value, preferably more than two measured values are used. For example, a, in particular linear, dependence of the measured values on the respective energy of the calibration photons can be used as the basis for determining the result threshold value. The result threshold denotes the energy threshold or the reference voltage at which the energy threshold of the detector element corresponds to the desired photo energy. The result threshold is in particular a DAC value. The energy threshold can be specified in keV in particular. The individual result threshold value of a detector element as DAC value corresponds in particular to a photon energy in keV, wherein essentially X-ray photons can be detected, for example in imaging mode, with a larger photon energy above this energy threshold. The energy threshold can lie in particular between the first and the second photon energy. The result threshold can be determined or estimated by extrapolation for photo energies above or below both photon energies.
Im Schritt des Einstellens wird der Ergebnisschwellwert im Detektorelement eingestellt. Bevorzugt wird das Verfahren für alle Detektorelemente durchgeführt, wobei die einzelnen In the setting step, the result threshold is set in the detector element. The method is preferably carried out for all detector elements, the individual ones
Schritte jeweils zeitlich parallel in den einzelnen Detekto relementen ausgeführt werden können. Vorteilhaft können nach einem Einstellen aller Detektorelemente alle Detektorelemente die im Wesentlichen gleiche Energieschwelle aufweisen. Das Verfahren kann vorteilhaft mehr als zwei Energien von Ka librationsphotonen und entsprechend mehr als zwei Messwerte umfassen, sodass die Genauigkeit der Energiekalibration vor teilhaft erhöht werden kann. Das Detektieren der ersten und zweiten Kalibrationsphotonen kann jeweils einen ersten bzw. zweiten Messwert oberhalb eines Schwellwerts umfassen. Insbe sondere können die ersten bzw. zweiten Messwerte für eine Vielzahl von Schwellwerten bestimmt werden, beispielsweise mittels eines sogenannten Schwellenscans. Der Messwert kann ein Zählwert von Kalibrationsphotonen über dem Schwellwert sein. Der Messwert kann ferner ein Maß für eine Energie, bei spielsweise Time-over-Threshold, angeben. Zur Aufnahme der ersten und zweiten Energie können verschiedene Kalibrations- targets verwendet werden. Zur Aufnahme der ersten und zweiten Energie kann ein Kalibrationstarget mit mehreren zu unter schiedlichen Fluoreszenzen anregbaren Materialien verwendet werden, wobei in diesem Fall vorteilhaft ein Schwellenscan im Schritt des Detektierens umfasst ist. Vorteilhaft kann eine zuverlässige und stabile Energiekalibrierung der einzelnen Detektorelemente erreicht werden. Das Verfahren kann ferner einen Schritt des Wiederholens umfassen, um die gesamte De tektionsfläche zu kalibrieren, wobei ein weiterer Teilbereich von den Kalibrationsphotonen beleuchtet wird. Die Prinzipien bekannter Verfahren können insbesondere im Schritt des Best immens des Ergebnisschwellwertes vorteilhaft angewendet wer den . Steps can be carried out in parallel in the individual detector elements. After all detector elements have been set, all detector elements can advantageously have the essentially same energy threshold. The method can advantageously comprise more than two energies of calibration photons and correspondingly more than two measured values, so that the accuracy of the energy calibration can be increased in part. The detection of the first and second calibration photons can in each case comprise a first or second measured value above a threshold value. In particular, the first or second measured values can be determined for a large number of threshold values, for example by means of a so-called threshold scan. The measured value can be a count value of calibration photons above the threshold value. The measured value can also give a measure of an energy, for example time-over-threshold. Different calibration targets can be used to absorb the first and second energy. A calibration target with several materials that can be excited to different fluorescences can be used to absorb the first and second energy, in which case a threshold scan is advantageously included in the detection step. A reliable and stable energy calibration of the individual detector elements can advantageously be achieved. The method can further comprise a step of repeating in order to calibrate the entire detection area, with a further partial area being illuminated by the calibration photons. The principles of known methods can be used to particular advantage in the step of determining the result threshold.
In einer alternativen Ausführungsform können die erste Rönt genquelle und der erste Röntgendetektor derart zueinander ausgerichtet sein, dass der Zentralstrahl des Strahlenbündels flächennormal zur Detektionsfläche verläuft. Zumindest der Teilbereich der Detektionsfläche kann beispielsweise mittels Kollimator oder/und Abschirmelement oder/und Streustrahlen element von Röntgenphotonen abgeschirmt sein. Das Kalibrati onstarget kann dabei derart angeordnet sein, dass die Kalib rationsphotonen auf den Teilbereich einfallen und dort detek- tierbar sind. Die Erfindung betrifft ferner ein Kalibrationstarget zur Ver wendung in einem erfindungsgemäßen Verfahren. Das Kalibrati onstarget ist derart ausgelegt, dass Kalibrationsphotonen mittels der Röntgenstrahlung der ersten Röntgenquelle auslös bar und in einem Teilbereich des ersten Röntgendetektors de- tektierbar sind. In an alternative embodiment, the first x-ray source and the first x-ray detector can be aligned with respect to one another in such a way that the central beam of the radiation beam extends normal to the detection surface. At least the partial area of the detection surface can be shielded from X-ray photons, for example, by means of a collimator and / or shielding element and / or scattered radiation element. The calibration target can be arranged in such a way that the calibration photons are incident on the partial area and can be detected there. The invention further relates to a calibration target for use in a method according to the invention. The calibration target is designed such that calibration photons can be triggered by means of the X-radiation from the first X-ray source and can be detected in a partial area of the first X-ray detector.
Die Erfindung betrifft ferner ein Kalibrationstarget zur Ver wendung in einem erfindungsgemäßen medizinischen Röntgenge rät. Das Kalibrationstarget kann insbesondere reproduzierbar im medizinischen Röntgengerät anordenbar sein. The invention further relates to a calibration target for use in a medical Röntgenge advises according to the invention. The calibration target can in particular be reproducibly arranged in the medical X-ray device.
Das medizinische Gerät kann ferner eine Recheneinheit aufwei send Mittel zum Durchführen eines erfindungsgemäßen Verfah rens umfassen, welche eine Bestimmungseinheit zum Bestimmen des Ergebnisschwellwertes und eine Speichereinheit zum Spei chern des Ergebnisschwellwertes aufweist. Es kann ein Compu terprogramm mit Programmcode vorgesehen sein, um das erfin dungsgemäße Verfahren durchzuführen, wenn das Computerpro gramm auf einem Computer bzw. der Recheneinheit ausgeführt wird. Es kann ferner ein computerlesbarer Datenträger mit Programmcode eines Computerprogramms vorgesehen sein, um das erfindungsgemäße Verfahren durchzuführen, wenn das Computer programm auf einem Computer bzw. der Recheneinheit ausgeführt wird . The medical device can further comprise a computing unit having means for carrying out a method according to the invention, which has a determination unit for determining the result threshold value and a storage unit for storing the result threshold value. A computer program with program code can be provided in order to carry out the method according to the invention when the computer program is executed on a computer or the computing unit. A computer-readable data carrier with program code of a computer program can also be provided in order to carry out the method according to the invention when the computer program is executed on a computer or the computing unit.
Nachfolgend werden Ausführungsbeispiele der Erfindung anhand von Zeichnungen näher erläutert. Hierbei zeigt: Exemplary embodiments of the invention are explained in more detail below with reference to drawings. Here shows:
FIG 1 eine schematische Darstellung des erfindungsgemäßen medizinischen Röntgengeräts in einer ersten Ausführungsform; 1 shows a schematic representation of the medical x-ray device according to the invention in a first embodiment;
FIG 2 eine schematische Darstellung des erfindungsgemäßen medizinischen Röntgengeräts in einer zweiten Ausführungsform; 2 shows a schematic representation of the medical x-ray device according to the invention in a second embodiment;
FIG 3 eine schematische Darstellung des erfindungsgemäßen medizinischen Röntgengeräts in einer dritten Ausführungsform; FIG 4 eine schematische Darstellung des erfindungsgemäßen medizinischen Röntgengeräts in einer vierten Ausführungsform; 3 shows a schematic illustration of the medical x-ray device according to the invention in a third embodiment; 4 shows a schematic representation of the medical x-ray device according to the invention in a fourth embodiment;
FIG 5 eine schematische Darstellung des erfindungsgemäßen medizinischen Röntgengeräts in einer fünften Ausführungsform; 5 shows a schematic representation of the medical X-ray device according to the invention in a fifth embodiment;
FIG 6 eine schematische Darstellung des erfindungsgemäßen medizinischen Röntgengeräts in einer sechsten Ausführungs- form; 6 shows a schematic illustration of the medical x-ray device according to the invention in a sixth embodiment;
FIG 7 eine schematische Darstellung des erfindungsgemäßen medizinischen Röntgengeräts in einer siebten Ausführungsform; und 7 shows a schematic representation of the medical X-ray device according to the invention in a seventh embodiment; and
FIG 8 eine schematische Darstellung des erfindungsgemäßen8 shows a schematic representation of the invention
Verfahrens . Procedure.
Die Fig. 1 zeigt eine beispielhafte Ausführung eines erfin dungsgemäßen medizinischen Röntgengeräts 1 in einer ersten Ausführungsform. Das medizinische Röntgengerät 1 weist eine erste Röntgenquelle 2 und einen ersten zählenden Röntgende tektor 4 auf, wobei die erste Röntgenquelle 2 ein Strahlen bündel 7 mit Röntgenphotonen 8 aussendet. Der erste zählende Röntgendetektor 4 weist eine Detektionsfläche 11 auf, wobei ein Winkel 14 zwischen der Flächennormale 13 der Detektions fläche 11 und einem Zentralstrahl 12 des Strahlenbündels 7 derart einstellbar ist, dass der Zentralstrahl 12 des Strah lenbündels 7 in einem Kalibrationsbetrieb nicht-flächennormal zur Detektionsfläche 11 verläuft. Ein Kalibrationstarget 6 ist derart positionierbar, dass im Kalibrationstarget 6 mit tels der Röntgenphotonen 8 Kalibrationsphotonen 9 ausgelöst werden und die Kalibrationsphotonen 9 auf zumindest einen Teilbereich 15 der Detektionsfläche 11 einfallen, und wobei der Teilbereich 15 der Detektionsfläche 11 von Röntgenphoto nen 8 im Wesentlichen abgeschirmt ist. In einem Bildgebungs- betrieb ist der erste zählende Röntgendetektor 4 der ersten Röntgenquelle 2 zugeordnet. Ein Abschirmelement 10 ist derart angeordnet, dass der Teilbereich 15 der Detektionsfläche 11 von Röntgenphotonen 8 im Wesentlichen abgeschirmt ist. Das Kalibrationstarget 6 weist ein mittels der Röntgenphotonen 8 zur Fluoreszenz anregbares Material auf. Das Kalibrationstar- get 6 kann mehrere zu unterschiedlichen Fluoreszenzen anreg bare Materialien aufweisen. 1 shows an exemplary embodiment of a medical X-ray device 1 according to the invention in a first embodiment. The medical x-ray device 1 has a first x-ray source 2 and a first counting x-ray detector 4, the first x-ray source 2 emitting a beam 7 with x-ray photons 8. The first counting x-ray detector 4 has a detection surface 11, an angle 14 between the surface normal 13 of the detection surface 11 and a central beam 12 of the beam 7 being adjustable such that the central beam 12 of the beam 7 in a calibration operation is non-surface normal to the detection surface 11 runs. A calibration target 6 can be positioned in such a way that calibration photons 9 are triggered in the calibration target 6 by means of the x-ray photons 8 and the calibration photons 9 are incident on at least a partial area 15 of the detection area 11, and the partial area 15 of the detection area 11 is essentially shielded from x-ray photos 8 , In an imaging operation, the first counting x-ray detector 4 is assigned to the first x-ray source 2. A shielding element 10 is arranged such that the partial area 15 of the detection surface 11 is essentially shielded from X-ray photons 8. The calibration target 6 has a material that can be excited by means of the X-ray photons 8 for fluorescence. The calibration target 6 can have several materials that can be excited to different fluorescences.
Die Fig. 2 zeigt eine beispielhafte Ausführung eines erfin dungsgemäßen medizinischen Röntgengeräts 1 in einer zweiten Ausführungsform. Ein Streustrahlenelement 18 ist am ersten Röntgendetektor 4 angeordnet, welches eine wählbare Richtung aufweist, so dass im Wesentlichen nur Kalibrationsphotonen 9 auf den Teilbereich 15 der Detektionsfläche 11 einfallen. Die Röntgenphotonen 8' werden vom Streustrahlenelement 18 im We sentlichen vollständig absorbiert. 2 shows an exemplary embodiment of a medical X-ray device 1 according to the invention in a second embodiment. A scattered radiation element 18 is arranged on the first X-ray detector 4, which has a selectable direction, so that essentially only calibration photons 9 are incident on the partial area 15 of the detection surface 11. The X-ray photons 8 'are essentially completely absorbed by the scattered radiation element 18.
Die Fig. 3 zeigt eine beispielhafte Ausführung eines erfin dungsgemäßen medizinischen Röntgengeräts 1 in einer dritten Ausführungsform. Die erste Röntgenquelle 2 ist relativ zum ersten zählenden Röntgendetektor 4 verstellbar, insbesondere drehbar oder verfahrbar beispielsweise entlang des Pfads 17, ist. Ein Kollimator 16 ist an der ersten Röntgenquelle 2 der art angeordnet, dass der Teilbereich 15 der Detektionsfläche 11 von Röntgenphotonen 8 im Wesentlichen abgeschirmt ist und das Kalibrationstarget 6 mit den Röntgenphotonen 8 beleuchtet wird, so dass Kalibrationsphotonen 9 ausgelöst werden. 3 shows an exemplary embodiment of a medical X-ray device 1 according to the invention in a third embodiment. The first x-ray source 2 is adjustable relative to the first counting x-ray detector 4, in particular is rotatable or movable, for example along the path 17. A collimator 16 is arranged on the first X-ray source 2 in such a way that the partial area 15 of the detection area 11 is essentially shielded from X-ray photons 8 and the calibration target 6 is illuminated with the X-ray photons 8, so that calibration photons 9 are triggered.
Die Fig. 4 zeigt eine beispielhafte Ausführung eines erfin dungsgemäßen medizinischen Röntgengeräts 1 in einer vierten Ausführungsform. Der erste zählende Röntgendetektor 4 ist drehbar um eine Achse senkrecht zum Zentralstrahl 12 gela gert. Das Abschirmelement 10 ist derart angeordnet, dass im Wesentlichen keine Röntgenphotonen 8 auf den ersten Röntgen detektor 4 einfallen. 4 shows an exemplary embodiment of a medical X-ray device 1 according to the invention in a fourth embodiment. The first counting X-ray detector 4 is rotatable about an axis perpendicular to the central beam 12. The shielding element 10 is arranged such that essentially no X-ray photons 8 are incident on the first X-ray detector 4.
Die Fig. 5 zeigt eine beispielhafte Ausführung eines erfin dungsgemäßen medizinischen Röntgengeräts 1 in einer fünften Ausführungsform. Der erste Röntgendetektor 4 ist soweit um den Winkel 14 gegenüber dem Zentralstrahl 12 gedreht, dass keine Röntgenphotonen 8 direkt auf die Detektionsfläche 11 einfallen. Die Rückseite des ersten Röntgendetektors 4 kann als Abschirmelement 10 wirken. 5 shows an exemplary embodiment of a medical X-ray device 1 according to the invention in a fifth embodiment. The first X-ray detector 4 is rotated by the angle 14 with respect to the central beam 12 to such an extent that no X-ray photons 8 are incident directly on the detection surface 11. The back of the first X-ray detector 4 can act as a shielding element 10.
Die Fig. 6 zeigt eine beispielhafte Ausführung eines erfin dungsgemäßen medizinischen Röntgengeräts 1 in einer sechsten Ausführungsform. In einem Bildgebungsbetrieb ist der erste zählende Röntgendetektor 4 einer zweiten Röntgenquelle 3 und ein zweiter Röntgendetektor 5 der ersten Röntgenquelle 2 zu geordnet. Das Kalibrationstarget 6 ist im Kreuzungspunkt von Zentralstrahl 12 und Flächennormale 13 angeordnet. Das medi zinische Röntgengerät ist insbesondere ein Dual-Plane C- Bogensystem. 6 shows an exemplary embodiment of a medical X-ray device 1 according to the invention in a sixth embodiment. In an imaging operation, the first counting x-ray detector 4 is assigned to a second x-ray source 3 and a second x-ray detector 5 to the first x-ray source 2. The calibration target 6 is arranged at the intersection of the central beam 12 and the surface normal 13. The medical X-ray device is in particular a dual-plane C-arm system.
Die Fig. 7 zeigt eine beispielhafte Ausführung eines erfin dungsgemäßen medizinischen Röntgengeräts 1 in einer siebten Ausführungsform. Das Kalibrationstarget 6' ist auf einer Pa tientenliege 19 angeordnet. Alternativ ist das Kalibrations- target 6, 6 ' an einem C-Arm oder an einem Zubehör anordenbar.7 shows an exemplary embodiment of a medical X-ray device 1 according to the invention in a seventh embodiment. The calibration target 6 'is arranged on a patient bed 19. Alternatively, the calibration target 6, 6 'can be arranged on a C-arm or on an accessory.
Das Kalibrationstarget 6' umfasst das Kalibrationstarget 6 an sich sowie eine Abschirmelement oder einen Kollimator, so dass im Wesentlichen nur Kalibrationsphotonen 9 auf den Teil bereich 15 der Detektionsfläche 11 einfallen und der Teilbe reich 15 der Detektionsfläche 11 von Röntgenphotonen 8 im We sentlichen abgeschirmt ist. The calibration target 6 'comprises the calibration target 6 itself and a shielding element or a collimator, so that essentially only calibration photons 9 are incident on the partial area 15 of the detection area 11 and the partial area 15 of the detection area 11 is essentially shielded from X-ray photons 8.
Die Fig. 8 zeigt eine beispielshafte Ausführung eines erfin dungsgemäßen Verfahrens 100 zur Energiekalibrierung eines ersten zählenden Röntgendetektors in einem medizinischen Röntgengerät. In einem ersten Schritt des Positionierens 101 wird eine erste Röntgenquelle und ein erster zählender Rönt gendetektor positioniert, wobei ein Winkel zwischen der Flä chennormale der Detektionsfläche und einem Zentralstrahl des Strahlenbündels derart eingestellt ist, dass der Zentral strahl des Strahlenbündels nicht-flächennormal zur Detekti onsfläche verläuft. Im darauffolgenden Schritt des Auslösens 102 werden erste Kalibrationsphotonen aufweisend eine erste Energie und zweite Kalibrationsphotonen aufweisend eine von der ersten Energie verschiedene zweite Energie in mindestens einem Kalibrationstarget, beispielsweise unterschiedliche Ka librationstargets mit unterschiedlichen Materialien zum Aus lösen einer ersten bzw. zweiten Energie oder eines Kalibrati onstargets mit mehreren Materialien zum Auslösen der ersten bzw. zweiten Energie, durch einfallende Röntgenphotonen der ersten Röntgenquelle ausgelöst. Im darauffolgenden Schritt des Detektierens 103 werden erste Kalibrationsphotonen als erster Messwert und zweite Kalibrationsphotonen als zweiter Messwert in einem Detektorelement des ersten zählenden Rönt gendetektors detektiert. Im darauffolgenden Schritt des Best immens 104 wird ein Ergebnisschwellwert indikativ für eine Photonenenergie für das Detektorelement basierend auf dem ersten Messwert und dem zweiten Messwert bestimmt. Im darauf folgenden Schritt des Einstellens 105 wird der Ergebnis schwellwert am ersten zählenden Röntgendetektor eingestellt. 8 shows an exemplary embodiment of a method 100 according to the invention for energy calibration of a first counting x-ray detector in a medical x-ray device. In a first step of positioning 101, a first x-ray source and a first counting x-ray detector are positioned, an angle between the surface normal of the detection surface and a central beam of the beam being set such that the central beam of the beam runs non-surface normal to the detection surface , In the subsequent step of triggering 102, first calibration photons having a first energy and second calibration photons having one of the first energy different second energy in at least one calibration target, for example different calibration targets with different materials for triggering a first or second energy or a calibration target with several materials for triggering the first or second energy, triggered by incident X-ray photons of the first X-ray source , In the subsequent step of detecting 103, first calibration photons are detected as the first measured value and second calibration photons as the second measured value in a detector element of the first counting X-ray detector. In the subsequent step of the determination 104, a result threshold value is determined indicatively for a photon energy for the detector element based on the first measured value and the second measured value. In the subsequent step of setting 105, the result threshold value is set on the first counting X-ray detector.
Obwohl die Erfindung im Detail durch das bevorzugte Ausfüh rungsbeispiel näher illustriert wurde, so ist die Erfindung nicht durch die offenbarten Beispiele eingeschränkt und ande re Variationen können vom Fachmann hieraus abgeleitet werden, ohne den Schutzumfang der Erfindung zu verlassen. Although the invention has been illustrated in more detail by the preferred exemplary embodiment, the invention is not restricted by the disclosed examples and other variations can be derived therefrom by a person skilled in the art without departing from the scope of the invention.

Claims

Patentansprüche claims
1. Medizinisches Röntgengerät (1) aufweisend eine erste Röntgenquelle (2) und einen ersten zählenden Röntgende tektor ( 4 ) , wobei 1. Medical X-ray device (1) having a first X-ray source (2) and a first counting X-ray detector (4), wherein
a. die erste Röntgenquelle (2) ein Strahlenbündel (7) mit Röntgenphotonen (8) aussendet,  a. the first X-ray source (2) emits a beam (7) with X-ray photons (8),
b. der erste zählende Röntgendetektor (4) eine Detek tionsfläche (11) aufweist, wobei ein Winkel (14) zwischen der Flächennormale (13) der Detektionsflä che (11) und einem Zentralstrahl (12) des Strahlen bündels (7) derart einstellbar ist, dass der Zent ralstrahl (12) des Strahlenbündels (7) in einem Ka librationsbetrieb nicht-flächennormal zur Detekti onsfläche (11) verläuft,  b. the first counting x-ray detector (4) has a detection surface (11), an angle (14) between the surface normal (13) of the detection surface (11) and a central beam (12) of the beam (7) being adjustable such that the central beam (12) of the beam (7) in a calibration operation is not normal to the detection surface (11),
c. ein Kalibrationstarget (6) derart positionierbar ist, dass im Kalibrationstarget (6) mittels der Röntgenphotonen (8) Kalibrationsphotonen (9) ausge löst werden und die Kalibrationsphotonen (9) auf zumindest einen Teilbereich (15) der Detektionsflä che (11) einfallen, und wobei der Teilbereich (15) der Detektionsfläche (11) von Röntgenphotonen (8) im Wesentlichen abgeschirmt ist.  c. a calibration target (6) can be positioned such that calibration photons (9) are triggered in the calibration target (6) by means of the X-ray photons (8) and the calibration photons (9) fall onto at least a partial area (15) of the detection surface (11), and wherein the partial area (15) of the detection area (11) is essentially shielded from X-ray photons (8).
2. Medizinisches Röntgengerät (1) nach Anspruch 1, wobei der erste zählende Röntgendetektor (4) drehbar um eine Achse senkrecht zum Zentralstrahl (12) gelagert ist. 2. Medical X-ray device (1) according to claim 1, wherein the first counting X-ray detector (4) is rotatably mounted about an axis perpendicular to the central beam (12).
3. Medizinisches Röntgengerät (1) nach einem der vorange henden Ansprüche, wobei die erste Röntgenquelle (2) re lativ zum ersten zählenden Röntgendetektor (4) ver stellbar, insbesondere drehbar oder verfahrbar, ist. 3. Medical X-ray device (1) according to one of the preceding claims, wherein the first X-ray source (2) is adjustable relative to the first counting X-ray detector (4), in particular rotatable or movable.
4. Medizinisches Röntgengerät (1) einem der vorangehenden Ansprüche, wobei in einem Bildgebungsbetrieb der erste zählende Röntgendetektor (4) der ersten Röntgenquelle (2) zugeordnet ist. 4. Medical X-ray device (1) according to one of the preceding claims, wherein in an imaging operation the first counting X-ray detector (4) is assigned to the first X-ray source (2).
5. Medizinisches Röntgengerät (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei in einem Bildgebungsbetrieb der erste zählende Röntgendetektor (4) einer zweiten Röntgenquel le (3) und ein zweiter Röntgendetektor (5) der ersten Röntgenquelle (2) zugeordnet ist. 5. Medical X-ray device (1) according to one of claims 1 to 3, wherein in an imaging operation the first counting X-ray detector (4) of a second X-ray source (3) and a second X-ray detector (5) is assigned to the first X-ray source (2).
6. Medizinisches Röntgengerät (1) nach einem der vorange henden Ansprüche, wobei das Kalibrationstarget (6) im Kreuzungspunkt von Zentralstrahl (12) und Flächennorma le (13) angeordnet ist. 6. Medical X-ray device (1) according to one of the preceding claims, wherein the calibration target (6) is arranged at the crossover point of the central beam (12) and Flächennorma le (13).
7. Medizinisches Röntgengerät (1) nach einem der vorange henden Ansprüche, wobei ein Streustrahlenelement (18) am ersten Röntgendetektor (4) angeordnet ist, welches eine wählbare Richtung aufweist, so dass im Wesentli chen nur Kalibrationsphotonen (9) auf den Teilbereich (15) der Detektionsfläche (11) einfallen. 7. Medical X-ray device (1) according to one of the preceding claims, wherein a scattered radiation element (18) is arranged on the first X-ray detector (4) which has a selectable direction, so that essentially only calibration photons (9) on the partial area (15 ) of the detection surface (11).
8. Medizinisches Röntgengerät (1) nach einem der vorange henden Ansprüche, wobei ein Abschirmelement (10) derart angeordnet ist, dass der Teilbereich (15) der Detekti onsfläche (11) von Röntgenphotonen (8) im Wesentlichen abgeschirmt ist. 8. Medical X-ray device (1) according to one of the preceding claims, wherein a shielding element (10) is arranged such that the partial region (15) of the detection surface (11) is essentially shielded from X-ray photons (8).
9. Medizinisches Röntgengerät (1) nach einem der vorange henden Ansprüche, wobei ein Kollimator (16) an der ers ten Röntgenquelle (2) derart angeordnet ist, dass der Teilbereich (15) der Detektionsfläche (11) von Röntgen photonen (8) im Wesentlichen abgeschirmt ist. 9. Medical X-ray device (1) according to one of the preceding claims, wherein a collimator (16) on the first X-ray source (2) is arranged such that the partial area (15) of the detection surface (11) of X-ray photons (8) in Is essentially shielded.
10. Medizinisches Röntgengerät (1) nach einem der Ansprüche 8 bis 9, wobei das Kalibrationstarget (9) eine Abschir melement oder einen Kollimator umfasst, so dass im We sentlichen nur Kalibrationsphotonen (9) auf den Teilbe reich (15) der Detektionsfläche (11) einfallen und der Teilbereich (15) der Detektionsfläche (11) von Röntgen photonen (8) im Wesentlichen abgeschirmt ist. 10. Medical X-ray device (1) according to one of claims 8 to 9, wherein the calibration target (9) comprises a shielding element or a collimator, so that essentially only calibration photons (9) on the partial area (15) of the detection area (11 ) occur and the partial area (15) of the detection area (11) is essentially shielded from X-ray photons (8).
11. Medizinisches Röntgengerät (1) nach einem der vorange henden Ansprüche, wobei das Kalibrationstarget (9) ein mittels der Röntgenphotonen (8) zur Fluoreszenz anreg bares Material aufweist. 11. Medical X-ray device (1) according to one of the preceding claims, wherein the calibration target (9) comprises a material that can be excited by means of the X-ray photons (8) for fluorescence.
12. Medizinisches Röntgengerät (1) nach Anspruch 11, wobei das Kalibrationstarget (9) mehrere zu unterschiedlichen Fluoreszenzen anregbare Materialien aufweist. 12. The medical X-ray device (1) according to claim 11, wherein the calibration target (9) has a plurality of materials that can be excited to different fluorescences.
13. Medizinisches Röntgengerät (1) nach einem der vorange henden Ansprüche, wobei das Kalibrationstarget (6, 6') auf einer Patientenliege (19), an einem C-Arm oder an einem Zubehör anordenbar ist. 13. Medical X-ray device (1) according to one of the preceding claims, wherein the calibration target (6, 6 ') on a patient couch (19), on a C-arm or on an accessory can be arranged.
14. Verfahren zur Energiekalibrierung (100) eines ersten zählenden Röntgendetektors (4) in einem medizinischen Röntgengerät (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 13 auf weisend die Schritte: 14. A method for energy calibration (100) of a first counting x-ray detector (4) in a medical x-ray device (1) according to one of claims 1 to 13, comprising the steps:
a. Positionieren (101) einer ersten Röntgenquelle (2) und eines ersten zählenden Röntgendetektors (4), wobei ein Winkel (14) zwischen der Flächennormale (13) der Detektionsfläche (11) und einem Zentral strahl (12) des Strahlenbündels (7) derart einge stellt ist, dass der Zentralstrahl (12) des Strah lenbündels (7) nicht-flächennormal zur Detektions fläche (11) verläuft,  a. Positioning (101) a first x-ray source (2) and a first counting x-ray detector (4), an angle (14) between the surface normal (13) of the detection surface (11) and a central beam (12) of the beam (7) being inserted in such a way is that the central beam (12) of the beam (7) is not normal to the detection surface (11),
b. Auslösen (102) von ersten Kalibrationsphotonen (9) aufweisend eine erste Energie und zweiten Kalibra tionsphotonen aufweisend eine von der ersten Ener gie verschiedene zweite Energie in mindestens einem Kalibrationstarget (6) durch einfallende Röntgen photonen (8) der ersten Röntgenquelle (2), c. Detektieren (103) der ersten Kalibrationsphotonen (9) als ersten Messwert und der zweiten Kalibrati onsphotonen als zweiten Messwert in einem Detekto relement des ersten zählenden Röntgendetektors (4), d. Bestimmen (104) eines Ergebnisschwellwertes indika tiv für eine Photonenenergie für das Detektorele- ment basierend auf dem ersten Messwert und dem zweiten Messwert, und b. Triggering (102) first calibration photons (9) having a first energy and second calibration photons having a second energy different from the first energy in at least one calibration target (6) by incident X-ray photons (8) of the first X-ray source (2), c , Detecting (103) the first calibration photons (9) as the first measured value and the second calibration photons as the second measured value in a detector element of the first counting X-ray detector (4), d. Determining (104) a result threshold indicative of a photon energy for the detector element ment based on the first measured value and the second measured value, and
e. Einstellen (105) des Ergebnisschwellwertes am ers ten zählenden Röntgendetektor (4).  e. Setting (105) the result threshold on the first counting x-ray detector (4).
15. Kalibrationstarget (6, 6') zur Verwendung in einem Ver fahren (100) nach Anspruch 14. 15. calibration target (6, 6 ') for use in a method (100) according to claim 14.
16. Kalibrationstarget (6, 6') zur Verwendung in einem me- dizinischen Röntgengerät (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 13. 16. Calibration target (6, 6 ') for use in a medical x-ray device (1) according to one of claims 1 to 13.
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DE (1) DE102018212001B4 (en)
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN113534228A (en) * 2020-04-14 2021-10-22 西门子医疗有限公司 Method and device for dose measurement in an X-ray device

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20120128131A1 (en) * 2010-11-19 2012-05-24 Siemens Aktiengesellschaft Device And Method For Calibrating An X-Ray Detector, Calibration Apparatus And X-Ray Apparatus
DE102012204360A1 (en) * 2012-03-20 2013-09-26 Siemens Aktiengesellschaft Method for energy calibration of photon-counting X-ray detector in computer tomograph or C-arm apparatus, involves collimating X-ray bundle outgoing from source, and performing energy calibration of detector with fluorescence radiation
DE102012204350A1 (en) 2012-03-20 2013-09-26 Siemens Aktiengesellschaft Method for energy calibration of quantum-counting X-ray detectors in a dual-source computer tomograph
DE102011080656B4 (en) 2011-08-09 2013-11-14 Siemens Aktiengesellschaft Method for homogenizing the threshold values of a multichannel quantum-counting radiation detector
US8585286B2 (en) 2008-04-01 2013-11-19 Koninklijke Philips N.V. Spectral detector calibration

Family Cites Families (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7635221B2 (en) * 2008-01-11 2009-12-22 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Mechanically flexible X-ray imaging system
EP3201653A1 (en) 2014-10-04 2017-08-09 Ibex Innovations Ltd. Improvements relating to scatter in x-ray apparatus and methods of their use

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8585286B2 (en) 2008-04-01 2013-11-19 Koninklijke Philips N.V. Spectral detector calibration
US20120128131A1 (en) * 2010-11-19 2012-05-24 Siemens Aktiengesellschaft Device And Method For Calibrating An X-Ray Detector, Calibration Apparatus And X-Ray Apparatus
DE102011080656B4 (en) 2011-08-09 2013-11-14 Siemens Aktiengesellschaft Method for homogenizing the threshold values of a multichannel quantum-counting radiation detector
DE102012204360A1 (en) * 2012-03-20 2013-09-26 Siemens Aktiengesellschaft Method for energy calibration of photon-counting X-ray detector in computer tomograph or C-arm apparatus, involves collimating X-ray bundle outgoing from source, and performing energy calibration of detector with fluorescence radiation
DE102012204350A1 (en) 2012-03-20 2013-09-26 Siemens Aktiengesellschaft Method for energy calibration of quantum-counting X-ray detectors in a dual-source computer tomograph

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN113534228A (en) * 2020-04-14 2021-10-22 西门子医疗有限公司 Method and device for dose measurement in an X-ray device

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