DE10353197A1

DE10353197A1 - Verfahren und Einrichtung zum Korrigieren eines Artefakt durch ein gehaltenes Bild

Info

Publication number: DE10353197A1
Application number: DE10353197A
Authority: DE
Inventors: Brian David Yanoff; Douglas Albagli
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 2002-11-14
Filing date: 2003-11-13
Publication date: 2004-06-09
Also published as: JP4366177B2; JP2004160238A; FR2847418B1; FR2847418A1; US7065177B2; US20040096036A1

Abstract

Eine Technik zum Kompensieren eines Nachwirkungsbildes beinhaltet die Anwendung eines bimodalen Auslesens abwechselnder heller und dunkler Bilder. Die bimodale Auslesetechnik ergibt sich aus dem schnelleren Lesen entweder heller oder dunkler Rahmen, was die Zuordnung von zusätzlicher Zeit zu den Röntgenbelichtungen, die vor den hellen Rahmen auftreten, oder zu dem anderen Lesevorgang ermöglicht. Das bimodale Auslesen kann durch eine Zusammenfassungsprozedur erreicht werden, mittels welcher Abtastlinien zusammengefaßt und typischerweise während des Auslesens eines dunklen Rahmens gelesen werden. Die durch das Auslesen der dunklen Rahmen erfaßten Bilder können dann dazu verwendet werden, Nachwirkungsbild-Artefakte zu kompensieren, welche in dem aus den hellen Rahmen abgeleiteten Bild vorhanden sind.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft im allgemeinen eine Technik zur Sicherstellung einer effektiven Röntgendosis während Bildgebungsprozeduren. Insbesondere betrifft die Erfindung eine Erhöhung der Röntgendosis pro Bildbelichtung unter gleichzeitiger Reduzierung der Anzahl von Belichtungsereignissen, so daß eine effektive Röntgendosis während der Bildgebung sichergestellt ist.
Digitale Röntgen-Bildgebungssysteme erlangen zunehmend eine weite Verbreitung für die Erzeugung digitaler Daten, welche zu nützlichen radiographischen Bildern (Röntgenbildern) rekonstruiert werden können. In derzeitigen digitalen Röntgen-Bildgebungssystemen wird Strahlung aus einer Quelle auf eine Versuchsperson, typischerweise einem Patienten, in einer medizinischen Untersuchungsanwendung gerichtet. Ein Teil der Strahlung passiert den Patienten und trifft auf einem Detektor auf. Die Oberfläche des Detektors wandelt die Strahlung in Lichtphotonen um, welche erfaßt werden. Der Detektor ist in eine Matrix diskreter Bildelemente oder Pixel unterteilt und codiert Ausgangssignale auf der Basis der auf jeden Pixelbereich auftreffenden Menge oder Intensität der Strahlung. Da die Strahlungsintensität verändert wird, wenn die Strahlung den Patienten passiert, liefern die auf der Basis der Ausgangssignale rekonstruierten Bilder eine Projektion der Gewebe des Patienten ähnlich denjenigen, welche mittels herkömmlicher photographischer Filmtechniken erzielbar sind.
Digitale Röntgen-Bildgebungssysteme sind insbesondere aufgrund ihrer Fähigkeit nützlich, digitale Daten zu sammeln, welche in von Radiologen und Diagnosen stellenden Ärzten benötigte Bilder rekonstruiert und digital gespeichert oder archiviert werden können, bis sie benötigt werden. In herkömmlichen Filmbasierenden radiographischen Techniken werden tatsächliche Filme vorbereitet, belichtet, entwickelt und für die Nutzung durch den Radiologen gelagert. Obwohl die Filme ein ausgezeichnetes diagnostisches Werkzeug insbesondere aufgrund ihrer Fähigkeit bereitstellen, signifikante anatomische Details zu erfassen, sind sie von Natur aus schwierig zwischen Orten, wie z.B. einer Bildgebungsanlage oder – abteilung zu Orten verschiedener Ärzte, zu übertragen. Die von direkten digitalen Röntgen-Systemen erzeugten digitalen Daten können andererseits verarbeitet und verbessert, gespeichert und über Netzwerke übertragen, und zur Rekonstruktion von Bildern verwendet werden, welche auf Monitoren und anderen Softcopy- bzw. Bildschirm-Anzeigevorrichtungen an jedem gewünschten Ort angezeigt werden. Ähnliche Vorteile werden von Digitalisierungssystemen geboten, welche herkömmliche radiographische Bilder aus einem Film in digitale Daten umwandeln.
Trotz ihrer Nützlichkeit in der Erfassung, Speicherung und Übertragung von Bilddaten müssen digitale Röntgen-Systeme noch eine Reihe von Herausforderungen überwinden. Beispielsweise können Röntgen-Systeme für eine Reihe unterschiedlicher Arten von Überprüfungen einschließlich radiographischer und fluoroskopischer Bildgebung eingesetzt werden. Neben anderen Unterscheidungsmerkmalen sind diese zwei Arten von Bildgebungsuntersuchungen durch signifikant unterschiedliche Strahlungspegel gekennzeichnet, welche zur Erzeugung der Abbildungsdaten verwendet werden. Insbesondere verwenden radiographische Bildgebungsfolgen wesentlich höhere Strahlungspegel als fluoroskopische Bildgebungsfolgen. In einer Reihe von Anwendungen kann es erwünscht sein, beide Arten von Bildgebungsfolgen nacheinander durchzuführen, um unterschiedliche Arten von Daten zu erhalten, und um Patienten insgesamt niedrigeren Strahlungspegeln auszusetzen. Derzeitige digitale Röntgen-Systeme können jedoch bei der Durchführung fluoroskopischer Bildgebungsfolgen nach radiologischen Folgen auf Schwierigkeiten stoßen.
Insbesondere verwenden derzeitige digitale Röntgen-Systeme amorphe Siliziumdetektoren mit Anordnungen von Photodioden und Dünnfilmtransistoren unterhalb eines Röntgen-Szintillators. Einfallende Röntgenstrahlen treten mit dem Szintillator in Wechselwirkung, um Lichtphotonen zu emittieren, welche von den Photodioden unter Erzeugung von Elektronen/Loch-Paaren absorbiert werden. Die Dioden, welche zu Beginn mit einigen Volt einer Rückwärtsvorspannung geladen sind, werden dadurch proportional zu der Intensität der Röntgenbelichtung entla den. Die den Dioden zugeordneten Dünnfilmtransistorschalter werden dann sequentiell aktiviert, und die Dioden werden mittels einer ladungsempfindlichen Schaltung nachgeladen, wobei die für diesen Prozeß benötigte Ladung gemessen wird.
Rohsignale aus dem Detektor können mehrere Korrekturen erfordern, um ein genaues Maß der einfallenden Röntgen-Intensität zu liefern. Eine dieser Korrekturen betrifft einen Offset bzw. eine Verschiebung, oder das Signal, welches bei fehlender Röntgenbelichtung existiert, welches sich aus einer Stromleckage in den Dioden ergeben kann.
Eine zweite Quelle für dieses Restsignal ist die vorausgehende Bestrahlungshistorie der Dioden, ein als Verzug bzw. Verschleppung bekanntes Phänomen. Eine Verschleppung tritt auf, wenn die einem Pixel zugeordnete Signalstärke von dem vorherigen Röntgenbelichtungsereignis bzw. -ereignissen abhängt. Aufgrund der Natur des amorphen Siliziums der Detektorplatte enthalten die Photodioden Einfangstellen, welche nach einer Röntgenanregung gefüllt werden, und welche sich danach in einem Abklingprozeß mit einer relativ langen Zeitkonstante entleeren. Demzufolge wird ein abklingendes Bild durch den Detektor beibehalten. Die Größe der Bildnachwirkung in Röntgendetektoren ist relativ klein, und klingt mit der Zeit ab, da sich die Einfangstellen thermisch entleeren, so daß die Verschleppung langsam abklingt bis es nicht mehr sichtbar ist. In radiographischen Einzelschuß-Anwendungen stellt die Bildnachwirkung im allgemeinen keine Probleme dar, da eine relativ lange Zeitdauer zwischen den Belichtungen vorliegt.
Die Bildnachwirkung in Röntgendetektoren stellt jedoch ein erhebliches Problem in Anwendungen dar, welche einen gemischten radiographischen und fluoroskopischen Betrieb erfordern. Wiederum können, da die fluoroskopischen Signalpegel wesentlich niedriger (z.B. zwei oder drei Größenordnungen kleiner) als die radiographischen Signale sind, wenn eine fluoroskopische Bildgebungsfolge einer radiographischen Belichtung folgt, das Nachwirkungsbild, obwohl es nur einen Bruchteil des radiographischen Signals ist, vergleichbar oder sogar größer als das fluoroskopische Signal sein. Im unkorrigierten Zustand erscheint ein Geisterbild des radiographischen Bildes in dem rekonstruierten fluoroskopischen Bild.
Eine Technik, welche zum Reduzieren der Effekte der Verschleppung im gemischten radiographischen und fluoroskopischen Betrieb angewendet wird, besteht in dem Betrieb der Röntgenröhre bei der halben Teilbild- bzw. Rahmenrate des Röntgendetektors während der Fluoroskopie. Aufgrund dieses Unterschiedes zwischen dem Betrieb der Röntgenröhre und dem Detektor erfolgt jede zweite Auslesung des Detektors bei einer fehlenden Röntgenbelichtung und liefert daher ein Maß für die Verschleppung zu diesem Erfassungszeitpunkt. Die aus diesen dunklen Teilbildern bzw. Rahmen ermittelten Verschleppungsmaße können zum Korrigieren der hellen Bilder entweder in Echtzeit oder zeitversetzt verwendet werden.
Um jedoch dieselbe Bildqualität trotz Anwendung dieser Verschleppungskorrekturtechnik sicherzustellen, muß angenähert dieselbe Röntgenstrahlendosis pro Sekunde an den Detektor bei der halben Anzahl von Belichtungen geliefert werden. Zur Lösung dieser Dosisanforderung wird entweder der Röntgenfluß pro Belichtung, oder die Dauer der Belichtung verdoppelt, oder eine äquivalente Kombination von erhöhtem Fluß und Dauer angewendet. Bei einigen Betriebsbedingungen, wie z.B. dicken Patienten, kann jedoch bereits die maximale Dauer angewendet werden. Ebenso kann die Erhöhung des Spitzen-Röntgenflusses pro Belichtung die Röntgenröhre belasten und dadurch die Röhrenlebensdauer verringern.
Es besteht daher ein Bedarf nach einer verbesserten Technik für die Sicherstellung der Bildqualität unter Zulassung der Verschleppungskorrektur während gemischter radiographischer und fluoroskopischer Betriebsarten. Es besteht ein besonderer Bedarf nach einer Technik, welche die verfügbare Belichtungszeit während der fluoroskopischen Bildgebung so verlängern kann, daß dieselbe Röntgendosis pro Sekunde an den Detektor bei einer verringerten Anzahl von Belichtungen ohne Verschlechterung der Röntgenröhrenleistung geliefert werden kann.
KURZBESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung stellt eine Technik bereit, welche dafür ausgelegt ist, eine Zunahme der Dauer einer Röntgenbelichtung zu ermöglichen, indem die Zeit reduziert wird, welche zur Ausführung abwechselnder Auslesevorgänge erforderlich ist. Die Technik ist insbesondere gut für eine fluoroskopische Bildgebung geeignet, in welcher eine Verschleppungskorrektur, wie z.B. nach einer radiogra phischen Belichtung, durchgeführt wird. Unter solchen Umständen kann der an dunklen Rahmen durchgeführte Auslesevorgang zum Erzielen eines Verschleppungskorrekturbildes schneller als der Auslesevorgang von hellen Rahmen durchgeführt werden, was zu einem bimodalen Auslesevorgang führt. Ein in dieser Weise ausgeführtes bimodales Auslesen ermöglicht einen Aufwand an zusätzlicher Zeit bei den fluoroskopischen Belichtungsintervallen. Jedoch kann die Technik auch vorteilhaft in anderen Gebieten, sowohl innerhalb und außerhalb des Gebietes der medizinisch-diagnostischen Bildgebung, dort eingesetzt werden, wo sie zweckmäßig ist. Ferner kann die vorliegende Technik sowohl in existierenden Systemen als auch in neuen oder zukünftigen digitalen Bildgebungssystemen eingesetzt werden, insbesondere denjenigen, welche Detektoren aus amorphem Silizium verwenden. Da die Technik auf dem Abtasten von Daten aus dem Detektor und einer Verarbeitung der abgetasteten Daten anhand einer Computerimplementierten Routine basiert, ist sie zur Anwendung in Bildgebungssystemen sowohl in deren Grundsteuer-Algorithmen als auch in Programmmodifikationen oder Verbesserung an existierender Steuer- oder Signalverarbeitungssoftware einsetzbar.
Gemäß einem Aspekt der vorliegenden Technik wird ein Verfahren zur Kompensation der Bildnachwirkung in einem digitalen Bildgebungssystem bereitgestellt. Das Verfahren umfaßt Schritte der Erfassung von zwei oder mehr dunklen Teilbildern bzw. Rahmen mit einer ersten Dauer gefolgt von einem ersten Belichtungsereignis, wobei jedem dunklen Rahmen ein sekundäres Belichtungsereignis folgt. Zusätzlich ist der Schritt der Erfassung eines hellen Rahmens mit einer zweiten Dauer nach jedem zweiten Belichtungsereignis enthalten. Ferner sind die Schritte der Berechnung eines Verschleppungskorrekturbildes für jedes helle Bild unter Verwendung wenigstens eines vorhergehenden dunklen Rahmens und der Korrektur eines aus dem hellen Bild abgeleiteten Bildes mit dem Verschleppungskorrekturbild mit eingeschlossen.
Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein medizinisches Bildgebungssystem bereitgestellt, welches eine Strahlungsstromquelle und einem Detektor aufweist, der zum Detektieren eines Teiles des Strahlungsstromes konfiguriert ist. Zusätzlich enthält das System eine Systemsteuerung, welche funktionell mit der Quellen- und einer Detektorsteuerung verbunden ist, die funktionell mit der Systemsteuerung und dem Detektor verbunden ist. Wenigstens eine von der Systemsteuerung und der Detektorsteuerung ist so konfiguriert, daß sie zwei oder mehr dunkle Rahmen mit einer ersten Dauer gefolgt von einem primären Belichtungsereignis erfaßt, wobei jedem dunklen Rahmen ein sekundäres Belichtungsereignis folgt. Wenigstens eine von der Systemsteuerung und der Detektorsteuerung ist so konfiguriert, daß sie einen hellen Rahmen mit einer zweiten Dauer nach jedem sekundären Belichtungsereignis erfaßt, um ein Verschleppungskorrekturbild für jedes helle Bild unter Verwendung wenigstens eines vorhergehenden dunklen Rahmens zu berechnen, und um ein aus dem hellen Bild abgeleitetes Bild mit dem Verschleppungskorrekturbild zu korrigieren.
Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Technik wird ein Verfahren für die Erfassung eines nicht belichteten Rahmens einer Röntgen-Bildgebungsfolge bereitgestellt. Das Verfahren umfaßt die Schritte der gleichzeitigen Aktivierung von zwei oder mehr Abtastzeilen des Detektors und das Auslesen von auf den zwei oder mehr aktivierten Abtastzeilen verteilten zwei oder mehr Photodioden über einen oder mehrere entsprechende Kanäle. Diese Schritte werden inkrementell wiederholt, bis alle Abtastzeilen eines Detektors aktiviert worden sind.
Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Technik wird ein Röntgen-Bildgebungssystem bereitgestellt, das eine Röntgenquelle und einen zur Detektion von Röntgenstrahlen konfigurierten Detektor aufweist. Zusätzlich enthält das System eine funktionell mit der Quelle verbundene Systemsteuerung, und eine funktionell mit der Systemsteuerung und dem Detektor verbundene Detektorsteuerung. Wenigstens eine von der Systemsteuerung und der Detektorsteuerung ist so konfiguriert, daß sie ein unbelichtetes Röntgenbild durch gleichzeitiges, sequentielles Aktivieren von zwei oder mehr Abtastzeilen und Auslesen aus zwei oder mehr auf den zwei oder mehr aktivierten Abtastzeilen verteilten Photodioden über einen oder mehrere entsprechende Kanäle erfaßt. Wenigstens eine von der Systemsteuerung und der Detektorsteuerung ist ferner so konfiguriert, daß sie zu den nächsten zwei oder mehr Abtastzeilen übergeht, bis alle Abtastzeilen des Detektors aktiviert worden sind.
Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Technik wird ein Computerprogramm für die Korrektur von Bilddaten in einem digitalen Röntgen- Bildgebungssystem bereitgestellt. Das Computerprogramm weist ein maschinenlesbares Medium zum Speichern von Programmcode und in dem maschinenlesbaren Medium gespeicherten Programmcode auf. Der Programmcode stellt Instruktionen für wenigstens eine von einer Systemsteuerung und einer Detektorsteuerung eines Bildgebungssystems zur Erfassung von zwei oder mehr dunklen Rahmen mit einer ersten Dauer gefolgt von einem primären Belichtungsereignis bereit, wobei jedem dunklen Rahmen ein sekundäres Belichtungsereignis folgt. Der Programmcode kann auch Befehle für die Erfassung eines hellen Rahmens mit einer zweiten Dauer nach jedem sekundären Belichtungsereignis bereitstellen, um ein Verschleppungskorrekturbild für jeden hellen Rahmen unter Verwendung wenigstens eines vorhergehenden dunklen Rahmens zu berechnen, und um ein aus dem hellen Rahmen abgeleitetes Bild mit der Verschleppungskorrekturbild zu korrigieren.
Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Technik wird ein medizinisches Bildgebungssystem bereitgestellt, das eine Quelle von einem Strahlungsstrom und einen zum Detektieren eines Teils des Strahlungsstromes konfigurierten Detektor aufweist. Das System enthält auch eine funktionell mit der Quelle verbundene Systemsteuerung, und eine funktionell mit der Systemsteuerung und dem Detektor verbundene Detektorsteuerung. Wenigstens eine von der Systemsteuerung und der Detektorsteuerung weist eine Einrichtung zum Implementieren eines biomodalen Auslesens abwechselnder dunkler Rahmen und heller Rahmen auf. Wenigstens eine von der Systemsteuerung und der Detektorsteuerung enthält auch eine Einrichtung zum Berechnen eines Verschleppungskorrekturbildes für jeden hellen Rahmen, wobei ein von dem hellen Rahmen abgeleitetes Bild mit dem entsprechenden Verschleppungskorrekturbild korrigiert wird.
KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
In den Zeichnungen ist:
1 eine schematische Übersicht eines digitalen Röntgen-Bildgebungssystems, in welchem die vorliegende Technik enthalten ist;
2 eine schematische Darstellung eines bestimmten Teils der Funktionsschaltung für die Erzeugung von Bilddaten in einem Detektor des Systems von 1, um Bilddaten zur Rekonstruktion zu erzeugen;
3 eine Teilschnittansicht, welche eine exemplarische Detektorstruktur für die Erzeugung von Bilddaten darstellt;
4 eine graphische Darstellung einer abklingenden Nachwirkungsbildfunktion;
5 eine graphische Darstellung einer abklingenden Nachwirkungsbildfunktion, welche den Stand der Technik zum Lesen von hellen und dunklen Rahmen während der Fluoroskopie darstellt;
6 eine graphische Darstellung einer abklingenden Nachwirkungsbildfunktion, welche die vorliegende Technik zum Lesen von hellen und dunklen Rahmen während der Fluoroskopie darstellt; und
7 eine elektrische Teilschaltung, welche Abtast- und Kanalleitungen darstellt, auf welche von der Ausleseschaltung in einem Röntgen-Bildgebungssystem zugegriffen wird.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG SPEZIFISCHER AUSFÜHRUNGSFORMEN
1 veranschaulicht schematisch ein Bildgebungssystem für die Erfassung und Verarbeitung diskreter Pixelbilddaten. In der dargestellten Ausführungsform ist das System 10 ein digitales Röntgen-System, welches sowohl für die Erfassung originaler Bilddaten als auch für die Verarbeitung von Bilddaten für die Anzeige gemäß der vorliegenden Erfindung ausgelegt ist. Durchgängig durch die nachfolgende Diskussion sollte jedoch, obwohl Basis- und Hintergrundinformation bezüglich des digitalen Röntgen-Systems bereitgestellt wird, daran gedacht werden, daß Aspekte der vorliegenden Technik auf andere Systemtypen zur Kompensation des Abklingens von Nachwirkungsbildern angewendet werden können.
In der in 1 dargestellten Ausführungsform enthält das Bildgebungssystem 10 eine angrenzend an einen Kollimator 14 positionierte Röntgenstrahlungsquelle 12. Der Kollimator 14 läßt ein Strahlungsbündel 16 in einen Bereich passieren, in welchem ein Versuchsobjekt, wie z.B. ein menschlicher Patient 18, positioniert ist.
Ein Teil der Strahlung 20 verläuft durch oder um das Versuchsobjekt und trifft auf den digitalen Röntgendetektor, welcher insgesamt bei dem Bezugszeichen 22 dargestellt ist. Wie es vollständiger nachstehend beschrieben wird, wandelt der Detektor 22 die auf seiner Oberfläche empfangenen Röntgenphotonen in Photonen mit niedrigerer Energie und anschließend in elektrische Signale um , welche erfaßt und verarbeitet werden, um ein Bild der Merkmale innerhalb des Versuchsobjektes zu rekonstruieren.
Die Quelle 12 wird von einer Energieversorgungs/Steuer-Schaltung 24 gesteuert, welche sowohl Energie- als auch Steuerungssignale für Untersuchungsfolgen liefert. Ferner ist der Detektor 22 mit einer Detektorsteuerung 26 verbunden, welche die Erfassung der in dem Detektor erzeugten Signale steuert. Die Detektorsteuerung 26 kann auch verschiedene Signalverarbeitungs- und Filtertunktionen durchführen, wie z.B. für eine Anfangsanpassung dynamischer Bereiche, Verschachtelung digitaler Bildsdaten usw. Sowohl die Energieversorgungs/Steuer-Schaltung 24 als auch die Detektorsteuerung 26 reagieren auf Signale aus einer Systemsteuerung 28.
Im allgemeinen steuert die Systemsteuerung 28 den Betrieb des Bildgebungssystems, um Untersuchungsprotokolle auszuführen und die erfaßten Bilddaten zu verarbeiten. In dem vorliegenden Zusammenhang enthält die Systemsteuerung 28 auch eine Signalverarbeitungsschaltung, welche typischerweise auf einem Allzweck- oder anwendungsspezifischen digitalen Computer basiert, welchem eine Speicherschaltung zum Speichern von dem Computer ausgeführter Programme und Routinen sowie von Konfigurationsparametern und Bilddaten, Schnittstellenschaltungen usw. zugeordnet sind.
In der in 1 dargestellten Ausführungsform ist die Systemsteuerung 28 mit wenigstens einer Ausgabeeinrichtung verbunden, wie z.B. einer Anzeigeeinrichtung oder einem Drucker wie es durch das Bezugszeichen 30 dargestellt wird. Die Ausgabeeinrichtung kann standardmäßige oder spezielle Computermonitore und die zugeordnete Verarbeitungsschaltung umfassen. Eine oder mehrere Bedienerarbeitsstationen 32 können ferner mit dem System für die Ausgabe von Systemparametern, die Anforderung von Überprüfungen, die Betrachtung von Bildern usw. verbunden sein. Im allgemeinen können Anzeigeeinrichtungen, Drucker, Ar beitsstationen und ähnliche innerhalb des Systems belieferte Einrichtungen lokal bei den Datenerfassungskomponenten angeordnet sein, oder können von diesen Komponenten abgesetzt sein, wie z.B. irgendwo innerhalb eines Institutes oder Krankenhauses, oder an einem vollständig anderen Ort, welcher mit dem Bilderfassungssystem über ein oder mehrere konfigurierbare Netze, wie z.B. das Internet, virtuelle private Netze usw., verbunden ist.
2 ist eine schematische Darstellung funktionaler Komponenten des digitalen Detektors 22. 2 stellt auch eine Bildgebungs-Detektorsteuerung oder IDC 34 dar, welche typischerweise innerhalb der Detektorsteuerung 26 konfiguriert ist. Die IDC 34 enthält eine CPU oder einen digitalen Signalprozessor sowie Speicherschaltungen für die Steuerung der Erfassung von dem Detektor gemessener Signale. Die IDC 34 ist über Zwei-Wege-faseroptische Leiter mit der Detektorsteuerschaltung 36 innerhalb des Detektors 22 verbunden. Die IDC 34 tauscht dadurch Steuersignale für Bilddaten innerhalb des Detektors während des Betriebes aus.
Die Detektorsteuerschaltung 36 nimmt Gleichstrom-Energie aus einer insgesamt bei dem Bezugszeichen 38 dargestellten Energiequelle auf. Die Detektorsteuerschaltung 36 ist dafür konfiguriert, Zeittakt- und Steuerbefehle für Zeilen- und Spaltentreiber zu erzeugen, welche zum Übertragen von Signalen während Datenerfassungsphasen des Betriebs des Systems verwendet werden. Die Schaltung 36 überträgt daher Energie- und Steuersignale an die Referenz/Regler-Schaltung 40, und empfängt digitale Bildpixeldaten aus der Schaltung 40.
In einer dargestellten vorliegenden Ausführungsform besteht ein Detektor 22 aus einem Szintillator, der auf der Detektoroberfläche während der Untersuchungen empfangene Röntgenphotonen in (Licht)-Photonen niedrigerer Energie umwandelt. Eine Anordnung von Photodetektoren wandelt dann die Lichtphotonen in elektrische Signale aufwandeln, welche für die Anzahl der Photonen oder die Intensität der Strahlung welche auf die individuellen Pixelbereiche der Detektoroberfläche auftreffen, repräsentativ sind. Wie es nachstehend beschrieben wird, wandelt eine Ausleseelektronik die sich ergebenden analogen Signale in digitale Werte um, die verarbeitet, gespeichert und anschließend an die Rekonstruktion des Bildes z.B. in einer Anzeigeeinrichtung 30, einer Arbeitsstation 32 angezeigt werden können. In einer derzeit bevorzugten Ausführungsform ist die Anordnung der Photodetektoren auf einer einzigen Basis aus amorphem Silizium ausgebildet. Die Anordnungselemente sind in Zeilen und Spalten organisiert, wobei jedes Element aus einer Photodiode und einem Dünnfilmtransistor besteht. Die Kathode jeder Diode ist mit der Source des Transistors verbunden, und die Anoden aller Dioden sind mit einer negativen Vorspannung verbunden. Die Gates der Transistoren in jeder Zeile sind miteinander verbunden, und die Zeilenelektroden sind mit der nachstehend beschriebenen Abtastelektronik verbunden. Die Drains der Transistoren in einer Spalte sind miteinander verbunden, und eine Elektrode jeder Spalte ist mit der Ausleseelektronik verbunden.
In der in 2 dargestellten speziellen Ausführungsform enthält beispielsweise ein Zeilenbus 42 eine Vielzahl von Leitern um das Auslesen aus verschiedenen Spalten des Detektors zu ermöglichen, sowie zum Deaktivieren von Zeilen und Anlegen einer Ladungskompensationsspannung an ausgewählte Zeilen, wo dieses gewünscht ist. Ein Spaltenbus 44 enthält zusätzliche Leiter für das Steuern des Auslesens aus den Spalten, während die Zeilen sequentiell freigegeben werden. Der Zeilenbus 42 ist mit einer Reihe von Zeilentreibern 46 verbunden, wovon jeder die Freigabe einer Reihe von Zeilen in dem Detektor steuert. In ähnlicher Weise ist die Ausleseelektronik 48 mit dem Spaltenbus 44 für das Steuern des Auslesens aller Spalten des Detektors verbunden.
In der dargestellten Ausführungsform sind die Zeilentreiber 46 und die Auslöseelektronik 48 mit einer Detektortafel 50 verbunden, welche in eine Vielzahl von Abschnitten 52 unterteilt sein kann. Jeder Abschnitt ist mit einem der Zeilertreiber 46 verbunden und enthält eine Anzahl von Zeilen. In ähnlicher Weise ist jeder Spaltentreiber 48 mit einer Reihe von Spalten verbunden. Die vorstehend erwähnten Anordnungen der Photodiode und des Dünnfilmtransistors definieren eine Reihe von Pixeln oder diskreten Bildelementen 54, welche in Reihen 56 und Spalten 58 angeordnet sind. Die Reihen und Spalten definieren eine Bildmatrix 60 mit einer Höhe 62 und einer Breite 64.
Wie es ebenfalls in 2 dargestellt ist, ist jedes Pixel 54 im allgemeinen an einer Überkreuzung einer Zeile und Spalte definiert, bei welcher eine Spaltenelektrode 68 eine Zeilenelektrode 70 überkreuzt. Wie vorstehend erwähnt, ist ein Dünnfilmtransistor 72 an jeder Überkreuzungsstelle für jedes Pixel sowie eine Photodiode 74 vorgesehen. Sobald jede Zeile von den Zeilentreibern 46 freigegeben wird, kann auf Signale aus jeder Photodiode über die Ausleseelektronik 48 zugegriffen werden und dieses in digitale Signale für die anschließende Verarbeitung und Bildrekonstruktion umgewandelt werden.
3 stellt allgemein eine exemplarische physikalische Anordnung der in 2 schematisch dargestellten Komponenten dar. Gemäß Darstellung in 3 kann der Detektor ein Glassubstrat 76 enthalten, auf welchem die nachstehend beschriebenen Komponenten angeordnet sind. Spaltenelektroden 68 und Zeilenelektroden 70 sind auf dem Substrat vorgesehen, und eine flache Plattenanordnung 78 aus amorphem Silizium ist ausgebildet, welche die vorstehend beschriebenen Dünnfilmtransistoren und Photodioden enthält. Ein Szintillator 80 ist über der amorphen Siliziumanordnung für den Empfang von Strahlung während Untersuchungsfolgen wie vorstehend beschrieben angeordnet. Kontaktfinger 82 sind für die Übertragung von Signalen an und aus den Spalten- und Zeilenelektroden ausgebildet, und Kontaktleitungen 84 sind für die Übertragung der Signale zwischen den Kontaktfingern und der externen Schaltung vorgesehen.
Es hat sich herausgestellt, daß in Systemen, welche die vorgenannte Struktur verwenden, die Photodioden 74 Einfangstellen enthalten, welche nach einer Röntgenanregung gefüllt sind, und welche sich danach mit relativ langen Zeitkonstanten entleeren. Demzufolge kann bei Bildgebungsfolgen mit höherer Belichtung ein Bild von dem Detektor zurückgehalten werden, welches mit der Zeit abklingt, wenn sich die Einfangstellen entleeren. Obwohl in bestimmten Bildgebungsfolgen diese Bildnachwirkung keine Schwierigkeiten bereitet, kann sie insbesondere problematisch werden, wenn Strahlung mit relativ niedriger Intensität nach Belichtungen mit höheren Strahlungspegeln angewendet wird. Dieses ist insbesondere der Fall, wenn fluoroskopische Belichtungen mit relativ kurzen Verzögerungen nach radiographischen Belichtungen durchgeführt werden.
Die Abklingfunktion 86 eines Nachwirkungsbildes nach einer Belichtung des Detektors 22 mit Strahlung ist graphisch in 4 dargestellt. In 4 ist die Zeit entlang einer horizontalen Achse dargestellt, während die Nachwirkungsbildintensität allgemein durch eine vertikale Achse 90 dargestellt ist. Wie der Fachmann auf diesem Gebiet erkennen wird, kann sich in der Praxis der einzelne Anteil der bei jedem Pixelbereich zurückgehaltenen Abbildung über dem dynamischen Bereich des Detektors verändern, so daß ein vollständiges Nachwirkungsbild durch die Bildmatrix ausgebildet wird, wobei der Anteil der bei jedem Pixelbereich definierten Abbildung von seinem Anfangswert aus abklingt.
In der graphischen Darstellung von 4 endet eine radiographische Belichtung (oder allgemeiner eine erste Bildgebungsfolge oder Untersuchung) zu einem Anfangszeitpunkt t₀, wie es durch das Bezugszeichen 92 angezeigt wird. Während einer Zwischenperiode 94 klingt die Intensität oder der Pegel des Nachwirkungsbildes wie bei dem Bezugszeichen 96 dargestellt ab. Die Zwischenperiode 94 ist allgemein als die Periode zwischen dem Ende der vorhergehenden Belichtung und dem Beginn einer anschließenden Belichtung, einer fluoroskopischen Bildbelichtung in dem Beispiel von 4, definiert. Die anschließende Belichtung beginnt zu dem Zeitpunkt t₁, wie es bei dem Bezugszeichen 98 dargestellt ist, welcher das Ende der Zwischenperiode 94 markiert. Da jedoch das Nachwirkungsbild noch nicht auf einen Nullwert abgeklungen ist, setzt sich das Abklingen fort, wie es bei dem Bezugszeichen 100 dargestellt ist.
Im dem Falle einer einer radiographischen Belichtung folgenden fluoroskopischen Belichtung, und wenn die Zwischenperiode 94 relativ kurz ist, kann das Nachwirkungsbild, obwohl es abklingt, in den Pixelsignalpegeln vergleichbar oder sogar größer als die während der anschließenden Belichtung erzeugten Pegel sein. Um dieses Nachwirkungsbild zu kompensieren, kann der Detektor 22 mit einer Rahmenrate F betrieben werden, während die Röntgenröhre in der Quelle 12 mit der halben Rahmenrate F/2 arbeitet, wie es in 5 dargestellt ist. Der Rahmenratenunterschied zwischen dem Detektor 22 und der Quelle 12 führt zu von dem Detektor 12 gelesenen abwechselnden nicht belichteten oder "dunklen" Rahmen 102, welche ein Maß für die Verschleppung oder Abbildungsrückhaltung in diesem Rahmen bereitstellen. Das von den Dunkelrahmen bereitgestellte Verschleppungsmaß kann dann dazu verwendet werden, das Nachwirkungsbild aus den abwechselnd belichteten oder "hellen" Rahmen 104 zu entfernen, welche anschließend an eine fluoroskopische Röntgenbelichtung 106 erfaßt werden. Typi scherweise wird ein "Verschleppungsbild" berechnet und von dem "hellen Bild" anschließend an die Subtraktion irgendeinen erforderlichen Offsetbildes subtrahiert.
Diese Technik ist nützlich bei der Korrektur des Nachwirkungsbildes, präsentiert jedoch andere Bildqualitätsprobleme. Insbesondere wird dieselbe Röntgendosis pro Sekunde an den Detektor 22 in der halben Anzahl von fluoroskopischen Belichtungen 106 geliefert. Um dieses zu erreichen, wird der Röntgenfluß 108 pro Belichtung 106 verdoppelt, die Belichtungszeit 110 verdoppelt, oder irgendeine äquivalente Kombination von erhöhtem Fluß 108 und Belichtungsdauer 110 erzielt. Unter vielen Umständen, wie z.B. bei dicken Patienten, ist die Belichtungsdauer 110 bereits maximiert, was keine weitere Verlängerung mehr erlaubt. Ebenso kann unter bestimmten Umständen, wie z.B. der Herzbildgebung der fluoroskopische Fluß 108 bereits maximiert sein. Jedoch verschlechtert, selbst wenn der fluoroskopische Fluß 108 nicht bereits maximiert ist, die Erhöhung der Spitzenleistung pro Belichtung 106 die Röntgenröhrenlebensdauer erheblich.
Ein Faktor, welcher das Maß begrenzt, auf welches die Belichtungsdauer 110 verlängert werden kann, ist die Auslesedauer 112, welche zum Auslesen der entsprechenden dunklen und hellen Rahmen 102, 104 durch den Detektor 22 erforderlich ist, wie es in einer zugeordneten Detektorzeitlinie in 5 dargestellt ist. Eine Technik, mittels welcher die Belichtungsdauer 110 verlängert werden kann, besteht in der Verwendung eines bimodalen Auslesevorgangs, wobei die Auslesedauern der dunklen und hellen Rahmen zwischen zwei Werten abwechseln. Beispielsweise kann die Auslesedauer 112 entweder für die dunklen oder hellen Rahmen verkürzt werden, um dadurch die durch den Detektor 22 vorgegebenen Belichtungszeitbeschränkungen zu erleichtern und eine entsprechende Verlängerung der Belichtungsdauer 110 zu ermöglichen. Dieses kann erreicht werden, indem ein Rahmentyp, typischerweise die dunklen Rahmen 102, schneller als der andere Rahmentyp gelesen wird. Diese Technik ist in 6 dargestellt, in welcher eine verkürzte Auslesedauer 114 zum Auslesen von dunklen Rahmen 102 verwendet wird. Aufgrund der Verkürzung der Dunkelauslesedauer 114 kann eine verlängerte Belichtungsdauer 116 verwendet werden, welche die Lieferung der gleichen Dosis pro Sekunde an den Detektor 22 ermöglicht, ohne die Röntgenröhre zu verschlechtern. Zusätzlich kann die durch die Verwendung einer verkürzten Dunkellesedauer 114 verfügbare Zeit dazu genutzt werden, eine Echtzeitbildverarbeitung durchzuführen, wie z.B. die Verarbeitung, welche zum Berechnen der Verschleppungskorrektur erforderlich ist.
In ähnlicher Weise kann aufgrund der Anwendung der reduzierten Dunkelauslesedauer 114 eine verlängerte Hellauslesedauer 118 angewendet werden, um dadurch eine Reduzierung in der Bandbreite zu ermöglichen, um dadurch Rauschen zu reduzieren. Zusätzlich kann eine verlängerte Hellauslesedauer 118 die Anzahl von Analog/Digital-Umwandlungsschritten erhöhen, was Quantisierungsfehler verringern oder den dynamischen Bereich vergrößern kann. Ebenso kann eine verlängerte Hellauslesedauer 118 eine Verlängerung der FET-Einschaltungszeit ermöglichen, was eine Offsetverteilung reduziert.
Die bimodale Auslesetechnik bringt jedoch eine gewisse Komplexität mit sich, welche bei Einzelmodus-Auslesetechniken nicht vorhanden ist. Beispielsweise wird, da die Rahmenauslesedauer stark den Basislinien-Offset des Detektors 22 beeinflußt, ein getrenntes Rahmen-Offsetbild für die hellen bzw. dunklen Rahmen unter Anwendung einer bimodalen Auslesetechnik beibehalten. Zusätzlich bringt das bimodale Auslesen eine Zeilen-abhängige Rahmenzeit mit sich, welche in dem Offsetbild erfaßt wird. Dieses kann unterschiedliche Analog/Digital-Umwandlungsprozesse für die hellen und dunklen Rahmen implizieren. Ferner wird die Berechnung der Verschleppungskorrektur durch die Anwendung des bimodalen Auslesens modifiziert.
Eine Verschleppungsvorhersage unter Anwendung von Einzelmodus-Auslesetechniken erfolgt unter Verwendung der Gleichung: log L ~ (n) = log LD (n – 1) – x (log (n) – log (n – 1)), (1)in welchem L (n) die vorhergesagten Verschleppung in dem hellen Rahmen n ist, L_D(n – 1) die Nachwirkungsbildauslesung des dunklen Rahmens n – 1 unmittelbar vor dem hellen Rahmen n ist und -x die Steigung in einem doppelt logarithmischen Auftrag ist, welcher gegeben ist durch:
wobei der Rahmen n – 3 der Dunkelrahmen vor dem Rahmen n – 1 ist, d.h. die Rahmen n – 1 und n – 3 die zwei Dunkelrahmen vor dem hellen Rahmen n sind.
Wie vorstehend erwähnt ist, wenn ein bimodaler Zeittakt angewendet wird, die Rahmenzeit für dunkle und helle Rahmen unterschiedlich und typischerweise Zeilennummern-abhängig. Diese Zeilennummern-Abhängigkeit kann in Termen der Rahmenzeit der ersten Zeile so ausgedrückt werden, daß: TF(Light)(i) = TF(Light) (1) – (TL – TD)·(i/imax), und (3a) TF(Dark)(i) = TF(Dark)(1) + (TL – TD)·(i/imax), (3b)wobei T_F(Light) und T_F(Dark) die Rahmenzeiten für die hellen bzw. dunklen Rahmen sind, i die Zeilennummer ist, i_max die letzte Zeilennummer der Tafel ist, und T_L und T_D die Dauern des Auslesens des hellen bzw. dunklen Rahmens sind. Die vorhergesagte Verschleppung in dem hellen Rahmen wird dann durch das Verhältnis bestimmt:
wobei Terme bis zur ersten Ordnung in 1/n in dem letzten Faktor zurückgehalten werden und D im Vergleich zu nT_F vernachlässigt werden kann. Indem nur der führende Term beibehalten wird und der Logarithmus beider Seiten genommen wird, ist die doppelt logarithmische Vorhersagegleichung unter Verwendung bimodaler Auslesetechniken gegeben durch die Gleichung:
wobei der Wert von x auf den zwei neuesten Dunkelauslesungen, n – 1 und n – 3, gegeben durch die Gleichung (2) basiert. Der letzte Term auf der rechten Seite der Gleichung (5) berücksichtigt den Unterschied im Rahmenzeittakt und ist von der Zeilennummer abhängig. Dieses ist äquivalent zur Approximierung des Verhältnisses in der Gleichung (4) als:
Terme höherer Ordnung können falls gewünscht in der doppelt logarithmischen Vorhersageformel beibehalten bleiben.
Eine Technik, mittels welcher eine bimodale Auslesetechnik implementiert werden kann, besteht in der Anwendung von Pixelzusammenfassungen (pixel binning), um die dunklen Rahmen 102 in einer kürzeren Zeit auszulesen, und dadurch Zeit für eine verlängerte Belichtungszeit 116, einen verlängerte hellen Rahmen 104, oder beides verfügbar zu machen. Beispielsweise werden bei Anwendung eines zusammengefaßten Auslesens zwei oder mehr benachbarte Abtastzeilen 70 gleichzeitig aktiviert. Die Ladung von mehreren Pixeln fließt auf jede Abtastleitung 70 gleichzeitig und tritt in nu einen Eingabekanal 68 der Ausleseelektronik ein. Auf diese Weise werden die zwei analogen Signale vor der Analog/Digital-Wandlung addiert. Die Anzahl von gleichzeitig aktivierten Abtastzeilen ist umgekehrt proportional zu der Reduzierung der Auslesezeit für diesen Rahmen, d.h. durch Lesen von M Zeilen zu einem Zeitpunkt wird die gesamte Auslösezeit des Detektors auf etwa 1/M reduziert, wobei etwas Überschuß dem Beginn und dem Ende jeder Tafelabtastung zugeordnet ist.
Beispielsweise werden gemäß Bezugnahme auf die in 7 dargestellte Teilanordnung die erste Abtastzeile 120 und die zweite Abtastzeile 122 gleichzeitig aktiviert, was es ermöglicht, daß die Photodioden einer ersten Farbe 124 an einen Kanal A126 ableiten und die Photodioden einer zweiten Farbe 128 an einen Kanal B130 ableiten. Dann werden die dritte Abtastzeile 132 und die vierte Abtastzeile 134 gleichzeitig aktiviert, was die Photodioden einer dritten Farbe 136 an den Kanal A126 und die Photodioden einer vierten Farbe 138 an den Kanal B130 ableitet. Indem Abtastzeilen 70 in Paaren auf diese Weise gelesen werden, wird die Auslesezeit 114 angenähert auf die Hälfte reduziert. Obwohl die dunklen Rahmen in einer zusammengefaßten Weise gelesen werden, werden die hellen Rahmen normal gelesen, d.h., eine Zeile zu einem Zeitpunkt, was die bimodalen Auslesezeiten erzeugt.
Durch Anwenden eines zusammengefaßten Auslesens des dunklen Rahmens werden die Pixelsignale als analoge Signale vor der Analog/Digital-Umwandlung während des Zusammenfassungsprozesses kombiniert. Durch Kombinieren der analogen Signale werden die relativen Pegel des elektronischen Rauschens, welches das Auslesen begleitet, im Vergleich zum individuellen Auslesen der Pixel und digitalen Kombinieren der Ergebnisse verringert. Gleichzeitig wird eine gewisse räumliche Mittelung des Dunkeloffsetbildes automatisch durch die Zusammenfassungsprozedur erreicht, was nützlich für die Reduzierung des Rauschens bei den Verschleppungs-korrigierten Bildern ist. Obwohl diese zusätzlichen Vorteile sich aus der Verwendung von Pixelzusammenfassung für das Auslesen dunkler Rahmen dazukommen, können auch einige Nachteile auftreten.
Beispielsweise können, da schlechte Pixel (d.h. Pixelbereiche, von denen die zugeordnete Elektronikschaltung abweichende oder statistisch extrem hohe oder niedrige Signale erzeugt) mit guten Pixeln zusammengefaßt werden können, Algorithmen für die Lokalisierung und Korrektur schlechter Pixel, falls erforderlich, während des Zusammenfassungsprozesses modifiziert werden, indem z.B. beide Pixel als schlecht markiert werden, wenn ein gutes Pixel mit einem schlechten zusammengefaßt wird. Zusätzlich führt die Anwendung einer Zusammenfassungstechnik zum Reduzieren einer Dunkelrahmenauslesezeit zu dunklen und hellen Rahmen mit unterschiedlichen Auflösungen, d.h. zu einem hellen Bild mit hoher Auflösung und einem dunklen Bild mit niedriger Auflösung. Als die letzte Stufe einer Verschleppungskorrektur muß das aus den zusammengefaßten Daten abgeleitete Verschleppungsvorhersagebild vor der Subtraktion von dem hellen Rahmen mit der hohen Auflösung wieder hoch abgetastet werden, um die räumliche Auflösung des Bilder vergleichbar zu machen.
Durch die Anwendung dieser Pixelzusammenfassungstechniken oder anderer vergleichbarer Techniken, mittels welcher ein bimodales Detektorauslesen erzielt werden kann, können die vorstehend diskutierten Zeitvorteile erzielt werden. Insbesondere ermöglicht gemäß nochmaliger Bezugnahme auf die 5 und 6 das Verkürzen des Auslesens 112 entweder des dunklen oder hellen Rahmens eine entsprechende Zunahme in der fluoroskopischen Belichtungszeit 116 mit den zugeordneten Vorteilen, das Liefern einer gleichmäßigen Dosis pro Sekunde durch die Röntgenröhre ohne Verschlechterung der Röhrenlebensdauer, zu ermöglichen. In dem dargestellten Beispiel ist die Auslesedauer 114 des Dunkelrahmens verkürzt, was nicht nur eine Zunahme der fluoroskopischen Belichtungszeit 116, sondern auch eine Zunahme der Auslesedauer 118 des hellen Rahmens ermöglicht, was das Bildrauschen reduziert sowie weitere Vorteile liefert.
Obwohl die Anwendung bimodaler Auslesezeiten, entweder durch zusammengefaßtes Auslesen oder anderweitig, die vorstehend diskutierten Vorteile im Zusammenhang mit der medizinischen Bildgebung bereitstellt, dürfte es sich verstehen, daß weitere Bildgebungstechnologien, welche auf Verschleppungsbildern oder anderen subtraktiven Bilderfassungen beruhen, von den vorstehend diskutierten bimodalen Vorteilen profitieren können. Obwohl die Erfindung verschiedenartig modifizierbar und alternativ ausführbar ist, wurden spezifische Ausführungsformen im Rahmen eines Beispiels in den Zeichnungen dargestellt und hierin detailliert beschrieben. Es dürfte sich jedoch verstehen, daß die Erfindung nicht auf die offenbarten speziellen Formen beschränkt sein soll. Statt dessen soll die Erfindung alle Modifikationen, Äquivalente und Alternativen, die in den Erfindungsgedanken und Schutzumfang der Erfindung gemäß Definition durch die nachstehenden beigefügten Ansprüche fallen, abdecken.

Claims

Verfahren zum Kompensieren der Bildnachwirkung in einem digitalen Bildgebungssystem (10), wobei das Verfahren die Schritte aufweist: Gewinnen von zwei oder mehr dunklen Teilbildern bzw. Rahmen (102) mit einer ersten Dauer (114) nach einem primären Belichtungsereignis (92), wobei jedem dunklen Rahmen (102) ein sekundäres Belichtungsereignis (116) folgt; Gewinnen eines hellen Rahmens (104) mit einer zweiten Dauer (118) nach jedem sekundären Belichtungsereignis (116); Berechnen eines Verschleppungskorrekturbildes für jeden hellen Rahmen (104) unter Verwendung wenigstens eines vorhergehenden dunklen Rahmens (102); und Korrigieren eines von dem hellen Rahmen (104) abgeleiteten Bildes mit dem Verschleppungskorrekturbild.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die erste Dauer (114) kleiner als die zweite Dauer (118) ist.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei das primäre Belichtungsereignis (92) ein radiographisches Belichtungsereignis ist und das sekundäre Belichtungsereignis (116) ein fluoroskopisches Belichtungsereignis ist.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Berechnung des Verschleppungskorrekturbildes das Verwenden von zwei vorhergehenden dunklen Rahmen (102) umfaßt.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Korrigieren des hellen Rahmens (104) das Subtrahieren des Verschleppungskorrekturbildes von dem aus dem hellen Rahmen (104) abgeleiteten Bild umfaßt.
Verfahren nach Anspruch 1, welches ferner das Anpassen der Auflösung des Verschleppungskorrekturbildes an die Auflösung des Bildes vor dem Korrekturvorgang umfaßt.
Medizinisches Bildgebungssystem (10), welches aufweist: eine Quelle (12) eines Strahlungsstromes (16); einen Detektor (22), der zum Detektieren eines Teils (20) des Strahlungsstromes konfiguriert ist; eine Systemsteuerung (28), welche funktionell mit der Quelle (12) verbunden ist; und eine Detektorsteuerung (26), welche funktionell mit der Systemsteuerung (28) und dem Detektor (22) verbunden ist; wobei wenigstens eine von der Systemsteuerung (28) und der Detektorsteuerung (26) dafür konfiguriert ist, zwei oder mehr dunkle Rahmen (102) mit einer ersten Dauer (114) nach einem primären Belichtungsereignis (92) zu gewinnen, wobei jedem dunklen Rahmen (102) ein sekundäres Belichtungsereignis (116) folgt, um einen hellen Rahmen (104) mit einer zweiten Dauer (118) nach dem sekundären Belichtungsereignis (116) zu gewinnen, um ein Verschleppungsbild für jeden hellen Rahmen (104) unter Verwendung wenigstens eines vorhergehenden dunklen Rahmens (102) zu berechnen, und um das aus dem hellen Rahmen (104) abgeleitete Bild mit dem Verschleppungsbild zu korrigieren.
Medizinisches Bildgebungssystem (10) nach Anspruch 7, ferner mit einer Anzeigeeinrichtung (30), die funktionell mit der Systemsteuerung (28) verbunden ist.
Medizinisches Bildgebungssystem (10) nach Anspruch 7, ferner mit einer Bedienerarbeitsstation (32), die funktionell mit der Systemsteuerung (28) verbunden ist.
Medizinisches Bildgebungssystem (10) nach Anspruch 10, wobei die Quelle (12) eine Quelle von Röntgenstrahlen ist.
Medizinisches Bildgebungssystem (10) nach Anspruch 10, wobei der Detektor (22) ein digitaler Detektor ist.
Medizinisches Bildgebungssystem (10) nach Anspruch 11, wobei das primäre Belichtungsereignis (92) ein radiographisches Belichtungsereignis und das sekundäre Belichtungsereignis (116) ein fluoroskopisches Belichtungsereignis ist.
Medizinisches Bildgebungssystem (10) nach Anspruch 7, wobei die erste Dauer (114) kürzer als die zweite Dauer (118) ist.
Medizinisches Bildgebungssystem (10) nach Anspruch 7, wobei das Verschleppungskorrekturbild unter Verwendung von zwei vorhergehenden dunklen Rahmen (102) berechnet wird.
Medizinisches Bildgebungssystem (10) nach Anspruch 7, wobei die wenigstens eine von der Systemsteuerung (28) und der Detektorsteuerung (26) so konfiguriert ist, daß sie den hellen Rahmen (104) durch Subtrahieren des Verschleppungskorrekturbildes von dem aus dem hellen Rahmen (104) abgeleiteten Bild konfiguriert ist.
Medizinisches Bildgebungssystem (10) nach Anspruch 7, wobei die wenigstens eine von der Systemsteuerung (28) und der Detektorsteuerung (26) ferner so konfiguriert ist, daß sie die Auflösung des Verschleppungskorrekturbildes an die Auflösung des Bildes vor dem Korrekturvorgang anpaßt.