DE19604631A1 - Medizinisches Röntgengerät - Google Patents
Medizinisches RöntgengerätInfo
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Description
Die Erfindung bezieht sich auf ein medizinisches Röntgengerät zur
Aufnahme von Tomogrammen bestimmter tomographischer Ebenen von
Subjekten bzw. Subjektabschnitten, wie z. B. dem Kopf dem Körper, sowie
Händen und Beinen eines menschlichen Körpers.
Als Stand der Technik beschreiben die veröffentlichte japanische
Patentanmeldung Nr. Sho 61-22841 und die Gebrauchsmusterveröffent
lichung Nr. Hei 4-48169 einen Röntgenbildapparat, der eine Zeitverzöge
rungsintegration (TDI) eines Bildsignals durchführt, indem die Frequenz
eines Ladungsverschiebungs-Taktsignals entsprechend der Bewegung
eines auf einem sich bewegenden CCD-Aufnehmer gebildeten Röntgen
bildes verändert wird.
Zusätzlich offenbart die veröffentlichte japanische Patentanmeldung
Nr. Sho 62-43990 ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Röntgenbildauf
nahme, in dem durch die Abtastung eines zu einer Röntgenstrahl-Intensi
tätsverteilung in einem Raum korrespondierenden Ladungsmusters mit
einem Elektrometer nach der Röntgenbildaufnahme Falschbilder durch
die Korrektur des Röntgenbildes reduziert werden.
Jedoch werden bei dem zuvor erwähnten Stand der Technik bei dem
Auftreten eines Dunkelstromrauschens, der Veränderung der Empfind
lichkeit oder ähnlichem im CCD-Aufnehmer Falschbilder in dem durch
eine Röntgenbildvorrichtung aufgenommenen Röntgenbild erzeugt, die
nicht nur eine Reduzierung der Bildqualität und Auflösung zur Folge
haben, sondern auch die Gefahr einer Fehldiagnose. Weiterhin gehen
durch den Bedarf von CCD-Aufnehmern mit vielen lichtempfangenden
Punkten die Produktionsstückzahlen solcher CCD-Aufnehmer extrem
herunter. Bei denen der Versuch unternommen wird geringe Funktionsab
weichungen zu erhalten, wodurch wahrscheinlich höhere Kosten entste
hen.
Weiter wird in der veröffentlichten japanischen Patentanmeldung Nr.
Sho 62-43990 eine zum Zeitverzögerungsintegrations-Verfahren unter
schiedliche Signalverarbeitung durchgeführt, indem eine spezielle Rönt
genbildvorrichtung benutzt wird, die als Röntgenumkehrphotoleiter (X-
Ray Converting Photoconductor) bezeichnet wird und aus Selen
hergestellt ist. Dadurch wird es beträchtlich erschwert, das Bildkorrek
turverfahren der speziellen Signalverarbeitung auf das Zeitverzögerungs
integrations-Verfahren anzuwenden.
Es ist die Aufgabe der Erfindung einen medizinischen Röntgenbild
apparat anzugeben, mit dem hochqualitative Röntgenbilder erhalten
werden, indem die durch einen CCD-Aufnehmer oder ähnlichem hervorge
rufenen bildverschlechternden Anteile reduziert werden.
Die Erfindung bezieht sich auf einen medizinischen Röntgenbild
apparat mit:
einem Röntgenstrahl-Generator zum Aussenden eines Röntgen strahls auf ein Subjekt;
einer Röntgenbildvorrichtung zum Aufnehmen eines Röntgenbildes des Subjekts;
einem Schwenkarm zum Drehen des Röntgenstrahl-Generators und der gegenüberliegend angebrachten Röntgenbildvorrichtung um das Subjekt herum;
einem Bildspeicher zur Speicherung eines Bildsignals von der Rönt genbildvorrichtung; und
einer Bildanzeige zur Darstellung des im Bildspeicher gespeicherten Bildsignals, wobei
die Röntgenbildvorrichtung CCD-Aufnehmer enthält, die jeweils mit einer Mehrzahl zweidimensional angeordneter lichtempfangender Punkte ausgestattet sind, und das Bild einer bestimmten thomographischen Ebene aufnimmt, indem die Frequenz eines Ladungstransfer-Taktsignals entsprechend der Drehgeschwindigkeit des Schwenkarms geändert wird; dadurch gekennzeichnet, daß der Röntgenbildapparat weiter enthält:
einen ersten Vergleichswert-Speicher zur Speicherung mindestens einer Datenzeile des von der Röntgenbildvorrichtung ausgegebenen Bild signals als erste Korrekturdaten, während die Röntgenbildvorrichtung ohne einfallenden Röntgenstrahl betrieben wird; und
einen zweiten Vergleichswert-Speicher zur Speicherung mindestens einer Datenzeile des von der Röntgenbildvorrichtung ausgegebenen Bild signals als zweite Korrekturdaten, während die Röntgenbildvorrichtung mit einem einfallenden Röntgenstrahl mit einer nahezu gleichmäßigen Intensitätsverteilung betrieben wird, und daß
das Bildsignal mittels der Addition oder der Subtraktion mit den im ersten Vergleichswert-Speicher gespeicherten ersten Korrekturdaten oder mittels der Multiplikation oder der Division mit den im zweiten Vergleichs wert-Speicher gespeicherten zweiten Korrekturdaten korrigiert wird.
einem Röntgenstrahl-Generator zum Aussenden eines Röntgen strahls auf ein Subjekt;
einer Röntgenbildvorrichtung zum Aufnehmen eines Röntgenbildes des Subjekts;
einem Schwenkarm zum Drehen des Röntgenstrahl-Generators und der gegenüberliegend angebrachten Röntgenbildvorrichtung um das Subjekt herum;
einem Bildspeicher zur Speicherung eines Bildsignals von der Rönt genbildvorrichtung; und
einer Bildanzeige zur Darstellung des im Bildspeicher gespeicherten Bildsignals, wobei
die Röntgenbildvorrichtung CCD-Aufnehmer enthält, die jeweils mit einer Mehrzahl zweidimensional angeordneter lichtempfangender Punkte ausgestattet sind, und das Bild einer bestimmten thomographischen Ebene aufnimmt, indem die Frequenz eines Ladungstransfer-Taktsignals entsprechend der Drehgeschwindigkeit des Schwenkarms geändert wird; dadurch gekennzeichnet, daß der Röntgenbildapparat weiter enthält:
einen ersten Vergleichswert-Speicher zur Speicherung mindestens einer Datenzeile des von der Röntgenbildvorrichtung ausgegebenen Bild signals als erste Korrekturdaten, während die Röntgenbildvorrichtung ohne einfallenden Röntgenstrahl betrieben wird; und
einen zweiten Vergleichswert-Speicher zur Speicherung mindestens einer Datenzeile des von der Röntgenbildvorrichtung ausgegebenen Bild signals als zweite Korrekturdaten, während die Röntgenbildvorrichtung mit einem einfallenden Röntgenstrahl mit einer nahezu gleichmäßigen Intensitätsverteilung betrieben wird, und daß
das Bildsignal mittels der Addition oder der Subtraktion mit den im ersten Vergleichswert-Speicher gespeicherten ersten Korrekturdaten oder mittels der Multiplikation oder der Division mit den im zweiten Vergleichs wert-Speicher gespeicherten zweiten Korrekturdaten korrigiert wird.
Außerdem wird in einer Ausführungsform der Erfindung das von der
Röntgenbildvorrichtung ausgegebene Bildsignal korrigiert.
Überdies wird in einer anderen Ausführungsform der Erfindung das
im Bildspeicher gespeicherte Bildsignal korrigiert.
Weiter wird in einer noch anderen Ausführungsform der Erfindung
das vom Bildspeicher an die Bildanzeige ausgegebene Bildsignal korri
giert.
Noch weiter speichert in einer weiteren Ausführungsform der
Erfindung der erste Vergleichswert-Speicher die Korrekturdaten des
gesamten Rasterbildes, das in dem von der Röntgenbildvorrichtung aus
gegebenen Signal enthalten ist.
Außerdem wird in einer noch weiteren Ausführungsform der Erfin
dung eine Signalkorrektur durchgeführt, nachdem die Korrekturdaten
des ersten Vergleichswert-Speichers entsprechend der durch den Tempe
raturfühler festgestellten Temperatur der Röntgenbildvorrichtung korri
giert wurden.
Überdies wird in einer weiteren anderen Ausführungsform der
Erfindung eine Signalkorrektur durchgeführt, nachdem die Korrektur
daten des ersten Vergleichswert-Speichers entsprechend der Verweilzeit
von Signalladungen in einem vertikalen Schieberegister des CCD-Aufneh
mers korrigiert wurden.
Entsprechend der Erfindung ist das von der Röntgenbildvorrichtung
ausgegebene Signal, das erhalten wird, wenn die Röntgenbildvorrichtung
ohne einfallenden Röntgenstrahl betrieben wird, durch den Dunkelstrom
oder ähnliche Effekte des CCD-Aufnehmers verursachtes Rauschen. Vor
der Aufnahme eines Röntgenbildes wird zumindest eine Datenzeile dieses
Signals im ersten Vergleichswert-Speicher als erste Korrekturdaten
gespeichert. Die im ersten Vergleichswert-Speicher gespeicherten ersten
Korrekturdaten werden zu dem durch eine normale Röntgenbild-Tomo
graphieaufnahme erhaltenen Bildsignal hinzuaddiert oder davon subtra
hiert, um die Rauschkomponenten aus dem Bildsignal zu eliminieren und
dadurch ein tomograpisches Bild mit einem hohen Signal zu Rauschver
hältnis (S/N-Verhältnis) zu erhalten.
Weiterhin ist das von der Röntgenbildvorrichtung ausgegebene
Signal, das erhalten wird, wenn die Röntgenbildvorrichtung mit einem
einfallenden Röntgenstrahl mit einer nahezu gleichmäßigen Intensitäts
verteilung betrieben wird, durch die Abweichungen der Bildempfindlich
keit des CCD-Aufnehmers verursachtes Rauschen. Vor der Aufnahme
eines Röntgenbildes wird zumindest eine Datenzeile dieses Signals als
zweite Korrekturdaten im zweiten Vergleichswert-Speicher gespeichert.
Das durch eine normale Röntgenbild-Tomographieaufnahme erhaltene
Signal wird mit den im zweiten Vergleichswert-Speicher gespeicherten
zweiten Korrekturdaten multipliziert oder dividiert, um die Rausch
komponenten des Bildsignals zu eliminieren, und dadurch ein hochquali
tatives tomographisches Bild mit wenig Falschbildern zu erhalten. Es wird
entweder die Signalkorrektur mittels der ersten Korrekturdaten oder die
Signalkorrektur mittels der zweiten Korrekturdaten, oder beide durch
geführt.
Außerdem ist es durch die Korrektur des gerade von der Röntgenbild
vorrichtung während der Röntgenbildaufnahme ausgegebenen Bild
signals möglich, daß die Korrektur bei der Beendigung der Röntgenbild
aufnahme beendet ist. Es ist dadurch möglich, sofort danach in den Bild
anzeigebetrieb umzuschalten.
Überdies ist es durch die Korrektur des einmal im Bildspeicher
gespeicherten Bildsignals möglich, arithmetische Operationen zur Signal
korrektur mit einer geringen Geschwindigkeit durchzuführen. Dadurch
wird die Belastung der signalverarbeitenden Schaltungen reduziert.
Weiter ist es durch die Korrektur des aus dem Bildspeicher an die
Bildanzeige ausgegebenen Bildsignals möglich, eine Korrektur durch
zuführen während das Bild vor der Korrektur geeignet mit dem Bild nach
der Korrektur verglichen wird. Dadurch wird eine Optimierung der Signal
korrektur ermöglicht.
Noch weiter wird durch das Speichern der Korrekturdaten des ge
samten im durch die Röntgenbildvorrichtung ausgegebenen Signal ent
haltenen Bildes im ersten Vergleichswert-Speicher eine genauere Signal
korrektur ermöglicht.
Außerdem wird auch eine genauere Signalkorrektur durch die Mes
sung der Temperatur des CCD-Aufnehmers mit dem nahe an dem Röntgen
bildaufnehmer angebrachten Temperatursensor ermöglicht, da der Dun
kelstrom des CCD-Aufnehmers temperaturabhängig ist, indem die im
ersten Vergleichswert-Speicher gespeicherten Korrekturdaten unter
Beachtung der Abweichung zwischen der Temperatur während der Vor
bereitungszeit der Korrekturdaten und der Temperatur während der
Röntgenbildaufnahme korrigiert werden.
Außerdem tendiert der Dunkelstrom des CCD-Aufnehmers zum
Anstieg, wenn die Verweilzeit der Signalladungen in einem vertikalen
Schieberegister verlängert wird. Durch die Korrektur der Korrekturdaten
des ersten Vergleichswert-Speichers abhängig von der Verweilzeit kann
eine genauere Signalkorrektur erhalten werden.
Wie oben genau beschrieben wurde, kann ein hochqualitatives tomo
graphisches Bild mit einem hohen S/N-Verhältnis und wenigen Falsch
bildern erhalten werden, da durch den Dunkelstrom und Empfindlich
keitsabweichungen oder ähnlichen Effekten des CCD-Aufnehmers verur
sachtes Rauschen aus dem durch die Röntgenbild-Tomograhieaufnahme
erhaltenen Signal eliminiert werden kann.
Weiterhin können Abweichungen in den Kennwerten des CCD-Auf
nehmers kleiner gehalten werden, da ein beträchtlicher Betrag des
Rauschens durch eine elektrische Signalkorrektur eliminiert werden
kann. Dadurch können die Produktionsstückzahlen der Aufnehmer er
höht und die Kosten reduziert werden.
Außerdem kann durch die Messung der Temperatur der Röntgenbild
vorrichtung mit dem Temperatursensor eine effektive Signalkorrektur
sogar dann durchgeführt werden, wenn das Bildsignal temperaturab
hängiges Rauschen enthält.
Andere und weitere Merkmale, Kennzeichen und Vorteile der
Erfindung werden durch die folgende ausführliche Beschreibung im
Zusammenhang mit den Zeichnungen verdeutlicht, es zeigen:
Fig. 1 eine Prinzipanordnung einer Ausführung der Erfindung;
Fig. 2a eine Frontalansicht der Form einer Röntgenbild
vorrichtung 3;
Fig. 2b eine Ansicht der Röntgenbildvorrichtung von unten;
Fig. 3 eine Anordnungsdarstellung des Punktfeldes und des
Ladungsverschiebungsbetriebs des CCD-Aufnehmers 3c;
Fig. 4 ein Blockschaltbild einer elektrischen Anordnung
entsprechend einer Ausführung der Erfindung; und
Fig. 5a bis f schematische Darstellungen tatsächlicher Beispiele der
Signalkorrektur.
Nachfolgend werden in Bezug auf die Zeichnungen bevorzugte
Ausführungen der Erfindung beschrieben.
Die Fig. 1 zeigt eine Prinzipanordnung einer Ausführung der Erfin
dung. Der medizinische Röntgenbildapparat der Erfindung enthält eine
Röntgenstrahl-Quelle 2 zur Erzeugung eines vertikalen schlitzförmigen
Röntgenstrahls, eine Röntgenbildvorrichtung 3 zur Erfassung eines
Röntgenbildes des Subjekts 1 und einen Schwenkarm 4 zum Halten der
Röntgenstrahl-Quelle 2 und der gegenüberliegenden Röntgenbildvor
richtung 3 und zur Drehung der Röntgenstrahl-Quelle 2 und der Röntgen
bildvorrichtung 3 um das Subjekt 1 herum.
Die Röntgenbildvorrichtung 3 enthält einen Szintillator 3a zur
Umwandlung eines durch einen einfallenden Röntgenstrahl erhaltenen
Röntgenbildes in ein normal zu betrachtendes Bild, eine Lichtwellenleiter
platte 3b zur Leitung des normal sichtbaren Bildes vom Szintillator 3a weg
und einen CCD(Charge-Coupled Device)-Aufnehmer 3c zur Bildaufnahme
des normal zu betrachtenden Bildes von der Lichtwellenleiterplatte 3b.
Ein Temperaturfühler 40 zur Messung der Temperatur des CCD-Aufneh
mers 3c ist innerhalb der Röntgenbildvorrichtung 3 angeordnet.
Ein Schwenkarm 4 (wie z. B. ein Dreharm) ist so gehalten, daß er drehbar
in einer horizontalen Ebene in einer Position gerade über dem Subjekt 1
angeordnet ist. Die Rotationsachse des Schwenkarms 4 wird durch einen
Motor 5 angetrieben. Um die Winkelgeschwindigkeit der Drehachse fest
zustellen gibt es einen Tachosignalgeber 7. Weiterhin bilden eine auf die
Drehachse montierte Nocke 6a und ein Potentiometer 6b zur Feststellung
der Abweichung der Nocke 6a einen Winkelgeber 6.
Die Fig. 2a zeigt eine Frontalansicht der Form der Röntgenbildvor
richtung 3 und die Fig. 2b zeigt eine Ansicht dieser Vorrichtung von unten.
Der Szintillator 3a ist schlank ausgestaltet, um einen vertikalen schlitz
förmigen Röntgenstrahl zu empfangen. Ein nicht gezeigter Sekundär
schlitz zur Begrenzung des lichtempfangenden Bereichs der Röntgenbild
vorrichtung 3 ist an der Seite angeordnet, an der der Röntgenstrahl ein
fällt. Die Lichtwellenleiterplatte 3b hat im Querschnitt eine Parallelo
grammform. Die Röntgenstrahlen empfangende Oberfläche der Platte 3b
hat einen engen Kontakt zum Szintillator 3a und die Röntgenstrahlen aus
gebende Oberfläche der Platte 3b ist entfernt von dem Weg des durch den
Szintillator 3a hindurchgegangenen Röntgenstrahls angeordnet. Obwohl
es bevorzugt ist, daß der lichtempfangende Bereich des Szintillators 3a
mittels eines einfach vorhandenen CCD-Aufnehmers 3c abgebildet wird,
werden die Kosten für großflächigere CCD-Aufnehmer 3c wegen der
geringen Produktionsstückzahlen höher. Um dieses Problem zu lösen,
wird der lichtempfangende Bereich in drei Teile aufgeteilt, indem drei
CCD-Aufnehmer benutzt werden, z. B. wie in Fig. 2a und 2b gezeigt. So
wird ein unter normalem Licht zu betrachtendes Bild erhalten. Demnach
ist die Lichtwellenleiterplatte 3b entsprechend der Anzahl der CCD-Auf
nehmer 3c in drei Bereiche aufgeteilt, die versetzt auf der rechten und der
linken Seite unter dem Gesichtspunkt einer geschickten Anordnung auf
geteilt sind. Der einfallende schlitzförmige Röntgenstrahl ist etwa 6 mm
breit und 150 mm hoch, die lichtempfangende Oberfläche jedes CCD-Auf
nehmers 3c ist etwa 50 mm hoch.
Die Fig. 3 zeigt eine Anordnung des Punktfeldes und die Ladungsver
schiebung des CCD-Aufnehmers 3c. Der vertikale längere
lichtempfangende Bereich 20 des CCD-Aufnehmers 3c enthält eine Mehr
zahl in einem zweidimensionalen Feld angeordneter lichtempfangender
Punkte. Fällt ein normal sichtbares Bild von der Lichtwellenleiterplatte 3b
in den lichtempfangenden Bereich 20, so werden Ladungen durch photo
elektrische Wandlung generiert. Jeder lichtempfangende Punkt ist elek
trisch an eine Mehrzahl vertikaler Schieberegister 21 (schattierte Bereiche
der Fig. 3) angeschlossen, die in einer horizontalen Richtung 21a angeord
net sind. In jedem vertikalen Schieberegister 21 werden Ladungen nach
einander in der horizontalen Richtung 21a entsprechend dem Ladungs
verschiebungs-Taktsignal verschoben. Der Ausgangsbereich jedes verti
kalen Schieberegisters 21 ist elektrisch an in der vertikalen Richtung 22a
angeordnete horizontale Schieberegister 22 angeschlossen, um alle
Ladungen zu jeder Zeit nach außen zu verschieben, in der jedes vertikale
Schieberegister 21 die Verschiebung für einen Punkt durchführt. Auf
diese Weise wird das Röntgenbild durch die Kombination von horizontaler
und vertikaler Abtastung in ein zeitlich serielles elektrisches Signal
gewandelt. Obwohl der CCD-Aufnehmer 3c der Fig. 3 ein Vollrahmen-
Übertragungstyp (FFT type) ohne Ladungsspeicherbereich ist, kann auch
ein Rahmenübertragungstyp (FT type) mit so vielen Ladungsspeicher
bereichen wie lichtempfangende Punkte vorhanden sind in der Erfindung
benutzt werden.
Nachfolgend wird der TDI-Betrieb des CCD-Aufnehmers 3c beschrie
ben. Bei der Rotation des Schwenkarms 4 bewegt sich das Röntgenbild in
der horizontalen Richtung 21a. Die Bewegungsgeschwindigkeit des
Röntgenbildes verändert sich mit der Position der tomographischen
Röntgenebene. Dadurch können durch eine Änderung der Ladungs
verschiebungs-Geschwindigkeit, das ist die Frequenz des Ladungs
verschiebungs-Taktsignals des vertikalen Schieberegisters 21, so daß
diese mit der Bewegungsgeschwindigkeit des sich auf eine bestimmte
tomographische Ebene beziehenden Röntgenbildes zusammenfällt nur die
Ladungen eines gewünschten tomographischen Röntgenbildes sequentiell
mit der Ladungsverschiebung gespeichert (integriert) werden. Auf diese
Weise wird nur das Röntgenbild für eine bestimmte Ladungsverschie
bungs-Geschwindigkeit als stehendes Bild erfaßt und Röntgenbilder einer
anderen Ladungsverschiebungs-Geschwindigkeit sind weiter bewegt. Das
Ergebnis ist, daß ein tomographisches Bild gleich zu dem erhalten werden
kann, das durch einen Film in einer herkömmlichen Tomographie-Bilder
zeugungsvorrichtung erzeugt wurde.
Wird die Frequenz des Ladungsverschiebungs-Taktsignals mit f
bezeichnet und die Filmgeschwindigkeit in der herkömmlichen Tomogra
phie-Bilderzeugungsvorrichtung, die Filme benutzt, mit v, so gilt bei
einem Pixelabstand d des CCD-Sensors 3c die Gleichung f = v/d.
Die Fig. 4 zeigt ein Blockschaltbild einer elektrischen Anordnung
entsprechend einer Ausführung der Erfindung. Die Röntgenstrahl-Quelle
2 enthält z. B. eine Röntgenstrahl-Röhre. Von einer Röntgenstrahl-Schal
tung 31 wird die Röntgenstrahl-Röhre mit einer bestimmten Röhren
spannung und einem bestimmten Röhrenstrom versorgt. Eine Zeit
steuerungs-Schaltung 32 steuert die Zeit der Röntgenstrahlung ent
sprechend der Anweisungen ZVE (Zentrale Verarbeitungseinheit).
Die vertikalen Schieberegister 21 und das horizontale Schiebe
register 22 des CCD-Aufnehmers 3c werden jeweils durch das Vertikal
verschiebungs-Taktsignal und das Horizontalverschiebungs-Taktsignal
einer Steuertakt-Generatorschaltung 33 angetrieben, wobei die Frequenz
jedes Taktsignals abhängig von der Drehgeschwindigkeit des Schwenk
arms 4 entsprechend den Anweisungen der ZVE 30 geändert wird. Da
durch ergibt sich der TDI-Betrieb. Das horizontale Schieberegister 22 des
CCD-Aufnehmers 3c gibt das Bildsignal des tomographischen Röntgen
bildes zeitlich seriell aus. Das so erhaltene Bildsignal wird durch eine
Wellenform-Gestaltung 34 wellenformgestaltet, z. B. durch einen
Analog/Digital(A/D)-Wandler 35 in ein 8-Bit Digitalsignal (mit 256 Pegeln)
gewandelt und über die ZVE 30 in einem Bildspeicher 36 gespeichert. Das
im Bildspeicher 36 gespeicherte Bildsignal wird auf einer Bildanzeigevor
richtung 38 angezeigt, wie z. B. einer Kathodenstrahlröhrenanzeige oder
einem Bilddrucker, und wird für eine Vielzahl von Diagnosen verwendet.
In dem wie oben beschrieben aufgebauten medizinischen Röntgen
bildapparat sind ein Vergleichswert-Speicher 37 zur Speicherung
verschiedener Daten zu Korrektur des Bildsignals und ein Temperaturfüh
ler 40 zur Messung der Temperatur des CCD-Aufnehmers 3c vorhanden.
Der Temperaturfühler 40 kann in dem Chip angeordnet sein, der den CCD-
Aufnehmer 13 enthält.
Die Fig. 5a bis 5f sind schematische Darstellungen echter Beispiele
der Signalkorrektur. Eine Vielzahl von Bereichen, die jeweils mindestens
eine Datenzeile der vertikalen Richtung (Rotationsachseinrichtung) der
Röntgenbildvorrichtung 3 speichern können, werden in dem Vergleichs
wert-Speicher 37 eingerichtet. Darin werden die Bilddaten vor und nach
der Korrektur und die Korrekturdaten gespeichert. n gibt die Anzahl der
Punkte einer Zeile an.
Die Fig. 5a zeigt die Daten einer speziellen Zeile der Bilddaten des im
Bildspeicher 36 gespeicherten tomograhpischen Röntgenbildes nach der
tomographischen Bildaufnahme. n Teildaten, in dezimaler Schreibweise
von oben nach unten: 50, 64, 85, 100, 142, 190, 226, . . . , 152 und 114 sind
die Originaldaten vor der Korrektur.
Fig. 5b zeigt eine bestimmte Zeile der Daten des aus der Röntgenbild
vorrichtung 3 ausgegebenen Signals, die erhalten werden, wenn der
gleiche Betrieb wie bei der tomographischen Bildaufnahme bei aus
geschalteter Röntgenstrahl-Quelle 2 durchgeführt wird und die Röntgen
bildvorrichtung 3 ohne einstrahlenden Röntgenstrahl betrieben wird.
Diese Daten korrespondieren zum durch den Dunkelstrom oder ähnliche
Effekte des CCD-Aufnehmers 3c verursachten Rauschen. n Teildaten, von
oben nach unten: 0, 0, 4, 3, 2, 0, 2, . . . ., 0 und 1 werden in Teilen des Ver
gleichswert-Speichers 37 als Dunkelstrom-Korrekturdaten gespeichert.
Sind die Dunkelstrom-Korrekturdaten einmal unmittelbar nach der Auf
stellung des Geräts oder bei einer periodischen Inspektion gespeichert, so
können die gleichen Daten für alle zu erzeugenden Bilder benutzt werden.
Alternativ können solche Daten auch für jedes zu erzeugende Bild neu
gebildet werden.
Die Fig. 5c zeigt das Ergebnis der Subtraktion der Dunkelstrom-
Korrekturdaten aus Fig. 5b von den Originaldaten der Fig. 5a. Hierbei wer
den nach der Dunkelstrom-Korrektur n Teildaten erhalten, von oben nach
unten ergeben sie sich zu: 50, 64, 81, 97, 140, 190, 224, . . . ., 152 und 113.
Indem diese Signalkorrektur für jede Datenzeile durchgeführt wird, kann
eine Dunkelstrom-Korrektur für das gesamte Rasterbild erhalten werden.
Die Signalkorrektur mittels der Subtraktion ist hier als Beispiel aufzufas
sen. Jedoch wird die Signalkorrektur als Addition ausgeführt, wenn die in
Fig. 5b gezeigten Dunkelstrom-Korrekturdaten als negative Werte gespei
chert werden. Zur Rauschunterdrückung wird eine Subtraktion oder eine
Addition eingesetzt. Dadurch können Rauschanteile durch Dunkelstrom
aus dem Bildsignal elimiert werden.
Die Fig. 5d zeigt eine bestimmte Datenzeile des von der Röntgenbild
vorrichtung 3 ausgegebenen Signals, das erhalten wird, wenn die
Erzeugung eines Tomographiebildes mittels der Röntgenstrahl-Quelle 2
ohne ein Subjekt 1 durchgeführt wird, und wenn ein Röntgenstrahl mit
einer nahezu gleichmäßigen Intensitätsverteilung in die Röntgenbild
vorrichtung 3 einfällt. Obwohl die Werte der Daten vorzugsweise im
wesentlichen gleich sein sollten, treten Fluktuationen wegen eines
Rauschens durch Variationen in der Punktempfindlichkeit des CCD-Auf
nehmers 3c und einer nicht gleichmäßigen Intensitätsverteilung des
Röntgenstrahls auf. In einem Teil des Vergleichswert-Speichers 37 werden
n Teildaten als Empfindlichkeitsabweichungs-Korrekturdaten gespei
chert, von oben nach unten ergeben sie sich zu: 102, 104, 100, 108, 96, 97,
101, . . . ., 104 und 100. Die zur Messung der Empfindlichkeitsabweichun
gen benutzte Intensität der Röntgenstrahlung solle vorzugsweise auf etwa
die halbe Intensität der Röntgenstrahlung während einer normalen Bild
aufnahme begrenzt werden, um einer Datenübersättigung vorzubeugen.
Dazu kann z. B. die Röhrenspannung oder der Röhrenstrom der Röntgen
strahl-Quelle 2 verstellt werden, oder eine Aluminiumplatte mit einer
gleichmäßigen Dicke (von z. B. 30 mm) als ein Röntgenstrahl-Dämpfungs
filter anstelle des Subjekts 1 benutzt werden.
Die Fig. 5e zeigt Empfindlichkeits-Korrekturkoeffizienten (reelle
Zahlen), die jeweils für jeden Punkt erhalten werden, indem das Verhältnis
der in Fig. 5d gezeigten Daten zum Durchschnittswert gebildet wird. Dafür
werden n Teildaten in einem Teil des Vergleichswert-Speichers 37 als
Empfindlichkeits-Korrekturdaten gespeichert, von oben nach unten
ergeben sie sich zu: 100/102, 100/104, 1, 100/108, 100/96, 100/97,
100/101, . . . ., 100/104 und 1. Sind die Empfindlichkeits-Korrekturdaten
einmal unmittelbar nach dem Aufstellen des Geräts oder bei einer periodi
schen Inspektion erzeugt, so können sie für alle zu erzeugenden Bilder be
nutzt werden. Alternativ können solche Daten für jedes Bild neu erzeugt
werden.
Die Fig. 5f zeigt die durch Multiplikation der nach der Dunkelstrom-
Korrektur erhaltenen Bilddaten mit den Empfindlichkeits-Korrektur
koeffizienten der Fig. 5e, die durch eine Rundung der dezimalen Bruch
anteile der durch die Multiplikation erhaltenen Werte entstanden sind. Als
Ergebnis werden n Teildaten als Bilddaten nach der Empfindlichkeitskor
rektur erhalten, von oben nach unten ergeben sie sich zu: 49, 62, 81, 90,
146, 196, 222, . . . ., 146 und 113. Indem diese Signalkorrektur für alle
Zeilen der Bilddaten durchgeführt wird, kann eine Empfindlichkeitskor
rektur für das gesamte Rasterbild erhalten werden. Die Signalkorrektur
durch eine Multiplikation ist als Beispiel anzusehen. Jedoch wird eine
Signalkorrektur durch eine Division durchgeführt, wenn die in Fig. 5e
gezeigten Korrekturkoeffizienten reziprok gespeichert werden. Dement
sprechend wird die Multiplikation oder Division zur Rauschreduktion ein
gesetzt. Auf diese Weise können Rauschkomponenten, die durch Empfind
lichkeitsabweichungen oder ähnliche Effekte entstehen, aus dem Bild
signal eliminiert werden.
Obwohl beispielhaft in den obigen Ausführungen die Empfindlich
keitsabweichungs-Korrektur nach der Dunkelstrom-Korrektur durch
geführt wurde, kann auch die Dunkelstrom-Korrektur nach der Empfind
lichkeits-Korrektor durchgeführt werden. Wenn nicht viel Rauschen
vorhanden ist, kann auch nur eine oder keine der beiden Korrekturen
durchgeführt werden.
Zusätzlich können auch mehrere Datenzeilen oder die Korrektur
daten des gesamten Rasterbildes im Vergleichswert-Speicher 37 gespei
chert werden, obwohl beispielhaft nur die eine in Fig. 5b gezeigte Daten
zeile zur Dunkelstrom-Korrektur und die in Fig. 5e gezeigte Datenzeile zur
Empfindlichkeits-Korrektur herangezogen wurde. Alternativ können auch
die ursprünglichen Korrekturdaten durch Filtern reduziert werden und so
gespeichert werden, daß später durch Interpolation die gesamten Korrek
turdaten wieder reproduziert werden können.
Außerdem kann auch das Bildsignal, daß von der Röntgenbild
vorrichtung 3 während der Röntgenbildaufnahme ausgegeben wird, direkt
korrigiert werden, obwohl zuvor beispielhaft das nach der Bildaufnahme
einmal im Bildspeicher 36 gespeicherte Bildsignal zur Korrektur heran
gezogen wurde. Weiter kann auch das Bildsignal, das vom Bildspeicher 36
an die Bildanzeige 38 ausgegeben wird, korrigiert werden.
Zusätzlich kann eine genauere Signalkorrektur mit der Messung der
Temperaturen des CCD-Aufnehmers 3c mit dem in der Röntgenbildvor
richtung 3 vorhandenen Temperaturfühler 40 durchgeführt werden, da
der Dunkelstrom des CCD-Aufnehmers 3c temperaturabhängig ist. Dies
geschieht, indem die im Vergleichswert-Speicher 37 gespeicherten Dun
kelstrom-Korrekturdaten, die in Fig. 5b zu sehen sind, unter Beachtung
der Abweichung zwischen der Temperatur zur Zeit der Bildung der Dun
kelstrom-Korrekturdaten und der Temperatur während der Röntgenbild
aufnahme korrigiert werden. Es ist anzunehmen, daß die Temperaturab
hängigkeit des Dunkelstroms des CCD-Aufnehmers sich etwa mit einem
Temperaturanstieg von 6°C verdoppelt.
Entsprechend werden mit der Temperatur T₀ zur Zeit der Aufnahme
der Dunkelstrom-Korrekturdaten und mit einer Temperatur T während
der aktuellen Röntgenbildaufnahme die Dunkelstrom-Korrekturdaten,
die mit dem Wert der unten gezeichneten Gleichung 1 multipliziert wur
den, als neue Korrekturdaten benutzt.
[Gleichung 1]
2 (T-T₀/6)
2 (T-T₀/6)
Weiter kann zur Speicherung der bei der Messung der Dunkelstrom-
Korrekturdaten gemessenen Temperatur T₀ ein Speicherbereich für die
Temperatur T₀ im Vergleichswert-Speicher 37 reserviert werden. Wie in
Fig. 4 gezeigt, kann auch ein separater Temperaturspeicher 41 verwendet
werden.
Der Dunkelstrom des CCD-Aufnehmers tendiert zur Zunahme, wenn
die Verweilzeit der Signalladungen in jedem vertikalen Schieberegister
verlängert wird. Um den durch diese Verlängerung hervorgerufenen Effekt
zu korrigieren, wird die Standardverweilzeit t₀ der Signalladungen in
jedem vertikalen Schieberegister gemessen und im Vergleichswert-
Speicher 37 oder ähnlichem gespeichert. Danach wird die tatsächliche
Verweilzeit t gemessen und die Dunkelstrom-Korrekturdaten werden mit
dem Koeffizient t/t₀ multipliziert, wobei die so erhaltenen Daten als neue
Korrekturdaten verwendet werden können.
Die Erfindung kann in anderen speziellen Ausführungen verwendet
werden, ohne vom Geist oder von wesentlichen Merkmalen abzuweichen.
Die vorliegenden Ausführungen sind dehalb in jeder Hinsicht als illustra
tiv und nicht beschränkend zu betrachten. Der Umfang der Erfindung wird
durch die beigefügten Patentansprüche und nicht durch die vorherige
Beschreibung bestimmt und alle Änderungen, die innerhalb der Bedeu
tung und dem Bereich der Ansprüche liegen sind deshalb als darin ent
halten zu sehen.
Claims (7)
1. Medizinisches Röntgengerät, mit:
einem Röntgenstrahl-Generator (2) zum Aussenden eines Röntgen strahls auf ein Subjekt (1);
einer Röntgenbildvorrichtung (3) zum Aufnehmen eines Röntgenbil des des Subjekts (1);
einem Schwenkarm (4) zum Drehen des Röntgenstrahl-Generators (2) und der gegenüberliegend angebrachten Röntgenbildvorrichtung (3) um das Subjekt (1) herum;
einem Bildspeicher (36) zur Speicherung eines Bildsignals von der Röntgenbildvorrichtung (3);
einer Bildanzeige (38) zur Darstellung des im Bildspeicher (36) gespeicherten Bildsignals;
einem ersten Vergleichswert-Speicher (37) zur Speicherung minde stens einer Datenzeile des von der Röntgenbildvorrichtung (3) ausgegebe nen Bildsignals als erste Korrekturdaten, während die Röntgenbild vorrichtung (3) ohne einfallenden Röntgenstrahl betrieben wird; und
einem zweiten Vergleichswert-Speicher (37) zur Speicherung minde stens einer Datenzeile des von der Röntgenbildvorrichtung (3) ausgegebe nen Bildsignals als zweite Korrekturdaten, während die Röntgenbildvor richtung (3) mit einem einfallenden Röntgenstrahl mit einer nahezu gleichmäßigen Intensitätsverteilung betrieben wird,
dadurch gekennzeichnet, daß
die Röntgenbildvorrichtung (3) CCD-Aufnehmer (3c) enthält, die jeweils mit einer Mehrzahl zweidimensional angeordneter lichtempfan gender Punkte ausgestattet sind, und das Bild einer bestimmten tomo graphischen Ebene aufnimmt, indem die Frequenz eines Ladungstransfer- Taktsignals entsprechend der Drehgeschwindigkeit des Schwenkarms (4) geändert wird; und
das Bildsignal mittels der Addition oder der Subtraktion mit den im ersten Vergleichswert-Speicher (37) gespeicherten ersten Korrekturdaten oder mittels der Multiplikation oder der Division mit den im zweiten Vergleichswert-Speicher (37) gespeicherten zweiten Korrekturdaten korrigiert wird.
einem Röntgenstrahl-Generator (2) zum Aussenden eines Röntgen strahls auf ein Subjekt (1);
einer Röntgenbildvorrichtung (3) zum Aufnehmen eines Röntgenbil des des Subjekts (1);
einem Schwenkarm (4) zum Drehen des Röntgenstrahl-Generators (2) und der gegenüberliegend angebrachten Röntgenbildvorrichtung (3) um das Subjekt (1) herum;
einem Bildspeicher (36) zur Speicherung eines Bildsignals von der Röntgenbildvorrichtung (3);
einer Bildanzeige (38) zur Darstellung des im Bildspeicher (36) gespeicherten Bildsignals;
einem ersten Vergleichswert-Speicher (37) zur Speicherung minde stens einer Datenzeile des von der Röntgenbildvorrichtung (3) ausgegebe nen Bildsignals als erste Korrekturdaten, während die Röntgenbild vorrichtung (3) ohne einfallenden Röntgenstrahl betrieben wird; und
einem zweiten Vergleichswert-Speicher (37) zur Speicherung minde stens einer Datenzeile des von der Röntgenbildvorrichtung (3) ausgegebe nen Bildsignals als zweite Korrekturdaten, während die Röntgenbildvor richtung (3) mit einem einfallenden Röntgenstrahl mit einer nahezu gleichmäßigen Intensitätsverteilung betrieben wird,
dadurch gekennzeichnet, daß
die Röntgenbildvorrichtung (3) CCD-Aufnehmer (3c) enthält, die jeweils mit einer Mehrzahl zweidimensional angeordneter lichtempfan gender Punkte ausgestattet sind, und das Bild einer bestimmten tomo graphischen Ebene aufnimmt, indem die Frequenz eines Ladungstransfer- Taktsignals entsprechend der Drehgeschwindigkeit des Schwenkarms (4) geändert wird; und
das Bildsignal mittels der Addition oder der Subtraktion mit den im ersten Vergleichswert-Speicher (37) gespeicherten ersten Korrekturdaten oder mittels der Multiplikation oder der Division mit den im zweiten Vergleichswert-Speicher (37) gespeicherten zweiten Korrekturdaten korrigiert wird.
2. Röntgengerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die
Signalkorrektur an dem von der Röntgenbildvorrichtung (3) ausgegebenen
Bildsignal durchgeführt wird.
3. Röntgengerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die
Signalkorrektur an dem im Bildspeicher (36) gespeicherten Bildsignal
durchgeführt wird.
4. Röntgengerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die
Signalkorrektur an dem vom Bildspeicher (36) an die Bildanzeige (38) aus
gegebenen Bildsignal durchgeführt wird.
5. Röntgengerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der
erste Vergleichswert-Speicher (37) Korrekturdaten des gesamten Raster
bildes speichert, das in dem von der Röntgenbildvorrichtung (3) ausgege
benen Signal enthalten ist.
6. Röntgengerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß wei
ter ein Temperaturfühler (40) vorhanden ist, um die Temperatur der Rönt
genbildvorrichtung (3) festzustellen, und die Signalkorrektur durchge
führt wird, nachdem die Korrekturdaten des ersten Vergleichswert-Spei
chers (37) entsprechend der durch den Temperaturfühler (40) festgestell
ten Temperatur korrigiert wurden.
7. Röntgengerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die
Signalkorrektur durchgeführt wird, nachdem die Korrekturdaten des er
sten Vergleichswert-Speichers (37) entsprechend der Verweilzeit von
Signalladungen in einem vertikalen Schieberegister (21) des CCD-Aufneh
mers (3c) korrigiert wurden.
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