DE19604631A1

DE19604631A1 - Medizinisches Röntgengerät

Info

Publication number: DE19604631A1
Application number: DE19604631A
Authority: DE
Inventors: Masakazu Suzuki; Keisuke Mori; Akifumi Tachibana; Kazunari Matoba; Hitoshi Asai; Kazuhisa Miyaguchi; Toshitaka Takeguchi
Original assignee: J Morita Manufaturing Corp
Current assignee: J Morita Manufaturing Corp
Priority date: 1995-02-09
Filing date: 1996-02-08
Publication date: 1996-08-22
Anticipated expiration: 2016-02-09
Also published as: JP3377323B2; JPH08215182A; DE19604631B4; US5604781A

Description

ERFINDUNGSHINTERGRUND 1. Technisches Gebiet

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.

2. Beschreibung des Standes der Technik

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.

ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG

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.

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.

KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN

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.

AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGEN

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)

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

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.

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.