DE19502860C1 - Röntgendiagnostikeinrichtung - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft eine Röntgendiagnostikeinrichtung mit einer Röntgenstrahlenquelle zur Erzeugung eines Röntgenstrah­ lenbündels, mit einem Bildwandler mit matrixförmig in einem Pixelabstand angeordneten Bildpunkten zur Erfassung eines Röntgenstrahlenbildes und einer daran angeschlossenen Wieder­ gabevorrichtung zur Wiedergabe des Röntgenstrahlenbildes in einer ersten Betriebsart, bei der alle Bildpunkte zu einem Röntgenbild zusammengesetzt werden, wobei der Bildwandler mit einer Verschiebevorrichtung gekoppelt und die Röntgendiagno­ stikeinrichtung derart umschaltbar ist, daß in einer zweiten Betriebsart der Bildwandler in Bezug auf die Röntgenstrahlen­ quelle durch die Verschiebevorrichtung in der Abbildungsebene mechanisch verschoben wird, wobei wenigstens ein Röntgen­ strahlenbild vor der mechanischen Verschiebung und wenigstens ein Röntgenstrahlenbild nach der mechanischen Verschiebung erfaßt wird, und daß die Wiedergabevorrichtung derart ausge­ bildet ist, daß sie die Röntgenstrahlenbilder zu einem Rönt­ genstrahlenbild mit erhöhter Auflösung zusammensetzt. Bei derartigen Röntgendiagnostikeinrichtungen werden als Bild­ wandler beispielsweise Festkörperbildwandler eingesetzt.

In der US-A-4,517,603 ist eine Vorrichtung beschrieben, die bei einem Bildwandler mit matrixförmig angeordneten Detektor­ elementen eine Auflösungsverbesserung dadurch erreicht, daß der Bildwandler verschoben wird, so daß von einem Detektor­ element Signale in beispielsweise vier verschiedenen Positio­ nen erfaßt werden. Die Signale der Detektorelemente stellen in jeder Position einen Bildpunkt in dem Gesamtbild dar, so daß sich durch die Verschiebung die Anzahl der zur Bildgebung beitragenden Pixelpositionen erhöht. Durch diese Anordnung läßt sich bei einem kleinen Bildsensor die Auflösung ledig­ lich in der Richtung der Verschiebung verbessern.

Die DE 33 30 894 A1 betrifft eine Röntgendiagnostikeinrich­ tung mit einer Bildverstärker-Fernsehkette, bei der zur Umwandlung des Röntgenbildes in ein Videosignal mehrere matrixförmige CCD-Bildwandler in zwei Zeilen übereinander angeordnet sind, wobei die CCD-Bildwandler der zweiten Zeile auf Lücke versetzt angeordnet sind. Zur zeilenweisen Abta­ stung wird das Ausgangsbild des Bildverstärkers derart ver­ schoben, daß das zeilenförmige Ausgangsbild immer auf dem derzeit abgetasteten CCD-Bildwandler liegt. Somit lassen sich die Stoßstellen von aneinandergesetzten CCD-Bildwandlern überbrücken. Durch die Vielzahl von matrixförmigen CCD-Bild­ wandlern kann eine schnelle Abtastung erfolgen. Eine Verbes­ serung der Auflösung wird jedoch nicht erreicht.

Die Erfindung geht von der Aufgabe aus, eine Röntgendiagno­ stikeinrichtung mit einem Bildwandler der eingangs genannten Art zu schaffen, der auf einfache Weise eine erhöhte zwei­ dimensionale Ortsauflösung mit nur geringem Mehraufwand an Kosten ermöglicht.

Die Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß die Bildpunkte aufeinanderfolgender Reihen in einer ersten Rich­ tung um den n-ten Teil des Pixelabstand versetzt angeordnet sind, und daß der Röntgenbildwandler in Bezug auf die Rönt­ genstrahlenquelle durch die Verschiebevorrichtung in der Abbildungsebene in einer zweiten Richtung senkrecht zur ersten Richtung mechanisch verschoben wird. Durch diese Verschiebungen erhält man im gesamten Röntgenstrahlenbild eine höhere Ortsauflösung.

Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn die Bildpunkte aufeinanderfolgender Zeilen in Zeilenrichtung um den n-ten Teil des Pixelabstand versetzt angeordnet sind und wenn der Röntgenbildwandler senkrecht zur Zeilenrichtung mechanisch verschoben wird.

Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn der Bildwandler ein aSi:H-Röntgendetektor ist. Eine doppelte Auflösung erhält man, wenn die mechanische Verschiebung um die Hälfte der Rasterbreite der einzelnen Bildpunkte erfolgt und n gleich zwei ist.

Einen besonders einfachen Aufbau erhält man, wenn die Rönt­ genstrahlenbilder nacheinander in vier verschiedenen Posi­ tionen erstellt werden, indem der Bildwandler viermal nach­ einander in Richtung einer der Koordinaten des Bildwandlers um die Hälfte des Pixelabstandes mechanisch verschoben wird, wobei in jeder Position wenigstens ein Röntgenstrahlenbild erstellt wird.

Alternativ können die Röntgenstrahlenbilder nacheinander in drei verschiedenen Positionen erstellt werden, indem der Bildwandler dreimal nacheinander in Richtung einer der Koor­ dinaten des Bildwandlers um 2/3 des Pixelabstandes mechanisch verschoben wird, wobei in jeder Position wenigstens ein Rönt­ genstrahlenbild erstellt wird.

Erfindungsgemäß kann die Wiedergabevorrichtung einen Bild­ speicher zur Speicherung aller Bildpunkte von zu verschie­ denen Positionen erstellten Röntgenstrahlenbildern aufweist.

Die Erfindung ist nachfolgend anhand von in der Zeichnung dargestellten Ausführungsbeispielen näher erläutert. Es zei­ gen:

Fig. 1 eine erfindungsgemäße Röntgendiagnostikeinrich­ tung,

Fig. 2 bis 7 Darstellungen der Wirkungsweise der erfindungs­ gemäßen Verschiebungen.

In der Fig. 1 ist eine bekannte Röntgendiagnostikeinrichtung mit einer Röntgenröhre 1 dargestellt, die von einem Hochspan­ nungsgenerator 2 betrieben wird. Die Röntgenröhre 1 sendet ein Röntgenstrahlenbündel 3 aus, das einen Patienten 4 durch­ dringt und auf einen Röntgenbildwandler 5 entsprechend der Transparenz des Patienten 4 geschwächt als Röntgenstrahlen­ bild fällt. Der Röntgenbildwandler 5 ist mit einer Wieder­ gabevorrichtung verbunden, die eine Verarbeitungsschaltung 6 und einen daran angeschlossenen hochauflösenden Monitor 7 zur Wiedergabe des Röntgenstrahlenbildes aufweist. Die Verarbei­ tungsschaltung 6 kann neben weiteren Bausteinen einen Bild­ speicher 9 aufweisen.

Bei einer derartigen Röntgendiagnostikeinrichtung kann der Röntgenbildwandler 5 eine Photodioden-Matrix aufweisen, auf der eine Szintillatorschicht aufgebracht ist, die die Rönt­ genstrahlung in Licht umwandelt. Die Photodioden-Matrix kann aus wasserstoffhaltigem amorphem Silizium (aSi:H) bestehen.

An den Röntgenbildwandler 5 ist eine Verschiebevorrichtung 8 mechanisch gekoppelt, die beispielsweise aus einem Piezo- Aktor bestehen kann, der den Röntgenbildwandler 5, der beispielsweise aus einer Detektorplatte mit Rahmen besteht, in x- oder y-Richtung verschieben kann.

Die Wirkungsweise der Verschiebevorrichtung 8 wird nun anhand der Fig. 2 bis 5 näher erläutert. In Fig. 2 ist der Aus­ gangszustand der Detektoranordnung des Röntgenbildwandlers 5 dargestellt. Sie weist mehrere, beispielsweise 512·512, matrixförmig angeordnete Pixel 11 auf, von denen lediglich ein kleiner Ausschnitt dargestellt ist. Die Pixel 11 ent­ sprechen den einzelnen Bildpunkten im Röntgenstrahlenbild. Sie weisen einen Schwerpunkt 12 in der Mitte der Pixel 11 und eine Kantenlänge 13 auf und sind in einem Rastermaß, das heißt in einem Pixelabstand 14, angeordnet. Erfindungsgemäß sind aufeinanderfolgende Zeilen seitlich, beispielsweise in x-Richtung, um einen halben Pixelabstand 14 versetzt.

In dieser in Fig. 2 dargestellten Position wird beispiels­ weise ein erstes Röntgenstrahlenbild erfaßt und in dem Bild­ speicher 9 abgespeichert. Anschließend erfolgt eine Verschie­ bung durch die Verschiebevorrichtung 8 beispielsweise gemäß Pfeil 15 in y-Richtung um einem halben Pixelabstand 14, so daß die Schwerpunkte 12 der Pixel 11 nunmehr die in Fig. 3 als Kreis 16 dargestellten Positionen einnehmen.

Um nun eine Verdoppelung der Auflösungserhöhung durch eine doppelt so feine Matrix zu erreichen, muß die Verschiebung in Richtung des Pfeiles 15 (x-Richtung) die Hälfte des Pixel­ abstandes 14 betragen. In dieser Position wird wiederum ein Röntgenstrahlenbild erfaßt, das durch die Wiedergabevorrich­ tung 6 mit den Bildpunkten des vorhergehenden Röntgenstrah­ lenbildes verschachtelt werden kann. Es kann aber auch wie das vorhergehende Bild in dem Bildspeicher 9 abgelegt werden.

In Fig. 4 ist eine weitere Verschiebung der Pixel 12 in Richtung des Pfeiles 17 (y-Richtung) dargestellt. In dieser Position kann beispielsweise eine dritte Aufnahme eines Rönt­ genstrahlenbildes erfolgen, die wiederum abgespeichert werden kann.

Wird noch eine dritte Verschiebung der Pixel 11 durch die Verschiebevorrichtung 8 gemaß Pfeil 18 in y-Richtung durch­ geführt, so erhält man für die vier Röntgenaufnahmen die in Fig. 5 dargestellten Positionen der Schwerpunkte 12 der Pixel 11. Durch die dreimalige lineare Verschiebung um den halben Pixelabstand 14 erhält man eine zweidimensional ver­ doppelte Matrix, wie dies in Fig. 6 angedeutet ist. Die fehlenden Abtaststellen am Rand können durch Interpolation aus Nachbarwerten ersetzt werden.

Um die doppelte Auflösung zu erhalten, müssen diese vier in den verschobenen Positionen erstellten Aufnahmen zu einem Bild zusammengesetzt werden. Dies ergibt einen Datensatz, der dem einer 1024·1024-Matrix entspricht. Man muß die Zeit für vier Einzelbilder abwarten, bis die Datenerfassung abge­ schlossen ist. Dies kann jedoch zu Bewegungsartefakten füh­ ren. Da jedoch von einer kleinen Ausgangsmatrix ausgegangen wird, sind die Zeiten pro Bild klein, so daß die Störungen, hervorgerufen durch Bewegungen, nicht ins Gewicht fallen. Bei ruhenden Objekten wie beispielsweise abgetastete Filme oder Speicherfolien entfallen jedoch derartige Störungen.

Die anfallenden Daten werden in den Bildspeicher 9 eingelesen und dort entsprechend ihrer Verschiebung dem entsprechenden Speicherplatz zugeordnet. Der Bildspeicher 9 muß einen erhöh­ ten Speicherplatz aufweisen, so daß die maximal mögliche Bildpunktzahl eingelesen werden kann.

Für das nächste, das fünfte Röntgenbild wird die Bewegungs­ richtung umgekehrt, so daß die Verschiebevorrichtung nur kleine Bewegungen des Röntgenbildwandlers 5 durchführen muß.

Erfindungsgemäß können die Pixel 11 auch in Spaltenrichtung (y-Richtung) versetzt sein und die Verschiebung kann in Zei­ lenrichtung (x-Richtung) erfolgen.

Anstelle der dreimaligen Verschiebung um den halben Pixelab­ stand 14 läßt sich eine Auflösungserhöhung auch durch eine zweimalige Verschiebung gemäß den Pfeilen 19 der Fig. 7 um zwei Drittel der Kantenlänge 13 der Pixel 11 durchführen. Dadurch erhält man die durch die Schwerpunkte 12 und Kreise 16 gekennzeichneten Abtastungen, die mit den benachbarten Abtastungen jeweils gleichseitige Dreiecke bilden. Diese drei Röntgenbilder werden dann in dem Bildspeicher 9 zur Wieder­ gabe auf dem Monitor 7 zusammengesetzt. Die Grenzauflösung in Verschieberichtung steigt dann um einen Faktor kleiner als 2. Gleiche Modulationsübertragungsfunktion (MüF) in beiden Richtungen kann durch Hochpaß-Filterung mit unsymmetrischem Filterkern hergestellt werden.

Das Prinzip der versetzten Zeilen kann auch bei Zeilendetek­ toren angewendet werden, wenn man mit gröberer Teilung aus­ kommen möchte. Bei zwei gegeneinander versetzten Zeilen über­ nimmt der mechanische, quer zur Zeile verlaufende Scan die Bewegung in halben Rasterschritten.

Es sei daran erinnert, daß die Auflösung bis zum doppelten Wert nur erreicht wird, wenn die Pixelbreite etwas geringer als die Rasterweite ist. Durch Flächenverluste für Leitungs­ führung bzw. Schaltglieder ist dies in der Praxis ohnehin der Fall. Das Absinken der Modulationsübertragungsfunktion (MTF) zu hohen Frequenzen kann durch Hochpaßfilterung ausgeglichen werden. Bei einem durch das Quantenrauschen begrenzten System (Hochdosis) ist dies in weiten Grenzen je nach Höhe des An­ teils an elektronischem Rauschen ohne Qualitätsverlust mög­ lich, weil das Quantenrauschen genauso wie die Nutzinforma­ tion beeinflußt wird.

Für mehr als eine Verdoppelung der Auflösung müßten mehrere geringer gegeneinander verschobene Zeilen und eine größere Anzahl an Verschiebungsschritten gewählt werden. Die Pixel­ breiten müßten deutlich kleiner als die Rasterweiten bleiben, so daß sich der Wirkungsquerschnitt verschlechtern würde.

Durch die erfindungsgemäße Röntgendiagnostikeinrichtung mit mechanisch in nur einer Richtung verschiebbarem Bildwandler mit seitlich in der anderen Richtung versetzten Pixelelemen­ ten erhält man bei gleicher Pixelzahl eine höhere zweidimen­ sionale Auflösung.

Claims (8)

1. Röntgendiagnostikeinrichtung mit einer Röntgenstrahlen­ quelle (1) zur Erzeugung eines Röntgenstrahlenbündels (3), mit einem Bildwandler (5) mit matrixförmig in einem Pixelab­ stand (14) angeordneten Bildpunkten (11) zur Erfassung eines Röntgenstrahlenbildes, bei dem Bildpunkte (11) aufeinander­ folgender Reihen in einer ersten Richtung um den n-ten Teil des Pixelabstand (14) versetzt angeordnet sind, und einer daran angeschlossenen Wiedergabevorrichtung (6, 7) zur Wie­ dergabe des Röntgenstrahlenbildes in einer ersten Betriebs­ art, bei der alle Bildpunkte zu einem Röntgenbild zusammen­ gesetzt werden, wobei der Bildwandler (5) mit einer Verschie­ bevorrichtung (8) gekoppelt und die Röntgendiagnostikeinrich­ tung derart umschaltbar ist, daß in einer zweiten Betriebsart der Bildwandler (5) in Bezug auf die Röntgenstrahlenquelle (1) durch die Verschiebevorrichtung (8) in der Abbildungs­ ebene in einer zweiten Richtung senkrecht zur ersten Richtung mechanisch verschoben wird, wobei wenigstens ein Röntgen­ strahlenbild vor der mechanischen Verschiebung und wenigstens ein Röntgenstrahlenbild nach der mechanischen Verschiebung erfaßt wird, und daß die Wiedergabevorrichtung (6) derart ausgebildet ist, daß sie die Röntgenstrahlenbilder zu einem Röntgenstrahlenbild mit erhöhter Auflösung zusammensetzt.

2. Röntgendiagnostikeinrichtung nach Anspruch 1, da­ durch gekennzeichnet, daß die Bild­ punkte (11) aufeinanderfolgender Zeilen in Zeilenrichtung um den n-ten Teil des Pixelabstand (14) versetzt angeordnet sind und daß der Röntgenbildwandler (5) senkrecht zur Zeilenrich­ tung mechanisch verschoben wird.

3. Röntgendiagnostikeinrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß der Bildwandler (5) ein aSi:H-Röntgendetektor ist.

4. Röntgendiagnostikeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die mechanische Verschiebung um die Hälfte der Raster­ breite der einzelnen Bildpunkte erfolgt.

5. Röntgendiagnostikeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß n gleich zwei ist.

6. Röntgendiagnostikeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Röntgenstrahlenbilder nacheinander in vier verschie­ denen Positionen erstellt werden, indem der Bildwandler (5) viermal nacheinander in Richtung einer der Koordinaten (15, 16) des Bildwandlers (5) um die Hälfte des Pixelabstandes (14) mechanisch verschoben wird, wobei in jeder Position wenigstens ein Röntgenstrahlenbild erstellt wird.

7. Röntgendiagnostikeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Röntgenstrahlenbilder nacheinander in drei verschie­ denen Positionen erstellt werden, indem der Bildwandler (5) dreimal nacheinander in Richtung einer der Koordinaten (15, 16) des Bildwandlers (5) um 2/3 des Pixelabstandes (14) mechanisch verschoben wird, wobei in jeder Position wenig­ stens ein Röntgenstrahlenbild erstellt wird.

8. Röntgendiagnostikeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Wiedergabevorrichtung (6) einen Bildspeicher (9) zur Speicherung aller Bildpunkte (12) von zu verschiedenen Posi­ tionen erstellten Röntgenstrahlenbildern aufweist.