DE102006006449A1

DE102006006449A1 - Verfahren zum Betrieb einer Röntgendiagnostikeinrichtung zur Erzeugung hochaufgelöster Bilder

Info

Publication number: DE102006006449A1
Application number: DE102006006449A
Authority: DE
Inventors: Frank Deinzer
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2006-02-10
Filing date: 2006-02-10
Publication date: 2007-08-16
Also published as: US7817832B2; US20070196009A1; JP5224695B2; JP2007209760A

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Betrieb einer Röntgendiagnostikeinrichtung mit einer Röntgenstrahlenquelle (11) und einem Röntgenbilddetektor (4, bei dem - eine Bildsequenz von gegeneinander versetzten Einzelaufnahmen geringer Auflösung mit voneinander verschiedenen Koordinatensystemen erstellt wird, - eine Angleichung der Koordinatensysteme der Bilder durchgeführt wird und anschließend - aus den Bildern ein Bild hoher Auflösung errechnet wird.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Betrieb einer Röntgendiagnostikeinrichtung mit einer Röntgenstrahlenquelle und einem Röntgenbilddetektor.

Eine derartige, aus der DE 100 37 735 A1 bekannte Röntgendiagnostikeinrichtung ist beispielsweise in der 1 dargestellt, die einen an einem Ständer 1 drehbar gelagerten C-Bogen 2 aufweist, an dessen Enden ein Röntgenstrahler 3 und ein Röntgenbilddetektor 4 angebracht sind.

Anstelle des dargestellten Ständers 1 können auch Boden- und/oder Deckenstative Verwendung finden. Der C-Bogen 2 kann auch durch einen so genannten elektronischen C-Bogen 2 ersetzt werden, bei dem eine elektronische Kopplung von Röntgenstrahler 3 und Röntgenbilddetektor 4 erfolgt.

Der Röntgenbilddetektor 4 kann ein rechteckiger oder quadratischer, flacher Halbleiterdetektor sein, der vorzugsweise aus amorphem Silizium (aSi) erstellt ist.

Im Strahlengang des Röntgenstrahlers 3 befindet sich ein Patientenlagerungstisch 5 zur Aufnahme eines zu untersuchenden Patienten.

In der Röntgendiagnostik werden hochaufgelöste Bilder als Grundlage einer sicheren und korrekten Diagnose benötigt. Ziel dabei ist es, auch kleinste Details in hoher Qualität sichtbar zu machen. In der Röntgendiagnostik hat man in erster Linie durch die verabreichte Röntgendosis Einfluss auf die Bildqualität. Die Röntgendosis beeinflusst aber in erster Linie das Bildrauschen und den Kontrast eines Röntgenbildes, wobei, sehr allgemein gesprochen, eine hohe Röntgendosis ein rauschfreies und kontraststarkes Bild ergibt.

Auf die Auflösung eines Röntgenbildes hat man gerade beim Einsatz von Flachbilddetektoren (FD) keinen direkten Einfluss. Sie hängt im Wesentlichen von der Pixelauflösung des Detektorsystems ab.

Stand der Technik, um ein hochaufgelöstes Röntgenbild darzustellen, sind so genannte Zoom-Formate an C-Bogenanlagen. Diese Verfahren verwenden nicht den gesamten Röntgenbilddetektor zur Bildgenerierung, sondern nur eine kleinere Teilfläche, so dass das Bild vergrößert erscheint. Dieses Vorgehen findet ihre Grenzen aber auch letztendlich an der vorhandenen Auflösung des Röntgenbildverstärkers (RBV) bzw. Flachdetektors (FD) und ist nicht in der Lage, anatomische Details darzustellen, die kleiner sind als das physikalische Auflösungsvermögen des Röntgenbilddetektors. Auch Bildinterpolationsverfahren, die einzelne Bilder z.B. per Bi-kubischer Interpolation auf eine höhere Auflösung hochrechnen, sind nicht in der Lage, zu kleine und dadurch nicht sichtbare Details herauszuarbeiten.

Die einzige Lösung, das Auflösungsvermögen zu verbessern, ist bei RBV- und FD-Systemen eine teure Änderung der Röntgenbilddetektoren. Das heißt, ein besserer Röntgenbilddetektor muss zum Beispiel statt 1024×1024 Pixel auf der gleichen Fläche 2048×2048 Pixel bieten. Dies stellt aber zum einen hohe Anforderungen an die Detektorhersteller, die heute schon an den Grenzen des aktuell technisch Möglichen angekommen sind, von den Kosten, die ein neuer Röntgenbilddetektor nach sich zieht, gar nicht zu sprechen. Zudem hat die Fläche eines einzelnen Pixels, die bei einer Auflösungserhöhung kleiner wird, einen direkten Einfluss auf die Röntgenquantenausbeute und damit beispielsweise auch auf das Rauschen im Röntgenbild.

In Summe sind die technischen Möglichkeiten zur Erhöhung der Pixelauflösung sehr begrenzt.

Aus diesem Grunde wurden in der älteren Patentanmeldung DE 10 2005 010 119.4 für heutige C-Bogen-Anlagen Veränderungen der Source-Image-Distanz (SID) vorgeschlagen, bei denen eine Bildsequenz von Bildern geringer Auflösung mit unterschiedlichem Abstand (SID) erstellt werden, eine Angleichung der Koordinatensysteme der Bilder durchgeführt und aus den Bildern ein Bild hoher Auflösung, ein so genanntes C-Bogen-Superresolution-Bild, errechnet wird. C-Bogen-Anlagen sind aber im Allgemeinen nicht die Röntgensysteme, die für diagnostische Zwecke eingesetzt werden, da sie zu teuer und zu viele Features haben, um ein normales Röntgenbild zu machen. Die oben genannte C-Bogen-Lösung – Variierung des SID – ist bei heutigen einfachen Systemen nicht anwendbar, da dort der SID im Allgemeinen nicht variiert werden kann.

Auch auf anderen Gebieten, in denen Bilder z.B. mit gängigen Video- und Fotokameras aufgenommen werden, besteht ein ähnliches Problem. So kann die Auflösung von Photokameras technisch nicht beliebig erhöht werden. In Anwendungen, in denen ein hoher Detailgrad in den Bildern verlangt wird, wie beispielsweise Satellitenaufnahmen und militärische Überwachungsaufnahmen, sind seit geraumer Zeit Verfahren unter dem Oberbegriff „Superresolution" bekannt, die mehrere einzelne Aufnahmen heranziehen, um daraus ein einzelnes hochaufgelöstes Bild zu berechnen, wie dies beispielsweise in „Advances and Challenges in Super-Resolution" von Sina Farsiu et al., Invited Paper, International Journal of Imaging Systems and Technology, Special Issue on High Resolution Image Reconstruction, Vol. 14, No. 2, Seiten 47 bis 57, 2004, beschrieben ist.

Im medizinischen Bereich ist lediglich in „Superresolution in MRI: Application to Human White Matter Fiber Tract Visualization by Diffusion Tensor Imaging" von Sharon Peled et al., Magnetic Resonance in Medicine, 45, Seiten 29 bis 35 (2001), beschrieben, einen Superresolution-Ansatz zur Erzeugung hochaufgelöster MRI Bilder einzusetzen.

Das Funktionsprinzip von Superresolution-Ansätzen beruht darauf, dass als Eingabe eine Bildsequenz zur Verfügung steht, die aus mehreren Bildern besteht, welche durch eine affine Transformation gegeneinander registriert werden können. Bei Satellitenaufnahmen oder mit einer Videokamera aufgenommener Videosequenzen ist diese affine Transformation beispielsweise durch eine Verschiebung der Szene im Bild gegeben. Diese Translation erfüllt hinreichend die Forderungen einer affinen Transformation und ist sehr einfach zu realisieren.

Das allgemeine Modell der Superresolution kann nach M. Elad et al., „Super-Resolution Reconstruction of Image Sequences" IEEE Transactions on Pattern Analysis and Machine Intelligence, Vol. 21, No. 9, Seiten 817 bis 834, September 1999, folgendermaßen beschrieben werden:
Bilder g_i geringer Auflösung einer Bildsequenz sind das Ergebnis einer Projektion P eines hochaufgelösten Bildes f auf ihre Bildebene und einer Anpassung ihrer Koordinatensysteme durch eine affine 2-D-Transformation. Beobachten kann man nur die Bilder mit geringer Auflösung – das hochaufgelöste Bild ist wegen der begrenzten Möglichkeiten der Kamera nicht beobachtbar. Daraus folgt, dass sich die Bilder g_i wegen der affinen Transformation in unterschiedlichen Koordinatensystemen befinden und auch befinden müssen, dass der Ansatz funktioniert.

Anhand der 2 wird nun das Prinzip der Superresolution erläutert. Jedes Kästchen – sowohl große, als auch kleine – stellt ein einzelnes Pixel oder einzelnen Bildpunkt dar. In der 2 sind ein erstes Bild 6 geringer Auflösung mit Pixeln 9 sowie ein in x- und y-Richtung verschobenes zweites Bild 7 mit gleicher geringer Auflösung dargestellt, die zu einem Bild 8 mit hoher Auflösung mit Bildpunkten 10 mittels Transformation geführt werden sollen. Im hochaufgelösten berechneten Bild 8 ist die Fläche der Bildpunkte 10 klein, in den Pixeln 9 niedrigaufgelöster Original-Bilder 6 und 7 dagegen groß.

Der für die Superresolution geforderte Koordinatensystemversatz ist für Satelliten- und Videoaufnahmen sehr einfach zu erzeugen:

Bei Satellitenaufnahmen: Der Satellit bewegt sich von alleine um die Erde. Die aufgenommenen Bilder sind dadurch gegeneinander versetzt.
• Bei Videoaufnahmen: Eine geeignete Bewegung ist handgeführt sehr einfach möglich.

Das heißt, dass in beiden Fällen eine bewegte Szene von Bildern mit niedriger Auflösung das Ausgangsprodukt für ein hochaufgelöstes Bild bilden.

Die Erfindung geht von der Aufgabe aus, ein Verfahren der eingangs genannten Art derart auszubilden, dass eine maximale Erkennbarkeit von kleinsten Details auch bei einfachen Röntgenanlagen auf einfache Weise gewährleistet ist.

Die Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst,

– dass eine Bildsequenz von gegeneinander versetzten Einzelaufnahmen geringer Auflösung mit voneinander verschiedenen Koordinatensystemen erstellt wird,
– dass eine Angleichung der Koordinatensysteme der Bilder durchgeführt wird und
– dass aus den Bildern ein Bild hoher Auflösung errechnet wird.

Durch die Nutzung eines Superresolution-Ansatzes auf einer Röntgen-Anlage wird eine Röntgenbildqualität ermöglicht, die in ihrer Auflösung einen Detailgrad erlaubt, der mit anderen technischen Möglichkeiten heute nur schwer erreichbar ist. Man kann damit anatomische Strukturen oder krankhafte Veränderungen sichtbar machen, die für heutige Röntgenbilddetektoren einfach zu klein sind.

In vorteilhafter Weise kann durch eine affine 2-D-Transformation der Bilder geringer Auflösung ein Superresolution-Bild errechnet werden.

Erfindungsgemäß kann das Verfahren folgende Schritte umfassen:

a) Erzeugung einer Reihe von Röntgenbildern eines unbewegten Objekts durch Variation der Lage und/oder Ausrichtung,
b) Auswahl eines beliebigen Bildes als Referenzbild,
c) Bestimmung der optimalen affinen Transformationen
in homogenen Koordinaten, bestehend aus einem Rotationswinkel und einer Translation innerhalb der Bildebene zur Ermittelung der Parameter, die das jeweilige Bild mit minimalem Fehler auf das Referenzbild abbilden,
d) Überführung aller Bilder mittels der berechneten Transformationen in ein gemeinsames Koordinatensystem, und
e) Überlagerung aller Bilder und Berechnung eines Superresolution-Bildes.

Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn der Rotationswinkel und die Translation mit Sub-Pixelgenauigkeit bestimmt werden.

Die benötigten Änderungen an Röntgenanlagen sind leicht zu realisieren, wenn eine Bildsequenz gegeneinander verschobener oder verdrehter Einzelaufnahmen geringer Auflösung erstellt wird.

Alternativ kann eine Bildsequenz von Einzelaufnahmen geringer Auflösung erstellt werden, wenn ein Teil gegeneinander verschoben und der Rest gegeneinander verdreht ist.

Auch lässt sich erfindungsgemäß eine Bildsequenz gegeneinander verschobener und gleichzeitig verdrehter Einzelaufnahmen geringer Auflösung erstellen.

In vorteilhafter Weise erfolgt die Bestimmung der Transformation, die für ein geeignetes Ähnlichkeitsmaß zwischen Bildern die Unähnlichkeit minimiert:

(⊗ sei der Operator, der die Transformation T auf das Bild g_i anwendet)

Dabei kann erfindungsgemäß das Ähnlichkeitsmaß zwischen Bildern durch die Bildung der Summe der Beträge aller Pixeldifferenzen ermittelt werden. Es lassen sich erfindungsgemäß jedoch auch andere sinnvolle Abstandsmaße verwenden.

Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn der Röntgenbilddetektor translatorische und/oder rotatorische Freiheitsgrade besitzt.

Die Erfindung ist nachfolgend anhand von in der Zeichnung dargestellten Ausführungsbeispielen näher erläutert. Es zeigen:
1 eine bekannte Röntgendiagnostikeinrichtung,
2 symbolische Bilder zur Erläuterung der Superresolution,
3 Aufbau einer erfindungsgemäßen Röntgendiagnostikeinrichtung,
4 erfindungsgemäß gegeneinander verschobene und verdrehte Bilder, die mittels der Anordnung gemäß 3 erstellt sind,
5 ein aus den Bildern gemäß 4 errechnetes hochaufgelöstes Bild,
6 ein Röntgenbild mit einer Auflösung von 1024×1024 Pixeln,
7 einen Ausschnitt des Röntgenbilds gemäß 6 und
8 den gleichen Ausschnitt aus einem hoch aufgelösten Superresolution-Bild.
Will man die oben genannten Superresolution-Ansätze auf allgemeine Röntgenaufnahmen anwenden, muss man einen Weg finden, einen Versatz von Einzelaufnahmen gegeneinander zu erreichen. Im Gegensatz zur älteren Patentanmeldung DE 10 2005 010 119.4 soll nicht nach Möglichkeiten gesucht werden, wie dies mit bestehenden Anlagen erreicht werden kann, sondern eine allgemeine Anlageneigenschaft beschrieben werden, die die Erzeugung von Superresolution-Bildern erlaubt. Der konstruktive Aufwand für diese Lösung soll sich dabei in Grenzen halten.
Dies wird durch den in der 3 dargestellten Aufbau einer allgemeinen Röntgenanlage mit den geforderten Eigenschaften erreicht.
Eine Röntgenstrahlenquelle 11 sendet Röntgenstrahlen 12 aus, die auf den in einer virtuellen Bildebene 13 liegenden Röntgenbilddetektor 4 fallen. Der Röntgenbilddetektor 4 lässt sich dabei um einen geringen Betrag in der virtuellen Bildebene 13 verschieben, wie dies durch Pfeile 14 dargestellt wird, die eine mögliche Translation innerhalb der Bildebene 13 veranschaulichen.
Der Auftreffpunkt des Zentralstrahls der Röntgenstrahlenquelle 11 entspricht normalerweise der Mittelsenkrechten 15 des Röntgenbilddetektors 4, um die sich der Röntgenbilddetektor 4 um einen geringen Betrag in der virtuellen Bildebene 13 drehen lässt, wie dies der Pfeil 16 darstellt, der eine Rotation senkrecht zur Bildebene 13 veranschaulicht.
Mittels dieser Anordnung lässt sich also durch den Röntgenbilddetektor 4 eine Bildsequenz von gegeneinander verschobener und/oder verdrehter Einzelaufnahmen 17a bis 17d geringer Auflösung erstellen, wie dies in 4 angedeutet ist.
Der zentrale Aspekt bei allgemeinen Röntgenanlagen mit den erforderlichen erfindungsgemäßen Eigenschaften zur Erzeugung von Superresolution-Bildern ist der Röntgenbilddetektor 4, der innerhalb einer Ebene verschieb- und/oder drehbar, so dass sich die beiden translatorischen (xi, yi) Freiheitsgrade und/oder der rotatorische (αi) Freiheitsgrad gemäß Gleichung (1) ergeben. D.h. der Röntgenbilddetektor 4 kann sich leicht bewegen. Dabei ist die Bewegung auf die Ebene im Raum beschränkt, in der sich die Bildebene befindet. Für den Bewegungsspielraum, den der Röntgenbilddetektor 4 aufweisen muss, um Superresolution-Ansätze anwenden zu können, genügt ein Verschieben oder Rotieren um die Breite einiger weniger Pixel. Prinzipiell würde eine kontinuierliche Verschiebung auch im Bereich von 0 bis 1 Pixel genügen. Das bedeutet:

• Eine völlig ausreichende translatorische Bewegungsfreiheit von beispielsweise 10 Pixeln erfordert bei einer Pixelgröße von 0,15 mm (aktueller Detektor, siehe oben), dass der Röntgenbilddetektor 4 durch eine geeignete mechanische Konstruktion um einen Betrag von nur 1,5 mm möglichst in allen Richtungen gemäß den Pfeilen 14 verfahrbar sein muss.
• Auch für den rotatorischen Freiheitsgrad genügen kleine Bewegungen. Ermöglicht man beispielsweise dem Röntgenbilddetektor 4 sich nur um 1 Grad um sein Zentrum, d.h., um seine Mittelsenkrechte 15, drehen zu können, dann ergibt sich in den Randbereichen eines Röntgenbilddetektors 4 der Größe 2500×2500 Pixel ein Pixelversatz von gut 20 Pixeln. Selbst 100 Pixel neben dem Drehzentrum tritt bereits ein ausreichender Pixelversatz von 1,7 Pixeln auf.

Dadurch, dass diese nötigen Bewegungen sehr klein sind, können auch heutige Röntgensysteme mit entsprechenden mechanische Lösungen ausstattet oder nachgerüstet werden, die diese Bewegungs-Anforderungen erfüllen. Einzelaufnahmen 17a bis 17d geringer Auflösung einer Bildsequenz, die unter dieser Anordnung entstehen, sind gemäß 4 gegeneinander verschoben und verdreht.
Adaptiert man die allgemeinen theoretischen Superresolution-Forderungen, so ergibt sich folgende Vorgehensweise zur Generierung hochaufgelöster Aufnahmen:

1. Erzeuge durch die beschriebenen Bewegungsfreiheitsgrade eine Reihe von Röntgenbildern g_i mit i = 1...N eines unbewegten Objekts bzw. eines unbewegten Patienten. Diese Bilder sind gegeneinander verschoben und/oder verdreht (4). Eine Skalierung tritt nicht auf.
2. Wähle ein beliebiges Bild g_R als Referenzbild. Bestimme die optimalen affinen Transformationen T_i,
in homogenen Koordinaten, bestehend aus dem Rotationswinkel (α_i) und einer Translation (x_i y_i) innerhalb der Bildebene. Diese optimale Transformation bestimmt die Parameter, die das jeweilige Bild g_i mit minimalem Fehler auf das Referenzbild g_R abbilden. Formal nicht ganz korrekt heißt dies, dass die Transformation T gesucht wird, die für ein geeignetes Ähnlichkeitsmaß d(.,.) zwischen Bildern (z.B. Summe der Beträge aller Pixeldifferenzen) die Unähnlichkeit minimiert:
(⊗ sei der Operator, der die Transformation T auf das Bild g_i an wendet). Letztendlich wirkt die affine Transformation wie ein Resampling des Bildes. Dabei ist zu beachten, dass α_i, x_i und y_i mit Sub-Pixelgenauigkeit zu bestimmen sind. Es gilt für g_R = g_i natürlich
Die berechneten Transformationen bringen alle Bilder in ein gemeinsames Koordinatensystem.
3. Aus den dergestalt übereinander gelegten Bildern kann aufgrund der redundanten Information – mehrere Bilder zeigen den gleichen Bildausschnitt in unterschiedlichen Auflösungen – ein Superresolution-Bild f berechnet werden, dessen räumliche 2-D-Auflösung größer ist als in den Einzelaufnahmen 17. Dieser Schritt wird allgemein als Bildrekonstruktion bezeichnet, zu der in der Literatur eine ganze Reihe von Arbeiten existiert: • Das Generalized Sampling Theorem, beschrieben von A. Papoulis in "Generalized Sampling Expansion", IEEE Transactions on Circuits and Systems, Vol. 24, No. 11, Seiten 652 bis 654, Nov. 1977. • Die Iterated Backprojection, beschrieben von M. Irani und S. Peleg in „Super resolution from image sequences", International Conference on Pattern Recognition (ICPR 90), Seiten 115 bis 120, 1990. • Die Maximum-Likelihood-Verfahren und das Maximum a-posteriori Propability-Verfahren, beschrieben von M. Elad und A. Feuer in „Restoration of a Single Superresolution Image from Several Blurred, Noisy, and Undersampled Measured Images", IEEE Transactions on Image Processing, 6(12), Seiten 1646 bis 1658, December 1997 und M. Elad and A. Feuer in „Superresolution reconstruction of an image" IEEE Transactions on Pattern Analysis and Machine Intelligence, 21, Seiten 817 bis 834, 1999.

Durch diese Bildrekonstruktion können Details sichtbar gemacht werden, die in keiner der Einzelaufnahmen 17a bis 17d sichtbar sind; im Superresolution-Bild aber wegen der Bildrekonstruktion und der herangezogenen redundanten Information schon.
Aus den in 4 dargestellten gegeneinander verschobenen und/oder verdrehten Einzelaufnahmen 17a bis 17d geringer Auflösung lässt sich ein Röntgenbild 18 mit hoher Auflösung erstellen, wie dies in 5 dargestellt ist.
In der 6 ist ein normales Röntgenbild mit einer Auflösung von 1024×1024 Pixeln dargestellt, wie es mit heutigen FD-Detektoren aufgenommen wird. Der markierte Ausschnitt 19 ist in der 7 vergrößert dargestellt und zeigt, dass derartige Feinheiten mit einer normalen Röntgendiagnostikeinrichtung nicht wiedergegeben werden können.
In der 8 ist der gleiche Ausschnitt jedoch von einem errechneten Superresolution-Bild dargestellt. Diesem Superresolution-Ansatz standen 31 Eingabebilder der Qualität gemäß 6 mit dem benötigten Bildversatz zur Verfügung, die zu einer erheblichen Verbesserung der räumlichen Auflösung mit einem dementsprechenden Informationsgewinn führen.
Bei der Berechnung des Röntgenbilds 18 hoher Auflösung können verschiedene Bereiche mit unterschiedlichem Informationsgehalt auftreten:

• Bereiche, die in keiner Einzelaufnahme 17a bis 17d sichtbar sind, wie beispielsweise das Pixel 20 ohne Information in der 5, das in dem unüberdeckten Rand liegt: Hier ist keine Information verfügbar, so dass ein derartiger Bereich, falls er überhaupt betrachtet werden soll, als eine homogene, einfarbige Fläche dargestellt wird.
• Bereiche, die nur in einer Einzelaufnahme sichtbar sind, wie beispielsweise das Pixel 21 mit Information nur einer Einzelaufnahme 17a bis 17d in der 5: In diesen Bereichen kann natürlich auch die Auflösung erhöht werden, allerdings ohne Informationsgewinn. Das heißt, es werden hier keine Details sichtbar, die nicht schon in der Einzelaufnahme 17b mit geringer Auflösung sichtbar waren. Solche Verfahren zur Auflösungserhöhung sind z.B. eine einfache Bi-lineare Interpolation. Es ist aber anzumerken, dass diese Bildbereiche wegen des relativ geringen Bewegungsbereichs des SID gering sind und das Interessensobjekt vom behandelnden Arzt auch einigermaßen mittig platziert sein wird.
• Bereiche, die in allen Einzelaufnahmen sichtbar sind: In diesen Bereichen wird sich der Informationsgewinn voll niederschlagen. Das heißt, in dem Teil des Röntgenbilds 18 werden Details sichtbar, die in keinem der Einzelbilder 17a bis 17d sichtbar waren. Zum besseren Verständnis wird auf die Röntgenbilder der 6 bis 8 verwiesen. In den Einzelbildern der 6 und 7 sind die Linienstrukturen in keinem der niedrig aufgelösten Röntgenbilder sichtbar. Im hoch aufgelösten Superresolution-Bild, das in 8 wiedergegeben ist, werden diese Linienstrukturen aber deutlich – es ist also real mehr Information enthalten, als in jedem einzelnen Bild.
• Bereiche, die in einigen – mehr als 1, aber nicht in allen – Einzelbildern vorhanden sind: Hier ist ganz allgemein zu sagen, dass der Informationsgewinn, d.h., die letztendlich erkennbare Auflösungsverbesserung, desto größer ist, in je mehr Bildern ein Bereich vorhanden ist.

Zusammenfassend ist zu sagen, dass die Auflösung des Röntgenbilds 18 hoher Auflösung immer gleich groß ist und prinzipiell selbst gewählt werden kann. Der Informationsgehalt, d.h., die letztendlich sichtbaren Strukturen, wird aber davon abhängen, wie viel Information – in wie vielen Röntgenbilder 17a bis 17d niedriger Auflösung der Bereich sichtbar war – für einen Bereich vorhanden ist.
Es hat sich gezeigt, dass die Nutzung eines Superresolution-Ansatzes auf einer Röntgen-Anlage eine Röntgenbildqualität ermöglicht, die in ihrer Auflösung einen Detailgrad erlaubt, der mit anderen technischen Möglichkeiten heute nicht er reichbar ist. Man kann damit anatomische Strukturen oder krankhafte Veränderungen sichtbar machen, die für heutige Röntgenbilddetektoren einfach zu klein sind.
Ein wichtiger Vorteil ist, dass die benötigten Änderungen an Röntgenanlagen leicht zu realisieren sind, aufgrund derer der Röntgenbilddetektor 4 in sehr engen Grenzen bewegbar ist. Die erforderlichen Bewegungen lassen sich beispielsweise mit Piezo-Aktoren bewirken. Die dann erforderliche Bildrekonstruktion kann leicht in dem vorhandenen Bildsystem der Röntgendiagnostikeinrichtung realisiert werden.

Claims

Verfahren zum Betrieb einer Röntgendiagnostikeinrichtung mit einer Röntgenstrahlenquelle (3, 11) und einem Röntgenbilddetektor (4), dadurch gekennzeichnet, – dass eine Bildsequenz von gegeneinander versetzten Einzelaufnahmen (g_i, 17a bis 17d) geringer Auflösung mit voneinander verschiedenen Koordinatensystemen erstellt wird, – dass eine Angleichung der Koordinatensysteme der Bilder (g_i, 17a bis 17d) durchgeführt wird und – dass aus den Bildern (g_i, 17a bis 17d) ein Bild (18) hoher Auflösung errechnet wird.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass ein Superresolution-Bild aufgrund einer affinen 2-D-Transformation der Bilder (g_i, 17a bis 17d) geringer Auflösung errechnet wird.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, gekennzeichnet durch folgende Schritte: a) Erzeugung einer Reihe von Röntgenbildern (g_i mit i = 1...N, 17a bis 17d) eines unbewegten Objekts durch Variation der Lage und/oder Ausrichtung, b) Auswahl eines beliebigen Bildes als Referenzbild (g_R), c) Bestimmung der optimalen affinen Transformationen (T_i)
in homogenen Koordinaten, bestehend aus einem Rotationswinkel (α_i) und einer Translation (x_i, y_i) innerhalb der Bildebene zur Ermittlung der Parameter, die das jeweilige Bild (g_i, 17a bis 17d) mit minimalem Fehler auf das Referenzbild (g_R) abbilden, d) Überführung aller Bilder mittels der berechneten Transformationen in ein gemeinsames Koordinatensystem, und e) Überlagerung aller Bilder (17a bis 17d) durch Bildrekonstruktion und Berechnung eines Superresolution-Bildes (18).
Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass der Rotationswinkel (α_i) und die Translation (x_i, y_i) mit Sub-Pixelgenauigkeit bestimmt werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass eine Bildsequenz gegeneinander verschobener Einzelaufnahmen (17a bis 17d) geringer Auflösung erstellt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass eine Bildsequenz gegeneinander verdrehter Einzelaufnahmen (17a bis 17d) geringer Auflösung erstellt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass eine Bildsequenz von Einzelaufnahmen (17a bis 17d) geringer Auflösung erstellt wird, von denen ein Teil gegeneinander verschoben und der Rest gegeneinander verdreht ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass eine Bildsequenz gegeneinander verschobener und gleichzeitig verdrehter Einzelaufnahmen (17a bis 17d) geringer Auflösung erstellt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, gekennzeichnet durch die Bestimmung der Transformation (T), die für ein geeignetes Ähnlichkeitsmaß zwischen Bildern die Unähnlichkeit minimiert:
(⊗ sei der Operator, der die Transformation T auf das Bild g_i anwendet).
Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass das Ähnlichkeitsmaß zwischen Bildern durch die Bildung der Summe der Beträge aller Pixeldifferenzen ermittelt wird.
Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass der Röntgenbilddetektor (4) translatorische und/oder rotatorische Freiheitsgrade besitzt.