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Die
Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zur Kalibrierung eines
digitalen Röntgendetektors. Die
Erfindung bezieht sich weiterhin auf eine Röntgenvorrichtung, die zur Durchführung des
Verfahrens geeignet ist.
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Die
meisten in der Medizintechnik verwendeten bildgebenden Untersuchungsverfahren
beruhen seit Jahren auf Röntgenaufnahmen.
Anstelle der herkömmlichen,
auf fotografischen Filmen beruhenden Radiografie haben sich in den
letzten Jahren zunehmend digitale Aufnahmetechniken etabliert. Diese besitzen
den erheblichen Vorteil, dass keine zeitaufwendige Filmentwicklung
erforderlich ist. Die Bildaufbereitung geschieht vielmehr mittels
elektronischer Bildverarbeitung. Das Bild ist daher direkt nach
der Aufnahme verfügbar.
Digitale Röntgenaufnahmetechniken
bieten zudem den Vorteil einer besseren Bildqualität, Möglichkeiten
zur elektronischen Bildnachbearbeitung sowie die Möglichkeit
einer dynamischen Untersuchung, d.h. der Aufnahme von bewegten Röntgenbildern.
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Zu
den verwendeten digitalen Röntgenaufnahmetechniken
gehören
so genannte Bildverstärker-Kamerasysteme,
die auf Fernseh- oder
CCD-Kameras basieren, Speicherfoliensysteme mit integrierter oder
externer Ausleseeinheit, Systeme mit optischer Ankopplung einer
Konverterfolie an CCD-Kameras oder CMOS-Chips, selen-basierte Detektoren mit
elektrostatischer Auslesung und Festkörperdetektoren mit aktiven
Auslesematrizen mit direkter oder indirekter Konversion der Röntgenstrahlung.
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Insbesondere
sind seit einigen Jahren Festkörperdetektoren
für die
digitale Röntgenbildgebung in
Entwicklung. Diese Detektoren basieren auf aktiven Auslesematrizen
z.B. aus amorphem Silizium (a-Si), denen eine Röntgenkonverterschicht oder Szintillatorschicht,
z.B. aus Cäsiumjodid
(CsI) vorgeschichtet ist. Die auftreffende Röntgenstrahlung wird zunächst in
der Szintillatorschicht in sichtbares Licht gewandelt. Die Auslesematrix
ist in eine Vielzahl von Sensorflächen in Form von Fotodioden
unterteilt, die dieses Licht wiederum in elektrische Ladung umwandeln
und ortsaufgelöst
speichern. Bei einem sogenannten direktkonvertierenden Festkörperdetektor wird
ebenfalls eine aktive Auslesematrix aus aktivem Silizium verwendet.
Dieser ist jedoch eine Konverterschicht, z.B. aus Selen, vorgeordnet,
in welcher die auftreffende Röntgenstrahlung
direkt in elektrische Ladung umgewandelt wird. Diese Ladung wird
dann wiederum in einer Sensorfläche
der Auslesematrix gespeichert. Zum technischen Hintergrund eines auch
als Flachbilddetektor bezeichneten Festkörperdetektors wird auch auf
M. Spahn et al., „Flachbilddetektoren
in der Röntgendiagnostik", Der Radiologe 43 (2003),
Seiten 340 bis 350 verwiesen.
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Der
Betrag der in einer Sensorfläche
gespeicherten Ladung bestimmt die Helligkeit eines Pixels (d.h.
Bildpunkts) des Röntgenbilds.
Jede Sensorfläche
der Auslesematrix korrespondiert somit mit einem Pixel des Röntgenbilds.
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Eine
für die
Bildqualität
entscheidende Charakteristik eines Röntgendetektors ist, dass die
Detektoreffizienz der einzelnen Sensorflächen voneinander mehr oder
weniger stark abweicht. Dies äußert sich
darin, dass zwei Detektorflächen
auch dann Pixel mit einer unterschiedlichen Helligkeit liefern, wenn
sie mit der gleichen Lichtintensität bestrahlt werden. Das resultierende
unbearbeitete Röntgenbild
weist infolge dieser (nachfolgend als Grundkontrast bezeichneten)
Helligkeitsfluktuation eine vergleichsweise schlechte Bildqualität auf. Zur
Verstärkung
des Grundkontrasts tragen auch ortsabhängige Schwankungen der Stärke der
Szintillatorschicht, die Abhängigkeit
der Szintillatorschicht von der Strahlenqualität und Inhomogenitäten des
eingestrahlten Röntgenfelds
bei.
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Des
Weiteren zeigt ein unbearbeitetes Röntgenbild in der Regel auch
dann eine unregelmäßige „Offset-Helligkeit", wenn es in Abwesenheit
von Röntgenlicht
aufgenommen wurde. Ursache hierfür ist
in erster Linie der stets in gewissem Ausmaß vorhandene, Dunkelstrom des
Röntgendetektors.
Hinzu kommt Restladung von vorausgegangenen Röntgenaufnahmen, die in niedrigen
Energieniveaus (sogenannten „Traps") des Detektorsubstrats
zurückgehalten
wurde. Da durch solche Restladung Konturen des zugehörigen Röntgenbilds
in dem Röntgendetektor gespeichert
werden, und als Schatten auch auf nachfolgend aufgenommenen Röntgenbildern
sichtbar werden, bezeichnet man diesen Anteil der Offset-Helligkeit
auch als „Geistbildartefakt". Die Offset-Helligkeit
wird zudem z.B. durch Bestrahlung der Detektorfläche mit Rücksetzlicht oder durch Applikation
von Vorspannungen beeinflusst.
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Zur
Verschlechterung der Bildqualität
tragen ferner auch defekte Sensorflächen bei, von denen die Auslesematrix
eines gewöhnlichen
Röntgendetektors
in der Regel eine mit der Lebensdauer steigende Anzahl aufweist.
Diese defekten Sensorflächen
liefern, je nach Art des Defekts, in ihrer Helligkeit stark verfälschte Pixel,
die zu einer mitunter irritierenden Verfälschung des Röntgenbilds
führen
können.
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Zur
Verbesserung der Bildqualität
ist es daher üblich,
Röntgendetektoren
zu kalibrieren. Zur Kompensation des Grundkontrastes wird herkömmlicherweise
ein Kalibrierbild bei konstanter Röntgenbeleuchtung aufgenommen,
das auch als „Gain-Bild" bezeichnet wird.
Dieses Gain-Bild wird mit den im späteren Normalbetrieb des Röntgendetektors
aufgenommenen Röntgenbildern
verknüpft,
so dass der in beiden Bildern vorhandene Grundkontrast zumindest
teilweise aufgehoben ist.
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Die
Offset-Helligkeit wird zumeist in ähnlicher Weise kompensiert.
Als Kalibrierbild wird hierzu jedoch ein „Offset-Bild" erzeugt, das in
Abwesenheit von Röntgenstrahlung
aufgenommen wird.
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Ein
Röntgenbild
wird im Allgemeinen zunächst
einer Offset-Korrektur
und anschließend
einer Gain-Korrektur unterzogen. Zumal auch ein Gain-Bild Beiträge der Offset-Helligkeit
enthält,
werden Gain-Bilder vor ihrer Verwendung zur Korrektur des Röntgenbilds
ebenfalls offset-korrigiert.
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Ein
bei der Kalibrierung eines Röntgendetektors
herkömmlicherweise
auftretendes Problem entsteht dadurch, dass die Kalibrierbilder
selbst in gewissem Umfang „verrauscht" sind, d.h. einen
durch zeitlich fluktuierendes Zufallsrauschen verursachten Pixelkontrast
zeigen. Wird das Kalibrierbild nun mit den nachfolgend aufgenommenen
Röntgenbildern verknüpft, so
prägt sich
der Rauschbeitrag des Kalibrierbilds jedem korrigierten Röntgenbild
auf, wodurch der Erfolg der Bildkorrektur mehr oder weniger stark beeinträchtigt wird.
Man spricht hier auch von „Fixed-Pattern-Rauschen", zumal sich der
Rauschbeitrag des Kalibrierbilds als festes Muster in jedem korrigierten
Röntgenbild
niederschlägt.
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Bisher
werden zur Reduzierung des Fixed-Pattern-Rauschens mehrere Kalibrierbilder
in zeitlichem Abstand aufgenommen, die zur Unterdrückung der
Rauscheffekte akkumuliert werden. Mit der Anzahl der akkumulierten
Kalibrierbilder steigt jedoch nachteiligerweise der für die Kalibrierung
erforderliche Zeitaufwand. Zumal zwischen der Aufnahme von zwei
Kalibrierbildern häufig
eine gewisse Zeitspanne verstreichen muss, und zumal für verschiedene
Betriebsmodi der Röntgenvorrichtung
häufig
verschiedene Gain-Bilder zu erzeugen sind, kann die erforderliche
Kalibrierzeit in der Größenordnung
von einer oder mehreren Stunden liegen. Dieser Zeitverlust stellt
im laufenden Betrieb einer Röntgenvorrichtung in
aller Regel einen gravierenden Nachteil dar.
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Auch
im Hinblick auf die Offset-Kalibrierung, die meist automatisch im
Hintergrund des laufenden Betriebs der Röntgenvorrichtung durchgeführt wird, kann
eine Akkumulierung über
mehrere Kalibrierbilder zu einer merklichen Verlangsamung des Betriebs der
Röntgenvorrichtung
führen,
zumal die Offset-Kalibrierung aufgrund der schnellen Zeitabhängigkeit der
Offset-Helligkeit in kurzen Zyklen auf der Größenordnung von Minuten oder
wenigen Stunden wiederholt werden muss.
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Verfahren
zur Gain- und Offset-Kalibrierung eines digitalen Röntgendetektors
sind beispielsweise aus der
EP
1 081 947 A2 und der WO 97/00573 A2 bekannt.
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Aus
der
DE 195 27 148
C1 ist weiterhin ein Verfahren zur Kalibrierung eines digitalen
Röntgendetektors
bekannt. Im Zuge des Verfahrens wird dabei zur Erkennung von defekten
Bildpunkten ein Kalibrierbild durch eine Hochpass-Filterung, insbesondere
Medianfilterung, in ein Filterbild gewandelt, das einer Defektbestimmung
zugeführt
wird, die aus dem Filterbild ein Defektbild ableitet.
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Aus
A. Wallrabe, "Nachtsichttechnik-Infrarotsensorik:
physikalische Grundlagen, Aufbau, Konstruktion und Anwendung von
Wärmebildgeräten", Braunschweig/Wiesbaden
(Vieweg), 2001, Seiten 360ff ist ferner ein Verfahren zur Inhomogenitätskorrektur
von digitalen Bildern bei einem Nachtsichtgerät bekannt. Dabei werden die
von dem Nachsichtgerät
aufgenommenen Bilder pixelweise nach Maßgabe der Helligkeit der unmittelbar
benachbarten Bildpunkte gemittelt (Nearest-Neighbour-Averaging).
Zur Kompensation von thermischem Rauschen ist bei dem bekannten
Verfahren zusätzlich
zeitliche Mittelung der einzelnen Pixelwerte vorgesehen.
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Räumliche
Mittelungsverfahren über
die Pixelwerte eines digitalen Bildes sind grundsätzlich, z.B.
aus P. Haberäcker, "Digitale Bildverarbeitung-Grundlagen
und Anwendungen",
3. Aufl., München/Wien
(Hanser), 1989 und R. Klette und P. Zamperoni, "Handbuch der Operatoren für die Bildbearbeitung- Bildtransformationen
für die
digitale Bildverarbeitung",
Braunschweig/Wiesbaden (Vieweg), 1992, bekannt.
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Der
Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein effektives und Zeit sparendes
Verfahren zur Gain- und/oder Offset-Kalibrierung eines Röntgendetektors anzugeben.
Der Erfindung liegt weiterhin die Aufgabe zugrunde, eine Röntgenvorrichtung
anzugeben, bei welcher eine effektive und Zeit sparende Gain- und/oder Offset-Kalibrierung
des Röntgendetektors ermöglicht ist.
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Bezüglich des
Verfahrens wird die Aufgabe erfindungsgemäß gelöst durch die Merkmale des Anspruchs
1. Bezüglich
der zugehörigen
Röntgenvorrichtung
wird die Aufgabe erfindungsgemäß gelöst durch
die Merkmale des Anspruchs 9. Danach ist vorgesehen, dass ein Filter
auf ein mittels des Röntgendetektors
aufgenommenes Kalibrierbild angewendet wird, der den Pixelkontrast
des Kalibrierbilds glättet. Als
Pixelkontrast wird allgemein der Helligkeitsunterschied zwischen
nah benachbarten Pixeln bezeichnet.
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Die
Erfindung geht von der Grundüberlegung aus,
dass sich das störende
Fixed-Pattern-Rauschen in einem korrigierten Röntgenbild durch Reduzierung des
Pixelkontrasts des für
die Korrektur verwendeten Kalibrierbilds unterdrücken lässt. Der Pixelkontrast eines
Kalibrierbilds lässt
sich erkanntermaßen
sowohl durch die herkömmlicherweise
angewendete zeitliche Mittelung über
mehrere hintereinander aufgenommene Einzelbilder als auch durch
Anwendung eines Glättungsfilters
auf ein Kalibrierbild, d.h. durch räumliche Mittelung über verschiedene
Pixel des einen Kalibrierbilds, erzielen. Während jedoch die zeitliche
Mittelung das zeitliche Zufallsrauschen der Pixelhelligkeiten unterdrückt und
dadurch dem intrinsisch räumlichen
Helligkeitsunterschied zwischen verschiedenen Pixeln stärker Rechnung
trägt,
wird dieser räumliche
Helligkeitsunterschied durch eine räumliche Mittelung notwendigerweise
in gewissem Umfang verwischt. Eine räumliche Mittelung läuft insofern
dem Grundprinzip einer Detektorkalibrierung scheinbar zuwider, zumal
hierdurch der räumliche Helligkeitsunterschied
ja gerade zum Zweck seiner späteren
Kompensierung ermittelt werden soll. Als Filter wird allgemein ein
Algorithmus bezeichnet, der die Helligkeitswerte verschiedener Pixel
eines Kalibrierbilds in mathematischer Weise verknüpft.
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Es
hat sich jedoch gezeigt, dass sich durch Verknüpfung eines Röntgenbilds
mit einem räumlich geglätteten Kalibrierbild
dennoch eine verbesserte Bildqualität des korrigierten Röntgenbilds
erzielen lässt,
da der durch die Reduzierung des Fixed-Pattern-Rauschens erzielte
Vorteil den unvermeidlichen Verlust an räumlicher Auflösungsschärfe überwiegt. Umgekehrt
erlaubt die erfindungsgemäße Kalibrierung,
unter Aufrechterhaltung einer ausreichend guten Bildqualität die Anzahl
der akkumulierten Kalibrierbilder zu reduzieren, oder ausreichend
gute Kalibrierbilder sogar im Ein-Schuss-Verfahren zu erzielen.
Hierdurch wird der für
die Kalibrierung des Röntgendetektors
erforderliche Zeitaufwand drastisch reduziert.
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Wichtig
ist hierbei, einen Filter einzusetzen, der die Grundeigenschaften
des Detektors und der Röntgenvorrichtung
berücksichtigt.
Beispielsweise ist ein eindimensionaler Filter einzusetzen, wenn
das Kalibrierbild einen systematischen zeilen- oder spaltenabhängigen Helligkeitsunterschied
aufweist, der von einer entsprechenden Detektorstruktur verursacht
ist. Andererseits sollte ein zweidimensionaler Filter angewendet
werden, wenn das Kalibrierbild aufgrund der Detektorstruktur oder
einer Röntgenfeldinhomogenität eine ungerichtete
Helligkeitsfluktuation oder eine Fluktuation über größere Distanzen aufweist.
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In
einer bevorzugten Ausführung
der Erfindung wird die räumliche
Mittelung eines Kalibrierbilds mittels eines Filters in vorteilhafter
Kombination mit der bereits üblichen
zeitlichen Akkumulation mehrerer Kalibrierbilder eingesetzt. Hierbei
wird der Filter alternativ auf das bereits aus mehreren einzelnen
Kalibrierbildern akkumulierte (und dadurch zeitlich gemittelte)
Kalibrierbild angewendet werden, oder aber es können die einzelnen Kalibrierbilder
zunächst durch
den Filter geglättet
werden, bevor sie zu einem zeitlich gemittelten Kalibrierbild akkumuliert
werden.
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In
zweckmäßiger Ausführung führt der
Filter eine einfache Mittelwertbildung über die Helligkeitswerte der
Pixel durch, die sich in einer vorgegebenen Pixelumgebung um ein
betrachtetes Pixel befinden. Je nach der Eigenart des Röntgendetektors
oder der Röntgenvorrichtung
ist der Einsatz eines eindimensionalen oder eines zweidimensionalen
Filters besonders vorteilhaft.
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Alternativ
ist der Einsatz weiterer an sich bekannter Glättungsalgorithmen als Filter
vorgesehen. Insbesondere zur Unterdrückung von Detektordefekten
ist auch der Einsatz eines Medianfilters vorteilhaft. Des Weiteren
ist der Einsatz nicht-linearer oder Wavelet-basierter Filteralgorithmen
denkbar.
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Die
erfindungsgemäße Anwendung
eines Glättungsfilters
auf ein Kalibrierbild ist sowohl im Hinblick auf eine Gain-Kalibrierung als
auch auf eine Offset-Kalibrierung vorteilhaft anzuwenden.
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Nachfolgend
werden Ausführungsbeispiele der
Erfindung anhand einer Zeichnung näher erläutert. Darin zeigen:
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1 in
schematischer Darstellung eine Röntgenvorrichtung
mit einem Röntgendetektor
und einer Bildaufbereitungseinheit,
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2 schematisch
in perspektivischer, teilweise aufgeschnittener Darstellung den
Röntgendetektor
gemäß 1,
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3 in
einem schematischen Schaltbild den Röntgendetektor und die Bildaufbereitungseinheit
gemäß 1,
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4 in
einer Darstellung gemäß 3 eine alternative
Ausführung
der Bildaufbereitungseinheit und
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5 in
einer Darstellung gemäß 3 eine weitere
Ausführung
der Bildaufbereitungseinheit.
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Einander
entsprechende Teile und Größen sind
in den Figuren stets mit den gleichen Bezugszeichen versehen.
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Die
in 1 schematisch dargestellte Röntgenvorrichtung 1 umfasst
einen Röntgenstrahler 2, einen
digitalen Röntgendetektor 3 sowie
ein Steuer- und Auswertesystem 4. Dem Röntgenstrahler 2 und dem
Röntgendetektor 3 sind
in Strahlungsrichtung 5 eine Tiefenblende 6 und – optional – ein Streustrahlenraster 7 zwischengeschaltet.
Die Tiefenblende 6 dient hierbei dazu, ein Teilbündel einer
gewünschten Größe aus der
vom Röntgenstrahler 2 erzeugten Röntgenstrahlung
R auszuschneiden, das durch eine zu untersuchende Person 8 oder
einen zu untersuchenden Gegenstand und das Streustrahlenraster 7 hindurch
auf den Röntgendetektor 3 fällt. Das
Streustrahlenraster 7 dient dabei zur Ausblendung von seitlicher
Streustrahlung, die das vom Röntgendetektor 3 aufgenommene
Röntgenbild
verfälschen
würde.
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Der
Röntgenstrahler 2 und
der Röntgendetektor 3 sind
an einem Stativ 9 oder oberhalb und unterhalb eines Untersuchungstischs
verstellbar befestigt.
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Das
Steuer- und Auswertesystem 4 umfasst eine Steuereinheit 10 zur
Ansteuerung des Röntgenstrahlers 2 und/oder
des Röntgendetektors 3 sowie zur
Erzeugung einer Versorgungsspannung für den Röntgenstrahler 2. Die
Steuereinheit 10 ist über
Daten- und Versorgungsleitungen 11 mit dem Röntgenstrahler 2 verbunden.
Das Steuer- und Auswertesystem 4 umfasst weiterhin eine
Bildaufbereitungseinheit 12, die bevorzugt ein Software-Bestandteil einer Datenverarbeitungsanlage 13 ist.
Die Datenverarbeitungsanlage 13 enthält zudem eine Bediensoftware für die Röntgenvorrichtung 1.
Die Datenverarbeitungsanlage 13 ist über Daten- und Systembusleitungen 14 mit
der Steuereinheit 10 und dem Röntgendetektor 3 verbunden.
Sie ist weiterhin zur Ein- und Ausgabe von Daten mit Peripheriegeräten, insbesondere
einem Bildschirm 15, einer Tastatur 16 und einer Maus 17 verbunden.
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Der
in 2 im Detail dargestellte Röntgendetektor 3 ist
ein so genannter Festkörperdetektor.
Er umfasst eine flächige
aktive Auslesematrix 18 aus amorphem Silizium (aSi), die
auf einem flächigen Substrat 19 aufgebracht
ist. Die Fläche
der Auslesematrix 18 wird nachfolgend als Detektorfläche A bezeichnet.
Der Auslesematrix 18 ist wiederum eine Szintillatorschicht 20 (oder
Konverterschicht), z.B. aus Cäsiumjodid
(CsI), vorgelagert. In dieser Szintillatorschicht 20 wird
die in Strahlungsrichtung 5 auftreffende Röntgenstrahlung
R in sichtbares Licht umgewandelt, welches in als Fotodioden ausgebildeten Sensorflächen 21 der
Auslesematrix 18 in elektrische Ladung umgewandelt wird.
Diese elektrische Ladung wird wiederum ortsaufgelöst in der
Auslesematrix 18 gespeichert. Die gespeicherte Ladung kann,
wie in dem in 2 vergrößert dargestellten Ausschnitt 22 angedeutet
ist, durch elektronische Aktivierung 23 eines jeder Sensorfläche 21 zugeordneten
Schaltelements 24 in Richtung des Pfeils 25 an
eine nur schematisch angedeutete Elektronik 26 ausgelesen
werden. Die Elektronik 26 erzeugt digitale Bilddaten B durch
Verstärkung
und Analog-Digital-Wandlung der ausgelesenen Ladung. Die Bilddaten
B werden über die
Daten- und Systembusleitung 14 an die Bildaufbereitungseinheit 12 übermittelt.
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Ein
Grundschema der Bildaufbereitungseinheit 12 ist in 3 in
einem schematischen Schaltbild dargestellt. Danach umfasst die Bildaufbereitungseinheit 12 ein
Filtermodul 30, ein Speichermodul 31 sowie ein
Korrekturmodul 32.
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Im
Zuge der Kalibrierung des Röntgendetektors 3 wird
ein Kalibrierbild K aufgenommen. Bei dem Kalibrierbild K kann es
sich sowohl um ein Gain-Bild als auch um ein Offset-Bild handeln.
Ersteres wird in Abwesenheit der Person 8 oder eines zu
untersuchenden Gegenstandes unter gleichmäßiger Bestrahlung des Röntgendetektors 3 durch
den Röntgenstrahler 2 erzeugt.
Das Gain-Bild spiegelt somit den vor allem durch die variierende
Detektoreffizienz der verschiedenen Sensorflächen 21 verursachten Grundkontrast
wieder. Ein Offset-Bild wird dagegen in Abwesenheit von Röntgenstrahlung
R, d.h. bei unbelichtetem Röntgendetektor 3 aufgenommen.
Das Offset-Bild spiegelt die durch Dunkelstromeffekte, Geistbildartefakte
u. dgl. verursachte Offset-Helligkeit wieder.
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Das
Kalibrierbild K wird innerhalb der Bildaufbereitungseinheit 12 dem
Filtermodul 30 zugeleitet. Durch das Filtermodul 30 wird
das Kalibrierbild K geglättet,
d.h. der Pixelkontrast des Kalibrierbilds K wird reduziert, indem
der Helligkeitswert jedes Pixels des Kalibrierbilds K an den Mittelwert
der Helligkeit einer vorgegebenen Pixelumgebung des betrachteten
Pixels angeglichen wird. Das Filtermodul 30 enthält insbesondere
einen eindimensionalen Filter. Die Pixelumgebung enthält dabei
eine vorgegebene Anzahl von Nachbarpixeln, die innerhalb einer Bildzeile oder
Bildspalte das betrachtete Pixel umgeben.
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Alternativ
kann das Filtermodul 30 jedoch auch als zweidimensionaler
Filter realisiert sein, der eine Mittelwertbildung über eine
in Zeilen- und Spaltenrichtung aufgespannte Pixelumgebung durchführt.
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Um
zu verhindern, dass durch Defekte der Auslesematrix 18 verfälschte Pixel
die Mittelwertbildung verfälschen,
führt das
Filtermodul 30 insbesondere ein sogenanntes „truncated
mean" durch. Dabei werden
Pixel, deren Helligkeitswerte um mehr als einen vorgegebenen Toleranzbereich
von dem Mittelwert abweichen, bei der Mittelwertbildung nicht berücksichtigt.
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Ferner
können
auch Medianfilter, nicht-lineare Glättungsfilter oder Wavelet-basierte
Glättungsfilter
zum Einsatz kommen. Solche Filteralgorithmen werden an sich in der
elektronischen Bildverarbeitung bereits eingesetzt.
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Das
Filtermodul 30 erzeugt ein geglättetes Kalibrierbild K', das in dem Speichermodul 31 hinterlegt
wird. Im laufenden Betrieb der Röntgenvorrichtung 1 wird
jedes aufgenommene Röntgenbild
RB in dem Korrekturmodul 32 mit dem geglätteten Kalibrierbild
K' pixelweise mathematisch
verknüpft.
Für eine
Gain-Korrektur ist diese Verknüpfung üblicherweise
multiplikativ. Für
eine Offset-Korrektur ist diese Verknüpfung dagegen üblicherweise
additiv.
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Durch
Verknüpfung
des Röntgenbildes
RB mit dem Kalibrierbild K' wird
ein korrigiertes Röntgenbild
RB' erzeugt, bei
dem der Einfluss des Grundkontrastes oder der Offset-Helligkeit
unterdrückt
ist. Das korrigierte Röntgenbild
RB' wird auf dem
Bildschirm 15 ausgegeben oder gegebenenfalls einer weiteren Bildverarbeitung
zugeführt.
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In
der Praxis wird das Röntgenbild
RB sowohl einer Offset-Korrektur
als auch einer Gain-Korektur unterzogen. Eine hierzu geeignete Ausführung der
Bildaufbereitungseinheit 12 ist in 4 dargestellt.
In dieser Ausführung
umfasst die Bildaufbereitungseinheit 12 einen ersten Kalibrierpfad 33 für eine Offset-Kalibrierung
sowie einen zweiten Kalibrierpfad 34 für eine Gain-Kalibrierung. Beide
Kalibrierpfade 33, 34 enthalten je ein Filtermodul 30 und
ein nachgeschaltetes Speichermodul 31 und funktionieren
im Wesentlichen nach dem vorstehend beschriebenen Grundschema.
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Gemäß 4 wird
jedoch zusätzlich
zu der Anwendung des im Filtermodul 30 enthaltenen Glättungsfilters
und der dadurch bewirkten räumlichen Mittelung
des Kalibrierungsbilds K auch eine zeitliche Mittelung durchgeführt. Hierzu
umfasst jeder Kalibrierpfad 33, 34 ein dem Filtermodul 30 und
dem Speichermodul 31 zwischengeschaltetes Akkumulationsmodul 36.
In diesem Akkumulationsmodul 36 werden mehrere nacheinander
aufgenommene geglättete Kalibrierbilder
K' akkumuliert,
d.h. pixelweise der Mittelwert über
die Helligkeitswerte der verschiedenen Kalibrierbilder K' gebildet. Das akkumulierte,
d.h. zeitlich Bemittelte, Kalibrierbild M wird in dem Speichermodul 31 abgelegt,
und dem Korrekturmodul 32 zur Verfügung gestellt.
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Zur
weiteren Reduzierung des Kalibrieraufwands erfolgt die Akkumulierung
der Kalibrierbilder K bevorzugt nach dem Prinzip einer gleitend
gewichteten Mittelwertbildung. Hierzu wird bei jeder Neukalibrierung
das aus „historischen" Kalibrierdaten bestehende,
im Speichermodul 31 abgelegte alte Kalibrierbild M an das
Akkumulationsmodul 36 zurückgeführt. Im Akkumulationsmodul 36 wird
jedes neue Kalibrierbild K',
z.B. nach der Gleichung M(neu) = η·K' + (1 – η)·M(alt) GLG
1gewichtet mit dem historischen
Kalibrierbild M verknüpft.
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Ein
im laufenden Betrieb von dem Röntgendetektor 3 aufgenommenes
Röntgenbild
RB wird entsprechend der Abfolge der Kalibrierpfade 33 und 34 zunächst der
Offset-Korrektur unterzogen. Das offset-korrigierte Röntgenbild
RB' wird gain-korrigiert und
als Röntgenbild
RB'' ausgegeben. Um Anteile der
Offset-Helligkeit
in den Gain-Bildern zu unterdrücken,
werden diese vor ihrer Aufbereitung im Kalibrierpfad 34 ebenfalls
offset-korrigiert.
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Die
in 5 gezeigte Ausführungsform der Bildaufbereitungseinheit 12 unterscheidet
sich von der Ausführung
gemäß 4 dadurch,
dass die Reihenfolge der zeitlichen und räumlichen Mittelung der Kalibrierbilder
K vertauscht ist. Gemäß 5 werden ein
oder mehrere Kalibrierbilder K zunächst dem jeweiligen Akkumulationsmodul 36 zugeführt und
dort mit einem im Speichermodul 31 enthaltenen historischen
Kalibrierbild M' gewichtet
akkumuliert. Das akkumulierte Kalibrierbild M wird anschließend dem
jeweiligen Filtermodul 30 zugeführt. Das Filtermodul 30 erzeugt
ein geglättetes,
akkumuliertes Kalibrierbild M',
das wiederum im Speichermodul 31 hinterlegt und im laufenden
Betrieb der Röntgenvorrichtung 1 zur
Korrektur der Röntgenbilder
RB herangezogen wird.