DE19751107A1 - X=ray diagnostic apparatus - Google Patents

X=ray diagnostic apparatus

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DE19751107A1
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Klaus Finkler
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Abstract

The device has at least one beam transmitter (1) whose X-ray beams are detected by at least one solid state detector (4) with image points arranged in a matrix. The device has at least one correction unit (6) which receives the image signals (5) from the detector (4), of the current bright image of an object (3) under investigation and also receives a possibly present back light signal of at least one dark image. The correction unit (6) controls the beam transmitter (1) in dependence on the presence of back light signals and/or the intensity of the back light signals. The correction unit (6) also corrects the image signals (5) of the current bright image e.g. by subtraction of a low pass filtered back light signals.

Description

Die Erfindung betrifft eine Röntgendiagnostikeinrichtung.The invention relates to an X-ray diagnostic device.

Eine derartige Röntgendiagnostikeinrichtung ist z. B. durch die EP 0 642 264 A1 bekannt. Im bekannten Fall werden die von einem Strahlensender erzeugten Röntgenstrahlen von einem Festkörperdetektor mit matrixförmig angeordneten Bildpunkten erfaßt. Diese Detektoren auf der Basis von amorphem Silizium, die auch als Matrix-Festkörper-Detektoren bezeichnet werden, liefern aufgrund des zeitlichen Verhaltens des Szintillators und der Photodioden nach dem Abschalten der Röntgenstrahlung Nachleuchtsignale, die zu sogenannten "Geister"- oder "Phan­ tom"-Bildern führen. In der aktuellen Röntgenaufnahme, die im folgenden als Hellbildaufnahme bezeichnet wird, ist damit noch ein Rest des vorhergegangenen Bildes bzw. der vorherge­ gangen Bilder zu sehen. Dieser Effekt ist sehr störend und wird bei der Röntgendiagnostikeinrichtung gemäß der EP 0 642 264 A1 dadurch korrigiert, daß aus vorhergehenden Hellbildern das noch im aktuellen Hellbild vorhandene Geisterbild berech­ net und subtrahiert wird. Dieses Verfahren ist relativ unge­ nau und versagt bei übersteuerten Stellen im Hellbild, da der Ausgangshelligkeitswert für die Berechnung des Abklingens der Nachleuchtsignale nicht bekannt ist.Such an X-ray diagnostic device is e.g. B. by EP 0 642 264 A1 is known. In the known case, those of X-rays generated by a radiation transmitter Solid state detector with pixels arranged in a matrix detected. These amorphous silicon based detectors, which are also called matrix solid-state detectors, deliver due to the temporal behavior of the scintillator and the photodiodes after the X-rays have been switched off Afterglow signals that lead to so-called "ghosts" - or "Phan tom "images. In the current X-ray image taken in the is referred to as bright image recording in the following a remainder of the previous image or images were going to see pictures. This effect is very annoying and is used in the X-ray diagnostic device according to the EP 0 642 264 A1 corrects that from previous bright images calculate the ghost image that is still in the current bright image net and subtracted. This procedure is relatively unsophisticated nau and fails at overdriven areas in the bright image, since the Initial brightness value for the calculation of the decay of the Afterglow signals are not known.

In der älteren, nach dem Anmeldetag der vorliegenden Erfin­ dung veröffentlichten DE 196 31 624 A1 ist eine Röntgendia­ gnostikeinrichtung mit wenigstens einem Strahlensender be­ schrieben, dessen Röntgenstrahlen von wenigstens einem Fest­ körperdetektor mit matrixförmig angeordneten Bildpunkten er­ faßt werden, und wenigstens einer Korrektureinheit, die die vom Festkörperdetektor erzeugten Bildsignale der aktuellen Hellbildaufnahme eines zu untersuchenden Objektes erfaßt. Die Korrektureinheit erfaßt weiterhin die möglicherweise vorhan­ denen Nachleuchtsignale aus wenigstens einer Dunkelbildauf­ nahme, die während der Strahlungspausen innerhalb einer Auf­ nahmesequenz aufgenommen werden und die das momentane "Gei­ sterbild" repräsentieren. Die Korrektureinheit steuert den Strahlensender in Abhängigkeit von dem Vorhandensein von Nachleuchtsignalen und/oder in Abhängigkeit von der Intensi­ tät der Nachleuchtsignale. Erforderlichenfalls werden die Bildsignale der aktuellen Hellbildaufnahme in der Korrektur­ einheit korrigiert. Diese Korrektur erfolgt vorzugsweise da­ durch, daß die Nachleuchtsignale aus mehreren Dunkelbildern durch arithmetische Mittelung oder gleitend gewichtete Mit­ telwertbildung berechnet werden. Bei den abzuziehenden Nach­ leuchtsignalen wird dadurch eine Rauschverminderung erreicht. Diese Methode funktioniert jedoch nur, wenn die zur Mittelung herangezogenen Dunkelbildaufnahmen (bis auf den Rauschanteil) gleichen Inhalt haben. Solche Dunkelbildaufnahmen sind jedoch nicht immer verfügbar. Wenn beispielsweise das "Abklingen" noch sehr stark ist, werden Dunkelbildaufnahmen mit unter­ schiedlichen Grauwertintensitäten gemittelt, wodurch Nach­ leuchtanteile berechnet werden, die sich vom realen momenta­ nen "Geisterbild" unterscheiden. Bei Subtraktion dieser be­ rechneten Nachleuchtanteile von darauffolgenden Hellbildern würde das zu Artefakten bzw. Über-/Unterkompensation führen. In the older, after the filing date of the present inven published DE 196 31 624 A1 is an X-ray slide gnostic device with at least one radiation transmitter  wrote whose x-rays from at least one festival body detector with pixels arranged in a matrix be captured, and at least one correction unit, the image signals of the current generated by the solid-state detector Detected light image of an object to be examined. The Correction unit continues to record the possibly existing those afterglow signals from at least one dark image that took place during the radiation breaks within an on recording sequence and the current "Gei represent ". The correction unit controls the Radiation transmitter depending on the presence of Afterglow signals and / or depending on the intensity afterglow signals. If necessary, the Image signals of the current bright image recording in the correction unit corrected. This correction is preferably done there through that the afterglow signals from several dark images by arithmetic averaging or sliding weighted Mit calculation are calculated. For the night to be deducted light signals are thereby reduced in noise. However, this method only works if used for averaging used dark images (except for the noise component) have the same content. Such dark images are, however not always available. For example, if the "decay" is still very strong, dark pictures are taken with under different gray value intensities averaged, whereby Nach luminous components are calculated, which differ from the real moment distinguish a "ghost image". When subtracting this calculated afterglow proportions of subsequent bright images that would lead to artifacts or over / under compensation.  

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es deshalb, eine Rönt­ gendiagnostikeinrichtung der eingangs genannten Art zu schaf­ fen, die ein verbessertes Geisterbild-Verhalten aufweist.The object of the present invention is therefore an X-ray gene diagnostic device of the type mentioned fen, which has improved ghosting behavior.

Die Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die im Anspruch 1 an­ gegebenen Merkmale gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen sind in den weiteren Ansprüchen beschrieben.The object is achieved by the in claim 1 given characteristics solved. Advantageous configurations are described in the further claims.

Die Röntgendiagnostikeinrichtung gemäß Anspruch 1 umfaßt we­ nigstens einen Strahlensender, dessen Röntgenstrahlen von we­ nigstens einem Festkörperdetektor mit matrixförmig angeordne­ ten Bildpunkten erfaßt werden, und wenigstens eine Korrektur­ einheit, die die vom Festkörperdetektor erzeugten Bildsignale der aktuellen Hellbildaufnahme eines zu untersuchenden Objek­ tes erfaßt. Die Korrektureinheit erfaßt weiterhin die mögli­ cherweise vorhandenen Nachleuchtsignale aus wenigstens einer Dunkelbildaufnahme. In diesen Dunkelbildern ist nur das mo­ mentane Nachleuchten zu sehen. Die Korrektureinheit steuert den Strahlensender in Abhängigkeit von dem Vorhandensein von Nachleuchtsignalen und/oder in Abhängigkeit von der Intensi­ tät der Nachleuchtsignale. Erforderlichenfalls werden die Bildsignale der aktuellen Hellbildaufnahme in der Korrektur­ einheit durch Subtraktion der Nachleuchtsignale korrigiert. Bevor die Nachleuchtsignale von den Bildsignalen der aktuel­ len Hellbildaufnahme subtrahiert werden, werden die Nach­ leuchtsignale von einem örtlichen Tiefpaßfilter gefiltert. Die korrigierten Bildsignale der aktuellen Hellbildaufnahme können dann auf bekannte Weise weiterverarbeitet werden (z. B. Filterung, Hardcopy, Archivierung, Einspeisung in Netzwer­ ke usw.). The X-ray diagnostic device according to claim 1 comprises we at least a radiation transmitter, the X-rays of we at least one solid-state detector with a matrix th pixels are detected, and at least one correction unit, the image signals generated by the solid-state detector the current bright image recording of an object to be examined tes recorded. The correction unit continues to record the possible existing afterglow signals from at least one Dark image recording. In these dark pictures there is only the mo to see mental afterglow. The correction unit controls the radiation transmitter depending on the presence of Afterglow signals and / or depending on the intensity afterglow signals. If necessary, the Image signals of the current bright image recording in the correction unit corrected by subtracting the afterglow signals. Before the afterglow signals from the image signals of the current len sub-picture are subtracted, the after light signals filtered by a local low-pass filter. The corrected image signals of the current bright image recording can then be further processed in a known manner (e.g. Filtering, hard copy, archiving, feeding into the network ke etc.).  

Bei der erfindungsgemäßen Röntgendiagnostikeinrichtung wird während einer Aufnahmesequenz also nicht in jedem möglichen Zeitintervall ein Röntgenpuls appliziert und ein Hellbild aufgenommen. Vielmehr wird zwischendurch, d. h. in den Strah­ lungspausen innerhalb der Aufnahmesequenz oder vor Beginn der Niederdosisaufnahmen nach vorangegangenen Hochdosisaufnahmen, wenigstens ein Dunkelbild aufgenommen. Aus diesen Dunkelbild­ aufnahmen, in denen nur das momentane Nachleuchten zu sehen ist, kann der Nachleuchtanteil in den Hellbildaufnahmen be­ stimmt und eliminiert werden. Damit sind auch Niederdosisauf­ nahmen (Durchleuchtung) nach vorangegangenen Hochdosisaufnah­ men (Hellbildaufnahmen, die gespeichert werden) problemlos möglich.In the X-ray diagnostic device according to the invention not in every possible one during a recording sequence Time interval an X-ray pulse applied and a bright image added. Rather, in between, i.e. H. in the beam Breaks in the recording sequence or before the start of the Low dose images after previous high dose images, at least one dark picture taken. From this dark picture recordings in which only the current afterglow can be seen the afterglow percentage in the bright images can be are correct and eliminated. So low doses are also up (fluoroscopy) after previous high dose exposure (bright pictures that are saved) without any problems possible.

Durch die Filterung der Nachleuchtsignale mit einem örtlichen Tiefpaßfilter wird der Rauschanteil in den abzuziehenden Nachleuchtsignalen so weit reduziert, daß der Rauschanteil in der korrigierten aktuellen Hellbildaufnahem gegenüber den un­ korrigierten Hellbildaufnahmen nahezu konstant bleibt. Damit wird mit Matrix-Festkörper-Detektoren eine ebenso gute Bild­ qualität erreicht wie bei Aufnahmen durch Röntgen-Bildver­ stärker.By filtering the afterglow signals with a local Low pass filter is the noise component in the subtracted Afterglow signals reduced so much that the noise component in the corrected current bright image recording compared to the un corrected bright images remains almost constant. In order to is an equally good picture with solid-state matrix detectors Quality achieved as with X-ray image processing stronger.

Zur Bestimmung der Nachleuchtsignale kann es vorteilhaft sein, die in den Ansprüchen 3 bis 11 angegebenen Maßnahmen einzeln oder in Kombination anzuwenden.It can be advantageous to determine the afterglow signals be the measures specified in claims 3 to 11 to be used individually or in combination.

Weitere Vorteile und Einzelheiten der Erfindung ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung von Ausführungsbeispielen anhand der Zeichnung und in Verbindung mit den weiteren An­ sprüchen. Es zeigen:Further advantages and details of the invention emerge from the following description of exemplary embodiments  based on the drawing and in connection with the other An sayings. Show it:

Fig. 1 ein Ausführungsbeispiel der erfindungsgemäßen Rönt­ gendiagnostikeinrichtung, Fig. 1 gene diagnosis device, an embodiment of the present invention Rönt,

Fig. 2 eine Ausführungsform einer in der erfindungsgemäßen Röntgendiagnostikeinrichtung verwendeten Korrek­ tureinheit, Fig. 2 tureinheit an embodiment of a corrective used in the inventive X-ray diagnostic device,

Fig. 3 eine weitere Ausführungsform einer in der erfin­ dungsgemäßen Röntgendiagnostikeinrichtung verwende­ ten Korrektureinheit. Fig. 3 shows a further embodiment of a correction unit used in the inventive X-ray diagnostic device.

In Fig. 1 ist mit 1 ein Strahlensender bezeichnet, dessen Röntgenstrahlen 2 ein zu untersuchendes Objekt 3 durchdrin­ gen. Die Röntgenstrahlung 2 wird nach dem Durchdringen des zu untersuchenden Objektes 3 in einem Festkörperdetektor 4 nach­ gewiesen. Die vom Festkörperdetektor 4 bei dieser Hellbild­ aufnahme erzeugten Bildsignale 5 werden einer Korrekturein­ heit 6 zugeführt. Die Korrektureinheit 6 steuert den Strah­ lensender 1 in Abhängigkeit von dem Vorhandensein von Nach­ leuchtsignalen und/oder in Abhängigkeit von der Intensität der Nachleuchtsignale. Die Nachleuchtsignale werden hierbei aus wenigstens einer Dunkelbildaufnahme, die nur das momen­ tane Nachleuchten enthält, ermittelt. Erforderlichenfalls werden die Bildsignale 5 in der Korrektureinheit 6 korri­ giert. Die korrigierten Bildsignale 7 können dann weiterver­ arbeitet werden (z. B. Filterung, Hardcopy, Archivierung, Einspeisung in Netzwerke usw.). In Fig. 1, 1 denotes a radiation transmitter whose X-rays 2 penetrate an object 3 to be examined. The X-rays 2 are detected after penetrating the object 3 to be examined in a solid-state detector 4 . The image signals 5 generated by the solid-state detector 4 in this bright image are supplied to a correction unit 6 . The correction unit 6 controls the beam transmitter 1 as a function of the presence of afterglow signals and / or depending on the intensity of the afterglow signals. The afterglow signals are determined from at least one dark image recording that contains only the momentary afterglow. If necessary, the image signals 5 are corrected in the correction unit 6 . The corrected image signals 7 can then be processed further (e.g. filtering, hard copy, archiving, feeding into networks, etc.).

Die in Fig. 2 dargestellte Korrektureinheit 6 umfaßt einen Dunkelbildspeicher 61 sowie einen parallel dazu angeordneten Hellbildspeicher 62. Sowohl der Dunkelbildspeicher 61 als auch der Hellbildspeicher 62 sind über jeweils einen Schalter 611 bzw. 621 mit einem Signaleingang 63 der Korrektureinheit 6 verbindbar.The correction unit 6 shown in FIG. 2 comprises a dark image memory 61 and a bright image memory 62 arranged parallel to it. Both the dark image memory 61 and the bright image memory 62 can be connected to a signal input 63 of the correction unit 6 via a switch 611 or 621, respectively.

Handelt es sich bei den Bildsignalen 5, die am Signaleingang 63 anliegen, um Nachleuchtsignale aus einer Dunkelbildaufnah­ me während der Strahlungspause innerhalb einer Aufnahmese­ quenz oder vor Beginn der Niederdosisaufnahmen nach vorange­ gangenen Hochdosisaufnahmen, dann ist der Schalter 611 ge­ schlossen und der Schalter 621 geöffnet. Der Dunkelbildspei­ cher 61 ist damit an den Signaleingang 63 geschaltet und die Bildsignale 5 werden nur dem Dunkelbildspeicher 61 zugeführt.If the image signals 5 which are present at the signal input 63 are afterglow signals from a dark image recording during the pause in radiation within a recording sequence or before the start of the low-dose recordings after previous high-dose recordings, then the switch 611 is closed and the switch 621 is opened. The Dunkelbildspei cher 61 is thus connected to the signal input 63 and the image signals 5 are only supplied to the dark image memory 61 .

Stammen die am Signaleingang 63 anliegenden Bildsignale 5 demgegenüber aus einer Hellbildaufnahme, dann ist der Schal­ ter 611 geöffnet und der Schalter 621 geschlossen, so daß der Hellbildspeicher 62 an den Signaleingang 63 geschaltet ist. Damit werden die Bildsignale 5 dem Hellbildspeicher 62 zuge­ führt und darin als Hellbild (Rohbild) RI abgespeichert. Gleichzeitig werden die Bildsignale 5 des Hellbildes RI über eine Signalleitung 64, die mittels eines Umschalters 641 zu­ schaltbar ist, zusätzlich auf ein Subtraktionsglied 65 gege­ ben.On the other hand, if the image signals 5 present at the signal input 63 come from a bright image recording, the switch 611 is open and the switch 621 is closed, so that the bright image memory 62 is connected to the signal input 63 . The image signals 5 are thus supplied to the bright image memory 62 and stored therein as a bright image (raw image) RI. At the same time, the image signals 5 of the bright image RI are additionally given to a subtraction element 65 via a signal line 64 which can be switched by means of a switch 641 .

Dem Subtraktionsglied 65 werden außerdem die Nachleuchtsigna­ le ADI(x, y) aus dem aktuellen Dunkelbild ADI zugeführt. Die Nachleuchtsignale ADI(x, y) des aktuellen Dunkelbildes ADI wer­ den hierzu aus dem Dunkelbildspeicher 61 ausgelesen und in einem örtlichen Tiefpaßfilter 612 gefiltert. Nach der Filte­ rung durch den örtlichen Tiefpaßfilter 612 sind die Nach­ leuchtsignale ADI(x, y)LP, die dem Subtraktionsglied 65 zuge­ führt werden, weitestgehend rauschfrei. In Fig. 2 ist das tiefpaßgefilterte aktuelle Dunkelbild mit ADILP bezeichnet. Somit ist der Rauschanteil in den korrigierten Bildsignalen 7 der aktuellen Hellbildaufnahme gegenüber den unkorrigierten Bildsignalen 5 nahezu konstant. Damit wird auch bei Matrix- Festkörper-Detektoren eine ebenso gute Bildqualität erreicht wie bei Aufnahmen durch Röntgen-Bildverstärker.The afterglow signals ADI (x, y) from the current dark image ADI are also fed to the subtraction element 65 . The afterglow signals ADI (x, y) of the current dark image ADI are read out from the dark image memory 61 and filtered in a local low-pass filter 612 . After the filtering by the local low-pass filter 612 , the after-light signals ADI (x, y) LP , which are supplied to the subtraction element 65 , are largely noise-free. The low-pass filtered current dark image is designated ADI LP in FIG. 2. Thus, the noise component in the corrected image signals 7 of the current bright image recording is almost constant compared to the uncorrected image signals 5 . This means that the image quality of matrix solid-state detectors is just as good as that of X-ray image intensifiers.

Der Hellbildspeicher 62 dient dazu, daß während der Strah­ lungspausen, in denen die Nachtleuchtsignale über dem ge­ schlossenen Schalter 611 dem Dunkelbildspeicher 61 zugeführt werden, das zuletzt aufgenommene Hellbild RI am Monitor wie­ derholt ausgegeben werden kann. Für den Anwender wird dadurch eine konstante Bildfrequenz erreicht. Um die Ausgabe des zu­ letzt aufgenommenen Hellbildes RI am Monitor zu ermöglichen, wird der Hellbildspeicher 62 durch den Umschalter 641 an das Subtraktionsglied 65 geschaltet. Die Signalleitung 64 ist da­ mit vom Subtraktionsglied 65 getrennt. Der Schalter 621 ist hierbei geöffnet.The bright image memory 62 is used so that during the radiation pauses, in which the night light signals are supplied to the dark image memory 61 via the closed switch 611 , the last image RI recorded can be output repeatedly on the monitor. This ensures a constant frame rate for the user. In order to enable the output of the last-recorded to light image RI on the monitor, the bright image memory 62 is switched by the changeover switch 641 to the subtraction 65th The signal line 64 is separated from the subtraction element 65 . The switch 621 is open.

Bei der in Fig. 2 dargestellten Ausführungsform der Korrek­ tureinheit 6 kann die Korrektur durch Öffnen eines Schalters 613, der nach dem örtlichen Tiefpaßfilter 612 und vor dem Subtraktionsglied 65 angeordnet ist, abgeschaltet werden. Dies ist vorteilhaft, wenn keine Nachleuchtsignale vorhanden sind und deshalb keine Dunkelbilder aufgenommen werden müs­ sen.In the embodiment of the correction unit 6 shown in FIG. 2, the correction can be switched off by opening a switch 613 which is arranged after the local low-pass filter 612 and before the subtraction element 65 . This is advantageous if there are no afterglow signals and therefore no dark images need to be taken.

Die in Fig. 3 dargestellte Korrektureinheit 6 umfaßt wiederum einen Dunkelbildspeicher 61 sowie einen parallel dazu ange­ ordneten Hellbildspeicher 62. Sowohl der Dunkelbildspeicher 61 als auch der Hellbildspeicher 62 sind ebenfalls über je­ weils einen Schalter 611 bzw. 621 mit einem Signaleingang 63 der Korrektureinheit 6 verbindbar.The correction unit 6 shown in FIG. 3 in turn comprises a dark image memory 61 and a bright image memory 62 arranged parallel thereto. Both the dark image memory 61 and the bright image memory 62 can likewise be connected to a signal input 63 of the correction unit 6 via a respective switch 611 or 621 .

Weiterhin umfaßt die in Fig. 3 dargestellte Ausführungsform der Korrektureinheit 6 einen Dunkelbild-Mittelwertspeicher 66, der über einen Schalter 661 mit dem Signaleingang 63 der Korrektureinheit 6 verbindbar ist. Zwischen dem Schalter 661 und dem Dunkelbild-Mittelwertspeicher 66 sind ferner ein Mul­ tiplizierer 662 und ein Addierer 663 angeordnet.Furthermore, the embodiment of the correction unit 6 shown in FIG. 3 comprises a dark image mean value memory 66 which can be connected to the signal input 63 of the correction unit 6 via a switch 661 . A multiplier 662 and an adder 663 are also arranged between the switch 661 and the dark image mean memory 66 .

Vor Beginn der Niederdosisaufnahmen, also in der Anfangsphase der Durchleuchtung, werden der Schalter 661 geschlossen und die Schalter 611 und 621 geöffnet. Die am Signaleingang 63 anliegenden Bildsignale 5, bei denen es sich um Nachleuchtsi­ gnale handelt, werden zunächst dem Multiplizierer 662 und dem Addierer 663 und danach dem Dunkelbild-Mittelwertspeicher 66 zugeführt. Im Multiplizierer 662 werden die Bildsignale 5 mit einem Faktor a gewichtet. Die aus dem Dunkelbild-Mittelwert­ speicher 66 ausgelesenen Bildsignale werden über eine Signal­ leitung 664, in der ein Multiplizierer 665 angeordnet ist, auf den Addierer 663 zurückgeführt und hierbei im Multipli­ zierer 665 mit einem Faktor b gewichtet. Im Addierer 663 wer­ den die zurückgeführten Bildsignale (es handelt sich hierbei um das vorhergehende Dunkelbild) zu den mit dem Faktor a ge­ wichteten aktuellen Dunkelbildsignalen addiert und dem Dun­ kelbild-Mittelwertspeicher 66 zugeführt. Durch die Wahl der Faktoren a und b können von einer arithmetischen Mittelwert­ bildung bis zu einer gleitend gewichteten Mittelwertbildung alle Arten der Mittelwertbildung vorgenommen werden. Für a = 0,2 und für b = 0 erhält man eine arithmetische Mittelung von fünf Dunkelbildaufnahmen. Bei den Faktoren a = 0,25 und b = 0,75 ergibt sich z. B. ein gleitend gewichteter Mittelwert. Die Bildung von arithmetischen oder gleitend gewichteten Mit­ telwerten führt zu keiner zusätzlichen zeitlichen Verzöge­ rung, da der Röntgengenerator ohnehin etwa 1 s benötigt, um vom Hochdosisbetrieb auf den Niederdosisbetrieb umzuschalten. Somit ist während dieser Zeit sowieso keine Röntgenstrahlung möglich. Nach Abschluß der Durchleuchtungs-Anfangsphase wird der Schalter 661 geöffnet und verbleibt während der gesamten Aufnahmesequenz in dieser Stellung.Before the start of the low dose recordings, that is to say in the initial phase of the fluoroscopy, the switch 661 is closed and the switches 611 and 621 are opened. The image signals 5 present at the signal input 63 , which are afterglow signals, are first fed to the multiplier 662 and the adder 663 and then to the dark image mean memory 66 . In the multiplier 662 , the image signals 5 are weighted by a factor a. The image signals read from the dark image mean memory 66 are fed back to the adder 663 via a signal line 664 in which a multiplier 665 is arranged and are weighted in the multiplier 665 by a factor b. In the adder 663, who the returned image signals (this is the previous dark image) is added to the current dark image signals weighted with the factor a ge and fed to the dark image mean value memory 66 . By selecting the factors a and b, all types of averaging can be carried out, from arithmetic averaging to a slidingly weighted averaging. An arithmetic mean of five dark images is obtained for a = 0.2 and for b = 0. With the factors a = 0.25 and b = 0.75, z. B. a sliding weighted average. The formation of arithmetic or slidingly weighted mean values does not lead to any additional time delay, since the X-ray generator anyway takes about 1 s to switch from high-dose operation to low-dose operation. No X-rays are possible during this time anyway. After completion of the initial fluoroscopic phase, the switch 661 is opened and remains in this position during the entire exposure sequence.

Handelt es sich bei den Bildsignalen 5, die am Signaleingang 63 anliegen, um Nachleuchtsignale ADI(x, y) aus einer aktuellen Dunkelbildaufnahme ADI während der Strahlungspause innerhalb einer Aufnahmesequenz, dann ist der Schalter 611 geschlossen und der Schalter 621 geöffnet. Der Dunkelbildspeicher 61 ist damit an den Signaleingang 63 geschaltet und die Bildsignale 5 werden nur dem Dunkelbildspeicher 61 zugeführt.If the image signals 5 which are present at the signal input 63 are afterglow signals ADI (x, y) from a current dark image recording ADI during the radiation pause within a recording sequence, then the switch 611 is closed and the switch 621 is open. The dark image memory 61 is thus connected to the signal input 63 and the image signals 5 are only supplied to the dark image memory 61 .

Die Nachleuchtsignale ADI(x, y) der Dunkelbilder ADI, die exakt den momentanen "Geisterbildanteil" repräsentieren und ver­ rauscht sind, werden bei dieser Ausführungsform der erfin­ dungsgemäßen Röntgendiagnostikeinrichtung jedoch nicht unmit­ telbar subtrahiert. Sie werden vielmehr zur pixelgenauen Um­ skalierung der während der Durchleuchtungs-Anfangsphase ermit­ telten rauschreduzierten Nachleuchtsignale NRDI(x, y) verwen­ det. Der Skalierungsfaktor für jedes individuelle Pixel wird aus einer Division der tiefpaßgefilterten Nachleuchtsignale ADI(x, y)LP (aus dem aktuellen Dunkelbild ADILP) durch die tief­ paßgefilterten rauschreduzierten Nachleuchtsignale NRDI(x, y)LP, die in der Durchleuchtungs-Anfangsphase aufgenommen wurden, ermittelt.The afterglow signals ADI (x, y) of the dark images ADI, which exactly represent the current "ghost image component" and are noisy, are not immediately subtracted in this embodiment of the inventive X-ray diagnostic device. Rather, they are used for pixel-precise re-scaling of the reduced-noise afterglow signals NRDI (x, y) determined during the initial fluoroscopy phase. The scaling factor for each individual pixel is calculated by dividing the low-pass filtered afterglow signals ADI (x, y) LP (from the current dark image ADI LP ) by the low-pass filtered noise-reduced afterglow signals NRDI (x, y) LP , which were recorded in the initial screening phase , determined.

Die aufgrund der Mittelwertbildung rauschreduzierten Nach­ leuchtsignale NRDI(x, y) aus der Durchleuchtungs-Anfangsphase, die im Dunkelbild-Mittelwertspeicher 66 gespeichert sind, werden hierzu einem örtlichen Tiefpaßfilter 666 und die Nach­ leuchtsignale ADI(x, y) aus dem aktuellen Dunkelbild ADI werden dem örtlichen Tiefpaßfilter 612 zugeführt. Die Division der tiefpaßgefilterten Nachleuchtsignale ADI(x, y)LP und NRDI(x, y)LP erfolgt in einem Dividierer 67. Der im Dividierer 67 ermit­ telte Faktor für die Umskalierung, der auch den Wert 1 anneh­ men kann, wird einem Multiplizierer 68 zugeführt. Die Filte­ rung durch den örtlichen Tiefpaßfilter 612 ist deshalb nötig, um nicht wieder den Rauschanteil der Nachleuchtsignale des aktuellen Dunkelbildes ADI über die Skalierungsfaktoren her­ einzubekommen.The afterglow signals NRDI (x, y) reduced in noise due to the averaging from the initial fluoroscopy phase, which are stored in the dark image mean value memory 66 , become a local low-pass filter 666 and the afterglow signals ADI (x, y) from the current dark image ADI fed to the local low-pass filter 612 . The low-pass filtered afterglow signals ADI (x, y) LP and NRDI (x, y) LP are divided in a divider 67 . The ermit Telte in the divider 67 for re-scaling factor, which may also include the value 1 anneh men, is supplied to a multiplier 68th The filtering by the local low-pass filter 612 is therefore necessary in order not to get back the noise component of the afterglow signals of the current dark image ADI via the scaling factors.

Stammen die am Signaleingang 63 anliegenden Bildsignale 5 demgegenüber aus einer Hellbildaufnahme, dann ist der Schal­ ter 611 geöffnet und der Schalter 621 geschlossen, so daß der Hellbildspeicher 62 an den Signaleingang 63 geschaltet ist. Damit werden die Bildsignale 5 dem Hellbildspeicher 62 zuge­ führt und darin als Hellbild (Rohbild) RI abgespeichert. Gleichzeitig werden die Bildsignale 5 des Hellbildes RI über eine Signalleitung 64, die mittels eines Schalters 641 zu­ schaltbar ist, zusätzlich auf ein Subtraktionsglied 65 gege­ ben.On the other hand, if the image signals 5 present at the signal input 63 come from a bright image recording, the switch 611 is open and the switch 621 is closed, so that the bright image memory 62 is connected to the signal input 63 . The image signals 5 are thus supplied to the bright image memory 62 and stored therein as a bright image (raw image) RI. At the same time, the image signals 5 of the bright image RI are additionally passed to a subtraction element 65 via a signal line 64 , which can be switched by means of a switch 641 .

Dem Subtraktionsglied 65 werden außerdem die richtig skalier­ ten, rauschreduzierten Nachleuchtsignale ANRDI(x, y) aus dem aktuellen Dunkelbild ADI zugeführt. Somit wird zur Subtrakti­ on des Nachleuchtanteiles eine nahezu rauschfreie, aber trotzdem dem jeweils aktuellen "Geisterbildanteil" entspre­ chende Dunkelbildaufnahme ANRDI verwendet. Die Information, wie weit der Nachleuchtanteil an jeder Bildstelle abgeklungen ist, fließt durch aktuelle Dunkelbildmessung und Umskalierung ein. Dieser Algorithmus läßt sich durch folgende Gleichung ausdrücken:
The subtraction element 65 is also supplied with the correctly scaled, reduced-noise afterglow signals ANRDI (x, y) from the current dark image ADI. Thus, an almost noise-free, but nevertheless corresponding to the current "ghost image portion" corresponding dark image recording ANRDI is used for subtracting the afterglow portion. The information on how far the afterglow component has decayed at each image point is included in the current dark image measurement and rescaling. This algorithm can be expressed by the following equation:

ANRDI(x, y) = NRDI(x, y) . (ADI(x, y)LP/NRDI(x, y)LP),
ANRDI (x, y) = NRDI (x, y) . (ADI (x, y) LP / NRDI (x, y) LP) ,

wobei mit x, y die Ortskoordinaten und mit LP die tiefpaßge­ filterten Nachleuchtsignale bezeichnet sind.where with x, y the location coordinates and with LP the low pass filtered afterglow signals are designated.

Somit ist der Rauschanteil in den korrigierten Bildsignalen 7 der aktuellen Hellbildaufnahme gegenüber den unkorrigierten Bildsignalen 5 nahezu konstant. Damit wird bei dem Festkör­ perdetektor 4 der erfindungsgemäßen Röntgendiagnostikeinrich­ tung eine ebenso gute Bildqualität erreicht wie bei Aufnahmen durch einen Röntgen-Bildverstärker. Thus, the noise component in the corrected image signals 7 of the current bright image recording is almost constant compared to the uncorrected image signals 5 . In the solid state detector 4 of the X-ray diagnostic device according to the invention, an image quality that is just as good as that achieved with recordings by an X-ray image intensifier is achieved.

Der Hellbildspeicher 62 dient dazu, daß während der Strah­ lungspausen, in denen die Nachtleuchtsignale über dem ge­ schlossenen Schalter 611 dem Dunkelbildspeicher 61 zugeführt werden, das zuletzt aufgenommene Hellbild RI am Monitor wie­ derholt ausgegeben werden kann. Für den Anwender wird dadurch eine konstante Bildfrequenz erreicht. Um die Ausgabe des zu­ letzt aufgenommenen Hellbildes RI am Monitor zu ermöglichen, wird der Hellbildspeicher 62 durch den Umschalter 641 an das Subtraktionsglied 65 geschaltet. Die Signalleitung 64 ist da­ mit vom Subtraktionsglied 65 getrennt. Der Schalter 621 ist hierbei geöffnet.The bright image memory 62 is used so that during the radiation pauses, in which the night light signals are supplied to the dark image memory 61 via the closed switch 611 , the last image RI recorded can be output repeatedly on the monitor. This ensures a constant frame rate for the user. In order to enable the output of the last-recorded to light image RI on the monitor, the bright image memory 62 is switched by the changeover switch 641 to the subtraction 65th The signal line 64 is separated from the subtraction element 65 . The switch 621 is open.

Bei der in Fig. 3 dargestellten Ausführungsform der Korrek­ tureinheit 6 kann die Korrektur durch Öffnen eines Schalters 613, der nach dem Multiplizierer 68 und vor dem Subtraktions­ glied 65 angeordnet ist, abgeschaltet werden. Dies ist vor­ teilhaft, wenn keine Nachleuchtsignale vorhanden sind und deshalb keine Dunkelbilder aufgenommen werden müssen.In the embodiment of the correction unit 6 shown in FIG. 3, the correction can be switched off by opening a switch 613 which is arranged after the multiplier 68 and before the subtraction element 65 . This is particularly advantageous if there are no afterglow signals and therefore no dark images need to be taken.

Claims (11)

1. Röntgendiagnostikeinrichtung, die folgende Merkmale um­ faßt:
  • - wenigstens einen Strahlensender (1), dessen Röntgenstrahlen von wenigstens einem Festkörperdetektor (4) mit matrixför­ mig angeordneten Bildpunkten erfaßt werden, und
  • - wenigstens eine Korrektureinheit (6), die die vom Festkör­ perdetektor (4) erzeugten Bildsignale (5) der aktuellen Hellbildaufnahme eines zu untersuchenden Objektes (3) und die möglicherweise vorhandenen Nachleuchtsignale aus wenig­ stens einer Dunkelbildaufnahme erfaßt, wobei
  • - die Korrektureinheit (6) den Strahlensender (1) in Abhän­ gigkeit von dem Vorhandensein von Nachleuchtsignalen und/oder der Intensität der Nachleuchtsignale steuert sowie die Bildsignale (5) der aktuellen Hellbildaufnahme nötigenfalls durch Subtraktion der mittels eines örtlichen Tiefpaßfil­ ters (612, 666) gefilterten Nachleuchtsignale korrigiert.
1. X-ray diagnostic device comprising the following features:
  • - At least one radiation transmitter ( 1 ) whose X-rays are detected by at least one solid-state detector ( 4 ) with pixels arranged in a matrix-shaped manner, and
  • - At least one correction unit ( 6 ) which detects the image signals ( 5 ) generated by the solid body detector ( 4 ) of the current bright image recording of an object to be examined ( 3 ) and the possibly present afterglow signals from at least one dark image recording, wherein
  • - The correction unit ( 6 ) controls the radiation transmitter ( 1 ) as a function of the presence of afterglow signals and / or the intensity of the afterglow signals, and the image signals ( 5 ) of the current bright image recording if necessary by subtracting them using a local low-pass filter ( 612 , 666 ) filtered afterglow signals corrected.
2. Röntgendiagnostikeinrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Bildsignale (5) und die Nachleuchtsignale der Korrek­ tureinheit (6) digital zuführbar sind.2. X-ray diagnostic device according to claim 1, characterized in that the image signals ( 5 ) and the afterglow signals of the correction unit ( 6 ) can be supplied digitally. 3. Röntgendiagnostikeinrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Korrektureinheit (6) wenigstens einen Dunkelbildspei­ cher (61) und wenigstens einen Hellbildspeicher (62) umfaßt, die alternativ an einen Signaleingang (63) der Korrekturein­ heit (6) schaltbar sind.3. X-ray diagnostic device according to claim 1, characterized in that the correction unit ( 6 ) comprises at least one Dunkelbildspei cher ( 61 ) and at least one bright image memory ( 62 ) which are alternatively switchable to a signal input ( 63 ) of the correction unit ( 6 ). 4. Röntgendiagnostikeinrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß daß die Korrektureinheit (6) wenigstens einen Dunkel­ bildspeicher (61) und wenigstens einen Hellbildspeicher (62) sowie einen Dunkelbild-Mittelwertspeicher (66) umfaßt, die alternativ an einen Signaleingang (63) der Korrektureinheit (6) schaltbar sind, wobei dem Dunkelbild-Mittelwertspeicher (66) die Nachleuchtsignale vor Beginn einer Aufnahmesequenz zuführbar sind.4. X-ray diagnostic device according to claim 1, characterized in that the correction unit ( 6 ) comprises at least one dark image memory ( 61 ) and at least one bright image memory ( 62 ) and a dark image mean value memory ( 66 ), which alternatively to a signal input ( 63 ) Correction unit ( 6 ) can be switched, the afterglow signals being able to be fed to the dark image mean memory ( 66 ) before the start of a recording sequence. 5. Röntgendiagnostikeinrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die von den Bildsignalen der aktuellen Hellbildaufnahme zu subtrahierenden Nachleuchtsignale einem Multiplizierer (68) zuführbar sind, in dem ein Skalierungsfaktor gespeichert ist, wobei der Skalierungsfaktor aus den in einem Dunkelbild-Mit­ telwertspeicher (66) und in einem Dunkelbildspeicher (61) gespeicherten Nachleuchtsignalen ermittelbar ist.5. X-ray diagnostic device according to claim 1 or 2, characterized in that the afterglow signals to be subtracted from the image signals of the current bright image recording can be fed to a multiplier ( 68 ) in which a scaling factor is stored, the scaling factor being stored in a dark image mean value memory ( 66 ) and afterglow signals stored in a dark image memory ( 61 ) can be determined. 6. Röntgendiagnostikeinrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Nachleuchtsignale aus wenigstens einer Dunkelbildauf­ nahme vor der aktuellen Hellbildaufnahme ermittelt werden.6. X-ray diagnostic device according to claim 1, characterized, that the afterglow signals from at least one dark image prior to the current bright image acquisition. 7. Röntgendiagnostikeinrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Nachleuchtsignale aus wenigstens einer Dunkelbildauf­ nahme nach der aktuellen Hellbildaufnahme ermittelt werden.7. X-ray diagnostic device according to claim 1, characterized,  that the afterglow signals from at least one dark image can be determined based on the current bright image recording. 8. Röntgendiagnostikeinrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Nachleuchtsignale aus wenigstens einer Dunkelbildauf­ nahme vor und aus wenigstens einer Dunkelbildaufnahme nach der aktuellen Hellbildaufnahme ermittelt werden.8. X-ray diagnostic device according to claim 1, characterized, that the afterglow signals from at least one dark image took before and from at least one dark image the current bright image recording can be determined. 9. Röntgendiagnostikeinrichtung nach Anspruch 6 oder 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Nachleuchtsignale durch die Bildung eines arithmeti­ schen Mittelwertes aus mehreren Dunkelbildaufnahmen bestimm­ bar sind.9. X-ray diagnostic device according to claim 6 or 7, characterized, that the afterglow signals through the formation of an arithmeti determine the mean value from several dark images are cash. 10. Röntgendiagnostikeinrichtung nach Anspruch 6 oder 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Nachleuchtsignale durch die Bildung eines gleitend gewichteten Mittelwertes aus mehreren Dunkelbildaufnahmen be­ stimmbar sind.10. X-ray diagnostic device according to claim 6 or 7, characterized, that the afterglow signals are sliding through the formation of a weighted average of several dark images are tunable. 11. Röntgendiagnostikeinrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß aus einer Dunkelbildaufnahme vor und aus einer Dunkel­ bildaufnahme nach der aktuellen Hellbildaufnahme ein arithme­ tischer Mittelwert für die Nachleuchtsignale gebildet wird.11. X-ray diagnostic device according to claim 8, characterized, that from a dark picture before and from a dark Image acquisition after the current bright image acquisition an arithmetic table average for the afterglow signals is formed.
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* Cited by examiner, † Cited by third party
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