DE3634190A1

DE3634190A1 - Anordnung fuer die digitale radiographie

Info

Publication number: DE3634190A1
Application number: DE19863634190
Authority: DE
Inventors: Ulrich Dr Neitzel
Original assignee: Philips Patentverwaltung GmbH
Current assignee: Philips Intellectual Property and Standards GmbH
Priority date: 1986-10-08
Filing date: 1986-10-08
Publication date: 1988-04-21

Description

Die Erfindung betrifft eine Anordnung für die digitale Radiographie mit einer Bildaufzeichnungseinrichtung, deren physikalische Parameter durch Röntgenstrahlung änderbar sind, mit einer Detektoranordnung, die diese Änderung abtastet und in ein elektrisches Signal umsetzt und mit einem Analog-Digital-Wandler zum Umsetzen der Detektorausgangssignale in Digitalwerte.

Eine solche Anordnung ist aus der US-PS 41 34 137 bekannt bzw. in der DE-OS 35 29 108 beschrieben. Als Bildaufzeichnungseinrichtung dient dabei ein geeigneter Fotoleiter, insbesondere in Form einer Selenplatte, der vor einer Röntgenaufnahme aufgeladen und durch die Röntgenaufnahme je nach Intensität mehr oder weniger entladen wird, so daß das Röntgenbild in ein Ladungsbild umgesetzt wird. Die Ladung wird durch einen geeigneten Detektor abgetastet und in ein elektrisches Signal umgesetzt, das der Ladungsdichte an der Oberfläche proportional ist.

Eine Anordnung der eingangs genannten Art ist auch aus der US-PS 43 15 318 bekannt. Allerdings wird dort als Bildaufzeichnungseinrichtung ein mit einem stimulierbaren Phosphor beschichteter Träger verwendet, der das Röntgenschattenbild speichert. Nach der Röntgenaufnahme wird diese Bildaufzeichnungseinrichtung Bildpunkt für Bildpunkt dem - vorzugsweise von einem Laser erzeugten - Licht einer bestimmten Wellenlänge ausgesetzt, wobei Fluoreszenzlicht erzeugt wird, das durch einen Fotodetektor in ein elektrisches Signal umgesetzt wird.

Die Erfindung ist auch in Verbindung mit anderen Bildaufzeichnungseinrichtungen anwendbar. Wesentlich ist nur, daß das Detektorausgangssignal zumindest annähernd proportional zu der Intensität der Röntgenstrahlung an der jeweils abgetasteten Stelle ist.

Bei den bekannten Anordnungen für die digitale Radiographie wird das Detektorausgangssignal, dessen zeitlicher Verlauf ein Maß für den räumlichen Verlauf der Intensität der Röntgenstrahlung bei der Belichtung der Bildaufzeichnungseinrichtung ist, einem Analog-Digital-Wandler zugeführt, der dieses Signal in eine Folge von digitalen Abtastwerten umsetzt, die dann auf geeignete Weise weiterverarbeitet wird.

Ein derartiger Analog-Digital-Wandler muß einerseits eine relativ hohe Abtastfrequenz aufweisen, um die großen Datenmengen, die in der digitalen Radiographie auftreten können (bis zu 5 MByte pro Bild), in annehmbarer Zeit (eine Sekunde oder weniger) verarbeiten zu können. Auf der anderen Seite muß die Auflösung des Analog-Digital- Wandlers, d. h. die Zahl der Binärstellen, mit denen der Analog-Digital-Wandler den digitalen Abtastwert ausgibt, muß genügend groß sein, um den vollen Informationsgehalt eines Röntgenbildes übertragen zu können. Jedoch steigt der Aufwand für einen entsprechenden Analog-Digital- Wandler mit der Zahl der pro Abtastwert erzeugten Binärstellen. Eine Stufe des digitalen Ausgangssignals des Analog-Digital-Wandlers sollte der Rauschamplitude des analogen Eingangssignals entsprechen. Bei einer feineren Stufung ergibt sich kein Informationsgewinn, während eine gröbere Stufung einen Informationsverlust zur Folge hat.

Aufgabe der Erfindung ist es, eine Anordnung der eingangs genannten Art so auszugestalten, daß der Aufwand für den Analog-Digital-Wandler möglichst gering ist.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß die Digitalwerte jeweils der Quadratwurzel des Detektorausgangssignals proportional sind.

Die Erfindung geht davon aus, daß das Rauschen im Röntgenbild im wesentlichen durch das Quantenrauschen der der absorbierten Röntgenphotonen bestimmt ist. Die mittlere Amplitude entspricht dabei der Wurzel aus der Signalamplitude, die der Zahl der absorbierten Röntgenquanten proportional ist. Das Signal-Rausch-Verhältnis entspricht ebenfalls der Wurzel aus der Signalamplitude. Das Rauschen bezogen auf die jeweilige Signalamplitude nimmt zwar mit steigendem Signal ab, jedoch steigt der Absolutwert des Rauschens an. Da die Quantisierungsstufen aber in gleicher Weise von der Amplitude des Detektorausgangssignals abhängen wie das Rauschen, ist gewährleistet, daß die Quantisierungsstufen gerade so groß sind wie erforderlich, um den gesamten Informationsgehalt zu übertragen, so daß die Quantisierung mit einem Minimum an Binärstellen erfolgen kann.

Der gewünschte nichtlineare Zusammenhang zwischen dem digitalen Abtastwert und dem Detektorausgangssignal läßt sich grundsätzlich dadurch herstellen, daß in dem Analog- Digital-Wandler nichtlineare Quantisierungsstufen vorgesehen werden, so daß das Ausgangssignal des Analog- Digital-Wandlers der Quadratwurzel des Eingangssignals proportional ist. Die handelsüblichen, als integrierte Schaltungen ausgebildeten Analog-Digital-Wandler besitzen jedoch eine lineare Kennlinie. Um auch derartige Analog- Digital-Wandler einsetzen zu können, sieht eine Weiterbildung der Erfindung vor, daß der Analog-Digital-Wandler eine lineare Kennlinie hat und daß zwischen dem Detektor und dem Analog-Digital-Wandler ein Radizierer vorgesehen ist.

Die Bildwiedergabe erfolgt in der Radiographie üblicherweise mit einer logarithmischen Intensitätsskala. Um die erfindungsgemäß quantisierten Digitalwerte in dieser Weise wiedergeben zu können, sieht eine Weiterbildung der Erfindung vor, daß der Bildwiedergabeeinheit ein Glied mit logarithmischer Übertragungskennlinie vorgeschaltet ist.

Die Erfindung wird nachstehend anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 das Blockschaltbild einer erfindungsgemäßen Anordnung und

Fig. 2 die Übertragungskennlinie eines Teils dieser Anordnung.

In Fig. 1 ist mit 1 eine Bildaufzeichnungseinrichtung bezeichnet, die durch einen Fotoleiter, vorzugsweise eine rechteckige Selenplatte, gebildet wird, die sich senkrecht zur Zeichenebene der Fig. 1 erstreckt. Vor einer Röntgenaufnahme wird diese Platte auf ein definiertes Potential aufgeladen und durch die Röntgenaufnahme je nach Intensität der Röntgenstrahlung mehr oder weniger entladen. Die durch die Röntgenaufnahme erzeugte Ladungsverteilung auf der Oberfläche der Selenplatte wird durch eine Detektoranordnung 2 in Form einer Influenzsonde mit zugehörigen Vorverstärker usw. gemessen. Diese beim Auslesen mäanderförmig über die Oberfläche der Selenplatte 1 bewegte Sonde liefert ein Signal, das der Zahl der während der Röntgenaufnahme von dem jeweils ausgelesenen Bildpunkt empfangenen Röntgenquanten zumindest annähernd proportional ist. Dieses Ausgangssignal wird über eine Radizierschaltung 3 einem linearen Analog-Digital-Wandler 4 zugeführt.

Wäre die Radizierschaltung 3 nicht vorhanden, dann müßte der Analog-Digital-Wandler für eine vollständige Informationsübertragung das analoge Signal in Stufen quantisieren, deren Höhe der Rauschamplitude bei dem kleinsten relevanten Signal entspricht. Somit ergibt sich für die Stufenhöhe h

h = c · N _min (1)

Dabei ist c ein Proportionalitätsfaktor und N _min die minimale Zahl der pro Bildpunkt absorbierten Röntgenquanten. Die Zahl n der Quantisierungsstufen, die erforderlich ist, um auch das größte Detektorausgangssignal quantisieren zu können, ist dann

Dabei ist S 2max der Maximalwert des Detektorausgangssignals und N _max die maximale Zahl der bei einer Röntgenaufnahme pro Bildpunkt absorbierten Photonen. Aus den Gleichungen (1) und (2) ergibt sich mit in der Radiographie typischen Parametern (N _max=10 000, N _max/N _min=200) ein Wert n von etwa 1400. Für die binäre Darstellung dieser Stufenzahl sind mindestens 11 Binärstellen erforderlich.

Durch den Einsatz des Radizierers 3 wird die Zahl der Quantisierungsstufen bzw. die Zahl der erforderlichen Binärstellen verringert. Wenn das Ausgangssignal S 2 des Detektors 2, wie in Fig. 2 dargestellt, zeitlich rampenförmig verlaufen würde, dann ergäbe sich für das Ausgangssignal S 3 des Radizierers, das der Quadratwurzel seines Eingangssignals proportional ist, der in Fig. 2 ebenfalls dargestellte Verlauf. Diesen Verlauf hat auch die mittlere Amplitude des im Signal S 2 enthaltenen Rauschanteils. Die lineare Quantisierung des Signals S 3 führt zu dem digitalen Ausgangssignal S 4, das bezogen auf das Detektorausgangssignals S 2 zunächst sehr feine Stufen hat, die mit wachsendem Detektorausgangssignal immer größer werden.

Die mittlere Amplitude der vom Quantenrauschen hervorgerufenen Schwankung dS 2 im Ausgangssignal ist gegeben durch

N ist dabei die Zahl der pro Bildpunkt absorbierten Röntgenquanten. Für N = 1 hat der Ausdruck dS 2/c den Wert 1, der mit zunehmendem N sehr rasch dem Grenzwert 0,5 zustrebt. Wird daher die Stufenhöhe h der Quantisierung so gewählt, daß die Beziehung h/c = 0,5 erfüllt ist, dann ist diese Quantisierung über den gesamten Intensitätsbereich nahezu ideal; nur bei sehr niedrigen, in der Praxis kaum relevanten Intensitäten ist die Quantisierung feiner als erforderlich. Die in diesem Fal zur Quantisierung des Signals erforderliche Zahl von Stufen berechnet sich nach der Gleichung

Mit den oben genannten Parametern ist n = 200. Hierfür reicht ein 8 Bit Analog-Digital-Wandler aus.

Durch die Einführung des Radiziergliedes 3 vor dem Analog-Digital-Wandler 4 wird die zur vollen Übertragung des Informationsgehaltes des Signals erforderliche Zahl der Quantisierungsstufen bzw. die Zahl der Binärstellen, mit denen das quantisierte Signal codiert wird, wesentlich reduziert. Die Übertragungskennlinie des Radizierers, dessen Aufbau beispielsweise in dem Buch von Tietze/Schenk "Halbleiter-Schaltungstechnik" 4. Auflage, Seite 235, beschrieben ist, und die Vorverstärkung der Detektoranordnung 2 müssen dabei lediglich so bemessen sein, daß der Analog-Digital-Wandler durch das maximale Detektorausgangssignal voll ausgesteuert wird.

Nach der Digitalisierung wird das Detektorausgangssignal in einer Einheit 5 auf geeignete Weise weiterverarbeitet, beispielsweise einer Tiefpaßfilterung unterzogen. Zur Darstellung des in dieser Weise verarbeiteten Bildes auf einem Monitor 6 ist ein Analog-Digital-Wandler 7 erforderlich, der das digitale Ausgangssignal der Einheit 5 in geeignete analoge Signale umsetzt. Die Bilddarstellung erfolgt in der Radiographie jedoch üblicherweise auf Basis einer logarithmischen Intensitätsskala. Für eine solche Darstellung muß das Ausgangssignal der Einheit 5 quadriert und logarithmiert werden, so daß die Beziehung gilt

S 8 = a · log (S 5)²=2 a log S 5 (5)

Dabei ist a ein geeigneter Proportionalitätsfaktor, S 5 das Ausgangssignal der Einheit 5 und S 8 das Eingangssignal des linearen Analog-Digital-Wandlers 7. Diese Rechenoperation erfolgt zweckmäßigerweise mit Hilfe einer sogenannten "look-up-table" 8, die zwischen die Einheit S und den Analog-Digital-Wandler 7 geschaltet ist und in der zu jedem Eingangssignal S 5 der gemäß Gleichung (5) zugehörige Wert S 8 gespeichert ist. Das Ausgangssignal des Analog-Digital-Wandlers 7 ist also dann dem Logarithmus des Detektorausgangssignals S 2 proportional, wenn man einmal von Quantisierungsfehlern und den Verarbeitungsschritten in der Recheneinheit 5 absieht.

Vorstehend wurde die Erfindung in Verbindung mit einem Aufzeichnungsträger erläutert, der das Röntgenbild als Ladungsbild speichert. Es können jedoch auch Aufzeichnungsträger verwendet werden, die das Röntgenbild auf andere Weise speichern, beispielsweise mit Hilfe von stimulierbaren Leuchtstoffen. Wesentlich ist nur, daß sich das Detektorausgangssignal zumindest annähernd proportional zur Zahl der Röntgenquanten pro Bildpunkt ändert.

Claims

1. Anordnung für die digitale Radiographie mit einer Bildaufzeichnungseinrichtung, deren physikalische Parameter durch Röntgenstrahlung änderbar sind, mit einer Detektoranordnung, die diese Änderung abtastet und in ein elektrisches Signal umsetzt und mit einem Analog-Digital- Wandler zum Umsetzen der Detektorausgangssignale in Digitalwerte, dadurch gekennzeichnet, daß die Digitalwerte jeweils der Quadratwurzel des Detektorausgangssignals proportional sind.

2. Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Analog-Digital-Wandler eine lineare Kennlinie hat und daß zwischen dem Detektor (2) und dem Analog-Digital-Wandler (4) ein Radizierer (3) vorgesehen ist.

3. Anordnung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das digitale Signal gegebenenfalls nach weiterer Verarbeitung einer Bildwiedergabeeinheit zugeführt wird, dadurch gekennzeichnet, daß der Bildwiedergabeeinheit ein Glied (8) mit logarithmischer Kennlinie vorgeschaltet ist.