DE69630240T2

DE69630240T2 - Genaues Bildsystem mit dünnem und dichtem Szintillator sowie EBCCD

Info

Publication number: DE69630240T2
Application number: DE69630240T
Authority: DE
Inventors: Min Chen; Roudolf S. Chouvalov; Serguei Vasilievich Protvino Moscow Region GOLOVKINE; Skiff Protvino Moscow Region SOKOLOV
Original assignee: SYNCROTRONICS Inc; Syncrotronics Inc Brookline
Current assignee: SYNCROTRONICS Inc; Syncrotronics Inc Brookline
Priority date: 1995-12-04
Filing date: 1996-12-03
Publication date: 2004-08-05
Anticipated expiration: 2016-12-04
Also published as: EP0900392A1; AU1063897A; DE69630240D1; WO1997021114A1; EP0900392B1; ATE251312T1

Description

Hintergrund der Erfindung
Die vorliegende Erfindung betrifft allgemein Präzisionsabbildungssysteme. Insbesondere betrifft die Erfindung Präzisionsabbildungssysteme, die bei niedrigen Strahlungspegeln arbeiten, um ein hochaufgelöstes Bild zu erzeugen.
Bei medizinischen Abbildungssystemen wie etwa der Mammographie sowie vielen anderen Systemen ist die Bildauflösung eine wichtige Systemeigenschaft. Dies trifft insbesondere bei der medizinischen Abbildung zu, wo die Deutlichkeit und die Kontraste in einem Bild direkt die Diagnosemöglichkeit eines Arztes beeinflussen. Das bedeutet, dass die Erfassung von Abnormalitäten um schon schneller und leichter ist, je höher die Auflösung ist. Ebenso arbeiten industrielle Anwendungen wie etwa eine Qualitätskontrolle von Produktkomponenten im Wesentlichen auf die gleiche Weise, und eine fehlende Erfassung von Abnormalitäten kann ähnlich desaströse Folgen haben.
Bilder mit höherer Auflösung können darüber hinaus helfen, Details des Bildes zu unterscheiden und somit wertvolle zusätzliche Informationen liefern. Wenn zum Beispiel das Bild bestimmte fraktale Kanalstrukturen zeigt, dann kann es einem Arzt möglich sein, zu schlussfolgern, dass ein Tumor gutartig ist. Ferner hilft eine genaue Darstellung von Objekten in dem Bild, wie zum Beispiel die Bildgröße, bei der Diagnose. Das heißt, die Beobachtung einer über die Zeit stabilen Tumorgröße nimmt die Angst von Bösartigkeiten, ohne intrusive und invasive Operation.
Häufig verwenden solche medizinisch-diagnostischen Abbildungssysteme Röngtenverstärkerröhren, die im Stand der Technik wohl bekannt sind. Die Bildverstärkerröhre umfasst als eine Komponente einen Szintillator, der ein Röntgenbild, welches die Absorption von Röntgenstrahlen durch die darzustellende Struktur zeigt, in sichtbares Licht umwandelt. Vorrichtungen dieser Art werden zur medizinischen Beobachtung vielfach verwendet. Das sichtbare Licht kann dann auf einem photografischen Film oder einen lichtempfindlichen Detektor, der das Bild elektronisch speichert, zugeführt werden. Der Film kann anschließend, was Zeit kostet, zur direkten Betrachtung entwickelt werden, oder die elektronischen Signale von dem Detektor können verarbeitet und zu einer Elektronenstrahlröhre ("CTR") oder einem photografischen Aufnahmesystem übertragen werden.
1 zeigt einen Szintillator 10 des Standes der Technik, der allgemein durch Abscheiden von Cäsiumjodid mittels Vakuumbedampfung auf ein Substrat 14 gebildet ist. Die Dicke des abgeschiedenen Cäsiumjodids oder strukturierten Cäsiums liegt im allgemeinen im Bereich von 150–500 Mikrometer. Das Cäsiumjodid wird in Form von Nadeln 12 abgeschieden, von denen jede einen Durchmesser von 5–10 Mikrometer hat. Da der Brechungsindex von Cäsiumjodid 1,8 beträgt, erhält man einen faseroptischen Effekt. Dieser Effekt minimiert die laterale Diffusion des Lichts in dem szintillierenden Material. Ein Szintillator dieser Art ist zum Beispiel in dem US-Patent 4 803 366 vom 7. Februar 1989 beschrieben.
Die Auflösung der Bildverstärkerröhre hängt von dem Vermögen der Cäsiumjodidnadeln 12 ab, das Licht genau zu leiten. Das Cäsiumjodid sowie ein weiteres weitverbreitetes Material, Natriumjodid, die als Röntgenstrahlwandler verwendet werden, haben alle eine niedrige detektierbare Quantenausbeute ("DQE") und/oder eine schlechte räumliche Auflösung.
Diese Faktoren können deutlicher in 2 erkannt werden, die die Überstrahlung eines einzelnen abgebildeten Pixels bei der Verwendung dieser herkömmlichen Szintillatoren zeigt. Die vertikale Achse repräsentiert die Intensität des Pixels, und die horizontale Achse repräsentiert die Position relativ zum Zentrum des Pixels bezüglich des Lichts. Ein Fachmann wird erkennen, dass die potentielle Auflösung auf einem lichtempfindlichen Medium wie etwa einem Film oder einer CRT umso geringer ist, je breiter eine bestimmte Funktion des Lichts eines Pixels in dieser Kennlinie erscheint, da dies ein Überstrahlen und ein Potential für Übersprechen zwischen einzelnen Pixeln bedeutet. Jede Kennlinie stellt ein unterschiedliches System des Standes der Technik dar. Kennlinie 20 repräsentiert einen Lanex Fast Screen, Kennlinie 22 repräsentiert eine nicht strukturierte Cäsiumjodid-Kristallschicht von 220 Mikrometer Dicke, Kennlinie 24 repräsentiert eine strukturierte Cäsiumjodid-Schicht von 220 Mikrometer Dicke, Kennlinie 26 repräsentiert einen Lanex Fine Screen, und Kennlinie 28 repräsentiert eine strukturierte Cäsiumjodid-Schicht von 75 Mikrometer Dicke.
Häufig, wie es bei Röntgenstrahlen der Fall ist, hat die zur Erzeugung des Bildes verwendete Strahlung möglicherweise schädigende Auswirkungen auf den Gegenstand des Untersuchung. Vorrichtungen mit einer höheren DQE reduzieren die erforderlichen Strahlendosen pro Betrachtung und erlauben häufigere Betrachtungen zur Beobachtung der Wachstumsrate von Abnormalitäten. Die Dichte von Cäsiumjodid- und Natriumjodidkristallen ist gering, so dass herkömmliche Szintillatoren eine niedrige DQE besitzen, wenn der Szintillator dünn ist. Die DQE kann durch Vergrößerung der Dicke erhöht werden. Dies geschieht jedoch auf Kosten der räumlichen Auflösung.
Bei herkömmlichen Verfahren zur Herstellung von Szintillatoren wie etwa Vakuumaufdampfung oder chemische Abscheidung aus der Dampfphase treten Schwierigkeiten bei der Herstellung von Schichten aus Einkristallen von mehr als einigen Mikrometer Dicke. Dies wiederum wirkt sich negativ auf den Lichtumwandlungswirkungsgrad des Szintillators aus.
Wenn der Szintillator dann Röntgenstrahlen in sichtbares Licht umwandelt, besteht häufig noch das Problem eines ungeeigneten Lichts, um Objekte mit Hilfe eines Detektors in der Bildverstärkerröhre hinreichend und klar in dem Bild aufzulösen. Das Problem tritt bei verschiedenen weiteren Anwendungen wie zum Beispiel bei der endoskopischen oder laparoskopischen Bildgebung und der nicht-medizinischen Abbildung wie etwa der Nachtsichtphotografie auf.
Im Handel erhältliche Systeme der genannten Arten verwenden allgemein als einen Detektor ein ladungsgekoppeltes Schaltungselement ("CCD"), um das bildtragende Licht elektronisch aufzunehmen. Eine solches CCD hat keine Verstärkung und daher einen niedrigen Rauschabstand, so dass eine intensive Bestrahlung mit Licht erforderlich ist. Jedes Pixel in dem CCD wandelt einfallende Photonen in Elektronen-Loch-Paare um. Diese Umwandlung erfolgt mit einem Wirkungsgrad von ungefähr 30%. Hauptsächlich aufgrund des thermischen Rauschens der Ausleseelektronik wird in jedem Pixel ein starkes Rauschen erzeugt, selbst wenn kein Licht einfällt. Dieses Rauschen beträgt typischerweise 100 Elektronen pro Pixel bei einer Auslesefrequenz von 10 MHz. Um einen angemessenen Rauschabstand zu haben, sind daher etwa 2000 Photonen pro Pixel bei einem Standard-CCD bei Raumtemperatur und einem Quantenausbeute von 30% erforderlich.
Eine Lösung dieses Problems ist es gewesen, ein gekühltes CCD zu verwenden, das ein niedrigeres Rauschen aufweist, weil es auf eine niedrige Temperatur gekühlt wird. Doch ist selbst bei dem gekühlten CCD eine große Anzahl von Photonen, ungefähr 400 Photonen, pro Pixel erforderlich, um einen brauchbaren Rauschabstand zu erhalten.
Mit Elektronenstrahlen bestrahlte CCDs erreichen ungefähr die gewünschte Empfindlichkeit, haben jedoch andere Nachteile. Herkömmliche von der Vorderseite mit Elektronenstrahlen bestrahlte CCDs haben einen geringen Strahlungswiderstand, was eine starke Verringerung der Integrationsdosis von ungefähr 10⁶ Photoelektronen pro Pixel zur Folge hat, entsprechend einer Lebensdauer von 50 Sekunden bei einer Beleuchtungsstärke von 10^–2 Lux. Rückseitig abgedünnte EBCCDs sind erhältlich, werden jedoch aufgrund technischer Schwierigkeiten wie etwa das Erreichen einer gleichmäßigen Empfindlichkeit nicht allgemein eingesetzt.
Bei der medizinischen Bildgebung erhält man einen weiteren diagnostischen Vorteil durch eine dreidimensionale Rekonstruktion von Bildern. Eine solche Rekonstruktion, gefolgt von einer Reproduktion auf dem Bildschirm verschiedener Darstellungen von Gewebe wie etwa der Brust, der Dichte (ähnlich wie die verfügbare Darstellung in der Computertomographie) hat große klinische Bedeutung, indem es die Diagnose erleichtert und die Fehlerquote herabsetzt. Herkömmliche Systeme sind jedoch bisher nicht in der Lage, eine exakte räumliche Fixierung des weichen, flexiblen Gewerbes zu erzeugen, welches zu flexibel für eine Fixierung mit Submillimetergenauigkeit ist. Daher decken sich Bildschatten nicht genau genug, um die Rekonstruktion des dreidimensionalen Bildes mit der vollen Auflösung des Detektors zu ermöglichen.
Demzufolge ist es ein Ziel dieser Erfindung, einen Szintillator bereitzustellen, der eine Überstrahlung und ein Pixelüberstrechen vermeidet, um ein hochaufgelöstes Bild zu erzeugen.
Es ist ein weiteres Ziel dieser Erfindung, einen Szintillator mit einer hohen DQE bereitzustellen, ohne räumliche Auflösung einzubüßen.
Es ist noch ein weiteres Ziel dieser Erfindung, einen Szintillator mit hoher Auflösung bereitzustellen, der sowohl zur Anzeige eines Bildes auf einem elektronischen Bildschirm als auch zur Darstellung des Bildes auf einem photografischen Film verwendet werden kann.
Es ist noch ein weiteres Ziel dieser Erfindung, ein CCD bereitzustellen, das bei geringer Lichtintensität arbeitet.
Es ist noch ein weiteres Ziel dieser Erfindung, ein genaues dreidimensionales Bild darzustellen.
Es ist noch ein weiteres Ziel der Erfindung, Verfahren entsprechend der obigen Vorrichtung bereitzustellen.
Diese und weitere Ziele der Erfindung werden verständlich und werden im nachfolgenden aufgezeigt.
KURZFASSUNG
Die vorgenannten und weitere Ziele werden durch die Erfindung entsprechend des Anspruchs 1 erreicht, die ein Abbildungssystem zur Verwendung in gering beleuchteten Umgebungen oder Umgebungen, in denen ein niedriger Pegel einer solchen Strahlung erwünscht ist, bereitstellt. Beispiele solcher Umgebungen sind die Nachtphotografie, die Laparoskopie und die Mammografie.
Im Falle- einer vom sichtbaren Licht verschiedenen Strahlung wird ein Strahlungswandler verwendet, um die Strahlung in sichtbares Licht umzuwandeln. Der Strahlungswandler arbeitet in Verbindung mit einem lichtempfindlichen Medium in einem bildgebenden System. Das bildgebende System ist derart, dass die Strahlung auf eine Struktur projiziert wird, und eine veränderliche Absorption der Strahlung durch die Struktur prägt ein Bild der Strahlung auf die Struktur auf. Der Strahlungswandler wandelt dann die Strahlung und somit das Bild in sichtbares Licht um, welches wiederum von dem lichtempfindlichen Medium gespeichert wird. Der Strahlungswandler umfasst einen Szintillator, üblicherweise ein Film aus CdWO₄, mit dem ein Lichtleiter wie etwa ein faseroptisches Fenster oder ein Lichtleiter, beschichtet ist, um die Strahlung effizient in sichtbares Licht umzuwandeln.
Der Szintillator ist ausgelegt, um einen vorbestimmten Bereich von Wellenlängen einer Strahlung in sichtbares Licht umzuwandeln. Im allgemeinen wird der vorbestimmte Bereich von Wellenlängen dem Bereich von Wellenlängen von Licht entsprechen, der als Röntgenstrahlen bekannt ist, obgleich andere Wellenlängen ebenfalls verwendet werden können.
Der Szintillator ist an dem Lichtleiter angebracht, vorzugsweise mit Hilfe eines Klebstoffes. Um die gewünschten Eigenschaften zu erhalten, wird der Szintillator anschließend auf eine gleichmäßige Dicke präzisionsbearbeitet. Bei Anregung des Szintillators durch die Strahlung wandelt der Szintillator die Strahlung in sichtbares Licht um. Das sichtbare Licht tritt in die lichtleitende Platte ein, die sich in optischer Kommunikation mit dem Szintillator befindet.
Der Lichtleiter liefert einen optischen Kommunikationsweg, über den das sichtbare Licht zu dem lichtempfindlichen Medium transportiert wird.
Das sichtbare Licht wird in einen Signalverstärker geleitet, der als das lichtempfindliche Medium zur Verstärkung des Signals ein mit Elektronenestrahlen bestrahltes ladungsgekoppeltes Bauelement (EBCCD) verwendet. Das EBCCD nimmt das Licht elektronisch auf und übermittelt eine elektronische Darstellung des über das Licht übertragenen Bildes an eine mit dem EBCCD verbundene elektronische Schaltung. Auf diese weise kann das Bild auf einer Standard-Ka todenstrahlröhre ("CRT") oder einer anderen Art von Computeranzeige dargestellt werden, oder es kann direkt auf einem photografischen Medium wie etwa einem photografischen Film oder einem Standard-Röntgenfilm ausgedruckt werden.
Falls eine dreidimensionale Darstellung gewünscht wird, wird ein dem weg der Strahlung zugeordneter Winkel geändert, so dass ein Stereopaar von Bildern erzeugt wird.
Bewegt sich das Objekt in dem Bild, so wird eine solche Bewegung durch Analyse und Synchronisation der Bilder kompensiert.
Gemäß weiteren Aspekten stellt die Erfindung Verfahren gemäß der oben beschriebenen Vorrichtung bereit. Die genannten sowie weitere Aspekte der Erfindung sind ersichtlich aus den Zeichnungen und der nachfolgenden Beschreibung.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Die vorgenannten sowie weitere Ziele dieser Erfindung, deren verschiedene Merkmale sowie die Erfindung selbst kann besser aus der nachfolgenden Beschreibung verstanden werden, wenn sie zusammen mit den beigefügten Zeichnungen gelesen wird, in denen:
1 eine schematische Darstellung eines Szintillators des Standes der Technik zeigt;
2 eine Anzahl von Kennlinien, die eine Lichtintensität bezüglich einer Position eines einzelnen Pixels bei verschiedenen Szintillatoren des Standes der Technik zeigt;
3 ein Blockdiagramm einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung zeigt, bei der der Strahlungswandler der Erfindung mit einem Mammografiesystem verwendet wird;
4 eine schematische Darstellung des Strahlungswandlers der 3 zeigt;
5 eine Kennlinie der Lichtintensität gegenüber der Position eines einzelnen Pixels zeigt, erzeugt von dem Szintillator des Strahlungswandlers der 4;
6 ein Blockdiagramm eines Mammografiesystems zur Erzeugung dreidimensionaler Bilder zeigt;
7 ein Blockdiagramm eines Endoskopiesystems zeigt, welches die Erfindung verwendet;
8 eine schematische Darstellung einer Kamera zeigt, die in dem Endoskopiesystem der 7 verwendet wird;
9 ein Blockdiagramm eines Transmissionsendoskops, das die Kamera der 8 verwendet; und
10A und 10B Bilder vor bzw. nach einer Bildkorrektur gemäß der Erfindung zeigen.
AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG
Obwohl sich die vorliegende Erfindung in einer Vielzahl von elektronischen abbildenden Systemen als nützlich erweist und in einigen unterschiedlichen Formen ausgebildet sein kann, wird sie vorteilhafterweise in Verbindung mit Mammografiesystemen eingesetzt, die Röntgenstrahlung verwenden. Obwohl dies die Form einer bevorzugten Ausführungsform ist und als solche beschrieben ist, sollte diese Ausführungsform als beschreibend und nicht einschränkend betrachtet werden.
3 zeigt ein Mammografiesystem 30 zur Erfassung von Abnormalitäten im Brustgewebe. Das Mammografiesystem 30 umfasst eine Strahlungsquelle 32, die Strahlung 38 aussendet. Bei Betätigung öffnet eine Verschlussklappe 34, so dass die Strahlung 38 durch eine Blendenöffnung 35, die durch Öffnen der Verschlussklappe 34 erzeugt wird, hindurchtreten kann. Die Strahlung dringt dann in das zu untersuchende Objekt, im Falle der Mammografie eine Brust 36, ein. Die Strahlungsquelle 32 strahlt hochenergetische Photonen mit einem vorbestimmten Wellenlängenbereich in die Brust 36. Bei der bevorzugten Ausführungsform sind die hochenergetischen Photonen Röntgenstrahlen mit einer Wellenlänge in dem ungefähren Bereich von 0,01 bis 100 Nanometer. Die Strahlung 38 wird von dem Brustgewebe selektiv absorbiert, wodurch der Strahlung 38 ein Bild aufgeprägt wird, das Strahlungsschatten genannt wird.
Der Strahlungswandler 40 wandelt die Strahlung 38 und somit das damit übertragene Bild in ein bildtragendes sichtbares Licht um. Die Umwandlung erfolgt vorzugsweise derart, dass das durch das bildtragende Licht repräsentierte Bild im Wesentlichen dem durch die Strahlung 38 übertragenen Bild entspricht.
Bei der bevorzugten Ausführungsform wird anschließend das bildtragende Licht in eine Photokathode 42 geleitet und wird auf einem lichtempfindlichen Medium 44 abgebildet. Die Photokathode 42 ist bei der Verwendung eines Intensified Charge-Coupled Device ("ICCD") erforderlich, das bei der bevorzugten Ausführungsform das lichtempfindliche Medium 44 ist. Die Photokathode 42 muss jedoch nicht mit einem herkömmlichen CCD verwendet werden. Darüber hinaus überträgt bei der bevorzugten Ausführungsform die Photokathode 42 Licht in eine Elektronenemission, und daher ist das lichtempfindliche Medium 44 empfindlich gegenüber Photoelektronen, wie es auf diesem Gebiet wohl bekannt ist.
Die Bildverstärkerröhre 42 und das lichtempfindliche Medium 44 sind in einem lichtundurchlässigen Gehäuse 46 aufgenommen, so dass das einzige, auf das lichtempfindliche Medium 44 auftreffende Licht das bildtragende Licht von dem Strahlungswandler 40 ist.
Das lichtempfindliche Medium 44 kann eine beliebige Vorrichtung der in Fachkreisen wohl bekannten Vorrichtungen sein, wie etwa Photodetektoren und ein photografischer Film auf chemischer Basis. Ein Fachmann wird erkennen, dass jeder beliebige Photodetektor bei der Erfindung verwendet werden kann, einschließlich dem allgemein erhältlichen CCD oder ladungsinjizierten Bauelement ("CID"), sowie das erwähnte ICCD. Darüber hinaus kann das von dem bildtragenden Licht übertragende Bild direkt auf einem beliebigen Medium auf chemischer Grundlage wie etwa ein Sofortfilm, 35-Millimeterfilm oder Röntgenfilm abgebildet werden, die alle in Fachkreisen wohl bekannt sind.
Wenn das lichtempfindliche Medium 44 ein Photodetektor ist, wird eine elektronische Darstellung des durch das bildtragende Licht übertragenen Bildes in dem elektronischen Detektor erzeugt und ist auf andere Elektroniken digital übertragbar. Zum Beispiel ist eine elektronische Darstellung zur unmittelbaren Betrachtung digital auf einen Computer übertragbar. Eine solche Betrachtung kann in Echtzeit erreicht werden, so dass Bilder von dem Mammografiesystem 30 im Wesentlichen sofort angezeigt werden können. Darüber hinaus kann der Computer eine digitale Signalverarbeitung an dem Bild, entweder in Echtzeit oder in einem Off-Line-Modus ausführen, wobei die Kriterien der digitalen Signalverarbeitung in der Hand des Arztes oder eines assistierenden Technikers liegen. Auf diese Weise können von dem Arzt kontrastarme Einzelheiten in den Mammografiebildern analysiert werden, und genaue Positionen von Abnormalitäten können für eine spätere Biopsie ermittelt werden, sofern die Notwendigkeit hierfür besteht. Eine Online-Digi talisierung eröffnet zahlreiche Möglichkeiten zur Verbesserung der Bildqualität durch digitale Signalverarbeitung.
Da das Bild digitalisiert ist, kann darüber hinaus das Bild auf einem Computer betrachtet werden, der entweder direkt oder rechnerfern mit dem Mammografiesystem 30 verbunden ist, so dass das Bild unter Verwendung einer in Fachkreisen wohl bekannten Computer-Kommunikationstechnologie in demselben Raum, am anderen Ende der Stadt oder am anderen Ende der Welt betrachtet werden kann.
Strahlungswandler
Um die genannten Ergebnisse zu erreichen muss der Strahlungswandler 40 so hergestellt werden, dass er eine hohe räumliche Auflösung und eine hohe detektierbare Quantenausbeute ("DQE") aufweist. Ferner ergibt eine hohe DQE ein Mammografiesystem 30, das weniger Strahlung zur Erzeugung eines Bildes benötigt, so dass Gesundheitsrisiken für einen Patienten aufgrund eines Strahlenexposition reduziert sind. Die detektierbare Quantenausbeute ist als das Quadrat des Verhältnisses des Rauschabstandes eines realen Detektors zu dem Rauschabstand eines idealen oder perfekten Detektors definiert, d. h.: DQE = [(S/N)out/(S/N)in]2 N = [(S/N)out]2/Nfür N einfallende Photonen.
Bei der bevorzugten Ausführungsform hat der Strahlungswandler 40 eine räumliche Auflösung von ungefähr 33 Mikrometer Halbwertsbreite ("FWHM") der Linienverwaschungsfunktion und eine DQE von ungefähr achtzig Prozent (80%) für 20 KeV Röntgenstrahlen, einer üblichen Übertragungsrate in der Mammografie. Die FWHM ist als Linienbreite bei 50% der Spitzenwahrscheinlichkeit definiert. Daher besteht eine Wahrscheinlichkeit von ungefähr 78%, innerhalb des Bereichs der FWHM zu liegen. Diese Niveaus sind bisher in diesem Bereich nicht möglich gewesen. Die Erfindung erreicht diese Levels, indem der Strahlungswandler 40 auf eine neue Art hergestellt wird.
Mit Bezug auf 4 und weiterer Bezugnahme auf 3, besteht der Strahlungswandler 40 dieser Ausführungsform aus einem Szintillator 50, der an einer faseroptischen Platte 52 angebracht ist. Der Szintillator 50 ist eine Substanz, die leuchtet, wenn sie von hochenergetischen Teilchen oder hochenergetischer Strahlung getroffen wird. Bei der Herstellung des Strahlungswandlers 40 wird der Szintillator 50 auf eine im wesentlichen ebene faseroptische Platte 52 geklebt, die aus Millionen von winzigen zusammengeklebten Fasern besteht.
Die Fasern sind in der Größenordnung von 5–10 Mikrometer im Durchmesser und wirken derart, dass sie das Licht zur Photokathode 42 leiten. Jede der winzigen Fasern überträgt Licht für ein Pixel oder für einen Teil eines Pixels in dem Bild. Lichtleitfasern sind unempfindlich gegenüber elektromagnetischen Störungen (von Blitzen, nahen Elektromotoren und ähnlichen Quellen) und gegenüber Übersprechen von benachbarten Fasern, und bewahren somit ein schärferes Bild während der Übertragung zu dem lichtempfindlichen Medium 44.
Der Szintillator 50 ist erheblich schwerer als herkömmliche Szintillatoren, jedoch mit einer im Wesentlichen äquivalenten Lichtausbeute und ist daher ein sehr viel effizienterer Umwandler von Strahlung. Darüber hinaus ist der Szintillator 50 dünner ausgebildet als andere Szintillatoren des Standes der Technik und weist dabei eine bessere räumliche Auflösung und eine höhere DQE auf. Aufgrund einer Dichte von wenigstens 6 Gramm pro Kubikzentimeter ist der Szintillator 50 schwerer. Die Dichte verbessert die Möglichkeit, den Szintillator präzise auf die gewünschte Dicke zu bearbeiten und eine hohe DQE zu haben, bei einem Szintillator, der ausreichend dünn ist, um eine ausgezeichnete räumliche Auflösung zu haben. Bei der bevorzugten Ausführungsform hat der Szintillator 50 eine Dichte von 8 g/cm³ und besteht aus Cadmium-Wolfram-Oxid (CdWO₄) oder Lutetium-Oxyorthosilikat (Lu₂SiO₅). Diese Auswahl der Materialien erhöht die DQE und die räumliche Auslösung von digitalen Echtzeit-Bildgebungsvorrichtungen. Ein Fachmann wird erkennen, dass die oben beschriebenen Verbindungen durch zahlreiche weitere Verbindungen ersetzt werden können, ohne der Erfindung zu schaden. Jedoch weist die Verbindung vorzugsweise eine ausreichend Dichte auf und erzeugt eine hohe Lichtausbeute, um Strahlung in sichtbares Licht (300 bis 700 nm) umzuwandeln, ist strahlungsresistent und hat einen Brechungsindex, der nicht viel höher als der von Lichtleitfasern ist.
Sobald der Szintillator 50 angebracht ist, wird der Strahlungswandler 40 präzisionsbearbeitet, um die Dicke des Szintillators 50 zu verringern, ungefähr 50 Mikrometer bei der bevorzugten Ausführungsform. Die Dicke des Szintillators 50 wird in der Entwicklungsphase durch Abwägen der DQE gegenüber der räumlichen Auflösung bestimmt.
5 ist ein Kennlinie der Intensität als Funktion des Ortes für ein einzelnes Pixel bei Verwendung des Szintillators der Erfindung. Das Schaubild verwendet zu Vergleichszwecken die gleichen Achsen wie die, die zu 2 beschrieben sind.
Bei alternativen Ausführungsformen ist der Szintillator 50 ausgelgt, um andere Strahlungsarten umzuwandeln. Bei einer Ausführungsform wandelt der Szintillator 50 ultraviolettes Licht um. Bei dieser Ausführungsform ist der Szintillator 50 eine dünne, ungefähr 500 Nanometer dicke Schicht aus einem Material wie zum Beispiel p-Terphenyl oder Natriumsalicylat, das phosphoresziert, wenn es ultraviolettem Licht ausgesetzt wird. Das ultraviolette Licht wird somit in sichtbares Licht umgewandelt, das wie zuvor beschrieben mit Hilfe der faseroptischen Platte 52 zu dem lichtempfindlichen Medium 44 geleitet wird. Eine mögliche Anwendung dieses Systems ist eine ultraviolette Abbildung des Nachthimmels, um neue Sterne zu entdecken.
Eine weitere Ausführungsform des Szintillators 50 wandelt infrarotes Licht um. Bei dieser Ausführungsform ist der Szintillator 50 eine dünne Schicht aus Galliumarsenid, die phosphoresziert, wenn sie infrarotem Licht ausgesetzt wird. Das infrarote Licht wird somit in sichtbares Licht umgewandelt, das in Elektronen umgewandelt und wie zuvor beschrieben zu dem lichtempfindlichen Medium 44 übertragen wird. Zusätzlich ist die Photokathode in eine Gallium-Arsenid-Photokathode geändert, um Photonen in Photoelektronen umzuwandeln. Anwendungen für dieses System umfassen eine Verwendung in einer Nachtsichtkamera oder in Nachtsichtschutzbrillen.
Dreidimensionale Abbildung
Bei einer weiteren Ausführungsform eines Mammografiesystems 60, wie es in 6 gezeigt ist, können hochaufgelöste Stereo-Röntgenbilder und Stereopaare von dreidimensionalen ("3D") Mammografien erzeugt werden. Die digitale Mammografie besitzt die Fähigkeit, 3D-Rekonstruktionen von Bildern zu erzeugen.
Die Rekonstruktion, die eine im Wesentlichen passende Projektion eines weichen Organs wie etwa einer Brust 36 liefert, wird durchgeführt, indem die Strahlungsquelle 62 elektronisch, ohne irgendeine mechanische Veränderung der Fixierung der Brust 36 oder des lichtempfindlichen Mediums 44, bewegt. Eine elektronische Verschiebung wird verwendet, um die Strahlungsquelle 62 so zu verschieben, dass die Brust 36 nahezu keine Zeit hat, ihre Form und Position zu ändern, unabhängig davon, ob sie fest fixiert ist. Bei der bevorzugten Ausführungsform wird alle Millisekunde eine Aufnahme gemacht, so dass jeweils zwei Bildern nicht aufgrund eines Fixierungsfehlers fehlangepasst sind.
Die elektronische Verschiebung der Strahlungsquelle 62 erfordert entweder die Verwendung von zwei oder mehreren schaltbaren Strahlenkanonen oder, wie es bei der bevorzugten Ausführungsform der Fall ist, eine einzige Strahlenkanone 64 mit einer Mehrzahl von Targets 66, 68 und einem Ablenksystem 70, das den Strahlungsstrahl 72 von dem ersten Target 66 zu dem zweiten Target 68 umschaltet. Eine Ablenkung wird dann erreicht, indem ein äußeres, entweder ein magnetisches oder ein elektrisches, Feld angelegt wird, um den Strahlungsstrahl zwischen den Targets 66, 68 zurückzustellen. Im allgemeinen ist der Abstand zwischen den Targets 66, 68 in der Größenordnung von 1 cm, obgleich ein Fachmann erkennen wird, dass zahlreiche Konfigurationen möglich sind. Bei der bevorzugten Ausführungsform wird der Strahlungsstrahl 72 innerhalb weniger als 3 Millisekunden in einer Art und Weise elektromagnetisch von dem ersten Target 66 zu dem zweiten Target 68 um etwa 1 cm verschoben, die ähnlich der einer CRT ist. Solch eine schnelle Verschiebung des Strahlungsstrahls 72 macht es erforderlich, dass die Strahlungsquelle 62 wenigstens zwei Targets 66, 68 und ein Ablenksystem 70 umfasst.
Wie schon bemerkt, kann die Strahlungsquelle 62 eine Mehrzahl von schaltbaren Kathoden oder ein Paar von X,Y-Deflektoren umfassen. Anstatt jedoch zwei Sinus-Oszillatoren mit einer relativen Phasenverschiebung von 90° zu verwenden, die den Elektronenstrahl entlang einer Kreisbahn bewegen, wird eine stufenweise Approximation verwendet. Unter der Annahme, dass die Stufendauer T Sekunden beträgt, wird der Elektronenstrahl während T in einer Position X(i), Y(i) bleiben, und während des nächsten Schrittes --- in einer Position X(i + 1), Y(i + 1). Eine Stufenfunktion wird von einem speziell programmierbaren Funktionengenerator erzeugt und anschließend von einem Leistungstreiber auf einige hundert Volt wie in Oszilloskopen verstärkt, wie es in Fachkreisen wohl bekannt ist. Es sind eine beliebige Anzahl von Anoden vorhanden. Wenn die Stufenfunktion mit dem Detektor synchronisiert ist, kann jeder Schnitt gewonnen werden.
Bei jeder der oben beschriebenen Konfigurationen von Strahlungsquellen werden zwei Strahlungsschatten 74, 76 erzeugt. Der erste Strahlungsschatten wird auf den Strahlungswandler 40 projiziert und in sichtbares Licht umgewandelt. Das sichtbare Licht trifft anschließend auf einen Detektor 77, der eine elektronische Darstellung des Bildes in dem sichtbaren Licht erzeugt. Ein Fachmann wird erkennen, dass dann, wenn der Detektor ein ICCD ist, Elektronen-Loch-Paare auf den Detektor 77 auftreffen würden, und eine (nicht gezeigte) Photokathode würde das sichtbare Licht in die Elektronen-Loch-Paare umwandeln. Die elektronische Darstellung ist dann auf einen Computer 78 übertragbar, der angepasst ist, um das Bild anzuzeigen. Ebenso wird der zweite Strahlungsschatten umgewandelt und zu dem Computer 78 übertragen. Folglich werden die zwei Strahlungsschatten 74, 76 ein Stereopaar, wobei jedes einen unterschiedlichen Winkel des Bildes darstellt. Das Stereopaar wird anschließend von Hand auf den Abstand zwischen menschlichen Augen eingestellt, um ein 3D-Bild zu erzeugen.
Menschliche Augen können auf einem Stereobild die Beschaffenheit von Objekten besser erkennen und mehr Einzelheiten unterscheiden als auf einem flachen Bild. Insbesondere behindern die zahlreichen Schatten von faserigem Gewebe in den Brustdrüsen die Beobachtung von geringkontrastigen Ausbildungen zwar in flachen Bildern, jedoch nicht notwendigerweise in Stereobildern. Ferner, wenn ein Arzt, der 3D-Bilder betrachtet, etwas klinisch Interessantes in dem Bild bemerkt, kann das Stereopaar auf einem Computer weiterverarbeitet werden, und eine dreidimensionale Verteilung der Organdichte kann rekonstruiert werden.
Ferner, mit zunehmender Anzahl von Aufnahmen aus unterschiedlichen Blickwinkeln kann ein Arzt Strukturen innerhalb des Organs von unterschiedlichen Blickwinkeln sehen. Da die Erzeugung des Bildschirmbildes auf dem Computer 78 während eines Bruchteils einer Sekunde gemacht werden kann, kann die Auswahl des nächsten Blickwinkels interaktiv vorgenommen werden, je nachdem, was schon betrachtet wurde. Darüber hinaus liefern diese neuen Winkel zusätzliche Daten, so dass der Computer 78 genauer die Strukturen modellieren und drehbare Bilder erzeugen kann, so dass der Arzt mit zahlreichen Ansichtsoptionen versorgt wird.
Die Strahlungsquelle 62 zur 3D-Abbildung ist so ausgelegt, dass sie zwei bemerkenswerte Unterschiede bezüglich einer typischen Strahlungsquelle aufweist.
Erstens sind herkömmliche Strahlungsquellen gewöhnlich hergestellt, um im Wesentlichen parallele (schwach divergente) Strahlen zu erzeugen, so dass die Strahlungsquelle weit von dem Objekt angeordnet und sowohl bezüglich der Position als auch bezüglich den Winkelakzeptanzen kollimiert wird. Im Gegensatz dazu liefert die Strahlungsquelle 62 der Erfindung divergente Strahlen und kann daher nahe an dem Objekt angeordnet werden und benötigt keine Kollimation des Öffnungswinkels. Daher benötigt die Strahlungsquelle 62 eine geringere Leistung und eine kleinere Sicherheitsabschirmung, und der von dem Strahlungsstrahl 72 erzeugte Strahlpunkt ist kleiner, wodurch die Bildauflösung verbessert ist. Darüber hinaus ist die Strahlungsquelle, die eine divergente Strahlung verwendet, leichter herzustellen, als eine Strahlungsquelle, die streng kollimatische Strahlen erfordert.
Zweitens, um mathematisch-tomografische Schnitte und/oder Stereoansichten von einer Mehrzahl von Photos zu erzeugen, die in kollimierten Strahlen erzeugt wurden, wie es im Stand der Technik gemacht wird, ist eine äußerst schwierige 1 : 1-Rekonstruktion erforderlich. Wenn hingegen divergente Strahlen verwendet werden, bilden zwei von zwei Quellenpositionen aufgenommene Bilder ein Stereopaar ohne jede mathematische Verarbeitung. In den meisten Fällen kann das Stereopaar statt tomographischer Schnitte verwendet werden. In solchen Fällen muss eine Computerverarbeitung u. U. nur erforderlich sein, um die Skalierung zu ändern, Hintergrund abzuziehen, den Kontrast zu verbessern oder eine andere Bildverarbeitung auszuführen. Interaktivität ist auf diese Weise ebenfalls möglich. Wenn zum Beispiel eine kleine Kalzifikation beobachtet und mit einer Zeigevorrichtung des Computers markiert wird, ermittelt der Computer die exakten Koordinaten des Kalzifikationskorns im Raum.
Bei einer weiteren Ausführungsform wird der Strahlungsstrahl 72 kontinuierlich abgelenkt, wodurch Dutzende von unterschiedlichen Bildschatten erzeugt werden, die von dem Detektor 44 registriert werden. Dies erzeugt Bilder, die von einem Arzt auf verschiedene Niveaus bzw. Tiefen innerhalb der Brust 36 interaktiv "fokussiert" werden können. Sei zum Beispiel N die Anzahl der Bildschatten, die von dem Detektor registriert werden, wobei jeder Bildschatten von einer unterschiedlichen Position des Strahlungsstrahls 72 herrührt. Es sei angenommen, dass das beobachtete Objekt eine kleine Abnormalität wie etwa eine kleine kornartige Kalzifikation enthält. Die Position des durch die Abnormalität auf jedem Bildschatten erzeugte Schattens wird unterschiedlich sein. Die relative Verschiebung der Schattenpositionen auf unterschiedlichen Bildschatten ist proportional zu der Entfernung von der Abnormalität zu dem Detektor 77 und kann von den bekannten Positionen der Strahlenkanone 64 und einer angenommenen Entfernung L der Abnormalität von dem Detektor berechnet werden.
Um eine Gesamtschattendichte zu berechnen werden die Schattenbilder so verschoben, dass der Bildschatten der Abnormalität auf allen Bildern denselben Platz einnehmen. Die Signale (Schattendichten) von allen N Bildern werden anschlieflend summiert. Die Schattendichte von dieser Abnormalität und die Signale von allen weiteren Einzelheiten des Objekts, die sich in dem gleichen Abstand L von dem Detektor 77 befinden wie die gegebene Abnormalität, summieren sich und sind N-mal stärker. Jedoch werden die Schatten von den Einzelheiten, die sich näher an dem Detektor befinden oder weiter von dem Detektor 77 befinden auf unterschiedlichen Bildern verlagert, und die Summation der Signale wird diese Einzelheiten nicht verstärken. Daher werden diese Einzelheiten auf dem summierten Bild in N Kopien erscheinen, wobei jede Kopie N-mal schwächer als die Signale von Einzelheiten ist, die in dem Abstand L angeordnet sind. Liegt N in dem Bereich von 20–40 oder mehr, so sind die Bilder der Einzelheiten des Objekts, die nicht bei dem Abstand L angeordnet sind, praktisch unsichtbar und erzeugen einen verschwommenen Hintergrund. Das Summenbild ist jedoch deutlich. Das Gesamtbild ist dann, analog zu dem sichtbaren Bild, mit einem kurzbrennweitigen Mikroskop sichtbar: Nur die Einzelheiten, die in der Brennebene liegen, sind scharf und sichtbar, die Einzelheiten, die ein etwas näher oder weiter weg angeordnet sind, sind verschwommen. Ein Mehrfachbild aus zueinander leicht verschobenen Punktquellen ermöglicht somit eine Rekonstruktion eines beliebigen Schnitts des Objekts parallel zu dem Detektor Fenster.
Bei gewöhnlichen Tomografien erfordert eine Rekonstruktion einen beträchtlichen Rechenaufwand und ist zeitintensiv. Bei der Erfindung ist, wie beschrieben, die Rekonstruktion auf sehr einfache mathematische Operationen beschränkt: Verschiebungen der Bilder als ganzes und Summation von Signalen. Die Rekonstruktion kann dann in Echtzeit und interaktiv durchgeführt werden, indem durch Drücken ei ner Taste auf der Tastatur oder Bewegen der Maus wahlweise eine Position der Brennebene des Schnitts vorgenommen wird.
Ferner, da dieses System zwischen Vordergrund und Hintergrund differenziert, kann der Hintergrund leicht von dem Bild subtrahiert werden, oder ein neuer Hintergrund, z. B. ein Koordinatenkreuz, kann eingefügt werden, um die Deutlichkeit zu erhöhen.
Bei der Herstellung der Strahlungsquelle der bevorzugten Ausführungsform beträgt die Größe des Flecks auf dem Target 66, 68 in der Strahlungsquelle 62, wo die schnellen Elektronen gestoppt werden und die Gammas erzeugt werden, vorzugsweise weniger als 50 Mikrometer. Andernfalls wird das Bild auf dem Detektor 77 verschmiert. Das Target 66, 68 sollte sehr viel größer sein als der Strahlungsstrahl 72, vorzugsweise 2 cm oder mehr.
Der Detektor
Wie zuvor erwähnt, kann das lichtempfindliche Medium ein elektronischer Detektor sein. Bei der bevorzugten Ausführungsform ist der elektronische Detektor auf Anwendungen mit wenig Licht optimiert, so dass eine geringere Bestrahlung erforderlich ist, um ein Bild zu erzeugen. Ein solcher Detektor ist in Fachkreisen als Intensified Charge-Coupled Device ("ICCD") bekannt. Ein ICCD hat eine sehr feine Pixelgröße, mit einer ausgezeichneten räumlichen Auflösung sowie einen hohen Rauschabstand bei geringen Lichtstärken.
Electron Bombarded Charge-Coupled Devices ("EBCCD") und Imaging Charge-Coupled Devices ("IICCD") sind beides IC-CD's, die um viele Größenordnungen empfindlicher sind als die auf dem Gebiet gegenwärtig verwendeten CCD's. Sie finden insbesondere bei medizinischen Systemen Anwendung, bei denen eine Beleuchtung des abzubildenden Objekts schwierig ist. Beispiele solcher Systeme sind die Endoskopie und die Laparoskopie. Obgleich diese als bevorzugte Ausführungsform beschrieben sind, ist diese Anmeldung als beschreibend und nicht einschränkend zu betrachten.
Die Verwendung von dünneren Endoskopen, z. B. mit einem Durchmesser von 1 mm, haben einen eindeutigen Vorteil, indem sie eine kleiner Öffnung in dem Körper des Patienten erfordert und somit weniger schmerzhaft für den Patienten während der Operation ist und den Heilungsprozess beschleunigt. Herkömmliche Endoskope haben einen Durchmesser von 5 oder 10 mm aufgrund der hohen Lichtanforderungen herkömmlicher CCDs.
Unter Bezugnahme auf 7, ist ein Endoskop 80 gezeigt, das eine Faserbündel 82 aufweist, das in den Körper eines Patienten eingeführt wird, um ein Objekt 84, zum Beispiel ein Organ, zu betrachten. Ein erster Satz von Fasern 86 überträgt Licht von einer Lichtquelle 90 in den Körper, um das Objekt 85 zu beleuchten. Die Lichtquelle 90 ist typischerweise eine Xenonlampe mit einer Leistung von 200–300 Watt.
Eine Objektivlinse 92 vor einem zweiten Satz von Fasern 88 sammelt ein von dem Objekt 84 in dem Körper reflektiertes Licht, und der zweite Satz von Fasern 88 überträgt dann das Licht zu einer Kamera 94. Das Licht wird in ein EBCCD 96 übertragen, das das Licht in ein elektronisches Signal umwandelt.
Typischerweise tritt, wenn der Durchmesser des Faserbündels um einen Faktor von zehn verringert ist, wie es bei dieser Ausführungsform im Vergleich zu herkömmlichen Endoskopen der Fall ist, ein Verlust von Photonen in der Größenordnung eines Faktors von ungefähr 100000 der Intensität der resultierenden Bilder auf. Das EBCCD 96, das in der Erfindung verwendet wird, kompensiert den Lichtverlust dadurch, dass es um einen Faktor von ungefähr 1000 empfindli cher ist als herkömmliche CCD-Kameras. Daher kann das Endoskop 80 der Erfindung für die gleiche Qualität der Bildintensität einen um einen Faktor von ungefähr zehn kleineren Durchmesser haben oder eine um einen Faktor von 100 kleinere Fläche haben.
Im Vergleich dazu hat die bei der vorliegenden Erfindung verwendete EBCCD-Vorrichung einen Linearitätsbereich von 10⁴ und eine Auflösung von ungefähr 20 Mikrometer FWHM, die von einem elektrostatischen Feld fokussiert und auf 3 bis 15 KeV beschleunigt werden.
Das EBCCD 96 verwendet eine in einer Vakuumröhre 100 eingebaute Photokathode 102, um ein optisches Bild des Objekts 84 in Elektronen umzuwandeln. Ein Detektor 98 empfängt anschließend die Elektronen von der Photokathode 102, um ein elektronisches Bild von dem Objekt 84 zu erzeugen. Die von dem zweiten Satz von Fasern 88 übertragenen Photonen werden von der Photokathode 102 des EBCCD 100 mit einem Quantenausbeute von ungefähr 10% in Photoelektronen umgewandelt. Jedes Photoelektron wird auf etwa 3–15 KeV beschleunigt, um den Detektor 98 durch ein (nicht gezeigtes) elektronisches Linsensystem zu bombardieren. Durch das Bombardement werden in dem Detektor 98 Tausende von Sekundärelektronen erzeugt. Diese Erzeugung von Sekundärelektronen findet auf einer sehr kleinen Fläche statt, so dass eine hohe Verstärkung in dem EBCCS 96 erzeugt wird. Durch diese Verstärkung kann das EBCCD 96 ein einzelnes Elektron erfassen. Das EBCCD 96 hat somit einen Gesamteinzelelektronenwirkungsgrad von etwa 10% oder mehr, was das EBCCD 96 um einige Größenordnungen empfindlicher als herkömmliche CCDs macht.
Darüber hinaus bewahrt das EBCCD 96 ein klares Bild mit einer Auflösung von ungefähr 20 μm bei einer Beleuchtungsstärke von 10^–4 Lux. Dadurch, dass eine so hohe Auflösung bei einem so niedrigen Lichtpegel erreicht wird, kann das Faserbündel 82 sehr klein sein, so dass die Intrusivität des Endoskops 80 verringert wird.
Aufbau des EBCCD mit elektrostatischer Fokussierung
Unter Bezugnahme jetzt auf 8, ist eine bevorzugte Ausführungsform der Kamera 94 gezeigt. Die Kamera 104 ist mit einer Strahlung 110 gezeigt, die in den Strahlungswandler 40 eintritt. Wie zuvor beschrieben, umfasst der Strahlungswandler 40 einen Szintillator 40, der die Strahlung 110 in sichtbares Licht umwandelt. Das sichtbare Licht wird anschließend durch die faseroptische Platte 52 in das lichtundurchlässige Gehäuse 46 geleitet.
Eine innere Oberfläche der faseroptischen Platte 52 ist mit einer Photokathode 102 beschichtet, die das sichtbare Licht in Elektronen 116 umwandelt. Die Elektronen 116 werden anschließend mittels eines durch Elektroden 112 und eine Anode 114 erzeugten elektrischen Feldes beschleunigt. Die beschleunigten Elektronen 116 treffen dann auf das EBCCD 96 auf, wo sie Sekundärelektronen erzeugen, wodurch sie das durch die Strahlung 110 transportierte Bild verstärken. Das EBCCD 96 ist ein Megapixel-EBCCD 96 mit einer Verstärkung von ungefähr G = 4000 bei einer Röhrenspannung von 15 keV. Das EBCCD 96 hat eine räumliche Auflösung von ungefähr 20 μm bei einer Beleuchtungsstärke von 10^–4 Lux. Darüber hinaus weist das EBCCD 96 aufgrund geringer Verstärkungsfluktuation ein vergleichsweise besseres Amplitudenspektrum und eine Lebensdauer von mehr als 2000 Stunden bei einer Beleuchtungsstärke von 10^–2 Lux auf, während es eine stabile Verstärkung über die Lebensdauer der Kamera 94 hat.
Die Elektroden 112 werden auch dazu verwendet, ein elektrisches Feld zu erzeugen, um dynamisch eine Verkleinerung des Detektors zu wählen, um ein Bereich des abzubildenden Objekts zu steuern bzw. zu beeinflussen. Bei der be vorzugten Ausführungsform kann die Verkleinerung bis auf 5 eingestellt werden. Somit wird durch Einstellen des elektrischen Feldes eine Verkleinerung erreicht, durch die ein 1 × 1 cm² großer Detektor ein Bild eines 5 × 5 cm² großen Objekts abbilden kann.
Das EBCCD 96 der bevorzugten Ausführungsform hat 1024 × 1024 Pixel mit einer Pixelgröße von 13,1 × 13,1 μm² und einer empfindlichen Fläche von 13,4 × 13,4 mm² mit einer Verkleinerung um 5. Das EBCCD 96 wird dreiphasig, d. h. mit drei Elektroden pro Pixel, hergestellt. Drei Schichten einer Polysilizium-Gate-Technologie unter Verwendung von zwei Schichten von Gate-Dielektrik (SiO₂ + SiO₂ + Si₂N₄) werden ebenfalls verwendet. Das EBCCD 96 weist eine n-leitende Struktur mit vergrabenem Kanal, und das p-leitende Silizium hat einen spezifischen Widerstand von ungefähr 4–20 Ω/cm.
Der bildgebende Teil des Detektors 98 umfasst eine aktive Fläche, die in zwei Bereiche mit 512 Reihen × 1024 Spalten unterteilt ist, sie unabhängig voneinander nach oben und nach unten in Richtung geeigneter Ausgaberegister verschoben werden können. Eine unabhängige Kontrolle über die parallele Taktung von jedem dieser Bereiche ist so vorgesehen, dass die Ladung in unterschiedlichen Bereichen in entgegengesetzte Richtungen verschoben werden kann. Die Ausgangsverstärker sind MOSFETs mit vergrabenem Kanal, die mit fließenden Auslese- bzw. Diffusionsknoten (engl: "floating diffusion node") verbunden sind, wo die Signalladung abgegeben wird.
Das EBCCD 96 enthält Multi-Pinned Phase (MPP) Technologie, um den Dunkelstrom zu reduzieren. Das EBCCD 96 wird chemisch in einer das Silizium isotrop ätzenden Lösung in einem Rotationsscheibensystem geätzt, um eine über den gesamten Detektor gleichmäßige detektierbare Ausbeute zu erhalten. Vorzugsweise wird eine hydrodynamische Rotation verwendet, um gedünnte EBCCD-Substrate mit einer Dicke von 8 μm und einer Unebenmäßigkeit von weniger als 10% über den gesamten Bildbereich zu erhalten.
Um eine hohe Verstärkung zu erhalten und Rekombinationen zu verringern, wird in der Nähe der rückwärtigen Oberfläche des gedünnten Detektors 98 ein stabiles elektrisches Feld von weniger als 5 kV/cm erzeugt.
Nach dem Abdünnprozess wird durch Innenimplantation unter Verwendung einer Ausheiltechnik und einer chemischen Oberflächenbehandlung eine flache p+ – Schicht gebildet. Tieftemperarturausheilen wird bei dem bevorzugten Verfahren aufgrund seines Vermögens verwendet, eine gute Bildgleichmäßigkeit und einen niedrigen Dunkelstrom zu erzeugen.
Anschließend wird eine stabile "tote Schicht" mit einer Tiefe von weniger als 1000% erzeugt, indem eine Implantationsdosis und -Energie gewählt wird, die mit den hohen Werten der inneren elektrischen Felder von p⁺-p-Hoch-Niedrig-Übergängen und mit der wenig effizienten Oberflächenrekombinationsrate der p⁺-Oberfläche arbeiten.
Die Kombination all dieser Technologien ergibt einen stabilen und gleichmäßigen Detektor für Elektronen oberhalb von einigen keV.
Nach diesen Prozessen wird der Detektor 98 in ein (nicht gezeigtes) Metall-Keramik-Gehäuse eingebaut und elektrische Verbindungen werden hergestellt.
Die Vakuumröhre 100 wird anschließend um das Metallgehäuse montiert. Die Vakuumröhre 100 hat eine Verstärkung, die wahlweise von 0,62 bis 1,3 veränderbar ist. Eine Multialkali-Photokathode 102 mit einem Durchmesser von ungefähr 40 mm ist auf dem Eingangs-Faseroptikfenster abgeschieden, das das Ende des zweiten Satzes von Fasern 88 darstellt. Vorzugsweise beträgt die durchschnittliche Quantenausbeute der Photokathode 102 10% bei 500 mm oder besser. Bei der bevorzugten Ausführungsform beträgt die maximale Spannung an der Photokathode 102 20 kV.
Das EBCCD 96. wird unter Verwendung eines Vakuumflansches durch Laserschweißen montiert. Die Vakuumröhre 100 wird dann bei einer Temperatur von weniger als 350°C geheizt. Danach wird die Photokathode 102 auf der faseroptischen Platte 52 erzeugt.
Transmissions-Endoskopie
Eine weitere Anwendung der Erfindung liegt in der Verwendung als ein Transmissions-Endoskop 120, wie es in 9 gezeigt ist. Da ein EBCCD extrem lichtempfindlich ist, kann eine Lichtquelle 90 auf einer ersten Seite eines Objekts 84 und die Kamera 94 auf einer zweiten, der ersten Seite gegenüberliegenden Seite des Objekts 84 angeordnet sein. Das Licht von der Lichtquelle 90 kann das Objekt 84 direkt beleuchten oder kann mit Hilfe von Transmissionsfasern 122 auf das Objekt 84 übertragen werden, je nachdem, wo das Objekt 84 angeordnet ist. Ein Licht, das das Objekt 84 durchdringt, wird von den Empfangsfasern 124 gesammelt und zu der Kamera 94 übertragen. Wie zuvor beschrieben, wird das Bild dann angezeigt oder aufgenommen.
Bewegungskorrektur
Bei den bisher erwähnten medizinischen Systemen wird eine Objektbewegung durch Abbilden mit Geschwindigkeiten größer als die Geschwindigkeit der Objektbewegung korrigiert. Darüber hinaus wird eine Farbabbildung im allgemeinen nicht verwendet, so dass keine Notwendigkeit besteht, einzelne Pixel zu registrieren. Bei anderen Anwendungen der Erfindung wie der Photografie bei wenig Licht werden jedoch sich schnell bewegende Objekte und eine Farbregistrierung eines bewegenden Objekts zu einem großen Problem.
Um eine Farbregistrierung eines bewegenden Objekts zu erreichen und dabei jede durch die Bewegung verursachte Unschärfe zu beseitigen, verwendet die Erfindung entweder drei Photodetektoren, um die Bilder jeder Farbkomponente gleichzeitig zu empfangen, oder nur einen Photodetektor mit einigen rotierenden Farbfiltern, um die Information der Farbkomponenten in einigen aufeinanderfolgenden Zeitrahmen zu empfangen. Das letztere Verfahren ist auf dem Fachgebiet allgemein als Zeitverzögerungsintegration (engl: "time delay integration") bekannt. Die Zeitrahmen sind durch ein Zeitintervall von ungefähr 0,01 Sekunden zwischen aufeinanderfolgenden Rahmen getrennt. Das Problem kann algebraisch wie folgt ausgedrückt werden. Sei R_ph G_ph B_ph die durchschnittliche Anzahl von Photonen pro Pixel, die pro Pixel durch das rote, das grüne bzw. das blaue Filter hindurchtreten. Die durchschnittliche Anzahl von Photoelektronen für die rote, die grüne bzw. die blaue Komponente beträgt: NR = Rph·QE(λ)·t, NG = Gph·QE(λ)·t, NB = Bph·QE(λ)·twobei QE(λ) die Quantenausbeute des Photosensors und t der Farbfilter-Transmissionsgrad ist. Die Anzahl der Photoelektronen in unterschiedlichen Pixeln schwankt gemäß der Poisson-Statistik. Rauschen verursacht durch den Detektor und die Elektronik kommt bei jedem Pixel hinzu, mit einer Fluktuatuion, die als Gauss'sch angesehen wird.
Wenn sich jedoch das Objekt bezüglich der Belichtungszeit der Kamera zu schnell bewegt, erhöht sich die Standardabweichung der Fluktuation äußerst starkt, was ein verschwommenes Bild zur Folge hat.
Drei Photosensoren
Falls drei Photosensoren verwendet, sind alle drei Farbkomponenten, rot, grün und blau, gleichzeitig verfüg bar. Ein einziger Strahl bildtragenden Lichts tritt in eine Kamera und wird von dichroitischen Spiegeln aufgespalten, um Farbkomponenten des Lichts zu einzelnen Photosensoren zu senden. Die Bildaufnahmezeit hängt in erster Linie von der Belichtungszeit der Photosensoren ab.
Ein Photosensor mit vier rotierenden Farbfiltern
Wenn eine sehr begrenzte Lichtmenge zur Verfügung steht und/oder wenn nur ein Photosensor zur Verfügung steht, zum Beispiel aufgrund der Kompaktheit von Nachtkameras, ist die Zeitverzögerungsintegration ein bevorzugtes Verfahren zur Aufnahme von Farbbildern. In diesem Fall besteht die Hauptaufgabe der Bildrekonstruktion in der Kombination von Bildern, die zu unterschiedlichen Zeitpunkten und mit unterschiedlichen Farbfiltern aufgenommen wurden, zu einem einzigen Bild mit korrekter Farbe. Dies ist in Fachkreisen als Farbregistrierung bekannt. Um dies zu erreichen, ist es erforderlich, die Bewegung des Objekts zwischen Bildaufnahmen zu kompensieren, um das Verschmieren der Bilder durch die Bewegung während einer endlichen, etwa 10 ms dauernden Belichtungszeit zu reduzieren und die Poisson-Fluktuationen der Photonenanzahl zu unterdrücken bzw. zu vermeiden.
Der Rekonstruktionsprozess ist vorzugsweise auch stabil bei ungünstigen Umständen, wenn einige der Bilder mit unzureichendem Licht aufgenommen sind oder andere Hindernisse dazwischentreten, wie etwa wenn ein Vogel ins Blickfeld fliegt. Unter solchen Umständen sind die Farben leicht verzerrt, jedoch werden die Umrisse der Einzelheiten nach wie vor korrekt wiedergegeben. Die Bewegung eines sich langsam bewegenden Objekts wird durch Skalierung, Interpolation und Ausrichten der entsprechenden Pixel der viel unterschiedlichen Bilder kompensiert.
Für eine Helligkeit der Farbe i eines Bildes an einem bestimmen Punkt in einem Objekt b_i vor der Beeinflussung durch die Farbfilter beträgt die durchschnittliche Anzahl von Photoelektronen bei dem entsprechenden Pixel nach den Farbfiltern:
wobei S die Fläche des Pixels und T die Belichtungszeit ist. In Matrixschreibweise gilt A_j= C × B, wobei C_jl = t_1i·QE_i Schwächungskoeffizienten und B₁ = b₁·T·S die Anzahl der eintreffenden Photonen ist. Bei der bevorzugten Ausführungsform umfasst das Farbenrad an zwei getrennten Filterpositionen zwei klare Filter oder keine Filter. Durch diese Filter aufgenommene Bilder werden als W-Bilder bezeichnet. Die zwei anderen Filterpositionen sind ein rotes, R, und ein grünes, G, Filter. Blau wird durch Subtraktion der Rund G-Bilder von einem W-Bild bestimmt.
Zwei gleiche W-Bilder können addiert werden, wobei A₀ die Gesamtanzahl von Photoelektronen bei zwei Aufnahmen ist, und wobei die Koeffizienten C_i0 verdoppelt sind. Die Matrix C wird dann eine 3 × 3-Matrix und die Anzahlen der eintreffenden Photonen werden mit Hilfe ihrer Inversen C^–1 berechnet zu: B = C–1·A.
Durch Ersetzen der unbekannten Durchschnittswerte A_j durch die Anzahlen a_j tatsächlich erzeugter und registrierter Photoelektronen, erhalten wir für die Schätzung: B = C–1·a.
Da Zahlen die Poisson-Verteilung mit den Dispersionen A_j haben, hat der geschätzte Wert B den korrekten Mittelwert und die Dispersion:
Die tiefste Bild von allen Figuren ist das Ergebnis einer Farbglättung. Die Farbglättung ist eine schwierige Aufgabe, da eine einfache Farbmittelung über eine Anzahl von benachbarten Pixeln die Grenzlinien zwischen Bereichen unterschiedlicher Farben und Intensitäten verschmieren und die Auflösung des Bildes stark vermindern würde, was nicht akzeptabel ist. Vor jedweder Mittelung werden statistische Tests durchgeführt, um zu überprüfen, ob sich innerhalb statistischer Fehlergrenzen die Farben benachbarter Pixel signifikant unterscheiden oder nicht. Nach einer Anzahl wiederholter Mittelungen bleiben die wahren Grenzlinien übrig, während sich die Farbe innerhalb jedes Bereichs glatt ändern oder gleichmäßig sein wird.
Wenn sich ein Objekt jedoch sehr schnell bewegt, kann das Unscharfwerden des Bildes zu ausgeprägt werden, um die genannte Helligkeitsglättung zu verwenden. Ein Grund hierfür besteht darin, dass die Grenzlinien unbestimmbar sein können. Wenn zum Beispiel das Objekt ein KFZ-Kennzeichen eines Autos ist, das bei schwachen Lichtverhältnissen mit einer Quergeschwindigkeit von 36 km/Stunde fährt, nimmt man eine Pixelgröße der Kamera von ungefähr 0,02 mm an, was 1 mm des KFZ-Kennzeichens entspricht, und beträgt die Belichtungszeit der Kamera 0,01 Sekunden, so erzeugt die Bewegung des Fahrzeugs eine Verschmierung von ungefähr 100 Pixeln in jedem der aufgenommenen Bilder.
Eine Kompensation der Verschiebung des Bildes des sich bewegenden Objekts wird in zwei Schritten ausgeführt. Zuerst werden die Amplituden einiger der niedrigsten Fourier-Harmonischen der zwei W-Bilder berechnet. Von diesen Amplituden wird eine Koordinatentransformation ausgeführt, die eines der W-Bilder in das andere abbildet. Die entsprechenden Transformationen für R- und G-Bilder können durch In terpolation berechnet werden. Jedoch werden nach diesen Transformation die meisten der Pixel eines Bildes irgendwo zwischen den Pixeln des anderen Bildes liegen. Der zweite Schritt muss dann die Pixel-Pixel-Beziehung herstellen.
Der zweite Schritt wird ausgeführt, indem vor und nach der oben beschriebenen Helligkeitsglättung über die Originalbilder interpolierte Pixelwerte berechnet werden. Die Unschärfe der Bilder aufgrund der Bewegung des Objekts während der Belichtungszeit muss jedoch zuerst unterdrückt werden. Wenn die Fluktuationen nicht vorhanden wären, könnte die Unschärfe mit beliebiger Genauigkeit mit Hilfe einer entsprechenden üblicherweise verwendeten inversen Integralfunktion beseitigt werden. Diese Integraltransformation erhöht jedoch die Fluktuationen. Daher verbessert sich die Auflösung, wenn die Unschärfe teilweise unterdrückt wird, und wenn die Unschärfe zu stark unterdrückt wird, werden die Fluktuationen erhöht und die Auflösung wird schlechter.
Die Wahl des optimalen Unschärfeunterdrückungsgrades und der tatsächlichen Transformationsfunktion muss statistischen Kriterien genügen und kann an unterschiedlich belichteten Stellen des Bildes verschieden sein. Eine Mittelung entfernt einen Teil der Unschärfe, tut dies jedoch unvollständig. Die übliche inverse Integralfunktion liefert, abgesehen von den statistischen Fluktuationen des Bildes, eher schlechte Bilder, überschattet von einem starken Hintergrundrauschen.
Das Unschärfeentfernungsverfahren der Erfindung, das auf statistischen Verfahren basiert, macht einen besseren Gebrauch von der Information, die in den unscharfen Bildern enthalten ist und liefert klarere Bilder.
Das typische Ergebnis einer Unschärfeentfernung durch dieses Verfahren ist in den 10A und 10B gezeigt. Wie in 10A gezeigt ist, ist das Originalbild 12B überbe lichtet (ungefähr 200 Photoelektronen/Pixel/Farbe) und unscharf über 100 Pixel (Gauss'sche Breite), so dass R = 20 Photoelektronen/Pixel/Farbe ist. Diese Unschärfe über 100 Pixel tritt bei jedem der Bilder W, R, G auf. Keine Buchstaben außer dem ganz linken "W" sind im entferntesten zu erkennen.
Wie in 10B gezeigt ist, hat das Bild 128 nach der Unschärfeentfernung mehr Fluktuationen als das Originalbild 126, weist zwar ein geringes Hintergrundrauschen auf, ist jedoch gut lesbar. Ein ähnlicher Unschärfeentfernungseffekt wird durch Unterbelichtung erreicht.
Das Bildrekonstruktionsverfahren umfasst die Analyse der Bilder, um die optimalen Parameter zur Bewegungskompensation, zur Unschärfeentfernung und zur Farbglättung zu finden.
Das Verfahren der Unschärfeentfernung basiert auf dem Maximum-Likelihood-Verfahren und nützt eine a priori Nicht-Negativität der Lichtintensität voll und ganz aus. Die Lösung entsprechender Gleichungen wird durch schnelle rekursive Prozeduren ausgeführt, beginnend an Rändern der Originalbilder 126. Für jedes Pixel in einem Rahmen erhält man zwei statistische Schätzungen, die ausgeglichen werden. Der weiße Rahmen, der eine höhere statistische Genauigkeit als die Farbrahmen aufweist, wird als Maske für den roten und den grünen Rahmen verwendet, wenn das Bild 128 nach der Entfernung der Unschärfe ("post-blur removal image") rekonstruiert wird.
Das Verfahren erreicht eine Auflösung von 40 bis 60 Linienpaaren bei 15% MFT und eine Verstärkung von ungefähr 5000, und somit einen Rauschabstand von 2 bei 4 × 10^–5 Lux durch Integration von Bildern über die Zeit, d. h. nach Anpassung von Bereichen mit ähnlicher Form, Farbe und Inten sität innerhalb bestimmter wohl definierter Grenzen in nacheinander aufgenommenen Bildern.
Um ein Farbbild wie etwa das Originalbild 126 zu rekonstruieren, sind wenigstens drei Farben erforderlich: zum Beispiel rot, grün und blau (R, G bzw. B).
Das von dem Originalbild 126 reflektierte Bild tritt durch drei Filter, die den drei Farben entsprechen. Die durchschnittliche Anzahl von Photonen, die durch den roten, grünen bzw. blauen Filter pro Pixel hindurchtreten, ist R_ph, G_ph bzw. B_ph.
Die durchschnittliche Anzahl von Elektronen-Loch-Paaren für die rote, grüne und blaue Komponente sind gleich: NR = Rph·QE(λ)·T, NG = Gph·QE(λ)·T, NB = Bph·QE(λ)·T,wobei QE(λ) die Quantenausbeute des Photosensors und T die Farbfiltertransmissionsgrad ist. Monte-Carlo-Simulationen sind für jede Lichtkomponente, d. h. RGB, durchgeführt worden. Die Anzahl von Elektron-Loch-Paare (e – 1) in dem Detektor fluktuiert gemäß der Poisson-Statistik, in unterschiedlichen Pixeln fluktuieren e-h-Paare unabhängig.
Vier Filter wurden gewählt: W, R, G und W. Zwei W-Filter erlauben eine effizientere Rekonstruktion eines bewegendes Objekts. Die W-Filter sind klar oder weiß.
Die Rekonstruktion der Farbbilder berücksichtigt die Transparenz der Farbfilter und die unterschiedliche Empfindlichkeit eines Detektors gegenüber rot, grün bzw. blau (R, G bzw. B). Sei i = 0, 1, 2 .. der Index der RGB-Farben, j = 0, 1, 2, 3 bis 4 aufeinanderfolgend aufgenommene Bilder, t_ij die Transparenz der Filter gegenüber Photonen der Farbe i bei der Aufnahme j, und q_j die Quantenausbeute des EBCCD gegenüber RGB-Photonen. Darüber hinaus sei angenommen, dass die Bewegung des Objekts bekannt ist. Das heißt, durch Verwendung einer Standardranderfassung oder anderer Objektlokalisierungstechniken ist die Entsprechung eines Pixels in einem Bild zu einem Pixel in einem nachfolgenden Bild um einen bekannten Betrag verschoben worden.
Wenn die Helligkeit der Farbe i eines optisch erzeugten Bildes des Objekts vor den Farbfiltern b_i ist, beträgt die durchschnittliche Anzahl von Photoelektronen bei dem entsprechenden Pixel nach den Farbfiltern:
wobei S die Fläche des Pixels und T die Belichtungszeit ist. In Matrixform gilt A = C × B, wobei C_ij = t_ij·q_i Schwächungskoeffzienten und B_i = b_i·T·S die Anzahlen eintreffender Photonen ist. Zwei gleiche W-Aufnahmen können einfach addiert werden, wobei A₀ die Gesamtanzahl von e zweier Aufnahmen ist und die Koeffizienten C_i0 verdoppelt sind. Dann wird die Matrix C eine 3 × 3 Matrix, und die Anzahlen der eintreffenden Elektronen werden mit Hilfe der Inversen C^–1 zu B = C^–1 × A berechnet.
Durch Ersetzen der unbekannten Durchschnittswerte A_j durch die Anzahlen a_j der tatsächlich erzeugten und registrierten Elektronen, erhält man für B die Schätzung: B = C–1 × a.
Da Anzahlen a_j die Poisson-Verteilung mit den Dispersionen A_j haben, weist die Schätzung B den korrekten Mittelwert und die korrekte Dispersion auf.
Ein Test einer Farbrekonstruktion, die ein EBCCD mit einer gleichmäßigen QE q_i= q (EBCCD hat ein q von etwa 0,1) und eine Transparenz von auf 1/2 eingestellte R-, G-Filter verwendete, ergab eine Matrix C/q und ihre Inverse zu:
Die Buchstaben WRYGB in den 10A und 10B hatten Farben (1, 1, 1), (1, 0, 0), (1, 1, 0), (0, 1, 0), (0, 0, 1), entsprechend weiß, rot, gelb, grün bzw. blau, und ihre horizontalen und vertikalen Linien waren 5 Pixel breit. Jedes Pixel des Buchstabens W bekam im Mittel 3 Photoelektronen bei einer W-Aufnahme, und 1/2 Elektron bei R- und G-Aufnahmen. Die Bilder wurden bei ungefähr 0,5 × 10^–4 Lux aufgenommen.
Die Kompensation der Verschiebung des sich bewegenden Objekts kann in zwei Stufen erfolgen. Zuerst werden die Amplituden einiger der niedrigsten Fourier-Harmonischen von zwei W-Aufnahmen berechnet. Von diesen Amplituden kann die Koordinatentransformation, die eine Aufnahme in eine andere abbildet, gefunden werden, und die entsprechenden Transformationen für R- und G-Aufnahmen können durch Interpolation berechnet werden. Nach diesen Transformationen liegen jedoch die meisten der Pixel einer Aufnahme irgendwo zwischen den Pixeln der anderen Aufnahme. Die zweite Stufe sollte durch Berechnung interpolierter Pixelwerte vor oder nach der Helligkeitsglättung über die Originalaufnahmen die Pixel-Pixel-Zuordnung herstellen.
Die Qualität des unverschmierten Bildes hängt überwiegend von dem Verhältnis R = Exposition/Verschmieren und, bis zu einem gewissen Grad, von der Gesamtbreite des Bildes und von der Farbe des Hintergrundes ab. Der schwarze Hintergrund trägt weniger Fluktuationen in die verschmierten Bildern hinein und ist am besten für das Entschmieren geeignet. Wenn das Verschmieren in Pixelbreiten gemessen wird, und das Objekt ähnlich ist wie das in dem Beispiel gezeigte, erlaubt das Verhältnis R > 30 e/Bild/Farbe/Pixel das vollständige Entschmieren um bis zu 1 Pixel. Für kleinere R ist das vollständige Entschmieren entweder nicht vernünftig oder (für R < 3 e/Pixel/Farbe) versagt gänzlich aufgrund starker Fluktuationen, jedoch ist ein teilweises Entschmieren bis zu einigen Pixelbreiten noch möglich und kann sehr nützlich sein.
Ein teilweises Entschmieren kann durch eine Kombination aus der örtlichen Mittelung der verschmierten Bilder über eine Anzahl benachbarter Pixel und dem Entschmieren durchgeführt werden. Eine Mittelung verringert Fluktuationen und macht sie statistisch stark korrelierend, was ein Entschmieren möglich macht, macht jedoch das unverschmierte Bild leicht verschwommen, so dass es nicht vollkommen verschmiert aussieht. Die übliche inverse Integraltransformation liefert, ungeachtet der statistischen Fluktuationen des Bildes, eher schlechte Bilder, die mit einem starken Hintergrundrauschen bedeckt sind. Eine neue Entschierungsprozedur, die auf statistischen Verfahren basiert, nützt die in den verschmierten Bildern enthaltene Information besser aus und liefert klarere Bilder. Das Originalbild ist überbelichtet (etwa 2000 e/Pixel/Farbe) und über 100 Pixelbreiten verschmiert, so dass R = 20 e/Pixel/Farbe. Keine Buchstaben mit Ausnahme des ganz linken W können erraten werden. Das unverschmierte Bild fluktuiert stärker als das Originalbild und enthält etwas Hintergrundrauschen, ist jedoch gut lesbar.

Claims

Bildgebungssystem, das in sich einen Lichtweg definiert, zum Einfangen eines Bildes von einer bildtragenden Strahlung (38, 110), mit: – einem festen strahlungstragenden Detektor (40), der in dem Lichtweg angeordnet ist, wobei der feste strahlungstragende Detektor einen sehr dünnen, ungefähr 50 Mikrometer Dicke, und sehr schweren, Dichte von mindestens 6 Gramm pro Kubikzentimeter, Szintillator (50) umfasst, um die bildtragende Strahlung (38, 110) mit einer hohen räumlichen Genauigkeit und mit einem hohen Umwandlungswirkungsgrad in sichtbares Licht umzuwandeln; – einer Fotokathode (42, 102), die in einem Gehäuse (46, 94) entlang des Lichtweges angeordnet ist, um die umgewandelte Strahlung in einen Strom von Elektronen (116) umzuwandeln, die ein Maß für die bildtragende Strahlung (38, 110) sind; – einem Bildverstärker (112, 114), der in dem Strom von Elektronen (116) so angeordnet ist, dass der Bildverstärker (112, 114) den Strom von Elektronen (116) elektrostatisch beschleunigt; und – einem digitalen Detektor (98), der stromabwärts von dem Bildverstärker (112, 114) angeordnet ist, um von dem Strom von Elektronen (116) Sekundärelektronen zu erzeugen, um dadurch das Bild weiter so zu verstärken, dass der digitale Detektor (98) anschließend die Sekundärelektronen in ein elektronisches Signal umwandelt, das das Bild repräsentiert; – wobei der digitale Rekorder (98) ein CCD ist, und die Fotokathode (42, 102), der Bildverstärker (112, 114) und das CCD (98) sind in einer Vakuumröhre (100) aufgenommen, um ein EBCCD (96) zu bilden.
Bildgebungssystem nach Anspruch 1, das ferner eine Strahlungsquelle (32, 62) umfasst, die eine Strahlung (35) in Richtung eines Objekts (36) projiziert, wodurch die bildtragende Strahlung (38) von dem Objekt (36) erzeugt wird.
Bildgebungssystem nach Anspruch 2, wobei der Bildverstärker (112, 114) angepasst ist, um die bildtragende Strahlung (38) elektronisch selektiv abzuschwächen oder zu verstärken und somit die Auflösung des Bildes einzustellen.
Bildgebungssystem nach Anspruch 3, wobei der Bildverstärker (112, 114) dynamisch auswählbar ist, um die Abschwächung oder Verstärkung so einzustellen, dass ein Bereich des abzubildenden Objekts (36) gesteuert wird.
Bildgebungssystem nach Anspruch 2, wobei die Strahlungsquelle (62) angepasst ist, um elektronisch zwischen einer Mehrzahl von dynamisch auswählbaren Positionen (66, 68) umzuschalten, so dass sich das von der bildtragenden Strahlung (74, 76) übertragene Bild bei jeder der Mehrzahl von Positionen ändert.
Bildgebungssystem nach Anspruch 5, wobei die Strahlungsquelle (62) angeordnet ist, um zwischen zwei dynamisch auswählbaren Positionen (66, 68) elektronisch umzuschalten, um so Stereopaare dreidimensionaler Bilder zu erzeugen und den Blickwinkel des gewünschten Objekts so auszuwählen, dass er andere abschattende Objekte umgeht.
Bildgebungssystem nach Anspruch 5, wobei die Strahlungsquelle zur gleichmäßigen Ablenkung angeordnet ist, wodurch eine Mehrzahl von Strahlungsschatten gebildet wird, die interaktiv auf verschiedene Niveaus innerhalb des Objekts (36, 84) "fokussiert" werden können.
Bildgebungssystem nach Anspruch 5, wobei die Strahlungsquelle derart ist, dass sie divergente Strahlen der Strahlung projiziert, und eine Lichtfleckgröße aufweist, die kleiner als die Auflösung des Bildgebungssystems ist.
Bildgebungssystem nach einem der Ansprüche 1 bis 8, das ferner umfasst: – ein Filtermittel, um die bildtragende Strahlung (38) nacheinander durch eine Mehrzahl von Filtern (40) zu filtern, wodurch eine Mehrzahl von Unterbildern erzeugt wird; – ein Analysemittel, um zwischen den Änderungen von Unterbildern durch die Filterung der Strahlung und durch die Objektbewegung während und zwischen den Belichtungen zu unterscheiden; und – ein Korrekturmittel, um die Änderungen der Mehrzahl von Unterbildern durch die Objektbewegung zu korrigieren, und um die Mehrzahl von Unterbildern in einem Mehrwellenlängenbild zu korrelieren.
Bildgebungssystem nach einem der Ansprüche 1 bis 9, wobei das Bildgebungssystem derart ist, dass es Bewe gung in einem Mehrwellenlängenbild korrigiert, das durch Einfangen von zwei oder mehreren aufeinanderfolgenden Unterbildern erzeugt ist, wobei das System ferner umfasst: – ein Berechnungsmittel, um den Verschiebungsvektor zwischen den zwei oder mehreren Unterbildern zu berechnen, wobei von den Bildern berechnete Listen charakteristischer Größen verwendet werden; – ein Abbildungsmittel, um eine Koordinatentransformation eines ersten Bildes in ein zweites Bild der zwei oder mehreren aufeinanderfolgenden Unterbildern abzubilden; – ein Berechnungsmittel, um entsprechende Transformationen der zwei oder mehreren aufeinanderfolgenden Unterbilder durch Interpolation zu berechnen; und – ein Rekonstruktionsmittel, um das Bild aus den zwei oder mehreren aufeinanderfolgenden Unterbildern zu rekonstruieren.
Bildgebungssystem nach Anspruch 10, das ferner ein Verarbeitungsmittel umfasst, um zwischen Vordergrund und nicht-einheitlichem Hintergrund in der Mehrzahl von Strahlungsschatten zu differenzieren, so dass der nicht-einheitliche Hintergrund von dem Bild abgezogen werden kann.
Bildgebungssystem nach Anspruch 11, wobei das Verarbietungsmittel angepasst ist, um einen Hintergrund gegen einen zweiten Hintergrund auszutauschen.
Bildgebungssystem nach einem der Ansprüche 1 bis 12, wobei der digitale Detektor (98) eine durch Zonenimplantation erzeugte strahlungsstabile "tote Schicht" aufweist.
Bildgebungssystem nach einem der Ansprüche 1 bis 13, das ferner ein optisches Mittel (52) umfasst, das in dem Gehäuse (46) angeordnet ist, um die bildtragende Strahlung (38) einzufangen und den Lichtweg zu definieren, und wobei das optische Mittel einteilig mit dem Szintillator (50) ist.
Bildgebungssystem (30) nach einem der Ansprüche 1 bis 14, wobei der Szintillator (50) eine Dichte von wenigstens 7,5 Gramm pro Kubikzentimeter hat.
Bildgebungssystem nach einem der Ansprüche 1 bis 15, wobei: – der feste strahlungstragende Detektor (40) ein flexibles optisches Lichtleitersystem (92, 82 und 88) ist, das aus vielen winzigen (ungefähr 5 Mikrometer Durchmesser) Fasern und einer Lichtquelle (90) aufgebaut ist, so dass aus dem von einem Objekt (84) abgelenkten Licht eine bildtragende Strahlung (110) erzeugt wird; – die Fotokathode (102) derart ist, dass sie das von dem Objekt (84) reflektierte und durch das Lichtwellenleiter-Lichtführungssystem (92, 82 und 88) übertragene strahlungstragende Licht (110) in Ströme von Elektronen (116) umwandelt, die entsprechend ihrer Ankunftzeit an Hochspannungselektroden (112) gesperrt werden können; – der Bildverstärker (112, 114) in dem Strom von Elektronen (116) so angeordnet ist, dass der Bildverstärker (112, 114) den Strom von Elektronen (116) entsprechend ihrer Ankunftzeit elektrostatisch beschleunigt oder abbremst; und – der digitale Detektor (98) stromabwärts von dem Bildverstärker (112, 114) angeordnet ist und derart ist, dass er beim Eintreffen des Stroms von Elektronen (116) Sekundärelektronen erzeugt, um das dadurch dargestellte Bild weiter zu verstärken, so dass der digitale Detektor (98) dann Sekundärelektronen in ein elektronisches Signal umwandelt, die das Bild repräsentieren.
Bildgebungssystem nach Anspruch 16, wobei die Fotokathode (102) aus Gallium-Arsenid hergestellt ist, das, wenn der Szintillator entfernt ist, Infrarotstrahlung enthaltendes Licht (110), das von dem Objekt (84) reflektiert und durch das Lichtwellenleiter-Lichtführungssystem (92, 82 und 88) übertragen wird, in Ströme von Elektronen (116) umwandelt, die entsprechend ihrer Ankunftzeit an Hochspannungselektroden (112) gesperrt werden, um die zeitabhängigen Bilder bei dem digitalen Detektor (98) zu analysieren, nachdem ein Anfangsblitz von der Lichtquelle (90) emittiert und reflektiert worden ist.
Bildgebungssystem nach Anspruch 17, wobei der Bildverstärker (112, 114) angepasst ist, um die an dem digitalen Detektor (98) gemessene bildtragende Strahlung (110) elektronisch selektiv abzuschwächen oder zu verstärken, und somit um die Auflösung des Bildes einzustellen.
Bildgebungssystem nach Anspruch 18, wobei der Bildverstärker (112, 114) dynamisch auswählbar ist, um eine Verkleinerung oder Vergrößerung so einzustellen, dass ein Bereich des abzubildenden Objekts (84) bestimmt wird.
Bildgebungssystem nach einem der Ansprüche 1 bis 19, wobei der feste strahlungstragende Detektor eine Dicke von im wesentlichen 50 Mikrometer aufweist.