EP0456322B1 - Anordnung zum Erzeugen von Röntgenaufnahmen - Google Patents

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EP0456322B1
EP0456322B1 EP91201075A EP91201075A EP0456322B1 EP 0456322 B1 EP0456322 B1 EP 0456322B1 EP 91201075 A EP91201075 A EP 91201075A EP 91201075 A EP91201075 A EP 91201075A EP 0456322 B1 EP0456322 B1 EP 0456322B1
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EP
European Patent Office
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photoconductor
ray
carrier
axis
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EP91201075A
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EP0456322A2 (de
EP0456322A3 (en
Inventor
Ingo Dr. Schäfer
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Philips Intellectual Property and Standards GmbH
Koninklijke Philips NV
Original Assignee
Philips Patentverwaltung GmbH
Koninklijke Philips Electronics NV
Philips Electronics NV
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Publication of EP0456322A3 publication Critical patent/EP0456322A3/de
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    • G—PHYSICS
    • G03—PHOTOGRAPHY; CINEMATOGRAPHY; ANALOGOUS TECHNIQUES USING WAVES OTHER THAN OPTICAL WAVES; ELECTROGRAPHY; HOLOGRAPHY
    • G03G—ELECTROGRAPHY; ELECTROPHOTOGRAPHY; MAGNETOGRAPHY
    • G03G15/00—Apparatus for electrographic processes using a charge pattern
    • G03G15/054—Apparatus for electrographic processes using a charge pattern using X-rays, e.g. electroradiography

Definitions

  • the invention relates to an arrangement for generating x-ray images with an x-ray emitter for generating an x-ray beam, a photoconductor for converting x-radiation into a charge pattern, which is applied to a carrier that is rotationally symmetrical with respect to an axis of rotation, a drive unit for driving the carrier about the axis of rotation, and a Readout unit, which converts the charge pattern on the surface of the rotating photoconductor into electrical image values after an X-ray exposure.
  • the charge pattern generated in this way is read out immediately after the X-ray exposure.
  • the carrier rotates at a much higher speed than during the X-ray exposure, and the readout device reads the charge with one or more probes on a practically circular track on the surface of the photoconductor out.
  • the reading unit is moved parallel to the axis of rotation at a comparatively low average speed.
  • the reading can take place much faster, more precisely and more precisely than is possible with a flat photoconductor plate, as is known from US Pat. No. 4,134,137.
  • the fast readout is absolutely necessary because the photoconductor is not only discharged by the X-ray exposure, but also by dark currents. This is offset by the disadvantage that the total exposure time is comparatively long and that the power of the X-ray tube is poorly used because only a thin fan of rays is used to expose the photoconductor.
  • this object is achieved according to the invention in that the drive unit is controlled in such a way that the photoconductor does not rotate during an X-ray exposure.
  • the carrier rotates both during the X-ray exposure and during the readout process, this is only the case with the invention during the readout.
  • the support with the photoconductor does not rotate, and therefore the area of the photoconductor intended for the X-ray exposure can be exposed in all areas at the same time, so that there is a short total exposure time and good utilization of the performance of the X-ray tube.
  • the diameter of the carrier may be substantially larger than in an arrangement of the type mentioned. While in the latter only the circumference of the carrier must be larger than the recording format, the diameter of the Carrier can be larger than the recording format.
  • EP-A-94 843 in particular FIG. 8, already discloses an arrangement for generating X-ray images in which a storage phosphor is applied to a cylindrical support which is stationary during an X-ray image. Such storage phosphors lose their image information much more slowly than photoconductors, so that fast reading is not necessary.
  • the carrier is rotated once around the axis of rotation in three steps, the X-ray exposure being read out with a two-dimensionally guided laser beam in the first step and the storage phosphor being erased in the next step. An additional recording can be made at each step.
  • the carrier stands both during the X-ray exposure and during the readout process; reading out cannot be faster than with a flat record carrier.
  • a preferred further development provides that means for geometrical image transformation are provided which compensate for the image distortions caused by the curvature of the surface of the photoconductor. This avoids distortions that are unavoidable due to the curvature of the rotationally symmetrical, preferably cylindrical, carrier, unless the recording format is small in comparison to the drum diameter.
  • the pixels on the drum surface Assigned to virtual pixels in an image plane located in the X-ray beam in such a way that the connecting straight lines intersect through assigned pixels in the starting point of the X-ray beam.
  • the image plane can be tangential to the surface of the photoconductor and perpendicular to the plane defined by the focus of the x-ray emitter for generating the x-ray beam and the axis of rotation. However, a different position within the X-ray beam is also possible.
  • the drive unit of the carrier is controlled in such a way that, prior to reading out an X-ray image, the carrier is rotated to such an extent that an area of the photoconductor which was not exposed during the previous X-ray image enters the beam path.
  • This makes it possible to take two pictures - in smaller formats even more than two - in close succession without having to read out the photoconductor in between.
  • this embodiment assumes that the image memory has enough capacity to store two or more X-ray images at the same time.
  • the X-ray beam 10 emanating from the focus of an X-ray emitter 1 passes through a patient 2 lying on a table top 3 and an anti-scatter grid 8 before it hits a cylindrical carrier (drum) 4, the cylinder axis 7 of which is perpendicular to the plane of FIG. 1 is simultaneously its axis of rotation .
  • the carrier 4 can be driven about the axis of rotation 7 by means of a motor drive 9.
  • the carrier 4 is coated on its lateral surfaces with a photoconductor, preferably a 0.5 mm thick selenium layer 41.
  • a charging device 6 which charges the rotating carrier before an X-ray exposure, so that a voltage of, for example, between the surface of the electrically conductive carrier and the outer surface of the selenium layer 1,500 volts is present.
  • a readout device 5 which reads out the charge density on one or more tracks after an X-ray exposure with one or more probes.
  • the reading device 5 is displaced relative to the carrier 4 by means of a further drive unit 11 parallel to the axis of rotation 7 at an average speed which is low in comparison to the peripheral speed of the carrier.
  • the structure and function of the readout device 5 and the charging unit 6 are described in more detail in DE-A-35 34 768, to which express reference is made.
  • the drive 9 for the carrier 4 is switched off, so that the photoconductor does not rotate. Therefore, the outer radius r of the photoconductor layer 41 on the carrier 4 must be large enough so that the part of the patient 2 to be photographed can be completely imaged on the surface of the photoconductor 41.
  • B 2 r * (1 + 2r / L) -1/2 L is the distance of focus 1 from the image plane.
  • the recording format should be smaller than this limit and preferably 0.95 B - or less.
  • a radius r of at least 23.7 cm is required.
  • FIG. 2a shows the carrier 4 in a perspective representation
  • FIG. 2b shows it in the same representation as FIG. 1, ie with the axis of rotation 7 perpendicular to the plane of the drawing.
  • the coordinates on the surface of the photoconductor are denoted by x, y, the y axis being identical to the apex line already mentioned, in which the image plane 12 touches the photoconductor.
  • the x coordinate of a point is the length of the arc, that connects this point on the surface of the photoconductor to the y-axis.
  • the coordinates of the assigned image point in the image plane are denoted by x v and y v .
  • the origin of the x v , y v coordinate system is identical to the origin of the xy coordinate system and the y v axis coincides with the y axis.
  • the auxiliary variable z denotes the distance of a pixel from the image plane 12.
  • a pixel x v , y v in the image plane 12 can be assigned to each pixel x, y on the surface of the photoconductor hit by X-radiation.
  • equations 3 and 4 must weight x v and y v with a constant factor.
  • the image plane can also run at an angle different from 90 ° to the plane formed by the axis of rotation 7 and the focus 1.
  • the transformation equations then become more complicated.
  • Such an oblique image plane can arise, for example, in the case of oblique images in which the patient 2 or the tabletop 3 is irradiated obliquely and in which an X-ray image is nevertheless made in a plane 3 relative to the tabletop parallel plane should take place.
  • it can also be expedient to have the image plane perpendicular to the plane (inclined in the case of an inclined image), which is defined by the axis of rotation 7 and the focus 1. In this case, the image plane would run obliquely to the table top 3 and one could avoid the distortions that occur with conventional oblique photographs.
  • the pixels in both the image generated on the photo surface and in the image derived therefrom each have the same dimensions, e.g. 0.2 mm x 0.2 mm, then it follows from the geometric relationships that the image value of a pixel at the edge of the image plane 12 is wholly or partly composed of the image values of several pixels on the surface of the photoconductor.
  • the weighted sum of the image values mentioned must therefore be formed, the weighting factors being between 0 and 1.
  • the X-rays are not completely absorbed within the photoconductor layer (eg 0.5 mm selenium).
  • the photoconductor layer eg 0.5 mm selenium.
  • an X-ray beam striking obliquely (at the edge) changes the charge density more than an X-ray beam striking perpendicularly (in the middle).
  • a homogeneous object would therefore lead to an X-ray exposure exposed to different locations.
  • This can be compensated for by multiplying the image values I (x, y) assigned to the individual pixels on the surface of the photoconductor - preferably in connection with the equalization transformation - by a correction factor k so that the relationship applies dI v (x v , y v ) k * I (x, y) dI v is the contribution of the image value I (x, y) to the image value I v for the pixel x v , y v in the image plane.
  • k is the correction factor, which decreases with increasing amount of x and which takes into account the weighting mentioned.
  • the change in the factor k as a function of x is more pronounced the harder the x-ray radiation, ie the greater the voltage on the x-ray tube during the exposure. With very soft radiation, this dependency practically disappears.
  • FIG. 3 schematically shows the processing of the values supplied by the read-out unit 5. They are first fed to an analog-digital converter 20 and stored in a memory 22 by an image processing unit 21.
  • the image processing unit 21 calculates the image values I v (x v , y v ) of the image transformed into the image plane from the image values contained in the memory 22 according to equations 2 to 5 and stores them in a further image memory 23 corrected image can be displayed on a monitor 24.

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  • Health & Medical Sciences (AREA)
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Description

  • Die Erfindung betrifft eine Anordnung zum Erzeugen von Röntgenaufnahmen mit einem Röntgenstrahler zum Erzeugen eines Röntgenstrahlenbündels, einem Photoleiter zum Umsetzen von Röntgenstrahlung in ein Ladungsmuster, der auf einem bezüglich einer Drehachse rotationssymmetrisch ausgebildeten Träger aufgebracht ist, einer Antriebseinheit zum Antreiben des Trägers um die Drehachse und einer Ausleseeinheit, die nach einer Röntgenaufnahme das Ladungsmuster auf der Oberfläche des rotierenden Photoleiters in elektrische Bildwerte umsetzt.
  • Eine solche Anordnung ist aus der DE-A- 35 34 768 bekannt. Die Belichtung des Photoleiters erfolgt dabei während der Aufnahme durch eine Schlitzblende, deren Hauptausdehnungsrichtung parallel zur Drehachse verläuft und die ein schmales fächerförmiges Röntgenstrahlenbündel ausblendet, das den Untersuchungsbereich durchsetzt und einen schmalen Streifen auf der Oberfläche des Photoleiters belichtet. Während der Aufnahme dreht sich der Träger um die Drehachse und wird synchron dazu senkrecht zur Drehachse verschoben, so daß der Untersuchungsbereich sequentiell auf der Oberfläche des Photoleiters abgebildet wird.
  • Unmittelbar nach der Röntgenaufnahme erfolgt das Auslesen des auf diese Weise erzeugten Ladungsmusters. Dabei rotiert der Träger mit wesentlich höherer Drehzahl als während der Röntgenaufnahme, und die Ausleseeinrichtung liest mit einer oder mehreren Sonden die Ladung auf einer praktisch kreisförmigen Spur auf der Oberfläche des Photoleiters aus. Um die gesamte Oberfläche auslesen zu können, wird die Ausleseeinheit parallel zur Drehachse verschoben mit vergleichsweise kleiner mittlerer Geschwindigkeit.
  • Bei einer solchen Anordnung kann das Auslesen wesentlich schneller, präziser und genauer erfolgen als es bei einer ebenen Photoleiterplatte, wie sie aus der US-PS 4,134,137 bekannt ist, möglich ist. Das schnelle Auslesen ist aber unbedingt erforderlich, weil sich der Photoleiter nicht nur durch die Röntgenbelichtung, sondern auch durch Dunkelströme entlädt. Dem steht aber der Nachteil gegenüber, daß die Gesamtbelichtungszeit vergleichsweise lang ist, und daß die Leistung der Röntgenröhre schlecht ausgenutzt wird, weil stets nur ein dünner Strahlenfächer zur Belichtung des Photoleiters herangezogen wird.
  • Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Anordnung zu schaffen, die bei kurzen Belichtungszeiten ein schnelles Auslesen des Photoleiters ermöglicht.
  • Ausgehend von einer Anordnung der eingangs genannten Art wird diese Aufgabe erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß die Antriebseinheit so gesteuert ist, daß der Photoleiter während einer Röntgenaufnahme nicht rotiert.
  • Während bei der bekannten Anordnung also der Träger sowohl während der Röntgenaufnahme als auch während des Auslesevorgangs rotiert, ist dies bei der Erfindung nur während des Auslesens der Fall. Während der Röntgengaufnahme rotiert der Träger mit dem Photoleiter nicht, und daher kann die für die Röntgenaufnahme bestimmte Fläche des photoleiters in allen Bereichen gleichzeitig belichtet werden, so daß sich eine kurze Gesamtbelichtungszeit und eine gute Ausnutzung der Leistung der Röntgenröhre ergibt. Allerdings muß bei gleichem maximalen Format der Röntgenaufnahme (gemessen in Umfangsrichtung des Trägers bzw. Photoleiters) der Durchmesser des Trägers wesentlich größer sein als bei einer Anordnung der eingangs genannten Art. Während bei letzterer lediglich der Umfang des Trägers größer sein muß als das Aufnahmeformat, muß bei der erfindungsgemäßen Anordnung der Durchmesser des Trägers größer sein als das Aufnahmeformat.
  • Es sei an dieser Stelle erwähnt, daß aus der EP-A- 94 843, insbesondere Figur 8, bereits eine Anordnung zum Erzeugen von Röntgenaufnahmen bekannt ist, bei der ein Speicherphosphor auf einen zylinderförmigen Träger aufgebracht ist, der während einer Röntgenaufnahme stillsteht. Solche Speicherphosphore verlieren ihre Bildinformation wesentlich langsamer als Photoleiter, so daß ein schnelles Auslesen nicht erforderlich ist. Nach jeder Röntgenaufnahme wird der Träger in drei Schritten einmal um die Drehachse gedreht, wobei beim ersten Schritt die Röntgenaufnahme mit einem zweidimensional geführten Laserstrahl ausgelesen wird und beim nächsten Schritt der Speicherphosphor gelöscht wird. Bei jedem Schritt kann eine weitere Aufnahme erfolgen. Hierbei steht also der Träger sowohl während der Röntgenaufnahme als auch während des Auslesevorgangs; das Auslesen kann nicht schneller erfolgen als bei einem ebenen Aufzeichnungsträger.
  • Eine bevorzugte Weiterbildung sieht vor, daß Mittel zur geometrischen Bildtransformation vorgesehen sind, die die durch die Krümmung der Oberfläche des Photoleiters bedingten Bildverzerrungen kompensieren. Dadurch werden Verzerrungen vermieden, die wegen der Krümmung des rotationssymmetrischen, vorzugsweise zylinderförmigen Trägers unvermeidbar sind, falls nicht das Aufnahmeformat klein im Vergleich zum Trommeldurchmesser ist. Bei dieser Bildtransformation werden die Bildpunkte auf der Trommeloberfläche virtuellen Bildpunkten in einer im Röntgenstrahlenbündel befindlichen Bildebene zugeordnet, derart, daß sich die Verbindungsgeraden durch einander zugeordnete Bildpunkte im Ausgangspunkt des Röntgenstrahlenbündels schneiden. Die Bildebene kann dabei tangential zur Oberfläche des Photoleiters und senkrecht zu der durch den Fokus des Röntgenstrahlers für die Erzeugung des Röntgenstrahlenbündels und die Drehachse definierten Ebene liegen. Jedoch ist auch eine andere Lage innerhalb des Röntgenstrahlenbündels möglich.
  • In weiterer Ausgestaltung der Erfindung ist vorgesehen, daß die Antriebseinheit des Trägers so gesteuert ist, daß vor dem Auslesen einer Röntgenaufnahme der Träger soweit gedreht wird, daß ein bei der vorangehenden Röntgenaufnahme nicht belichteter Bereich des Photoleiters in den Strahlengang gelangt. Hierdurch ist es möglich, zwei Aufnahmen - bei kleineren Bildformaten sogar mehr als zwei - in dichter zeitlicher Folge nacheinander zu erzeugen, ohne daß zwischendurch der Photoleiter ausgelesen wird. Diese Ausführungsform setzt aber voraus, daß der Bildspeicher genügend Kapazität hat, um gleichzeitig zwei bzw. mehrere Röntgenaufnahmen zu speichern.
  • Die Erfindung wird nachstehend anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigen
    • Fig. 1 ein Röntgengerät nach der Erfindung in schematischer Darstellung,
    • Fig. 2a und 2b die geometrischen Verhältnisse bei dieser Ausführungsform und
    • Fig. 3 eine Einheit zur Verarbeitung der von der Ausleseeinheit gelieferten Bildwerte.
  • Das von dem Fokus eines Röntgenstrahlers 1 ausgehende Röntgenstrahlenbündel 10 durchsetzt einen auf einer Tischplatte 3 liegenden Patienten 2 sowie ein Streustrahlenraster 8, bevor es auf einen zylinderförmigen Träger (Trommel) 4 trifft, dessen zur Zeichenebene der Fig. 1 senkrechte Zylinderachse 7 gleichzeitig seine Drehachse ist. Der Träger 4 kann mittels eines Motorantriebes 9 um die Drehachse 7 angetrieben werden. Auf seinen Mantelflächen ist der Träger 4 mit einem Photoleiter beschichtet, vorzugsweise einer 0,5 mm starken Selenschicht 41.
  • Außerhalb des Strahlenganges befindet sich eine Aufladeeinrichtung 6, die vor einer Röntgenaufnahme den rotierenden Träger auflädt, so daß zwischen der Oberfläche des elektrisch leitenden Trägers und der Außenfläche der Selenschicht eine Spannung von z.B. 1.500 Volt ansteht. Ebenfalls außerhalb des Strahlenganges befindet sich eine Ausleseeinrichtung 5, die nach einer Röntgenaufnahme mit einer oder mehreren Sonden die Ladungsdichte auf einer bzw. mehreren Spuren ausliest. Um die gesamte Oberfläche auslesen zu können, wird die Ausleseeinrichtung 5 relativ zum Träger 4 mittels einer weiteren Antriebseinheit 11 parallel zur Drehachse 7 verschoben mit einer mittleren Geschwindigkeit, die klein ist im Vergleich zu der Umfangsgeschwindigkeit des Trägers. Aufbau und Funktion der Ausleseeinrichtung 5 und der Aufladeeinheit 6 sind in der DE-A- 35 34 768 näher beschrieben, auf die ausdrücklich bezug genommen wird.
  • Bei einer Röntgenaufnahme ist der Antrieb 9 für den Träger 4 abgeschaltet, so daß der Photoleiter nicht rotiert. Deshalb muß der Außenradius r der Photoleiterschicht 41 auf dem Träger 4 ausreichend groß sein, damit der aufzunehmende Teil des Patienten 2 vollständig auf der Oberfläche des Photoleiters 41 abgebildet werden kann. Für das maximale Aufnahmeformat B (gemessen in einer die Oberfläche des Photoleiters 41 in der Scheitellinie - das ist die Linie, in der die durch den Fokus 1 und die Drehachse 7 definierte Ebene die Oberfläche des Photoleiters 41 schneidet - tangierenden Bildebene 12) gilt die Beziehung B = 2 r * (1 + 2r/L) -1/2
    Figure imgb0001
    Dabei ist L der Abstand des Fokus 1 von der Bildebene.
  • In der Praxis sollte das Aufnahmeformat kleiner sein als dieser Grenzwert und vorzugsweise 0,95 B - oder weniger - betragen. Somit ist für ein Aufnahmeformat von z.B. 40 cm bei einem Wert L=180 cm ein Radius r von mindestens 23,7 cm erforderlich.
  • Die durch die Krümmung des Trägers 4 bedingten geometrischen Verzerrungen wären nur dann vernachlässigbar, wenn der Durchmesser (2r) des Trägers 4 groß im Vergleich zu den Abmessungen des Aufnahmeformats wäre. Da dies aus Platzgründen nicht möglich ist, ist es erforderlich, die Verzerrungen zu kompensieren. Zu diesem Zweck wird jedem Punkt des bei der Aufnahme bestrahlten Teils der Photoleiterschicht 41 ein Punkt in der Bildebene 12 derart zugeordnet, daß die Verbindungsgerade der einander zugeordneten Punkte den Fokus des Röntgenstrahlers 1 durchlaufen. Die hierzu erforderliche Transformation wird anhand von Fig. 2a und 2b näher erläutert.
  • Fig. 2a zeigt den Träger 4 in perspektivischer Darstellung, während Fig. 2b ihn in der gleichen Darstellung zeigt wie Fig. 1, d.h. mit der Drehachse 7 senkrecht zur Zeichenebene. Die Koordinaten auf der Oberfläche des Photoleiters werden mit x, y bezeichnet, wobei die y-Achse mit der schon erwähnten Scheitellinie identisch ist, in der die Bildebene 12 den Photoleiter tangiert. Die x-Koordinate eines Punktes ist die Länge des Kreisbogens, der diesen Punkt der Oberfläche des Photoleiters mit der y-Achse verbindet. Die Koordinaten des zugeordneten Bildpunktes in der Bildebene sind mit xv und yv bezeichnet. Der Ursprung des xv, yv-Koordinatensystems ist mit dem Ursprung des xy-Koordinatensystems identisch und die yv-Achse fällt mit der y-Achse zusammen. Die Hilfsgröße z bezeichnet den Abstand eines Bildpunktes von der Bildebene 12.
  • Für z gilt:. z = r * (1-cos(x/r))
    Figure imgb0002
  • Für xv gilt: x v = (r²-(r-z)²) 1/2 )/(1+z/L)
    Figure imgb0003
  • yv berechnet sich nach der Beziehung: y v = y * 1/(1+z/L)
    Figure imgb0004
  • Auf diese Weise kann jedem Bildpunkt x, y auf der von Röntgenstrahlung getroffenen Oberfläche des Photoleiters ein Bildpunkt xv, yv in der Bildebene 12 zugeordnet werden.
  • Es ist nicht unbedingt erforderlich, daß die Bildebene die Scheitellinie des Trägers tangiert; es kann auch ein Bild in einer zu 12 parallelen Ebene berechnet werden. In diesem Fall müssen in den Gleichungen 3 und 4 xv und yv mit einem konstanten Faktor gewichtet werden.
  • Ebenso kann die Bildebene auch unter einem von 90° verschiedenen Winkel zu der durch die Drehachse 7 und den Fokus 1 gebildeten Ebene verlaufen. Die Transformationsgleichungen werden dann aber komplizierter. Eine solche schräge Bildebene kann sich beispielsweise bei Schrägaufnahmen ergeben, bei denen der Patient 2 bzw. die Tischplatte 3 schräg durchstrahlt wird und bei denen gleichwohl eine Röntgenaufnahme in einer zur Tischplattenebene 3 parallelen Ebene erfolgen soll. Jedoch kann es bei einer solchen Schrägaufnahme auch sinnvoll sein, die Bildebene senkrecht zu der (bei einer Schrägaufnahme geneigten) Ebene verlaufen zu lassen, die durch die Drehachse 7 und den Fokus 1 definiert wird. In diesem Fall würde die Bildebene schräg zur Tischplatte 3 verlaufen und man könnte die bei konventionellen Schrägaufnahmen auftretenden Verzerrungen vermeiden.
  • Wenn die Bildpunkte sowohl in dem auf der Photooberfläche erzeugten Bild als auch in dem daraus abgeleiteten Bild jeweils die gleichen Abmessungen haben, z.B. 0,2 mm x 0,2 mm, dann ergibt sich aus den geometrischen Verhältnissen, daß der Bildwert eines Bildpunktes am Rande der Bildebene 12 sich ganz oder teilweise aus den Bildwerten mehrerer Bildpunkte auf der Oberfläche des Photoleiters zusammensetzt. Es muß also die gewichtete Summe der genannten Bildwerte gebildet werden, wobei die Gewichtungsfaktoren zwischen 0 und 1 liegen.
  • In der Regel wird die Röntgenstrahlung innerhalb der Photoleiterschicht (z.B. 0,5 mm Selen) nicht vollständig absorbiert. Dies führt dazu, daß ein (am Rand) schräg auftreffender Röntgenstrahl die Ladungsdichte stärker verändert als ein (in der Mitte) senkrecht auftreffender Röntgenstrahl. Ein homogenes Objekt würde also zu einer örtlich unterschiedlich belichteten Röntgenaufnahme führen. Dies läßt sich dadurch ausgleichen, daß die den einzelnen Bildpunkten auf der Oberfläche des Photoleiters zugeordneten Bildwerte I(x,y) - vorzugsweise im Zusammenhang mit der Entzerrungstransformation - mit einem Korrekturfaktor k multipliziert werden, so daß die Beziehung gilt dI v (x v ,y v ) = k * I (x,y)
    Figure imgb0005
    dIv ist dabei der Beitrag des Bildwertes I(x,y) zu dem Bildwert Iv für den Bildpunkt xv, yv in der Bildebene. k ist der Korrekturfaktor, der mit zunehmendem Betrag von x abnimmt und der die erwähnte Gewichtung berücksichtigt. Die Änderung des Faktors k als Funktion von x ist umso ausgeprägter, je härter die Röntgenstrahlung ist, d.h. je größer die Spannung an der Röntgenröhre während der Aufnahme ist. Bei sehr weicher Strahlung verschwindet diese Abhängigkeit praktisch.
  • Fig. 3 zeigt schematisch die Verarbeitung der von der Ausleseeinheit 5 gelieferten Werte. Sie werden zunächst einem Analog-Digital-Wandler 20 zugeführt und von einer Bildverarbeitungseinheit 21 in einem Speicher 22 abgelegt. Die Bildverarbeitungseinheit 21 errechnet dabei aus den im Speicher 22 enthaltenen Bildwerten nach den Gleichungen 2 bis 5 die Bildwerte Iv (xv, yv) des in die Bildebene transformierten Bildes und speichert diese in einem weiteren Bildspeicher 23. Das auf diese Weise entzerrte und korrigierte Bild kann auf einem Monitor 24 wiedergegeben werden.
  • Es ist nicht notwendig, daß für die Bildwerte I auf der Oberfläche des Photoleiters und die Bildwerte Iv in der Bildebene je ein Bildspeicher zur Verfügung steht, wie in Fig. 3 angegeben. Wenn die Bildwerte I zur Berechnung herangezogen worden sind, werden sie nicht mehr benötigt, so daß die berechneten Bildwerte Iv in den Speicher 22 übernommen werden können. Es muß dabei lediglich ein Pufferspeicher für einen kleinen Teil des Bildes vorhanden sein.
  • Bei Röntgenaufnahmen, die mittels eines Photoleiters hergestellt werden, sind noch weitere Verarbeitungsschritte erforderlich, beispielsweise eine Tiefpaßfilterung oder - wie aus der DE-A- 38 42 525 bekannt, eine Korrektur der nach einer Röntgenaufnahme stattfindenden Selbstentladung des photoleiters. Diese Verarbeitungsschritte werden in der Bildverarbeitungseinheit 21 vor der vorstehend beschriebenen Transformation durchgeführt.
  • Bei verschiedenen Untersuchungen ist es erforderlich, zwei Röntgenaufnahmen in einem zeitlichen Abstand aufeinanderfolgen zu lassen, der kleiner ist als der für das Auslesen eines Bildes mittels der Ausleseeinrichtung 5 benötigte Zeitraum. Mit der in Fig. 1 dargestellten Anordnung ist ein solcher Betrieb möglich, weil jede Röntgenaufnahme die Trommel nicht einmal auf der Hälfte ihres Umfanges belichtet. Dazu muß lediglich der Antrieb 9 so gesteuert werden, daß nach einer Aufnahme der Träger 4 um 180° gedreht wird, so daß bei der nachfolgenden Röntgenaufnahme ein zuvor noch nicht belichteter Teil des Photoleiters in den Strahlengang gelangt. Bei einem kleineren Format der Röntgenaufnahme wäre unter Umständen eine geringere Drehung von z.B. 120 oder 90° möglich, so daß drei bzw. vier Röntgenaufnahmen nacheinander angefertigt werden könnten, ohne daß zwischendurch ein Auslesen erfolgen muß. Es versteht sich aber von selbst, daß in diesen Fällen die Speicherkapazität des Bildspeichers 22 ausreichen muß, um zwei bzw. drei oder vier Bilder zu speichern.

Claims (5)

  1. Anordnung zum Erzeugen von Röntgenaufnahmen mit einem Röntgenstrahler (1) zum Erzeugen eines Röntgenstrahlenbündels, einem Photoleiter (41) zum Umsetzen von Röntgenstrahlung in ein Ladungsmuster, der auf einem bezüglich einer Drehachse (7) rotationssymmetrisch ausgebildeten Träger (4) aufgebracht ist, einer Antriebseinheit (9) zum Antreiben des Trägers um die Drehachse und einer Ausleseeinheit (5), die nach einer Röntgenaufnahme das Ladungsmuster auf der Oberfläche des rotierenden Photoleiters in elektrische Bildwerte umsetzt,
    dadurch gekennzeichnet, daß die Antriebseinheit so gesteuert ist, daß der Photoleiter (41) während einer Röntgenaufnahme nicht rotiert.
  2. Anordnung nach Anspruch 1,
    dadurch gekennzeichnet, daß Mittel (21) zur geometrischen Bildtransformation vorgesehen sind, die die durch die Krümmung (r) der Oberfläche des Photoleiters (41) bedingten Bildverzerrungen kompensieren.
  3. Anordnung nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
    dadurch gekennzeichnet, daß die Antriebseinheit (9) des Trägers (4) so gesteuert ist, daß vor dem Auslesen einer Röntgenaufnahme der Träger soweit gedreht wird, daß ein bei der vorangehenden Röntgenaufnahme nicht belichteter Bereich des Photoleiters in den Strahlengang gelangt.
  4. Anordnung nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
    dadurch gekennzeichnet, daß Mittel (21) vorgesehen sind zum Multiplizieren der Bildwerte mit einem Korrekturfaktor (k), der für Bildwerte am Bildrand größer ist als in der Bildmitte.
  5. Anordnung nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
    dadurch gekennzeichnet, daß eine weitere Antriebseinheit (11) zum Verschieben der Ausleseeinheit (5) in einer die Drehachse (7) enthaltenden Ebene entlang der Oberfläche des Photoleiters (41) vorgesehen ist.
EP91201075A 1990-05-11 1991-05-06 Anordnung zum Erzeugen von Röntgenaufnahmen Expired - Lifetime EP0456322B1 (de)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE4015113A DE4015113A1 (de) 1990-05-11 1990-05-11 Anordnung zum erzeugen von roentgenaufnahmen
DE4015113 1990-05-11

Publications (3)

Publication Number Publication Date
EP0456322A2 EP0456322A2 (de) 1991-11-13
EP0456322A3 EP0456322A3 (en) 1992-12-30
EP0456322B1 true EP0456322B1 (de) 1995-08-09

Family

ID=6406170

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
EP91201075A Expired - Lifetime EP0456322B1 (de) 1990-05-11 1991-05-06 Anordnung zum Erzeugen von Röntgenaufnahmen

Country Status (6)

Country Link
US (1) US5093851A (de)
EP (1) EP0456322B1 (de)
JP (1) JPH0690937A (de)
DE (2) DE4015113A1 (de)
ES (1) ES2078427T3 (de)
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