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WO1999022252A1 - Device and method for producing images in digital dental radiography - Google Patents

Device and method for producing images in digital dental radiography Download PDF

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Publication number
WO1999022252A1
WO1999022252A1 PCT/EP1997/005871 EP9705871W WO9922252A1 WO 1999022252 A1 WO1999022252 A1 WO 1999022252A1 EP 9705871 W EP9705871 W EP 9705871W WO 9922252 A1 WO9922252 A1 WO 9922252A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
sensor device
ray radiation
sensor
electrical signals
temperature
Prior art date
Application number
PCT/EP1997/005871
Other languages
German (de)
French (fr)
Inventor
Peter Schmitt
Günther KOSTKA
Oliver Scholz
Randolf Hanke
Norbert Bauer
Original Assignee
Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Priority to DE19615178A priority Critical patent/DE19615178C2/en
Application filed by Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. filed Critical Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V.
Priority to CA002295893A priority patent/CA2295893A1/en
Priority to DE59702797T priority patent/DE59702797D1/en
Priority to PCT/EP1997/005871 priority patent/WO1999022252A1/en
Priority to AU53135/98A priority patent/AU5313598A/en
Priority to AT97950023T priority patent/ATE198232T1/en
Priority to EP97950023A priority patent/EP0974064B1/en
Publication of WO1999022252A1 publication Critical patent/WO1999022252A1/en

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    • H04N5/321—Transforming X-rays with video transmission of fluoroscopic images
    • H04N5/325—Image enhancement, e.g. by subtraction techniques using polyenergetic X-rays

Definitions

  • a disadvantage of the known method is that the image impressed on the sensor is not reproduced exactly, but is falsified by the so-called "fixed pattern noise".
  • the causes of the fixed pattern noise are partly found in the fact that the individual pixels or elements of a CCD sensor array, production-related scattering of both the dark kelsignal and the efficiency of light conversion, ie the conversion of the incident light into an electrical signal.

Landscapes

  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Multimedia (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)

Abstract

The inventive device for digital dental radiography has a source of X-radiation, a detector device, a correcting device and a temperature control device. Said detector device consists of a CCD array on which a scintillator layer is arranged and the radiation geometry of the detector device is constant in relation to the source of X-radiation. The correcting device corrects the electrical signals generated by the CCD array by compensating fluctuations in the electrical signals of the individual elements of the CCD array caused by a dark current of said array elements, by the array elements having different degrees of conversion efficiency and by the inhomogeneity of the scintillator layer. The temperature control device ensures that the detector device remains at a constant temperature during the detection of reference signals and image signals.

Description

Vorrichtung und Verfahren zur Bilderzeugung bei der digitalen dentalen Radiographie Device and method for image generation in digital dental radiography
BeschreibuncfDescription
Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Bilderzeugung bei der digitalen dentalen Radiographie, und insbesondere auf ein Verfahren und eine Vorrichtung, bei denen eine CCD-Sensoreinrichtung zur Erfassung der Röntgenstrahlung verwendet ist.The present invention relates to a device and a method for image generation in digital dental radiography, and in particular to a method and a device in which a CCD sensor device is used to detect the X-ray radiation.
Seit längerem sind zahnärztliche Röntgendiagnosti geräte bekannt, bei denen die Bildgewinnung unter Verwendung von CCD-Sensoren (CCD = Charge coupled device = ladungsgekoppeltes Bauelement) auf digitalem Weg erfolgt. Die Bildinformation wird durch Anlegen geeigneter Taktsignale aus dem CCD- Sensor ausgelesen, vorverarbeitet, digitalisiert und schließlich zur Darstellung und Speicherung auf ein Computersystem, beispielsweise einen Personalcomputer, übertragen. Der Vorteil dieses Verfahrens gegenüber einer herkömmlichen Filmtechnik besteht vor allem in der wesentlich schnelleren Bildgewinnung.Dental X-ray diagnostic devices have long been known in which the image is obtained digitally using CCD sensors (CCD = Charge Coupled Device). The image information is read out from the CCD sensor by applying suitable clock signals, preprocessed, digitized and finally transferred to a computer system, for example a personal computer, for display and storage. The advantage of this process compared to conventional film technology is, above all, that the image acquisition is much faster.
Ein Nachteil des bekannten Verfahrens besteht jedoch darin, daß das dem Sensor aufgeprägte Bild nicht exakt wiedergegeben wird, sondern durch das sogenannte "Festmusterrau- schen" (fixed pattern noise) verfälscht wird. D.h., daß bei gleicher Strahlungsintensität der digitale Grauwert eines Bildelements, d.h. eines Pixels, aufgrund fertigungsbedingter Unterschiede zum Teil erheblich von Pixel zu Pixel schwankt. Wie die Bezeichnung "Festmusterrauschen11 andeutet, wirken sich die fertigungsbedingten Unterschiede für den Betrachter des Bildes zum Teil wie ein zusätzlicher Raüschan- teil aus, obwohl diese nicht stochastischer Natur sind. Die Ursachen des Festmusterrauschens sind zum Teil darin zu finden, daß die einzelnen Pixel oder Elemente eines CCD-Sen- sor-Arrays fertigungsbedingt eine Streuung sowohl des Dun- kelsignals als auch der Effizienz der Lichtwandlung, d.h. der Umsetzung des einfallenden Lichtes in ein elektrisches Signal, aufweisen.A disadvantage of the known method, however, is that the image impressed on the sensor is not reproduced exactly, but is falsified by the so-called "fixed pattern noise". This means that with the same radiation intensity, the digital gray value of a picture element, ie a pixel, fluctuates considerably from pixel to pixel due to production-related differences. As the designation "fixed pattern noise 11" indicates, the production-related differences for the viewer of the image partly act as an additional noise component, although these are not of a stochastic nature. The causes of the fixed pattern noise are partly found in the fact that the individual pixels or elements of a CCD sensor array, production-related scattering of both the dark kelsignal and the efficiency of light conversion, ie the conversion of the incident light into an electrical signal.
In den meisten Fällen wird die einfallende Röntgenstrahlung nicht direkt durch den CCD-Sensor in ein elektrisches Signal umgewandelt. Vielmehr befindet sich auf der Oberseite des Sensors eine Szintillatorschicht, die eine einfallende Röntgenstrahlung in ein sichtbares Licht umwandelt, welches wiederum von dem CCD-Sensor in ein elektrisches Signal umgewandelt wird.In most cases, the incident X-rays are not converted directly into an electrical signal by the CCD sensor. Rather, there is a scintillator layer on the top of the sensor, which converts an incident X-ray radiation into visible light, which in turn is converted into an electrical signal by the CCD sensor.
Inhomogenitäten in der Szintillatorschicht führen dazu, daß das Bild bei homogener Bestrahlung keinen gleichmäßigen Grauwert aufweist, sondern "fleckig" wirkt. Bei Röntgenaufnahmen von Zähnen können diese "Flecken" die Diagnose negativ beeinflussen, da sie vom Zahnarzt fälschlicherweise z.B. als Karies gedeutet werden können.Inhomogeneities in the scintillator layer mean that the image does not have a uniform gray value under homogeneous irradiation, but rather has a "spotty" effect. In the case of X-rays of teeth, these "spots" can have a negative effect on the diagnosis, since they are incorrectly e.g. can be interpreted as caries.
Um den Einfluß dieser fertigungsbedingten Unterschiede des Dunkelsignals und des Wirkungsgrades der Lichtumwandlung zwischen den Pixeln eines Sensor-Arrays, sowie von Inhomogenitäten der Szintillatorschicht zu minimieren, werden bei bekannten zahnärztlichen Röntgendiagnostikgeräten relativ hohe Dosen einer Röntgenstrahlung verwendet. Dadurch wird auch der Einfluß einer Temperaturabhängigkeit des Dunkelsignals und des Wirkungsgrades der Lichtumwandlung der einzelnen Pixel auf das erzeugte Bild reduziert. Selbstverständlich ist es erwünscht, bei der zahnärztlichen Röntgen- diagnose geringere Strahlungsdosen zu verwenden, um die gesundheitliche Belastung der Patienten zu reduzieren.In order to minimize the influence of these manufacturing-related differences in the dark signal and the efficiency of the light conversion between the pixels of a sensor array, and inhomogeneities in the scintillator layer, relatively high doses of X-ray radiation are used in known dental X-ray diagnostic devices. This also reduces the influence of a temperature dependence of the dark signal and the efficiency of the light conversion of the individual pixels on the generated image. Of course, it is desirable to use lower radiation doses in the dental X-ray diagnosis in order to reduce the health burden on the patient.
Ausgehend von dem genannten Stand der Technik besteht die Aufgabe der vorliegenden Erfindung darin, eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Bilderzeugung bei der digitalen dentalen Radiographie zu schaffen, bei denen Qualitätsminderungen des erzeugten Bildes, die durch fertigungsbedingte Unterschiede des Dunkelsignals und des Wirkungsgrades der Lichtumwandlung der einzelnen Sensorelemente sowie eine Inhomogenität der Szintillatorschicht bewirkt werden, beseitigt sind.Based on the prior art mentioned, the object of the present invention is to provide an apparatus and a method for image generation in digital dental radiography, in which the quality of the image produced is reduced by production-related differences in the dark signal and the efficiency of the Light conversion of the individual sensor elements and an inhomogeneity of the scintillator layer are eliminated.
Diese Aufgabe wird durch eine Vorrichtung gemäß Patentanspruch 1 und ein Verfahren gemäß Patentanspruch 7 gelöst.This object is achieved by a device according to claim 1 and a method according to claim 7.
Der Gegenstand der vorliegenden Erfindung basiert auf der Anwendung einer pixelweisen Korrektur der elektrischen Signale, die durch jedes Element einer Sensoreinrichtung erzeugt werden, um die Bildqualität zu optimieren.The object of the present invention is based on the use of pixel-by-pixel correction of the electrical signals generated by each element of a sensor device in order to optimize the image quality.
Die Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung weist eine Röntgenstrahlungsquelle und eine Sensoreinrichtung, die aus einem CCD-Array, auf das eine Szintillatorschicht aufgebracht ist, besteht, wobei die Sensoreinrichtung bezüglich der Röntgenstrahlungsquelle eine konstante Bestrahlungsgeometrie aufweist. Eine Korrektureinrichtung ist mit der Sensoreinrichtung verbunden, um die elektrischen Signale, die durch das CCD-Array erzeugt werden, zu korrigieren, um Schwankungen der elektrischen Signale, die zusammen ein Bild eines Objekts darstellen, der einzelnen Elemente des CCD-Arrays aufgrund des Dunkelstroms derselben, aufgrund eines unterschiedlichen Wandlungswirkungsgrads derselben und aufgrund der Inhomogenitäten der Szintillatorschicht zu kompensieren.The device according to the present invention has an X-ray source and a sensor device, which consists of a CCD array to which a scintillator layer is applied, the sensor device having a constant radiation geometry with respect to the X-ray source. Correction means are connected to the sensor means for correcting the electrical signals generated by the CCD array, for fluctuations in the electrical signals, which together form an image of an object, of the individual elements of the CCD array due to their dark current , due to a different conversion efficiency of the same and due to the inhomogeneities of the scintillator layer.
Um diese Kompensation zu erreichen, werden Referenzsignale erfaßt, die den Ausgangssignalen des CCD-Arrays entsprechen, wenn die Sensoreinrichtung keiner Röntgenstrahlung bzw. einer homogenen Röntgenstrahlung ausgesetzt ist. Auf der Basis dieser Referenzsignale werden die elektrischen Signale, die einem Bild eines Objekts entsprechen, korrigiert. Während des Erfassens der Referenzsignale und der dem Bild eines Objekts entsprechenden Signale wird die Sensoreinrichtung auf einer konstanten Temperatur gehalten. Dadurch kann der Einfluß der Temperaturabhängigkeit des Dunkelstroms bzw. des Umwandlungswirkungsgrades der einzelnen Pixelelemente auf das resultierende Bild beseitigt werden.In order to achieve this compensation, reference signals are acquired which correspond to the output signals of the CCD array when the sensor device is not exposed to X-rays or homogeneous X-rays. The electrical signals corresponding to an image of an object are corrected on the basis of these reference signals. The sensor device is kept at a constant temperature during the acquisition of the reference signals and the signals corresponding to the image of an object. As a result, the influence of the temperature dependency of the dark current or the conversion efficiency of the individual pixel elements can the resulting image will be eliminated.
Die vorliegende Erfindung schafft somit eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Bilderzeugung bei der digitalen dentalen Radiographie, mit denen trotz einer verringerten Röntgen- dosis qualitativ hochwertige Bilder erzeugt werden können, bei denen eine Verschlechterung der Bildqualität aufgrund fertigungsbedingter Unterschiede des Dunkelstroms und des Umwandlungswirkungsgrads der einzelnen Bildelemente der Sensoreinrichtung als auch aufgrund von Inhomogenitäten der Szintillatorschicht verhindert ist.The present invention thus provides an apparatus and a method for image generation in digital dental radiography, with which high-quality images can be generated despite a reduced X-ray dose, and with which a deterioration in the image quality due to production-related differences in the dark current and the conversion efficiency of the individual image elements the sensor device as well as due to inhomogeneities of the scintillator layer is prevented.
Im folgenden wird ein Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung näher erläutert.An exemplary embodiment of the present invention is explained in more detail below.
Wie oben beschrieben wurde, beeinflussen fertigungsbedingte Unterschiede sowohl das Dunkelsignal eines Bildelements, d.h. den Grauwert des Pixels ohne eine Bestrahlung, als auch den Umwandlungswirkungsgrad bei einer vorgegebenen Bestrahlung, d.h. den Grauwert des Pixels bei der vorgegebenen Bestrahlung. Das von CCD-Sensoren erzeugte elektrische Signal hängt weitgehend linear von der Beleuchtungsstärke ab. Der digitale Grauwert Gw-^ eines Pixels in einer Zeile i und einer Spalte j eines Sensor-Arrays kann bei vorgegebener Bestrahlungsstärke daher durch die folgende Gleichung beschrieben werden:As described above, manufacturing differences affect both the dark signal of a picture element, i.e. the gray scale value of the pixel without irradiation, as well as the conversion efficiency for a given irradiation, i.e. the gray value of the pixel for the given irradiation. The electrical signal generated by CCD sensors largely depends linearly on the illuminance. The digital gray value Gw- ^ of a pixel in a row i and a column j of a sensor array can therefore be described by the following equation for a given irradiance:
GW jfD-Oij+Gi I (1)GW jfD-Oij + Gi I (1)
wobei Gwji der Grauwert ist, 0^-\ der Versatz (der Offset) ist, der durch das Dunkelsignal bewirkt wird, G-^j der Gewinn (Gain) ist, und I die Intensität der Bestrahlung ist. 0-H und G-j^ können sich von Pixel zu Pixel unterscheiden.where Gw j i is the gray value, 0 ^ - \ is the offset caused by the dark signal, G- ^ j is the gain, and I is the intensity of the radiation. 0-H and G- j ^ can differ from pixel to pixel.
Ein weiteres Problem folgt aus der Tatsache, daß der Versatz O-ji stark temperaturabhängig ist, wodurch der Grauwert eines Bildelements nicht nur von der Strahlungsstärke, sondern ferner von der Temperatur abhängt: Gwi j ( T , I ) =Oi j (T) +Gi j I ( 2 )Another problem arises from the fact that the offset O- j i is strongly temperature-dependent, which means that the gray value of a picture element depends not only on the radiation intensity but also on the temperature: Gw ij (T, I) = O ij (T) + G ij I (2)
Zur Korrektur des Festmusterrauschens (fixed pattern noise) für eine fest vorgegebene Temperatur T werden für jedes Pixel, d.h. für jedes Sensorelement des Sensor-Arrays, die Werte für Oj^ und G^ bestimmt. Zur Bestimmung derselben werden zwei Bilder benötigt: ein Bild ohne Bestrahlung sowie ein Bild bei einer bekannten Bestrahlung. Die bekannte Bestrahlung kann beispielsweise die maximal zulässige Bestrahlung sein.To correct the fixed pattern noise for a fixed predetermined temperature T, the values for O j ^ and G ^ are determined for each pixel, ie for each sensor element of the sensor array. Two images are required to determine the same: an image without radiation and an image with known radiation. The known radiation can be, for example, the maximum permissible radiation.
Diese Bilder bei fehlender Bestrahlung und einer bekannten Bestrahlung werden zur Unterdrückung des quantenbedingten Bildrauschens vorteilhafterweise durch Mittelung mehrerer Aufnahmen unter konstanten Bedingungen erzeugt. Aus den vorzugsweise gemittelten Bildern sind somit für jedes Bildelement der Grauwert ohne bzw. mit bekannter Bestrahlung I* bekannt:In order to suppress the quantum-related image noise, these images in the absence of radiation and a known radiation are advantageously generated by averaging a number of images under constant conditions. From the preferably averaged images, the gray value without or with known radiation I * is known for each image element:
Gwij(T,I=0)=Oij(T) (3)Gw ij (T, I = 0) = O ij (T) (3)
Gwij(T,I=I*)=Oij(T)+GijI* (4)Gw ij (T, I = I *) = O ij (T) + G ij I * (4)
GW j(T,I=0) ist der Grauwert des Pixels in der Zeile i und der Spalte j des Sensors, wenn die Sensoreinrichtung keiner Röntgenstrahlung durch eine Röntgenstrahlungsquelle ausgesetzt ist. Dieser Grauwert entspricht dem temperaturabhängigen Versatz Oj_j (T) des Pixels. Gw^j(T,I=I*) ist der Grauwert des Pixels bei einer Röntgenstrahlung mit der Intensität I*. Dieser Grauwert setzt sich aus dem Versatz O^j und der Intensität I* mal dem Gewinn G des Pixels zusammen.GW j (T, I = 0) is the gray value of the pixel in row i and column j of the sensor if the sensor device is not exposed to X-rays from an X-ray source. This gray value corresponds to the temperature-dependent offset O j _j (T) of the pixel. Gw ^ j (T, I = I *) is the gray value of the pixel with X-rays with the intensity I *. This gray value is composed of the offset O ^ j and the intensity I * times the gain G of the pixel.
Durch eine pixelweise Subtraktion der Gleichung 4 minus die Gleichung 3 erhält man den Grauwert des Pixels ohne Versatzanteile:By subtracting equation 4 minus equation 3 pixel by pixel, the gray value of the pixel is obtained without offset components:
Gw'ij(T,I=I*)=Gwij(T,I=I*)-Gwij(T,I=0)=GijI* (5) Um mittels eines Sensor-Arrays ein qualitativ hochwertiges Bild zu erzeugen, müssen alle Pixel, d.h. Sensorelemente, des Arrays denselben Grauwert Gwmaχ aufweisen, wenn sie mit derselben maximal zulässigen Dosis bestrahlt werden. Unterschiede in der Empfindlichkeit können durch eine Normierung der Werte G^-; beseitigt werden. Aus der GleichungGw ' i j (T, I = I *) = Gw i j (T, I = I *) - Gw ij (T, I = 0) = G i jI * (5) In order to generate a high-quality image by means of a sensor array, all pixels, ie sensor elements, of the array must have the same gray value Gw maχ if they are irradiated with the same maximum permissible dose. Differences in sensitivity can be determined by normalizing the values G ^ -; be eliminated. From the equation
Figure imgf000008_0001
Figure imgf000008_0001
kann der normierte Gewinn G^j ' für jedes Pixel berechnet werden. Gwmaχ stellt dabei einen Soll-Wert bei einer maximalen Bestrahlung dar, den sämtliche Pixel des Sensor-Arrays aufweisen sollen. Der Korrekturwert Gj ' gibt somit einen Faktor an, mit dem der Grauwert jedes Pixels multipliziert werden muß, damit für jedes Pixel bei einer einheitlichen Bestrahlung aller Sensorelemente der gleiche Grauwert ausgegeben wird.the normalized gain G ^ j 'can be calculated for each pixel. Gw maχ represents a target value at maximum irradiation that all pixels of the sensor array should have. The correction value G j 'thus specifies a factor by which the gray scale value of each pixel must be multiplied so that the same gray scale value is output for each pixel when all sensor elements are irradiated uniformly.
Die Korrektur eines durch die Grauwerte Gw^-; charakterisierten Bildes erfolgt wie folgt: die korrigierten Grauwerte Gw'ji ergeben sich durch pixelweise Subtraktion der Versatzwerte O-j jedes Pixels von den ein Bild darstellenden Grauwerten jedes Pixels und die anschließende pixelweise Multiplikation mit den Gewinn-Normierungswerten G-^-j ' .The correction of one by the gray values Gw ^ -; characterized image follows as follows: the corrected gray values Gw ' j i result from pixel-by-pixel subtraction of the offset values O- j of each pixel from the gray values representing an image and the subsequent pixel-by-pixel multiplication by the gain normalization values G - ^ - j '.
Gw'ij=(Gwij-Oij)Gij' (7)Gw ' ij = (Gw ij -O ij ) G ij ' (7)
Die Gleichungen (1) bis (7) stellen die Grundlage für die Verbesserung der Bildqualität bei der Vorrichtung und dem Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung dar. Diese Gleichungen werden gemäß der vorliegenden Erfindung zur pixelweisen Gewinn- und Versatz-Korrektur im Bereich der zahnärztlichen digitalen Radiographie verwendet.Equations (1) to (7) provide the basis for improving the image quality in the device and method according to the present invention. These equations are used according to the present invention for pixel-by-pixel correction of gains and misalignments in the field of dental digital radiography used.
Wie oben bereits dargelegt wurde, sind die Versatzwerte O-^- und damit auch die Gewinn-Normierungswerte G^ ' stark temperaturabhängig. Werden die Versatzwerte und die Gewinn-Nor- mierungswerte bei einer bestimmten Temperatur ermittelt, das zu korrigierende Bild jedoch bei einer anderen Temperatur aufgenommen, so wird die Bildqualität nicht verbessert, sondern vielmehr mit großer Wahrscheinlichkeit verschlechtert. Aus diesem Grund muß die Temperatur des CCD-Sensors während der Erfassung der Referenzsignale und der Erfassung der ein Bild darstellenden Signale konstant gehalten werden. Eine konstante Sensortemperatur ist auf unterschiedliche Arten realisierbar.As already explained above, the offset values O - ^ - and thus also the gain normalization values G ^ 'are strongly temperature-dependent. Are the offset values and the profit norm determination values determined at a certain temperature, but the image to be corrected is recorded at a different temperature, the image quality is not improved, but rather, with a high probability, deteriorates. For this reason, the temperature of the CCD sensor must be kept constant during the acquisition of the reference signals and the acquisition of the signals representing an image. A constant sensor temperature can be achieved in different ways.
Der CCD-Sensor kann auf der Rückseite mit einem Heizelement versehen werden, wobei die Temperatur des Sensors durch eine aktive Regelung konstant gehalten wird. Zur Messung der Temperatur können beispielsweise Temperatursensoren zusätzlich auf den Träger des CCD-Sensors aufgebracht sein oder auch in dem CCD-Sensor integriert sein. Falls auf dem Sensor unbe- lichtete CCD-Elemente, sogenannte "dark reference pixel", aufgebracht sind, können diese Elemente aufgrund der starken Temperaturabhängigkeit des Dunkelstroms zur Temperaturmessung herangezogen werden.The CCD sensor can be provided with a heating element on the back, whereby the temperature of the sensor is kept constant by active regulation. To measure the temperature, for example, temperature sensors can additionally be applied to the carrier of the CCD sensor or can also be integrated in the CCD sensor. If unexposed CCD elements, so-called "dark reference pixels", are applied to the sensor, these elements can be used for temperature measurement due to the strong temperature dependence of the dark current.
Ferner kann die Temperatur gegebenenfalls durch eine Steuerung der Taktfrequenz des CCD-Sensors gesteuert werden. Auch in diesem Fall kann die Temperatur der Sensoreinrichtung beispielsweise mittels Temperatursensoren, die zusätzlich auf den Träger des CCD-Sensors aufgebracht sind, erfaßt werden, um eine geregelte Steuerung der Temperatur der Sensoreinrichtung zu ermöglichen.Furthermore, the temperature can optionally be controlled by controlling the clock frequency of the CCD sensor. In this case too, the temperature of the sensor device can be detected, for example by means of temperature sensors which are additionally applied to the carrier of the CCD sensor, in order to enable controlled control of the temperature of the sensor device.
Bei intraoralen Röntgendiagnostikeinrichtungen kann das Sensorelement zwischen zwei Röntgenaufnahmen beispielsweise in einem Wasserbad auf einer vorbestimmten Temperatur gehalten werden. Diese vorbestimmte Temperatur kann beispielsweise die Körpertemperatur sein. Dadurch ist gewährleistet, daß das Sensorelement zwischen den Röntgenaufnahmen nicht abkühlt.In intraoral X-ray diagnostic devices, the sensor element can be kept at a predetermined temperature between two X-ray exposures, for example in a water bath. This predetermined temperature can be, for example, the body temperature. This ensures that the sensor element does not cool between the X-ray images.
Eine weitere wesentliche Voraussetzung für den erfolgreichen Einsatz der Verstärkungs-/Versatz-Korrektur besteht darin, daß die relative Position der Sensoreinrichtung gegenüber der Röntgenstrahlungsquelle konstant ist, oder daß zumindest gewährleistet ist, daß die Röntgendosisleistung über die gesamte Sensorfläche konstant ist, um einen Abfall der Bildhelligkeit zum Bildrand hin, ein sogenanntes "Shading", zu vermeiden. Weist die Sensoreinrichtung bezüglich der Rontgenstrahlungsquelle keine konstante Bestrahlungsgeometrie auf, wird die Gewinnkorrektur nicht korrekt durchgeführt, wodurch ein künstliches Schattieren (shading) erzeugt wird. Zur Vermeidung dieser Problematik kann beispielsweise eine einem Filmhalter analoge Anordnung, bei der die Mitte des CCD-Sensors vom Zentralstrahl der Röntgenstrahlungsquelle getroffen wird, verwendet werden.Another essential requirement for successful Use of the gain / offset correction consists in the fact that the relative position of the sensor device with respect to the X-ray radiation source is constant, or that it is at least ensured that the X-ray dose rate is constant over the entire sensor area, so that the brightness of the image drops towards the edge of the image, a so-called "Shading" to avoid. If the sensor device does not have a constant radiation geometry with respect to the X-ray radiation source, the gain correction is not carried out correctly, as a result of which artificial shading is generated. To avoid this problem, for example, an arrangement analogous to a film holder, in which the center of the CCD sensor is struck by the central beam of the X-ray source, can be used.
Die vorliegende Erfindung schafft somit eine Optimierung der Bildqualität im Bereich der digitalen dentalen Radiographie durch die Verwendung einer pixelweisen Gewinn- und Versatz- Korrektur bei einer konstanten Temperatur der Sensoreinrichtung. Die pixelweise Gewinn-/Versatz-Korrektur beseitigt sowohl die Folgen fertigungsbedingter Unterschiede in Dunkelstrom und Wandlungseffizienz der einzelnen Bildelemente, als auch die Folgen von Inhomogenitäten in der auf dem CCD-Sensor aufgebrachten Szintillatorschicht. Eine Voraussetzung für die Verbesserung der Bildqualität durch eine pixelweise Gewinn-/Versatz-Korrektur sind (a) eine konstante Temperatur des CCD-Sensors und (b) eine konstante Bestrahlungsgeometrie oder eine homogene Bestrahlung. Die vorliegende Erfindung ermöglicht somit die Erzeugung qualitativ hochwertiger Bilder mit gegenüber üblicherweise verwendeten Röntgenstrahlungsdosen geringen Bestrahlungsintensitäten.The present invention thus creates an optimization of the image quality in the field of digital dental radiography by using pixel-by-pixel correction of the gain and offset at a constant temperature of the sensor device. The pixel-by-pixel gain / offset correction eliminates both the consequences of production-related differences in dark current and conversion efficiency of the individual picture elements, and the consequences of inhomogeneities in the scintillator layer applied to the CCD sensor. A prerequisite for improving the image quality through pixel-by-pixel gain / offset correction is (a) a constant temperature of the CCD sensor and (b) a constant radiation geometry or homogeneous radiation. The present invention thus enables the generation of high-quality images with low radiation intensities compared to the commonly used x-ray doses.
Anstelle des beschriebenen CCD-Arrays kann auch ein Photo- diodenarray oder ein charge-injection-device oder ein CMOS-Bildsensorarry verwendet werden. Instead of the CCD array described, a photo diode array or a charge injection device or a CMOS image sensor array can also be used.

Claims

Patentansprüche claims
1. Vorrichtung zur digitalen Radiographie mit folgenden Merkmalen:1. Device for digital radiography with the following features:
einer Röntgenstrahlungsquelle;an x-ray source;
einer Sensoreinrichtung, bestehend aus einem Halbleiter- sensorarray, auf das eine Szintillatorschicht aufgebracht ist, wobei die Sensoreinrichtung bezüglich der Röntgenstrahlungsquelle eine konstante Bestrahlungsgeometrie aufweist;a sensor device consisting of a semiconductor sensor array to which a scintillator layer is applied, the sensor device having a constant radiation geometry with respect to the X-ray radiation source;
einer Korrektureinrichtung zur Korrektur der elektrischen Signale, die durch das Halbleitersensorarray erzeugt werden, um Schwankungen der elektrischen Signale der einzelnen Elemente des Halbleitersensorarrays, die ein Bild eines Objekts darstellen, aufgrund des Dunkelstroms derselben, aufgrund eines unterschiedlichen Umwandlungswirkungsgrads derselben und aufgrund von Inhomogenitäten der Szinzillatorschicht zu kompensieren; unda correction device for correcting the electrical signals generated by the semiconductor sensor array to compensate for fluctuations in the electrical signals of the individual elements of the semiconductor sensor array, which represent an image of an object, due to the dark current thereof, due to a different conversion efficiency thereof and due to inhomogeneities of the scintillator layer compensate; and
einer Temperatursteuereinrichtung zum Halten der Sensoreinrichtung auf einer konstanten Temperatur.a temperature control device for keeping the sensor device at a constant temperature.
2. Vorrichtung gemäß Anspruch 1, bei der die Temperatursteuereinrichtung ein Heizelement aufweist, das an der Sensoreinrichtung angebracht ist.2. Device according to claim 1, wherein the temperature control device has a heating element which is attached to the sensor device.
3. Vorrichtung gemäß Anspruch 1, bei der die Temperatursteuereinrichtung durch einen Taktgeber für die Sensoreinrichtung mit einer Taktfrequenz realisiert ist, wobei die Temperatur durch die Taktfrequenz gesteuert wird.3. The device according to claim 1, wherein the temperature control device is implemented by a clock generator for the sensor device with a clock frequency, the temperature being controlled by the clock frequency.
4. Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 3 , bei der die Sensoreinrichtung ein Temperatursensor für eine Re- gelung der Temperatur der Sensoreinrichtung aufweist.4. Device according to one of claims 1 to 3, wherein the sensor device is a temperature sensor for a re- gelation of the temperature of the sensor device.
5. Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 4 , bei der die Korrektureinrichtung eine zentrale Verarbeitungseinheit und einen Speicher aufweist.5. Device according to one of claims 1 to 4, wherein the correction device has a central processing unit and a memory.
6. Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 5, bei der die Korrektur der elektrischen Signale, die ein Bild eines Objekts darstellen, auf der Grundlage von ersten Referenzsignalen, die den elektrischen Signalen der einzelnen Elemente der Sensoreinrichtung entsprechen, wenn die Sensoreinrichtung keiner Röntgenstrahlung ausgesetzt ist, und von zweiten Referenzsignalen, die den elektrischen Signalen der einzelnen Elemente der Sensoreinrichtung entsprechen, wenn die Sensoreinrichtung einer bekannten Röntgenstrahlung ausgesetzt ist, durchgeführt wird.6. Device according to one of claims 1 to 5, wherein the correction of the electrical signals, which represent an image of an object, on the basis of first reference signals, which correspond to the electrical signals of the individual elements of the sensor device, when the sensor device is not exposed to X-rays and from second reference signals which correspond to the electrical signals of the individual elements of the sensor device when the sensor device is exposed to known X-ray radiation.
7. Verfahren zur Bilderzeugung bei der digitalen dentalen Radiographie mit folgenden Schritten:7. Process for image generation in digital dental radiography with the following steps:
a) Erfassen erster Referenzsignale, die durch die Elemente einer Sensoreinrichtung, die aus einem mit einer Szintillatorschicht versehenen CCD-Array besteht, erzeugt werden, wenn die Sensoreinrichtung keiner durch eine Röntgenstrahlungsquelle erzeugten Röntgenstrahlung ausgesetzt ist;a) detecting first reference signals which are generated by the elements of a sensor device, which consists of a CCD array provided with a scintillator layer, if the sensor device is not exposed to X-ray radiation generated by an X-ray radiation source;
b) Erfassen zweiter Referenzsignale, die durch die Elemente der Sensoreinrichtung erzeugt werden, wenn die Sensoreinrichtung einer bekannten Röntgenstrahlung von der Röntgenstrahlungsquelle ausgesetzt ist;b) detecting second reference signals which are generated by the elements of the sensor device when the sensor device is exposed to a known x-ray radiation from the x-ray radiation source;
c) Erfassen dritter elektrischer Signale, die durch die Elemente der Sensoreinrichtung erzeugt werden, wenn die Sensoreinrichtung einer ein Bild eines Objekts darstellenden Röntgenstrahlung ausgesetzt ist; d) Steuern der Temperatur der Sensoreinrichtung während der Schritte a) bis c) auf eine konstante Temperatur;c) detecting third electrical signals which are generated by the elements of the sensor device when the sensor device is exposed to X-rays representing an image of an object; d) controlling the temperature of the sensor device to a constant temperature during steps a) to c);
e) Korrigieren der dritten elektrischen Signale, die im Schritt c) erfaßt werden, auf der Basis der ersten und zweiten Referenzsignale, die in den Schritten a) und b) erzeugt werden, um Schwankungen der dritten elektrischen Signale der einzelnen Elemente der Sensoreinrichtung aufgrund des Dunkelstroms derselben, aufgrund eines unterschiedlichen Umwandlungswirkungsgrads derselben und aufgrund von Inhomogenitäten der Szintillatorschicht zu kompensieren.e) correcting the third electrical signals, which are detected in step c), on the basis of the first and second reference signals, which are generated in steps a) and b), to fluctuations in the third electrical signals of the individual elements of the sensor device due to the Dark current of the same, due to a different conversion efficiency of the same and due to inhomogeneities of the scintillator layer.
8. Verfahren gemäß Anspruch 7, bei dem die ersten Referenzsignale im Schritt a) erfaßt werden, indem mehrere Aufnahmen der Sensoreinrichtung, während dieselbe keiner durch die Röntgenstrahlungsquelle erzeugten Röntgenstrahlung ausgesetzt ist, gemittelt werden.8. The method according to claim 7, in which the first reference signals are detected in step a) by averaging a plurality of recordings of the sensor device while the same is not exposed to any X-ray radiation generated by the X-ray radiation source.
9. Verfahren gemäß Anspruch 7 oder 8, bei dem die zweiten Referenzsignale im Schritt b) erfaßt werden, indem mehrere Aufnahmen der Sensoreinrichtung, während dieselbe einer bekannten Röntgenstrahlung von der Röntgenstrahlungsquelle ausgesetzt ist, gemittelt werden.9. The method according to claim 7 or 8, wherein the second reference signals are detected in step b) by averaging a plurality of recordings of the sensor device while it is exposed to a known x-ray radiation from the x-ray radiation source.
10. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 7 bis 9, bei dem das erste Referenzsignal jedes Elements der Sensorvorrichtung jeweils als Versatzwert (O^ ) für dieses Element verwendet wird, und bei dem auf der Basis eines Soll- Werts der elektrischen Signale der Elemente der Sensoreinrichtung bei der bekannten Röntgenstrahlung und den ersten und den zweiten Referenzsignalen ein Gewinn-Normierungswert (Gj j ) für jedes Element der Sensoreinrichtung berechnet wird.10. The method according to any one of claims 7 to 9, wherein the first reference signal of each element of the sensor device is used as an offset value (O ^) for this element, and in which on the basis of a target value of the electrical signals of the elements of the sensor device a gain normalization value (G j j) is calculated for each element of the sensor device in the case of the known x-ray radiation and the first and the second reference signals.
11. Verfahren gemäß Anspruch 10, bei dem die dritten elektrischen Signale, die das Bild eines Objekts darstellen, korrigiert werden, indem der Versatzwert (O^j) für jedes Element von dem dritten elektrischen Signal für dieses Element subtrahiert wird, und indem das Ergebnis der Subtraktion mit dem Gewinn-Normierungswert
Figure imgf000014_0001
r ) für jedes Element multipliziert wird.11. The method according to claim 10, wherein the third electrical signals representing the image of an object are corrected by the offset value (O ^ j) for each Element is subtracted from the third electrical signal for that element and by subtracting the result with the gain normalization value
Figure imgf000014_0001
r ) is multiplied for each element.
12. Verfahren gemäß Anspruch 10 oder 11, bei dem der Gewinn-Normierungswert (G j/) für jedes Element berechnet wird, indem jeweils das erste Referenzsignal von dem zweiten Referenzsignal subtrahiert wird, und indem der Soll-Wert bei der bekannten Röntgenstrahlung durch das Subtraktionsergebnis geteilt wird.12. The method according to claim 10 or 11, wherein the gain normalization value (G j / ) for each element is calculated by subtracting the first reference signal from the second reference signal, and in that the target value for the known x-ray radiation by Subtraction result is shared.
13. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 7 bis 12 , bei dem die bekannte Röntgenstrahlung die maximal zulässige Röntgenstrahlung für die Sensoreinrichtung ist.13. The method according to any one of claims 7 to 12, wherein the known x-ray radiation is the maximum permissible x-ray radiation for the sensor device.
14. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 7 bis 13, bei dem die Schritte c) und e) wiederholt durchgeführt werden, wobei die Sensoreinrichtung zwischen aufeinanderfolgenden Schritten c) in ein Fluid einer vorbestimmten Temperatur eingetaucht wird. 14. The method according to any one of claims 7 to 13, in which steps c) and e) are carried out repeatedly, the sensor device being immersed in a fluid of a predetermined temperature between successive steps c).
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