WO2018077603A2 - Verfahren zur erzeugung von röntgenbildern und röntgensystem - Google Patents

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Definitions

  • the invention relates to a method according to the preamble of claim 1 for generating x-ray images and an x-ray system according to the preamble of patent claim 8.
  • X-ray source which is usually an X-ray tube
  • X-ray radiation is emitted in the radial direction, which is superimposed by the collimator into an irradiation volume.
  • the X-ray radiation penetrates to ⁇ least partially the view of the X-ray source side of the collimator disposed subject and is detected by Hil ⁇ fe an X-ray detector or added, which have trained det, for example, as a film or as a flat panel detector and / or may comprise an image intensifier.
  • Stray radiation then does not hit the detector but hits the second slit diaphragm.
  • a movement of the slit diaphragms or of a beam passing through the first slit diaphragm over the patient or over the intended receiving area is referred to as a scan. After a scan, a complete X-ray image is available.
  • the disadvantage here is that a strong load of the X-ray ⁇ radiator or the X-ray source is created because of this much more power is required than in a Rönt ⁇ genfacturing without slit.
  • Another disadvantage is the particularly complex and trouble-prone to coordinate ⁇ de mechanical guidance of the two slit diaphragms.
  • the object of the present invention is to provide a method for generating X-ray images by means of a simplified Slotscan technique and a corresponding X-ray system.
  • the method according to the invention for generating X-ray images envisages that, during the generation of an X-ray image, a slit diaphragm is moved in front of it between a radiation source and a photographic object for a scan of the photographic object.
  • a radiation source from ⁇ transmitted radiation after its passage through the slot and advantage the receiving object by means of a detector detek-.
  • the recording object may be, for example, an object, a patient or even a subarea of such.
  • the predetermined threshold value is to be selected or set such that typical intensities of unwanted scattered radiation are below the threshold value.
  • a proportion of the scattered radiation on the total radiation used or used for the final X-ray image is thus reduced to a minimum.
  • the information or information may be for example a slot shape and a movement time of the slit diaphragm ⁇ he averages. This approach, for example, for He ⁇ generation of a mask or reference X-ray image are used and / or especially at relatively low or low doses of radiation may be necessary or advantageous since particularly good image quality can be achieved. It is advantageous to now only a mechanical end of travel to be ⁇ slit used, thereby reducing a component and cost as well as a susceptibility to interference and simultaneously a reliability, durability and operability of a corresponding X-ray system or
  • X-ray machine can be improved.
  • a beam cone or radiation field of the radiation emitted by the radiation source in this case the X-ray radiation
  • the second slit diaphragm had to be designed correspondingly large area.
  • the second slit diaphragm By omitting the second slit diaphragm So can also saved weight and material and simplifying ⁇ fanned or Introductio ⁇ approximately mechanism for guiding the first slit diaphragm be made smaller.
  • in the present method also eliminates the need to match two mechanical panels, adapt to each other and to synchronize in their movements. Furthermore particularly advantageous that while no more powerful radiation source ⁇ is required as compared to previously known methods.
  • X-ray image is then composed of all the partial regions of the Konstituentenstory algorithms in which the detected intensity in ⁇ is greater than the predetermined threshold value.
  • ⁇ on their words so the scan for generating or obtaining a single final X-ray image is provided.
  • a large number, in particular two or more, partial images or partial X-ray images are effectively recorded, which in each case do not reproduce or represent the complete photographic object.
  • Such a partial image corresponds to a constituent image data set.
  • Those subareas of the constituent image data records in which an intensity or brightness value lies below the threshold value correspond to those areas of the detector which were not or only illuminated or exposed by scattered radiation.
  • the threshold used here may be about to, well adapted to the special ⁇ during the scan dynamically changed ⁇ changed or varied.
  • the threshold can beispielswei ⁇ se be recovered as a percentile of a histogram.
  • the danger can be avoided advantageous, for example, that an incorrect, inaccurate or suboptimal Mas ⁇ kensent is generated.
  • the constituent image data records recorded and read during the scan are buffered until the scan is completed and then used to compute or assemble the X-ray image as a whole image.
  • only respective intensity- or radiation maxima or corresponding Maxi ⁇ mums Symposiume the Konstituententruckkora can for example be used and combined into the final or final radiograph. It is also possible for the respective subregions of each constituent image data record, which are not illuminated or scattered only by scattered radiation, to be rejected immediately after it has been read out, as a result of which it is advantageously possible to eliminate unnecessary intermediate storage of the corresponding data.
  • an averaging of securely overlapping areas, recordings or recording areas of the constituent image data records can be provided.
  • averaging a time same moving average for example, (moving average) is used or incorporated ⁇ sets.
  • a detector or image receiver to be used which allows a sufficiently high read-out rate or Profaus ⁇ reading rate or assists or provides. It can be in Another embodiment of the present invention may be provided that the constituent image data sets are read at a rate of at least 60 Hz from the detector. Thus, 60 complete constituent image data records could be read out in one second. For practical applications, it may be provided, for example, that a scan lasts 100 ms and / or successive scans are performed or started at a frequency of 10 Hz. However, both the scanning time and the recording frequency of the X-ray images can be chosen differently.
  • image acquisition frequencies of the X-ray images between 3 Hz and 30 Hz can be provided.
  • image read rate of at least 60 Hz, it is advantageously ensured that several constituent image data sets can be detected during each scan.
  • the detector comprises an active pilot and xelsensor of this during the scan de- tektiert radiation by the detector igno ⁇ riert pixel accuracy or is discarded as long as the respective intensity of the pixel incident X-radiation is less than the predetermined threshold.
  • the threshold value for each X-ray image is individually and / or dynamically adaptable and / or adapted or set or determined. For pixel-precise evaluation can each pixel or each
  • Pixels of the detector its own amplifier circuit to be ⁇ ordered or each pixel of the detector may include or have its own amplifier circuit.
  • Pixels of the detector in a production of the detector in semiconductor or CMOS technology and other functions can be integrated into the detector itself. It may, for example, a jewei ⁇ lig circuit for exposure control, for contrast correction and / or be provided for analog-to-digital conversion.
  • a corresponding electronics can directly a voltage signal of a per ⁇ read each pixel using an active pixel sensor, without appropriate elec- generic charges initially moved or passed who would ⁇ .
  • the threshold is predetermined such that an intensity or lighting only caused by unwanted scattered radiation is processing of each pixel below the threshold value or remains so may advantageously be forwarded or read out without further data ⁇ processing effort targeted and automated only those Since ⁇ th from the detector which actual data or information to use for the final X-ray image. Can be recovered in this case be such data as image information on the main subject or the main subject carry descriptive or CHARACTERI ⁇ sierende image information.
  • the radiation source is operated pulsed with a duty cycle (duty cycle) of at least 50% before ⁇ Trains t of at least 90%.
  • the slit diaphragm is guided in front of the recording object, a local exposure time of a portion of the recording object remains unchanged compared to conventional Slotscan- techniques.
  • the X-ray images advantageously have no additional blurring due to possible movements of the receiving object.
  • large-scale movements of the recording object such as an involuntary movement of a patient
  • the corresponding final Röntgen ⁇ gensent is also not blurred, but only compressed or stretched according to the movement.
  • the available radiation power is advantageously optimally utilized to achieve a best possible image quality ⁇ .
  • the radiation source is operated continuously in the directly sequential generation of multiple X-ray images.
  • the scan period can be optimally adjusted ⁇ to the respective claims or requirements, without the danger that a portion of the recording object is scanned with the opening of the slit diaphragm, while the radiation source no power, that is, no X-ray emits radiation, ,
  • the scan duration can be a period of time between two consecutive Pulses or pulse starts or pulse start times in a conventional pulsed operation of the radiation source corre ⁇ chen. In this fixed period, the radiation source can thus provide more energy, so that overall results in a higher performance.
  • the slit diaphragm is rotatably mounted and is rotated during the scan about an axis of rotation which extends in particular at least almost parallel to a central beam of a radiation beam emitted by the radiation source.
  • the slit diaphragm is so ro ⁇ out or rotated to move a slot or aperture of the diaphragm along the receiving object.
  • Aperture arrangement or the corresponding X-ray system or X-ray device advantageously improved, a precise mechanical ⁇ cal management of the opening or the slot along the receiving object simplified and a mechanical load and susceptibility to interference are minimized.
  • the corresponding X-ray system or X-ray device advantageously improved, a precise mechanical ⁇ cal management of the opening or the slot along the receiving object simplified and a mechanical load and susceptibility to interference are minimized.
  • An inventive X-ray system comprises a radiation ⁇ source, in particular an X-ray source, be ⁇ movably mounted slit diaphragm, a detector detek- means wel ⁇ chem emitted by the radiation source is tierbar, and a data processing device, which for performing at least one embodiment of the method according to the invention is set up.
  • the slit diaphragm is designed as a rotary axis or central axis rotatably mounted disk or circle ticket ⁇ be that at least one, preferably more than one, is having radially extending slot.
  • the slot or the slots can pass through the disk from the centrally or centrally arranged axis of rotation to an edge of the disk in each case completely or only in a section or partial area.
  • these can preferably be arranged symmetrically and / or be of the same size and / or of the same shape or form.
  • each slot of the disc has a greater extent in the radial direction than in a circumferential direction of the disc.
  • the respective slots from one another and delimiting un ⁇ permeable to the light emitted by the radiation source sections of the slit diaphragm in the circumferential direction have a greater extent or dimension than the slots. This advantageously ensures that even with a large number of slots no undesired interference, scattering, interaction and / or interference effects occur between the individual slots and / or beams passing through different slots. It can also irradiate multiple slots simultaneously or be irradiated. Then, the pickup object can be irradiated at ⁇ play simultaneously in different sub-areas, illuminated or scanned.
  • a plurality of slits of the slit aperture ⁇ are simultaneously illuminated or irradiated.
  • FIG 1 is a schematic and partial view of a Thomasan ⁇ X-ray system with a single slit;
  • FIG. 2 shows a schematic plan view of a rotatable
  • FIG 3 is a schematic diagram view of three alseinan der redesignder ⁇ X-ray pulses
  • FIG. 6 shows a schematic flowchart of the method according to the invention in a second embodiment.
  • FIG. 1 shows a fragmentary and schematic Thomasan ⁇ view of an X-ray system.
  • this comprises a radiation source 10 which emits X-radiation in a beam cone 12.
  • the radiation source 10 can also
  • a collimator 14 which passes through at least a portion of the radiation emitted by the radiation source 10 X-ray radiation or fades through an opening.
  • the cone of rays 12 passes through this opening of the collimator 14 passes, and is then incident on a Schlitzblen ⁇ de 16 different than shown here
  • the slit diaphragm 16 - in particular, independent of other embodiments of the X-ray system shown or described herein - alternatively preferably between the radiation source 10 and the collimator 14 may be arranged.
  • the slit 16 may advantageously be arranged particularly close to the radiation source 10.
  • This slit 16 in turn has as opening at least one slot 18 through which one of the radiation of the beam cone 12 passes.
  • the slot 18 thus has transverse to the propagation direction of the X-ray radiation of the beam cone 12 in the Zeichnungsebe ⁇ ne shown here at the level of the slit 16 a smaller width or width than the beam cone 12.
  • the slit diaphragm 16 may be arranged, for example, at a distance of 20 cm to the radiation source 10 or to the collimator 14.
  • a detector 20 is arranged, which has on one of the slit 16 side facing an array of pixels 22 for detection on these incident X-rays.
  • a schematically illustrated patient 24 is arranged between the slit diaphragm 16 and the detector 20, of which at least one partial region represents a photographic object which is to be transilluminated by means of the X-ray radiation and to be imaged by means of the detector 20.
  • the patient 24 is penetrated in regions by a beam 26, which consists of X-radiation emitted by the radiation source 10 and passing through the slit 18 of the slit 16.
  • the slit diaphragm 16 is movably mounted and can be moved here - indicated here by an arrow 28 - in a direction or plane which extends perpendicular to an imaginary, the radiation source 10 to the detector 20 connecting path.
  • the slot 18 can be moved by the beam 12 by a movement of the slit 16 and thus the patient 24 or the recording object are at least partially scanned.
  • the slit 16 is moved so that the beam 26 in the direction of movement of the slit 16 once the maximum irradiated, that is lying within the beam cone 12 and here thus the Aufnah ⁇ me Accept performing, part of the patient 24 passes through or irradiated.
  • ⁇ point meets the beam 26 after it has passed through the patient 24 on illuminated pixels 30 of the detector 20.
  • the remaining or other of the pixels 22 are not illuminated for time shown by the beam 26 and thus represent dark pixels 32 ,
  • the X-radiation of the beam 26 carries image information about the patient after passage through the patient 24 irradiated part of the patient 24, which should ultimately be displayed in an X-ray image.
  • stray radiation is generated, which is undirected and does not contain or carry any usable image information.
  • the image-information-carrying X-ray radiation of the beam ⁇ bundle 26 is referred to as primary radiation, and bil ⁇ det together with the outgoing of the patient 24 in the direction of the detector 20 scattered radiation a to the detector 20, in particular to the pixels 22, impinging Intelstrah ⁇ lung.
  • FIG. 2 shows a schematic plan view of the slotted diaphragm 16, which in the present case is in the form of a rotationally symmetrical disk or circular disk or as a wheel and has an axis of rotation 34 centrally or centrally.
  • the slit diaphragm 16 can thus be advantageously continuously rotated about the axis of rotation 34, so that no direction changes or reversals of the movement or rotation direction must occur.
  • the axis of rotation 34 may preferably extend perpendicular to the direction indicated by the arrow 28 movement or rotational direction of the slit 16 and is then so, at least almost, parallel to a central or central ⁇ beam of the beam cone 12 is arranged.
  • the slit diaphragm 16 has a multiplicity of slots 18, the respective main extension direction of which extends in the radial direction of the slotted diaphragm 16.
  • the slits 18 may, for example, have a mean extension or opening width of 1 mm, while the respectively arranged between two of the slits 18 opaque. visible areas of the slit 16 may have a mean extent ⁇ extension in the circumferential direction, for example, 5 mm.
  • the beam cone 12 is also indicated here, which - as shown here by way of example -also also several of the slots 18 can illuminate or cover at the same time.
  • FIG. 3 shows a schematic diagram view in which the ordinate 36 indicates an intensity of the x-ray radiation emitted by the radiation source 10 and the time on the abscissa 38 is plotted.
  • the radiation source 10 is therefore pulsed be exaggerated ⁇ . In this case, a duty cycle of 10% is typically used in the prior art.
  • the radiation source 10 can be operated, for example pulsed with a duty cycle of 90%.
  • continuous operation or operation with a duty cycle of 100% is possible.
  • the movement of the slit diaphragm 16 is tuned to the pulse duration 52 used and the duty cycle used such that the duration of the scan corresponds to the pulse duration 52 or a time period between respective start times of two consecutive x-ray pulses 46 to 50.
  • FIG. 4 shows a schematic diagram view, wherein on the ordinate 36 the radiation intensity sensed or of one of the pixel 22 is detected and the applied para ⁇ zisse 38 indicates the time.
  • an intensity curve 54 is shown here which exemplarily represents a time profile of the radiation intensity detected by a single pixel 22 during a scan.
  • a threshold value is indicated 56, wherein below the threshold ⁇ ses 56 lying intensity values a Streuin ⁇ intensity 58 representing caused or effected without irradiation by the primary radiation, that is, by only one irradiation of the scattered radiation.
  • a Streuin ⁇ intensity 58 representing caused or effected without irradiation by the primary radiation, that is, by only one irradiation of the scattered radiation.
  • Threshold 56 lying intensity values correspond to a primary intensity 60, which is caused or caused by illumination or Be ⁇ radiation of the pixel by primary radiation.
  • the threshold value 56 may be advantageous, in particular dynamic, adjustable or adjusted.
  • the threshold value 56 may be, for example, a percentile of a histogram of the subject 24 or the Maisob ⁇ ject 24 representing image or X-ray image, or determined from such a histogram or percentile.
  • the percentile can be selected depending on a value of the water on ⁇ exception object here because the scattered radiation intensity from the water value depends.
  • the water value can be determined in Example ⁇ as irradiation direction 24 of a thickness or expansion of the sacredob- jekts. This is particularly the case of organic recording objects such example ⁇ as human or animal patient, possible and useful, as appropriate tissue significant What's a ⁇ has sera part and divides this water comparable relatively uniform.
  • an increase in the intensity of values lying below the threshold value 56 to the primary intensity 60 can be recognized.
  • This increase occurs when the beam 26 reaches the respective pixel in the scan.
  • the respective pixel detects the Primärin- intensity 60. This or the course of which substantially forms a plateau while the beam 26 sweeps over the pixel ⁇ .
  • the intensity detected by it suddenly falls back to below the threshold value 56, that is, down to the scattering intensity 58.
  • FIG. 5 shows a first schematic flowchart 62 of a method for generating x-ray images.
  • a method step S1 the method is started.
  • the radiation source 10 can be switched on or put into operation and the movement of the slit diaphragm 16, that is to say the scan of the recording object, can be started.
  • the slit diaphragm 16 may also be placed before switching on the radiation source ⁇ 10 to a predetermined constant Umwindungsge ⁇ velocity or accelerated.
  • the ⁇ A switching time of the radiation source 10 can then entspre ⁇ accordingly to a current location or position of the slit aperture 16 or the slit are synchronized 18th Thus, therefore, now the beam 26 is moved over the sacredob ⁇ jekt.
  • a first constituent image data record is read from the detector 20 in a method step S2 and forwarded to a data processing device, not shown, transmitted or provided.
  • a second constituent image data record is read from the detector 20 in a subsequent method step S3 and likewise provided to the data processing device.
  • a third constituent image data record is read from the detector 20 and provided to the data processing device.
  • the method steps S2 to S4 are carried thereby during the started in step Sl scans ofirriob ⁇ jekts.
  • the detector 20 can be read out at a rate or image read rate of at least 60 Hz or 60 fps (frames per second or constituent image data sets per second).
  • the reading out of the three constituent image data sets in the method steps S2 to S4 can be effected directly adjacent to one another and / or limited only by the maximum image readout rate of the detector 20.
  • a predetermined time period or time interval may be provided between the step S2 and the step S3 on the one hand so ⁇ as the step S3 and the process step.
  • This period of time may be predetermined or influenced or conditioned, for example, by a reaction time or a set integration time of the pixels 22 and / or by a size or width of the beam 26 and / or a speed of the beam 26 along the detector 20.
  • an end or a stop of the started in the process step Sl ⁇ scans of the subject can be carried out in a step S5. If a moving average is used in image processing, it may also be provided that no stop occurs at this point.
  • the readout of the three constituent ⁇ tenstory databases in the process steps S2 to S4 is here only to be understood as an example and it can also be a different number of read-outs and constituent image data sets are provided during the scan.
  • a threshold value filter is applied to the individual constituent image data records, by means of which image or data regions with a detected intensity or with intensity values below the threshold value 56 are discarded.
  • image or data regions with a detected intensity or with intensity values below the threshold value 56 are discarded.
  • a method step S7 the remaining subregions of the constituent image data sets filtered in this way are combined with one another in order to obtain an X-ray image or overall X-ray image of the recording object.
  • this Antrönt ⁇ ray image or final X-ray image so no only one scattered radiation corresponding, detected by the respective dark pixels 32 intensity values are included, thus providing an improved image quality is achieved.
  • Diffust ⁇ ray image or final X-ray image so no only one scattered radiation corresponding, detected by the respective dark pixels 32 intensity values are included, thus providing an improved image quality is achieved.
  • Diffus ⁇ Lich the application of the threshold filter may also take place respectively immediately after the reading out of the respective Konstituentenbildkoreurs.
  • a reset or a reset may be carried out using, for example, the fully together ⁇ quantitative sat total x-ray output and / or respective memory areas in which the previously stored data sets were Konstituententruckda- be released. This allows jumps to an on ⁇ fang of the method or be run through the process again in a step S9 in a kind of loop, in order to generate or for example a series of successive X-ray images or the total x-ray images of the subject record.
  • FIG. 6 shows an alternative schematic flowchart 64 of a method for generating X-ray images.
  • the method started, which can speak, for example, the steps Sl ent ⁇ .
  • a scan of the recording object is carried out in a method step S21.
  • a query finds in a step S22 continuously in each pixel 22, or for each of the pixels 22 instead, it is checked with the whether the respective time ⁇ point to this pixel incident radiation intensity is above or below the threshold value 56, the Threshold 56 can also be set dynamically here. If the incident radiation intensity is less than the threshold value 56, the query is performed again in a method step S23.
  • This interrogation loop serves only schematically to illustrate and does not have to be realized, for example, as an actual logic circuit. Instead, for example, an analog, electrical or electronic circuit or arrangement may be provided which only reacts when the threshold value is reached. It will be fixed ⁇ at a certain time by means of the query that the incident radiation intensity is greater than the threshold value 56, so in a process ⁇ step S24, an integration of the incident radiation intensity is started.
  • the pixels 22 are active pixels, that is to say that the detector 20 has an active pixel sensor.
  • the incident radiation intensity can be evaluated with pixel precision .
  • the integration is running, fortlau ⁇ fend at a step S26 to continue the inquiry, that is, the threshold value of the incoming radiation intensity performed.
  • the detector 20 is installed at the end or completion or stop the scan, so therefore all of the respective total integration values of the individual pixels are recorded 22nd
  • the detector 20 is read out here only once per scan in order to obtain a total X-ray image of the recording object.
  • This overall X-ray image is composed of the integrated intensity values of the individual pixels 22 and is provided in a subsequent method step S28.
  • the integrators or integrator circuits of the individual pixels 22 are also reset so that the detector 20 and the X-ray system are ready for a renewed scan to generate or record another X-ray image. Accordingly, it can be returned or in a step S29 to a starting point of the procedural ⁇ Rens bound fentechniklau- to the method for receiving a next X-ray image again.

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Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren (62, 64) zur Erzeugung von Röntgenbildern und ein Röntgensystem. Bei der Erzeugung eines Röntgenbildes wird dabei eine Schlitzblende (16) zwischen einer Strahlungsquelle (10) und einem Aufnahmeobjekt (24) für einen Scan des Aufnahmeobjekts (24) vor diesem entlang bewegt. Von der Strahlungsquelle (10) ausgesendete Röntgenstrahlung wird nach deren Durchtritt durch die Schlitzblende (16) und das Aufnahmeobjekt (24) mittels eines Detektors (20) detektiert. Zur Erzeugung eines Röntgenbildes mittels einer vereinfachten Slotscan-Technik ist es vorgesehen, dass das Röntgenbild unter Verzicht auf eine zwischen dem Aufnahmeobjekt (24) und dem Detektor (20) angeordnete zweite Schlitzblende (16) erzeugt und dabei nur solche Strahlung verwertet wird, deren mittels des Detektors (20) während des Scans detektierte Intensität (60) größer ist als eine vorgegebener Schwellewert.

Description

Beschreibung
Verfahren zur Erzeugung von Röntgenbildern und Röntgensystem Die Erfindung betrifft ein Verfahren gemäß dem Oberbegriff von Patentanspruch 1 zur Erzeugung von Röntgenbildern und ein Röntgensystem gemäß dem Oberbegriff von Patentanspruch 8.
Bei aus dem Stand der Technik bekannten Geräten zur röntgen- basierten Bildgebung ist typischerweise ein prinzipieller
Aufbau mit einer punktförmigen Röntgenquelle und einem Kolli¬ mator vorgesehen. Von der Röntgenquelle, welche zumeist eine Röntgenröhre ist, wird in radialer Richtung Röntgenstrahlung emittiert, welche durch den Kollimator in ein Bestrahlungsvo- lumen eingeblendet wird. Die Röntgenstrahlung durchdringt zu¬ mindest teilweise ein aus Sicht der Röntgenquelle jenseits des Kollimators angeordnetes Aufnahmeobjekt und wird mit Hil¬ fe eines Röntgendetektors erfasst oder aufgenommen, welcher beispielsweise als Film oder als Flachbilddetektor ausgebil- det sein und/oder einen Bildverstärker umfassen kann. Nach heutigem Stand der Technik gibt es drei Möglichkeiten, um - insbesondere im Aufnahmeobjekt entstehende - Streustrahlung zu reduzieren, welche ansonsten ungerichtet auf den Detektor fällt. Diese Streustrahlung ist dabei unerwünscht, da sie keinerlei verwendbare Bildinformation über das Aufnahmeobjekt enthält und dem Röntgenbild Bildrauschen hinzufügt, wodurch eine Bildqualität insgesamt und speziell ein Kontrast vermin¬ dert wird Dieser Bildqualitätsverlust kann durch eine höhere Strahlungsdosis kompensiert werden, was jedoch seinerseits zu negativen Effekten führen kann, insbesondere wenn es sich bei dem Aufnahmeobjekt um einen Patienten oder biologisches Gewe¬ be handelt. Zur Reduzierung der Streustrahlung werden heutzutage Streustrahlraster, eine Airgap-Technik oder eine Slotscan-Technik eingesetzt.
Bei der Slotscan-Technik werden nach heutigem Stand der Technik zwei Schlitzblenden vorgesehen, von denen eine vor dem Patienten und die andere hinter dem Patienten parallel mit konstanter Geschwindigkeit bewegt werden. Je kleiner ein bestrahlter Teilbereich des Patienten dabei ist, desto geringer ist der Streustrahlanteil der den Detektor erreichenden Gesamtstrahlung, da ein entsprechend größerer Anteil der
Streustrahlung dann nicht auf den Detektor, sondern auf die zweite Schlitzblende trifft. Eine Bewegung der Schlitzblenden oder eines durch die erste Schlitzblende hindurchtretenden Strahlenbündels über den Patienten beziehungsweise über den vorgesehenen Aufnahmebereich hinweg wird als Scan bezeichnet. Nach einem Scan liegt ein vollständiges Röntgenbild vor.
Nachteilig ist dabei, dass eine starke Belastung des Röntgen¬ strahlers oder der Röntgenquelle entsteht, weil von dieser sehr viel mehr Leistung abverlangt wird als bei einer Rönt¬ genaufnahme ohne Schlitzblenden. Nachteilig ist ebenfalls die besonders aufwendige und störanfällige exakt zu koordinieren¬ de mechanische Führung der zwei Schlitzblenden.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein Verfahren zur Erzeugung von Röntgenbildern mittels einer vereinfachten Slotscan-Technik sowie ein entsprechendes Röntgensystem bereitzustellen.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch ein Verfahren und ein Röntgensystem gemäß den unabhängigen Patentansprüchen ge- löst. Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind in der folgenden Beschreibung und in den abhängigen Patentansprüchen angegeben .
Das erfindungsgemäße Verfahren zur Erzeugung von Röntgenbil- dern sieht vor, dass bei der Erzeugung eines Röntgenbildes eine Schlitzblende zwischen einer Strahlungsquelle und einem Aufnahmeobjekt für einen Scan des Aufnahmeobjekts vor diesem entlang bewegt wird. Dabei wird von der Strahlungsquelle aus¬ gesendete Strahlung nach deren Durchtritt durch die Schlitz- blende und das Aufnahmeobjekt mittels eines Detektors detek- tiert. Das Aufnahmeobjekt kann beispielsweise ein Gegenstand, ein Patient oder auch ein Teilbereich eines solchen sein. Zur Erzeugung des Röntgenbildes mittels einer vereinfachten Slot- scan-Technik ist es erfindungsgemäß vorgesehen, dass das Röntgenbild unter Verzicht auf eine zwischen dem Aufnahmeob¬ jekt und dem Detektor angeordnete zweite Schlitzblende er¬ zeugt und dabei nur solche Strahlung verwertet wird, deren mittels des Detektors während des Scans detektierte Intensi¬ tät größer ist als ein vorgegebener Schwellwert. Mit anderen Worten wird also die bei bisher bekannten Verfahren vorgesehene zweite Schlitzblende weggelassen und dies durch ein ent¬ sprechend angepasstes Schwellwertverfahren kompensiert. Be- vorzugt ist der vorgegebene Schwellwert so zu wählen oder einzustellen, dass typische Intensitäten von unerwünschter Streustrahlung unterhalb des Schwellwertes liegen. Damit wird ein Anteil der Streustrahlung an der für das letztendliche Röntgenbild verwendeten oder genutzten Gesamtstrahlung also auf ein Minimum reduziert. Es kann auch vorgesehen sein, zusätzlich zu dem Schwellwert eine bekannte Information bezüg¬ lich einer Geometrie eines Strahlenfeldes der von der Strah¬ lungsquelle ausgesendeten Strahlung zu berücksichtigen. Die Information oder Informationen können beispielsweise aus ei- ner Schlitzform und einer Bewegungszeit der Schlitzblende er¬ mittelt werden. Dieses Vorgehen kann beispielsweise zur Er¬ zeugung eines Masken- oder Referenzröntgenbildes verwendet werden und/oder insbesondere bei relativ niedrigen oder geringen Strahlendosen notwendig oder vorteilhaft sein, da hierdurch besonders gute Bildqualität erreicht werden kann. Es wird vorteilhaft nunmehr nur noch eine mechanische zu be¬ wegende Schlitzblende gebraucht, wodurch ein Bauteil- und Kostenaufwand sowie eine Störanfälligkeit reduziert und gleichzeitig eine Zuverlässigkeit, eine Haltbarkeit und eine Handhabbarkeit eines entsprechenden Röntgensystems oder
Röntgengeräts verbessert werden kann.
Typischerweise ist ein Strahlenkegel oder Strahlenfeld der von der Strahlungsquelle ausgesendeten Strahlung, hier also der Röntgenstrahlung, nach dem Durchtritt durch das Aufnahmeobjekt signifikant ausgedehnt oder aufgeweitet, sodass bisher die zweite Schlitzblende entsprechend großflächig ausgelegt sein musste. Durch das Weglassen der zweiten Schlitzblende können also auch Gewicht und Material eingespart und ein Füh¬ rungsmechanismus zur Führung der ersten Schlitzblende verein¬ facht oder kleiner ausgelegt werden. Vorteilhaft entfällt bei dem vorliegenden Verfahren zudem auch die Notwendigkeit, zwei mechanische Blenden aufeinander abzustimmen, aneinander anzupassen und in ihren Bewegungen zu synchronisieren. Weiterhin besonders vorteilhaft ist es, dass dabei keine im Vergleich zu bisher bekannten Verfahren leistungsfähigere Strahlungs¬ quelle benötigt wird.
In weiterer Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens ist es vorgesehen, dass bei der Erzeugung eines Röntgenbildes aus dem Detektor während des Scans eine Vielzahl von Konsti¬ tuentenbilddatensätzen ausgelesen wird. Das heißt, es werden zwei oder mehr Konstituentenbilddatensätzen ausgelesen. Das
Röntgenbild wird dann zusammengesetzt aus allen Teilbereichen der Konstituentenbilddatensätze, in denen die detektierte In¬ tensität größer als der vorgegebene Schwellwert ist. Mit an¬ deren Worten ist also der Scan zur Erzeugung oder Gewinnung eines einzigen letztendlichen Röntgenbildes vorgesehen. Es werden während dieses einen Scans jedoch effektiv eine Viel¬ zahl, insbesondere zwei oder mehr, Teilbilder oder Teilrönt- genbilder aufgenommen, welche jeweils nicht das vollständige Aufnahmeobjekt wiedergeben oder darstellen. Ein solches Teil- bild entspricht einem Konstituentenbilddatensätz . Diejenigen Teilbereiche der Konstituentenbilddatensätze, in denen ein Intensität- oder Helligkeitswert unterhalb des Schwellwertes liegt, entsprechen den Bereichen des Detektors, die nicht o- der nur von oder durch Streustrahlung beleuchtet oder belich- tet wurden. Der hier verwendete Schwellwert kann dabei, ins¬ besondere während des Scans, auch dynamisch angepasst, verän¬ dert oder variiert werden. Der Schwellwert kann beispielswei¬ se als ein Perzentil eines Histogramms gewonnen werden.
Dadurch kann vorteilhaft beispielsweise die Gefahr vermieden werden, dass ein falsches, ungenaues oder suboptimales Mas¬ kenbild erzeugt wird. Die während des Scans aufgenommenen und ausgelesenen Konstituentenbilddatensätze werden bis zum Ab- schluss des Scans zwischengespeichert und anschließend ver- wendet, um das Röntgenbild als Gesamtbild zu berechnen oder zusammenzusetzen. Dazu können beispielsweise nur jeweilige Intensität- oder Strahlungsmaxima oder entsprechende Maxi¬ mumsbereiche der Konstituentenbilddatensätze verwendet und zu dem endgültigen oder finalen Röntgenbild kombiniert werden. Es ist auch möglich, dass die jeweiligen nicht oder nur durch Streustrahlung beleuchteten Teilbereiche eines jeden Konstituentenbilddatensätzes unmittelbar nach dessen Auslesen verworfen werden, wodurch vorteilhaft eine unnötige Zwischen- speicherung der entsprechenden Daten entfallen kann. Bei dem Zusammensetzen des Röntgenbildes kann eine Mittelung von sicher überlappenden Bereichen, Aufnahmen oder Aufnahmeberei- chen der Konstituentenbilddatensätze vorgesehen sein. Bei ei¬ ner solchen Mittelung kann beispielsweise ein zeitlich glei- tender Durchschnitt (moving average) verwendet oder einge¬ setzt werden.
Es kann möglich sein, das Auslesen der Konstituentenbild- datensätze oder eine entsprechende Ausleserate mit der Bewe- gung der Schlitzblende so zu koordinieren, dass die jeweili¬ gen nachfolgend für das Röntgenbild verwendeten Teilbereiche aller Konstituentenbilddatensätze gerade übergangslos anei¬ nander angrenzen oder anstoßen. Es kann jedoch alternativ auch möglich sein, dass diese Teilbereiche zumindest jeweils zweier unmittelbar aufeinanderfolgend aufgenommener oder ausgelesener Konstituentenbilddatensätze einander überlappen. In diesem Fall ist diese Überlappung beim Zusammensetzen des finalen Röntgenbildes zu berücksichtigen. Dies kann beispiels¬ weise dadurch geschehen, dass in diesen Überlappungsbereichen die Intensitäten oder Helligkeiten der Konstituentenbildda- tensätze nicht addiert werden. Es kann beispielsweise statt¬ dessen ein Mittelwert gebildet werden, welcher dann als Intensität- oder Helligkeitswert für das finale Röntgenbild an dieser Überlappungsstelle dient.
In jedem Fall ist ein Detektor oder Bildempfänger zu verwenden, welcher eine ausreichend hohe Ausleserate oder Bildaus¬ leserate ermöglicht oder unterstützt oder bietet. Es kann in weiterer Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung vorgesehen sein, dass die Konstituentenbilddatensätze mit einer Rate von wenigstens 60 Hz aus dem Detektor ausgelesen werden. Damit könnten also in einer Sekunde 60 vollständige Konstituenten- bilddatensätze ausgelesen werden. Für praktische Anwendungen kann es beispielsweise vorgesehen sein, dass ein Scan 100 ms dauert und/oder aufeinanderfolgende Scans mit einer Frequenz von 10 Hz durchgeführt oder begonnen werden. Sowohl die Scandauer als auch die Aufnahmefrequenz der Röntgenbilder können jedoch auch anders gewählt werden. Je nach Anwendungsfall o- der Anwendungsgebiet der Röntgenbilder oder Röntgenaufnahmen können beispielsweise Bildaufnahmefrequenzen der Röntgenbilder zwischen 3 Hz und 30 Hz vorgesehen sein. Durch eine Bildausleserate von wenigstens 60 Hz ist also vorteilhaft sicher- gestellt, dass während jedes Scans mehrere Konstituentenbild- datensätze erfasst werden können.
In einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist es vorgesehen, dass der Detektor einen aktiven Pi- xelsensor aufweist und die von diesem während des Scans de- tektierte Strahlung mittels des Detektors pixelgenau igno¬ riert oder verworfen wird, solange die jeweilige Intensität der auf den Pixel auftreffenden Röntgenstrahlung kleiner ist als der vorgegebene Schwellwert. Solange die jeweilige Inten- sität hingegen größer ist als der Schwellwert, wird die von dem aktiven Pixelsensor während des Scans detektierte Strahlung oder Strahlungsintensität pixelgenau integriert. Dabei kann es vorteilhaft vorgesehen sein, dass der Schwellwert für jedes Röntgenbild individuell und/oder dynamisch anpassbar ist und/oder angepasst oder eingestellt oder festgelegt wird. Zur pixelgenauen Auswertung kann jedem Pixel oder jedem
Bildelement des Detektors eine eigene Verstärkerschaltung zu¬ geordnet sein oder jedes Bildelement des Detektors kann eine eigene Verstärkerschaltung umfassen oder aufweisen. Insbeson- dere bei einer Fertigung des Detektors in Halbleiter- oder CMOS-Technik können auch weitere Funktionen in den Detektor selbst integriert werden. Es kann beispielsweise eine jewei¬ lig Schaltung zur Belichtungskontrolle, zur Kontrastkorrektur und/oder zur Analog-Digital-Wandlung vorgesehen sein. Vorteilhaft kann bei Verwendung eines aktiven Pixelsensors eine entsprechende Elektronik direkt ein Spannungssignal eines je¬ den einzelnen Pixels auslesen, ohne dass entsprechende elekt- rische Ladungen zunächst verschoben oder weitergeleitet wer¬ den müssten.
Wird der Schwellwert so vorgegeben, dass eine nur durch unerwünschte Streustrahlung verursachte Intensität oder Beleuch- tung eines jeweiligen Pixels unterhalb des Schwellwertes liegt oder bleibt, so können vorteilhaft ohne weiteren Daten¬ verarbeitungsaufwand gezielt und automatisiert nur solche Da¬ ten von dem Detektor weitergeleitet oder ausgelesen werden, welche tatsächliche für das finale Röntgenbild zu verwertende Daten oder Informationen enthalten. Zu verwerten können dabei solche Daten sein, die Bildinformationen über das Aufnahmeobjekt oder das Aufnahmeobjekt beschreibende oder charakteri¬ sierende Bildinformationen tragen. In weiterer Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung ist es vorgesehen, dass die Strahlungsquelle gepulst betrieben wird mit einem Tastgrad (duty cycle) von wenigstens 50 %, bevor¬ zugt von wenigstens 90 %. Da bei bisherigen Verfahren zur Aufnahme von Röntgenbildern sehr kleine Tastgrade von zumeist 10 % eingesetzt werden, sind dort die verwendeten Strahlungs¬ quellen oder Röntgenstrahler im Wesentlichen durch ihre Peak- belastung oder Spitzenleistungsfähigkeit und nicht durch ihre Dauerbelastung oder Dauerleistungsfähigkeit begrenzt. Mit der hier vorgeschlagenen Vergrößerung des Tastgrades können typi- sehe bekannte Röntgenstrahlungsquellen deutlich mehr Leistung für ein Röntgenbild aufbringen, da sie noch bei den bisherigen Verfahren nicht genutzte Leistungsreserven bezüglich der Dauerlast haben. Es ist hier vorteilhaft also möglich, bei zumindest nahezu gleicher Peakleistung eine Dosis pro Rönt- genpuls deutlich zu vergrößern, da die Strahlungsquelle, bei¬ spielsweise eine Röntgenröhre, an ihrer Dauerlastgrenze oder mit maximaler Dauerbelastung betrieben werden kann und diese maximale Dauerleistung während eines größeren oder längeren duty cycles anliegt.
Da jedoch auch beim vorliegenden Verfahren während des Scans die Schlitzblende vor dem Aufnahmeobjekt entlang geführt wird, bleibt eine lokale Belichtungszeit eines Teilbereiches des Aufnahmeobjekts gegenüber herkömmlichen Slotscan- Techniken unverändert. Die Röntgenbilder weisen also in hinreichend kleinen Umgebungen vorteilhaft keine zusätzliche Un- schärfe aufgrund von möglichen Bewegungen des Aufnahmeobjekts auf. Bei großflächigen Bewegungen des Aufnahmeobjekts, wie beispielsweise bei einer unwillkürlichen Bewegung eines Patienten, während des Scans wird das entsprechende finale Rönt¬ genbild ebenfalls nicht unscharf, sondern lediglich entspre- chend der Bewegung gestaucht oder gedehnt. Es kann hier vorteilhaft vorgesehen sein, die Dauer des Scans mit der Puls¬ länge eines von der Strahlungsquelle ausgesendeten Strah¬ lungspulses abzustimmen oder zu synchronisieren, sodass beispielsweise die Scandauer der Pulsdauer oder Pulslänge ent- sprechen kann. Dadurch wird vorteilhaft die zur Verfügung stehende Strahlungsleistung optimal ausgenutzt, um eine best¬ mögliche Bildqualität zu erzielen.
In weiterer Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung ist es vorgesehen, dass die Strahlungsquelle bei der unmittelbar aufeinanderfolgenden Erzeugung mehrerer Röntgenbilder kontinuierlich betrieben wird. Mit anderen Worten kann hier eine nur für einen kontinuierlichen Betrieb vorgesehene Strahlungsquelle oder eine auch in einem gepulsten Betrieb ver- wendbare Strahlungsquelle, welche mit einem Tastgrad von
100 % betrieben wird, vorgesehen sein oder verwendet werden. Vorteilhaft kann dann die Scandauer optimal eingestellt wer¬ den auf die jeweiligen Ansprüche oder Anforderungen, ohne dass die Gefahr bestünde, dass ein Teilbereich des Aufnahme- Objekts mit der Öffnung der Schlitzblende abgescannt wird, während die Strahlungsquelle keine Leistung, das heißt keine Röntgenstrahlung, aussendet. Mit anderen Worten kann also die Scandauer einer Zeitdauer zwischen zwei aufeinanderfolgenden Pulsen oder Pulsanfängen oder Pulsstartzeitpunkten bei einem herkömmlichen gepulsten Betrieb der Strahlungsquelle entspre¬ chen. In diesem festen Zeitraum kann die Strahlungsquelle somit mehr Energie liefern, sodass sich insgesamt eine höhere Leistung ergibt.
In weiterer Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung ist es vorgesehen, dass die Schlitzblende rotierbar gelagert ist und während des Scans um eine Drehachse rotiert wird, welche sich insbesondere zumindest nahezu parallel zu einem Mittelstrahl eines von der Strahlungsquelle ausgesendeten Strahlenbündels erstreckt. Mit anderen Worten wird die Schlitzblende also ro¬ tiert oder gedreht, um einen Schlitz oder eine Öffnung der Blende entlang des Aufnahmeobjekts zu bewegen. Durch eine derartige Anordnung kann eine mechanische Stabilität der
Blendenanordnung oder des entsprechenden Röntgensystems oder Röntgengeräts vorteilhaft verbessert, eine präzise mechani¬ sche Führung der Öffnung oder des Schlitzes entlang des Aufnahmeobjekts vereinfacht und eine mechanische Belastung und eine Störanfälligkeit minimiert werden. Bevorzugt kann die
Schlitzblende rotationssymmetrisch, insbesondere als Rad oder Kreisscheibe, realisiert sein. Eine kontinuierlich drehbare oder rotierbare Lagerung ermöglicht vorteilhaft eine mecha¬ nisch besonders einfache und präzise Bewegung der Schlitz- blende, wobei durch eine entsprechende Steuerung der Rotati¬ ons- oder Umdrehungsgeschwindigkeit eine einfache und präzise Anpassung der Bewegung des Schlitzes entlang des Aufnahmeobjekts möglich ist. Ein erfindungsgemäßes Röntgensystem umfasst eine Strahlungs¬ quelle, insbesondere eine Röntgenstrahlungsquelle, eine be¬ weglich gelagerte Schlitzblende, einen Detektor, mittels wel¬ chem von der Strahlungsquelle ausgesendete Strahlung detek- tierbar ist, und eine Datenverarbeitungseinrichtung, welche zum Durchführen zumindest einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens eingerichtet ist. In weiterer Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Röntgensys- tems ist die Schlitzblende ausgebildet als um eine Drehachse oder Mittelachse rotierbar gelagerte Scheibe oder Kreisschei¬ be, welche zumindest einen, bevorzugt mehr als einen, sich in radialer Richtung erstreckenden Schlitz aufweist. Der Schlitz beziehungsweise die Schlitze können dabei in radialer Rich¬ tung die Scheibe von der zentral oder mittig angeordneten Drehachse bis zu einem Rand der Scheibe jeweils vollständig oder nur in einem Teilstück oder Teilbereich durchgreifen. Bevorzugt können bei einer Verwendung mehrerer Schlitze oder Öffnungen diese symmetrisch angeordnet und/oder von gleicher Größe und/oder von gleicher Form oder Gestalt sein. Dies ermöglicht vorteilhaft eine konsistente Aufnahme aufeinander¬ folgender Röntgenbilder mit minimalem Synchronisierungsauf- wand und kann vorteilhaft auch eine besonders geringe und dadurch mechanisch wenig belastende oder anspruchsvolle Bewe¬ gung der Schlitzblende ermöglichen. Zudem können beispielsweise bei einer Aufnahme oder Erzeugung einer Serie von mehreren Röntgenbildern für zwei aufeinanderfolgende Aufnahmen oder Röntgenbilder unterschiedliche Schlitze verwendet wer¬ den, wodurch vorteilhaft die Rotationsgeschwindigkeit der Schlitzblende geringer gewählt werden kann als die bei nur einem Schlitz möglich wäre. In weiterer Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Röntgensys- tems ist es vorgesehen, dass jeder Schlitz der Scheibe in radialer Richtung eine größere Erstreckung aufweist als in einer Umfangsrichtung der Scheibe. Auch kann es vorgesehen sein, das jeweilige die Schlitze voneinander abgrenzende und für die von der Strahlungsquelle ausgesendete Strahlung un¬ durchlässige Teilbereiche der Schlitzblende in Umfangsrich- tung eine größere Erstreckung oder Ausdehnung aufweisen, als die Schlitze. Dadurch wird vorteilhaft sichergestellt, dass auch bei einer Vielzahl von Schlitzen keine unerwünschten Überlagerungs- , Streu-, Wechselwirkungs- und/oder Störeffekte zwischen den einzelnen Schlitzen und/oder zwischen unterschiedliche Schlitze durchtretenden Strahlenbündeln auftreten. Es können auch mehrere Schlitze gleichzeitig bestrahlt oder durchstrahlt werden. Dann kann das Aufnahmeobjekt bei¬ spielsweise gleichzeitig in unterschiedlichen Teilbereichen bestrahlt, durchleuchtet oder gescannt werden. In jedem Fall kann es vorgesehen sein, dass durch die von der Strahlungsquelle ausgesendete Strahlung, sofern in oder an der Schlitzblende vorgesehen, mehrere Schlitze der Schlitz¬ blende gleichzeitig beleuchtet oder bestrahlt werden. Die bisher und im Folgenden sowie in den Patentansprüchen beschriebenen funktionalen Ausbildungen des erfindungsgemäßen Verfahrens und des erfindungsgemäßen Röntgensystems sowie die entsprechenden Vorteile sind jeweils entsprechend sinngemäß wechselseitig zwischen dem erfindungsgemäßen Verfahren und dem erfindungsgemäßen Röntgensystem übertragbar. Dies gilt auch für zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens verwendete oder verwendbare Bauteile, Geräte und Einrichtun¬ gen . Weitere Merkmale, Einzelheiten und Vorteile der Erfindung er¬ geben sich aus der nachfolgenden Beschreibung bevorzugter Ausführungsbeispiele sowie anhand der Zeichnungen. Dabei zei¬ gen : FIG 1 eine schematische und ausschnittsweise Schnittan¬ sicht eines Röntgensystems mit einer einzigen Schlitzblende;
FIG 2 eine schematische Draufsicht auf eine rotierbare
Schlitzblende ;
FIG 3 eine schematische Diagrammansicht dreier aufeinan¬ derfolgender Röntgenpulse;
FIG 4 eine schematische Diagrammansicht eines zeitlichen
Intensitätsverlaufs einer Röntgenstrahlung an einem Detektorpixel; FIG 5 einen schematischen Ablaufplan des erfindungsgemäßen Verfahrens in einer ersten Ausführungsform;
FIG 6 einen schematischen Ablaufplan des erfindungsgemä- ßen Verfahrens in einer zweiten Ausführungsform.
FIG 1 zeigt eine ausschnittweise und schematische Schnittan¬ sicht eines Röntgensystems. Dieses umfasst vorliegend eine Strahlungsquelle 10, welche Röntgenstrahlung in einem Strah- lenkegel 12 aussendet. Die Strahlungsquelle 10 kann auch
Strahlung in andere Richtungen aussenden, in jedem Fall ist jedoch ein Kollimator 14 vorgesehen, welcher durch eine Öffnung zumindest einen Teil der von der Strahlungsquelle 10 ausgesendeten Röntgenstrahlung durchlässt oder einblendet. Vorliegend tritt der Strahlenkegel 12 durch diese Öffnung des Kollimators 14 hindurch und trifft dann auf eine Schlitzblen¬ de 16. Anders als hier dargestellt kann die Schlitzblende 16 - insbesondere unabhängig von sonstigen hier dargestellten oder beschriebenen Ausgestaltungen des Röntgensystems - al- ternativ vorteilhaft zwischen der Strahlungsquelle 10 und dem Kollimator 14 angeordnet sein. Bei einer solchen Anordnung kann die Schlitzblende 16 vorteilhaft besonders nah an der Strahlungsquelle 10 angeordnet werden. Damit ist der Strah¬ lenkegel 12 oder ein entsprechendes Strahlenfeld dann beim Auftreffen auf die Schlitzblende vorteilhaft noch besonders klein. Diese Schlitzblende 16 weist ihrerseits als Öffnung zumindest einen Schlitz 18 auf, durch welchen ein der Strahlung des Strahlenkegels 12 hindurchtritt. Der Schlitz 18 weist also quer zur Ausbreitungsrichtung der Röntgenstrahlung des Strahlenkegel 12 in der hier dargestellten Zeichnungsebe¬ ne auf Höhe der Schlitzblende 16 eine geringere Breite oder Weite auf als der Strahlenkegel 12. Somit trifft ein Teil der Röntgenstrahlung des Strahlenkegel 12 auf undurchlässige Be¬ reiche der Schlitzblende 16, während ein anderer Teil der Röntgenstrahlung den Schlitz 18 und somit die Schlitzblende 16 durchtritt. Die Schlitzblende 16 kann beispielsweise in einer Entfernung von 20 cm zu der Strahlungsquelle 10 oder zu dem Kollimator 14 angeordnet sein. Auf einer von der Strahlungsquelle 10 abgewandten Seite der Schlitzblende 16 ist vorliegend ein Detektor 20 angeordnet, welcher auf einer der Schlitzblende 16 zugewandten Seite eine Anordnung von Pixeln 22 zur Detektion auf diese auftreffender Röntgenstrahlung aufweist. Zwischen der Schlitzblende 16 und dem Detektor 20 ist vorliegend ein schematisch dargestellter Patient 24 angeordnet, von dem zumindest ein Teilbereich ein Aufnahmeobjekt darstellt, welches mittels der Röntgenstrah- lung durchleuchtet und mittels des Detektors 20 abgebildet werden soll. Bei der Durchleuchtung wird der Patient 24 bereichsweise von einem Strahlenbündel 26 durchdrungen, welches aus von der Strahlungsquelle 10 ausgesendeter und den Schlitz 18 der Schlitzblende 16 durchtretender Röntgenstrahlung be- steht.
Die Schlitzblende 16 ist dabei beweglich gelagert und kann vorliegend - hier angedeutet durch einen Pfeil 28 - in einer Richtung oder Ebene bewegt werden, welche sich senkrecht zu einer gedachten, die Strahlungsquelle 10 mit dem Detektor 20 verbindenden Strecke erstreckt. Damit kann also durch eine Bewegung der Schlitzblende 16 der Schlitz 18 durch das Strahlenbündel 12 bewegt und somit der Patient 24 beziehungsweise das Aufnahmeobjekt zumindest teilweise gescannt werden. Bei einem solchen Scan wird die Schlitzblende 16 so bewegt, dass das Strahlenbündel 26 in Bewegungsrichtung der Schlitzblende 16 einmal den maximalen bestrahlbaren, das heißt den innerhalb des Strahlkegels 12 liegenden und hier somit das Aufnah¬ meobjekt darstellenden, Teilbereich des Patienten 24 durch- läuft oder durchstrahlt. Zum vorliegend dargestellten Zeit¬ punkt trifft das Strahlenbündel 26 nach dem es den Patienten 24 durchtreten hat auf beleuchtete Pixel 30 des Detektors 20. Die restlichen oder übrigen der Pixel 22 sind zum dargestellten Zeitpunkt nicht von dem Strahlenbündel 26 beleuchtet und stellen somit dunkle Pixel 32 dar.
Die Röntgenstrahlung des Strahlenbündels 26 trägt nach Durch¬ tritt durch den Patienten 24 Bildinformationen über den durchstrahlten Teilbereich des Patienten 24, welche letztendlich in einem Röntgenbild dargestellt werden sollen. Beim Durchtritt der Röntgenstrahlung durch den Patienten 24 entsteht jedoch auch Streustrahlung, welche ungerichtet ist und keinerlei verwertbare Bildinformationen enthält oder trägt. Die bildinformationstragende Röntgenstrahlung des Strahlen¬ bündels 26 wird auch als Primärstrahlung bezeichnet und bil¬ det zusammen mit der von dem Patienten 24 in Richtung des Detektors 20 ausgehenden Streustrahlung eine auf den Detektor 20, insbesondere auf die Pixel 22, auftreffende Gesamtstrah¬ lung. Das bedeutet also, dass die beleuchteten Pixel 30 durch Primärstrahlung beleuchtet sind, während die dunklen Pixel 32 nicht oder nur durch Streustrahlung beleuchtet werden. Mit der Bewegung der Schlitzblende 16 verändert sich dabei selbstverständlich, welche der Pixel 22 jeweils die beleuchteten Pixel 30 sind.
FIG 2 zeigt eine schematische Draufsicht der Schlitzblende 16, welche vorliegend als rotationssymmetrische Scheibe oder Kreisscheibe oder als Rad ausgebildet ist und mittig oder zentral eine Drehachse 34 aufweist. Die Schlitzblende 16 kann also vorteilhaft kontinuierlich um die Drehachse 34 gedreht werden, wobei also keine Richtungswechsel oder Umkehrungen der Bewegungs- oder Rotationsrichtung auftreten müssen.
Dadurch wird eine mechanische Belastung der Schlitzblende 16 und eines Antriebs gegenüber einer herkömmlichen für lineare Bewegungen vorgesehenen mechanischen Blendenführung reduziert. Die Drehachse 34 kann sich bevorzugt senkrecht zur durch den Pfeil 28 angedeuteten Bewegungs- oder Rotations- richtung der Schlitzblende 16 erstrecken und ist dann also, zumindest nahezu, parallel zu einem Mittel- oder Zentral¬ strahl des Strahlenkegel 12 angeordnet. Vorliegend weist die Schlitzblende 16 eine Vielzahl von Schlitzen 18 auf, deren jeweilige Haupterstreckungsrichtung in radialer Richtung der Schlitzblende 16 verläuft. In Umfangsrichtung der Schlitzblende 16 können die Schlitze 18 beispielsweise eine mittlere Ausdehnung oder Öffnungsweite von 1 mm aufweisen, während die jeweils zwischen zweien der Schlitze 18 angeordneten undurch- sichtigen Bereiche der Schlitzblende 16 eine mittlere Ausdeh¬ nung in Umfangsrichtung von beispielsweise 5 mm aufweisen können. Zur Verdeutlichung ist hier auch der Strahlkegel 12 angedeutet, welcher - wie hier beispielhaft dargestellt -also auch mehrere der Schlitze 18 gleichzeitig beleuchten oder überdecken kann.
FIG 3 zeigt eine schematische Diagrammansicht, bei der die Ordinate 36 eine Intensität der von der Strahlungsquelle 10 ausgesendeten Röntgenstrahlung angibt und auf der Abszisse 38 die Zeit aufgetragen ist. Zum Vergleich sind hier drei aufeinanderfolgende, dem bisherigen Stand der Technik entsprechende kurze Röntgenpulse 40, 42, 44 dargestellt. Zwischen diesen kurzen Röntgenpulsen 40 bis 44 wird nach bisherigen aus dem Stand der Technik bekannten Verfahren keine Röntgenstrahlung ausgesendet, die Strahlungsquelle 10 wird also gepulst be¬ trieben. Dabei wird im Stand der Technik typischerweise ein Tastgrad von 10 % verwendet. Im Gegensatz dazu sind ebenfalls drei aufeinanderfolgende, für das vorliegende Verfahren ver- wendete oder verwendbare Röntgenpulse 46, 48, 50 dargestellt, welche im Vergleich zu den kurzen Röntgenpuls in 40 bis 44 eine deutlich längere Pulslänge oder Pulsdauer 52 aufweisen. Hierbei kann die Strahlungsquelle 10 beispielsweise gepulst mit einem Tastgrad von 90 % betrieben werden. Es ist jedoch auch ein kontinuierlicher Betrieb oder ein Betrieb mit einem Tastgrad von 100 % möglich. Vorliegend ist es vorgesehen, dass die Bewegung der Schlitzblende 16 so auf die verwendete Pulsdauer 52 und den verwendeten Tastgrad abgestimmt ist, dass die Dauer des Scans der Pulsdauer 52 oder einer Zeitdau- er zwischen jeweiligen Anfangszeitpunkten zweier aufeinanderfolgender der Röntgenpulse 46 bis 50 entspricht.
FIG 4 zeigt eine schematische Diagrammansicht, bei welcher auf der Ordinate 36 die von einem der Pixel 22 erfasste oder detektierte Strahlungsintensität aufgetragen ist und die Abs¬ zisse 38 die Zeit angibt. In den FIG 3 und 4 sind dabei un¬ terschiedliche Skalierungen verwendet und es ist kein direk¬ ter Vergleich möglich oder vorgesehen. In dem in FIG 4 dargestellten Diagramm ist vorliegend eine Intensitätskurve 54 dargestellt, welche beispielhaft einen zeitlichen Verlauf der von einem einzelnen der Pixel 22 er- fassten Strahlungsintensität während eines Scans darstellt. Dabei ist ein Schwellwert 56 angedeutet, wobei unterhalb die¬ ses Schwellwerts 56 liegende Intensitätswerte eine Streuin¬ tensität 58 darstellen, welche ohne Bestrahlung durch Primärstrahlung, das heißt lediglich durch eine Bestrahlung durch Streustrahlung verursacht oder bewirkt wird. Oberhalb des
Schwellwertes 56 liegende Intensitätswerte entsprechen einer Primärintensität 60, welche durch eine Beleuchtung oder Be¬ strahlung des Pixels durch Primärstrahlung hervorgerufen oder bewirkt wird. Der Schwellwert 56 kann vorteilhaft, insbeson- dere dynamisch, einstellbar sein oder eingestellt werden.
Der Schwellwert 56 kann beispielsweise ein Perzentil eines Histogramms des Aufnahmeobjekts 24 oder eines das Aufnahmeob¬ jekt 24 darstellenden Bildes oder Röntgenbildes sein oder aus einem solchen Histogramm oder Perzentil bestimmt werden. Das Perzentil kann dabei abhängig von einem Wasserwert des Auf¬ nahmeobjekts gewählt werden, da die Streustrahlungsintensität vom Wasserwert abhängig ist. Der Wasserwert kann beispiels¬ weise aus einer eine Dicke oder Ausdehnung des Aufnahmeob- jekts 24 in Durchstrahlungsrichtung bestimmt werden. Dies ist insbesondere bei organischen Aufnahmeobjekten, wie beispiels¬ weise menschlichen oder tierischen Patienten, möglich und sinnvoll, da entsprechendes Gewebe einen signifikanten Was¬ seranteil aufweist und dieses Wasser relativ gleichmäßig ver- teilt ist.
Deutlich ist im zeitlichen Verlauf der Intensitätskurve 54 ein Anstieg der Intensität von unterhalb des Schwellwertes 56 liegenden Werten auf die Primärintensität 60 zu erkennen. Dieser Anstieg erfolgt, wenn das Strahlenbündel 26 bei dem Scan den jeweiligen Pixel erreicht. Während der Pixel durch das Strahlenbündel 26, das heißt die Primärstrahlung, be¬ leuchtet wird, detektiert der jeweilige Pixel die Primärin- tensität 60. Diese oder deren Verlauf bildet im Wesentlichen ein Plateau während das Strahlenbündel 26 den Pixel über¬ streicht. Sobald das Strahlenbündel 26 im Zuge des Scans den jeweiligen Pixel nicht mehr bestrahlt oder beleuchtet, fällt die von diesem detektierte Intensität schlagartig wieder auf unterhalb des Schwellwertes 56 liegende Werte, das heißt bis auf die Streuintensität 58 ab.
Unter Bezugnahme auf die FIG 1 bis 4 werden nachfolgend zwei mögliche Abläufe des vorliegenden Verfahrens anhand der FIG 5 und 6 erläutert.
FIG 5 zeigt einen ersten schematischen Ablaufplan 62 eines Verfahrens zur Erzeugung von Röntgenbildern. In einem Verfah- rensschritt Sl wird das Verfahren gestartet. Dazu kann die Strahlungsquelle 10 eingeschaltet oder in Betrieb genommen und die Bewegung der Schlitzblende 16, das heißt also der Scan des Aufnahmeobjekts, gestartet werden. Um eine möglichst gleichmäßige Scanbewegung sicherzustellen, kann die Schlitz- blende 16 auch bereits vor dem Einschalten der Strahlungs¬ quelle 10 bis auf eine vorbestimmte konstante Umdrehungsge¬ schwindigkeit gebracht oder beschleunigt werden. Der Ein¬ schaltzeitpunkt der Strahlungsquelle 10 kann dann entspre¬ chend zu einer aktuellen Position oder Stellung der Schlitz- blende 16 oder des Schlitzes 18 synchronisiert werden. Somit wird nunmehr also das Strahlenbündel 26 über das Aufnahmeob¬ jekt bewegt.
Während dieses Scans wird in einem Verfahrensschritt S2 ein erster Konstituentenbilddatensatz aus dem Detektor 20 ausgelesen und an eine nicht dargestellte Datenverarbeitungseinrichtung weitergeleitet, übermittelt oder bereitgestellt. Nachdem dieser erste Konstituentenbilddatensatz vollständig ausgelesen wurde, wird in einem nachfolgenden Verfahrens- schritt S3 ein zweiter Konstituentenbilddatensatz aus dem Detektor 20 ausgelesen und ebenfalls der Datenverarbeitungseinrichtung bereitgestellt. Nachdem auch dieser zweite Konsti¬ tuentenbilddatensatz vollständig ausgelesen wurde, wird in einem nachfolgenden Verfahrensschritt S4 ein dritter Konsti- tuentenbilddatensatz aus dem Detektor 20 ausgelesen und der Datenverarbeitungseinrichtung bereitgestellt . Die Verfahrensschritte S2 bis S4 erfolgen dabei während des im Verfahrensschritt Sl gestarteten Scans des Aufnahmeob¬ jekts. Dazu ist es vorliegend vorgesehen, dass der Detektor 20 mit einer Rate oder Bildausleserate von wenigstens 60 Hz oder 60 fps (Frames pro Sekunde oder Konstituentenbilddaten- sätze pro Sekunde) ausgelesen werden kann. Das Auslesen der drei Konstituentenbilddatensätze in den Verfahrensschritten S2 bis S4 kann dabei unmittelbar aneinander anschließend und/oder nur durch die maximale Bildausleserate des Detektors 20 beschränkt erfolgen. Es kann jedoch auch zwischen dem Ver- fahrensschritt S2 und dem Verfahrensschritt S3 einerseits so¬ wie dem Verfahrensschritt S3 und dem Verfahrensschritt S4 an¬ dererseits ein vorgegebener Zeitraum oder zeitlicher Abstand vorgesehen sein. Dieser Zeitraum kann beispielsweise durch eine Reaktionszeit oder eine eingestellte Integrationszeit der Pixel 22 und/oder durch eine Größe oder Breite des Strahlenbündels 26 und/oder eine Geschwindigkeit Strahlenbündels 26 entlang des Detektors 20 vorgegeben oder beeinflusst oder bedingt sein. Nach oder mit dem Verfahrensschritt S4 kann in einem Verfahrensschritt S5 ein Ende oder ein Stopp des im Verfahrens¬ schritt Sl gestarteten Scans des Aufnahmeobjekts erfolgen. Sofern bei der Bildverarbeitung ein gleitender Durchschnitt verwendet wird, kann es auch vorgesehen sein, dass an dieser Stelle kein Stopp erfolgt. Das Auslesen der drei Konstituen¬ tenbilddatensätze in den Verfahrensschritten S2 bis S4 ist hier lediglich beispielhaft zu verstehen und es kann auch eine andere Anzahl von Auslesevorgängen und Konstituentenbild- datensätzen während des Scans vorgesehen sein. Beispielsweise könnten während eines Scans von 100 ms Dauer sechs Konsti¬ tuentenbilddatensätze bei einer Bildausleserate von wenigs¬ tens 60 Hz vorgesehen sein oder erfolgen. In einem Verfahrensschritt S6 wird auf die einzelnen Konsti- tuentenbilddatensätze ein Schwellwertfilter angewendet, durch welchen Bild- oder Datenbereiche mit einer detektierten Intensität oder mit Intensitätswerten unterhalb des Schwellwer- tes 56 verworfen werden. Damit verbleiben also lediglich diejenigen Bild-, Daten- oder Teilbereiche der Konstituenten- bilddatensätze, welche einer Bestrahlung durch Primärstrahlung entsprechen. Durch dieses Vorgehen kann effektiv ein durch Streustrahlung verursachtes Rauschen aus den von dem Detektor 20 erfassten Bild- oder Intensitätsdaten herausgefiltert oder entfernt werden.
In einem Verfahrensschritt S7 werden die verbleibenden Teilbereiche der so gefilterten Konstituentenbilddatensätze mit- einander kombiniert, um ein Röntgenbild oder Gesamtröntgenbild des Aufnahmeobjekts zu erhalten. In diesem Gesamtrönt¬ genbild oder finalen Röntgenbild sind also keine lediglich einer Streustrahlung entsprechenden, von den jeweiligen dunklen Pixeln 32 erfassten Intensitätswerte enthalten, wodurch eine verbesserte Bildqualität erreicht wird. Selbstverständ¬ lich kann die Anwendung des Schwellwertfilters auch jeweils unmittelbar nach dem Auslesen des jeweiligen Konstituentenbilddatensätzes erfolgen. In einem Verfahrensschritt S8 kann ein Zurücksetzen oder ein Reset erfolgen, wobei beispielsweise das vollständig zusam¬ mengesetzte Gesamtröntgenbild ausgegeben und/oder jeweilige Speicherbereiche, in denen bis dahin die Konstituentenbildda- tensätze gespeichert waren, freigegeben werden. Damit kann in einem Verfahrensschritt S9 in einer Art Schleife zu einem An¬ fang des Verfahrens gesprungen beziehungsweise das Verfahren erneut durchlaufen werden, um beispielsweise eine Serie von aufeinanderfolgenden Röntgenbildern oder Gesamtröntgenbildern des Aufnahmeobjekts zu erzeugen oder aufzunehmen.
FIG 6 zeigt einen alternativen schematischen Ablaufplan 64 eines Verfahrens zur Erzeugung von Röntgenbildern. Auch hier wird zunächst in einem Verfahrensschritt S20 das Verfahren gestartet, was beispielsweise dem Verfahrensschritten Sl ent¬ sprechen kann. Anschließend wird in einem Verfahrensschritt S21 ein Scan des Aufnahmeobjekts durchgeführt. Während dieses Scans findet in einem Verfahrensschritt S22 kontinuierlich in jedem Pixel 22 oder für jeden der Pixel 22 eine Abfrage statt, mit der überprüft wird, ob eine zum jeweiligen Zeit¬ punkt auf diesen Pixel auftreffende Strahlungsintensität oberhalb oder unterhalb des Schwellwertes 56 liegt, wobei der Schwellwert 56 auch hier dynamisch einstellgestellt werden kann. Ist die auftreffende Strahlungsintensität geringer als der Schwellwert 56, so wird in einem Verfahrensschritt S23 die Abfrage erneut durchgeführt. Diese Abfrageschleife dient hier lediglich schematisch einer Veranschaulichung und muss nicht beispielsweise als tatsächliche Logikschaltung reali- siert sein. Stattdessen kann beispielsweise eine analoge, elektrische oder elektronische Schaltung oder Anordnung vorgesehen sein, welche erst bei einem Erreichen des Schwellwerts reagiert. Wird zu einem bestimmten Zeitpunkt mittels der Abfrage fest¬ gestellt, dass die einfallende Strahlungsintensität größer ist als der Schwellwert 56, so wird in einem Verfahrens¬ schritt S24 eine Integration der einfallenden Strahlungsintensität gestartet. Dazu kann es vorgesehen sein, dass es sich bei den Pixeln 22 um aktive Pixel handelt, das heißt dass der Detektor 20 einen aktiven Pixelsensor aufweist. Somit kann die einfallende Strahlungsintensität pixelgenau aus¬ gewertet werden. Während die Integration läuft, wird fortlau¬ fend in einem Verfahrensschritt S26 weiterhin die Abfrage, das heißt der Schwellwertvergleich der eintreffenden Strahlungsintensität durchgeführt. Sobald die eintreffende Strah¬ lungsintensität geringer wird oder ist als der Schwellwert 56, wird die Integration gestoppt. Diese Schleife wird wäh¬ rend des gesamten Scans kontinuierlich durchlaufen, sodass die gesamte auf den jeweiligen Pixel auftreffende Strahlungs¬ intensität mit Momentanwerten oberhalb des Schwellwertes 56 aufintegriert oder addiert und die detektierte Strahlungsin- tensitäten mit Momentanwerten unterhalb des Schwellwertes 56 ignoriert oder verworfen wird.
Nach Ende oder Abschluss oder Stopp des Scans wird in einem nachfolgenden Verfahrensschritt S27 der Detektor 20 ausgele¬ sen, sodass also alle jeweiligen Gesamtintegrationswerte der einzelnen Pixel 22 erfasst werden. Es wird hier also nur einmal pro Scan der Detektor 20 ausgelesen, um ein Gesamtrönt- genbild des Aufnahmeobjekts zu erhalten. Dieses Gesamtrönt- genbild setzt sich aus den integrierten Intensitätswerten der einzelnen Pixel 22 zusammen und wird in einem nachfolgenden Verfahrensschritt S28 bereitgestellt. Dabei werden auch die Integratoren oder Integratorschaltungen der einzelnen Pixel 22 zurückgesetzt, sodass der Detektor 20 und das Röntgensys- tem für einen erneuten Scan zur Erzeugung oder Aufnahme eines weiteren Röntgenbildes bereitstehen. Dementsprechend kann in einem Verfahrensschritt S29 zu einem Startpunkt des Verfah¬ rens zurückgekehrt oder gesprungen werden, um das Verfahren zur Aufnahme eines nächsten Röntgenbildes erneut zu durchlau- fen.

Claims

Patentansprüche
1. Verfahren (62, 64) zur Erzeugung von Röntgenbildern, wobei
- bei der Erzeugung eines Röntgenbildes eine Schlitzblende (16) zwischen einer Strahlungsquelle (10) und einem Aufnahme¬ objekt (24) für einen Scan des Aufnahmeobjekts (24) vor die¬ sem entlang bewegt wird und
- von der Strahlungsquelle (10) ausgesendete Strahlung (12, 26) nach deren Durchtritt durch die Schlitzblende (16) und das Aufnahmeobjekt (24) mittels eines Detektors (20) detek- tiert wird,
dadurch gekennzeichnet, dass
- das Röntgenbild unter Verzicht auf eine zwischen dem Auf¬ nahmeobjekt (24) und dem Detektor (20) angeordnete zweite Schlitzblende (16) erzeugt und dabei nur solche Strahlung (26, 60) verwertet wird, deren mittels des Detektors (20) während des Scans detektierte Intensität (54, 58, 60) größer ist als ein vorgegebener Schwellwert (56) .
2. Verfahren (62, 64) nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass
- bei der Erzeugung eines Röntgenbildes aus dem Detektor (20) während des Scans eine Vielzahl von Konstituentenbilddaten- sätzen ausgelesen,
- und das Röntgenbild zusammengesetzt wird aus allen Teilbe¬ reichen (60) der Konstituentenbilddatensätze, in denen die detektierte Intensität (60) größer als der vorgegebene Schwellwert (56) ist.
3. Verfahren (62, 64) nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Konstituentenbilddatensätze mit einer Rate von we¬ nigstens 60 Hertz aus dem Detektor (20) ausgelesen werden.
4. Verfahren (62, 64) nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Detektor (20) einen aktiven Pixelsensor (22) aufweist und die von diesem während des Scans detektierte Strah¬ lung (54, 58, 60) mittels des Detektors (20) pixelgenau - ignoriert wird, solange die jeweilige Intensität (58) klei¬ ner als der Schwellwert (56) ist und
- integriert wird, solange die jeweilige Intensität (60) grö¬ ßer als der Schwellwert (56) ist.
5. Verfahren (62, 64) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Strahlungsquelle (10) ge¬ pulst betrieben wird mit einem Tastgrad von wenigstens 50 Prozent, bevorzugt von wenigstens 90 Prozent.
6. Verfahren (62, 64) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Strahlungsquelle (10) bei der unmittelbar aufeinander folgenden Erzeugung mehrerer Röntgenbilder kontinuierlich betrieben wird.
7. Verfahren (62, 64) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Schlitzblende (16) rotierbar gelagert ist und während des Scans um eine Drehachse (34) ro¬ tiert wird, welche sich insbesondere zumindest nahezu paral- lel zu einem Mittelstrahl eines von der Strahlungsquelle (10) ausgesendeten Strahlenbündels (12) erstreckt.
8. Röntgensystem mit einer Strahlungsquelle (10), einer be¬ weglich gelagerten Schlitzblende (16), einem Detektor (20) und einer Datenverarbeitungseinrichtung, welches zum Durchführen eines Verfahrens gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche eingerichtet ist.
9. Röntgensystem nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Schlitzblende (16) ausgebildet ist als um eine Dreh¬ achse (34) rotierbar gelagerte Scheibe (16), welche zumindest einen, bevorzugt mehr als einen, sich in radialer Richtung erstreckenden Schlitz (18) aufweist.
10. Röntgensystem nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass jeder Schlitz (18) der Scheibe (16) in radialer Richtung eine größere Erstreckung aufweist als in einer Umfangsrich- tung der Scheibe (16) .
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