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QUERVERWEIS AUF VERWANDTE ANMELDUNG
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Die Offenbarung der
japanischen Patentanmeldung Nr. 2018 -
127918 , eingereicht am 4. Juli 2018, einschließlich Beschreibung, Zeichnungen und Ansprüche, ist durch Bezugnahme in ihrer Gesamtheit hierin aufgenommen.
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Technischer Bereich
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Die vorliegende Erfindung betrifft ein CT-Rekonstruktionsverfahren unter Verwendung einer gefilterten Rückprojektion und insbesondere ein CT-Rekonstruktionsverfahren unter Verwendung einer gefilterten Rückprojektion, durch das die CT-Rekonstruktionsverarbeitung erheblich beschleunigt werden kann.
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Technischer Hintergrund
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Medizinische Röntgen-CT-Vorrichtungen kommen in der Praxis seit den 70' ger Jahren des vergangenen Jahrhunderts zur Anwendung. Basierend auf derartigen Techniken kamen in den frühen 80'ger Jahren für industrielle Erzeugnisse gedachte Röntgen-CT-Vorrichtungen auf. Seither werden industrielle Röntgen-CT-Vorrichtungen zur Überwachung und Überprüfung von Gussteilen auf Hohlräume, Schweißteilen auf mangelhaftes Schweißen und Schaltungsmustern elektronischer Schaltungselemente auf Defekte eingesetzt, die anhand des Erscheinungsbilds schwer zu überprüfen sind. Nachdem in den jüngsten Jahren verbreitet 3D-Drucker eingesetzt werden, steigt der Bedarf nicht nur bei der Überwachung und Überprüfung des Inneren durch 3D-Drucker gefertigter Artikel, sondern auch bei der 3D-Abmessungsmessung innerer Strukturen und hinsichtlich einer höheren Präzision.
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Aufgrund der vorstehenden technischen Entwicklungen verbreitet sich der Einsatz von Röntgen-CT-Messvorrichtungen insbesondere in Deutschland (siehe die offengelegten
japanischen Patentanmeldungen Nr. 2002-071345 und Nr. 2004-
012407 ). Eine derartige Röntgen-CT-Messvorrichtung führt bei einer gleichzeitigen Drehung eines in der Mitte eines Drehtischs angeordneten zu messenden Objekts eine Röntgenbestrahlung aus.
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1 zeigt eine Konfiguration einer typischen, für Messungen verwendeten Röntgen-CT-Vorrichtung 1. In einer Röntgenstrahlen abschirmenden Abdeckung 10 sind eine Röntgenstrahlenquelle 12, ein Röntgenstrahlendetektor 14, ein Drehtisch 16 und eine XYZ-Bewegungsmechanismuseinheit 18 untergebracht. Die Röntgenstrahlenquelle 12 emittiert einen Röntgenstrahlen-Strahlenkegel 13. Der Röntgenstrahlendetektor 14 erfasst die Röntgenstrahlen 13. Ein zu messendes Objekt (beispielsweise ein Werkstück) W wird auf dem Drehtisch 16 angeordnet, und der Drehtisch 16 dreht das Werkstück W für die CT-Bildgebung. Die XYZ-Bewegungsmechanismuseinheit 18 dient der Einstellung der Position und der Vergrößerung des auf den Röntgenstrahlendetektor 14 projizierten Werkstücks W. Die Röntgen-CT-Vorrichtung 1 umfasst ferner eine Steuerung 20, die diese Vorrichtungen steuert, und einen Steuer-PC 22, der der Steuerung 20 entsprechend Bedienvorgängen Anweisungen erteilt.
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Neben der Steuerung der Vorrichtungen hat der Steuer-PC 22 die Funktion der Anzeige eines Projektionsbilds des auf den Röntgenstrahlendetektor 14 projizierten Werkstücks W und die Funktion der Rekonstruktion eines tomographischen Bilds anhand mehrerer Projektionsbilder des Werkstücks W.
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Wie in 2 gezeigt, durchdringen die von der Röntgenstrahlenquelle 12 emittierten Röntgenstrahlen 13 das Werkstück W auf dem Drehtisch 16 und erreichen den Röntgenstrahlendetektor 14. Das Werkstück W wird zum Erhalt von Durchstrahlungsbildern (Projektionsbildern) des Werkstücks W aus allen Richtungen von dem Röntgenstrahlendetektor 14 gedreht. Zur Erzeugung eines tomographischen Bilds des Werkstücks W wird eine Rekonstruktion unter Verwendung eines CT-Rekonstruktionsalgorithmus wie eines Rückprojektionsalgorithmus und eines iterativen Rekonstruktionsalgorithmus ausgeführt.
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Die Position des Werkstücks W kann durch Steuern der X-, der Y- und der Z-Achse des XYZ-Bewegungsmechanismus 18 und einer 0-Achse des Drehtischs 16 bewegt werden. Der Abbildungsbereich (Position und Vergrößerung) und der Abbildungswinkel des Werkstücks W können dadurch eingestellt werden.
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Zum Erhalt eines tomographischen Bilds oder von Volumendaten (eines stereoskopischen Bilds oder eines Satzes tomographischer Bilder in der Richtung der Z-Achse) des Werkstücks W, was die letztendliche Aufgabe der Röntgen-CT-Vorrichtung 1 ist, wird eine CT-Abtastung an dem Werkstück W ausgeführt.
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Die CT-Abtastung umfasst zwei Prozesse, nämlich das Aufnehmen der Projektionsbilder des Werkstücks W und die CT-Rekonstruktion. Bei dem Projektionsbildaufnahmeprozess wird der Drehtisch 16, auf dem das Werkstück W angeordnet ist, während der Röntgenbestrahlung entweder kontinuierlich mit einer konstanten Drehzahl oder intermittierend mit einer konstanten Schrittweite gedreht, wodurch (in regelmäßigen Abständen) Projektionsbilder des Werkstücks W in sämtlichen Umfangsrichtungen aufgenommen werden. Die (in regelmäßigen Abständen) in sämtlichen Umfangsrichtungen erhaltenen Projektionsbilder werden unter Verwendung eines CT-Rekonstruktionsalgorithmus wie eines Rückprojektionsalgorithmus und eines iterativen Rekonstruktionsalgorithmus einer CT-Rekonstruktion unterzogen. Wie in 3 dargestellt, werden dadurch ein tomographisches Bild oder Volumendaten des Werkstücks (gemäß 3 Mastkugeln) erhalten.
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Die erhaltenen Volumendaten können zum Ausführen unterschiedlicher Messungen wie einer Abmessungsmessung und Defektanalyse verwendet werden.
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ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
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Technisches Problem
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Unter Verwendung der erzeugten Volumendaten können unterschiedliche Messungen (wie eine Abmessungsmessung und eine Defektanalyse) im Inneren eines Werkstücks ausgeführt werden. Die Auflösung der Volumendaten wird hier entsprechend der erforderlichen Messgenauigkeit bestimmt, und die CT-Rekonstruktionsbedingungen werden zum Erzielen der Auflösung festgelegt. Bei Volumendaten mit höherer Auflösung erfordert die CT-Rekonstruktion typischerweise mehr Zeit. Bei einer derartigen Technik trat das Problem einer geringen Zeiteffizienz auf, da die Auflösung selbst in Bereichen erhöht wird, in denen sich die Werkstückform bzw. das Material nicht verändert.
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Als der gemäß der vorliegenden Erfindung ähnliche Technik ist in Kim et al., „Efficient Iterative CT Reconstruction on Octree Guided by Geometrie Errors“, iCT2016, ein iteratives CT-Rekonstruktionsverfahren beschrieben, bei dem der Grad der Auflösung entsprechend der Komplexität der Werkstückform verändert wird.
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Kombinationen mit einer iterativen CT-Rekonstruktionsverarbeitung waren jedoch hinsichtlich des Erzielens eines ausreichenden Ergebnisses nicht erfolgreich.
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Die vorliegende Erfindung wurde zur Lösung der vorstehend beschriebenen Probleme der herkömmlichen Technik entwickelt, und es ist eine ihrer Aufgaben, die CT-Rekonstruktionsverarbeitung erheblich zu beschleunigen.
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Lösung des Problems
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Durch die vorliegende Erfindung werden die vorstehenden Probleme durch die Bereitstellung eines CT-Rekonstruktionsverfahrens unter Verwendung einer gefilterten Rückprojektion gelöst, das zur Ausführung einer CT-Rekonstruktionsverarbeitung durch Anwendung der gefilterten Rückprojektion auf unter Verwendung einer Röntgen-CT-Vorrichtung erhaltene Durchstrahlungsbilder eines zu messenden Objekts umfasst: Anwendung eines Filters zur Verarbeitung der gefilterten Rückprojektion auf die Durchstrahlungsbilder zur Erzeugung gefilterter Projektionsbilder; Erzeugung von Projektionsbildern mit verringerter Auflösung durch Verringern der Auflösung der gefilterten Projektionsbilder und/oder Verringern der Anzahl der gefilterten Projektionsbilder; Erzeugung von Volumendaten mit verringerter Auflösung durch Ausführen einer CT-Rekonstruktion unter Verwendung der Projektionsbilder mit verringerter Auflösung; vorübergehendes Unterteilen jedes Voxels der Volumendaten mit verringerter Auflösung; Vergleichen der Voxelwerte der vorübergehend unterteilten Voxel vor und nach der vorübergehenden Unterteilung; Bestimmen, dass die vorläufige Unterteilung gültig ist, Berücksichtigen der vorübergehend unterteilten Voxel in dem Voxel der Volumendaten und weiteres Fortsetzen der Unterteilung, wenn eine Differenz zwischen den Voxelwerten vor und nach der vorübergehenden Unterteilung größer ist als ein Schwellenwert; und Bestimmen, dass die vorläufige Unterteilung ungültig ist, und Beenden des Unterteilens der Voxel, wenn die Differenz zwischen den Voxelwerten vor und nach der vorübergehenden Unterteilung kleiner als der Schwellenwert ist oder mit diesem übereinstimmt.
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Hier kann ein Grad der Auflösung entsprechend der Komplexität der Form des zu messenden Objekts verändert werden.
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Ein Randabschnitt des zu messenden Objekts kann feiner unterteilt werden, und ein weiterer Abschnitt ohne größere Veränderung der Form kann weniger fein unterteilt werden.
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Projektionsbilder mit jeweiligen Auflösungen können gespeichert werden.
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Eine Oktantenzahl kann zur Identifikation der Anzahl der Wiederholungen der Unterteilung vorgesehen sein.
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Die Auflösung der gefilterten Projektionsbilder kann durch eine 2·2-Zusammenführung verringert werden, bei der zur Verringerung der Anzahl der Pixel auf ein Viertel jeweils zwei Pixel in zwei Richtungen kombiniert werden.
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Die Anzahl an gefilterten Projektionsbildern kann auf der Basis jedes zweiten Bilds verringert werden.
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Ein Voxel kann in jeder von drei Richtungen vorübergehend in zwei unterteilt werden, d.h. in 2 · 2 · 2 = 8 Voxel.
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Vorteilhafte Ergebnisse der Erfindung
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Gemäß der vorliegenden Erfindung kann eine CT-Rekonstruktionsverarbeitung durch Verändern des Grads der Auflösung entsprechend der Komplexität der Form eines Werkstücks erheblich beschleunigt werden.
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Diese und weitere neuartige Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung gehen aus der folgenden genauen Beschreibung bevorzugter Ausführungsformen hervor.
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Figurenliste
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Die bevorzugten Ausführungsformen werden unter Bezugnahme auf die Zeichnungen beschrieben, wobei übereinstimmende Elemente über sämtliche Figuren durch die gleichen Bezugszeichen bezeichnet sind und wobei:
- 1 eine Schnittansicht ist, die eine Gesamtkonfiguration einer typischen für Messungen verwendeten Röntgen-CT-Vorrichtung zeigt;
- 2 eine perspektivische Ansicht ist, die eine Anordnung wesentlicher Elemente derselben zeigt;
- 3 ein Diagramm ist, das eine Übersicht über eine CT-Rekonstruktion durch diese zeigt;
- 4 ein Diagramm zur Beschreibung eines Prinzips der vorliegenden Erfindung ist;
- 5 ein Ablaufdiagramm ist, das eine Verarbeitungsprozedur gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zeigt;
- 6 ein Diagramm ist, das einen Zustand zeigt, in dem die Auflösung gefilterter Projektionsbilder gemäß der Ausführungsform verringert wird;
- 7 ein Ablaufdiagramm ist, das eine Prozedur zur Unterteilung von Voxeln gemäß der Ausführungsform zeigt; und
- 8 eine perspektivische Ansicht ist, die einen unterteilten Zustand gemäß der Ausführungsform zeigt.
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Beschreibung der Ausführungsformen
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Eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird nachstehend unter Bezugnahme auf die Zeichnungen im Einzelnen beschrieben. Es ist darauf hinzuweisen, dass die vorliegende Erfindung nicht auf die Beschreibung der folgenden Ausführungsform oder der Beispiele beschränkt ist. Konstituierende Merkmale der Ausführungsform und der Beispiele, die nachstehend beschrieben sind, umfassen alles für Fachleute leicht verstellbare, alles im Wesentlichen Identische und alles, was in den Bereich der sogenannten Äquivalenz fällt. Die im Zusammenhang mit der folgenden Ausführungsform und den Beispielen offenbarten Komponenten können geeignet kombiniert oder geeignet ausgewählt und verwendet werden.
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4 zeigt ein Prinzip der vorliegenden Erfindung. Wie in 4 gezeigt, umfasst eine CT-Rekonstruktionsverarbeitung unter Verwendung einer gefilterten Rückprojektion zu Anfang das Ausführen einer CT-Rekonstruktion an Projektionsbildern mit verringerter Auflösung. Jedes Voxel der erzeugten Volumendaten mit verringerter Auflösung wird dann den Erfordernissen entsprechend unterteilt.
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4 zeigt einen Zustand, in dem Volumendaten (Voxel) mit einer Auflösung von 1283 Voxeln lokal bis zu einer Auflösung von 20483 Voxeln unterteilt werden. Randabschnitte eines zu messenden Objekts werden stärker unterteilt, und andere Abschnitte ohne größere Veränderung der Form werden kaum unterteilt.
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Im hier verwendeten Sinne bezeichnet Unterteilung das Ausführen einer lokalen CT-Rekonstruktion mit einer höheren Auflösung. Ein Voxel kann beispielsweise in jeder der drei Richtungen x, y und z in zwei, d.h. in 2 · 2 - 2 = 8 Voxel unterteilt werden.
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Zur Bestimmung, ob ein Voxel unterteilt werden muss, wird eine Veränderung des Voxelwerts vor und nach der Unterteilung überprüft. Eine starke Veränderung des Voxelwerts vor und nach der Unterteilung weist darauf hin, dass die Form des zu messenden Objekts mit der Auflösung vor der Unterteilung nicht geeignet abgetastet wird. In diesem Fall wird bestimmt, dass die Unterteilung erforderlich ist. Wenn andererseits eine Veränderung des Voxelwerts vor und nach der Unterteilung gering ist, ist keine höhere Auflösung erforderlich, und es wird bestimmt, dass keine Unterteilung erforderlich ist.
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Eine spezifische Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird nachstehend beschrieben.
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Bei der vorliegenden Ausführungsform werden in Schritt 100 gemäß 5 zunächst gefilterte Projektionsbilder erzeugt. Genauer werden unter Verwendung einer Röntgen-CT-Vorrichtung 1 wie der in 1 gezeigten Durchstrahlungsbilder eines Werkstücks W beschafft. Die Durchstrahlungsbilder werden dann logarithmisch umgerechnet, und ein Filter zur Verarbeitung der gefilterten Rückprojektion wird auf die resultierenden Projektionsbilder angewendet.
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In Schritt 200 wird die Auflösung der Projektionsbilder, auf die das Filter angewendet wurde (der gefilterten Projektionsbilder), verringert. Genauer werden, wie in 6 dargestellt, die Auflösung der gefilterten Projektionsbilder und die Anzahl an gefilterten Projektionsbildern verringert. Die Auflösung der Bilder wird beispielsweise durch Wiederholen der 2·2-Zusammenführung verringert, bei der zur Verringerung der Anzahl der Pixel auf ein Viertel jeweils zwei Pixel in den beiden Richtungen x und y kombiniert werden. Die Anzahl der Bilder wird beispielsweise durch Wiederholen der Auslassung ungeradzahliger Bilder verringert. Die Projektionsbilder mit den jeweiligen Auflösungen werden zur Verwendung bei der nachfolgenden Voxelunterteilung gespeichert. Derartige Projektionsbilder können zur Einsparung von Speicherplatz in temporäre Dateien geschrieben werden.
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Die Verarbeitung wird mit Schritt 300 fortgesetzt. In Schritt 300 werden die Voxelunterteilung und die lokale CT-Rekonstruktion ausgeführt. Genauer wird die CT-Rekonstruktion unter Verwendung der in Schritt 200 erzeugten Projektionsbilder mit der geringsten Auflösung ausgeführt, wodurch Volumendaten mit geringer Auflösung erzeugt werden. Jedes Voxel der Volumendaten wird dann den Erfordernissen entsprechend beispielsweise in jeder der drei Richtungen x, y und z in zwei, d.h. in 2 · 2 · 2 = 8 Voxel unterteilt. Der Zweckmäßigkeit halber sind Oktantenzahlen (OLV) zur Identifikation der Anzahl der Wiederholungen einer Unterteilung vorgesehen. Einem Voxel der Volumendaten in einem Zustand, in dem keine Unterteilung vorgenommen wurde, ist OLV0 zugeordnet. Einem Voxel in einem Zustand, in dem i Unterteilungen vorgenommen wurden, wird dann OLVi zugeordnet. Ein Voxel wird durch die Erzeugung von Voxeln durch eine CT-Rekonstruktion an Projektionsbildern mit der unmittelbar höheren Auflösung unterteilt.
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7 zeigt eine Prozedur zur Unterteilung von Voxeln.
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Zur Voxelunterteilung werden zunächst in Schritt 310 anfängliche Volumendaten erzeugt. Genauer werden durch Ausführen einer CT-Rekonstruktionsverarbeitung unter Verwendung einer gefilterten Rückprojektion an den in Schritt 200 gemäß 5 erzeugten Projektionsbildern mit der geringsten Auflösung Volumendaten erzeugt. Sämtlichen Voxeln dieser Volumendaten wird vorübergehend OLV0 zugeordnet.
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Die Verarbeitung wird anschließend mit Schritt 320 fortgesetzt. In Schritt 320 wird bestimmt, ob sämtliche Unterteilungsschleifen bis zu beispielsweise einer maximalen Auflösung N abgeschlossen sind. Wenn die Anzahl der Wiederholungen der Schleife i < N beträgt und die Bestimmung NEIN ist, wird die Verarbeitung mit Schritt 330 fortgesetzt. In Schritt 330 werden Voxeln, deren OVL mit OVLi noch unbestimmt (vorübergehend eigestellt) ist, vorübergehend unterteilt. Genauer befinden sich die Volumendaten in diesem Schritt in dem Zustand, in dem sie noch nicht unterteilt wurden, wenn beispielsweise i = 1 (OVL1) gilt. Da sich sämtliche Voxel in dem Zustand mit unbestimmter OLV befinden, werden sämtliche Voxel vorübergehend unterteilt. Diese vorläufige Unterteilung wird durch die Erzeugung von Voxeln durch eine CT-Rekonstruktionsverarbeitung an den Projektionsbildern mit der unmittelbar höheren Auflösung ausgeführt.
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Die Verarbeitung wird mit Schritt 340 fortgesetzt. In Schritt 340 werden die in Schritt 330 vorübergehend unterteilten Voxel mit unbestimmter OLV auf eine Veränderung des Voxelwerts vor und nach der Unterteilung überprüft. Genauer werden Differenzen zwischen den Voxelwerten der jeweiligen vorübergehend unterteilten acht Voxel und denen des Voxels vor der Unterteilung berechnet. Wenn ein maximaler Wert der Differenzen größer als ein Schwellenwert ist, wird bestimmt, dass die vorläufige Unterteilung gültig ist. Wenn andererseits der maximale Wert kleiner als der Schwellenwert ist oder mit diesem übereinstimmt, wird bestimmt, dass die vorläufige Unterteilung ungültig ist, und die OLV des Voxels zu diesem Zeitpunkt wird bestimmt (festgelegt).
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Wenn die vorläufige Unterteilung gültig ist, werden die vorübergehend unterteilten Voxel in dem Voxel der Volumendaten berücksichtigt, und die vorläufige Unterteilung wird fortgesetzt.
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Wenn in Schritt 320 die Auflösung der unterteilten Voxel die maximale Auflösung i = N erreicht hat und bestimmt wird, dass die Unterteilungsschleifen beendet sind, wird in Schritt 350 die Unterteilung abgeschlossen.
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Die CT-Rekonstruktion ist nach dem Abschluss der Unterteilung nicht erforderlich, da die lokale CT-Rekonstruktion bei der vorläufigen Unterteilung ausgeführt wurde und die Ergebnisse berücksichtigt wurden, wenn die vorläufige Unterteilung gültig war.
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Auf diese Weise kann die CT-Rekonstruktionsverarbeitung unter Verwendung der gefilterten Rückprojektion durch Verändern des Grads der Auflösung entsprechend der Komplexität der Form eines zu messenden Objekts erheblich beschleunigt werden.
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Bei der vorstehenden Ausführungsform wird die Auflösung der Bilder durch eine 2·2-Zusammenführung verringert, die Anzahl der Bilder wird auf der Basis jedes zweiten Bilds verringert, und die Voxel werden jeweils vorübergehend in 2 · 2 · 2 = 8 Voxel unterteilt. Die Verringerung der Auflösung und die Verringerung der Anzahl der Bilder und der Anzahl an vorübergehend unterteilten Voxeln sind jedoch nicht darauf beschränkt.
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Die Anzahl der Unterteilungsschleifen, bei der die Auflösung das Maximum erreicht, ist ebenfalls nicht auf N beschränkt. Die Unterteilung kann beispielsweise beendet werden, bevor die maximale Auflösung erreicht ist.
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Voxel können über die Auflösung der ursprünglichen Projektionsbilder hinaus unterteilt werden. In diesem Fall wird die Unterteilung unter Verwendung der gleichen Projektionsbilder und der gleichen Anzahl an Bildern wie bei einer Unterteilung der Voxel mit der maximalen Auflösung ausgeführt. Die Volumendaten können eine höhere Auflösung als die der Projektionsbilder aufweisen. So können beispielsweise anhand von Projektionsbildern mit 2048 · 2048 Pixeln 4096 . 4096 · 4096 Voxel an Volumendaten erzeugt werden. Selbst in diesem Fall können mittels des gefilterten Rückprojektionsalgorithmus hoch präzise Volumendaten ermittelt werden, wenn eine ausreichende Anzahl an Projektionsbildern vorhanden ist.
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Obwohl die vorstehende Ausführungsform der vorliegenden Erfindung auf die Messung eines Werkstücks angewendet wird, ist das zu messende Objekt nicht auf ein Werkstück beschränkt.
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Für Fachleute sollte offenkundig sein, dass die vorstehend beschriebenen Ausführungsformen lediglich veranschaulichend sind und die Anwendung der Prinzipien der vorliegenden Erfindung repräsentieren. Von Fachleuten können leicht zahlreiche und verschiedenartige andere Anordnungen entwickelt werden, ohne dass vom Grundgedanken und Umfang der Erfindung abgewichen würde.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur
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- JP 2018 [0001]
- JP 127918 [0001]
- JP 2002071345 [0004]
- JP 012407 [0004]
