DE3320261C2

DE3320261C2 - Verfahren und Anordnung zum Verarbeiten von Röntgenbildern

Info

Publication number: DE3320261C2
Application number: DE3320261A
Authority: DE
Inventors: Walter Everard Carels; Otto Edger Eindhoven Scheltema; Leonardus Adrianus Johannes Verhoeven
Original assignee: Philips Gloeilampenfabrieken NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 1982-06-17
Filing date: 1983-06-04
Publication date: 1986-10-30
Also published as: NL8202450A; IT1170300B; FR2528691A1; JPH0354515B2; GB2122050A; SE453244B; CA1205219A; SE8303375D0; DE3320261A1; IT8321617A0; SE8303375L; IL68981A; JPS5916481A; GB8316117D0; FR2528691B1; GB2122050B; IL68981A0; BE897048A; US4507681A

Abstract

Beim Verfahren und bei der Anordnung nach der Erfindung wird mit Hilfe eines rekursiven Filters aus einer kurzen Röntgenbildreihe ein zusammengesetztes Bild geformt, wobei der im Filter benutzte Gewichtungsfaktor ( α) eine Funktion der Anzahl (zu verarbeitender und) verarbeiteter Röntgenbilder ist. Bei entsprechender Bemessung von α ist die Amplitude des zusammengesetzten Bilds immer konstant (konstante Bildhelligkeit), liefert jedes Röntgenbild einen gleich großen Beitrag zum zusammengesetzten Bild und sinkt der Geräuschpegel im zusammengesetzten Bild mit der sich vergrößernden Anzahl der verarbeiteten Röntgenbilder ab.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren gemäß dem Oberbegriff des Hauptanspruches sowie eine Anordnung zur Durchführung des Verfahrens nach Anspruch 6.

Ein derartiges Verfahren und eine derartige Anordnung sind aus einer Veröffentlichung in »optical Engineering«, Vol. 17, Nr. 6, November/Dezember 1978, S. 652—657, bekannt, in der das Zusammensetzen (Addieren) und das Einschreiben einer kurzen Röntgenbildreihe in einen Speicher beschrieben wird. Bei einem derartigen Verfahren wird der Signal-/Rauschabstand des im Speicher geschriebenen zusammengesetzten Bildes verbessert. Die Amplituden des zusammengesetzten Bildes vergrößern sich beim Aufbau dieses Bildes aus der kurzen Röntgenbildreihe stufenweise pro Röntgenbild und zeigen ein flimmerndes Bild, wenn das (stufenweise sich ändernde) zusammengesetzte Bild an einem Fernsehschirm dargestellt wird. Ein Verfahren und eine Anordnung, wie in obiger Literaturstelle angegeben, eignen sich daher nicht zum Betreiben elektronischer Radiografie, bei der das Röntgenbild über eine Bildverstärker-Fernsehkette direkt sichtbar gemacht wird. Es ist klar, daß dieses Flimmern indem am Fernsehmonitor dargestellten Röntgenbild stören.

Die in der vorgenannten Veröffentlichung beschriebene Anordnung verfügt über drei Speicher mit zugeordneten weiteren Schaltungen zur Bestimmung von Differenzbildern aus einander auffolgenden Röntgenbildern, wobei das Differenzbild durch Subtraktion der Inhalte zweier Speicher (und ihre Gewichtung) bestimmt wird. Der dritte Speicher wird dabei mit neu erzeugten Röntgenbildern neu geschrieben. Es ist klar, daß eine derartige p Anordnung relativ teuer ist, jedoch ein Differenzbild erzeugt, dessen Amplitude zeitlich konstant ist.

ijl Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein Verfahren zu schaffen, das sich für die elektronische Radiogra-

2£j fie und insbesondere für die Herstellung von Differenzbildern aus kurzen Folgen aufeinanderfolgender Rönt-

genbilder eignet und mit konstanter Amplitude (ohne Flimmern) und einem reduzierten Rauschpegel Fernsehbilder zur Wiedergabe auf einem Fernsehmonitor erzeugt; der Aufwand der Anordnung zur Durchführung dieses Verfahrens soll niedriger sein als beim Stand der Technik.

Ausgehend von einem Verfahren der eingangs genannten Art wird diese Aufgabe durch die im Kennzeichen des Hauptanspruches angegebenen Maßnahmen gelöst.

Bei einem derartigen Verfahren bleibt die Amplitude des zusammengesetzten Bildes konstant (bei geeigneter Wahl zuvor auf einfache Weise zu berechnender Gewichtungsfaktoren) unabhängig von der Anzahl der Röntgenbilder, aus denen das zusammengesetzte Bild geformt wird.

Das in einem zusammengesetzten Bild auftretende Rauschen verringert sich, je nachdem die Anzahl der Röntgenbüder, aus denen das zusammengesetzte Bild geformt ist, größer wird.

Eine erfindungsgemäße Anordnung zur Durchführung dieses Verfahrens ist in Anspruch 6 angegeben. Eine bevorzugte Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens ist in Anspruch 4 beschrieben. Ein derartiges Verfahren erzeugt bereits vom ersten zusammengesetzten Bild als ein Differenzbild, das eine konstante Amplitude ungeachtet der Anzahl bisher im zusammengesetzten Bild verarbeiteter Röntgenbilder hat, wobei der Rauschpegel im Differenzbüd mit der sich vergrößernden Anzahl verarbeiteter Röntgenbilder kleiner wird.

Es sei bemerkt, daß in der DE-OS 30 26 897 eine Anordnung zur Bestimmung eines Differerzbildes aus einem zuletzt angefertigten Röntgenbild und einem auf einer gewogenen Summe vorangehender Röntgenbilder zusammengesetzten Bild beschrieben ist, bei dem ein rekursives Filter benutzt wird. Eine derartige Anordnung erzeugt jedoch von Anfang jeder Röntgenbildreihe an (der Anfang einer Differenzbi!dform>:-:g) ein Differenzbüd, dessen .Amplitude (alimählich) nach der Verarbeitung mehrerer Röntgenbüder einem Endwert zustrebt. Die Verwendung einer derartigen Anordnung- zum Verarbeiten kurzer Röntgenbildreihen (beispielsweise 4 oder 8 Röntgenbilder) erzeugt Differenzbilder mit ansteigender Amplitude pro Röntgenbild, welche Amplitude am Ende einer jeden Reihe wieder auf den Wert Null gestellt wird, und also bei der Wiedergabe derai tiger Differenzbilder eine flimmernde Darstellung am Fernsehmonitor ergeben.

Einige Ausführungsbeispiele der Erfindung werden nachstehend anhand der Zeichnung näher erläutert Es zeigt

F i g. 1 eine erfindungsgemäße Anordnung,

F i g. 2 einen zeitabhängigen Anplitudenaufbau eines Differenzbilds bei herkömmlicher Sumirierung,

Fi g. 3 einen zeitabhängigen Amplitudenaufbau enes Differenzbilds bei rekursiver Summierung,

F i g. 4 einen zeitgemäßen Amplitudenaufbau eines erfindungsgemäßen Differenzbilds, F i g. 5 eine bevorzugte Ausführungsform eines Teiis einer erfindungsgemäßen Anordnung,

F i g. 6 eine bevorzugte Ausführungsform einer erfindungsgemäßen Anordnung.

Die in F i g. 1 dargestellte Untersuchungsanordnung 10 enthält eine Hochspannungsquelle G zum Speisen einer Röntgenröhre B. Mit der in der Röntgenröhre B erzeugten Strahlung Xwird ein Objekt O durchstrahlt und an einem Eingangsschirm eines Bildverstärkers II ein Schattenbild des Objekts Ogebildet. Das verkleinerte und in der Intensität verstärkte Schattenbild wird über eine an einen Ausgangsschirm des Bildverstärkers II angeschlossene Bildaufnahmeröhre PU in ein analoges Videosignal umgesetzt. Ein Verstärker mit einer Abtasfschaltung OA verstärkt dieses Videosignal und tastet es ab, wonach das abgetastete Signal über einen Analog/Digital-Wandler ADC2 in die digitale Form gebracht wird.

Das digitalisierte Signal gelangt an eine Bildinformatic-.isverarbeitungseinrichtung mit folgenden Teilen: Multiplizierer M20 und Λ/21, einen Addierer Λ20 und einen Speicher ΜΛ/20· Weiter enthält die in Fi g. t dargestellte Untersuchungsanordnung einen Digital/Analog-Wandler DAC2 und eine Wiedergabeanordnung MON (beispielsweise einen Fernsehmonitor). Selbstverständlich kann die Untersuchungsanordnung eine Magnetbandaufnahmeanordnung, einen Plattenspeicher für Videosignale oder digitale Signale oder eine Kopier/Druckeinrichtung zum dauerhaften Festlegen der bearbeiteten Röntgenbilder enthalten.

Die Bildinformationsverarbeitungseinrichtung formt ein zusammengesetztes Bild und ist ein rekursives Filter. Dieses Filter arbeitet wie folgt: Von einem Bildelement wird ein aus dem Analog/Digital-Wandler ADC2 herrührender Wert dem Multiplizierer M20 zugeführt, in dem dieser Wert mit dem gleichfalls dem Multiplizierer Λ/20 zugeführten Gewichtungsfaktor λ (0<λ< 1) multipliziert wird. Bei der erfindungsgemäßen Anordnung ist der Gewichtungsfaktor α von der Anzahl der verarbeiteten Röntgenbilder abhängig, wie weiter unten näher erläutere wird. Das Produkt gelangt an den Addierer Λ20, dem gleichfalls der bereits für dasselbe Bildelement im Speicher MM20 geschriebene Wert zugeführt wird, nachdem er .?nit einem Gewichtungsfaktor (1 —a) multipliziert wurde. Die Multiplikation wird vom Multiplizierer M_}\ durchgeführt, der den Ausgang des Speichers MM20 mit einem Eingang des Addierers A20 verbindet. Die Summe der zwei dem ΑΛ1 ierer A20 zugeführten Werte wird an der dem Bildelement zugeordneten Adresse gespeichert. Dem Digital/Analog-Wandler DAC2 wird der im Speicher MM20 geschriebene Wert zugeführt, so daß das zusammengesetzte Bild am Monitor MON dargestellt wird. Falls der im Speicher AiM₂₀ geschriebene Wert dem Addierer A20 direkt zugeführt werden würde (M₂\ »überbrückt« und außer Betrieb), würde der Aufbau des zusammengesetzten Bildes im Speicher MM20 wie in F i g. 2 dargestellt verlaufen, wenn davon ausgegangen wird, daß die Röntgenquelle B jede 240 ms einen Röntgenpuls mit einer Dauer von 160 msec erzeugt und während des Röntgenpulses vier Röntgenbilder (mit je einer Dauer von 40 ms) erzeugt werden. Das zusammengesetzte Bild ist eine lineare Summierung der vier Röntgenbilder, und ihre Amplitude A steigt in vier Schritten (je 25%) und von 0 auf 100%. Nach jeder Periode von 240 ms wird stets nach dem Löschen des Speichers MM20 ein neu zusammengesetztes Bild erzeugt. Wenn das zusammengesetzte CiSd (bei elektronischer Radiografie) an einem Fernsehmonitor direkt sichtbar gemacht wird, flimmert ein derartiges Bild in hohem Maße, was für einen Radiologen, der die Anordnung benutzt, äußerst störend ist.

Wenn der Gewichtungsfaktor ac konstant isi und das Ausgangssignal des Speichers MM20 über den Multiplizierer M21 (Gewichtungsfaktor 1 -λ) dem Addierer A₂o zurückgeführt wird, zeigt die Amplitude A eines aus

aufeinanderfolgenden Röntgenbildern zusammengesetzten Bilds einen Aufbau wie in F i g. 3 dargestellt. Auch in diesem Beispiel (und in dem nachfolgenden) wird davon ausgegangen, daß die Röntgenquelle C jede 240 ms einen Röntgenimpuls mit einer Dauer von 160 ms erzeugt, wobei vier Röntgenbilder mit je einer Dauer von 40 ms erzeugt werden. Es ist klar, daß bei der Anwendung eines rekursiven Filters ohne weiteres, bei dem im zusammengesetzten Bild der Geräuscheinfluß mit der sich vergrößernden Anzahl verarbeiteter Röntgenbilder abfällt, das darzustellende zusammengesetzte Bild eine stark wechselnde Amplitude A hat und also ein flimmerndes Bild am Fernsehmonitor bewirkt. Das Ausgangssignal des Speichers MM20 (= die Amplitude des zusammengesetzten Bilds) läßt sich in nachstehender Gleichung ausdrücken:

Vu(n) = λ · Vi(n) + et ■ (1 -λ) ■ Vi(n-\) + λ · (1 -λ)² ■ Vi(n-2) + λ ■ (1 -λ)³ · Vi(n-3) + ...,

wobei Vu(n)d\e Amplitude des zusammengesetzten Bilds nach der Verarbeitung von η Röntgenbildern und Vi(n) die Amplitude des n. Röntgenbilds ist. Wenn der Gewichtungsfaktor einen konstanten Wert hat, beispielsweise

₎₅ γ, so gilt folgendes:

Vu(n) = 8/16 Vi(n) + 4/16 Vi(n-1) + 2/16 Vi(n-2) + 1/16 Vi(n-3)...

Der Beitrag im zusammengesetzten Bild der aufeinanderfolgenden Röntgenbilder ist nicht konstant, sondern sinkt exponentiell. Die verlangte Integration von Geräusch ist bei weitem nicht optimal, weil das zuletzt verarbeitete Röntgenbild einen viel größeren Beitrag zum Rauschen als das vorangehende Röntgenbild liefert, das selbst einen viel größeren Beitrag als das ihm vorangehende Röntgenbild liefert, während die Beiträge der davor verarbeiteten Röntgenbilder so gut wie vernachlässigbar klein sind. Die Röntgendosis, mit der diese letztgenannten Röntgenbilder erzeugt wurden, wird also mit sehr geringer Wirksamkeit benutzt.
Bei dem Verfahren und der Anordnung nach der Erfindung sind die beiden, oben geschilderten Probleme gelöst, sowohl ist das Flimmern des darzustellenden zusammengesetzten Bilds vermieden als auch ist der Beitrag eines jeden Röntgenbilds zur Geräuschintegration nahezt optimal. Erfindungsgemäß werden die beiden Aufgaben dadurch gelöst, daß der Gewichtungsfaktor λ von der Anzahl bereits verarbeiteter und von der Anzahl insgesamt (in vorangehenden Beispielen und im folgenden Beispiel vier) zu verarbeitender Röntgenbilder in einer kurzen Reihe, die periodisch wiederholt wird, abhängig gemacht wird.
Das zusammengesetzte Bild nach der Erfindung hat eine Amplitude

Vu(A) = λ« · V/(4) + _Λ3(1 -λα) ■ Vi(Z) + _Λ2(1 -λ₃) · (1 -*.) · Vi(2) + λ,(1 -λ₂) (1 -λ₃) · (1 -<*) ■ Vi(I).

Wenn jedes Röntgenbild Vi(n) (l</7<4) einen gleich großen Beitrag zum zusammengesetzten Bild Vu(n) liefert, folgt daraus, daß die Gewichtungsfaktoren /X₁. λι. λ\ und au bzw. die Werte 1, 1/2, 1/3 und 1/4 haben müssen. Wenn die genannten Gewichtungsfaktoren tx\ bis «a benutzt werden, hat die Amplitude A des zusammengesetzten Bilds Vu einen konstanten Wert, wie dies in F i g. 4 dargestellt wird. Nach dem ersten Röntgenbild ist damit das zusammengesetzte Bild identisch («\ = 1,1 -<x\ =0), einschließlich des im Röntgenbild auftretenden Rauschens, das in F i g. 4 (nicht maßstabgerecht und) schematisch dargestellt ist. Nach der Verarbeitung des zweiten Röntgenbilds ist die Amplitude A des zusammengesetzten Bilds immer noch gleich groß, aber ist der Geräuschinhalt der Mittelwert des Geräuschinhalts der zwei verarbeitenden Röntgenbilder. Nach vier verarbeiteten Röntgenbildern ist die Amplitude A des zusammengesetzten Bilds genau der Mittelwert der Amplituden der vier Röntgenbilder. Jedes Röntgenbild liefert in der Amplitude also einen gleich großen Beitrag zum endgültigen zusammengesetzten Bild, das einen Geräuschpegel gleich dem mittleren Geräuschpegel der vier Röntgenbilder aufweist und festgehalten wird, bis (nach 240 ms) eine neue Röntgenbildfolge verarbeitet wird, die ein neu zusammengesetztes Bild mit aufeinanderfolgenden Gewichtungsfaktoren <x\, Λι, άζ und «4 bilden. Die Amplituden A der aufeinanderfolgenden zusammengesetzten Bilder aus einer Reihe von Röntgenbildern bleiben also immer konstant, ausgenommen des darin vorhandenen Rauschens, das bei einem jeden der sich auffolgenden z\*sammengesetzten Bilder abnimmt

Wenn der Multiplizierer M» und Mi\ der in F i g. 1 dargestellten Anordnung 10 digitale Multiplikationsschaltungen sind, können die Gewichtungsfaktoren a\, »2, «3 und Oc₄ genau eingestellt werden und läßt sich die Filterung genau durchführen.
Es ist jedoch einfacher, wenn ein in Fig.5 dargestelltes rekursives Filter 20 benutzt wird. Das benutzte rekursive Filter 20 enthält nur eine Multiplikationsschaltung M30, aber enthält eine zusätzliche Subtraktionsschaltung V30 außer einer bereits in F i g. 1 dargestellten Addierungsschaltung Λ 30 und einem Speicher MMw. Es ist einfach ersichtlich, daß dieses rekursive Filter 20 genau die gleiche Filterung wie das Filter der Anordnung 10 in F i g. 1 durchführt.
Da beim Filter 20 lediglich eine Multiplikationsschaltung M30 benutzt wird, ist es möglich, eine Multiplikation mit Gewichtungsfaktoren 1,1/2,1/4 oder 1/8 durchzuführen, indem einfach die Einsen und Nullen der Binärzahl, die über parallele Leitungen dem Multiplizierer Λ/30 zugeführt wird, über keine, eine bzw. zwei (oder drei) Positionen in Richtung auf das unbedeutsamste Bit verschoben werden. Eine bevorzugte Ausführungsform des Verfahrens und der Anordnung nach der Erfindung benutzt die Gewichtungsfaktoren x\, «2, Λ3 und «4 mit den Werten !, 1/2,1/4 bzw. 1/4. Dabei wird die Amplitude des zusammengesetzten Bilds nach der Verarbeitung von vier Röntgenbildern:

Vti(4) = 8/32 - V/(4) + 6/32 · V/(3) + 9/32 ■ Vi(2) + 9/32 - W(I).

Die Beiträge der Röntgenbilder der kurzen Reihe sind also nahezu gleich und die Geräuschintegration ist dabei nahezu optimal.

Durch die Ausnutzung der Potenzen von 2 als Werte für die Gewichtungsfaktoren λ, braucht die Multiplikationsschaltung Λ/30 faktisch nur Multiplexschaltungen zu enthalten, mit denen die parallel ankommende Binärzahl über keine, eine oder zwei Binärstellen verschoben parallel den Ausgangsleitungen zugeführt wird. Die Stellung der Multiplexschaltungen wird dabei beispielsweise auf einfache Weise von einem Zähler gesteuert, der die Anzahl der verarbeiteten Röntgenbilder zählt und der dazu von den vertikalen Synchronisationsimpulsen (für me Fernsehaufnahmeröhre) abgeleitete Steuerimpulse empfängt.

Eine bevorzugte Ausführungsform einer Anordnung 30 nach der Erfindung ist in F i g. 6 dargestellt. Das dem Analog/Digital-Wandler ADC2 zugeführte Signal kommt aus einer Röntgenbildverstärker-Fernsehkette gemaß der Darstellung in Fig. 1 und erreicht über einen Schalter Seines der zwei rekursiven Filter RFi oder RF2. Die Filter RF1 und RF2 sind dem rekursiven Filter 20 gleich, das in F i g. 5 dargestellt ist.

Die vier ersten Röntgenbilder gelangen über den Schalter S zum Filter RFX, das daraus nach jedem neu zugeführten Röntgenbild ein erneut zusammengesetztes Bild formt und in seinen Speicher einschreibt. Nach der Verarbeitung der vier Röntgenbilder setzt ein Zähler C den Schalter S um, der mit Hilfe der genannten Steuerimpulse die Anzahl der verarbeiteten Röntgenbilder zählt. Bei den folgenden vier aufeinanderfolgenden Röntgenbildern formt das Filter RF2 stets ein erneut zusammengesetztes Bild, das in den Speicher des Filters eingeschrieben wird. Die in die Speicher der Filter RFl und RF2 eingeschriebenen zusammengesetzten Bilder werden zur Formung eines Differenzbilds voneinander subtrahiert, und das Differenzbild gelangt über den Digital/Analog-Wandler DAC2 zum Monitor MON für die Darstellung. Das Differenzbild kann der Unterschied zwischen den zusammengesetzten Bildern zweier einander direkt auffolgender kurzer Reihen sein (aus vier Röntgenbildern bestehend, für die der Schalter S nach jeweils vier Röntgenbildern umgesetzt wird), aber das Differenzbild kann auch aus einem beispielsweise in den Speicher des Filters RFi eingeschriebenen, ersten zusammengesetzten Bild (beispielsweise vier Röntgenbilder ohne Kontrastmittel im Objekt) und aus den darauffolgenden zusammengesetzten Bildern geformt werden, die stets vom Filter RF2 geformt werden (aus Röntgenbildern mit Kontrastmittel), für die der Schalter 5 nur einmal aus der gezeichneten Stellung in die nicht dargestellte Stellung umgesetzt werden muß.

Zum Erzeugen der richtigen zusammengesetzten Bilder durch die Filter RFi und RF2 ist an den Zähler C eine Decoderschaltung Dangeschlossen, die aus dem Zählerstand (die Anzahl der verarbeiteten Röntgenbilder) des Zählers C ableitet, von welcher Multiplexschaltung die Schalter (T.T.L-Schaltungen) umgesetzt werden müssen. Nur die Schalter dieses Filters RFl und RF2, dem neue Röntgenbilder zugeführt werden, sind zu aktivieren. Vom anderen Filter RF2 bzw. RFl bleiben die Schalter in der Stellung, die einem Gewichtungsfaktor x= 1 im Zusammenhang mit der Auffrischung des Speichers (des dynamischen RAMs) zugeordnet ist. Die Multiplexschaltung muß, da bei der Multiplikation eines Viertels die Binärzahl über zwei Positionen weitergeschoben wird, eine 3-nach-1 -Multiplexschaltung sein, die jedoch durch Kaskadenschaltung zweier 2-nach-1 -MuI-tiplexschaltungen verwirklichbar ist. Die in F i g. 6 dargestellte Decoderschaltung D betätigt die kaskadengeschaiteten Multiplexer der beiden Filter RFX und RF2. Bei einem Zählerstand 00 des Zählers Csind die beiden Ausgänge P\ und Pi des Decoders D unwirksam. Beim Zählerstand 01 (nach einem Röntgenbild) ist der Ausgang Pi wirksam und schaltet er die Schalter eines ersten Multiplexers (2-nach-1) (Verschiebung um ein Bit) um. Bei den Ständen 10 und 11 des Zählers Csind beide Ausgänge Pt und Pi wirksam und sind beide kaskadengeschalte- 4u ten Multiplexer umgeschaltet (Verschiebung über zwei Bit).

Hierzu 2 Blatt Zeichnungen ,

Claims

Patentansprüche:

1. Verfahren zum Verarbeiten einer kurzen Röntgenbildfolge zu einem zusammengesetzten Bild, wobei von einem Objekt zumindest einmal eine kurze Röntgenbildfolge angefertigt und aus der kurzen Röntgenbildfolge ein wiederzugebendes Bild bestimmt wird, wobei das zusammengesetzte Bild aus zumindest einem zuletzt angefertigten Röntgenbild, das mit einem Gewichtungsfaktor α kleiner als oder gleich 1 multipliziert wird, und aus einem aus den zuvor angefertigten Röntgenbildern bestimmten zusammengesetzten Bild geformt wird, das mit einem komplementären Gewichtungsfaktor (1—λ) gewichet wird, dadurch gekennzeichnet, daß der Gewichtungsfaktor α von der Anzahl bereits verarbeiteter Röntgenbilder der Folge abhängig ist, einen Anfangswert 1 hat und bei jedem neu zu formenden, zusammengesetzten Bild einen Wert unter 1 hat, wobei jeder Gewichtungsfaktor kleiner als oder gleich dem vorangehenden Gewichtungsfaktor ist

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß eine Folge vier Röntgenbilder enthält und der Gewichtungsfaktor «bei den aufeinanderfolgenden, ^u formenden zusammengesetzten Bildern die Werte 1, 1/2,1/4,1/4 hat.

3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß eine Folge π Röntgenbilder enthält, wobei π eine positive Ganzzahl größer als 1 ist, und der Gewichtungsfaktor oci bei einem zu verarbeitenden Röntgenbild /einen Wert !//hat, wobei 1 < /'< η ist.

4. Vfcniahren nach Anspruch I₁2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, daß aus der kurzen Röntgenbildfolge ein Differenzuüd angefertigt wird, das durch den Unterschied zwischen einem aus den bis dann angefertigten Röntgenbildern zusammengesetzten Bild und einem weiteren Bild bestimmt wird.

5. Verfahren nach Anspruch 1,2,3 oder 4, dadurch gekennzeichnet, daß periodisch eine kurze Röntgenbildfolge des Objekts angefertigt wird.

6. Anordnung zum Verarbeiten einer kurzen Röntgenbildfolge nach einem der Ansprüche 1 bis 5 mit einer röntgenbildformenden Anordnung zum Erzeugen zumindest einer kurzen Folge von in Bildebmente verteilten Röntgenbildern, mit einem Speicher zum Speichern von Bildinformation pro Bildelenient, wobei der Speicher mit zumindest einer Multiplikationsschaltung und einer Addierschaltung ein rekursives Filter zum Filtern der Bildinformation in Zeitdomäne pro Bildelement der einander in der Folge aufeinanderfolgender Bilder formt, wobei ein zusammengesetztes Bild aus zumindest einem zuletzt angefertigten Röntgenbild, das durch die Multiplikationsschaltung mit einem Gewichtungsfaktor oc kleiner als gleich 1 multipliziert wird, und aus einem aus dep zuvor angefertigten Röntgenbildern bestimmten zusammengesetzten Bildern geformt wird, das mit einem komplementären Gewichtungsfaktor (1 — oc) gewogen wird, dadurch gekennzeichnet, daß der Gewichtungsfaktor oc de-- Multiplikationsschaltung von der Anzahl bereits verarbeiteter Röntgenbilder abhängig ist, einen Anfangswert 1 hat und bei jedem neu zu verarbeitenden Röntgenbild einer Folge einen Wert kleiner als 1 hat, %vobei jeder Gswichtungsfaktor kleiner als oder gleich dem vorangehenden Gev/ichtungsfaktor ist

7. Anordnung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet daß die Multiplikationsschaltung ein digitaler Multiplizierer ist die Bildreihe η Röntgenbilder enthält und der Gewichtungsfakto? oc; be; Jer Verarbeitung eines Röntgenbilds /den Wert l//hat

8. Anordnung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet daß die Bildfolge vier Röntgenbilder enthält, der Gewichtungsfaktor 1,1/2,1/4,1/4 beträgt und die Multiplikationsschaltung eine Multiplexschaltung enthält.

9. Anordnung nach Anspruch 6,7 oder 8, dadurch gekennzeichnet daß weiter eine Subtraktionsschaltung zum Subtrahieren von Bildinformation eines jeden Bildelements des zusammengesetzten Bilds von Bildinformation eines entsprechenden Bildelements eines weiteren Bilds und eine Bildwiedergabeanordnung zum Wiedergeben eines so gewonnenen Differenzbilds vorgesehen sind.