DE3320261C2 - Verfahren und Anordnung zum Verarbeiten von Röntgenbildern - Google Patents
Verfahren und Anordnung zum Verarbeiten von RöntgenbildernInfo
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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
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:
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 (9)
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.
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
NL8202450A NL8202450A (nl) | 1982-06-17 | 1982-06-17 | Werkwijze en inrichting voor het verwerken van roentgenbeelden. |
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Publication Number | Publication Date |
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DE3320261A1 DE3320261A1 (de) | 1983-12-29 |
DE3320261C2 true DE3320261C2 (de) | 1986-10-30 |
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ID=19839897
Family Applications (1)
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---|---|
US (1) | US4507681A (de) |
JP (1) | JPS5916481A (de) |
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