DE4033716A1 - Verfahren zur dynamikkompression in roentgenaufnahmen und vorrichtung zur durchfuehrung des verfahrens - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Dynamikkompression in einer Röntgenaufnahme, deren Bildpunkten digitale Eingangs-Bildwerte zugeordnet sind, sowie eine Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens.

Die in einer Röntgenaufnahme abgebildeten Bereiche eines Objekts weisen häufig sehr große Dichteunterschiede auf. Bei einer Lungenaufnahme beispielsweise besitzen die Wirbelsäule und das Herz für die Röntgenstrahlung eine wesentlich höhere Dichte als das Lungengewebe, d. h. sie absorbieren die Röntgenstrahlung wesentlich stärker. Diese Dichteunterschiede im Objekt führen in dem vom Röntgenbilddetektor umzusetzenden Röntgenstrahlenrelief zu Intensitätsunterschieden bis zu einem Faktor 10 000. Konventionelle Röntgenfilme können einen solchen Dynamikumfang nicht ohne Verlust an lokalen Kontrasten verarbeiten. Da sich das Interesse aber meist auf einen bestimmten Dynamikbereich beschränkt, bei Lungenaufnahmen beispielsweise auf das relativ schwach absorbierende Lungengewebe, werden die Filme konventionell so belichtet und entwickelt, daß dieser Dynamikteilbereich die Filmdynamik voll ausschöpft. Die anderen Dynamikbereiche werden auf dem Film über- oder unterbelichtet wiedergegeben, so daß die dort vorhandenen Feinkontraste verlorengehen.

Modernere Bilddetektoren haben einen weitaus größeren Dynamikumfang, so daß damit auch in den mit einem konventionellen Film nicht erfaßbaren Dynamik-Randbereichen noch bildmäßig verwertbare Daten geliefert werden können. Dazu gehören beispielsweise Photoleiterschichten, vorzugsweise mit Selen, die das Röntgenstrahlenrelief in ein elektrisches Ladungsmuster umsetzen, das mittels eines Ladungsensors abgetastet und Bildpunkt für Bildpunkt in digitale Eingangs-Bildwerte umgesetzt werden kann. Einen vergleichbaren Dynamikumfang haben auch mit Speicherphosphoren beschichtete Platten, die das Röntgenstrahlenrelief latent speichern und die bei Bestrahlung mit einem Laserstrahl Fluoreszenzlicht erzeugen, das der Intensität der Röntgenstrahlung bei der Aufnahme proportional ist. Mittels eines optischen Sensors kann das Fluoreszenzlicht in ein elektrisches Signal umgesetzt werden, das anschließend digitalisiert wird.

Führt man indes die auf diese Weise gewonnenen, den gesamten Dynamikbereich des Objekts erfassenden Eingangs- Bildwert ohne weitere Verarbeitung einer Wiedergabeeinheit zu, die daraus ein sichtbares Bild erzeugt, dann geht ein großer Teil der noch in den Eingangs-Bildwerten enthaltenen Information verloren, wenn ein Bildcharakter erreicht werden soll, der dem Charakter einer "konventionellen" Röntgenaufnahme entspricht. Man kann diese Informationsverluste in den für die Diagnose weniger relevanten Bereichen zwar vermeiden, indem man die Kontraste in allen Bildbereichen reduziert, jedoch ergibt sich durch diese auch in dem für die Diagnose wichtigen Dichtebereich wirksame Kontrastverringerung ein von einer konventionellen Aufnahme abweichender Bildcharakter; die meisten Ärzte lehnen solchen kontrastarmen ("flauen") Bilder ab.

Aus der EP-A 1 58 382 ist ein Verfahren bekannt, bei dem die Röntgenstrahlung vor dem Durchsetzen des Untersuchungsbereichs durch steuerbare Dämpfungselemente so variiert wird, daß die Intensitätsunterschiede hinter dem Untersuchungsbereich und vor dem Bilddetektor weitgehend ausgeglichen sind. In diesem Fall kann auch mit einem konventionellen Röntgenfilm eine Röntgenaufname erhalten werden, die (im mittleren Dichtebereich) einerseits den Charakter einer konventionellen Röntgenaufnahme bewahrt, andererseits aber in den helleren und in den dunkleren Bildpartien noch die Wiedergabe von Feinkontrasten ermöglicht.

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein Verfahren der eingangs genannten Art so auszugestalten, daß vergleichbare Ergebnisse erreicht werden können, ohne die Strahlungsintensität ortsabhängig zu variieren; die Eingangs-Bildwerte der Röntgenaufnahme haben dabei also ihren durch die Dichteunterschiede des Aufnahmeobjekts vorgegebenen Dynamikumfang.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß aus den Eingangs-Bildwerten Tiefpaß-Bildwerte gebildet werden, und daß für jeden Bildpunkt durch Überlagerung des zugehörigen Eingangs-Bildwerts und eines vom zugehörigen Tiefpaßbildwert abhängigen Ausgleichswerts ein Ausgangs- Bildwert derart gebildet wird, daß der Ausgangs-Bildwert bei kleinen Tiefpaß-Bildwerten größer oder bei großen Tiefpaß-Bildwerten kleiner ist als der Eingangs-Bildwert.

Die Tiefpaß-Bildwerte unterscheiden sich von den Eingangs-Bildwerten dadurch, daß die in der Röntgenaufnahme enthaltene Bildinformation von feinen Strukturen eliminiert ist, d. h., daß Komponenten mit hoher Raumfrequenz unterdrückt sind. Durch Überlagerung eines vom jeweiligen Tiefpaß-Bildwert abhängigen Ausgleichswerts wird erreicht, daß die Dynamik der großflächigen, eine niedrige Raumfrequenz aufweisenden (Grob-)Strukturen erheblich eingeschränkt wird. Führt man die Ausgangs-Bildwerte einer Wiedergabeeinheit (beispielsweise einem Laser-Imager) zu, deren Übertragungskennlinie so eingestellt ist, daß sich bei Verarbeitung der Eingangs-Bildwerte ein konventioneller Aufnahmecharakter ergeben würde, dann wird bei geeignetem Verlauf der Ausgleichswerte in dem für die Diagnose relevanten Dichtebereich ebenfalls der Charakter einer konventionellen Aufnahme erhalten, während in dem bzw. den anderen Dichtebereich(en) bei reduziertem Grobkontrast die Feinstrukturen erhalten bleiben. Die hellen Bereiche im Eingangsbild, die zu einer Blendung des Betrachters führen können, werden im so erzeugten Ausgangsbild in Bereiche von nahezu mittlerer Schwärzung überführt, in denen Feinkontraste besser erkennbar sind. Die Erfindung ist nicht nur auf Eingangsbilder der oben genannten modernen Bilddetektoren anwendbar, sondern auch auf Röntgenaufnahmen, die auf andere Weise erzeugt werden, beispielsweise mit einer Bildverstärker-Fernsehkette.

Es sei an dieser Stelle erwähnt, daß aus der DE-PS 29 52 422 bereits ein Verfahren bekannt ist, bei dem aus den digitalen Eingangs-Bildwerten einer Röntgenaufname Tiefpaß-Bildwerte gebildet werden. Diese Tiefpaß-Bildwerte werden von den Eingangs-Bildwerten subtrahiert, so daß als Differenz ein Hochpaßbild entsteht. Dieses Hochpaßbild wird zu dem Originalbild - gegebenenfalls nach einer Multiplikation mit einem Faktor, der größer ist als 1 - addiert. Der Effekt dieses sogenannten "Unsharp Masking-Verfahrens" ist eine Kantenanhebung; eine Dynamikreduktion wird damit weder angestrebt noch erreicht.

Die eingangs erwähnten Selen- oder Speicherphosphorschichten, mit deren Hilfe man eine Röntgenaufnahme in digitale elektrische Signale umsetzen kann, haben die Eigenschaft, daß die davon erzeugten Bildsignale linear von der Intensität der Röntgenstrahlung an den verschiedenen Bildpunkten abhängen. Eine für derartige Detektoren geeignete Weiterbildung der Erfindung sieht vor, daß die Eingangs-Bildwerte aus den Bildsignalen durch eine logarithmische Transformation abgeleitet werden. Die aus den von der Intensität linear abhängigen Bildsignale durch die logarithmische Transformation abgeleiteten Eingangs-Bildwerte hängen in guter Näherung linear von der Dichte des Objekts in dem betreffenden Bildpunkt ab. Für in dieser Weise von der Dichte abhängige Eingangs-Bildwerte liefert das erfindungsgemäße Verfahren bessere Resultate als für Eingangsbildwerte, die linear von der Intensität abhängen.

Eine Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens ist gekennzeichnet durch folgende Komponenten

• a) einen Bilddetektor zur Umsetzung der ortsabhängigen Strahlungsintensität einer Röntgenaufnahme in ein elektrisches Signal
• b) Mittel zum Ableiten der Eingangs-Bildwerte aus dem Signal,
• c) eine Speicheranordnung, deren Speicherkapazität größer ist als zur Speicherung einer Röntgenaufnahme erforderlich,
• d) Mittel zur Erzeugung von Tiefpaß-Bildwerten aus den Eingangs-Bildwerten,
• e) Mittel zum Ableiten von Ausgleichs-Bildwerten aus den Tiefpaß-Bildwerten,
• f) Mittel zum Überlagern der Ausgleichs-Bildwerte und der Eingangs-Bildwerte zur Gewinnung von Ausgangs- Bildwerten,
• g) eine die Röntgenaufnahme entsprechend den Ausgangs- Bildwerten wiedergebenden Wiedergabeeinheit.

Die Erfindung wird nachstehend anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigt

Fig. 1 ein schematisches Blockschaltbild einer Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens und

Fig. 2 die zeitliche Folge der bei der Bildverarbeitung durchgeführten Operationen,

Fig. 3 den Ablauf der Dynamikkompression,

Fig. 4 verschiedene Kurven, die geeignete Verläufe des Ausgleichs-Bildwerts in Abhängigkeit von dem Tiefpaß- Bildwert zeigen.

Gemäß Fig. 1 emittiert ein Röntgenstrahler ein Röntgenstrahlenbündel 2, das einen Patienten 3 durchsetzt. Das dabei hinter dem Patienten entstehende Röntgenstrahlenrelief wird von einem Bilddetektor 4, 5 in ein elektrisches Signal umgesetzt, dessen zeitlicher Verlauf dem räumlichen Verlauf der Röntgenstrahlung hinter dem Objekt entspricht.

Der Bilddetektor kann z. B. eine zylinderförmige Trommel 4 umfassen, die um eine Achse 40 drehbar ist und mit einem Photoleiter - vorzugsweise Selen - beschichtet ist. Das Röntgenstrahlenbündel 2 muß dann die Form eines Strahlenfächers haben, in dessen Ebene sich die Drehachse 40 befindet. Während einer Röntgenaufnahme dreht sich einerseits die Trommel um die Achse 40 und wird andererseits das fächerförmige Strahlenbündel 2 relativ zum Patienten 3 bewegt, so daß im Laufe einer Röntgenaufnahme ein zweidimensionaler Bereich des Patienten auf der Trommeloberfläche abgebildet wird. Durch die Röntgenstrahlung wird auf der Trommel 4 ein Ladungsmuster erzeugt, das mit Hilfe eines geeigneten Sensors 5, der parallel zur Drehachse 40 verschiebbar angeordnet ist, in ein elektrisches Signal umgesetzt wird. Bezüglich weiterer Einzelheiten dieses Bilddetektors wird auf die EP-PS 2 19 897 verwiesen.

Es können auch andere Bilddetektoren verwendet werden. Wesentlich ist nur, daß der Bilddetektor ein elektrisches Signal (oder mehrere elektrische Signale) liefert, dessen bzw. deren zeitlicher Verlauf von dem räumlichen Verlauf der Intensität der Röntgenstrahlung hinter dem Objekt in irgendeiner Weise abhängt.

Das Ausgangssignal des Sensors 5 wird einem Verstärker 6 zugeführt und danach in einem Analog-Digital-Wandler 7 in eine Folge von z. B. 16 Bit breiten Datenworten umgesetzt. Diese Daten werden einem Bildprozessor 8 zugeführt, der einen Bildverarbeitungsrechner 80 umfassen kann, der mit einem Halbleiterspeicher 81 zusammenwirkt, dessen Speicherkapazität größer ist als zur Aufnahme einer Röntgenaufnahme erforderlich. Der Bildprozessor 8 führt eine Reihe von Verarbeitungsschritten durch, u. a. eine Dynamikkompression der vom Analog-Digital-Wandler gelieferten Signale. Dadurch wird es möglich, die Röntgenaufnahme auf einer Wiedergabeeinheit 9 auszugeben, ohne daß die Feinkontraste in den dunklen oder hellen Bildpartien verlorengehen. Die Wiedergabeeinheit kann durch einen Monitor gebildet werden oder durch einen Laser-Imager, der aus den Ausgangssignalen des Bildprozessors ein Filmbild erzeugt.

In Fig. 2 ist die zeitliche Folge von verschiedenen Bildverarbeitungsschritten im Bildprozessor 8 dargestellt. Nach der Analog-Digital-Wandlung wird zunächst ein Bildkorrekturverfahren (Block 81) durchgeführt, das dazu dient, detektorspezifische Fehler zu beseitigen. Solche Fehler können dadurch bedingt sein, daß schon während der Abtastung der Ladung auf der Oberfläche der Selentrommel durch den Sensor 5 eine Selbstentladung stattfindet. Wenn der Sensor mehrere Elemente enthält, die gleichzeitig und an verschiedenen Stellen die Trommeloberfläche abtasten, können durch Empfindlichkeitsunterschiede und Empfindlichkeitsschwankungen weitere Fehler entstehen. Korrekturverfahren für derartige Bildfehler sind an sich bekannt, so daß darauf nicht näher eingegangen werden muß. Bei Verwendung anderer Bilddetektoren müssen andere Korrekturverfahren eingesetzt werden. Das Ergebnis dieser Korrekturverfahren ist ein Datensatz S, der im Idealfall von sämtlichen Detektorfehlern befreit ist.

Anschließend werden die so gewonnenen Bilddaten einer Dynamikkompression unterzogen (Block 82), worauf noch in Verbindung mit Fig. 3 näher eingegangen wird. Die in dieser Weise in ihrer Dynamik komprimierten Bilddaten A können dann noch weiteren Verarbeitungsschritten unterzogen werden (Block 83), beispielsweise einem Kantenanhebungsverfahren bzw. einer Anpassung an die Wiedergabeeinheit 9.

Die durch den Block 82 repräsentierte Verarbeitung enthält gemäß Fig. 3 zunächst eine logarithmische Transformation (Block 821), durch die die korrigierten Bilddaten S, die linear von der Intensität der Röntgenstrahlen abhängen, in Daten E transformiert werden, die zumindest näherungsweise linear von der Dichte des Objekts an den verschiedenen Bildpunkten abhängen. Diese Transformation kann entfallen, wenn der Bilddetektor von sich aus bereits Daten liefert, die linear mit der Dichte zusammenhängen.

Die logarithmische Transformation erfolgt entsprechend der Beziehung

E = Emax _* log (Smax/S)/log (Smax) (1)

Dabei ist Smax der größt mögliche vom Bilddetektor gelieferte Wert, beispielsweise 30 000. Emax entspricht dem größtmöglichen Wert im Dichtebild und wird auf eine sehr große, im Rechner noch darstellbare ganze Zahl gesetzt, z. B. 32 000. Gemäß Gleichung 1 ergibt sich für S=Smax der Wert E=0 und für den kleinsten Wert S=1 der Wert E=Emax. Bei dieser Wahl der Transformationsparameter findet also keine Dynamikkompression statt. Zweckmäßigerweise wird die logarithmische Transformation mit Hilfe eines Tabellenspeichers (lookup-table) durchgeführt, der die Bilddaten S als Adressen interpretiert, unter denen die Werte E gemäß Gleichung 1 gespeichert sind. Die aus den Werten S durch logarithmische Transformation erzeugten Werte werden nachfolgend als Eingangs-Bildwerte bezeichnet. Diese Bildwerte können, wie durch einen Pfeil angedeutet, einem externen Speicher, z. B. einem Diskettenspeicher, zugeführt werden. - Grundsätzlich kann die logarithmische Transformation aber auch erfolgen, bevor die digitalen Bilddaten S erzeugt werden, also im analogen Bereich. Dazu kann ein logarithmischer Verstärker dienen; der Block 821 kann dann entfallen.

Als nächster Schritt erfolgt eine Tiefpaßfilterung (Block 822). Dabei wird in bekannter Weise die Summe der Eingangs-Bildwerte E gebildet, die den Bildpunkten zugeordnet ist, die in einem vorzugsweise quadratischen Teilbereich der Röntgenaufnahme, dem Kernel, liegen. Die so gebildete Summe wird durch die Zahl der Bildwerte in dem Kernel dividiert und dem Bildpunkt in der Mitte des Kernels als Tiefpaß-Bildwert L zugeordnet. Dieser stellt somit das arithmetische Mittel der Bildwerte in dem Kernel um den Bildpunkt dar. Das Verfahren wird für andere Bildpunkte wiederholt, wobei sich in bekannter Weise der Tiefpaß-Bildwert für einen in Zeilenrichtung benachbarten Bildpunkt dadurch ergibt, daß zu dem Kernel auf der einen Seite eine Spalte von Bildpunkten hinzugenommen und auf der anderen Seite eine Spalte von Bildpunkten weggenommen wird. Die Größe des Kernels sollte dabei deutlich größer sein als die für die medizinische Diagnose relevanten Feinstrukturen und z. B. einer Fläche von 3×3 cm entsprechen.

Für jeden Bildpunkt unterscheidet sich der Eingangs-Bildwert E von dem so gebildeten Tiefpaß-Bildwert L durch einen Wert H, der von der Intensitätsverteilung der Röntgenaufnahme in dem betreffenden Bildpunkt und seiner Umgebund abhängig ist, so daß die Beziehung gilt

E = L + H (2)

Der Wert H repräsentiert die höhere Ortsfrequenzkomponente des Eingangsbildwerts E, bzw. aus den Werten H aller Bildpunkte würde sich ein nur die Feinstrukturen enthaltendes Hochpaßbild ergeben.

Anschließend erfolgt eine Operation (Blöcke 823 . . . 825), durch die die Dynamik lediglich des Tiefpaßbilds zumindest in Teilbereichen komprimiert wird. Dabei wird für jeden Bildpunkt ein vom Tiefpaß-Bildwert L abhängiger Ausgleichswert C ermittelt und dem Eingangs-Bildwert E überlagert, wobei die Ausgleichswerte so gewählt werden sollen, daß in dem Ausgangsbild die Dynamik der großflächigen Strukturen in dem für die Diagnose wichtigen Bereich möglichst wenig beeinflußt werden, während sie in den anderen Dichtebereichen, die für die Diagnosen nur von sekundärem Interesse sind, komprimiert wird. Zur Erläuterung sei auf Fig. 4 verweisen, die die Abhängigkeit der Ausgleichswerte C von den Tiefpaß-Bildwerten L darstellt, wobei der Abbildungsmaßstab für die C-Werte doppelt so groß ist wie für die L-Werte.

Es sei angenommen, daß z. B. für Lungenaufnahmen der für die Diagnose relevante Dichtebereich zwischen den Werten L1 und L2 liegt. Diese Werte können durch eine Histogramm-Analyse verschiedener Lungenaufnahmen ermittelt werden und betragen z. B. L1=5000 und L2=10 000. In dem Dichtebereich zwischen L1 und L2 soll möglichst keine Kompression erfolgen. Dies wird dadurch erreicht, daß für diesen für die Diagnose primär interessierenden Bereich die Ausgleichswerte C=0 gesetzt werden.

Unterhalb des unteren Grenzwerts L1 soll der Wert C positiv sein (falls die Ausgangs-Bildwerte durch Addition von E und C erfolgt). Die Ausgleichswerte sollen dort um so größer sein, je größer die Differenz zwischen der unteren Grenze L1 und dem jeweiligen Wert L ist. Jedoch darf die Differenz L1-L nicht kleiner sein als der zu L gehörige Wert C, damit nicht die Dichteverhältnisse invertiert werden. Die in den Punkt L1 einmündende, mit ausgezogener Linie dargestellte Kurve gibt eine geeignete Abhängigkeit des Werts C von dem Wert L an. Sie läßt sich durch die Gleichung beschreiben:

C = x1 _* L1 _* ((L1 - L)/L1)^y1 (3)

x1 ist dabei ein Faktor, der nicht größer sein sollte als 1, während y1 ein Exponent ist, der nicht kleiner sein sollte als 1. Dem dargestellten Kurvenverlauf liegen die Werte x1=0,5 und y1=1,2 zugrunde.

Für die Tiefpaß-Bildwerte L, die größer sind als L2, muß C negativ sein, um in diesem Dichtebereich eine Dynamikkompression zu erreichen. Auch in diesem Bereich soll die Kurve einen streng monotonen (fallenden) Verlauf haben, und die Differenz zwischen L und L2 darf nicht kleiner sein als der dem jeweiligen Wert von L zugeordnete Wert von C. Die bei L=L2 beginnende ausgezogene Linie genügt der Beziehung

C = x2 _* (L2 - Emax) _* ((L - L2)/(Emax - L2))^y2 (4)

Auch hier soll x2 nicht größer als 1 sein und y2 nicht kleiner als 1. Der in Fig. 4 dargestellten Kurve liegen die Werte x2=0,5 und y2=1,2 zugrunde.

Vorstehend wurde angenommen, daß für jede Lungenaufnahme die fest vorgegebenen Werte L1 und L2 den für die Diagnose wesentlichen Dichtebereich definieren. Diese Annahme gilt aber nur für in gleicher Weise belichtete Lungenaufnahmen, wie sie mittels eines Belichtungsautomaten hergestellt werden.

Jedoch kann man auch unterschiedlich belichtete Lungenaufnahmen verwenden, wenn die Werte L1 und L2 an die jeweilige Belichtung angepaßt werden. Da eine Änderung der Dosis bei einer Lungenaufnahme lediglich bewirkt, daß sich sämtliche Dichtewerte der Aufnahme um jeweils den gleichen Betrag ändern, muß den vorgegebenen Werten von L1 und L2 zur Anpassung lediglich dieser Betrag überlagert werden, so daß die Differenz zwischen L1 und L2 sich auch nach dieser Anpassung nicht ändert; jedoch kann man L1 und L2 auch unverändert lassen und statt dessen den Betrag mit umgekehrtem Vorzeichen dem Tiefpaßbildwert überlagern. Der Betrag, der dabei zur Anpassung an die unterschiedlichen Belichtungen bzw. unterschiedlichen Patientendicken addiert oder subtrahiert werden muß, läßt sich leicht durch Analyse eines Histogramms ermitteln, das die Häufigkeit der verschiedenen Dichtewerte an den Bildpunkten der betreffenden Aufnahme repräsentiert. In der Praxis bedeutet eine solche Histogrammanalyse keinen zusätzlichen Aufwand, da sie in der Regel aus anderen Gründen ohnehin erforderlich ist, beispielsweise zur Anpassung der Bildwerte an die Übertragungskennlinien der Bildwiedergabeeinheit.

Wenn in den Gleichungen (3) und (4) y1=y2=1 gewählt wird, ergeben sich die durch die gestrichelten Linien dargestellten Kurven, bei der der Verlauf von C durch drei Geradenstücke gebildet wird. Ein gewisser Nachteil dabei sind die beiden Knicks in der Kurve bei L1 und L2. Wie durch eine strichpunktierte Linie angedeutet, kann ein geeigneter Verlauf von C auch durch die Mitte (bei L0) des für die Diagnose wichtigen Bereichs verlaufende Geraden mit negativer Steigung erzielt werden. Diese Gerade ergibt sich, wenn in den Gleichungen (3) und (4) x1=x2=0,5; y1=y2=1 und L1=L2=L0 gesetzt wird. Daraus resultiert die Gleichung

C = x _* (Lo - L) (5)

wobei beispielsweise x=0,5 ist. Hierbei ergibt sich zwar auch in dem für die Diagnose relevanten Dichtebereich zwischen L1 und L2 eine Beeinflussung der Grobkontraste, doch ist diese verhältnismäßig gering.

Die beschriebene Abhängigkeit des Ausgleichswerts führt nach einer Überlagerung mit dem Eingangs-Bildwert gemäß der Beziehung

A = E + C (6)

zu einem aus den Ausgangs-Bildwerten gebildeten Ausgangsbild, das für Lungenaufnahmen optimal ist. Das für die Diagnose relevante Lungengewebe wird dabei mit den von konventionellen Aufnahmen gewohnten Grob- und Feinkontrasten wiedergegeben. Hingegen werden in den helleren und dunkleren Bildpartien die großflächigen Grobkontraste verringert, während die Feinkontraste (H) im Ausgangsbild auch in diesen Bereich erhalten bleiben. Dies erklärt dadurch, daß der Ausgangsbildwert A durch eine Summation aus dem Eingangs-Bildwert E gebildet wird, der gemäß Gleichung 2 die Komponente H enthält, die die Feinstrukturen repräsentiert.

Die in Fig. 4 dargestellte Abhängigkeit des Ausgleichswerts C vom Tiefpaß-Bildwert L ist jedoch nicht für alle Röntgenaufnahmen in gleicher Weise geeignet. Bei Knochenaufnahmen beispielsweise sind die Bereiche hoher Dichte von besonderer diagnostischer Relevanz, während die Bereiche niedrigerer Dichte von geringerer diagnostischer Bedeutung sind. Hier muß die Dynamikkompression in dem niedrigeren Dichtebereich erfolgen, während der höhere Dichtebereich unverändert bleiben soll. Zu diesem Zweck muß C zu niedrigeren Dichtewerten hin zunehmen (ähnlich wie der linke, ausgezogene Kurventeil in Fig. 4, jedoch bei einem höheren Dichtewert beginnend), während C in Bereichen hoher Dichte sich nicht wesentlich ändern und - damit der konventionelle Bilcharakter erhalten bleibt - möglichst gleich Null sein soll.

Es ist somit erforderlich, für die Aufnahme unterschiedlicher Organe unterschiedliche Abhängigkeiten der Ausgleichswerte von den Tiefpaß-Bildwerten vorzusehen. In allen Fällen hat aber C als Funktion von L einen monotonen Verlauf, und zwar einen monoton fallenden, wenn nach Gleichung (6) E und C addiert werden und einen monotonen steigenden, falls statt dessen C von E subtrahiert wird.

Zur Durchführung der Dynamikkompression wird - vergl. Block 823 in Fig. 3 - der zu dem jeweiligen Tiefpaß-Bildwert gehörende Ausgleichswert C bestimmt. Am einfachsten erfolgt dies mittels eines Tabellenspeichers, in dem für jede Eingangsadresse - gebildet durch die Tiefpaß- Bildwerte L - ein zugeordneter Ausgleichs-Bildwert C gespeichert ist. Da für die Röntgenaufnahmen von verschiedenen Organen und ggf. auch für unterschiedlich belichtete bzw. von unterschiedlich dicken Patienten erstellte Aufnahme des gleichen Organs verschiedene Abhängigkeiten des Werts C von L vorhanden sein müssen, muß der für das jeweils aufgenommene Organ zutreffende Verlauf von C zuvor aus einem Speicher geladen werden - ggf. nach vorheriger Berechnung (Block 824).

Anschließend werden zur Bildung von Ausgangs-Bildwerten für jeden Bildpunkt der Eingangs-Bildwert und der zugehörige Ausgleichswert C gemäß Gleichung 6 überlagert. Grundsätzlich wäre es auch möglich, den Wert C von E zu subtrahieren, wenn der Wert C einen zur Achse C=0 spiegelbildlichen Verlauf hätte. In dem durch die Ausgangs- Bildwerte A gebildeten Ausgangsbild sind die großflächigen Kontraste verringert - zumindest in den Bereichen, die für die Diagnose nur von sekundärer Bedeutung sind. Da die Feinkontraste aber auch in diesen Bereichen unbeeinflußt bleiben, sind sie im Ausgangsbild noch erkennbar.

Wenn man in den Gleichungen (3) bis (5) den Wert L ersetzt durch F, wobei für F die Beziehung gilt

F = (1 - u) _* E + u _* L (7)

und u ein vorgebbarer Wert ist, dann ergibt sich in den Bereichen beiderseits des für die Diagnose wesentlichen Dichtebereichs eine Anhebung der Feinkontraste, wenn u größer ist als 1. Für u=1 wird F=L, und die Feinkontraste werden unverändert beibehalten. Da E näherungsweise dem Wert L entspricht (die Werte H für die Hochpaß- bzw. Feinstrukturen sind in der Regel klein im Vergleich zu den Tiefpaß-Bildwerten L), entspricht F näherungsweise dem Wert L und ist für u=1 mit diesem identisch.

Obwohl für jeden Bildpunkt in der Röntgenaufnahme ein Eingangs-Bildwert E, ein Tiefpaß-Bildwert L und ein Ausgangs-Bildwert A vorhanden sein muß, ist es nicht erforderlich, gleichzeitig alle diese Werte zu speichern, was drei (Halbleiter-)Bildspeicher erfordern würde. Wenn beispielsweise ein Tiefpaß-Bild mit sämtlichen Werten L berechnet und gespeichert worden ist, können die Eingangs-Bildwerte E oder die Tiefpaß-Bildwerte L nach Ermittlung von C und Addition zu E mit den Ausgangsbildwerten A überschrieben werden; hierzu wären also nur zwei Bildspeicher erforderlich. Überschreibt man die Werte E, die für das Tiefpaßbild nicht erforderlich sind, oder die bereits berechneten Tiefpaßbildwerte schon vor der vollständigen Berechnung des Tiefpaßbilds, dann kommt man mit einer Speicherkapazität von wenig mehr als zum Speichern eines Bilds erforderlich aus.

Die Ausgangs-Bildwerte können gegebenenfalls noch einer Exponentialtransformation unterzogen werden (Block 826), die die logarithmische Transformation (Block 821) wieder aufhebt; jedoch kann die Exponentialtransformation entfallen.

Claims (5)

1. Verfahren zur Dynamikkompression in einer Röntgenaufnahme, deren Bildpunkten digitale Eingangs-Bildwerte zugeordnet sind, dadurch gekennzeichnet, daß aus den Eingangs-Bildwerten (E) Tiefpaß-Bildwerte (L) gebildet werden und daß für jeden Bildpunkt durch Überlagerung des zugehörigen Eingangs-Bildwerts (E) und eines vom zugehörigen Tiefpaß-Bildwert (L) abhängigen Ausgleichswerts (C) ein Ausgangs-Bildwert (A) derart gebildet wird, daß der Ausgangs-Bildwert bei kleinen Tiefpaß-Bildwerten (L) größer oder bei großen Tiefpaß-Bildwerten (L) kleiner ist als der Eingangs-Bildwert (E).

2. Verfahren nach Anspruch 1 mit einem Bilddetektor, der von der Intensität der Röntgenstrahlung linear abhängige Bildsignale liefert, dadurch gekennzeichnet, daß die Eingangs-Bildwerte (E) aus den Bildsignalen (S) durch eine logarithmische Transformation (821) abgeleitet werden.

3. Verfahren nach einem der vorherigen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Ausgangs-Bildwerte (A) einer Exponentialtransformation unterzogen werden.

4. Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch die folgenden Komponenten

• a) einen Bilddetektor (4, 5) zur Umsetzung der ortsabhängigen Strahlungsintensität einer Röntgenaufnahme in ein elektrisches Signal
• b) Mittel (7, 8; 821) zum Ableiten der Eingangs-Bildwerte (E) aus dem Signal,
• c) eine Speicheranordnung (81), deren Speicherkapazität größer ist als zur Speicherung einer Röntgenaufnahme erforderlich,
• d) Mittel (8; 822) zur Erzeugung von Tiefpaß-Bildwerten aus den Eingangs-Bildwerten,
• e) Mittel (8; 823, 824) zum Ableiten von Ausgleichs-Bildwerten aus den Tiefpaßbildwerten,
• f) Mittel (8; 825) zum Überlagern der Ausgleichs-Bildwerte und der Eingangsbildwerte zur Gewinnung von Ausgangs-Bildwerten (A),
• g) eine die Röntgenaufnahme entsprechend den Ausgangs-Bildwerten (A) wiedergebenden Wiedergabeeinheit (9).

5. Vorrichtung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel zum Ableiten der Ausgleichs-Bildwerte einen Tabellenspeicher (823) enthalten, in dem unter den Tiefpaß-Bildwerten (L) zugeordneten Adressen Ausgleichs-Bildwerte (C) gespeichert sind.