DE4408991A1

DE4408991A1 - Verfahren zur Erzeugung dreidimensionaler Bilder

Info

Publication number: DE4408991A1
Application number: DE4408991A
Authority: DE
Inventors: Shiro Takeda
Original assignee: Fujitsu Ltd
Current assignee: Fujitsu Ltd
Priority date: 1993-03-24
Filing date: 1994-03-16
Publication date: 1994-09-29
Also published as: US5623528A; JPH06269444A

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zur Erzeugung dreidimensionaler Bilder, aus denen dreidimensionale Pixeldaten für Pixelwerte von jeweiligen dreidimensionalen Punkten eines Objektes erhalten werden, und bezieht sich insbe sondere auf ein Verfahren zur Erzeugung dreidimensionaler Strahlungsbilder für medizinische Anwendungen, typischerweise dreidimensionale Strahlungsbilder des Brustkorbes.

In der medizinischen Diagnose werden in an sich bekannter Weise Strahlungsbilder wie beispielsweise Röntgenstrahlbilder verwen det. Beispielsweise wird im Falle von Röntgenstrahlbildern mit einem Röntgenstrahl, der durch das Objekt geführt worden ist, eine Phosphorschicht (Phosphorschirm) bestrahlt, um die Rönt genstrahlung in sichtbares Licht umzuwandeln. Das sichtbare Licht dient zur Bestrahlung eines Silberhalogenidfilmes, um darauf ein latentes Bild auszubilden, wobei ein Röntgenbild durch Entwickeln dieses Filmes erhalten wird, und somit das Röntgenbild bei der Diagnose von Krankheiten und dergleichen verwendet wird (im folgenden als "S/F-Verfahren" bezeichnet). In diesem Fall besteht der Nachteil, daß auf diese Weise ent wickelte Röntgenfilme mit zunehmender Anzahl der entwickelten Filme zunehmenden Platzbedarf benötigen, wobei es umständlich ist, die jeweils gewünschten Röntgenfilme für einen Vergleich auszuwählen und herauszunehmen, insbesondere bei der Beobach tung von zeitlich veränderlichen Krankheitsbildern ein- und desselben Objektes (insbesondere eines Patienten). Kürzlich wurde demzufolge ein System verwendet, bei dem ein reproduzier tes Bild mit hoher Bildqualität und guten Diagnostikeigenschaf ten erhalten werden kann, nachdem ein Röntgenbild, welches wie vorstehend beschrieben auf einem Silberhalogenidfilm ausgebil det worden ist, fotoelektrisch durch einen sogenannten Filmdi gitalisierer ausgelesen wurde, um Bildsignale und unterschied liche Bildfaktoren zu erhalten, wie beispielsweise die Schärfe, den dynamischen Bereich und die Körnigkeit, welche die Qualität des Bildes und die diagnostischen Eigenschaften für die Diagno se von Krankheiten bestimmen, und durch eine Bildverarbeitung dieser Bildsignale zu verbessern.

Fig. 1 zeigt eine beispielhafte Anordnung des Filmdigitalisie rers.

Ein Röntgenfilm, auf welchem ein Röntgenbild aufgezeichnet und entwickelt worden ist, wird entlang einer Transportstrecke 1 vermittels Transportrollen 2 transportiert. Der Röntgenfilm wird wiederholtermaßen durch einen von einem Laserabtast- oder -abrasterungssystem 3 abgestrahlten Laserstrahl 7 in einer Richtung senkrecht zur Fig. 1 abgetastet, während er transportiert wird, wodurch der Röntgenfilm in zwei Dimensionen abgetastet wird. Der Laserstrahl 7 wird entsprechend der Dichte jedes Pixel des auf dem Röntgenfilm aufgezeichneten Röntgenbil des gedämpft, durchquert den Röntgenfilm und wird durch eine Lichtempfangselementanordnung 5 empfangen, wodurch die das Röntgenbild tragenden Bildsignale erzeugt werden. Wenn das Röntgenbild auf einem fotografischen Papier aufgezeichnet wird, wird reflektiertes Licht des Laserstrahles 7, mit welchem das fotografische Papier bestrahlt wird, durch das Lichtempfangs element 4 empfangen und in Bildsignale umgewandelt.

Auf der anderen Seite wurde zunehmend ein System unter Verwen dung eines energie-akkumulierenden phosphoreszierenden Materi als (beschleunigtes phosphoreszierendes Fluoreszenz-Material; fotostimulierbarer Phosphor) anstelle des vorstehend genannten Systems, bei dem Silberhalogenidfilme verwendet sind, verwendet. Ein System unter Verwendung dieses beschleunigten phosphoreszierenden fluoreszierenden Materials ist derart, daß ein Röntgenbild kumulativ auf einem beschleunigten phosphores zierenden fluoreszierenden Panel bzw. Blatt gespeichert wird, welches durch Ausbilden des beschleunigten phosphoreszierenden fluoreszierenden Materials in der Form eines Blattes oder Pa nels ausgebildet ist, durch Bestrahlen mit einem Röntgenstrahl, der durch ein Objekt hindurchgetreten ist, des beschleunigten phosphoreszierenden fluoreszierenden Panels (bzw. Blattes), wo bei dieses Röntgenbild fotoelektrisch gelesen wird, um Bildsi gnale zu erhalten, wodurch ein reproduziertes Bild erhalten wird, nachdem diese Bildsignale einer Bildverarbeitung unterzo gen wurden. Die grundsätzliche Betriebsweise dieses System ist beispielsweise in dem US-Patent Nr. 5,859,527 beschrieben. In diesem Fall bezieht sich das beschleunigte phosphoreszierende fluoreszierende Material auf ein Phosphormaterial, welches in tern einen Teil der Strahlungsenergie einer Strahlung wie bei spielsweise Röntgenstrahlung, α-Teilchenstrahlung, β-Teilchen strahlung oder γ-Teilchenstrahlung für eine bestimmte Zeitperi ode oder eine längere Zeitperiode speichert, wenn mit der Strahlung das beschleunigte phosphoreszierende fluoroszierende Material bestrahlt wird und eine gespeicherte Energie als be schleunigtes phophoreszierendes fluoroszierendes Licht entlädt. Der Typ von Strahlung, deren Energie einfach gespeichert werden kann, und die Wellenlänge des Anregungslichtes, welche zur Aus sendung des beschleunigten phosphoreszierenden fluoreszierenden Lichtes geeignet ist, sowie die Wellenlänge des beschleunigten phosphoreszierenden fluoreszierenden Lichtes, welches abge strahlt wird, unterscheiden sich in Abhängigkeit des Typs des Phosphormaterials.

Fig. 2 zeigt eine beispielhafte Anordnung des Systems, bei dem ein beschleunigtes phosphoreszierendes fluoreszierendes Panel verwendet ist.

Das in Fig. 2 dargestellte System stellt ein Beispiel einer Fo tografiereinheit und einer Leseeinheit dar, welche unabhängig voneinander angeordnet sind.

In der Fotografiereinheit 10 wird ein in einem Röntgenstrahler zeugungsteil 11 erzeugter Röntgenstrahl auf eine Person 12 ge führt, welche auf einem Fotografierstand 14 steht, wobei die durch die Person 12 hindurchgeführte Röntgenstrahlung 13 auf das beschleunigte phosphoreszierende fluoreszierende Panel 15 geführt wird, wodurch ein Röntgenbild der Person 12 kumulativ auf dem beschleunigten phosphoreszierenden fluoreszierenden Pa nel 15 gespeichert wird. Im folgenden wird das beschleunigte phosphoreszierende fluoreszierende Panel der Einfachheit halber als "Bildplatte" oder "IP" ("Imaging Plate") bezeichnet.

Nachdem der Fotografiervorgang wie vorstehend beschrieben aus geführt worden ist, wird das beschleunigte phosphoreszierende fluoreszierende Panel 15 aus dem Fotografierstand 14 herausge nommen und in einen Paneleinsetzteil 21 der Leseeinheit 20 ein gesetzt. In diesem Fall kann das beschleunigte phosphoreszie rende fluoreszierende Panel 15 in ein Magazin eingesetzt sein. Falls das beschleunigte phosphoreszierende fluoreszierende Pa nel 15, welches in dem Paneleinsetzteil 15 eingesetzt ist, in einem Magazin oder in einer Kassette eingesetzt ist, wird das Panel 15 entlang der Transportstrecke 22 transportiert, nachdem es aus dem Magazin oder der Kassette herausgenommen worden ist, wobei das kumulativ in dem beschleunigten phosphoreszierenden fluoreszierenden Panel 15 gespeicherte Röntgenbild in dem Lese teil 23 gelesen wird, und hiervon Bildsignale erzeugt werden. Im folgenden wird die Anordnung dieses Leseteils 23 näher be schrieben. Die durch diesen Leseteil 23 erzeugten Bildsignale werden über einen Signalübertragungspfad 24 in einen Bildverar beitungsteil 25 eingegeben, wodurch eine geeignete Bildverar beitung wie beispielsweise eine Häufigkeits-Nachbearbeitung mit den Bildsignalen durchgeführt wird, und werden des weiteren in einen Bildanzeigeteil 27 über einen Signalübertragungspfad 26 eingegeben, und anschließend wird das Röntgenbild des Objektes 12 angezeigt, beispielsweise auf einem Bildanzeigegerät. An stelle des Bildanzeigeteils 27 zur Anzeige des Bildes, oder zu sammen mit dem Bildanzeigeteil 27 kann eine (nicht näher darge stellte) Bildaufzeichnungseinheit wie beispielsweise ein Laser drucker verwendet werden, um das Röntgenbild beispielsweise auf einem Silberhalogenidfilm zu Reproduzieren und Aufzuzeichnen, und das Röntgenbild als Hartkopie nach einem Entwicklungsvor gang zu erhalten.

Das beschleunigte phosphoreszierende fluoreszierende Panel 15, welches durch den Leseteil 23 gelesen wurde, wird auf ein Löschteil 29 entlang der Transportstrecke 28 geführt. Bei die sem Löschteil 29 wird ein Löschstrahl auf das beschleunigte phosphoreszierende fluoreszierende Panel 15 geführt, um die Energie (sichtbare Persistenz oder Nachbild) zu löschen, welche auf dem beschleunigten phosphoreszierenden fluoreszierenden Pa nel 15 verbleibt. Das beschleunigte phosphoreszierende fluores zierende Panel 15, auf dem das Nachbild gelöscht wurde, wird an den Panelausgabeteil 31 entlang der Transportstrecke 30 ge führt, aus der Leseeinheit 20 herausgenommen und auf die Foto grafiereinheit 10 für die weitere Verwendung gesetzt.

Fig. 3 zeigt eine beispielhafte Anordnung eines weiteren Sy stems bei dem das beschleunigte phosphoreszierende fluoreszie rende Panel verwendet ist. In Fig. 3 sind die Komponenten des Systems entsprechend dem in Fig. 2 dargestellten System mit denselben Bezugsziffern bezeichnet, so daß lediglich die Unter schiede näher erläutert werden.

Das in Fig. 3 dargestellte System weist eine Fotografiereinheit 40 vom ausschließlichen Standtyp dar, bei der der Fotografier stand 14 der Fotografiereinheit 10 und die Leseeinheit 20 inte griert angeordnet sind. Der Fotografiervorgang wird unter Ver wendung des in den Fotografierteil 31 eingesetzten beschleunig ten phosphoreszierenden fluoreszierenden Panels 15 durchge führt, das beschleunigte phosphoreszierende fluoreszierende Pa nel 15 wird auf den Leseteil 23 übertragen und gelesen, und an schließend an den Löschteil 29 entlang der Transportstrecke 28 zum Löschen des Nachbildes geführt, und schließlich erneut in den Fotografierteil 31 entlang der Transportstrecke 30 für wei tere Fotografiervorgänge eingesetzt.

Fig. 4 zeigt eine beispielhafte Anordnung des Leseteils 23, der in den Fig. 2 und 3 als Block dargestellt ist.

Das beschleunigte phosphoreszierende fluoreszierende Panel 15, auf dem das Röntgenbild kumulativ gespeichert ist, wird über Transportrollen 100 in einer Richtung transportiert (subabgerastert), welche durch einen Pfeil Y in dem in Fig. 3 gezeigten Leseteil angedeutet ist.

Während dieses Transports (Subabrasterung) wird ein Laserstrahl 102, der als Anregungsstrahl von der Laserstrahlquelle 101 emittiert wird, wiederholtermaßen durch einen Scanner 103 wie beispielsweise einen Galvanometerspiegel oder einen Poly gonspiegel reflektiert, über ein optisches System 104 zur Kor rektur der Strahlform wie beispielsweise eine fR-Linse geführt, und bestrahlt das beschleunigte phosphoreszierende fluoreszie rende Panel 15, nachdem der Strahl durch den Ablenkspiegel 105 reflektiert wurde, wodurch das beschleunigte phosphoreszierende fluoreszierende Panel 15 wiederholtermaßen durch den Laser strahl 102 in der Richtung gemäß Pfeil X abgerastert (Hauptabrasterung) wird. Ein beschleunigtes phosphoreszierendes fluoreszierendes Licht, welches ein kumulativ auf dem beschleu nigten phosphoreszierenden fluoreszierenden Panel 15 gespei chertes Röntgenbild trägt, wird von den jeweiligen Abraste rungspunkten emittiert. Dieses beschleunigte phosphoreszierende fluoreszierende Licht wird durch einen Kondenser 106 wie bei spielsweise eine optische Faseranordnung oder dergleichen ge bündelt, in eine Fotomultiplierröhre 108 geführt, welche das Anregungslicht abschneidet, und das beschleunigte phosphores zierende fluoreszierende Licht über ein optisches Filter 107 überträgt und in elektrische Signale umwandelt. Das beschleu nigte phosphoreszierende fluoreszierende Licht kann direkt durch Vorsehen beispielsweise eines CCD-Optiksensors empfangen werden, der ein optisches Filter, welches lediglich das be schleunigte phosphoreszierende fluoreszierende Licht überträgt, an der Vorderseite aufweist, ohne den Kondenser 106 zu verwen den.

Die über die Fotomultiplierröhre 108 erhaltenen elektrischen Signale werden in digitale Bildsignale S über einen A/D-Wandler 110 umgewandelt, nachdem diese logarithmisch durch einen log arithmischen Verstärker 109 verstärkt wurden. Das Zeitverhalten dieses A/D-Wandlers 110 wird durch den A/D-Wandler-Steuerteil 113 gesteuert. Diese digitalen Bildsignale S werden direkt in einem Speichermedium 112 wie beispielsweise ein Magnetplatten speicher oder ein optischer Plattenspeicher gespeichert, nach dem diese zeitweise in einem Vollbildspeicher 111 gespeichert wurden, oder ohne Durchgang durch den Vollbildspeicher 111. Daran anschließend werden die in diesem Speichermedium 112 ge speicherten Bildsignale ausgelesen und in den in den Fig. 2 und 3 dargestellten Bildverarbeitungsteil 25 eingegeben.

Bei dem System unter Verwendung dieses beschleunigten phospho reszierenden fluoreszierenden Materials ist bemerkenswert, daß die Energie der auf dieses beschleunigte phosphoreszierende fluoreszierende Material auftreffenden Strahlung und die Licht menge des auf der Bestrahlung des Anregungslichtes zu emittie renden beschleunigten phosphoreszierenden floureszierenden Lichts in einem breiten Energiebereich proportional zueinander sind, wobei das Verhältnis entsprechend der Menge des Anre gungslichtes geändert werden kann. Demzufolge wird ein Strah lungsbild durch eine Änderung der Belichtungsdosis der Strah lung nicht beeinflußt, und es können fotographische Fehler ver ringert werden. Bei einem System zur Erzeugung von Röntgenbil dern eines menschlichen Körpers kann die Belichtungsdosis der Strahlung auf den Körper verringert werden.

Sowohl mit dem System unter Verwendung des Filmlasers, als auch bei einem System unter Verwendung des beschleunigten phospho reszierenden fluoreszierenden Materials können digitale Bildsi gnale erhalten werden, und demzufolge zeichnet sich dieses Sy stem dadurch aus, daß weniger Raum für die Speicherung benötigt wird, der Zugriff auf die Information einfach ist, und des wei teren eine Bildverarbeitung durchgeführt werden kann.

Nachteile des Systems, die durch die Erfindung überwunden werden

Aufgrund eines Anstiegs von Lungenkrebsfällen in den letzten Jahren entstand der Wunsch, auf einfache Weise nicht nur die Erzeugung und Anzeige von Strahlungsbildern zu implementieren, sondern ebenfalls ein Verfahren der Bestimmung eines bösarti gen Tumors und eines gutartigen Tumors auf den Strahlungsbil dern zu bestimmen bzw. eine genaue Erfassung der dreidimensio nalen Position des Tumors zu erfassen. Wenn das Vorhandensein einer Krankheit aufgrund eines Bildes untersucht werden soll, welches durch einfache Fotografie erhalten wurde, wurde übli cherweise eine Vorderansicht und eine Seitenansicht fotogra fiert, oder, falls notwendig, eine perspektivische Ansicht fo tografiert. Zusätzlich wurden dorsoventrale und ventrodorsale Fotografien erstellt, um die Position eines betroffenen Ab schnittes zu erfassen. Somit wurden Maßnahmen zur Abschätzung der Position des befallenen Abschnittes durchgeführt eines Fal les aufgrund geringer positionaler Abweichungen, die auf einer Vielzahl von Bildern gefunden wurden, die notwendigerweise eine vergrößerte Fotografie bilden, wobei diese Maßnahmen lediglich für die Erfassung des betroffenen Abschnittes ausreichten. Al lerdings bedarf es zur Ausübung dieser Vorrichtung eines Arztes mit ausreichendem Fachwissen und darüber hinaus einem hohen Grad von medizinischem Wissen und Erfahrung, um die Position der krankhaften Stelle wie beispielsweise einen Tumor richtig erfassen zu können. Mit anderen Worten, es ist wichtig zu wis sen, welche Typen von Blutgefäßen, Bronchien, usw. bei dem in Frage stehenden Abschnitt vorhanden sind, und demzufolge stellt sich der Arzt in seinen Gedanken eine dreidimensionale Anord nung vor, um die Bedingungen der Krankheit abzuschätzen. Des weiteren schätzt der Arzt die Natur des Tumors dahingehend ab, ob er in der Nähe eines Lungenrumpfes oder einer Lungenvene lo kalisiert ist, und bestätigt die genaue Position des angenomme nen Abschnittes und diagnostiziert auf genauere Weise die wahre Natur des Tumors durch Tomografie, CT-Abrasterung oder Kon trastfotografie.

Diese Diagnostizier-Techniken sind an sich bekannt und weisen keine besonderen Nachteile auf. Zur genaueren Erfassung des be troffenen Abschnittes wurde allerdings der Versuch unternommen, eine dreidimensionale Blutgefäßanordnung auf dem Bildanzeigege rät unter Verwendung einer kalkulatorischen Grafiktechnologie auf der Grundlage der Information von Angiografie (DSA), Tomo grafie oder CT-Abrasterung anzuzeigen. Diese Technologie ermög licht die Anzeige einer Position des Blutgefäßes in der Nähe des fraglichen Tumors, und demgemäß wurde die Genauigkeit der Abschätzung in der Natur des Tumors verbessert. Allerdings be sitzt diese Technologie dahingehend Nachteile, daß die Abschät zung eines betroffenen Abschnittes auf der Interpolation von Information beruht, die nicht dreidimensional ausgebildet ist, so daß ein erheblicher Aufwand an Berechnungen benötigt ist, und daher ergibt sich ein großer Unterschied von der gemessenen zur tatsächlichen Situation, falls die fotographischen Abstände ungeeignet sind. Üblicherweise sind die Ausstattungen für Tomo grafie und CT äußerst kostenintensiv.

Des weiteren fanden die Erfinder unter anderem als Ergebnis von Studien der zweidimensionalen Strahlungsbilder, welche dreidi mensional als stereoskopische Ansicht betrachtet werden können, durch Fotografieren desselben Objektes in Richtungen, die von einander um einen Winkel korrespondieren entsprechend einer Pa rallaxe bezüglich der Brustkorb-Strahlungsbilder einen bemer kenswerten Nachteil, wie unten näher erläutert wird. Da sich insbesondere die Bewegung des Brustkorbs entsprechend den Herz schlägen verhält, ergibt sich eine gestörte Ordnung der Bezie hung der dreidimensionalen Positionen während zwei- oder mehr maliger fotographischer Aufnahmen, währenddessen die Position einer Röntgenröhre für stereoskopische Ansicht geändert wurde. Der gleiche Nachteil tritt bei Röntgen-CT und bei MRT auf, die für viele Stunden des Fotografierens oder Messungen benötigt werden, wobei ein Artefakt aufgrund der Atmung und mechanischen Bewegungen unvermeidbar ist. Bei der einfachen Röntgenfotogra fie oder Kontrastfotografie kann die Positionsabweichung im we sentlichen verringert werden durch Anordnen des Strahlungssen sors innerhalb einer äußerst kurzen Zeitperiode. Im Falle der Fotografie können bei der Erzielung beispielsweise zweier Bil der innerhalb von 0,1 Sekunden die vorstehend genannten Nach teile hinsichtlich der Positionsabweichung größtenteils dadurch gelöst werden, daß die Bilder innerhalb einer oder zweier Se kunden in Synchronisation mit der Atmung, Elektrokardiografie oder Impulswellen fotografiert werden. Auf der anderen Seite können bei einer derartigen Fotografie die dreidimensionalen Positionen nicht vollständig ausgerichtet werden aufgrund der vorhandenen mechanischen Bewegungen. Obwohl dies insbesondere bei der Erzeugung stereoskopischer Brustkorb-Strahlungsbilder in erheblichem Maße beobachtet wird, ist die Pulsation von Blut genauso wie Bewegungen des Brustkorbes unvermeidbar, und somit ist der Nachteil der mechanischen Bewegungen bei der Fotografie von Strahlungsbildern bei Tieren oder Menschen unvermeidbar, und demzufolge ist das vorstehend genannte Problem bei Strah lungsbildern bei beliebigen Körperteilen vorhanden. Das gleiche gilt bei anderen Objekten, die während einer kurzen Zeitperiode einen größeren Grad an Bewegung zeigen.

Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein neu artiges Verfahren zum Erzeugen von dreidimensionalen Strah lungsbildern zur Verfügung zu stellen.

Des weiteren ist es Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren zum Erzeugen von dreidimensionalen Strahlungsbildern zur Verfügung zu stellen, das in der Lage ist, die vorstehend genannten Nachteile zu beheben und dreidimensionale Positionen vollständig ausrichten zu können.

Diese Aufgabe wird durch das Verfahren gemäß Anspruch 1 gelöst.

Ein Verfahren zum Erzeugen von dreidimensionalen Strahlungsbil dern gemäß der vorliegenden Erfindung zeichnet sich dadurch aus, daß zumindest ein zweidimensionales Strahlungsbild eines Objektes, das durch den Strahl getragen wird, welche durch das Objekt geführt wurde, durch Bestrahlen mit dem Strahl aus einer Vielzahl von Positionen erhalten wird, welche unterschiedlich voneinander sind, in Richtung auf das Objekt, und zweidimensio nale Pixeldaten erhalten werden, die die Pixelwerte bei den je weiligen Punkten auf dem zweidimensionalen Strahlungsbild durch wiederholtes Abrastern des Bildes in einer Hauptabrasterungs richtung bezeichnen, welche eine Subabrasterungsrichtung schneidet, während es aufeinanderfolgend in der vorbestimmten Subabrasterungsrichtung auf diesem zweidimensionalen Strah lungsbild bewegt wird, sowie dreidimensionale Pixeldaten, wel che die Pixelwerte entsprechend den dreidimensionalen Punkten innerhalb des Objektes auf der Grundlage der zweidimensionalen Pixeldaten erhalten werden.

Somit wird bevorzugtermaßen ein zweidimensionales Strahlungs bild, welches durch gleichzeitiges Bestrahlen mit dem Strahl aus einer Vielzahl von jeweils unterschiedlichen Strahlungspo sitionen in Richtung auf das Objekt erhalten wird, als das vor stehend beschriebene zweidimensionale Strahlungsbild verwendet. In dem Fall, daß das Objekt stationär ist oder das Verhalten des Objektes vernachlässigbar ist, kann ein einzelnes zwei dimensionales Strahlungsbild, welches durch aufeinanderfolgen des Bestrahlen mit dem Strahl aus einer Vielzahl von jeweils unterschiedlichen Strahlungspositionen in Richtung des Objektes erhalten wird, oder eine Vielzahl von zweidimensionalen Strah lungsbildern, welche durch aufeinanderfolgendes Bestrahlen mit dem Strahl aus einer Vielzahl von jeweils unterschiedlichen Strahlungspositionen in Richtung des Objektes bezüglich der Be strahlung mit dem Strahl von den jeweiligen Positionen erhalten wird, verwendet werden.

Falls dreidimensionale Pixeldaten (dreidimensionales Bild) des gesamten Objektes nicht benötigt werden, ist es bevorzugt, den Strahl mit dem Objekt zu bestrahlen, welches durch einen Strah lungsschild mit Ausnahme eines Teiles bedeckt ist, von dem dreidimensionale Pixeldaten gewünscht werden.

Es ist ferner bevorzugt, eine Vielzahl der vorstehend beschrie benen Positionen derart einzustellen, daß sich eine Linie, die eine Vielzahl der vorstehend beschriebenen Bestrahlungspositio nen verbindet, in einer Richtung entsprechend zur Hauptabraste rungsrichtung oder der Subabrasterungsrichtung auf dem zweidi mensionalen Strahlungsbild erstreckt.

Falls auf der anderen Seite die Ausdehnungsrichtung der Linie nicht mit der Hauptabrasterungsrichtung oder der Unterabraste rungsrichtung korrespondiert, kann das zweidimensionale Bild auf der Grundlage der zweidimensionalen Pixeldaten gedreht wer den, um diese Richtungen korrespondierend zueinander auszurich ten. In diesem Fall kann der Strahl auf das Objekt geführt wer den, während Markierungen auf dem Objekt angebracht sind, um die Bilder einer Vielzahl von Markierungen, die auf dem zweidi mensionalen Strahlungsbild erhalten werden, zu erkennen, wobei ein Winkel durch die Linie zwischen der Vielzahl von Bildern und einer der Hauptabrasterungsrichtung und der Subabraste rungsrichtung erhalten werden kann, wobei die Vielzahl der vor stehend beschriebenen Bestrahlungspositionen derart eingestellt werden können, daß der Winkel Null beträgt, oder es kann das zweidimensionale Strahlungsbild gedreht werden.

Zur Erzielung von dreidimensionalen Pixeldaten aufgrund von zweidimensionalen Pixeldaten wird es bevorzugt, den Strahl auf das Objekt aus der Vielzahl der Bestrahlungspositionen zu rich ten, einen Maximalabstand Δmax einzustellen zwischen der Viel zahl von Punkten, die auf dem zweidimensionalen Strahlungsbild durch den Strahl gebildet sind, der durch das Objekt geführt wurde, und eine Vielzahl von Abrasterungspunkten auf dem zweidimensionalen Strahlungsbild entsprechend von jeweiligen Punkten in dem Objekt innerhalb des Maximalabstandes Δmax zu erhalten, und des weiteren die dreidimensionalen Pixeldaten auf der Grundlage der zweidimensionalen Pixeldaten, welche aus der Vielzahl der Abrasterungspunkte erhalten wurden, zu erhalten.

Zum Einstellen des Maximalabstandes Δmax ist es bevorzugt, den Strahl an das Objekt zu führen, wobei die Bestrahlungsseite mit Markierungen versehen ist, um eine Vielzahl von Bildern der Markierungen, die auf dem zweidimensionalen Strahlungsbild er halten wurden, zu erkennen, und den vorstehend beschriebenen Maximalabstand Δmax auf der Grundlage des Abstandes unter der Vielzahl von Bildern einzustellen.

Falls andererseits eine Dicke des Objektes in Durchgangsrich tung des Strahles zuvor abgeschätzt werden kann, kann der Maxi malabstand Δmax eingestellt werden, ohne die Markierungen zu fotografieren.

Zum Erhalten der vorstehend beschriebenen Vielzahl von Punkten, die innerhalb des Maximalabstandes Δmax vorhanden sind, kann ein Verfahren zum Auffinden der Vielzahl von Punkten entspre chend der spezifizierten Punkte in dem Objekt verwendet werden durch Erkennen einer Vielzahl von Punkten mit demselben Pixel wert, welches einen bestimmten Fehler innerhalb des Maximalab standes Δmax als Vielzahl möglicher Punkte entsprechend den spezifierten Punkten in dem Objekt und der Kontinuität bzw. dem kontinuierlichen Zusammenhang dieser möglichen Punkte auf dem zweidimensionalen Strahlungsbild ermöglicht.

Für die Erkennung der vorstehend genannten Kontinuität wird es bevorzugt, einen repräsentativen Pixelwert (beispielsweise den Minimalwert und den Maximalwert) einer Vielzahl von Pixeln in nerhalb einer vorbestimmten Fläche in der Umgebung jedes Pixel auf dem zweidimensionalen Strahlungsbild als jeden Basispixel wert jedes korrespondierenden Pixels zu erhalten und die vor stehend beschriebene Kontinuität von Punkten auf der Grundlage des Unterschiedes zwischen dem ursprünglichen Pixelwert und dem Basispixelwert jedes korrespondierenden Pixels zu erkennen.

Zum Erhalten einer Vielzahl von Punkten auf dem zweidimensiona len Strahlungsbild entsprechend jeweiligen Punkten in dem Ob jekt wird es bevorzugt, eine Glättung des zweidimensionalen Strahlungsbildes auf der Grundlage der zweidimensionalen Pi xeldaten durchzuführen, wobei für diesen Glättungsvorgang eine unterschiedlich geeignete Verarbeitung für jede Fläche auf dem zweidimensionalen Strahlungsbild bevorzugt ist.

Obwohl gemäß der vorliegenden Erfindung ein Verfahren zur Ver wendung der dreidimensionalen Pixeldaten gemäß vorstehender Be schreibung an sich nicht darauf begrenzt ist, enthält das Hauptverfahren der Anwendung beispielsweise die Anzeige eines gewünschten tomographischen Bildes eines Objektes, welches auf der Grundlage der dreidimensionalen Pixeldaten erhalten worden ist, ein Bild, welches auf der Projektion eines Objektes in ei ner gewünschten Richtung auf der Grundlage der dreidimensiona len Pixeldaten erhalten wird, ein Bild eines Objektes, welches einen lebenden Körper darstellt, aus dem zumindest ein Teil des Knochens entfernt ist, und in einer gewünschten Richtung proji ziert wird, wobei ein Pixelwert eines Knochens eines lebenden Objektes, der auf der Grundlage der dreidimensionalen Pixelda ten und einer Vielzahl von zweidimensionalen Strahlungsbildern eines Objektes erhalten wird, welches in Richtungen projiziert ist, die sich voneinander um einen Winkel entsprechend einer Parallaxe unterscheiden und auf der Grundlage der dreidimensio nalen Pixeldaten erzeugt ist.

Gemäß der vorliegenden Erfindung kann beispielsweise ein Sil berhalogenidfilm und/oder ein beschleunigtes phosphoreszieren des fluoreszierendes Material als Strahlungssensor zum Erhalten des zweidimensionalen Strahlungsbildes verwendet werden. Des weiteren kann eine II-Kamera oder ein CCD als Strahlungssensor verwendet werden.

Ein Verfahren zum Erzeugen von dreidimensionalen Strahlungsbil dern entsprechend der vorliegenden Erfindung zeichnet sich da durch aus, daß ein Strahlungsbild, welches aus einer Vielzahl von unterschiedlichen Bestrahlungspositionen erhalten wird, gleichzeitig oder aufeinanderfolgend auf zumindest einem von beispielsweise einem beschleunigten phosphoreszierenden fluo reszierenden Panels oder einem Silberhalogenidfilm aufgezeich net wird, zweidimensionale Pixeldaten durch Lesen dieses Strah lungsbildes erhalten werden, eine Vielzahl von Punkten entspre chend den dreidimensionalen Punkten in einem Objekt erhalten werden auf einem Strahlungsbild auf der Grundlage der erhalte nen zweidimensionalen Pixeldaten und dreidimensionale Pixelda ten von dreidimensionalen Punkten aus den zweidimensionalen Pi xeldaten der Vielzahl von Punkten erhalten werden, wodurch ein dreidimensionales Strahlungsbild erhalten werden kann, ohne ei ne spezielle Fotografiertechnik zu benötigen, die eine zeitauf wendige Arbeit wie beispielsweise die binäre Kodierung von Pi xeldaten umfaßt, die aus einer herkömmlichen Angiografie zur Erhaltung von dreidimensionalen Informationen von Blutgefäßen erhalten werden, und mehrmaliges tomographisches Fotografieren zur Erhaltung eines dreidimensionalen Bildes.

Da es ein Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung ermög licht, ein dreidimensionales Strahlungsbild auf der Grundlage eines einzigen zweidimensionalen Strahlungsbildes zu erzeugen, das durch gleichzeitiges Bestrahlen mit dem Strahl aus einer Vielzahl von Bestrahlungspositionen erhalten wird, kann ein Ar tefakt aufgrund einer Bewegung des Objektes selbst bei der Fo tografie eines aktiven Objektes verhindert werden, und es kann ein dreidimensionaler Bestrahlungsfilm des Objektes bei einem bestimmten Zeitablauf der Fotografie erhalten werden.

Für ein zweidimensionales Strahlungsbild (ursprüngliches Bild) entsprechend einem Verfahren der vorliegenden Erfindung werden zwei zweidimensionale Strahlungsbilder verwendet, die durch ein Verfahren (im folgenden als "Zweibildsystem" bezeichnet) erhal ten werden zum Erhalten von zwei zweidimensionalen Strahlungs bildern durch aufeinanderfolgendes mehrmaliges Bestrahlen (typischerweise zweimaliges, wie es nachfolgend näher beschrie ben wird) mit dem Strahl, während der Winkel der Bestrahlung wie üblicherweise ausgeführt geändert wird, oder eines einzigen zweidimensionalen Strahlungsbildes, welches durch ein Verfahren (im folgenden als "Einzelbildsystem" bezeichnet) erhalten wird durch Erhalten eines einzigen zweidimensionalen Strahlungsbil des, auf welchem Bilder erhalten sind, die mit dem Strahl gleichzeitig oder aufeinanderfolgend bestrahlt sind, durch gleichzeitiges oder aufeinanderfolgendes Bestrahlen mit dem Strahl aus einer Vielzahl von Positionen mit unterschiedlichen Winkeln überlagert sind (im folgenden als zwei Positionen bei einem typischen Beispiel näher erläutert). Der Unterschied zwi schen der gleichzeitigen Bestrahlung und der aufeinanderfolgenden Bestrahlung des Strahles aus zwei Positionen bei dem Einzel bildverfahren ist ein Unterschied zwischen einem Bild, auf dem im Falle eines aktiven Objektes vollständig registrierte zwei dimensionale Strahlungsbilder überlagert sind, d. h. es wird demzufolge ein zweidimensionales Strahlungsbild erhalten, aus dem ein dreidimensionales Bild, welches frei von Artefakten ist, erhalten, und ein Bild, auf dem zweidimensionale Strah lungsbilder mit leichten positionalen Abweichungen überlagert sind, d. h. es wird ein zweidimensionales Strahlungsbild erhal ten, aus dem ein dreidimensionales Bild mit einem kleinen Arte fakt erhalten wird. Ein Unterschied zwischen dem Einzelbildsy stem und dem Zweibildsystem ist ein Unterschied dahingehend, daß ein einzelnes zweidimensionales Strahlungsbild dreidimen sionale Bildinformationen enthält, und daß lediglich eine Kom bination von zwei zweidimensionalen Strahlungsbildern dreidi mensionale Bildinformationen enthalten, so daß es eigentlich keinen eigentlichen Unterschied zwischen diesen beiden Systemen gibt.

Im folgenden wird ein grundsätzliches Konzept (eine Vorbedin gung) zur Durchführung der vorliegenden Erfindung erläutert. Obwohl das grundsätzliche Konzept bei den beiden Systemen, dem Einzelbildsystem und dem Zweibildsystem, das gleiche darstellt, ist das Bildverarbeitungsverfahren beim zuletzt genannten Sy stem ein wenig komplexer als beim erstgenannten System, und das Bildverarbeitungsverfahren des erstgenannten Systems ist bei dem Verfahren des zuletzt genannten Systems involviert. Aus diesem Grund wird das zuletzt genannte System zuerst beschrie ben, und im Anschluß daran werden lediglich die Unterschiede des zuerst genannten Systems von dem zuletzt genannten System näher erläutert.

Zunächst wird angemerkt, daß ein Strahlungsbild ein Projektions bild darstellt, welches primär sämtliche Information eines Ob jektes enthält. Jedoch ist in dem Fall, daß ein Objekt in der Richtung der Durchdringung des Strahles dick ist und ein be stimmter Gegenstand, der ursprünglich in dem Objekt vorhanden ist, wesentlich kleiner ist als die Auflösung des Sensors oder in vernachlässigbarer Weise im Rauschen aufgrund einer fehlen den Strahlungsdosis, die sich aus der Streuung des Strahles er gibt, enthalten ist, erscheint das Bild dieses Gegenstandes nicht klar auf dem Projektionsbild und demgemäß wird die Infor mation eines solchen Gegenstandes gemäß der vorliegenden Erfin dung ignoriert. Beispielsweise wird es nicht erwartet, Informa tion zu erhalten von dünnen Blutgefäßen und Bronchien, die von Anfang an als ignorierbar angesehen werden.

Zum zweiten wird für eine gleichzeitige Bestrahlung des Objek tes mit dem Strahl aus zwei Richtungen der Strahl parallel zu einer Leselinie (Linie) oder einer Reihe derart geführt, daß zwei Projektionsbilder eines äußerst kleinen Gegenstandes in dem Objekt auf derselben Linie vorhanden sind, wenn digitale Bilder erhalten werden, unabhängig von dem Typ des Strahlungs sensors. Obwohl die Ergebnisse der Bildverarbeitung dieselben sind bei der Bestrahlung parallel zur Linie und Bestrahlung parallel zur Reihe, wird im folgenden das Ergebnis im Falle der Bestrahlung parallel zur Linie aus Gründen der einfacheren Ver arbeitung erläutert. Daher wird eine dreidimensionale Informa tion eines derartigen Mikrogegenstandes durch Verarbeitung der Bildinformation in einer einzelnen Linie, oder zwischen einem Paar von Linien im Falle des Zweibildsystems erhalten. Gemäß der vorliegenden Erfindung ist diese Vorbedingung nicht unbe dingt notwendig, wobei das Bild gedreht werden kann, um diese Bedingung zu erfüllen, falls diese Bedingung nicht ohne weite res eingerichtet werden kann.

Beispielsweise erscheint gemäß Fig. 5, welche theoretisch die Koordinaten für die Fotografie zeigt, ein Projektionsbild einer Mikrostruktur bei einem Punkt eines Objektes bei zwei Positio nen XAR und XAL auf derselben Linie. Ob ein Paar von Pixelwer ten SAR und SAL von einem Paar von Pixeln stammt, kann auf ein fache Weise durch Auswahl der Pixel bestimmt werden, bei wel chem die Differenz zwischen Absolutwerten von SAR und SAL am kleinsten ist, d. h. beispielsweise Pixel, bei denen (SAR- SAL)² kleiner ist.

Dreidimensionale Koordinaten des Punktes A können auf einfache Weise erhalten werden durch den Wert XAL-XAR, die Entfernung 2c zwischen zwei Röntgenröhren und die Entfernung H zwischen der Mittellinie der zwei Röntgenröhren und des Sensors, und der Differenz zwischen der Strahlungsabsorption des Gegenstandes A und einer Strahlungsabsorption der Umgebung oder eines Wertes proportional zu dieser Differenz.

Insbesondere können die dreidimensionalen Positionen des Gegen standes A auf einfache Weise unter Verwendung der folgenden Gleichungen (1), (2) und (3) berechnet werden.

x = c (XL-XR)/(2c + XL-XR) (1)
z = H (XL-XR)/(2c + XL-XR) (2)
y = HzY/(H-z) (3)

Hierbei umfassen die Strahlungssensoren beliebig zum derzeiti gen Zeitpunkt oder in der Zukunft erhältliche Strahlungssenso ren, wie beispielsweise einen Silberhalogenidfilm, eine II-Ka mera, ein beschleunigtes phosphoreszierendes fluoreszierendes Material, oder Halbleitersensoren. Falls jedoch ein Silberhalo genidfilm als Strahlungssensor verwendet wird, sollte das Bild des Silberhalogenidfilmes vermittels eines Filmdigitalisierers in digitale Signale umgewandelt werden.

Falls zum dritten ein Winkel zwischen zwei Strahlungsrichtungen des Strahles relativ klein ist, wird die Quantität der Absorp tion des Strahles (= Dicke des Objektes×Absorptionsverhältnis× Strahlungsdosis bei dem entsprechenden Punkt) auf der Grund lage der Form und des Strahlungsabsorptionsverhältnisses des Gegenstandes A nicht aufgrund des Winkels variiert, solange diese innerhalb des Bereiches der Differenz liegt, und demgemäß wird angenommen, daß zwei Signale aus demselben Gegenstand die selbe Pixelwertkomponente besitzen. Hierbei wird die Pixelwert komponente definiert als Grad des Effektes einer Mikrostruktur (mikrokubische Struktur: Boxel), welche den Pixelwert des Pro jektionspixels teilt×Pixelwert. Obwohl diese Annahme von der räumlichen Auflösung abhängt, der Dichteauflösung und der Größe eines Pixels abhängt, reicht es für die Aufgaben der Erfindung aus, da die meisten Gegenstände eines menschlichen Körpers wie beispielsweise Blutgefäße, Tumore und Rippen von Hause aus ab gerundete Teile darstellen.

Die dreidimensionale Information wird aus der Bildinformation einer einzigen Linie gemäß den nachfolgenden Vorbedingungen er halten. Beispielsweise können, wie es in den Fig. 6 und 7 dar gestellt ist, die typischerweise eine Pixelwertkette auf einer bestimmten Linie zeigen, dreidimensionale Koordinaten und die Quantität der Strahlungsabsorption des jeweiligen Gegenstandes auch dann erhalten werden, wenn eine Anzahl von Objekten mit unterschiedlichen Pixelwerten vorliegt. Fig. 6 zeigt den Fall bei einer gleichzeitigen Bestrahlung bei dem Einzelbildsystem und Fig. 7 zeigt den Fall der Bestrahlung bei dem Zweibildsy stem.

Wenn jedoch die Bildinformation des Gegenstandes B, welche die selben Pixelwerte wie bei der Zweibildinformation desselben Ge genstandes A zeigt, in derselben Linie vorhanden ist, wird an genommen, daß der Gegenstand A von dem Gegenstand B nicht un terschieden werden kann. Wie es in Fig. 8 dargestellt ist, wenn lediglich zwei von vier Bildinformationen innerhalb des Berei ches des Maximalabstandes Δmax liegen, der vorher aus der Dicke Zmax und dem Abstand H zwischen dem Intervall 2c der Röntgenröhren und der Sensoren aufgrund der Gleichung (4) be rechnet werden kann, übersteigt die Bildinformation desselben Gegenstandes A nicht den Maximalabstand Δmax, und demzufolge können diese beiden Gegenstände A und B unterschieden werden. Der Pixel innerhalb des oberen Bereiches von Δmax der beiden Bereiche von Δmax gemäß Fig. 9 wird mit einem der Pixel in dem unteren Bereich von Δmax gepaart.

Δmax = 2c Zmax/(H-Zmax) (4)

Wenn jedoch drei oder mehr Pixel mit demselben Pixelwert in dem Bereich des Maximalabstandes Δmax vorhanden sind, können die diesen Pixeln zugrunde liegenden Gegenstände durch einen einfa chen Vergleich der Pixelwerte auf derselben Linie nicht unter schieden werden. Der Maximalabstand Δmax kann verringert wer den, um zu gewährleisten, daß diese Situation nicht einfach auftritt. Mit anderen Worten, es kann der Maximalabstand Δmax durch Verringern des Wertes 2c/H verringert werden, und demge mäß ist der Aufwand zur Wiedergabe der Pixel mit demselben Pi xelwert geringer. Falls jedoch der Maximalabstand Δmax übermä ßig klein ist, wird die Auflösung verschlechtert und ein genau er Wert schwierig angebbar. Der Wert H kann inbesondere in den üblicherweise verfügbaren Fotografierräumen nicht zu groß ge wählt werden, und demgemäß kann ein geeigneter Wert c empfohlen werden. Jedoch kann diese Schwierigkeit durch diese selektiven Maßnahmen nicht vollständig gelöst werden. Im folgenden wird eine mehr vollständige Lösung erläutert.

Wenn die Abmessungen des Objektes mit den Abmessungen des Sen sors gleich oder größer sind, kann möglicherweise lediglich ei ne Information desselben Gegenstandes auf einer einzelnen Linie bezüglich der Pixel der Endfläche des Sensors vorhanden sein. Demgemäß ist es unmöglich, die dreidimensionale Position des Gegenstandes zu erhalten. Im Gegensatz hierzu sollte der Sensor derart angeordnet sein, daß lediglich Information aus einer Strahlungsquelle bei dem linksseitigen Ende oder dem rechtssei tigen Ende der Linie vorhanden ist, um diesen Nachteil zu ver meiden. Insbesondere ist, falls vorher bestimmt wird, welcher Teil des Objektes als dreidimensionales Bild erwünscht ist, das Bestrahlungsfeld der Strahlung auf das Objekt derart begrenzt, daß mit dem Strahl lediglich der ausgewählte Teil wie vorste hend beschrieben bestrahlt wird und ein Bild mit einem Strah lungssensor abgerastert wird, der eine größere Fläche als das Bestrahlungsfeld der Strahlung besitzt, wobei lediglich die In formation aus der linksseitigen oder rechtsseitigen Strahlungs quelle bei dem linksseitigen Ende oder dem rechtsseitigen Ende der Linie vorhanden sein muß, und eine Art Grenzbedingung für die Analyse unter Verwendung der vorstehenden Einstellungen er halten werden kann.

Ursprünglich liegt die Hauptaufgabe dieses Systems darin, die dreidimensionalen Koordinaten eines betroffenen Teils des Ob jektes zu erhalten, von dem die fotographische Position auf grund einer einfachen Fotografie bekannt ist, so daß demgemäß das Bestrahlungsfeld auf beispielsweise ungefähr 1/4 oder der halben Größe begrenzt ist. Falls ein Material wie beispielswei se eine Bleiplatte, welches die Strahlung abschneidet, derart angeordnet wird, daß der Strahl lediglich auf den betroffenen Teil des Objektes fällt, erscheint die Information, die durch Bestrahlen mit dem Strahl aus der einzigen Röntgenquelle erhal ten wird, mit Sicherheit in den Pixeln in dem Bereich des Maxi malabstandes Δmax der linksseitigen Endfläche zur Verarbeitung des Bildes (obere Seite gemäß Fig. 10), wie es in Fig. 10 dar gestellt ist, und die Information, welche erhalten wird durch Bestrahlen mit dem Strahl aus der weiteren Röntgenquelle ist nicht vorhanden. Demgemäß muß das Strahlungsbild für die Analy se äußerst vereinfacht werden. Das umgekehrte trifft für das rechtsseitige Ende des Objektes zu. Obwohl die Begrenzung des Bestrahlungsfeldes kein wesentliches Erfordernis der vorliegen den Erfindung darstellt, kann die Analyse vereinfacht werden und die Zuverlässigkeit der Analyse verbessert werden durch Be grenzen des Bestrahlungsfeldes wie vorstehend beschrieben und aufeinanderfolgendes Analysieren aus dem rechtsseitigen oder linksseitigen Ende der Linie. Falls das Objekt wesentlich klei ner als der Sensor ist gibt es stets eine zu verarbeitende Bildinformation als zu paarende Information mit der Bildinfor mation in dem Bereich von Δmax des benachbarten Teiles, und demgemäß ist die Analyse weiterhin vereinfacht. Obwohl die Auf lösung in der Richtung der Tiefe mit einem Kleinerwerden der Größe des Pixels verbessert wird, wird die Anzahl der verarbei teten Pixel übermäßig groß, mit der Folge der Notwendigkeit ei ner Vergrößerung der Speicherkapazität und der benötigten Be rechnungszeit, und daher ist es für die Zwecke der vorliegenden Erfindung bedeutsam, die Anzahl der Pixel auf einen für die Diagnose benötigten Mindestwert zu begrenzen.

Des weiteren werden im folgenden die grundsätzlichen Vorbedin gungen zur Durchführung der vorliegenden Erfindung erläutert.

Viertens wird in dem Fall, daß es viele gleiche Pixelwerte gibt, die nicht auf einer einzigen Linie unterschieden werden können, innerhalb des Bereiches des Maximalabstandes Δmax auf grund der Tatsache, daß die Verarbeitung der Bilder einer Vielzahl von Linien zur Bestimmung der Kontinuität verwendet und der Verzweigung des Gegenstandes verwendet wird und in dem Fall, daß die Projektionen einer Vielzahl von Mikrostrukturen auf dem Bild eines einzigen Pixel überlagert sind, die Erken nung von Pixeln möglich. Mit anderen Worten, wenn zwei oder mehrere Pixel mit denselben Pixelwerten innerhalb des Bereiches des Maximalabstandes Δmax auf einer einzigen Linie einen kon tinuierlichen Gegenstand bilden, der über eine Vielzahl von Li nien reicht (beispielsweise ein Blutgefäß), ist es notwendig, hinsichtlich der weiteren Linien zu prüfen, ob zwei oder mehre re Pixel mit demselben Pixelwert innerhalb des Maximalabstandes Δmax vorhanden sind. Falls zwei oder mehrere Pixel mit demsel ben Pixelwert nicht in dem Maximalabstand Δmax auf den weite ren Linien vorhanden sind, ergibt sich, daß diese Pixel nicht die zu paarende Bildinformation der zuvor erhaltenen Pixeln darstellen, und falls die Pixel mit demselben Pixelwert, welche einen kontinuierlichen Gegenstand ausbilden, in dem Maximalab stand Δmax vorhanden sind, bis das Bild des kontinuierlichen Gegenstandes verschwindet, kann erkannt werden, daß diese Pixel die zu paarende Bildinformation darstellen. Beispielsweise er gibt sich in einem Fall, bei dem sich der kontinuierliche Ge genstand, wie es in Fig. 11 dargestellt ist, erstreckt, daß a und b gemäß (1), b und c gemäß (3) und a und b gemäß (4) je weils die zu paarenden Bilder darstellen. c gemäß (1) ist frü her verschwunden als a und b, c gemäß (2) schneidet mit a und b, a gemäß (3) ist von dem Maximalabstand Δmax entfernt, und demgemäß sollten weitere kontinuierliche Gegenstände, die zu paaren sind, für diese Bildinformation wie vorstehend beschrie ben gefunden werden. In dem Fall, daß sich ein kontinuierlicher Gegenstand wie es in Fig. 12 gezeigt ist, erstreckt, kann der Zweig des kontinuierlichen Gegenstandes entsprechend der Konti nuität und den Pixelwerten des kontinuierlichen Gegenstandes gemäß der in Fig. 11 dargestellten Bedeutung erkannt werden (die Pixelwerte werden durch die Breite der Linie in Fig. 12 bezeichnet).

Die Erkennung des kontinuierlichen Gegenstandes oder des Zwei ges des Gegenstandes kann auf einfache Weise durch allgemeine Bildverarbeitungsansätze implementiert werden (es wird bei spielsweise Bezug genommen auf Basic Image Recognition [1] und [2], gemeinsam verfaßt von Mori und Itakura (1986 und 1990) Omusha Publishing Company). Jedoch werden bei den allgemeinen Ansätzen für die Bilderkennung die Verfahren zur Erkennung von kontinuierlichen Gegenständen hauptsächlich in einem zweidimen sionalen Raum beschrieben. Bei der Beschreibung der Erfindung jedoch werden zusätzlich zur Erkennung der Kontinuität inner halb der zweidimensionalen Ebene dreidimensionale Positionen (x, y und z) aus den zu paarenden Pixeln erhalten, und es wer den dreidimensionale Positionen (x, y und z) und eine Pixel wertkomponente p als beispielweise (x, y, z und p) gespeichert, nachdem jede Pixelwertkomponente berechnet worden ist.

Somit können drei oder mehr Elemente mit demselben Pixelwert, die in dem Maximalabstand Δmax auf einer einzelnen Linie vor handen sind, vollständig unterschieden werden durch Verwenden der Kontinuität und der Änderung der Pixelwerte, und demgemäß ist eine genauere Bestimmung möglich.

Im Falle eines Röntgen-CT wird eine Menge Winkelinformation auf theoretische Weise erhalten und demgemäß können dreidimensiona le Koordinaten und eine Strahlungsabsorptionsquantität oder ein Strahlungsabsorptionskoeffizient eines Gegenstandes erhalten werden. Bei diesem System können jedoch dreidimensionale Ko ordinaten und Pixelwerte erhalten werden, da eine Vielzahl an Information innerhalb der Ebene theoretisch erhalten werden kann.

Im folgenden wird die Verarbeitung von Pixeln beschrieben, die auch durch die vorstehend erläuterte Erkennung der Kontinuität nicht bestimmt werden können.

Fünftens kann ein Röntgenbild bespielsweise eines Lungenflügels als Bild eines Bereiches angesehen werden, in dem ein hoher An teil von Luft enthalten ist, d. h. es sind keine Blutgefäße und Knochen vorhanden, die die Abwesenheit von Luft anzeigen könn ten. Hinsichtlich des Lungenflügels bedeutet dies demgemäß, daß ein Bereich, der den größten Pixelwert besitzt, der tatsächlich in einem bestimmten Bereich auf einer einzelnen Linie oder ei nigen Linien vorhanden ist, aber nicht als Bildinformation er scheint, als Basislinie des Pixelwertes identifiziert werden kann. Im Gegensatz hierzu können die geringsten Pixelwerte des mediastinalen Teils, Herzteiles und diaphragmatischen Teils als Basislinie der Pixelwerte identifiziert werden.

Falls sechstens die Überlappung der zwei oder mehreren Gegen stände auf ein bestimmtes Pixel projiziert wird und der Pixel wert sich aus der Summe der Strahlungsabsorptionsquantitäten einer Vielzahl von Gegenständen zusammensetzt, sollte die An zahl solcher Überlappungen begrenzt werden. Beispielsweise wird im Falle eines Lungenflügels angenommen, daß die überlappenden Gegenstände zwei Rippen, vier Defekte und eine Abnormalität ausmachen, also insgesamt sieben oder weniger Gegenstände. Ob wohl die Anzahl der Überlappungen deutlich fünf oder zehn und nicht sieben sein kann, wird die Berechnung wesentlich verein facht, wenn die Anzahl der Überlappungen auf einen dieser nume rischen Werte bestimmt wird. Dies ergibt sich aus der ersten Vorbedingung, wonach ein Gegenstand, der nicht als Bildinforma tion vorhanden ist, von Anfang an als abwesend angesehen wird. Demgemäß können die Gegenstände als überlappend angenommen wer den, wenn die Summe einer Vielzahl von Pixelwerte gleich ist zu dem Pixelwert, auch falls dieselben Pixelwerte nicht in dem Be reich des Maximalabstandes Δmax vorhanden sind. Zur Auflösung der Summe einer Vielzahl von Pixelwerten in die jeweiligen Pi xelwerte ist es notwendig, gleichzeitig so viele Gleichungen entsprechend der Anzahl der Überlappungen zu lösen, wobei in diesem Fall die Berechnung wesentlich einfacher ist, falls die Anzahl von Überlappungen von vorneherein begrenzt wird. Obwohl eine beliebige Anzahl von Überlappungen angenommen wird und die Maßnahme vorbereitet werden kann, da eine derartige Begrenzung der Zahl der Überlappungen kein wesentliches Erfordernis für dieses System darstellt, wobei selbst die Pixelwerte im Bereich der Differenz als Überlappung gesehen werden, bringt dies eine unnötige Komplexität für die Analysen mit sich.

Siebtens werden Bestrahlungsmarkierungen wie beispielsweise Bleipellets am Objekt befestigt und es wird aus dem Projekti onsbild der Markierungen geprüft, ob zu paarende Pixel auf der selben Linie im Falle des Einzelbildsystems und zu paarende Pi xel auf den Linien vorhanden sind, die im Falle des Zweibildsy stems gepaart werden sollen, um zu erfahren, ob zwei Röntgen röhren parallel zur Leselinie der Strahlungssensoren angeordnet sind. Folglich können nicht nur die Röntgenröhren erneut paral lel zur Leselinie ausgerichtet werden, sondern es können, wenn es schwierig ist, die Röntgenröhren bei den ursprünglichen Po sitionen anzuordnen, neue Linien gefunden werden, die zu paaren sind. Obwohl dies kein wesentliches Erfordernis für die vorlie gende Erfindung darstellt, stellt die einen äußerst wichtigen Beitrag zur Implementierung der vorliegenden Erfindung dar und beeinflußt erheblich die Genauigkeit der Berechnung der dreidi mensionalen Bilder. Obwohl verschiedene Mittel zur Messung der maximalen Dicke Zmax des Objektes verfügbar sind, kann die ma ximale Dicke Zmax aus dem Projektionsbild der Markierungen er halten werden, die an dem Teil mit der maximalen Dicke des Ob jektes angebracht sind.

Die vorstehend beschriebenen sieben Vorbedingungen und Annahmen ergeben sich auf einfache Weise, falls eine sorgfältige Be trachtung der Strahlungsbilder vorgenommen wird, wobei gemäß der vorliegenden Erfindung dreidimensionale Bilder unter Ver wendung der zumindest sieben Vorbedingungen und Annahmen er zeugt werden. Es ist an sich bekannt, daß viele allgemeine Vor bedingungen zu berücksichtigen sind, die nicht unter die vorge nannten Vorbedingungen fallen. Beispielsweise können die fol genden weiteren Bedingungen berücksichtigt werden.

(1) Falls es unbekannt ist, ob die Information eines breiten und langausgedehnten kontinuierlichen Gegenstandes (wie bei spielsweise eine Rippe) mit ungefähr denselben Pixelwerten die aus der Bestrahlung mit dem linksseitigen oder rechtseitigen Strahl erhaltene Information darstellt, wird sie als einfach kontinuierlicher Gegenstand angesehen und dessen Form durch Er halten seiner Ränder erkannt.
(2) Die Pixelwerte sind standardisiert durch Verwenden der Un terschiede zwischen jeweiligen Pixelwerten und der Basislinien pixelwerte oder der Maximal- und Minimalwerte der Pixelinforma tion des Objektes, wobei die Berechnung unter Verwendung der Pixelwerten nach der Standardisierung durchgeführt wird.
(3) Für die Standardisierung wird ein Histogramm von Pixelwer ten eines kontinuierlichen Gegenstandes verwendet.
(4) Die Breite des kontinuierlichen Gegenstandes ist verrin gert.
(5) Pixel des kontinuierlichen Gegenstandes, die sich auf dem ursprünglichen Bild schneiden, werden nicht gepaart.
(6) Wenn benachbarte Pixel im wesentlichen dieselben Pixelwerte aufweisen und lediglich verarbeitete Pixel besondere Werte zei gen, werden die verarbeiteten Pixel als Vorverarbeitung für die Bildverarbeitung oder zur selben Zeit als Verarbeitung geglät tet.
(7) Wenn Pixelwerte von Pixeln in der Umgebung der verarbeite ten Pixel klein sind, d. h. die Strahlungsdosierung in diesen Pixeln und demgemäß das Rauschverhältnis klein ist, und umge bende Pixel im wesentlichen dieselben Pixelwerte aufweisen, und lediglich verarbeitete Pixel und einige Pixel in der Umgebung der verarbeiteten Pixel spezifische Pixelwerte zeigen, werden die verarbeiteten Pixel geglättet.
(8) Es wird eine räumliche Häufigkeitsverarbeitung und Relati onsverarbeitung durchgeführt, bevor das erzeugte dreidimensio nale Bild angezeigt wird.

Insbesondere trägt die Standardisierung der Pixelwerte erheb lich zur Vereinfachung der Berechnungen bei, und die Glättung der Pixel stellt ein wesentliches Erfordernis zur Implementie rung der vorliegenden Erfindung dar. Obwohl dies eine allgemein übliche Verarbeitung darstellt, wird die Glättung zur Eliminie rung von Ungenauigkeiten der Berechnung aufgrund der Wirkung der gestreuten Röntgenstrahlung oder aufgrund von Quantenrau schen benötigt. Für die Glättung sind viele Ansätze wie bei spielsweise die Substitution der Pixelwerte von umgebenden Pi xeln durch die verarbeiteten Pixel oder die Substitution eines Mittelwertes oder eines Medianwertes wirksam.

Bei der Glättung der verarbeiteten Pixel mit Pixelwerten, die unterschiedlich sind von denjenigen der umgebenden Pixel, kann eine unnötige Berechnung vermieden werden durch Substituieren der Pixelwerte derjenigen Pixel, welche die Kontinuität in dem Fall zeigen, daß die Anzahl der Pixel, welche die Kontinuität zeigen, beispielsweise 1 bis 5 oder weniger, durch den Mittel wert der Pixelwerte von umgebenden Pixeln anders als die vor stehend beschriebenen Pixel, oder Glättung dieser Pixel auch dann, obwohl die verarbeiteten Pixel die Kontinuität mit be nachbarten Pixeln aufweisen, da das Quantenrauschen des Strah les und des Meßsystems insbesondere bei einem Pixelbereich, bei dem die Strahlungsübertragungsquantität klein ist, vorhanden ist. Als Pixelfläche, bei der die Quantität der Strahlungsüber tragung klein ist, beispielsweise im Falle eines Brustkorbbil des, sollte es eine Pixelfläche unterhalb des Bodens des Histo gramms sein, welches die Grenzfläche zeigt zwischen dem Lungen flügel und dem mediastinalen Teil und dem Herzteil in einer Häufigkeitskurve der Pixelwerte von sämtlichen Pixeln oder de zimierten Pixeln des ursprünglichen Bildes.

Wie vorstehend beschrieben wurde, ermöglicht die vorliegende Erfindung die Erzeugung eines dreidimensionalen Bildes mit we niger Artefakten aus einem aktiven Objekt, wobei das wie vor stehend beschriebene erzeugte dreidimensionale Bild als stereo skopisches Bild oder als tomographisches Bild angezeigt werden kann, oder eine Dichte des Knochens erhalten werden kann und lediglich ein Teil des Objektes als stereoskopisches Bild oder Projektionsbild angezeigt werden kann. Beispielsweise ergeben sich eine Anzahl von Vorteilen aus der vorliegenden Erfindung bei unterschiedlichen medizinischen Anwendungen wie beispiels weise die genaue Erfassung eines betroffenen Bereiches, Prüfen der Bedingung des umgebenden Teils des betroffenen Teils, all gemeine Diagnose, Prüfung eines Operationsverfahrens vor der Ausführung der Operation, Therapieprogramms usw.

Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung ergeben sich aus den Unteransprüchen.

Weitere Vorteile, Merkmale und Zweckmäßigkeiten der Erfindung ergeben sich aus der Beschreibung von bevorzugten Ausführungs beispielen anhand der Figuren.

Es zeigt:

Fig. 1 eine Darstellung eines beispielhaften Filmdigitalisie res;

Fig. 2 eine Darstellung eines System unter Verwendung eines be schleunigten phosphoreszierenden fluoreszierenden Panels;

Fig. 3 eine Darstellung eines weiteren Systems unter Verwendung eines beschleunigten phophoreszierenden fluoreszierenden Pa nels;

Fig. 4 jeweils eine Darstellung eines Leseteils, der in den Fig. 2 und 3 als Block dargestellt ist;

Fig. 5 eine typische Darstellung der Koordinaten eines fotogra phischen Systems;

Fig. 6 eine typische Darstellung einer Pixelwertkette auf einer Linie bei einem Einzelbildsystem;

Fig. 7 eine typische Darstellung einer Pixelwertkette auf einer Linie bei einem Zweibildsystem;

Fig. 8 eine typische Darstellung der Koordinaten eines fotogra phischen Systems;

Fig. 9 eine Darstellung des Maximalabstandes Δmax in den Koor dinaten des fotographischen Systems;

Fig. 10 eine Darstellung zur Erläuterung der Beziehung zwischen der Anordnung einer Strahlungsabschirmung und des Maximalabsta ndes Δmax in den Koordinaten des fotographischen Systems;

Fig. 11 eine typische Darstellung einer Kontinuität von zu paa renden Pixeln;

Fig. 12 eine typische Darstellung einer Kontinuität von zu paa renden Pixeln;

Fig. 13 eine Darstellung einer Bildverarbeitungseinheit;

Fig. 14 ein beispielhaftes Histogramm;

Fig. 15 eine Darstellung einer beispielhaften Kontinuität, die aus fünf Pixeln zusammengesetzt ist;

Fig. 16 eine typische Darstellung zur Erläuterung von Änderung eines Pixelwertes in einer Reihenrichtung in einer Linie;

Fig. 17 eine typische Darstellung eines beispielhaften Paares kontinuierlicher Gegenstände, die diskret auf einfache Weise verteilt sind;

Fig. 18 eine typische Darstellung eines Beispiels einer Vielz ahl diskret verteilter kontinuierlicher Gegenstände;

Fig. 19 eine typische Darstellung eines Beispiels überlappender kontinuierlicher Gegenstände;

Fig. 20 eine Darstellung von getrennten kontinuierlichen Objek ten, die das Beispiel gemäß Fig. 19 bilden; und

Fig. 21 eine Darstellung eines Bildverarbeitungsablaufs.

Im folgenden werden bevorzugte Ausführungsbeispiele der Erfin dung näher erläutert. Zur Implementierung der vorliegenden Er findung kann die nachstehend beschriebene Bildverarbeitung un ter Verwendung einer Software oder einer Hardware durchgeführt werden.

Zunächst wird ein Ausführungsbeispiel beschrieben, bei dem ein beschleunigtes phosphoreszierendes fluoreszierendes Panel ver wendet wird.

(Beschreibung der Bildaufnahmeeinheit)

Eine beschleunigte phosphoreszierende fluoreszierende Bild platte (im folgenden als "IP" bezeichnet) 15 (gemäß Fig. 4) mit einer Dicke von 0,3 mm und horizontalen Abmessungen von 14 Zoll× 17 Zoll, welche durch Auftragen eines Acrylharzes enthaltend dispergiertes BaBr2:Eu-Pulver auf eine Glasplatte hergestellt ist, wird als Strahlungssensor vorbereitet, wobei die Oberflä che der IP 15 durch einen Polygonspiegel als Scanner 103 mit einem Laserstrahl von 780 nm, der als Anregungslicht verwendet wird, abgerastert wird. Das erzeugte Licht von ungefähr 395 nm wird durch einen Faserarraykondenser 106 gebündelt und über ei nen fotoelektrischen Multiplier 108 in elektrische Signale um gewandelt. Anschließend werden die elektrischen Signale in di gitale Signale durch den A/D-Wandler 100 über einen Log-Ver stärker 109 umgewandelt und zeitweise als ein Bild in einem (Voll-)Bildspeicher 11 gespeichert, nachdem verschiedene Kom pensationen, beispielsweise die Elimination von Strukturrau schen, durchgeführt wurden. Anschließend wird das Bild in einem Aufzeichnungsmedium 112 wie beispielsweise eine Magnetspeicher platte gespeichert, anschließend aus diesem Aufzeichnungsmedium 112 ausgelesen und in einen Bildverarbeitungsteil 25 eingegeben (gemäß Fig. 1 und 2), wobei eine Raum-Häufigkeits-Verarbeitung und Gradations-Verarbeitung durchgeführt werden. Die Anzahl der zu lesenden Pixel beträgt 4096 Reihen×974 Linien (ungefähr 20 Megapixel) für eine Größe von 14 Zoll×17 Zoll, wobei die Größe eines einzelnen Pixel 86,8 µm² beträgt, und der maximale Pixelwert 4095 ist (=12 bits).

(Anordnung der Röntgenröhren)

Ein aus Acryl hergestelltes Gehäuse mit einer Tiefe von 200 mm wird als Objekt vor dem Fotografierteil (das Gehäuse des IP- Einstellteils) gesetzt, und es wurden drei Bleipellets von 0,2 mm² an Positionen, die einen geeigneten Abstand voneinander aufwiesen (die entferntesten Positionen von dem IP) auf der Au ßenseite des Gehäuses mit Klebebändern angebracht. Die Entfer nung zwischen der Oberfläche des IP zu der Außenseite des Foto grafierteilgehäuses betrug 20 mm. Demgemäß beträgt die Entfer nung von der Oberfläche des IP zu den Bleipellets Zmax = 220 mm.

Eine Röntgenröhre war bei der Position H = 2020 mm entfernt von der Oberfläche des IP angeordnet, wie es in Fig. 5 dargestellt ist. Da lediglich eine Röntgenröhre zur Verfügung steht, wird diese in Höhe der Mitte in Richtung der Höhe der IP-Oberflä che (2487-te Linie wie gelesen) angeordnet, und die Fotografie wurde durchgeführt, während die Position der Röntgenröhre der art verschoben wurde, daß die Entfernung zwischen der Position der rechten Seite und der linken Seite der Röntgenröhre 40 mm war, d. h. c = 20 mm. Demgemäß betrug der Maximalabstand Δmax, der ein Paar von Pixeln erlaubt, ungefähr 4,9 mm, und die An zahl von Pixeln beträgt 57 Reihen. Der Minimalabstand Δmin, welcher ein Paar von Pixeln ermöglicht, beträgt ungefähr 0,4 mm. Als Ergebnis der getrennten Röntgenbestrahlung von der rechten Seite und der linken Seite unter der Bedingung der Röh renspannung von 100 KVP und einer Dosis von 1 mAs, und einem Vergleich der gelesenen Bilder war anfänglich bekannt, daß die Bilder der Bleipellets um 20 Linien abwichen, und der Maximal abstand Δmax, der ein Pixelpaar ermöglicht, im Bereich von 57 ± 10 lag. Als Ergebnis einer zehnmaligen wiederholten Einstel lung der Position der Röntgenröhre wurden die Bilder der Blei pellets über drei Linien mit derselben Anzahl beobachtet, wobei die Maximalentfernung der drei Bleipellets in dem Bereich von 57 ± 1 erschienen und ausgezeichnete Wiederholbarkeit zeigten. Um die Beschreibung zu vereinfachen, wird der Maximalabstand Δmax und der Minimalabstand Δmin als Δmax und Δmin ausgedrückt.

(Beschreibung des Bildaufnahmeverfahrens durch das Einbildsy stem)

Da eine Person nicht im Laborzimmer fotografiert werden konnte, wurde ein Bild unter Verwendung eines menschlichen Brustkorb- Phantoms (hergestellt von Kyoto Kagaku) hergestellt. Dieses Brustkorb-Phantom ist auf genaue Weise mit einer Anzahl von Blutgefäßen im Lungenbereich und dünnen Blutgefäßen mit einem Durchmesser von 2 mm in der Nähe der beiden Enden des Lungenbe reiches ausgestattet. Die Abmessungen des Phantoms sind sol chermaßen, daß die maximale Dicke 180 mm, die maximale Breite einschließlich der Arme 570 mm und die maximale Breite des Brustkorbs ungefähr 380 mm beträgt.

Ein Bleipellet wurde auf dem Rücken des Phantoms befestigt, das Phantom wurde so eingerichtet, daß der Rücken des Phantoms auf der Seite der Röntgenröhre angeordnet war, und die Mitte der linksseitigen Lunge ungefähr beim Zentrum des IP angeordnet war, und es wurde ein Geschlechtsorganschutz von 1,0 mm Blei äquivalent zur Bedeckung des rechtsseitigen Lungenfeldes einge stellt, so daß das rechtsseitige Lungenfeld teilweise durch den mediastinalen Teil erkennbar war. Wie bei der Fotografie der Acrylbox wurde bei der vorstehend genannten Anordnung der Strahl getrennt von den rechts- und linksseitigen Positionen geführt, und wie bei der Fotografie der Acrylbox unter der Be dingung einer Röntgendosis von 3 mAs ein Bild in jeweils zwei IPs aufgezeichnet, und diese beiden Bilder wurden gelesen. Da die Verteilung der Röntgendosis auf der IP-Oberfläche zwischen der Bestrahlung des Röntgenstrahles von der linken Seite und der von der rechten Seite unterschiedllich ist, wurde die Dosis aufgrund dieses Unterschiedes kompensiert. Falls zwei Röntgen röhren verwendet werden, kann die Verteilung der Röntgenstrahl dosis derart eingestellt werden, daß sie ungefähr gleich ist, so daß demgemäß keine Kompensation benötigt wird.

Aus einem Vergleich der zwei Bilder und nach Prüfung der Bild positionen der Bleipellets ist es bekannt, daß die Bilder über drei Linien mit derselben Anzahl beobachtet wurden, wobei eine Entfernung zwischen diesen Bildern, d. h. der Maximalabstand Δmax ungefähr 6,7 mm und 52 Reihen (Anzahl der Pixel) beträgt. Die Entfernung von der IP-Oberfläche zum Fotografierteilgehäuse beträgt 20 mm, und die Entfernung von der IP-Oberfläche zur Röntgenröhre ist 2020 mm wie im Falle des Acrylgehäuses. Demge mäß beträgt die Minimalentfernung Δmin, welche das Vorhanden sein von zu paarenden Pixeln ermöglicht, 0,4 mm und 5 Reihen (Anzahl der Pixel). Demgemäß beträgt unter dieser fotographi schen Bedingung ein Zwischenzeilenabstand, der ein Pixelpaar ermöglicht, innerhalb eines Bereiches von 5 Reihen oder darüber und 52 Reihen oder darunter.

Die Pixelwerte von Pixeln von sämtlichen korrespondierenden Li nien und Reihen der beiden Bilder wurden durch 2 geteilt, und es wurden resultierende Werte miteinander addiert, d. h. es wurden zwei Bilder gemittelt, um ein Bild zu erhalten. Demgemäß ist das erhaltene Bild äquivalent zu einem Bild, welches durch gleichzeitiges Bestrahlen des Strahles aus zwei Röntgenröhren erhalten wurde, dessen Winkel unterschiedlich eingestellt sind. Das Phantom, welches sich im Unterschied zu einem lebenden menschlichen Körper nicht bewegt, erlaubt die Erhaltung eines Bildes entsprechend des Einbildsystems durch Synthetisieren der Bilder, die durch das Zweibildsystem erhalten sind. Im Falle des beschleunigten phosphoreszierenden fluoreszierenden Objek tes tritt ein Abschwächungsphänomen auf, daß die Quantität der Lichtemmission des beschleunigten Phosphors im Verlauf der Zeit variiert von der Bestrahlung des Strahles zum Lesen des Bildes, und daher ist die direkte Fotografie eines einzelnen Bildes auf einem einzelnen IP aufgrund der zeitverzögerten 2-Schuß-Foto grafie nicht bevorzugt, da sich die Pixelwerte eines Paares von Pixeln voneinander unterscheiden.

(Beschreibung des Verfahrens zur Standardisierung der Pixel werte)

Dreidimensionale Bilder wurden verarbeitet unter Verwendung ei ner Workstation (SUN 4/370), zweier Bildspeicher A und B und eines digitalen Signalprozessors (DST, Super Card hergestellt von CSPI, USA), und die Bilder wurden nach der Verarbeitung in einem Magnetplattenspeicher gespeichert. Die Anordnung ist schematisch in Fig. 13 dargestellt.

Ein Bild von 4096 Reihen×4974 Linien wie oben beschrieben wurde zu einem Bild von 512 Reihen×622 Linien dezimiert, und es wurde ein Histogramm von Pixelwerten gemäß Fig. 14 herge stellt. Bei dem in Fig. 14 dargestellten Histogramm bezeichnet eine Spitze, bei dem der Pixelwert am kleinsten ist, einen Be reich des Geschlechtsorganschutzes. Eine Spitze, bei dem der Pixelwert am größten ist, gehört zu einer Fläche direkter Be strahlung. Von den drei Spitzen bei dem dazwischen liegenden Teil gehört eine Spitze mit einem hohen Pixelwert (rechter Teil) zu dem Lungenfeld, eine Spitze mit einem kleinen Spitzen wert (linksseitiger Teil) gehört zu dem mediastinalen Teil und dem diaphragmatischen Teil, und eine Spitze in der Mitte gehört zu dem Herzteil. Mit anderen Worten, es wird die Bildinformati on eines menschlichen Körpers lediglich von den Pixelwerten des dazwischen liegenden Teiles mit drei Spitzen erhalten, und die se Pixelwerte des dazwischen liegenden Teiles, d. h. diejenigen Pixelwerte auf der Strecke zwischen Smin und Smax gemäß Fig. 14 werden als 8-bitpixelwerte von 0 bis 511 standardisiert. Sämt liche Pixelwerte von Pixeln mit Pixelwerten von Smin oder dar unter werden als 0 angesehen, und sämtliche Pixelwerte von Smax oder darüber als 511 angesehen. In diesem Fall werden die Pi xelwerte des Tales zwischen zwei Spitzen auf der rechten Seite als Sv angesehen.

(Beschreibung des Glättungsverfahrens)

Nachdem ein in dem Magnetplattenspeicher gespeichertes Bild an den Vollbildspeicher A übertragen wurde (siehe Fig. 13), werden Daten von 4096 Reihen×32 Linien aus einem Bild von 4096 Reihen×4974 Linien zu dem Speicher in dem DSP zur Bildung von sieben Reihen×sieben Linien-Matrizen in der richtigen Reihen folge übertragen und es wird ein Mittelwert Sm berechnet. Falls sich Sv Sm als Ergebnis des Vergleiches ergibt, wird Sm für den Pixelwert des getrennten Pixels lediglich dann ersetzt, wenn die verarbeiteten Pixel des Zentrums die vollständig getrennten Pixel mit Kontinuität 1 im Vergleich mit den Pixelwerten von Pixeln der Umgebung sind. Falls Sv<Sm ist, wird Sm für Sv be züglich derjenigen Pixel ersetzt, die vollständig mit der Kon tinuität von fünf kontinuierlichen Pixeln oder weniger getrennt sind. Die Substitution wird nicht durchgeführt, falls die Be strahlung mit dem Strahl ein Ende der Maske erreicht, auch dann nicht, obwohl die Kontinuität 5 oder weniger beträgt. In diesem Fall wird die Kontinuität mit einem benachbarten Pixel in Ab hängigkeit darüber berechnet, ob der Unterschied zwischen dem verarbeiteten Pixel und dem Pixelwert des benachbarten Pixel innerhalb ±2 liegt, und, wenn die Differenz innerhalb ±2 liegt, wird erkannt, daß eine Kontinuität zwischen diesen Pixeln vor handen ist.

Als nächstes wird eine Maske, welche um eine Reihe verschoben ist, vorbereitet, und es wird eine ähnliche Verarbeitung des benachbarten Pixel durchgeführt. Wenn die Isoliertheit und Kon tinuität von sämtlichen Reihen der vierten Linie somit wie vor stehend beschrieben erkannt wird, wird die Verarbeitung der nächsten Linie auf ähnliche Weise durchgeführt. Bilder der 31- ten Linie bis zur 62-ten Linie werden übertragen und auf ähnli che Weise verarbeitet, wenn die Verarbeitung bis zur 30-ten Li nie vervollständigt wurde. Somit werden sämtliche Bilder bis zur 4974-ten Linie geglättet. Obwohl bei dieser Verarbeitung der Bereich von drei Linien und drei Reihen in der Umgebung des Bildes nicht verarbeitet werden kann, bedeutet dies lediglich einen Bereich von 0,3 mm in der tatsächlichen Messung, so daß sich kein ernsthafter Nachteil daraus ergibt.

Es gibt einige Fälle, bei denen die Kontinuität 5 beträgt, wie es beispielsweise in Fig. 15 dargestellt ist. Ob die Konti nuität von 5 oder weniger als Referenz für die Glättung verwen det werden soll, oder die Kontinuität einer größeren Anzahl von Pixeln, beispielsweise eine Kontinuität von 9-15 als Referenz für die Glättung verwendet werden soll, hängt von dem Rausch verhältnis des Bildes ab, welches entsprechend der Dosis der Röntgenstrahlung bestimmt wird. Bei diesem Ausführungsbeispiel reicht eine Kontinuität von 5 oder weniger als Referenz für die Glättung aus.

Durch diese Glättung wurden getrennte Schatten wie beispiels weise Quantenrauschen verringert, die Körnigkeit des Bildes wurde erheblich verbessert, und die Komplexität bei dem Verfah ren zur Erkennung der Kontinuität, welches weiter unten be schrieben wird, konnte eliminiert werden. Diese Glättung kann gleichzeitig bei dem Verfahren zur Erkennung der Kontinuität durchgeführt werden.

(Beschreibung des Verfahrens zur Erkennung der Kontinuität)

Gemäß diesem Ausführungsbeispiel wurde die Bestimmung der Pi xel, die in einer einzelnen Linie des ursprünglichen Bildes ge paart sind, und die Erkennung der Kontinuität auf einer zweidi mensionalen Ebene über mehrere Linien des ursprünglichen Bildes gleichzeitig durchgeführt. Die Verarbeitung zur Erkennung der Kontinuität gemäß diesem Ausführungsbeispiel wurde ausgehend von der Endfläche des linksseitigen Lungenfeldes durchgeführt, d. h. dem oberen Ende der IP gemäß Fig. 5. In diesem Fall ist ein Bild von einigen Pixeln von der nullten Reihe in dem Be reich des nicht abgeschirmten Teiles enthalten, und demzufolge werden sämtliche Pixelwerte als 511 angesehen. Einige Pixel in der Nähe der 4095-ten Reihe sind in dem Bereich des Ge schlechtsorganschutzes enthalten, und demzufolge werden sämtli che Pixel als Null angesehen. Obwohl die Verarbeitung entweder von der rechten Seite oder der linken Seite des Bildes durch Umkehren des Bildes durchgeführt werden kann, wurde die Verar beitung mit der Adresse des Bildes der linksseitigen Lunge als kleinere Adreßzahl durchgeführt, wie zuvor bei diesem Ausfüh rungsbeispiel beschrieben wurde. Der Bereich von Reihen, bei dem die Bildinformation eines menschlichen Körpers mit Ausnahme des oberen Teils der Schulter bis zu dem Nacken reicht, umfaßt etwa 500 oder 1500 Reihen bis ungefähr 3800 Reihen.

Ein Bild der nullten Reihe bis zur 4095-ten Reihe der nullten Linie bis zur 31-ten Linie wird an den Speicher des Berech nungsteils übertragen, und es wird die folgende Berechnung durchgeführt. In diesem Fall wird die Bildposition und der Pi xelwert des ursprünglichen Bildes als S (i, j) dargestellt, wo bei S den Pixelwert bezeichnet, i die Linienzahl, j die Reihen zahl bezeichnet, und eine Position bei der oberen linken Ecke des IP als i = 0 und j = 0 bezeichnet wird. Die dreidimensiona le Position und die Komponenten des Pixelwertes werden durch (P, x, y, z) dargestellt, wobei x eine Position in horizontaler Richtung des Objektes, y die Position in vertikaler Richtung des Objektes, und z die Position in Richtung der Dicke bezeich net, wobei die jeweiligen x -, y- und z-Werte die Anzahl der Pixel bezeichnen, die durch Teilen der tatsächlichen Dimensio nen durch die Pixeldimensionen erhalten werden, wobei der Ur sprung bei der Position i = 0 und j = 0 auf dem IP eingerichtet sind.

(1) Erkennung der Kontinuität in Richtung der Reihe in einer einzelnen Linie

Die folgende Berechnung wird durchgeführt für j = 0 bis j = 4095.

ΔS = | S (i, j) - S (i, j + 1) | (5)

Falls ΔS < 2 ist, wird keine Kontinuität erkannt, und die Ver arbeitung geht zur nächsten Zahl j weiter.

Falls ΔS 2 ist, wird eine Kontinuität erkannt, und die Be rechnung entsprechend Gleichung (6) wird durchgeführt für "j" nach der nächsten Zahl, bis die Kontinuität wegfällt.

ΔS = | S (i, j) - S (i, j + n) | (6)

Eine Gruppe kontinuierlicher Pixel wird gespeichert, wobei der erste Pixel und die Anzahl der kontinuierlichen Pixel (letztes Pixel) { S (i, j), S (i, j + N) } betragen.

Es wird vermerkt, daß es nur wenige getrennte Pixel gab, die vollständig diskontinuierlich sind, obwohl lediglich die Rei henrichtung des Bildes nach der Glättung geprüft wurde.

(2) Erkennung der Kontinuität über eine Vielzahl von Linien

Die Variationen von Pixelwerten in Reihenrichtung in einer ein zelnen Linie umfassen gemäß Fig. 16 einen direkt bestrahlten Bereich, bei dem der Pixelwert 509 bis 511 beträgt, einen mitt leren Bereich (einen Bereich von j = jst ∼ jed), der die Bild information eines menschlichen Körpers enthält, und einen Be reich des Geschlechtsorganschutzes, bei dem der Pixelwert 0 bis 2 beträgt. Da der direkt bestrahlte Bereich und der Bereich des Geschlechtsorganschutzes bereits diskriminiert worden ist, wird die Berechnung bezüglich des mittleren Bereiches durchgeführt (des Bereiches gemäß j = jst ∼ jed), welches die Bildinforma tion des menschlichen Körpers enthält.

In dem Fall lediglich eines kontinuierlichen Gegenstandes sind einfache diskrete Pixelwerte gemäß Fig. 17 kontinuierlich an geordnet. Demgemäß kann ein Paar von Pixelgruppen durch Bestä tigen identifiziert werden, daß m innerhalb des Bereiches von Δmin und Δmax ist, die Pixelwerte S (i, J) und S (i, J + m) innerhalb derselben Differenz liegen, und n von S (i, J) und von S (i, J + m) innerhalb derselben Differenz liegen. Die Glei chung (5) wurde verwendet für einen Vergleich der Pixelwerte. Dreidimensionale Positionen wurden erhalten unter Verwendung der Gleichungen (1) und (3) für das bestimmte Paar von Pixel gruppen. In diesem Fall wurde m verwendet als Entfernung XL- XR zwischen rechts- und linksseitigen Pixeln.

In dem Fall jedoch, daß drei oder mehr (4 gemäß Fig. 19) Gegen stände vorhanden sind, welche denselben Wert S zeigen, wurden m und n Werte im Bereich von Δmin und Δmax, wie es in Fig. 18 gezeigt ist, und des weiteren in dem Fall, bei den die Möglich keit besteht, daß die Pixel dieser Gegenstände jeweils eine mehrzahlige Anzahl von Paaren bilden, wurden diese Pixel mit der gepaarten "Möglichkeit" gespeichert.

Fig. 19 zeigt eine Vielzahl von Gegenständen, die sich überlap pen, und Fig. 20 zeigt eine entzerrte Darstellung solcher über lappenden Gegenstände. Gemäß Fig. 19, welche eine Vielzahl überlappender kontinuierlicher Gegenstände darstellt, kann ein zusammengesetztes Bild Teile (c und d) aufweisen, bei denen dasselbe Paar gefunden werden kann bezüglich dem Wert n, jedoch kein Paar von Objekten in annähernd allen anderen Teilen gefun den wird. In einem solchen Fall wird dieser Bereich als ganzes als "unbekannte" Paare gespeichert.

Bei der ähnlichen Verarbeitung der nächsten Linie werden die Gruppen der kontinuierlichen Pixel, welche als Paar definiert werden können, und der Gruppen von Pixel, welche durch "möglich" und "unbekannt" identifiziert werden können, gespei chert. Wenn die gespeicherten Daten dieser Linien miteinander koinzidieren, da j innerhalb j ± 2 und S innerhalb S ± 2 bezüg lich der definierten Paare liegt, in Zusammenhang mit den ge speicherten Daten der vorhergehenden Linie, wird bestimmt, daß es eine Kontinuität von Pixeln bei dreidimensionalen Positionen gibt.

Wenn die Verarbeitung von einigen Linien bis einigen zehn Lini en vervollständigt worden ist wurde gefunden, daß eine Gruppe von einfachen diskreten Pixeln in der Umgebung in einer Gruppe von "möglichen" Pixeln und eine Gruppe von "unbekannten" Pixeln existiert. Mit anderen Worten, im Falle der "möglichen" Pixeln gemäß Fig. 18 ist die Kontinuität der Pixel, welche die Mög lichkeit der Paarung tragen, diskontinuierlich, (Fig. 11 (1) c), tritt in den Bereich von Δmin (Fig. 11 (2) c) ein oder weicht von dem Bereich Δmax (Fig. 11 (3) a) ab, so daß konse quenterweise lediglich eine Gruppe von gepaarten Pixeln ver bleibt.

(3) Erkennung der Gruppe von gepaarten Pixel, wenn eine Viel zahl von gepaarten Pixeln überlappt

Zurück zur Umgebung der j-ten Reihe der i-1-ten Linie, welche "unbekannt" ist: es wurden die folgenden Pixelpaare

[{S (i-1, j ± 2), S (i-1, j+n ± 2)},
{S (i-1, j+m ± 2), S (i-1, j+m+n ± 2)]},

die zu dem definierten Paar in der i-ten Linie fortfahren

[{S (i, j), S (i, j+n)}, {S (i, j+m), S (i, j+m+n)]},

als Paar kontinuierlicher Pixelgruppen bestimmt.

Auf ähnliche Weise werden ein Paar kontinuierlicher Pixelgrup pen für die i-n-ten Linie definiert, die "unbekannte" Pixel aufweist, und ein Paar von weiteren Pixelgruppen bestimmt und definiert, die "unbekannte" Pixel enthalten.

Wenn auf ähnliche Weise die Verarbeitung von Pixelgruppen von überlappenden Gegenständen vervollständigt worden ist bezüglich einigen zehn Linien bis zu mehr als hundert Linien, erschien ein Paar von einfachen diskreten Pixelgruppen in der Nähe von j. In diesem Fall können die Pixel mit denselben Pixelwerten jedoch auch dann nicht gefunden werden, falls die Verarbeitung zur i-n-ten Linie zurückkehrt. Wenn in anderen Worten die Pixel mit demselben Pixelwert in der Nähe von J der vorhergehenden Linie nicht existieren, wird der Pixelwert in der i-ten Linie als S angenommen, und der Pixelwert der Basis in der Nähe von j der i-ten Linie als S* angenommen, und es wurde ΔS = S-S* von der Pixelwertkette neben der i-1-ten Linie subtrahiert. Mit anderen Worten, die Pixelwertkette gemäß Fig. 20 (a) wurde er halten durch Subtrahieren der Pixelwertkette gemäß Fig. 20 (b) von der Pixelwertkette gemäß Fig. 19.

Wenn im Gegensatz hierzu ein Paar von einfach diskreten konti nuierlichen Pixelwertgruppen in der i-ten Linie existiert und eine Gruppe von Pixelwerten von überlappenden Gegenständen in der i+1-ten Linie erscheint, kann ein Paar von Pixelwertgruppen auf einfache Weise durch Subtraktion von ΔS = S-S* der i-ten Linie von der Pixelwertkette neben j der i+1-ten Linie gefunden werden.

Das vorstehend beschriebene Verfahren zur Zerlegung der Gruppe von Pixeln, welche überlappt ist mit zwei Paaren von Pixelgrup pen, in die Paare der Pixelgruppen, bedeutet die gleichzeitige Lösung von Gleichungen mit zwei Unbekannten. Da jedoch die Ver arbeitung in dem Fall kompliziert ist, bei dem eine Anzahl von Paaren von Pixelgruppen überlappen, wird im folgenden dieser Fall der Verarbeitung näher erläutert.

Wenn ein einfaches diskretes Paar von kontinuierlichen Pixel wertgruppen in der i-ten Linie existiert und überlappende Grup pen in der i+1-ten Linie erscheinen, gibt es zwei überlappende Pixelgruppen und die Analyse ist wie vorstehend beschrieben. Zusätzlich jedoch können überlappende Pixelgruppen in der i+n- ten Linie in dem Fall erscheinen, daß beispielsweise zwei Rip pen der Brust und des Rückens überlappen, und des weiteren Blutgefäße der Lungenflügel überlappen. In diesem Fall kann ei ne Kontinuität eines betroffenen Abschnittes durch Subtraktion einer Differenz ΔS = S-S* zwischen dem Basispixelwert und den Pixelwerten eines Paares von Pixeln der i-ten Linie von dem Pi xelwert der i+n-ten Linie erkannt werden, und zusätzlich kann die Überlappung der drei kontinuierlichen Pixelwertgruppen zer legt werden und die zu paarenden Pixelgruppen durch Bestimmen einer Differenz zwischen ΔS der i+n-1-ten Linie und der Pixel wertgruppe der i+n-ten Linie identifiziert werden.

Wenn im Gegensatz hierzu eine Gruppe von überlappenden Pixeln aufgrund eines Überlapps einer Rippe und eines Schlüsselbeins in der i-ten Linie existiert und ein Blutgefäß mit diesen Ge genständen der i-1-ten Linie überlappt, kann der Pixelwert des Blutgefäßes erhalten werden durch Berechnen einer Differenz zwischen dem Pixelwert von Pixeln entsprechend dem Blutgefäß und den Basispixelwerten, welche die Pixelwerte der projizier ten Bilder des umgebenden Schlüsselbeins und der Rippe darstel len. Oder der Überlapp der drei kontinuierlichen Pixelwertgrup pen kann zerlegt und identifiziert werden durch die Annahme der Umgebung der überlappenden Pixelgruppen der i-1-ten Linie als unbekannte Pixel und Berechnen einer Differenz ΔS von den Ba sispixelwerten, nachdem ein Paar von einfacher diskreten Pixeln erschienen ist. Mit anderen Worten, eine Gruppe überlappender Pixel kann in Pixelwertkomponenten durch aufeinanderfolgendes Lösen von gleichzeitigen Gleichungen mit drei Unbekannten zer legt werden.

(Verfahren zum Speichern der dreidimensionalen Bilder)

Die räumliche Auflösung in der Richtung der Tiefe (z-Richtung) eines somit erhaltenen dreidimensionalen Bildes betrug ungefähr 2 mm. Die Auflösung wurde bestimmt durch eine Größe eines ein zelnen Pixel des ursprünglichen Bildes, welches als 128 tomo graphischen Bildern auf auf dem Magnetplattenspeicher gespei chert wurde. Diese Pixel mit demselben Pixelwert fahren in den meisten Fällen fort. Demgemäß wird in dem Fall, daß sämtliche Pixel in einem Teil der Kordinaten y+n∼y+n+q den Pixelwert p auf der x+m-ten Reihe eines bestimmten tomographischen Bildes besitzen, wurde das Bild in einer Form komprimiert, die durch die folgende Gleichung spezifiziert ist:

{p, (x=m, y+n), (x+m, y+n+q)}

Und in dem Fall, bei dem sämtliche Pixel in einem quadratischen Bereich mit Koordinaten (x+m, y+n)∼(x+m+r, y+n+q) auf einem be stimmten tomographischen Bild mit demselben Pixelwert p liegen, wurde das Bild in eine Form komprimiert, welche durch die fol gende Gleichung spezifiziert ist:

{p, (x=m, y+n), (x+m+r, y+n+q)}

Somit konnte das Bild mit weniger Daten als das ursprüngliche Bild gespeichert werden. Beispielsweise konnten 38 Bilder ent sprechend der Außenseite eines menschlichen Körpers gespeichert werden mit Daten pro Bild, d. h. die Identifizierungszahl (z- Zahl) des tomographischen Bildes in der Richtung der Tiefe z und {511, (0, 0), (4095, 4973)}.

(Anzeige des tomographischen Bildes)

Da die Pixel als tomographisches Bild in dem Magnetplattenspei cher gespeichert sind, kann das Bild angezeigt werden durch bloßes Übertragen des Bildes entsprechend der z-Zahl an den Speicher des Bildanzeigegerätes. Nachdem das Bild auf den Voll bildspeicher übertragen und hinsichtlich der räumlichen Häufig keit verarbeitet wurde, kann das Bild auf dem Bildanzeigegerät angezeigt, auf einen Laserdrucker übertragen und auf einen Sil berhalogenidfilm kopiert werden. Die Übertragung an diese An zeigesysteme stellt sich wie die Anzeige der anderen Bilder dar.

(Anzeige von stereoskopischen Bildern)

Es werden zwei rechtsseitige und linksseitige Projektionsbilder wie aus der Ansicht aus einem Auge gemäß dem Stand der Technik durch Bestimmen der Positionen der beiden Augen für die stereo skopische Ansicht gebildet, und der Ursprung des Bildes be stimmt (der hinterste Punkt, der über das Zentrum einer Bildin formation geht, die auf dem Zentrum zwischen den Positionen der beiden Augen betrachtet werden muß)

(Anzeige des löschbaren Bildes der Bildinformation)

Es wurden stereoskopische Bilder gebildet und zwei rechtssei tige und linksseitige Bilder auf dem Bildanzeigegerät ange zeigt, um eine stereoskopische Ansicht zu erhalten, und es wurde eine Pixelwertkomponente, die zu einem vorbestimmten Teil fortfährt, durch Auswahl eines zu löschenden Teiles mit zwei Cursorsern gelöscht, und anschließend wurde ein Projektionsbild der verbleibenden Pixelwertkomponente auf der Anzeige gebildet. Obwohl dieses Verfahren kompliziert, schwierig und daher ver besserungsbedürftig ist, kann es implementiert werden, solange derartige Schwierigkeiten vermieden werden.

(Anzeige der Pixelwertkomponente des Knochens)

Wie es vorstehend beschrieben wurde, w 18579 00070 552 001000280000000200012000285911846800040 0002004408991 00004 18460urden stereoskopische Bilder gebildet und zwei rechtseitige und linksseitige Bilder auf dem Bildanzeigegerät angezeigt, anschließend wurde ein Kno chen durch zwei Cursor bestimmt, während die stereoskopische Ansicht aufrecht erhalten wurde und die ausgewählte Pixelwert komponente wurde angezeigt. Da ein Pixel einer einzigen Positi on die Genauigkeit nicht gewährleistet, wurden zumindest zehn Positionen ausgewählt, und eine Liste von Pixelwertkomponenten bei jeder spezifizierten Position von mehr als zehn Positionen, ein Mittelwert dieser Pixelwertkomponenten, beispielsweise ein Standardwert einer gesunden Person, und eine Differenz vom Standardwert angezeigt.

Im folgenden wird ein Ausführungsbeispiel unter Verwendung ei nes Strahlungsbildes erläutert, welches auf einem Silberhaloge nidfilm aufgezeichnet wurde. Die vorliegende Erfindung zeigt keinen wesentlichen Unterschied bei der Verwendung des be schleunigten phosphoreszierenden fluoreszierenden Materials und der Verwendung des Silberhalogenidfilmes, und demgemäß wird im folgenden lediglich grob ein Ausführungsbeispiel beschrieben, bei dem der Silberhalogenidfilm verwendet ist.

Der Fortgang der Bildverarbeitung ist der in Fig. 21 darge stellte. Bei dem Schritt 101 gemäß Fig. 21 erzeugen zweidimen sionale Strahlen zweidimensionale Pixeldaten, welche ein Bild zeigen, wenn ein zweidimensionales Strahlungsbild, welches durch gleichzeitiges Bestrahlen des Strahles von beispielsweise zwei Richtungen mit dem Bestrahlungswinkel auf ein geändertes Objekt erhalten wird, durch den Digitalisierer (vgl. Fig. 1) gelesen wird, und diese zweidimensionalen Bilddaten werden ge speichert. Beim Schritt 102 wird eine Pixelwertkomponente (ein Wert proportional zu einer Absorptionsmenge des Strahles oder einer Menge proportional zur Übertragungsquantität der Strah lung) von jeder Boxel erhalten auf der Grundlage der zweidimen sionalen Pixeldaten, und beim Schritt 103 wird das Ergebnis ge speichert. Ein dreidimensionales Bild wird in ein Anzeigebild umgewandelt. Mit anderen Worten, es werden zwei Bilder, die durch unabhängiges Bestrahlen mit dem Strahl aus zwei Richtun gen erhalten werden müssen, aus dem dreidimensionalen Bild er halten, es wird ein tomographisches Bild erhalten, welches aus der Richtung eines gewünschten Winkels betrachtet wird, und es wird ein projektziertes Bild des Objektes erhalten, welches zum Teil weggelassen ist. Ein solchermaßen erhaltenes Anzeigebild wird einmal gespeichert (Schritt 105), und daran anschließend wird das gespeicherte Anzeigebild auf Bildanzeigegerät ange zeigt (Schritt 106). Zum Betrachten von zwei stereoskopischen Bildern können diese Bilder stereoskopisch betrachtet werden durch Beobachten von zwei Bildanzeigegerät-Bildern mit einem stereoskopischen Bildbetrachter oder Flüssigkristallgläsern, die sich bei der wiederholten Anzeige der rechtseitigen und li nksseitigen Bilder synchronisiert ändern, oder Beobachten von zwei Farbanzeigebildern mit Filtergläsern, wobei die Tiefe der Bilder angezeigt werden kann durch Bestimmen mit zwei Cursorn eines Teiles, dessen dreidimensionale Positionen bekannt sein sollten. Nachdem die Bilder auf dem Bildanzeigegerät beobachtet wurden, können die Bilder wie gewünscht auf einen Filmprinter übertragen werden, um Hartkopien über einen Ausdruck und Ent wicklung zu erhalten.

Nachdem das dreidimensionale Bild erhalten worden ist, können des weiteren ein einzelnes Bild oder zwei rechtsseitige und linksseitige Bilder auf dem Bildanzeigegerät angezeigt werden, der Pixelwert eines Knochens des entsprechenden Teiles ange zeigt werden durch Andeuten der Trabeculae des Schlüsselbeins und des Rippens mit dem Cursor, und es kann ein Index der Kno chendichte aus diesem Pixelwert erhalten werden. Obwohl der Röntgen-CT keine ausreichende Auflösung zur Verfügung stellt, um das Trabecula zu vermessen, ermöglicht ein Verfahren des einfachen Fotografierens entsprechend der vorliegenden Erfin dung eine ausreichende Auflösung, um den Trabecula insbesondere einer Seite des menschlichen Körpers anzuzeigen, und ist zur Messung der Knochendichte verfügbar. Für die Messung der Kno chendichte gibt es ein Verfahren zur Bestimmung von zehn Posi tionen auf dem Bildanzeigegerät und Berechnen der Knochendichte mit einem Mittelwert.

Im folgenden wird ein Ausführungsbeispiel des Einzelbildsystems für einen Prozeß des Zerlegens der Bilddaten in die Pixelwert komponenten in der Richtung der Dicke des Objektes beschrieben, welches bei der Erzeugung eines dreidimensionalen Bildes durch geführt wird.

(1) Eine Bleiplatte mit einem Fenster von 7 Zoll in der Breite und 8,5 Zoll in der Länge wird oberhalb der Brust einer Person eingestellt, die auf dem Rücken auf einem Fotografierstand vom Thronpositionstyp liegt, während mit einem geringen Abstand von der Person zwei Strahlungsquellen ungefähr mit einem Abstand von 1 m von der Person angeordnet sind, und eine Silberhaloge nidfilmkassette parallel zu einer Linie entlang des Digitali sierers eingerichtet wird, der später unterhalb des Objektes die Strahlen ausgehend von zwei Strahlungsquellen liest, mit denen die Filmkassette gleichzeitig bestrahlt wird, um ein ein zelnes Brustbild zu erhalten.
(2) Ein Bild (512 Reihen×512 Linien×8 bit) wird unter Ver wendung des Digitalisieres gelesen und in dem Vollbildspeicher, dem Magnetplattenspeicher oder dergleichen gespeichert.
(3) Gespeicherte Pixeldaten werden ausgelesen und die Pixel werte standardisiert, so daß der Minimalwert der Pixeldaten 0 und der Maximalwert 511 beträgt, und das Bild wird in die Be reiche wie beispielsweise das Lungenfeld und den Herzteil auf der Grundlage des Histogramms der Pixelwerte unterteilt.
(4) Ein Bild von 0 bis 31 Linien wird in den Speicher eines Rechners eingegeben; jedoch beträgt die Maximalentfernung Δmax = 16 Pixel.
(5) Eine Matrix von 32×32 Pixel wird vorbereitet. Es wird be stimmt, ob sämtliche Pixel für die Paarung der Pixel in der Gruppe von Δmax = 16 Pixel geprüft sind. Es wird bestimmt, welche Pixel der 0-ten bis 15-ten Pixel mit den 16-ten bis 31- ten gepaart werden sollen, und falls nicht, werden die Pixel werte der Reihe 0 bis Reihe 15 auf den Wert 0 geändert. Es sind 16 Reihen 0 bis 15 in einem Bildbereich enthalten, der ledig lich durch den Strahl aus der rechtsseitigen Strahlungsquelle gebildet ist, da der Strahl aus der linksseitigen Strahlungs quelle für 16 Reihen 0 bis 15 i durch die Bleiplatte abge schirmt ist. Das gleiche trifft zu für 16 Reihen 496 bis 511. Für diese Pixel, für die die Möglichkeit der Paarung besteht, aber als unbekannte Paare gespeichert sind, wird die "Möglichkeit" der Paarung gespeichert, während die Pixelwerte so wie sie sind gehalten werden. Für die Pixel, die als Paare erkannt sind, werden die dreidimensionalen Positionen unter Verwendung der Gleichungen (1) bis (3) berechnet.
Der Minimalwert oder der Maximalwert der Pixelwerte einer Pixel gruppe der Reihe 15 bis Reihe 16 wird als Basispixelwert für die verarbeiteten Pixel gespeichert. Ob der Minimalwert oder der Maximalwert als Basispixelwert ausgewählt wird, hängt von dem Bereich des Bildes ab. Beispielsweise wird der Maximalwert für das Lungenfeld und der Minimalwert für den Herzbereich, me diastinalen Bereich oder abdominalen Bereich ausgewählt.
(6) Wenn die Verarbeitung bis zur 15-ten Linie vervollständigt ist, werden aufeinanderfolgend die Daten der Reihe 16 bis Reihe 32, Reihe 33 bis . . . eingegeben und auf ähnliche Weise verar beitet. Ein Pixel, der zu dem Pixel fortfährt, der als Paar in einer bestimmten Linie erkannt worden ist in einer Richtung der Linie, kann aufleichte Weise erkannt werden. Falls Pixel mit der "Möglichkeit" eines Paares von Pixeln, die Kontinuität zei gen, aber nicht als Paar erkannt werden können, entfernt von einander sind um mehr als den Maximalabstand Δmax, wird die gespeicherte "Möglichkeit" gelöscht. Für diejenigen Pixel, die nicht als gepaart mit Ausnahme, daß sie innerhalb des Maximal abstandes Δmax angeordnet sind, wird die "Möglichkeit" gespei chert. Wenn die Paare von Pixeln, die die Kontinuität auf recht erhalten, gleichzeitig unterbrochen werden, werden sie als Paare betrachtet, und sämtliche betroffenen Pixel werden als Paare betrachtet und gespeichert, und es wird die Möglichkeit der Paarung mit weiteren Pixeln gelöscht.
(7) Daran anschließend wird der Vorgang wiederholt bis zur Reihe 511 und die Daten der 512 Reihen×512 Reihen×8 bit werden erneut hinsichtlich der Pixel, die nicht als Paare er kannt wurden, vorbereitet. Diese Daten werden durch Ersetzen der Basispixelwerte für die Pixel vorbereitet, die als Paare erkannt worden sind. Danach werden gleichzeitig Gleichungen mit zehn oder weniger Unbekannten bezüglich der Pixel gelöst, die sich innerhalb des Maximalabstandes Δmax befinden und andere Pixelwerte als die Basispixelwerte aufweisen, und es werden die gepaarten Pixel bestimmt.
(8) Schließlich werden die Pixelwerte der Basispixel vergli chen, und die Pixel, die am meisten von dem Maximalwert oder dem Minimalwert abweichen und eine Kontinuität aufweisen, wer den als kontinuierliches Objekt betrachtet.
(9) Das Objekt wird in 128 tomographische Ebenen in der Rich tung der Tiefe unterteilt, und diese unterteilten Ebenen werden jeweils gespeichert. In diesem Fall wird ein Speicher von unge fähr 32 Megabyte benötigt, und die Pixelwerte werden in dem Ma gnetplattenspeicher oder im Vollbildspeicher gespeichert, nach dem sie umgekehrt komprimiert wurden, da annähernd sämtliche Pixelwerte Basispixelwerte darstellen.

In folgendem wird ein Ausführungsbeispiel des Zweibildsystems erläutert.

(1) Eine Bleiplatte mit einem Fenster von 7 Zoll in der Breite und 8,5 Zoll in der Länge wird oberhalb der Brust einer Person eingestellt, die auf dem Rücken auf einem Fotografierstand vom Thronpositionstyp liegt, während mit einem geringen Abstand von der Person eine Silberhalogenidfilmkassette parallel zu einer Linie eingerichtet wird, entlang der der Digitalisierer nachher gelesen wird, und es werden zwei Strahlungsquellen mit einem ungefähren Abstand vom Objekt von 1 m angeordnet, und ein Film wechsler auf dem unteren Teil des Fotografierstandes instal liert, der in der Lage ist, die Filmkassette innerhalb einer Sekunde zu wechseln. Es wird die Strahlungsfotografie synchro nisiert mit der Elektrokardiografie, der Strahl aus einer ein zelnen Strahlungsquelle in der Expansionsperiode des Herzens bestrahlt, der fotografierte Film an den Filmspeicherteil ge sandt und zur gleichen Zeit ein neuer Film an den Fotografier teil gesandt und mit dem Strahl das Objekt aus der anderen Strahlungsquelle bestrahlt. Somit werden durch Entwickeln die ser beiden bestrahlten Filme zwei Brustbilder erhalten.
(2) Zwei Bilder (512 Reihen×512 Reihen×8 bit) werden von diesem Film unter Verwendung des Digitalisiers gelesen und in dem Vollbildspeicher, dem Magnetplattenspeicher oder derglei chen gespeichert.
(3) Bilder der Reihe 0 bis Reihe 31 werden in dem Speicher des Rechners aus dem linksseitigen Bild (das Bild, welches durch Bestrahlung aus der linksseitigen Strahlungsquelle erhalten wurde) und dem rechtsseitigen Bild (in diesem Fall beträgt der Maximalabstand Δmax = 16 Pixel) eingegeben.
(4) Matrizen mit 32×32 werden jeweils für die rechtsseitigen und linksseitigen Bilder vorbereitet. In diesem Fall werden die Pixelwerte der Pixel der Reihe 0 bis Reihe 15 des linksseitigen Bildes als 0 angesehen (obwohl es Pixelwerte gibt, die von ge streuter Röntgenstrahlung betroffen sind werden diese ebenfalls als 0 angesehen). Diejenigen Pixel, die gepaart werden sollen, werden durch einen Vergleich der Reihe 0 bis Reihe 15 des rechtsseitigen Bildes und der Reihe 16 bis Reihe 31 des links seitigen Bildes abgesucht. Falls in diesem Fall die Pixel der Reihe 0 des rechtsseitigen Bildes nicht gepaart werden mit den jenigen der Reihe 16 des linksseitigen Bildes, werden die Pi xelwerte der Reihe 0 des rechtsseitigen Bildes auf 0 geändert. Darauffolgend wird eine Erkennung des Paares der Pixelwerte aufeinanderfolgend durchgeführt. Von den Pixeln, bei denen un bekannt ist, ob sie gepaart sind oder nicht, werden die Pixel mit der Möglichkeit der Paarung gespeichert. Das Zweibildsystem ermöglicht eine weitaus größere Wahrscheinlichkeit, daß gepaar te Pixel gefunden werden, als bei dem gleichzeitigen Einbildsy stem, da es hier keine überlappende Linien aufgrund von Strah len von den rechtseitigen und linksseitigen Strahlungsquellen gibt.
Zunächst werden Pixel mit demselben Pixelwert in jeder Linie gefunden und als ein Paar gespeichert durch Erkennen der Konti nuität über eine Vielzahl von Linien. Dreidimensionale Positio nen der Pixel, die als Paare erkannt wurden, werden unter Ver wendung der Gleichungen (1) bis (3) berechnet. In dem Fall, daß die Pixelwerte, die in den Linien und Reihen fortfahren, den Minimalwert oder den Maximalwert in den 32×32 Matrizen dar stellen, werden sie als Basispixel gespeichert.
(5) Als nächstes werden die Daten der 16-ten Linie eingegeben und auf ähnliche Weise verarbeitet. Diejenigen Pixel, die Pi xelwerte aufweisen, welche zu den Pixeln fortfahren, die zuvor als Paar erkannt wurden, können auf einfache Weide erkannt wer den. In dem Fall, daß ein Paar von Pixeln, welches eine Konti nuität zeigt, aber nicht als Paar erkannt werden konnte, um mehr als den Maximalabstand Δmax entfernt angeordnet ist, wird die gespeicherte "Möglichkeit" gelöscht. Diejenigen Pixel, wel che sich in dem Bereich des Maximalabstandes Δmax befinden, aber nicht erkannt werden können, werden als "Möglichkeit" ge speichert. Wenn die Pixel mit der Kontinuität gleichzeitig dis kontinuierlich sind, werden diese Pixel als Paare erkannt und sämtliche betroffenen Pixel als Paare erkannt und gespeichert, und die Möglichkeit der Paarung dieser Pixel mit anderen Pixeln gelöscht.
(6) Daran anschließend wird der Vorgang wiederholt bis zur Reihe 511 und die Daten der 512 Reihen×512 Reihen×8 bit werden erneut hinsichtlich der Pixel, die nicht als Paare er kannt wurden, vorbereitet. Diese Daten werden durch Ersetzen der Basispixelwerte für die Pixel vorbereitet, die als Paare erkannt worden sind. Danach werden gleichzeitig Gleichungen mit sieben oder weniger Unbekannten bezüglich der Pixel gelöst, die sich innerhalb des Maximalabstandes Δmax befinden und andere Pixelwerte als die Basispixelwerte aufweisen, und es werden die gepaarten Pixel bestimmt.
(7) Schließlich werden die Pixelwerte der Basispixel vergli chen, und die Pixel, die am meisten von dem Maximalwert oder dem Minimalwert abweichen und eine Kontinuität aufweisen, wer den als kontinuierliches Objekt betrachtet.
(8) Das Objekt wird in 128 tomographische Ebenen in der Rich tung der Tiefe unterteilt, und diese unterteilten Ebenen werden jeweils gespeichert. In diesem Fall wird ein Speicher von unge fähr 32 Megabyte benötigt, und die Pixelwerte werden in dem Ma gnetplattenspeicher oder im Vollbildspeicher gespeichert, nach dem sie umgekehrt komprimiert wurden, da annähernd sämtliche Pixelwerte Basispixelwerte darstellen.

Wie vorstehend beschrieben wurde, ermöglicht dieses Ausfüh rungsbeispiel eine wesentliche Verringerung der Betriebszeit, da gleichzeitig Gleichungen gelöst werden lediglich bezüglich der unbekannten Pixel, nachdem ein Bild einer Bildlinie paral lel zur Epipolarlinie erhalten wurde, Anwenden eines Konzeptes der Erkennung des Maximalabstandes Δmax, der Basispixelwerte, und der Kontinuität des Projektionsbildes und Bestimmen der dreidimensionalen Positionen. Andere Berechnungsverfahren ver wenden 7 Vorbedingungen oder Annahmen, oder aufgrund von Vorbe dingungen, welche aufgrund der vorliegenden Erfindung offenbart sind, können in Betrachtung eingezogen werden, und sind an der vorliegenden Erfindung beteiligt. Des weiteren sind Analysen unter Verwendung von Fuzzy- und Neuromodellen ebenso innerhalb der vorliegenden Erfindung denkbar.

Nach der Zerlegung eines einzelnen Bildes, welches durch gleichzeitige oder aufeinanderfolgende Bestrahlung aus zwei Strahlungsquellen erhalten wurde, oder von zwei Bildern, die durch zweimaliges Bestrahlen mit einem Intervall erhalten wur den, welches in die jeweiligen Pixelwerte in Richtung der Tiefe der Gegenstände in dem Objekt zwischenliegt, können die Bilder als unterschiedliche dreidimensionale Bilder unter Verwendung der Information angezeigt werden, und können zwei Bilder, wel che aus einem Bild, welches durch das Einbildsystem durch unab hängiges Bestrahlen mit Strahlen aus zwei Richtungen erhalten wurde, erhalten werden, durch Aufaddieren der Pixelwertkompo nenten in Richtung der Tiefe auf derselben geraden Linie von den Projektionswinkeln von den Strahlungsquellen und den Posi tionen der Strahlungssensoren erhalten werden. Andererseits kann auf leichte Weise durch Aufaddieren der Pixelwertkomponen ten in der Richtung der Tiefe bei denselben Positionen (x, y) ein ausdehnungsfreies Bild erhalten werden, welches sich von den allgemeinen Strahlungsbildern unterscheidet.

Die Anzeige eines stereoskopischen Bildes eines Patienten, der operiert werden soll, dient selbstverständlich als zusätzliche Maßnahme zur Beurteilung des Operationsverfahrens vor der tat sächlichen Operation. Für eine genauere diagnostische Informa tion können zusätzlich Röntgen-CT oder MRI-Informationen ver wendet werden.

Obwohl gemäß den vorstehend erläuterten Ausführungsbeispielen das Verfahren hinsichtlich der Erzeugung von Brustkorb-Bildern beschrieben wurde, ist die vorliegende Erfindung auf einen be liebigen Teil des Körpers anwendbar, ohne das Verfahren auf be stimmte Teile wie beispielsweise den Kopf, Magen, untere und obere Extremitäten zu begrenzen; darüberhinaus ist die Erfin dung auch auf andere Objekte als den menschlichen Körper an wendbar.

Claims

1. Verfahren zur Erzeugung dreidimensionaler Bilder, welches auf weist:
einen Schritt zum Erhalten von zumindest einem zweidimensionalen Strahlungsbild eines Objektes aufgrund eines Strahles, der durch das Objekt geführt wird, durch Bestrahlen des Objektes mit einem Strahl aus einer Vielzahl von Positionen, die sich voneinander unterscheiden;
einen Schritt zum Erhalten von zweidimensionalen Pixeldaten, die Pixelwerte bei jeweiligen Punkten auf dem zweidimensionalen Strahlungsbild bezeichnen, durch wiederholtes Abtasten eines Bildes in einer Hauptabrasterungsrichtung, welche eine Subab rasterungsrichtung schneidet, während einer aufeinanderfolgenden Bewegung in der vorbestimmten Subabrasterungsrichtung, auf diesem zweidimensionalen Strahlungsbild; und
einen Schritt zum Erhalten von dreidimensionalen Pixeldaten, welche die Pixelwerte entsprechend den dreidimensionalen Punkten innerhalb des Objektes auf der Grundlage der zweidimensionalen Pixeldaten bezeichnen.

2. Verfahren zur Erzeugung dreidimensionaler Strahlungsbilder nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das zweidimensionale Strahlungsbild ein einzelnes zweidimensionales Strahlungsbild darstellt, welches durch gleichzeitiges Bestrahlen des Objektes mit einem Strahl aus einer Vielzahl von Bestrahlungspositionen erhalten wird, welche sich voneinander unterscheiden.

3. Verfahren zur Erzeugung dreidimensionaler Strahlungsbilder nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß das zweidimensionale Strahlungsbild ein einzelnes zweidimen sionales Strahlungsbild darstellt, welches durch aufeinanderfolgen des Bestrahlen des Objektes mit einem Strahl aus einer Vielzahl von Strahlungspositionen erhalten wird, welche sich voneinander unterscheiden.

4. Verfahren zur Erzeugung dreidimensionaler Strahlungsbilder nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß das zweidimensionale Strahlungsbild eine Vielzahl von zwei dimensionalen Strahlungsbildern darstellt, die jeweils durch auf einanderfolgendes Bestrahlen des Objektes mit einem Strahl aus einer Vielzahl von Strahlungspositionen erhalten wird, welche sich voneinander unterscheiden.

5. Verfahren zur Erzeugung dreidimensionaler Strahlungsbilder nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß mit dem Strahl das Objekt bestrahlt wird, dessen Teile mit Ausnahme des Teiles, aus dem die dreidimensionalen Bilddaten ge wünscht werden, mit einer Strahlungsabschirmung bedeckt werden.

6. Verfahren zur Erzeugung dreidimensionaler Strahlungsbilder nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Vielzahl der Bestrahlungspositionen derart eingestellt werden, daß sich eine gerade Linie, die die Vielzahl der Bestrah lungspositionen verbindet, sich in einer Richtung entsprechend einer der Hauptabrasterungsrichtung und der Subabrasterungsrich tung auf dem zweidimensionalen Strahlungsbild erstreckt.

7. Verfahren zur Erzeugung dreidimensionaler Strahlungsbilder nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß mit dem Strahl das Objekt bestrahlt wird, welches mit Markie rungen versehen ist, um eine Vielzahl von Bildern der Markierun gen zu erkennen, welche auf dem zweidimensionalen Strahlungsbild erhalten werden, und ein Winkel erhalten wird, der zwischen einer geraden Linie, die die Vielzahl der Bilder verbindet, und einer der Hauptabrasterungsrichtung und der Subabrasterungsrichtung gebildet wird.

8. Verfahren zur Erzeugung dreidimensionaler Strahlungsbilder nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß ein Maximalabstand Δmax zwischen einer Vielzahl von Punkten, die auf dem zweidimensionalen Strahlungsbild gebildet sind ver mittels eines Strahles, der aus einer Vielzahl von Bestrahlungs positionen und durch einen Punkt innerhalb des Objektes geführt wird, wobei jeweilige Vielzahlen von Punkten entsprechend jedem Punkt innerhalb des Objektes auf dem zweidimensionalen Strah lungsbild innerhalb des Maximalabstandes Δmax bestimmt werden, und die dreidimensionalen Pixeldaten auf der Grundlage der jewei ligen zweidimensionalen Pixeldaten erhalten werden, die aus den jeweiligen Vielzahlen der Punkte erhalten werden.

9. Verfahren zur Erzeugung dreidimensionaler Strahlungsbilder nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß mit dem Strahl das Objekt bestrahlt wird, an welchem an einer Bestrahlungsseite Mar kierungen angebracht sind, wobei eine Vielzahl von Bildern der Markierungen, die auf dem zweidimesionalen Strahlungsbild erhal ten sind, beobachtet werden, und der Maximalabstand Δmax entspre chend der Entfernungen unter der Vielzahl von Bildern eingestellt wird.

10. Verfahren zur Erzeugung dreidimensionaler Strahlungsbilder nach Anspruch 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet, daß eine Vielzahl von Punkten mit demselben Pixelwert, die innerhalb des Maximal abstandes Δmax mit einer vorbestimmten erlaubten Differenz vorhanden sind, als Vielzahl möglicher Punkte entsprechend den vorbestimmten Punkten in dem Objekt angesehen werden, und die Vielzahl der Punkte entsprechend den vorbestimmten Punkten durch Erkennen einer Kontinuität dieser möglichen Punkte auf dem zwei dimensionalen Strahlungsbild gefunden werden.

11. Verfahren zur Erzeugung dreidimensionaler Strahlungsbilder nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß ein repräsentativer Pixelwert einer Vielzahl von Pixeln, die innerhalb spezifizierter Bereiche um die jeweiligen Pixel auf dem zweidimensionalen Strah lungsbild vorhanden sind, als Basispixelwert für die jeweiligen Pixel angesehen wird, und die Kontinuität auf der Grundlage einer differentiellen Komponente zwischen den Pixelwerten der je weiligen Pixel und dem Basispixelwert angesehen wird.

12. Verfahren zur Erzeugung dreidimensionaler Strahlungsbilder gemäß einem der Ansprüche 8 bis 11, dadurch gekennzeichnet, daß das zweidimensionale Strahlungsbild einer Glättungsverarbeitung unterzogen wird auf der Grundlage der zweidimensionalen Pixel daten zum Erhalten von Vielzahlen der Punkte entsprechend den je weiligen Punkten des Objektes auf dem zweidimensionalen Strah lungsbild.

13. Verfahren zur Erzeugung dreidimensionaler Strahlungsbilder nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Glättungsverarbeitung für jeden Bereich auf dem zweidimensionalen Strahlungsbild unterschiedlich ist.

14. Verfahren zur Erzeugung dreidimensionaler Strahlungsbilder nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß ein gewünschtes tomographisches Bild des Objektes entspre chend den dreidimensionalen Bilddaten erzeugt und angezeigt wird.

15. Verfahren zur Erzeugung dreidimensionaler Strahlungsbilder nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß das Bild des Objektes, welches in einer gewünschten Richtung projiziert wird, entsprechend den dreidimensionalen Pixeldaten erzeugt und angezeigt wird.

16. Verfahren zur Erzeugung dreidimensionaler Strahlungsbilder nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß in einem Fall, bei dem das Objekt ein lebendes Objekt dar stellt, dessen Knochen teilweise herausgeschnitten sind, ein Bild des Objektes, welches in einer gewünschten Richtung projiziert wird, entsprechend den dreidimensionalen Pixeldaten erzeugt und angezeigt wird.

17. Verfahren zur Erzeugung dreidimensionaler Strahlungsbilder nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß in einem Fall, bei dem das Objekt ein lebendes Objekt dar stellt, ein Pixelwert eines Knochens des Objektes entsprechend der dreidimensionalen Pixeldaten erhalten und angezeigt wird.

18. Verfahren zur Erzeugung dreidimensionaler Strahlungsbilder nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß eine Vielzahl von zweidimensionalen Bildern, die in Richtun gen projiziert werden, die sich voneinander um einen Winkel ent sprechend einer Parallaxe unterscheiden, erzeugt und angezeigt werden.

19. Verfahren zur Erzeugung dreidimensionaler Strahlungsbilder nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß ein Silberhalogenidfilm und/oder ein beschleunigtes phospho reszierendes fluoreszierendes Material als Strahlungssensor ver wendet wird, um das zweidimensionale Strahlungsbild zu erhalten.