DE60013083T2 - Verfahren zur Kompensation für die Dicke eines Organs - Google Patents

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Description

  • Die Erfindung bezieht sich allgemein auf das Gebiet der radiologischen Bildgebung, um ein Organ oder einen Teil von einem Organ, im allgemeinen von einem menschlichen Körper, sichtbar zu machen.
  • Radiologie wird konventinell mit empfindlichen Filmen ausgeführt, die durch Röntgenstrahlen bestrahlt werden, nachdem sie durch die zu untersuchenden Organe hindurchgetreten sind. Radiologen sind in der Interpretation von derartigen Bildern trainiert. Die neuen Bildgebungs-Technologien – Festkörper-Detektor und digitales Gewinnungssystem – müssen an übliche Praktiken angepaßt werden und müssen für eine äquivalente Wahrnehmung der zur Sache gehörigen Information sorgen, die Radiologen üblicherweise untersuchen. Insbesondere besteht eine der Anforderungen, die digitale Systeme erfüllen müssen, in der Reduzierung der Ausdehnung der Grauskaladynamik, um einen konventionellen Film so wahrheitsgetreu wie möglich zu simulieren. Zu diesem Zweck wird das digitale Bild auf einem Bildschirm angezeigt, den der Radiologe interaktiv einstellt, um alle klinischen Zeichen zu identifizieren, indem die Relationen zwischen den unterschiedlichen Bildkomponenten wahrgenommen werden. Allerdings ist die präzise Wahrnehmung von Dichteinformation durch das Bild, das auf dem Bildschirm dargestellt wird, durch die Dynamik des Schirms begrenzt. Nun muß man automatisch von dem hohen Kontrast des ursprünglichen Bildes, beispielsweise in der Größenordnung von 30 zu 50, zu dem niedrigen Kontrast wandern, der durch einen Videoschirm geboten wird.
  • Ärzte wenden üblicherweise Konfigurationstechniken auf Patienten an mit einem Blick zum Begrenzen der Dynamik von gewonnenen Bildern, beispielsweise durch Kornpression von dicken Bereichen und/oder durch Hinzufügung von absorbierenden Substanzen, um dünne Zonen zu kompensieren. Im Falle der Röntgen-Mammographie wird die Brust auf die kleinste und möglichst konstante Dicke zusammengedrückt. Auf dem Gebiet der Kardiologie werden Kontur-Filter verwendet, um Probleme zu vermeiden, die mit schwach absorbierenden Zonen des Brustkorbes, wie beispielsweise Lungen, verbunden sind. Diese Filter bestehen aus Platten mit einer Form, die diejenige des Herzens ergänzen, und sind aus Materialien mit gegebenen Röntgenabsorptions-Koeffizienten hergestellt.
  • Diese Techniken erweisen sich jedoch als unzureichend für digitale Bildgewinnung und -verarbeitung und sind unbequem im Gebrauch, wenn nicht sogar unkomfortabel für den Patienten.
  • Die vorliegende Erfindung soll die oben genannten Probleme beseitigen.
  • Die Erfindung ist in dem Verfahren gemäß dem Anspruch 1 und der Einrichtung gemäß Anspruch 10 angegeben.
  • Die Ausführungsbeispiele der Erfindung kompensieren Änderungen in der Dicke, insbesondere an der Grenze zwischen den Bereichen hoher Dichte und Bereichen kleiner Dichte von dem Organ, das geröngt wird, in einer adaptiven Art und Weise in Abhängigkeit von Charakteristiken des sichtbar gemachten Bildes, wie es von einem Benutzer gewählt wird.
  • Die vorliegende Erfindung soll ein Bild liefern, auf dem Gewebe, die von einander unterschiedliche Absorptionen darstellen, natürlich und auswertbar dargestellt werden.
  • Das Verfahren zum Kompensieren der Dicke von einem Organ ist ausgestaltet für eine Röntgeneinrichtung eines Typs, der eine Röntgenquelle und eine Einrichtung zur Detektion des Röntgenstrahles aufweist, nachdem diese durch das Organ hindurch getreten ist, wobei die Detektionseinrichtung in der Lage ist, den Röntgenstrahl in ein digitales elektronisches Signal umzuwandeln. Aus einem digitalisierten Bild wird ein Bild von den radiologischen Dicken der Organe, durch die der Röntgenstrahl hindurchgetreten ist, berechnet, das Bild der radiologischen Dicken wird durch ein Tiefpassfilter gefiltert, um ein Niederfrequenzbild zu erhalten, das Niederfrequenzbild wird von dem Bild der radiologischen Dicken subtrahiert, um ein Kontrastbild zu erhalten, das Niederfrequenzbild wird durch eine im Voraus aufgezeichnete Tabelle bearbeitet, die einen Kontrast χ berücksichtigt, der von einem Benutzer gewählt ist, um ein Bild mit verringerter Dynamik zu erhalten, und das Bild mit verminderter Dynamik und das Kontrastbild werden addiert, um ein kompensiertes Dickenbild zu erhalten. Die Pixel mit einem Wert kleiner oder größer als ein vorbestimmter Schwellenwert werden wenigstens auf den Wert des Schwellenwertes zurück gebracht, während die Differenzen und die realen Relationen zwischen den anatomischen Strukturen beibehalten werden.
  • Die Dicke von einem Organ, die durch Röntgenstrahlen gemessen wird, wird radiologische Dicke genannt, mit anderen Worten, sie berücksichtigt die Absorption der Materialien, die durchquert werden. Beispielsweise hat 1 cm von Knochen die gleiche radiologischen Dicke wie 10 cm von Wasser.
  • Das Dickenbild kann durch das Lambert'sche Gesetz erhalten werden: I = I0 e–μt, wobei I die Anzahl von Photonen ist, die an einem gegebenen Punkt durch Detektion empfangen werden, I0 die Anzahl von Photonen ist, die an einem gegebenen Punkt durch Detektion empfangen würde, wenn das Organ nicht in dem Sichtfeld wäre, μ der Koeffizient der linearen Schwächung der Röntgenstrahlen durch das durchquerte Material ist und t die Dicke des durchquerten Materials ist, von dem man deduziert:In I0 – In I = μt, wobei das Produkt μt dem Graupegel für ein Pixel von einem radiologischen Dickenbild entspricht.
  • Die Berechnung des Bildes mit reduzierter Dynamik berücksichtigt vorteilhafterweise einen Bereich von Grauwerten mit einer Breite und Mitte, die von einem Benutzer angegeben werden.
  • In einem Ausführungsbeispiel der Erfindung wird die Bearbeitung des Niederfrequenzbildes zum Erhalten des Bildes mit verminderter Dynamik als eine Funktion der Breite und Mitte des Bandpasses ausgeführt.
  • In einem Ausführungsbeispiel der Erfindung wird die Bearbeitung des Niederfrequenzbildes zum Erhalten des Bild mit verminderter Dynamik durch eine digitale Tabelle oder ein analytisches Gesetz ausgeführt.
  • In einem Ausführungsbeispiel der Erfindung folgt die Bearbeitung des Niederfrequenzbildes einem monotonen Gesetz.
  • In einem Ausführungsbeispiel der Erfindung folgt die Bearbeitung des Niederfrequenzbildes einem linearen Gesetz mit der Steigung α.
  • Die Steigung α entwickelt sich vorteilhafterweise in einer Art und Weise, die umgekehrt proportional zu dem Kontrast χ ist.
  • In einem Ausführungsbeispiel der Erfindung wird das Niederfrequenzbild in einem Speicher gespeichert und, bei einer Änderung des Kontrastes, werden das Niederfrequenzbild in den Speicher gelesen und die notwendigen Bearbeitungen und Berechnungen ausgeführt.
  • In einem anderen Ausführungsbeispiel der Erfindung wird bei einer Kontraständerung das Bild der radiologischen Dicken durch ein Tiefpassfilter gefiltert, um ein Niederfrequenzbild zu erhalten, und die notwendigen Bearbeitungen und Berechnungen werden ausgeführt.
  • Die vorliegende Erfindung bezieht sich auch auf ein System zum Kompensieren der Dicke von einem Organ in einer Röntgeneinrichtung. Die Röntgeneinrichtung ist von dem Typ, der eine Röntgenquelle und eine Einrichtung zur Detektion des Röntgenstrahls aufweist, nachdem er durch das Organ hindurchgetreten ist, wobei die Detektionseinrichtung in der Lage ist, den Röntgenstrahl in ein digitales elektronisches Signal umzuwandeln. Das System enthält eine Einrichtung zum Berechnen, aus einem digitalisierten Bild, eines Bildes der radiologischen Dicken der Organe, durch die der Röntgenstrahl hindurchgetreten ist, ein Tiefpassfilter zum Erhalten radiologischer Dicken aus dem Bild, einem Niederfrequenzbild, eine Einrichtung zum Subtrahieren des Niederfrequenzbildes von den radiologischen Dicken, um ein Kontrastbild zu erhalten, eine Einrichtung zum Bearbeiten des Niederfrequenzbildes gemäß einer im Voraus aufgezeichneten Tabelle, die einen Kontrast χ berücksichtigt, der von einem Benutzer gewählt ist, um ein Bild mit verringerter Dynamik zu erhalten, und eine Einrichtung zum Addieren des Bildes mit verminderter Dynamik und des Kontrastbildes, um ein kompensiertes Dickenbild zu erhalten, wobei die Pixel mit einem Pegel, der kleiner oder größer als ein vorbestimmter Schwellenwert ist, wenigstens auf den Wert des Schwellenwertes zurückgebracht worden sind, während die Differenzen und die realen Relationen zwischen den anatomischen Strukturen beibehalten werden.
  • In einem Ausführungsbeispiel der Erfindung wird das Tiefpassfilter berechnet, um die Pixel, die einem mit Kontrastmittel beladenen Organ entsprechen, in dem Kompensationsbild zu eliminieren und sie somit in dem kompensierten Bild beizubehalten.
  • Somit bietet die Erfindung eine Bildbearbeitung, die ein Bild liefert, das demjenigen äquivalent ist, das erhalten werden würde bei Verwendung einer absorbierenden Flüssigkeit auf den Rändern des Organs über einen Teil ihrer Höhe, und es möglich macht, eine physikalische Erscheinung zu simulieren, die für ein besseres Verständnis der optimalen Einstellung der Parameter sorgt, die gemacht werden soll. Diese Bildbearbeitung bietet eine natürliche und gefällige Erscheinung für die unterschiedlichen Gewebe des untersuchten Organs. Jedes dieser Gewebe wird zur gleichen Zeit gesehen und auf dem gleichen Bild mit, einerseits, einer natürlichen Erscheinung und, andererseits, einer Präzision und Qualität, die es einem Benutzer ermöglicht, wichtige Informationen daraus abzuleiten als wenn der Benutzer nur an dem einen besonderen Gewebe interessiert wäre. Auf dem Gebiet der Mammographie werden die Drüsenzonen und die Fettzonen gleichzeitig beobachtet mit der Möglichkeit, Information aus dem gleichen Bild für beide Zonen abzuleiten.
  • Das Verfahren ist auf bestehende Röntgengeräte anpassbar und kann auf die Radiographie von praktisch jedem Organ angewendet werden.
  • Wie auch immer die Ausdehnung und Zentrierung des Bereiches von Grauwerten sei, die von dem Benutzer für die Sichtbarmachung gewählt werden, es wird eine Wahl getroffen zum Begünstigen gewisser Typen von Organen oder Geweben in dem untersuchten Organ und das Bild wird in einer Art und Weise bearbeitet, die an diese Wahl angepaßt ist.
  • Die Erfindung wird besser verständlich durch Studieren der detaillierten Beschreibung von einem Ausführungsbeispiel, das als ein nicht einschränkendes Beispiel zu verstehen ist und durch die beigefügten Zeichnungen dargestellt ist, in denen:
  • 1 eine schematische Darstellung von einem Organ ist, das aus Zonen unterschiedlicher Dicken aufgebaut ist;
  • 2 eine schematische Darstellung von einem Organ ist, das aus Zonen von unterschiedlichen kompensierten Dicken aufgebaut ist;
  • 3 eine schematische Ansicht von einer Brust ist, die für eine Mammographie zusammengedrückt ist; und
  • 4 eine schematische Ansicht von einem System gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung ist.
  • Wie in 1 zu sehen ist, kann die Dynamik von einem Bild von einem Organ die Dynamik von Dicken überschreiten, die durch den Bildschirm darstellbar und durch die zwei horizontalen gepunkteten Linien dargestellt sind. So haben die Blöcke 1 bis 3 einen zu hohen Grauwert, während die Blöcke 8 und 9 einen zu niedrigen Wert haben. Die physikalischen Erscheinungen oder Teile des Organs, die in diesen Zonen gefunden werden, werden deshalb nicht zufriedenstellend dargestellt. Durch Beibehalten der gleichen Schirmdynamik ist es denkbar, zunächst die Blöcke 1 bis 4 bildlich darzustellen und dann, zweitens und nach einer Modifikation der Breite und Mitte des Bereiches von Grauwerten des Schirms, die Blöcke 5 bis 9. Nimmt man das Beispiel der Mammographie, würde ein erstes Bild erhalten, auf dem nur die Kontur der Brust gesehen werden würde, ohne Sichtbarmachung ihrer inneren Gewebe. Das zweite Bild würde allein ihre inneren Gewebe zeigen, die Fettzone oder Drüsenzone, ohne daß ihre Kontur wahrgenommen wird, was kaum praktisch ist und die Arbeit des Radiologen kompliziert.
  • In einem Ausführungsbeispiel der Erfindung wird die digitale Kompensation des unbearbeiteten Bildes auf das folgende Prinzip basiert: Das Bildkompensationsverfahren simuliert die Hinzufügung oder Entfernung einer geeigneten Menge an Material in Grenzbereichen, beispielsweise zwischen Zonen hoher Absorption und Zonen niederiger Absorption von Röntgenstrahlen, so daß die Dynamik verringert wird, während der Zwang zur Erhaltung des Unterschiedes und der realen Relationen zwischen den anatomischen Strukturen berücksichtigt wird. Somit kann gesehen werden, daß in 2 die Blöcke 1 bis 9 innerhalb der Grenzen der Bildschirmdynamik enthalten sind. Die Blöcke 1 bis 3 sind, anstatt mit weiß gesättigt zu sein, gerade unter die obere Sättigungsgrenze zurückgebracht und bewahren ihre ursprüngliche Relation, nämlich: Block 1 heller als der Block 2 heller als der Block 3 usw. Das gleiche gilt für die Blöcke 8 und 9, die, anstatt schwarz-gesättigt zu sein, in der Nähe der unteren Dynamikgrenze angeordnet sind, um so sichtbar zu sein, und, während ihre ursprüngliche Differenz beibehalten wird, Block 7 heller als der Block 8 heller als der Block 9 ist.
  • In 3 kann eine Brust 10 gesehen werden, die zwischen einer Platte 11 und einem Tisch 12 zusammen gedrückt ist, die einen Teil von einer Röntgeneinrichtung bilden, die nicht dargestellt ist. Die Brust ist einem Röntgenstrahl 13 aus gesetzt, der von einer nicht dargestellten Quelle emittiert wird. Ein digitaler Detektor, nicht dargestellt, wird in der Bahn des Röntgenstrahls 13 angeordnet, nachdem dieser durch die Brust 10 hindurchgetreten ist. Es kann beobachtet werden, daß einige Röntgenstrahlen, die mit 14 bezeichnet sind, nur einen Teil der Dicke der Brust durchqueren aufgrund ihrer runden Form an der Spitze. Infolgedessen werden diese Röntgenstrahlen weniger geschwächt als solche, die die gesamte Dicke der Brust durchquert haben, wobei diese Risiken zu einer Sättigung des Bildteils entsprechend den Strahlen 14 und zu der bildlichen Darstellung von einem schwarzen Schirmteil führen. Tatsächlich entspricht nach Konvention ein weißer Teil einer dicken Zone und ein schwarzer Teil entspricht einer dünnen Zone.
  • Wie in 4 zu sehen ist, besteht eine Anwendung des erfindungsgemäßen Systems aus einem mathematischen Verarbeitungsmodul 15, das in der Lage ist, auf ein Bild, das von einem nicht dargestellten digitaler Detektor empfangen wird, eine logarithmische Funktion anzuwenden. Tatsächlich stellt der Wert von jedem Pixel des eingegebenen Bildes die Intensität der empfangenen Röntgenstrahlung dar. Die logarithmische Funktion macht es möglich, von radiologischen Intensitäten auf Dicken überzugehen.
  • Für einen gegebenen Punkt des Bildes wird die Anzahl I von Photonen, die durch einen gegebenen Punkt der Detektioneinrichtung empfangen werden, durch die folgende Gleichung ermittelt. I = Imax × e–μt, wobei t die Dicke des Organs ist, die von den Röntgenstrahlen durchquert ist, und μ die Dichte des durchquerten Organs ist. Die Anwendung der logarithmische Funktion führt zu μ × t = In (Imax – In (I), wobei Imax bekannt ist und der Anzahl der Photonen entspricht, die auf einem gegebenen Punkt der Detektionseinrichtung empfangen würde, wenn das Organ nicht in dem Sichtfeld vorhanden wäre. Das Produkt μ × t ist deshalb bekannt und wird densitometrische oder radiologische Dicke genannt.
  • In der Praxis kann es bevorzugt sein, eine leicht unterschiedliche Gleichung anzuwenden, die auf einer Größe G basiert, die der Grauwert von einem gegebenen Punkt der Detektionseinrichtung ist: μt = K × In (Gmax + 1) = K × In (G+1). Die Verstärkung K wird angewendet, um die Änderung des Grauwertes höher als 1 % der maximalen Intensität zu schützen, so daß K × In (Gmax +1) – K × In (o.99 Gmax +1) ≥ 1. Die Anwendung dieser Logarithmus-Funktion macht es möglich, ein Histogramm der Dicke zu erhalten.
  • Das Verarbeitungssystem erhält ferner ein Filter 16 des Tiefpasstyps zum Empfangen der Pixel X von einem eingegebenen Dickenbild und zum Zuführen zu abgegebenen gefilterten Pixeln oder von einer Eingangsmaske Mx, einen Operator 17, der stromabwärts von dem Filter 16 angeordnet ist und eine mit Φ bezeichnete Funktion ausführt, und einen Summator-Substraktor 18, der die Pixel von dem eingegebenen Dickenbild am Ausgang des Operators 15 empfängt und auch die Pixel empfängt, die am Ausgang des Filters 16 gefiltert sind, um die gefilterten Pixel von den Pixeln des eingegebenen dicken Bildes zu subtrahieren und ein Kontrastbild der Pixel C = X – Mx zu liefern. Das Filter 16 kann die Strukturen mit einer Größe größer als ein Nominalwert bewahren, der der Größe von interessierenden Strukturen zugeordnet werden kann, die in dem Organ vorhanden sind, beispielsweise gleich 2 cm.
  • Das Bearbeitungssystem enthält einen Summator-Addierer 19, der stromabwärts von dem Operator 17 und von dem Summator-Substraktor 18 angeordnet ist, der die Kontrastpixel C und die Pixel MY empfängt. Die Ausgangspixel des Operators 17 sind mit MY bezeichnet, wobei MY = Φ ( Mx). Der Summator-Addierer 19 führt die Operation der Addition der Kontrastpixel C und Ausgangspixel MY des Operator 17 aus und liefert am Ausgang die mit Y bezeichneten Ausgangspixel, wobei Y = C + MY oder sogar Y = X – Mx + Φ (Mx).
  • Somit wird eine Bildtransformation gemacht. Die Funktion Φ von dem Operator 17 ist eine monotone Funktion mit einstellbarer Steigung, um die Hinzufügung oder Entfernung von einer geeigneten Materialgröße in unterschiedlichen Bereichen zu simulieren, so daß die Dynamik des Bildes verringert wird, während die realen Relationen zwischen den anatomischen Strukturen beibehalten werden. Die Beibehaltung der Relationen ist mit der Monotonie der Funktion Φ verbunden. Vorzugsweise ist Φ eine lineare Funktion mit der Steigung α, wobei die Steigung α an den Kontrast angepaßt ist, der von dem Benutzer gewählt ist. Wenn α = 1, dann wird die Dynamik bewahrt und My = Mx. Der Operator 17 kann eine im Voraus aufgezeichnete Tabelle enthalten, die den Kontrast χ des Bildes berücksichtigt, das dargestellt werden soll, wie es von einem Benutzer gewählt wird. Als eine Variante kann der Ope rator 17 einem analytischen Gesetz folgen.
  • Der Kontrast χ des Bildes kann durch einen Benutzer bestimmt werden, indem ein Bereich von Grauwerten Ww des Bildes und ein Zentrum von dem Bereich von Grauwerten gewählt wird, beispielsweise durch einen Tastaturbefehl oder durch eine Maus, die nicht dargestellt sind. Die Steigung α, die durch eine Tabelle oder durch ein analytisches Gesetz festgelegt sind, wird in einer Art und Weise entwickelt, die umgekehrt proportional zu dem Kontrast χ und, genauer gesagt, zu der Breite Ww des Bereiches von Grauwerten ist. Mit anderen Worten, wenn der Benutzer die Breite Ww des Bereiches von Grauwerten von Ww auf W'w ändert, entwickelt sich die Steigung von α auf α', wobei Ww/ W'w = α'/α. Die allgemeine Erscheinung des Bild wird somit bewahrt und dies gilt auch für die beobachteten Gewebe, von welchem Typ sie auch immer sein mögen, beispielsweise pectoral, glandular, adipos, subkutan oder kutan bei der Mammographie.
  • Bei einer derartigen Kontraständerung können die unterschiedlichen Stufen von dem Dickenbild wiederholt werden, das in dem nicht dargestellten Speicher von dem System gespeichert ist, auf dem direkt oder durch einen Datenbus zugegriffen wird.
  • Das gefilterte Bild kann auch in einem Speicher gespeichert sein und nur die Stufen nach dem Filtern wiederholen, was die Rechenzeiten verkürzt, aber das Management des Speicherzugriffes leicht verkompliziert.
  • Wenn ein bestimmtes Pixel Xn einen Grauwert hat, der eine Dicke größer als ein Pixel Xn und kleiner als ein Pixel Xp darstellt, existiert die gleiche Relation zwischen den Ausgangspixeln; Ym < Yn < Yp. Die Dynamik von einem Bild wird somit in einer Proportion verkleinert, die von der Dynamik eines Eingangsbildes, das durch einen digitaler Detektor gesendet wird, und der Dynamik eines Ausgangsbildes abhängt, so daß die Anzeigeeinrichtung in der Lage ist, es für einen Benutzer zur Verfügung zu stellen. Die unterschiedlichen Bearbeitungen werden an sogenannten „Dicken"-Bildern aufgeführt, das heißt in denen der Wert von jedem Pixel die Dicke der Gewebe darstellt, die von den Röntgenstrahlen durchquert sind.
  • Die Ausgangspixel Y werden an eine Anzeigetabelle 20 gesendet, aus der ein Benutzer den Kontrast χdes sichtbar gemachten Bildes wählen kann.
  • Das Verarbeitungsverfahren steht zur Sichtbarmachung von den gleichen Bildgeweben für sehr unterschiedliche radiologische Charakteristiken zur Verfügung, indem, wenigstens teilweise, die Einschränkungen der äußeren Helligkeit aufgebrochen werden, die mit der Beleuchtung an der Stelle verbunden ist, an der eine Sichtbarmachung stattfindet.
  • Das Bild, das gemäß offenbarten Ausführungsbeispielen erhalten wird, stellt keine Artefakte dar und hat eine normale Erscheinung. Das Verfahren kann auf verschiedenen Gebieten der Radiologie verwendet werden, während es für digitale Detektion und Verarbeitung eingerichtet ist, ohne daß Benutzer ihre Praktiken ändern müssen. Es wird verhindert, daß sich eine Steigerung im Kontrast manifestiert, wie es üblicherweise auftritt, indem die Dynamik des Bildes verringert wird. Eine Kontraststeigerung wird auch daran gehindert, sich zu manifestieren, durch eine Sättigung von gewissen Zonen des Gewebe darstellenden Bildes, das wünschenswert ist, um zur gleichen Zeit andere Gewebe zu beobachten, die durch ungesättigte Zonen dargestellt werden, wie beispielsweise bei der Mammographie, wobei die Sättigung von Fettzonen zu dunkel werden, wenn der Kontrast in den Drüsenzonen erhöht wird, oder, umgekehrt, die Sättigung der Fettzonen zu dunkel wird, wenn der Kontrast in den Drüsenzonen erhöht wird, oder, umgekehrt, die Sättigung der Drüsenzonen zu hell wird, wenn der Kontrast in den Fettzonen erhöht wird. Dies liegt an der Tatsache, daß der Kontrast bei der Bildverarbeitung zur Anzeige berücksichtigt wird.

Claims (10)

  1. Verfahren zum Kompensieren der Dicke von einem Objekt in einer radiologischen Einrichtung mit einer Quellenstrahlung und einer Einrichtung zur Detektion der Quellenstrahlung, nachdem sie durch das Objekt hindurch getreten ist, wobei die Einrichtung zur Detektion in der Lage ist, die Quellenstrahlung in ein digitales elektronisches Signal umzuwandeln, in dem, aus einem digitalisierten Bild, ein Bild der radiologischen Dicken des Objektes, durch die die Quellenstrahlung hindurch getreten ist, berechnet wird, das Bild der radiologischen Dicken durch ein Tiefpass-Filter gefiltert wird, um ein Niederfrequenzbild zu erhalten, das Niederfrequenzbild der radiologischen Dicken subtrahiert wird, um ein Kontrastbild zu erhalten, das Niederfrequenzbild durch eine im voraus aufgezeichnete Tabelle bearbeitet oder in Realzeit berechnet wird, wobei ein Kontrast berücksichtigt wird, der von einem Benutzer gewählt ist, um ein Bild mit verringerten Dynamik zu erhalten, und das Bild mit verminderter Dynamik und das Kontrastbild addiert werden, um ein kompensiertes Dickenbild zu erhalten, wobei die Pixel mit einem Pegel, der kleiner oder grösser als ein vorbestimmter Schwellenwert ist, wenigstens auf den Wert des Schwellenwertes zurück gebracht worden sind, während die Differenzen und die realen Relationen zwischen den Merkmalen des Objektes beibehalten werden.
  2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Bearbeitung des Bildes mit verminderter Dynamik einen Bereich von Grauwerten mit Breite und Mitte berücksichtigt, die durch einen Benutzer angegeben wird.
  3. Verfahren nach Anspruch 2, wobei die Bearbeitung des Niederfrequenzbildes zum Erhalten des Bildes mit verminderter Dynamik gemäss der Breite und Mitte des Bereiches von Grauwerten ausgeführt wird.
  4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei die Bearbeitung des Niederfrequenzbildes zum Erhalten des Bildes mit verminderter Dynamik mittels einer digitalen Tabelle oder einer analytischen Funktion ausgeführt wird.
  5. Verfahren nach Anspruch 4, wobei die Bearbeitung des Niederfrequenzbildes einer monotonen Funktion folgt.
  6. Verfahren nach Anspruch 5, wobei die Bearbeitung des Niederfrequenzgesetzes einer linearen Funktion mit der Steigung α folgt.
  7. Verfahren nach Anspruch 6, wobei die Steigung α sich umgekehrt proportional zu dem Kontrast X entwickelt.
  8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, wobei ein Niederfrequenzbild in einem Speicher gespeichert wird und bei einer Kontraständerung das Niederfrequenzbild in dem Speicher gelesen wird und die notwendigen Bearbeitungen und Berechnungen ausgeführt werden.
  9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, wobei bei einer Kontraständerung die Parameter des Filters, die auf das Bild der radiologischen Dicken durch ein Tiefpass-Filter angewendet werden, angepasst werden, um ein Tiefpassbild zu erhalten, und die notwendigen Bearbeitungen und Berechnungen ausgeführt werden.
  10. System zum Kompensieren der Dicke von einem Objekt in einer radiologischen Einrichtung des Typs mit einer Quellenstrahlung und einer Einrichtung zur Detektion der Quellenstrahlung, nachdem sie durch das Objekt hindurch getreten ist, wobei die Detektionseinrichtung in der Lage ist, die Quellenstrahlung in ein digitales elektronisches Signal umzuwandeln, enthaltend eine Einrichtung (15) zum Berechnen, aus einem digitalisierten Bild, eines Bildes der radiologischen Dicken des Objektes, durch das die Quellenstrahlung hindurch getreten ist, ein Tiefpass-Filter (16) zum Erhalten radiologischer Dic ken aus dem Bild, einem Niederfrequenzbild, eine Einrichtung (18) zum Subtrahieren des Niederfrequenzbildes von den radiologischen Dicken, um ein Kontrastbild zu erhalten, eine Einrichtung (17) zum Bearbeiten des Niederfrequenzbildes gemäss einer im voraus aufgezeichneten Tabelle, das einen Kontrast χ berücksichtigt, der von einem Benutzer gewählt ist, um ein Bild mit verringerter Dynamik zu erhalten, und eine Einrichtung (19) zum Addieren des Bildes mit verminderter Dynamik und des Kontrastbildes, um ein kompensiertes Dickenbild zu erhalten, wobei die Pixel mit einem Pegel, der kleiner oder grösser als ein vorbestimmter Schwellenwert ist, wenigstens auf den Wert des Schwellenwertes zurück gebracht worden sind, während die Differenzen und die realen Relationen zwischen den Merkmalen des Objektes beibehalten sind.
DE60013083T 1999-12-28 2000-12-22 Verfahren zur Kompensation für die Dicke eines Organs Expired - Lifetime DE60013083T2 (de)

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