DE3704272A1 - Method for the non-medical X-ray image processing and arrangement for carrying out the method - Google Patents

Abstract

The invention relates to a method for the non-medical X-ray image processing for determining the spatial distribution of the noise and of the sensitivity in an X-ray image. The noise or sensitivity image, respectively, can be generated by pixel-by-pixel subtraction of two X-ray pictures whilst a noise image can also be generated by forming the square root in each individual pixel of an X-ray picture. <IMAGE>

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren für die nichtmedizinische Röntgenbildverarbeitung zur Bestimmung der räumlichen Verteilung des Rauschens bzw. der Empfindlichkeit in einem Röntgenbild sowie eine Anordnung zur Durchführung des Verfahrens.The invention relates to a method for non-medical X-ray image processing to determine the spatial distribution of noise or sensitivity in an X-ray image and an arrangement for carrying it out of the procedure.

Ein solches Verfahren kann beispielsweise bei der automatischen Erkennung von Fehlern in Werkstücken oder dergleichen eingesetzt werden.Such a method can be used for example in the automatic Detection of defects in workpieces or the like are used.

Bei einer Röntgenaufnahme, bei der ein Untersuchungsobjekt durch einen Röntgenstrahler auf einen geeigneten Röntgenbildwandler projiziert wird, bewirken Variationen der Dicke des Prüflings eine Variation der Strahlungsintensität am Eingang des Bildwandlers bzw. der Bildhelligkeit in dem durch die Röntgenaufnahme hergestellten Röntgenbild. Wegen des nichtlinearen Zusammenhanges zwischen Materialdicke und Röntgenstrahlenintensität ist einer bestimmten Dickenänderung des Untersuchungskörpers keine definierte Änderung der Helligkeit im Röntgenbild (die Änderung der Helligkeit im Röntgenbild wird hier als "Empfindlichkeit" bezeichnet) zugeordnet. Vielmehr hängt die Empfindlichkeit - bei einem homogenen Werkstoff - von der Dicke des Untersuchungskörpers ab. Je dicker der Untersuchungskörper ist, desto geringer ist die Empfindlichkeit. Deshalb kann von einer bestimmten Helligkeitsänderung im Röntgenbild nicht ohne weiteres auf eine bestimmte Dickenänderung des Untersuchungsobjekts rückgeschlossen werden. With an x-ray, with an object under examination by an x-ray emitter on a suitable x-ray image converter projected, cause variations in the Thickness of the test specimen a variation of the radiation intensity at the input of the image converter or the image brightness in the x-ray image produced by the x-ray. Because of the nonlinear relationship between Material thickness and X-ray intensity is one certain change in thickness of the test body none defined change in brightness in the x-ray image (the The change in brightness in the X-ray image is shown here "Sensitivity" designated) assigned. Rather depends the sensitivity - with a homogeneous material - from the thickness of the specimen. The thicker that Is the specimen, the lower the sensitivity. Therefore, a certain change in brightness in the x-ray image not easily on one certain change in thickness of the object under investigation is inferred will.  

Es kommt hinzu, daß der eigentlichen Bildinformation stets noch Rauschen überlagert ist, welches durch die Quantennatur der bildgebenden Röntgenstrahlung bzw. durch die Verstärkungsprozesse verursacht wird. Das Rauschen macht sich im Röntgenbild als örtlich schwankende Helligkeit bemerkbar. Bei einer nachfolgenden vollautomatischen Bildauswertung muß das Rauschen berücksichtigt werden, um Fehler auszuschließen. Die Bedeutung der Kenntnis der Empfindlichkeit und des Rauschens wird nachfolgend anhand von Fig. 1 erläutert.In addition, the actual image information is still superimposed on noise, which is caused by the quantum nature of the imaging X-rays or by the amplification processes. The noise is noticeable in the X-ray image as a locally fluctuating brightness. During a subsequent fully automatic image evaluation, the noise must be taken into account to rule out errors. The importance of knowledge of sensitivity and noise is explained below with reference to FIG. 1.

Fig. 1a zeigt den Querschnitt eines Untersuchungsobjektes 1, z. B. eines Gußteils, das auf Fehler untersucht werden soll, beispielsweise auf Lunker mit einer gewissen Mindestgröße. Das Gußstück umfaßt zwei unterschiedlich dicke Bereiche, wobei sich der Übergang an der Stelle x=x 1 befindet. Das Gußstück enthält in beiden Bereichen je einen Lunker 2, der so groß ist, daß er gerade noch als Fehler detektiert werden soll. FIG. 1a shows the cross section of an object to be examined 1, z. B. a casting that is to be examined for defects, for example on cavities with a certain minimum size. The casting comprises two areas of different thicknesses, the transition being located at x = x 1. In both areas, the casting contains a cavity 2 , which is so large that it is just about to be detected as an error.

Fig. 1b zeigt den räumlichen Verlauf der Helligkeit einer Zeile eines von dem Gegenstand 1 angefertigten Röntgenbildes. Jeweils an den Stellen, an denen sich ein Lunker bzw. ein Lufteinschluß befindet, ist die Helligkeit größer als in der Umgebung. Der Helligkeitsunterschied, d. h. die Empfindlichkeit, ist, wie Fig. 1b zeigt, in dem dünneren Bereich größer als in dem dicken Bereich. Nur bei einem rauschfreien Bild ergibt sich der in ausgezogenen Linien dargestellte Verlauf. Wegen des unvermeidbaren Quantenrauschens ist dieser Verlauf jedoch Schwankungen ausgesetzt, wie in Fig. 1b mit gestrichelten Linien angedeutet ist. Diese Schwankungen sind für x < x 1 kleiner als für x < x 1, jedoch nicht in gleichem Maße wie die Empfindlichkeit. FIG. 1b shows the spatial variation of the brightness of a line of a custom built from the object 1 X-ray image. In each case at the places where there is a blow hole or an air trap, the brightness is greater than in the surrounding area. As shown in FIG. 1b, the difference in brightness, ie the sensitivity, is greater in the thinner area than in the thick area. The curve shown in solid lines only results from a noise-free image. Because of the unavoidable quantum noise, however, this course is exposed to fluctuations, as indicated by broken lines in FIG. 1b. These fluctuations are smaller for x < x 1 than for x < x 1, but not to the same extent as the sensitivity.

Fig. 1c zeigt den nach einem Vorverarbeitungsverfahren sich ergebenden Verlauf der Helligkeit H′. Diese Vorverarbeitung sei so beschaffen, daß großflächige Strukturen und Kanten vollständig unterdrückt werden (die Kantenunterdrückung kann gegebenenfalls auch in einem späteren Verarbeitungsschritt - nach der Segmentierung - erfolgen). Der verbleibende Helligkeitsverlauf ist gegenüber Fig. 1b vergrößert dargestellt. Aus dem Helligkeitsverlauf nach Fig. 1c wird nun durch Vergleich mit einem Schwellwert ein binäres Bild erzeugt (in dem z. B. alle Bildpunkte, deren Helligkeitswert bzw. Bildwert größer ist als der Schwellwert, hell und alle anderen Bildpunkte dunkel dargestellt werden). Dieses als "Segmentierung" bezeichnete Verfahren soll zu einem binären Bild führen, das nur die Bildfehler darstellt. Fig. 1c shows the result of a pre-processing process of the brightness H ' . This preprocessing is designed in such a way that large-area structures and edges are completely suppressed (the edge suppression may also be carried out in a later processing step - after segmentation). The remaining brightness curve is shown enlarged compared to FIG. 1b. A binary image is now generated from the brightness curve according to FIG. 1c by comparison with a threshold value (in which, for example, all pixels whose brightness value or image value is greater than the threshold value are shown brightly and all other pixels are shown dark). This process, referred to as "segmentation", is intended to lead to a binary image which only represents the image errors.

Wenn eine für alle Bildpunkte gleiche Schwelle S 1 zur Segmentierung benutzt wird, ergibt sich ein binäres Bild B 1, das zwar den in dem dünneren Teil des Untersuchungsobjektes 1 enthaltenen Lunker als Fehler ausweist, den anderen Lunker jedoch unterdrückt (Fig. 1d). Dies läßt sich zwar vermeiden, indem der Schwellwert entsprechend niedriger gewählt wird (z. B. = S 2), so daß das Bild B 2 (vgl. Fig. 1e) entsteht. Da die durch das Rauschen verursachten Schwankungen der Bildhelligkeit im dünnen Bereich jedoch größer sind als die Schwelle, wird neben den beiden Lunkern der Bereich, in dem die Schwankung größer ist als fehlerbehaftet, dargestellt, obwohl in diesem Bereich kein Fehler vorhanden ist.If a threshold S 1 which is the same for all pixels is used for segmentation, a binary image B 1 results which, although it identifies the blowhole contained in the thinner part of the examination object 1 as an error, but suppresses the other blowhole ( FIG. 1d). This can be avoided by selecting the threshold value correspondingly lower (e.g. = S 2), so that the image B 2 (see FIG. 1e) is created. However, since the fluctuations in the image brightness caused by the noise in the thin area are greater than the threshold, the area in which the fluctuation is greater than faulty is shown next to the two voids, although there is no error in this area.

Aus den Fig. 1d und 1e ergibt sich, daß je nach Höhe des Schwellwertes entweder Fehler nicht identifiziert werden oder auch Bereiche als fehlerhaft eingestuft werden, die keine Fehler aufweisen. Es leuchtet jedoch ein, daß durch örtliche Anpassung des Schwellwertes an die jeweilige Empfindlichkeit bzw. an das Rauschen diese Fehlinterpretation unterdrückt werden kann. Wenn der Schwellwert für x < x 1 den Wert S 1, im Bereich x=x 1 den durch S 3 angedeuteten Verlauf und für x < x 1 den Wert S 2 hat, ergibt sich Bild B 3, wobei nur noch die tatsächlich vorhandenen Fehler als solche identifiziert werden.From FIGS. 1d and 1e it follows that, depending on the level of the threshold value, either errors are not identified or areas are classified as defective which have no errors. However, it is clear that this misinterpretation can be suppressed by locally adapting the threshold value to the respective sensitivity or to the noise. If the threshold value for x < x 1 has the value S 1, in the area x = x 1 the course indicated by S 3 and for x < x 1 the value S 2, Figure B 3 results, with only the errors actually present be identified as such.

Um den Schwellwert dem räumlichen Verlauf der Empfindlichkeit bzw. des Rauschens anpassen zu können, ist also die Kenntnis der räumlichen Verteilung des Rauschens bzw. der Empfindlichkeit in einem Röntgenbild erforderlich. Diese Kenntnis ist auch nötig, wenn statistische Aussagen über ein verarbeitetes Bild erforderlich sind. Je größer nämlich die Empfindlichkeit in einem Bildpunkt oder einem zusammenhängenden Bereich von Bildpunkten im Vergleich zum Rauschen ist, desto sicherer ist, daß ein dort dargestellter Fehler tatsächlich ein Fehler ist. Beispielsweise ist in Fig. 1c der Unterschied zwischen der Empfindlichkeit unterhalb von x 1 größer als oberhalb von x 1. Die Sicherheit der in Bild B 3 enthaltenen Aussage über Fehler ist also für x < x 1 größer als für x < x 1.In order to be able to adapt the threshold value to the spatial course of the sensitivity or the noise, it is therefore necessary to know the spatial distribution of the noise or the sensitivity in an X-ray image. This knowledge is also necessary if statistical statements about a processed image are required. This is because the greater the sensitivity in a pixel or a coherent area of pixels compared to the noise, the more certain that an error shown there is actually an error. For example, in Fig. 1c the difference between the sensitivity below x 1 is greater than above x 1. The certainty of the statement about errors contained in Figure B 3 is therefore greater for x < x 1 than for x < x 1.

Die Kenntnis des räumlichen Verlaufs des Rauschens und der Empfindlichkeit gestattet auch Aussagen über das Röntgenaufnahmesystem. Wenn beispielsweise das Rauschen an einer Mindestzahl von Bildpunkten größer ist als die Empfindlichkeit, folgt daraus, daß das Röntgenaufnahmesystem den gestellten Anforderungen nicht genügt. Aus dem Vergleich des räumlichen Verlaufs des Rauschens und der Empfindlichkeit lassen sich daher Steuerkriterien ableiten, mit denen beispielsweise eine Aufnahme unterbunden oder die Bedingungen (beispielsweise durch Erhöhen der Röntgenstrahlenintensität oder durch Vergrößern der Röntgenstrahlendosis pro Aufnahme) verbessert werden.Knowing the spatial course of the noise and the Sensitivity also allows statements about the X-ray imaging system. For example, if the noise on one Minimum number of pixels is greater than the sensitivity, it follows that the x-ray system the requirements are not sufficient. From the comparison the spatial course of the noise and the sensitivity tax criteria can therefore be derived with which, for example, prevented recording or the Conditions (for example, by increasing the X-ray intensity or by increasing the X-ray dose per recording) can be improved.

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher, ein Verfahren zur Bestimmung der räumlichen Verteilung des Rauschens bzw. der Empfindlichkeit anzugeben.The object of the present invention is therefore a Method for determining the spatial distribution of the Noise or sensitivity.

Eine erste Lösung dieser Aufgabe besteht darin, daß wenigstens zwei Röntgenaufnahmen erstellt werden, die das Untersuchungsobjekt in derselben Lage zeigen, daß die Röntgenaufnahmen digitalisiert und bildpunktweise voneinander subtrahiert werden, und daß das Rauschen bzw. die Empfindlichkeit für einen Bildpunkt aus der Differenz der Bildwerte zumindest dieses Bildpunktes abgeleitet wird.A first solution to this problem is that at least two x-rays are taken that the Test object in the same position show that the X-ray images digitized and pixel by pixel from each other be subtracted, and that the noise or the Sensitivity for a pixel from the difference of Image values of at least this pixel are derived.

Nach einer zweiten Lösung, die sich allerdings nur zur Bestimmung des Rauschens eignet, ist vorgesehen, daß jeweils nur eine Röntgenaufnahme angefertigt wird, daß die gewichtete Summe der Bildwerte eines Bildpunktes und seiner Nachbar-Bildpunkte gebildet wird, und daß daraus der Rauschanteil des Bildpunktes durch Berechnung der Quadratwurzel der Summe gebildet wird.After a second solution, which is only for Determination of the noise is suitable, it is provided that only one x-ray is taken that the weighted sum of the image values of a pixel and of its neighboring pixels is formed, and from that the noise component of the pixel by calculating the Square root of the sum is formed.

Eine Anordnung zur Durchführung der Verfahren nach diesen Ansprüchen ist gekennzeichnet durch einen Röntgenstrahler, eine elektronischen Bildwandler, einen Bilddigitalisierer und eine Bildverarbeitungseinheit.An arrangement to carry out the procedures according to these Claims is characterized by an x-ray emitter, an electronic image converter, an image digitizer and an image processing unit.

Die Erfindung wird nachstehend anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigen:The invention will now be described with reference to the drawing explained. Show it:

Fig. 1a bis 1f ein Untersuchungsobjekt und verschiedene aus dem Röntgenbild eines solchen Objekts abgeleitete Signalverläufe, FIG. 1a to 1f an examination object, and various derived from the X-ray image of such an object waveforms

Fig. 2 eine Anordnung zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens. Fig. 2 shows an arrangement for performing the method according to the invention.

In Fig. 2 ist mit 3 ein Röntgenstrahler bezeichnet, der ein Untersuchungsobjekt 1, beispielsweise ein Gußstück, durchstrahlt. Das bei einer Röntgenaufnahme erzeugte Röntgenschattenbild wird mit Hilfe eines elektronischen Bildwandlers 4 und eines Bilddigitalisierers 5 in eine Folge von Bildwerten umgesetzt, die ein Maß für die Helligkeit in den verschiedenen Bildpunkten des Röntgenbildes sind.In FIG. 2, 3 denotes an X-ray emitter which shines through an examination object 1 , for example a casting. The X-ray silhouette generated during an X-ray exposure is converted with the aid of an electronic image converter 4 and an image digitizer 5 into a sequence of image values which are a measure of the brightness in the different pixels of the X-ray image.

Zwischen dem Röntgenstrahler 3 und dem Untersuchungsobjekt 1 ist ein Filterwechsler 7 vorgesehen, der einen Antriebsmechanismus 72 für das Filter 71 aufweist. Das Filter 71 bewirkt, daß die Röntgenstrahlung räumlich homogen geschwächt wird. Es besteht vorzugsweise aus dem gleichen Material wie das Gußstück 1 und hat eine Dicke, die etwa gleich derjenigen Größe der Lunker ist, die im Röntgenbild noch einwandfrei detektiert werden soll. - In Fig. 2 ist ein plattenförmiges Filter dargestellt, das die Röntgenstrahlung an sich nicht ganz exakt räumlich homogen schwächen kann, weil die Schwächung von dem Winkel abhängt, unter dem die Röntgenstrahlung jeweils die Platte durchsetzt. Die dadurch insbesondere bei einem größeren Öffnungswinkel des Röntgenstrahlenbündels hervorgerufene räumliche Inhomogenität der Strahlungsschwächung läßt sich dadurch vermeiden, daß ein Filter verwendet wird, dessen Dicke um so geringer ist, je mehr der Winkel, unter dem die Röntgenstrahlung auf das Filter trifft, von 90° abweicht, oder dadurch, daß dem gleichmäßig dicken Filter eine Krümmung gegeben wird, in deren Mittelpunkt der die Röntgenstrahlung erzeugende Brennfleck innerhalb des Röntgenstrahlers liegen.A filter changer 7 , which has a drive mechanism 72 for the filter 71 , is provided between the X-ray emitter 3 and the examination object 1 . The filter 71 causes the X-ray radiation to be spatially homogeneously weakened. It is preferably made of the same material as the casting 1 and has a thickness that is approximately equal to the size of the blow holes that are still to be detected correctly in the x-ray image. - In Fig. 2, a plate-shaped filter is shown that the X-ray radiation itself can not weaken quite exactly spatially homogeneous, because the attenuation depends on the angle at which the X-ray radiation passes through the plate. The resulting spatial inhomogeneity of the radiation attenuation, particularly in the case of a larger opening angle of the x-ray beam, can be avoided by using a filter whose thickness is the smaller the more the angle at which the x-ray radiation hits the filter deviates from 90 ° , or in that the uniformly thick filter is given a curvature, in the center of which the focal spot generating the X-rays lies within the X-ray emitter.

Zunächst wird eine erste Röntgenaufnahme angefertigt und die das zugehörige Röntgenbild H 1 bildenden Bildwerte H 1 (xi, yj) werden in einem Speicher 61 einer Bildverarbeitungseinheit 6 gespeichert. xi unf xj, mit i, j=1, 2, 3 . . ., sind dabei in einem kartesischen Koordinatensystem die Koordinaten der Bildpunkte eines Röntgenbildes.First of all, a first x-ray image is taken and the image values H 1 (xi, yj) forming the associated x-ray image H 1 are stored in a memory 61 of an image processing unit 6 . xi unf xj , with i, j = 1, 2, 3. . ., are the coordinates of the image points of an X-ray image in a Cartesian coordinate system.

Danach wird eine zweite Röntgenaufnahme H 2 erstellt, und die Bildwerte H 2 (xi, yj) werden in einem Speicher 62 gespeichert. Die erste und die zweite Röntgenaufnahme werden mit den gleichen Aufnahmeparametern und bei der gleichen Lage des Untersuchungsobjektes 1 durchgeführt, wobei sich das Filter 2 außerhalb des Strahlenganges befindet. Danach wird das Filter 71 in den Strahlengang gefahren und eine dritte Röntgenaufnahme mit im übrigen unveränderten Aufnahmeparametern angefertigt. Die dabei sich ergebenden Bildwerte H 3 (xi, yj) werden in den Bildspeicher 63 geladen.Thereafter, a second X-ray image H 2 is created, and the image values of H 2 (xi, yj) are stored in a memory 62nd The first and the second X-ray image are taken with the same image parameters and with the same position of the examination object 1 , the filter 2 being outside the beam path. The filter 71 is then moved into the beam path and a third X-ray image is taken with the imaging parameters remaining unchanged. The resulting image values H 3 (xi, yj) are loaded into the image memory 63 .

Aus den Bildwerten der beiden ersten Röntgenbilder H 1 und H 2 wird ein Eingangsbild beispielsweise dadurch abgeleitet, daß Bildpunkt für Bildpunkt aus den Bildwerten der beiden Bilder H 1 und H 2 der Mittelwert gebildet wird. Das so entstandene Bild wird dann einem Vorverarbeitungsverfahren unterzogen, z. B. einem solchen wie anhand von Fig. 1b und 1c erläutert. Da solche Vorverarbeitungsverfahren an sich bekannt und nicht Gegenstand der vorliegenden Erfindung sind, wird hierauf nicht näher eingegangen. Das durch diese Vorverarbeitung erzeugte Bild B wird in einem Speicher 67 in der Bildverarbeitungseinheit 6 abgelegt.An input image is derived from the image values of the first two x-ray images H 1 and H 2, for example, by forming the mean value pixel by pixel from the image values of the two images H 1 and H 2. The resulting image is then subjected to a preprocessing process, e.g. B. such as explained with reference to FIGS. 1b and 1c. Since such preprocessing methods are known per se and are not the subject of the present invention, this will not be discussed in more detail. The image B generated by this preprocessing is stored in a memory 67 in the image processing unit 6 .

Zur Erzeugung eines Empfindlichkeitsbildes E wird das dritte Röntgenbild H 3 von dem ersten Röntgenbild H 1 subtrahiert gemäß der Beziehung:To generate a sensitivity image E , the third x-ray image H 3 is subtracted from the first x-ray image H 1 according to the relationship:

E(xi, yj; d) = H 1 (xi, yj) - H 3 (xi, yj) (1)
E (xi, yj; d) = H 1 (xi, yj) - H 3 (xi, yj) (1)

Danach hängt die Empfindlichkeit außer von der durch die Koordinaten xi und yj bestimmten Lage des jeweiligen Bildpunktes von der Dicke d des Filters 71 ab.The sensitivity then depends on the thickness d of the filter 71, in addition to the position of the respective pixel determined by the coordinates xi and yj .

Wenn das Rauschen vernachlässigbar wäre, wäre die Differenz der Helligkeiten bzw. der Bildwerte des ersten und des dritten Röntgenbildes unmittelbar ein Maß für die Empfindlichkeit und daraus könnte ein Schwellenwert für das im Speicher 67 abgelegte vorverarbeitete Bild abgeleitet werden, so daß alle Bildpunkte dieses Bildes, deren Bildwerte größer sind als der Schwellenwert, als Fehler und alle anderen Bildpunkte als fehlerfrei erkannt werden könnten. In dem Fall, daß das Quantenrauschen vernachlässigbar wäre, könnte auch auf die zweite Röntgenaufnahme, die das Röntgenbild H 2 in dem Speicher 62 liefert, entfallen.If the noise were negligible, the difference between the brightnesses or the image values of the first and third x-ray image would be a direct measure of the sensitivity and a threshold value for the preprocessed image stored in the memory 67 could be derived therefrom, so that all pixels of this image, whose image values are larger than the threshold value, as errors and all other pixels could be recognized as error-free. In the event that the quantum noise would be negligible, the second x-ray image that the x-ray image H 2 supplies in the memory 62 could also be used.

Wie jedoch bereits in Verbindung mit Fig. 1 erläutert, ist in praktischen Systemen das Rauschen meist nicht vernachlässigbar, so daß das Empfindlichkeitsbild E gemäß Gleichung (1) nicht nur von der jeweiligen lokalen Empfindlichkeit, sondern auch vom Rauschen abhängig wäre. Das gemäß Gleichung (1) gewonnene Helligkeitsbild kann daher nicht ohne weiteres für die weitere Bildverarbeitung (z. B. die Bestimmung des Schwellwertes) herangezogen werden, sondern erst nach Anwendung eines Rauschverringerungsverfahrens. Zu diesem Zweck wird das gemäß Gleichung (1) gewonnene Bild einem in der digitalen Bildverarbeitung gängigen Verfahren zur Rauschreduktion, z. B. der lokalen Mittelung über quadratische Bereichsfenster, gemäß der Gleichung:However, as already explained in connection with FIG. 1, the noise is usually not negligible in practical systems, so that the sensitivity image E according to equation (1) would not only depend on the respective local sensitivity, but also on the noise. The brightness image obtained in accordance with equation (1) can therefore not be readily used for further image processing (e.g. the determination of the threshold value), but only after using a noise reduction method. For this purpose, the image obtained according to equation (1) is a method used in digital image processing for noise reduction, e.g. B. the local averaging over quadratic area windows, according to the equation:

unterzogen. xi+k bzw. yj+1 ist dabei die x- bzw. y-Koordinate der Bildpunkte, die i+k bzw. j+1 Bildpunktbreiten vom Ursprung des x, y-Koordinatensystems entfernt sind. Praktische Werte für N sind dabei beispielsweise 1, 2 oder 3, so daß die Mittelung über 3 × 3, 5 × 5 oder 7 × 7 Bildpunkte erfolgt. E(xi+k, yj+1) ist dabei der gemäß Gleichung (1) aus dem ersten und dem dritten Röntgenbild H 1 und H 3 berechnete Empfindlichkeitswert und w(k, 1) ist ein Gewichtungsfaktor, der so normiert ist, daß für E(xi+k, yj+1)=1 die Summe nach Gleichung (2) den Wert 1 annimmt. w(k,1) kann dabei für alle k und 1 gleich sein, so daß der Bildpunkt, für den die Empfindlichkeit E 0 berechnet wird, mit dem gleichen Gewicht eingeht, wie die ihm benachbarten Bildpunkte. Jedoch sollte vorzugsweise der Gewichtungsfaktor w(0, 0) für den Bildpunkt in der Mitte des Bildfensters ein Maximum haben und mit wachsendem k und 1 entsprechend einer Gaußverteilung abnehmen. Die nach der Rauschreduktion - die auch auf andere Weise, z. B. durch eine Medianfilterung, erfolgen kann - erzeugte Verteilung E 0(xi, yj; d) kann dann wie beschrieben zur weiteren Bildverarbeitung benutzt werden.subjected. xi + k or yj +1 is the x or y coordinate of the pixels that are i + k or j +1 pixel widths from the origin of the x, y coordinate system. Practical values for N are, for example, 1, 2 or 3, so that the averaging is carried out over 3 × 3, 5 × 5 or 7 × 7 pixels. E (xi + k, yj +1) is the sensitivity value calculated according to equation (1) from the first and the third X-ray image H 1 and H 3 and w (k, 1) is a weighting factor that is standardized so that for E (xi + k, yj + 1) = 1 the sum according to equation (2) assumes the value 1. w (k, 1) can be the same for all k and 1, so that the pixel for which the sensitivity E 0 is calculated is received with the same weight as the pixels adjacent to it. However, the weighting factor w (0, 0) for the pixel in the center of the image window should preferably have a maximum and decrease with increasing k and 1 according to a Gaussian distribution. The after the noise reduction - which also in other ways, e.g. B. by a median filtering, - generated distribution E 0 (xi, yj; d) can then be used for further image processing as described.

Neben der Kenntnis der räumlichen Verteilung der Empfindlichkeit (Empfindlichkeitsbild) ist auch die Kenntnis der räumlichen Verteilung des Rauschens (Rauschbild) für die Röntgenbildauswertung von Bedeutung. Die Kenntnis des Rauschbildes allein erlaubt jedoch ebenfalls schon eine Verbesserung der Bildauswertung. Es gibt verschiedene Möglichkeiten, die räumliche Verteilung des Rauschens zumindest angenähert zu bestimmen:In addition to knowing the spatial distribution of sensitivity (Sensitivity picture) is also knowledge of spatial distribution of the noise (noise pattern) for the X-ray image analysis of importance. Knowing the However, noise picture alone also allows one Improvement of the image evaluation. There are different Possibilities, the spatial distribution of the noise to determine at least approximately:

• a) Ableitung des Rauschbildes aus zwei auf identische Weise erzeugten Röntgenaufnahmen,a) Deriving the noise pattern from two to identical ones X-rays generated in this way,
• b) Ableitung eines Rauschbildes aus einem Empfindlichkeitsbild,b) deriving a noise image from a sensitivity image,
• c) Ableitung eines Rauschbildes aus einer einzigen Röntgenaufnahme.c) Deriving a noise image from a single one X-ray.

Zu a)
Bei diesem Verfahren wird aus den beiden in den Speichern 61 und 62 abgeleiteten Röntgenaufnahmen ein als Rauschbild bezeichnetes Bild R(xi, yj) nach der Gleichung:To a)
In this method, the two X-ray recordings derived in the memories 61 and 62 become an image R (xi, yj) referred to as a noise image according to the equation:

R(xi, yj) = H 1(xi, yj) - H 2(xi, yj) (3) R (xi, yj) = H 1 (xi, yj) - H 2 (xi, yj) (3)

berechnet. Da H 1 und H 2 mit identischen Aufnahmeparametern angefertigte Röntgenaufnahmen sind, müßte das daraus als Differenzbild abgeleitete Bild bei vernachlässigbarem Rauschen für jeden Punkt xi, yj überall den Wert Null haben. Da aber die Röntgenaufnahmen in der Regel mit nichtvernachlässigbarem Rauschen behaftet sind, ergeben sich für jeden Bildpunkt Abweichungen, die von Bildpunkt zu Bildpunkt schwanken und die um so ausgeprägter sind, je stärker das Rauschen in der Röntgenaufnahme ist; trotzdem kann in Einzelfällen die Differenz der Bildwerte für einen oder mehrere Bildpunkte Null sein. Die Berechnung der auf den Bildpunkt bezogenen Rauschanteile SR(xi, yj) erfolgt daher nach der Gleichung:calculated. Since H 1 and H 2 are X-ray recordings made with identical recording parameters , the image derived therefrom as a difference image should have a value of zero everywhere for every point xi, yj with negligible noise. However, since the X-ray recordings generally have non-negligible noise, there are deviations for each pixel which fluctuate from pixel to pixel and which are more pronounced the stronger the noise in the X-ray image; nevertheless, the difference in image values for one or more pixels can be zero in individual cases. The noise components SR (xi, yj) relating to the pixel are therefore calculated according to the equation:

M kann dabei in der Größenordnung von 20 bis 40 liegen und w(k, 1) ist dabei wiederum ein Gewichtungsfaktor, der mit steigendem k bzw. 1 kleiner wird und der so normiert ist, daß die Summe aller Gewichtungsfaktoren gerade den Wert 1 ergibt. M can be in the order of 20 to 40 and w (k, 1) is again a weighting factor that decreases with increasing k or 1 and that is standardized so that the sum of all weighting factors results in the value 1.

Gleichung (4) zeigt, daß zu dem Rauschwert SR(xi, yj) für den Bildpunkt xi, yj außer der Differenz der Bildwerte für den betreffenden Bildpunkt auch die entsprechenden Differenzen für die benachbarten Bildpunkte beitragen - allerdings entsprechend ihrem Abstand gewichtet - , wobei der Beitrag von der Größe der Differenz, nicht aber von ihrem Vorzeichen abhängt. Das entsprechend Gleichung (4) erhaltene Rauschbild kann unter Umständen noch durch die folgenden Operationen verbessert werden:Equation (4) shows that to the noise value SR (xi, yj) for the pixel xi, yj, in addition to the difference in the image values for the pixel in question, the corresponding differences for the neighboring pixels also contribute - although weighted according to their distance - the Contribution depends on the size of the difference, but not on its sign. The noise image obtained in accordance with equation (4) can possibly be improved by the following operations:

Vor der Ausführung der Berechnung nach Gleichung (4) werden zweckmäßigerweise die beiden Eingangsbilder H 1 und H 2 oder das daraus gemäß Gleichung (3) gebildete Differenzbild dem gleichen Filterprozeß (z. B. einer Bandpaßfilterung) unterworfen wie das im Speicher 67 abgelegte vorverarbeitete Bild. - In Gleichung (4) wird anstelle des Wertes R(xi+k, yj+1) die Differenz dieses Wertes mit einem Wert T quadriert, der dem arithmetischen Mittelwert der Bildwertdifferenzen gemäß Gleichung (3) in dem durch den jeweiligen Bildpunkt xi, yj und den Wert M bestimmten Fenster entspricht. Der mit dieser Modifikation von Gleichung (4) berechnete Wert SR(xi, yj) entspricht der Standardabweichung, die für große Werte von M in den gemäß Gleichung (4) berechneten Wert übergeht, weil der räumliche Mittelwert der Rauschanteile Null ist.Before the calculation according to equation (4) is carried out, the two input images H 1 and H 2 or the difference image formed therefrom according to equation (3) are expediently subjected to the same filtering process (e.g. bandpass filtering) as the preprocessed image stored in memory 67 . - In equation (4) instead of the value R (xi + k, yj + 1) the difference of this value is squared with a value T , which is the arithmetic mean of the image value differences according to equation (3) in the by the respective pixel xi, yj and the value M corresponds to certain windows. The value SR (xi, yj ) calculated with this modification of equation (4) corresponds to the standard deviation, which for large values of M changes into the value calculated according to equation (4) because the spatial mean value of the noise components is zero.

Zu b)
Das Rauschbild kann aber auch aus dem gemäß Gleichung (1) berechneten Empfindlichkeitsbild abgeleitet werden, zweckmäßigerweise nachdem es dem gleichen Filterprozeß unterworfen worden ist wie das im Speicher 67 abgelegte Bild B. Die Berechnung erfolgt dann nach Gleichung: To b)
However, the noise image can also be derived from the sensitivity image calculated according to equation (1), expediently after it has been subjected to the same filtering process as the image B stored in the memory 67 . The calculation is then based on the equation:

wobei für ME gilt:where ME applies:

ME(xi, yj) ist also der gewichtete Mittelwert der Empfindlichkeitswerte des Bildpunktes und der ihm benachbarten Punkte. ME (xi, yj) is thus the weighted average of the sensitivity values of the image point and the points adjacent to it.

Bei diesem Verfahren kann die zweite Röntgenaufnahme H 2 entfallen. Es ist vor allem dann anwendbar, wenn in der Röntgenaufnahme keine scharfkontrastigen hochfrequenten Übergänge (Kanten, Ecken) auftreten.With this method, the second X-ray image H 2 can be omitted. It is particularly applicable when there are no sharp-contrast high-frequency transitions (edges, corners) in the X-ray image.

Zu c)
Bei diesem Verfahren wird das Rauschen SR″ nach der Gleichung:To c)
With this method, the noise SR ″ according to the equation:

berechnet. H 0(xi, yj) ist dabei ein aus einer Röntgenaufnahme, z. B. H 1, abgeleiteter Wert, der durch ein geeignetes Rauschreduktionsverfahren von durch Rauschen bedingten Schwankungen der Helligkeit weitgehend befreit ist. Die Berechnung von H 0(xi, yj) kann nach der Gleichung:calculated. H 0 (xi, yj) is an X-ray image , e.g. B. H 1, derived value, which is largely freed from fluctuations in brightness due to noise by a suitable noise reduction method. H 0 (xi, yj) can be calculated according to the equation:

erfolgen. Typische Werte für N liegen dabei zwischen 1 und 3.respectively. Typical values for N are between 1 and 3.

Das Berechnungsverfahren gemäß den Gleichungen (7) und (8), das nur eine einzige Röntgenaufnahme (H 1) erfordert, basiert auf der Annahme, daß der Helligkeitswert bzw. Bildwert H 1(xi, yj) in einem Bildpunkt einer Röntgenaufnahme proportional zur Zahl der Röntgenquanten ist, die bei der Röntgenaufnahme auf diesen Bildpunkt auftreffen. Da das Quantenrauschen der Wurzel aus der Zahl der Röntgenquanten proportional ist, kann somit aus der Helligkeit in einem Bildpunkt der Rauschanteil abgeleitet werden, indem die Wurzel aus dem Helligkeitswert gebildet wird. Dieses Verfahren ist allerdings nur dann anwendbar, wenn neben der Proportionalität zwischen der auf einen Bildpunkt auftreffenden Zahl von Röntgenquanten und der Helligkeit dieses Bildpunktes im Röntgenbild die Bedingung erfüllt ist, daß das Rauschen im wesentlichen durch das Quantenrauschen bei der Röntgenaufnahme verursacht wird, und das der Einfluß von zusätzlichen Rauschquellen (z. B. im elektronischen bildgebenden System) demgegenüber vernachlässigbar ist.The calculation method according to equations (7) and (8), which only requires a single x-ray (H 1), is based on the assumption that the brightness value or image value H 1 (xi, yj) in a pixel of an x-ray image is proportional to the number is the X-ray quanta that hit this pixel during the X-ray exposure. Since the quantum noise of the root is proportional to the number of X-ray quanta, the noise component in a pixel can thus be derived from the brightness by forming the root from the brightness value. However, this method can only be used if, in addition to the proportionality between the number of X-ray quanta hitting a pixel and the brightness of this pixel in the X-ray image, the condition is met that the noise is essentially caused by the quantum noise during the X-ray exposure, and that The influence of additional noise sources (e.g. in the electronic imaging system) is negligible.

Wie bereits erwähnt, kann das Empfindlichkeitsbild und/ oder das Rauschbild zur Bestimmung eines lokalen Schwellwertes SW(xi, yj) verwendet werden, mit Hilfe dessen das im Speicher 67 gespeicherte vorverarbeitete Bild B in ein binäres Bild B′ umgesetzt werden kann nach der Gleichung:As already mentioned, the sensitivity image and / or the noise image can be used to determine a local threshold value SW (xi, yj) , with the aid of which the preprocessed image B stored in the memory 67 can be converted into a binary image B ′ according to the equation:

Der vom Bildpunkt abhängige Schwellwert SW(xi, yj) kann dabei der jeweils größere Wert eines aus dem Rauschbild und eines aus dem Empfindlichkeitsbild abgeleiteten Schwellwertes sein, so daß die Beziehung gilt:The threshold value SW (xi, yj) , which is dependent on the pixel , can be the larger value of a threshold value derived from the noise image and one from the sensitivity image, so that the relationship applies:

SW(xi, yj) = Max(SWR(xi, yj), SWE(xi, yj)) (10) SW (xi, yj) = Max (SWR (xi, yj), SWE (xi, yj)) (10)

SWE ist dabei der aus dem Empfindlichkeitsbild abgeleitete Schwellenwert für den die Beziehung gilt: SWE is the threshold value derived from the sensitivity image for which the relationship applies:

SWE(xi, yj) = E 0(xi, yj) C 1 (11) SWE (xi, yj) = E 0 (xi, yj) C 1 (11)

C 1 ist dabei eine Konstante, die u. a. von dem Verhältnis der Dicke des Filters 71 zum Durchmesser des im Werkstück 1 gerade noch als Fehler zu wertenden Lunkers abhängt. SWR ist der aus dem Rauschbild abgeleitete lokale Schwellwert, für den die Beziehung gilt: C 1 is a constant which depends, inter alia, on the ratio of the thickness of the filter 71 to the diameter of the blow hole which is just to be regarded as an error in the workpiece 1 . SWR is the local threshold value derived from the noise image for which the relationship applies:

SWR(xi, yj) = SR(xi, yj) C 2 (12) SWR (xi, yj) = SR (xi, yj) C 2 (12)

wobei C 2 eine geeignete gewählte Konstante ist und wobei anstelle des gemäß Gleichung (4) berechneten Wertes SR auch der gemäß Gleichung (5) oder gemäß Gleichung (7) berechnete Wert SR′ bzw. SR″ eingesetzt werden kann. Für den Fall, daß nur ein Rauschbild oder nur ein Empfindlichkeitsbild vorhanden ist, entspricht SW dem Wert SWR (Gleichung 12) oder SWE (Gleichung 11).where C 2 is a suitably chosen constant and wherein instead of the value SR calculated according to equation (4), the value SR ′ or SR ″ calculated according to equation (5) or according to equation (7) can also be used. In the event that there is only one noise image or only one sensitivity image, SW corresponds to the value SWR (equation 12) or SWE (equation 11).

Das gemäß Gleichung (9) erhaltene Binärbild stellt ein Segmentierungsergebnis dar, das gegebenenfalls noch weiter verarbeitet werden kann, indem beispielsweise die gewonnenen Segmente nach Flächen oder Formmerkmalen weiter klassifiziert werden können. Es ist jedoch auch möglich, bei einem als Fehler klassifizierten Segment aus dem Rauschbild und dem Empfindlichkeitsbild Aussagen über die Wahrscheinlichkeit zu machen, daß ein als Fehler indentifizierter Bereich des Röntgenbildes tatsächlich ein Fehler ist. Je größer nämlich der gemäß Gleichung (2) (oder Gleichung 1) berechnete Empfindlichkeitswert für einen Bildpunkt xi, yj im Vergleich zu dem für den gleichen Bildpunkt berechneten Rauschwert SR (oder SR′ bzw. SR″) ist, desto wahrscheinlicher ist es, daß der als fehlerhaft klassifizierte Bildbereich auch tatsächlich auf einen Fehler im Werkstück zurückzuführen ist. Für derartige statistische Aussagen muß allerdings sowohl ein Empfindlichkeitsbild als auch ein Rauschbild vorliegen.The binary image obtained in accordance with equation (9) represents a segmentation result which can optionally be processed further, for example by further classifying the segments obtained according to areas or shape features. However, it is also possible, in the case of a segment classified as an error, to make statements from the noise image and the sensitivity image about the probability that a region of the x-ray image identified as an error is actually an error. Namely, the greater the sensitivity value for a pixel xi, yj calculated according to equation (2) (or equation 1) compared to the noise value SR (or SR ′ or SR ″) calculated for the same pixel, the more likely it is that the image area classified as defective is actually due to an error in the workpiece. For such statistical statements, however, both a sensitivity image and a noise image must be available.

Das Empfindlichkeitsbild und das Rauschbild können auch dazu benutzt werden, um das Röntgenaufnahmesystem zu überprüfen. Die Zahl der Bildpunkte in einer Röntgenaufnahme eines Werkstückes 1 oder eines geeignet ausgebildeten Testkörpers, für die der gemäß Gleichung (11) berechnete Schwellwert SWE(xi, yj) kleiner ist als der gemäß Gleichung (12) berechnete Schwellwert SWR(xi, yj) ist nämlich ein Maß für die Güte des Übertragungssystems. Je kleiner diese Zahl ist, desto wahrscheinlicher ist es, daß die automatische Bildauswertung keine Falschklassifikationen ergibt. Überschreitet daher die vorgenannte Zahl einen vorgegebenen (vom Untersuchungsobjekt abhängigen) Wert, dann kann dadurch beispielsweise automatisch die Dosis bei einer Röntgenaufnahme erhöht werden, was zu einer Verbesserung des Signalrauschverhältnisses und damit zu einer genaueren Bildauswertung führt.The sensitivity image and the noise image can also be used to check the X-ray imaging system. The number of pixels in an X-ray image of a workpiece 1 or a suitably designed test body for which the threshold value SWE (xi, yj) calculated according to equation (11) is smaller than the threshold value SWR (xi, yj) calculated according to equation (12) namely a measure of the quality of the transmission system. The smaller this number is, the more likely it is that the automatic image evaluation will not result in incorrect classifications. Therefore, if the aforementioned number exceeds a predetermined value (depending on the examination object), the dose can be automatically increased in an x-ray, for example, which leads to an improvement in the signal-to-noise ratio and thus to a more precise image evaluation.

Claims (10)

1. Verfahren für die nichtmedizinische Röntgenbildverarbeitung zur Bestimmung der räumlichen Verteilung des Rauschens bzw. der Empfindlichkeit in einem Röntgenbild, dadurch gekennzeichnet, daß wenigstens zwei Röntgenaufnahmen erstellt werden, die das Untersuchungsobjekt in derselben Lage zeigen, daß die Röntgenaufnahmen digitalisiert und bildpunktweise voneinander subtrahiert werden, und daß das Rauschen bzw. die Empfindlichkeit für einen Bildpunkt aus der Differenz der Bildwerte zumindest dieses Bildpunktes abgeleitet wird.1. A method for non-medical x-ray image processing for determining the spatial distribution of the noise or the sensitivity in an x-ray image, characterized in that at least two x-ray images are taken which show the examination object in the same position that the x-ray images are digitized and subtracted from one another pixel by pixel and that the noise or the sensitivity for a pixel is derived from the difference of the image values of at least this pixel. 2. Verfahren für die nichtmedizinische Röntgenbildverarbeitung zur Bestimmung der räumlichen Verteilung des Rauschens, dadurch gekennzeichnet, daß jeweils nur eine Röntgenaufnahme angefertigt wird, daß die gewichtete Summe der Bildwerte eines Bildpunktes und seiner Nachbar-Bildpunkte gebildet wird, und daß daraus der Rauschanteil des Bildpunktes durch Berechnung der Quadratwurzel der Summe gebildet wird.2. Procedure for non-medical X-ray image processing to determine the spatial distribution of the Noise, characterized in that only one x-ray image at a time is made that the weighted sum of Image values of a pixel and its neighboring pixels is formed, and that from this the noise component of the pixel by calculating the square root of the sum is formed. 3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß nur einer der Röntgenaufnahme im Strahlengang ein die Röntgenstrahlung räumlich gleichmäßig schwächendes Filter angeordnet wird.3. The method according to claim 1, characterized in that only one of the X-rays the X-rays spatially in the beam path evenly weakening filter is arranged. 4. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß zwei Röntgenaufnahmen mit identischen Aufnahmeparametern angefertigt werden. 4. The method according to claim 1, characterized in that two X-rays with identical recording parameters can be made.   5. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß zur Bestimmung der räumlichen Verteilung der Empfindlichkeit für einen Bildpunkt die gewichtete Summe der Differenz der Bildwerte mit dem betreffenden Bildpunkt und seine Nachbar-Bildpunkte gebildet wird.5. The method according to claim 3, characterized in that for determining the spatial Distribution of the sensitivity for a pixel weighted sum of the difference of the image values with the relevant pixel and its neighboring pixels is formed. 6. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß aus dem für einen Bildpunkt bestimmten Rauschwert bzw. Empfindlichkeitswert ein Schwellwert zur Segmentierung der Röntgenaufnahme(n) abgeleitet wird.6. The method according to any one of the preceding claims, characterized in that from the for a pixel determined noise value or sensitivity value X-ray segmentation threshold (s) is derived. 7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 3 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß zur Überprüfung der Funktionsfähigkeit der die Röntgenaufnahmen erstellenden Röntgeneinrichtung die für die Bildpunkte ermittelten Rausch- und Empfindlichkeitswerte miteinander verglichen werden, und daß aus der Zahl der Bildpunkte, für die das Rauschen größer ist als die Empfindlichkeit, ein Steuerkriterium abgeleitet wird.7. The method according to any one of claims 1 or 3 to 5, characterized in that to check the functionality of the x-ray device taking the x-rays the noise and noise determined for the pixels Sensitivity values are compared, and that from the number of pixels for which the noise is greater than sensitivity, a control criterion is derived. 8. Anordnung zur Durchführung des Verfahrens nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch einen Röntgenstrahler, einen elektronischen Bildwandler, einen Bilddigitalisierer und eine Bildverarbeitungseinheit.8. Arrangement to carry out the method according to Claim 1 characterized by an x-ray emitter, an electronic one Image converter, an image digitizer and one Image processing unit. 9. Anordung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Bildverarbeitungseinheit mehrere Speicher zum Speichern der Bildwerte mehrerer aufeinanderfolgender Röntgenaufnahmen aufweist. 9. Arrangement according to claim 8, characterized in that the image processing unit several memories for storing the image values of several successive ones Has x-rays.   10. Anordnung nach Anspruch 9 zur Durchführung des Verfahrens nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß ein in den Strahlengang verfahrbares Filter vorgesehen ist.10. Arrangement according to claim 9 for performing the Method according to claim 3, characterized in that a movable in the beam path Filter is provided.