Zum Verhältnis von Bildqualität und Messgenauigkeit in ... - NDT.net
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<strong>Zum</strong> <strong>Verhältnis</strong> <strong>von</strong> <strong>Bildqualität</strong> <strong>und</strong> <strong>Messgenauigkeit</strong> <strong>in</strong> der CT-<br />
Metrologie<br />
Jochen Hiller 1 , Stefan Kasperl 1<br />
1 Fraunhofer IIS, Abteilung EZRT,<br />
Dr.-Mack-Str. 81, 90762 Fürth, Germany, e-mail: jochen.hiller@iis.fraunhofer.de<br />
Kurzfassung<br />
Die <strong>in</strong>dustrielle Computertomographie (CT) f<strong>in</strong>det <strong>in</strong> der dimensionellen Messtechnik zunehmend<br />
Akzeptanz. Allerd<strong>in</strong>gs ist noch relativ wenig über den konkreten E<strong>in</strong>fluss verschiedener Systemkomponenten,<br />
physikalischer Störgrößen oder Bildverarbeitungsschritte auf dimensionelle CT-Messungen<br />
bekannt. In diesem Beitrag werden physikalische Bildgütemerkmale zur Beurteilung der <strong>Bildqualität</strong> <strong>in</strong><br />
der CT vorgestellt <strong>und</strong> mittels Computersimulationen der E<strong>in</strong>fluss der Rekonstruktionsbildgüte auf<br />
Koord<strong>in</strong>atenmessungen untersucht.<br />
Keywords: Dimensionelles Messen, CT-<strong>Bildqualität</strong>, Koord<strong>in</strong>atenmessung, Simulation<br />
1 E<strong>in</strong>leitung<br />
Die CT wird zunehmend als Messmasch<strong>in</strong>e zur Geometriebstimmung e<strong>in</strong>gesetzt. Die Möglichkeit der<br />
zerstörungsfreien Prüfung <strong>und</strong> Messung <strong>in</strong>nerer Geometrien an Fertigungsteilen <strong>und</strong> die hohe Datendichte<br />
weisen die CT gegenüber taktilen oder optischen Messsystemen als überlegen aus. Die Richtl<strong>in</strong>ienarbeit<br />
zur Durchführung dimensioneller CT-Messungen trägt der rasanten Entwicklung dieser<br />
Messtechnik Rechnung. Die VDI/VDE Richtl<strong>in</strong>ie 2630 befasst sich ausschließlich mit der CT <strong>in</strong> der<br />
Messtechnik. Neben der stetigen Weiterentwicklung <strong>von</strong> CT-Hardware- <strong>und</strong> Softwarekomponenten ist<br />
die Bestimmung der Messunsicherheit für dimensionelle CT-Messungen e<strong>in</strong> wesentlicher Forschungsgegenstand.<br />
Vielfach ist allerd<strong>in</strong>gs wenig über den konkreten E<strong>in</strong>fluss unterschiedlichster Systemkomponenten<br />
<strong>und</strong> Aufnahmebed<strong>in</strong>gungen auf dimensionelle CT-Messungen bekannt.<br />
Dieser Beitrag verfolgt zwei Ziele. <strong>Zum</strong> e<strong>in</strong>en ist dies die E<strong>in</strong>führung allgeme<strong>in</strong>er Bildgütemerkmale<br />
zur quantitativen Beurteilung der <strong>Bildqualität</strong> <strong>in</strong> der <strong>in</strong>dustriellen CT. In diese Maße gehen CTbed<strong>in</strong>gte<br />
E<strong>in</strong>flüsse auf die <strong>Bildqualität</strong> der Rekonstruktion e<strong>in</strong>. Sie bestimmen zu e<strong>in</strong>em nicht unerheblichen<br />
Teil die <strong>Messgenauigkeit</strong> der CT. Diese Maße haben sich vor allem <strong>in</strong> der mediz<strong>in</strong>ischen CT<br />
<strong>und</strong> Mikro-CT (Kle<strong>in</strong>tierbildgebung) über Jahre h<strong>in</strong>weg fest etabliert. Es bietet sich deshalb an, diese<br />
auch <strong>in</strong> der <strong>in</strong>dustriellen CT zur Bildanalyse anzuwenden. <strong>Zum</strong> Anderen soll mittels Computersimulationen<br />
der E<strong>in</strong>fluss der Bildgüte auf Koord<strong>in</strong>atenmessungen untersucht werden, um den Zusammenhang<br />
<strong>von</strong> <strong>Bildqualität</strong> <strong>und</strong> <strong>Messgenauigkeit</strong> aufzuzeigen.<br />
2 Beurteilung der <strong>Bildqualität</strong><br />
Zur quantitativen Beurteilung der <strong>Bildqualität</strong> röntgentomographischer Abbildungen dienen<br />
Gütemaße, die aus den physikalischen Konzepten Rauschen, Kontrast <strong>und</strong> Auflösung abgeleitet werden.<br />
Diese Maße sollen hier kurz beschrieben werden.<br />
155
1.1 Quantifizierung <strong>von</strong> Rauschen<br />
Die Erzeugung, Wechselwirkung mit Materie <strong>und</strong> die Detektion <strong>von</strong> Röntgenstrahlung s<strong>in</strong>d Prozesse,<br />
die durch Wahrsche<strong>in</strong>lichkeitsverteilungen beschrieben werden. Re<strong>in</strong>es Quantenrauschen folgt der<br />
Poisson-Statistik. Das Rauschniveau hängt ab <strong>von</strong> der mittleren Anzahl an Röntgenphotonen N , die<br />
durch das Detektorsystem nachgewiesen werden. Pixelrauschen σ ist folglich mit σ = N gegeben.<br />
Das Signal-Rausch-<strong>Verhältnis</strong><br />
SNR = N<br />
(1)<br />
steigt mit der Wurzel der registrierten Quantenzahl. Relatives Pixelrauschen kann mit 1/ SNR angegeben<br />
werden. Das Projektionsrauschen ist mit 1 / σ umgekehrt proportional zum Pixelrauschen [1].<br />
Diese Intensitätsschwankungen <strong>in</strong> den Röntgenprojektionen pflanzen sich über die Rekonstruktion bis<br />
<strong>in</strong>s CT-Bild fort <strong>und</strong> s<strong>in</strong>d dort als Bildpunktrauschen zu erkennen. Das Bildpunktrauschen s<strong>in</strong>kt bei<br />
hohen Strom-Zeit-Produkten <strong>und</strong> ger<strong>in</strong>ger Schwächung der Röntgenstrahlung, da beides über die detektierte<br />
Anzahl an Photonen das Projektionsrauschen determ<strong>in</strong>iert. Experimentell kann das Bildpunktrauschen<br />
<strong>in</strong> e<strong>in</strong>em homogenen Auswertebereich im CT-Bild über<br />
L<br />
2 1<br />
2<br />
ˆ σ = ⋅∑<br />
( Pi<br />
− P)<br />
(2)<br />
L −1<br />
i=<br />
1<br />
ermittelt werden. L ist die Anzahl an Bildpunkten,<br />
Pi der Bildpunktgrauwert (Voxelwert) <strong>und</strong> P der<br />
mittlere Grauwert des Auswertebereichs. Entsprechend lässt sich über das <strong>Verhältnis</strong><br />
P<br />
SNRCT = (3)<br />
2<br />
ˆ σ<br />
e<strong>in</strong> <strong>Verhältnis</strong>- bzw. über 1 / SNRCT<br />
e<strong>in</strong> relativer Rauschwert angeben.<br />
1.2 Auflösung <strong>und</strong> Kontrast<br />
Über die Auflösung (auch Orts-, System- oder Hochkontrastauflösung genannt) wird die Fähigkeit des<br />
CT-Systems beschrieben, fe<strong>in</strong>e Strukturen <strong>und</strong> Objektdetails räumlich getrennt darzustellen. Sie wird<br />
üblicherweise für Hochkontraststrukturen ermittelt, um den E<strong>in</strong>fluss <strong>von</strong> Rauschen zu m<strong>in</strong>imieren.<br />
Unter Auflösung wird meist e<strong>in</strong>e Auflösungsgrenze verstanden, bestimmt über den Kehrwert der Ortsfrequenz,<br />
bei dem die System-MTF auf e<strong>in</strong>en spezifischen Wert (z.B. 10%) gesunken ist. Üblich ist bei<br />
bildgebenden Systemen auch die Angabe des Auflösungsvermögens über den FWHM-Wert (engl. full<br />
width at half maximum - FWHM) der Punktverbreitungsfunktion (Punktbildfunktion, Punktantwort)<br />
(engl. po<strong>in</strong>t spread function - PSF). Als E<strong>in</strong>flussfaktoren auf die Auflösung durch Kontrastverluste<br />
s<strong>in</strong>d bei entsprechender Aufnahmegeometrie <strong>und</strong> hohen Ortsfrequenzen im Wesentlichen Brennfleckgröße<br />
<strong>und</strong> wanderung, Detektorübertragungsverhalten <strong>und</strong> Rekonstruktionalgorithmus zu nennen. In<br />
der hochauflösenden CT (Auflösung < 100 µm) spielt die präzise Justierung <strong>und</strong> Ausrichtung der e<strong>in</strong>zelnen<br />
Systemkomponenten (Röntgenröhre, Detektor, Drehachse) ebenfalls e<strong>in</strong>e entscheidende Rolle<br />
[2]. Neben den genannten E<strong>in</strong>flussfaktoren begrenzen Wechselwirkungsartefakte (Strahlaufhärtung,<br />
Streustrahlung) die Auflösung.<br />
156
Die System-MTF am Ort (x, y) der Schicht z kann über<br />
MTF ( u,<br />
v)<br />
≈ MTF ( u,<br />
v)<br />
⋅ MTF ( u,<br />
v)<br />
⋅ MTF ( u,<br />
v)<br />
⋅ MTF (4)<br />
CT<br />
Brennfleck<br />
Fokuswanderung<br />
Detektor<br />
Rekonstruktion<br />
berech<strong>net</strong> werden [1]. Mit (u, v) ist die Ortsfrequenz bezeich<strong>net</strong>. Die Ortsfrequenz wird für gewöhnlich<br />
<strong>in</strong> L<strong>in</strong>ienpaare/mm (Lp/mm) oder 1/mm angegeben, wobei 1/mm = 0,5 Lp/mm.<br />
Die Auflösung <strong>in</strong> der CT darf nicht mit der Voxelgröße verwechselt werden. Die Voxelgröße gibt über<br />
die Nyquist-Beziehung die Größe der Objektdetails an, die aufgelöst werden können. Die Auflösung<br />
des Gesamtsystems kann natürlich ger<strong>in</strong>ger se<strong>in</strong> als die Voxelgröße. Der Übergang <strong>von</strong> der System-<br />
MTF zum diskretisierten Voxeldatensatz kann vergleichen werden mit der Abtastung e<strong>in</strong>es kont<strong>in</strong>uierlichen<br />
Signals durch e<strong>in</strong> Abtastglied. Um sicherzustellen, dass die Voxelgröße die Kontrastübertragung<br />
nicht limitiert, sollte die Volumenabtastfrequenz (1/Voxelkantenlänge) bei Annahme e<strong>in</strong>er isotropen<br />
Auflösung doppelt so hoch als die Grenzfrequenz des CT-Systems gewählt werden, da hier ebenfalls<br />
die Nyquist-Bed<strong>in</strong>gung gilt. Ist die Grenzfrequenz des CT-Systems bekannt, lässt sich daraus die m<strong>in</strong>imale<br />
Voxelgröße ableiten, damit das volle Auflösungsvermögen des Systems genutzt werden kann,<br />
wobei die Anzahl der Projektionsw<strong>in</strong>kel ebenfalls hoch genug gewählt werden muss, damit das Abtasttheorem<br />
erfüllt ist [3]. Die Grenzfrequenz kann über die Brennfleck-, Detektor-, <strong>und</strong> Rekonstruktionsübertragungsfunktion<br />
bei Vernachlässigung des E<strong>in</strong>flusses der Fokuswanderung <strong>und</strong> unter Berücksichtigung<br />
der Direktvergrößerung m abgeschätzt werden, wobei die erste Nullstelle der resultierenden<br />
System-MTF als Grenzfrequenz (Cut-off Frequenz) aufzufassen ist [1]. Abbildung 1 zeigt beispielhaft<br />
den berech<strong>net</strong>en Verlauf der e<strong>in</strong>zelnen Funktionen für entsprechend gewählte Parameterwerte.<br />
MTF<br />
1<br />
0.9<br />
0.8<br />
0.7<br />
0.6<br />
0.5<br />
0.4<br />
0.3<br />
0.2<br />
0.1<br />
Brennfleck<br />
Detektor<br />
Rekonstruktion<br />
Gesamt<br />
0<br />
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100<br />
Ortsfrequenz u [1/mm]<br />
Abbildung 1: Berech<strong>net</strong>er Verlauf der Brennfleck-, Detektor-, Rekonstruktions-MTF sowie der resultierenden<br />
Gesamt-MTF <strong>in</strong> der zentralen Objektebene Drehzentrum bei e<strong>in</strong>em Vergrößerungsfaktor <strong>von</strong> m = 20. Die effektive<br />
Brennfleckgröße beträgt hier 10 µm. Die MTF des Detektors (Pixelgröße = 200 µm, Gadox-Sz<strong>in</strong>tillator) ist<br />
mittels Kantenmethode [4] bestimmt <strong>und</strong> <strong>von</strong> der Detektorebene <strong>in</strong> die Objektebene transformiert worden. Für die<br />
Rekonstruktion wurde die Methode der gefilterten Rückprojektion mit l<strong>in</strong>earer Interpolation <strong>und</strong> e<strong>in</strong>er Shepp-<br />
Logan-Filterung angenommen. Bei den gegebenen Aufnahmebed<strong>in</strong>gungen begrenzt die Übertragungsfunktion des<br />
Detektors die Auflösung des CT-Systems. Geht man <strong>von</strong> e<strong>in</strong>er Grenzfrequenz <strong>von</strong> 55/mm aus, so sollte die Voxelgröße<br />
nach Nyquist ≤ 9 µm betragen, damit die volle Auflösung des Systems (hier 36 µm) genutzt werden<br />
kann.<br />
157
3 Simulationen<br />
Mittels Computersimulationen kann e<strong>in</strong>e gewünschte <strong>Bildqualität</strong> der Rekonstruktion gezielt hergestellt<br />
<strong>und</strong> dessen E<strong>in</strong>fluss auf Koord<strong>in</strong>atenmessungen analysiert werden. Für die durchgeführten Untersuchungen<br />
wurde e<strong>in</strong>e Kugel mit 4 mm Durchmesser monoenergetisch bei unterschiedlichen Aufnahmebed<strong>in</strong>gungen<br />
simuliert <strong>und</strong> anschließend Durchmesser- <strong>und</strong> Formabweichung bestimmt. Für die<br />
Simulation können folgende Angaben gemacht werden:<br />
158<br />
• Idealer Brennfleck (Punktquelle)<br />
• Detektorpixelgröße = 200 µm<br />
• Detektormatrix = 512²<br />
• Direktvergrößerung m = 5<br />
• 400 Projektionsw<strong>in</strong>kel<br />
• 512³ Volumenrekonstruktion (FDK-Methode, Shepp-Logan-Filterung)<br />
• Voxelkantenlänge = 20 µm (kubische Voxel)<br />
Die Datensätze wurden mit e<strong>in</strong>em geig<strong>net</strong>en Softwarepaket ausgewertet (Volume Graphics VG Studio<br />
2.0), wobei zur Trennung <strong>von</strong> Objekt- <strong>und</strong> H<strong>in</strong>tergr<strong>und</strong>voxel e<strong>in</strong> globales (Iso-50%) <strong>und</strong> zusätzlich e<strong>in</strong><br />
lokal-adaptives Schwellenwertverfahren angewendet wurde. Für die E<strong>in</strong>passung der Kugelgeometrie<br />
(Gauß-E<strong>in</strong>passung) s<strong>in</strong>d ca. 10000 Antastpunkte verwendet <strong>und</strong> Durchmesser- <strong>und</strong> Formabweichung<br />
bestimmt worden [5]. Als Referenzmaß für den Durchmesser der Kugel wurde der Simulationse<strong>in</strong>gabewert<br />
<strong>von</strong> 4 mm verwendet.<br />
3.1 E<strong>in</strong>fluss der Auflösung auf Maß <strong>und</strong> Form<br />
Zur Untersuchung des E<strong>in</strong>flusses der Auflösung auf Form <strong>und</strong> Maß der Kugel wurde auf die Projektionsdaten<br />
e<strong>in</strong> Gaußfilter zur Simulation der Detektorunschärfe angewendet <strong>und</strong> den Gaußparamater im<br />
Ortsraum <strong>von</strong> 100 µm bis 300 µm variiert. Aus dem bekannten Verlauf der Filterfunktion wurde für<br />
jeden Datensatz die System-MTF <strong>in</strong> der Objektebene berech<strong>net</strong> <strong>und</strong> über den 10%-MTF-Wert die Auflösung<br />
bestimmt. In der Rekonstruktion ist e<strong>in</strong>e l<strong>in</strong>eare Interpolation <strong>und</strong> e<strong>in</strong>e Shepp-Logan-Filterung<br />
angenommen worden.<br />
Tabelle 1: Gaußparameter des Detektorbildfilters <strong>und</strong> berech<strong>net</strong>e Auflösung <strong>in</strong> der Objektebene (Drehzentrum).<br />
Abbildung 2 zeigt das Ergebnis der Messung.
Durchmesserabweichung [µm]<br />
0<br />
-2<br />
-4<br />
-6<br />
-8<br />
-10<br />
-12<br />
globaler Schwellwert<br />
lokaler Schwellwert<br />
-14<br />
50 75 100 125<br />
Auflösung [µm]<br />
150 175 200<br />
Formabweichung [µm]<br />
9<br />
8<br />
7<br />
6<br />
5<br />
4<br />
3<br />
2<br />
1<br />
globaler Schwellwert<br />
lokaler Schwellwert<br />
0<br />
50 75 100 125<br />
Auflösung [µm]<br />
150 175 200<br />
Abbildung 2: Durchmesser- (l<strong>in</strong>ks) <strong>und</strong> Formabweichung (rechts) <strong>in</strong> Abhängigkeit der Systemauflösung.<br />
Der Durchmesser wird bei Anwendung des globalen Schwellwertverfahrens mit zunehmenden Auflösungsverlusten<br />
zu kle<strong>in</strong> gemessen, wobei der Verlauf e<strong>in</strong>er Potenzfunktion folgt. Bis zu e<strong>in</strong>er Auflösung<br />
<strong>von</strong> ca. 130 µm ist bei Anwendung des lokalen Verfahrens e<strong>in</strong>e ger<strong>in</strong>gere Durchmesserabweichung<br />
festzustellen. Die zunehmende Bildunschärfe (Verr<strong>und</strong>ung) beh<strong>in</strong>dert die subvoxelgenaue<br />
Bestimmung der Konturpunktkoord<strong>in</strong>ate, was die steigenden Messabweichungen erklärt. Die wahre<br />
Oberfläche wird mit s<strong>in</strong>kender Auflösung systematisch unterschätzt. Bei sehr hohen lokalen Kontrastverlusten<br />
besteht zudem das Problem, dass Objektvoxel dem H<strong>in</strong>tergr<strong>und</strong> zugeord<strong>net</strong> werden. Hier ist<br />
mit besonders hohen Messabweichungen zu rechnen.<br />
Die Formabweichung s<strong>in</strong>kt bei Anwendung e<strong>in</strong>es globalen Schwellwerts exponentiell mit steigenden<br />
Auflösungsverlusten, während beim lokalen Verfahren die Formabweichung exponentiell mit ger<strong>in</strong>gerer<br />
Auflösung steigt. In Abhängigkeit der Systemauflösung erfolgt e<strong>in</strong>e mehr oder weniger starke Glättung<br />
(Filterung) der Daten. Lokale Verfahren reagieren hier empf<strong>in</strong>dlicher auf Kontrastverluste. Ger<strong>in</strong>ge<br />
Unterschiede im Bildkontrast wirken sich direkt auf den lokalen Schwellwert aus <strong>und</strong> bee<strong>in</strong>flussen<br />
die Formmessung negativ. Aus messtechnischer Sicht ist hier der E<strong>in</strong>satz globaler Verfahren günstiger.<br />
Im Allgeme<strong>in</strong>en ist hier allerd<strong>in</strong>gs anzumerken, dass im Praxisfall die ger<strong>in</strong>gere Formabweichung<br />
durch e<strong>in</strong> ger<strong>in</strong>ges Auflösungsvermögen des CT-Systems (Filterung der Daten) mit e<strong>in</strong>er hohen<br />
Unsicherheit erkauft wird. Für den E<strong>in</strong>satz der CT zur Formmessung <strong>und</strong> die Vergleichbarkeit <strong>von</strong> CT-<br />
mit taktilen Formmessungen besteht darüber h<strong>in</strong>aus nach wie vor Forschungsbedarf.<br />
3.2 E<strong>in</strong>fluss <strong>von</strong> Rauschen auf Maß <strong>und</strong> Form<br />
Zur Untersuchung des E<strong>in</strong>flusses <strong>von</strong> Bildrauschen auf Maß <strong>und</strong> Form wurde das relative Rauschen<br />
1/SNR <strong>in</strong> den Projektionen bei konstanter Schwächung zwischen 0,5 <strong>und</strong> 3% variiert <strong>und</strong> <strong>in</strong> der mittleren<br />
axialen Schicht des jeweiligen Rekonstruktionsdatensatzes e<strong>in</strong> SNRCT -Wert bestimmt. Auf die Projektionsbilder<br />
wurde zuvor e<strong>in</strong> Gaußfilter mit e<strong>in</strong>er Standardabweichung <strong>von</strong> 100 µm im Ortsraum zur<br />
Bandbegrenzung angewandt, um mögliche Alias<strong>in</strong>geffekte <strong>in</strong> den Rekonstruktionen zu unterdrücken.<br />
In der Praxis wird üblicherweise vor der Rekonstruktion e<strong>in</strong> Medianfilter auf die Projektionsdaten zur<br />
Reduktion <strong>von</strong> R<strong>in</strong>gartefakten angewendet. Diese Medianfilterung wurde hier ebenfalls durchgeführt.<br />
Abbildung 3 zeigt die mittlere axiale Schicht der sechs simulierten Kugeln mit zugeord<strong>net</strong>em SNRCT -<br />
Wert. Die Rekonstruktionsdaten wurden mit dem Normierungsfaktor des Datensatzes mit dem höchsten<br />
Rauschen normiert, um den E<strong>in</strong>fluss des Schwellwertes auf die Messgröße zu m<strong>in</strong>imieren. Tabelle<br />
2 fasst alle Angaben sowie den jeweils ermittelten Iso-50%- Schwellwert der Datensätze zusammen.<br />
159
Abbildung 3: Axiale Schichtbilder der rekonstruierten Kugeln mit Angabe der zugehörigen SNRCT - Werten.<br />
Tabelle 2: Angaben zum Pixelrauschen, Signal-Rausch-<strong>Verhältnis</strong> <strong>und</strong> dem jeweils ermittelten Iso-50%-<br />
Schwellwert <strong>in</strong> den Rekonstruktionen.<br />
Abbildung 4 zeigt die Ergebnisse der Durchmesser- <strong>und</strong> Formbestimmung aufgetragen über dem relativen<br />
Rauschen 1 / SNRCT.<br />
160
Durchmesserabweichung [µm]<br />
2<br />
0<br />
-2<br />
-4<br />
-6<br />
-8<br />
-10<br />
globaler Schwellwert<br />
lokaler Schwellwert<br />
-12<br />
0.01 0.03 0.05 0.07 0.09 0.11 0.13 0.15<br />
1/SNR<br />
CT<br />
Formabweichung [µm]<br />
45<br />
40<br />
35<br />
30<br />
25<br />
20<br />
15<br />
10<br />
5<br />
globaler Schwellwert<br />
lokaler Schwellwert<br />
0<br />
0.01 0.03 0.05 0.07 0.09 0.11 0.13 0.15<br />
1/SNR<br />
CT<br />
Abbildung 4: Durchmesser- <strong>und</strong> Formabweichung <strong>in</strong> Abhängigkeit des Rauschens <strong>in</strong> der Rekonstruktion.<br />
Sowohl die Durchmesser- als auch die Formabweichung steigen l<strong>in</strong>ear mit höherem Rauschen. Die<br />
Kugeloberfläche wird <strong>in</strong> allen Fällen mit zunehmendem Rauschen zu kle<strong>in</strong> bestimmt. Durchmesser-<br />
<strong>und</strong> Formabweichung zeigen bei Anwendung des globalen Verfahrens e<strong>in</strong>e leicht ger<strong>in</strong>gere Messabweichung<br />
mit steigendem Rauschen.<br />
Das hohe Rauschniveau <strong>in</strong> den Projektionen führt zu e<strong>in</strong>er hohen Varianz des berech<strong>net</strong>en Abschwächungskoeffizienten,<br />
was zu e<strong>in</strong>er breitgipfligen Verteilung der Objekt- <strong>und</strong> H<strong>in</strong>tergr<strong>und</strong>grauwerte<br />
führt. <strong>Zum</strong> E<strong>in</strong>en wird die Wahrsche<strong>in</strong>lichkeit e<strong>in</strong>er falschen Zuordnung der Voxel (zum H<strong>in</strong>tergr<strong>und</strong>)<br />
<strong>in</strong> Abhängigkeit des Rauschniveaus erhöht. <strong>Zum</strong> Anderen beh<strong>in</strong>dert hohes Rauschen aufgr<strong>und</strong> der<br />
Kontrastempf<strong>in</strong>dlichkeit des Interpolationschrittes bei der Oberflächenbestimmung, was vor allem<br />
exakte Formmessungen negativ bee<strong>in</strong>flusst. Die extrahierte Oberfläche stark verrauschter Rekonstruktionen<br />
kann mit e<strong>in</strong>er hohen Oberflächenrauhigkeit des Messobjekts verglichen werden. Diese Pseudo-<br />
Rauhigkeit ist natürlich ausschließlich der CT als Messsystem anzulasten <strong>und</strong> nicht dem eigentlichen<br />
Messobjekt. Als Folge s<strong>in</strong>d präzise Formmessungen mit CT stark abhängig <strong>von</strong> Rausche<strong>in</strong>flüssen.<br />
Rauschunterdrückende (glättende) Rückprojektionsfilter können hier u.U. zur Genauigkeitssteigerung<br />
beitragen.<br />
4 Zusammenfassung <strong>und</strong> Ausblick<br />
In diesem Beitrag wurden Bildgütemerkmale zur quantitativen Beurteilung der CT-<strong>Bildqualität</strong> vorgestellt,<br />
sowie der E<strong>in</strong>fluss der Rekonstruktionsbildgüte auf dimensionelle CT-Messungen anhand <strong>von</strong><br />
Computersimulationen untersucht. Es konnte gezeigt werden, dass Auflösung <strong>und</strong> Rauschen die Messeigenschaften<br />
der CT <strong>in</strong> unterschiedlicher Weise bee<strong>in</strong>flussen. Während bei der Bestimmung <strong>von</strong> geometrischen<br />
Maßen, wie Durchmesser, e<strong>in</strong>e hohe Auflösung die <strong>Messgenauigkeit</strong> erhöht, kann dies bei<br />
Formmessungen verstärkt zu höheren Messabweichungen führen. E<strong>in</strong>e höhere Filterwirkung der CT<br />
wirkt sich glättend auf die extrahierte Bauteiloberfläche aus, was Formmessungen vor allem bei der<br />
Anwendung globaler Schwellwertverfahren begünstigt. Hohes Rauschen <strong>in</strong> den Rekonstruktionen<br />
wirkt sich <strong>in</strong> den betrachteten Fällen negativ auf die Messeigenschaften aus. Die erzielten Ergebnisse<br />
weisen darauf h<strong>in</strong>, dass beim dimensionellen Messen mit CT die aufgabenspezifische Mess- <strong>und</strong> Aufnahmeplanung<br />
(<strong>Bildqualität</strong>) sowie die angewandten Methoden <strong>und</strong> Verfahren zur Oberflächenbestimmung<br />
maßgeblich die <strong>Messgenauigkeit</strong> der CT bed<strong>in</strong>gen. E<strong>in</strong>e optimal auf die Messaufgabe abgestimmte<br />
Aufnahmeplanung wird vor allem beim E<strong>in</strong>satz der Mikro-CT als Messmittel die zentrale<br />
Vorraussetzung für e<strong>in</strong>e ger<strong>in</strong>ge Messunsicherheit se<strong>in</strong>. Aus Charakterisierungsmessungen am CT-<br />
System (Brennfleckgröße, Detektor-MTF etc.), Simulationen <strong>und</strong> weiterführenden Berechnungen zur<br />
erwartenden <strong>Bildqualität</strong> (Auflösung <strong>und</strong> Rauschen) können, wie <strong>in</strong> diesem Beitrag gezeigt, wichtige<br />
161
Informationen gewonnen werden, um optimalen Aufnahme-, Rekonstruktions- <strong>und</strong> Bildverarbeitungsparameter<br />
für die gewählte Messaufgabe abzuleiten.<br />
Referenzen<br />
[1] Buzug, T. M., E<strong>in</strong>führung <strong>in</strong> die Computertomographie, Spr<strong>in</strong>ger Verlag, 2004.<br />
[2] Taubenreuther, U., Korrektur- <strong>und</strong> Kalibrierverfahren für die Kegelstrahl- (Mikro-) CT, Dissertation,<br />
Universität Erlangen, 2002.<br />
[3] Kak, A. C.; Slaney, M., Pr<strong>in</strong>ciples of Computerized Tomographic Imag<strong>in</strong>g, IEEE Press, 1988<br />
[4] Buhr, E.; Günther-Kohfahl, S.; Neitzel, U., Simple method for modulation transfer function<br />
determ<strong>in</strong>ation of digital imag<strong>in</strong>g detectors from edge images, Proceed<strong>in</strong>gs of SPIE, Medical Imag<strong>in</strong>g,<br />
Vol. 5030, 2003, S.877-884.<br />
[5] Hiller, J.; Kasperl, S., Koord<strong>in</strong>atenmessungen mit <strong>in</strong>dustrieller Röntgen-Computertomografie,<br />
tm - Technisches Messen, Vol. 79, 9, 2009, S. 553-564.<br />
162