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Die
Erfindung bezieht sich auf ein insbesondere für die Mammographie geeignetes
Verfahren zum Erzeugen eines tomosynthetischen Röntgenbildes von einem Untersuchungsobjekt,
bei dem aus einer Mehrzahl von mit verschiedenen Projektionswinkeln
aufgenommenen digitalen Einzelbildern ein tomosynthetisches 3D-Röntgenbild
zusammengesetzt wird. Außerdem
bezieht sich die Erfindung auf eine mit diesem Verfahren arbeitende
Einrichtung.
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Bei
der Mammographie handelt es sich um eine Röntgenuntersuchung der weiblichen
Brust mit dem Ziel, Tumore in einem möglichst frühen Stadium zu erkennen. Durch
stetige Verbesserung der Mammographieverfahren wird angestrebt,
Röntgenbilder
mit hoher Aussagekraft zu erzeugen, um gutartige von bösartigen
Veränderungen
zu unterscheiden und die Zahl der fehlerhaften Befunde, d. h. die
Zahl der verdächtigen Befunde,
die von nicht bösartigen
Veränderungen
hervorgerufen sind, und die Zahl der nicht entdeckten bösartigen
Tumore, zu reduzieren. Bei der herkömmlichen Röntgenmammographie wird dabei
in einer einzigen Projektionsrichtung ein zweidimensionales Einzelbild
der komprimierten Brust erzeugt. Da bei einer solchen Projektion
die in Richtung des Röntgenstrahls
hintereinander liegenden Gewebeschichten überlagert sind, können stark
absorbierende gutartige Strukturen einen bösartigen Tumor überlagern
und dessen Erkennbarkeit erschweren, oder es kann durch Überlagerung
von Gewebestrukturen im ungünstigen
Fall ein bösartiger Tumor
vorgetäuscht
werden.
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Um
dies zu vermeiden sind beispielsweise aus Dobbins JT III, Godfrey
DJ, "Digital x-ray
tomosynthesis: current state of the art and clinical potential", Physics in Medicine
and Biology 48, R65-R106, 2003, als Tomosynthese bezeichnete Mammo graphieverfahren
bekannt, bei denen mit einem digitalen Röntgendetektor von der weiblichen
Brust Einzelbilder oder Projektionsdaten in einer Mehrzahl von verschiedenen
Projektionsrichtungen aufgenommen werden. Aus diesen unter verschiedenen
Projektionswinkeln aufgenommenen digitalen Einzelbildern, d.h. aus
den zu diesen Einzelbildern gehörenden
Bilddaten, kann dann durch Bildrekonstruktionsverfahren ein dreidimensionaler
Bilddatensatz erzeugt werden, der beispielsweise aus einer Mehrzahl von
Schichtbildern besteht, die jeweils eine parallel zur Empfangsfläche des
Röntgendetektors
orientierte Schicht der Brust wiedergeben. Ein solcher durch Rekonstruktion
gewonnener Bilddatensatz wird im Folgenden als tomosynthetisches
3D-Röntgenbild
bezeichnet. Durch die Erzeugung eines solchen tomosynthetischen
3D-Röntgenbildes
können
in Ausbreitungsrichtung des Röntgenstrahls
gesehen tiefer liegende Gewebsstrukturen besser erkannt werden.
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In
der Regel nimmt jedoch das aufzunehmende Untersuchungsobjekt nur
einen Teil der Empfangsfläche
des Röntgendetektors
ein, so dass ein Teil der vom Röntgendetektor
bereitgestellten Bilddaten für
die tomosynthetische Bildrekonstruktion irrelevant ist und nur zu
einer Erhöhung
des Zeit- und Rechenbedarfes für die
Rekonstruktion des tomosynthetischen 3D-Röntgenbildes
führt.
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Der
Erfindung liegt nun die Aufgabe zu Grunde, ein Verfahren zum Erzeugen
eines tomosynthetischen 3D-Röntgenbildes
anzugeben, bei dem der Rechen- und Zeitaufwand für die Rekonstruktion des tomosynthetischen
3D-Röntgenbildes
ohne Verlust an Bildqualität
verringert ist. Außerdem
liegt der Erfindung die Aufgabe zu Grunde, eine zur Durchführung des
Verfahrens geeignete Einrichtung anzugeben.
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Hinsichtlich
des Verfahrens wird die genannte Aufgabe gemäß der Erfindung gelöst mit einem
Verfahren zum Erzeugen eines tomosynthetischen 3D-Röntgenbildes
mit den Merkmalen des Patentanspruches 1. Bei diesem Verfahren werden
von einem Un tersuchungsobjekt mit verschiedenen Projektionswinkeln
in einem begrenzten Winkelbereich mit einer Röntgenquelle und einem digitalen
Röntgendetektor
eine Mehrzahl von digitalen Röntgenbildern
aufgenommen und es werden in einer Ausgangsposition bei einem ausgewählten Projektionswinkel
ein Teilbereich einer Empfangsfläche
des Röntgendetektors
und wenigstens ein raumfester Referenzpunkt zwischen der Röntgenquelle
und dem Röntgendetektor
festgelegt, der bei dem ausgewählten Projektionswinkel
auf diesen Teilbereich projiziert wird. Durch Projektion dieses
wenigstens einen raumfesten Referenzpunktes auf die Empfangsfläche des
Röntgendetektors
mit den anderen Projektionswinkeln werden diesen jeweils zugeordnete
Teilbereiche ermittelt und das tomosynthetische 3D-Röntgenbild wird ausschließlich aus
den Bilddaten der Teilbereiche berechnet.
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Da
nur noch die Bilddaten eines für
die diagnostische Verwertung oder den medizinischen Eingriff, beispielsweise
eine Biopsie, tatsächlich
relevanten Teilbereiches des Röntgendetektors
für die
tomosynthetische Bildrekonstruktion verwendet werden, ist der Rechen-
und Zeitaufwand für
die Rekonstruktion, beispielsweise eine gefilterte Rückprojektion,
signifikant verringert und nur noch durch die Größe der unter diagnostischen
Gesichtspunkten ausgewählten
und auf das Untersuchungsobjekt bzw. auf ein Teilgebiet des Untersuchungsobjekts
eingeschränkten
Teilbereiche bestimmt. Da außerdem
in der Regel die Randbereiche eines die gesamte Empfangsfläche des
Röntgendetektors
ausnutzenden Röntgenbildes
außerhalb
dieser Teilbereiche liegen, ist darüber hinaus die Qualität des tomosynthetischen
3D-Röntgenbildes
verbessert. Die Randbereiche enthalten nämlich häufig Störobjekte, in der Mammographie
beispielsweise eine Kante der Kompressionsplatte, die die Bildqualität bei der
Rekonstruktion ungünstig
beeinflussen, da diese insbesondere bei im Rahmen der Rekonstruktion
durchgeführten
Filterungen zu Überschwingern
führen,
die diagnostisch relevante, vom Störobjekt beabstandete Bereiche
im Röntgenbild
ungünstig
beeinflussen.
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Da
die Teilbereiche an den jeweiligen Projektionswinkel angepasst sind,
d.h. mit dem Projektionswinkel mitgeführt werden, ist es möglich, diese
möglichst
klein zu wählen,
da die Lage des Teilbereiches auf der Empfangsfläche in zumindest annährend derselben
Weise vom Projektionswinkel abhängt
wie die Lage des Untersuchungsobjektes bzw. des diagnostisch relevanten
Teilgebietes des Untersuchungsobjektes.
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Der
wenigstens eine Referenzpunkt liegt zumindest in der Nähe des Untersuchungsobjektes.
Anstelle eines einzigen Referenzpunktes oder einer Anzahl von Referenzpunkten
kann auch eine Referenzfläche
festgelegt werden, die als Maske dient, und deren Projektion auf
die Empfangsfläche
den für
den jeweiligen Projektionswinkel gültigen Teilbereich ergibt.
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Wenn
die Teilbereiche untereinander flächen- und formgleich sind und
ihre Lage durch Projektion eines einzigen Referenzpunktes bestimmt
wird, ist der Rechenaufwand für
die nachfolgende tomosynthetische Bildrekonstruktion verringert.
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Wenn
der wenigstens eine Referenzpunkt im Höhenbereich eines Störobjektes,
d.h. eines im Strahlengang des Röntgenstrahles
liegendes und bei der Bildwiedergabe Störungen erzeugenden Objektes
liegt, kann bei hinreichend kleinen Teilbereichen erreicht werden,
dass das Störobjekt
in allen die Teilbereiche jeweils wiedergebenden Röntgenbildern
nicht enthalten ist.
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Wenn
außerdem
der zum Erzeugen der Einzelbilder verwendete Röntgenstrahl in Abhängigkeit
vom Projektionswinkel derart kollimiert wird, dass im wesentlichen
nur der jeweils zugehörige
Teilbereich bestrahlt wird, wird das Risiko einer Überstrahlung
des Röntgendetektors
im Teilbereich verringert. Außerdem
wird der bestrahlte Bereich auf den diagnostisch oder für den medizinischen
Eingriff, beispielsweise eine Biopsie, tatsächlich relevanten Bereich beschränkt und
eine unnötige Dosisbelastung
in der irrelevanten Umgebung des Untersuchungsobjektes verringert.
Darüber
hinaus wird auch eine durch Streustrahlung verursachte Dosisbelastung
in der Umgebung der Röntgeneinrichtung
reduziert.
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In
einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung des Verfahrens erfolgt
die Festlegung des Teilbereiches automatisch durch ein Bildverarbeitungsverfahren.
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Hinsichtlich
der Einrichtung wird die Aufgabe gemäß der Erfindung gelöst mit einer
Einrichtung mit den Merkmalen des Patentanspruches 6 deren Vorteile
den zu den Verfahrensansprüchen
angegebenen Vorteilen entsprechen.
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Zur
weiteren Erläuterung
der Erfindung wird auf das Ausführungsbeispiel
der Zeichnungen verwiesen. Es zeigen:
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1 eine
Einrichtung gemäß der Erfindung
in einer schematischen Prinzipdarstellung,
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2a–c jeweils
grob vereinfachte, unter unterschiedlichen Projektionswinkeln aufgenommene
Einzelbilder.
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Gemäß 1 umfasst
die Einrichtung, im Ausführungsbeispiel
ein Mammographiegerät,
eine Röntgenquelle 2,
in der Regel eine Röntgenröhre, zum
Erzeugen von Röntgenstrahlen 3,
die ein Untersuchungsobjekt 4 durchqueren. Bei dem Untersuchungsobjekt 4 handelt
es sich um eine weibliche Brust, die zwischen einer Kompressionsplatte 6 und
einer Lagerplatte 8 eingebettet ist. Die das Untersuchungsobjekt 4,
die Kompressionsplatte 6 und die Lagerplatte 8 durchquerenden
Röntgenstrahlen 3 werden
von einem großflächigen digitalen
Röntgendetektor 10 empfangen,
der aus einer Vielzahl von in einem matrixförmigen Array angeordneten Einzeldetektoren 12 aufgebaut
ist, und dessen Empfangsfläche 11 parallel
zur Kompressionsplatte 6 und zur Lagerplatte 8 angeordnet
ist.
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Die
Röntgenquelle 2 ist
zum Untersuchungsobjekt ortsveränderbar
angeordnet, und kann in einem begrenzten Winkelbereich φ1, φ2 beispielsweise um eine zur Zeichenebene
senkrechte Achse M in unterschiedliche Winkelpositionen j = –n ... +n
geschwenkt werden, so dass vom Untersuchungsobjekt 4 Röntgenbilder mit
verschiedenen Projektionswinkeln αj relativ zu einer senkrecht auf der Empfangsfläche 11 stehenden
Mittenachse 13 erzeugt werden können. Der Winkelbereich φ1, φ2 muss dabei nicht symmetrisch zu dieser
Mittenachse 13 angeordnet sein. Diese Röntgenbilder bzw. die diesen
jeweils zugeordneten Projektionsdaten Pαj werden
in einer einen Bildrechner enthaltenden Steuer- und Auswerteeinrichtung 14 durch
Rekonstruktion zu einem tomosynthetischen 3D-Röntgenbild T zusammengesetzt
und auf einem Monitor 18 dargestellt.
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Im
Ausführungsbeispiel
ist der Röntgendetektor 10 während der
Schwenkbewegung der Röntgenquelle 2 ortsfest.
Grundsätzlich
ist es jedoch auch möglich,
den Röntgendetektor 10 gemeinsam
mit der Röntgenquelle 2 zu
schwenken oder der Schwenkbewegung der Röntgenquelle 2 folgend
linear zu verschieben.
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Auch
eine Bewegung der Röntgenquelle 2 auf
einer begrenzten linearen Bahn statt des Schwenks ist zulässig, so
dass die Höhendifferenz
zwischen Röntgendetektor 10 und
Röntgenröhre konstant
bleibt. Diese lineare Bahn muss ebenfalls nicht notwendigerweise
symmetrisch zur Mittenachse 13 verlaufen. Bei dieser linearen
Bewegung erfolgt ein Ausrichten der Röntgenquelle 2 auf
das Untersuchungsobjekt 4, so dass auch in diesem Fall
vom Untersuchungsobjekt 4 in einem begrenzten Winkelbereich
Einzelbilder unter verschiedenen Projektionswinkeln αj aufgenommen
werden.
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Die
Steuerung der Winkelposition j oder im Falle einer linearen Verschiebung
der Linearposition und der Ausrichtung der Röntgenquelle 2 sowie
ihrer Betriebsparameter erfolgt durch Steuersignale S, die von der Steuer-
und Auswerteeinrichtung 14 generiert werden.
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Mit
Hilfe von Eingabeelementen, im Beispiel sinnbildlich veranschaulicht
durch eine Tastatur 16, wird nun vom Benutzer in einer
von ihm ausgewählten
Winkelposition j, im Ausführungsbeispiel
die zum Projektionswinkel 0° gehörende Winkelposition
j = 0 ein Teilbereich eα0 der Empfangsfläche 11 des
Röntgendetektors 10 ausgewählt, der
vom Benutzer als für
die diagnostische Verwertung relevant eingestuft wird (ROI, region
of interest). Zwischen Röntgendetektor 10 und
Röntgenquelle 2 wird
nun ein ortsfester Referenzpunkt O festgelegt, der derart positioniert
ist, dass dessen Projektionspunkt Oα0 auf
die Empfangsfläche 11 innerhalb
des Teilbereiches eα0 liegt. Im Ausführungsbeispiel
der Figur befindet sich der Referenzpunkt O innerhalb der Kompressionsplatte 6 und
damit im Höhenbereich
eines im Strahlengang der Röntgenstrahlen 3 liegenden
und das Röntgenbild
störenden
Objekts, im Beispielsfall die Kanten der Kompressionsplatte 6,
d.h. ein mechanisch stabiler, höhenverstellbarer
Halterahmen, mit dem die Kompressionsplatte 6 fixiert wird.
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Alternativ
hierzu kann die Auswahl des Teilbereiches eα0 auch
automatisch mit einem Bildverarbeitungsverfahren, beispielsweise
durch ein Segmentierverfahren, erfolgen, mit dem ein Objekt, im
Beispiel die Brust, im Bild erkannt und dessen räumliche Grenzen festgelegt
werden. Der Referenzpunkt 0 wird in diesem Fall automatisch
auf einen Punkt in der Höhe
der Kompressionsplatte 6 gelegt, in dem eine von der Bildmitte des
durch Bildsegmentierung erkannten Objekts von der Empfangsfläche 11 ausgehende
Vertikale die Kompressionsplatte 6 schneidet.
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Mit
Hilfe der zu verschiedenen Winkelpositionen j gehörenden Projektionen
des räumlich
festgelegten Referenzpunktes O auf die Empfangsfläche 11 des
Röntgendetektors 10 wird
nun für
jede Winkelposition j ein Teilbereich eαj ermittelt,
indem der in der ausgewählten
Winkelposition j = 0 festgelegte Teilbereich eα0 auf
der Empfangsfläche 11 linear
um den Vektor zwischen dem in der ausgewählten Winkelposition j = 0
durch Projektion des Referenzpunktes O entstehenden Projektionspunkt
Oα0 und
dem in der Winkelposition j durch Projektion des Referenzpunktes
O entstehenden Projektionspunkt Oαj verschoben
wird. Dies ist in der Figur anhand der Winkelposition j = –n, beispielsweise –25°, dargestellt.
Der Figur ist nun zu entnehmen, dass auf diese Weise in der Winkelposition
j = –n
ein seitlich verschobener Teilbereich eα(-n) entsteht,
der form- und flächengleich
mit dem festgelegten Teilbereich eα0 ist.
Außerdem
ist zu erkennen, dass bei Ausnutzung der gesamten Empfangsfläche 11 in
der Winkelposition j = -n eine Kante 60 der Kompressionsplatte 6 (in
der Zeichnung die linke Kante 60) abgebildet wird.
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Die
Berechnung der Lage des Projektionspunktes O
αj erfolgt
mit Hilfe von Projektionsmatrizen P
j nach einem
beispielsweise in der
DE
198 19 519 B4 oder in IEEE Transactions on Medical Imaging,
Vol. 19, No. 5, May 2000, S. 391-403, näher erläuterten Verfahren.
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Die
zu verschiedenen Winkelpositionen j gehörenden Teilbereiche eαj können jedoch
grundsätzlich auch
dadurch festgelegt werden, dass sie mit einem Gebiet identisch sind,
das der Projektion einer in einer Ebene 20 zwischen Röntgendetektor 10 und
Röntgenquelle 2 angeordneten,
als Maske dienenden Fläche 22 auf
die Empfangsfläche 11 entspricht.
Dies würde
jedoch bedeuten, dass die Teilbereiche eαj in
Abhängigkeit von
der Winkelposition j sowohl in ihrer Größe als auch in ihrer Form variieren
würden.
Um den Rechenaufwand bei der tomosynthetischen Rekonstruktion zu
reduzieren, ist es deshalb besonders vorteilhaft, wie vorstehend
erläutert
nur einen ausgewählten
Referenzpunkt O, auf die Empfangsfläche 11 zu projizieren
und ausgehend von dem auf diese Weise gebildeten Projektionspunkt
Oαj jeweils
flächen – und formgleiche
Teil bereiche eαj festzulegen,
die untereinander durch eine einfache Linearverschiebung zur Deckung
gebracht werden können.
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Für die tomosynthetische
Bildrekonstruktion werden nun in der Auswerteeinrichtung 14 jeweils
ausschließlich
die Bild- oder Projektionsdaten Bαj der
Teilbereiche eαj ausgewertet
(Teilbilder).
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Nach
dem Festlegen des raumfesten Referenzpunktes O sowie des Teilbereiches
eα0 und
damit nach Festlegung eines für
die Bilderzeugung tatsächlich
verwendeten Teilbündels 23 der
Röntgenstrahlen 3 können diese
mit Hilfe eines vor der Röntgenquelle 2 angeordneten
Kollimators 24, im Beispiel der Figur veranschaulicht durch
eine verstellbare Blende, auf das tatsächlich benötigte Teilbündel 23 begrenzt werden.
Die Einstellung des Kollimators 24 erfolgt automatisch
in Abhängigkeit
von der Winkelposition j mit Hilfe von Steuersignalen K, die von
einer Steuereinrichtung 26 in Abhängigkeit von der Winkelposition
j und des vom Benutzer festgelegten Referenzpunktes O sowie des
von ihm in der Ausgangsposition festgelegten Teilbereiches eα0 bereitgestellt
werden.
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In 2a–c, die
jeweils in unterschiedlichen Winkelpositionen j = –n, j =
0 und j = +n aufgenommene Röntgenbilder
veranschaulichen, ist nun zu erkennen, dass das Untersuchungsobjekt 4 abhängig von
der Winkelposition j in unterschiedliche Bereiche der Empfangsfläche 11 des
Röntgendetektors
abgebildet wird. Dargestellt ist nun jeweils ein Gesamtbild, das
entsteht, wenn die gesamte Empfangsfläche 11 des Röntgendetektors
genutzt wird, sowie ein gemäß der Erfindung
festgelegter, im Beispiel rechteckförmiger Teilbereich eα(-n), eα0,
eαn der
Empfangsfläche 11.
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In
den
2a und
2c ist
nun zu erkennen, dass bei extremen Winkelpositionen j = –n, +n jeweils eine
Kante
60 der Kompressionsplatte auf die Empfangsfläche
11 des
Röntgendetektors
projiziert wird.
2a bis
2c zeigen
nun, dass die Teilbereiche e
α(-n), e
αn,
im dargestellten Beispiel kongruente Rechtecke, durch Linearverschiebung
um die Vektoren
aus
dem Teilbereich e
α0 hervorgehen. Die Lage
des Bildpunktes des oberen linken Bildrandes eines jeden Teilbereiches
e
αj im
Koordinatensystem der Empfangsfläche
11 ist
dann gegeben durch eine Linearverschiebung um den Vektor
wobei der
Vektor
die
Lage des oberen linken Bildpunktes im festgelegten Teilbereich e
α0 angibt.
In den Figuren ist außerdem
zu erkennen, dass durch die Wahl eines sich außerhalb des Untersuchungsobjektes
4 befindlichen
Referenzpunktes O auch die Lage des Untersuchungsobjektes
4 in
den Teilbereichen e
αj variiert.
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Werden
die Bilddaten der jeweiligen Teilbereiche in einem vom Projektionswinkel α
jabhängigen Koordinatensystem
dargestellt, bei dem der linke obere Bildrand zugleich der Ursprung
(0,0) ist, so ergibt sich die für
die Durchführung
der Rückprojektion
notwendige Projektionsmatrix P'
j aus der auf das Detektorkoordinatensystem
bezogenen Projektionsmatrix P
j durch die
Beziehung
die Lage des oberen linken Bildpunktes im festgelegten Teilbereich eα0 angibt. In den Figuren ist außerdem zu erkennen, dass durch die Wahl eines sich außerhalb des Untersuchungsobjektes
