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QUERBEZUG AUF VERWANDTE
ANMELDUNGEN
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Diese Anmeldung beansprucht den Zeitrang
einer Priorität
unter 35 USC 119(a)–(d)
für die
am 29 Oktober 2002 angemeldete französische Patentanmeldung No.
0213565, deren gesamter Inhalt hiermit durch Bezugnahme einbezogen
wird.
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HINTERGRUND DER ERFINDUNG
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Diese Erfindung sowie Ausführungen
davon sind gerichtet auf ein Verfahren zum Ermitteln der optimalen
Parameter einer Radiographie- oder Röntgen-Gewinnung.
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Eine Röntgeninstallation bzw. -anlage
erfordert im allgemeinen die genaue Abschätzung von passenden Belichtungsparametern,
und zwar im wesentlichen der Hochspannung kVp, des Integrals von
dem mAs des Durchgangsstroms sowie der Filterkapazität der zwischengeschalteten
Filter, um das optimale Eindringen der Strahlung in das gerade untersuchte
Objekt, zum Beispiel von Gewebe, sowie eine gute Bildqualität zu bieten.
Diese Parameter hängen
im allgemeinen physikalisch von der radiologischen Dicke der abgebildeten
Gebiete ab. Ein Objekt, zum Beispiel der Körper von einem Patienten, zeigt
eine in der Form von äquivalenten Dicken
ausgedrückte
Dickenverteilung im Hinblick auf jedes der Pixel eines Detektors
der Anlage. Der Körper kann
darüber
hinaus repräsentiert
werden durch eine mittlere Dicke, bekannt als die mittlere EPT (Equivalent Patient
Thickness – Äquivalente
Patientendicke). Diese Verteilung wird sogar noch wirksamer dargestellt
durch den Dynamikbereich des Patienten, bezeichnet als ΔEPT, welcher
der Veränderung
in der äquivalenten
Dicke in den interessierenden Geweben entspricht.
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Bei solchen Anlagen wurde lediglich
die mittlere EPT in Betracht gezogen. In den frühen Phasen der Radiologie wurde
die mittlere äquivalente
Patientendicke oder mittlere EPT aus dem Gewicht des Patienten abgeleitet.
Später
wurde die mittlere Dicke realistischer gemessen, indem man ein Testbild
von dem Patienten unter vorgegebenen willkürlichen Betriebsbedingungen
der radiologischen Anlage nahm, und indem man Charakteristiken der
die mittlere Dicke in dem so genommenen Testbild repräsentierenden
Pixel maß.
Um ein klares Bild zu bekommen, und obwohl dies keine Einschränkung der
Erfindung bedeutet, konnten auf diese Weise mittlere Dicken von
4 oder 5 cm bis etwa 40 cm gemessen werden. Was den Dynamikbereich ΔEPT des Patienten
anbetraf, wurde dieser nicht gemessen. Er wurde willkürlich auf
einen Wert eingestellt, der von wenigen cm bis etwa 20 cm reichen
konnte. Der Dynamikbereich des Patienten wurde dem Arzt bzw. Praktiker überlassen,
der ihn benutzte, um den Kontrast der aufgezeigten Bilder in einer
Weise einzustellen, die ihm/ihr am besten zu passen schien. Somit
war die Einstellung subjektiv und nicht objektiv.
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Der Dynamikbereich stellt, von der
Dicke eines Patientenkörpers
her betrachtet, die in den interessierenden Gebieten des Patienten
beobachtete Variation zwischen den kleinsten äquivalenten Dicken und den größten äquivalenten
Dicken dar. Zum Beispiel ist es für einen Dynamikbereich hinsichtlich
der Dicke, ausgehend von einer minimalen Dicke (von etwa 3 cm),
möglich,
auf eine maximale Dicke hochzugehen, deren Größe oft größer oder kleiner ist, und zwar
in Abhängigkeit
von den abzubildenden Gewebestrukturen in dem Patienten. Es wird
zum Beispiel ein brauchbarer Dynamikbereich von 5 cm in der Dicke
angetroffen in dem Gebiet des Unterleibs von einem Patienten, (wo
es hinsichtlich der radiologischen Dichte nur eine geringe Differenzierung
zwischen den Geweben gibt), während
in anderen Gebieten in dem Patientenkörper ein größerer Dynamikbereich vorliegt,
zum Beispiel von 14 cm. Der Dynamikbereich der Messung muß entsprechend
von 3 bis 3 + 5 = 8 cm in dem früheren
Fall oder von 3 bis 3 + 14 = 17 cm in dem letzteren Fall angepaßt werden. Wenn
ein Vorgabewert für
den Dynamikbereich von in typischen Fällen entsprechend 14 cm in
der Dicke gewählt
wird, und wenn diese Einstellung der Anlage benutzt wird, um ein
Gebiet des Unterleibs von einem Patienten zu messen, dann wird vieles
verloren, was den Bildkontrast, die Empfindlichkeit der Detektion
und Aufdeckung angeht, da das brauchbare Signal für den Unterleib
nur ermittelt wird mit einem Dynamikbereich von 5/14-tel dessen,
was möglich
wäre.
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Der Nachteil von diesem Verfahren
besteht darin, daß der
Kontrast der gezeigten Bilder deshalb stets weniger als optimal
ist. In der Tat ist speziell in Zusammenhang mit Röntgenbildern
vom Becken kein Mechanismus zum Abweisen von Sättigungsgebieten implementiert,
und ebenfalls nicht zum Abweisen von als nicht anatomischen Gebieten
bezeichneten Zonen. Dies führt
zu fehlerhaften Abschätzungen
der mittleren äquivalenten
Patientendicke oder der mittleren EPT. Zusätzlich zwingt das Fehlen eines
Geräts
zum Eliminieren von Sättigungsstrahlung
den Anwender, Konturfilter zu benutzen und den Patienten auf sehr
präzise
Weise zu positionieren. Dies ist nicht besonders einfach, wenn das
Bild Angiographien in der Nähe
der Lungenböden
aufdecken soll.
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Der Dynamikbereich kann nicht abgeschätzt werden.
Dies führt
zu einem sub-optimalen Management der Dosierungen und zu einer mangelhaften
Qualität.
In anderen Fällen
kann eine fehlerhafte Einstellung des Dynamikbereichs zu Abweichungen
der Sättigung
in bestimmten Bildern führen:
ein interessierender Teil von der Abbildung wird sich in einer Sättigungszone
befinden. In anderen Fällen
können
der mangelhafte Kontrast oder übermäßig dunkle
Abbildungen zu einem Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis von weniger als 30% eines
optimalen Kontrastpegels führen.
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KURZE BESCHREIBUNG DER
ERFINDUNG
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Die Erfindung und ihre Ausführungen
betreffen ein Verfahren zum Ermitteln der optimalen Parameter einer
Radiographie-Gewinnung enthaltend die Schritte:
- a.
es wird ein erstes Testbild von einem Objekt unter bekannten Einstellungsbedingungen
für eine
Radiographieanlage gewonnen;
- b. eine mittlere Dicke des Objekts wird von dem ersten Testbild
für diese
bekannten Einstellungsbedingungen gemessen;
- c. die optimalen Parameter für
die (Daten-)Gewinnung werden aus der mittleren Dicke bestimmt; und
- d. es wird ein Maß von
der mittleren Dicke von dem ersten Testbild abgeleitet, wobei Pixel,
die keine wichtigen Teile des Objekts wiedergeben, von dem ersten
Testbild ausgeschlossen werden.
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KURZE BESCHREIBUNG DER
ZEICHNUNGEN
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Die Erfindung und ihre Ausführungen
werden besser verständlich
aus der folgenden Beschreibung und den beigefügten Zeichnungen. Diese Zeichnungen
sind lediglich als Hinweise beigegeben und engen den Umfang der
Erfindung in keiner Weise ein. Von diesen Figuren zeigen:
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1 eine
schematische zusammengesetzte Ansicht des Phänomens der Bestrahlung im Stand
der Technik bzw. in der Erfindung;
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2 eine
schematische Ansicht von einem Teil eines Objekts, zum Beispiel
von einem Körper
eines Patienten, in der verschiedene Gebiete gezeigt sind: Gebiete
von Interesse sowie Gebiete von geringem Interesse;
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3 eine
Folge von zur Ausführung
des Verfahrens zum Einstellen einer Radiographieanlage implementierten
Schritten; und
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4 ein
Histogramm der Pixel von dem genommenen Bild.
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DETAILLIERTE
BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
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1 stellt,
insbesondere in ihrem oberen Teil, eine schematische Ansicht von
einer Radiographie-Anlage dar, zum Beispiel von einer Röntgen-Installation.
Die Installation bzw. der Aufbau enthält Einrichtungen zum Liefern
einer Strahlung, zum Beispiel eine Röntgenröhre T, die Röntgenstrahlen
RX in Richtung auf ein Objekt aussendet, zum Beispiel den Körper C von
einem Patienten. Der Körper
C ist dargestellt, als habe er ein dreieckiges Profil. Diese Darstellung
ist ziemlich künstlich,
sie wird aber zu einer einfacheren Erklärung beitragen. Natürlich weist
der Körper
eines Patienten in einem untersuchten Abschnitt eher eine ovale
oder sogar eine rechteckige Form auf. Die von der Röhre T emittierten
Röntgenstrahlen
werden traditionell mittels Filtern gefiltert, die durch Kupferstreifen
FCu und durch Aluminiumstreifen FAl gebildet werden. Diese Filter
stellen sicher, daß die
spektrale Dichte der Röntgenstrahlen
auf ein relativ schmales Durchlässigkeitsband
begrenzt ist. Die Filterkapazität
dieser Filter spielt naturgemäß eine Rolle
bei der Einstellung der Einrichtung, und es ist möglich, je
nach Bedarf unterschiedliche Filter zu installieren.
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Unter einer (nicht gezeigten) Patientenauflage
befindet sich ein Anti-Streugitter GA, das über einem Detektor D angeordnet
ist. In der Praxis enthält
das Gitter GA eine bestimmte Anzahl von Septalwänden, die sicherstellen, daß es sich
bei der durch das Gitter hindurchgehenden Strahlung (in der Theorie)
nur um direkt von der Röhre
T kommende Röntgenstrahlung
handelt. Da jedoch das Gitter GA eine Absorption ausführt, ist seine
Dicke reduziert. Dies reduziert die Wirksamkeit, mit der die Compton-Streuung aufgefangen
wird, was eine Streustrahlung bildet, die es zu eliminieren gilt.
Der Detektor D enthält
darüber
hinaus einen Satz von Elementen für die Detektion eines zu den
Pixeln P korrespondierenden Bildsignals. In der Praxis handelt es
sich bei dem Detektor D um einen elektronischen Detektor. Später in dieser
Beschreibung sollen die Pixel mit dem Signal identifi ziert werden,
das von den an ihrer Position angeordneten Detektorelementen geliefert
wird. Es ist jedoch ebenfalls möglich,
die Digitalisierung eines auf einem Film gewonnenen Bildes ins Auge
zu fassen.
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1 zeigt
den Körper
C in einer Richtung X sowie in einer Dicken- oder Höhenrichtung.
Der Detektor D sowie das Anti-Streugitter
GA sind jedoch 2D Elemente. Der Detektor D sowie das Gitter GA bestimmen
ein Sichtfeld FOV. Dieses Sichtfeld FOV erstreckt sich über Sättigungszonen
Zsat sowie über
Körpergebiete,
welche zu dem Körper
C gehören,
der in anatomische Gebiete Za sowie in nicht-anatomische Gebiete
Zna aufgeteilt werden wird.
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Das erste Diagramm von 1 zeigt unterhalb dieses
schematischen Aufbaus eine zugehörige
Ansicht von einer Dicke des Patientenkörpers C als Funktion der Abszisse
X. Die Dicke beginnt von Null aus an der Grenze zwischen dem Sättigungsgebiet
Zsat nach links hin sowie zu dem nicht-anatomischen Gebiet Zna und
nimmt zu auf die maximale Dicke bei der auf der rechten Seite des
Körpers
C liegenden Extremität.
Der Dickenverlauf hier stellt sowohl einen Verlauf der wahren Dicke
wie auch einen Verlauf einer äquivalenten
Dicke dar. Dabei wird der eine von dem anderen über einen einfachen homothetischen.
Ansatz abgeleitet.
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Bei den äquivalenten Dicken handelt
es sich um Dicken von menschlichem Gewebe, die angegeben werden
durch ihre Äquivalenzen
in den Dicken von Kunststoffmaterialien von einer gemäß den Standards
bekannten Qualität.
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Das unter dem Diagramm für die Dicke
angeordnete Diagramm gibt für
diese Dicke eine Ansicht des von dem Detektor D empfangenen Signals
wieder. In den Sättigungsgebieten
Zsat ist der Detektor in Wirklichkeit normalerweise gesättigt, da
kein Gewebe in der Bahn der Röntgenstrahlen
angeordnet worden ist. Der Detektor mißt einen empfangenen Energiepegel,
der abhängt
von der Eindringkraft der Strahlen (nämlich der Härte der Röntgenstrahlen) sowie von der
Dauer der Aussetzung bzw. Bestrahlung oder schlicht von dem Wert,
der gegeben ist durch die Milliampere multipliziert mit den Sekunden
dieser Aussetzung. Das empfangene Signal nimmt in einer Weise ab,
die der Dicke des Körpers
C entspricht, welche die Röntgenstrahlen
zu queren haben. Es ist hier künstlich
dargestellt, daß die
Abnahme linear mit der Dicke vor sich geht. Dies ist jedoch in der
Theorie und Praxis nicht der Fall, und zwar aufgrund eines exponentiellen
Absorptionstyps. Diese vereinfachende Darstellung trägt jedoch
zu einer besseren Erklärung
der Erfindung bei.
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Wenn diese Installation für bekannte
Einstellbedingungen nicht zu mangelhaft auf die maximale Dicke des
Körpers
C eingestellt ist, wird die für
die von dieser maximalen Dicke betroffenen Pixel auf der rechten Seite
empfangene Energiemenge nicht Null sein. Andernfalls wird ein Phänomen des
Abschneidens von der Grundlinie auftreten, und die Bedingungen für die Gewinnung
des Testbildes, aus dem alle Messungen vorgenommen würden, werden
leicht verfälscht.
Natürlich
entspricht darüber
hinaus auf der rechten Seite von dem Ende des Körpers C das empfangene Signal
ebenfalls einem Sättigungssignal.
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Der Detektor D oder irgendein anderes äquivalentes
Abbildungssystem unter Einschluß der
Digitalisierung eines auf einem Röntgenfilm zur Ansicht gebrachten
Bildes besitzt einen Dynamikbereich für die Ansicht. In der Praxis
wird die empfangene Energie bei der Position von jedem Pixel gemessen,
indem man Zähler
abtastet, deren Anzahl an Zählpositionen
begrenzt ist. In einem nicht als Einschränkung gedachten Beispiel wurden
Zähler
mit 14 Positionen gewählt
derart, daß das
von diesen Zählern
gelieferte Signal nur zwischen 0 und 214-1 liegen kann, nämlich zwischen
0 und 16383 (oder 16384, wenn wir über den Teil –1 hinwegsehen). Eine
erste einfache Einstellung des Dynamikbereichs von dem Detektor
kann darin liegen, daß man einen
maximalen Grauwert, entsprechend den weißen Bildanteilen, für die Gebiete
des Körpers
an der Grenze des gesättigten
Gebiets auf der linken Seite einstellt, sowie einen Grauwert 0,
entsprechend dem schwarzen Anteil, für die größte Dicke des Körpers C.
Zwischen diesen beiden Werten wurde es in diesem Fall künstlich
gezeigt, daß sich
das Signal entwickelt als eine lineare Funktion von der Abszisse
X, indem sie übergeht
von 16384 auf 0 von einem Ende des Körpers C zum anderen Ende.
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Die obige Schilderung beschreibt
die Gewinnung von einem ersten Testbild für bekannte Einstellbedingungen
der Installation bzw. der betreffenden Anlage. Bei dieser Abbildung
kann es sich beispielsweise um das in 2 gezeigte
Bild handeln, das eine sehr schematische Beckenansicht von einem
Patienten wiedergibt. In dieser Abbildung liegen auf der rechten
und linken Seite von den Beinen Jd und Jg sowie zwischen diesen
Beinen Sättigungsgebiete
Zsat vor. Die mittlere EPT, nämlich
die mittlere Dicke von dem Patientenkörper C, wurde gemessen unter
Berücksichtigung
sowohl der den Körper
C repräsentierenden
Gebiete als auch der Sättigungsgebiete.
Eine Ausführung
der Erfindung wird speziell die Sättigungsgebiete eliminieren,
jedoch nicht allein oder nicht ausschließlich diese Gebiete.
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Wenn im besonderen bestimmt ist,
daß das
interessierende Gebiet ZI, hier durch Schrägstriche markiert, einem Unterleibsteil
von dem Patientenkörper
entspricht, wird es lohnend sein, den Kontrast in diesem interessierenden
Gebiet anzuheben. Es wird außerdem
festgestellt, daß das
Kontrastproblem besonders schwierig zu lösen ist für die Unterleibsgebiete, wo
es tatsächlich
nur eine geringere Differenzierung zwischen den Geweben gibt, und
wo von Natur aus der Kontrast nicht sehr gut ist.
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In den als nicht-anatomische Gebiete
bekannten Gebieten, die in typischen Fällen von den Enden B des Patientenkörpers C
repräsentiert
werden, gibt es keine Bildinformation zu suchen. Um demzufolge die
mittlere Dicke zu berechnen, welche die wirklich nützlichen
Bedingungen für
die (Daten-)Gewinnung repräsentieren,
ist man bestrebt, sowohl die Sättigungsgebiete
wie auch die nicht-anatomischen Gebiete zu eliminieren.
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Auf dem Dicken-Diagramm, nämlich dem
zweiten Kurvenverlauf, gibt 1 eine
schematische Ansicht einer Dickenschwelle S wieder, unterhalb derer
angenommen wird, daß es
sich bei den Gebieten des untersuchten Körpers um nicht-anatomische
Gebiete handelt. Nachfolgend wird beschrieben, wie die Schwelle S
bestimmt wird. Wenn nämlich
die Schwelle S bekannt ist, ist es unter den Bedingungen für die Gewinnung des
untersuchten Testbilds möglich
zu bestimmen, welchem Grauwert diese Dickenschwelle S entspricht.
Die Bezeichnung GTH bezeichnet die Grauwertschwelle. Es ist außerdem möglich, ihr Äquivalent
zu berechnen, was die empfangene Dosis betrifft. Um dann den Mittelwert,
die mittlere EPT zu berechnen, wird ein Histogramm aus den Grauwertpegeln
der Bildpixel gemacht. Da dem Körper
C in sehr künstlicher
Weise ein dreieckiges Profil gegeben wurde und man nicht die exponentielle
Messung berücksichtigt,
nimmt das Histogramm in der Praxis die Form einer konstanten Anzahl
von Pixeln an, was auch immer der Grauwert ist (siehe den Kurvenverlauf
unten auf der rechten Seite von 1).
Für die
Sättigungsgebiete
enthält
das Histogramm eine sehr große
Zahl von Pixeln, was ein gesättigtes
Signal anzeigt, sowie Grauwerte größer als ein Sättigungspegel,
was schematisch bei 16384 in dem Beispiel gezeigt ist. 1 weist darüber hinaus
eine schraffierte Zone über
dem der Dickenschwelle S entsprechenden Grauwert auf.
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Eine Ausführung der Erfindung umfaßt die Berechnung
der mittleren Dicke, der mittleren EPT, für lediglich die rechten Kandidatenpixel,
nämlich
für die
rechts von der Dickenschwelle oben in 1 sowie
die unterhalb des korrespondierenden Grauwerts in dem Histogramm
liegenden Pixel. Die Besetzung des auf diese Weise reduzierten Histogramms
ermöglicht
sodann die Berechnung einer mittleren Dicke.
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In der Praxis geben die Grauwerte
die empfangenen Dosen wieder.
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Gemäß der Formel I = Io exp(–μx) geben
diese Dosierungen an, daß der
empfangene Strahlungspegel sich exponentiell als eine Funktion der
Dicke (x) ändert.
Um die mittlere Dicke zu berechnen, ist es deshalb wünschenswert,
das Histogramm der Grauwerte umzusetzen in ein Histogramm von äquivalenten
Dicken S, und zwar unter Verwendung des Logarithmus der Grauwerte
(oder des Logarithmus der empfangenen Dosen, wenn das Histogramm
für Dosierungen
gemacht worden ist). Mit den äquivalenten
Dicken und mit der Anzahl ihrer Auftritte wird die mittlere Dicke
errechnet.
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Dies wird schematisch gezeigt als
Entsprechung zu einer Zwischenposition zwischen dem Grauwert von
der Dickenschwelle und dem Grauwert von der maximalen Dicke. Die
mittlere Dicke wird somit weit genauer berechnet (und es wird nachfolgend
beschrieben, wie diese Berechnung ihrerseits weiter verbessert werden
kann). Die mittlere Dicke wird in bekannter Weise verwendet, um
die Radiographie-Installation bzw. -Anlage einzustellen. Es ist
ausreichend, diese mittlere Dicke in der Software für den Bahnverlauf
(path software) zu benutzen. Bahnsoftware dieser Art enthält Mittel
zum Bestimmen der Einstellung der Parameter für die Installation, und zwar
speziell als eine Funktion einer mittleren Dicke, der mittleren
EPT, eines Dynamikbereichs ΔEPT,
einer gewünschten
Anzahl von Ansichten sowie der Temperatur der Röhre T zum Zeitpunkt der Untersuchung.
Die Bahnberechnung macht es möglich,
die Installation in einer Weise einzustellen, die am besten für die Anwenderwünsche geeignet
ist, so daß die
Röhre am
Ende des Experiments keine Temperaturwerte erreicht, die zu ihrer
Zerstörung
führen.
Softwareprogramme für
den Bahnverlauf sind bekannt und spezifisch für jede Installation.
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In einer Ausführung der Erfindung wird außerdem der
Dynamikbereich berechnet. Es kann angenommen werden, daß die nur
von der Kenntnis der mittleren Dicke diktierten Einstellbedingungen korrespondieren werden
zu denen von einer Abnahme in den Grauwerten, und zwar von den Dicken
Null bis zu den größten Dicken,
wie das in der Kurve C1 von 1 gezeigt
ist. Auf der anderen Seite wird in einer Ausführung der Erfindung auch der
Dynamikbereich eingestellt. Die Dicke wird derart eingestellt, das
die mittlere Dicke, die mittlere EPT, einem gegebenen Verhältnis des
Dynamikbereichs in Größen der
Grauwerte des Signals oder der Dosierungen, wenn die Arbeit in Dosierungen
ausgeführt
wird, entspricht. Dazu wird zuerst als Verbesserung, statt eine
Dickenschwelle S, wie bisher erklärt, zu wählen, eine als maximale anatomische
Schwelle bekannte Schwelle entsprechend einem interessierenden maximalen
anatomischen Gebiet gewählt.
Der Grauwert von der maximalen anatomischen Schwelle ist niedriger
als die Dickenschwelle. Die Installation wird dann so eingestellt,
daß der
Detektor ein maximales Signal liefert, entsprechend zu den 16384
Grauwerten in dem Beispiel, und zwar für die Dicken, die dieser Dicke
von dem maximalen anatomischen Gebiet entsprechend. Somit ist ein
erster Einstellpunkt M der Detektionssequenz festgelegt. Darüber hinaus
ist ein zweiter Punkt N derart, daß für den mittleren EPT Wert, EPTmean,
der von dem Detektor wiedergegebene Grauwert gleich einem gegebenen
Verhältnis
von dem Dynamikbereich ist. In einem Beispiel beträgt dieses
Verhältnis
1/20-tel von dem Dynamikbereich. In der Praxis beträgt die Entsprechung
für EPTmean
dann den Wert des maximalen angezeigten Grauwerts multipliziert
mit dem gegebenen Verhältnis,
und zwar ist es in dem Beispiel auf 800 Grauwerte eingestellt.
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Somit wird der Dynamikbereich ΔEPT definiert
als der Bereich, der vorzugsweise korrespondiert zu der Differenz
in den äquivalenten
Dicken zwischen der maximalen anatomischen Dicke und der mittleren
Dicke. Er könnte
so ausgelegt worden sein, daß er
der Differenz zwischen der mittleren Dicke und der Schwellendicke
entspräche.
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Das folgende Ergebnis (2) wird dann erhalten: In
dem interessierenden Gebiet ZI werden Gewebestrukturen mit geringer
radiologischer Differenzierung dann mit dem optimalen Kontrast wiedergegeben,
so daß sie
von einem Arzt unterschieden und verwendet werden können.
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3 zeigt
eine Folge von Arbeitsgängen,
die in einer (nicht gezeigten) informationsverarbeitenden Einrichtung
für die
Radiographieanlage von 1 implementiert
sind, in der alle diese Arbeitsgänge
vorgenommen werden. 3 zeigt
einen ersten Arbeitsgang 1, an dessen Ende die Schwellendicke
S, unterhalb der die Gebiete des Körpers C als nicht-anatomische
Gebiete betrachtet werden, bestimmt wird. Auf den Schritt 1 folgt
dann Schritt 2, der weiter unten untersucht wird, und während dem
für die
Bedingungen bei der Gewinnung des Testbilds die der Schwellendicke
S entsprechende Dosis zusammen mit dem Grauwert der Schwellendicke
berechnet wird, oder es handelt sich vorzugsweise um den Grauwert
der Schwellendicke, der berechnet wird. Nachdem das Bild gemacht
ist, wird im Schritt 3 das in 1 gezeigte
Histogramm zusammen mit dem reduzierten Histogramm erstellt, von
dem die Pixel, deren Grauwerte in der Praxis oberhalb einer Schwelle
liegen, entfernt werden.
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4 zeigt
ein Histogramm, das, was die Anzahl von Pixeln pro Grauwert angeht,
real und nicht mehr vereinfacht ist, wie das bisher gesehene Histogramm.
Das Histogramm von 4 zeigt,
daß der
Pegel von der Dickenschwelle S weit jenseits von einem realen interessierenden
Gebiet gefunden werden kann. 4 zeigt somit
einen einem Rauschen entsprechenden Teil, der, was die Dicke angeht,
zwischen der Schwellendicke S und der minimalen Dicke 1 von
den in dem interessierenden Gebiet ZI liegenden Gewebestrukturen
liegt. Von den in Frage kommenden Pixeln wird angenommen, daß sie ein
Rauschen darstellen, weil die Anzahl der von jedem Wert betroffenen
Pixel darin klein und y im wesentlichen konstant ist.
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Statt den Arbeitsgang auf die Eliminierung
der Pixel zu beschränken,
deren Wert größer ist
als der Wert der Schwelle S, gibt es dann außerdem noch die Entfernung
von denjenigen dieser Pixel aus der Population, die für die Bestimmung
der mittleren Dicke verwendet wird, deren Wert kleiner ist als der
Wert der Dickenschwelle, die jedoch darüber hinaus nahe bei dieser
liegen. Da man die Gleichwertpegel zu eliminieren sucht, für die die
Auftritte gering sind, wird ein aufsummierter Wert der Auftritte
dieser ein Rauschen darstellenden Pixel aufgesetzt, wie sie in dem
schraffierten Teil von 4 gezeigt
sind.
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Es, wird eine Bestimmung der minimalen
Dicke 1, entsprechend der maximalen anatomischen Dicke, vorgenommen
durch die Subtraktion einer bestimmten vorbestimmten Anzahl von
aufsummierten Auftritten von Gleichwertpegeln. Diese Subtraktion
wird von dem Histogramm vorgenommen, und zwar gemessen zwischen
dieser Schwelle und dieser maximalen Anatomie. In einem Beispiel
wird das Integral beschränkt
auf 1024. Es werden daher 1024 Auftritte von Gleichwertpegeln eliminiert.
Es ist jedoch möglich,
eine größere Zahl zu
nehmen, zum Beispiel 10.000. Wie in 4 gezeigt,
wird eine Suche nach einer Grenzlinie rechts von der Grenze dargestellt
durch die Dickenschwelle S, die gerade oben bestimmt worden ist.
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4 zeigt
zwei Typen von Gewebe: Ein erstes Gewebe T1, für das das Rauschen von geringer
Bedeutung ist, sowie ein zweites mit Schrägstrichen gezeigtes Gewebe
T2, für
das das Rauschen sehr groß ist. Indem
man entscheidet, eine bestimmte Anzahl von Auftritten von Gleichwertpegeln
aus der Pixelpopulation zu entfernen, die eine Rolle spielen wird
bei der Bildung des Wertes für
die mittlere Dicke EPTmean, ist es wünschenswert, die Pixel entsprechend
dem Rauschen zu eliminieren, insbesondere wenn die mittlere Dicke und
daher das nützliche
Gebiet einen viel größeren Wert
aufweist (zum Beispiel im Bereich von etwa 20 cm) als in diesem
Fall mit dem gestrichelten Kurvenverlauf T2.
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In 1 wurde
Punkt M eingestellt unter Berücksichtigung
des Gebiets der maximalen anatomischen Dicke.
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Für
den in 4 gestrichelt
gezeigten Fall T2 würde
eine solche Bestimmung zur Verschiebung des Punktes M viel weiter
nach rechts zu M' geführt haben.
Das heißt,
es würde
dazu geführt
haben, daß man
dem Dynamikbereich des Detektors weit größere Dicken zugeordnet hätte, ohne
daß ein
größerer Teil
von diesem Dynamikbereich die Fähigkeit
verloren hätte,
kleine Dicken zu zeigen, was darüber
hinaus bestimmt worden wäre,
als wäre
es nicht von Interesse, da sie lediglich Rauschen wiedergäben. In
der Praxis wird die nahezu lineare Verschiebung des Punktes M nach
rechts begleitet werden von einer Zunahme in der Hochspannung in
Kilovolt, die zwischen der Anode und der Kathode der Röhre T angelegt
wird.
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Für
die effiziente Durchführung
dieser optionalen Suche nach der optimalen anatomischen Dicke ist nach
dem Schritt 3 ein Schritt 4 (3)
gezeigt. Dies ist ein Schritt für
die Korrektur des reduzierten Histogramms, um die maximale anatomische
Korrektur zu berücksichtigen.
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Der Schritt 4 ist nicht unentbehrlich,
gleichwohl er erwünscht
ist; er wird gefolgt von Schritt 5 zur Bestimmung der mittleren
Dicke aus dem reduzierten Histogramm oder vorzugsweise aus dem korrigierten
reduzierten Histogramm. Diese Bestimmung, die nachfolgend beschrieben
wird, enthält
eine Passage aus dem Feld der Gleichwertepegel in das Feld der Dicken.
Auf den Schritt 5 folgt ein Schritt 6, während dem der Dynamikbereich ΔEPT berechnet
wird. Der Dynamikbereich ist gleich mit oder, wie oben ausgeführt, entspricht der
mittleren Dicke EPTmean und der Schwellendicke S, oder besser: der
maximalen anatomischen korrigierten Dickenschwelle. Der Schritt
6 wird gefolgt von einem bekannten Typ von Schritt 7, in dem die
Installation eingestellt wird als eine Funktion von 1'EPTmean, wie es gerade
bestimmt wurde, und von ΔEPT,
wie es gerade errechnet wurde.
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Wenn der Arzt keinen Nutzen aus der
so erzielten optimalen Einstellung ziehen will, jedoch trotzdem die
Entfernung der Sättigungsgebiete
wünscht,
wird dieselbe Maßnahme
vorgenommen, indem man alle die Gleichwertpegel von dem Histogramm
eliminiert, die lediglich zu der Sättigung korrespondieren. In
der Praxis werden zum Beispiel alle die Pixel, deren Gleichwertpegel
zu der Sättigung
korrespondieren, d.h. 16384 Pixel in dem Beispiel, eliminiert zusammen
mit all den Pixeln, die in einem Pegelband mit einer bestimmten
Anzahl von Grauwerten, zum Beispiel mit fünf Grauwerten, enthalten sind.
Dieses Band Bsat ist außerdem
in 1 gezeigt. Somit
werden nur die Pixel in Betracht gezogen, deren Grauwerte von 0
bis 16379 reichen. Wenn man dieselbe mittlere äquivalente Patientendicke EPTmean
beibehält,
weil es sich bei EPTmean um einen exakten Wert handelt, kann man
sodann wählen,
den Dynamikbereich ΔEPT
einzustellen, indem man einen Punkt M'' anstelle
von Punkt M auswählt.
Bei einer Prüfung
von 1 läßt sich
einfach in diesem Fall feststellen, daß, wenn die mittlere Dicke
weiterhin richtig berechnet wird, der Dynamikbereich nicht in dem
Maße optimal
ist. Es macht es jedoch möglich,
die Randgebiete B von dem Patienten abzubilden, ohne daß man den
Randeffekt unterstützen
muß, indem
man Grenzen in den Abbildungen formt, deren Anwesenheit in bestimmten
Fällen lästig sein
kann.
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Für
die Ermittlung der Schwellendicke S, unterhalb derer die Beiträge von den
Gewebestrukturen als nicht von Interesse betrachtet werden, ist
es wünschenswert,
die Akquisitionsgeometrie der Installation zur Zeit der Gewinnung
von dem ersten Testbild, aus dem EPTmean und ΔEPT bestimmt werden, in Betracht
zu ziehen. Zu diesem Zweck enthält
Schritt 1 einen ersten Schritt 9, während dem ein Wert AirGap von
einem Luftspalt bzw. Luftraum E berechnet wird. Der Spalt E entspricht
dem zwischen dem unteren Ende von dem Patientenkörper C und dem Anti-Streugitter
A vorliegenden Raum. Es wird zu verstehen sein, daß je größer dieser
Raum ist, desto größer der
Raum in dem Bild sein wird, in dem sich ein marginales aber gleichwohl
existierendes Compton-Streuphänomen
ausbreiten wird. Der Luftspalt E mit einem Wert AirGap wird berechnet
gemäß der folgenden
Gleichung I:
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In der Gleichung I stellt SID den
Abstand in Zentimetern dar von der Röntgenquelle, nämlich der
Röhre T,
zu der Abbildung, nämlich
der Ebene des Detektors D. Die Variable IsoDistance stellt den Abstand
dar zwischen dem unteren Ende von dem Körper des Patienten und der
Röntgenquelle.
In einem Beispiel und entsprechend der Akquisitionsgeometrie einer
bekannten Installation weist diese Variable IsoDistance einen Wert von
70,5 cm auf. In der Praxis können
diese Werte an der benutzten Einrichtung gemessen werden, wenn sie nicht
in Tabellenaufzeichnungen, entsprechend den Benutzungszuständen der
Einrichtung, verfügbar
sind. Die Variable EPTthreshold geteilt durch zwei entspricht einem
rein willkürlichen
Wert, in typischen Fällen
gleich 3 cm, da dieser Wert in dem Anwendungsfeld bekannt ist. Es
hätte ein
anderer Wert als 3 cm gewählt
werden können.
Der Wert könnte
abhängen
von dem Ort der Untersuchung in dem Körper C. Dieser Wert EPTthreshold
entspricht der äquivalenten
Dicke, unterhalb derer wir sicher sein können, das kein interessierendes
Gewebe (mehr) vorliegt. Dieser Ansatz für den Wert des Abstands E,
und zwar unabhängig
seiner Bedeutung, was die Länge
angeht, ist besonders nützlich
für eine
Berücksichtigung
der schädlichen
Effekte der Compton-Streuung bei den Einstellungen der Installation.
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Der Schritt 1 enthält einen
Schritt 10, um den Wert einer Variablen ScatterComp zu berechnen,
welche die Compton-Steuung repräsentiert.
Der Schritt 10 beinhaltet die Berechnung der folgenden Gleichung
II:
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In der Gleichung II stellt SurfaceFdbk
die Oberfläche
in cm
2 von dem Sichtfeld FOV dar, und kVp
actual bezeichnet die Hochspannung, mit der die Röhre T zum
Zeitpunkt der Gewinnung des Testbilds gespeist wurde. Die übrigen Variablen
sind die bereits oben gesehenen. Bei den Koeffizienten sa bis sl
handelt es sich um Koeffizienten, die durch einen Regressionsvorgang
erhalten werden. In der Praxis wird für eine gegebene Installation
bzw. Anlage eine große
Anzahl von Messungen von Phantomen von bekannten radiologischen
Dichten gemacht, und die Compton Streuungsvariable ScatterComp wird
ebenfalls gemessen. Die Regression bzw. Rückbildung besteht dann darin,
die Ermittlung der zwölf
Koeffizienten sa bis sl für
den Stapel der durchgeführten
Experimente zu minimieren. In einem Beispiel weisen diese Koeffizienten
die folgenden gegebenen Werte in der folgenden Tabelle I auf: Tabelle
I
-
Tabelle I enthält zwei Spalten, welche die
Werte der Koeffizienten sa bis sl darstellen, und zwar in Abhängigkeit
davon, ob ein Gitter GA vorhanden ist (Gitter) oder nicht (Kein
Gitter). Die in der Tabelle I vorliegenden Werte sind nicht einzigartig.
Die Werte hängen
ab von der Installation. Sie können
für jede
Installation erneut mittels Regression berechnet werden.
-
In diesem Stadium ist es gemäß der folgenden
Gleichung III, entsprechend Schritt 11 im Schritt 1, möglich, eine
Zwischenvariable EPTinter zu berechnen:
EPTinter = EPTthershold – ScatterComp
-
Dabei handelt es sich um die äquivalente
Dicke, die nun berechnet wird, welche als Teilungsschwelle dient
zwischen den als signifikant erachteten Dicken und solchen, die
das nicht sind. Es ist möglich,
dies ohne Berechnung zu tun und einen rein willkürlichen Wert EPTinter zu ermitteln,
der die Geometrie der Installation bzw. Anlage nicht berücksichtigt
und auch nicht die Folgen aus der Comton-Streuung. Es ist jedoch
eine weniger genaue Ermittlung der Schwellendicke wahrscheinlich
und somit eine weniger genaue Ermittlung von EPTmean, und damit
eine weniger als optimale Einstellung für die Installation.
-
Der Schritt 2 wird implementiert
mittels der Berechnung der folgenden Gleichung IV: SFBthreshold
= exp(b12 + W12·Φ(W11·In
+ b11))
-
Darin bedeutet Φ eine als Tansig-Funktion bekannte
Funktion und ist gegeben durch die folgende Gleichung V: Φ(x)
= 2/(1 + e–2x) – 1
-
In der Gleichung IV entspricht das
Ergebnis SFBthreshold der Dosisäquivalenz
der Schwellendicke S, die man wählen
wollte, um die nicht-anatomischen Gebiete zu eliminieren. Darüber hinaus
wird, falls benötigt, ein
anderer bekannter Typ der Konversion von SFBthreshold ausgeführt, um
von einer Dosisschwelle auf eine Grauwertschwelle überzugehen.
Es ist jedoch möglich,
direkt in Dosisbegriffen zu arbeiten, ohne durch die Grauwerte zu
gehen. Die Ausdrücke
b von Gleichung IV sind Vektoren, und die Ausdrücke W sind Matrizen. Die Dimensionen
von diesen Vektoren und von diesen Matrizen sind gegeben durch die
folgende Tabelle II, die, unter denselben Bedingungen wie bei der
obigen Tabelle I, zu einem Fall gehören, bei dem ein Anti-Streugitter benutzt
wird (Gitter) sowie zu einem Fall, bei dem ein solches Gitter nicht
benutzt wird (Kein Gitter). Die in der Tabelle II angegebenen Daten
sind nicht einzigartig. Die Werte hängen ab von der jeweiligen
Installation. Sie können
für jede
Installation mittels Regression neu berechnet werden. Tabelle
II
-
Der Ausdruck In von Gleichung IV
ist ein SD Vektor, der durch den folgenden Ausdruck II gegeben ist:
In
= [Patient_size_normal, kVpnormal, mAnormal, cu_thickness_normal,
al_thickness_normal]T
-
In dem Ausdruck II gilt: Patient
size normal = 0,6 * EPTinter Darüber
hinaus ist jeder Wert "normal" vorzugsweise ein
standardisierter Wert entsprechend der folgenden Gleichung VI, wobei
kVpnormal gegeben ist durch:
-
In der Gleichung VI stellen kVpmin
und kVpmax die Minimal- und Maximalwerte der Arbeitsspannung dar,
während
kVp_actual die Hochspannung der Installation unter den Bedingungen
von dem Testbild darstellt.
-
Im Ausdruck II ist mAnormal gegeben
durch den Ausdruck III:
-
Im Ausdruck III stellt SID den Wert
des Abstands von der Quelle zum Bild dar, SID_EPTnn ist gleich 100
cm, mR_mAs_cal = 4,0858 und mR_mAs ist der kalibrierte Wert von
mR/mAs.
-
In diesem Ausdruck II sind die Ausdrücke Cu_thickness_normal
sowie Al_thickness_normal gegeben durch die folgende Gleichung VII:
-
Die Werte der Filter Cu_lo, C_ hi,
Al_lo und Al_hi stellen jeweils die minimalen und maximalen Kupfer- bzw.
Aluminiumdicken für
die Filter bei der Installation dar. Die Anwendung von Gleichung
IV zeigt, daß es
daher möglich
ist, den Schritt 2 auszuführen,
d.h. den Grauwert entsprechend zu der Schwelle S allein aus der Einstellung
der Installationsparameter zu berechnen. In der Praxis kann diese
Berechnung sogar durchgeführt werden,
bevor das Bild gewonnen worden ist und bevor seine Verarbeitung
entsprechend den Schritten 3 sowie den Schritten, die darauf folgen,
unternommen worden ist, um die Werte EPTmean sowie den gesuchten Wert ΔEPT herzuleiten.
-
Es ist auch wünschenswert, die obige Lehre
auf eine andere Installation- bzw. Einrichtung umzustellen. Diese
Umstellung wird ermöglicht,
indem man die Gleichung II für
eine gegebene Installation anpaßt
bzw. modelliert. Diese Art der Anpassung kann mittels eines neuronalen
Netzwerks getan werden. In mehr theoretischer Hinsicht leistet die
Durchführung
einer großen
Anzahl von Experimenten diese Art von Modellierung. Für diese
Experimente macht man die Eingangsparameter In variabel, und die
empfangenen Dosen werden in entsprechender Weise gemessen. Dann
wird der Rechenfehler hinsichtlich der Entsprechung dieser Dosen mit
den Eingangsparametern gemäß der Gleichung
II minimiert, indem man nach den Komponenten der Ausdrücke b und
W sucht, die am besten diese Minimierung erfüllen. Das Modell der Gleichung
IV ist ebenfalls bekannt. Es ist eine besondere Eigenschaft einer
Ausführung
der Erfindung, sie in der umgekehrten Richtung anzuwenden.
-
Die optimalen Parameter für die Radiographie-Gewinnung
sowie die Einstellungen für
die Installation werden in Echtzeit ermittelt bzw. durchgeführt. Sobald
die Koeffizienten der Tabellen I und II für eine gegebene Installation
als ein vorläufiger
Schritt gewonnen worden sind, werden die optimalen Einstellungsbedingungen für die Installation
einige wenige Millisekunden nach der Gewinnung des Testbilds ausgeführt.
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Bei den Ausführungen des Verfahrens handelt
es sich vorzugsweise um automatische Verfahren. Eine Ausführungsform
der Erfindung ist gerichtet auf ein Verfahren zum Einstellen einer
radiologischen Installation, speziell ein Verfahren zum Einstellen
der Versorgungshochspannung für
eine Röntgenröhre dieser
Anlage, sowie des Stroms dieser Röhre, um die Akquisition mit
dieser Installation durchzuführen.
Eine Ausführung
der Erfindung ist gerichtet auf das Erreichen einer Kontrolle über eine
Dosis der emittierten Strahlung sowie auf die Erhöhung des
Kontrasts eines mit einer solchen Einrichtung gewonnenen Bil des,
so daß es
die zu untersuchenden Strukturen mit der bestmöglichen Klarheit zeigt.
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Eine Ausführung des Verfahrens ist dafür gedacht,
daß es
vor jeder Gewinnung eines Testbilds in Echtzeit ausgeführt wird.
In einer Ausführung
des Verfahrens und auf einem ersten Weg wird die mittlere Dicke, die
ein Stück
der Information für
die Einstellung der Installation darstellt, wie beim Stand der Technik
gemessen, und zwar aus einem Testbild, das mit einer unter bekannten
Arbeitsbedingungen arbeitenden Röntgeninstallation
gewonnen wird. In einer Ausführung
der Erfindung werden jedoch in diesem Testbild die Pixel ausgeschlossen,
die nicht signifikante anatomische Teile des Patienten darstellen.
Die nicht signifikanten Teile enthalten zunächst den gesättigten
Bildteil. In typischen Fällen
entsprechen die gesättigten
Teile den Teilen des Bildes, die jenseits des Randes von dem Patientenkörper liegen.
Nicht signifikante Teile können
jedoch Dickenbereichen des Patientenkörpers entsprechen, die unterhalb
einer Schwelle liegen. Diese zu ermittelnde Schwelle wird eine solche
sein, von der man weiß,
daß sich
unter ihr keine anatomische Struktur von irgendwelchem Interesse
mehr befindet. In einer Ausführung
des Verfahrens und auf einem zweiten Weg wird, nachdem diese Schwelle
ermittelt worden ist, eine Differenz zwischen dieser Schwelle, ausgedrückt in Begriffen
der äquivalenten
Dicke, und der mittleren Dicke des Patientenkörpers, EPTmean, als der den
Dynamikbereich festlegende Faktor gewählt. Diese Maßnahme ergibt
eine Variable, welche eine objektive Messung des Dynamikbereichs
der zu wählenden
Anzeige darstellt.
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In einer Ausführung der Erfindung können die
Schwellendicken selbst korrigiert oder nicht korrigiert werden,
um bestimmte Störphänomene in
Betracht zu ziehen, um die Robustheit zu erhöhen, mit der die mittlere äquivalente
Dicke oder der Dynamikbereich ermittelt werden.
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Eine Ausführung der Erfindung ist darauf
gerichtet, die Einstellungen für
eine Röntgeninstallation,
insbesondere die Einstellung für
die zwischen einer Anode und einer Kathode einer Röntgenröhre dieser
Installation angelegte Hochspannung vorzunehmen, wobei diese Einstellung
eine Funktion der mittleren Dicke eines untersuchten Patienten ist
und vorzugsweise in Echtzeit innerhalb einiger weniger Sekunden
durchgeführt wird.
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Ein Fachmann auf diesem Gebiet kann
verschiedene Modifikationen in der Struktur und/oder den Schritten
und/oder der Funktion und/oder der Art und Weise und/oder dem Ergebnis
der beschriebenen Ausführungen
oder von deren Äquivalenzen
durchführen
oder vorschlagen, ohne von dem Schutzumfang abzuweichen.
