DE60033556T2

DE60033556T2 - Verfahren zur anwendung eines knochendichtemessungssystems mittels röntgenstrahlung bei zwei energien

Info

Publication number: DE60033556T2
Application number: DE60033556T
Authority: DE
Inventors: Jean-Marc Dinten; Christine Robert-Coutant
Original assignee: Commissariat a lEnergie Atomique CEA
Current assignee: Commissariat a lEnergie Atomique et aux Energies Alternatives CEA
Priority date: 1999-12-03
Filing date: 2000-12-01
Publication date: 2007-10-25
Anticipated expiration: 2020-12-02
Also published as: DE60033556D1; FR2801776B1; EP1233700B1; US6807249B2; WO2001039666A1; FR2801776A1; US20030026385A1; JP2003515376A; EP1233700A1

Description

Technisches Gebiet
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Anwendung eines Systems zur Knochendichtemessung mittels Röntgenstrahlung.
Bekanntlich ist die Röntgenstrahlungs-Knochendichtemessung eine Messtechnik, bei der die Knochenmasse und -dichte durch die radiographische Erfassung einer Vielzahl von Energien gemessen wird.
Generell benutzt man zwei Energien, die man "Hochenergie" bzw. "Niedrigenergie" nennt.
Zur Durchführung der Messungen sind diverse Messketten (Röntgenstrahlungsquelle und -detektor) denkbar.
Man unterscheidet in Abhängigkeit von den benutzten Strahlungstypen drei Systemgruppen:

– die Bündelstrahlsysteme ("pencil beam systems"), die eine durch ein Loch kollimierte Röntgenstrahlungsquelle benutzen, und einen Röntgenstrahlungs-Monodetektor, der ebenfalls kollimiert ist,
– die Fächerstrahlsysteme ("fan beam systems"), die eine durch einen Schlitz kollimierte Röntgenstrahlungsquelle und einen linearen Röntgenstrahlungsdetektor benutzen, und
– die Kegelstrahlsysteme ("cone beam systems"), die einen zweidimensionalen Detektor benutzen.

Die Erfindung betrifft insbesondere die Anwendung von Knochendichte-Messsystemen mit dualenergetischen Kegelröntgenstrahlsystemen.
Stand der Technik
Die methodologischen Prinzipien der Knochendichtemessung mittels dualenergetischer Röntgenstrahlung und die hauptsächlichen gegenwärtig benutzten Lösungen kennt man aus den beiden folgenden Dokumenten:

[1] "Technical Principles of Dual Energy X-Ray Absorptiometry", G.M. Blake und I. Fogelman, Seminars in Neclear Medicine, Band XXVII, Nr. 3, Juli 1997, Seiten 210 bis 228, und
[2] "The Evaluation of Osteoporosis: Dual Energy X-Ray Absorptiometry and Ultrasound in Clincal Practice", Second Edition, G.M. Blake, H.W. Wahner und I. Fogelman, Martin Dunitz Editor, 1999, ISBN 1-85317-472-6.

Es wird insbesondere Bezug genommen auf die Kapitel 3, 4 und 5 des Dokuments [2], wo die Prinzipien der Dualenergie-Knochendichtemessung und die bekannten Systeme zur Durchführung solcher Messungen beschrieben werden.
Zur Realisierung der Diagnose und Therapie von Osteoporose an den relevanten Stellen (Wirbelsäule, Hüften, Unterarm, ganzer Körper) sind die kommerziell verfügbaren Systeme vom Typ "pencil beam" und "fan beam". Diese Systeme benutzen Kollimatoren, die die Parasitärstrahlung, insbesondere die Streustrahlung ("scattered"), begrenzen. Außerdem begrenzt die Geometrie dieser Erfassungssysteme die mit der Dimension des Detektors verknüpften geometrischen Deformationen, die vor allem aus der Konizität des Röntgenstrahlbündels resultieren.
Zudem benutzen diese kommerziell verfügbaren Systeme eine Abtastung, indem sie sukzessive für jede Position der Erfassungskette eine hochenergetische Messung und eine niedrigenergetische Messung durchführen. Diese gewährleistet eine perfekte Kohärenz zwischen den Körperzonen des Patienten, die während der beiden Messungen beobachtet werden.
Die kommerziell verfügbaren Kegelstrahlsysteme eignen sich nur für Knochendichtemessungen in peripheren Körperzonen wie etwa den Finger- bzw. Zehengliedern, den Händen, den Unterarmen und den Fersenbeinen. In Bezug auf die beiden anderen Systemgruppen ist die Anwendung dieser Kegelstrahlsysteme schwieriger.
Die Streustrahlung, verursacht durch die Interaktion zwischen der einfallenden Röntgenstrahlung und dem untersuchten Teil des Körpers, ist groß bzw. wichtig und muss behandelt werden. Zudem macht die Konizität die Messung abhängig von der Position der in dem Bildfeld betrachteten anatomischen Zone. Außerdem, während der Lesezeit des zweidimensionalen Sensors, kann sich der Patient zwischen der hoch- und der niedigenergetischen Messung bewegt haben.
Die kommerziell verfügbaren Systeme des Kegelstrahltyps sind deswegen auf die Analyse der Extremitäten des menschlichen Körpers wie etwa Hände, Unterarme und Fersenbeine begrenzt, weil diese Zonen nicht sehr dick und nicht sehr großflächig sind. Die Parasitärstrahlungen sind begrenzt und die Positionierung kann konsolidiert bzw. gesichert werden, zum Beispiel mit Hilfe eines Befestigungssystems für einen Unterarm oder ein Fersenbein.
Hingegen erfordert die Verwendung solcher Kegelstrahlsysteme für größere anatomische Zonen, insbesondere die Wirbelsäule oder die Hüften, die häufig zur Diagnose und Verfolgung bzw. Beobachtung der Osteoporose dienen, den parasitären Phänomenen sowie der großen Konizität der Röntgenstrahlung Rechnung zu tragen und sich an die potentiellen Bewegungen des Patienten anzupassen.
Man kennt schon Knochendichtemesssysteme für zweidimensionale Zonen – eine Quelle, fähig Röntgenstrahlen mit wenigstens zwei Energien abzustrahlen, einen Konverter-Schirm, fähig die Röntgenstrahlen in Photonen des sichtbaren Lichts umzuwandeln, ein optisches Bildaufnahmesystem und eine CCD-Kamera umfassend – aus den folgenden Dokumenten, auf die Bezug genommen wird:

[3] Patent US-5,150,394 vom 22.09.1992, "Dual-Energy System for Quantitative Radiographic Imaging", (Andrew Karellas), und
[4] Internationale Anmeldung, veröffentlicht am 14.11.1996, Veröffentlichungsnummer WO 96/35372, "A System for Quantitative Radiographic Imaging", (Andrew Karellas).

Darstellung der Erfindung
Der Gegenstand der vorliegenden Erfindung ist ein Knochendichtemesssystem von der Art derjenigen, die in den Dokumenten [3] und [4] beschrieben werden, wobei diese Verfahren ermöglichen, die Genauigkeit und die Reproduzierbarkeit der Knochendichtemessungen in anatomischen Zonen eines Patienten aufgrund von zweidimensionalen Radiographien diese anatomischen Zonen zu messen, die mit einer Vielzahl von Energien erfasst wurden.
Zu diesem Zweck trägt die Erfindung der Bewegung des Patienten zwischen zwei Messungen Rechnung, die mit unterschiedlichen Energien gemacht wurden.
Um dies zu realisieren, bringt die vorliegende Erfindung ein mit hoher Energie erfasstes Bild und ein mit niedriger Energie erfassten Bild in Übereinstimmung bzw. zur Deckung ("matching"), und sie umfasst außerdem vorzugsweise eine Hilfseinrichtung zur Positionierung des Patienten.
Genaugenommen hat die vorliegende Erfindung ein Verfahren zur Anwendung eines Systems zur Knochendichtemessung mittels konischer Röntgenstrahlung mit wenigstens zwei Energien zum Gegenstand, wobei dieses System eine Röntgenstrahlungsquelle, fähig einen konischen Röntgenstrahl mit wenigstens einer ersten Energie, Hochenergie genannt, und einer zweiten Energie, Niederenergie genannt und niedriger als die erste Energie, einen zweidimensionalen Röntgenstrahlungsdetektor und elektronische Einrichtungen zur Verarbeitung der durch diesen Detektor gelieferten Bilder umfasst, wobei dieses Verfahren dadurch gekennzeichnet ist, dass man das Niederenergie-Bild einer anatomischen Zone eines Patienten erfasst und, um den Bewegungen des Patienten bei den Knochendichtemessungen Rechnung zu tragen, das Hochenergie-Bild dieser anatomischen Zone erfasst, und man diese jeweils bei Niederenergie und bei Hochenergie erfassten Bilder in Übereinstimmung bzw. zur Deckung bringt, ehe man die Karte der Knochendichten der anatomischen Zone konstruiert.
Nach einer besonderen Anwendungsart des erfindungsgemäßen Verfahrens – um die jeweils bei Hoch- und Niederenergie erfassten Bilder zur Deckung zu bringen:

– entnimmt man diesen Bildern jeweils die Gesamtheit der Konturen der Knochenzonen der anatomischen Zone,
– sucht man die optimale plane Transformation, die ermöglicht, die Gesamtheit der das mit Hochenergie erfasste Bild betreffenden Konturen zur Deckung zu bringen mit der Gesamtheit der das mit Niederenergie erfasste Bild betreffenden Konturen,
– benutzt man diese Transformation, um das mit Hochenergie erfasste Bild in das Bezugssystem des bei Niederenergie erfassten Bildes zu bringen, und
– kombiniert man diese beiden Bilder, um die Mess- bzw. Maßkarte der Knochendichten zu ermitteln.

Nach einer bevorzugten Anwendungsart des erfindungsgemäßen Verfahrens – vor den Hoch- und Niederenergieerfassungen – macht man eine Röntgenaufnahme der anatomischen Zone des Patienten, das heißt eine Aufnahme mit einer geringen Röntgenstrahlungsdosis, um zu helfen, diese Zone in dem System zu positionieren.
Vorzugsweise, wenn der Patient einer ersten Untersuchung unterzogen wird, benutzt man diese Aufnahme mit der niedrigen Röntgenstrahlungsdosis, um rückzuwirken auf den Mechanismus des Systems, um die anatomische Zone in Bezug auf ein im Voraus festgelegtes Bezugssystem zu positionieren.
Vorzugsweise, wenn der Patient einer Folgeuntersuchung unterzogen wird, benutzt man die Aufnahme mit der niedrigen Röntgenstrahlungsdosis, um die anatomische Zone in einer Position zu platzieren, die mit derjenigen identisch ist, die sie während der vorhergehenden Untersuchung eingenommen hat.
Noch genauer ausgedrückt macht man, ehe man die Erfassungen bei Hoch- und Niederenergie durchführt, eine Aufnahme der anatomischen Zone des Patienten mit schwacher Röntgenstrahlungsdosis und nur einer Energie. Aus einer Detektion der Knochenkonturen in dieser Aufnahme leitet man die geometrischen Parameter ab, die ermöglichen, im Falle einer ersten Untersuchung entweder die anatomische Zone in dem Erfassungsfeld zu zentrieren, oder, wenn dies nicht die erste Untersuchung ist, die anatomische Zone in Bezug auf das Erfassungsfeld gleich zu positionieren wie in der vorhergehenden Untersuchung. In beiden Fällen erfolgt diese Positionierung durch manuelle oder automatische Verschiebung des Patienten in Bezug auf das Quelle-Detektor-System oder des Quelle-Detektor-Systems in Bezug auf den Patienten.
Nach einer speziellen Realisierungsart der Erfindung, ehe man die Erfassungen bei Hoch- und Niederenergie durchführt, macht man eine Aufnahme mit geringer Röntgenstrahlungsdosis, um die Strahlungsdosis durch Regelung des Röntgenstrahlenflusses anzupassen, indem man den in die benutzte Röntgenstrahlungsquelle eingespeisten Strom und/oder die an diese Quelle angelegte Spannung modifiziert.
Nach einer anderen speziellen Realisierungsart der Erfindung macht man, ehe man die Erfassungen bei Hoch- und Niederenergie durchführt, eine Aufnahme der anatomischen Zone mit einer niedrigen Röntgenstrahlungsdosis, um automatisch Abdeckungen zu positionieren, die ermöglichen, die Bestrahlungszone zu begrenzen.
Durch das Tomographie-Patent US 5457724 vom 10.10.1995 mit dem Titel "Automatic field of view and patient centering deterrination form prescan scout data" ist die Möglichkeit bekannt, schon vor der Untersuchung eine Aufnahme ("prescan scout data" genannt) zu benutzen, um den Patienten "zu zentrieren".
In diesem Patent erfasst man, ehe man einen tomographischen Schnitt des Patienten konstruiert, zwei eindimensionale Projektionen (Fächer oder "fan-beam") mit 0° und 90° von diesem Schnitt. Man detektiert die entsprechenden Punkte an den Rändern des Patienten in den beiden Projektionen und man leitetet davon die Position des Zentrums der Zone und die Größe der tomographischen Erfassung ab. Diese Parameter erhält die Bedienungsperson und sie können dazu benutzt werden, den Patienten zu verschieben, um ihn für die tomographische Erfassung besser zu zentrieren. Der Zweck ist, die bestmögliche Bildqualität zu erzielen, wobei die tomographischen Systeme so konzipiert sind, dass sich die maximale Schwächung im Zentrum der Erfassungszone befindet und die Spektrumsverschärfungskorrekturen in Abhängigkeit von der Größe des Erfassungsfeldes erfolgen.
Bei der vorliegenden Erfindung handelt es sich um Radiologie (mit einem zweidimensionalen Detektor) und nicht um Tomographie (mit einem rotierenden "fan beam"- oder Fächerstrahl-Detektor. Das finale Bild ist eine zweidimensionale Projektion und kein rekonstruierter Schnitt. Zudem benutzt man bei der bevorzugten Realisierungsart eine einzige Vorausaufnahme und nicht zwei um 90° verschiedene Aufnahmen. Außerdem ist ein Zweck der Erfindung die Reproduzierbarkeit der Messung der aufgrund des Bilds berechneten Knochenmasse und nicht die Qualität des Bilds selbst. Zudem ist bei den tomographischen Systemen die Rezentrierung des Patienten nicht automatisch (sie ist es in der Höhe aber nicht in der Breite, denn die seitliche Verschiebung des Tisches ist nicht vorgesehen und nicht notwendig).
Die "Reproduzierbarkeit" ist die Eigenschaft des Messgeräts, für verschiedene Messungen bei demselben Patienten (konstante Knochendichte vorausgesetzt) und derselben anatomischen Stelle dasselbe Maß zu liefern. Im Falle eines Patienten, dessen Knochenmasse variiert, zum Beispiel unter der Wirkung einer Krankheit oder einer Behandlung, ermöglicht diese Reproduzierbarkeit, diese Veränderungen der Knochenmasse zu quantifizieren.
Zudem kann man in der vorliegenden Erfindung diese "prescan scout data" verwenden, um automatisch Abdeckungen zu positionieren, die ermöglichen, die Bestrahlungszone auf die Knochenzone zu begrenzen, was in der Tomographie nur auf die Gefahr hin möglich ist, schräge Projektionen zu erhalten. Auf diese Weise wird die Strahlendosis für den Patienten minimiert.
Bekanntlich wird die Technik, Bilder zueinander in Deckung zu bringen ("image matching") auf mehreren Gebieten der Bildherstellung benutzt, zum Beispiel beim stereoskopischen Sehen, der Analyse von Bildsequenzen und dem Verschmelzen von Bildern unterschiedlicher Modalitäten oder Arten.
Es sind verschiedene Lösungsansätze entwickelt worden, zum Beispiel das Zur-Deckung-bringen von Graupegelschichten oder die das Entnehmen von Primitivformen (primitives) oder das Zur-Deckung-bringen von Primitivformen.
Zu diesem Thema wird auf das folgende Dokument Bezug genommen:

[5] "Overview of Image Matching Techniques", C. Heipke, Proceedings of OEEPE Workshop on the Application of Digital Photographic Workstation, Kölb O. Editor, OEEEPE Official publications, Nr. 33, Seiten 173 bis 189, 1996.

Bezüglich der Positionierung des Patienten in den Systemen des Typs "Pencil beam"- oder "Fan beam"-Systemen erfolgt eine erste Positionierung mit Hilfe eines Laserpointers, der aufgrund externer morphologischer Beobachtungen die Untersuchungszone festlegt. Anschließend beginnt die Abtastung. Wenn der Patient gut positioniert ist, wird die Untersuchung fortgesetzt; wenn man aber bei der Beobachtung der ersten erfassten Zeilen auf dem Bildschirms feststellt, dass die Positionierung nicht gut ist, hält die Bedienungsperson alles an, führt eine Neupositionierung durch und startet dann die Untersuchung wieder.
Zu diesem Thema wird Bezug genommen auf das Dokument [2], Seiten 198 bis 200 hinsichtlich der Wirbelsäule und Seiten 265 bis 267 hinsichtlich der Hüfte.
Eine kürzliche Studie hat gezeigt, dass bei den "Pencil beam"-Systemen die Repositionierung in 50 % der Fälle stattfindet, und dass man in ungefähr 10 % der Untersuchungen den Patienten bis zu drei Mal neu positionieren muss.
Zu diesem Thema wird auf das folgende Dokument Bezug genommen:

[6] Insights, Band 10, Nr. 1, März 1999, Seiten 10 und 11 (von der Firma Hologic herausgegebene Fachzeitschrift), "Independent survey reveals surprising, disappointing results for Lunar users".

Bei den bekannten "Cone beam"-Systemen, benutzt zur Untersuchung von peripheren Zonen, wird die Positionierung des Patienten durch eine mechanisches Positionierungs-Hilfssystem gewährleistet, zum Beispiel einen Griff für den Unterarm und eine Kuhle für die Ferse.
Kurzbeschreibung der Zeichnungen
Die vorliegende Erfindung wird besser verständlich durch die Lektüre der nachfolgenden, nur erläuternden und keinesfalls einschränkenden Beschreibung von Realisierungsbeispielen, bezogen auf die beigefügten Zeichnungen:
1, die eine schematische Ansicht eines Systems zur Knochendichtemessung durch dualenergetische konische Röntgenstrahlung, das für die Anwendung der Erfindung benutzt werden kann;
die 2 und 3 sind Organigramme von Verfahren, die bei besonderen Anwendungsarten der Erfindung benutzt werden können;
die 4 zeigt das Funktionsdiagramm einer vorteilhaften Realisierungsart eines Verfahrens zur Korrektur der Fehler bzw. Fehlstellen eines Bilds, das in der vorliegenden Erfindung anwendbar ist; und
die 5 zeigt das Funktionsdiagramm einer Variante dieser vorteilhaften Realisierungsart des Verfahrens zur Korrektur der Fehler bzw. Fehlstellen eines Bilds, das ebenfalls in der vorliegenden Erfindung anwendbar ist.
Detaillierte Darstellung von besonderen Realisierungsarten
In der 1 sieht man ein Knochendichtemesssystem 1, das eine Röntgenstrahlungsquelle umfasst, die fähig ist, einen konischen Röntgenstrahl 1b in Richtung eines zu untersuchenden Patientenkörpers 1c zu senden. Diese Quelle 1a ist fähig, Röntgenstrahlungen mit zwei unterschiedlichen Energieniveaus abzustrahlen. Diese beiden Niveaus werden benutzt, um zwei unterschiedliche Bilder des Patienten herzustellen.
Ein beweglicher Filter 1d kann zwischen Quelle und Patient angeordnet werden und dient der Verbesserung der Spektralqualitäten des Strahls.
Das System 1 umfasst auch einen zweidimensionalen Detektor 2, der in der 1 sehr schematisch dargestellt ist und dazu dient, die Röntgenstrahlen zu detektieren, von der Quelle abgestrahlt worden sind und den Patienten 1c durchquert haben. Dieser Detektor 2 ist parallel zu einer durch zwei orthogonale Richtungen x und y definierten Ebene.
Dieser Patient befindet sich auf einem geeigneten Träger 2a, zum Beispiel einem Bett, das für Röntgenstrahlung transparent ist. In dem Beispiel der 1 befindet sich die Quelle 1a (eventuell versehen mit dem Filter 1d) über dem auf dem Träger ruhenden Patienten, während der Detektor sich unter diesem Träger befindet.
Nicht dargestellte Einrichtungen sind vorgesehen, um den Träger 2a in Bezug auf die Quelle 1a und den Detektor 2, die dann ortsfest sind, zu verschieben, oder die Quelle 1a und den Detektor 2 in Bezug auf den dann ortsfesten Träger 2a zu verschieben, wobei diese Verschiebungen parallel zu den Achsen x und y stattfinden.
In der Erfindung kann man alle Typen von zweidimensionalen Detektoren verwenden, zum Beispiel einen Schirm, der für Röntgenstrahlen empfindlich ist und direkt ein elektronisches Signal liefert, das repräsentativ ist für das durch den Detektor in Form von Pixeln erfasste Bild.
Statt dessen kann man einen Szintillationsschirm verwenden, der die Röntgenstrahlen empfängt, die den Patienten durchquert haben, und der diese Röntgenstrahlen in sichtbares Licht umwandelt. Dieses Licht wird dann durch einen Spiegel auf einen mit einem Objektiv versehenen CCD-Sensor gelenkt, der ein Gitter aus photosensiblen Pixeln umfasst.
In der 1 sieht man auch eine Vorrichtung 3 der Art CCD-Controller oder analog bzw. ähnlich, die Pixel für Pixel die Darstellung des durch den Detektor gelieferten Bildes liest und diese Darstellung digitalisiert. Die derart digitalisierte Darstellung wird in einem Speicher 3a gespeichert.
Ein Rechner 3b ist vorgesehen, um die derart eingespeicherten Bilder zu verarbeiten.
Eine Anzeigevorrichtung 3c, zum Beispiel eine Kathodenstrahlröhre umfassend, dient der Anzeige der Bilder vor oder nach dieser Verarbeitung.
Ein solches System kann benutzt werden, um ein erfindungsgemäßes Verfahren durchzuführen, bei dem man hinsichtlich einer guten Genauigkeit und einer guten Reproduzierbarkeit der Knochendichtemessung:

– die jeweils die mit hoher Energie und die niedriger Energie erfassten Bilder zur Deckung bringt, und
– vorzugsweise eine erste Aufnahme mit schwacher Dosis des Typs Röntgenaufnahme benutzt, um zu helfen, den Patienten in dem Knochendichtemesssystem zu positionieren.

Betrachten wir zunächst das Zur-Deckung-bringen der Hochenergie- und Niedrigenergie-Erfassungen.
Um eine Knochendichtekarte konstuieren zu können, ist es unerlässlich, dass bei jeder dieser Erfassungen die Röntgenstrahlen in der anatomischen Zone dieselben Wege durchlaufen.
Bei einem "Cone beam"-System muss man davon ausgehen, dass sich der Patient zwischen der Hochenergieerfassung und der Niedrigenergieerfassung bewegt. Um dies möglichst zu vermeiden bzw. zu minimieren, realisiert man diese beiden Erfassungen innerhalb eines kurzen Zeitintervalls, das heißt unter 200 ms, wie dies bei den "Pencil beam"- und "Fan beam"-Systemen der Fall ist. Aber im Unterschied zu diesen Systemen muss man bei dem "Cone beam"-System zweidimensionale Bilder verarbeiten, das heißt Bilder, die eine große Anzahl Daten umfassen, die eine beträchtliche Lesezeit beanspruchen. Dies erfordert hochentwickelte und sehr teure Techniken.
Die Erfindung ermöglicht, sich dieser Schnelligkeitszwänge zwischen den beiden Erfassungen zu entledigen, indem die Hoch- und Niedrigenergieerfassungen nachträglich verarbeitet werden.
Wenn die beiden Erfassung innerhalb einiger Sekunden, zum Beispiel ungefähr 10 Sekunden, realisiert werden, kann man von einer kleinen Verschiebung der anatomischen Zonen ausgehen. Indem man diese Hoch- und Niedrigenergieerfassungen so lässt wie sie sind, führt man in die Knochendichtemessung einen Fehler ein. Um diesen Nachteil zu beseitigen, schlägt man in der Erfindung vor, die Bewegungen der anatomischen Zone zwischen den beiden Erfassungen zu berücksichtigen, und zu diesem Zwecke schlägt man vor, die Hoch- und Niedrigenergieerfassungen in Deckung zu bringen, ehe man die Knochendichtekarte konstruiert.
In der Folge wird beschrieben wie man eine Röntgenaufnahme benutzt, um den Patienten zu positionieren.
Da man bei einem "Cone beam"-System einen zweidimensionalen Sensor hat, der mit einer einzigen Erfassung eine globale Vision der analysierten Zone ermöglicht, wird als Positionierungshilfe des Patienten vorgeschlagen, vor den Hoch- und Niedrigenergieerfassungen eine Aufnahme mit schwacher Dosis (Röntgenaufnahme) zu machen.
Wenn dieser Patient seiner ersten Untersuchung unterzogen wird, verwendet man diese Röntgenaufnahme, um auf die Mechanik des Systems rückzuwirken (das heißt, die Mechanik des Bilderfassungssystems so zu betätigen, dass sie sich in Bezug auf den Patienten – oder umgekehrt – so positioniert, dass die anatomische Zone richtig positioniert ist in Bezug auf ein festgelegtes Referenzsystem.
Wenn die Untersuchung eine Folgeuntersuchung des Patienten ist, benutzt man die Röntgenaufnahme, um die anatomische Zone in eine Position zu bringen, die mit der identisch ist, die sie bei der vorhergehenden Untersuchung (während der man ebenfalls eine Röntgenaufnahme gemacht hat) einnahm.
Diese Vorgehensweise ermöglicht, die Reproduzierbarkeit der mit "Cone beam"-Systemen durchgeführten Messungen wesentliche zu verbessern.
Wegen der Konizität des Strahls hängt die Messung von der Position der anatomischen Zone in diesem Strahl ab.
Indem man die Röntgenaufnahme benutzt, um die anatomische Zone des Patienten in Bezug auf ein bestimmtes Referenzsystem zu positionieren oder um die Kohärenz zwischen zwei Untersuchungen zu gewährleisten, erhält man eine gute Reproduzierbarkeit der Untersuchung.
Um die Hoch- und Niedrigenergieerfassungen in Deckung zu bringen, geht man, wie dargestellt in dem Organigramm der 2, folgendermaßen vor:

1.1. man führt Hoch- und Niedrigenergieerfassungen durch (Schritte E1 und E2);
1.2. man extrahiert aus diesen beiden Erfassungen die beiden Konturengruppen (Nr.1 und Nr.2) der Knochenzonen (Schritte E3 und E4);
1.3. man sucht die beste (zum Beispiel im Sinne der kleinsten Fehlerquadrate) plane geometrische Transformation (Homothetiekomposition, Rotationstranslation), die ermöglicht, die beiden Konturengruppen zur Deckung zu bringen (Schritt E5);
1.4. man benutzt diese Transformation, um das erfasste Hochenergiebild in das Referenzsystem des erfassten Niedrigenergiebild zu bringen (Schritte E6 und E7);
1.5. man kombiniert diese beiden Bilder, um die Messkarte der Knochendichten zu bestimmen (Schritt E8).

Bezüglich der Benutzung einer Röntgenaufnahme (abgekürzt Aufnahme) für die Positionierung, besteht ein Anwendungsbeispiel für einen seiner ersten Untersuchung unterzogenen Patienten darin:

2.1. Herstellen einer Aufnahme mit schwacher Dosis;
2.2. Extrahieren – aus dieser Erfassung – der Konturen der Knochenzonen;
2.3. Bestimmen der charakteristischen Punkte in der Konturenkarte, zum Beispiel Identifikation von Wirbeln oder Bestimmung von charakteristischen Punkten auf dem Schenkelhals;
2.4. Konstruieren der Funktion des Typs Translation, die ermöglicht, diese Punkte in Bezug auf eine vorher definierte Standardposition am besten zu platzieren;
2.5. Rückzuwirken auf den Positionierungsmechanismus, um sich in de Standardposition zu bringen;
2.6. Realisieren der Hoch- und Niedrigenergieerfassungen.

Im Falle eines einer Untersuchung unterzogenen Patienten wird der Funktionskonstruktionsschritt 2.4. durch die beiden folgenden Schritte ersetzt:

2.4.1 Wiederbenutzung der Positionen der charakteristischen Punkte bei de Erfassungen einer vorhergehenden Untersuchung des Patienten;
2.4.2 Konstruktion der Funktion des Typs Translation, die ermöglicht, die charakteristischen Punkte der Röntgenaufnahme in Bezug auf ihre Position in einer vorherigen Untersuchung am besten zur Deckung zu bringen.

All dies wird präzisiert durch das Organigramm der 3:

– Schritt F1: man positioniert den Patienten nur grob, um die zu untersuchende anatomische Zone zu betrachten (s. 2.1)
– Schritt F2: man extrahiert die Konturen der Knochenstruktur (s. 2.2)
– Schritt F3: man identifiziert die charakteristischen Punkte (s. 2.3)
– Schritt F4: man entscheidet, ob es sich um die erste Untersuchung handelt
– Wenn ja, geht man zu Schritt F5, in dem man die geometrische Transformation identifiziert, die die charakteristischen Punkte in die Standardposition bringt (s. 2.4), geht dann zu Schritt F6, in dem man eine Bewegung der Mechanik bewirkt, um diese Punkte in die Standardposition zu bringen (s. 2.5)
– Wenn nein, geht man zu Schritt F7, in dem man wieder die Position der charakteristischen Punkte der vorherigen Untersuchung benutzt (s. 2.3.1), geht dann zu Schritt F8, in dem man die geometrische Transformation identifiziert, die die laufenden charakteristischen Punkte zu denen der vorherigen Untersuchung bringt (s. 2.4.2), geht dann zu Schritt F9, in dem man eine Bewegung der Mechanik bewirkt, um den Patienten in eine Position zu bringen, die einer guten Platzierung der charakteristischen Punkte entspricht (s. 2.5).

Zudem kann man in der vorliegenden Erfindung die Röntgenaufnahme benutzen, um:

1/ die Strahlendosis durch Regelung des Röntgenstrahlenflusses anzupassen, indem man den bei der benutzten Röntgenstrahlenquelle angewendeten Strom und/oder die bei der benutzten Röntgenstrahlenquelle angewendete Spannung modifiziert
2/ Abdeckungen automatisch zu positionieren, die ermöglichen, die Bestrahlungszone zu begrenzen, was bei der Tomographie nur auf die Gefahr hin möglich ist, schräge Projektionen zu erhalten.

Dies minimiert die Strahlendosis, welcher der Patient ausgesetzt ist.
Es folgen Präzisierungen bezüglich der Verarbeitung der Bilder gemäß einer bevorzugten Realisierungsart des erfindungsgemäßen Verfahrens.
Die Schritte a) bis e) sind "Off-line"-Vorbereitungsschritte.

a) Die Charakterisierung der Verschiebung ("Offset") jedes der Pixel, aus denen ein Bild zusammengesetzt ist, wird durch die Erfassung von NOIR bzw. NOIRs genannten schwarzen Bildern (Bilder ohne Röntgenstrahlung) realisiert, und die Gain-Charakterisierung erhält man durch die Erfassung von Bildern mit vollem Strahlungsfluss bei jeder Betriebsenergie, das heißt mit dem maximalen Röntgenstrahlungsfluss, ohne Objekt oder mit einem Objekt von gleichmäßiger Dicke, PFL genannt. Um Charakteristiken zu erhalten, die durch das Erfassungsgeräusch wenig beeinflusst werden, realisiert man eine große Anzahl Erfassungen, deren Mittelwert man ermittelt.
b) Die Karte der fehlenden bzw. fehlerhaften Pixel erhält man durch die Analyse einer Vollfluss-Erfassung oder eines Objekts von gleichmäßiger Dicke.
c) Die Charakterisierung der geometrischen Verzerrungen erhält man durch die Erfassung von Bildern von Gittern mit gleichmäßig verteilten Mustern; aufgrund der geometrischen Beschreibung dieser Gitter und ihrer Bilder konstruiert man die geometrische Verzerrungsfunktion des Systems. Um diesen Effekt von dem der Konizität zu trennen, müssen die Gitter Kontakt haben mit dem Detektor (Bezugszeichen 2 im Beispiel der 1).
d) Die geometrische Kalibrierung des Systems erfolgt durch die Erfassung eines bekannten geometrischen Gitters, das man in bezüglich des Detektors perfekt identifizierten Positionen platziert. Dies ermöglicht, eine Position der Röntgenstrahlungsquelle zurückzuverfolgen.
e) Die "Dichte"-Eichung ist für alle Detektionspixel gleich (in dem Beispiel der 1 mit dem Detektor 2 erhaltenen Pixel), wobei die Gain-Differenzen vorher korrigiert worden sind. Man benutzt ein Phantom, gebildet durch eine bestimmte Anzahl von Elementen, wobei jedes Element aus einer Mischung von zwei Basismaterialien von bekannter Dicke zusammengesetzt ist. Die Basismaterialien können ein die Knochen simulierendes Material Nr.1 und ein die Weichgewebe simulierendes Material Nr.2 sein. Man verifiziert mechanisch, dass die Hoch- und Niedrigenergiemessungen senkrecht zu jedem Element erfasst werden, ohne dass Konizitätskorrekturen notwendig sind. Eine Kollimationsvorrichtung (nicht dargestellt in der 1), die man zum Beispiel zwischen der Strahlungsquelle und dem Phantom oder zwischen dem Phantom und dem Detektor anordnet, gewährleistet, dass diese Messungen frei sind von diffuser Strahlung. Aufgrund dieser Eichmessungen bestimmt man die Funktionen, die ein Paar (Niedrigenergiemessung, Hochenergiemessung) in ein Paar (Äquivalentdicke von Basismaterial Nr.1, Äquivalentdicke von Basismaterial Nr.2) transformieren.

Auf diese Vorbereitungsschritte folgen Bildverarbeitungsschritte. Man berechnet ein korrigiertes Bild durch die folgende Formel: Korrigiertes Bild = (Acquis-NOIR)/(PFL-NOIR)wo "Acquis" sukzessiv die Niederenergieertassung und die Hochenergieerfassung repräsentiert.
Und die isolierten fehlenden bzw. fehlerhaften Pixel werden durch eine Berechnung eines lokalen Mittelwerts oder durch eine Schwerlinienberechnung korrigiert. Für die Pixelpakete benutzt man eine Annäherung, die auf einem Verfahren zur Korrektur der Fehler eines Bildes beruht, das von einem Röntgen- oder Gammastrahlungsdetektor des Matrixtyps stammt (Definition eines Sicherheits- bzw. Vertrauensgrads (degré de confiance) für die verschiedenen Pixel und Anwendung einer normalisierten bzw. normierten Faltung), wobei dieses Verfahren (Erfindung von R. Guillemaud – französische Patentanmeldung N°EN 98 15044 vom 30.11.1998) am Ende der vorliegenden Beschreibung erläutert wird.
Aufgrund der in einem der "Off-line"-Vorbereitungsschritte, nämlich dem Schritt c) identifizierten Verzerrungsfunktion korrigiert man die Position der betrachteten Pixel und bemustert durch Interpolation ein Bild in einem Gitter mit gleichmäßiger Teilung ("pitch").
Das Zur-Deckung-bringen einer Niedrigenergieerfassung und einer Hochenergieerfassung erfolgt durch Extraktion einer Gruppe von Konturen (mit der Gewebe- Knochen-Grenzschicht verbundene Konturen) in jeder der beiden Erfassungen und durch die Bestimmung der Rotations- und Translationsparameter, die ermöglichen, von einer Konturengruppe zur anderen überzugehen.
Für die Streustrahlung benutzt man ein Korrekturverfahren des Streuflusses in digitalen Röntgenbildern, beschrieben in der internationalen Patentanmeldung WO 98/36380, veröffentlicht am 20.08.1998 (M. Darboux und J.M.Dinten), das ein dreidimensionales Modell der anatomischen Zonen benutzt, wobei es diese als aus zwei Materialien zusammengesetzte Zonen beschreibt: die Weichgewebe (mit einem Wert für Fett und Magergewebe, der einer Standardperson entspricht) und die Knochen. Die Dimensionen dieses dreidimensionalen Modells, die zu der Projektionsebene parallel sind, sind für die Analyse der Projektionen gegeben bzw. angegeben. Die Tiefenmaße resultieren aus einer Schätzung der Dicke der anatomischen Zone (in einer Zone ohne Knochen) und Werten, die a priori durch die Anatomie-Normen (traités d'anatomie) geliefert werden (zum Beispiel die Position der Wirbelsäule in Bezug auf den Rücken bei einer Posterior-anterior-Untersuchung). Dieses bekannte Verfahren besteht dann in einer Annäherung der Klein- und Nishina-Gleichungen, indem man a priori diese Beschreibung benutzt, und führt zu dem Ausdruck der Streustrahlung als einer nichtlinearen Funktion der Direktstrahlung. Für mehr Details bezieht man sich auf diese internationale Anmeldung WO 98/36380.
Zur Bestimmung des Knochenbilds wendet man die Funktionen an, die während des "Off-line"-Schritts berechnet worden sind, um ein Knochenbild und ein Weichgewebebild zu berechnen. Die Weichgewebe, mit einem variablen Fettanteil, erscheinen in beiden Bildern gleichzeitig und umgeben (biaisent) das Knochenbild bzw. weichen dem Knochenbild. Eine Segmentierung ermöglicht, die Zonen ohne Knochen zu bestimmen. In diesen Zonen kann man eine "Basislinie" berechnen, die der Menge des wie Knochen erscheinenden Fettgewebes entspricht. Diese Basislinie kann in den keine Knochen enthaltenden Zonen modellisiert und extrapoliert und dann von dem Knochenbild abgezogen werden.
Um die Knochendichte zu bestimmen bzw. bei der Bestimmung der Knochendichte induziert die Konizität bei diesen Messungen eine Schräge, die zu einer Relation zwischen Reproduzierbarkeit und Position der Knochenzone bei der Erfassung führt. Um diese Empfindlichkeit zu begrenzen, korrigiert man den Konizitätsfaktor in dem gemessenen Bereich, indem man die in dem "Off-line"-Schritt bestimmten geometrischen Parameter des Erfassungssystems benutzt. Die Knochendichtemessung selbst ist nicht (oder, wegen der Diskretisierung, nur sehr schwach) von dem Konizitätseffekt betroffen.
In der Folge wird das Verfahren zur Korrektur der Fehler bzw. Fehlstellen eines Bilds erklärt, das von einem Röntgen- oder Gammastrahlungsdetektor des Matrixtyps stammt.
Um jede Konfusion mit der vorliegenden Erfindung zu vermeiden, wird dieses Verfahren in der Folge als "PCD-Verfahren" bezeichnet.
Dieses PCD-Verfahren ist ein Verfahren zur Korrektur von Röntgen- oder Gammastrahlungsbildern, das auf der Konstruktion einer Vertrauenskarte (carte de confiance) basiert, die die Vertrauensindizes aller Pixel des Detektors zusammenfasst (kontinuierlich, zwischen 0 und 1 enthalten).
Noch genauer ist diese PCD-Verfahren ein Verfahren zur Korrektur der Bildfehler bzw. -fehlstellen (die Fehlerpixel bzw. fehlenden Pixel oder die durch den Detektor nicht gemessenen Pixel betreffend), die von einem Röntgen- oder Gammastrahlungsdetektor des Matrixtyps stammen, besteht aus einem Kalibrierschritt oder einer Detektorkalibrierung, dann einem Schritt zu Korrektor der fehlerhaften Pixel eines zu korrigierenden Bildes. Das PCD-Verfahren ist dadurch gekennzeichnet, dass der Kalibrierschritt auf den folgenden Operationen besteht:

a) Erfassung eines schwarzen Bildes;
b) Erfassung wenigstens eines Bildes eines bekannten Objekts;
c) Bestimmung wenigstens eines durchschnittlichen Offset- und Gain-Bildes;
d) Erfassung wenigstens eines Bildes eines zu messenden Objekts mit einer gleichmäßigen Dämpfung, wenn der Detektor vom Röntgenstrahlungstyp ist, und einer gleichmäßigen Emission, wenn er vom Gammastrahlungstyp ist;
e) Bestimmung eines ersten Mittelwerts und eines ersten Typ-Abstands für jedes Bild des zu messenden Objekts;
f) Realisierung einer ersten Vertrauenskarte (carte de confiance) in Abhängigkeit von dem Graupegel der Pixel des Bilds sowie des Typ-Abstands und des in e) bestimmten Mittelwerts;

Nach einer Variante der Erfindung besteht der Kalibrierschritt nach der Operation f) zur Realisierung eines ersten Vertrauenskarte aus den folgenden Schritten:

g) Bestimmungg eines Graupegelgradienten in dem Bild des bekannten Objekts;
h) Bestimmung eines zweiten Mittelwerts und eines zweiten Typ-Abstands und dann einer zweiten Vertrauenskarte; und
i) Bestimmung einer dritten Vertrauenskarte – Pixel für Pixel – durch das Produkt aus erster mal zweiter Vertrauenskarte.

Vorteilhafterweise werden die erste und die zweite Vertrauenskarte durch die Gesamtheit der jedem Pixel des Bildes zugeordneten Vertrauensindizes gebildet, wobei der Vertrauensindex jedes Pixels in Abhängigkeit von dem Graupegel dieses Pixels sowie dem Typ-Abstand und dem Mittelwert des gesamten Bilds des zu messenden Objekts bestimmt wird.
Nach einer bevorzugten Realisierungsart des PCD-Verfahrens wird der Schritt b) zur Erfassung des Bilds eines bekannten Objekts mit einer gleichmäßigen Dämpfung realisiert.
Gemäß einer Variante des PCD-Verfahrens, bei der die Bildfehler mangels Messung in wenigstens einer Bildzone entstehen, besteht der Kalibrierschritt dann, nach der Operation f)) oder der Operation i):

– das Bild des zu messenden Objekts zu vergrößern;
– anstelle der Bildzone ohne Messung Pixel hinzuzufügen, die Null-Vertrauensindizes haben; und
– aufgrund der ersten und der dritten Vertrauenskarte eine vierte Vertrauenskarte zu bestimmen, wobei man diesen Null-Vertrauensindizes Rechnung trägt;

Es folgt eine detaillierte Beschreibung von speziellen Realisierungsarten des PCD-Verfahrens.
Dieses PCD-Verfahren hat den Zweck, die fehlerhaften Pixel oder die fehlenden Pixel der von einem durch Pixel gebildeten Röntgen- oder Gammastrahlungsdetektor des Matrixtyps stammenden Bilder zu korrigieren. Noch genauer besteht dieses Verfahren darin, aufgrund von zwischen 0 und 1 enthaltenen kontinuierlichen Vertrauensindizes eine Vertrauenskarte zu konstruieren, die das jedem Pixel des Detektors zugeordnete Vertrauensniveau darstellt. Es besteht anschließend darin, diese Vertrauenskarte zu verwenden, um die Fehler des matrixförmigen Detektors zur korrigieren, indem man eine Filterung wie etwa die weiter unten beschriebene KNUTSSON-Filterung oder eine Filterung durch partielle Differentialgleichungen (PDG) benutzt.
Nach dem PCD-Verfahren ist die Detektion der fehlenden bzw. fehlerhaften Pixel nicht binär sondern kontinuierlich, was eine genauere Verarbeitung in Höhe der Grenzen der Fehlerpixelzonen ermöglicht.
Das PCD-Verfahren umfasst zwei Hauptschritte, nämlich:

– einen Detektorkalibrierungsschritt, der darin besteht, ein oder mehrere Bilder eines bekannten Referenzobjekts zu erfassen; sodann, ausgehend von diesen Bildern, die Fehlerpixel zu detektieren, dann die Vertrauenskarte zu bestimmen, die die Gesamtheit der Vertrauensindizes aller Pixel des Bilds zusammenfasst; und
– einen Korrekturschritt, der darin besteht, aufgrund der Vertrauenskarte das Bild des zu messenden Objekts mit Hilfe einer Filterung wie etwa der durch KNUTSSON vorgeschlagenen zu korrigieren.

Generell erfolgt die Detektion der Fehlerpixel dank der Erfassung eines oder mehrerer Bilder eines bekannten Referenzobjekts, das vorzugsweise eine gleichmäßige Dämpfung hat.
In dem Fall, wo der Detektor kein Fehlerpixel hat, ist das erhaltene Bild gleichmäßig, bis auf das Geräusch, verursacht durch die Erzeugung der Röntgen- und Gammaphotonen, die Detektion und die Konvertierung dieser Röntgen- und Gammastrahlen in digitale Werte.
In dem Fall, wo es im Detektor Fehlerpixel gibt, erfolgt die Detektion dieser Fehlerpixel aufgrund einer statistischen Analyse des erhaltenen Kalibrierungsbilds und des entsprechenden Gradientenbilds, denn ein fehlerhaftes Pixel hat entweder einen abweichenden Wert oder einen starken Gradienten. Wenn die Fehlerpixel detektiert sind, teilt man jedem dieser Pixel einen Vertrauensindex zu, der kontinuierlich zwischen 0 und 1 variiert.
Der Fall der Detektion von durch einen Abstand vom Mittelwert eines gleichmäßigen Bildes definierten Fehlern und der Fall der Fehlerdetektion durch ein Pixel mit starkem Gradient bei einer a priori gleichmäßigen Erfassung können kombiniert werden; die Kombination dieser beiden Kriterien erfolgt dank dem Produkt aus den beiden auf verschiedenen Kriterien beruhenden Vertrauenskarten.
Bei diesem PCD-Verfahren geht man von der berechtigten Hypothese aus, dass die Verteilung der Fehlerpixel zeitlich stabil ist. Die Fehler sind also in allen von der Vorrichtung erfassten Bildern sichtbar. Die Korrektor von fehlerhaften Pixeln ist nämlich für den Detektor und nicht für das betrachtete Bild spezifisch. Sie füllt die Informationsmängel auf, indem sie bestmöglich die durch die Nachbarpixel gelieferten Informationen nutzt und indem sie eine Kontinuität der Information gewährleistet.
Die so korrigierten Bilder sind durch eine Bedienungsperson leichter visuell auswertbar, insbesondere in der Diagnostik.
In der 4 ist schematisch das Funktionsdiagramm der Hauptschritte des PCD-Verfahrens dargestellt. Noch genauer umfasst das PCD-Verfahren einen Schritt 10 zur Erfassung von einem oder mehreren schwarzen Bildern, das heißt im Dunkeln, ohne Röntgenstrahlung hergestellten Bildern. Diese Schwarzbilderfassung ermöglicht, das elektronische Geräusch der Lesevorrichtung zu messen, die mit dem Detektor verbunden ist.
Das PCD-Verfahren besteht anschließend aus einem Schritt 11 zur Erfassung eines oder mehrerer Bilder eines bekannten Referenzobjekts. Diese Referenzbilderfassung erfolgt vorzugsweise mit einer gleichmäßigen Dämpfung, wenn es sich um einen Röntgenstrahlungsdetektor handelt.
Der dann folgende Schritt 12 des Verfahrens besteht darin, Bilder mit mittleren Offset- und Gain-Werten zu berechnen, mit:
wo Gn die Bilder des bekannten Referenzobjekts, Nm die schwarzen Bilder und n die Anzahl der sowohl in dem Schritt 10 als auch in dem Schritt 11 erfassten Bilder repräsentiert.
Das PCD-Verfahren setzt sich mit einem Schritt 13 fort, der darin besteht, ein Bild Im des zu messenden Objekts zu erfassen, und der mit "Neubilderfassung" bezeichnet ist. Diese Erfassung erfolgt im Falle eines Röntgenstrahlungsdetektors mit einer gleichmäßigen Dämpfung. Dieses Bild Im wird dann folgendermaßen einer Offset- und Gain-Korrektur unterzogen:
wo K eine durch den Benutzer gewählte Konstante ist, die nur den Zweck hat, die Dynamik des Graupegels zu definieren, um den Wert der Pixel des korrigierten Bildes zu codieren.
Jedoch kann die Offset- und Gain-Korrektur durch Methoden erfolgen, die sich von denen unterscheiden, die weiter oben beschrieben wurden, wobei man zum Beispiel eine Serie unterschiedlicher Dämpfungsobjekte verwendet.
Ein Schritt 14 besteht anschließend darin, den Typ-Abstand (oder die Varianz) und den Mittelwert bei dem korrigierten Bild Im_cor zu bestimmen. Dieser Mittelwert und diese Varianz werden bei dem Offset-korrigierten Bild berechnet. Der Mittelwert wird bestimmt durch: Moy = 1/PixelzahlΣxΣyIm_cor(x,y)und die Varianz durch: Var = 1/PixelzahlΣxΣy(Im_cor(x,y) – Moy)2
Diese Mittel- und Varianzwerte können eventuell verfeinert werden, indem man den Abweichungspunkte-Effekt unterdrückt. Dazu berechnet man die Varianz und den Mittelwert des Bildes nur für die Pixel neu, bei denen die Differenzen des Werts mit dem Mittelwert Moy um einen Prozentsatz x % kleiner ist als die Quadratwurzel der Varianz, wobei x durch die Bedienungsperson definiert wird.
Das Verfahren setzt sich mit einem Schritt 15 fort, der darin besteht, den Vertrauensindex jedes Pixels des Detektors zu bestimmen. Anders gesagt wird in Abhängigkeit von dem Wert des Graupegels jedes Pixels für jedes Pixel ein kontinuierlich zwischen 0 und 1 enthaltener Vertrauensindex berechnet. Noch genauer gesagt wird der Vertrauensindex bestimmt durch:

– den Graupegel des Pixels, bestimmt gemäß der Normalisierung bzw. Normierung der Graupegel aller Pixel, um eine Nonnalverteilung zu erhalten:
– die Transformation des Werts durch die Normalverteilungsgesetzfunktion F:
um eine "Normaldistanz" zu erhalten: dist_norm(x, y) = F(norm(x, y))
– die Berechnung des Vertrauensindex des Pixels: C1(x, y) = 2(1 – dist_norm(x, y)).

Für ein Pixel, dessen Ausgangsgraupegel dem Mittelwert nahe kommt, beträgt der Vertrauensindex 1; je mehr sich der Wert des Graupegels vom Mittelwert entfernt, desto mehr nähert sich der Vertrauensindex 0.
Das PCD-Verfahren setzt sich mit dem Schritt 16 fort, der darin besteht, zu verifizieren, ob auch alle Vertrauensindizes aller Pixel des Detektors bestimmt worden sind. Wenn dies nicht der Fall ist, setzt man die Bestimmung der Vertrauensindizes in Schritt 15 fort. Wenn dies aber der Fall ist, geht das Verfahren in Schritt 17 weiter, in dem eine erste Vertrauenskarte C1 erstellt wird. Diese Vertrauenskarte fasst alle in Schritt 15 bestimmten Vertrauensindizes zusammen.
Das PCD-Verfahren setzt sich in Schritt 18 fort, der darin besteht, in dem in Schritt 13 definierten Initialbild Im den Graupegelgradienten des Bilds zu bestimmen. Dieser Schritt besteht noch genauer darin:

– das Gradientenbild grad_x(x, y) gemäß der Richtung x des in 13 korrigierten Bilds Im_cor zu berechnen, zum Beispiel durch Faltung des Bilds Im_cor durch einen Kern
– ein Gradientenbild grad_y(x, y) gemäß der Richtung y des Bilds Im_cor zu berechnen, zum Beispiel durch Faltung des Bilds Im_cor durch einen Kern
– den Modul des Gradienten zu berechnen durch den Ausdruck:

Das PCD-Verfahren setzt sich mit dem Schritt 19 zur Berechnung der Varianz und des Mittelwerts des in Schritt 18 erhaltenen Gradientenbilds fort.
Die Varianz und der Mittelwert des Gradientenbilds werden jeweils bestimmt durch: Moy_grad = 1/PixelzahlΣxΣyMod_grad(x, y) Var = 1/PixelzahlΣxΣy(Mod_grad(x, y) – Moy_grad)2.
Diese Varianz- und Mittelwertswerte können eventuell verbessert werden, indem man den Abweichungspunkte-Effekt unterdrückt, wie dies schon bei der Berechnung der ersten Varianz und des ersten Mittelwerts in Schritt 14 erläutert wurde.
Das PCD-Verfahren setzt sich mit einem Schritt 20) fort, der darin besteht, den Vertrauensindex jedes Pixels des Detektors aufgrund seines Graupegels und der Varianz- und Mittelwertswerte, bestimmt in dem Gradientenbild, zu bestimmen. Anders gesagt wird der Vertrauensindex jedes Pixels bestimmt aufgrund:

– der Normierung der Graupegel aller Pixel, um eine Nonnalverteilung zu erhalten:
– die Transformation des Werts durch die Normalverteilungsgesetzfunktion F
um eine "Normaldistanz" zu erhalten: dist_norm_grad(x, y) = F(norm_grad(x, y))
– die Berechnung des Vertrauensindex des Pixels durch: C2(x, y) = 2(1 – dist_norm_grad(x, y)).

Das PCD-Verfahren umfasst dann einen Test 21, der darin besteht, zu verifizieren, ob der Vertrauensindex jedes Pixels des Detektors bestimmt worden ist. Wenn dies nicht der Fall ist, wird für jedes Pixel der Schritt 20 reinitialisiert. Wenn dies aber der Fall ist, geht das Verfahren in einem Schritt 22 weiter, in dem eine zweite Vertrauenskarte C2 erstellt wird. Diese Vertrauenskarte fasst alle in Schritt 20 bestimmten Vertrauensindizes aller Pixel zusammen.
Das Verfahren setzt sich dann in einem Schritt 23 fort, der darin besteht, die erste und die zweite Vertrauenskarte zu multiplizieren, um eine dritte Vertrauenskarte C3 zu erhalten (Schritt 24). Die Vertrauensindizes dieser dritten Karte werden dazu benutzt, die Fehlerpixel des Bild des zu messenden Objekts zu korrigieren (Schritt 25): es wird nämlich jedes fehlerhafte Pixel durch den Vertrauensindex ersetzt, der ihm auf der Vertrauenskarte C3 zugeordnet ist. Die Bestimmung dieser dritten Vertrauenskarte, finale Vertrauenskarte genannt, wird durch folgende Gleichung bestimmt: C_final(x, y) = C1(x, y)·C2(x, y).
Die Kalibrierung des Detektors erfolgt ein einziges Mal. Anschließend kann man mehrere Bilder mit dem Detektor erfassen und sie korrigieren, ohne den Detektor neu kalibrieren zu müssen.
Der Korrekturschritt 25 besteht zunächst darin, ein "laufendes Bild" genanntes Bild des Objekts zu erfassen (25a). Der Korrekturschritt 25b des Bilds kann mittels einer Filterung, etwa der durch KNUTSSON vorgeschlagenen, realisiert werden, indem man die in dem Kalibrierschritt 24 berechnete finale Vertrauenskarte benutzt. Diese Filterung wird insbesondere beschrieben in dem Dokument "Normalized and Differential Convolution, Method for Interpolation and Filtering of Incomplete and Uncertain Data" von H. KNUTSSON und C. WESTING, Proceedings CVPR 93, Seiten 515-523, New York 1993.
Im einfachsten Fall (der Ordnung 0) kann die Methode folgendermaßen zusammengefasst werden:

– man hat ein Bild I, das zum Beispiel ein mit dem Detektor X erfasstes Bild ist;
– außerdem verfügt man auf den Pixels des Bilds über ein Vertrauensbild C;
– man kann dann folgendermaßen ein neues Bild filt_I konstruieren: filt_I = (I.C)*a/C*awo:
– « . » und « / » Pixel für Pixel Bildmultiplikations- und -divisionsoperatoren sind;
– « * » der Faltungsoperator ist;
– a der Faltungskern ist:

Das so erhaltene Bild filt_I ist ein Bild, bei dem:

– für die Zonen, die einen gleichmäßigen Vertrauensindex haben, ist der Behandlungseffekt äquivalent mit einer Filterung;
– für die Pixel, bei denen das Vertrauen niedriger ist als bei ihren Nachbarn, ist der Behandlungseffekt vom Typ "weiche Interpolation" mit einem neuen Wert, der überwiegend von den Nachbarpixeln hohen Vertrauens abhängt.

Die Größe und die Form des Faltungskerns ist an die Größe (Minimaldurchmesser) der Fehler anzupassen, die man korrigieren will.
Die Filterung nach der KNUTSSON-Methode ermöglicht, die Bildfehler zu korrigieren, indem man die durch die korrekten Pixel des Bildes gelieferte Information bestmöglich nutzt. Außerdem, um einen unerwünschten Filterungseffekt auch bei den korrekten Zonen mit gutem Vertrauen in die Pixel zu vermeiden, schlägt das PCD-Verfahren vor, das Initialbild und das korrigierte Bild so zu kombinieren, dass ein neues korrigiertes Bild entsteht, gewichtet durch die Vertrauensindizes. Dies drückt sich durch folgende Gleichung aus: Corr_I = Im.C_final + (1 – C_final)·filt_I,wo filt_I das durch die KNUTSSON-Methode gefilterte Bild ist.
Die Korrektur der fehlerhaften Pixel mit Hilfe der dritten Vertrauenskarte kann durch andere Filtermethoden realisiert werden, zum Beispiel mittels der Methode einer Filterung durch partielle Differentialgleichungen, beschrieben in dem Dokument von R. DE RICHES und O. FAUGERAS, betitelt "Les équitations aux dérivés partielles en traitement des images et vision par ordinateur" (Die partiellen Differentialgleichungen in der computergestützten Bildverarbeitung und Sichtbarmachung), veröffentlicht in der Fachzeitschrift 'Traitement du signal" (Signalverarbeitung), Band 13, Nr. 6, Seiten 552 bis 577, Februar 1996.
Eine Variante des PCD-Verfahrens betrifft den Fall, wo die Bildfehler durch fehlende Messungen in einer oder mehreren Zonen des Detektors verursacht werden. In diesem Fall besteht das PCD-Verfahren darin, nach dem Schritt 24 zu Bestimmung der dritten Vertrauenskarte zusätzliche Schritte auszuführen. Diese Schritte sind in der 5 dargestellt.
In dieser Variante umfasst das PCD-Verfahren einen Schritt 241, der darin besteht, das Bild des Objekts zu vergrößern, indem man die Zonen mit den Pixeln ohne Messung (oder die fehlenden Pixel) einfügt. Das erfasste Bild ist nämlich kleiner als dasjenige, das mit einem Detektor hätte erfasst werden können, der mit seiner gesamten Fläche detektiert. Ein Schritt 242 besteht anschließend darin, in diesen Zonen Pixel mit Vertrauensindex 0 hinzuzufügen. In einem Schritt 243 wird dann eine vierte Vertrauenskarte realisiert, die den Vertrauensindizes 0 der Pixel der messungslosen Zone Rechnung trägt. Diese vierte Vertrauenskarte wird dann als finale Karte betrachtet.
Wenn der Detektor kalibriert ist, besteht anschließend ein Schritt 244 darin, eine neues Bild – oder laufendes Bild – des zu messenden Objekts zu erfassen. Dieses Letztere wird vergrößert (Schritt 245) und dann korrigiert. Aufgrund dieses vergrößerten laufenden Bilds und unter Anwendung der vierten Vertrauenskarte wird das Bild in dem weiter oben beschriebenen Schritt 25 korrigiert.
Anders gesagt besteht diese Variante darin, die informationslosen Zonen, das heißt die Pixel, von denen der Detektor keine Messungen liefert, in das in dem Schritt 24 erstellte finale Vertrauensbild einzufügen; dies geschieht, indem man die Größe des Vertrauensbildes erhöht. Dazu durchtrennt man das Bild in Höhe der fehlenden Zonen und fügt Pixel mit Vertrauensindex 0 hinzu, um die Leerstellen des Bildes zu füllen.

Claims

Verfahren zur Anwendung eines Knochendichtemessungssystems (1) mittels Röntgenstrahlung bei wenigstens zwei Energien, mit konischem Strahl, wobei dieses System eine Röntgenstrahlungsquelle (1a), fähig einen konischen Röntgenstrahl mit wenigstens einer ersten Energie, Hochenergie genannt, und einer zweiten Energie, Niederenergie genannt und niedriger als die erste Energie, einen zweidimensionalen Röntgenstrahlungsdetektor (2) und elektronische Einrichtungen (3a, 3b) zur Verarbeitung der durch diesen Detektor gelieferten Bilder umfasst, dadurch gekennzeichnet, dass man das Niederenergie-Bild einer anatomischen Zone eines Patienten (1c) erfasst und, um den Bewegungen des Patienten bei den Knochendichtemessungen Rechnung zu tragen, das Hochenergie-Bild dieser anatomischen Zone erfasst, und man diese jeweils bei Niederenergie und bei Hochenergie erfassten Bilder in Übereinstimmung bringt, ehe man die Karte der Knochendichten der anatomischen Zone konstruiert.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem – um die jeweils bei Hoch- und Niederenergie erfassten Bilder in Übereinstimmung zu bringen: – man diesen Bildern jeweils die Gesamtheit der Konturen der Knochenzonen der anatomischen Zone entnimmt, – man die optimale plane Transformation sucht, die ermöglicht, die Gesamtheit der das mit Hochenergie erfasste Bild betreffenden Konturen in Übereinstimmung zu bringen mit der Gesamtheit der das mit Niederenergie erfasste Bild betreffenden Konturen, – man diese Transformation benutzt, um das mit Hochenergie erfasste Bild in das Bezugssystem des bei Niederenergie erfassten Bildes zu bringen, und – man diese beiden Bilder kombiniert, um die Mess- bzw. Maßkarte der Knochendichten zu bestimmen.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem – um die jeweils bei Hoch- und Niederenergie erfassten Bilder in Übereinstimmung zu bringen: – man diesen Bildern jeweils die Gesamtheit der Konturen der Knochenzonen der anatomischen Zone entnimmt, – man die optimale plane Transformation sucht, die ermöglicht, die Gesamtheit der das mit Niederenergie erfasste Bild betreffenden Konturen in Übereinstimmung zu bringen mit der Gesamtheit der das mit Hochenergie erfasste Bild betreffenden Konturen, – man diese Transformation benutzt, um das mit Hochenergie erfasste Bild in das Bezugssystem des bei Niederenergie erfassten Bildes zu bringen, und – man diese beiden Bilder kombiniert, um die Mess- bzw. Maßkarte der Knochendichten zu bestimmen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, bei dem man, ehe man die Erfassungen bei Hoch- und Niederenergie durchführt, eine Aufnahme der anatomischen Zone des Patienten (1c) mit einer niedrigen Röntgenstrahlungsdosis macht, um zu helfen, diese Zone in dem System zu positionieren.
Verfahren nach Anspruch 4, bei dem man, wenn der Patient (1c) einer ersten Untersuchung unterzogen wird, die Aufnahme mit der niedrigen Röntgenstrahlungsdosis benutzt, um rückzuwirken auf den Mechanismus des Systems (1), um die anatomische Zone in Bezug auf ein im Voraus festgelegtes Bezugssystem zu positionieren.
Verfahren nach Anspruch 4, bei dem man, wenn der Patient (1c) einer ersten Untersuchung unterzogen wird, die Aufnahme mit der niedrigen Röntgenstrahlungsdosis benutzt, um die anatomische Zone in einer Position zu platzieren, die mit derjenigen identisch ist, die sie während der vorhergehenden Untersuchung eingenommen hat.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, bei dem man, ehe man die Erfassungen bei Hoch- und Niederenergie durchführt, eine Aufnahme der anatomischen Zone mit einer niedrigen Röntgenstrahlungsdosis macht, um die Strahlungsdosis durch Regelung des Röntgenstrahlenflusses anzupassen, indem man den in die benutzte Röntgenstrahlungsquelle eingespeisten Strom und/oder die an diese Quelle angelegte Spannung modifiziert.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, bei dem man, ehe man die Erfassungen bei Hoch- und Niederenergie durchführt, eine Aufnahme der anatomischen Zone mit einer niedrigen Röntgenstrahlungsdosis macht, um automatisch Abdeckungen zu positionieren, die ermöglichen, die Bestrahlungszone zu begrenzen.
System (1) zur Knochendichtemessung mittels Röntgenstrahlen bei wenigstens zwei Energien, mit konischem Strahl, wobei dieses System eine Röntgenstrahlenquelle (1a), fähig einen konischen Röntgenstrahl mit wenigstens einer Energie, Hochenergie genannt, und einer zweiten Energie, Niederenergie genannt und niedriger als die erste Energie, einen zweidimensionalen Röntgenstrahlendetektor (2) und elektronische Einrichtungen (3a, 3b) zur Verarbeitung der durch diesen Detektor gelieferten Bilder umfasst, dadurch gekennzeichnet, dass die elektronischen Verarbeitungseinrichtungen vorgesehen sind, ein bei Niederenergie von einer anatomischen Zone eines Patienten erfasstes Bild und ein bei Hochenergie von dieser anatomischen Zone erfasstes Bild vor der Konstruktion der Karte der Knochendichten der anatomischen Zone in Übereinstimmung zu bringen, um den Bewegungen des Patienten bei den Knochendichtemessungen Rechnung zu tragen.